DE102014213722B4

DE102014213722B4 - Segmentiertes MR

Info

Publication number: DE102014213722B4
Application number: DE102014213722.5A
Authority: DE
Inventors: Björn Heismann
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2014-07-15
Filing date: 2014-07-15
Publication date: 2016-05-25
Anticipated expiration: 2034-07-16
Also published as: US20170016971A1; DE102014213722A1

Abstract

Magnetresonanztomographiesystem (101), das mehrere (n) Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) aufweist, die zum gleichzeitigen Senden jeweils eines hochfrequenten Pulses (HP, B1(x, y, z, t)) unterschiedlicher Frequenz (ω3, ω11, ω20) mit einer Steuerung (109) ansteuerbar sind, um mit jeweils einem hochfrequenten Puls (HP, B1(x, y, z, t)) eine Region (S3, S11, S20) in einem Untersuchungsobjekt (105) anzuregen, wobei Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”), die näher am Zentrum (Z) des FieldOfView (FoV) sind, geringeren Abstand (d) zueinander und/oder geringere Breite aufweisen, als Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) die weiter vom Zentrum (Z) des FieldOfView (FoV) entfernt sind.

Description

Die Erfindung betrifft Verfahren und Vorrichtungen zur MRT-Bildgebung.
EPI Multi-slice Bildgebung für Magnetresonanzgeräte (auch bezeichnet als MRTs oder MRs) zur Untersuchung von insbesondere Patienten durch Magnetresonanztomographie ist beispielsweise bekannt aus David A. Feinberg, Kawin Setsompop „Ultra-fast MRI of the human brain with simultaneous multi-slice imaging”, Journal of Magnetic Resonance 229 (2013) 90–100.
Aus der DE 10 2012 205 294 B3 ist ein Verfahren und eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung eines Magnetresonanzsystems bekannt. Aus der WO 2008/135 878 A1 ist eine Multifrequenz-Magnetresonanzvorrichtung bekannt.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die MRT-Bildgebung zu optimieren. Diese Aufgabe wird jeweils durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen sind in den Unteransprüchen und der Beschreibung angegeben.
Weitere Merkmale und Vorteile von möglichen Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen anhand der Zeichnung. Dabei zeigt:
1 vereinfachend und schematisch in einem Längsschnitt den Systemaufbau eines „Segmentierten MR”, dessen z-Gradientenfeld und gesendetes HF-Feld zu einem Zeitpunkt,
2 vereinfachend und schematisch in einem Längsschnitt den Systemaufbau eines „Segmentierten MR”, dessen z-Gradientenfeld und gesendetes HF-Feld zu einem weiteren Zeitpunkt,
3 vereinfachend und schematisch in einem Querschnitt den Systemaufbau eines „Segmentierten MR”,
4 schematisch ein MRT-System.
4 zeigt (u. a. insbesondere auch zum technischen Hintergrund) ein (in einem geschirmten Raum oder Faraday-Käfig F befindliches) bildgebendes Magnetresonanzgerät MRT 101 mit einem Hohlzylinder 102 mit einem hier röhrenförmigen Raum 103, in welchen eine Patientenliege 104 mit einem Körper z. B. eines Untersuchungsobjektes (z. B. eines Patienten) 105 (mit oder ohne Lokalspulenanordnung 106) in Richtung des Pfeils z gefahren werden kann, um durch ein bildgebendes Verfahren Aufnahmen des Patienten 105 zu generieren. Auf dem Patienten ist hier eine Lokalspulenanordnung 106 angeordnet, mit welcher in einem lokalen Bereich (auch field of view oder FOV genannt) des MRT Aufnahmen von einem Teilbereich des Körpers 105 im FOV generiert werden können. Signale der Lokalspulenanordnung 106 können von einer z. B. über Koaxialkabel oder per Funk (167) etc an die Lokalspulenanordnung 106 anschließbaren Auswerteeinrichtung (168, 115, 117, 119, 120, 121 usw.) des MRT 101 ausgewertet (z. B. in Bilder umgesetzt, gespeichert oder angezeigt) werden.
