DE102011082266A1

DE102011082266A1 - Verfahren zum Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage

Info

Publication number: DE102011082266A1
Application number: DE102011082266A
Authority: DE
Inventors: Jan Ole BLUMHAGEN; Matthias Fenchel; Ralf Ladebeck
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2011-09-07
Filing date: 2011-09-07
Publication date: 2013-03-07
Anticipated expiration: 2031-09-08
Also published as: CN102998642B; CN102998642A; US20130057282A1; US9753113B2; DE102011082266B4

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Abbilden eines mindestens zwei Messschichten umfassenden Teilbereichs (51) eines Untersuchungsobjekts (U) in einer Magnetresonanzanlage (5) mittels Mehrschichtmessung. Der Teilbereich (51) ist zumindest teilweise am Rand eines Gesichtfeldes der Magnetresonanzanlage (5) angeordnet. Bei dem Verfahren wird für je ein zu optimierendes, am Rand des Gesichtsfeldes angeordnetes Voxel pro Messschicht des zu vermessenden Teilbereichs (51) ein Gradientenfeld geladen und zur Erfassung von Magnetresonanzdaten in einer Mehrschichtmessung verwendet, welches derart bestimmt wurde, dass sich an jedem genannten zu optimierenden Voxel des Teilbereichs (51) am Rand des Gesichtsfeldes eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes und eine B0-Feld-Inhomogenität aufheben. Aus den Magnetresonanzdaten wird ein Abbild des Teilbereichs (51) des Untersuchungsobjekts (U) bestimmt.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage und eine Magnetresonanzanlage hierfür.
In einer Magnetresonanzanlage ist das messbare Volumen einer Magnetresonanztomographieaufnahme aufgrund von physikalischen und technischen Bedingungen, wie z.B. einer beschränkten Magnetfeldhomogenität und einer Nichtlinearität des Gradientenfeldes, in allen drei Raumrichtungen beschränkt. Daher wird ein Aufnahmevolumen, ein sogenanntes Gesichtsfeld oder „Field of View“ (FoV), auf ein Volumen beschränkt, in welchem die oben genannten physikalischen Merkmale innerhalb eines vorgegebenen Toleranzbereichs liegen und somit eine originalgetreue Abbildung des zu untersuchenden Objekts mit üblichen Messsequenzen möglich ist. Das somit begrenzte Gesichtsfeld oder „Field of View“ ist insbesondere in x- und y-Richtung, d. h. senkrecht zu einer Längsachse eines Tunnels der Magnetresonanzanlage, jedoch erheblich geringer als das durch den Ringtunnel der Magnetresonanzanlage begrenzte Volumen. Bei üblichen Magnetresonanzanlagen beträgt ein Durchmesser des Ringtunnels beispielsweise ca. 60 cm, wohingegen der Durchmesser des üblicherweise verwendeten Gesichtsfeldes, in welchem die oben genannten physikalischen Merkmale innerhalb des Toleranzbereichs liegen, näherungsweise 50 cm beträgt.
Bei vielen Anwendungen von Magnetresonanzanlagen stellt diese Unzulänglichkeit, dass im Randbereich des Tunnels der Magnetresonanzanlage keine originalgetreue Abbildung des Messobjekts möglich ist, kein großes Problem dar, da bei reinen Magnetresonanzaufnahmen üblicherweise der Bereich des zu untersuchenden Objekts derart in der Magnetresonanzanlage angeordnet werden kann, dass sich dieser Bereich nicht am Rand des Tunnels, sondern möglichst im Zentrum des Tunnels, im sogenannten Isozentrum der Magnetresonanzanlage, befindet. Insbesondere aber bei Hybridsystemen, wie z.B. einem Hybridsystem bestehend aus einem Magnetresonanztomographen und einem Positronenemissionstomographen, einem sogenannten MR-PET-Hybridsystem, ist es jedoch häufig von großer Wichtigkeit, Strukturen des Untersuchungsobjekts auch im Randbereich möglichst genau zu bestimmen. Bei einem MR-PET-Hybridsystem ist beispielsweise die humane Schwächungskorrektur von entscheidender Bedeutung. Mit der humanen Schwächungskorrektur wird die Intensitätsabschwächung der nach einer Interaktion von Positronen und Elektronen ausgesandten Photonen auf ihrem Weg durch absorbierendes Gewebe zum Detektor ermittelt und das empfangene Signal des PET um genau diese Abschwächung korrigiert. Dazu wird eine Magnetresonanzaufnahme erfasst, welche die komplette Anatomie des zu untersuchenden Objekts in Richtung der durch die Positronenemissionstomographie ausgesandten hochenergetischen Photonen abbildet. Somit ist die Anatomie des zu untersuchenden Objekts auch in dem Randbereich des Tunnels des Hybridsystems möglichst genau zu erfassen. Strukturen, welche sich in diesen Bereichen befinden, sind bei zu untersuchenden Patienten beispielsweise vor allem die Arme, welche in dem Randbereich nahe der Tunnelinnenwand des Hybridsystems angeordnet sein können.
Auch bei anderen Anwendungen von Magnetresonanzanlagen, wie z.B. einfach einer Untersuchung eines besonders großen, etwa adipösen Patienten oder bei stereotaktischen, unter Bildüberwachung auszuführenden Biopsien oder sonstigen Eingriffe kann es wünschenswert sein, das Gesichtsfeld auf die Randbereiche des Tunnels der Magnetresonanzanlage ausdehnen zu können.
In der Patentanmeldung mit der Anmeldenummer DE 10 2010 006 431.9 des gleichen Erfinders wird ein Verfahren zum Bestimmen einer Lage eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage bereitgestellt. Der Teilbereich des Untersuchungsobjekts ist am Rand des Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage angeordnet. Bei dem Verfahren wird mindestens eine Schichtposition für ein Magnetresonanzbild automatisch bestimmt, in der das B₀-Feld am Rand des Magnetresonanzbilds ein vorbestimmtes Homogenitätskriterium erfüllt. Weiterhin wird ein Magnetresonanzbild in der bestimmten Schichtposition aufgenommen, welches den Teilbereich am Rand des Gesichtsfelds beinhaltet. Die Lage des Teilbereichs des Untersuchungsobjekts wird durch die Lage des Teilbereichs in dem aufgenommenen Magnetresonanzbild automatisch bestimmt.
Weiterhin wurde in dem Stand der Technik von Delso et al. ein Verfahren vorgeschlagen, um die aufgrund der Gesichtsfeldbeschränkung fehlenden Informationen im Magnetresonanzbild durch Segmentierung der Körperkonturen unter Verwendung unkorrigierter PET-Daten zu kompensieren (G. Delso et al, Impact of limited MR field-of-view in simultaneous PET/MR acquisition, J. Nucl. Med. Meeting Abstracts, 2008; 49, 162P).
