DE102011083765B4

DE102011083765B4 - Verfahren zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage und Magnetresonanzanlage

Info

Publication number: DE102011083765B4
Application number: DE102011083765A
Authority: DE
Inventors: Wilfried Landschütz; Dr. Speckner Thorsten
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-09-29
Filing date: 2011-09-29
Publication date: 2013-05-08
Anticipated expiration: 2031-09-30
Also published as: KR20130035245A; CN103033775A; KR101600133B1; US9297875B2; US20130082705A1; DE102011083765A1; CN103033775B

Abstract

Ein Verfahren zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage, umfassend: Erzeugung einer Folge amplitudenmodulierter Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und zugehöriger Gradientenfelder (60a, 60b, 60c) zum Auslenken der Magnetisierung einer Schicht, Detektieren von mindestens zwei Spinsignalen, Bestimmen einer Phasendifferenz zwischen zwei der Spinsignale, Verarbeiten der Phasendifferenz, um mindestens eine zeitliche Verschiebung (dT1) zwischen zwei der folgenden Größen, die von unterschiedlichen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) erzeugt werden, zu ermitteln: eine Einhüllende (82) der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72), ein Hochfrequenzanteil (80) der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und ein oder mehrere Gradientenfelder (60a, 60b, 60c), und Synchronisieren der zugehörigen Komponenten der Magnetresonanzanlage abhängig von der mindestens einen zeitlichen Verschiebung (dT1).

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage, welche bei einer Aufnahmesequenz zusammenwirken, und eine Magnetresonanzanlage.
Die Magnetresonanztomographie ist ein bildgebendes Verfahren, das in vielen Bereichen der Medizin zur Untersuchung und Diagnose eingesetzt wird. Die Grundlage bildet der physikalische Effekt der Kernspinresonanz. Zur Aufnahme von Magnetresonanz(MR)-Signalen wird dabei in einer MR-Anlage ein statisches Grundmagnetfeld im Untersuchungsbereich erzeugt, an welchem sich die Kernspins bzw. die magnetischen Momente der Atome im Untersuchungsobjekt ausrichten. Im Rahmen einer MR-Aufnahmesequenz können durch das Einstrahlen von Hochfrequenzpulsen die Kernspins aus der ausgerichteten Lage, d. h. der Ruhelage, oder einem anderen Zustand ausgelenkt bzw. angeregt werden. Das angeregte Spinsystem kann eine zeitliche Dynamik aufweisen.
Die Phasenevolution des Spinsystems einer Schicht wird durch den Kohärenzverlauf beschrieben. Weisen die Spins eines Spinsystems einer bestimmten Schicht alle eine identische Phasenlage auf, kann ein Magnetisierungssignal mit einer großen Amplitude erfasst werden. Ein relativ starkes Signal kann detektiert werden, da keine destruktive Interferenz zwischen den Signalen verschiedener Spins unterschiedlicher Phase vorliegt.
Durch Anlegen eines Schichtselektionsgradienten beim Einstrahlen der Hochfrequenzpulse werden nur Kernspins in einer Schicht des Untersuchungsobjekts angeregt, in der die Resonanzbedingung aufgrund der lokalen Magnetfeldstärke erfüllt ist. Eine solche Ortskodierung kann durch Anlegen eines Phasenkodiergradienten sowie eines Frequenzkodiergradienten während des Auslesens erfolgen. Durch schichtselektive Anregung ist es möglich, MR-Aufnahmen von mehreren Schichten einer Untersuchungsperson zu erhalten.
Moderne MR-Anlagen arbeiten typischerweise mit verteilten Steuerungen für die einzelnen Anteile einer MR-Aufnahmesequenz. Zum Beispiel kann ein Hochfrequenz(HF)-Sendesystem aus einem HF-Generator und einer Amplitudenmodulationseinheit bestehen, die jeweils den Hochfrequenzanteil bzw. die Hochfrequenz und die niederfrequente Amplitudenmodulation bzw. Einhüllende der HF-Pulse erzeugen. Ein Gradientensystem kann die Gradientenfelder zur Ortskodierung erzeugen.
Grundvoraussetzung für eine hohe Qualität der MR-Bildgebung ist die relative zeitliche Synchronisation dieser Komponenten zueinander. Bereits in Bezug auf die herkömmliche MR-Bildgebung ist es notwendig, ein solch hohes Maß der zeitlichen Synchronisation zu erreichen. Jedoch gibt es weitere Anwendungsgebiete, bei denen die zeitliche Synchronisation besonders wichtig wird. Z. B. besteht ein großes Interesse, das Abtastungsschema des k-Raums nicht nur gemäß kartesischen MR-Bildgebungssequenzen durchzuführen, sondern auch nicht-kartesische Abtastung durchzuführen. Nicht-kartesische Abtastungsschemata haben Vorteile, z. B. in Bezug auf höheres Signal-zu-Rauschverhältnis oder bessere Robustheit gegenüber Bewegung des Untersuchungsobjekts. Jedoch wird derzeit in klinischen Anwendungen der MR-Bildgebung fast ausschließlich kartesische Abtastung verwendet. Die Hauptursache dafür ist, dass die Realisierung von nicht-kartesischen k-Raumabtastungsschemas eine genauere Realisierung der k-Raum Trajektorien benötigt, als dies für kartesische Abtastung der Fall ist. Dies bedeutet, dass der Grad der zeitlichen Synchronisation der verschiedenen MR-Anlagenkomponenten höher sein muss. So ist insbesondere bekannt, dass eine kleine zeitliche Verschiebung zwischen dem Hochfrequenzanteil eines HF-Pulses und der Einhüllenden oder den Gradientenfeldern wesentlich für das erfolgreiche Bildgeben mittels nicht-kartesischer Abtastungsschemata des k-Raums ist.
Ein weiteres Feld, in dem ein hohes Maß an Synchronisation zwischen den verschiedenen MR-Anlagenkomponenten notwendig ist, sind spezielle HF-Pulse. Solche speziellen Pulse erreichen über eine spezielle Amplitudenmodulation des zugehörigen Gradientenfeldes zur Schichtselektion, dass das örtliche Anregungsprofil besonders vorteilhaft ausgestaltet ist. So kann es möglich sein, das örtliche Anregungsprofil besonders scharf zu definieren. Weiterhin ist es möglich, bei gleichbleibender Hochfrequenz-Spitzenleistung einen höheren Auslenkwinkel der Magnetisierung aus der Ruhelage zu erreichen und damit das Signal-zu-Rauschverhältnis bei gleicher Hochfrequenzbelastung zu steigern. Hierbei ist es jedoch notwendig, die Gradientenfelder zeitlich im Vergleich zu herkömmlichen HF-Pulsen besonders genau mit der Einhüllenden und dem Hochfrequenzanteil der HF-Pulse zu synchronisieren.
Zur Synchronisation können Verfahren eingesetzt werden, die es ermöglichen, relative Zeitverschiebungen der einzelnen Komponenten untereinander direkt zu vermessen, um die Kalibrierung oder zeitliche Kompensation darauf basierend durchzuführen. Dadurch wird zum Beispiel die ansteigende Flanke eines Gradientenfelds möglichst genau mit der Einhüllenden eines HF-Pulses abgestimmt oder entsprechend die Einhüllende des HF-Pulses mit dem Hochfrequenzanteil abgestimmt.
Herkömmlicherweise erfolgt eine Synchronisation dieser verschiedenen Komponenten über eine direkte messtechnische Erfassung der verschiedenen Komponentenparameter z. B. im Labor (sogenannte Fehleranalyse). Z. B. kann in einem Konstruktionsstadium bzw. Entwicklungsstadium der MR-Anlage auf die Komponenten derart eingewirkt werden, dass die verschiedenen Zeitgebersignale analysiert werden und die einzelnen Komponenten entsprechend synchronisiert werden. So ist es möglich, Zeitverschiebungen zum Beispiel mit einem Oszilloskop oder Logikanalyzer zu erkennen. Derartige Verfahren haben den Nachteil, dass verschiedene systematische Fehler durch Unzulänglichkeiten dieser Kompensations-Messung und des Kompensationsverfahrens an sich auftreten können. Solche systematischen Fehler sind schwer zu erkennen. So ist es nicht immer möglich, alle entsprechenden Information der getesteten Komponenten nutzbar zu machen. Bestimmte relevante zeitliche Größen einer Rechnerkomponente zur zeitlichen Steuerung, zum Beispiel eines Field Programmable Gate Arrays (FPGA), können nicht elektronisch abgegriffen werden. So können systematische Fehler in der zeitlichen Synchronisation entstehen: bei der Durchführung einer MR-Aufnahmesequenz können zeitliche Verschiebungen auftreten, die nicht durch die Überprüfung auf Komponentenebene erkannt wurden. Weiterhin ist es aufwendig, solche Verfahren für jede hergestellte MR-Anlage durchzuführen. Deshalb wird eine derartige Synchronisation typischerweise in der Entwicklung durchgeführt. Eine zeitliche Verschiebung, die MR-Anlagen-spezifisch und nicht Baureihen-spezifisch ist, z. B. durch Variation von Kabellängen etc., kann dementsprechend nur schwer synchronisiert werden.
Aus US 2007/0222446 A1 sind Techniken für eine Kalibrationsprozedur zum Messen von Zeitfehlern in einer MR-Anlage bekannt. Durch Zeitversatz oder nachträgliche Phasenkorrektur werden Phasenfehler, die andernfalls bei nichtkartesischen MR-Scans auftreten würden, verringert. Die Kalibrationsprozedur wird vor der eigentlichen Messung durchgeführt.
Deshalb besteht ein Bedarf, ein verbessertes Verfahren zur Detektion und Kompensation einer zeitlichen Verschiebung verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage bereitzustellen.
Der Erfindung liegt entsprechend die Aufgabe zugrunde, Verfahren und Vorrichtungen anzugeben, die es ermöglichen, eine zeitliche Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage durchzuführen.
Diese Aufgabe wird mithilfe der Gegenstände mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt stellt die Erfindung ein Verfahren zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage bereit, umfassend folgende Schritte:
Erzeugung einer Folge amplitudenmodulierter Hochfrequenzpulse und zugehöriger Gradientenfelder zum Auslenken der Magnetisierung einer Schicht, Detektieren von mindestens zwei Spinsignalen, Bestimmen einer Phasendifferenz zwischen zwei der Spinsignale, Verarbeiten der Phasendifferenz, um mindestens eine zeitliche Verschiebung zwischen einem Hochfrequenzanteil der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse und einer der folgenden Größen, die von unterschiedlichen Komponenten der Magnetresonanzanlage erzeugt werden, zu ermitteln: eine Einhüllende der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse und ein oder mehrere Gradientenfelder, und Synchronisieren der zugehörigen Komponenten der Magnetresonanzanlage abhängig von der mindestens einen zeitlichen Verschiebung.
