DE102020212281A1

DE102020212281A1 - Verfahren zur zeitsparenden Erzeugung einer B0-Karte basierend auf einer Doppelecho-Sequenz mit stimulierten Echos und Magnetresonanzvorrichtung

Info

Publication number: DE102020212281A1
Application number: DE102020212281.4A
Authority: DE
Inventors: Michael Köhler
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2020-09-29
Filing date: 2020-09-29
Publication date: 2022-03-31
Anticipated expiration: 2040-09-30
Also published as: US20220099767A1; CN114325525B; CN114325525A; DE102020212281B4; US11531078B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung einer B0-Karte für eine Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts, eine Magnetresonanzvorrichtung und ein Computerprogrammprodukt zur Ausführung des Verfahrens. Das Verfahren sieht vor, dass zumindest zwei Präparations-HF-Pulse während eines Präparationsabschnitts und zumindest ein Auslese-HF-Puls während eines Erfassungsabschnitts eingestrahlt werden. Nach dem Auslese-HF-Puls wird zumindest ein stimuliertes Echosignal erfasst. Aus dem zumindest einen erfassten FID-Echosignal und dem zumindest einen erfassten stimulierten Echosignal wird eine B0-Karte abgeleitet, die die tatsächliche räumliche Verteilung der Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds angibt.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung einer B₀-Karte für eine Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts, eine Magnetresonanzvorrichtung und ein Computerprogrammprodukt zur Ausführung des Verfahrens.
In der Medizintechnik zeichnet sich die Bildgebung mittels Magnetresonanz (MR), auch Magnetresonanztomographie (MRT, engl. Magnetic Resonance Imaging, MRI) genannt, durch hohe Weichteilkontraste aus. Hierbei werden mit Hilfe einer Magnetresonanzvorrichtung hochfrequente (HF, engl. radiofrequency, RF) Pulse zur Erzeugung eines HF-Feldes (auch B₁-Feld genannt) und Gradientenpulse zur Erzeugung eines magnetischen Feldgradienten in einen Untersuchungsbereich, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet, eingestrahlt. Dadurch werden im Patienten ortskodierte Echosignale ausgelöst, die oftmals auch Magnetresonanzsignale genannt werden. Die Magnetresonanzsignale werden als Messdaten von der Magnetresonanzvorrichtung empfangen und zur Rekonstruktion von Magnetresonanzabbildungen verwendet.
In dem Untersuchungsbereich wird zudem ein starkes statisches Hauptmagnetfeld erzeugt. Dieses sollte möglichst homogen sein, um Artefakte in den Magnetresonanzabbildungen zu vermeiden. In der Realität weist das Hauptmagnetfeld jedoch üblicherweise an manchen Stellen Inhomogenitäten auf, die zu Off-Resonanzen führen, d.h. die tatsächliche Resonanzfrequenz weicht an diesen Stellen von einer gewünschten Resonanzfrequenz ab.
Unter anderem um Inhomogenitäten des Hauptmagnetfeld kompensieren zu können, wird im Rahmen von Magnetresonanzuntersuchung oftmals eine B₀-Karte (engl. B₀ map) erzeugt, die die die tatsächliche räumliche Verteilung der Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds angibt. Die Messung von B₀-Feldverteilungen wird oftmals auch B₀-Mapping genannt. Eine B₀-Karte wird typischerweise zur patientenspezifischen Optimierung von Shim-Strömen, zur Ermittlung einer lokalen Resonanzfrequenz oder für gewisse Bild-Korrekturverfahren verwendet.
Klassischerweise verwendet man zur Erzeugung einer B₀-Karte MR-Sequenzen mit mehreren, meistens zwei, Echosignalen, aus deren Phasendifferenz eine räumliche Verteilung der Resonanzfrequenz berechnet wird. Da die Resonanzfrequenz wiederum proportional zur B₀-Feldstärke ist, erhält man daraus eine B₀-Karte. Im einfachen und üblicherweise angewendeten Fall werden zwei Echosignale gemessen (z.B. in einer Gradientenecho-Sequenz), deren Echozeiten sich um ΔTE unterscheiden. Nach Rekonstruktion der zu den beiden Echosignale gehörenden Messdaten wird aus deren Phasendifferenz ΔΦ die Resonanzfrequenz f bzw. die B₀-Feldstärke wie folgt berechnet: $B_{0} = \frac{2 π ƒ}{γ}; ƒ = \frac{Δ ϕ}{2 π Δ TE}$
Hierbei ist γ das gyromagetische Verhältnis.
Die Magnetresonanzsignale eines menschlichen Körpers als Untersuchungsobjekt stammen bei einer üblichen Magnetresonanzuntersuchung aus in Fett und Wasser gebundenen Protonen. Durch eine chemische Verschiebung weisen Fett und Wasser jedoch bei gleichem B₀-Feld unterschiedliche Resonanzfrequenzen auf, die sich um ca. 3,4 ppm unterscheiden.
Das führt unter anderem zu folgenden Problemen:

