DE102014206398B4 - Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren für zumindest zwei separate Hochfrequenz-Sendespulen mit zeitverzögerten schichtselektiven Anregungspulsen - Google Patents

Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren für zumindest zwei separate Hochfrequenz-Sendespulen mit zeitverzögerten schichtselektiven Anregungspulsen Download PDF

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Abstract

Verfahren zur Erstellung eines Bilddatensatzes eines Untersuchungsbereichs mittels einer Magnetresonanzanlage (1) umfassend zumindest zwei HF-Sendespulen (8a, 8b), wobei auf den Untersuchungsbereich (18) bei der Akquisition von Bilddaten mittels einer Bildgebungssequenz zumindest ein schichtselektiver Anregungspuls mit einem vorgegebenen Pulsprofil angewendet wird, mit den Schritten: a) Zugreifen auf B1-Karten, welche die räumliche Verteilung der Sensitivität der zumindest zwei HF-Sendespulen (8a, 8b) über den Untersuchungsbereich darstellen; b) Zugreifen auf eine Gs-Karte (Gs), welche die räumliche Verteilung von Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten im Untersuchungsbereich darstellt; c) für jede HF-Sendespule (8a, 8b), berechnen eines Wertes für einen zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten aus der Gs-Karte (Gs) in Kombination mit der B1-Karte der HF-Sendespule; d) für jede HF-Sendespule (8a, 8b), berechnen einer Zeitverzögerung (τ1, ..., τC) des Anregungspulses auf der Basis des zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten, des während des Anregungspulses anzulegenden Schichtgradienten und der Echozeit der Bildgebungssequenz; e) Berechnen eines komplexen Gewichtungsfaktors zur Skalierung des Pulsprofils für jede HF-Sendespule (8a, 8b) zur Erreichung einer möglichst gleichmäßigen Auslenkung der Magnetisierung durch den Anregungspuls über den Untersuchungsbereich aus zumindest den B1-Karten, f) Durchlaufen der Bildgebungssequenz, wobei die HF-Sendespulen (8a, 8b) jeweils während gleichzeitiger Anlegung eines Schichtgradienten einen Anregungspuls mit der berechneten Zeitverzögerung (τ1, ..., τC) und mit einem gemäß der berechneten komplexen Gewichtungsfaktoren skalierten Pulsprofil abgeben.

Description

  • Gebiet der Erfindung
  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erstellung eines Bilddatensatzes eines Untersuchungsbereichs mit Magnetresonanz-Tomographie (MRT) mittels einer Magnetresonanzanlage, welche zumindest zwei HF-Sendespulen aufweist. Dabei wird auf den Untersuchungsbereich bei der Akquisition von Bilddaten mittels einer Bildgebungssequenz zumindest ein schichtselektiver Anregungspuls angewendet. Die Erfindung ist auch auf eine Magnetresonanzanlage gerichtet, welche dazu konfiguriert ist, das Bildgebungsverfahren auszuführen, und auf ein digitales Speichermedium mit einer entsprechenden Software.
  • Hintergrund der Erfindung
  • Der Signalverlust durch Suszeptibilitäts-Artefakte in T2*-gewichteten Magnetresonanztomographie-Bildern ist ein Nachteil von Gradientenecho-basierten Sequenzen, wie z. B. FLASH, EPI (Echo-Planar-Imaging) und SWI (Suszeptibility Weighted Imaging). Dieses Problem ist besonders stark bei Hochfeld MRT, jedoch auch bei Standard-Feldstärken für klinische Geräte von z. B. 1,5 T. Dieser Signalverlust entsteht dadurch, dass durch das Einbringen des Patienten in das Hauptmagnetfeld einer Magnetresonanzanlage die Homogenität des Hauptmagnetfeldes gestört wird, weil verschiedene Gewebe im Körper unterschiedliche Suszeptibilitäten aufweisen und daher zu Verzerrungen des Magnetfelds führen. Dieser Effekt ist besonders ausgeprägt an starken Suszeptibilitätssprüngen, beispielsweise am Übergang zwischen Luft und Gewebe, wie er z. B. an den Stirn- und Nebenhöhlen im Kopf vorkommt. Durch diese Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten und somit Gradienten im Hauptmagnetfeld dephasieren die Spins schneller, d. h. T2* ist kürzer, und diese Dephasierung kann durch ein Gradienten-Echo auch nicht reversiert werden. Im menschlichen Gehirn treten daher signifikante Signalverluste hauptsächlich im frontal-orbitalen und inferioren-temporalen Kortex auf und können die Diagnose von z. B. Schlaganfällen und Hirnblutungen erheblich erschweren. Bei einer typischen Ausrichtung der Schichtbilder durch das Gehirn, nämlich parallel zur Unterseite des Balkens auf einem saggittalen Bild, was annähernd einer axialen Ausrichtung entspricht, wird die Signal-Auslöschung besonders durch die Komponente des Magnetfeldgradienten in Richtung der Schichtdicke („through-plane component”) dominiert. Dieser negative Effekt wird bei längeren Echozeiten noch verstärkt, wie es zum Beispiel für BOLD (Blood Oxygen Level-Dependent) funktionalen Magnetresonanzbildern (fMRI) notwendig ist.
  • Um dieses Problem zu lösen, wurden in der Vergangenheit verschiedene Ansätze vorgeschlagen. Es existieren zum Beispiel z-Shim-Verfahren, bei denen nach dem Anregungspuls verschieden starke z-Gradienten geschaltet werden. Dies erfordert jedoch zahlreiche Sub-Bilder und verlängert dadurch die Aufnahmezeit. Ferner kann mit zusätzlichen B0-Shim-Spulen oder diamagnetischen Shim-Materialien die lokale Inhomogenität des Hauptmagnetfeldes und somit die Signalverluste verringert werden. Dies erfordert jedoch oft manuelle Eingriffe und ist für den Patienten nicht komfortabel.
  • In dem Artikel von Weiran Deng ”Simultaneous Z-Shim-Method for Reducing Susceptibility Artifacts With Multiple Transmitters”, Magnetic Resonance in Medicine 61: 255–259 (2009) wurde vorgeschlagen, mit mehreren HF-Sendespulen zu arbeiten, wobei der schichtselektive Anregungspuls auf den verschiedenen HF-Sendespulen jeweils mit einer unterschiedlichen Zeitverschiebung gesendet werden sollte. Dadurch soll eine den Gradienten im Hauptmagnetfeld kompensierenden Phasengradienten in Richtung der Schichtdicke erreicht werden, also bei genau axialer Ausrichtung der Schichten in Z-Richtung. Dies beruht auf der Erkenntnis, dass in Gegenwart eines schichtselektiven Gradienten Gz eine Zeitverschiebung bzw. Zeitverzögerung τc des Anregungspulses mit dem HF-Pulsprofil bc(t), wobei c die jeweilige HF-Sendespule designiert, zu einer linearen Phasenverschiebung entlang des Schichtprofils m(z) (in Richtung der Schichtdicke) führt. Dies basiert auf dem Formalismus der Fourier-Transformation, wo eine Verschiebung in der Zeit-Domäne eine lineare Phase in der Frequenzdomäne erzeugt. Dieses wird auch z-Shim-Verfahren genannt. Deng schlägt eine simultane z-Shim-Methode für multiple HF-Sendespulen vor. Dabei werden die HF-Sendepulse mit verschiedenen Zeitverzögerungen auf separaten HF-Sendespulen gesendet. Die Summierung der z-Shims geschieht automatisch durch die parallele Sendung. Wenn die verschiedenen HF-Sendespulen in unterschiedlichen Bereich sensitiv sind, lassen sich dadurch im Prinzip auch solche Magnetfeld-Inhomogenität kompensieren, die über den Untersuchungsbereich räumlich variieren. Dies wurde bei Deng et al. mit einer lokalen 4-Kanal-Kopfspule demonstriert. Dabei zeigten sich jedoch starke B1-Inhomogenitätseffekte, die das Bild beeinträchtigten. Darüber hinaus wurde kein Verfahren vorgeschlagen, wie die Zeitverzögerungen berechnet werden konnten, sondern sie wurden manuell eingestellt. Dies macht dieses Verfahren für die klinische Praxis nicht geeignet.
