DE102010063565A1

DE102010063565A1 - Verfahren und Einrichtung zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz

Info

Publication number: DE102010063565A1
Application number: DE102010063565A
Authority: DE
Inventors: Dieter Ritter; Stefan Scholl
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2010-12-20
Filing date: 2010-12-20
Publication date: 2012-06-21
Anticipated expiration: 2030-12-21
Also published as: US8878534B2; DE102010063565B4; US20120161764A1

Abstract

Es werden ein Verfahren und eine Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz (AS), welche einen Mehrkanal-Pulszug (MP) mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem (1)über verschiedene uniner Sendeeinrichtung (5,6,12,13) parallel auszusendenden HF-Pulszügen umfasst, beschrieben. Dabei wird ein Mehrkanal-Pulszug (MP) berechnet, um beim Aussenden des berechneten Mehrkanal-Pulszugs (MP) eine bestimmte lokale Zielmagnetisierungsverteilung zu erreichen. Die lokalen Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2) wird aus mit der Erstmessung (EM) ermittelten Bilddaten (BD) eine Parameterkarte zur Ermittelung gewonnen. Darüber hinaus wird ein Magnetresonanzsystem (1) mit einer solchen Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) beschrieben.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Steuersequenzermittlungseinrichtung zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz für eine auf eine Erstmessung eines ausgewählten Bildbereichs eines Untersuchungsobjekts folgende Folgemessung für zumindest teilweise den ausgewählten Bildbereich des Untersuchungsobjekts, welche einen Mehrkanal-Pulszug mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem über verschiedene unabhängige Hochfrequenz-Sendekanäle einer Sendeeinrichtung parallel auszusendenden HF-Pulszügen umfasst, wobei ein Mehrkanal-Pulszug bestimmt wird, um beim Aussenden des berechneten Mehrkanal-Pulszugs MP eine bestimmte lokale Zielmagnetisierungsverteilung zu erreichen.
Darüber hinaus betrifft die Erfindung ein Magnetresonanzsystem mit einer Sendeeinrichtung mit einer Mehrzahl von unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanälen, und einer Steuereinrichtung, welche ausgebildet ist, um zur Durchführung einer gewünschten Messung auf Basis einer vorgegebenen Ansteuersequenz einen Mehrkanal-Pulszug mit mehreren parallelen individuellen HF-Pulszügen über die verschiedenen Hochfrequenz-Sendekanäle auszusenden.
In einem Magnetresonanzsystem wird üblicherweise der zu untersuchende Körper mit Hilfe eines Grundfeldmagnetsystems einem relativ hohen Grundfeldmagnetfeld (dem so genannten B₀-Feld), beispielsweise von 1,5 Tesla, 3 Tesla oder 7 Tesla, ausgesetzt. Zusätzlich wird mit Hilfe eines Gradientensystems ein Magnetfeldgradient angelegt. Über ein Hochfrequenz-Sendesystem werden dann mittels geeigneter Antenneneinrichtungen hochfrequente Anregungssignale (HF-Signale) ausgesendet, was dazu führen soll, dass die Kernspins bestimmter, durch dieses Hochfrequenzfeld resonant angeregter Atome um einen definierten Flipwinkel gegenüber den Magnetfeldlinien des Grundmagnetfelds verkippt werden. Das hochfrequente Magnetfeld wird auch als B₁-Feld bezeichnet. Diese Hochfrequenzanregung bzw. die resultierende Flipwinkelverteilung wird im Folgenden auch als Kernmagnetisierung oder kurz „Magnetisierung” bezeichnet. Bei der Relaxation der Kernspins werden Hochfrequenzsignale, so genannte Magnetresonanzsignale, abgestrahlt, die mittels geeigneter Empfangsantennen empfangen und dann weiterverarbeitet werden. Aus den so akquirierten Rohdaten können schließlich die gewünschten Bilddaten rekonstruiert werden. Die Aussendung der Hochfrequenzsignale zur Kernspin-Magnetisierung erfolgt meist mittels einer so genannten „Ganzkörperspule” oder „Bodycoil”. Ein typischer Aufbau hierfür ist eine Käfigantenne (Birdcage-Antenne), welche aus mehreren Sendestäben besteht, die parallel zur Längsachse verlaufend um einen Patientenraum des Tomographen herum angeordnet sind, in dem sich ein Patient bei der Untersuchung befindet. Stirnseitig sind die Antennenstäbe jeweils ringförmig kapazitiv miteinander verbunden.
Bisher war es üblich, Ganzkörperantennen in einem „homogenen Modus”, beispielsweise einem „CP-Mode”, zu betreiben. Hierzu wird ein einziges zeitliches HF-Signal auf alle Komponenten der Sendeantenne gegeben, z. B. alle Sendestäbe einer Käfigantenne. Gegebenenfalls erfolgt dabei die Übergabe der Pulse an die einzelnen Komponenten phasenversetzt mit einer der Geometrie der Sendespule angepassten Verschiebung. Beispielsweise können bei einer Käfigantenne mit 16 Stäben die Stäbe jeweils mit dem gleichen HF-Signal mit 22,5° Phasenverschiebung versetzt angesteuert werden.
Bei neueren Magnetresonanzsystemen ist es inzwischen möglich, die einzelnen Sendekanäle, welche beispielsweise den einzelnen Stäben einer Käfigantenne zugeordnet sind, mit individuellen, der Bildgebung angepassten HF-Signalen zu belegen. Hierzu wird ein Mehrkanal-Pulszug ausgesendet, der wie eingangs beschrieben aus mehreren individuellen Hochfrequenz-Pulszügen besteht, die parallel über die verschiedenen unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanäle ausgesendet werden können.
Ein solcher Mehrkanal-Pulszug, wegen der parallelen Aussendung der einzelnen Pulse auch als „pTX-Puls” bezeichnet, kann als Anregungs-, Refokussierungs- und/oder Inversionspuls verwendet werden. Dabei kann im Messraum und folglich auch im Patienten die bisher homogene Anregung durch eine prinzipiell beliebig geformte Anregung ersetzt werden.
Solche Mehrkanal-Pulszüge werden üblicherweise vorab für eine bestimmte geplante Messung generiert. Hierzu werden in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren die einzelnen HF-Pulszüge, d. h. die HF-Trajektorien, für die einzelnen Sendekanäle über der Zeit in Abhängigkeit von einer „k-Raum-Gradiententrajektorie” ermittelt. Bei der „Sende-k-Raum-Gradiententrajektorie” (im Folgenden kürzer nur „k-Raum-Gradiententrajektorie” oder „Gradiententrajektorie” genannt) handelt es sich um die Orte im k-Raum, die durch Einstellung der einzelnen Gradienten zu bestimmten Zeiten angefahren werden. Der k-Raum ist der Ortsfrequenzraum, und die Gradiententrajektorie im k-Raum beschreibt, auf welchem Weg der k-Raum bei Aussenden eines HF-Pulses bzw. der parallelen Pulse durch entsprechendes Schalten der Gradientenpulse zeitlich durchlaufen wird. Durch Einstellung der Gradiententrajektorie im k-Raum, d. h. durch Einstellung der passenden, parallel zu dem Mehrkanal-Pulszug applizierten Gradiententrajektorie, kann so bestimmt werden, an welchen Ortsfrequenzen bestimmte HF-Energiemengen deponiert werden. Bei der Definition einer Gradiententrajektorie ist darauf zu achten, dass so die relevanten Bereiche im k-Raum auch durchlaufen werden. Beispielsweise muss, wenn ein im Ortsraum scharf abgegrenztes Gebiet, z. B. ein Rechteck oder Oval, angeregt werden soll, der k-Raum auch in seinem äußeren Grenzbereich gut abgedeckt sein. Ist dagegen nur eine unscharfe Begrenzung gewünscht, dann reicht eine Abdeckung im mittleren k-Raum-Bereich aus.
Außerdem gibt der Anwender für die Planung der HF-Pulsfolge eine lokale Zielmagnetisierungsverteilung, beispielsweise eine gewünschte Flipwinkelverteilung, vor.
Mit einem geeigneten Optimierungsprogramm wird dann die passende HF-Pulsfolge für die einzelnen Kanäle berechnet, so dass die lokale Zielmagnetisierungsverteilung erreicht wird. Ein Verfahren zur Entwicklung solcher Mehrkanal-Pulszüge in parallelen Anregungsverfahren wird beispielsweise in W. Grishom et al.: „Spatial Domain Method for the Design of RF Pulses in Multicoil Parallel Excitation", Mag. Res. Med. 56, 620–629, 2006, beschrieben.
