DE102011083898A1

DE102011083898A1 - Erfassen von Magnetresonanzdaten am Rande des Gesichtsfelds einer Magnetresonanzanlage

Info

Publication number: DE102011083898A1
Application number: DE102011083898A
Authority: DE
Inventors: Jan Ole BLUMHAGEN; Matthias Fenchel; Ralf Ladebeck; Harald Quick
Original assignee: Friedrich Alexander Univeritaet Erlangen Nuernberg FAU; Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2011-09-30
Filing date: 2011-09-30
Publication date: 2013-04-04
Anticipated expiration: 2031-10-01
Also published as: US9244144B2; CN103033785B; CN103033785A; US20130082702A1; DE102011083898B4

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Erfassen von Magnetresonanz(MR)-Daten für mehrere Schichten eines Untersuchungsobjekts in einem Teilbereich einer Magnetresonanzanlage mit einem Grundmagnetfeld, wobei der Teilbereich am Rand eines Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage entlang der ersten Richtung (A) liegt. Das Verfahren umfasst Erzeugen eines ersten Gradientenfeldes mit einer Nichtlinearität seiner Ortsabhängigkeit derart, dass in dem Teilbereich die Nichtlinearität eine örtliche Inhomogenität des Grundmagnetfelds kompensiert und das mehrfache Positionieren des Untersuchungsobjekt entlang einer ersten Richtung, sodass die mehreren Schichten des Untersuchungsobjekts senkrecht zur ersten Richtung nacheinander den Teilbereich umfassen und das Erfassen von Magnetresonanz-Daten für jede der Schichten mit Aufnahmesequenzen (65).

Description

Die Magnetresonanz-Tomographie (MRT) ist ein Bildgebungsverfahren, das die Aufnahme zweidimensionaler (2D) oder dreidimensionaler (3D) Bilddatensätze ermöglicht, die Strukturen im Inneren einer Untersuchungsperson, insbesondere auch Weichteilgewebe, mit hoher Auflösung abbilden können. Bei der MRT werden die magnetischen Momente von Protonen in einem Untersuchungsobjekt in einem Grundmagnetfeld ausgerichtet. Durch Einstrahlen von Hochfrequenzpulsen können die Kernspins aus der ausgerichteten Lage, d.h. der Ruhelage, oder einem anderen Zustand ausgelenkt bzw. angeregt werden. Die zeitliche Evolution der angeregten Magnetisierung wird anschließend mittels einer oder mehrerer Hochfrequenz(HF)-Spulen detektiert.
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 weitere Ortskodierung kann durch Anlegen zumindest eines Phasenkodiergradienten, sowie eines Frequenzkodiergradienten während des Auslesens bzw. einer Signaldetektionszeitspanne erfolgen. Dadurch ist es möglich, MR-Aufnahmen von mehreren Schichten einer Untersuchungsperson zu erhalten. Mittels geeigneter Darstellungsverfahren ist es derart möglich, zur Diagnose ein 3-dimensionales(3D) Abbild eines bestimmten Bereichs der Untersuchungsperson in Form eines 3D MR-Bildes zur Verfügung zu stellen.
Jedoch ist typischerweise in einer Magnetresonanz(MR)-Anlage das messbare Volumen aufgrund von physikalischen und technischen Bedingungen, wie z.B. einer beschränkten Homogenität des Grundmagnetfelds und einer Nichtlinearität des Gradientenfeldes beschränkt. Daher wird ein Messbereich, 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 derart begrenzte Gesichtsfeld ist insbesondere in x- und y-Richtung, d.h. senkrecht zu einer Längsachse eines Ringtunnels der Magnetresonanzanlage, 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, z.B. 50 cm beträgt.
Außerhalb des Gesichtsfelds kann es zu signifikanten Abweichungen in der Homogenität des Grundmagnetfelds kommen. Ein aufgenommenes MR-Bild zeigt in dem entsprechenden Bereich Verzeichnungen. Es gibt verschiedene Anwendungen, bei denen eine hohe Ortstreue, d.h. geringe Verzeichnung der MR-Bilddaten, notwendig ist.
Etwa bei Hybridsystemen, wie z.B. einem Hybridsystem bestehend aus einem Magnetresonanztomographen und einem Positronenemissionstomographen, einem sogenannten MR-PET-Hybridsystem, ist es 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 werden MR-Daten erfasst, welche die komplette Anatomie des zu untersuchenden Objekts in Richtung der durch die Positronenemissionstomographie ausgesandten hochenergetischen Photonen abbilden. 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 die Arme, welche in dem Randbereich nahe der Tunnelinnenwand des Hybridsystems angeordnet sein können.
Weitere Anwendungsfälle in denen eine hohe Ortstreue notwendig ist, sind MR-basierte Interventionen, MR-basierte Strahlungsplanung für Strahlentherapieanlagen, Ganzkörper-MR Applikationen wie zum Beispiel in der MR-Onkologie und der MR-Angiographie insbesondere bei der Verwendung auf Kurzmagneten, welche ein besonders eingeschränktes FoV aufweisen, und Nachverarbeitungs-Applikationen wie „composing“ oder „fusion“ mit Abbildungsverfahren hoher Ortstreue wie Computertomographie bzw. PET.
Zur Erweiterung des Gesichtsfeldes sind in der Literatur z.B. Verfahren bekannt, welche es ermöglichen die Nichtlinearität eines zur Ortskodierung bei der Aufnahme von MR-Daten verwendeten Gradientenfeldes dazu zu verwenden, eine Inhomogenität des Grundmagnetfeldes zu kompensieren. Zur Aufnahme von 3D-MR-Bildern ist es notwendig, MR-Daten aus mehreren Schichten aufzunehmen. Da aber die Inhomogenität des Grundmagnetfelds ortsabhängig sind, ist mit den bekannten Verfahren eine Kompensation an mehreren Orten kompliziert bzw. schwer möglich. Es können sich z.B. zwischen den einzelnen Schichten Lücken ergeben, über die keine MR-Information gewonnen werden kann und die somit interpoliert werden müssen. Das schränkt die Möglichkeit ein, gesichtsfelderweiterte 3D MR-Bilder zu erzeugen.
Entsprechend besteht eine Notwendigkeit, ein verbessertes Verfahren zur Aufnahme von MR-Daten mehrerer Schichten eines Untersuchungsobjekts in einem Teilbereich am Rand des Gesichtsfelds einer MR-Anlage bereitzustellen.
Diese Aufgabe wird von den unabhängigen Ansprüchen gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren Ausführungsformen.
Gemäß einem Aspekt wird ein Verfahren zum Erfassen von Magnetresonanz(MR)-Daten für mehrere Schichten eines Untersuchungsobjekts in einem Teilbereich einer Magnetresonanzanlage mit einem Grundmagnetfeld bereitgestellt. Hierbei liegt der Teilbereich am Rand eines Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage entlang der ersten Richtung. Das Verfahren umfasst das Erzeugen eines ersten Gradientenfeldes mit einer Nichtlinearität seiner Ortsabhängigkeit derart, dass in dem Teilbereich die Nichtlinearität eine örtliche Inhomogenität des Grundmagnetfelds kompensiert. Das Verfahren umfasst weiterhin das mehrfache Positionieren des Untersuchungsobjekt entlang einer ersten Richtung, sodass die mehreren Schichten des Untersuchungsobjekts senkrecht zur ersten Richtung nacheinander den Teilbereich umfassen. Das Verfahren umfasst weiterhin das Erfassen von Magnetresonanz-Daten für jede der Schichten mit Aufnahmesequenzen.
Es ist möglich, dass das Magnetfeld entlang der ersten Richtung angeordnet ist. Dies ist typischerweise der Fall für supraleitende Spulenmagneten, in denen das Magnetfeld entlang der Spulenachse orientiert ist. Das Untersuchungsobjekt befindet sich dann innerhalb einer Röhre im Inneren des Magnetens. Auch eine Positionierung des Untersuchungsobjekts, zum Beispiel durch Verfahren eines Tisches oder einer Liege, entlang der Richtung parallel zur Spulenachse ist möglich. Es ist zum Beispiel möglich, dass der Teilbereich eine Ausdehnung entlang der ersten Richtung aufweist, so dass gleichzeitig mehrere Schichten den Teilbereich umfassen.