  • Aufgabe der Erfindung
  • Die Erfindung hat sich somit die Aufgabe gestellt, ein Bildgebungsverfahren für Magnetresonanzanlagen auf der Basis des z-Shim-Verfahrens von Deng et al. bereitzustellen, welches eine automatische Bestimmung einer optimalen Zeitverzögerung zwischen den einzelnen Sendepulsen erlaubt. Eine weitere Aufgabe ist es, die B1-Inhomogenitätseffekte zu reduzieren.
  • Erfindungsgemäße Lösung
  • Diese Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren gemäß Anspruch 1, eine Magnetresonanzanlage gemäß Anspruch 13 und ein digitales Medium gemäß Anspruch 14.
  • Das erfindungsgemäße Bildgebungsverfahren kann auf jeder Magnetresonanzanlage ausgeführt werden, welche zumindest zwei Hochfrequenz(HF)-Sendekanäle aufweist, so dass zumindest zwei HF-Sendespulen jeweils mit Zeitverzögerung jeweils einen Anregungspuls mit einem vorgegebenen Pulsprofil senden können. Vorzugsweise sind die mindestens zwei HF-Sendespulen gänzlich unabhängig voneinander ansteuerbar. Die Anregungspulse sind schichtselektiv, so dass der Untersuchungsbereich bevorzugt eine Schicht durch ein zu untersuchendes Objekt, insbesondere durch den menschlichen oder tierischen Körper, ist. Bei den zu untersuchenden Objekten kann es sich um verschiedene Organe und Körperteile handeln, beispielsweise Kopf, Brust, Bauch oder Gliedmaßen. Das Verfahren kann auch bei Multislice-Bildgebungssequenzen verwendet werden, bei denen gleich mehrere Schichten angeregt werden.
  • Bei der Bildgebungssequenz handelt es sich vorzugsweise um eine Gradientenechosequenz, insbesondere um eine T2*-gewichtete Sequenz, zum Beispiel eine Sequenz zur Verwendung bei BOLD-fMRI. Geeignete Bildgebungssequenzen sind zum Beispiel FLASH (Fast Low Angle Shot), SWI (Suszeptibility Weighted Imaging) oder EPI (Echo-planar Imaging).
  • Das Verfahren weist einen ersten Schritt auf, in dem auf B1-Karten zugegriffen wird, welche die räumliche Verteilung der Sensitivität der zumindest zwei HF-Sendespulen über den Untersuchungsbereich darstellen. Dabei handelt es sich insbesondere um zweidimensionale Datensätze sc, welche für jede HF-Sendespule und für jede Schicht angeben, wie sensitiv die jeweilige HF-Spule an jedem Punkt bzw. Pixel innerhalb dieser Schicht ist. Diese B1-Karten können durch bekannte B1-Mapping-Verfahren gewonnen werden oder sind für jede HF-Sendespule vorgegeben. Bevorzugt ist jedoch ein Verfahren, bei dem nach dem Positionieren des Patienten in der Magnetresonanzanlage die B1-Karten jeweils experimentell mit speziell hierfür vorgesehenen Pulssequenzen bestimmt werden.
  • In einem weiteren Schritt, welcher zeitlich vor oder nach dem eben genannten Schritt stattfinden kann, wird auf eine Gs-Karte zugegriffen, welche die räumliche Verteilung von Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten im Untersuchungsbereich darstellt. Hierbei handelt es sich um Gradienten im Hauptmagnetfeld, insbesondere in der Richtung durch das Schichtprofil bzw. in Richtung der Schichtdicke (z-Richtung), welche durch Suszeptibilitätssprünge im zu untersuchenden Objekt hervorgerufen werden, zum Beispiel an den Grenzflächen zwischen Luft und Gewebe an den Lufthöhlen im Gehirn. Die Gs-Karte kann auf verschiedene Weise gewonnen werden, wie unten beschrieben.
  • In einem zeitlich nachfolgenden Schritt wird für jede HF-Sendespule ein Wert für einen zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten aus der Gs-Karte in Kombination mit der B1-Karte der HF-Sendespule berechnet. Die Berechnung zielt darauf ab, einen typischen oder den höchsten Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten für genau den Bereich zu finden, in dem die jeweilige HF-Sendespule sensitiv ist. Genau dieser zu korrigierende Wert kann dann nämlich durch eine entsprechende Zeitverzögerung des schichtselektiven Anregungspulses dieser HF-Sendespule kompensiert werden. Auch für diese Berechnung gibt es mehrere Möglichkeiten, welche unten näher erläutert werden.
  • In einem nächsten Schritt wird dann für jede HF-Sendespule eine Zeitverzögerung des Anregungspulses auf der Basis des zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten, des während des Anregungspulses anzulegenden Schichtgradienten und der Echozeit der Bildgebungssequenz berechnet. Insbesondere soll das Produkt aus Schichtgradienten mal Zeitverzögerung gleich sein mit dem Produkt aus Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten und Echozeit, um eine möglichst genaue Kompensation der Dephasierung aufgrund des Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten zu erreichen.
  • Nachdem nunmehr die Zeitverzögerung für jede HF-Sendespule berechnet wurde, wird in einem nächsten Schritt ein komplexer Gewichtungsfaktor zur Skalierung des Pulsprofils für jede HF-Sendespule berechnet. Dieser komplexe (d. h., bestehend aus Real- und Imaginärteil) Gewichtungsfaktor wird so optimiert, dass ein möglichst gleichmäßiges Magnetisierungsprofil über den Untersuchungsbereich, also insbesondere über die Schicht in der Schichtebene erreicht wird. Die Berechnung berücksichtigt zumindest die B1-Karten. Ein Ausführungsbeispiel dieses Optimierungsproblems ist weiter unten näher erläutert. Das Ziel dieses Schrittes ist es, eine möglichst gleichmäßige ”Ausleuchtung” der Schicht zu erreichen, also ein möglichst glattes, schönes und homogenes Bild.
  • In einem nächsten Schritt wird die Bildgebungssequenz durchlaufen, wobei die HF-Sendespulen jeweils während gleichzeitiger Anlegung eines Schichtgradienten einen Anregungspuls mit der berechneten Zeitverzögerung und mit einem gemäß der berechneten komplexen Gewichtung skalierten Pulsprofil abgeben. Vorzugsweise wird für jeden Anregungspuls das gleiche Pulsprofil bzw. die gleiche, statische Wellenform p verwendet. Die Stärke und Phase des Pulses wird dann mit dem komplexen Gewichtungsfaktor eingestellt.
  • Das erfindungsgemäße Verfahren hat den Vorteil, dass zum einen Signalauslöschungen durch Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten, insbesondere in Richtung der Schichtdicke kompensiert werden können. Im Gegensatz zum aus dem Stand der Technik bekannten Verfahren muss die Zeitverzögerung nicht manuell eingestellt werden, sondern wird automatisch berechnet. Dadurch wird die Kompensation noch genauer, und darüber hinaus ist ein derartiges Verfahren auch für die klinische Routine geeignet.
  • Ein weiterer Vorteil liegt darin, dass auch B1-Inhomogenitäten soweit möglich kompensiert werden, und zwar wiederum durch eine automatische Berechnung der komplexen Gewichtungsfaktoren. Dadurch kann ein homogeneres Schichtbild erstellt werden, was wiederum auch die Diagnose erleichtert.
  • Ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens liegt darin, dass ein vorgegebenes Pulsprofil verwendet wird, welches lediglich für die einzelnen HF-Sendespulen mit einem Gewichtungsfaktor multipliziert wird. Das heißt, es muss nicht für jede HF-Sendespule ein optimierter Anregungspuls berechnet werden, was den Rechenaufwand verringert.
  • Vorteilhaft an dem erfindungsgemäßen Verfahren ist fernerhin, dass B1- und B0-Karten verwendet werden, welche in der Regel sowieso bei den meisten MRT-Untersuchungen nach der Lagerung des Patienten bzw. Probanden in der Magnetresonanzanlage bestimmt werden. Somit verlängert sich die Dauer der Untersuchung durch das erfindungsgemäße Verfahren nicht.