Da das Gesichtsfeld einer Magnetresonanzanlage auf ein Volumen beschränkt ist, in dem die Magnetfeldinhomogenität und die Nichtlinearität des Gradientenfeldes innerhalb von spezifizierten Bereichen liegt, wurden in dem Stand der Technik verschiedene Korrekturalgorithmen vorgestellt, um das Gesichtsfeld zu erweitern. Beispielsweise wird in Langlois S. et al., MRI Geometric Distortion: a simple approach to correcting the effects of non-linear gradient fields, J.Magn. Reson. Imaging 1999, 9(6), 821–31 und in Doran SJ et al., A complete distortion correction for MR images: I. Gradient warp correction, Phys. Med. Biol. 2005 Apr 7, 50(7), 1343–61 eine Gradientenverzeichniskorrektur vorgeschlagen. Weiterhin wird in Reinsberg SA, et al., A complete distortion correction for MR images: II. Rectification of static-field inhomogenities by similarity-based profile mapping, Phys. Med. Biol, 2005 Jun 7, 50(11), 2651–61, eine entsprechende B₀-Feldkorrektur vorgeschlagen.
Eine Gesichtsfelderweiterung, wie sie z.B. für eine Anwendung bei einer Ganzkörper MR-PET besonders vorteilhaft wäre, ist jedoch in dem Stand der Technik nicht bekannt. Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, eine geeignete originalgetreue Abbildung von Strukturen eines zu untersuchenden Objekts in einem Bereich über mehrere Messschichten außerhalb des üblichen Gesichtsfelds, d. h. beispielsweise in einem Randbereich eines Ringtunnels der Magnetresonanzanlage, bereitzustellen.
Bei starken Verzeichnungen in diesen Randbereichen, in denen das B₀-Feld Inhomogenitäten und das Gradientenfeld Nichtlinearitäten aufweist, ist ein nachträgliches Kompensieren der Verzeichnung in der Magnetresonanzaufnahme häufig nicht möglich, da sich die verzeichneten Bereiche in der Magnetresonanzaufnahme überlagern. Daher ist es ferner eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, bereits zum Zeitpunkt der Erfassung der Magnetresonanzdaten starke Verzeichnungen zu vermeiden.
Diese Aufgaben werden erfindungsgemäß durch ein Verfahren zum Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage nach Anspruch 1, eine Magnetresonanzanlage nach Anspruch 14, ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch 17 und einen elektronisch lesbaren Datenträger nach Anspruch 18 gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Abbilden eines mindestens zwei Messschichten umfassenden Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage bereitgestellt. Der Teilbereich ist zumindest teilweise am Rand eines Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage angeordnet.
Bei dem Verfahren wird zunächst von einem Nutzer ein zu vermessender Teilbereich ausgewählt. Dabei können z.B. eine Anzahl zu vermessender Messschichten und ihre Positionen, sowie die bei der Mehrschichtmessung zu verwendende Voxelgröße (Voxel: Volumen des Untersuchungsobjekts, welches die kleinste Auflösung der Messung angibt, manchmal auch als Pixel, Messort oder Messpunkt bezeichnet) ausgewählt werden. Sodann werden pro Messschicht des Teilbereichs Gradienten jeweils eines Gradientenfeldes für mindestens ein am Rand des Gesichtsfeldes angeordnetes zu optimierendes Voxel des Teilbereichs geladen, welche bestimmt wurden derart, dass sich an jedem der genannten zu optimierenden Voxel am Rand des Gesichtsfeldes eine durch eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes verursachte Verzeichnung und eine durch eine B₀-Feld-Inhomogenität verursachte Verzeichnung aufheben. Unter Verwendung der geladenen Gradienten für jede Messschicht werden Magnetresonanzdaten des Teilbereichs mittels einer Mehrschichtmessung erfasst und ein Abbild des Teilbereichs des Untersuchungsobjekts aus den Magnetresonanzdaten bestimmt.
Bei einer Mehrschichtmessung wird ausgenutzt, dass die Echozeit TE bedeutend kürzer ist als die Erholungsperiode einer ersten angeregten Schicht, welche die Wiederholzeit TR der Sequenz festlegt. Daher können im Zeitintervall zwischen einer Anregung und der Erholung der dadurch angeregten Spins, weitere Messschichten angeregt und gemessen werden. Während einer Wiederholzeit TR können so mehrere Messschichten angeregt und gemessen werden, was eine nicht unerhebliche Zeitersparnis mit sich bringt. Die so gemessenen Messschichten sind ineinander verschachtelt.
Erfindungsgemäß wird für jede dieser Messschichten ein Gradientenfeld erzeugender Gradient verwendet, welcher derart bestimmt wurde, dass sich eine Verzeichnung verursacht durch eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes und eine Verzeichnung verursacht durch eine B₀-Feld-Inhomogenität an den jeweiligen zu optimierenden Voxeln in jeder Messschicht aufheben. Somit werden Verzeichnungen auch in dem Randbereich des Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage reduziert. Das Gradientenfeld kann beispielsweise ein Auslesegradientenfeld oder ein Schichtselektionsgradientenfeld sein.
Da die Nichtlinearität des Gradientenfeldes von der Gradientenfeldstärke abhängt und die B₀-Feld-Inhomogenitäten unabhängig von der Gradientenfeldstärke sind, kann das Gradientenfeld für jeden Voxel in dem Gesichtsfeld derart eingestellt und erzeugt werden, dass sich die Nichtlinearität des Gradientenfeldes und die B₀-Feld-Inhomogenität an diesem Voxel aufheben. Dadurch kann eine Verzeichnung für diesen Voxel vermieden werden.
Mit Verzeichnung ist in diesem Zusammenhang gemeint, dass ein Signalwert eines vorgegebenen Ortes (x, y, z) des Untersuchungsobjekts, beispielsweise an einem vorbestimmten Ort am Rand des Gesichtsfelds, in der aus den erfassten Magnetresonanzdaten bestimmten Abbildung des Untersuchungsobjekts an einem anderen Ort (x₁, y₁, z₁) erscheint. Die Koordinaten (x, y, z) werden auch als die tatsächliche Position und die Koordinaten (x₁, y₁, z₁) werden auch als die verzeichnete Position bezeichnet. Insbesondere in den Randbereichen des Gesichtsfeldes können Verzeichnungen auftreten, welche durch nachträgliches Entzerren der Abbildung des Untersuchungsobjekts nicht ausgeglichen werden können, da beispielsweise mehrere benachbarte tatsächliche Positionen auf eine verzeichnete Position oder mehrere verzeichnete Positionen der dicht beieinander liegenden verzeichneten Positionen abgebildet sein können. Indem sich durch Erzeugen eines geeigneten Gradientenfeldes die Nichtlinearität des Gradientenfeldes und die B₀-Feld-Inhomogenität an einem vorbestimmten Ort oder Bereich gegenseitig aufheben, treten für diesen Bereich keine oder nur geringe Verzeichnungen auf, sodass in diesem Bereich eine verwertbare Abbildung des Untersuchungsobjekts bestimmt werden kann.