Es ist aber auch möglich, andere Bauformen von Magneten zu verwenden. Neben den üblicherweise tunnelförmigen Magnetbauformen mit horizontal verlaufender Grundmagnetfeldrichtung existieren Magnetbauformen, bei denen sich die Magnetpole eines supraleitenden Magneten, Elektromagneten, oder Permanentmagneten parallel zueinander gegenüber liegen. Die Richtung des Grundmagnetfelds verläuft hierbei in der Regel in vertikaler Richtung. Auch bei einer solchen Grundmagnetfeld-Konfiguration kommt es im Randbereich des Grundmagnetfelds zu Inhomogenitäten. Dann muss die Positionierung des Untersuchungsobjektes entsprechend anders an die Position des Teilbereichs angepasst werden.
Als eine Aufnahmesequenz kann der Teil einer Messsequenz zur Erzeugung eines gesamten MR-Bilds bezeichnet werden, der zur Aufnahme von MR-Daten einer bestimmten Schicht notwendig ist. Hierbei kann Schicht zum Beispiel eine Schicht bedeuten, die transversal zu der Richtung der Positionierung, d.h. der ersten Richtung, liegt.
Eine Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds durch Nichtlinearitäten eines ersten Gradientenfelds bezeichnet einen Zustand, in dem die Inhomogenitäten derart durch die Nichtlinearitäten aufgehoben bzw. entfernt werden, dass in einem darauf basierenden MR-Bild keine Verzeichnungen mehr vorliegen bzw. die Verzeichnungen kleiner als ein bestimmter Schwellenwert sind. Mit Verzeichnung ist in diesem Zusammenhang gemeint, dass ein Signalwert eines Bildpunkts an einem vorgegebenen Ort (x, y, z) des Untersuchungsobjekts, beispielsweise an einem vorbestimmten Ort in dem zuvor beschriebenen Randbereich, in der aus den erfassten Magnetresonanzdaten bestimmten Abbildung des Untersuchungsobjekts, d.h. dem MR-Bild, 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 verzeichnete Position bezeichnet. Insbesondere in den Randbereich des Gesichtsfelds können Verzeichnungen auftreten, welche durch nachträgliches Entzerren der Abbildung des Untersuchungsobjekts nicht ausgeglichen werden können, da beispielsweise mehrere benachbarte tatsächliche Positionen auf eine oder mehrere dicht beieinander liegende verzeichnete Positionen abgebildet sein können. Indem sich durch Erzeugen eines geeigneten Gradientenfelds die Nichtlinearität des Gradientenfelds und die Grundmagnetfeld-Inhomogenität an dem vorbestimmten Ort oder Bereich gegenseitig aufheben, treten für diesen Bereich keine oder nur geringe Verzeichnungen auf, so dass in diesem Bereich eine verwertbare Abbildung des Untersuchungsobjekts bestimmt werden kann. Hierbei bezeichnet das Gesichtsfeld der Magnetresonanzanlage dann zum Beispiel den Bereich, in dem Verzeichnungen eines auf MR-Daten basierenden MR-Bildes gering sind.
Die Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds kann hierbei für einen Teilbereich erfolgen, der sich nur in einer Richtung weg von dem Rand des Gesichtsfeldes der Magnetresonanzanlage erstreckt. Wenn es sich bei der Magnetresonanzanlage um eine Magnetresonanzanlage mit einer sich horizontal erstreckenden, die erste Richtung definierende Röhre innerhalb eines supraleitenden Magneten handelt, so kann sich der Teilbereich in der horizontalen Ebene zum Beispiel auf einer Seite in Bezug auf Spulenachse, bzw. Zentralachse der Röhre (parallel zur ersten Richtung) befinden. Es ist aber auch möglich, die Kompensation für einen Teilbereich durchzuführen, der aus zwei disjunkten Volumen besteht, welche sich in der horizontalen Ebene beiderseits der Zentralachse der Röhre nach außen vom Rand des Gesichtsfeldes weg erstrecken. Dann kann eine Schwächungskorrektur für PET-Aufnahmen für beide Seiten durchgeführt werden. Eine solche Aufnahmesequenz, welche eine Kompensation in einem Teilbereich erlaubt, der sich an zwei unterschiedlichen Positionen an das Gesichtsfeld der MR-Anlage anschließt umfasst typischerweise zwei 180°-Inversionspulse und die Aufnahme von zwei Spin-Echos (Dual-Spin-Echo).
Eine Kompensation gemäß dem gegenwärtig diskutierten Aspekt ermöglicht es insbesondere, ein 3D-MR-Bild zu erzeugen, welches eine Korrektur von Verzeichnungen in den gesamten Bereich des MR-Bilds aufweist, der bei Aufnahme der MR-Daten jeweils innerhalb des Teilbereichs lag. Es ist zum Beispiel möglich, dass der Teilbereich entlang der ersten Richtung nur eine Ausdehnung von wenigen Zentimetern, etwa 5 cm, aufweist. Dies kann als Ursache haben, dass die örtlichen Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds eine Variation entlang der ersten Richtung aufweisen. Eine Korrektur durch Nichtlinearitäten eines ersten Gradientenfelds ist dann immer nur für einen bestimmten Bereich entlang der ersten Richtung möglich. Wird aber entsprechend dem gegenwärtig diskutierten Aspekt ein 3D-MR-Bild erzeugt, welches eine Tiefe entlang der ersten Richtung aufweist, die größer als die entsprechende Ausdehnung des Teilbereichs ist, z.B. 20 cm, so kann trotzdem entlang der ganzen Tiefe sichergestellt werden, dass die Verzeichnungen korrigiert sind. Ein solches 3D-MR-Bild mit einem erweiterten Gesichtsfeld kann zum Beispiel zur humanen Schwächungskorrektur in einem MR-PET-Hybridsystem verwendet werden. Die humane Schwächungskorrektur kann dann über den gesamten Bereich des 3D-MR-Bilds durchgeführt werden.
Es ist auch möglich, für alle Schichten alle zugehörigen MR-Daten dann zu erfassen, wenn die jeweilige Schicht den Teilbereich umfasst. Werden nämlich alle MR-Daten dann erfasst, wenn die jeweilige Schicht entlang der ersten Richtung z.B. innerhalb des Ausdehnung des Teilbereichs entlang dieser Richtung angeordnet ist, so ist sichergestellt, dass die Verzeichnungen in den für die verschiedenen Schicht erfassten MR-Daten kompensiert werden.
Hierbei kann insbesondere das Positionieren entlang der ersten Richtung zwischen zwei zu unterschiedlichen Schichten gehörigen Aufnahmesequenzen erfolgen und während den Aufnahmesequenzen unterbrochen werden. Das bedeutet, dass während des Durchführens einer Aufnahmesequenz keine Bewegung z.B. des Tisches einer MR-Anlage und damit des Untersuchungsobjektes erfolgt. Dies erlaubt besonders stabile Systemparameter während der Bildgebung und damit ein großes Signal-Rausch-Verhältnis.
Es ist hingegen auch möglich, dass das Positionieren entlang der ersten Richtung fortwährend und kontinuierlich mit einer konstanten Geschwindigkeit durchgeführt wird.
Hierbei kann die konstante Geschwindigkeit derart gewählt werden, dass alle MR-Daten einer Schicht dann aufgenommen werden, wenn die Schicht den Teilbereich umfasst.
Wird die Positionierung kontinuierlich und fortwährend mit einer konstanten Geschwindigkeit durchgeführt, so bedeutet dies, dass sich das Untersuchungsobjekt während eines Zeitintervalls, zum Beispiel während des einer Aufnahmesequenz entsprechenden Zeitintervalls, fortbewegt. Je höher die Geschwindigkeit der Positionierung ist, desto größer ist eine bestimmte Länge, um die sich das Untersuchungsobjekt während einer bestimmten Zeitspanne fortbewegt. Typischerweise ist eine Aufnahmesequenz für MR-Daten durch eine bestimmte benötigte Zeitspanne gekennzeichnet. Diese Zeitspannen können abhängig von den Parametern der Messsequenz stark variieren. Bestimmte Messsequenzen benötigen längere Aufnahmesequenzen für die Erfassung der MR-Daten einzelner Schichten. Andere Messsequenzen sind darauf optimiert, besonders kurze Zeitspannen für die Durchführung einer Aufnahmesequenz zu benötigen.
Hierbei kann die Geschwindigkeit der Positionierung des Untersuchungsobjekts dahingehend angepasst werden, dass die bestimmte Länge, d.h. die Länge, um die sich das Untersuchungsobjekt während des Durchführens einer Aufnahmesequenz verschiebt, kleiner ist als die Ausdehnung des Teilbereichs entlang der ersten Richtung. Die Ausdehnung des Teilbereichs entlang der ersten Richtung wird typischerweise durch systembedingte Parameter, wie zum Beispiel die Bauform der Magnetresonanzanlage, bestimmt. Diese Parameter sind im Allgemeinen schwer oder nur kostspielig zu beeinflussen.
