DE102016203253A1 - Verfahren und Magnetresonanzgerät zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes und Datenträger - Google Patents

Verfahren und Magnetresonanzgerät zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes und Datenträger Download PDF

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Thorsten Feiweier
Josef Pfeuffer
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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes eines Untersuchungsvolumens eines Untersuchungsobjektes mit den Schritten: Automatisierte Berechnung wenigstens eines Gradientenmomentes in Abhängigkeit wenigstens eines im Untersuchungsvolumen vorhandenen Suszeptibilitätssprungs zwischen zwei Abschnitten des Untersuchungsvolumens, Anlegen eines Anregungsimpulses, Anlegen wenigstens eines Ausgleichsmomentes in einem Teilvolumen des Untersuchungsvolumens zum wenigstens teilweisen Ausgleich eines durch den Suszeptibilitätssprung verursachten Gradientenmomentes, und Auslesen des durch den Anregungsimpuls erzeugten Signals. Die Erfindung betrifft ferner einen Datenträger. Die Erfindung betrifft ferner ein Magnetresonanzgerät.

Description

  • Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes. Ferner betrifft die Erfindung einen Datenträger und ein Magnetresonanzgerät.
  • Bei Magnetresonanzmessungen kann das Problem bestehen, dass aufgrund von Suszeptibilitätssprüngen im Gewebe des untersuchten Bereichs Signalauslöschungen entstehen.
  • Beispielsweise ist es bekannt, dass bei Übergängen zwischen Luft und Wasser Signalauslöschungen entstehen. Dies ergibt sich aus der Verknüpfung der magnetischen Feldstärke B mit der magnetischen Erregung H und der Magnetisierung J: B = µ0(H + J).
  • Da sich die Magnetisierung J auch darstellen lässt als J = χH ergibt sich B = µ0µrH = µ0(1 + χ)H = B0 + µ0J.
  • An der Grenzfläche zweier Gewebe bzw. Stoffe mit unterschiedlichen χ-Werten entsteht daher eine Feldänderung ΔB: ΔB = µ0(χ1 – χ2)H
  • Die an den Grenzflächen vorhandenen Zusatzgradienten führen zu einer Dephasierung der Spins, wodurch es zu Signalverlusten kommt.
  • Diese Signalverluste aufgrund von Suszeptibilitätssprüngen in unterschiedlichen Geweben nennt man auch Suszeptibilitätsartefakte. Diese treten unter anderem in Bildern der Lunge oder des Kopfes im Bereich der Nase, der Stirnhöhle oder der Gehörgänge auf. Auch bei Implantaten, d.h. bei Wasser-Metall-Übergängen, besteht dieses Problem.
  • Dabei hängt die Stärke der Suszeptibilitätssprünge von den χ-Werten ab. Bei Wasser-Luft- oder Wasser-Metall-Übergängen sind die Sprünge besonders stark.
  • Die Feldänderung ΔB erzeugen dabei ein sogenanntes Moment. Dieses ist allgemein folgendermaßen definiert: M = ∫Gdt, wobei G den räumlichen Gradienten der Feldänderung entlang einer bestimmten Achse beschreibt, und dt das Differential des Zeitintegrals.
  • Zur Reduktion von Suszeptibilitätsartefakten sind mehrere Strategien bekannt:
    Erstens können Suszeptibilitätsartefakte durch die Verwendung spinechobasierter Aufnahmemethoden eliminiert werden. Bei diesen sind ein oder mehrere 180°-Refokussierungsimpulse vorhanden.
  • Auch können Suszeptibilitätsartefakte dadurch verringert werden, dass die Achse des Suszeptibilitätssprungs, sofern eine Achse vorhanden ist, parallel zu B0 ist. Dieses Vorgehen hilft zum Beispiel bei der Platzierung von Operationsnadeln weiter, siehe Ladd et al., Biopsy needle susceptibility artifacts., Magn Reson Med, 36(4), S. 646–651, 1996.
  • Weiterhin können die Suszeptibilitätsartefakte, sog. „inplane dephasing“ in Read- und/oder Phasenrichtung – bei Gradientenechosequenzen durch eine Verkleinerung der Echozeit TE verringert werden. Aus Port and Pomper, Quantification and minimization of magnetic susceptibility artifacts on GRE images., J Comput Assist Tomogr, 24(6), 958–964, 2000 ist bekannt, dass dies den stärksten Beitrag zu einer Artefaktminimierung liefert. In Bezug auf Lungenbildgebung ist es aus Jakob et al., Rapid Quantitative LUNG 1H T1-Mapping, J Magn Reson Imaging 14, S. 795–799, 2001 bekannt, FLASH-Bilder mit einer Echozeit von 1 ms aufzunehmen, um Suszeptibilitätsartefakte zu minimieren.