Gemäß einer Ausführungsform wird zur Erzeugung des Gradientenfeldes ein relativer Gradientenfehler zumindest an jedem gewünschten Voxel am Rand des Gesichtsfeldes bestimmt. Weiterhin wird zumindest für jedes gewünschte Voxel die B₀-Feld-Inhomogenität bestimmt. Der relative Gradientenfehler und die B₀-Feld-Inhomogenität können beispielsweise durch Ausmessen der Magnetresonanzanlage vorab bestimmt werden. In Abhängigkeit von dem relativen Gradientenfehler und der B₀-Feld-Inhomogenität wird dann der Gradient des Gradientenfeldes bestimmt und beim Erfassen der Magnetresonanzdaten entsprechend erzeugt.
Der Gradient G des Gradientenfeldes kann gemäß der nachfolgenden Gleichung G = –dB₀(x, y, z)/c(x, y, z) (1) bestimmt werden, wobei dB₀ die B₀-Feld-Inhomogenität an dem vorbestimmten Ort (x, y, z) am Rand des Gesichtsfelds und c der relative Gradientenfehler an dem vorbestimmten Ort (x, y, z) ist. Die Gleichung gilt analog für Voxel (Δx, Δy, Δz) statt Orte (x, y, z).
Wenn die Magnetresonanzanlage einmal ausgemessen wurde, d. h. der relative Gradientenfehler und die B₀-Feld-Inhomogenität für bestimmte Voxel oder Bereiche, beispielsweise Bereiche in denen voraussichtlich die Arme des Patienten liegen, bestimmt wurden, können somit auf einfache Art und Weise Gradienten des Gradientenfeldes bestimmt und erzeugt werden, um ein Abbild des Untersuchungsobjekts an dem vorbestimmten Voxel zuverlässig, d. h. ohne Verzeichnung, bestimmen zu können.
Grundsätzlich kann zum Erzeugen des Gradientenfeldes auch die B₀-Feld-Inhomogenität an ausgewählten Voxeln am Rand des Gesichtsfeldes bestimmt und eine Gradientenspule zum Erzeugen des Gradientenfeldes derart gestaltet werden, dass sich an dem ausgewählten Voxel eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes und die B₀-Feld-Inhomogenität aufheben. Da beispielsweise für eine PET-Schwächungskorrektur üblicherweise nur einige Bereiche am Rand des Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage verzeichnungsfrei erfasst werden müssen, beispielsweise Bereiche, in denen sich voraussichtlich die Arme des Patienten befinden, kann eine Gradientenspule dahingehend optimiert werden, dass die Inhomogenität der Gradientenspule bei einem vorbestimmten Gradientenfeld im Wesentlichen die B₀-Feld-Inhomogenität in diesen Bereichen aufhebt. Dadurch kann eine verzeichnungsfreie Abbildung des Untersuchungsobjekts in diesen vorbestimmten Bereichen erreicht werden.
Es ist auch grundsätzlich möglich zum Erzeugen des Gradientenfeldes die Nichtlinearität des Gradientenfeldes an dem ausgewählten Ort am Rand des Gesichtsfelds zu bestimmen und das B₀-Feld derart zu verändern, dass sich an dem ausgewählten Voxel die Nichtlinearität des Gradientenfeldes und die B₀-Feld-Inhomogenität aufheben. Das Verändern des B₀-Feldes kann beispielsweise durch geeignetes Anordnen von sogenannten Shimblechen eingestellt werden. Dadurch kann zumindest für einige vorbestimmte Bereiche, beispielsweise Bereiche in denen die Arme des Patienten erwartungsgemäß liegen, eine geringe oder sogar keine Verzeichnung erreicht werden.
Das Verfahren kann insbesondere bei einer Magnetresonanzanlage mit einer tunnelförmigen Öffnung zur Aufnahme des Untersuchungsobjekts verwendet werden. Der Rand des Gesichtfelds dieser Magnetresonanzanlage umfasst in diesem Fall einen mantelförmigen Bereich entlang einer Innenoberfläche der tunnelförmigen Öffnung. Der Mantelbereich kann beispielsweise eine Manteldicke von näherungsweise 5 cm aufweisen. Wie zuvor erwähnt, kann der abzubildende Teilbereich des Untersuchungsobjekts eine anatomische Struktur des Patienten umfassen, insbesondere beispielsweise einen Arm des Patienten, welcher am Rand des Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage angeordnet ist. Vorzugsweise werden die Magnetresonanzdaten in einer Transversalebene in Bezug auf das Untersuchungsobjekt erfasst.
Durch die geringe Verzeichnung ist die bestimmte Abbildung auch in dem Randbereich des Gesichtsfeldes von hoher Qualität, womit auch z.B. Untersuchungsbereiche von adipösen Patienten, die nicht näher im Zentrum des Tunnels der Magnetresonanzanlage angeordnet werden können, mittels MR untersucht werden können. Weiterhin kann die bestimmte Abbildung z.B. bei der Positionierung von stereotaktischen Vorrichtungen oder Durchführung von stereotaktischen Eingriffen genutzt werden und/oder es kann die Lage des Teilbereichs in der bestimmten Abbildung des Untersuchungsobjekts zuverlässig bestimmt werden.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform wird eine Schwächungskorrektur für eine Positronenemissionstomographie (PET) in Abhängigkeit von einer Lage des Teilbereichs des Untersuchungsobjekts bestimmt. Aufgrund der geringen Verzeichnung kann die Lage des Teilbereichs, beispielsweise eines Arms, zuverlässig aus der Abbildung des Untersuchungsobjekts bestimmt werden. Bei einer Positronenemissionstomographie ist eine Berücksichtung einer Schwächung der empfangenen Strahlung (Photonen) durch die Struktur bzw. Anatomie des Untersuchungsobjekts in Strahlrichtung von entscheidender Bedeutung. Indem die Lage des Teilbereichs des Untersuchungsobjekts auch am Rand des Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage bestimmt werden kann, ist eine gesamte Bestimmung der Lage und Struktur des Untersuchungsobjekts oder Patienten in der Magnetresonanzanlage möglich und somit eine genaue Schwächungskorrektur für eine Positronenemissionstomographie erreichbar. Da die Schwächungskorrektur in diesem Fall allein auf Informationen aus der Magnetresonanzabbildung basiert, ist eine Positronenemissionstomographie auch mit weniger stark angereicherten PET-Tracern, wie beispielsweise Rubidium, durchführbar.
