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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erzeugen eines der Spinanregung
in einem Untersuchungsvolumen dienenden hochfrequenten Magnetfelds
im Inneren einer zylindrischen Körperspule
einer Magnetresonanzeinrichtung, welche Körperspule mehrere um den Umfang
verteilt angeordnete Resonatorsegmente aufweist und eine Steuerungseinrichtung
zum separaten Ansteuern der einzelnen, voneinander elektromagnetisch
entkoppelten Resonatorsegmente vorgesehen ist.
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Die
Magnetresonanztomographie ist eines der bildgebenden Verfahren in
der medizinischen Diagnostik, das die Wechselwirkung eines externen Felds,
hier eines Magnetfelds, mit dem menschlichen Körper zur Bildgebung nutzt.
Bekannte Magnetresonanzeinrichtungen umfassen eine in der Regel
zylindrische Körperspule,
die mehrere verteilt angeordnete Resonatorsegmente aufweist, die
in der Regel aus wenigstens einer Kapazität sowie einem Leiterelement,
das bevorzugt parallel zur Längsachse
des umgebenden Grundfeldmagneten verläuft, bestehen. Ein Leitersegment
ist zweckmäßigerweise
als Bandleiter ausgebildet, die mehreren Leitersegmente sind um
den Umfang der Körperspule
verteilt angeordnet. Dabei sind Spulen bekannt, bei denen die Resonatorsegmente
elektromagnetisch voneinander entkoppelt sind, so dass jedes Resonatorsegment
separat über eine
Steuerungseinrichtung angesteuert werden kann.
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Über die
Körperspule
bzw. die Resonatorsegmente wird nun zur Bildaufnahme ein homogenes,
hochfrequentes Anregungsmagnetfeld im Inneren der Körperspule,
die alternativ zur Zylinderform auch querschnittlich oval oder andersartig
deformiert sein kann, erzeugt, das der Auslenkung der kernspins
im zu untersuchenden Patienten dient. Der Aufbau und die Funktionsweise
einer solchen Magnetresonanzanlage ist an und für sich bekannt und muss nicht
näher erläutert werden.
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Bei
einer Reihe von Magnetresonanzuntersuchungen werden standardmäßig regionale
Sättigungspulse
verwendet, die über
die Körperspule
erzeugt werden, um ausgewählte
Körperregionen
im Magnetresonanzbild nicht erscheinen zu lassen. Notwendig ist
dies z. B. zur Unterdrückung
von Bewegungsartefakten beispielsweise bei einer Wirbelsäulenaufnahmen,
bei der die durch die Atmung bewegte Bauchdecke, die im Bildbereich
der Wirbelsäule
zu Artefakten führen
würde,
mit regionalen Sättigungspulsen
unterdrückt
wird. Ein weiterer Umstand, der zu Bildartefakten führen kann,
sind Überfaltungsartefakte
in Phasenkodierrichtung, wenn aus Zeitgründen nicht der gesamte bildgebende,
angeregte Bereich durch eine ausreichend dichte Abtastung des k-Raums
erfasst werden soll.
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Ein
solcher Sättigungspuls
ist üblicherweise in
die Anregungssequenz eingebaut, er ist dem eigentlichen Anregungspuls,
der der Erzeugung des Anregungsmagnetfelds dient, vorgeschaltet.
Parallel zum Sättigungspuls
werden Gradientenpulse geschaltet, auf diese Weise wird die räumliche
Selektivität
erreicht. Dieser Sättigungspuls
dient dazu, die Magnetisierung in einem bestimmten Volumen gezielt
zu zerstören
bzw. zu dephasieren. Über
den Sättigungspuls
gibt die Magnetisierung im angeregten Untersuchungsvolumenbereich
in die transversale Ebene und wird dort über einen oder mehrere nachgeschaltete
Gradientenpulse („Spoilerpulse") über die
Gradientenspule gelöscht.
Anschließend
erfolgt der eigentliche Anregungspuls, der der eigentlichen Bildaufnahme
dient. Dabei wird über
die Körperspule das
gesamte Untersuchungsvolumen oder eine Volumenschicht angeregt,
es wird also ein Magnetfeld im gesamten Inneren der Körperspule
erzeugt. Eine Spinanregung ist aber nur in dem nicht gesättigten Bereich
des Untersuchungsvolumens möglich,
also dem Bereich, der nicht über
den Sättigungspuls
gesättigt
ist, dort kann keine Spinanregung mehr stattfinden. Das heißt, im Stand
der Technik erfolgt zur Aufnahme eines Bildes stets eine Doppelsequenz, nämlich zum
einen die erste Anregungssequenz zur Gabe des Sättigungspulses um ein Sättigungsvolumen
zu erzeugen, das nicht mehr bildgebend angeregt werden kann, und
anschließend
zur Gabe des eigentlichen Anregungspulses im gesamten Volumen oder
einer Volumenschicht, also auch im Bereich des gesättigten
Volumens, wo aber aufgrund der Dephasierung keine Bildinformation
erhalten werden kann.