Gemäß einem weiteren Aspekt stellt die Erfindung ein Verfahren zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage gemäß Anspruch 2 bereit.
Durch HF-Pulse ist es möglich, die Magnetisierung einer Schicht zum Beispiel aus der Ruhelage, die durch ein statisches Grundmagnetfeld definiert wird, auszulenken. Insbesondere können diese Hochfrequenzpulse mit Gradientenfeldern assoziiert sein, so dass die Resonanzbedingung, die zum Auslenken der Magnetisierung notwendig ist, nur für einen bestimmten Ort definiert ist. Wenn die Magnetisierung aus der Ruhelage ausgelenkt ist, kann die Magnetisierung durch eine longitudinale Komponente, die entlang der Ruhelage zeigt, und eine transversale Komponente, die zur Ruhelage senkrecht ist, beschrieben werden. Die transversale Komponente der Magnetisierung präzediert in Bezug auf das Grundfeld. Durch geeignetes Einwirken auf diese transversale Komponente kann erreicht werden, dass ein Spinsignal entsteht. Ein Spinsignal entsteht durch die Rephasierung eines zuvor dephasierten Kohärenzverlaufs der transversalen Magnetisierungskomponente.
Rephasiert der Kohärenzverlauf einer Magnetisierung, so entsteht wie bereits erläutert ein besonders starkes Spinsignal. Es ist möglich, dieses Spinsignal induktiv, z. B. mittels Hochfrequenzspulen, zu detektieren. Das detektierte Signal weist eine bestimmte Phase auf. Bei mehreren detektierten Signalen ist es insbesondere möglich, eine Phasendifferenz zwischen den verschiedenen Signalen messtechnisch zu bestimmen. Hierbei ist die Phasendifferenz über die Phasendifferenz der Spinsignale zum Zeitpunkt der vollständigen Rephasierung definiert. Der Zeitpunkt des Rephasierung ist meist auch übereinstimmend mit dem Zeitpunkt maximaler Signalamplitude. Der Zeitpunkt maximaler Amplituden wird mit einem rephasierten Kohärenzverlauf assoziiert. Gemäß dem gegenwärtig diskutierten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist es dann möglich, aus der gemessenen Phasendifferenz zwischen mindestens zwei Spinsignalen eine zeitliche Verschiebung zu berechnen. Die zeitliche Verschiebung kann sowohl zwischen der Einhüllenden der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse und dem Hochfrequenzanteil der Hochfrequenzpulse, als auch zwischen der Einhüllenden der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse und den zugehörigen Gradientenfeldern existieren. Z. B. wird die Einhüllende der Hochfrequenzpulse durch ein anderes Bauteil in der MR-Anlage erzeugt, als der Hochfrequenzanteil selbst. Der Hochfrequenzanteil wird typischerweise durch numerisch gesteuerte Oszillatoren (NCOs) erzeugt. Die Amplitudenmodulation wird hingegen zum Beispiel mittels eines herkömmlichen Signalgenerators erzeugt und mit dem Hochfrequenzanteil gemischt. Deshalb ist es notwendig, diese entsprechenden Komponenten der MR-Anlage zu synchronisieren.
Das zeitliche Synchronisieren verschiedener Komponenten einer MR-Anlage anhand von in einer MR-Aufnahmesequenz gemessenen MR-Daten selbst weist gegenüber Verfahren, die darauf beruhen, eine zeitliche Synchronisation durch messtechnische Analyse der verschiedenen Komponenten zu erreichen, Vorteile auf. So kann eine Durchführung vollautomatisch in einer betriebsbereiten MR-Anlage erfolgen. Weiterhin können systematische Fehler aufgrund von unbekannten Parametern minimiert werden, da eine Kalibration anhand von MR-Messdaten selbst geschieht. Da anhand von tatsächlich aufgenommenen MR-Daten eine Synchronisation erfolgt, können unerkannte, systematische Messfehler reduziert werden. Die Synchronisation erfolgt anhand von Daten, die später im Betrieb aufgenommen Daten sehr ähnlich sind. Unsicherheiten in der Synchronisierung werden derart reduziert.
Es ist weiterhin möglich, ein solches Verfahren, das auf einer MR-Aufnahmesequenz basiert, automatisch durchzuführen. Es ist nicht notwendig, externe Messgeräte zu verwenden. Insbesondere kann es möglich sein, im Betrieb der MR-Anlage die zeitliche Synchronisation von Zeit zu Zeit automatisch zu verifizieren.
Insbesondere kann es möglich sein, dass die Hochfrequenzpulse und die zugehörigen Gradientenfelder derart erzeugt werden, dass die Magnetisierung in der Schicht ausgelenkt wird, die um einen vorbestimmten Abstand gegenüber einer Referenz-Schicht, an dem die Magnetisierung durch eine Referenzfrequenz auslenkbar ist, verschoben ist.
Durch das Anwenden von Schichtselektionsgradienten in Form von Gradientenfeldern ist es möglich, dass die HF-Pulse ihre Wirksamkeit nur auf bestimmte Schichten innerhalb des Untersuchungsobjekts entfalten. Dies ist dadurch der Fall, dass das örtlich variierende Magnetfeld bewirkt, dass die Resonanzbedingung der Magnetisierung nur an einer bestimmten Stelle bzw. einer bestimmten Schicht innerhalb des Untersuchungsobjekts erfüllt ist. Nur dort kann die Magnetisierung mittels HF-Pulsen ausgelenkt werden. Insbesondere kann es vorteilhaft sein, wenn ein solcher Schichtselektionsgradient während der Anwendung der HF-Pulse geschaltet wird. Insbesondere kann er derart ausgestaltet sein, dass die Magnetisierung in einer Schicht ausgelenkt wird, die einen vordefinierten Abstand gegenüber einer Referenzschicht aufweist. Die Referenzschicht kann z. B. durch eine Referenzfrequenz definiert sein. In Bezug auf die Referenzschicht ist das Gradientenfeld derart gewählt, dass die Magnetisierung durch eine Referenzfrequenz ausgelenkt werden kann, da dort die Referenzfrequenz die Resonanzbedingung erfüllt. Durch das Anregen der Magnetisierung in einer solchen Schicht ist es gegeben, dass die Spinsignale auch eine Abhängigkeit von dem Abstand der Schicht zu der Referenzschicht zeigen. Dadurch ist es insbesondere möglich, durch die Messung der Signale unter Kenntnis z. B. der Entfernung der Schicht zu der Referenzschicht auf Eigenschaften der Anregungspulse zurückzuschließen.
In der Praxis wird zum Beispiel ein NCO so konfiguriert, dass er gegenüber der Referenzfrequenz eine Frequenzverschiebung aufweist. Die Referenzfrequenz kann zum Beispiel systembedingt gewählt sein oder kann zum Beispiel der Resonanzfrequenz von Kernspins in Wasser entsprechen. Diese Frequenzverschiebung ist unter Kenntnis des geschalteten Gradientenfelds einer Schichtverschiebung gegenüber der Referenzschicht zuzuordnen. Die Referenzschicht bezeichnet hier zum Beispiel eine zuvor in Bezug auf die geometrischen Abmessungen der MR-Anlage definiert angeordnete Schicht. Daher kann durch die Wahl der Frequenzverschiebung (und des Gradientenfelds) ein bestimmter Bereich eines Untersuchungsobjekts, das sich in der MR-Anlage befindet, untersucht werden.
Den Hochfrequenzpulsen kann jeweils ein Auslenkwinkel der Magnetisierung und eine Phasenlage zugeordnet sein, wobei die Auslenkwinkel derart gewählt werden, dass nur ein Teil der Magnetisierung ausgelenkt wird, und wobei in der Folge der Hochfrequenzpulse und zugehöriger Gradientenfelder mindestens einer der folgenden Parameter mindestens zwei unterschiedliche Werte annimmt:
Auslenkwinkel der Hochfrequenzpulse, Phasenlagen der Hochfrequenzpulse, Amplituden der Gradientenfelder.
Wird nur ein Teil der Magnetisierung durch eine entsprechenden Dimensionierung des Auslenkwinkels eines HF-Pulses aus der Ruhelage ausgelenkt, so ist dies gleichbedeutend damit, dass auch nach Anwenden eines HF-Pulses eine endliche Longitudinalmagnetisierung existiert. Es wird nicht die gesamte Magnetisierung in die transversale Ebene, die durch die Richtung des Grundmagnetfeld definiert ist, ausgelenkt. In anderen Worten: die HF-Pulse werden vorzugsweise derart gewählt, dass sie einen Auslenkwinkel kleiner als 90° haben. Ein Auslenkwinkel von 90° ist gleichbedeutend damit, dass die gesamte Magnetisierung in die transversale Ebene gekippt wird.
Besteht eine Verschiebung der Hochfrequenz des HF-Pulses gegenüber einer Referenzfrequenz, so verändert sich die Phasenlage der Hochfrequenz bzw. des Hochfrequenzanteils gegenüber der Referenzfrequenz als Funktion der Zeit. Dies wird als Phasengang bezeichnet. Entsprechend ist die Phasenlage eines HF-Pulses vorzugsweise durch die Phasenverschiebung der Hochfrequenz gegenüber der Referenzfrequenz zum zeitlichen Mittelpunkt der Einhüllenden des Hochfrequenz-Anregungspulses definiert.
So kann es zum Beispiel vorteilhaft sein, wenn die Auslenkwinkel mindestens zweier Hochfrequenzpulse unterschiedliche Werte annehmen. Das bedeutet, dass z. B. in einem ersten Hochfrequenzpuls der Auslenkwinkel einen anderen Wert annimmt als in einem zweiten Hochfrequenzpuls und damit der Anteil der Magnetisierung, der aus der longitudinalen Richtung in die transversale Ebene geklappt wird, unterschiedliche Werte annimmt. Auch kann es möglich sein, dass die Phasenlagen mindestens zweier HF-Pulse unterschiedliche Werte annehmen. Entsprechend kann es möglich sein, dass die Amplituden zweier Gradientenfelder unterschiedliche Werte annehmen.
Die wechselseitig unterschiedliche Wahl der verschiedenen Parameter erfolgt so, dass ein Gleichungssystem, welches das Bestimmen verschiedener Parameter der Anregungspulse im Bezug auf die gemessenen und bekannte Größen der Signale bzw. Aufnahmesequenz ermöglicht, hinreichend bestimmt ist. Werden z. B. alle Anregungspulse bzw. Gradientenfelder gleich dimensioniert, so ist es möglich, dass das Gleichungssystem unterbestimmt ist. Dies würde die bestimmbaren Parameter der Anregungspulse beschränken.
Diesbezüglich ist es aber auch möglich, in der Folge der Hochfrequenzpulse und zugehöriger Gradientenfelder mindestens einer der folgenden Parameter mindestens zweimal denselben Wert annimmt: Auslenkwinkel der Hochfrequenzpulse, Phasenlagen der Hochfrequenzpulse, Amplituden der Gradientenfelder.