Auf der anderen Seite kann die Dauer einer Aufnahmesequenz und die Positioniergeschwindigkeit des Untersuchungsobjekts typischerweise vergleichsweise einfach beeinflusst werden. Es ist dann möglich, beide derart aufeinander abzustimmen, dass die bestimmte Länge und die Ausdehnung des Teilbereichs entlang der ersten Richtung in etwa gleich groß sind bzw. die bestimmte Länge kleiner als die Ausdehnung des Teilbereichs entlang der ersten Richtung ist.
Es ist auch möglich, dass sich die Aufnahmesequenzen für mindestens zwei Schichten zeitlich überlappen. Zum Beispiel kann eine Messsequenz, welche mehrere Aufnahmesequenzen für die Erfassung von MR-Daten für verschiedene Schichten umfasst, als sogenannte „interleaved“-Messsequenz ausgestaltet sein. Interleaved-Messsequenzen bezeichnen MR-Messsequenzen, bei denen die Aufnahmesequenzen für verschiedene Schichten zeitlich überlappen. Zum Beispiel können bestimmte Positionen des k-Raums für verschiedene Aufnahmesequenzen alternierend abgetastet werden.
Hierbei muss aber nicht die Transversalmagnetisierung von mehr als einer Schicht gleichzeitig angesprochen bzw. ausgelesen werden. Diesbezüglich ist aber auch möglich, im Rahmen von zum Beispiel so genannten „Multiplexing“-Messsequenzen die Transversalmagnetisierung von mehreren Schichten gleichzeitig zu nutzen. Zum Beispiel kann das Anregen der Schichten durch entsprechend ausgeformte Pulse gleichzeitig erfolgen bzw. das Detektieren eines Signals gleichzeitig für mehrere Schichten erfolgen.
Weiterhin kann durch zeitliches Abstimmen des Positionierens mit den Aufnahmesequenzen gewährleistet sein, dass, wenn eine Schicht den Teilbereich umfasst, eine Ortskodierung der Magnetresonanz-Daten durch ein zweites Gradientenfeld für alle Schichten gleiche vorbestimmte Orte kodiert.
Das zweite Gradientenfeld kann zum Beispiel eine Phasenkodierung des Ortes senkrecht zur ersten Richtung zwischen einem Anregungspuls und einer Signaldetektion bewirken.
Zum Beispiel kann die Synchronisation der Positionierung und der Aufnahmesequenzen so erfolgen, dass in einem Isozentrum der Magnetresonanzanlage durch die Ortskodierungen des zweiten Gradientenfeld Ortsfrequenzraum-Daten nahe an einem Ortsfrequenzraum-Zentrum des k-Raums erhalten werden. Dies bewirkt, dass im Zentrum der Magnetresonanzanlage, dem Isozentrum, wo zum Beispiel das Signal-Rausch-Verhältnis besonders große Werte annimmt, die MR-Datenpunkte nahe am k-Raum Zentrum erhalten werden. Es ist aber auch möglich, eine andere Zuordnung zwischen Positionierung und Ortskodierung vorzunehmen.
Insbesondere kann das Positionieren gemäß dem gegenwärtig diskutierten Aspekt weiterhin das Zuordnen der Ortskodierung der MR-Daten durch das zweite Gradientenfeld zu Positionen entlang der ersten Richtung derart umfassen, dass an unterschiedlichen Positionen entlang der ersten Richtung unterschiedliche Orte durch die Ortskodierungen des zweiten Gradientenfeld kodiert werden. Dies ist gleichbedeutend mit einem wiederholten, z.B. kontinuierlichen Positionieren des Untersuchungsobjektes während dem parallelen Durchführen verschiedener Aufnahmesequenzen. Immer wenn eine Schicht einen bestimmten Ort entlang der Richtung der Positionierung (erste Richtung) einnimmt, werden bestimmte, dieser Position eindeutig zugeordnete Punkte im k-Raum abgetastet. Das ermöglicht es, dass gleiche Bereiche im k-Raum einen gleichen Grad an Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds aufweisen und damit einen vergleichbaren Grad der Verzeichnung.
Weiterhin kann ein Isozentrum der Magnetresonanzanlage in Bezug auf die erste Richtung auf gleicher Höhe mit dem Teilbereich sein. Das Isozentrum bezeichnet typischerweise das geometrische Zentrum eines supraleitenden Magneten, welcher z.B. spulenförmig um eine Röhre der MR-Anlage gewickelt ist. Dort sind besonders hohe Werte der Homogenität des Grundmagnetfelds zu erwarten bzw. ein besonders großes Signal-Rausch-Verhältnis. Es kann erstrebenswert sein, z.B. das Zentrum des Teilbereichs an einer Position entlang der ersten Richtung anzuordnen, die gleich der Position des Isozentrums entlang der ersten Richtung ist, da es dann möglich sein kann, für einen besonders großen Teilbereich eine Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds durchzuführen. Dies kann der Fall sein, da die Änderung der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds entlang der ersten Richtung nahe dem Isozentrum besonders gering sein kann.
Das erste Gradientenfeld kann eine Ortskodierung der MR-Daten durch eine Frequenzkodierung entlang der ersten Richtung oder senkrecht zur ersten Richtung während eines Anregungspulses oder während einer Signaldetektion bewirken. Typischerweise werden zur Ortskodierung von MR-Daten eine Frequenzkodierung (Schichtselektions-Gradient) und eine Auslesekodierung (Auslesegradient) vorgenommen. Die Selektion bestimmter Volumenelemente erfolgt hierbei über eine Frequenzkodierung der Präzessionsfrequenz des Kernspins.
Das Verfahren gemäß dem gegenwärtig diskutierten Aspekt kann weiterhin das Bestimmen eines relativen Gradientenfehlers des ersten Gradientenfelds in dem Teilbereich, der sich aus der Abweichung der Nichtlinearität zu einem linearen Fall als Funktion einer Gradientenstärke des ersten Gradientenfelds ergibt, umfassen. Es kann weiterhin das Bestimmen der örtlichen Inhomogenität des Grundmagnetfelds in dem Teilbereich und das Bestimmen der Gradientenstärke basierend auf dem relativen Gradientenfehler und der örtlichen Inhomogenität umfassen. Durch das Bestimmen bzw. Messen des relativen Gradientenfehlers und der Inhomogenität des Grundmagnetfeldes kann eine darauf basierende Kompensation durch geeignete Wahl der Gradientenstärke erfolgen. Die Gradientenstärke bezeichnet hierbei die örtliche Rate der Änderung des Gradientenfelds.
Weiterhin kann die erste Richtung senkrecht auf einer Schicht des Untersuchungsobjektes stehen. Wenn z.B. das Untersuchungsobjekt entlang der Spulenachse eines supraleitenden Grundfeldmagneten angeordnet ist, so kann dessen Positionierung entlang der Spulenachse erfolgen. eine Schicht entspricht dann einer Transversalebene des Untersuchungsobjekts.
Weiterhin kann eine Schwächungskorrektur für eine Positronenemissionstomographie in Abhängigkeit der MR-Daten aus dem Teilbereich bestimmt werden. Da in dem Teilbereich z.B. die Arme eines Patienten befindlich sein können, kann dadurch eine besonders genaue Schwächungskorrektur durchgeführt werden. Dies ist der Fall, da in diesem Beispiel die MR-Daten, welche sich auf die Arme beziehen, aufgrund der Kompensation keine oder nur eine geringe Verzeichnung aufweisen.
Gemäß einem weiteren Aspekt wird eine Magnetresonanzanlage zum Erfassen von MR-Daten für mehrere Schichten eines Untersuchungsobjekts in einem Teilbereich der Magnetresonanzanlage mit einem Grundmagnetfeld bereitgestellt, wobei der Teilbereich am Rand eines Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage entlang der ersten Richtung liegt. Die Magnetresonanzanlage umfasst ein Gradientensystem, welches konfiguriert ist, ein erstes Gradientenfeld mit einer Nichtlinearität seiner Ortsabhängigkeit derart zu erzeugen, dass in dem Teilbereich die Nichtlinearität eine örtliche Inhomogenität des Grundmagnetfelds kompensiert. Die MR-Anlage umfasst weiterhin eine entlang einer ersten Richtung bewegliche Liege mit einem darauf angeordneten Untersuchungsobjekt, welche konfiguriert ist, das Untersuchungsobjekt entlang der ersten Richtung mehrfach zu positionieren, sodass die mehreren Schichten des Untersuchungsobjekts senkrecht zur ersten Richtung nacheinander den Teilbereich umfasst und ein Empfangssystem, welches konfiguriert ist, Magnetresonanz-Daten für jede der Schichten mit Aufnahmesequenzen zu erfassen.