Ebenso ermöglicht das Bestimmen der Lage des Teilbereichs des Untersuchungsobjekts am Rand des Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage eine Unterstützung einer Radiotherapieplanung.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird weiterhin eine Magnetresonanzanlage bereitgestellt, welche eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung eines Tomographen mit einem Magneten zur Erzeugung eines B₀-Feldes, eine Empfangsvorrichtung zum Empfangen von dem Tomographen aufgenommenen Signalen, und eine Auswertevorrichtung zur Auswertung der Signale und Erstellung von Magnetresonanzbildern umfasst. Die Magnetresonanzanlage ist in der Lage Gradienten jeweils eines Gradientenfeldes für je ein zu optimierendes am Rand des Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage angeordnetes Voxel eines ausgewählten mindestens zwei Messschichten umfassenden Teilbereichs, welcher zumindest teilweise in dem Rand des Gesichtsfeldes angeordnet ist, zu laden, welche bestimmt wurden derart, dass sich an jedem der genannten Voxel am Rand des Gesichtsfeldes eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes und eine B₀-Feld-Inhomogenität aufheben. Am Rand des Gesichtsfeldes kann sich beispielsweise ein Teilbereich eines Untersuchungsobjekts befinden, welcher mithilfe der Magnetresonanzanlage abzubilden ist. Die Magnetresonanzanlage ist ferner derart ausgestaltet, dass sie mithilfe einer Mehrschichtmessung unter Verwendung der für jede Messschicht geladenen Gradienten Magnetresonanzdaten des Teilbereichs erfasst. Aus den erfassten Magnetresonanzdaten bestimmt die Magnetresonanzanlage dann ein Abbild des Teilbereichs des Untersuchungsobjekts.
Die Magnetresonanzanlage kann ferner einen Positronenemissionstomographen umfassen und eine Schwächungskorrektur für eine Positronenemissionstomographie in Abhängigkeit von dem bestimmten Abbild des Untersuchungsobjekts in der Magnetresonanzanlage automatisch bestimmen.
Weiterhin kann die Magnetresonanzanlage zur Durchführung des zuvor beschriebenen Verfahrens und seiner Ausführungsformen ausgestaltet sein und umfasst daher auch die zuvor beschriebenen Vorteile.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird weiterhin ein Computerprogrammprodukt bereitgestellt, welches in einen Speicher einer programmierbaren Steuerung einer Magnetresonanzanlage geladen werden kann. Das Computerprogrammprodukt kann insbesondere eine Software umfassen. Mit Programmmitteln dieses Computerprogrammprodukts können alle zuvor beschriebenen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgeführt werden, wenn das Computerprogrammprodukt in der Magnetresonanzanlage ausgeführt wird.
Die vorliegende Erfindung stellt weiterhin einen elektronisch lesbaren Datenträger, z.B. eine CD oder DVD, bereit, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software, gespeichert sind. Wenn diese Steuerinformationen vom Datenträger gelesen und in einer Steuereinheit der Magnetresonanzanlage gespeichert werden, können alle erfindungsgemäßen Ausführungsformen der zuvor beschriebenen Verfahren mit der Magnetresonanzanlage ausgeführt werden.
Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen anhand bevorzugter Ausführungsformen erläutert werden.
1 zeigt schematisch eine Magnetresonanzanlage gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
2 zeigt ein Ablaufdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens.
3 zeigt eine exemplarisch simulierte Verzeichnung mit einer Ausleserichtung in x-Richtung mit einem Auslesegradienten, welcher nicht gemäß der vorliegenden Erfindung erzeugt wurde.
4 zeigt eine exemplarisch simulierte Verzeichnung mit einer Ausleserichtung in x-Richtung mit einem gemäß der vorliegenden Erfindung erzeugten Auslesegradienten.
5 zeigt ein schematisches Sequenzdiagramm, wie es in Verbindung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren eingesetzt werden kann.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts U, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegt und in die Magnetresonanzanlage 5 geschoben wird. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welches die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle ggf. anpassbare, so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 und eine geeignet Ansteuerung 27 für die Shim-Spulen 2 eliminiert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem entsprechenden Verstärker 24–26 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung eines kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Die Verstärker 24–26 umfassen jeweils einen Digital-Analog-Wandler (DAC), welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer beispielsweise ringförmigen, linearen oder matrixförmigen Anordnung von Spulen. Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8, 8' eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in welchem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagerechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler (DAC) im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem dem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht. Über einen Verstärker 28 werden die modulierten Pulssequenzen der HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 zugeführt.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden in einem ersten Demodulator 8' des Empfangskanals des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert und im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz Null demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz Null und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt, welcher die demodulierten Daten über Ausgänge 11 an einen Bildrechner 17 ausgibt. Durch den Bildrechner 17 wird aus den derart gewonnenen Messdaten ein MR-Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20, auf welchem auch weitere Informationen, wie z.B. Daten über B₀-Feld-Inhomogenitäten und Gradienten-Nichtlinearitäten oder sonstige für bestimmte Messungen nutzbare Daten, wie z.B. gemäß der Erfindung bestimmte Gradienten für eine bestimmte Menge an Voxeln des Randbereichs des Gesichtsfeldes, abrufbar gespeichert werden können. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines MR-Bildes, welche z.B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie sonstige nutzerseitige Eingaben und die Darstellung des erzeugten MR-Bildes erfolgen über ein Terminal 13, welches zur Ermöglichung einer Eingabe Eingabemittel wie z.B. eine Tastatur 15 und /oder eine Maus 16 und zur Ermöglichung einer Anzeige Anzeigemittel wie z.B. einen Bildschirm 14 umfasst. Über die Eingabemittel kann ein Benutzer beispielsweise auch einen zu untersuchenden Teilbereich 51 auswählen, der mehrere Messschichten umfasst, z.B. zwei Messschichten 51.1 und 51.2. Ggf. können weiterhin zu jeder Messschicht des Teilbereichs ein zu optimierendes Voxel ausgewählt werden.
Das Messvolumen M, welches auch Field of View (FoV) genannt wird, ist Hardware-seitig durch die B₀-Feld-Homogenität und die Linearität des Gradientenfeldes begrenzt. Messungen außerhalb dieses Messvolumens, also in Bereichen, in denen das B₀-Feld Inhomogenitäten und das Gradientenfeld Nichtlinearitäten aufweist, führen zu starken Verzeichnungen, d. h., Bereiche des Untersuchungsobjekts, welche außerhalb des Messvolumens M angeordnet sind, erscheinen in der Magnetresonanzabbildung nicht an der Stelle, an welcher sie sich in Wirklichkeit befinden, sondern an einer dazu versetzten Position. Bei einem Magnetresonanztomographen mit beispielsweise einem Röhrendurchmesser von 60 cm, weist das Messvolumen M üblicherweise einen Durchmesser von beispielsweise 50 cm auf, bei Magnetresonanztomographen mit größerem oder kleineren Röhrendurchmesser weist das Messvolumen entsprechend einen größeren oder kleineren Wert auf. D. h., in einem Randbereich entlang des Innenumfangs des Tomographen tritt die Verzeichnung in einem Bereich von ca. 5 cm bis etwa 10 cm auf. In diesem Bereich können sich jedoch beispielsweise die Arme eines Patienten befinden. Durch die Verzeichnung wird die Position der Arme oder eines anderen in dem Randbereich des Gesichtsfelds befindlichen Untersuchungsbereichs des Patienten in der Magnetresonanzaufnahme falsch wiedergegeben. Daher sind die Magnetresonanzaufnahmen in diesem Bereich z.B. nicht für eine humane Schwächungskorrektur in MR-PET-Hybridsystemen verwendbar.