Um mit einem Magnetresonanzgerät MRT 101 einen Körper 105 (ein Untersuchungsobjekt oder einen Patienten) mittels einer Magnet-Resonanz-Bildgebung zu untersuchen, werden verschiedene, in ihrer zeitlichen und räumlichen Charakteristik genauestens aufeinander abgestimmte Magnetfelder auf den Körper 105 eingestrahlt. Ein starker Magnet (oft ein Kryomagnet 107) in einer Messkabine mit einer hier tunnelförmigen Öffnung 103, erzeugt ein statisches starkes Hauptmagnetfeld B₀, das z. B. 0,2 Tesla bis 3 Tesla oder auch mehr beträgt. Ein zu untersuchender Körper 105 wird auf einer Patientenliege 104 gelagert in einen im Betrachtungsbereich FoV (auch „Field Of View” oder „field of view” genannt) etwa homogenen Bereich des Hauptmagnetfeldes B0 gefahren. Eine Anregung der Kernspins von Atomkernen des Körpers 105 erfolgt über magnetische Hochfrequenz-Anregungspulse B1(x, y, z, t) die über eine hier als (z. B. mehrteilige = Segmente 108a, 108b, 108c (entsprechend in 1 S1, S2, S3) aufweisende) Körperspule 108 sehr vereinfacht dargestellte Hochfrequenzantenne (und/oder ggf. eine Lokalspulenanordnung) eingestrahlt werden. Hochfrequenz-Anregungspulse werden z. B. von einer Pulserzeugungseinheit 109 erzeugt, die von einer Pulssequenz-Steuerungseinheit 110 gesteuert wird. Nach einer Verstärkung durch einen Hochfrequenzverstärker 111 werden sie zur Hochfrequenzantenne 108 geleitet. Das hier gezeigte Hochfrequenzsystem ist lediglich schematisch angedeutet. Möglicherweise werden auch mehr als eine Pulserzeugungseinheit 109, mehr als ein Hochfrequenzverstärker 111 und mehrere Hochfrequenzantennen 108a, b, c in einem Magnet-Resonanz-Gerät 101 eingesetzt.
Weiterhin verfügt das Magnet-Resonanz-Gerät 101 über Gradientenspulen 112x, 112y, 112z, mit denen bei einer Messung magnetische Gradientenfelder B_G(x, y, z, t) zur selektiven Schichtanregung und zur Ortskodierung des Messsignals eingestrahlt werden. Die Gradientenspulen 112x, 112y, 112z werden von einer Gradientenspulen-Steuerungseinheit 114 (und ggf. über Verstärker Vx, Vy, Vz) gesteuert, die ebenso wie die Pulserzeugungseinheit 109 mit der Pulssequenz-Steuerungseinheit 110 in Verbindung steht.
Von den angeregten Kernspins (der Atomkerne im Untersuchungsobjekt) ausgesendete Signale werden von der Körperspule 108a, b, c und/oder mindestens einer Lokalspulenanordnung 106 empfangen, durch zugeordnete Hochfrequenzvorverstärker 116 verstärkt und von einer Empfangseinheit 117 weiterverarbeitet und digitalisiert. Die aufgezeichneten Messdaten werden digitalisiert und als komplexe Zahlenwerte in einer k-Raum-Matrix abgelegt. Aus der mit Werten belegten k-Raum-Matrix ist mittels einer mehrdimensionalen Fourier-Transformation ein zugehöriges MR-Bild rekonstruierbar.
Für eine Spule, die sowohl im Sende- als auch im Empfangsmodus betrieben werden kann, wie z. B. die Körperspule 108 oder eine Lokalspule 106, wird die korrekte Signalweiterleitung durch eine vorgeschaltete Sende-Empfangs-Weiche 118 geregelt.
Eine Bildverarbeitungseinheit 119 erzeugt aus den Messdaten ein Bild, das über eine Bedienkonsole 120 einem Anwender dargestellt und/oder in einer Speichereinheit 121 gespeichert wird. Eine zentrale Rechnereinheit 122 steuert die einzelnen Anlagekomponenten.