Mit einer Magnetresonanzanlage mit solchen Eigenschaften können Effekte erzielt werden, die den Effekten entsprechen, die in Bezug auf die entsprechenden Verfahren voranstehend beschrieben wurden.
Die oben beschriebenen Eigenschaften, Merkmale und Vorteile dieser Erfindung sowie die Art und Weise, wie diese erreicht werden, werden klarer und deutlicher verständlich im Zusammenhang mit der folgenden Beschreibung der Ausführungsbeispiele, die im Zusammenhang mit den Zeichnungen näher erläutert werden, wobei
1 schematisch eine Magnetresonanzanlage gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt,
2 die Abhängigkeit der Verzeichnung von MR-Daten in Abhängigkeit von der Position innerhalb einer MR-Anlage darstellt,
3 die Synchronisierung der Positionierung des Untersuchungsobjekts mit der Durchführung von Aufnahmesequenzen illustriert,
4 die Synchronisierung der Positionierung des Untersuchungsobjekts mit der Durchführung von Aufnahmesequenzen illustriert,
5 die Synchronisierung der Positionierung des Untersuchungsobjekts mit der Durchführung von Aufnahmesequenzen illustriert,
6 die Synchronisierung der Positionierung des Untersuchungsobjekts mit der Durchführung von Aufnahmesequenzen illustriert,
7 ein Flussdiagramm eines Verfahrens zum Erfassen von MR-Daten eines Untersuchungsobjektes in einem Teilbereich am Rande eines Gesichtsfeldes ist,
8 ein Flussdiagramm eines Verfahrens zum Erfassen von MR-Daten eines Untersuchungsobjektes in einem Teilbereich am Rande eines Gesichtsfeldes ist,
9 ein dreidimensional MR-Bild basierend auf Messdaten ohne Kompensation von Inhomogenitäten und mit starken Verzeichnungen zeigt, und
10 ein dreidimensional MR-Bild basierend auf Messdaten mit Kompensation von Inhomogenitäten ohne Verzeichnungen zeigt, und
11 die Positionierung von Schichten in Bezug auf den Teilbereich illustriert.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanz(MR)-Anlage 5 (eines MRT bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Grundmagnetfeld 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. Das Grundmagnetfeld wird durch supraleitende Spulen erzeugt. Die Spulenachse ist entlang der Richtung A angeordnet. Innerhalb der Spule ist eine Röhre ausgebildet, in der sich Tisch 23 bewegen kann. Der Tisch ist entlang der mit A bezeichneten Richtung beweglich (eine Richtung senkrecht dazu und in der horizontalen Ebene mit B bezeichnet). Die größte Komponente des Grundmagnetfelds zeigt in 1 auch in Richtung A. 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. Z.B. kann das Messvolumen M das Isozentrum 50 der MR-Anlage 5 beinhalten. Das Isozentrum kann auf der Spulenachse des Grundmagnetfelds liegen. Das Messvolumen M kann auch als Gesichtsfeld bezeichnet werden.
Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle 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.
Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes im Rahmen einer Aufnahmesequenz. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phasenamplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Weiterhin kann die Sequenzsteuerung 18 auch die Bewegung von Tisch 23 steuern und somit die Positionierung des Untersuchungsobjekts U innerhalb des Messvolumens M. Zum Beispiel ist unter dem Begriff „continuously moving table“ oder „syngo TimCT“ ein Verfahren bekannt, bei dem eine Synchronisation der MR-Datenerfassung und der Positionierung des Tisches 23 erfolgt.
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 die Darstellung des erzeugten MR-Bildes erfolgt über ein Terminal 13, welches eine Tastatur 15, eine Maus 16 und einen Bildschirm 14 umfasst.
Das Messvolumen M, welches auch Field of View (FoV) bzw. Gesichtsfeld genannt wird, ist Hardware-seitig durch die Grundmagnetfeld-Homogenität und die Linearität des Gradientenfeldes begrenzt. Messungen außerhalb dieses Messvolumens, also in Bereichen, in denen das Grundmagnetfeld 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 (z.B. in Bezug auf das Messvolumen) 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, d.h., in einem Randbereich entlang des Innenumfangs des Tomographen tritt die Verzeichnung in einem Bereich von ca. 5–10 cm verstärkt auf. In diesem Bereich können sich jedoch beispielsweise die Arme eines Patienten befinden. Durch die Verzeichnung wird die Position der Arme des Patienten in der Magnetresonanzaufnahme falsch wiedergegeben. Daher sind die Magnetresonanzaufnahmen in diesem Bereich schlecht für eine humane Schwächungskorrektur in MR-PET-Hybridsystemen verwendbar.
Mit der in 1 dargestellten MR-Anlage ist es möglich, die Inhomogenitäten des Grundmagnetfeldes in einem Teilbereich 51, der am Rand FoV befindlich ist, zu vermessen. Zum Beispiel kann sich der Teilbereich vom FoV nach außen erstrecken und den Rand des FoV berühren. Basierend auf der Kenntnis der Inhomogenität des Grundmagnetfelds ist es dann möglich, ein Gradientenfeld, z.B. ein Frequenzkodiergradientenfeld (welches während dem Anwenden der HF-Pulse angelegt wird) oder das Auslesegradientenfeld (welches während einer Signaldetektionszeitspanne angelegt wird), derart zu dimensionieren, dass eine Nichtlinearität des Gradientenfeldes die Inhomogenität des Grundmagnetfelds gerade aufhebt. Dies wird nachfolgend beispielhaft erläutert.
Die zuvor genannten Verzeichnungen, welche insbesondere in dem Mantelbereich oder Randbereich 10 auftreten, hängen von der Feldabweichung dB_g bzw. dB₀ zu einem Idealwert oder Nominalwert der Grundfeldmagnetstärke B₀ und von der Gradientenfeldstärke G ab. Die nachfolgenden Gleichungen beschreiben beispielhaft eine zweidimensionale Magnetresonanzdatenerfassung mit Schichtselektion in z-Richtung, Phasenkodierung in y-Richtung und Frequenzkodierung in x-Richtung. Die Phasenkodierrichtung, die Frequenzkodierrichtung und die Schichtselektonsrichtung 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.
Da die Nichtlinearität dB_g 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} = –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 FoV, d.h. die Verzeichnung nimmt in diesem Bereich stark ab.
Z.B. ist in 2 eine mögliche Abhängigkeit der Verzeichnung V von der Position entlang der in 1 bezeichneten Richtung B aufgeführt. Die Richtung B steht senkrecht zur Richtung A und liegt in der horizontalen Ebene. In 2 ist die Verzeichnung V ohne entsprechende Kompensation durch eine durchgezogene Linie dargestellt. Z.B. ist das Isozentrum 50 mittig innerhalb des Messbereichs M (im Schnitt gezeigt) angeordnet. Innerhalb des Messbereichs M hat die Verzeichnung V vergleichsweise geringe Werte, etwa < 0.001 m. Zu Punkten, die entlang der Richtung B außerhalb des Messbereichs M liegen, nimmt für größere Abstände zum Isozentrum 50 die Verzeichnung V zu. Typische Verzeichnungen können z.B. 0.01 bis 0.02 m betragen. Der Teilbereich 51 schließt dann nach außen an den Messbereich M an (in 2 linksseitig dargestellt).
Innerhalb des Teilbereichs 51 ist es möglich, durch eine entsprechende Wahl der Gradientenstärke, d.h. einer Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds, die Verzeichnung V zu korrigieren. Eine entsprechende Abhängigkeit der Verzeichnung V von der Position entlang der Richtung B ist in 2 mit einer gestrichelten Linie dargestellt. Der Bereich, in dem die Verzeichnung V durch geeignete Kompensation minimiert werden kann (z.B. kleiner als ein Schwellenwert), bestimmt die Ausdehnung des Teilbereichs 51. Es sollte klar sein, dass die genaue Position und Ausdehnung des Teilbereichs 51 von verschiedenen Parametern abhängt, z.B. der Art und Stärke der Inhomogenität des Grundmagnetfelds, der Nichtlinearität der Gradientenfelder etc. Ist etwa die Inhomogenität des Grundmagnetfelds vergleichsweise klein, so kann es möglich sein, einen größeren Teilbereich 51 durch entsprechende Kompensation zu erhalten.