  • Weiterhin ist in Du et al., Reducing Susceptibility Artifacts in fMRI Using Volume-Selective z-Shim Compensation, Magn. Res. Med., 57, S. 396–404, 2007 wie auch in Schneider et al., Automated Slice-Specific Simultaneous Z-Shim Method for Reducing B1 Inhomogeneity and Susceptibility-Induced Signal Loss with Parallel Transmission at 3T, Magn. Reson. Med., 74, S. 934–944, 2014 die sogenannte z-Shim-Korrektur beschrieben. Dabei werden zusätzlich zu den artefaktbehafteten Bilddatensätzen Bilddatensätze unter Verwendung eines Zusatzmomentes in der Schichtrichtung aufgenommen, welches sogenanntes „through-plane dephasing“ korrigiert, und die Bilddatensätze zu einem Kombinationsbild zusammengesetzt. Dieses Vorgehen ist unter dem Schlagwort „z-shim“ bekannt. Die Berechnung der Zusatzmomente ist dabei aber teilweise empirisch und zeitaufwändig.
  • Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und ein Magnetresonanzgerät und einen das Verfahren speichernden Datenträger anzugeben, mit dem eine Verringerung von Suszeptibilitätsartefakten möglich ist, und das dabei weniger fehleranfällig ist.
  • Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß bei einem Verfahren der eingangs genannten Art gelöst mit den Schritten:
    • a) Automatisierte Berechnung wenigstens eines Ausgleichsmomentes in Abhängigkeit wenigstens eines im Untersuchungsbereich vorhandenen Suszeptibilitätssprungs zwischen zwei Abschnitten eines Untersuchungsbereichs,
    • b) Anlegen eines Anregungsimpulses,
    • c) Anlegen des wenigstens einen Ausgleichsmomentes zum wenigstens teilweisen Ausgleich eines durch den Suszeptibilitätssprung verursachten Gradientenmomentes, und
    • d) Auslesen des durch den Anregungsimpuls erzeugten Signals.
  • Als Kern der Erfindung wird dabei angesehen, dass das Ausgleichsmoment zum Ausgleichen eines oder mehrerer Suszeptibilitätssprünge automatisiert berechnet wird und dadurch auch automatisiert und optimiert in eine Aufnahmesequenz eingebaut werden kann.
  • Dabei ist es grundsätzlich unerheblich, wie das Ausgleichsmoment eingebracht wird. Wesentlich ist, dass die Berechnung automatisiert erfolgt und nicht aufgrund von Schätzungen vorgenommen wird.
  • Beispielsweise kann das Teilvolumen mittels Signalschwellwerten und Mustererkennung in einem vorher aufzunehmenden Justage-Bilddatensatz festgelegt werden. Metall und Luft geben in Protonenbildern kein Signal und lassen sich daher von protonenhaltigem Gewebe unterscheiden.
  • Da Luft kein Gewebe im engeren Sinne ist wurde der Suszeptibilitätssprung als zwischen zwei Abschnitten liegend definiert. Diese Abschnitte haben verschiedene χ-Werte, ansonsten gäbe es keinen Suszeptibilitätssprung. Dies gilt ebenso für Metallobjekte im Untersuchungsbereich.
  • Bei den vorher aufgenommenen Justage-Bilddaten, die je nach Fragestellung zwei- oder dreidimensional sein können, können die bekannten Strategien zur Vermeidung von Suszeptibilitätsartefakten verwendet werden, u.a. kann die Echozeit minimiert werden.
  • Anhand des Justage-Bilddatensatzes kann auch festgelegt werden, wie stark der Suszeptibilitätssprung oder die Suszeptibilitätssprünge sind.
  • Alternativ kann im Untersuchungsvolumen die B0-Inhomogenität ermittelt werden, bspw. indem Abweichungen von einem B0-Sollwert ermittelt werden. Aus dieser B0-Karte bzw. B0-Inhomogenitätskarte ist ein Ausgleichsmoment ermittelbar.
  • Dies geht alternativ oder zusätzlich auch mit einer B1-Karte.