In der MR-Tomographie werden Bilder mit hohem Signal/Rauschverhältnis (SNR) heute in der Regel mit so genannten Lokalspulenanordnungen (Coils, Local Coils) aufgenommen. Dies sind Antennensysteme, die in unmittelbarer Nähe auf (anterior) oder unter (posterior) oder an oder in dem Körper 105 angebracht werden. Bei einer MR-Messung induzieren die angeregten Kerne in den einzelnen Antennen der Lokalspule eine Spannung, die dann mit einem rauscharmen Vorverstärker (z. B. LNA, Preamp) verstärkt und schließlich an die Empfangselektronik weitergeleitet wird. Zur Verbesserung des Signal/Rauschverhältnisses auch bei hochaufgelösten Bildern werden so genannte Hochfeldanlagen eingesetzt (1.5 T–12 T oder mehr). Wenn an ein MR Empfangssystem mehr Einzelantennen angeschlossen werden können, als Empfänger vorhanden sind, wird zwischen Empfangsantennen und Empfänger z. B. eine Schaltmatrix (teilweise auch als RCCS bezeichnet oder ausgeführt) eingebaut. Diese routet die momentan aktiven Empfangskanäle (meist die, die gerade im Field of View des Magneten liegen) auf die vorhandenen Empfänger. Dadurch ist es möglich, mehr Spulenelemente anzuschließen, als Empfänger vorhanden sind, da bei einer Ganzkörperabdeckung nur die Spulen ausgelesen werden müssen, die sich im FoV bzw. im Homogenitätsvolumen des Magneten befinden.
Als Lokalspulenanordnung 106 wird z. B. allgemein ein Antennensystem bezeichnet, das z. B. aus einem oder als Array-Spule aus mehreren Antennenelementen (insb. Spulenelementen) bestehen kann. Diese einzelnen Antennenelemente sind z. B. als Loopantennen (Loops), Butterfly, Flexspulen oder Sattelspulen ausgeführt. Eine Lokalspulenanordnung umfasst z. B. Spulenelemente, einen Vorverstärker, weitere Elektronik (Mantelwellensperren etc), ein Gehäuse, Auflagen und meistens ein Kabel mit Stecker, durch den sie an die MRT-Anlage angeschlossen wird. Ein MRT-anlagenseitig angebrachte Empfänger 168 filtert und digitalisiert ein von einer Lokalspule 106 z. B. per Funk etc empfangenes Signal und übergibt die Daten einer digitalen Signalverarbeitungseinrichtung die aus den durch eine Messung gewonnenen Daten meist ein Bild oder ein Spektrum ableitet und dem Nutzer z. B. zur nachfolgenden Diagnose durch ihn und/oder Speicherung zur Verfügung stellt.
1–3 zeigen schematisch und prinzipiell einige Details des Systemaufbaus von Ausführungsbeispielen erfindungsgemäßer segmentierter MRT 101:
Eine Vorteil einer erfindungsgemäßen Ausgestaltung kann in einer Kombination einer segmentierten Tx- und Rx-MRT-Architektur (mit z. B. Sendeantennen Tx* und/oder Sendeantennenansteuerungen und (ggf. radial innerhalb dieser angeordneter) Empfangsantennen Rx#1..Rx#3n und/oder Empfangssignalverarbeitungseinrichtungen 117) liegen, insbesondere mit den Potentialen einer Multiband-MR (an sich beispielsweise bekannt aus David A. Feinberg, Kawin Setsompop „Ultra-fast MRI of the human brain with simultaneous multi-slice imaging”, Journal of Magnetic Resonance 229 (2013) 90ff.) in insbesondere einer Köper- oder Kopf-Bildgebung.
Gemäß 1 wird ein MR-System 101 mit segmentierter Sende- und Empfangsstruktur 108 (für insbesondere das Senden von Hochfrequenzpulsen B1(x, y, z, t) und für das Empfangen von Signalen Si aus dem zu untersuchenden Patienten 105) vorgeschlagen. In dieser Systemkonfiguration lässt sich die simultane Mehrschicht-Bildgebung (auch als „multiband MRI” bezeichnet) in z. B. Feinberg, Kawin Setsompop „Ultra-fast MRI of the human brain with simultaneous multi-slice imaging” Journal of Magnetic Resonance 229 (2013) 90–100) besonders vorteilhaft realisieren:
In der in 1 gezeigten Ausführung werden n (hier n = 3) Segmente (mit den Bezugszeichen S1, S2, S3) mit jeweils eigenständiger Sendefähigkeit (also mit Sendeeinrichtungen, z. B. mit Spulen 108a–c und/oder Verstärkern 111 und/oder Ansteuerung 109; Sendeeinrichtungen der Segmente vereinfachend angedeutet mit den Bezugszeichen „Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) und Empfangsfähigkeit (also Empfangseinrichtungen, z. B. mit Spulen 108a–c und/oder Verstärkern 116 und/oder Auswertungseinrichtungen 117; Empfangseinrichtungen vereinfachend angedeutet mit den Bezugszeichen „Rx #1” bis „Rx #n” im ersten Segment S1, „Rx #n + 1” bis „Rx #2n” im zweiten Segment S2, „Rx #2n + 1” bis „Rx #3n” im dritten Segment S3) im MRT 101 realisiert, die das gemeinsame Grundfeld B0 und Gradientenfeld B_G(x, y, z, t) (in 1: ist als Beispiel das Gradientenfeld G_z in z-Richtung des MRTs 101 dargestellt) des MRTs 101 nutzen.