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Diese
Anregungssequenz ist zeitintensiv, nachdem zwei separate Pulse gegeben
werden müssen.
Darüber
hinaus wird in den Patienten relativ viel Energie eingetragen, was
die spezifische Absorptionsrate SAR erhöht, womit eine Einschränkung hinsichtlich
der Schichtenanzahl, der Repetitionszeit oder der Messzeit verbunden
ist. Ferner besteht das Problem, dass die dephasierte Magnetisierung
gegebenenfalls mit dem nachfolgenden Anregungspuls wieder rephasiert
wird, so dass sie trotz Sättigungspuls
zur Bildinformation als Bildartefakt beitragen kann.
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Aus
DE 101 24 465 A1 ist
eine Magnetresonanzeinrichtung mit einer Körperspule umfassend mehrere
um den Umfang verteilt angeordnete und voneinander elektromagnetisch
entkoppelte Resonatorsegmente bekannt, denen jeweils ein separater Sendekanal
zugeordnet werden kann, so dass für jedes Resonatorsegment die
Phase und die Amplitude der HF-Einspeisung individuell vorgebbar
sind, was eine nahezu vollständige
Kontrolle der Hochfrequenz-Feldverteilung im Untersuchungsvolumen
ermöglicht.
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Ferner
ist aus
DE 10
2004 002 009 A1 ein Verfahren zum Betrieb einer Magnetresonanzeinrichtung
bekannt, bei dem eine B
1-Feldverteilung
in zumindest einem Teilbereich eines Untersuchungsvolumens einer
Hochfrequenzantenne der Magnetresonanzeinrichtung gemessen wird
und dann auf Basis der ermit telten B
1-Feldverteilung
die von der Hochfrequenzantenne ausgesendeten HF-Pulse zur Homogenisierung
in einem bestimmten Volumen optimiert werden. Hierzu wird für jeden
applizierten HF-Puls zuvor ein Wirkvolumen innerhalb des Untersuchungsvolumens
bestimmt und auf Basis der ermittelten B
1-Feldverteilung der
betreffende HF-Puls individuell so eingestellt, dass das B
1-Feld innerhalb des Wirkvolumens des HF-Pulses homogenisiert
wird. Dadurch ist eine bestmögliche
Wirkungsweise jeden applizierten HF-Pulses erreichbar. Die Hochfrequenzantenne
selbst weist mehrere einzelne Antennenelemente auf, wobei im Rahmen
der beschriebenen Pulsweisenoptimierung das B
1-Feld
jeweils für
sämtliche
Antennenelemente separat vermessen wird, um die Wirkung der einzelnen
Antennenelemente innerhalb des Untersuchungsvolumens zu ermitteln.
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Der
Erfindung liegt das Problem zugrunde, ein Verfahren zur Erzeugung
eines hochfrequenten Magnetfelds dahingehend zu verbessern, dass
die sich aus der Gabe eines zusätzlichen
Sättigungspulses
ergebenden zeitlichen Probleme wie auch die Probleme hinsichtlich
einer gestiegenen SAR-Belastung nicht mehr gegeben sind.
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Zur
Lösung
dieses Problems ist bei einem Verfahren der eingangs genannten Art
erfindungsgemäß vorgesehen,
dass die Resonatorsegmente derart angesteuert werden, dass das hochfrequente
Magnetfeld nur in wenigstens einem das Untersuchungsvolumen bildenden
ersten Teilvolumen erzeugt wird und wenigstens ein nicht anzuregendes zweites
Teilvolumen im Wesentlichen magnetfeldfrei ist.
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Der
Erfindung liegt die Überlegung
zugrunde, dass es bei Verwendung einer Körperspule bestehend aus den
separat ansteuerbaren Resonatorsegmenten möglich ist, ein homogenes hochfrequentes
Magnetfeld nicht nur im gesamten Spulenvolumen zu erzeugen, sondern
durch entsprechende individuelle Segmentansteuerung und Überlagerung der
Einzelfelder, die aus der Ansteuerung jedes einzelnen Segments resultieren,
das homogene Anregungsmagnetfeld auch nur in einem Teilvolumen erzeugen
zu können,
während
das andere Teilvolumen magnetfeldfrei ist. Dies ermöglicht es
mit besonderem Vorteil, das Anregungsmagnetfeld also so „zuzuschneiden" bzw. zu formen und
nur in dem Bereich zu erzeugen, in dem tatsächlich die Spinanregung im Patienten
erfolgen soll, also in dem Bereich, in dem tatsächlich Bildinformationen ausgelesen
werden sollen. Bezogen auf das eingangs genannte Anwendungsbeispiel
im Falle einer Wirbelsäulenaufnahme, die
durch die Bauchdeckenbewegung beeinträchtigt werden kann, wäre es also
möglich,
das homogene hochfrequente Anregungsmagnetfeld nur in einem Bereich
zu erzeugen, der die Wirbelsäule
erfasst, der sich aber nicht bis in den Bereich der Bauchdecke erstreckt.