  • Die Vorteile treten zum Beispiel bei Gradientenechosequenzen am Schädel, insbesondere im frontal-orbitalen Kortex und insbesondere bei hohen Hauptmagnetfeldstärken zutage.
  • Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
  • Die Gs-Karte kann gemäß einer Ausführungsform aus einer B0-Karte (auch ΔB0(x) genannt) berechnet werden, welche die räumliche Verteilung der Hauptmagnetfeld-Inhomogenität im Untersuchungsbereich darstellt. Hierbei handelt es sich bevorzugt jeweils um die Anweichung vom (mittleren) Hauptmagnetfeld, daher auch ΔB0(x) genannt, welche positiv oder negativ sein kann. Diese wiederum kann durch entsprechende B0-Mapping-Verfahren bestimmt werden, vorzugsweise nachdem eine zu untersuchende Person in der Magnetfeldanlage positioniert wurde. Dies kann durch entsprechende Ableitung in den Raumrichtungen geschehen, sofern die B0-Karte in ausreichender Auflösung vorhanden ist. Es ist jedoch auch ein einfacheres Verfahren möglich, und zwar kann für die Berechnung der Gs-Karte auch eine lineare Abhängigkeit des Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten von der in der B0-Karte hinterlegten Magnetfeld-Inhomogenität angenommen werden. Der Proportionalitätsfaktor α hat vorzugsweise Werte zwischen –1.0 und –2.0 μT/m/Hz. Dies ergibt sich aus der Überlegung, dass der Gradient des Hauptmagnetfelds grade an den Stellen besonders hoch ist, wo auch die Abweichung bzw. Inhomogenität besonders groß ist. Natürlich handelt es sich hierbei nur um eine Näherung, die jedoch für die Zwecke der vorliegenden Erfindung ausreichend gute Ergebnisse liefert.
  • Alternativ kann die Gs-Karte auch durch Zugriff auf eine Standard-Suszeptibilitätsverteilung bzw. eine Standard-Magnetfeldverteilung erhalten werden, welche in einer Datenbank für ein zu untersuchendes Körperteil gespeichert ist. Beispielsweise könnte man für einen typischen menschlichen Schädel eine Standard-Gs-Karte entwerfen, welche typische Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten im menschlichen Kopf aufweist. Diese Karte könnte gegebenenfalls, z. B. durch Registrierungsverfahren, an die individuellen Abmessungen und die Position des untersuchenden Schädels angepasst werden.
  • Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren, bei dem verschiedene Zeitverzögerungen für die verschiedenen HF-Sendespulen verwendet werden, ist zu beachten, dass jede Zeitverzögerung des Anregungspulses jeweils einen linearen Phasengradienten über das Schichtprofil erzeugt, der dazu geeignet ist, jeweils einen bestimmten Wert für einen Magnetfeldgradienten durch das Schichtprofil zu kompensieren. Es ist also notwendig, für jede HF-Sendespule einen einzigen Wert für einen zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten festzulegen. Hierzu wird natürlich die Gs-Karte benötigt, diese wird jedoch mit der B1-Karte der HF-Sendespule gewichtet, was auf verschiedene Arten geschehen kann. Beispielsweise kann für den zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten der maximale Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient innerhalb des sensitiven Bereichs der HF-Spule (beschrieben durch die B1-Karte) angenommen werden.
  • Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform wird dabei ein Schwellwert auf die B1-Karte der HF-Sendespule angewendet, um den sensitiven Bereich der HF-Sendespule zu ermitteln.
  • Gemäß einer anderen Ausführungsform, die zusätzlich zu dem Schwellwertverfahren angewendet werden kann, wird die B1-Karte normalisiert und als räumliche Gewichtung auf die Gs-Karte angewendet, beispielsweise wird die B1-Karte derart normalisiert, dass sie lediglich Werte zwischen 0 und 1 aufweist. Diese Werte werden dann mit der Gs-Karte multipliziert und der größte vorhandene Wert wird dann als der maximale Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient innerhalb des sensitiven Bereichs der HF-Spule angenommen und auf dieser Basis die Zeitverschiebung berechnet. Dies hat den Vorteil, dass jede HF-Spule durch die Zeitverschiebung ihres Anregungspulses möglichst genau den Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten kompensiert, der in dem durch sie angeregten Bereich, also dem sensitiven Bereich dieser HF-Sendespule, vorherrschend ist. Dadurch lässt sich eine möglichst gute Signal-Rückgewinnung über den gesamten Untersuchungsbereich erreichen.
  • Alternativ zur Verwendung des maximalen Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten innerhalb des sensitiven Bereichs der jeweiligen HF-Sendespule kann auch ein anderer Wert verwendet werden, zum Beispiel der durchschnittliche Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient innerhalb des sensitiven Bereichs. Gemäß einer anderen Ausführungsform kann auch der Mittelwert plus eine Standardabweichung oder der Mittelwert plus zwei Standardabweichungen oder der Mittelwert plus drei Standardabweichungen verwendet werden. Dies hat gegenüber der Verwendung des höchsten bzw. maximalen Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten innerhalb des sensitiven Bereichs der HF-Sendespule den Vorteil, dass Ausreißer das Ergebnis nicht verzerren können.
  • Eine weitere Möglichkeit ist die Verwendung des so genannten ”Trimmed Maximum”. Hierbei wird vorzugsweise ein Histogramm der Verteilung der Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten innerhalb des sensitiven Bereichs der HF-Sendespule aufgestellt. Es wird das Maximum bestimmt und von diesem ein bestimmter Prozentsatz abgezogen, beispielsweise 5%.
  • Durch diese verschiedenen statistischen Schätzungen wird somit eine schicht- und spulenspezifische Zeitverzögerung des Anregungspulses berechnet.
  • Für die Erfindung ist es vorteilhaft, wenn die zumindest zwei HF-Sendespulen nicht genau überlappende sensitive Bereiche aufweisen. Das Verfahren funktioniert jedoch auch dann, wenn die HF-Sendespulen sehr stark überlappende sensitive Bereiche aufweisen, sie sollten lediglich nicht identisch sein. Dies dürfte jedoch nicht der Fall sein, wenn zwei verschiedene HF-Sendespulen zum Einsatz kommen, insbesondere wenn zwei oder mehrere lokale HF-Sendespulen verwendet werden.
  • Der Schwellwert kann beispielsweise derart festgelegt werden, dass die jeweiligen sensitiven Bereiche der einzelnen HF-Sendespulen sich etwas überlappen, jedoch nicht zu stark, so dass insbesondere der gesamte Untersuchungsbereich in zumindest einem sensitiven Bereich einer Spule liegt, die Überlappung aber möglichst gering ist. Bevorzugt wird für jede HF-Sendespule der gleiche Schwellwert angewendet, es können jedoch auch verschiedene Schwellwerte verwendet werden.
  • Zur Erreichung einer möglichst gleichmäßigen Auslenkung der (Gleichgewichts-)Magnetisierung durch den Anregungspuls über dem Untersuchungsbereich, also zum Beispiel über eine bestimmte Schicht, wobei es hier im Wesentlichen um die Gleichmäßigkeit innerhalb der Schichtebene (und nicht über die Schichtdicke) geht, wird das vorgegebene Pulsprofil des Anregungspulses für jede HF-Sendespule mit einem komplexen Gewichtungsfaktor gewichtet. Dieser wird gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren automatisch berechnet, wobei die Berechnung zumindest die B1-Karten berücksichtigt, also die Sensitivitätsprofile der HF-Sendespulen über den Untersuchungsbereich. Die komplexen Gewichtungsfaktoren werden dann derart gewichtet, dass der Flipwinkel über den gesamten Untersuchungsbereich möglichst gleich ist, z. B. dadurch, dass die jeweilige Stärke der Anregungspulse auf den HF-Spulen entsprechend optimiert wird. Wird ein Bereich von mehreren HF-Sendespulen erreicht, müssen die Wirkungen der jeweiligen Anregungspulse, einschließlich ihrer jeweiligen Zeitverzögerung, die vorher bereits festgelegt wurde, miteinander kombiniert bzw. addiert werden.
  • Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform berücksichtigt die Berechnung der komplexen Gewichtungsfaktoren daher nicht nur die B1-Karten, sondern auch die k-Raum Trajektorie des Anregungspulses. Diese Trajektorie k(t) ist definiert als die zeit-reversierte Integration der Gradienten-Wellenformen, also des Schichtgradienten, der während des Anregungspulses angelegt wird.
  • Darüber hinaus werden gemäß einer Ausführungsform auch das vorgegebene Pulsprofil und/oder die B0-Karte und/oder die berechneten Zeitverzögerungen der Anregungspulse berücksichtigt.
  • Dies hat den Vorteil, dass die Wirkung der jeweiligen zeitverzögerten schichtselektiven Anregungspulse auf den verschiedenen HF-Sendespulen möglichst genau berechnet werden kann. Es wird dann vorzugsweise eine Gleichung aufgestellt, welche die Wirkung des vorgegebenen Pulsprofils, jeweils gewichtet mit den komplexen Gewichtungsfaktoren, unter Anlegung des vorbestimmten Schichtgradienten und unter Berücksichtigung der B1- und gegebenenfalls B0-Karten wiedergibt, vorzugsweise in Form einer Matrizen- bzw. Vektorgleichung. Hiervon wird dann die Zielmagnetisierung, also ein möglichst flaches Magnetisierungsprofil über die gesamte Schicht bzw. den gesamten Untersuchungsbereich abgezogen und der Betrag dieser Differenz wird minimiert. Mathematisch gesehen kann dies in einer Ausführungsform dargestellt werden durch den Betrag aus dem Produkt aus einer Gesamt-Systemmatrix mit dem optimierten Pulsprofil minus die Zielmagnetisierung, welcher minimiert wird.
  • Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform wird im Zuge des Minimierungsverfahrens noch ein Regularisierungsterm hinzuaddiert. Gemäß einer Ausführungsform kann es sich hierbei um einen Tikhonov-Regularisierungsterm handeln, wie er in dem Artikel von W. Grissom in Magnetic Resonance in Medicine 56: 620–629 (2006) beschrieben ist.
  • Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform wird am Anfang des Verfahrens auf einen benutzerdefinierten SNR-Wert zugegriffen, welcher einen Grad des möglichen Signalverlustes durch die Zeitverzögerung bestimmt und der bei der Berechnung der Zeitverzögerung berücksichtigt wird. Dies beruht auf der Erkenntnis, dass durch eine Zeitverschiebung zwischen den einzelnen Anregungspulsen auch das Schichtprofil gegebenenfalls verringert wird, was wiederum negative Auswirkungen auf das Signal-zu-Rausch (SNR) Verhältnis hat. Es handelt sich also um einen Ausgleich (Trade-Off) zwischen dem Signal-zu-Rausch-Verhältnis und einer möglichst optimalen Korrektur der aus den B0-Inhomogenitäten resultierenden Suszeptibilitätsartefakten. Gemäß der bevorzugten Ausführungsform kann der Benutzer hier eine eigene Abwägung treffen. Bei der Berechnung der Zeitverzögerung kann dann beispielsweise das Signal-zu-Rausch-Verhältnis erhalten werden, indem ein maximaler Wert für die Zeitverzögerung der Anregungspulse verwendet wird.
  • Das Pulsprofil des Anregungspulses weist vorzugsweise eine sinc-Wellenform auf. Es sind jedoch auch andere HF-Pulstypen denkbar, beispielsweise 2DRF-Pulse, welche jeweils eine Abfolge von mehreren Subpulsen aufweisen. Diese werden beispielsweise gemeinsam mit EPI-Spokes-Trajektorien verwendet. Grundsätzlich kann das erfindungsgemäße Verfahren auf alle Pulsformtypen und Arten von Anregungspulsen angewendet werden, insbesondere auf Pulsformen, die mit einem Gradienten ausgespielt werden.
  • Die Erfindung ist auch auf eine Magnetresonanzanlage gerichtet, welche wenigstens eine Gradientenspule zur Erzeugung eines Gradientenfeldes aufweist, sowie zumindest zwei über je einen Sendekanal verfügenden HF-Sendespulen zur Erzeugung von Hochfrequenzpulsen, sowie eine Steuerungseinrichtung, welche die Magnetresonanzanlage steuert. Die Steuerungseinrichtung ist beispielsweise dazu in der Lage, die Gradientenspulen zu schalten und die HF-Sendespulen über die Sendekanäle derart anzusteuern, dass bestimmte Anregungspulse gesendet werden. Darüber hinaus steuert die Steuerungseinrichtung auch die Datenakquisition. Die Steuerungseinrichtung ist beispielsweise Teil einer Konsole, eines Computers, eines PCs, Laptops, Tablet-Computers oder sogar eines mobilen Gerätes, z. B. Smartphones. Die Steuerungseinrichtung ist zur Durchführung des Verfahrens konfiguriert. Insbesondere ist sie dazu in der Lage, die Magnetresonanzanlage derart zu steuern, dass sie das erfindungsgemäße Verfahren ausführt. Die HF-Sendespulen können gleichzeitig auch Empfangsspulen sein, also das MR-Signal empfangen.
  • Die Magnetresonanzanlage kann ein Hauptmagnetfeld von 1,5 T, 2 T oder zum Beispiel 3 T aufweisen, besonders bevorzugt handelt es sich um eine Hochfeldanlage. Die Magnetresonanzanlage kann beispielsweise ein MR-Scanner mit zwei vollintegrierten Ganzkörper-Sendekanälen oder Sendespulen sein, z. B. Siemens Magnetom Prisma und Skyra.
  • Darüber hinaus ist die Erfindung auch auf ein digitales Speichermedium gerichtet, welches ein Softwareprogramm mit Programmcodeabschnitten aufweist, welche eine Magnetresonanzanlage dazu veranlassen, das erfindungsgemäße Verfahren auszuführen, wenn das Softwareprogramm auf der Magnetresonanzanlage ausgeführt wird. Genaugenommen wird das Softwareprogramm auf der Steuerungseinrichtung ausgeführt, welche die Magnetresonanzanlage ansteuert. Die Erfindung ist auch auf ein entsprechendes Softwareprogramm gerichtet.
  • Mathematischer Hintergrund
  • Wenn bei der Akquisition eines Gradientenecho-Bildes ein Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient primär in der Richtung durch die Schichtdicke vorhanden war, wie dies zum Beispiel in axialen Schichtbildern oberhalb der Lufthöhlen im Gehirn der Fall ist, dann kann das Bild I(x, y), welches mit einem schichtselektiven HF-Puls zum Zeitpunkt TE generiert wird, wie folgt berechnet werden:
    Figure DE102014206398B4_0002
  • Hier ist Gs(x, y) der räumlich variierende Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient in Richtung der Schichtdicke („throughplane direction”), und m(z) ist das Schichtprofil, M(x, y, z) bezeichnet die zur Verfügung stehende Gleichgewichts-Magnetisierung an jedem Punkt. Phasenauslöschung durch Integration in z-Richtung, also über die Schichtdicke, wird zu Signalverlusten in I(x, y) führen.
  • Bei dem z-Shim-Ansatz wird ein zeitverzögerter schichtselektiver Anregungspuls verwendet, um einen linearen Phasengradienten entlang des Schichtprofils anzulegen, welcher Idealerweise die räumlich variierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten in dieser Richtung kompensiert. In Gegenwart eines schichtselektiven Gradienten Gz führt also ein um die Zeitverzögerung τ verzögerter HF-Puls mit dem Pulsprofil b(t) zu einem Phasenterm entlang des Schichtprofils m(z). Bei mehreren HF-Sendespulen mit voneinander unabhängigen Sendekanälen kann ein simultaner z-Shim dadurch erreicht werden, dass auf C unterschiedlichen Sendekanälen das gleiche Pulsprofil b(t), jedoch mit einer individuellen Zeitverzögerung τc gesendet wird, siehe Deng et al.