  • Im Folgenden kann auch automatisiert festgelegt werden, wann und wie oft welcher Teil des Ausgleichsmomentes geschaltet wird.
  • Das Ausgleichsmoment kann sich über eine oder mehrere Achsen erstrecken. Es kann bspw. nur in Slice-Richtung oder in Slice- und Phasen- und Readrichtung angelegt werden.
  • Im einfachsten Fall kann bei einer einfachen Gradientenechosequenz das volle Ausgleichsmoment bei der Aufnahme einer k-Raum-Zeile jeweils zwischen dem Anregungsimpuls und dem Auslesen des Signals angelegt werden.
  • Bei komplizierter aufgebauten Sequenzen wie EPI kann entweder nach einem Anregungsimpuls das gesamte Ausgleichsmoment oder vor den Auslesephasen jeweils ein Teilmoment angelegt werden. Insbesondere kann das Ausgleichsmoment in gleiche Teile aufgeteilt werden.
  • Dabei ist aufgrund der automatischen Berechnung und Verteilung des Ausgleichsmomentes eine Variation der Aufteilung ohne Nutzerinteraktion möglich. Zwischen den beschriebenen oder weiteren Möglichkeiten kann dabei sogar während der Messung von einem Anregungszyklus zum nächsten gewechselt werden, und zwar auch in Abhängigkeit von Randbedingungen wie der Lage des Suszeptibilitätssprungs. Diese Lage kann sich aufgrund von Bewegungen des Untersuchungsobjektes verändern.
  • Eine Verfolgung der Lage von Suszeptibilitätssprüngen kann mit Navigatorechos erfolgen. Dadurch kann auch eine Änderung des Ausgleichsmomentes „on-the-fly“ ermittelt werden. Dementsprechend kann während der Messung auch die Lage oder Stärke des Ausgleichsmomentes angepasst werden.
  • Alternativ kann die Lage der Suszeptibilitätssprünge auch mittels externer Aufnahmeeinrichtungen wie Kameras ermittelt werden. Dann ist eine Registrierung der Lage der Suszeptibilitätssprünge notwendig.
  • Vorteilhafterweise kann zur Erzeugung des Ausgleichsmomentes ein Gradient verwendet werden. Gradient ist dabei die gebräuchliche Abkürzung für einen Magnetfeldgradienten, der mittels Gradientenspulen erzeugbar ist. Dieser kann selektiv auf einzelne Schichten oder Teilvolumina angelegt werden und ist insbesondere zu beinahe beliebigen Zeitpunkten anlegbar.
  • Alternativ oder zusätzlich kann zur Erzeugung des Ausgleichsmomentes ein Hochfrequenzimpuls verwendet werden. Mittels des Hochfrequenzimpulses kann ein B1-Feld appliziert werden.
  • Insbesondere kann der Anregungsimpuls so abgewandelt werden, dass er das benötigte Ausgleichsmoment in der gewünschten Schicht bereitstellt. Dann erfolgen die Schritte b) und c) gleichzeitig.
  • Dabei kann das Ausgleichsmoment wie beschrieben nur in einen Teilbereich des Untersuchungsbereichs angelegt werden. Dies ist vorteilhaft, da die Suszeptibilitätssprünge nur in einem Teilbereich des Untersuchungsvolumens auftreten. Nur in den Bereichen, in denen der Zusatzgradient ΔB auftritt, ist auch ein Ausgleichsmoment notwendig.
  • Dann wirkt das Ausgleichsmoment nur auf den Teilbereich des Untersuchungsbereichs ein, in dem der oder die Suszeptibilitätssprünge vorhanden sind.
  • Bevorzugt kann zur Aufnahme des Magnetresonanzdatensatzes ein Gradientenecho-basiertes Verfahren verwendet werden. Das beschrieben Verfahren kann grundsätzlich bei allen Messverfahren eingesetzt werden, also auch bei Spinecho-basierten Verfahren oder gemischten Verfahren wie GRASE. Die größten Vorteile hat es aber bei Gradientenecho-basierten Verfahren.
  • Weiterhin kann ein bildgebendes Verfahren verwendet werden. Insbesondere EPI-Verfahren oder -Sequenzen sind anfällig für Suszeptibilitätsartefakte, weswegen hier ein Ausgleichsmoment besondere Vorteile birgt.