In diesem Bereich, dem zweiten Teilvolumen, wird kein Magnetfeld
erzeugt bzw. ein derart niedriges Feld, dass dieses Teilvolumen
als magnetfeldfrei anzusprechen ist, mithin also keinerlei Spinanregung,
die bildgebend wäre,
in diesem Bereich vorkommt.
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Nachdem
also bei dem erfindungsgemäßen Verfahren
infolge der definierten, lokal begrenzten Magnetfelderzeugung auch
nur dort das Magnetfeld erzeugt wird bzw. auch nur dort angeregt
wird, wo das Bild aufgenommen werden soll bzw. wo Bildinformationen
ausgelesen werden sollen, ist die Gabe des im Stand der Technik
erforderlichen Sättigungspulses
nicht mehr erforderlich. Der Sequenzablauf kann infolgedessen beschleunigt
werden, die spezifische Absorptionsrate SAR wird zwangsläufig reduziert, nachdem
der Sättigungspuls
nicht gegeben wird. Das Auftreten von Artefakten, die im Stand der
Technik wie beschrieben auch aus einer Rephasierung resultieren
können,
wird vorteilhaft vermieden.
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Die
Resonatorsegmente können
dabei derart angesteuert werden, dass mehrere separate Magnetfelder
in voneinander beabstandeten ersten Teilvolumina erzeugt werden.
Es besteht also die Möglichkeit,
beispielsweise zwei voneinander beabstandete Magnetfelder zu erzeugen,
zwischen denen das Volumen im Wesentlichen feldfrei ist. Alternativ
ist es auch denkbar, dass nur ein Magnetfeld erzeugt wird, dieses
aber derart ausgeprägt
wird, dass sich zwei oder mehrere feldfreie zweite Teilvolumina
ergeben.
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Die
Möglichkeit,
das Magnetfeld in seiner Form den tatsächlichen Untersuchungsanforderungen
folgend gestalten bzw. in der Größe und Geometrie
formen zu können,
bietet ferner den Vorteil, das Magnetfeld beispielsweise bezogen
auf eine zur Spulenlängsachse
orthogonal stehende Radialebene in beliebiger Form zu erzeugen,
das heißt,
durch entsprechende Ansteuerung der Resonatorsegmente kann das Magnetfeld
in seiner radialen Geometrie unterschiedlich gestaltet werden, das
heißt,
dass je nach aufzunehmenden Bildbereich kann die Feldgeometrie entsprechend
eingestellt werden. Auch eine Segmentierung entlang der Spulenachse
ist bei Verwendung entsprechender Array-Strukturen möglich.
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Neben
dem Verfahren betrifft die Erfindung ferner eine Magnetresonanzeinrichtung
umfassend eine zylindrische Körperspule
bestehend aus mehreren um den Umfang verteilt angeordneten, voneinander
elektromagnetisch entkoppelten Resonatorsegmenten und eine Steuerungs-
und Auswerteeinrichtung ausgebildet zur Ansteuerung der Resonatorsegmente
nach dem oben beschriebenen Verfahren.
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Eine
Möglichkeit
das beliebig gestaltete Magnetfeld erzeugen zu können, ist beispielsweise in der
deutschen Offenlegungsschrift
DE 10 2004 045 691 A1 beschrieben, auf die
hiermit ausdrücklich
Bezug genommen wird, und die mit ihrem gesamten Inhalt in die vorliegende
Anmeldung einbezogen wird. In dieser Patentanmeldung ist ein Verfahren
zum Erzeugen eines homogenen hochfrequenten Magnetfelds in einem
räumlichen
Untersuchungsvolumen einer Magnetresonanzanlage unter Verwendung
einer Körperspule
bestehend aus N Resonatorsegmenten und einer Steuerungs- und Auswerteeinrichtung
zum separaten Ansteuern der einzelnen voneinander elektromagnetisch
entkoppelten Resonatorsegmente beschrieben. Um ein homogenes Magnetfeld
er zeugen zu können,
werden dort alle Resonatorsegmente einzeln oder gruppenweise zur
Erzeugung einer entsprechenden Anzahl linear unabhängiger Magnetfelderverteilungen
im Untersuchungsvolumen anhand definierter Anregungsparameter beim
in der Magnetresonanzanlage befindlichen Untersuchungsobjekt angeregt
und zu jeder einzelnen Anregung die spezifische Magnetfeldverteilung
im Untersuchungsvolumen erfasst, wonach die einzelnen gewonnenen
Magnetfeldverteilungen rechnerisch überlagert werden und eine Gesamtfeldverteilung
ermittelt wird, die anschließend
hinsichtlich ihrer Homogenität
anhand eines Bewertungsalgorithmus bewertet und hieraus eine etwaige Änderung
eines oder mehrerer Anregungsparameter bestimmt wird, sofern eine
Feldinhomogenität
festgestellt wird, wonach die Resonatorsegmente unter Berücksichtigung
der ermittelten Parameteränderung
zur Aufnahme des Untersuchungsbilds angeregt werden. Eine Alternative zur
realen Segmentanregung und Aufnahme realer Magnetfeldverteilungen,
die anschließend
zur Gesamtfeldverteilung überlagert
und ausgewertet werden, sieht gemäß dieser Druckschrift vor,
die Einzelanregungen zu simulieren, mithin also simulierte Magnetfeldverteilungen
zu er fassen und zur simulierten Gesamtfeldverteilung zu überlagern
und anschließend
zu bewerten.