Werden nämlich spezifische Parameter der Aufnahmesequenzen gleich gewählt, kann dies gleichbedeutend mit einer Vereinfachung des zugrundeliegenden Gleichungssystems sein. Die Anzahl der Variablen reduziert sich. Es ist hierbei sicherzustellen, dass die Anzahl der Variablen nicht so weit reduziert wird, dass das Gleichungssystem unterbestimmt ist, d. h. nicht eindeutig lösbar ist.
Es ist auch möglich, dass das Verfahren weiterhin umfasst:
ein inkrementelles Variieren einer Phasenlage mindestens eines Hochfrequenzpulses zum Minimieren der Phasendifferenz, um die wenigstens eine zeitliche Verschiebung zu bestimmen.
Es kann insbesondere vorteilhaft sein, anstatt die Phasendifferenz zwischen zwei Hochfrequenzpulsen einmal zu messen und daraus direkt die zeitliche Verschiebung zu bestimmen, eine Phase eines HF-Pulses mittels einer zusätzlich eingebrachten Phase zu beaufschlagen. Die zusätzlich eingebrachte Phase kann inkrementell variiert werden, bis die Phasendifferenz zwischen zwei Spinsignalen minimiert wird bzw. verschwindet. Dies ist der Fall, da typischerweise die Phasendifferenz zwischen zwei Spinsignalen von der zusätzlich durch einen Hochfrequenzpuls eingebrachten Phase abhängt. Ein solches Verfahren kann vorteilhaft sein, da es vollautomatisch durchgeführt werden kann. Es ist möglich, eine MR-Anlage entsprechend zu konfigurieren, dass im Rahmen einer Kalibrationssequenz die Phasenlage eines bestimmten HF-Pulses sukzessive verändert wird, solange bis ein bestimmtes Kriterium (Minimierung der Phasendifferenz) erreicht wird. Insbesondere ist es möglich, durch die geeignete Wahl der Inkrementierung der Phase die gewünschte zeitliche Auflösung in der Bestimmung der zeitlichen Verschiebung vorzugeben. Durch eine kleinere Inkrementierung der Phase eines HF-Pulses ist es demnach möglich, die zeitliche Verschiebung genauer zu bestimmen.
Ein automatisches Durchführen, wie voranstehend erläutert, hat den Vorteil, dass es möglich ist, eine solche Synchronisation häufig durchführen zu können. Das automatische Durchführen im Rahmen von Kalibrationsroutinen erlaubt es, über die Lebensdauer einer MR-Anlage immer ein gleich hohes Maß an zeitlicher Synchronisation zu gewährleisten. Insbesondere ist es möglich, Systemfehler, die z. B. in einer zeitlichen Verschiebung der einzelnen Komponenten resultieren, frühzeitig zu detektieren. Eine Abnahme der zeitlichen Synchronisation über der Betriebsdauer einer MR-Anlage kann dadurch beseitigt werden.
Insbesondere kann es vorteilhaft sein, wenn die Magnetisierung durch einen ersten, zweiten und dritten Hochfrequenzpuls mit zugehörigen ersten, zweiten und dritten Gradientenfeldern ausgelenkt wird und die Spinsignale als ein erstes und zweites Spin-Echo und ein stimuliertes Spin-Echo detektiert werden.
Eine solche spezielle Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beruht darauf, dass drei HF-Pulse verwendet werden, um die Magnetisierung auszulenken. Wenn die HF-Pulse insbesondere Auslenkwinkel aufweisen, die nur einen Teil der longitudinalen Magnetisierung in die transversale Ebene auslenken, d. h. der Auslenkwinkel ist kleiner als 90°, so entstehen dadurch ein erstes und zweites Spin-Echo und ein stimuliertes Spin-Echo.
So ist es z. B. möglich, dass die Spin-Echos durch das Dephasieren mittels geeignet geschalteter Gradientenfelder und durch das anschließende Refokussieren mittels eines Hochfrequenzpulses und weiterer geeignet geschalteter Gradientenfelder entstehen. Der Kohärenzverlauf einer transversalen Magnetisierungskomponente wird hier zunächst durch ein erstes Gradientenfeld dephasiert. Das bedeutet, dass anschließend die einzelnen Spins unterschiedliche Phasenlagen aufweisen. Es kann kein Signal detektiert werden, da destruktive Interferenz zwischen den Spins auftritt. Ein weiterer HF-Puls kann als refokussierender Puls auf das Spinsystem wirken. Der Kohärenzverlauf des Spinsystems wird invertiert. Ein anschließend geschaltetes Gradientenfeld geeigneten Vorzeichens und Größe kann dann eine Rephasierung des Kohärenzverlaufs bewirken. Bei verschwindender Dephasierung des entsprechenden Kohärenzverlaufs tritt ein Spin-Echo auf.
Bei drei HF-Pulsen können mehrere Spin-Echos detektiert werden. Es kann vorteilhaft sein, neben diesen Spin-Echos auch sogenannte stimulierte Echos für die zeitliche Synchronisierung zu verwenden. Ein stimuliertes Spin-Echo kann z. B. aus einem Teil der Magnetisierung entstehen, der durch eine Folge von HF-Pulsen zunächst in die transversale Ebene ausgelenkt wurde, anschließend in die longitudinale Richtung zurück ausgelenkt wurde und letztendlich wieder in die transversale Ebene zur Erzeugung eines stimulierten Spin-Echos ausgelenkt wurde.
Insbesondere wenn drei HF-Pulse verwendet werden, kann die Verwendung von einem stimulierten Spin-Echo und zwei Spin-Echos den Vorteil haben, dass die Signalamplituden der entsprechenden Spinsignale ausreichend hoch sind. Je höher die Signalamplitude der verschiedenen Spinsignale ist, desto genauer lässt sich eine Phasendifferenz zwischen zwei Spinsignalen bestimmen. Eine genauere Bestimmung der Phasendifferenz zwischen zwei Spinsignalen hat aber zur Folge, dass die zeitliche Verschiebung verschiedener Komponenten der MR-Anlage genauer bestimmt werden kann.
Hierbei ist es möglich, dass das erste Gradientenfeld eine erste Gradientenamplitude aufweist und das zweite und dritte Gradientenfeld eine zweite Gradientenamplitude aufweisen.
Wird nämlich die Gradientenamplitude des zweiten und dritten Gradientenfelds, das jeweils mit dem zweiten und dritten HF-Puls assoziiert ist, gleich groß gewählt, so ist es möglich, mittels besonders einfacher Rechenoperationen von der Phasendifferenz zweier Spinsignale und damit die zeitliche Verschiebung zurück zu schließen. Durch das gleiche Dimensionieren des zweiten und dritten Gradientenfelds wird das entstehende Gleichungssystem vereinfacht und es ist möglich, die Ausgangsparameter der HF-Pulse direkt aus der Phasendifferenz zwischen zwei Spinsignalen zu bestimmen.
Insbesondere kann es dann möglich sein, eine erste zeitliche Verschiebung zwischen der Einhüllenden der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse und dem Hochfrequenzanteil der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse folgendermaßen zu berechnen: dT1 = dPHI/(2D(Gs2 – Gs1)γ), wobei dPHI die Phasendifferenz zwischen der Phase des zweiten detektierten Spin-Echo und der Phase des stimulierten Spin-Echo ist, wobei D der Abstand der Schicht zur Referenzschicht ist und wobei γ das gyromagnetische Verhältnis ist, wobei die Phasenlagen des ersten und zweiten Hochfrequenzpulses identisch gewählt werden. Hierbei kann die erste zeitliche Verschiebung insbesondere durch den zeitlichen Abstand zwischen dem Beginn des Amplitudenmodulations-Signals zu dem Einsetzen des Hochfrequenzanteils definiert sein.
Es kann aber auch möglich sein, eine zweite zeitliche Verschiebung zwischen den Gradientenfeldern und dem Hochfrequenzanteil der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse folgendermaßen zu berechnen: dT2 = dPHI/(D(Gs2 – Gs1)γ), wobei dPHI die Phasendifferenz zwischen der Phase des zweiten detektierten Spin-Echo und der Phase des stimulierten Spin-Echo ist, wobei D der Abstand der Schicht zur Referenzschicht ist und wobei γ das gyromagnetische Verhältnis ist. Hierbei kann die zweite zeitliche Verschiebung durch den zeitlichen Abstand zwischen dem Beginn des Amplitudenmodulations-Signals und dem Beginn des Schichtselektionsgradientens definiert sein.
Durch die oben dargelegte besonders einfache Wahl von drei HF-Pulsen und zwei Gradientenfeldern gleicher Amplitude, die zu dem zweiten und dritten HF-Puls gehören, ist es möglich, die erste und zweite zeitliche Verschiebung entsprechend den obigen Formeln direkt zu berechnen. Insbesondere geht in die Berechnung nur die bekannte Größe der Amplituden der Gradientenfelder Gs1 und Gs2, das bekannte gyromagnetische Verhältnis, die bekannte Verschiebung D der Schicht gegenüber der Referenzschicht sowie die gemessene Phasenverschiebung ein.
Es kann insbesondere vorteilhaft sein, die Phasenverschiebung zwischen den Spinsignalen zur Berechnung der zeitlichen Verschiebung zunächst, wie oben dargelegt, durch inkrementelles Variieren einer Phase eines HF-Pulses zu minimieren. In Kombination mit den obigen Formeln erlaubt dies eine besonders einfache Bestimmung der ersten und zweiten zeitlichen Verschiebung.
Gemäß einem weiteren Aspekt wird eine Magnetresonanzanlage bereitgestellt, welche die folgenden Komponenten umfasst:
einen Hochfrequenz-Signalgenerator zum Erzeugen eines Hochfrequenzanteils eines amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulses, eine Amplitudenmodulationseinheit zum Erzeugen einer Einhüllenden eines amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulses, eine Gradienteneinheit zum Anwenden eines Gradientenfelds zeitlich überlappend mit einem amplitudenmodulierten Hochfrequenzpuls, ein Hochfrequenz-Empfangssystem zum Detektieren von Spinsignalen,
wobei das Hochfrequenz-Sendesystem konfiguriert ist eine Folge amplitudenmodulierter Hochfrequenzpulse und zugehöriger Gradientenfelder zum Auslenken der Magnetisierung einer Schicht zu erzeugen, und wobei das Hochfrequenz-Empfangssystem konfiguriert ist, mindestens zwei Spinsignale zu detektieren, wobei die Magnetresonanzanlage weiterhin eine Kalibrationseinheit umfasst, die konfiguriert ist, eine Phasendifferenz zwischen zwei der Spinsignale zu bestimmen, die Phasendifferenz zu verarbeiten, um mindestens eine zeitliche Verschiebung zwischen einem Hochfrequenzanteil der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse und einer der folgenden Größen, die von unterschiedlichen Komponenten der Magnetresonanzanlage erzeugt werden, zu ermitteln: eine Einhüllende der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse und ein oder mehrere Gradientenfelder, und
die zugehörigen Komponenten der Magnetresonanzanlage abhängig von der mindestens einen zeitlichen Verschiebung zu synchronisieren.