  • Bezogen auf einen Probanden oder Patienten als Untersuchungsobjekt ist folgendes bevorzugt:
    Vorzugsweise kann das Ausgleichsmoment in einem Bereich des Kopfes, insbesondere in einem Bereich um die Nase, angelegt werden.
  • Auch kann das Ausgleichsmoment in einem Bereich des Oberkörpers, insbesondere in einem Bereich der Lunge, angelegt werden.
  • In diesen Bereichen treten besonders starke Suszeptibilitätssprünge auf. Daher ist einerseits eine Korrektur notwendig, andererseits ist die Korrektur auch auf diese Bereiche zu begrenzen.
  • Vorteilhafterweise kann das Ausgleichsmoment anhand wenigstens einer Information über den wenigstens einen Suszeptibilitätssprung im Untersuchungsbereich bestimmt werden. Hierzu können wie beschrieben B0-Karten oder auch B1-Karten verwendet werden. Das aus diesen berechnete Korrekturmoment oder Ausgleichsmoment wird aber im Gegensatz zur bekannten Vorgehensweise nicht während der gesamten Dauer der Sequenz angelegt sondern nur für kurze Zeit. Insbesondere soll das Ausgleichsmoment nicht während der Schaltung von Bildgebungsgradienten angelegt werden.
  • Die Implementierung der vorgenannten Verfahren in der Steuervorrichtung kann dabei als Software oder aber auch als (fest verdrahtete) Hardware erfolgen.
  • Die Lösung der eingangs genannten Aufgabe wird außerdem durch einen Datenträger für eine Steuervorrichtung zur Steuerung einer Datenerzeugungseinheit, insbesondere Bilderzeugungseinheit, eines Magnetresonanzgeräts erzielt, wobei der Datenträger Daten zum Durchführen des beschriebenen Verfahrens aufweist.
  • Daneben wird die Aufgabe gelöst durch ein Magnetresonanzgerät mit einer Steuervorrichtung, einer Empfangsspule und einem Datenträger, wobei der Datenträger wie beschrieben ausgestaltet ist.
  • Das Magnetresonanzgerät kann weiterhin wenigstens eine Gradientenspule aufweisen. Bevorzugt besitzt das Magnetresonanzgerät drei Gradientenspulen.
  • Die vorteilhaften Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Magnetresonanzgeräts korrespondieren zu entsprechenden Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens. Zur Vermeidung unnötiger Wiederholungen wird somit auf die entsprechenden Verfahrensmerkmale und deren Vorteile verwiesen.
  • Weitere Vorteile, Merkmale und Besonderheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung vorteilhafter Ausgestaltungen der Erfindung.
  • Dabei zeigen
  • 1 ein Magnetresonanzgerät,
  • 2 ein erstes Sequenzdiagramm,
  • 3 ein zweites Sequenzdiagramm,
  • 4 ein drittes Sequenzdiagramm,
  • 5 ein erstes Ablaufschema, und
  • 6 ein zweites Ablaufschema.
  • 1 zeigt ein Magnetresonanzgerät 1. Dieses weist eine als Bodycoil ausgebildete Hochfrequenzspule 2 und ein Spulenarray 3 mit Spulen 4, 5, 6 und 7 und eine Steuervorrichtung 8 auf. Die Spule 2 wird zur Anregung der Magnetisierung verwendet und arbeitet dementsprechend als Sendespule. Das Spulenarray 3 wird zum Auslesen des Messsignals verwendet und stellt die Empfangsspuleneinheit dar. Die Spulen 4, 5, 6 und 7 des Spulenarrays 3 lesen das Messsignal gleichzeitig aus. Statt des Spulenarrays 3 kann auch eine einzelne Spule als Detektionsspule verwendet werden.
  • Es sind auch Spulen bekannt, die gleichzeitig Anregungs- und Detektionsspule sind. Auch mit diesen kann das weiter unten beschriebene Verfahren durchgeführt werden.
  • Das Magnetresonanzgerät 1 besitzt weiterhin einen Datenträger 9 als Teil der Steuervorrichtung 8 oder unabhängig davon, auf dem Computerprogramme zur Durchführung von Magnetresonanzmessungen abgespeichert sind.
