DE102013202217A1

DE102013202217A1 - MR-Anlage mit gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten

Info

Publication number: DE102013202217A1
Application number: DE102013202217.4A
Authority: DE
Inventors: Stefan Popescu
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2013-02-12
Filing date: 2013-02-12
Publication date: 2014-08-28
Anticipated expiration: 2033-02-13
Also published as: DE102013202217B4; US20140225610A1; CN103983929A; KR20140101696A; KR101565678B1; US9689952B2; JP6308794B2; CN103983929B; JP2014151207A

Abstract

Zur Detektion eines MR-Signals in einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts in einem Messfeld einer MR-Anlage mit einer MR-Bildgebungssequenz wird eine Magnetisierung im Untersuchungsobjekt mit einem Polarisationsfeld B0 erzeugt. Die MR-Anlage weist einen Magneten zur Erzeugung des Polarisationsfeldes B0 mit einer ersten Feldinhomogenität über das Messfeld auf. Zumindest ein HF-Puls (31, 32) wird in den Untersuchungsbereich eingestrahlt. Zumindest ein erster Magnetfeldgradient (33–36) wird zur Ortskodierung des MR-Signals geschaltet. Zumindest ein gepulster Ausgleichsmagnetfeldgradient (37, 38) wird geschaltet, der von einem zeitlich veränderlichen Strom erzeugt wird, der über die Zeitdauer der MR-Bildgebungssequenz variiert und der über eine Ausgleichszeitspanne (43, 44) geschaltet wird, die geringer als die gesamte Zeitdauer der Bildgebungssequenz ist, damit während der Ausgleichszeitspanne (43, 44) die erste Feldinhomogenität reduziert wird auf eine zweite geringere Feldinhomogenität über das Messfeld.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Detektion eines MR-Signals in einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts in einem Messfeld einer MR-Anlage mit einer MR-Bildgebungssequenz, sowie eine MR-Anlage hierfür.
Bekannte MR-Anlagen, die supraleitende Magnete zur Erstellung des Polarisationsfeldes B0 verwenden, haben üblicherweise ein kugelförmiges oder zylindrisches Messfeld mit einem Volumen von ungefähr 50 cm Durchmesser. In diesem Messfeld ist eine hohe Homogenität des Polarisationsfeldes B0 notwendig für die Erstellung von MR-Bildern. Die Magnetkonstruktionen für die Bereitstellung des Polarisationsfeldes B0 sind sehr aufwendig. Beispielsweise sind viele Spulenelemente und weitere Abschirmungsspulenelemente notwendig, die das Polarisationsfeld auf das innere der MR-Anlage beschränken. Da supraleitende Magnete mit Helium gekühlt werden, sind aufwendige Vorrichtungen zur Kühlung der vielen vorhandenen supraleitenden Spulen notwendig. Jedes Spulenelement hat eine Vielzahl von Windungen deren Position und Abstand zu den anderen Windungen in Abhängigkeit von verschiedenen Kriterien berechnet werden, beispielsweise mit dem Ziel, die Menge der supraleitenden Drähte zu reduzieren. Ein weiterer kostentreibender Faktor bei MR-Anlagen ist der Verbrauch von Helium für die Kühlung der supraleitenden Spulen.
Trotzdem ist es für MR-Messungen manchmal notwendig, die Grundfeldhomogenität weiter zu verbessern. Hierfür werden sogenannte Shimspulen verwendet, die bei Zimmertemperatur mit einem konstanten Strom versorgt werden um die verbleibende B0 Inhomogenität weiter zu verringern. Wird eine Untersuchungsperson in die MR-Anlage gefahren, so können durch das sogenannte statische Shimen die Ströme durch die Shimspulen bestimmt werden, die dann für die Bildgebung konstant bleiben. Zur weiteren Verbesserung der Homogenität ist es möglich, auch vor jeder MR-Bildgebungssequenz die Shimströme anzupassen. Jedoch sind die in den Shimspulen verwendeten Ströme über die Zeitdauer der Bildgebungssequenz konstant.
Diese Shimspulen sind normalerweise in der Lage, Magnetfeldinhomogenitäten auszugleichen, die in der Größenordnung von 10 ppm oder kleiner liegen. Diese Korrektur erfolgt hauptsächlich, um B0 Inhomogenitäten zu korrigieren, die sich durch magnetische Suszeptibilitätseffekte ergeben, wenn die Untersuchungsperson in die MR-Anlage gefahren wird.
Neben den hohen Kosten für die MR-Anlage selbst besteht ein Problem darin, dass für die Bereitstellung eines homogenen Polarisationsfeldes über das Messfeld die Öffnung für die Einführung der Untersuchungsperson möglichst klein sein soll. Durch die beengten Platzverhältnisse im MR-Magnete ist die Untersuchung für viele Personen unangenehm, auch werden Untersuchungen von Patienten mit Klaustrophobie aufgrund der beengten Platzverhältnisse verweigert.
Es wäre daher wünschenswert, eine MR-Anlage bereitzustellen, die insgesamt geringere Herstellungskosten aufgrund eines kleineren Magneten hat, bei der im Falle eines supraleitenden Magneten weniger Helium verwendet wird. Gleichzeitig ist es wünschenswert, den für die Untersuchungsperson vorhandenen Platz im Magneten zu vergrößern.
Dies wird erreicht durch ein Verfahren und eine MR-Anlage, wie sie in den unabhängigen Patentansprüchen näher spezifiziert sind. Weitere Ausführungsformen sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur Detektion eines MR-Signals in einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts in einem Messfeld einer MR-Anlage unter Verwendung einer MR-Bildgebungssequenz bereitgestellt. Die MR-Anlage weist einen Magneten zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes B0 auf, das über ein Messfeld eine erste Feldinhomogenität aufweist. In einem Schritt des Verfahrens wird eine Magnetisierung im Untersuchungsobjekt mit dem Polarisationsfeld B0 erzeugt. Weiterhin wird zumindest ein HF-Puls in den Untersuchungsbereich eingestrahlt zur Auslenkung der Magnetisierung, wobei diese ausgelenkte Magnetisierung zur Erzeugung des MR-Signals verwendet wird. Weiterhin wird zumindest ein erster Magnetfeldgradient zur Ortskodierung des MR-Signals geschaltet. Zusätzlich wird zumindest ein gepulster Ausgleichsmagnetfeldgradient geschaltet, der von einem zeitlich veränderlichen Strom erzeugt wird, der über die Zeitdauer der MR-Bildgebungssequenz variiert. Der Ausgleichsmagnetfeldgradient wird weiterhin über eine Ausgleichszeitspanne geschaltet, die geringer ist als die gesamte Zeitdauer der Bildgebungssequenz, damit während der Ausgleichszeitspanne die erste Feldinhomogenität reduziert wird auf eine zweite geringere Feldinhomogenität über das Messfeld. Anschließend kann das MR-Signal dann detektiert werden.