Während in 2 nur eine Korrektur der Verzeichnungen durch Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfeldes auf einer Seite der Achse B (in 2 linksseitig dargestellt) gezeigt ist, kann, wie obenstehend bereits erläutert, auch eine Kompensation der Verzeichnung durch eine entsprechende Aufnahmesequenz an beiden Rändern des Messbereichs M anschließend (in 2 linksseitig und rechtsseitig von dem Messbereich M) erfolgen. Solche Aufnahmesequenzen umfassen typischerweise zwei 180°-Inversionspulse und die Aufnahme von zwei Spin-Echos.
In 2 ist ein Schnitt entlang der Richtung B aus 1 dargestellt. Die Verzeichnung V zeigt eine starke Abhängigkeit entlang der Richtung B außerhalb des Messbereichs M, d.h. des Gesichtsfelds. Typischerweise zeigt die Verzeichnung V auch eine Abhängigkeit entlang der Richtung A (in 2 nicht gezeigt). Die Richtung A beschreibt in 1 die Richtung entlang der Spulenachse innerhalb der Röhre und damit auch die Richtung des Hauptmagnetfelds der MR-Anlage und parallel zur Richtung der Positionierung des Tisches.
Diese Abhängigkeit bedingt, dass eine für eine bestimmte Position entlang der Richtung A berechnete Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds nur für eine bestimmte Länge entlang der Richtung A Gültigkeit besitzt. D.h. die Ausdehnung des Teilbereichs ist in Richtung A begrenzt. Eine solche bestimmte Länge kann, abhängig von der speziellen Bauform der Magnetresonanzanlage, z.B. 5 cm betragen. Dann ist es im Allgemeinen nicht einfach möglich, das Gradientenfeld so zu dimensionieren, dass eine gleichzeitige Kompensation von Inhomogenitäten entlang mehrerer Punkte der Richtung A möglich ist. Hierzu wird auf nachfolgende 9 verwiesen, in der ein 3D-MR-Bild erzeugt wurde, welches 20 cm Tiefe abdeckt, d.h. größer als die Ausdehnung des Teilbereichs entlang der Richtung A ist und entsprechende Verzeichnungen beinhaltet.
In anderen Worten: Der Teilbereich 51, für den eine Erweiterung des FoV erreicht werden kann, ist in seiner Ausdehnung entlang der Richtung A durch die Änderung der Inhomogenität des Grundmagnetfelds selbst beschränkt.
Zur Erzeugung eines 3D-MR-Bildes kann es aber dennoch wünschenswert sein, MR-Bilder für verschiedene Positionen entlang der Richtung A zu erhalten. Diese können später z.B. für die humane Schwächungskorrektur in dem MR-PET-Hybridsystem genutzt werden. In der MR-Anlage gemäß 1 ist hierzu die Sequenzsteuerung 18 derart konfiguriert, dass, zeitlich abgestimmt mit der Steuerung der verschiedenen Bestandteile der eigentlichen Aufnahmesequenz (HF-Pulse, Magnetfeldgradienten, Signaldetektion), auch der Tisch 23 verfahren wird. Dann ist es möglich, zu verschiedenen Zeitpunkten unterschiedliche Positionen des Untersuchungsobjektes U innerhalb des Teilbereichs 51 am Rand des Messvolumens M zu positionieren. Durch geeignete Positionierung, wie sie in Bezug auf die nachfolgenden Figuren beschrieben ist, ist es möglich, MR-Bilder für verschiedene Positionen des Untersuchungsobjektes entlang der Richtung A aufzunehmen. Da aber nur für einen Teilbereich mit endlicher Ausdehnung entlang der Richtung der Positionierung eine Kompensation der Grundfeldinhomogenitäten vorgenommen wird, ist es notwendig, die Synchronisierung der Positionierung und der Aufnahmesequenzen entsprechend auszugestalten. Dies wird nachfolgend erläutert.
Eine Möglichkeit der Synchronisation der Aufnahmesequenz und der Positionierung von Tisch 23 besteht zum Beispiel darin, jeweils alternierend eine Positionierung und eine Aufnahmesequenz zur Aufnahme aller zu einer Schicht gehörigen MR-Daten durchzuführen. Ein solcher Fall ist in 3 dargestellt und soll im Folgenden näher diskutiert werden. In 3 ist die Position des Tisches 23 bzw. des Untersuchungsobjekts U als Funktion der Zeit dargestellt. Der Tisch 23 wird entlang der Richtung A, wie sie zum Beispiel in 1 definiert ist, verfahren bzw. positioniert. Ein Positionieren des Tisches wird durch eine Änderung der Position A über der Zeit in 3 kenntlich gemacht. Drei Aufnahmesequenzen 65 werden durchgeführt, um MR-Daten aus jeweils den Schichten aufzunehmen, die sich dann innerhalb des Teilbereichs, für den die Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds berechnet wurde, befinden. Da zwischen zwei Aufnahmesequenzen 65 jeweils die Position A des Tischs 23 variiert wird, können derart MR-Daten aus unterschiedlichen Schichten aufgenommen werden. Basierend auf solchen MR-Daten kann zum Beispiel ein 3D-MR-Bild erzeugt werden
Durch die alternierende Positionierung und Durchführung von Aufnahmesequenzen 65, wie es in 3 gezeigt wird, wird es möglich, MR-Daten für verschiedene Schichten derart aufzunehmen, dass zum Zeitpunkt der Datenaufnahme sich immer die Schicht innerhalb des Teilbereichs befindet, für die jeweils MR-Daten aufgenommen werden. Dies bewirkt, dass bei einer entsprechenden Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds innerhalb des Teilbereichs durch Nichtlinearitäten von Gradientenfeldern erreicht werden kann, dass für jede aufgenommene Schicht das Gesichtsfeld, d.h. der Messbereich M, erweitert wird.
Während in Bezug auf 3 ein Ausführungsbeispiel erläutert wurde, bei dem die Positionierung des Tisches alternierend mit der Durchführung von Aufnahmesequenzen durchgeführt wurde, ist es auch möglich, eine kontinuierliche Änderung der Positionierung des Tisches 23 entlang der Richtung A durchzuführen. Dies ist im Folgenden in Bezug auf 4 beschrieben.
In 4 ist ein Fall gezeigt, bei dem die Position des Tisches entlang der Richtung A fortwährend und kontinuierlich mit einer konstanten Geschwindigkeit durchgeführt wird. Dies drückt sich in 4 durch die Tatsache aus, dass die Steigung der die Position entlang der Richtung A beschreibenden Gerade konstant ist. Es werden drei Aufnahmesequenzen 65 zur Erfassung von MR-Daten aus unterschiedlichen Schichten durchgeführt. Die drei Aufnahmesequenzen 65 werden nacheinander durchgeführt, so dass eine Aufnahmesequenz 65 beginnt, nachdem die vorangehende Aufnahmesequenz 65 geendet hat. Also werden die Aufnahmesequenzen 65 seriell und nicht parallel durchgeführt.
Die Aufnahmesequenzen 65 und die Positionierung des Tisches entlang der Richtung A sind derart synchronisiert, dass sichergestellt wird, dass MR-Daten aus einer Schicht mit einer Aufnahmesequenz 65 immer dann aufgenommen werden, wenn die jeweilige Schicht innerhalb des Teilbereichs, für welchen die Korrektur der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds vorgenommen wurde, befindlich ist. Dies bedeutet, dass eine Schicht bei kontinuierlicher Bewegung des Tisches A zum Beispiel durch den Teilbereich durchgefahren wird bzw. ihre Position in Bezug auf das Zentrum des Teilbereichs ändert. Die Bewegung des Teilbereichs (bzw. des Untersuchungsobjekts) während der Zeitdauer einer Aufnahmesequenz 65 ist in 4 mit dz gekennzeichnet. Zum Beispiel ist es möglich, dass die Ausdehnung dz kleiner ist als die Ausdehnung des Teilbereichs entlang der Richtung z. Dann ist es möglich, dass alle MR-Daten einer Schicht mit einer Aufnahmesequenz zu Zeitpunkten aufgenommen werden, an denen der Teilbereich innerhalb der jeweiligen Schicht liegt bzw. die Schicht den jeweiligen Teilbereich umfasst.