  • Voraussetzung zur Durchführung sind lediglich die rein schematisch dargestellten Gradientenspulen 10, 11 und 12, die aber an jedem Tomographiegerät vorhanden sein müssen. Die Gradientenspulen 10, 11 und 12 erzeugen Gradientenfelder in drei Richtungen. Diese werden üblicherweise mit x, y und z bezeichnet. Diese werden zur Erzeugung der in einer Aufnahmesequenz verwendeten Gradienten, die in Auslese-, Phasen- und Schichtrichtung anliegen, überlagert. D.h. dass die in einer Sequenz verwendeten Gradienten je nach ihrer Lage aus den Gradienten in Richtung x, y und z einzeln oder in beliebiger Kombination zusammengesetzt werden.
  • Mittels der Gradientenspulen 10, 11 und 12 und einer entsprechenden Messsequenz lassen sich ortsaufgelöste B0- oder B1-Karten erstellen, die zur Berechnung der Stärke von Suszeptibilitätssprüngen verwendet werden können. Daraus kann dann ein Kompensations- oder Ausgleichsmoment ermittelt werden.
  • Dabei wird davon ausgegangen, dass das B0- oder B1-Feld ohne die Suszeptibilitätssprünge konstant wäre. Alternativ können auch von der Pulsform abhängige B1-Korrekturkarten berücksichtigt werden.
  • In der B0- oder B1-Karte können mithilfe eines Schwellenwertes alle rauschbedingten Schwankungen herausgefiltert werden, um dann die Stärke und Position von Suszeptibilitätssprüngen zu ermitteln.
  • Soll die Position der Suszeptibilitätssprünge verfolgt werden können anhand der B0- oder B1-Karte auch die Parameter für Navigatorechos festgelegt werden.
  • 2 zeigt das Sequenzdiagramm einer EPI-Messsequenz 27 in einer ersten Ausgestaltung. Mittels EPI lassen sich Bilddatensätze in einem Zug aufnehmen, weswegen EPI häufig als Bildgebungsmodul nach einem T2- oder Diffusions-Präparationsmodul verwendet wird. Aufgrund der vielen Gradientenechos ist EPI besonders anfällig für Suszeptibilitätsartefakte.
  • Dabei stehen, wie auch in den folgenden Sequenzdiagrammen, die Achsen 13, 14, 15 und 16 für eine zeitliche Abfolge, die Achse 13 für die Hochfrequenzimpulse, auch HF- oder RF-Pulse genannt sowie das Messsignal, die Achse 14 für die Leserichtung, die Achse 15 für die Phasenrichtung und die Achse 16 für die Schichtrichtung. Nicht nur in Bezug auf die Achsen sondern allgemein werden gleiche Bezugszeichen für gleiche Gegenstände beibehalten, ohne dies zu 3 oder 4 explizit anzugeben.
  • Neben dem Hochfrequenzimpuls 17 als Anregungsimpuls der EPI-Messsequenz 27 sind ein Schichtauswahlgradient 18, ein Schichtrephasiergradient 19, ein Phasenkodiergradient 20 und ein Lese-Dephasiergradient 21 dargestellt.
  • Der Lese-Gradientenzug 22 und die als sogenannte Blips ausgestalteten Phasenkodiergradienten 23 zur Kodierung der k-Raum-Zeilen sind bekannt und bedürfen daher keiner näheren Erläuterung. Die Auslassung deutet die nicht dargestellten Gradientenschaltungen an.
  • In 2 ist die Ausgestaltung des Ausgleichsmoments als ein über einen Gradienten erzeugtes Moment gezeigt. Dieser Gradient ist der Ausgleichsgradient 24. Die Stärke und Dauer des Ausgleichsgradienten wird dabei wie beschrieben automatisch ermittelt. Der Ausgleichsgradient erzeugt dabei zumindest teilweise ein Kompensationsmoment oder Ausgleichsmoment für das Moment, das aufgrund des durch Suszeptibilitätssprünge hervorgerufenen Gradienten ΔB entsteht.
  • Der Ausgleichsgradient 24 ist dabei als eine zusammenhängende Gradientenschaltung realisiert.
  • 2 zeigt rein exemplarisch ein Ausgleichsmoment in Richtung der Z-Achse. Das Ausgleichsmoment kann aber wie weiter oben beschrieben in beliebigen Richtungen angelegt werden.
  • 3 zeigt eine alternative Realisierung des Ausgleichsmoments, das wiederum über Gradienten erzeugt wird. Dabei ergibt sich das Ausgleichsmoment als Summe einer Vielzahl an Ausgleichsgradienten 25, die in der Summe, d.h. im Moment, dem Ausgleichsgradienten 24 entsprechen. Auch diese können in beliebigen Richtungen eingesetzt werden, hier rein exemplarisch in Ausleserichtung.