Durch die Verwendung von gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten ist es möglich, MR-Anlagen zu verwenden, die eine geringere Feldhomogenität, d.h. eine größere Feldinhomogenität als bestehende MR-Anlagen haben. Wenn während der MR-Bildgebungssequenz eine größere Homogenität über das Messfeld notwendig ist, können gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradienten geschaltet werden, die über eine gewünschte Zeitspanne die intrinsisch vorhandene größere Magnetfeldinhomogenität wesentlich reduzieren. Dadurch können einfacher aufgebaute Magnete verwendet werden. Im Falle von supraleitenden Magneten können weniger Spulenelemente verwendet werden, wodurch weniger Kühlflüssigkeit notwendig ist. Weiterhin ist es möglich, offenere Bauformen zu verwenden, da geringere Anforderungen an die Grundfeldhomognität gestellt werden.
Die Erfindung betrifft weiter eine MR-Anlage zur Erzeugung eines MR-Signals mit einer MR-Bildgebungssequenz. Die MR-Anlage weist einen Magneten zur Erzeugung des Polarisationsfeldes B0 mit einer ersten Feldinhomogenität auf. Weiterhin ist eine HF-Einheit vorgesehen, die ausgebildet ist, zumindest einen HF-Puls in den Untersuchungsbereich einzustrahlen zum Auslenken der Magnetisierung. Mit der ausgelenkten Magnetisierung kann dann ein MR-Signal erzeugt werden. Eine Gradienteneinheit ist vorgesehen, die ausgebildet ist, zumindest einen ersten Magnetfeldgradienten zur Ortskodierung des MR-Signals und zumindest einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten zu schalten. Dieser gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient wird von zeitlich veränderlichen nicht konstanten Strömen erzeugt, die über die Zeitdauer der Bildgebungssequenz variieren und die über eine Ausgleichszeitspanne geschaltet werden, die geringer ist als die gesamte Zeitdauer der Bildgebungssequenz. Die Gradienteneinheit kann ausgebildet sein, um den ersten Magnetfeldgradienten und den gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten zu schalten, wie oben näher erläutert.
Beispielsweise ist es möglich, dass die erste Feldinhomogenität über das Messfeld, d.h. über den Bereich im Inneren des MR-Magneten, in dem MR-Bilder erzeugt werden können, größer als 1 mT, vorzugsweise größer als 10 mT und weiter vorzugsweise größer als 20 mT sein.
Weiterhin ist es möglich, dass die zweite Feldinhomogenität um den Faktor 100 geringer ist als die erste Feldinhomogenität. Das bedeutet, dass die zweite Feldinhomogenität um den Faktor 100 geringer ist als die erste Feldinhomogenität. Der Faktor kann jedoch auch den Wert 500 oder 1000 betragen. Dies bedeutet, dass durch den gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten die Feldinhomogenität um einen Faktor verringert wird, der zwischen 100 und 1000 liegt.
Es ist möglich, dass der zumindest eine erste Magnetfeldgradient und der zumindest eine gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient jeweils durch eine gewichtete Linearkombination von linearen Gradienten und Gradienten höherer Ordnung bestimmt wird. Der gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient und auch der erste Magnetfeldgradient für die Ortskodierung bzw. das Auslesen des Signals kann als Reihenentwicklung gesehen werden, wobei zur Beschreibung des exakten Gradientenverlaufs eben nicht nur lineare Terme sondern auch Terme höherer Ordnung verwendet werden. Der Gradientenverlauf kann hierdurch auch quadratische und kubische Terme aufweisen. Die angewendeten Gradienten, sowohl die Magnetfeldgradienten zur Ortskodierung und die gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten können eine lineare Kombination von linearen Gradienten, beispielsweise in die GxGyGz-Richtung, und Gradienten höherer Ordnung sein, beispielsweise Gz², Gzx, Gzy, GX² – Y², Gxz, Gz²x, Gz²y, Gx³, Gy³, ...
Vorzugsweise ist die zweite Feldinhomogenität, die über das Messfeld vorherrscht, wenn der zumindest eine gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient geschaltet wird, geringer als 20 Mikrotesla. Weiterhin kann sie auch geringer als 10 Mikrotesla oder 5 Mikrotesla sein.
Es ist möglich, dass der zumindest eine HF-Puls über eine erste Zeitspanne geschaltet wird, wobei der gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient während der Ausgleichszeitspanne geschaltet wird, die im Wesentlichen der ersten Zeitspanne entspricht. In dieser Ausführungsform wird der gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient im Wesentlichen zeitgleich zu der Zeitspanne geschaltet, während der der HF-Puls eingestrahlt wird. Für die Anregung beispielsweise einer bestimmten Schicht, ist es notwendig, dass die Spins in der gewünschten anzuregenden Schicht eine Frequenz haben, die in der Bandbreite des HF-Anregungspulses liegt. Dies kann dadurch erreicht werden, dass für die Einstrahlung des HF-Pulses der gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient geschaltet wird, um die gewünschte Homogenität des Polarisationsfeldes zu erreichen, damit ein vordefiniertes Schichtprofil im Untersuchungsobjekt angeregt werden kann. Dieses Schichtprofil kann planar sein, oder gekrümmt, beispielsweise zur Anregung einer bestimmten Anatomie.