Z. B. regt in 1 zu einem Zeitpunkt t1 ein Sendesegment „Tx segment 1” (durch eine Steuerung 109 und Verstärker 111 mit Hochfrequenzpulsen HP1 mit einer Frequenz Omega (ω3) angesteuert) mit gesendeten HF-Pulsen während eines Gradientensignals (inkl. GZ in z-Richtung) eine (z. B. zur z-Richtung senkrechte) Region SL3 im Patienten 105 an einer Position z3 im FieldOfView FoV an,
während gleichzeitig ein Sendesegment „Tx segment 2” (auch durch eine Steuerung 109 und Verstärker 111 mit Hochfrequenzpulsen HP mit einer weiteren Frequenz Omega ω11) angesteuert) mit gesendeten HF-Pulsen während eines Gradientensignals eine (z. B. zur z-Richtung senkrechte) Region SL11 im Patienten 105 an einer Position z3 im FieldOfView FoV anregt,
während gleichzeitig ein Sendesegment „Tx segment 3” (auch durch eine Steuerung 109 und Verstärker 111 mit Hochfrequenzpulsen HP mit einer Frequenz Omega (ω20) angesteuert) mit gesendeten HF-Pulsen TX während eines Gradientensignals eine (z. B. zur z-Richtung senkrechte) Region SL20 im Patienten 105 an einer Position z3 im FieldOfView FoV anregt.
Gemäß 2 könnte entsprechend z. B. zeitlich danach zu einem weiteren Zeitpunkt t2 von jedem der drei Sendesegmente „Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3” (mit durch eine Steuerung 109 und Verstärker 111 angesteuerten Antennen) mit mindestens je einem Hochfrequenzsignal-Puls (von hier drei gleichzeitigen Pulsen dreier Frequenzen ω4, ω12, ω19) während eines Regionen-selektierenden Gradientensignals (z. B. GZ als Rampe in z-Richtung) angesteuert jeweils eine weitere (z. B. zur z-Richtung senkrechte) Region SL4, SL12, SL19 angeregt werden,
also könnte z. B. vom Sendesegment „Tx segment 1” durch einen HF-Puls (HP, B1(x, y, z, t) mit einer Frequenz Omega (ω4)) während des Gradientensignals GZ (in z. B. z-Richtung) eine Region SL4 anregt werden,
gleichzeitig vom Sendesegment „Tx segment 2” durch einen HF-Puls (HP, B1(x, y, z, t) mit einer Frequenz Omega (ω12)) während des Gradientensignals GZ (in z-Richtung) eine weitere Region SL12 anregt werden,
und gleichzeitig durch ein Sendesegment „Tx segment 3” (durch einen HF-Puls (HP, B1(x, y, z, t) mit einer Frequenz Omega (ω19)) während des Gradientensignals GZ in z-Richtung) eine (zur z-Richtung senkrechte) Region SL19 (durch den Patienten 105) im FieldOfView FoV anregt werden. (Die Pulse mit einer Frequenz haben jeweils eine in 1, 2 angedeutete Bandbreite um die jeweilige Frequenz herum, also hier z. B. breiter als ein Peak).
Ein prinzipieller Vorteil der Multiband-Anregung in dieser Geometrie kann darin bestehen, dass in jedem Segment S1, S2, S3 jeweils eine (durch einen drei/mehrere Frequenzanteile aufweisenden HF-Puls angeregte) Region (S3, S11, S20 oder zu einem anderen Zeitpunkt S4, S12, S19) in einem zu untersuchenden Patienten 105 simultan (mit HF-Pulsen) angeregt und von einem, mehreren oder allen Empfangskanälen („Rx #1”–„Rx #n”; „Rx #n + 1”–„Rx #2n”; „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) des in die jeweilige Region (S3, S11, S20 oder zu einem anderen Zeitpunkt S4, S12, S19) sendenden Segments S1, S2, S3 zeitgleich gemessen werden kann.