Eine MR-Aufnahmesequenz besteht typischerweise aus verschiedenen Elementen, wie Gradientenfeldern und Hochfrequenzpulsen. Diese Elemente werden von den diskutieren verschiedenen Komponenten einer MR-Anlage erzeugt. Zum Beispiel kann der HF-Signalgenerator in Form eines numerisch gesteuerten Oszillators (NCO) vorliegen. Die Amplitudenmodulation des Hochfrequenzanteils kann über das Mischen des Signals des NCOs mit dem Ausgangssignal der Amplitudenmodulationseinheit geschehen. Die Gradienteneinheit wiederum kann ein Gradientensystem zur Erzeugung örtlich variierender Magnetfelder umfassen.
Mit einer Magnetresonanzanlage mit solchen Eigenschaften können Effekte erzielt werden, die den Effekten entsprechen, die in Bezug auf die entsprechenden Verfahren voranstehend beschrieben wurden.
Gemäß einem weiteren Aspekt betrifft die Erfindung eine Magnetresonanzanlage gemäß Anspruch 11.
Die oben beschriebenen Eigenschaften, Merkmale und Vorteile dieser Erfindung sowie die Art und Weise, wie diese erreicht werden, werden klarer und deutlicher verständlich in Zusammenhang mit folgenden Beschreibungen der Ausführungsformen, die in Zusammenhang mit den Zeichnungen näher erläutert werden, wobei
1 eine schematische Ansicht einer Magnetresonanzanlage gemäß der vorliegenden Erfindung ist,
2 eine schematische Darstellung der Hochfrequenzpulse einer MR-Aufnahmesequenz zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer MR-Anlage ist,
3 eine schematische Darstellung einer MR-Aufnahmesequenz zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer MR-Anlage ist,
4 eine schematische Darstellung der Hochfrequenzpulse einer MR-Aufnahmesequenz zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer MR-Anlage ist, wobei eine erste zeitliche Verschiebung zwischen dem Hochfrequenzanteil und der Einhüllenden der HF-Pulse dargestellt ist,
5 eine schematische Darstellung der Hochfrequenzpulse einer MR-Aufnahmesequenz zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer MR-Anlage ist, wobei eine zweite zeitliche Verschiebung zwischen der Einhüllenden der HF-Pulse und der Gradientenfelder dargestellt ist,
6 eine schematische Darstellung zur Bestimmung der Minimierung der Phasendifferenz zwischen zwei Spinsignalen ist,
7 ein Flussdiagramm eines Verfahrens zur Synchronisation verschiedener Komponenten einer MR-Anlage ist.
1 zeigt schematisch eine Magnetresonanzanlage 30, welche zur Aufnahme von Magnetresonanz(MR)-Daten konfiguriert ist.
Die MR-Anlage kann eine oder mehrere Hochfrequenzspulen 15 umfassen. Die MR-Anlage 30 weist weiterhin einen Magneten 10 auf, der zur Erzeugung eines Grundmagnetfeldes geeignet ist. Ein Untersuchungsobjekt, in dem dargestellten Fall eine Untersuchungsperson 11, kann mittels einer Liege 13 in den Magneten 10 geschoben werden.
Das durch den Magneten 10 erzeugte Grundmagnetfeld polarisiert das Spinsystem. In ihrer Ruhelage zeigen die Spins entlang der Richtung des Grundmagnetfelds. Durch die Hochfrequenzspule 15 kann ein Hochfrequenz(HF)-Puls erzeugt werden, der die Magnetisierung aus ihrer Ruhelage im Grundmagnetfeld auslenkt. Zum Anwenden von Hochfrequenzpulsen mittels der Hochfrequenzspule 15 sind ein Hochfrequenz-Generator 20 und eine Amplitudenmodulationseinheit 24 vorgesehen. Typischerweise kann der Hochfrequenz-Generator 20 einen numerisch gesteuerten Oszillator (NCO) umfassen. Die Amplitudenmodulation durch Amplitudenmodulationseinheit 24 ist notwendig, um ein gezieltes räumliches Anregungsprofil der Magnetisierung zu erreichen.
Die MR-Anlage 30 umfasst weiterhin ein Gradientensystem 14, welches konfiguriert ist, Magnetfeldgradienten im Bereich der Untersuchungsperson 11 bereitzustellen. Magnetfeldgradienten oder Gradientenfelder können eine Ortskodierung der Wirksamkeit der HF-Pulse über die Resonanzbedingung der Spinsysteme bewirken. So kann es möglich sein, die Magnetisierung nur in einer Schicht 52 auszulenken, die gegenüber einer Referenzschicht 51 um einen Abstand D verschoben ist. Deshalb werden typischerweise parallel zu HF-Pulsen auch Gradientenfelder angelegt. Eine Gradienteneinheit 23 steuert die zeitliche Abfolge und die Parameter der Gradientenfelder. Die Komponenten HF-Signalgenerator 20, Amplitudenmodulationseinheit 24 und Gradienteneinheit 23 bilden ein Hochfrequenz-Sendesystem 26.
Weiterhin kann mittels eines Hochfrequenz-Empfangssystem 25 in Form einer Rechnereinheit 22 ein Magnetisierungssignal, welches induktiv eine Spannung in der Hochfrequenzspule 15 hervorruft, detektiert werden. Eine Bedieneinheit 12 steht mit den Steuerelementen in Verbindung, und erlaubt es einem Benutzer, die Steuerung der Magnetresonanzanlage 30 durchzuführen.
Es kann nun insbesondere nötig sein, die Synchronisation der Komponenten des HF-Sendesystems 26, d. h. des HF-Signalgenerators 20, der Amplitudenmodulationseinheit 24 und der Gradienteneinheit 23, zu gewährleisten. Insbesondere kann es vorteilhaft sein, die Synchronisation im Rahmen einer MR-Aufnahmesequenz durchzuführen. Sind z. B. der HF-Signalgenerator 20 und die Amplitudenmodulationseinheit 24 in Bezug auf eine erste zeitliche Verschiebung synchronisiert, so kann sichergestellt werden, dass in einer späteren MR-Aufnahmesequenz der Hochfrequenzanteil eines HF-Pulses zeitlich abgestimmt ist mit der Einhüllenden des HF-Pulses. Zusätzliche Phasen, die auf das Spinsystem aufgrund einer solchen zeitlichen Verschiebung aufgeprägt würden, werden derart verhindert. Weiterhin ist es möglich, bei Abstimmung und zeitlicher Synchronisation der Gradienteneinheit 23 und der Amplitudenmodulationseinheit 24 sicherzustellen, dass während einer MR-Aufnahmesequenz geschaltete Gradientenfelder zeitlich synchron mit der Einhüllenden der verschiedenen HF-Pulse sind. Hierdurch wird wiederum eine zusätzlich auf das Spinsystem aufgeprägte Phase unterdrückt.
Die allgemeine Funktionsweise einer MR-Anlage ist dem Fachmann bekannt, sodass auf eine detaillierte Beschreibung der allgemeinen Komponenten verzichtet wird.
In 2 sind die HF-Pulse einer MR-Aufnahmesequenz zur Bestimmung der zeitlichen Verschiebung zwischen verschiedenen Komponenten der MR-Aufnahmesequenz dargestellt. Hierbei werden drei HF-Pulse 70, 71, 72 zeitlich sequentiell angewendet. Die HF-Pulse 70, 71, 72 bestehen aus einer Einhüllenden 82 und einem Hochfrequenzanteil 80. Schichtselektionsgradienten 89 werden zur Schichtselektion eingesetzt. Typischerweise wird der Hochfrequenzanteil 80 mittels eines numerisch gesteuerten Oszillators (NCO) in Form eines HF-Signalgenerators erzeugt. Die Schichtselektionsgradienten weisen die Form von Gradientenfeldern 60a, 60b und 60c auf. Diese Gradientenfelder stellen sicher, dass die Resonanzbedingung unter gegebenen Hochfrequenzanteil 80 nur für eine bestimmte Schicht des Untersuchungsobjekts gewährleistet ist. Dies ist der Fall, da sich im Rahmen der Gradientenfelder 60a, 60b, 60c die lokale Magnetfeldstärke örtlich ändert. Typischerweise werden die Gradientenfelder 60a, 60b, 60c möglichst gleichzeitig zu der Einhüllenden 82 und dem Hochfrequenzanteil 80 angewendet. So kann die Amplitudenmodulation der HF-Pulse 70, 71, 72 in Form eines Sinc-Pulses erfolgen. Dies hat den Vorteil eines definierten räumlichen Anregungsprofils des HF-Pulses. Die sinc-artige Einhüllende bzw. Amplitudenmodulation ist in 2 graphisch indiziert. Es ist aber auch möglich, andere Formen der Amplitudenmodulation zu wählen.
Die drei HF-Pulse sind jeweils durch eine Phasenlage phi1, phi2, phi3 und einen Auslenkwinkel alpha, beta charakterisiert. Hierbei ist die Phasenlage phi1, phi2, phi3 des HF-Pulses durch die Phasenverschiebung der Hochfrequenz gegenüber einer Referenzfrequenz zum zeitlichen Mittelpunkt der Einhüllenden 82 des Hochfrequenz-Anregungspulses definiert. Die Referenzfrequenz kann zum Beispiel systembedingt gewählt sein oder kann zum Beispiel der Resonanzfrequenz von Kernspins in Wasser entsprechen. Wird ein HF-Puls zum Auslenken der Magnetisierung angewendet, so ist dessen Hochfrequenzanteil 80 in der Praxis meist durch eine Differenzfrequenz Δf gegenüber der Referenzfrequenz definiert. Weiterhin ist der Auslenkwinkel als der Kippwinkel der Magnetisierung aus der durch das Grundmagnetfeld definierten longitudinalen Richtung in die dazu transversale Ebene definiert. Der Auslenkwinkel kann proportional zur Amplitude der HF-Pulse 70, 71, 72 sein, wobei auch diverse Verfahren bekannt sind, bei gleichbleibender Amplitude den Auslenkwinkel zu erhöhen.