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Auf
Basis einer solchen Vorgehensweise ist es nun möglich, gegebenenfalls unter
Wiederholung der Schritte der rechnerischen Überlagerung, der Homogenitätsbewertung
und der Ermittlung der Änderungsparameter
(iterative Optimierung), das Magnetfeld entsprechend der klinischen
Fragestellung, also entsprechend dem tatsächlich aufzunehmenden Untersuchungsvolumen
auszubilden bzw. zu formen, und simultan die Feldausbildung im zweiten
Teilvolumen zu minimieren. Soll beispielsweise das Magnetfeld zur
Wirbelsäulenaufnahme
nur im unteren Bereich des Spulenvolumens erzeugt werden, so dass also
die Bauchdecke nicht mehr im Magnetfeld liegt, so erfolgt die beschriebene
Parameterermittlung derart, dass bei Anregung einiger oder aller
Resonatorsegmente sich eben diese Feldgeometrie einstellt. Es werden
also zu jedem Resonatorsegment die entsprechenden Anregungsparameter – ausgehend
von einer Normanregung als Basis der beispielsweise iterativen Parameteroptimierung – diejenigen
Parameter bestimmt, über
die die Einzelfelder derart erzeugbar sind, dass die Gesamtfeldverteilung
sich so einstellt, dass nur das gewünschte Teilvolumen angeregt
wird, bzw. das Magnetfeld nur im gewünschten Teilvolumen erzeugt
wird, während
der sonstige Volumenbereich im Wesentlichen feldfrei ist. Auf diese Weise
kann unter Verwendung eines geänderten,
optimierten Satzes von Anregungsparametern also eine vom Untersuchungsobjekt
abhängige,
objektspezifische Anregung der Resonatorsegmente zur Erzeugung eines
lokal optimierten, geometrisch optimiert geformten polarisierten
Magnetfelds mit maximaler Homogenität erfolgen. Damit lässt unter
Verwendung einer solchen Vorgehensweise die erfindungsgemäße Magnetresonanzeinrichtung
bzw. das erfindungsgemäße Verfahren
eine einfache und schnelle Erzeugung eines Anregungsfelds mit maximaler
Homogenität
im Untersuchungsvolumen, definiert über das Magnetfeld-Teilvolumen
zu. Erforderlich ist hierfür
lediglich eine gegebenenfalls vollständige Abtastung unter separater
oder gruppenweiser, simultaner oder zeitversetzter Ansteuerung aller
Resonatorsegmente zur Aufnahme der Einzelfelder. Eine relevante
Patientenbelastung ist hiermit nicht verbunden, vielmehr können die
für die
aussagekräftige
Bildaufnahme erforderlichen Parameter in einfacher und schneller Weise
für die
nachfolgende Bildaufnahme ermittelt werden. Im Hinblick darauf,
dass der Bewertungsalgorithmus der Optimierung des Anregungsfelds
im Hinblick auf seine Homogenität
dient, kann die Bildaufnahme auf Basis eines optimalen homogenen
Anregungsfelds erfolgen, so dass die maximale Informationsausbeute
aus dem begrenzten Untersuchungsvolumen ohne Inhomogenitäten der
Bildqualität,
resultierend aus der fehlenden Anregung anderer, nicht interessierende
Volumenbereiche, möglich ist.
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Dabei
kann im Zusammenhang mit der Erfassung der segmentspezifischen Magnetfeldverteilungen
zu jeder einzelnen Segmentanregung auch ein anregungsspezifisches
Magnetresonanzbild aufgenommen werden, anhand dessen der Magnetfeldverlauf
rekonstruiert wird. Es wird also zur Bestimmung der segmentspezifischen
Magnetfeldverteilung zu jeder Segmentanregung das zugehörige MR-Bild aus
dem Untersuchungsvolumen aufgenommen, aus dem dann die hochfrequente
Magnetfeldverteilung, die sogenannte B1-Feldverteilung bezogen auf
die Segmentanregung rekonstruiert werden kann, welches Rekonstruktionsergebnis
anschließend
in die Ermittlung der Gesamtfeldverteilung eingeht.
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Wie
beschrieben besteht die Möglichkeit,
anstelle einer Feldoptimierung bei eingeschobenem Patienten auch
eine simulationsgestützte
Feldoptimierung bzw. Anregungsoptimierung vorzunehmen, wobei in
diesem Fall das Modell mit einem digitalisierten menschlichen Modell
oder Phantom arbeitet, das den eingeschobenen Patienten, dem realen
Patienten möglichst
gut genähert,
abbildet.