In 1 vereinfachend angedeutete Antennen („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) der Sendesegmente und in
1 vereinfachend angedeutete Antennen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) der Empfangseinrichtungen des MRT 101 können z. B. jeweils nur Antennen zum Senden oder nur Antennen zum Empfangen sein (die dann z. B. in 108a, b, c jeweils radial übereinander liegen können), oder jeweils zum Senden und auch Empfangen genutzte Antennen sein.
Regionen (wie S3, S11, S20 oder zu einem anderen Zeitpunkt S4, S12, S19), die gleichzeitig während eines Gradientensignals durch jeweils eine der mehreren Regionen anregenden HF-Pulse (B1(x, y, z, t)) mehrerer Frequenzen ω4, ω12, ω19 anregt werden, können wie im dargestellten Beispiel voneinander eine räumliche Distanz d aufweisen, also nicht-anliegend sein, oder auch alternativ aneinander angrenzen.
Die gezeigte räumliche Distanz d (hier d = 5..50 cm) der mehreren (bzw. hier drei) zu einem Zeitpunkt gleichzeitig (durch eine mehrere/drei Frequenzanteile aufweisende gleichzeitige HF-Pulse) angeregten Regionen (S3, S11, S20 oder zu einem anderen Zeitpunkt S4, S12, S19) voneinander kann sich dabei vorteilhaft auf den Empfang, insbesondere auf den sogenannten g-Faktor z. B. einer GRAPPA oder SENSE Rekonstruktion auswirken.
In erster Näherung könnte sich durch n (in 1: n = 3) Segmente S1, S2, S3 mit einem hinreichend großen Abstand d = 5 bis 50 cm etwa ein Faktor n an Geschwindigkeit bei Volumenaufnahmen gewinnen lassen.
Bei einem zFOV (Durchmesser des FOV in z-Richtung) von 50 cm und MRT-Tunneldurchmessern von 60 bis 70 cm erscheinen aus theoretischen Überlegungen z. B. ca. zwei, drei oder vier Segmente besonders vorteilhaft, was entsprechenden Beschleunigungen der Bildgebung entsprechen könnte.
Dabei kann es vorteilhaft sein, wenn es sich um eine simultane Aufnahme der Schichtsignale wie bei einer MRT 3D-Sequenz handelt, und somit wird das Signal-zu-Rauschen der gewonnenen Bilder anders als bei anderen Beschleunigungsmethoden nicht durch den Beschleunigungsfaktor reduziert werden müsste.
Bei der Kopf-Bildgebung (also bildgebende Aufnahme eines Kopfes eines Patienten 105 im MRT 101) kann mit dem z-FOV auch das FOV in lateraler Richtung x verringert sein, so dass auch hier eine ähnliche Segmentzahl und resultierende Beschleunigung anzunehmen wäre. Vorteilhaft kann es sein, wenn hier nicht nur die EPI als Hauptanwendungsfeld der Multiband MR beschleunigt wird, sondern auch Standardprotokolle mit TSEs und GREs beschleunigt werden können.
Eine vorteilhafte Konfiguration des Systems kann dabei so aussehen, dass die Segmentunterteilung im Zentrum des Magneten dichter ist als außen, also z. B. vier Segmente (S1, S2, S3, viertes Segment hier nicht dargestellt) im Innenraum mit z. B. d = 5 cm und zwei weitere Segmente im Außenraum mit z. B. d = 15 cm.
Wie 3 grob vereinfachend prinzipiell zeigt, ist es (zusätzlich zu oder anstatt einer Segmentierung wie in 1, 2) auch vorteilhaft möglich, eine (HF-)Sendeantenne 108 im MRT 101 nicht nur in z-Richtung, sondern (stattdessen oder insbesondere zusätzlich) auch in der Zylinderebene (also im Querschnitt bzw. circumferential) des MRT 101 zu segmentieren, und zum (z. B. zeitgleichen) Senden von (zu HF-Pulsen der Segmenten S1, S2, S3 in z-Richtung gleichen oder anderen) HF-Pulsen angesteuert werden.
Es könnten z. B. vier Zylinderflächen-Segmente S5, S6, S7, S8 mit einer Winkelabdeckung von jeweils 90° gebildet und zum (z. B. zeitgleichen) Senden von (zu HF-Pulsen der Segmenten S1, S2, S3 gleichen oder anderen) HF-Pulsen angesteuert werden.