Für eine bestimmte Messung sind die über die unterschiedlichen Sendekanäle der Sendeeinrichtung auszusendenden, verschiedenen Mehrkanal-Pulszüge, der dazu koordiniert auszusendende Gradienten-Pulszug (mit passenden x-, y- und z-Gradientenpulsen) sowie weitere Steuervorgaben in einem sogenannten Messprotokoll definiert, welches vorab erstellt wird und für eine bestimmte Messung beispielsweise aus einem Speicher abgerufen und gegebenenfalls vom Bediener vor Ort verändert werden kann. Während der Messung erfolgt dann die Steuerung des Magnetresonanzsystems vollautomatisch auf Basis dieses Messprotokolls, wobei die Steuereinrichtung des Magnetresonanzsystems die Befehle aus dem Messprotokoll ausliest und abarbeitet.
Die MR-Bildgebung stellt eine wichtige Messmethode bei der Diagnostik und Therapie in der klinischen Routine dar. Insbesondere bei der Therapie von onkologischen Patienten sind bei destruktiven Methoden vor, während und nach der Therapie Verlaufskontrollen durchzuführen. Hierbei kann z. B. Tumorgewebe und deren Ausdehnung bei der Therapie kontrolliert werden. Eine sichere Vergleichbarkeit der relevanten Gewebeausdehnungen von zeitlich beabstandenten Messungen ist jedoch nicht ohne weiteres möglich. Hierbei sind die Reproduzierbarkeit der Schichtpositionen als auch die Veränderung des Gewebes selbst ein Hindernis zur sicheren Vergleichbarkeit zwischen den Messreihen.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein geeignetes Verfahren sowie eine entsprechende Steuersequenzermittlungseinrichtung zur Ermittlung von Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenzen zu schaffen, welche die Durchführung derartiger Messungen, insbesondere zur Beurteilung des Behandlungsfortschritts, vereinfacht.
Diese Aufgabe wird zum einen durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 und zum anderen durch eine Steuersequenzermittlungseinrichtung nach Patentanspruch 13 gelöst. Ferner wird diese Aufgabe durch ein Magnetresonanzsystem nach Anspruch 14 und ein Computerprogramm nach Anspruch 15 gelöst.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird, wie eingangs beschrieben, für eine auf eine Erstmessung folgende Folgemessung auf Basis einer vorgegebenen lokalen Zielmagnetisierungsverteilung in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren ein Mehrkanal-Pulszug berechnet. Erfindungsgemäß wird hierzu aus mit der Erstmessung ermittelten Bilddaten eine Parameterkarte gewonnen, die zur Ermittelung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung herangezogen wird. Unter einer ”Parameterkarte” ist hierbei ein Feld oder eine Matrix von einzelnen Parameterwerten zu verstehen, auf deren Basis jeweils die Zielmagnetisierung an den einzelnen Orten innerhalb des Bildbereichs festgelegt wird. Das heißt, in der Parameterkarte befindet sich beispielsweise für jeden Voxel eines dreidimensionalen Bildbereichs ein bestimmter Wert. Im einfachsten Fall können die Bilddaten, das heißt beispielsweise die Intensitätswerte der Voxel, aus der Erstmessung selber als Parameterkarte übernommen werden. Ebenso können die Bilddaten der Erstmessung zur Ermittlung der Parameterkarte aber auch modifiziert, beispielsweise invertiert, werden oder die Parameterkarte wird in sonstiger Weise aus den Bilddaten der Erstmessung berechnet. Verschiedene Beispiele hierzu werden später noch erläutert.
Es werden also Bilddaten einer Erstmessung verwendet, die z. B. bei einer Untersuchung zu Beginn einer destruktiven Therapie eines onkologischen Patienten, dem Untersuchungsobjekt, gewonnen wurden. Diese Erstmessung betrifft einen Bildbereich mit z. B. einer ausgewählten Schichtdicke und -orientierung, wobei sich innerhalb des Bildbereichs an einer bestimmten Position ein Zielobjekt, z. B. ein Tumor des Patienten befindet. Der Bildbereich ist i. d. R. ein von einer Bedienperson des Magnetresonanzsystems zu bestimmender Abschnitt des Untersuchungsobjekt, der zur Darstellung kommen soll, um den Tumor zu visualisieren. Der Bildbereich kann quadratisch oder echteckig sein, wenn es sich um zweidimensionale Daten handelt. Der Bildbereich kann jedoch auch drei Dimensionen aufweisen, so dass in diesem Fall der Bildbereich z. B. quaderförmig sein kann.
An die Erstmessung kann sich z. B. eine destruktive Therapie anschließen, deren Fortschritt durch eine oder mehrere Folgemessungen festgestellt werden soll. Für die Folgemessung wird zweckmäßigerweise der gleiche Bildbereich ausgewählt und die Messung z. B. mit der gleichen Schichtdicke und -orientierung noch mal durchgeführt, um so sicherzustellen, dass das Zielobjekt sich an der gleichen Position im Bildbereich der Folgemessung befindet. Es ist aber auch denkbar, unterschiedlich große Bildbereiche für die Erstmessung und die Folgemessung zu verwenden, z. B. dass der Bildbereich der Folgemessung flächenmäßig größer als der Bildbereich der Erstmessung ist, d. h. der Bildbereich der Folgemessung ist im Bildbereich der Erstmessung enthalten, oder umgekehrt sofern in beiden Bildbereichen das Zielobjekt sichtbar ist. Vorzugsweise sollte die Position des Zielobjekts in beiden Bildbereichen identisch sein, z. B. zentral in der Mitte, um einen besonders einfachen Vergleich zu ermöglichen.
Dabei unterscheidet sich die für die Folgemessung verwendete lokale Zielmagnetisierungsverteilung von der für die Erstmessung verwendeten lokalen Zielmagnetisierungsverteilung, die im Folgenden auch Primärmagnetisierung genannt wird. Es werden also zwei unterschiedliche Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenzen verwendet, um z. B. bei vorzugsweise ansonsten gleichem Bildbereich und gleicher Schichtdicke und -orientierung ein weiteres Schichtbild zu erzeugen.
Durch die Verwendung der auf den Bilddaten der Erstmessung basierenden Parameterkarte zur Bestimmung der lokalen Zielmagnetisierung können in die Bilddaten der Folgemessung die Lage und Abmessungen des Zielobjekts automatisch mit eingebettet und z. B. visualisiert werden, da ja durch die Verwendung der Parameterkarte diese Information mit in die Folgemessung mit eingehen. Als Ergebnis liegen somit Bilddaten aus der Folgemessung vor, die sowohl – indirekt über die spezielle lokale Zielmagnetisierungsverteilung – das Zielobjekt mit der Lage und den Abmessungen zum Zeitpunkt der Erstmessung, z. B. zu Beginn der Therapie, als auch das Zielobjekt zum Zeitpunkt der Verlaufskontrolle enthalten und somit nach der Visualisierung der Bilddaten eine unmittelbare Beurteilung des Therapiefortschritts erlauben. Es liegen also automatisch Darstellungen vor, die eine unmittelbare Beurteilung des Behandlungsfortschritts erlauben, und zwar ohne dass eine Bedienperson das Zielobjekt, z. B. den Tumor, vorher händisch mittels einer Bildbearbeitungseinrichtung markieren müsste.
Eine erfindungsgemäße Steuersequenzermittlungseinrichtung der eingangs genannten Art ist zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz für eine Folgemessung ausgebildet, wobei die Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz einen Mehrkanal-Pulszug mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem über verschiedene unabhängige Hochfrequenz-Sendekanäle einer Sendeeinrichtung parallel auszusendenden HF-Pulszügen umfasst. Die Steuersequenzermittlungseinrichtung bestimmt dabei einen Mehrkanal-Pulszug, um beim Aussenden des berechneten Mehrkanal-Pulszugs eine bestimmte lokale Zielmagnetisierungsverteilung in einen ausgewählten Bildbereich (BD) zu erreichen.
Hierzu weist die Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung eine Eingangs-Schnittstelle zur Erfassung von Bilddaten der Erstmessung auf. Als weitere Bestandteile weist die erfindungsgemäße Steuersequenzermittlungseinrichtung eine Zielmagnetisierungsermittelungseinrichtung, die aus einer auf den Bilddaten beruhenden Parameterkarte eine lokale Zielmagnetisierungsverteilung ermittelt, und eine HF-Puls-Optimierungseinheit auf, die so ausgebildet ist, dass sie auf Basis einer lokalen Zielmagnetisierungsverteilung in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren den Mehrkanal-Pulszug berechnet.