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Im
Rahmen der Beurteilung der Homogenität der Gesamtfeldverteilung
für das
erfindungsgemäße Verfahren
bzw. im Rahmen des Betriebs der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage unter
Verwendung des Bewertungsalgorithmus, wie er beispielsweise gemäß
DE 10 2004 045 691
A1 verwendet wird, können
auch ein oder mehrere Grenzwerte für die lokale spezifische Absorptionsrate
des Untersuchungsobjekts berücksichtigt
werden. Gleichermaßen
kann auch ein Grenzwert für
die globale spezifische Absorptionsrate im Untersuchungsobjekt berücksichtigt
werden. Dem liegt der auch bei der vorliegenden Erfindung zweckmäßige Gedanke
zugrunde, dass bei einem vergleichsweise starken Grundmagnetfeld
von beispielsweise 3T mit sehr hohen Frequenzen seitens des Anregungsmagnetfelds
gearbeitet werden muss, beispielsweise von 128 MHz bei einem 3T
Grundmagnetfeld. Aufgrund der hohen Frequenzen und der damit verbundenen
geringen Eindringtiefe resultieren zum einen stärkere Inhomogenitäten, die
dazu führen,
dass der Spinflip über
das Untersuchungsvolumen nicht ausreichend ist. Daneben resultiert
aber auch eine stärkere
Erwärmung des
Körpers
aufgrund des höheren
Energieeintrags. Dieser erhöhte
Energieeintrag kann lokal bezüglich des
Untersuchungsvolumens wie auch global bezüglich des Untersuchungsobjekts
selbst nicht beliebig hoch sein, vielmehr sind im Rahmen der MR-Untersuchung
Grenzwerte zu berücksichtigen,
um den Patienten nicht zu stark zu belasten. Dabei betrifft die
lokale spezifische Absorptionsrate (SAR) den lokalen Energieeintrag
pro Gewichtseinheit und wird angegeben als Verlustleistung pro Kilogramm
Gewicht, während
die globale Absorptionsrate die Gesamtverlustleistung bezogen auf
das Gesamtgewicht des Untersuchungsobjekts darstellt. Beispielsweise
kann die globale Absorptionsrate unterhalb des Grenzwerts liegen,
während
die lokale Absorptionsrate in einem bestimmten Punkt des Untersuchungsvolumens
den Grenzwert überschreitet
und es zu einer lokalen Verbrennung des Patienten kommen kann, was
natürlich auch
bei der erfindungsgemäßen teilvolumenspezifischen
Felderzeugung unbedingt zu vermeiden ist. Der Bewertungsalgorithmus
kann in diesem Zusammenhang einen oder mehrere vorgegebene Grenzwerte
bezüglich
der lokalen und/oder der globalen Absorptionsrate berücksichtigen,
um sicherzustellen, dass die ermittelten Anregungsparameter der art sind,
dass weder die lokale noch die globale Absorptionsrate überschritten
wird. Es ergibt sich letztlich also ein Anregungsparametersatz,
der sowohl hinsichtlich der Größe und Form
des anzuregenden Teilvolumens, der Feldhomogenität in diesem Teilvolumen wie
auch bezüglich
der Einhaltung der Absorptions- oder Energieeintragsgrenzwerte optimiert
ist.
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Die
Beurteilung der Homogenität
der Gesamtfeldverteilung im erfindungsgemäßen profilierten Teilvolumen-Magnetfeld
erfolgt zweckmäßigerweise
anhand der Amplituden und Phasen der linear unabhängigen Magnetfeldverteilungen,
gleich auf welche Art und Weise diese ermittelt werden. Der softwaremäßige realisierte
Bewertungsalgorithmus übernimmt
die numerischen Werten für
Amplituden und Phasen der bei Anregung jeweils nur eines Resonatorsegments
bzw. bei einer Segmentgruppenanregung der jeweiligen Segmentgruppe
auftretenden gemessenen oder simulierten Felder. Auf Basis dieser
Werte wird anschließend
ermittelt, mit welchen Amplituden und Phasen die einzelnen Resonatorsegmente
bzw. Gruppen angesteuert werden müssen, um zum einen die Feldgeometrie
wie gewünscht zu
formen, und zum anderen eine festgestellte Inhomogenität in dem
Teilvolumenmagnetfeld zu kompensieren und eine maximale Homogenität der zirkular
polarisierten Magnetfeldkomponente zu erreichen.
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Im
Rahmen dieser Beurteilung und Ermittlung können die Amplituden und Phasen
in unterschiedlicher Weise berücksichtigt
werden, jeweils mit dem Ziel, die Inhomogenität zu kompensieren. Nach Maßgabe der
numerischen Ergebnisse des Optimierungsalgorithmus in Form der Amplituden
und Phasen, mit denen die einzelnen Resonatorsegmente bzw. Segmentgruppen
zur geometrisch definierten Felderzeugung mit maximaler Homogenität anzusteuern
sind, wird nun die Ansteuerung der einzelnen Ansteuerports der Segmente
bzw. Segmentgruppen realisiert. Die Eingänge bzw. Ansteuerports können beispielsweise über Powersplitter
und Phasenschieber angesteuert werden, alternativ dazu kann auch jeweils
ein geregelter Verstärker
für jeden
einzelnen Ansteuerport verwendet werden.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus
dem im folgenden beschriebenen Ausführungsbeispiel sowie anhand der
Zeichnungen. Dabei zeigen:
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1 eine
Prinzipdarstellung einer Magnetresonanzanlage,
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2 eine
Prinzipdarstellung eines Schnitts durch eine Körperspule gemäß Stand
der Technik
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3 ein
Ausführungsbeispiel
einer lokalen, volumenspezifischen Magnetfelderzeugung, und
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4 ein
Flussdiagramm zur Ermittlung der optimierten Anregungsparameter
gemäß Stand
der Technik
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1 zeigt
eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage
die einen Untersuchungsbereich 1 aufweist. Mittels einer
Patientenliege 2 ist ein Untersuchungsobjekt 3,
hier ein Mensch, in den Untersuchungsbereich 1 einbringbar.