Die Phasenlage des Hochfrequenzanteils 80 des HF-Pulses ändert sich somit als Funktion der Zeit gegenüber der Referenzfrequenz. Dies ist durch den Phasengang 81 in 2 indiziert. Hierbei hat eine größere (geringere) Differenzfrequenz eine stärke (schwächere) Änderung des Phasengangs 81 als Funktion der Zeit zur Folge. Insbesondere wird in 2 ein Fall dargestellt, bei der die Auslenkung der Magnetisierung in einer Schicht geschieht, die gegenüber einer Referenzschicht um einen vorbestimmten Abstand D verschoben ist. Die Referenzschicht kann zum Beispiel als die Schicht definiert sein, in der die Resonanzfrequenz der Magnetisierung die Referenzfrequenz ist. Der Abstand D ergibt sich dann z. B. aus der Verschiebung des Hochfrequenzanteils 80 gegenüber der Referenzfrequenz. Zur Auslenkung der Spins in der Schicht ist es deshalb notwendig, ein Gradientenfeld als Schichtselektionsgradienten 89 anzuwenden. Dies geschieht im Rahmen der Gradientenfelder 60a, 60b, 60c, die alle eine Amplitude Gs aufweisen können. Die Amplitude Gs der Gradientenfelder bezeichnet hierbei die Rate der örtlichen Änderung der Magnetfeldstärke. Die Hochfrequenz der HF-Pulse ist dann durch folgende Gleichung bestimmt, welche die Verschiebung Δf zur Referenzfrequenz kennzeichnet: Δf = D·Gs·γ, wobei γ das gyromagnetische Verhältnis bezeichnet. Wie oben erläutert, stellt sich ein linearer Phasengang 81 gemäß Δf·t ein, wobei t die Zeit bezeichnet.
In Bezug auf eine zeitliche Synchronisation der verschiedenen Komponenten einer MR-Anlage kann es, wie in Bezug auf die untenstehenden 4–6 näher erläutert wird, hilfreich sein, wenn der Auslenkwinkel für verschiedene der HF-Pulse gleich gewählt wird. So kann zum Beispiel der erste HF-Puls 70 einen Auslenkwinkel alpha aufweisen, und der zweite und dritte HF-Puls 71, 72 jeweils einen Auslenkwinkel beta. Dies hat den Vorteil, dass die Berechnung der Spinsignal-Amplituden deutlich vereinfacht wird, wie in Bezug auf 3 untenstehend diskutiert wird.
In 3 ist eine MR-Aufnahmesequenz zur Bestimmung der zeitlichen Verschiebung zwischen verschiedenen Komponenten der MR-Aufnahmesequenz dargestellt. Insbesondere sind die Positionen der Spinsignale 76, 77, 78 im zeitlichen Verlauf gegenüber den Anregungspulsen 70, 71, 72 dargestellt. Die Anregungspulse 70, 71, 72 entsprechen hierbei den Anregungspulsen wie sie in Bezug auf 2 voranstehend diskutiert wurden und sind durch den Hochfrequenzanteil 80 graphisch dargestellt.
Weiterhin sind die zugehörigen Gradientenfelder 60a, 60b, 60c der Schichtselektionsgradienten 89 indiziert. Diese Gradientenfelder 60a, 60b, 60c mit Amplituden Gs sollen vorteilhafterweise zeitlich synchron mit den HF-Pulsen 70, 71, 72 sein. Wie aus 3 ersichtlich ist, werden zwischen den verschiedenen HF-Pulsen 70, 71, 72 weitere Gradientenfelder 60d, 60e, 60f geschaltet. Diese Gradientenfelder haben die Aufgabe, eine Dephasierung bzw. Rephasierung der transversalen Magnetisierungskomponente zu bewirken. Dies wird durch den Kohärenzverlauf 50 beschrieben. Der Kohärenzverlauf 50 ist in 3 dargestellt. Dieser soll im Folgenden näher erläutert werden, um derart die verschiedenen entstehenden Spinsignale 76, 77, 78 zu erläutern.
Der erste HF-Puls 70 lenkt einen Teil der bis dahin in der Ruhelage befindlichen Magnetisierung (Longitudinalmagnetisierung) aus der Ruhelage aus und erzeugt dadurch eine transversale Komponente. Eine Dephasierung der transversalen Komponente noch während des Anwendens der HF-Pulse 70, 71, 72 kann vernachlässigt werden. Die transversale Komponente wird durch das geschaltete Gradientenfeld 60d nach Anwenden des ersten HF-Pulses dephasiert. Dies ist in 3 graphisch durch einen Anstieg des Kohärenzverlaufs 50 zwischen einem ersten HF-Puls 70 und vor dem zweiten HF-Puls 71 ersichtlich.
Anschließend wirkt der zweite HF-Puls 71 auf das Spinsystem. Dieser zweite HF-Puls 71 hat verschiedene Effekte. Ein erster Effekt bewirkt, dass ein Teil der bereits bestehenden Transversalmagnetisierung in die longitudinale Richtung zurückgeklappt wird. Dieser temporäre Teil der Longitudinalmagnetisierung ist graphisch in 3 gestrichelt zwischen dem zweiten HF-Puls 71 und dem dritten HF-Puls 72 dargestellt. Das Gradientenfeld 60e bewirkt keine Rephasierung oder Dephasierung dieses Teils der Magnetisierung, da das Gradientenfeld nicht auf den statischen, nicht präzidierenden longitudinalen Teil Wirkung entfaltet. Ein weiterer Effekt des HF-Pulses 71 besteht darin, dass aus der zuvor bestehenden Longitudinalmagnetisierung ein Teil in die transversale Komponente geklappt wird. Diese neu erzeugte transversale Komponente der Magnetisierung weist einen Kohärenzverlauf 50 auf, der direkt nach dem zweiten HF-Puls 71 eine verschwindende Dephasierung hat. Der dritte Effekt des HF-Pulses 71 besteht darin, dass ein Teil der bereits bestehenden transversalen Magnetisierung invertiert wird, sogenannte Refokussierung. Der Kohärenzverlauf 50 dieses Teils der Magnetisierung weist vor und nach dem zweiten HF-Puls 71 jeweils ein unterschiedliches Vorzeichen der Dephasierung auf. Insbesondere rephasiert dieser Teil der Magnetisierung durch Gradientenfeld 60e und erzeugt zwischen dem zweiten HF-Puls 71 und dem dritten HF-Puls 72 ein Spinsignal 76. Dieses Spinsignal 76 wird als Spin-Echo bezeichnet, da es aus der Rephasierung einer zunächst dephasierten Magnetisierungskomponente entsteht. Weiterhin sei angemerkt, dass auf einen Teil der durch den ersten HF-Puls 70 erzeugten transversalen Magnetisierung der zweite HF-Puls 71 keine Wirkung entfaltet.
Der dritte HF-Puls 72 hat dieselben Effekte wie im Zusammenhang mit dem zweiten HF-Puls 71 beschrieben. Insbesondere wird auch der durch den zweiten HF-Puls 71 in die longitudinale Richtung zurückgeklappte Teil der Magnetisierung durch den dritten HF-Puls 72 in die transversale Ebene zurückgeklappt. Dieser Teil der Magnetisierung erzeugt ein stimuliertes Spin-Echo 77. Weiterhin wird ein sekundäres Spin-Echo 78 erzeugt. Weitere Spin-Echos werden zu Zeitpunkten erzeugt, die nicht mehr in 3 dargestellt werden. Dennoch könnten auch diese höheren Spin-Echos, z. B. das dritte und vierte Spin-Echo zu Durchführung eines Verfahrens zur Synchronisation verschiedener Komponenten einer MR-Anlage, wie sie nachfolgend beschrieben werden, verwendet werden.
Insbesondere kann es vorteilhaft sein, wenn die verschiedenen Gradientenfelder 60d, 60e, 60f, die zur Dephasierung bzw. Rephasierung verwendet werden, derart dimensioniert sind, dass das stimulierte Spinecho 77 und das sekundäre Spin-Echo 78 zu unterschiedlichen Zeitpunkten stattfinden. Dies ist im Ausführungsbeispiel der 3 dadurch gewährleistet, dass das Gradientenfeld 60e, welches zwischen dem zweiten HF-Puls 71 und dem dritten HF-Puls 72 geschaltet ist, eine andere Amplitude aufweist als die Gradientenfelder 60d und 60f. Insbesondere wird dadurch erreicht, dass die Rate der Dephasierung zwischen dem zweiten HF-Puls 71 und dem dritten HF-Puls 72 größer ist als die Rate der Dephasierung (Rephasierung) zwischen dem ersten HF-Puls 70 und dem zweiten HF-Puls 71, sowie nach dem dritten HF-Puls 72. Dies ist durch die Steigung des Kohärenzverlaufs 50 graphisch indiziert. Andere Dimensionierungen der Gradientenfelder 60d, 60e und 60f zur Dephasierung (Rephasierung) des Kohärenzverlaufs 50 sind möglich.
Die Durchführung einer MR-Aufnahmesequenz mit drei HF-Pulsen 70, 71, 72, die jeweils einen Auslenkwinkel der Magnetisierung aufweisen, der kleiner als 90° ist und demnach die oben beschriebenen Auswirkungen auf den Kohärenzverlauf 50 hat, ist in der Literatur bekannt. Insbesondere können die Eigenschaften der Spinsignale 76, 77, 78 berechnet werden.
So ergeben sich die Magnetisierungsverktoren M1, M2, M3 der einzelnen Spinsignale 76, 77, 78 durch Rechnung, zum Beispiel anhand von Scheffler, Concepts in Mag. Res. 11 (1999) 291–304, zu:
Magnetisierung des ersten Spinsignals 76, d. h. erstes Spin-Echo SE1: M1 = sin(alpha)·i·EXP(–i(phi1 – 2·phi2))·(sin(beta/2))².
Hierbei bezeichnet i die imaginäre Einheit, EXP die Exponentialfunktion und sin die Sinus-Funktion.
Magnetisierung des dritten Spinsignals 78, d. h. zweites Spin-Echo SE2: M3 = sin(alpha)·(–i)·EXP(iphi1)·(sin(beta/2))⁴.
Magnetisierung des zweiten Spinsignals 77, d. h. stimuliertes Spin-Echo STE: M2 = sin(alpha)·0.5·i·EXP(–i(phi1 – phi2 – phi3))·(sin(beta/2))²
Das sekundäre Spin-Echo SE2 ist also ausschließlich abhängig von der Phase des ersten HF-Pulses phi1. Das stimulierte Echo STE zeigt eine Abhängigkeit von phi1, phi2 und phi3. Es ist möglich, die Phasen der HF-Pulse folgendermaßen zu wählen: phi1 = 0, phi2 = phi3 = 90°(π/2).
Daraus ergibt sich, dass das primäre und sekundäre Spin-Echo SE1, SE2 und das stimulierte Echo STE parallel orientiert sind. Dies wird im Folgenden in Bezug auf die 4–6 verwendet.
In 4 sind die HF-Pulse einer MR-Aufnahmesequenz zur Bestimmung der zeitlichen Verschiebung zwischen verschiedenen Komponenten der MR-Aufnahmesequenz dargestellt. Die HF-Pulse entsprechen den in Bezug auf die 2 und 3 diskutieren HF-Pulsen. Jedoch ist in 4 insbesondere der Beginn des Hochfrequenzanteils der Anregungspulse 70, 71, 72 gegenüber dem Beginn der Einhüllenden um eine erste zeitliche Verschiebung dT1 verschoben. Hierdurch entsteht ein Phasenfehler des Phasengangs 81, der sich zu dphi = dT1·f berechnet. Graphisch ist dieser Phasenfehler des Phasengangs 81 in 4 durch eine Verschiebung der Phasengänge 81 der verschiedenen HF-Pulse 70, 71, 72 nach rechts durch dphi1 (HF-Puls 70) und dphi2 (HF-Puls 71, 72) indiziert.