Weiterhin ist es möglich, dass über die Zeitdauer der MR-Bildgebungssequenz im Wesentlichen immer entweder ein erster Magnetfeldgradient, und/oder ein gepulster Ausgleichsmagnetfeldgradient geschaltet sind. Da die Grundfeldhomogenität sehr viel geringer als bei der herkömmlichen Magneten sein kann, kann es notwendig sein, dass während der Bildgebungssequenz entweder ein Gradient zur Ortskodierung oder der Ausgleichsmagnetfeldgradient geschaltet ist, um einen zu starken Signalzerfall der Quermagnetisierung zu verhindern.
Werden beispielsweise mehrere HF-Pulse in einer Bildgebungssequenz eingestrahlt, so können diese Ausgleichsmagnetfeldgradienten zeitgleich zu der Einstrahlung der mehreren HF-Pulse eingeschaltet sein, wobei der Ausgleichsmagnetfeldgradient aber nicht dauerhaft konstant über die gesamte Zeitdauer der Bildgebungssequenz geschaltet ist. Die Schaltung des gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten ist jedoch nicht auf Zeitspannen beschränkt, bei denen in der MR-Bildgebungs- sequenz HF-Pulse eingestrahlt werden. Bei Bildgebungssequenzen, die gewisse variable Verzögerungszeiten zwischen HF-Puls und Signalauslese erfordern, ist es möglich, auch den zeitlich veränderlichen Ausgleichsmagnetfeldgradienten zu schalten, um gewisse Verzögerungen vor der Signalauslese zu erreichen.
Weiterhin ist es möglich, dass eine B0 Feldkarte berechnet wird, welche die Ortsabhängigkeit der ersten Feldinhomogenität über das Messfeld zeigt, wobei ein ortsabhängiges Ausgleichsmagnetfeld berechnet wird, das mit dem zumindest einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten erzeugt wird, um die erste Feldinhomogenität auf die zweite Feldinhomogenität zu reduzieren.
Die oben beschriebenen Verfahren können für die verschiedenen Raumrichtungen zur Erzeugung des ersten Magnetfeldgradienten und des Ausgleichsmagnetfeldgradienten mehrere Gradientenspulen verwenden. Werden gleichzeitig erste Magnetfeldgradienten und ein gepulster Ausgleichsmagnetfeldgradient geschaltet, so können die Wichtungskoeffizienten der gewichteten Linearkombination für die einzelnen Gradientenspulen einzeln berechnet und arithmetisch addiert werden, um insgesamt die Stromstärken zu berechnen, die in den verschiedenen Gradientenspulen benötigt werden. Das heißt, der Wichtungskoeffizient für die Bestimmung der Gradienten in den einzelnen Raumrichtungen, die aus einer gewichteten Linearkombination berechnet werden, werden jeweils für den ersten Magnetfeldgradienten und den gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten berechnet und arithmetisch addiert. Die oben beschriebene Technik kann auch mit mehreren HF-Sendekanälen kombiniert werden. Bei der Kombination von Gradientenverläufen, die lineare Terme und höhere Terme haben, und der Verwendung von mehreren HF-Sendekanälen können beliebige Anregungsprofile der Magnetisierung im Untersuchungsobjekt erreicht werden.
Weiterhin ist es möglich, dass die erste Feldinhomogenität durch einen nichtlinearen Gradientenverlauf beschrieben wird, dessen räumlicher Verlauf durch die folgende Gleichung beschrieben wird: G(x,y,z) = z² – (x² + y²)/2.
Der Ausgleichsmagnetfeldgradient kann diesen Verlauf nach obiger Gleichung haben. Die Verwendung von nichtlinearen Gradienten bei der Signalauslese ist auch als sogenanntes O-space Kodierungsverfahren bekannt und ist näher in WO 2010/0682991 beschrieben. Im vorliegenden Fall wird dieser Gradientenverlauf bei dem Ausgleichsgradienten angewendet.
Weiterhin können mehrere Empfangsspulen das MR-Signal gleichzeitig detektieren, wobei die Empfangsspulen jeweils eine Empfangsspulensensitivität haben, wobei die Empfangsspulensensitivitäten, der Magnetfeldausgleichsgradient und der erste Magnetfeldgradient zur Ortskodierung des MR-Signals nach der O-Space-Methode oder nach der Null-Space-Methode eingesetzt bzw. berechnet werden. Die Null-Space-Technik ist in WO 2011/087847 A2 näher beschrieben mit Gradienten der 2. und 3. Ordnung.
Das MR-Signal kann ein Spinechosignal sein, wobei über eine erste Zeitspanne ein 90°-HF-Puls in den Untersuchungsbereich und über eine zweite Zeitspanne ein 180°-HF-Puls eingestrahlt wird. Der gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient kann dann über die Ausgleichszeitspanne geschaltet werden, die der ersten Zeitspanne und der zweiten Zeitspanne entspricht, wobei die Ausgleichszeitspanne auf diese beiden Zeitspannen beschränkt sein kann, falls nicht der Ausgleichsmagnetfeldgradient noch einmal geschaltet wird, um bestimmte Verzögerungszeiten zwischen Signalanregung und Auslese zu erreichen.
Das Signal kann auch ein Gradientenecho sein, wobei über die erste Zeitspanne der α-Puls in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird. Der gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient wird dann über die Ausgleichszeitspanne geschaltet, die der ersten Zeitspanne entspricht.
Es ist möglich, dass der Magnet ein supraleitender Magnet mit insgesamt nur vier Spulenelementen ist, die das Polarisationsfeld in z-Richtung erzeugen mit zwei ersten Spulenelementen an einem ersten Ende des Magneten in z-Richtung und zwei weiteren Spulenelementen am anderen Ende des Magneten in z-Richtung. Von den insgesamt vier Spulenelementen können zwei Spulenelemente vorhanden sein, die hauptsächlich das Polarisationsfeld B0 erzeugen, wobei zwei weitere Spulenelemente vorgesehen sind, die eine aktive Shimung des Magnetfeldes nach außen bewerkstelligen.