Wesentliche Teile der Steuersequenzermittlungseinrichtung, insbesondere die Zielmagnetisierungsermittelungseinrichtung und die HF-Puls-Optimierungseinheit, können in. Form von Softwarekomponenten ausgebildet sein. Bei der Eingangs-Schnittstelle kann es sich um eine Schnittstelle handeln, um die Bilddaten der Erstmessung aus einem innerhalb der Steuersequenzermittlungseinrichtung angeordneten oder über ein Netz damit verbundenen Datenspeicher – gegebenenfalls auch unter Nutzung einer Benutzerschnittstelle – auszuwählen und zu übernehmen. Hierbei kann es sich beispielsweise um eine Benutzerschnittstelle handeln, insbesondere um eine grafische Benutzerschnittstelle, die auch zur manuellen Eingabe einer Ziel-Magnetisierung für die Erstmessung dienen kann. Die Steuersequenzermittlungseinrichtung weist vorzugsweise auch eine Steuersequenz-Ausgabe-Schnittstelle auf, d. h. beispielsweise eine Schnittstelle, die die Steuersequenz an eine Magnetresonanzsteuerung übermittelt, um damit direkt die Messung zu steuern, aber auch um eine Schnittstelle, die die Daten über ein Netz versendet und/oder in einem Speicher zur späteren Nutzung hinterlegt. Diese Schnittstellen können ebenfalls zumindest teilweise in Form von Software ausgebildet sein und eventuell auf Hardware-Schnittstellen eines vorhandenen Rechners zurückgreifen.
Die Erfindung umfasst somit auch ein Computerprogramm, welches direkt in einen Speicher einer Steuersequenzermittlungseinrichtung ladbar ist, mit Programmcode-Abschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in der Steuersequenzermittlungseinrichtung ausgeführt wird. Eine solche softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch bisherige Einrichtungen, die zur Ermittlung von Steuersequenzen verwendet werden (beispielsweise geeignete Rechner in Rechenzentren der Magnetresonanzsystem-Hersteller), durch Implementierung des Programms in geeigneter Weise modifiziert werden können, um in der erfindungsgemäßen Weise Steuersequenzen zu ermitteln, die mit einer geringeren Hochfrequenz-Belastung verbunden sind.
Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten besonders vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen der Erfindung, wobei insbesondere auch die Ansprüche einer Kategorie analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können.
Besonders bevorzugt basiert die Parameterkarte nur auf Bilddaten der Erstmessung. Es erfolgt also keine Auswahl – manuell oder automatisch – eines Bildbereichs bzw. eines Abschnitts des Bildbereichs, sondern alle Bilddaten und damit der ganze Bildbereich wird verwendet. Somit können schnell und ohne aufwändige Bildbearbeitung z. B. Schichtbilder einer Folgemessung erzeugt werden, die eine unmittelbare Beurteilung des Behandlungsfortgangs erlauben.
Weiterhin ist besonders bevorzugt vorgesehen, dass unter Verwendung der Parameterkarte wenigstens ein lokaler Zielflipwinkel an einer Position im Bildbereich, d. h. einer Voxelposition, für die Folgemessung in Abhängigkeit von einem Wert der Parameterkarte an dieser Position im Bildbereich der Erstmessung gewählt wird. Dies gilt insbesondere für Voxel im Bereich des Zielobjekts, denn durch Veränderung der Flipwinkel im Bereich des Zielobjekts ist es möglich, das Zielobjekt quasi in die Abbildung der Folgemessung zu übertragen und somit eine unmittelbare Beurteilung des Behandlungsfortschritts zu ermöglichen. Es können natürlich auch für alle Positionen Zielflipwinkel bestimmt werden, es wird also dann der ganze Bildbereich verwendet. Somit orientieren sich die lokalen Zielflipwinkel an den entsprechenden Werten der Parameterkarte, d. h. zu gleichen Bildparameterwerten an verschiedenen Positionen im Bildbereich gehören gleiche lokale Flipwinkelwerte. So werden gleiche Bildbereiche identisch wiedergegeben.
Es können beliebige Zuordnungen des lokalen Zielflipwinkels und des Parameterwerts der Parameterkarte verwendet werden, z. B. quadratische oder wurzelfunktionsförmige Zuordnungen. Besonders bevorzugt ist vorgesehen, dass der lokale Zielflipwinkel in proportionaler Abhängigkeit vom Wert der Parameterkarte im Bildbereich der Erstmessung gewählt wird. Somit führen gleiche lokalen Zielflipwinkeländerungen zu gleichen Bildparameteränderungen. Dabei wird ein lokaler Flipwinkel z. B. dadurch bestimmt, dass ein Maximalwert für einen lokalen Zielflipwinkel von z. B. 180° multipliziert wird mit dem Wert der Parameterkarte, beispielsweise dem Intensitätswert, für das betreffende Voxel, der mit der Erstmessung bestimmt wurde, und durch einen Maximalwert der Parameterkarte, z. B. dem Maximalwert für den Intensitätswert, dividiert wird. Dabei entspricht der Maximalwert der Parameterkarte der Obergrenze der darstellbaren Werte. Somit erfolgt auf einfache Weise eine Normierung und Skalierung der lokalen Flipwinkel, um optimale Bilddaten mit der Folgemessung zu erreichen.
Dabei ist besonders bevorzugt, dass geprüft wird, ob durch die lokale Zielmagnetisierungsverteilung lokale Flipwinkel im Sättigungsbereich, bspw. im Bereich von 180° liegen. Dabei wird unter dem Sättigungsbereich eine Grenze verstanden, oberhalb der eine korrekte Messwerterfassung und -auswertung nicht mehr möglich ist. Somit wird verhindert, dass es zu ungewollten Fehlmessungen kommt, bei denen aufgrund von lokalen Flipwinkeln im Sättigungsbereich keine Beurteilung des Behandlungsfortschritts erkennbar ist. Dies wäre z. B. dann der Fall, wenn die Berechnung zu Flipwinkelwerten führen würde, die größer als 180° sind, z. B. 210° aber aufgrund der Messdatenerfassung und -auswertung als Flipwinkel von 30° erfasst werden.
Vorzugsweise kann die Parameterkarte auch aus Bilddaten mehrerer Messungen des gleichen Bildbereichs erstellt werden. So können beispielsweise T1-gewichtete Bilddaten, T2-gewichtete Bilddaten und/oder Bilddaten zur Protonendichtemessung (PD-Bilddaten) geeignet miteinander verknüpft werden, um ein kombiniertes Bild zu erzeugen, dessen ortsabhängige Intensitätswerte direkt oder indirekt als Parameterkarte genutzt werden.
Bei der Erfindung ist, wie oben beschrieben, grundsätzlich keine Markierung des Zielobjekts nötig. Dies schließt aber nicht aus, dass zusätzlich in den Bilddaten ein Zielobjekt markiert wird. Dies kann z. B. erfolgen, um eine noch stärkere Hervorhebung des Zielobjekts zu erreichen, wenn die Abgrenzung in den Daten der Erstmessung nicht ausreichend sein sollte oder um in den Bilddaten der Erstmessung von sich aus nicht deutlich hervortretende, weitere, spezielle Bereiche, z. B. einen Sicherheitsbereich um das Zielobjekt, hervorzuheben. Somit wird die Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz durch diese Markierung verändert und somit die Sichtbarkeit des Zielobjekts bei einer Folgemessung gesteigert, wenn dies notwendig ist.
Besonders bevorzugt ist, dass lokale Flipwinkel auf der Grundlagen von vorgegebenen Intensitätsänderungen, insbesondere Grauwertänderungen, geändert werden. Dabei kann es sich bei den Intensitäts- oder Grauwertänderungen um Bildparameter, wie z. B. die Parameterkarte handeln. Dies erlaubt es, dass eine Bedienperson an einem Terminal manuell eine Intensitätsänderungen, insbesondere Grauwertänderungen, durchführt, um den ausgewählten Bereich, wie z. B. einen Tumor zu markieren. Statt Grauwertänderungen können aber auch Farbverläufe und/oder -schattierungen geändert werden. Besonders bevorzugt ist, dass zur Berechnung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung mit der Erstmessung gewonnene Bilddaten in Form eines oder mehrerer Schichtbilder verwendet werden. Es ist also nicht zwingend notwendig, dass aus der Erstmessung Volumenbilddaten vorliegen, um die Zielmagnetisierungsverteilung in der erfindungsgemäßen Weise festzulegen. Die Schichtbilder können dabei z. B. in einem DICOM-Format oder anderem Standardformat auf einem Datenträger vom Patienten mitgebracht oder über ein Netzwerk zu der Einrichtung übersandt werden, die die Folgemessung durchführt.
Dabei kann die Parameterkarte folglich direkt ein mit einer Erstmessung gewonnenes Schichtbild sein. Eine Folgemessung kann dann Bilddaten, in Form eines z. B. exakt den gleichen Bildausschnitt zeigenden Schichtbildes liefern, in dem sich in Bereichen ohne Gewebeänderung starke Messsignale für die jeweiligen Voxel verstärken und schwache Messsignale für die jeweiligen Voxel abschwächen, so dass unmittelbar die im Verlauf der Behandlung eingetretene Tumorveränderung und damit der Behandlungsfortschritt im Schichtbild erkennbar ist.