Die Verzeichnungen, welche in diesem Randbereich auftreten, hängen von der Feldabweichung dBg bzw. dB₀ zum Nominalwert und von der Gradientenfeldstärke G ab. Dieser Zusammenhang ist aus Bakker CJ, et al., Analysis of machine-dependent and object-induced geometric distortion in 2DFT MR imaging, Magn Reson Imaging, 1992, 10(4): 597–608 bekannt. Die nachfolgenden Gleichungen beschreiben beispielhaft eine 2-dimensionale Magnetresonanzdatenerfassung mit Schichtselektion in z-Richtung, Phasenkodierung in y-Richtung und Frequenzkodierung in x-Richtung. Die Phasenkodierrichtung, die Frequenzkodierrichtung und die Schichtselektionsrichtung sind frei wählbar und passen lediglich die Achsenlage den Gleichungen an. z₁ = z + dB_gz(x, y, z)/G_z + dB₀(x, y, z)/G_z (2) x₁ = x + dB_gx(x, y, z)/G_x + dB₀(x, y, z)/G_x (3) y₁ = y + dB_gy(x, y, y)/G_y (4)
Die Koordinaten (x, y, z) bezeichnen die tatsächlichen Positionen und die Koordinaten (x₁, y₁, z₁) die verzeichneten Positionen.
3 zeigt eine Simulation der Verzeichnung in x-Richtung bei einem eingeschalteten Auslesegradienten in x-Richtung von G_x = 10 mT/m in einer Koronalschnittansicht aufgrund des Gradientenfeldes (3a), des B₀-Feldes (3b) und der Überlagerung der beiden Felder (3c), sowie in einer Transveralschnittansicht aufgrund des Gradientenfeldes (3d), des B₀-Feldes (3e) und der Überlagerung der beiden Felder (3f). In der 3 sind die Verzeichnungen mit unterschiedlichen Füllmustern gekennzeichnet. Bereiche, in denen im Wesentlichen keine Verzeichnung auftritt, enthalten kein Muster, Bereiche mit positiver Verzeichnung sind gepunktet und Bereiche mit negativer Verzeichnung sind schraffiert. Innerhalb der jeweiligen Bereiche kann die Verzeichnung unterschiedliche Werte aufweisen. In den Bereichen ohne Muster, d. h. in den Bereichen, die im Wesentlichen keine Verzeichnung aufweisen, beträgt die Verzeichnung weniger als beispielsweise +/–1 mm. In den gepunkteten Bereichen beträgt die Verzeichnung beispielsweise +1 mm bis +20 mm oder sogar darüber hinaus. In den schraffierten Bereichen beträgt die Verzeichnung beispielsweise –1 mm bis –20 mm oder darüber hinaus. Die Verzeichnung verläuft im Allgemeinen kontinuierlich, d. h., die Verzeichnung wächst in den Bereichen vom Isozentrum weg nach außen hin an, wobei das Isozentrum in der 3 beispielsweise bei x = 30, y = 30 und z = 30 liegt.
Da die Nichtlinearitäten dBg des Gradientenfeldes mit der Gradientenfeldstärke skaliert, kann die Verzeichnung für einen bestimmten Bereich oder Ort gezielt verringert oder kompensiert werden, wie nachfolgend gezeigt wird. Es gilt: dB_gx = c(x, y, z)·G_x, (5) wobei c(x, y, z) den relativen Gradientenfehler an der Stelle x, y, z bezeichnet und G_x die Gradientenfeldstärke darstellt.
Die B₀-Feld-Inhomogenitäten sind jedoch unabhängig von der Gradientenstärke konstant. Der Term dB_gx/G_x ist somit konstant und unabhängig von der Gradientenfeldstärke. Der Term dB₀/G_x ist jedoch mit der Gradientenfeldstärke veränderbar. Gemäß der vorliegenden Erfindung werden daher die Magnetfelder derart überlagert, dass sich an einem vorbestimmten Ort oder einem vorbestimmten Bereich die Nichtlinearität des Gradientenfeldes und die B₀-Feld-Inhomogenität destruktiv überlagern. Dies wird nachfolgend beispielhaft für einen Auslesegradienten in x-Richtung mit einer Schichtselektion in z-Richtung beschrieben werden. Die geforderte destruktive Überlagerung der Magnetfelder gelingt, wenn eine optimale Gradientenstärke G_{x_}opt existiert, für die die Verzeichnung an dem vorbestimmten Ort oder innerhalb des vorbestimmten Bereiches null ist. Bei einer Verzeichnung von Null in der x-Richtung gilt: x₁ = x
Daraus folgt: G_{x_}opt(x, y, z) = –dB₀(x, y, z)/c(x, y, z) (6)
Wird die Gradientenfeldstärke G_x wie in Gleichung (6) beschrieben gewählt, ergibt sich für die vorbestimmte Position oder den vorbestimmten Bereich ein deutlich vergrößertes Field of View, d. h. die Verzeichnung nimmt in diesem Bereich stark ab.
4 zeigt exemplarisch eine simulierte Verzeichnung bei einem Auslesegradienten in x-Richtung mit einem Auslesegradienten G_x = 4,3 mT/m, der gemäß der Gleichung (6) bestimmt wurde. Vergleichbar zur 3 zeigt 4a die Verzeichnung in einem Koronalschnitt aufgrund des Gradientenfeldes, 4b die Verzeichnung in dem Koronalschnitt aufgrund des B₀-Feldes und 4c die Verzeichnung in x-Richtung bei Überlagerung der beiden Felder. Entsprechend zeigt 4d die Verzeichnung in x-Richtung in einem Transversalschnitt aufgrund des Gradientenfeldes, 4e die Verzeichnung in dem Transversalschnitt aufgrund des B₀-Feldes und 4f die Verzeichnung aufgrund der Überlagerung der beiden Felder in dem Transversalschnitt. An der Position, die der Pfeil in den 4c und 4f jeweils markiert, überlagert sich die Nichtlinearität des Gradientenfeldes mit der Inhomogenität des B₀-Feldes gerade derart, dass die Verzeichnung dort gegen Null geht.