  • Die Ausgleichsgradienten 25 werden dadurch gebildet, dass die Gradienten des Lese-Gradientenzuges 22, und zwar genauer gesagt jeder zweite, nach dem Auslesen noch geschaltet bleiben, bis das gewünschte Moment erreicht ist. Diese Zusatzzeit ist bei der Berechnung der Aufnahmeparameter zu berücksichtigen.
  • Die Ausgleichsgradienten 25 können bevorzugt gleiche oder auch unterschiedliche Momente erzeugen.
  • Insbesondere können in einer Sequenz die Gradienten 24 und 25 zur Erzeugung der Ausgleichsmomente in unterschiedlichen Richtungen unterschiedliche erzeugt werden, bspw. in Schichtrichtung wie in 2 zusammenhängend und in Auslese- und/oder Phasenrichtung wie in 3 mit einer Vielzahl an Gradienten.
  • 4 zeigt eine EPI-Messsequenz 27, bei der das Ausgleichsmoment über einen Hochfrequenzimpuls 26 erzeugt wird. Dabei wird eine Zeitverschiebung in den Kanälen der Sendespule 2 eingesetzt, um das gewünschte Ausgleichsmoment zu erhalten. 4 ist also nicht anzusehen, dass sich die Messsequenz 27 von einer bekannten EPI-Messsequenz unterscheidet.
  • 5 zeigt ein Ablaufschema zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes.
  • In Schritt S1 wird das Untersuchungsobjekt im Magnetresonanzgerät positioniert.
  • Danach werden als Schritt S2 Justage-Messungen vorgenommen, bei denen auch eine B0-Karte erstellt wird.
  • In Schritt S3 wird aus der B0-Karte automatisiert ermittelt, ob ein und welches Ausgleichsmoment notwendig ist, um ggf. vorhandene und durch Suszeptibilitätssprünge erzeugte Gradienten ΔB auszugleichen. Dabei kann die Position und Stärke des benötigten Ausgleichsmomentes bestimmt werden.
  • Auch die Lage der auszugleichenden Schichten oder Slabs kann automatisch extrahiert werden.
  • Ausgehend von der ermittelten Größe und Richtung des Ausgleichsmomentes wird in Schritt S4 in Abhängigkeit der verwendeten Messsequenz festgelegt, ob ein oder mehrere Ausgleichsgradienten 24 oder 25 oder ein Hochfrequenzimpuls 26 verwendet wird. Bspw. können Ausgleichsgradienten 24 in Auslese und/oder Phasen- und/oder Schichtrichtung verwendet werden. Wie oben beschrieben können in unterschiedlichen Richtungen auch einmal Ausgleichsgradienten 25 und in einer anderen Richtung ein Ausgleichsgradient 24 verwendet werden. Ist an einem Magnetresonanzgerät 1 nur eine Alternative möglich kann Schritt S4 entfallen.
  • Als Schritt S5 wird, sofern die Verwendung eines Ausgleichsgradienten ausgewählt wurde, die Position und Stärke des Ausgleichsgradienten 24 oder 25 ermittelt. Dabei kann auf voreingestellte Messsequenzen zurückgegriffen werden und bspw. anhand eines Schwellenwertes des Ausgleichsmomentes die Messsequenz nach 2 oder nach 3 ausgewählt werden.
  • Beim Ausführen der Messsequenz als Schritt S6 wird wenigstens ein Anregungsimpuls angelegt, wenigstens einmal ein Ausgleichsmoment in Form eines Ausgleichsgradienten 24 oder mehrmals in Form der Ausgleichsgradienten 25 in einem Teilvolumen des Untersuchungsvolumens zum wenigstens teilweisen Ausgleich des durch den Suszeptibilitätssprung verursachten Momentes ΔB angelegt, und das durch den Anregungsimpuls erzeugte Signal ausgelesen.
  • Bei Sequenzen wie EPI, sofern alle k-Raum-Zeilen in einem Zug aufgenommen werden, kann das Schalten eines Ausgleichsgradienten 24 einmalig erfolgen, bei Wartezeiten zwischen der Aufnahme von k-Raum-Zeilen wie bei einem Spinecho können die Ausgleichsgradienten 25 bei jeder Aufnahme einer k-Raum-Zeile angelegt werden. Dabei können die Stärke oder Dauer größer bzw. länger als bei einem EPI sein, da aufgrund der Wartezeit keine oder eine abweichende Summation der Momente erfolgt.