Ebenso kann aber auch auf Basis von mehreren Schichtbildern der Erstmessung eine dreidimensionale Parameterkarte für die Zielmagnetisierungsverteilung der Folgemessung gewonnen werden, wobei gegebenenfalls zur Ermittlung von Werten zwischen den Schichtbildern geeignete Interpolationsverfahren genutzt werden.
In einer weiteren Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Bilddaten, z. B. in Form eines oder mehrerer Schichtbilder, vor der Berechnung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung invertiert werden. D. h. als Parameterkarte zur Ermittelung der lokalen Zielmagnetiserungsverteilung werden hier also die invertierten Bilddaten der Erstmessung, direkt oder gegebenenfalls noch weiter modifiziert, herangezogen. Das Ergebnis sind Bilddaten der Folgemessung, z. B. zumindest ein weiteres, ergänzendes Schichtbild, in dem sich in Bereichen ohne Gewebeveränderung starke Messsignale abschwächen und schwache Messsignale verstärken. Der Kontrast nimmt also ab und damit tritt die Veränderung der Größe des Tumors vom Zeitpunkt der Erstmessung bis zum Zeitpunkt der Folgemessung deutlich hervor. Somit sind unmittelbar die im Verlauf der Behandlung eingetretene Tumorveränderung und damit der Behandlungsfortschritt erkennbar.
An die erste Folgemessung können sich weitere Folgemessungen anschließen. Für eine solche zweite Folgemessung kann die mit der Erstmessung gewonnene Parameterkarte zur Ermittelung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung verwendet werden. Somit kann auch der weitere Fortgang und Behandlungserfolg im Zeitraum zwischen der Erstmessung und der zweiten Folgemessung kontrolliert werden. Alternativ können zur Ermittelung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung Bilddaten der ersten Folgemessung bzw. eine daraus gewonnene Bildparameterkarte verwendet werden. So kann außerdem der weitere Fortgang und Behandlungserfolg im Zeitraum zwischen der ersten Folgemessung und der zweiten Folgemessung kontrolliert werden.
Grundsätzlich kann die Zielmagnetisierungsverteilung erst unmittelbar vor der Folgemessung ermittelt werden, unter Verwendung von Bilddaten aus einer früher erfolgten Vormessung bzw. Untersuchung eines Patienten. Alternativ kann aber auch sofort nach einer Erstmessung ein Steuerprotokoll gebildet werden, das wenigstens eine Parameterkarte und/oder berechnete lokalen Zielmagnetisierungsverteilung enthält. Daneben kann das Steuerprotokoll Angaben über den Bildbereich bzw. -ausschnitt sowie die Schichtdicke- und Orientierung enthalten. Dieses Steuerprotokoll kann dann bereits zum Zeitpunkt kurz nach der Erstmessung erstellt und dann abgespeichert werden. Dies vereinfacht die Durchführung der Folgemessungen, da einfach nur das abgespeicherte Steuerprotokoll aufgerufen werden muss und nicht erst zum Zeitpunkt der Folgemessung bzw. der Kontrolluntersuchung diese Daten zusammengetragen werden müssen. Ferner kann das Steuerprotokoll auf einem geeigneten Datenträger abgespeichert und so einem Patienten ausgehändigt werden, sodass die Durchführung von Folgeuntersuchungen auch anderen Standorten möglich wird, und – in gewissen Grenzen – auch geräteunabhängig.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels einer erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage,
2 ein Ablaufschema für einen möglichen Ablauf gemäß einem Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahrens,
3 ein Beispiel transversaler Kopfbilder, die jeweils T1, T2 und PD Daten einer in-Vivo-Messung beinhalten,
4 eine Darstellungen berechneter B₁-Maps für eine 8-Kanal Kopfspule,
5 eine Darstellung einer Pulsberechnung auf Basis der B₁-Maps gemäß 4,
6 eine Darstellung (A) einer Zielvorgabe für eine Soll-Flipwinkelverteilung, und zum Vergleich eine Darstellung (B) eines Ergebnisses einer Ist-Bloch-Simulation, wie sie der berechnete 8-Kanal HF-Puls gemäß 5 erzeugen würde,
7 zwei Kopfbilder mit einem simulierten Tumor,
8 eine Darstellung einer Messung einer Verlaufskontrolle,
9 eine weitere Darstellung einer Messung einer Verlaufskontrolle.
In 1 ist grob schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage 1 dargestellt. Sie umfasst zum einen den eigentlichen Magnetresonanzscanner 2 mit einem darin befindlichen Untersuchungsraum 8 bzw. Patiententunnel. Eine Liege 7 ist in diesen Patiententunnel 8 hineinfahrbar, so dass ein Untersuchungsobjekt O, wie z. B. ein darauf liegender Patient, während einer Untersuchung an einer bestimmten Position innerhalb des Magnetresonanzscanners 2 relativ zu dem darin angeordneten Magnetsystem und Hochfrequenzsystem gelagert werden kann bzw. auch während einer Messung zwischen verschiedenen Positionen verfahrbar ist.
Wesentliche Komponenten des Magnetresonanzscanners 2 sind ein Grundfeldmagnet 3, ein Gradientensystem 4 mit Magnetfeldgradientenspulen, um beliebige Magnetfeldgradienten in x-, y- und z-Richtung anzulegen, sowie eine Ganzkörper-Hochfrequenzspule 5 (bzw. Body-Coil). Der Empfang von im Untersuchungsobjekt O induzierten Magnetresonanzsignalen kann über die Ganzkörperspule 5 erfolgen, mit der in der Regel auch die Hochfrequenzsignale zur Induzierung der Magnetresonanzsignale ausgesendet werden. Üblicherweise werden diese Signale aber mit beispielsweise auf oder unter das Untersuchungsobjekt O gelegten Lokalspulen 6 empfangen. Diese Lokalspulen 6 können außer zum Empfangen auch zum Senden genutzt werden. Alle diese Komponenten sind dem Fachmann grundsätzlich bekannt und daher in der 1 nur grob schematisch dargestellt.
Die Ganzkörper-Hochfrequenzspule 5 ist hier in Form einer so genannten Birdcage-Antenne aufgebaut und weist eine Anzahl N von einzelnen Antennenstäben auf, die parallel zum Patiententunnel 8 verlaufen und auf einem Umfang um den Patiententunnel 8 gleichmäßig verteilt angeordnet sind. Endseitig sind die einzelnen Antennenstäbe jeweils kapazitiv ringförmig verbunden.
Die einzelnen Antennenstäbe sind hier über einzelne Sendekanäle S₁, ..., S_N separat von einer Steuereinrichtung 10 ansteuerbar. Dabei kann es sich um einen Steuerrechner handeln, welcher auch aus einer Vielzahl von – gegebenenfalls auch räumlich getrennten und über geeignete Kabel oder dergleichen untereinander verbundenen – Einzelrechnern bestehen kann.
Über eine Terminalschnittstelle 17 ist diese Steuereinrichtung 10 mit einem Terminal 20 verbunden, über das ein Bediener die gesamte Anlage 1 ansteuern kann. Im vorliegenden Fall ist dieses Terminal 20 als Rechner mit Tastatur, einem oder mehreren Bildschirmen sowie weiteren Eingabegeräten wie beispielsweise Maus oder dergleichen ausgestattet, so dass dem Bediener eine grafische Benutzeroberfläche zur Verfügung steht.
Die Steuereinrichtung 10 weist u. a. eine Gradienten-Steuereinheit 11 auf, die wiederum aus mehreren Teilkomponenten bestehen kann. Über diese Gradienten-Steuereinheit 11 werden die einzelnen Gradientenspulen mit Steuersignalen SG_x, SG_y, SG_z beschaltet. Hierbei handelt es sich um Gradientenpulse, die während einer Messung an genau vorgesehenen zeitlichen Positionen und mit einem genau vorgegebenen zeitlichen Verlauf gesetzt werden.
Die Steuereinrichtung 10 weist außerdem eine Hochfrequenz-Sende-/Empfangseinheit 12 auf. Diese HF-Sende-/Empfangseinheit 12 besteht ebenfalls aus mehreren Teilkomponenten, um jeweils separat und parallel für die einzelnen Sendekanäle S₁, ..., S_N, d. h. auf die einzeln ansteuerbaren Antennenstäbe der Bodycoil 5, Hochfrequenzpulse aufzugeben. Über die Sende-/empfangseinheit 12 können auch Magnetresonanzsignale empfangen werden. Üblicherweise geschieht dies aber mit Hilfe der Lokalspulen 6. Die mit diesen Lokalspulen 6 empfangenen Rohdaten RD werden von einer weiteren HF-Sende-/Empfangseinheit 13 ausgelesen und verarbeitet. Die hiervon oder von der Ganzkörperspule mittels der HF-Sende-/Empfangseinheit 12 empfangenen Magnetresonanzsignale werden als Rohdaten RD an eine Rekonstruktionseinheit 14 übergeben, die daraus die Bilddaten BD rekonstruiert und diese in einem Speicher 16 hinterlegt und/oder über die Schnittstelle 17 an das Terminal 20 übergibt, so dass der Bediener sie betrachten kann. Die Bilddaten BD können auch über ein Netzwerk NW an anderen Stellen gespeichert und/oder angezeigt und ausgewertet werden.