Dadurch könnte jeweils ein Teilbereich einer der angeregten (in 1, 2 gezeigten) Regionen SL1–SL24 stärker angeregt sein als ein anderer Teilbereich (z. B. in Regionen S1–S8 eines Segments S1 stärker als in Regionen SL15–22 eines anderen Segments S3, und/oder in mindestens einem Segment S1 in 1, 2 oben (y) stärker oder schwächer als unten und/oder in mindestens einem Segment S3 in einer horizontalen Richtung (x) stärker als in entgegengesetzter Richtung usw.). Damit entsteht dann z. B. eine 2·2·2 bis 2·2·4 Konfiguration der Segmente in z. B. lateraler (x) und koronarer/vertikaler (y) und axialer (z-)Richtung. Die Beschleunigung der Bildgebung lässt sich damit auch in sagittaler (x) und koronarer (y) Patienten-Richtung erzeugen.
Die Segment-Sendekanäle (z. B. Sendeeinrichtungen in Form der Sende-Segmente „Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) können in einer bevorzugten Ausführung (ähnlich einer zumindest intern bekannten Ansteuerung von Empfangskanälen mit einer Umschalteinrichtung „Rx-Switchbox” zum Umschalten mehrerer Empfangskanäle auf weniger Verstärker) auch schaltbar gehalten werden (also z. B. als Ansteuerung zum Umschalten von Segment-Sendekanälen „Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3” auf weniger Verstärker 111 als Segment-Sendekanäle), so dass z. B. in einem Anwendungsbeispiel eine Maximalzahl von zwei oder drei Verstärkern (= RFPA, 111) gebraucht würde. Dies kann den potentiellen Kostenaufwand für die zusätzlichen Segment-Sendekanäle („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) erheblich begrenzen.
Dieses Verfahren ist mit allen bekannten Geschwindigkeitsvorteilen auf der Sequenzseite kombinierbar (Multiecho-Anregung, Compressed sensing, Bildfilter, iterative Rekonstruktion, radiale Unterabtastung, etc.).
Mögliche weitere Vorteile und erfindungsgemäße Ausgestaltungen können folgende sein:
Die Geschwindigkeit der Bildgebung kann erhöht werden. In einer erfindungsgemäßen Ausgestaltung können die Geschwindigkeits-Vorteile des „Multiband”-MRTs 101 mit der Logik der gezielten Anwendung der Sendeleistung verknüpft werden.
In einer erfindungsgemäßen Ausgestaltung kann die Sendeleistung auf ein Segment (z. B. S1) konzentriert werden, um dort mit entsprechend höherem B1-Magnetfeld ein verbessertes SNR (Signal-Noise-Ratio) oder eine erhöhte Messgeschwindigkeit zu erreichen.
Durch eine Segmentierung einer Sendeantenne 108 eines MRT 101 kann sich zudem das SAR in den einzelnen Sendegebieten (im Patienten) gezielt steuern lassen. In einigen Anwendungen könnte das geringere SAR in einem Segment für eine Erhöhung des B1 und damit SNR oder Scangeschwindigkeit genutzt werden.
Die Erhöhung der Zahl der rf-Verstärker (auch bezeichnet als Sendeverstärker oder RFPAs) 111 könnte ganz oder teilweise durch die Verringerung der Leistung der Sendeverstärker 111 teilweise auf der Kostenseite kompensiert werden, insbesondere bei Verwendung einer Verteilereinrichtung (Tx-Switchbox), die die Zahl der RFPAs auf z. B. zwei bis vier limitiert.
Unterschiedliche Kombinationen aus Rx- und Tx-Kanälen sind vorstellbar.
Erfindungsgemäße Ausgestaltungen können zur Optimierung einer Körperstamm-Bildgebung („Body MR”) genutzt werden, insbesondere bei FOVs von 50 cm.
Eine ggf. existierende (in Teilen ungenutzte) hohe Rx-Kanalzahl (Anzahl von Empfangskanälen) von High-End MR-Systeme kann in eine klinisch vorteilhafte Beschleunigung umgesetzt werden.