Im Folgenden wird in Bezug auf 4 ausführlich erläutert, wie man durch Messung der Relativphasen der verschiedenen Signale 76, 77, 78 Rückschlüsse auf die Phasenfehler dphi ziehen kann und insbesondere eine erste zeitliche Verschiebung dT1 berechnen kann.
Zur Bestimmung der ersten zeitlichen Verschiebung dT1 wird in der gegenwärtig diskutierten Ausführungsform die Phase des zweiten und dritten HF-Pulses 71, 72 identisch gewählt, d. h. phi2 = phi3. Siehe hierzu auch die Erläuterungen in Bezug auf 2. Deshalb sind auch die Phasenfehler des zweiten und dritten HF-Pulses 71, 72 identisch als dphi2 und dphi3 bezeichnet.
Weiterhin ist es vorteilhaft, die Amplituden der Gradientenfelder, die zu den einzelnen HF-Pulsen zugehörig sind, nicht alle gleich zu wählen:
Gradientenfeld 60a des ersten HF-Pulses 70: Amplitude Gs1. Gradientenfeld 60b des zweiten HF-Pulses 71: Amplitude Gs2. Gradientenfeld 60c des dritten HF-Pulses 72: Amplitude Gs2. Die Amplitude der Gradientenfelder ist in 4 graphisch indiziert.
Wenn, wie in dem in 4 beschriebenen Ausführungsbeispiel, das Gradientenfeld 60a, welches zu dem ersten Hochfrequenzpuls 70 zugehörig ist, und die Gradientenfelder 60b, 60c, welche zu dem zweiten Hochfrequenzpuls 71 und dem dritten Hochfrequenzpuls 72 zugehörig sind, unterschiedliche Amplituden aufweisen, so ist es notwendig, dass die durch Hochfrequenzanteil 80 beschriebene Hochfrequenz des ersten Anregungspulses 70 einen anderen Wert aufweist wie die durch Hochfrequenzanteil 80 des zweiten und dritten HF-Pulses 71, 72 beschriebene Hochfrequenz. Dies ist notwendig, damit die Resonanzbedingung für die Spins in derselben Schicht im Untersuchungsobjekt trotz unterschiedlicher Gradientenfelder 60a, 60b, 60c erfüllt ist. Graphisch ist dies durch einen geringeren Wert des Hochfrequenzanteils 80 des ersten HF-Pulses 70 im Vergleich zum Hochfrequenzanteil 80 des zweiten und dritten HF-Pulses 71, 72 indiziert. Weiterhin weist der erste HF-Puls 70 aufgrund der geringeren Verschiebung der Hochfrequenz gegenüber einer Referenzfrequenz eine geringere Änderung des Phasengangs 81 als Funktion der Zeit auf als der zweiten und dritte HF-Puls 71, 72.
Eine erste zeitliche Verschiebung dT1 des Beginns des Hochfrequenzanteils 80 gegenüber der Einhüllenden 82 bewirkt beim ersten HF-Puls 70 einen Phasenversatz von dphi1 und beim zweiten und dritten HF-Puls 71, 72 einen Phasenversatz von dphi2, wie in 4 indiziert ist.
Daraus ergibt sich: dphi1 = dT1·D·Gs1·γ, woraus folgt: phi1 = 0 + dphi1.
Weiterhin ergibt sich: dphi2 = dT1·D·Gs2·γ, woraus folgt: phi2 = π/2 + dphi2
Daraus lassen sich die Phasen durch Anwendung der Argumentfunktion Arg auf die einzelnen Spinsignale 76, 77, 78 berechnen. Wie in Bezug auf 3 ausführlich diskutiert wurde, sind die Spinsignale 76, 77, 78 mit einem ersten Spin-Echo SE1, einem zweiten Spin-Echo SE2 und einem stimulierten Echo STE zu assoziieren. Die Phasen dieser Signale folgen zu: Arg(SE1) = π/2 – (dphi1 – π – 2·dphi2) = = –π/2 – dphi1 + dphi2, Arg(SE2) = –π/2 + dphi1, sowie Arg(STE) = π/2 – (dphi1 – π – 2·dphi2) = = +3/2π – dphi1 + 2dphi2 = = –π/2 – dphi1 + 2dphi2.
Zum Beispiel im Rahmen einer Kalibrationsmessung zur Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage ist es möglich, die Phasendifferenz dPHI zwischen dem sekundären Spin-Echo SE2 (Spinsignal 78) und dem stimulierten Spin-Echo STE (Spinsignal 77) zum messen. dPHI = Arg(STE) – Arg(SE2) = = 2·dphi2 – 2·dphi1.
Aus dieser Formel für dPHI ist es möglich die zeitliche Verschiebung zu errechnen: dPHI = 2·(dphi2 – dphi1) = = 2·dT1·D·(Gs2 – Gs1)·γ, woraus sich ergibt: dT1 = dPHI/(2·D·(Gs2 – Gs1)·γ)
Diese Formel ermöglicht es, durch Durchführen einer MR-Aufnahmesequenz, wie sie in Bezug auf 4 erläutert wurde, die erste zeitliche Verschiebung dT1 zwischen dem Hochfrequenzanteil 80 und der Einhüllenden 81 von HF-Pulsen zu bestimmen. Dies geschieht durch die Detektion dreier Spinsignale 76, 77, 78. Durch geeignete Wahl der Ausgangsparameter und Messung einer Phasendifferenz ist es möglich, den unbekannten Parameter der ersten zeitlichen Verschiebung dT1 zu bestimmen.
Während in Bezug auf 4 voranstehend eine Möglichkeit diskutiert wurde, die erste zeitliche Verschiebung dT1 zu bestimmen, sollte klar sein, dass viele andere entsprechende Möglichkeiten bestehen, dT1 zu bestimmen. Das in 4 diskutierte Ausführungsbeispiel ist deshalb nicht beschränkend auszulegen. Wesentlich ist hierbei lediglich, dass es aus einer Reihe bekannter Parameter, wie Amplitude der Schichtselektionsgradienten und Hochfrequenz, und einer Reihe gemessener Parameter, wie den relativen Phasenlagen, möglich ist, unbekannte Parameter der MR-Aufnahmesequenz, wie insbesondere die zeitliche Verschiebung dT1, zu bestimmen. In anderen Worten: es ist notwendig, ein Gleichungssystem der beteiligten Größen derart aufzustellen, dass es hinreichend bestimmt ist, um eine eindeutige Lösung zu erhalten. Dies bedeutet, dass immer eine solch genügend große Anzahl an bekannten Parameter vorhanden sein muss, dass eine Lösung zugänglich ist.
Gleichzeitig kann es vorteilhaft sein, wenn der Parameterraum durch Gleichsetzen bestimmter beteiligten Größen reduziert wird, um eine einfache Lösung des Gleichungssystems zu ermöglichen. In Bezug auf 2 ist dies durch die Wahl gleicher Amplituden GS2 der Gradientenfelder 60b, 60c, die sich auch den zweiten und dritten HF-Puls 71, 72 beziehen, geschehen.
Es wäre z. B. auch möglich, die Amplitude der Gradientenfelder 60b und 60c unterschiedlich zu wählen. Die entsprechenden Formeln für die Phasenlage der verschiedenen Signale wären dann komplizierter. Insbesondere kann es aber vorteilhaft sein, wenn zumindest zwei der drei Gradientenfelder 60a, 60b, 60c gleiche Amplituden aufweisen, um derart einen Parameter aus dem Gleichungssystem zu entfernen. Bezug nehmend auf 3 kann es auch möglich sein, anstatt des zweiten Spinsignals 77 und des dritten Spinsignals 78, d. h. des stimulierten Spin-Echos und des sekundären Spin-Echos, andere Spinsignale zur Bestimmung der ersten zeitlichen Verschiebung dT1 heranzuziehen, etwa das erste Spinsignal 76. So ist aus 3 bereits ersichtlich, dass zu einem späteren Zeitpunkt ein weiteres Spinsignal in Form eines Spin-Echos erfassbar ist. Die weitere Auffächerung des Kohärenzverlaufs 50 ist in 3 nicht vollständig aufgezeichnet, sodass weitere, höhere Spin-Echos nicht graphisch indiziert sind. Grundsätzlich ist es jedoch lediglich notwendig, Signale zu messen, die einen Rückschluss auf die Parameter der anregenden bzw. auslenkenden Hochfrequenzpulse 70, 71, 72 ermöglichen.
In 5 sind die HF-Pulse einer MR-Aufnahmesequenz zur Bestimmung der zeitlichen Verschiebung zwischen verschiedenen Komponenten der MR-Aufnahmesequenz dargestellt. Die HF-Pulse entsprechen den in Bezug auf die 2, 3 und 4 diskutieren HF-Pulsen. Jedoch sind in 5 insbesondere die Gradientenfelder 60a, 60b, 60c, die jeweils zu den HF-Pulsen 70, 71, 72 gehören, gegenüber der jeweiligen Einhüllenden um eine zweite zeitliche Verschiebung dT2 verschoben. Wie schon in Bezug auf 4 diskutiert, werden die Schichtselektionsamplituden der einzelnen HF-Pulse unterschiedlich hoch gewählt:
Gradientenfeld 60a des ersten HF-Pulses 70: Amplitude Gs1. Gradientenfeld 60b des zweiten HF-Pulses 71: Amplitude Gs2. Gradientenfeld 60c des dritten HF-Pulses 72: Amplitude Gs2.
Ist nun der Beginn des jeweiligen Schichtselektionsgradientens 89 um dT2 gegenüber dem Beginn der jeweiligen Einhüllenden 82, d. h. dem Amplitudenmodulations-Signal, zeitlich verschoben, so werden zusätzliche Gradientenmomente M auf der Schichtselektionsachse erzeugt. Diese erzeugen in Bezug auf dT2 = 0 eine zusätzliche Phasendrehung auf die Transversalkomponenten der Magnetisierung: dphi = D·M·γ.
Die Wirkung der zeitlichen Verschiebung auf die Dephasierung des Kohärenzverlaufs wird vernachlässigt, da dies zu einer Reduktion der Amplitude der Spinsignale führt, aber die Phase der Spinsignale nicht verändert. Es ist zum Beispiel möglich, die Signalreduktion durch eine entsprechend kleine Wahl der angeregten Schichtdicke zu minimieren.
Die verschiedenen Gradientenmomente in einer Aufnahmesequenz, wie sie in 5 dargestellt ist, werden nun näher erläutert. Zwischen dem ersten und zweiten HF-Puls 70, 71 wird ein zusätzliches Moment dM erzeugt: dM = M2 – M1 = (Gs2 – Gs1)·dT2, was zu einer entsprechenden Phasendrehung der Transversalkomponenten führt: dphi1 = D·dM·γ = D·dT2·(Gs2 – Gs1)·γ.