Weiterhin kann die Gradienteneinheit eine Gradientenspule verwenden, die in Richtung des Polarisationsfeldes B0 mit zwei voneinander getrennten Spulenanteilen aufgebaut ist. Durch diese Teile der Gradientenspule wird das Sichtfeld für die Untersuchungsperson weiter vergrößert, wodurch eine eventuell aufkommende Platzangst im Magneten weiter verringert werden kann. Weiterhin ist es möglich, dass der Magnet eine sehr kurze Bauform in Richtung des Polarisationsfeldes aufweist. Die sich dadurch ergebende hohe Inhomogenität des Polarisationsfeldes kann durch eine Gradientenspule kompensiert werden, die eine Größe aufweist, die in Richtung des Polarisationsfeldes auf beiden Seiten über die Spulenelemente übersteht, die das Polarisationsfeld erzeugen. Durch die Tatsache, dass größere Feldinhomogenitäten des Feldes B0 erlaubt werden, kann auch die Öffnung für die Untersuchungsperson vergrößert werden. Dadurch können auch Personen mit Platzangst besser untersucht werden.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigt:
1 schematisch eine MR-Anlage, die mit gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten arbeitet,
2 schematisch den Sequenzablauf einer Gradientenechosequenz unter Verwendung des Ausgleichsmagnetfeldgradienten,
3 schematisch das Sequenzdiagramm einer Spinechosequenz mit Verwendung eines gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten,
4 einen schematischen Querschnitt durch eine erfindungsgemäße Ausführungsform der MR-Anlage,
5 einen schematischen Querschnitt durch eine weitere erfindungsgemäße Ausführungsform der MR-Anlage,
6 einen schematischen Querschnitt durch eine weitere erfindungsgemäße Ausführungsform der MR-Anlage,
7 einen schematischen Querschnitt durch eine weitere Ausführungsform einer erfindungsgemäßen MR-Anlage,
8 einen schematischen Querschnitt durch eine weitere erfindungsgemäße Ausführungsform der MR-Anlage,
9 eine schematische Ansicht einer weiteren erfindungsgemäßen MR-Anlage, wobei der Magnet ein Ziehbogen ist.
In 1 ist schematisch eine MR-Anlage 1 gezeigt, bei der Polarisationsfelder mit einer größeren Feldinhomogenität als bisher üblich verwendet werden können, wobei die Feldinhomogenität in Zeitpunkten, bei denen eine größere Feldhomogenität notwendig ist, durch Schalten eines zusätzlichen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten erreicht wird. Die MR-Anlage 1 weist einen Magneten 11 auf, der beispielsweise aus zwei Spulenelementen jeweils am vorderen und hinteren Ende eines Magneten bestehen kann. Dadurch kann der Magnet beispielsweise nach oben offen und auch seitlich offen gebaut werden. Das untere Element der beiden Spulenelemente kann geschlossen sein, um die für die beiden Spulenelemente notwendige Kühlung im unteren Teil 11c des Magneten bereitzustellen. Die vorderen und hinteren Spulenelemente können in den beiden getrennten Teilen 11a und 11b untergebracht sein. Eine Untersuchungsperson 12, welche auf einer Liege 10 angeordnet ist, liegt im Magneten, so dass durch das Polarisationsfeld B0 in der Untersuchungsperson eine resultierende Magnetisierung in Richtung des Polarisationsfeldes B0 erzeugt wird. Schematisch sind die Gradientenspulen 13 dargestellt, mit denen erstens die ersten Magnetfeldgradienten zur Ortskodierung der MR-Signale geschaltet werden. Die Gradientenspulen 13 werden auch verwendet, um einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten zu schalten, der das von dem Magneten 11 erzeugte Polarisationsfeld B0 so weit homogenisiert, dass MR-Bilder erzeugt werden können. Das MR-Signal kann wie üblich durch Empfangsspulen 14 detektiert werden, die schematisch in 1 ebenfalls dargestellt sind. Die MR-Anlage weist weiterhin eine HF-Einheit 15 zur Erzeugung der HF-Pulse, mit denen die Magnetisierung in der Untersuchungsperson 12 ausgelenkt wird. Eine Gradienteneinheit 16 berechnet die für die Ortskodierung des MR-Signals notwendigen Magnetfeldgradienten und berechnet weiterhin einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten, der geschaltet wird, um die intrinsische Magnetfeldinhomogenität von einer ersten Magnetfeldinhomogenität auf eine zweite geringere Magnetfeldinhomogenität zu verringern. Die Erzeugung der Gradienten selbst erfolgt durch die Gradientenspulen 13. Eine Bildsequenzsteuerung 17 steuert den Ablauf einer MR-Bildgebungssequenz mit der Steuerung der Gradienteneinheit 16 und der HF-Einheit 15, um die zeitliche Abfolge der Einstrahlung der HF-Pulse und der Schaltung der Gradienten zu koordinieren. Über eine Eingabeeinheit 18 kann eine nicht gezeigte Bedienperson die MR-Anlage bedienen, kann Bildsequenzen auswählen, Bilgebungsparameter einstellen, kann Messebenen wählen, etc. Die MR-Bilder können auf einer Anzeigeeinheit 19 dargestellt werden. Eine Speichereinheit 20 kann die erzeugten MR-Bilder speichern, sowie Bildgebungssequenzen und andere Informationen, die zur Erstellung von MR-Bildern der Untersuchungsperson notwendig sind.
Wie grundsätzlich MR-Bilder erzeugt werden können durch eine Abfolge von HF-Pulsen und Gradienten zur Ortskodierung der MR-Signale, ist dem Fachmann bekannt und wird hier nicht näher erläutert. Die Gradientenspulen 13 sind jedoch so ausgelegt, dass sie in einem gepulsten Betriebsmodus betrieben werden können und Magnetfeldinhomogenitäten ausgleichen können, die im Bereich von Millitesla über einem Messfeld liegen.
Das durch den Magneten 11 erzeugte Polarisationsfeld kann beispielsweise eine erste Inhomogenität aufweisen, die über ein Messfeld der MR-Anlage, wie beispielsweise das Messfeld 21 von 4 eine Feldinhomogenität von über 20 mT, von über 50 mT aufweist.