5 zeigt einen Ausschnitt eines Sequenzdiagramms einer Mehrschichtmessung, wie sie in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden kann. Der gezeigte Ausschnitt des Sequenzdiagramms basiert auf einer 2D-Spin-Echo-Mehrschichtmessung, bei welcher ein Anregungspuls RF1.1 eingestrahlt und gleichzeitig ein Schichtselektionsgradient S1.1 geschaltet wird. Nach dem Anregungspuls RF1.1 wird zur Ortskodierung ein Phasenkodiergradient PE1 und in Ausleserichtung ein Dephasierungsgradient RO1.1 geschaltet. Anschließend wird ein Refokussierungspuls RF2.1 eingestrahlt und gleichzeitig wieder ein Schichtselektionsgradient S2.1 geschaltet, welcher dieselbe Schicht wie S1.1 kodiert.
Nach dem Refokussierungspuls RF2.1 entsteht zum Echozeitpunkt ein Echosignal (nicht dargestellt), welches zur weiteren Ortskodierung unter Schalten eines Auslesegradienten RO2.1 mit einer Empfangsantenne erfasst und von der Magnetresonanzanlage gespeichert wird. Der zeitliche Abstand zwischen dem Anregungspuls RF1.1 und dem Refokussierungspuls RF2.1 entspricht hierbei dem zeitlichen Abstand zwischen dem Refokussierungspuls RF2.1 und dem Echozeitpunkt. Der zeitliche Abstand zwischen dem Anregungspuls RF1.1 und dem Echozeitpunkt wird auch als Echozeit TE bezeichnet.
Bei einer Mehrschichtmessung wird die Erholungsperiode der ersten angeregten Schicht S1.1, S2.1 ausgenutzt, um weitere Messschichten, gemäß zu vermessenden Teilbereich, zu messen. Im dargestellten Beispiel werden in der Erholungsperiode, welche der Wiederholzeit TR entspricht, noch zwei weitere Messschichten S1.2, S2.2, S1.3, S2.3 angeregt und gemessen.
Tatsächlich können, je nach TR und TE auch deutlich mehr Messschichten verschachtelt in einer Wiederholzeit TR vermessen werden.
Allgemein wird dabei, wie dargestellt je ein weiterer Anregungspuls RF1.2, RF1.3 eingestrahlt und gleichzeitig ein entsprechender Schichtselektionsgradient S1.2 bzw. S1.3 geschaltet, wobei die Schichtselektionsgradienten S1.1, S1.2 und S1.3 jeweils eine andere Messschicht kodieren. Bei den weiteren Messschichten wird nach dem jeweiligen Anregungspuls RF1.2 bzw. RF1.3 zur Ortskodierung derselbe Phasenkodiergradient PE1 wie bei der ersten Messschicht S1.1, S2.1 und angepasste Dephasierungsgradienten RO1.2, RO1.3 in Ausleserichtung geschaltet. Die Refokussierungspulse RF2.2, RF2.3 werden wieder unter gleichzeitigem Schalten von Schichtselektionsgradienten S2.2, S2.3 eingestrahlt, wobei S1.2 und S2.2 sowie S1.3 und S2.3 jeweils wieder dieselbe Messschicht kodieren. Jeweils nach der Echozeit TE nach den Anregungspulsen RF1.2, RF1.3 entsteht wieder ein Echosignal (nicht dargestellt), welches zur weiteren Ortskodierung unter Schalten eines Auslesegradienten RO2.2 bzw. RO2.3 mit einer Empfangsantenne erfasst und von der Magnetresonanzanlage gespeichert wird.
Wie schematisch durch Doppelpfeile dargestellt sind die Auslesegradienten RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3 jeweils in Stärke und Polarität an die zugehörige Messschicht S1.1, S2.1 bzw. S1.2, S2.2 bzw. S1.3, S2.3 oder genauer an das in der jeweiligen Messschicht umfasste zu optimierende Voxel des zu vermessenden Teilbereichs, automatisch gemäß den oben beschriebenen Kriterien angepasst.
Zur Unterdrückung unerwünschter Signale können in der Schichtselektionsrichtung SL, und/oder in der Ausleserichtung RO und/oder in der Phasenkodierrichtung PE weiterhin so genannte Spoilergradienten SP geschaltet werden.
Nach der Wiederholzeit TR nach dem ersten Anregungspuls RF1.1, wiederholt sich die dargestellte Sequenz prinzipiell wieder. Ein neuer Anregungspuls RF1.1’ wird unter Schalten des Schichtselektionsgradienten S1.1’ eingestrahlt, wobei S1.1’ dieselbe Messschicht wie der erste Schichtselektionsgradient S1.1 kodiert. In der auf diesen Anregungspuls RF1.1’ folgenden Wiederholzeit wird die dargestellte Sequenz mit jeweils den in der ersten Wiederholzeit TR vermessenen Messschichten entsprechenden Messschichten und mit jeweils bei Vermessen derselben Messschicht den Auslesegradienten RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3 in der ersten Wiederholzeit TR entsprechenden Auslesegradienten (nicht mehr dargestellt) wiederholt, jedoch mit anderen Phasenkodiergradienten PE gemäß dem gewünschten Messvolumen.
Während einer Wiederholzeit TR werden somit mehrere Messschichten angeregt und gemessen. Für jede dieser Messschichten wurde ein Gradientenfeld bestimmt, derart, dass sich eine Verzeichnung verursacht durch eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes und eine Verzeichnung verursacht durch eine B₀-Feld-Inhomogenität an den zu optimierenden Voxeln in jeder Messschicht aufheben.
Das zuvor beschriebene Verfahren kann beispielsweise vorteilhaft für die humane Schwächungskorrektur eines MR-PET-Hybridsystems verwendet werden. Das in Zusammenhang mit 2 beschriebene Verfahren führt zu einem in kurzer Zeit messbaren, vergrößerten magnetresonanzbasierten Gesichtsfeld und unterstützt somit z.B. die MR-PET-Schwächungskorrektur auch mit Magnetresonanzdaten außerhalb des üblicherweise spezifizierten Field of View der Magnetresonanzanlage.
Dazu wird, wie im Schritt 201 dargestellt, zunächst das B₀-Feld und das Gradientenfeld der Magnetresonanzanlage bestimmt, um die B₀-Feld-Inhomogenitäten und die relativen Gradientenfelder der Magnetresonanzanlage zu bestimmen. Es ist bereits ausreichend, wenn dies beispielsweise bei der Installation der Magnetresonanzanlage einmalig durchgeführt wird, sofern das B₀-Feld und die Gradientenspulen nicht verändert werden, oder aber nach jeder Veränderung von B₀-Feld und/oder Gradientenspulen. Die bestimmten Werte für die B₀-Feld-Inhomogenitäten und die relativen Gradientenfelder der Magnetresonanzanlage werden z.B. im Anlagenrechner der Magnetresonanzanlage gespeichert.