Der Untersuchungsbereich 1, der dem Untersuchungsvolumen
entspricht, wird mittels eines Grundfeldmagneten 4 mit einem
Grundmagnetfeld beaufschlagt. Das Grundmagnetfeld ist zeitlich konstant
(statisch) und örtlich so
homogen wie möglich.
Es weist eine magnetische Feldstärke
auf, die vorzugsweise 3T oder mehr beträgt.
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Der
Grundfeldmagnet 4 ist vorzugsweise supraleitend ausgebildet.
Es sind somit keine weiteren Ansteuerungen durch eine Steuerungs-
und Auswerteeinrichtung 5, über die der Anlagenbetrieb
gesteuert wird, erforderlich.
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Die
Magnetresonanzanlage weist ferner ein Gradientensystem 6 auf,
mittels dem der Untersuchungsbereich 1 mit Gradientenmagnetfeldern
beaufschlagbar ist. Das Gradientensystem 6 ist von der Steuerungs-
und Auswerteeinrichtung 5 ansteuerbar, so dass im Gradientensystem 6 Gradientenströme fließen.
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Ferner
weist die Magnetresonanzanlage eine Körperspule 7 auf, der
in der Regel eine Doppelfunktion zukommt. Sie dient als Sendeantenne
zur Felderzeugung und als Empfangsantenne zur Aufnahme von Signalen.
Die Körperspule 7 ist
von der Steuerungs- und Auswerteeinrichtung 5 ansteuerbar, so
dass in ihr entsprechende Anregungsströme gemäß den Anregungsparametern,
wie sie in der Steuerungs- und Auswerteeinrichtung 5 vorliegen,
fließen.
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Mittels
der Körperspule 7 ist
der Untersuchungsbereich 1, also das Untersuchungsvolumen mit
einem hochfrequenten Anregungsmagnetfeld beaufschlagbar. Falls in
dem Untersuchungsbereich 1 das Untersuchungsobjekt 3 eingebracht
ist, ist dieses somit zur Magnetresonanz anregbar. Die so erzeugten
Magnetresonanzsignale werden dann im gezeigten Anlagenbeispiel über die
Körperspule 7,
die dann als Empfangsantenne arbeitet, aufgenommen. Die empfangenen
Magnetresonanzimpulse werden der Steuerungs- und Auswerteeinrichtung 5 zugeführt und
von dieser zur Erzeugung des Magnetresonanzbilds ausgewertet, das
an einem nicht näher
gezeigten Monitor ausgegeben wird.
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Die
Qualität
der Magnetresonanzbilder hängt unter
anderem von der Homogenität
des über
die Körperspule 7 erzeugten
Anregungsmagnetfelds ab. Um ein hinsichtlich der Homogenität optimales
Anregungsmagnetfeld erzeugen zu können, sind die einzelnen Resonatorsegmente 8 der
Körperspule 7 separat
ansteuerbar, das heißt
jedes Resonatorsegment ist separat zur Felderzeugung ansteuerbar.
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Wie 2 zeigt
besteht eine zylindrische Körperspule 7 aus
einer Vielzahl einzelner Resonatorsegmente, im gezeigten Ausführungsbeispiel
sind sechzehn Resonatorsegmente 8 vorgesehen. Alternativ
zur Zylinderform kann die Körperspule
auch einen ovalen oder andersartig deformierten Querschnitt aufweisen.
Jedes Resonatorsegment besteht aus wenigstens einer Kapazität 9 sowie
einem Leiterelement 10, das beispielsweise parallel zur
Längsachse
des Grundfeldmagneten 4 verläuft. Ein Leiterelement ist
zweckmäßigerweise
als Bandleiter ausgebildet. Die Resonatorsegmente 8 sind
so angeordnet, dass sie den Untersuchungsbereich 1, also
das Untersuchungsvolumen umgeben.
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Damit
die Resonatorsegmente
8 separat angesteuert werden können, ist
es erforderlich, sie elektromagnetisch voneinander zu entkoppeln.
Dies kann auf unterschiedliche Weise erfolgen. Es sei hier exemplarisch
auf
EP 1 279 968 A2 verwiesen,
wo verschiedenen Entkopplungsmöglichkeiten
beschrieben sind, die auch bei der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage – wenngleich
hier nicht im Detail beschrieben – vorgesehen werden können.