  • Figure DE102014206398B4_0003
  • Dabei ist bc(t + τc) das HF-Pulsprofil auf dem c-ten Sendekanal, verzögert um τc.
  • Wenn man stets das gleiche Pulsprofil b(t) verwendet, so erhöht sich mit Erhöhung der Zeitverzögerung τc dieses Pulsprofils die Steilheit des Phasengradienten entlang des Schichtprofils. Dadurch kann der Phasengradient an den Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten Gs angepasst werden. Idealerweise soll die Zeitverzögerung τc an der Schichtposition zn von N-Schichten individuell so angepasst werden, dass die Phasenvariation aufgrund des Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten in Z-Richtung zu einer gegebenen Echozeit TE genau kompensiert wird: Gz·τc(zn) = Gs(x, y; zn)·TE [3]
  • Dabei ist Gz der Schichtgradient, der während des Anregungspulses angelegt wird. Im Prinzip kann durch diesen Ansatz kein räumlich variierender Phasengradient kompensiert werden, da die auferlegte lineare Phase global entlang des Schichtprofils m(z) angelegt wird, unabhängig von den x, y-Koordinaten innerhalb der Schicht. Andererseits erlaubt das räumlich lokalisierte Sensitivitätsprofil sc der HF-Sendespulen, welches den sensitiven Bereich der jeweiligen HF-Sendespule beschreibt, einen gewissen Grad von räumlich variierenden Phasenverteilungen, wenn die HF-Sendespulen mit räumlich unterschiedlichen Sensitivitätsprofilen sc jeweils unterschiedliche Zeitverzögerungen τc aufweisen.
  • Um einen Wert für Gs zu gewinnen, kann gemäß einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung die Näherung angewendet werden, wonach der Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient Gs ungefähr aus der B0-Karte, also einer Karte der Abweichungen des Hauptmagnetfeldes von der Grundmagnetfeldstärke bzw. einer Karte der Hauptmagnetfeld-Inhomogenitäten ΔB0(x, y; zn) hergeleitet werden kann. Insbesondere hat sich gezeigt, dass eine lineare Beziehung mit einer Steigung α im Bereich von etwa –1.0 bis –2.0 μT/m/Hz vernünftige Ergebnisse liefert, siehe Chun-Yu Yip et al ”Spectro-Spatial Pulse Design for Through-Plane Phase Precompensatory Slice Selection in T2*-Weighted Functional MRI”, Magnetic Resonance in Medicine 61: 1137–1147 (2009). Man kann also die durch bekannte Verfahren herleitbaren B0-Karten dazu verwenden, um den durch Suszeptibilitätsunterschiede hervorgerufenen Gradienten im Hauptmagnetfeld entlang des Schichtprofils, welche für die Signalverluste verantwortlich sind, zu berechnen: Gs(x, y; zn) = α·ΔB0(x, y; zn) [4]
  • Somit kann also die im Rahmen einer MR-Untersuchung sowieso beispielsweise zu Zwecken der HF-Pulsoptimierung bestimmte B0-Karte verwendet werden, und keine zusätzlichen Einstellungen werden benötigt. Nach Einsetzen dieser Annahmen in Formel 3 kann die schicht- und HF-Sendespulenspezifische Zeitverzögerung durch die folgende Formel berechnet werden:
    Figure DE102014206398B4_0004
    wobei α die Steigung ist, die die funktionale Beziehung zwischen den Feldstärken-Offset und dem Feldgradienten durch das Schichtprofil beschreibt, max[ΔB0(x, y; zn)] ist der stärkste Feldstärken-Offset und somit der am stärksten kritische Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient innerhalb des sensitiven Bereichs der jeweiligen HF-Sendespule, bzw. des spulenspezifischen RoI (Region of Interest) Wsc. Die spulenspezifische RoI wird zum Beispiel dadurch definiert, dass das räumliche Sensitivitätsprofil sc(x, y; zn) auf geeignete Weise einem Schwellwert unterworfen wird, um den Einfluss der c-ten HF-Sendespule zu lokalisieren. Im Fall von stark überlappenden sensitiven Bereichen der einzelnen HF-Sendespulen ist das Problem, eine jeweils geeignete HF-Sendespule einer gegebenen räumlichen Verteilung des Feldgradienten aufgrund von Suszeptibilitätseffekten Gs(x, y; zn) zuzuordnen, relativ anspruchsvoll. Hier kann jedoch ein Wert für einen zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Feldgradienten iterativ bestimmt werden, mit den Sensitivitätsprofilen der HF-Sendespulen – den sogenannten B1-Karten – korreliert werden, und schließlich von Gs(x, y; zn) ausgeschlossen werden, um geeignete Zeitverzögerungen τc herauszufinden.
  • Wenn geeignete τc ermittelt sind, kann ein geeigneter komplexer Gewichtungsfaktor zur Skalierung des Pulsprofils für jede HF-Sendespule berechnet werden, um eine möglichst gleichmäßige Auslenkung der Magnetisierung durch den Anregungspuls über den Untersuchungsbereich, also über die gesamte Schicht (insbesondere in x, y-Richtung) zu erreichen. Hierbei wird folgendermaßen vorgegangen:
    Unter Annahme von kleinen Flipwinkeln kann die räumliche Verteilung der ausgelenkten Magnetisierung, also die Magnetisierung in der transversalen Ebene, die durch eine einzelne HF-Sendespule erzeugt wird, durch das Fourier-Integral einer Auslenkungs-K-Raum-Trajektorie k(t) = [kx(t)y(t)kz(t)] approximiert werden, gewichtet durch ein komplexes Pulsprofil b(t) und räumlich gewichtet durch das komplexe Sensitivitätsprofil sc(x) der jeweiligen HF-Sendespule:
    Figure DE102014206398B4_0005
  • Dabei ist γ das gyromagnetische Verhältnis, m0 ist die Größe der Gleichgewichtsmagnetisierung, T ist die Pulslänge und eiγB0(x)(t–T) repräsentiert die Phase, die aufgrund der Inhomogenitäten im Hauptmagnetfeld entsteht, die durch die B0-Karte ΔB0(x) definiert sind. Die Trajektorie k(t) ist definiert als die zeit-reversierte Integration der Gradienten-Wellenform, siehe P. Ullmann et al, Magnetic Resonance in Medicine 54: 994–1001 (2005). Wenn man die Linearität in dem Bereich der kleinen Flipwinkel ausnutzt, können die Anregungsprofile von multiplen HF-Sendespulen räumlich überlagert werden, um ein komplexes Muster zu bilden:
    Figure DE102014206398B4_0006
  • Wobei C die Anzahl der HF-Sendespulen ist, jeweils mit einem Sensitivitätsmuster sc(x) und einem HF-Pulsprofil bc(t). Wenn man diese Formeln diskretisiert, und zwar in der Zeitdomäne mit Nt-Punkten und in der räumlichen Domäne mit Ns-Punkten, kann man dies schreiben als:
    Figure DE102014206398B4_0007
  • Wobei m ein Vektor der Länge Ns vor räumlichen Abtastpunkten des überlagerten Anregungsmusters ist, Sc = diag{sc(xi)} eine diagonale Matrix ist, welche Abtastpunkte des Sensitivitätsmusters der Spule c enthält, und bc ist ein Vektor der Länge Nt von Abtastpunkten, welcher den HF-Puls der HF-Sendespule c repräsentiert. Das (ij)-te Element der Ns×Nt-ystemmatrix A ist gegeben durch
    Figure DE102014206398B4_0008
  • Formel 8 kann durch horizontale Konkatenation der Matrizen ScA und vertikale Konkatenation der Vektoren bc umgeschrieben werden zu:
    Figure DE102014206398B4_0009
  • Für m wird nun der Vektor mdes eingesetzt, welcher Ns Abtastpunkte eines gewünschten Magnetisierungsprofils an den räumlichen Punkten xi enthält. Beispielsweise setzt man hier ein über x, y in der jeweiligen Schicht flaches Magnetisierungsprofil ein, um eine möglichst gleichmäßige Auslenkung der Magnetisierung über die Schicht und somit möglichst geringe B1-Inhomogenitäten zu erreichen.