Die Gradientensteuerung 11, die HF-Sende-/Empfangseinheit 12 für die Bodycoil 5 und die HF-Sende-/Empfangseinheit 13 für die Lokalspulen 6 werden jeweils koordiniert durch eine Messsteuereinheit 15 angesteuert. Diese sorgt durch entsprechende Befehle dafür, dass ein gewünschter Gradienten-Pulszug GP durch geeignete Gradientensteuersignale SG_x, SG_y, SG_z ausgesendet wird, und steuert parallel die HF-Steuereinheit 12 so an, dass ein Mehrkanal-Pulszug MP ausgesendet wird, d. h. dass z. B. auf den einzelnen Sendekanälen S₁, ..., S_N parallel die passenden Hochfrequenzpulse auf die einzelnen Sendestäbe der Ganzkörperspule 5 gegeben werden. Außerdem muss dafür gesorgt werden, dass zum passenden Zeitpunkt die Magnetresonanzsignale an den Lokalspulen 6 durch die HF-Sende-/Empfangseinheit 13 bzw. eventuelle Signale an der Ganzkörperspule 5 durch die HF-Sende-/Empfangseinheit 12 ausgelesen und weiterverarbeitet werden. Die Messsteuereinheit 15 gibt die entsprechenden Signale, insbesondere den Mehrkanal-Pulszug MP an die Hochfrequenz-Sende-/Empfangseinheit 12 und den Gradienten-Pulszug GP an die Gradienten-Steuereinheit 11, gemäß einem vorgegebenen Steuerprotokoll P vor. In diesem Steuerprotokoll P sind alle Steuerdaten hinterlegt, die während einer Messung eingestellt werden müssen.
Üblicherweise sind in einem Speicher 16 eine Vielzahl von Steuerprotokollen P für verschiedene Messungen hinterlegt. Diese könnten über das Terminal 20 vom Bediener ausgewählt und gegebenenfalls variiert werden, um dann ein passendes Steuerprotokoll P für die aktuell gewünschte Messung zur Verfügung zu haben, mit dem die Messsteuereinheit 15 arbeiten kann. Im Übrigen kann der Bediener auch über ein Netzwerk NW Steuerprotokolle, beispielsweise von einem Hersteller des Magnetresonanzsystems, abrufen und diese dann gegebenenfalls modifizieren und nutzen.
Der grundlegende Ablauf einer solchen Magnetresonanzmessung und die genannten Komponenten zur Ansteuerung sind dem Fachmann aber bekannt, so dass sie hier im Detail nicht weiter besprochen werden. Im Übrigen können ein solcher Magnetresonanzscanner 2 sowie die zugehörige Steuereinrichtung noch eine Vielzahl weiterer Komponenten aufweisen, die hier ebenfalls nicht im Detail erläutert werden.
Es wird an dieser Stelle darauf hingewiesen, dass der Magnetresonanzscanner 2 auch anders aufgebaut sein kann, beispielsweise mit einem einseitig offenen Patientenraum, und dass im Prinzip die Hochfrequenz-Ganzkörperspule nicht als Birdcage-Antenne aufgebaut sein muss. Die HF-Sende-/Empfangseinheit 12 mit der Bodycoil 5 und die HF-Sende-/Empfangseinheit 13 mit den Lokalspulen 6 können bei dem obigen Beispiel nach 1 jeweils als Sendeeinrichtungen im Sinne der vorliegenden Erfindung angesehen werden. Wesentlich ist lediglich, dass die Sendeeinrichtung mehrere separat ansteuerbare Sendekanäle S₁, ..., S_N aufweist.
In 1 ist hier außerdem eine erfindungsgemäße Steuersequenzermittlungseinrichtung 22 schematisch dargestellt, die zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS dient. Diese Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS enthält u. a. für eine bestimmte Messung einen vordefinierten Mehrkanal-Pulszug MP zur Ansteuerung der einzelnen Sendekanäle S₁, ..., S_N. Die Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS wird im vorliegenden Fall als Teil des Steuerprotokolls P erstellt.
Die Steuersequenzermittlungseinrichtung 22 ist hier als Teil des Terminals 20 dargestellt und kann in Form von Softwarekomponenten auf dem Rechner dieses Terminals 20 realisiert sein. Prinzipiell kann die Steuersequenzermittlungseinrichtung 22 aber auch Teil der Steuereinrichtung 10 selber sein oder auf einem separaten Rechensystem realisiert sein, und die fertigen Magnetresonanz-Ansteuersequenzen AS werden, gegebenenfalls auch im Rahmen eines kompletten Steuerprotokolls P, über ein Netzwerk NW an das Magnetresonanzsystem 1 übermittelt.
Die Steuersequenzermittlungseinrichtung 22 weist eine Eingangsschnittstelle 23 auf. Normalerweise werden der Steuersequenzermittlungseinrichtung 22 über diese Eingangsschnittstelle 23 u. a. eine Zielmagnetisierung und eine Gradiententrajektorie vorgegeben, auf deren Basis eine HF-Puls-Optimierungseinheit 25 der Steuersequenz-Ermittelungseinrichtung 22 automatisch eine bestimmte Ansteuersequenz mit einem optimalen Mehrkanal-Pulszug zur Erreichung der gewünschten Zielmagnetisierung ermittelt. Dies kann mit einem herkömmlichen Pulsoptimierungsverfahren erfolgen, wie sie beispielsweise eingangs im Zusammenhang mit der Schrift von in W. Grishom et al. beschrieben sind. Hierbei können die verschiedensten Optimierungskriterien berücksichtigt werden, insbesondere auch Kriterien zur SAR-Belastung des Patienten während der Messung. Üblicherweise wird dabei eine homogene Zielmagnetisierungsverteilung für den gesamten bei der nachfolgenden Messung zu erfassenden Bildbereich vorgegeben. Das heißt es wird beispielsweise einfach ein Zielflipwinkel festgelegt, welcher bei Aussendung der B₁-Pulse im gesamten Bildbereich homogen erreicht werden soll.
Erfindungsgemäß erhält die Steuersequenzermittlungseinrichtung 22 nun bei einer Folgemessung FM, z. B. auch über diese Eingangsschnittstelle 23, Bilddaten BD einer zu einem beliebigen Zeitpunkt erstellten Erstmessung desselben aufzunehmenden Bildbereichs des Patienten. Beispielsweise können über diese Schnittstelle elektronische Schnittbilder, insbesondere in einem DICOM-Format, erfasst werden, die ein Patient für eine Verlaufsuntersuchung von einer Vormessung mitbringt. Ebenso können über diese Schnittstelle selbstverständlich auch Volumendaten eines kompletten 3D-Bildbereichs, der für die Folgemessung von Interesse ist, eingelesen werden. Dies bietet sich insbesondere an, wenn solche Volumendaten bereits in einem Speicher des Systems hinterlegt oder über eine Schnittstelle, beispielsweise das Netzwerk NW, verfügbar sind. Auf Basis der Bilddaten BD kann dann – wie noch nachfolgend erläutert wird – eine Parameterkarte erstellt werden, wobei die Parameterkarte auch ggf. aus den unveränderten Bilddaten BD selber gebildet sein kann. Die Erstellung einer Parameterkarte kann mittels einer nicht separat dargestellten, z. B. in Form von Software ausgebildeten Recheneinheit des Terminals erfolgen, ggf. auch auf Basis von Befehlen, die über eine Benutzerschnittstelle empfangen werden. Ebenso kann auch anstelle der Bilddaten BD direkt eine darauf basierende Parameterkarte über die Eingangsschnittstelle 23 an die Steuersequenzermittlungseinrichtung 22 übergeben werden.
Diese Parameterkarte wird dann einer Zielmagnetisierungsermittelungseinrichtung 26 der Steuersequenz-Ermittelungseinrichtung 22 zugeführt, die aus der Parameterkarte eine genaue lokale Zielmagnetisierungsverteilung oder Ziel-Flipwinkelverteilung für die gewünschte Messung ermittelt. Anders als bisher üblich, wird also in den meisten Fällen nicht mehr angestrebt, einen homogenen Zielflipwinkel im gesamten Bildbereich zu erreichen, sondern es soll lokal individuell für jeden einzelnen Voxel oder für verschiedene Teilbereiche des Bildbereichs ein Zielflipwinkel festgelegt werden, der in einer vordefinierten Weise von den Bilddaten der Vormessung abhängt. Die Parameterkarte kann alternativ auch in einem ersten Schritt in der Zielmagnetisierungsermittlungseinrichtung 26 aus den Bilddaten BD gewonnen werden oder die Parameterkarte wird hier noch modifiziert.