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3 zeigt
in Form einer Prinzipdarstellung die erfindungsgemäße volumenspezifische
Magnetfelderzeugung. Gezeigt ist exemplarisch die Körperspule 7 ohne
die einzelnen Resonatorsegmente, ferner das in die Körperspule 7 eingebrachte,
stilisierte Untersuchungsobjekt 3, bei dem beispielsweise
eine Untersuchung und eine Bildaufnahme der Wirbelsäule 11 erfolgen
soll. Damit die Bildaufnahme artefaktfrei erfolgen kann, ist es
erforderlich, Bildartefakte, die aus einer atmungsbedingten Bewegung
der Bauchdecke oder durch Rückfaltungseffekte
erzeugt werden können,
zu vermeiden. Zu diesem Zweck wird, siehe 3, das B1-Magnetfeld 12 nur
in einem bestimmten ersten Teilvolumen T1 erzeugt, das in 3 lediglich
exemplarisch dargestellt ist und naturgemäß nicht derart scharf begrenzt
ist. 3 dient jedoch lediglich zur stilisierten Darstellung
der volumenspezifischen Felderzeugung. Ersichtlich ist das Teilvolumen
T1, das das eigentliche Untersuchungsvolumen ist, innerhalb dem überhaupt
eine Spinanregung im Untersuchungsobjekt 3 erfolgen kann,
und das mit der Form des Magnetfelds 12 zusammenfällt, bezogen
auf das Untersuchungsobjekt 3 räumlich begrenzt, es erfasst
gerade den Bereich der Wirbelsäule 11.
Der darüber
liegende Bereich des Untersuchungsobjekts 3 befindet sich
jedoch außerhalb
des Magnetfelds, er liegt im Teilvolumen T2, das sich über das
verbleibende Spulenvolumen erstreckt, und das im Wesentlichen magnetfeldfrei
ist. Der Begriff "im
Wesentlichen magnetfeldfrei" ist
dabei so zu verstehen, dass in diesem Bereich aus der entsprechenden
Resonatorsegmentansteuerung kein Feld erzeugt wird, das ausreichend
wäre, eine
Spinauslenkung bzw. Spinanregung zu erzeugen, die in irgendeiner
Form einen bildgebenden Einfluss hätte. Es wird sich in natura
nicht vermeiden lassen, dass auch in diesem Bereich ein minimales
Feld gegeben sein kann, jedoch ist dieses in jedem Fall so bemessen,
dass wie beschrieben keine Beeinträchtigung des im eigentlichen
Untersuchungsvolumen entsprechend dem Teilvolumen T1 erfassten Bilds
gegeben sind.
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In 3 ist
ferner ein Diagramm zur Darstellung der Magnetfeld- oder B1-Feldamplitude
gezeigt. Dargestellt ist längs
der Ordinate die aus dem nebenstehenden x, y, z-Koordinatensystem entnehmbare y-Achse,
die in die Zeichenebene verlaufende z-Achse sowie die B1-Amplitude
längs der
x-Achse. Ersichtlich
ist die B1-Feldamplitude im Bereich des zweiten, quasi feldfreien
Teilvolumens T2 annähernd 0,
während
sie im Bereich des ersten Anregungs-Teilvolumens T1 maximal, hier
auf 1 normiert ist. Das heißt,
es erfolgt ausschließlich
im Volumenbereich T1 eine Feldamplitudenanregung, nicht jedoch im sonstigen
Volumen.
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Aus 3 ist
auch ersichtlich, dass es möglich
ist, die radiale Geometrie (bezogen auf die z-Achse) des Magnetfelds 12 unterschiedlich
zu gestalten. Im gezeigten Beispiel ist die Feldgeometrie so gewählt, dass
gerade der Bereich der Wirbelsäule 11 im Anregungsfeld
liegt. Diese Form ist in diesem Fall abhängig vom Untersuchungsbereich,
der aufgenommen werden soll. Würde
beispielsweise der Kopf aufgenommen und soll das Gehirn untersucht
werden, so wäre
es möglich,
das Magnetfeld 12 so zu formen, dass es lediglich im Inneren
der Schädelkalotte
spinauslenkend und damit anregend erzeugt wird und homogen vorliegt,
nicht aber im Bereich des Fettrandes, der wiederum störend wäre und der
im Stand der Technik über
sequentiell gegebene Sättigungspulse gesättigt wird,
so dass er nicht mehr an der Bildgebung teilnimmt. Durch die erfindungsgemäße beliebige
Magnetfeldformung durch entsprechende Ansteuerung der Resonatorsegmente
in Abhängigkeit
der Form, Lage oder Art des Untersuchungsobjekts ist die Gabe von
Sättigungspulen
auch hier unnötig,
das Magnetfeld kann genau in dem Bereich erzeugt werden, der tatsächlich aufgenommen
werden soll. Eine Beschränkung
auf eine Segmentierung nur in Bezug auf die Radialebene ist aber
nicht gegeben, da bei Verwendung entsprechender Array-Strukturen
auch eine Segmentierung entlang der Spulenachse möglich ist.