Vor dem Start der Mehrschichtmessung wird, wie im Schritt 202 dargestellt, z.B. von einem Benutzer ein zu vermessender, mindestens zwei Messschichten umfassender Teilbereich ausgewählt. Je Messschicht des Teilbereichs wird ein, von dem Teilbereich umfasstes im Randbereich des Gesichtsfeldes angeordnetes, zu optimierendes Voxel bestimmt. Die Bestimmung der zu optimierenden Voxel kann automatisch über vorgegebene Auswahlkriterien erfolgen, z.B. indem je Messschicht dasjenige Voxel als zu optimierendes Voxel bestimmt wird, welches am weitesten von dem Zentrum des Gesichtsfeldes entfernt oder welches an einem Ort mit besonders hoher B₀-Feld-Inhomogenität und/oder Gradienten-Nichtlinearität angeordnet ist. Ggf. können die zu optimierenden Voxel auch von dem Benutzer manuell ausgewählt werden.
Der ausgewählte Teilbereich ist hierbei zumindest teilweise am Rand des Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage angeordnet, d. h. der ausgewählte Teilbereich umfasst Voxel, welche im Randbereich des Gesichtsfeldes angeordnet sind. Dabei gibt der Benutzer z.B. eine gewünschte Anzahl von Messschichten, die gewünschte Schichtdicke Δz und ihre Schichtposition sowie eine gewünschte Voxelgröße (Ortsauflösung(Δx, Δy, Δz)) und die Positionen der zu optimierenden Voxel an.
Dann werden im Schritt 203 Gradienten jeweils eines Gradientenfeldes für jedes am Rand des Gesichtsfeldes zu optimierende Voxel des Teilbereichs geladen, welche bestimmt wurden derart, dass sich an jedem der genannten Voxel am Rand des Gesichtsfeldes eine durch eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes verursachte Verzeichnung und eine durch eine B₀-Feld-Inhomogenität verursachte Verzeichnung aufheben. Da für die Mehrschichtmessung die Schichtselektionsgradienten und die Auslesegradienten in jeder Wiederholzeit TR gleich geschaltet werden, wird somit ein Array von je einer optimalen Gradientenstärke und Gradientenpolarität des Auslesegradienten für je ein zu optimierendes Voxel je ausgewählter Messschicht des Teilbereichs bestimmt und geladen. Dadurch werden an jedem genannten optimierten Voxel die Nichtlinearität des Gradientenfeldes und die B₀-Feld-Inhomogenität destruktiv überlagert. Auch in den den genannten optimierten Voxeln benachbarten Bereichen (selbe Gradientenschaltung, wie bei optimierten Voxeln bis auf einen anderen Phasenkodiergradienten PE) sind die Verzeichnungen auf diese Weise ebenfalls reduziert, wenn auch nicht in demselben Maße wie bei den optimierten Voxeln.
Die geladenen Gradienten wurden wie oben beschrieben in Abhängigkeit der gespeicherten relativen Gradientenfehler und der B₀-Feld-Inhomogenität bestimmt. Dies kann bereits vor dem Start der Messung erfolgt sein, indem z.B. für alle sinnvoll erscheinenden Voxel am Rande des Gesichtsfeldes die beschriebenen Gradienten bestimmt und gespeichert wurden und dem Anlagenrechner zur Verfügung stehen. Es ist jedoch auch denkbar, dass die Gradienten erst nach Auswahl des zu vermessenden Teilbereichs bestimmt werden. Letzteres ist insbesondere dann sinnvoll, wenn nur selten benötigte Voxel des Randbereichs des Gesichtsfeldes im ausgewählten Teilbereich enthalten sind und optimiert werden sollen.
Unter Verwendung der berechneten Gradientenfelder wird im Schritt 204 eine Mehrschichtmessung durchgeführt, welche den ausgewählten Teilbereich vermisst.
Aus jedem einer Messschicht entsprechenden, transversalen Magnetresonanzbild können im Schritt 205 eine Position und ein Querschnitt des Untersuchungsobjekts bestimmt werden. Die Schritte 201–205 können gegebenenfalls für verschiedene gewünschte Teilbereiche nacheinander durchgeführt werden, um eine gesamte Anordnung des Untersuchungsobjekts in der Magnetresonanzanlage möglichst genau, jedoch durch die Mehrschichtmessung mit relativ geringem Zeitaufwand im Vergleich zu einer Vielzahl von Einzelmessungen zu ermitteln. Die mittels der Mehrschichtmessung erhaltenen Magnetresonanzbilder, die somit auch im Randbereich des Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage verzeichnisarme Abbildungen des Untersuchungsobjekts liefern, sind jedoch auch für andere Zwecke (s. o.) verwendbar.
Aus den ermittelten Positionen und dem ermittelten Querschnitten des Untersuchungsobjekts kann im Schritt 206 eine Schwächungskorrektur für die PET-Aufnahme bestimmt werden. Abschließend können im Schritt 207 PET-Daten erfasst und daraus unter Verwendung der Schwächungskorrektur eine PET-Aufnahme berechnet werden.
Die Mehrschichtmessung verfügt somit über für jede Messschicht sowohl in Stärke als auch in Polarität automatisch berechnete und verwendete, angepasste Gradientenfelder. Damit ist es möglich, bestehende B₀-Feld-Inhomogenitäten durch die Gradienten-Nichtlinearitäten gleichzeitig in einer Messung und in mehreren Messschichten zu kompensieren und somit das messbare Gesichtsfeld in positiver wie in negativer x-Richtung über das normal spezifizierte Gesichtsfeld hinaus zu erweitern, womit bis zu der gesamte Tunnelinnenraum mittels MR vermessen werden kann.
Obwohl in der vorhergehenden Beschreibung exemplarische Ausführungsformen beschrieben wurden, können verschiedene Modifikationen in weiteren Ausführungsformen realisiert werden. Beispielsweise ist auch eine 3-dimensionale Magnetresonanzdatenerfassung mit dem zuvor beschriebenen Verfahren der vorliegenden Erfindung möglich. Da in diesem Fall die Schichtselektion durch eine zusätzliche Phasenkodierung ersetzt wird, würde der B₀-Term in den Gleichungen (2) bis (4) in Schichtselektionsrichtung entfallen. Dadurch entfällt in dem oben beschriebenen Verfahren ein Freiheitsgrad, der jedoch permutativ ausgeglichen werden könnte.