Es ist möglich, die Ausdehnung dz über eine Anpassung der Geschwindigkeit des Positionierens des Tisches zu ändern. Zum Beispiel ist es möglich, die Positioniergeschwindigkeit des Tisches zu verringern, was in 4 einer geringeren Steigung der Geraden entspricht. Dadurch verringert sich auch die Ausdehnung dz, welche die Länge entlang der Richtung A beschreibt, um welche das Untersuchungsobjekt während dem Durchführen einer Aufnahmesequenz 65 (mit fester Dauer) verfahren wird.
Insbesondere kann es auch möglich sein, die Positioniergeschwindigkeit des Tisches so groß zu wählen, dass die Ausdehnung dz etwas größer als die Ausdehnung des Teilbereichs entlang der Richtung A ist. Dann werden nicht alle MR-Daten einer Schicht innerhalb des Teilbereichs aufgenommen. Es kann aber ausreichend sein, wenn ein signifikanter Anteil der MR-Daten einer Schicht dann aufgenommen wird, wenn die Schicht den Teilbereich umfasst. Zum Beispiel kann ein signifikanter Anteil 70% aller MR-Daten der jeweiligen Schicht betragen oder diejenigen Daten bezeichnen, die nahe des k-Raum-Zentrums angeordnet sind. Dies wird untenstehend näher in Bezug auf 6 diskutiert.
Eine weitere Möglichkeit die kontinuierliche Positionierung des Tisches bzw. Untersuchungsobjektes betreffend ist zunächst in 5 dargestellt. Wie aus 5 ersichtlich ist, erfolgt in diesem Ausführungsbeispiel die Positionierung des Tisches fortwährend und kontinuierlich mit einer konstanten Geschwindigkeit. Dies ist aufgrund der gleichbleibenden Steigung der die Abhängigkeit der Position A von der Zeit beschriebene Gerade ersichtlich. Dies wurde bereits in Bezug auf 4 erläutert. Im Gegensatz zu dem in Bezug auf 4 diskutierten Ausführungsbeispiel ist es dann insbesondere möglich, Aufnahmesequenzen 65, die jeweils MR-Daten für verschiedene Schichten aufnehmen, derart durchzuführen, dass sie zumindest teilweise zeitlich überlappen. Dies ist in 5 graphisch dadurch indiziert, dass sich die zeitliche Ausdehnungen der drei dargestellten Aufnahmesequenzen 65 zeitlich überlappen.
Zum Beispiel sind dem Fachmann Verfahren bekannt, die als „interleaved“-Messsequenzen bekannt sind. Interleaved-Messsequenzen bezeichnen MR-Messsequenzen, bei denen die Aufnahmesequenzen für verschiedene Schichten zeitlich überlappen. Zum Beispiel können bestimmte Positionen des k-Raums für verschiedene Aufnahmesequenzen alternierend abgetastet werden. Es ist zum Beispiel möglich, zunächst für eine erste Schicht im Rahmen einer ersten Aufnahmesequenz einen ersten Bereich des k-Raums abzutasten, dann den entsprechenden ersten Bereich des k-Raums im Rahmen einer zweiten Aufnahmesequenz für eine zweite Schicht abzutasten, anschließend einen zweiten Bereich des k-Raums im Rahmen der ersten Aufnahmesequenz für die erste Schicht abzutasten und anschließend diesen zweiten Bereich des k-Raums für die zweite Schicht im Rahmen der zweiten Aufnahmesequenz abzutasten.
Während in einer solchen interleaved-Messsequenz die Transversalmagnetisierung von zwei Schichten nicht gleichzeitig zur Bildgebung genutzt wird, ist es aber auch möglich, im Rahmen von zum Beispiel so genannten Multiplexing-Messsequenzen die Transversalmagnetisierung von mehreren Schichten gleichzeitig zu nutzen. Zum Beispiel kann das Anregen bzw. die Detektion der Präzession der Magnetisierung durch entsprechend ausgeformte Pulse gleichzeitig erfolgen.
Dem Fachmann sind hierzu Verfahren z.B. unter dem Synonym „Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions“ (GRAPPA) bekannt. Eine Unterscheidung der MR-Daten für verschiedene Schichten erfolgt z.B. im Falle von GRAPPA durch die Verwendung mehrerer Hochfrequenzantennen, z.B. in Spulenform, wobei die verschiedenen Hochfrequenzantennen eine unterschiedliche örtliche Sensitivität aufweisen. Die verschiedenen aufgenommen MR-Daten haben dann Signalanteile von verschiedenen Orten, wobei durch Anwendung geeigneter Rechenoperationen die zu verschiedenen Orten zugehörigen Informationen separiert werden können.
Weitere entsprechende Verfahren sind dem Fachmann unter den Namen “Sensitivity Encoding” (SENSE), “Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics” (SMASH) und “Controlled Aliasing in Parallel Imaging Results in Higher Acceleration” (CAIPIRINHA) bekannt. Bei manchen dieser Verfahren kann eine weitere Beschleunigung der MR-Bildgebung dadurch erfolgen, dass nicht alle Punkte des k-Raums abgetastet werden. Das bedeutet, dass die Messauflösung während der Datenerfassung gezielt gegenüber einer maximal erreichbaren Messauflösung herabgesetzt wird. Es erfolgt eine Unterabtastung des k-Raums. Dadurch erhält man einen reduzierten MR-Datensatz. Ein Reduktionsfaktor kann die Unterabtastung kennzeichnen. Beträgt der Reduktionsfaktor z.B. vier, so wird die Messpunktdichte im k-Raum um einen Faktor vier reduziert. Es gibt verschiedene Möglichkeiten die Unterabtastung des k-Raums bei gegebenem Reduktionsfaktor durchzuführen. Die Art und Weise, in der die Unterabtastung erfolgt, wird als Unterabtastungsschema bezeichnet. Zum Beispiel kann ein Unterabtastungsschema festlegen, welche Datenpunkte erfasst werden und in welcher Reihenfolge die Datenpunkte erfasst werden, d.h. die Trajektorie der Datenerfassung im k-Raum. Vor dem Zusammensetzen der Daten der verschiedenen Spulen kann der reduzierte MR-Datensatz rekonstruiert werden, so dass man einen rekonstruierten MR-Datensatz erhält. Das Rekonstruieren erfolgt durch Anwenden eines Rekonstruktionskerns auf die reduzierten MR-Daten jeder Spule.
In 5 ist eine teilweise zeitliche Überlappung der Aufnahmesequenzen 65 dargestellt. Beim Durchführen einer Schicht-Multiplexing-Messsequenz wie voranstehend erläutert, können die Aufnahmesequenzen 65 der verschiedenen Schichten auch vollständig parallel durchgeführt werden. Das bedeutet, dass Anfangs- und Endzeitpunkt für alle Aufnahmesequenzen 65 gleich sind.
Insbesondere ist es möglich, solche Multiplexing-Messsequenzen auch im Rahmen einer Aufnahme von MR-Daten in dem Teilbereich, für den Korrekturen der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds vorgenommen wurden, durchzuführen. Dadurch kann die Messzeitdauer einer einzelnen Aufnahmesequenz 65, die sich auf die Aufnahme von MR-Daten einer einzelnen Schicht bezieht, verkürzt werden. Wie in Bezug auf 4 dargelegt, kann dies darin resultieren, dass die Geschwindigkeit, mit welcher der Tisch und damit das Untersuchungsobjekt positioniert bzw. verfahren wird, erhöht werden kann.
Es kann aber zum Beispiel gewünscht sein, die Rate der Änderung der Position A über der Zeit, d.h. die Verfahrgeschwindigkeit des Tisches, so hoch gewählt wird, dass immer nur ein Teil der MR-Daten für eine bestimmte Schicht zu einem Zeitpunkt aufgenommen werden, zu dem sich die entsprechende Schicht innerhalb des Teilbereichs befindet. Zum Beispiel können immer die Daten, die dem k-Raum-Zentrum entsprechen, dann aufgenommen werden, wenn sich die entsprechende Schicht innerhalb des Teilbereichs befindet. Dann sind insbesondere die Daten des k-Raum-Zentrums derart aufgenommen, dass eine Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds durch die Nichtlinearitäten des Gradientenfelds erfolgt ist. Zum Beispiel kann die Festlegung der MR-Daten, die innerhalb des Teilbereichs aufgenommen werden, durch die Wahl eines geeigneten Unterabtastungsschemas erfolgen.