Claims

Magnetresonanztomographiesystem (101), das mehrere (n) Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) aufweist, die zum gleichzeitigen Senden jeweils eines hochfrequenten Pulses (HP, B1(x, y, z, t)) unterschiedlicher Frequenz (ω3, ω11, ω20) mit einer Steuerung (109) ansteuerbar sind, um mit jeweils einem hochfrequenten Puls (HP, B1(x, y, z, t)) eine Region (S3, S11, S20) in einem Untersuchungsobjekt (105) anzuregen, wobei Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”), die näher am Zentrum (Z) des FieldOfView (FoV) sind, geringeren Abstand (d) zueinander und/oder geringere Breite aufweisen, als Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) die weiter vom Zentrum (Z) des FieldOfView (FoV) entfernt sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Magnetresonanztomographiesystem (101) vier Segmente im Innenraum mit d = 5 cm nahe am Zentrum (z) und zwei weitere Segmente entfernter vom Zentrum (z) mit d = 15 cm aufweist.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass es dazu ausgebildet ist, zu einem Zeitpunkt (t1) hochfrequente Pulse (HP1–3, B1(x, y, z, t)) verschiedener Frequenzen (ω3, ω11, ω20) von jeweils einem von mehreren (n) Sendesegmenten („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) des Magnetresonanztomographiesystems (101) gleichzeitig zu senden, um gleichzeitig mehrere Regionen (S3, S11, S20) in einem Untersuchungsobjekt (105) anzuregen, und zu einem weiteren Zeitpunkt (t2) von den mehreren (n) Sendesegmenten („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) des Magnetresonanztomographiesystems (101) gleichzeitig hochfrequente Pulse (HP, B1(x, y, z, t)) zu den genannten Frequenzen (ω3, ω11, ω20) verschiedener und zueinander verschiedener Frequenzen (ω4, ω12, ω19) zu senden, um mehrere weitere Regionen (S4, S12, S19) gleichzeitig in dem Untersuchungsobjekt (105) anzuregen.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass durch die gleichzeitigen Pulse (HP1–3, B1(x, y, z, t)) unterschiedlicher Frequenzen (ω3, ω11, ω20) gleichzeitig mehrere Regionen (S3, S11, S20) eines Untersuchungsobjekts (105) dazu anregbar sind, Signale (Si) auszusenden, zu deren Empfang Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”; 108, 106) des Magnetresonanztomographiesystems (101; 106) vorgesehen sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Sendesegmente („Tx segment 1”, ,Tx segment 2”, ,Tx segment 3”) Spulen (108a–c) aufweisen, die mit Verstärkern (111) verbunden sind, die von mindestens einer Ansteuerungseinrichtung (109) ansteuerbar sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) Spulen (108a–c) aufweisen, die mit Verstärkern (116) verbunden sind, die mit mindestens einer Auswertungsseinrichtung (117) verbunden sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendesegmente („Tx segment 1”, ,Tx segment 2”, ,Tx segment 3”) und/oder die Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) räumlich voneinander distanzierte Spulen aufweisen.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Regionen (S3, S11, S20; S4, S12, S19), die gleichzeitig durch HF-Pulse mehrerer Frequenzen (ω3, ω11, ω20; ω4, ω12, ω19) angeregt werden, voneinander eine räumliche Distanz (d) aufweisen.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Regionen (S3, S11, S20; S4, S12, S19), die gleichzeitig durch HF-Pulse mehrerer Frequenzen (ω3, ω11, ω20; ω4, ω12, ω19) angeregt werden, voneinander eine räumliche Distanz (d) von 5 cm bis 50 cm aufweisen.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es dazu ausgebildet ist, dass jeweils von einer von mindestens einem hochfrequenten Puls (HP1, B1(x, y, z, t)) des Sendesegments („Tx segment 1”) eines der Segmente (S1) angeregten Region (S3) gesendete Signale (Si) jeweils von den Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”) desselben Segments (S1; S2; S3) auswertbar sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es dazu ausgebildet ist, dass jeweils von einer von mindestens einem hochfrequenten Puls (HP1, B1(x, y, z, t)) des Sendesegments („Tx segment 1”) eines der Segmente (S1) angeregten Region (S3) gesendete Signale (Si) jeweils nur von allen Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”) nur dieses selben Segments (S1) auswertbar sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass einige oder alle der Sendesegmente („Tx segment 1”, ,Tx segment 2”, ,Tx segment 3”) und/oder die Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) in Achsialrichtung (z) des Bore (103) des Magnetresonanztomographiesystems (101) hintereinander angeordnet sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass einige oder alle der Sendesegmente (”Tx segment 1”, ”Tx segment 2”, ”Tx segment 3”) und/oder die Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) in Umfangsrichtung des Bore (103) des Magnetresonanztomographiesystems (101) nebeneinander