Die so erhaltene lokale Zielmagnetisierungsverteilung wird dann an die HF-Puls-Optimierungseinheit 25 der Steuersequenz-Ermittelungseinrichtung 22 übergeben, welche automatisch eine bestimmte Ansteuersequenz AS, AS' mit einem optimalen Mehrkanal-Pulszug MP zur Erreichung der gewünschten lokalen Zielmagnetisierungsverteilung ZV, ZV' erstellt.
Diese Daten werden dann über eine Steuersequenz-Ausgabeschnittstelle 24 wieder ausgegeben und können dann beispielsweise in üblicher Weise im Rahmen eines Steuerprotokolls P, in dem noch weitere Vorgaben zur Ansteuerung des Magnetresonanzsystems 1 angegeben werden (beispielsweise Parameter zur Rekonstruktion der Bilder aus den Rohdaten etc.), an die Steuereinrichtung 10 für die Folgemessung übergeben werden.
Im Folgenden wird anhand der 2 bis 9 beispielhaft eine Messung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren erläutert.
In dem gezeigten Beispiel wird von einer Verlaufsmessung zur Kontrolle der Verkleinerung eines Tumors im Kopf während einer Strahlenbehandlung ausgegangen. Dabei wird zunächst anhand der 3 bis 6 dargestellt, wie eine lokale Zielmagnetisierungsverteilung auf Basis von Bilddaten einer Vormessung ermittelt werden kann, mit der dann die Bilddaten für eine Folgemessung FM aufgenommen werden.
3 zeigt hierzu zunächst als Testdatensatz transversale Schnittbilder durch den Kopf eines Probanden. Das ganze linke Bild A enthält die T1-Daten, das mittlere Bild B die T2-Daten und das rechte Bild C Protonendichte-Daten (PD-Daten) der Messung.
Für eine Basis-Spin-Echo-Sequenz, beispielsweise mit einer Standardanregung, kann daraus bei Angabe der TR- und TE-Zeiten (TR ist Relaxationszeit und TE die Echozeit) ein MR-Bild mit der (ortsabhängigen) Intensität I_MR berechnet werden: I_MR = PD·(1 – e^–TR/T1)·e^–TE/T2 (1)
PD ist ein mehrdimensionaler Vektor, der die ortsabhängigen Bilddaten der PD-Messung enthält. Entsprechend enthält der Vektor T1 die Bilddaten aus der T1-Messung und der Vektor T2 die Bilddaten aus der T2-Messung.
Solche MR-Bilder können als Zielmagnetisierung für die Berechnung eines pTX-Pulses, d. h. eines Mehrkanal-Pulszugs MP, verwendet werden. Im folgenden Ausführungsbeispiel wurde für die MR-Bilder eine T1-Gewichtung verwendet.
Dabei kann eine Verbesserung der Bildqualität erreicht werden, wenn bei der Berechnung des pTX-Pulses neben gerätespezifischen Inhomogenitäten auch patientenspezifische Inhomogenitäten berücksichtigt werden. Hierzu können neben einer B₀-Map, die durch eine Messung oder Simulation ohne Patient gewonnen wird und die als eine Karte die Homogenität des B₀-Felds wiedergibt, auch sogenannte B₁-Maps verwendet werden, die z. B. die räumlich B₁-Feldverteilung für jede einzelnen der unabhängige Sendekanäle repräsentieren. Die Informationen aus der B₀-Map und den B₁-Maps können z. B. von der HF-Puls-Optimierungseinheit 25 zur Berechnung des Mehrkanal-Pulszugs MP verwendet werden. Die Verwendung der B₀-Map und der B₁-Maps erlauben somit, dass unter Berücksichtigung eventueller Inhomogenitäten der Magnetfelder ein Mehrkanal-Pulszug (MP) berechnet wird, der möglichst genau zu der Zielmagnetisierung führt.
Hierzu können für jeden Patienten individuelle B₀- und/oder B₁-Maps durch separate Justagemessungen vor der eigentlichen Messung bestimmt werden. Alternativ ist es möglich, B₁-Maps anhand eines oder mehrere Standardtestkörper (anhand von Phantomen und/oder Probanten) beispielsweise für verschiedene Patientenkonstitutionen (z. B. Mann, Frau, Kind) durch Messungen zu bestimmen, die in einem Speicher hinterlegt und dann bei Bedarf aufgerufen werden. Ebenso ist es möglich, entsprechende B₀- und/oder B₁-Maps durch Simulationen mit entsprechenden virtuellen Standardtestkörpern (Modellen) zu erhalten. In 4 sind beispielsweise für eine 8-Kanal Kopfspule anhand eines Modells eines menschlichen Kopfes in einer Simulation für alle acht Kanäle gewonnene B₁-Maps sowie ein B₀-Map gezeigt.
Mit den in 4 dargestellten B₀- und B₁-Maps lässt sich für eine nicht-schichtselektive Anregung dann ein 8-Kanal-HF-Puls, d. h. ein Mehrkanal-Pulszug MP, bei Vorgabe z. B. einer Spiral-Gradientengeometrie, mithilfe bekannter Optimierverfahren berechnen, wie er ausschnittweise in 5 dargestellt ist. Die hierfür als Beispiel vorgegebene Zielflipwinkelverteilung ist in 6 links (Bild A) wiedergegeben, wobei die Zielflipwinkelverteilung in diesem Fall auf dem T1-gewichteten Bild (Bild A aus 3) beruht.
In 5 werden dabei im obersten Diagramm für die verschiedenen Kanäle die Spannungskurvenverläufe (in V) über der Zeit (in ms) dargestellt. In dem zweitobersten Diagramm sind passend zu diesen Kurven die Phasenverläufe (in °) über der Zeit dargestellt. In den drei Diagrammen darunter sind der Vollständigkeit halber die synchronisiert dazu auszusendenden Gradientenpulse in Ausleserichtung (G_RO; RO = Read Out), in Phasenkodierrichtung (G_PE; PE = Phase Encoding) und Schichtselektionsrichtung (G_SS; SS = Slice Selection) jeweils in mT/m dargestellt. Die Ausleserichtung ist hier die x-Richtung und die Phasenkodierrichtung die y-Richtung. Da bei diesem Beispiel keine Schichtselektion erfolgen soll, wird in Schichtselektionsrichtung, d. h. in z-Richtung, kein Gradientenpuls ausgesandt.
6 zeigt auf der rechten Seite (Bild B) zum Vergleich mit der in Bild A gezeigten vorgegeben Zielflipwinkelverteilung das Ergebnis einer Ist-Bloch-Simulation, wie sie der in 5 dargestellte, berechnete 8-Kanal-HF-Puls erzeugen würde.
Ein Vergleich der beiden Bilder A und B zeigt, dass die gewünschte Zielmagnetisierung gut erreicht wird. Auf diese Art und Weise kann also auf Basis einer Parameterkarte, die z. B. bei einer Erstmessung gewonnen wurde, hier unmittelbar den Bilddaten eines T1-gewichteten Bildes der Erstmessung, eine lokale Zielmagnetisierungsverteilung ZV, ZV' ermittelt werden.
Der Ablauf einer Untersuchungssequenz mit einer Erstmessung und Folgemessungen wird im Folgenden anhand des Ablaufdiagramms gemäß 2 an einem sehr einfachen Beispiel mit Hilfe von Bildern aus einer Simulation erläutert.
Als Erweiterung der Berechnung der Intensität I_MR der Bilddaten der Erstmessung gemäß Gleichung (1) bzw. zur Berechnung der Parameterkarte für die Bestimmung der Zielmagnetisierung der Folgemessung wird für dieses Beispiel ein simulierter Tumor T in das Kopfbild eingebracht, indem im Wesentlichen an der entsprechenden (kreisförmige) Stelle der T1-Wert einfach um einen Faktor 2 erhöht wird.
In 7 sind zwei entsprechende Kopfbilder für eine Spin-Echo-Sequenz für eine Standardanregung bei identischer Kopflage gezeigt, wobei das linke Bild A eine (wie zuvor beschrieben erzeugte) Simulation des Zustand vor der Behandlung und das rechte Bild B den simulierten Zustand nach der Behandlung zeigt. Der „Tumor” ist im Bild B erheblich kleiner als im Bild B.
Bei der dargestellten Ausführungsvariante des erfindungsgemäßen Verfahrens wird im zuerst nach einem Übersichts-Scan (Topogramm) ein Bildbereich BB des Untersuchungsobjekts O festgelegt, in diesem Fall der Kopf mit dem Tumor T. Somit befindet sich innerhalb des Bildbereichs BB der Tumor T. Von diesem Bildbereich BB sollen mit einer Erstmessung (EM) und auch mit den folgenden Folgemessungen FM, FM', FM2 Bilddaten BD gewonnen werden.