  • Daraus ergibt sich dann das folgende Minimierungsproblem, welches gelöst werden muss, um einen optimierten HF-Puls b zu erhalten.
  • Figure DE102014206398B4_0010
  • Dabei bezeichnet W die Region die von Interesse, und zwar als eine Ns×Ns diagonale Matrix, die eine Fehlergewichtung enthält, die man dazu benutzen kann, beispielsweise Regionen im Bild ohne Spins den von der interessierenden Region auszuschließen, und R(bfull) bezeichnet einen allgemeinen Regularisierungsterm, der eine Funktion der HF-Abtastpunkte ist. Als Regularisierungsterm R(b) wird unter anderem die Tikhonov Regularisierung mit β∥bfull∥ 2 / 2 verwendet.
  • Afull ist die Gesamt-Systemmatrix.
  • Dieses B1-Optimierungsproblem ist ähnlich zu dem normalen HF-Shimming-Ansatz, bei dem eine flache Zielmagnetisierung m optimiert werden muss.
  • Für diesen Zweck werden für jeden RF-Sendekanal spezifische komplexe Gewichtungsfaktoren wc eingeführt, welche optimal eine statische HF-Wellenform bzw. ein HF-Pulsprofil p skalieren, bc = wcp. Im Gegensatz zum herkömmlichen HF-Shimming wird das statische HF-Pulsprofil jedoch nicht simultan auf allen C Sendekanälen gesendet, sondern der Anfang der Wellenform p unterscheidet sich von Kanal zu Kanal aufgrund der eingefügten Zeitverschiebung τc: bc(tj) = wc·p(tj – tcenter + Np/2 – τc) [12] wobei tj = 1...Nt und k(tcenter) = 0.
  • Dabei ist bc die diskretisierte HF-Wellenform des c-ten HF-Sendekanals mit Nt Abtastpunkten in der Zeit, tcenter ist der Zeitpunkt, an dem die Anregungstrajektorie im k-Raum k das Zentrum des k-Raums durchläuft, und Np die Anzahl der Abtastpunkte der statischen Wellenform p.
  • Die Gesamt-Systemmatrix A muss auch spezifiziert werden und wird durch HF-kanalspezifisiche Systemmatrizen A ~c und diagonale Matrizen S ~c verkettet, welche die Informationen über die HF-Spulensensitivität sc an den räumlichen Koordinaten x mit Ns Abtastpunkten enthalten: A = ⌊S ~1A ~1...S ~CA ~C⌋ wobei S ~c = diag{sc(x)} [13]
  • Das i-te räumliche Element aic der Systemmatrizen A ~c enthält weitere Informationen über den Zeitverlauf der k-Raumtrajektorie k und der evolvierenden Off-Resonanzeffekte, die durch die Inhomogenitäten im Hauptmagnetfeld ΔB0 innerhalb der gesamten Pulsdauer Tpulse = NtΔt entstehen.
  • Figure DE102014206398B4_0011
  • Hierbei kann die Zeitdimension durch den Faktor Np komprimiert werden, da die Wellenform p statisch ist, und p somit von dem Lösungsvektor bc auf die Matrix A ~c transferiert wird. Somit sind, wie beim HF-Shimmen die finalen Dimensionen von A = Ns × C. A unterscheidet sich jedoch in seiner Zusammensetzung leicht für Δtc ≠ 0.
  • Das Minimierungsproblem kann nun auf verschiedene Arten gelöst werden, zum Beispiel durch Inversion oder durch die sogenannte Conjugate-Gradient(CG)-Methode, wie in dem Artikel von W. P. Sutton in IEEE Transactions in Medical Imaging; 22: 178–188 (2003) beschrieben.
  • Durch diese Minimierung können somit Werte für wc gefunden werden, also ein komplexer Gewichtungsfaktor für jede HF-Sendespule, mit der das statische Pulsprofil p, welches vorgegeben ist, gewichtet wird.
  • Die Erfindung wird nun anhand von Ausführungsbeispielen mit Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. In den Zeichnungen zeigen:
  • 1 eine vereinfachte perspektivische Darstellung einer Magnetresonanzanlage, mit der das erfindungsgemäße Verfahren ausgeführt werden kann;
  • 2 ein Längsschnitt durch die Magnetresonanzanlage 1;
  • 3 ein Flussdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens;
  • 4 ein Ablaufdiagramm eines Teils des erfindungsgemäßen Verfahrens.
  • Mit Bezug auf 1 weist eine erfindungsgemäß ausgestaltete Magnetresonanzanlage 1 in der dargestellten Ausführungsform einen Hauptmagneten 4 mit einem Innenraum 9 auf. Ein Patient 3 ist auf eine Patientenliege 2 gebettet, welche entlang der Geräteachse 20 in den Innenraum 9 gefahren werden kann.
  • Im dargestellten Beispiel befindet sich der Kopf des Patienten 3 in einer Kopfspule 8, welche in diesem Fall aus zwei separaten HF-Sendespulen 8a und 8b zusammengesetzt ist. Dies ist lediglich eine von vielen denkbaren Ausführungsbeispielen. Beispielsweise könnten die beiden HF-Sendespulen auch als Ganzkörperspulen ausgebildet und fest in die Magnetresonanzanlage 1 integriert sein. Ferner können auch mehr als zwei HF-Sendespulen vorgesehen sein. Beispielsweise sind Kopfspulen denkbar, welche aus vier jeweils konzentrisch um eine Achse angeordneten HF-Sendespulen bestehen.
  • Die Kopfspule 8 ist durch den Kabelstrang 16 an den Anschluss 17 angeschlossen und wird, wie auch alle anderen Komponenten der Magnetresonanzanlage, durch die Steuerungseinheit 6 gesteuert. Diese ist typischerweise in eine Bedienkonsole 10 integriert. Die Steuerungseinheit 6 ist typischerweise Teil eines Computers, beispielsweise die zentrale Recheneinheit, wie eine CPU. Ferner können auch Speicherbausteine, zum Beispiel eine Harddisc oder ein RAM oder andere Datenspeicher zur Speicherung von vorbestimmten Werten, Pulsprofilen etc., Teil der Steuerungseinheit 6 sein. Die Bedienkonsole 10 weist darüber hinaus einen Bildschirm 5 sowie gegebenenfalls Eingabemittel wie Tastatur und Maus (nicht dargestellt) auf, welche einem Anwender die Eingabe von Daten erlauben, z. B. eines SNR-Wertes. Ein Softwareprogramm, welches Programmecodeabschnitte Prg zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens enthält, kann auf einem digitalen Speichermedium 15, beispielsweise einem digitalen, optischen oder magnetischen Datenspeicher, zum Beispiel einer CD-ROM gespeichert sein und kann dadurch in die Steuerungseinheit 6 hochgeladen werden.
  • 2 zeigt wiederum im Längsschnitt die Liege 2 mit dem darauf gebetteten Patienten 3. Der Kopf des Patienten liegt in der Kopfspule 8, welche aus zwei unabhängigen HF-Sendespulen 8a und 8b aufgebaut ist. Über das Kabel 16 ist die Kopfspule 8 mit der Steuerungseinrichtung 6 verbunden. Über die Leitungen 7 steuert die Steuerungseinrichtung 6 auch die übrigen Komponenten der Magnetresonanzanlage 1. Dabei handelt es sich u. a. um den Hauptmagneten 4. Dieser beinhaltet u. a. die Spule 12, welche das Hauptmagnetfeld generiert und in der Regel aus supraleitendem Material besteht. Ferner ist ein Gradientensystem 13 vorhanden, welche wenigstens eine Gradientenspule zur Erzeugung eines Gradientenfeldes umfasst. Shim-Spulen 11 sind ebenfalls schematisch dargestellt. Eine HF-Körperspule ist mit dem Bezugszeichen 14 versehen. Die Darstellung in 2 ist rein schematisch, und die räumliche Anordnung dieser Komponenten kann anders sein als dargestellt. Weitere Komponenten der Magnetresonanzanlage, wie z. B. ADC's, Frequenzgeneratoren, Verstärker, Filter und andere Wandler, sind in dieser Figur nicht dargestellt.