Die Momente M1 und M1 sind in 5 dunkel dargestellt. Diese Phasendrehung dphi1 kann in Bezug auf die Wirkung auf die Transversalkomponenten der Magnetisierung als zusätzliche Phase des ersten HF-Puls betrachtet werden.
Zwischen dem zweiten und dritten HF-Puls 71, 72 entsteht kein zusätzliches Gradientenmomente, da beide Gradientenamplituden gleich hoch sind. Die entsprechenden Gradientenmomente nach dem zweiten HF-Puls 71 und vor dem dritten HF-Puls 72 sind mit unterschiedlichen Vorzeichen behaftet.
Jedoch entsteht nach dem dritten HF-Puls 72 ein zusätzliches Moment von –M2 = – Gs2·dT2, was wiederum eine Phasendrehung dphi3 der Transversalkomponenten erzeugt: dphi3 = –D·dT2·Gs2·γ.
Wie weiter oben in Bezug auf 2 dargelegt, betrifft die zusätzliche Phase dphi3 sowohl das stimulierte Spin-Echo STE, also auch das sekundäre Spin-Echo SE2. Die Phasen der Spinsignale 76, 77, 78 lauten dann: Arg(SE1) = π/2 – (dphi1 – π – 2·dphi2) = –π/2 – dphi1, Arg(SE2) = –π/2 + dphi1 + dphi3, Arg(STE) = π/2 + π + dphi3) = –π/2 + dphi3.
Wie schon in Bezug auf 4 diskutiert ist es möglich, die dPHI Phasendifferenz zwischen dem sekundären Spin-Echo und dem stimulierten Spin-Echo zu messen. Diese lautet: dPHI = Arg(STE) – Arg(SE2) = dphi1.
Einsetzen liefert: dPHI = dT2·D·(Gs2 – Gs1)·γ, womit sich der zweite zeitliche Verschiebung dT2 zwischen den Schichtselektionsgradienten 89 und der Einhüllenden 82 ergibt zu: dT2 = dPHI/(D·(Gs2 – Gs1)·γ)
Wie schon in Bezug auf die 4 erläutert, ist das Ausführungsbeispiel von 5 nicht als limitierend auszulegen. Insbesondere können die Parameter der HF-Pulse 70, 71, 72 oder die gemessenen Spinsignale unterschiedliche Parameter aufweisen bzw. unterschiedlich sein. Notwendigerweise muss lediglich eine genügend hohe Anzahl an Parametern bekannt sein, sodass das entstehende Gleichungssystem zur Bestimmung der zweiten zeitlichen Verschiebung dT2 ausreichen bestimmt ist. Insbesondere wurde in 5 zur Bestimmung der zweiten zeitlichen Verschiebung dT2 zwischen der Einhüllenden 82 und dem Schichtselektionsgradienten 89 nicht verwendet, dass der zweite HF-Puls 71 und der dritte HF-Puls 72 gleiche Phasen aufweisen. Dies ist ein Unterschied zum oben diskutierten Beispiel in Bezug auf 3 zur Bestimmung der ersten zeitlichen Verschiebung dT1 zwischen dem Hochfrequenzanteil 80 und der Einhüllenden 82. Es wäre aber auch möglich in Bezug auf 4 zur Bestimmung der ersten zeitlichen Verschiebung dT1 die Phasen der drei HF-Pulse 70, 71, 72 unterschiedlich zu wählen.
Unter Bezugnahme auf die 4 und 5 wurde voranstehend erläutert, wie es grundsätzlich möglich ist, aus der Messung der Phasenverschiebung zwischen zwei Signalen 71, 72 Rückschlüsse auf die zeitlichen Verschiebungen dT1, dT2 zu ziehen. In Bezug auf die 6 wird nachfolgend ein Verfahren beschrieben, das es besonders einfach ermöglicht, die Phasenverschiebung dPHI geeignet bestimmen um die zeitlichen Verschiebungen dT1, dT2 zu erhalten. Hierzu wird der erste HF-Puls 70 mit einer zusätzliche Phase ε beaufschlagt, die in einem großen Wertebereichs in kleiner Schrittweise verändert wird. Für jedes ε wird ein MR-Experiment mit drei HF-Pulsen und Detektion bzw. Messung zumindest der Spin-Echos SE2 und STE durchgeführt, wie voranstehend in Bezug auf die 4 und 5 ausführlich beschrieben. Es wird jeweils die Phasendifferenz Arg(SE2) – Arg(STE) zwischen dem sekundären Spin-Echo SE2 und dem stimulierten Spin-Echo STE bestimmt. Aus den gemessenen Daten wird dasjenige ε gesucht, bei dem SE2 und STE parallel stehen, d. h. das zweite Spin-Echo und das stimulierte Spin-Echo gleiche Phasen aufweisen bzw. die Phasendifferenz minimiert ist. Wie nachfolgend erläutert wird, erlaubt dies direkt eine Bestimmung der ersten zeitlichen Verschiebung dT1 (zweiten zeitlichen Verschiebung dT2) wie in Bezug auf die 4 (5) erläutert wurde.
Für die Bestimmung von dT1 ergeben sich bei zusätzlicher Beaufschlagung des ersten HF-Pulses 70 mit der Phase ε die Phasen der Spinsignale SE2 und STE jeweils zu: Arg(SE2) = –π/2 + ε + dphi1, Arg(STE) = –π/2 – ε – dphi1 + 2dphi2.
Der Parameter ε wird so lange variiert, bis gilt: Arg(SE2) = Arg(STE).
Einsetzen ergibt die Gleichung: –π/2 + ε + dphi1 = –π/2 – ε – dphi1 + dphi2, und daraus folgt, wie ein Vergleich mit der Beschreibung in Bezug auf 4 liefert: ε = (–2dphi1 + 2dphi2) = 2·(dphi2 – phi1) = dPHI.
Hierbei ist dPHI wie obenstehend in Bezug auf 4 beschrieben definiert.
Zur Bestimmung von dT2 gilt für die Phasen der Einzelechos SE2 und STE: Arg(SE2) = –π/2 + ε + dphi1 + dphi3, Arg(STE) = π/2 – ε + π + dphi3 = = –π/2 – ε + dphi3.
Wiederum wird ε so lange variiert, bis gilt Arg(SE2) = Arg(STE).
Einsetzen liefert die Gleichung: –π/2 + ε + dphi1 + dphi3 = –π/2 – ε + dphi3, ε + dphi1 = –ε, und daraus folgt, wie ein Vergleich mit der Beschreibung in Bezug auf 5 liefert: ε = ½·dphi1 = ½·dPHI.
Es ist möglich, die Schrittweite dε, mit der ε verändert wird, anhand der gewünschten zeitlichen Auflösung R zu bestimmen. Je höher die zeitliche Auflösung R ist, desto genauer erfolgt die Synchronisierung der verschiedenen Komponenten. Gleichzeitig kann eine Synchronisierung gemäß dem dargestellten Verfahren aber länger dauern.
In Bezug auf dT1 ergibt sich die benötigte Schrittweite bei gegebener zeitlicher Auflösung resolution zu: dε = R·D·Gsγ
In Bezug auf dT2 ergibt sich die benötigte Schrittweite bei gegebener zeitlicher Auflösung R zu: dε = R·D·(Gs2 – Gs1)γ
7 ist ein Flussdiagramm gemäß einem Verfahren nach einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zur Synchronisation verschiedener Komponenten einer MR-Anlage. Das Verfahren beginnt in Schritt 700. In Schritt 701 wird zunächst eine Vorkalibration durchgeführt. Eine Vorkalibration kann den Zweck haben, dass zumindest eine der voranstehend diskutierten zeitlichen Verschiebungen dT1, dT2 jeweils zwischen der Einhüllenden 82 und dem Hochfrequenzanteil 80 bzw. zwischen der Einhüllenden 82 und den Schichtselektionsgradienten 89 eliminiert wird. Wird nämlich entweder die erste zeitliche Verschiebung dT1 oder die zweite zeitliche Verschiebung dT2 im Rahmen von Schritt 701 durch eine Vorkalibration bereits entfernt, so können die weiteren Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens ohne Einschränkungen, die sich etwa aus der Überlagerung von Effekten durch eine gleichzeitige erste und zweite zeitliche Verschiebung ergeben, durchgeführt werden. Eine Überlagerung verschiedener Effekte, die durch die zwei unterschiedlichen zeitlichen Verschiebungen dT1, dT2 stattfinden, kann ausgeschlossen werden. Eine Vorkalibration gemäß Schritt 701 kann z. B. im Entwicklungsprozess durch eine geeignete Analyse der beteiligten MR-Anlagenkomponenten stattfinden. Dies wurde bereits oben stehend beschrieben.
Anschließend kann in Schritt 702 die Wahl der Ausgangsparameter für eine Synchronisations-Aufnahmesequenz, wie sie in Bezug auf die 2–5 diskutiert wurde, stattfinden. Z. B. können die Amplituden verschiedener Schichtselektionsgradienten 89 unterschiedlich oder gleich gewählt werden. Außerdem kann gewählt werden, welche der verschiedenen Spinsignale zur Messung herangezogen werden. Dies bedeutet, dass durch verschiedene Spinsignale auf die Parameter der HF-Pulse 70, 71, 72 zurückgeschlossen werden kann. Auch ist es möglich, dass z. B. anstatt von drei HF-Pulsen 70, 71, 72 vier oder fünf entsprechende HF-Pulse verwendet werden. Die Anzahl bzw. die Position der Spinsignale kann dann variiert werden. Komplexere Abläufe des Kohärenzverlaufs 50 wie in Bezug auf die 3 diskutiert, sind möglich.
Insbesondere kann in Schritt 702 ein Ausgangsparameter für die Phasenlage eines der HF-Pulse gewählt werden. Wie in Bezug auf die 6 diskutiert, kann z. B. die Phase des ersten HF-Pulses 70 inkrementell variiert werden, indem eine Phase ε aufgeprägt wird. Die Phase ε kann zusätzlich zur intrinsischen Phase des ersten HF-Pulses 70 variiert werden. So kann in Schritt 703 überprüft werden, ob die Phasen mindestens zweier Signale gleich sind. Z. B., wie in Bezug auf die 3 beschrieben, kann überprüft werden, ob die Phase eines zweiten Spinsignals 77 und eines dritten Spinsignals 78 gleich sind. Das zweite Spinsignal 77 und das dritte Spinsignal 78 entsprechen hierbei einem stimulierten Spin-Echo STE und einem sekundären Spin-Echo SE2. Wenn in Schritt 703 durch eine Messung detektiert wird, dass die Phasen des stimulierten Spin-Echos STE und des sekundären Spin-Echos SE2 ungleich sind, so kann die Phase ε inkrementiert werden, sodass der erste HF-Puls 70 eine andere Phase aufweist. Dies geschieht im Rahmen von Schritt 704.