angeordnet sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass vier Zylinderflächen-Segmente (S5, S6, S7, S8) mit einer Winkelabdeckung von jeweils 90° des Umfangs des Bore (103) angeordnet sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es Sendesegmente (S1, S2, S3) aufweist, die zum Aussenden eines HF-Felds (B1(x, y, z, t)) von einem Verstärker (111) und einer Steuerung (109) jeweils mit HF-Signalen (HP1, HP2, HP3) angesteuert sind, um ein Feld (B1(x, y, z, t)) auszusenden (108), das gleichzeitig Pulse mehrerer Frequenzen (ω3, ω11, ω20) aufweist, und zu einem weiteren Zeitpunkt ein Feld (B1(x, y, z, t)) mit Pulsen mehrerer weiterer, zu den Frequenzen (ω3, ω11, ω20) des genannten Feld (B1(x, y, z, t)) unterschiedlicher Frequenzen (ω4, ω12, ω19) zu senden.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Antennen („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) der Sendesegmente und Antennen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) von Empfangseinrichtungen des MRT (101, 106) jeweils nur als Antennen zum Senden oder nur Antennen zum Empfangen vorgesehen sind oder jeweils zum Senden und zum Empfangen vorgesehene Antennen sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es zwei oder drei oder vier Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) und/oder zwei oder drei oder vier Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) aufweist.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es eine Umschalteinrichtung (118) zum Umschalten mehrerer Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) auf Verstärker (111) aufweist.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es eine Umschalteinrichtung (118) zum Umschalten mehrerer Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) auf weniger Verstärker (111) als Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”)) aufweist.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es dazu ausgebildet ist, die HF-Sendeleistung (B1(x, y, z, t) des Magnetresonanztomographiesystems (101) oder dessen Körperspule (108) zu einem Zeitpunkt (t1) auf ein Sendesegment („Tx segment 1”) zu konzentrieren.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mit den mehreren Sendesegmenten („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) und/oder Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) eine EPI Bildgebung oder Protokolle mit TSEs und GREs ausführbar sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Sende-Spulen (108a, 108b, 108c) der mehreren Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) im Bore (103) und/oder in einer Lokalspule (106) des Magnetresonanztomographiesystems (101) angeordnet sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Empfangs-Spulen (108a, 108b, 108c) der einen oder mehreren Empfangseinrichtungen („Rx #1”–„Rx #n”, „Rx #n + 1”–„Rx #2n”, „Rx #2n + 1”–„Rx #3n”) im Bore (103) und/oder in einer Lokalspule (106) des Magnetresonanztomographiesystems (101) angeordnet sind.
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es zum Aussenden eines Gradientenfelds (BG(x, y, z, t)) von einem Verstärker (Vx, Vy, Vz) und einer Steuerung (114) mit einem Gradientensignal (GX, GY, GZ) ansteuerbar ist zur Erzeugung (112x–z) eines Gradientenfelds (BG(x, y, z, t)).
Magnetresonanztomographiesystem (101) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Region (S3, S1, S20) eine Schicht ist.
Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiesystems (101), dadurch gekennzeichnet, dass zu einem Zeitpunkt von mehreren Sendesegmenten („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) des Magnetresonanztomographiesystems (101) gleichzeitig hochfrequente Pulse (HP-3, B1(x, y, z, t)) verschiedener Frequenzen (ω3, ω11, ω20) gesendet werden, um gleichzeitig mehrere Regionen (S3, S11, S20) in einem Untersuchungsobjekt (105) anzuregen, und dass zu einem weiteren Zeitpunkt von den mehreren Sendesegmenten („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) des Magnetresonanztomographiesystems (101) gleichzeitig hochfrequente Pulse (HP, B1(x,y,z,t)) weiterer, von den genannten Frequenzen (ω3, ω11, ω20) verschiedener und voneinander verschiedener Frequenzen (ω4, ω12, ω19) gesendet werden, um mehrere weitere, von den genannten Regionen (S3, S1, S20) verschiedener Regionen (S4, S11, S19) in dem Untersuchungsobjekt (105) gleichzeitig anzuregen, wobei Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”), die näher am Zentrum (Z) des FieldOfView (FoV) sind, geringeren Abstand (d) zueinander und/oder geringere Breite aufweisen, als Sendesegmente („Tx segment 1”, „Tx segment 2”, „Tx segment 3”) die weiter vom Zentrum (Z) des FieldOfView (FoV) entfernt sind.
Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiesystems (101) nach Anspruch 26, wobei das Magnetresonanztomographiesystems (101) nach einem der Ansprüche 1 bis 25 ausgebildet ist.