In 4 ist beispielhaft ein Querschnitt einer MR-Anlage dargestellt. Im dargestellten Fall ist die MR-Anlage eine MR-Anlage, bei der das Magnetfeld durch einen supraleitenden Magneten erzeugt wird. Wie später noch in Zusammenhang mit 9 erläutert werden wird, ist die Erfindung jedoch nicht auf supraleitende Magneten beschränkt. Bei der in 4 dargestellten Ausführungsform weist der supraleitende Magnet zwei Spulenelemente oder Windungen auf, nämlich Hauptwindungen 40, die das Polarisationsfeld B0 hauptsächlich erzeugen, sowie aktive Abschirmungswindungen 41, die das Magnetfeld nach außen abschirmen. Die beiden Windungen sind jeweils in den beiden Teilen 11a und 11b untergebracht, sowie unten in dem gemeinsamen Teil 11c. Der gemeinsame Teil 11c hat einen gemeinsamen Vakuumsbereich 42 zur Kühlung der Spulenelemente 40 und der Abschirmwindungen 41. Die Gradientenspule 13 ist eine aktiv geschirmte Gradientenspule und diese Gradientenspule ist in der Lage, neben den ersten Magnetfeldgradienten zur Ortskodierung den gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten zu erzeugen, mit dem das Polarisationsfeld weitgehend homogenisiert und mit dem die Inhomogenitäten ausgeglichen werden. Wie oben erwähnt kann ohne Schaltung des zusätzlichen Ausgleichsmagnetfeldgradienten die Feldinhomogenität über das Messfeld 21 im Bereich von Millitesla sein. Durch Schaltung des zusätzlichen Ausgleichsmagnetfeldgradienten kann diese Feldinhomogenität auf eine zweite Feldinhomogenität verringert werden, die im Bereich von Mikrotesla liegt, so dass die Feldinhomogenität um einen Faktor reduziert wird, der im Bereich von 1000 liegen kann. Selbstverständlich ist es auch möglich, dass der Faktor auch den Wert 100 oder 500 betragen kann, sowie den Wert 2000.
In 4 ist zu erkennen, dass im Vergleich zu bekannten supraleitenden Magneten nur eine geringe Anzahl von Spulenelementen verwendet werden müssen, da die Anforderungen an die Grundfeldhomogenität geringer sind.
Unter Bezugnahme auf 2 ist gezeigt, wie die MR-Anlage, die in 1 oder 4–9 gezeigt ist, arbeitet, um die intrinsische erste Magnetfeldinhomogenität auszugleichen. In 2 ist eine Gradientenechosequenz dargestellt. Wie bekannt, wird bei einer Gradientenechosequenz ein α-Puls 22 während der Schaltung eines Schichtselektionsgradienten 23 eingestrahlt. Zur Signalauslese wird ein Auslesegradient 24 geschaltet.

Zusätzlich zu den bekannten geschalteten Gradienten wird ein ebenfalls gepulster Ausgleichsmagnetfeldgradient 25 geschaltet, der als G_H oder Hypergradient bezeichnet ist. Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel einer Gradientenechosequenz wird dieser Ausgleichsmagnetfeldgradient 25 während einer Ausgleichszeitspanne 27 geschaltet, die der Zeitspanne entspricht, bei der der α-Puls 22 eingestrahlt wird. Durch die Schaltung dieses Gradienten 25 können beispielsweise die Spins eines definierten Schichtprofils ausgewählt werden, da durch die Schaltung des Ausgleichsmagnetfeldgradienten 25 die Homogenität des B0 Feldes und damit der Larmorfrequenz der Spin derart homogenisiert wird, dass die Spins im Schichtprofil angeregt werden, die durch die Bandbreite des eingestrahlten α-Pulses definiert sind. Der Gradient G_H 25 kann als Linearkombination einer Funktion beschrieben werden, die neben linearen Gradientenanteilen auch Gradientenanteil höherer Ordnung aufweist. Ebenso ist es möglich ist, die Funktion allgemein als Reihenentwicklung oder als Polynom n-ter Ordnung zu beschreiben, wobei für jede Ordnung und Richtung Koeffizienten für die Wichtung der einzelnen Ordnungen verwendet werden. Beispielsweise können zwölf Koeffizienten verwendet werden für die Ordnungen x, y, z, z², zx, zy, x² – y², xy, z²x, z²y, x³, y³.

l	m	Ordnung	fm¹(x,y,z)
1	0	Z	z
1	1	X	x
1	–1	Y	y
2	0	Z2	z² – (x² + y²)/2
2	1	ZX	zx
2	–1	ZY	zy
2	2	X² – Y²	x² – y²
2	–2	XY	2xy
3	1	Z²X	z²x – x(x² + y²)/2
3	–1	Z²Y	z²y – y(x² + y²)/4
3	3	X³	3x³ – 3xy²
3	–3	Y³	3x²y – y³

Man kann nun die Gradientenspulen derart gestalten, dass sie im Wesentlichen jeweils einen dieser Koeffizienten bzw. eine dieser Ordnungen beeinflussen, also die diesem Koeffizienten entsprechende Feldstörung kompensieren.
Mit dieser Linearkombination kann eine Magnetfeldverteilung berechnet werden, die derart berechnet wird, dass durch Anlegen des Ausgleichsmagnetfeldgradienten die Feldinhomogenitäten reduziert und im Idealfall aufgehoben werden. Die MR-Anlage kann beispielsweise zu Beginn eine B0 Feldkarte berechnen, oder diese kann fest in der MR-Anlage gespeichert sein, welche die Ortsabhängigkeit der intrinsischen ersten Feldinhomogenität zeigt. Diese kann auch berechnet werden, wenn die Untersuchungsperson im Magneten liegt und damit die objektbedingten Verzerrungen berücksichtigt sind. Die Gradienteneinheit 16 kann dann einen ortsabhängigen Ausgleichsmagnetfeldgradienten berechnen, der mit Gradientenspulen erzeugt wird.