Bei dem zuvor beschriebenen Verfahren wurde die Form der durch die Magnetfeldspule und die Gradientenspule erzeugten Magnetfelder als gegeben angenommen und zur Berechnung einer optimalen Gradientenstärke diese Feld-Imperfektionen an einem gewünschten Ort zur destruktiven Überlagerung gebracht. Alternativ besteht die Möglichkeit, die Gradientenspule hardwareseitig in der Gestalt zu modifizieren, dass die Nichtlinearität des Gradientenfeldes optimal den Inhomogenitäten des Hauptmagnetfeldes entgegenwirkt. Entsprechend können auch die B₀-Feld-Inhomogenitäten durch Modifikation der Magnetfeldspule bzw. der Shimbleche auf die Nichtlinearitäten des Gradientenfeldes abgestimmt werden.
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 Patentliteratur

DE 102010006431 [0005]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

G. Delso et al, Impact of limited MR field-of-view in simultaneous PET/MR acquisition, J. Nucl. Med. Meeting Abstracts, 2008; 49, 162P [0006]
Langlois S. et al., MRI Geometric Distortion: a simple approach to correcting the effects of non-linear gradient fields, J.Magn. Reson. Imaging 1999, 9(6), 821–31 [0007]
Doran SJ et al., A complete distortion correction for MR images: I. Gradient warp correction, Phys. Med. Biol. 2005 Apr 7, 50(7), 1343–61 [0007]
Weiterhin wird in Reinsberg SA, et al., A complete distortion correction for MR images: II. Rectification of static-field inhomogenities by similarity-based profile mapping, Phys. Med. Biol, 2005 Jun 7, 50(11), 2651–61 [0007]
Bakker CJ, et al., Analysis of machine-dependent and object-induced geometric distortion in 2DFT MR imaging, Magn Reson Imaging, 1992, 10(4): 597–608 [0042]

Claims

Verfahren zum Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage über mindestens zwei Messschichten (51.1, 51.2), wobei der Teilbereich (51) zumindest teilweise am Rand eines Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage (5) angeordnet ist, mit den folgenden Schritten: – Auswählen des zu vermessenden Teilbereichs (51), – Laden von Gradienten (RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3, PE1, S1.1, S2.1, S1.2, S2.2, S1.3, S2.3) jeweils eines Gradientenfeldes für je ein zu optimierendes, am Rand des Gesichtsfeldes angeordnetes Voxel pro Messschicht des Teilbereichs (51), welche bestimmt wurden derart, dass sich an jedem der zu optimierenden Voxel am Rand des Gesichtsfeldes eine durch eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes verursachte Verzeichnung und eine durch eine B₀-Feld-Inhomogenität verursachte Verzeichnung aufheben, – Erfassen von Magnetresonanzdaten des Teilbereichs (51) mittels einer Mehrschichtmessung unter Verwendung der für jedes zu optimierende Voxel geladenen Gradienten (RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3, PE1, S1.1, S2.1, S1.2, S2.2, S1.3, S2.3), und – Bestimmen eines Abbilds des Teilbereichs (51) des Untersuchungsobjekts (U) aus den Magnetresonanzdaten.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das durch die geladenen Gradienten (RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3, PE1, S1.1, S2.1, S1.2, S2.2, S1.3, S2.3) erzeugte Gradientenfeld ein Auslesegradientenfeld und/oder ein Schichtselektionsgradientenfeld umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Bestimmung der geladenen Gradienten (RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3, PE1, S1.1, S2.1, S1.2, S2.2, S1.3, S2.3) umfasst: – Bestimmen eines relativen Gradientenfehlers an dem jeweiligen Voxel am Rand des Gesichtsfeldes, – Bestimmen der B₀-Feld-Inhomogenität an dem jeweiligen Voxel am Rand des Gesichtsfeldes, und – Bestimmen der geladenen Gradienten (RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3, PE1, S1.1, S2.1, S1.2, S2.2, S1.3, S2.3) in Abhängigkeit von dem relativen Gradientenfehler und der B₀-Feld-Inhomogenität.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Gradient G des Gradientenfeldes gemäß der Formel G = –dB₀(Δx, Δy, Δz)/c(Δx, Δy, Δz) (1) bestimmt wird, wobei dB₀ die B₀-Feld-Inhomogenität an dem ausgewählten Voxel (Δx, Δy, Δz) am Rand des Gesichtsfelds und c der relative Gradientenfehler an dem ausgewählten Voxel (Δx, Δy, Δz) am Rand des Gesichtsfelds ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Teilbereich (51) des Untersuchungsobjekts (U) eine anatomische Struktur eines Patienten umfasst, welche am Rand des Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage (5) angeordnet ist.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die anatomische Struktur einen Arm des Patienten umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) eine tunnelförmige Öffnung zur Aufnahme des Untersuchungsobjekts (U) aufweist, wobei der Rand des Gesichtsfelds einen Mantelbereich entlang einer Innenoberfläche der tunnelförmigen Öffnung umfasst.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantelbereich eine Manteldicke von näherungsweise 5 cm aufweist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzdaten in einer Transversalebene in Bezug auf das Untersuchungsobjekt (U) erfasst werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Schwächungskorrektur für eine Positronenemissionstomographie in Abhängigkeit von der Abbildung des Teilbereichs (51) des Untersuchungsobjekts (U) bestimmt wird.
Magnetresonanzanlage, wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), eine Hochfrequenzantenne (4) und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der Hochfrequenzantenne (4), zum Empfang von von der Hochfrequenzantenne (4) aufgenommenen Messsignalen, zur Auswertung der Messsignale und zur Erstellung von Magnetresonanzbildern umfasst, und wobei die Magnetresonanzanlage (5) ausgestaltet ist, – Gradienten (RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3, PE1, S1.1, S2.1, S1.2, S2.2, S1.3, S2.3) jeweils eines Gradientenfeldes für jedes am Rand des Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage angeordnete Voxel eines ausgewählten Teilbereichs (51) zu laden, welche bestimmt wurden derart, dass sich an jedem der genannten Voxel am Rand des Gesichtsfeldes eine durch eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes verursachte Verzeichnung und eine durch eine B₀-Feld-Inhomogenität verursachte Verzeichnung aufheben, – Magnetresonanzdaten des Teilbereichs (51) unter Verwendung der für jedes Voxel geladenen Gradienten (RO1.1, RO2.1, RO1.2, RO2.2, RO1.3, RO2.3, PE1, S1.1, S2.1, S1.2, S2.2, S1.3, S2.3) zu erfassen, und – ein Abbild eines Teilbereichs (51) eines Untersuchungsobjekts (U) aus den Magnetresonanzdaten zu bestimmen.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) zum Durchführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–9 ausgestaltet ist.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetresonanzanlage (5) ferner einen Positronenemissionstomographen umfasst, wobei die Magnetresonanzanlage (5) zum Durchführen des Verfahrens nach Anspruch 10 ausgestaltet ist.
Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) ladbar ist, mit Programmmitteln, um alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–10 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (10) der Magnetresonanzanlage (5) ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers (21) in einer Steuereinrichtung (10) einer Magnetresonanzanlage (5) das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–10 durchführen.