- Üblicherweise ist man an der Resonanzfrequenz von in Wasser gebundenen Protonen interessiert. Wird das Echosignal an einem Ort von Fett dominiert, wird die gemessene Resonanzfrequenz bei gleichem B₀-Feld verfälscht.
- Gewöhnlich berechnet man das B₀-Feld aus der gemessenen Resonanzfrequenz, ohne genau zu wissen, von welcher chemischen Komponente (Fett oder Wasser) das Signal an einer bestimmten Stelle dominiert wird. Die chemische Verschiebung führt jedoch zu verschiedenen Resonanzfrequenzen bei gleichem B₀-Feld.
- In Voxeln, die sowohl Fett als auch Wasser enthalten, ist die akkumulierte Phasendifferenz aufgrund von Off-Resonanz nicht mehr proportional zur Differenz der Echozeiten, da Schwebungseffekte auftreten. Diese Proportionalität ist jedoch Voraussetzung für Gl. 1: Die Phasendifferenz ΔΦ wird als proportional zur Zeit ΔTE angenmommen.

Diese Effekte bzw. Probleme werden im Stand der Technik üblicherweise dadurch umgangen, dass die Differenz der Echozeiten ΔTE so gewählt wird, dass während dieser Zeit Fett und Wasser die gleiche Dephasierung erfahren: $Δ T E = N * \frac{1}{3.4 p p m * ƒ}$
Hierbei ist N eine ganze Zahl.
Abhängig von der jeweiligen Stärke des Grundmagnetfeldes (mit N=1) ergibt sich daraus für eine Feldstärke des Hauptmagentfeldes von 3 T für ΔTE eine Zeitdauer von 2.4 ms. Für niedrigere Feldstärken jedoch wächst diese Zeitdauer immer stärker an.
Die geeignete Differenz der Echozeiten, und damit auch die insgesamt benötigte Messzeit, ist also für kleinere Feldstärken deutlich länger als für größere Feldstärken.
Als Aufgabe dieser Erfindung kann angesehen werden, ein Verfahren zur schnelleren Messung einer B0-Karte bei gleicher Volumenabdeckung und Auflösung anzugeben. Zudem wäre wünschenswert, eine weitgehend von der Feldstärke unabhängige Messzeit zu erreichen.
Die Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den abhängigen Ansprüchen beschrieben.
Demnach wird folgendes Verfahren zur Erzeugung einer B₀-Karte für eine Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts vorgeschlagen: Es wird ein Hauptmagnetfeld mit einer Sollmagnetfeldstärke B_0,soll erzeugt. Es wird eine Bildgebungssequenz mit einem Präparationsabschnitt und einem darauffolgenden Erfassungsabschnitt in einen Untersuchungsbereich, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet, eingestrahlt. Dabei umfasst die Bildgebungssequenz ein Einstrahlen zumindest zweier Präparations-HF-Pulse während des Präparationsabschnitts, wobei ein erster der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse zu einem Zeitpunkt t₁ eingestrahlt wird, wobei ein zweiter der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse zu einem Zeitpunkt t₂ eingestrahlt wird, wobei zwischen den Zeitpunkten t₁ und t₂ ein Zeitraum TS liegt. Zudem umfasst die Bildgebungssequenz ein Einstrahlen zumindest eines Auslese-HF-Puls zu einem Zeitpunkt t₃ während des Erfassungsabschnitts. Ferner wird zumindest ein FID-Echosignal nach dem Auslese-HF-Puls zu einem Zeitpunkt t₄ erfasst, wobei zwischen den Zeitpunkten t₃ und t₄ ein Zeitraum TE_FID liegt. Nach dem Auslese-HF-Puls wird zudem zumindest ein stimuliertes Echosignal zu einem Zeitpunkt t₅ erfasst, wobei zwischen den Zeitpunkten t₃ und t₅ ein Zeitraum TESTE liegt. Dabei kann TESTE größer oder kleiner als TE_FID sein, oder mit anderen Worten: Das FID-Echosignal kann vor dem stimulierten Echosignal erfasst werden oder aber auch danach. Aus dem zumindest einen erfassten FID-Echosignal und dem zumindest einen erfassten stimulierten Echosignal wird eine B₀-Karte abgeleitet, die die tatsächliche räumliche Verteilung der Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds angibt.
Dabei wird der Zeitraum TS in Abhängigkeit der Zeiträume TE_FID und TE_STE so gewählt, dass zwischen den Zeitpunkten t₄ und t₅ ein Signalanteil der Echosignale (insbesondere des zumindest einen FID-Echosignals und des zumindest einen stimulierten Echosignals) aus in Wasser gebundenen Protonen eine gleiche Phasendifferenz aufweist wie ein Signalanteil der Echosignale (insbesondere des zumindest einen FID-Echosignals und des zumindest einen stimulierten Echosignals) aus in Fett gebundenen Protonen.