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4 zeigt
nun das prinzipielle Ablaufdiagramm, wie optimierte Anregungsparameter
gewonnen werden können.
Wie unter I dargestellt, besteht die Möglichkeit, gemäß der ersten
beschriebenen Verfahrensalternative zunächst über die Steuerungs- und Auswerteeinrichtung
gesteuert jedes Resonatorsegment 8 separat mit normierten
Ansteuerungsparametern, beispielsweise einem sinusförmigen Normstrom
mit einer Amplitude von 1A und einer Phase von 0°, anzusteuern und nach Umschalten
auf den Empfangsbetrieb über
die Körperspule 7 ein zwei- oder dreidimensionales,
aus der Ansteuerung resultierendes Magnetresonanzbild zu jedem Resonatorsegment
aufzunehmen. Nachdem dies mit allen Resonatorsegmenten 8 erfolgt
ist, ermittelt die Steuerungs- und Auswerteeinrichtung auf Basis
eines Bewertungs- und Optimierungsalgorithmus die jeweiligen segmentspezifischen
Einzelmagnetverteilungen zu jeder einzelnen Anregung. Der Bewertungs-
und Optimierungsalgorithmus, der softwaremäßig realisiert ist, erfasst
die numerischen Werte der Amplituden und Phasen der bei der Anregung
jeweils nur eines einzelnen Resonatorsegments auftretenden Felder,
was durch Analyse der einzelnen Magnetresonanzbilder und Rekonstruktion
der Einzelfelder erfolgt. Gleichzeitig kann er dem Benutzer die
Möglichkeit
bieten, interaktiv das zu untersuchende räumliche Untersuchungsvolumen
in Abmessung und Form zu definieren. Nachdem nun die Einzelfelder
bestimmt sind, wird rechnerisch die Gesamtfeldverteilung im Untersuchungsvolumen
(das der Benutzer gegebenenfalls definiert hat) durch entsprechende Superpositionierung
der Einzelfeldverteilungen bestimmt. Der Bewertungsalgorithmus,
mit dem dies geschieht, berücksichtigt
dabei entsprechende Bewertungskriterien, über die die Homogenität bestimmt
werden kann. Beispielsweise kann dies auf Basis von Abweichungen
der Amplituden oder Phasen der Einzelfelder von Standardwerten oder
dergleichen erfolgen. Entsprechende Auswertungsmöglichkeiten wurden bereits
eingangs beschrieben. Parallel zur Homogenitätsbestimmung erfolgt gleichzeitig
die Beurteilung der Gesamtfeldverteilung auf Basis eines oder mehrerer
Grenzwerte, die die lokalen und/oder globale Absorptionsraten, die
nicht überschritten
werden dürfen,
definieren. Weiterhin ist der Bewertungsalgorithmus so ausgelegt,
dass in dem wenigstens einen zweiten Teilvolumen nur ein minimales
B1-Feld gegeben ist. Ziel der Bewertung ist es, die Anregungsparameter
jedes einzelnen Resonatorsegments 8 so zu optimieren, dass
zum einen ein homogenes Feld im Untersuchungsvolumen bei gleichzeitiger
Minimierung des B1-Feldes in einem zweiten Teilvolumen erzeugt wird,
zum anderen aber auch die Absorptionsgrenzwerte in keinem Fall überschritten werden.
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Wurde
nun der Parametersatz zur Ansteuerung der einzelnen Resonatorsegmente
bestimmt, können
diese mit diesen Parametern zur Erzeugung eines zirkular polarisierten
Magnetfelds mit optimaler Homogenität, minimalem B1-Feld in dem
oder den angrenzenden Teilvolumina und gleichzeitiger Einhaltung
der lokalen/globalen Absorptionsgrenzwerte angesteuert werden.
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Unter
II ist eine Alternative zur tatsächlichen Einzelsegmentanregung
beschrieben. Hierbei werden die sich aus einer möglichen einzelnen Segmentanregung
ergebenden Einzelfelder simuliert. Zu diesem Zweck sind seitens
der Steuerungs- und Auswerteeinrichtung entsprechende Simulationsmodelle sowohl
der Magnetresonanzanlage wie auch eines Untersuchungsobjekts 3,
das der Untersuchung zugrunde gelegt werden soll, vorhan den, wobei
die Simulationsdaten bezüglich
des Untersuchungsobjekts 3 möglichst dem Objekt entsprechen,
das als nächstes
zu untersuchen ist, damit die Parameterbestimmung möglichst
nahe den tatsächlichen
Verhältnissen
erfolgen kann.
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Nachdem
auch hier auf Basis normierter Anregungsparameter die Einzelmagnetfeldverteilungen durch
Simulation ermittelt wurden, wird das resultierende Gesamtmagnetfeld
ebenfalls durch Superpositionierung der Einzelfelder bestimmt und
anschließend
auf etwaige Feldinhomogenitäten
unter Verwendung des Bewertungsalgorithmus untersucht und der letztendlich
für die
optimierte Felderzeugung einzustellende Satz von Anregungsparametern
bestimmt.