Alle in 2 dargestellten Gradienten können durch die Linearkombination von linearen Gradienten und Gradienten höherer Ordnung bestimmt werden. Auch der Schichtselektionsgradient 23 ist ein Gradient, der nicht nur einen linearen Magnetfeldgradienten erzeugt, sondern einen Gradientenverlauf höherer Ordnung. Dadurch können auch in der Untersuchungsperson beliebige Schichtprofile angeregt werden. Dies trifft auch auf den Auslesegradienten 24 zu. Durch die Verwendung von nichtlinearen Auslesegradienten ist es möglich, die erfindungsgemäße MR-Anlage mit der sogenannten O-space-Technik zu kombinieren. Bei dieser O-space-Technik wird die räumliche Signalkodierung mit paralleler Aufnahmetechnik erreicht, bei der die Gradientenspule beispielsweise eine zusätzliche Z² Windung aufweist. Bei der Erfindung kann dieser Z² Gradient Gz² Teil der intrinsischen, ersten Feldinhomogenität sein. Weiterhin kann die MR-Anlage mit der sogenannten Null- Space-Technik kombiniert werden. Die Sensitivitäten der mehreren verwendeten Empfangsspulen und die Gradientenfelder werden wie in WO 2011/087847 beschrieben berechnet und die räumliche Signalkodierung wird mittels nichtlinearer Auslesegradienten von 2. Ordnung und 3. Ordnung wie in obiger Tabelle beschrieben erreicht.
In 3 ist die Gradientenschaltung mit der Verwendung des Ausgleichsmagnetfeldgradienten bei einem Spinecho gezeigt. Wie bekannt wird ein 90°-Anregungspuls 31 und ein 180°-Refokussierungspuls 32 in die Untersuchungsperson eingestrahlt. Die Schichtselektionsgradienten 33 und 34 werden wie dargestellt zeitlich geschaltet. Ebenso wird der Auslesegradient 35, 36 geschaltet. Zusätzlich wird, wie in 3 dargestellt der Ausgleichsmagnetfeldgradient 37 und 38 geschaltet während der Ausgleichszeitspannen 43 bzw. 44, im Wesentlichen zeitgleich zu der Einstrahlung der HF-Pulse 31 und 32. Diese Gradienten 37 und 38 erzeugen die notwendigen Magnetfeldhomogenitätsprofile, die bei der Einstrahlung der HF-Pulse notwendig sind, um vordefinierte Geometrien von Spins anregen zu können. Das Spinecho 39 wird wie üblich während des Auslesegradienten 36 ausgelesen.
Bei den in den 2 und 3 dargestellten Beispielen werden die Ausgleichsmagnetfeldgradienten nur während der Schaltung der HF-Pulse geschaltet. Es ist jedoch auch möglich, dass die Ausgleichsmagnetfeldgradienten auch geschaltet werden, ohne dass ein HF-Puls eingestrahlt wird, beispielsweise falls eine Verzögerungszeit zwischen Einstrahlen eines HF-Pulses und der Signalauslese gewünscht wird.
Wie in den 2 und 3 zu erkennen ist, ist vorzugsweise immer entweder ein Schichtselektionsgradient oder ein gepulter Ausgleichsmagnetfeldgradient geschaltet. Dies hat den Vorteil, dass die sich ergebende Quermagnetisierung weniger stark nur aufgrund der Magnetfeldinhomogenität verringert.
Als Zeitdauer der Bildgebungssequenz wird die Zeitdauer definiert, die notwendig ist, ein MR-Bild zu erzeugen, d.h. bis der Rohdatenraum so weit abgetastet ist, um ein MR-Bild mit der gewünschten Auflösung zu erzeugen.
Die einzelnen Gradienten der 2 und 3 können beispielsweise durch folgende Gleichung berechnet werden:
Falls nun mehrere der Gradienten, wie in 2 und 3 gezeigt, gleichzeitig geschaltet werden, werden die Wichtungskoeffizienten von Gleichung 1 für jede individuelle Gradientenspule arithmetisch aufsummiert und ergeben einen finalen Wichtungswert für jede Funktion, die verwendet wird um die Stromstärke zu berechnen, die in der entsprechenden Windung der Gradientenspule notwendig ist, um einen gewünschten Magnetfeldgradienten zu erzeugen.
Selbstverständlich ist die Erfindung nicht auf Bildgebungssequenzen wie Gradientenechosequenzen und Spinechosequenzen limitiert, vielmehr ist es möglich, sämtliche anderen bekannten Bildgebungssequenzen zu verwenden. Der Ausgleichsmagnetfeldgradient kann hierbei wieder während der Einstrahlung der HF-Pulse kurzfristig wie die anderen Gradienten geschaltet werden, oder auch alleine, wenn, wie bei der Invertierung einer Magnetisierung eine Verzögerungszeit zwischen Invertierung und Signalauslese gewünscht ist.
In 5 ist eine weitere erfindungsgemäße Ausführungsform dargestellt. Die in 5 dargestellte Ausführungsform ist ähnlich zu der in 4 dargestellten Ausführungsform, wobei gleiche Komponenten gleiche Bezugszeichen aufweisen. Wie zu erkennen ist, ist in der Ausführungsform von 5 eine Gradientenspule 50 verwendet worden, die zweiteilig ausgebildet ist. Dies erlaubt eine weitere Öffnung des Gesichtsfeldes für die Untersuchungsperson. Durch die zweigeteilte Spule ist es auch möglich, andere Therapiegeräte, wie ein Strahlentherapiegerät oder chirurgische Instrumente an der untersuchten Person zu positionieren.
In 6 ist wiederum eine Ausführungsform gezeigt, bei der beispielsweise eine kleinere Gradientenspule 61 verwendet wird, die beispielsweise für Kopfmessungen verwendet werden kann. Eine Ganzkörpergradientenspule ist nicht notwendig, es ist möglich, eine viel kleinere, auf den Untersuchungsbereich zugeschnittene Spule zu verwenden. Diese Spule 61 weist weiterhin eine integrierte HF-Spulenanordnung zur Einstrahlung der HF-Pulse auf.
In 7 ist eine weitere erfindungsgemäße Ausführungsform gezeigt, bei der die Magnetbauform in Richtung des Polarisationsfeldes B0 gegenüber den anderen Ausführungsbeispielen kürzer ausgebildet ist. Das Magnetfeld kann beispielsweise durch vier Spulenelemente 71 erzeugt werden mit der Verwendung eines Abschirmungsspulenelements 72. Diese Magnetbauform kann mit der zweigeteilten Gradientenspule 50 von 5 kombiniert werden. Da durch die kurze Bauform die Magnetfeldinhomogenität im Messfeld 21 besonders am äußeren Rand groß ist, können die Gradientenspulen über die Längsachse des Magneten überstehen, um die Magnetfeldhomogenität im Messfeld zu erhöhen.