  • Bei segmentierten Sequenzen wie TSE kann entweder zu jeder k-Raum-Zeile ein eigener Ausgleichsgradient 25 angelegt werden oder zu jedem Segment. Dann entspricht die Zahl der Ausgleichsgradienten 25 der Zahl der Anregungsimpulse, die Refokussierungsimpulse zählen dann nicht.
  • Es werden also üblicherweise Schritt b) 1 mal bis Npe-mal, Schritt c) 1 mal bis Npe-mal und Schritt d) Npe-mal vorgenommen, um einen Bilddatensatz aufzunehmen. Anspruch 1 ist dahingehend zu verstehen, dass die Schritte b) und c) wenigstens einmal vorgenommen werden. Dabei entspricht Npe der Anzahl der aufzunehmenden k-Raum-Zeilen.
  • Die Beschreibung zielt dabei auf zweidimensionale Bilddatensätze mit kartesischer k-Raum-Abtastung ab. Die Abwandlungen, um zu dreidimensionalen Bilddatensätzen und/oder einer radialen Abtastung zu gelangen sind bekannt.
  • 6 zeigt ein Ablaufschema zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes bei dem zusätzlich zu dem in 5 dargestellten Verfahren ein Tracking der Suszeptibilitätssprünge erfolgt.
  • Die Schritte mit gleicher Nummerierung entsprechen dabei den Schritten wie zu 5 beschrieben.
  • Zusätzlich zu den Schritten S1 bis S5 wird in Schritt S7 nach Schritt S3 und vor Schritt S8 wenigstens ein Referenz-Navigatorecho aufgenommen. Bevorzugt sind es drei Navigatorechos. Dies entspricht der Anzahl der Raumachsen. Mit drei Navigatorechos kann die Bewegung des Untersuchungsobjektes verfolgt werden, wodurch auf die Lage der Suszeptibilitätssprünge geschlossen werden kann.
  • Schritt S9 stellt die erneute Aufnahme der Navigatorechos mit Ermittlung einer Änderung der Lage der Suszeptibilitätssprünge dar und wird vor Schritt S8 vorgenommen.
  • In Schritt S8 werden ein oder mehrere k-Raum-Zeilen aufgenommen, aber kein gesamter Datensatz. Vor der Aufnahme jeder k-Raum-Zeile oder eines Segmentes wird in Schritt S10 also überprüft, ob das Ausgleichsmoment und damit die Ausgleichsgradienten 25 anzupassen sind.
  • Diese Überprüfung des Ausgleichsmomentes kann selbstverständlich auch vorgenommen werden, wenn ein Hochfrequenzimpuls zur Erzeugung des Ausgleichsmomentes verwendet wird.
  • Nach der Aufnahme des Magnetresonanzdatensatzes sind die Daten mehreren Prozessierungsschritten wie einer Fouriertransformation zu unterziehen, um einen Bilddatensatz zu erhalten.
  • Das aus dem Magnetresonanzdatensatz erzeugte Bild kann auch zur Bildung von Kombinationsbildern verwendet werden.
  • Die Verfolgung der Lage der Suszeptibilitätssprünge ist auch mit anderen Verfahren als Navigatorechos möglich. Zusätzlich oder alternativ können auch Feldsensoren oder Navigatoren zur Erkennung und Berücksichtigung von Änderungen eines Feldes, beispielsweise einer thermisch-bedingten Feldänderung, verwendet werden.
  • Weiterhin zusätzlich oder alternativ kann eine Bewegungsphase berücksichtigt werden. Dabei kann es sich um die Atemphase oder den Herzschlag eines Probanden handeln. Insbesondere können die Ausgleichsmomente bewegungsphasenabhängig ermittelt und angelegt werden.
  • Weiterhin zusätzlich oder alternativ können, wie weiter oben beschrieben, Aufnahmeeinrichtungen oder Sensoren zur Erkennung und Berücksichtigung von Patientenbewegungen verwendet werden.
  • Es versteht sich von selbst, dass das erfindungsgemäße Verfahren sowie das erfindungsgemäße Magnetresonanzgerät eng miteinander verknüpft sind, und dass Merkmale der Erfindung, die als Verfahrensaspekte beschrieben wurden, auch wesentlich für das Magnetresonanzgerät sein können. Dies kann auch in umgekehrter Weise für unter Bezug auf das Magnetresonanzgerät beschriebene Merkmale gelten, die auch verfahrensrelevant sein können.