Es sollte klar sein, dass die zeitliche Synchronisation der Aufnahmesequenzen 65 mit der Positionierung entlang der Richtung A auch anders vorgenommen werden kann. Zum Beispiel ist es möglich, andere Bereiche des k-Raums dann aufzunehmen, wenn sich die entsprechende Schicht innerhalb des Teilbereichs befindet bzw. den Teilbereich umfasst bzw. berührt. Insbesondere können spezielle Abtastungsschemata des k-Raums verwendet werden, um spezielle Bereiche des k-Raums dann mit Daten zu füllen, wenn sich die Schicht in dem Teilbereich befindet. Da unterschiedliche Bereiche des k-Raums unterschiedliche Effekte auf ein im Bildraum dargestelltes MR-Bild haben, können je nach Wahl des Abtastungsschemas bzw. der zeitlichen Synchronisation der Tischposition mit den Aufnahmesequenzen unterschiedliche Effekte erzeugt werden. Insbesondere kann es möglich sein, diese Effekte an die benötigten MR-Daten anzupassen. Insbesondere kann es zur Berechnung der humanen Schwächungskorrektur in MR-PET-Hybridsystemen notwendig sein, bestimmte Bereiche des k-Raums innerhalb des Teilbereichs abzutasten. Dies ist im Detail in Bezug auf 6 beschrieben.
In 6 ist ein Ausführungsbeispiel dargestellt, in dem unterschiedliche Positionen des k-Raums fest einer bestimmten Zuordnung entlang der Richtung A entsprechen. Ein solches Verfahren ist z.B. aus H.-P. Fautz und S.A.R. Kannengiesser in Magn. Reson. Med. 55 (2006) 363 bekannt. Die Abtastung für bestimmte Phasenkodierungen ky ist in 6 vertikal dargestellt.
Es werden drei Aufnahmesequenzen 65 durchgeführt, die jeweils MR-Daten aus verschiedenen Schichten 60, 61 und 62 aufnehmen. Die Phasenkodierung ky ist in 6 vertikal dargestellt. Wie aus 6 ersichtlich ist, werden MR-Daten, die einer gleichen Phasenkodierung ky entsprechen, für die verschiedenen Schichten 60–62 immer an gleichen Positionen entlang der Richtung A aufgenommen (in 6 horizontal dargestellt). Insbesondere werden die Daten, die nahe am k-Raum-Zentrum (d.h. ky = 0, was in 6 immer im Zentrum einer vertikal dargestellten Aufnahmesequenz 65 der Fall ist) innerhalb des Teilbereichs 51 aufgenommen, für den die Korrektur der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds durchgeführt wurde. Der Teilbereich 51 ist in 6 graphisch indiziert und hat eine Ausdehnung dz. Diese Ausdehnung dz wurde bereits in Bezug auf 4 diskutiert. Wie aus 6 weiterhin ersichtlich ist, befindet sich das Isozentrum 50 der Magnetresonanzanlage innerhalb der Ausdehnung dz des Teilbereichs 51.
Eine solch feste Zuordnung bestimmter Phasenkodierungen ky zu bestimmten Positionen A innerhalb und außerhalb des Teilbereichs 51 bewirkt, dass gleiche k-Raum-Bereiche für verschiedene Schichten gleiche Güte der Kompensation der Inhomogenitäten des Grundmagnetfelds erfahren. Das bedeutet, dass die Verzeichnungen für verschiedene Schichten ungefähr gleich groß sind.
In 7 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens zur Aufnahme von MR-Daten aus einem Teilbereich am Rande des FoV einer MR-Anlage dargestellt. Das Verfahren beginnt mit Schritt S1. In Schritt S2 wird zunächst das Grundmagnetfeld und das Gradientenfeld der Magnetresonanzanlage bestimmt, um die Grundmagnetfeld-Inhomogenitäten und die relativen Gradientenfelder der Magnetresonanzanlage zu bestimmen. Dann wird im Schritt S3 eine optimale Gradientenstärke des Schichtselektionsgradienten und des Auslesegradienten bestimmt, wodurch an einer gewünschten Position die Nichtlinearität des Gradientenfeldes und die Grundmagnetfeld-Inhomogenität destruktiv überlagert werden.
Anschließend wird in Schritt S4 das Untersuchungsobjekt U derart positioniert, dass eine bestimmte Transversalschicht, d.h. eine Schicht mit einer Schichtnormalen parallel zur Positionierrichtung (Richtung A in 1), den Teilbereich umfasst. Umfassen kann z.B. bedeuten, dass die Schicht im Zentrum des Teilbereichs angeordnet wird oder aber auch verschoben entlang der Positionierrichtung zu einer der beiden Seiten des Teilbereichs.
Unter Verwendung der berechneten Gradientenfelder werden im Schritt S5 MR-Daten dieser Transversalschicht aufgenommen. Das Aufnehmen der MR-Daten erfolgt in Form einer Aufnahmesequenz. Verschiedene Aufnahmesequenzen sind möglich, etwa Spin-Echo Verfahren oder Gradientenecho-Verfahren. Die Gesamtheit der Aufnahmesequenzen aller Schichten wird als Messsequenz bezeichnet.
In Schritt S6 wird überprüft, ob MR-Daten aus einer weiteren Transversalschicht zu messen sind, d.h. ob die Messsequenz bereits noch nicht beendet ist. Ist dies der Fall, so werden Schritte S4 und S5 erneut derart durchgeführt, dass MR-Daten aus der weiteren Transversalschicht aufgenommen werden können. Dies beinhaltet eine Neu-Positionierung des Untersuchungsobjektes in Schritt S4.
Durch wiederholtes Durchführen der Schritte S4 und S5 werden MR-Daten für mehrere Transversalschichten erhalten. Aus diesen transversalen Magnetresonanzbildern werden im Schritt S7 Position und Querschnitte des Untersuchungsobjekts bestimmt. Dies kann z.B. bedeuten, dass die MR-Daten der verschiedenen Schichten zu einem 3D-MR-Bild zusammengesetzt werden.
Aus der ermittelten Position und dem ermittelten Querschnitt des Untersuchungsobjekts wird im Schritt S8 eine Schwächungskorrektur für die PET-Aufnahme bestimmt. Abschließend werden im Schritt S9 PET-Daten erfasst und daraus unter Verwendung der Schwächungskorrektur eine PET-Aufnahme berechnet. Das Verfahren wird mit Schritt S10 beendet.
In 8 ist ein Flussdiagramm einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dargestellt. Es erfolgt wieder das Aufnehmen von MR-Daten für verschiedene Transversalschichten, wobei die MR-Daten zumindest teilweise dann aufgenommen werden, wenn sich die jeweilige Transversalschicht innerhalb eines Teilbereichs befindet d.h. den Teilbereich umfasst. Für diesen Teilbereich ist in Schritten T2 und T3 die Gradientenstärke des Schichtselektionsgradienten und des Auslesegradienten derart berechnet, dass die Nichtlinearität des Gradientenfelds und die Grundfeldinhomogenität destruktiv überlagern. Hierbei entsprechen die Schritte T1–T3 den Schritten S1–S3 aus 7. Im Gegensatz zu 7 wird im dem in 8 dargestellten Ausführungsbeispiel jedoch die Positionierung des Untersuchungsobjekts, zum Beispiel durch Positionieren des Tisches, auf dem sich das Untersuchungsobjekt befindet, und die Aufnahme von Magnetresonanzdaten parallel und zeitgleich durchgeführt. Zum Beispiel erfolgt in Schritt T4 in kontinuierliches Positionieren des Untersuchungsobjekts. Dieses kontinuierliche Positionieren hat zur Folge, dass mehrere Transversalschichten den definierten Bereich sequentiell umfassen. In anderen Worten, die Transversalschichten werden nacheinander durch den definierten Bereich hindurchgefahren. Während des kontinuierlichen Positionierens des Untersuchungsobjekts aus Schritt T4 erfolgt in einem Schritt T5 die Aufnahme von MR-Daten aus verschiedenen Transversalschichten. Hierbei kann die Aufnahme von MR-Daten aus den verschiedenen Transversalschichten zum Beispiel mittels Interleaved-Messsequenzen oder Schicht-Multiplexing-Messsequenzen erfolgen. Dadurch kann zum Beispiel eine reduzierte Messzeitdauer erreicht werden. Besonders kann auch eine optimierte Abtastung des k-Raums in Bezug auf die zeitliche Synchronisation mit dem Positionieren des Untersuchungsobjekts, welches in Schritt T4 zeitgleich durchgeführt wird, erfolgen. Zum Beispiel kann für verschiedene Transversalschichten immer derselbe k-Raum-Bereich dann abgetastet werden, wenn sich die jeweilige Transversalschicht innerhalb des Teilbereichs befindet, für den in Schritt T3 die Gradientenstärke optimiert wurde. Es ist aber auch möglich, dass kontinuierliche Positionieren des Untersuchungsobjekts in Schritt T4 derart durchzuführen, dass es möglich ist, für alle Transversalschichten alle MR-Daten, d.h. den gesamten k-Raum, aufzunehmen, während sich die jeweilige Transversalschicht innerhalb des Teilbereichs befindet.