  • Durch den Hauptmagneten 4 wird ein starkes Hauptmagnetfeld erzeugt, welches insbesondere innerhalb des Bereichs 18 ausreichend homogen für die Akquisition von Magnetresonanzdaten, insbesondere Bilddaten, ist.
  • 3 zeigt schematisch einen Ablaufplan des erfindungsgemäßen Verfahrens. In Schritt S1 wird ein Patient in der Magnetresonanzanlage gelagert und entsprechende HF-Sendespulen werden ausgewählt bzw. am zu untersuchenden Körperteil des Patienten positioniert, sofern es sich um Lokalspulen handelt. In Schritt S2 wird dann durch ein bekanntes B1-Mapping-Verfahren die räumliche Verteilung der Sensitivität der zumindest zwei HF-Sendespulen gemessen, und zwar insbesondere in dem Untersuchungsbereich bzw. über die Fläche der zu untersuchenden Schicht bzw. Schichten. Die gemessenen Sensitivitäten werden jeweils in entsprechenden Bilddatensätzen gespeichert, die jeweils den einzelnen zu untersuchenden Schichten entsprechen. Im Schritt S3 werden die Inhomogenitäten des Hauptmagnetfeldes B0 mit entsprechenden B0-Mapping-Verfahren gemessen. Auch hier werden die Messdaten in entsprechenden Bilddatensätzen abgelegt, welche jeweils einer zu messenden Schicht entsprechen. Dabei wird bevorzugt lediglich die Abweichung vom Hauptmagnetfeld, bzw. dem Mittelwert des statistischen Magnetfeldes im Untersuchungsbereich, abgespeichert.
  • In Schritt S4 wird aus der B0-Karte für den Untersuchungsbereich bzw. die zu untersuchende Schicht eine Gs-Karte berechnet, welche die räumliche Verteilung des Magnetfeldgradienten im Untersuchungsbereich darstellt. Dies erfolgt unter Zuhilfenahme von gespeicherten Informationen D1, insbesondere unter Annahme einer linearen Abhängigkeit des Magnetfeldgradienten von der Abweichung des Magnetfeldes vom Mittelwert. Entsprechende Proportionalitätsfaktoren sind zum Beispiel Werte zwischen –1.0 bis –2.0 μT/m/Hz.
  • In Schritt S5 wird dann für jede HF-Sendespule ein Wert für einen zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten aus der Gs-Karte in Kombination mit der B1-Karte der HF-Sendespule berechnet. Vorzugsweise wird hierfür ein Histogramm aller Magnetfeldgradienten innerhalb eines sensitiven Bereichs der HF-Sendespule, der zum Beispiel mittels Schwellwertverfahren bestimmt wird, erstellt. Aus dieser statistischen Verteilung wird dann entweder der Mittelwert genommen, oder ein vom Betrag her besonders hoher Wert, welcher dann als der Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient festgelegt wird, dessen Wirkung auf die Dephasierung der Spins in Richtung der Schichtdicke durch eine Zeitverzögerung des HF-Anregungspulses ausgeglichen werden soll.
  • In Schritt S6 wird dann auf der Basis dieses zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten sowie des Schichtgradienten und der Echozeit der Bildgebungssequenz eine entsprechende Zeitverzögerung τ1...τc berechnet und im Datensatz D2 gespeichert.
  • Unter Berücksichtigung dieser Zeitverzögerungen sowie weiterer in D2 hinterlegten Daten, beispielsweise der B1-Karten, wird daraufhin in Schritt S7 ein komplexer Gewichtungsfaktor zur Skalierung des Pulsprofils für jede HF-Sendespule berechnet. Die komplexen Gewichtungsfaktoren sind dahingehend optimiert, dass eine möglichst gleichmäßige Auslenkung der Magnetisierung durch den Anregungspuls bzw. die Anregungspulse aller HF-Sendespulen über den Untersuchungsbereich erzielt wird.
  • In Schritt S8 wird dann die gewählte Gradientenecho-Bildgebungssequenz durchlaufen, wobei die HF-Sendespulen jeweils während der Anlegung eines Schichtgradienten einen Anregungspuls mit der berechneten Zeitverzögerung und mit einem gemäß der berechneten komplexen Gewichtungsfaktoren skalierten Pulsprofil abgeben.
  • Die Schritte S4 bis S6 sind in der 4 nochmals genauer dargestellt.
  • Dabei bezeichnet 20 die B0-Karten, für jede zu untersuchende Schicht eine. Durch Multiplikation mit der Steigung α werden daraus dann entsprechende Gs-Karten 21 berechnet, und zwar für jede der zu untersuchenden Schichten 1, ..., N eine Gs-Karte 21. Diese stellen eine lineare Schätzung des Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten in Richtung der Schichtdicke z dar.
  • In einem nächsten Schritt 22 werden die B1-Karten verwendet. Hiervon gibt es für jede Schicht n eine Anzahl von C B1-Karten, wobei C die Anzahl der HF-Sendespulen angibt. In der 4 sind jeweils nur für die Schicht n schematisch die Sensitivitätsprofile 24 der Spulen 1, 2, 3 und C dargestellt. Aus den Sensitivitätsprofilen 24 ergibt sich, dass die HF-Sendespulen in diesem Fall etwa konzentrisch um einen Kopf herum angeordnet sind. Die B1-Karten werden dann einem Schwellwertverfahren unterworfen. Dadurch wird für jede Spule ein sensitiver Bereich bzw. eine Region von Interesse Ws1, ..., WSC festgelegt, dargestellt bei 26. Wie man sieht, überlappen sich in diesem Fall die sensitiven Bereiche W der einzelnen HF-Sendespulen ein wenig, jedoch nicht sehr. Dies ist günstig, um die HF-Sendepulse jeweils auf die Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten optimieren zu können. Hierfür muss jedoch für jede HF-Sendespule ein geeigneter zu korrigierender Wert gefunden werden. Dafür wird in Schritt 28 für jede HF-Sendespule ein Histogramm 25 aller in den B1-Karten hinterlegten Magnetfeldgradienten innerhalb der jeweiligen Region von Interesse W erstellt. In den Histogrammen 25 ist jeweils der maximale Wert des Magnetfeldgradienten, also der vom Betrag her größte Wert, mit einem Pfeil markiert. Dieser Wert wird in diesem Ausführungsbeispiel als zu korrigierender Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient angenommen. Er wird daraufhin in Schritt 29 mit der Echozeit TE der Bildgebungssequenz multipliziert und durch den Schichtgradienten Gz dividiert, woraus sich dann die jeweiligen Zeitverzögerungen τ1, ..., τc (Bezugszeichen 30) ergeben. Sollen mehrere Schichten im Rahmen der Bildgebungssequenz gemessen werden, so werden die Schritte 22, 28, 29 jeweils für die anderen Schichten 1, 2, 3, ..., N ebenfalls durchgeführt.
  • Experimentelle Beispiele
  • Eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wurde auf einer 3 T Magnetom Skyra Magnetresonanzanlage (Siemens, Erlangen, Deutschland) unter Benutzung einer mehrschichtgradientenechobasierten FLASH-Sequenz durchgeführt. Die Bilder wurden mit einer Field-Of-View von 240 × 240 mm2, Auflösung 256 × 256 Punkte, 26 Schichten, Schichtdicke 5 mm, TE/TR 20/600 Millisekunden, einem GRAPPA Beschleunigungsfaktor 2 und einem Flipwinkel von 25 Grad akquiriert.
  • Die komplexen Sensitivitätsprofile der HF-Spulen (B1-Karten) wurden mit Hilfe einer Pre-Sättigungs turbo-FLASH-Sequenz gemessen, wie beschrieben in H. P. Fautz et al ”B1-Mapping of Coil Arays for Parallel Transmission”, Proceedings of the 16th Annual Meeting of the ISMRM-Toronto, Kanada 2008; 1247. Eine B0-Karte mit Fett-Wasser in-Phase wurde auf der Basis eines Multi-Echoansatzes berechnet, ähnlich wie in dem Artikel von J. Dagher et al, Magnetic Resonance in Medicine 71: 105–117 (2014). Die so erhaltene B0-Karte wurde sowohl bei der Berechnung der Schicht- und HF-Sendespulen-spezifischen Zeitverzögerungen als auch bei der Berechnung der komplexen Gewichtungsfaktoren verwendet.