  • Es versteht sich außerdem von selbst, dass unter Bezug auf einzelne Ausgestaltungen beschriebene Merkmale auch bei anderen Ausgestaltungen bzw. Ausführungsformen realisiert werden können, außer wenn dies ausdrücklich anders beschrieben ist oder sich aus technischen Gründen von selbst verbietet.
  • ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
  • Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
  • Zitierte Nicht-Patentliteratur
    • Ladd et al., Biopsy needle susceptibility artifacts., Magn Reson Med, 36(4), S. 646–651, 1996 [0011]
    • Port and Pomper, Quantification and minimization of magnetic susceptibility artifacts on GRE images., J Comput Assist Tomogr, 24(6), 958–964, 2000 [0012]
    • Jakob et al., Rapid Quantitative LUNG 1H T1-Mapping, J Magn Reson Imaging 14, S. 795–799, 2001 [0012]
    • Du et al., Reducing Susceptibility Artifacts in fMRI Using Volume-Selective z-Shim Compensation, Magn. Res. Med., 57, S. 396–404, 2007 [0013]
    • Schneider et al., Automated Slice-Specific Simultaneous Z-Shim Method for Reducing B1 Inhomogeneity and Susceptibility-Induced Signal Loss with Parallel Transmission at 3T, Magn. Reson. Med., 74, S. 934–944, 2014 [0013]

Claims (15)

  1. Verfahren zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes (1) eines Untersuchungsvolumens eines Untersuchungsobjektes mit den Schritten: a) Automatisierte Berechnung wenigstens eines Gradientenmomentes (24, 25) in Abhängigkeit wenigstens eines im Untersuchungsvolumen vorhandenen Suszeptibilitätssprungs zwischen zwei Abschnitten des Untersuchungsvolumens, b) Anlegen eines Anregungsimpulses (17, 26), c) Anlegen wenigstens eines Ausgleichsmomentes in einem Teilvolumen des Untersuchungsvolumens zum wenigstens teilweisen Ausgleich eines durch den Suszeptibilitätssprung verursachten Gradientenmomentes, und d) Auslesen des durch den Anregungsimpuls (17, 26) erzeugten Signals.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung des Ausgleichsmomentes ein Gradient (24, 25) verwendet wird.
  3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erzeugung des Ausgleichsmomentes ein Hochfrequenzimpuls (26) verwendet wird.
  4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Ausgleichsmoment nur in einen Teilbereich des Untersuchungsbereichs angelegt wird.
  5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass das Ausgleichsmoment nur in einem Teilbereich des Untersuchungsbereichs angelegt wird, in dem der oder die Suszeptibilitätssprünge vorhanden sind.
  6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zur Aufnahme des Magnetresonanzdatensatzes ein Gradientenecho-basiertes Verfahren (27) verwendet wird.
  7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass ein bildgebendes Verfahren (27) verwendet wird.
  8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Ausgleichsmoment in einem Bereich des Kopfes, insbesondere in einem Bereich der Nase oder der Stirnhöhle oder des Gehörganges angelegt wird.
  9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Ausgleichsmoment in einem Bereich des Oberkörpers, insbesondere in einem Bereich der Lunge, angelegt wird.
  10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Ausgleichsmoment anhand wenigstens einer Information über den wenigstens eine Suszeptibilitätssprung im Untersuchungsbereich bestimmt wird.
  11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Information aus einer das Untersuchungsvolumen zumindest teilweise abbildenden B0-Karte ermittelt wird.
  12. Verfahren nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Information aus einer das Untersuchungsvolumen zumindest teilweise abbildenden B1-Karte ermittelt wird.
  13. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Information aus wenigstens einem Navigatorecho ermittelt wird.
  14. Datenträger (9) für eine Steuervorrichtung (8) zur Steuerung einer Datenerzeugungseinheit, insbesondere Bilderzeugungseinheit, eines Magnetresonanzgeräts (1) mit Daten zum Durchführen eines Verfahrens gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche.
  15. Magnetresonanzgerät (1) mit einer Steuervorrichtung (8), wenigstens einer Gradientenspule (10, 11, 12), einer Empfangsspule (3) und einem Datenträger (9), dadurch gekennzeichnet, dass der Datenträger (9) nach Anspruch 14 ausgestaltet ist.
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