Bei der in 8 dargestellten Ausführungsform wird die Magnetbauform von 7 mit der Gradientenspule 61 von 6 kombiniert. Sind beispielsweise nur Aufnahmen im Kopf von Bedeutung, so kann die Gradientenspule 61 eine integrierte Spule sein, die auch als Sende- und Empfangsspule dient. Wie in 8 zu erkennen ist, besteht bei einer derartigen MR-Anlage ein größeres Raumangebot im Magneten, da nur die Spuleneinheit 61 vorgesehen ist, sonst jedoch keine geometrischen Begrenzungen, die ein Engegefühl aufkommen lassen.
In 9 ist schematisch der Magnet einer MR-Anlage dargestellt, der kein supraleitender Magnet, sondern ein sogenannter C-Arm-Magnet ist, bei dem das Polarisationsfeld B0 durch die beiden Polschuhe 91 und 92 erzeugt wird. Bei der dargestellten Ausführungsform hat das B0 Feld eine starke Inhomogenität mit einer räumlichen Verteilung, die durch die Z² Inhomogenität der oben genannten Tabelle beschrieben werden kann. Erfindungsgemäß könnte diese Inhomogenität durch eine Ganzkörpergradientenspule 93 kompensiert werden, die als Magnetfeldausgleichsgradient diesen Z² Gradientenverlauf kompensiert.
Zusammenfassend ermöglicht die vorliegende Erfindung die Korrektur von B0 Feldinhomogenitäten in Größenordnungen, die im Bereich von Millitesla liegen, beispielsweise ±25 Millitesla oder mehr. Diese mit variablen Strömen durchflossenen Spulen sind jedoch über die Zeitspanne der Bildgebungssequenz nicht konstant. Dieser Feldausgleich erfolgt durch Ströme in Spulen zur Erzeugung des Ausgleichsmagnetfeldgradienten, der nicht supraleitend ist. Diese Ströme pulsieren bei der Messsequenz ähnlich wie die Ströme, die zur Ortskodierung verwendet werden. Zur Minimierung der Spindephasierung ist es möglich, die Bildgebungssequenzen derart festzulegen, dass Zeitspannen ohne Schaltung eines Gradienten, entweder eines ersten Gradienten oder eines Magnetfeldausgleichsgradienten vermieden werden.
Weiterhin können mehrere HF-Einstrahlkanäle verwendet werden, um homogene Kippwinkelverteilungen oder bestimmte Anregungsprofile oder beispielsweise selektive Schichtungsprofile zu erreichen.
Zusätzlich ist es möglich, sogenannte Chirp-modulierten HF-Pulse zu verwenden. Wenn der Ausgleich der ersten Magnetfeldinhomogenität nicht in einem Bereich wie z.B 5–10 ppm über das Messfeld erreicht wird, kann anstelle eines schmalbandingen HF-Pulses ein breitbandiger HF-Puls verwendet werden. Diese HF-Pulse können die Chirp-modulierten HF-Pulse sein.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

WO 20100682991 [0021]
WO 2011087847 A2 [0022]
WO 2011087847 [0046]

Claims

Verfahren zur Detektion eines MR-Signals in einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekts (12) in einem Messfeld (21) einer MR-Anlage mit einer MR-Bildgebungssequenz, wobei die MR-Anlage einen Magneten (11) zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes B0 mit einer ersten Feldinhomogenität über das Messfeld aufweist, mit den folgenden Schritten: – Erzeugen einer Magnetisierung im Untersuchungsobjekt (12) mit dem Polarisationsfeld B0, – Einstrahlen von zumindest einem HF-Puls (22, 31, 32) in den Untersuchungsbereich zur Auslenkung der Magnetisierung, die zur Erzeugung des MR-Signals verwendet wird, – Schalten von zumindest einem ersten Magnetfeldgradienten (23, 24, 33–36) zur Ortskodierung des MR-Signals, – Schalten von zumindest einem gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten (25, 37, 38), der von einem zeitlich veränderlichen Strom erzeugt wird, der über die Zeitdauer der MR-Bildgebungssequenz variiert und der über eine Ausgleichszeitspanne (27, 43, 44) geschaltet wird, die geringer ist als die gesamte Zeitdauer der Bildgebungssequenz, damit während der Ausgleichszeitspanne (27, 43, 44) die erste Feldinhomogenität reduziert wird auf eine zweite geringere Feldinhomogenität über das Messfeld, und – Detektieren des MR-Signals.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Feldinhomogenität über das Messfeld (21) größer als 1 mT, vorzugsweise größer als 10 mT, weiter vorzugsweise größer als 20 mT ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Feldinhomogenität um den Faktor 100 geringer ist als die erste Feldinhomogenität, vorzugsweise um den Faktor 500, weiter vorzugsweise um den Faktor 1000.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine erste Magnetfeldgradient (23, 24, 33–36) und der zumindest eine gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient (25, 37, 38) jeweils durch eine gewichtete Linearkombination von linearen Gradienten und Gradienten höherer Ordnung bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Feldinhomogenität über das Messfeld während der Schaltung des zumindest einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten unter 20 µT, vorzugsweise unter 10 µT beträgt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine HF-Puls (22, 31, 32) über eine erste Zeitspanne geschaltet wird, wobei der zumindest eine gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient während der Ausgleichszeitspanne (27, 43, 44) geschaltet wird, die im Wesentlichen der ersten Zeitspane entspricht.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass über die Zeitdauer der MR-Bildgebungssequenz im Wesentlichen immer entweder ein erster Magnetfeldgradient oder ein gepulster Ausgleichsmagnetfeldgradient geschaltet ist.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine B0 Feldkarte berechnet wird, welche die Ortsabhängigkeit der ersten Feldinhomogenität zeigt, wobei ein ortsabhängiges Ausgleichsmagnetfeld berechnet wird, das mit dem zumindest einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten erzeugt wird, um die erste Feldinhomogenität auf die zweite Feldinhomogenität zu deduzieren.