Anschließend wird in einem Schritt I eine Erstmessung mit einer Primärmagnetisierung PM durchgeführt, um den Zustand zu Beginn der Therapie festzuhalten. Dabei umfasst der festgelegte Bildbereich BB neben dem Bildausschnitt, innerhalb dessen sich der Tumor T befindet, auch die ausgewählte Schichtdicke und -orientierung.
Zur Durchführung der Erstmessung EM wird z. B. das in 1 dargestellte Magnetresonanzsystem 1 mit einer Sendeeinrichtung 5, 6, 12, 13 mit der Mehrzahl von unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanälen S₁, ..., S_N verwendet. Es wird von einem Bediener eine geeignete Ansteuersequenz verwendet, um für die Erstmessung EM die Primärmagnetisierung PM im ausgewählten Bildbereich BB zu erreichen. Die Steuereinrichtung 15 sendet auf dieser Basis einen Mehrkanal-Pulszug MP mit mehreren parallelen individuellen HF-Pulszügen über die verschiedenen Hochfrequenz-Sendekanäle (S₁, ..., S_N) aus, um die gewünschte Primärmagnetisierung PM der Erstmessung EM zu erreichen. Als Ergebnis der Erstmessung EM liegen dann Rohdaten RD vor, die nach ihrer Auswertung und Umwandlung in Bilddaten BD ein z. B. T1-gewichtetes Schichtbild SB ergeben, auf dem unmittelbar der Tumor T erkennbar ist. Dies könnte beispielsweise wie das in 7 auf der rechten Seite dargestellte Bild A mit dem simulierten „Tumor” aussehen.
Im Schritt IIa wird die Parameterkarte PK bestimmt. Als Parameterkarte PK können beispielsweise ein oder mehrere unveränderte Schichtbilder der Erstmessung EM Verwendung finden. Alternativ kann in einem Schritt IIB eine Parameterkarte PK' auf der Basis eines oder mehrer invertierter Schichtbilder der Erstmessung EM bestimmt werden. Im Folgenden wird, ohne Beschränkung der Erfindung hierauf, der Einfachheit halber davon ausgegangen, dass nur jeweils ein einzelnes Schichtbild benötigt wird.
Im Schritt IIIa oder IIIb werden u. a. die Parameterkarte PK oder PK' verwendet, um eine lokale Zielmagnetisierung ZV, ZV' für die Durchführung von Folgemessungen FM, FM' zu berechnen. Die Berechnung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung ZV, ZV' wird von der Zielmagnetisierungsermittlungseinheit 26 der Steuersequenzermittlungseinrichtung 22 durchgeführt. Die Verwendung eines unveränderten Schichtbilds führt zu der lokalen Zielmagnetisierung ZV (siehe Schritt IIIa) und die Verwendung eines invertierten Schichtbilds führt zu einer zweiten lokalen Zielmagnetisierung ZV' (siehe Schritt IIIb). In 2 sind parallel beide Varianten in den Schritten IIa bis IIIb und IIb bis IIIb dargestellt.
Werden die Bilddaten BD der Erstmessung EM unverändert genutzt, können die lokalen Zielflipwinkel FW an den einzelnen Positionen im Bildbereich, d. h. für die einzelnen Voxel, für die Folgemessung in Abhängigkeit von Bildparameterwerten, z. B. Grauwerten, an den entsprechenden Positionen im Bildbereich der Erstmessung EM gemäß folgender Gleichung bestimmt werden:
Dabei steht FW für den mehrdimensionalen Vektor, der die lokale Zielflipwinkelverteilung (d. h. jeweils den lokalen Flipwinkel in den einzelnen Voxeln an den verschiedenen Positionen innerhalb des gewünschten Bildbereichs) repräsentiert. Der Vektor FW entspricht also der gewünschten Zielmagnetisierungsverteilung ZV, ZV'. FW_max ist ein Maximalwert für den lokalen Flipwinkel FW von z. B. 180°. I_MR ist die gemäß Gleichung (1) ortsabhängige Intensität (d. h. die Intensitätswerte für die einzelnen Voxel, z. B. in Form von Grau oder Farbwerten) in den Bilddaten BD der Erstmessung EM. I_MR,max ist der maximale Intensitätswert in den Bilddaten, d. h. im Vektor I_MR. Sollen als Parameterkarte PK die invertierten Bilddaten der Erstmessung EM dienen, enthält der Vektor I_MR entsprechend die invertierten Werte der einzelnen Voxel der Erstmessung EM. Dadurch ist automatisch eine Normierung gegeben, dass der maximale Zielflipwinkel FW in der Folgemessung 180° erreichen kann.
Diese lokale Zielmagnetisierungsverteilung ZV, ZV', die von der für die Erstmessung EM verwendeten homogenen Zielmagnetisierung bzw. Primärmagnetisierung abweicht, führt gemäß der folgenden Gleichung zwangsläufig zu veränderten Intensitäten I_MR' in den Bilddaten der Folgemessung: I_MR = sin(FW)·PD·(1 – e^–TR/T1)·e^–TE/T2 (3)
Ein Vergleich der Gleichung (3) mit Gleichung (1) zeigt sofort, dass nun die Intensität I_MR an einem bestimmten Ort innerhalb des Bildbereichs zusätzlich vom Sinus des Flipwinkels FW am jeweiligen Ort abhängt.
Es wird daher in einem Schritt IVa bzw. IVb von der HF-Puls-Optimierungseinheit 25 für die gemäß Gleichung (2) berechnete Ziel-Flipwinkelverteilung ZV, ZV' mithilfe einer herkömmlichen Optimierungsmethode eine geeignete Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS, AS' für eine Folgemessung FM, FM' für den gleichen ausgewählten Bildbereich BB (siehe 7) mit der gleichen ausgewählten Schichtdicke und -orientierung berechnet.
Die von der HF-Puls-Optimierungseinheit 25 errechnete Magnetresonanz-Ansteuersequenz AS für die lokalen Zielmagnetisierungsverteilungen ZV, ZV' kann dann noch dahingehend geprüft werden, ob durch die lokale Zielmagnetisierungsverteilung ZV, ZV' wenigstens abschnittsweise die lokalen Zielflipwinkel FW im Sättigungsbereich liegen. Wenn dies der Fall ist, wird die Bedienperson durch eine automatisch generierte Mitteilung darüber unterrichtet. Die lokale Zielmagnetisierungsverteilung ZV, ZV' wird, sofern die lokalen Zielflipwinkel FW nicht im Sättigungsbereich liegen, über eine Steuersequenz-Ausgabeschnittstelle 24 wieder ausgegeben und in ein Steuerprotokoll P eingefügt, in dem noch weitere Vorgaben zur Ansteuerung des Magnetresonanzsystems 1 eingefügt werden. Anschließend wird das Steuerprotokoll P abgespeichert.
Im Schritt Va bzw. Vb wird u. a. eine erste Folgemessung FM, FM' durchgeführt. Hierzu wird das im Schritt IVa bzw. IVb ermittelte Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS, AS' wie beschrieben im Rahmen des Steuerprotokolls P an die Messsteuereinheit 15 der Steuereinrichtung 10 übergeben und anschließend die Folgemessung FM, FM' durchgeführt. So werden unter Auswahl des gleichen bzw. des abgespeicherten Bildbereichs BB und der gleichen bzw. abgespeicherten Schichtdicke und -orientierung Bilddaten BD der Folgemessung FM, FM' gewonnen.
Das Ergebnis ist im vorliegenden Fall ein Schichtbild SB einer Folgemessung FM, FM' wie es in 8 dargestellt ist. Aufgrund der speziellen Festlegung der Zielmagnetisierungsverteilung ZV, ZV' auf Basis der Bilddaten BD der Vormessung (in der Simulation für 8 die Bilddaten aus dem Bild A der 7) verstärken sich in Bereichen ohne Gewebeänderung (d. h. außerhalb des „Tumors”) starke Signale und schwache Signale schwächen sich ab. Als Ergebnis ist der Bildkontrast außerhalb des „Tumors” gesteigert und die Veränderung des „Tumors” T wird sichtbar. Somit ist die im Verlauf der Behandlung eingetretene Tumorveränderung unmittelbar erkennbar, ohne dass in den Bilddaten BD der Folgemessung FM, FM' der Bereich des Tumors T gemäß den Bilddaten BD der Erstmessung EM markiert werden musste.
Entsprechend kann die im Schritt Va durchgeführte erste Folgemessung FM um die weitere im Schritt Vb durchgeführte Folgemessung FM' ergänzt werden. Bei dieser ergänzenden Folgemessung FM' wird ein Steuerprotokoll P' verwendet, dass die Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS' enthält, die auf der Grundlage der zweiten lokalen Zielmagnetisierungsverteilung ZV' für ein invertiertes Schichtbild ermittelt wurde.