  • Die Berechnungen der Zeitverzögerungen wurden mit Mathlab 8.0 (Mathworks, Natick, MA) unter Verwendung eines Magnitudeleast-Squares Ansatzes berechnet. Gebräuchliche Hamminggefilterte HF-Sinc-Pulsprofile wurden als statische schichtselektive HF-Wellenformen bzw. Pulsprofile p verwendet und mit Np = 200 Absatzpunkten diskretisiert. Um eine zu starke Veränderung des Schichtprofils zu vermeiden, wurde die maximale Zeitverzögerung auf 50% der Dauer des Haupt-Sinc-Bauches begrenzt. Wenigstens ein HF-Kanal sendete ohne Zeitverzögerung, um die Standardsignal-Echozeitbeziehung festzulegen, nämlich der HF-Kanal mit dem ursprünglich niedrigsten Wert für die Zeitverzögerung. Der Schichtgradient wurde auf 19 mT/m gesetzt. Alle Pulse wurde dahingehend regularisiert, dass sie innerhalb der durch die HF-Hardware und SAR vorgegebenen Grenzen blieben.
  • Die Messungen wurden mit zwei unabhängigen und voll integrierten Ganzkörpersendespulen durchgeführt.
  • Die Zeitverzögerung wurde zum einen angepasst, um den besten Kompromiss zwischen der lokalen Kompensation der Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten und des SNR-Niveaus (τ = 300 μs) und zum anderen zur Optimierung der Kompensation des Signalverlustes zu schaffen (τ = 800 μs). Die Schichten wurden durch den Schädel gelegt.
  • Zum Vergleich wurde auch die gleiche Pulssequenz ohne Zeitverzögerung, also mit dem Standard-HF-Sinc-Anregungspuls durchgeführt.
  • Die mit dem Standard-Anregungspuls akquirierten Bilder litten an starken Suszeptibilitätsartefakten im frontal-orbitalen und temporalen Kortex. Im Zentrum des Bildes zeigte sich auch eine Verdunklung aufgrund von B1-Effekten (B1-Shading). Im Gegensatz dazu wiesen die mit der erfindungsgemäßen Zeitverzögerung der Anregungspulse aufgenommenen Bilder signifikant weniger Signalverlust und weniger B1-Shading-Effekte auf. Dabei konnte das Signalniveau erhalten werden und bis zu 50% des Signals in den Arealen gewonnen werden, die an Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten in Richtung der Schichtdicke litten. Es kann auch das gesamte Signal zurückgewonnen werden, dies jedoch auf Kosten des SNR, wie die Messungen mit τ = 800 μs zeigten.

Claims (14)

  1. Verfahren zur Erstellung eines Bilddatensatzes eines Untersuchungsbereichs mittels einer Magnetresonanzanlage (1) umfassend zumindest zwei HF-Sendespulen (8a, 8b), wobei auf den Untersuchungsbereich (18) bei der Akquisition von Bilddaten mittels einer Bildgebungssequenz zumindest ein schichtselektiver Anregungspuls mit einem vorgegebenen Pulsprofil angewendet wird, mit den Schritten: a) Zugreifen auf B1-Karten, welche die räumliche Verteilung der Sensitivität der zumindest zwei HF-Sendespulen (8a, 8b) über den Untersuchungsbereich darstellen; b) Zugreifen auf eine Gs-Karte (Gs), welche die räumliche Verteilung von Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten im Untersuchungsbereich darstellt; c) für jede HF-Sendespule (8a, 8b), berechnen eines Wertes für einen zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten aus der Gs-Karte (Gs) in Kombination mit der B1-Karte der HF-Sendespule; d) für jede HF-Sendespule (8a, 8b), berechnen einer Zeitverzögerung (τ1, ..., τC) des Anregungspulses auf der Basis des zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten, des während des Anregungspulses anzulegenden Schichtgradienten und der Echozeit der Bildgebungssequenz; e) Berechnen eines komplexen Gewichtungsfaktors zur Skalierung des Pulsprofils für jede HF-Sendespule (8a, 8b) zur Erreichung einer möglichst gleichmäßigen Auslenkung der Magnetisierung durch den Anregungspuls über den Untersuchungsbereich aus zumindest den B1-Karten, f) Durchlaufen der Bildgebungssequenz, wobei die HF-Sendespulen (8a, 8b) jeweils während gleichzeitiger Anlegung eines Schichtgradienten einen Anregungspuls mit der berechneten Zeitverzögerung (τ1, ..., τC) und mit einem gemäß der berechneten komplexen Gewichtungsfaktoren skalierten Pulsprofil abgeben.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Gs-Karte (Gs) aus einer B0-Karte (ΔB0) berechnet wird, welche die räumliche Verteilung der Haupmagnetfeld-Inhomogenität im Untersuchungsbereich darstellt.
  3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei für die Berechung der Gs-Karte (Gs) eine lineare Abhängigkeit des Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten von der in der B0-Karte (ΔB0) hinterlegten Magnetfeld-Inhomogenität angenommen wird.
  4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Gs-Karte (Gs) durch Zugriff auf eine Standard-Suszeptibilitätsverteilung erhalten wird, welche in einer Datenbank (D1) für ein zu untersuchendes Körperteil gespeichert ist.
  5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei am Anfang des Verfahrens eine zu untersuchende Person (3) im Untersuchungsbereich positioniert wird und die B0-Karte (ΔB0) durch B0-Mapping-Verfahren und/oder die B1-Karten durch B1-Mapping-Verfahren bestimmt werden.
  6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Wert für den zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten der höchste Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradient innerhalb eines sensitiven Bereichs der HF-Sendespule ist.
  7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei bei der Berechnung des Wertes für den zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten ein Schwellwert auf die B1-Karte der HF-Sendespule (8a, 8b) angewendet wird, um den sensitiven Bereich der HF-Sendespule (8a, 8b) zu ermitteln.
  8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die B1-Karte normalisiert wird und bei der Berechnung des Wertes für den zu korrigierenden Suszeptibilitäts-Magnetfeldgradienten als räumliche Gewichtung auf die Gs-Karte (Gs) angewendet wird.
  9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei für die Berechnung des komplexen Gewichtungsfaktors zur Skalierung des Pulsprofils die B0-Karte (ΔB0) verwendet wird.
  10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei bei der Berechnung des komplexen Gewichtungsfaktors zur Skalierung des Pulsprofils die k-Raum Trajektorie des Anregungspulses sowie die berechneten Zeitverzögerungen (τ1, ..., τC) der Anregungspulse verwendet werden.
  11. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der komplexe Gewichtungsfaktor durch Minimierung des Produktes aus einer Gesamt-Systemmatrix mit dem optimierten Pulsprofil minus die Zielmagnetisierung gewonnen wird.
  12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei am Anfang des Verfahrens auf einen benutzerdefinierten SNR-Wert zugegriffen wird, welcher einen Grad des möglichen Signalverlustes durch die Zeitverzögerung (τ1, ..., τC) bestimmt und der bei der Berechnung der Zeitverzögerung (τ1, ..., τC) verwendet wird.
  13. Magnetresonanzanlage (1), umfassend wenigstens eine Gradientenspule (13) zur Erzeugung eines Gradientenfeldes, zumindest zwei über je einen Sendekanal verfügenden HF-Sendespulen (8a, 8b) zur Erzeugung von Hochfrequenzpulsen, sowie eine Steuerungseinrichtung (7), dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerungseinrichtung (7) zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 12 konfiguriert ist.
  14. Digitales Speichermedium, umfassend ein Softwareprogramm mit Programmcodeabschnitten (Prg), welche eine Magnetresonanzanlage (1) gemäß Anspruch 13 dazu veranlassen, das Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12 auszuführen, wenn das Softwareprogramm auf der Magnetresonanzanlage (1) ausgeführt wird.
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