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das MR-Signal ein Spin Echo ist, wobei über eine erste Zeitspanne ein 90° HF-Puls (31) in den Untersuchungsbereich und über eine zweite Zeitspanne ein 180° HF-Puls (32) eingestrahlt wird, wobei der gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient über die Ausgleichszeitspanne (37, 38) geschaltet wird, die der ersten Zeitspanne und der zweiten Zeitspanne entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-8, dadurch gekennzeichnet, dass das MR-Signal ein Gradientenecho ist, wobei über eine erste Zeitspanne ein α-Puls (22) in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird, und α ≤ 90°, wobei der gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient über die Ausgleichszeitspanne (27) geschaltet wird, die der ersten Zeitspanne entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine Magnetfeldgradient (24, 32, 33) und der zumindest eine gepulste Ausgleichsmagnetfeldgradient (23, 24, 33–36) durch mehrere Gradientenspulen (13) erzeugt werden, wobei bei einer gleichzeitigen Schaltung des ersten Magnetfeldgradienten und des gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten die Wichtungskoeffizienten der gewichteten Linearkombination für die einzelnen Gradientenspulen einzeln berechnet und arithmetisch addiert werden, um die Stromstärken zu berechnen, die in den verschiedenen Gradientenspulen benötigt werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zur Auslenkung der Magnetisierung mehrere HF-Sendekanäle gleichzeitig verwendet werden, um eine gewünschte Auslenkung der Magnetisierung im Untersuchungsbereich zu erzeugen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Magnetfeldgradient ein Schichtselektionsgradient oder Auslesegradient ist, der eine gewichtete Linearkombination von linearen Gradienten und Gradienten höherer Ordnung ist.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Feldinhomogenität durch einen nichtlinearen Gradientenverlauf beschrieben wird, dessen räumlicher Verlauf durch die folgende Gleichung beschrieben wird: G(x,y,z) = z² – (x² + y²)/2.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Empfangsspulen das MR-Signal gleichzeitig detektieren, wobei die Empfangsspulen jeweils eine Empfangsspulensensitivität haben, wobei die Empfangsspulensensitivitäten, der Magnetfeldausgleichsgradient und der erste Magnetfeldgradient zur Ortskodierung des MR-Signals nach der O-Space-Methode oder nach der Null-Space-Methode berechnet werden.
MR-Anlage (1) zur Erzeugung eines MR-Signals mit einer MR-Bildgebungssequenz in einem Untersuchungsbereich eines Untersuchungsobjekt, die aufweist, – einen Magneten (11) zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes B0 mit einer ersten Feldinhomogenität des Polarisationsfeldes B0 über ein Messfeld und zur Erzeugung einer Magnetisierung im Untersuchungsobjekt, – eine HF-Einheit (15), die ausgebildet ist, zumindest einen HF-Puls in den Untersuchungsbereich einzustrahlen zur Auslenkung der Magnetisierung, die zur Erzeugung des MR-Signals verwendet wird, – eine Gradienteneinheit (16), die ausgebildet ist, zumindest einen ersten Magnetfeldgradienten (23, 24, 33–36) zur Ortskodierung des MR-Signals und zumindest einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten (25, 37, 38) zu schalten, der von einem zeitlich veränderlichen Strom erzeugt wird, der über die Zeitdauer der Bildgebungssequenz variiert und der über eine Ausgleichszeitspanne (27, 43, 44) geschaltet wird, die geringer ist als die gesamte Zeitdauer der Bildgebungssequenz, damit während der Ausgleichszeitspanne die erste Feldinhomogenität reduziert wird auf eine zweite geringere Feldinhomogenität über das Messfeld.
MR-Anlage nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradienteneinheit (16) ausgebildet ist, den zumindest einen ersten Magnetfeldgradienten und den zumindest einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten durch eine gewichtete Linearkombination von linearen Gradienten und Gradienten höherer Ordnung zu berechnen.
MR-Anlage nach Anspruch 16 oder 17, wobei die HF-Einheit ausgebildet ist, den zumindest einen HF-Puls über eine erste Zeitspanne zu schalten, wobei die Gradienteneinheit ausgebildet ist, den zumindest einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten während der Ausgleichszeitspanne zu schalten, die im Wesentlichen der ersten Zeitspanne entspricht.
MR-Anlage nach einem der Ansprüche 16 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradienteneinheit (16) derart ausgebildet ist, dass über die Dauer der MR-Bildgebungssequenz im Wesentlichen immer entweder ein erster Magnetfeldgradient (23, 24, 33–36) oder ein gepulster Ausgleichsmagnetfeldgradient (25, 37, 38) geschaltet ist.
MR-Anlage nach einem der Ansprüche 16 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradienteneinheit (16) ausgebildet ist, eine B0 Feldkarte zu berechnen, welche die Ortsabhängigkeit der ersten Feldinhomogenität zeigt, und ein ortsabhängiges Ausgleichsmagnetfeld zu berechnen, das mit dem zumindest einen gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten erzeugt wird, um die erste Feldinhomogenität auf die zweite Feldinhomogenität zu reduzieren.
MR-Anlage nach einem der Ansprüche 16 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass der Magnet (11) ein supraleitender Magnet mit 4 Spulenelementen ist, die das Polarisationsfeld in BO in z-Richtung erzeugen, mit 2 ersten Spulenelementen an einem ersten Ende des Magneten in z-Richtung und 2 zweiten Spulenelementen an dem anderen Ende des Magneten in z-Richtung.
MR-Anlage nach einem der Ansprüche 16 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradienteneinheit eine Gradientenspule (50) aufweist, die in Richtung des Polarisationsfeldes B0 zwei voneinander getrennte Spulenanteile aufweist.
MR-Anlage nach Anspruch 21 oder 22, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradienteneinheit eine Gradientenspule (50) mit einer Größe aufweist, die in Richtung des Polarisationsfeldes B0 auf beiden Seiten über die Spulenelemente zur Erzeugung des Polarisationsfeldes übersteht.