9 zeigt ein simuliertes Schichtbild einer solchen zweiten Folgemessung FM', bei die Zielmagnetisierungsverteilung auf Basis der invertieren Bilddaten der Erstmessung festgelegt wurde. In diesem Bild schwächen sich in Bereichen ohne Gewebeveränderung (d. h. außerhalb des „Tumors”) starke Signale ab und schwache Signale verstärken sich. Der Kontrast nimmt also ab und damit tritt die Veränderung der Größe des Tumors T vom Zeitpunkt der Erstmessung EM bis zum Zeitpunkt der Folgemessung FM, FM' deutlich hervor. Somit ist auch hier unmittelbar die im Verlauf der Behandlung eingetretene Tumorveränderung erkennbar.
Zur Durchführung einer weiteren Kontrollmessung kann im Schritt VIa noch einmal das Steuerprotokoll P aufgerufen werden, um unter Verwendung der Magnetresonanz-Ansteuersequenz AZ' eine zweite Folgemessung FM2 in einem Schritt VIIa durchzuführen, mit der der weitere Fortgang der Behandlung festgestellt werden kann. Im diesem Schritt VIIa wird also z. B. unter anderem ein Schichtbild SB gewonnen, das einen Vergleich zur Erstmessung EM ermöglicht.
Alternativ oder zusätzlich ist es in einem Schritt Vc möglich, das mit der Folgemessung FM erhaltenen Schichtbild SB zu verwenden, um eine neue Parameterkarte PK2 zu ermitteln und daraus in einem Schritt VIc eine lokale Zielmagnetisierung ZV2 zu ermitteln, und hierfür in einem Schritt VIIc eine neue Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS2 zu berechnen. Diese Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS2 wird in ein neues Steuerprotokoll P2 integriert. Mit diesem Steuerprotokoll P2 wird dann in einem Schritt VIIc eine weitere Folgemessung FM3 durchgeführt, um ein Schichtbild SB unter Verwendung des gleichen Bildbereichs BB sowie der gleichen Schichtdicke und -orientierung zu gewinnen, das eine unmittelbare Beurteilung der Veränderungen im Vergleich zu der im Schritt Va durchgeführten ersten Folgemessungen FM erlauben.
Wie oben gezeigt wurde, verbessert die Erfindung auf sehr einfache Weise die Verlaufskontrolle einer Therapie. Es wird damit möglich, z. B. den Ausdehnungsgrad eines Tumors T direkt in den aktuellen Bilddaten mit den Informationen aus vorherigen Messungen zu vergleichen, ohne dass eine manuelle Markierung des Tumor notwendig ist. Somit ist eine quantitativ verbesserte Fortschrittskontrolle von Therapien möglich. Dabei erlaubt es die erfindungsgemäße Vorgehensweise sogar, Folgeuntersuchungen auch mit anderen Gerätetypen durchzuführen als mit denen, die für die Erstmessung verwendet wurden, da die Berechnung der Zielmagnetisierungsverteilung mittels einer Parameterkarte auf Basis der Bilddaten der Vormessung geräteunabhängig ist.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor beschriebenen detaillierten Verfahren und Aufbauten um Ausführungsbeispiele handelt und dass das Grundprinzip auch in weiten Bereichen vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. Die verschiedenen dargestellten Beispiel von Folgemessungen und Ihre Kombinationen in einer Reihe von Nachfolgeuntersuchungen können beliebig miteinander kombiniert werden. So können z. B. auch weitere Folgeuntersuchen mit invertierten Schichtbildern als Basis durchgeführt werden und gegebenenfalls zwischenzeitlich zwischen zwei Folgeuntersuchungen eine neue Magnetresonanz-Ansteuersequenz erstellt werden.
Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein” bzw. „eine” nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit” nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Nicht-Patentliteratur

W. Grishom et al.: „Spatial Domain Method for the Design of RF Pulses in Multicoil Parallel Excitation”, Mag. Res. Med. 56, 620–629, 2006 [0009]
W. Grishom et al. [0059]

Claims

Verfahren zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz (AS) für eine auf eine Erstmessung (EM) eines ausgewählten Bildbereichs (BB) eines Untersuchungsobjekts (O) folgende Folgemessung (FM) für zumindest teilweise den ausgewählten Bildbereich (BB) des Untersuchungsobjekts (O), welche einen Mehrkanal-Pulszug (MP) mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem (1) über verschiedene unabhängige Hochfrequenz-Sendekanäle (S₁, ..., S_N) einer Sendeeinrichtung (5, 6, 12, 13) parallel auszusendenden HF-Pulszügen umfasst, wobei ein Mehrkanal-Pulszug (MP) bestimmt wird, um beim Aussenden dieses Mehrkanal-Pulszugs (MP) eine bestimmte lokale Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2) im Bildbereich (BB) zu erreichen, wobei aus mit der Erstmessung (EM) ermittelten Bilddaten (BD) eine Parameterkarte (PK) zur Ermittelung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2, ZV2') für die Folgemessung (FM, FM', FM2, FM2') gewonnen wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Parameterkarte (PK) nur auf Bilddaten (BD) der Erstmessung (EM) basiert.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens ein lokaler Zielflipwinkel (FW) an einer Position im Bildbereich (BB) für die Folgemessung (FM) in Abhängigkeit von einem Wert der Parameterkarte (PK) an dieser Position im Bildbereich (BB) der Erstmessung (EM) gewählt wird.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der lokale Zielflipwinkel (FW) in proportionaler Abhängigkeit vom einem Wert der Parameterkarte (PK) im Bildbereich (BB) der Erstmessung (EM) gewählt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass geprüft wird, ob durch die lokale Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2, ZV2') wenigstens abschnittsweise lokale Zielflipwinkel (FW) in einen Sättigungsbereich liegen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass zur Gewinnung der Parameterkarte in den Bilddaten (BD) ein Zielobjekt (ZO) markiert wurde.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass lokale Zielflipwinkel (FW) auf der Grundlage von vorgegebenen Intensitätsänderungen, insbesondere Grauwertänderungen, ermittelt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass zur Berechnung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2) zumindest ein mit der Erstmessung (EM) gewonnenes Schichtbild (SB) verwendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass zur Gewinnung der Parameterkarte (PK) die Bilddaten (BD) vor der Berechnung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung (ZV') invertiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass eine zweite Folgemessung (FM2) durchgeführt wird, bei der zur Ermittelung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV') die Parameterkarte (PK) der Erstmessung (EM) verwendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass eine zweite Folgemessung (FM2') durchgeführt wird, bei der zur Ermittelung der lokalen Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV') eine Parameterkarte (PK') verwendet wird, die aus Bilddaten (BD) der ersten Folgemessung (FM, FM') gewonnen wurde.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass nach einer Erstmessung (EM) eine Magnetresonanz-Ansteuersequenz (AS, AS', AS2), insbesondere ein Steuerprotokoll (P, P', P2), ermittelt und gespeichert wird, das wenigstens eine ermittelte lokale Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2) enthält.
Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz (AS) für eine Folgemessung, welche einen Mehrkanal-Pulszug (MP) mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem (1) über verschiedene unabhängige Hochfrequenz-Sendekanäle (S₁, ..., S_N) einer Sendeeinrichtung (5, 6, 12, 13) parallel auszusendenden HF-Pulszügen umfasst, wobei die Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) einen Mehrkanal-Pulszug (MP) bestimmt, um beim Aussenden des berechneten Mehrkanal-Pulszugs (MP) eine bestimmte lokale Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2) in einem ausgewählten Bildbereich (BD) zu erreichen, mit – einer Eingangs-Schnittstelle (23) zur Erfassung von Bilddaten (BD) einer Erstmessung (EM), – einer Zielmagnetisierungsermittelungseinrichtung 26, die aus einer auf den Bilddaten (BD) beruhenden Parameterkarte (PK) eine lokale Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2) ermittelt, und – einer HF-Puls-Optimierungseinheit (25), die so ausgebildet ist, dass sie auf Basis einer lokalen Zielmagnetisierungsverteilung (ZV, ZV', ZV2) in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren den Mehrkanal-Pulszug (MP) berechnet.
Magnetresonanzsystem (1) mit einer Sendeeinrichtung (5, 6, 12, 13) mit einer Mehrzahl von unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanälen (S₁, ..., S_N) und mit einer Steuereinrichtung (15), welche ausgebildet ist, um zur Durchführung einer gewünschten Messung auf Basis einer vorgegebenen Ansteuersequenz (AS) einen Mehrkanal-Pulszug (MP) mit mehreren parallelen individuellen HF-Pulszügen über die verschiedenen Hochfrequenz-Sendekanäle (S₁, ..., S_N) auszusenden und dazu koordiniert über das Gradientensystem einen Gradienten-Pulszug (GP) auszusenden, gekennzeichnet durch, eine Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) nach Anspruch 13, um eine Ansteuersequenz zu ermitteln und diese an die Steuereinrichtung (15) zu übergeben.
Computerprogramm, welches direkt in einen Speicher einer Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 12 auszuführen, wenn das Programm in der Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) ausgeführt wird.