In jedem Fall werden durch Durchführen der Schritte T4 und T5 MR-Daten aus mehreren Transversalschichten aufgenommen. Dann entsprechend die Schritte T6–T9 den Schritten S7–S10 aus 7.
In den 9 und 10 sind Messdaten gemäß eines voranstehenden Verfahrens gezeigt. In 9 sind MR-Messdaten verschiedener Schichten in Form eines dreidimensional perspektivischen Bilds, d.h. eines 3D-MR-Bilds, dargestellt. MR-Daten wurden für mehrere Schichten entlang der Richtung A, wie sie in 9 indiziert ist, aufgenommen. Die MR-Daten wurden zu einem dreidimensionalen Abbild zusammengesetzt. Der Pfeil in 9 markiert den Rand des Gesichtsfelds. Wie ersichtlich ist, schränken hier Verzeichnungen des Abbilds die Auflösung der Strukturmerkmale des MR-Phantoms ein. Im Gegensatz dazu ist in 10 das Gesichtsfeld um den durch den Pfeil markierten Bereich erweitert worden. Die Verzeichnungen sind entfernt und das MR-Phantom wird in seiner Gesamtheit aufgelöst.
In 11 wird illustriert, wie drei Schichten 60, 61, 62 in Bezug auf einen Teilbereich 51 angeordnet sein können. Dargestellt ist der Grundfeldmagnet 1 einer MR-Anlage 5. Der Grundfeldmagnet bildet eine Röhre. Röhrenachsen und Spulenachse sind parallel zur Richtung A angeordnet. In der Mitte der Röhre befindet sich das Isozentrum 50 der MR-Anlage 5. In Bezug auf die Spulenachse A ist der Teilbereich 51 auf gleicher Höhe mit den Isozentren angeordnet. Jedoch ist der Teilbereich gegenüber der Spulenachse nach außen an den Rand des Gesichtsfelds der MR-Anlage versetzt.
Die Schicht 61 umfasst den Teilbereich 51. D.h. die Schicht 61 ist in Bezug auf die Spulenachse A auf gleicher Höhe angeordnet wie Teilbereich 51, so dass die Schicht 61 den Teilbereich 51 schneidet oder berührt.
Dies ist nicht der Fall für Schichten 60 und 62, die in Bezug auf Spulenachse A andere Positionen als Teilbereich 51 haben. Jedoch können die Schichten 60 und 62 durch Positionieren entlang der Richtung A verschoben werden, so dass sie Teilbereich 51 umfassen.
Obwohl die Erfindung im Detail durch die bevorzugten Ausführungsbeispiele näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

H.-P. Fautz und S.A.R. Kannengiesser in Magn. Reson. Med. 55 (2006) 363 [0086]

Claims

Verfahren zum Erfassen von Magnetresonanz(MR)-Daten für mehrere Schichten (60, 61, 62) eines Untersuchungsobjekts (U) in einem Teilbereich einer Magnetresonanzanlage (5) mit einem Grundmagnetfeld, wobei der Teilbereich (51) am Rand eines Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage entlang einer ersten Richtung (A) liegt, umfassend: – Erzeugen eines ersten Gradientenfeldes mit einer Nichtlinearität seiner Ortsabhängigkeit derart, dass in dem Teilbereich (51) die Nichtlinearität eine örtliche Inhomogenität des Grundmagnetfelds kompensiert, – mehrfaches Positionieren des Untersuchungsobjekt entlang der ersten Richtung (A) derart, dass die mehreren Schichten (60, 61, 62) des Untersuchungsobjekts senkrecht zur ersten Richtung (A) nacheinander den Teilbereich (51) umfassen, – Erfassen von Magnetresonanz-Daten für jede der Schichten (60, 61, 62) mit Aufnahmesequenzen (65).
Verfahren nach Anspruch 1, wobei für alle Schichten (60, 61, 62) alle zugehörigen MR-Daten dann erfasst werden, wenn die jeweilige Schicht den Teilbereich (51) umfasst.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei das Positionieren entlang der ersten Richtung zwischen zwei zu unterschiedlichen Schichten (60, 61, 62) gehörigen Aufnahmesequenzen (65) erfolgt und während den Aufnahmesequenzen (65) unterbrochen wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei das Positionieren entlang der ersten Richtung fortwährend und kontinuierlich mit einer konstanten Geschwindigkeit durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die konstante Geschwindigkeit derart gewählt wird, dass alle MR-Daten einer Schicht dann aufgenommen werden, wenn die Schicht den Teilbereich (51) umfasst.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 oder 5, wobei die Aufnahmesequenzen (65) für mindestens zwei Schichten (60, 61, 62) zeitlich überlappen.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei durch zeitliches Abstimmen des Positionierens mit den Aufnahmesequenzen (65) gewährleistet wird, dass, wenn eine Schicht den Teilbereich (51) umfasst, eine Ortskodierung der Magnetresonanz-Daten durch ein zweites Gradientenfeld für alle Schichten (60, 61, 62) gleiche vorbestimmte Orte kodiert.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei das zweite Gradientenfeld eine Phasenkodierung des Ortes senkrecht zur ersten Richtung zwischen einem Anregungspuls und einer Signaldetektion bewirkt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 7 oder 8, weiterhin umfassend: – Zuordnen der Ortskodierung der Magnetresonanz-Daten durch das zweite Gradientenfeld zu Positionen entlang der ersten Richtung (A), sodass an unterschiedlichen Positionen entlang der ersten Richtung unterschiedliche Orte durch die Ortskodierungen des zweiten Gradientenfeld kodiert werden.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei ein Isozentrum (50) der Magnetresonanzanlage in Bezug auf die erste Richtung auf gleicher Höhe mit dem Teilbereich (51) ist.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das erste Gradientenfeld eine Ortskodierung der MR-Daten durch eine Frequenzkodierung entlang der ersten Richtung oder senkrecht zur ersten Richtung während eines Anregungspulses oder während einer Signaldetektion bewirkt.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, weiterhin umfassend: – Bestimmen eines relativen Gradientenfehlers des ersten Gradientenfelds in dem Teilbereich (51), der sich aus der Abweichung der Nichtlinearität zu einem linearen Fall als Funktion einer Gradientenstärke des ersten Gradientenfelds ergibt, – Bestimmen der örtlichen Inhomogenität des Grundmagnetfelds in dem Teilbereich (51), – Bestimmung der Gradientenstärke basierend auf dem relativen Gradientenfehler und der örtlichen Inhomogenität.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die erste Richtung senkrecht auf einer Schicht (60, 61, 62) des Untersuchungsobjektes steht.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei eine Schwächungskorrektur für eine Positronenemissionstomographie in Abhängigkeit der MR-Daten aus dem Teilbereich (51) bestimmt wird.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei das Grundmagnetfeld entlang der ersten Richtung (A) orientiert ist.
Magnetresonanzanlage zum Erfassen von MR-Daten für mehrere Schichten (60, 61, 62) eines Untersuchungsobjekts in einem Teilbereich (51) der Magnetresonanzanlage mit einem Grundmagnetfeld, wobei der Teilbereich (51) am Rand eines Gesichtsfelds der Magnetresonanzanlage entlang einer ersten Richtung (A) liegt, umfassend: – ein Gradientensystem, welches konfiguriert ist, ein erstes Gradientenfeld mit einer Nichtlinearität seiner Ortsabhängigkeit derart zu erzeugen, dass in dem Teilbereich (51) die Nichtlinearität eine örtliche Inhomogenität des Grundmagnetfelds kompensiert, – eine entlang der ersten Richtung (A) bewegliche Liege mit einem darauf angeordneten Untersuchungsobjekt, welche konfiguriert ist, das Untersuchungsobjekt entlang der ersten Richtung mehrfach zu positionieren, sodass die mehreren Schichten (60, 61, 62) des Untersuchungsobjekts senkrecht zur ersten Richtung nacheinander den Teilbereich umfassen, – ein Empfangssystem, welches konfiguriert ist, Magnetresonanz-Daten für jede der Schichten (60, 61, 62) mit Aufnahmesequenzen (65) zu erfassen.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 16, welche konfiguriert ist, ein Verfahren nach Ansprüchen 2–15 durchzuführen.