Schritt 703 und Schritt 704 werden solange wiederholt, bis in der Messung detektiert wird, dass die Phase zweier Spinsignale gleich ist. Wird nämlich in Schritt 703 detektiert, dass die Phase zweier Spinsignale gleich ist, so kann in Schritt 705 basierend auf der bekannten Phase ε einer Synchronisation der entsprechenden Komponenten der MR-Anlage stattfinden. Die entsprechenden Komponenten der MR-Anlage können ein Hochfrequenz-Signalgenerator 20, eine Gradienteneinheit 23 und eine Amplitudenmodulationseinheit 24 sein.
Nachdem in Schritt 705 die für die Erzeugung der HF-Pulse 70, 71, 72 und Schichtselektionsgradienten 89 zuständigen Komponenten der MR-Anlage zeitlich synchronisiert worden sind, kann in einem Schritt 706 die eigentliche Messung durchgeführt werden. Anschließend kommt in einem Schritt 707 das Verfahren zu seinem Ende.
Ausführungsbeispiele der Erfindung können zum Synchronisieren von Komponenten von MR-Anlagen eingesetzt werden. Ein Anwendungsfeld sind MR-Anlagen mit nicht kartesischer Abtastung, ohne dass die Ausführungsbeispiele hierauf beschränkt sind.

Claims

Verfahren zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage (30), umfassend folgende Schritte: – Erzeugung einer Folge amplitudenmodulierter Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und zugehöriger Gradientenfelder (60a, 60b, 60c) zum Auslenken der Magnetisierung einer Schicht (52), – Detektieren von mindestens zwei Spinsignalen (76, 77, 78), – Bestimmen einer Phasendifferenz (dPHI) zwischen zweien der Spinsignale (76, 77, 78), – Verarbeiten der Phasendifferenz (dPHI), um mindestens eine zeitliche Verschiebung (dT1, dT2) zwischen einem Hochfrequenzanteil (80) der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und einer der folgenden Größen, die von unterschiedlichen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) erzeugt werden, zu ermitteln: eine Einhüllende (82) der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72), und ein oder mehrere Gradientenfelder, und – Synchronisieren der zugehörigen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) abhängig von der mindestens einen zeitlichen Verschiebung (dT1, dT2).
Verfahren zur zeitlichen Synchronisation verschiedener Komponenten einer Magnetresonanzanlage (30), umfassend folgende Schritte: – Erzeugung einer Folge amplitudenmodulierter Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und zugehöriger Gradientenfelder (60a, 60b, 60c) zum Auslenken der Magnetisierung einer Schicht (52), – Detektieren von mindestens zwei Spinsignalen (76, 77, 78), – Bestimmen einer Phasendifferenz (dPHI) zwischen zweien der Spinsignale (76, 77, 78), – Verarbeiten der Phasendifferenz (dPHI), um mindestens eine zeitliche Verschiebung (dT1, dT2) zwischen zweien der folgenden Größen, die von unterschiedlichen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) erzeugt werden, zu ermitteln: eine Einhüllende (82) der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72), ein Hochfrequenzanteil (80) der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und ein oder mehrere Gradientenfelder, und – Synchronisieren der zugehörigen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) abhängig von der mindestens einen zeitlichen Verschiebung (dT1, dT2), wobei das Verfahren weiterhin umfasst: – inkrementelles Variieren (ε) einer Phasenlage mindestens eines Hochfrequenzpulses (70, 71, 72) zum Minimieren der Phasendifferenz (dPHI), um die wenigstens eine zeitliche Verschiebung (dT1, dT2) zu bestimmen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei die Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und die zugehörigen Gradientenfelder (60a, 60b, 60c) derart erzeugt werden, dass die Magnetisierung in der Schicht (52) ausgelenkt wird, die um einen vorbestimmten Abstand (D) gegenüber einer Referenz-Schicht (51), an dem die Magnetisierung durch eine Referenzfrequenz auslenkbar ist, verschoben ist.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei den Hochfrequenzpulsen (70, 71, 72) jeweils ein Auslenkwinkel (alpha, beta) der Magnetisierung und eine Phasenlage (phi1, phi2) zugeordnet ist, wobei die Auslenkwinkel (alpha, beta) derart gewählt werden, dass nur ein Teil der Magnetisierung ausgelenkt wird, und wobei in der Folge der Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und zugehöriger Gradientenfelder (60a, 60b, 60c) mindestens einer der folgenden Parameter mindestens zwei unterschiedliche Werte annimmt: Auslenkwinkel der Hochfrequenzpulse, Phasenlagen der Hochfrequenzpulse, Amplituden (Gs1, Gs2) der Gradientenfelder.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei in der Folge der Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und zugehöriger Gradientenfelder (60a, 60b, 60c) mindestens einer der folgenden Parameter mindestens zweimal denselben Wert annimmt: Auslenkwinkel der Hochfrequenzpulse, Phasenlagen der Hochfrequenzpulse, Amplituden (Gs1, Gs2) der Gradientenfelder.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die Magnetisierung durch einen ersten (70), zweiten (71) und dritten (72) Hochfrequenzpuls mit zugehörigen ersten (60a), zweiten (60b) und dritten (60c) Gradientenfeldern ausgelenkt wird und die Spinsignale (76, 77, 78) als ein erstes und zweites Spin-Echo (SE1, SE2) und ein stimuliertes Spin-Echo (STE) detektiert werden.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei das erste Gradientenfeld eine erste Gradientenamplitude (Gs1) aufweist und das zweite und dritte Gradientenfeld eine zweite Gradientenamplitude (Gs2) aufweisen.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei eine erste zeitliche Verschiebung (dT1) zwischen der Einhüllenden der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und dem Hochfrequenzanteil der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) folgendermaßen berechnet wird: dT1 = dPHI/(2D(Gs2 – Gs1)γ), wobei dPHI die Phasendifferenz zwischen der Phase des zweiten detektierten Spin-Echos (SE2) und der Phase des stimulierten Spin-Echos (STE) ist, wobei D der Abstand der Schicht (52) zur Referenzschicht (51) ist und wobei γ das gyromagnetische Verhältnis ist, wobei die Phasenlagen des ersten und zweiten Hochfrequenzpulses identisch gewählt werden und.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 oder 8, wobei eine zweite zeitliche Verschiebung (dT2) zwischen den Gradientenfeldern und dem Hochfrequenzanteil der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) folgendermaßen berechnet wird: dT2 = dPHI/(D(Gs2 – Gs1)γ), wobei dPHI die Phasendifferenz zwischen der Phase des zweiten detektierten Spin-Echos (SE2) und der Phase des stimulierten Spin-Echos (STE) ist, wobei D der Abstand der Schicht (52) zur Referenzschicht (51) ist und wobei γ das gyromagnetische Verhältnis ist.
Magnetresonanzanlage (30), umfassend: ein Hochfrequenz-Sendesystem (26), welches umfasst: – einen Hochfrequenz-Signalgenerator (20) zum Erzeugen eines Hochfrequenzanteils eines amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulses, – eine Amplitudenmodulationseinheit (24) zum Erzeugen einer Einhüllenden eines amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulses, – eine Gradienteneinheit (23) zum Anwenden eines Gradientenfelds (60a, 60b, 60c) zeitlich überlappend mit einem amplitudenmodulierten Hochfrequenzpuls, und ein Hochfrequenz-Empfangssystem (25) zum Detektieren von Spinsignalen, wobei das Hochfrequenz-Sendesystem (26) konfiguriert ist, eine Folge amplitudenmodulierter Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und zugehöriger Gradientenfelder (60a, 60b, 60c) zum Auslenken der Magnetisierung einer Schicht zu erzeugen, und wobei das Hochfrequenz-Empfangssystem (25) konfiguriert ist, mindestens zwei Spinsignale (76, 77, 78) zu detektieren, wobei die Magnetresonanzanlage weiterhin eine Kalibrationseinheit (27) umfasst, die konfiguriert ist, – eine Phasendifferenz (dPHI) zwischen zweien der Spinsignale (76, 77, 78) zu bestimmen, – die Phasendifferenz (dPHI) zu verarbeiten, um mindestens eine zeitliche Verschiebung (dT1, dT2) zwischen einem Hochfrequenzanteil der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und einer der folgenden Größen, die von unterschiedlichen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) erzeugt werden, zu ermitteln: eine Einhüllende der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und ein oder mehrere Gradientenfelder, und – die zugehörigen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) abhängig von der mindestens einen zeitlichen Verschiebung (dT1, dT2) zu synchronisieren.
Magnetresonanzanlage (30), umfassend: ein Hochfrequenz-Sendesystem (26), welches umfasst: – einen Hochfrequenz-Signalgenerator (20) zum Erzeugen eines Hochfrequenzanteils eines amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulses, – eine Amplitudenmodulationseinheit (24) zum Erzeugen einer Einhüllenden eines amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulses, – eine Gradienteneinheit (23) zum Anwenden eines Gradientenfelds (60a, 60b, 60c) zeitlich überlappend mit einem amplitudenmodulierten Hochfrequenzpuls, ein Hochfrequenz-Empfangssystem (25) zum Detektieren von Spinsignalen, wobei das Hochfrequenz-Sendesystem (26) konfiguriert ist eine Folge amplitudenmodulierter Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und zugehöriger Gradientenfelder (60a, 60b, 60c) zum Auslenken der Magnetisierung einer Schicht zu erzeugen, und wobei das Hochfrequenz-Empfangssystem (25) konfiguriert ist, mindestens zwei Spinsignale (76, 77, 78) zu detektieren, wobei die Magnetresonanzanlage weiterhin eine Kalibrationseinheit (27) umfasst, die konfiguriert ist, – eine Phasendifferenz (dPHI) zwischen zweien der Spinsignale (76, 77, 78) zu bestimmen, – die Phasendifferenz (dPHI) zu verarbeiten, um mindestens eine zeitliche Verschiebung (dT1, dT2) zwischen zweien der folgenden Größen, die von unterschiedlichen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) erzeugt werden, zu ermitteln: eine Einhüllende der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72), ein Hochfrequenzanteil der amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulse (70, 71, 72) und ein oder mehrere Gradientenfelder, und – die zugehörigen Komponenten der Magnetresonanzanlage (30) abhängig von der mindestens einen zeitlichen Verschiebung (dT1, dT2) zu synchronisieren, wobei die Kalibrationseinheit (27) weiterhin konfiguriert ist, – eine Phasenlage mindestens eines Hochfrequenzpulses (70, 71, 72) zum Minimieren der Phasendifferenz (dPHI) inkrementell zu variieren (ε), um die wenigstens eine zeitliche Verschiebung (dT1, dT2) zu bestimmen.
Magnetresonanzanlage (30) nach Anspruch 10 oder 11, die konfiguriert ist, um ein Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 9 durchzuführen.