Mit anderen Worten wird der Zeitraum TS in Abhängigkeit der Zeiträume TE_FID und TESTE so gewählt, dass Echosignalanteile, (insbesondere Echosignalanteile, die zu dem zumindest einen FID-Echosignal und dem zumindest einen stimulierten Echosignal beitragen) aus in Wasser gebundenen Protonen und Echosignalanteile (insbesondere Echosignalanteile, die zu dem zumindest einen FID-Echosignal und dem zumindest einen stimulierten Echosignal beitragen) aus in Fett gebundenen Protonen eine gleiche Dephasierung erfahren. Beispielsweise weisen die Echosignale, insbesondere das zumindest eine FID-Echosignal und das zumindest eine stimulierte Echosignal, einen Signalanteil aus in Wasser gebundenen Protonen und einen Signalanteil aus in Fett gebundenen Protonen auf, wobei der Zeitraum TS in Abhängigkeit der Zeiträume TE_FID und TESTE so gewählt wird, dass der zwischen den Zeitpunkten t₄ und t₃ der Signalanteil aus in Wasser gebundenen Protonen eine gleiche Phasendifferenz aufweist wie der Signalanteil aus in Fett gebundenen Protonen. Beispielsweise weisen die Echosignale, insbesondere das zumindest eine FID-Echosignal und das zumindest eine stimulierte Echosignal, einen Signalanteil aus in Wasser gebundenen Protonen und einen Signalanteil aus in Fett gebundenen Protonen auf, wobei der Signalanteil aus in Wasser gebundenen Protonen zwischen den Zeitpunkten t₄ und t₅ eine erste Phasendifferenz aufweist, wobei der Signalanteil aus in Fett gebundenen Protonen zwischen den Zeitpunkten t₄ und t₅ eine zweite Phasendifferenz aufweist, wobei der Zeitraum TS in Abhängigkeit der Zeiträume TE_FID und TESTE so gewählt wird, dass die erste Phasendifferenz und die zweite Phasendifferenz gleich sind.
Vorzugsweise wird TS in Abhängigkeit einer Sollmagnetfeldstärke B_0,soll des Hauptmagnetfeldes gewählt, um zu erreichen, dass zwischen den Zeitpunkten t₄ und t₃ der Signalanteil der Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen die gleiche Phasendifferenz aufweist wie der Signalanteil der Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen.
Das Hauptmagnetfeld wird vorzugsweise mittels eines, insbesondere supraleitenden, Hauptmagneten erzeugt. Das Hauptmagnetfeld wird insbesondere im Untersuchungsbereich erzeugt. Der Hauptmagnet kann beispielsweise um eine Gradientenspuleneinheit zur Erzeugung von Gradientenpulsen und/oder um eine Hochfrequenzantenneneinheit zur Erzeugung von HF-Pulsen, insbesondere der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse und/oder des zumindest einen Auslese-HF-Pulses, herum angeordnet sein. Der Untersuchungsbereich kann insbesondere zylinderförmig ausgebildet sein. Vorzugsweise umgeben der Hauptmagnet, die Gradientenspuleneinheit und/oder die Hochfrequenzantenneneinheit den Untersuchungsbereich.
Der Hauptmagnet, die Gradientenspuleneinheit und/oder die Hochfrequenzantenneneinheit sind vorzugsweise Teile einer Magnetresonanzvorrichtung. Zu einer Steuerung des Hauptmagneten, der Gradientenspuleneinheit und/oder der Hochfrequenzantenneneinheit weist die Magnetresonanzvorrichtung vorzugsweise eine Systemsteuereinheit auf. Die Systemsteuereinheit steuert vorzugsweise das Einstrahlen der Bildgebungssequenz.
Die Bildgebungssequenz, die man beispielsweise auch als Magnetresonanzsequenz bezeichnen kann, kann neben dem Präparationsabschnitt und dem Erfassungsabschnitt noch weitere Abschnitte umfassen, wie beispielsweise einen Justageabschnitt. Die Bildgebungssequenz kann nicht nur eine, sondern auch mehrere Präparationsabschnitte umfassen mit jeweils einem darauffolgenden Erfassungsabschnitt. Beispielsweise kann mit jeder Sequenzeinheit, die einen Präparationsabschnitt und einem darauffolgenden Erfassungsabschnitt umfasst, eine Schicht des Untersuchungsobjekts aufgenommen werden.
Die Erfassung der Echosignale, insbesondere des zumindest einen FID-Echosignals und/oder des zumindest einen stimulierten Echosignals erfolgt beispielsweise mit zumindest einer Lokalspulen, die direkt am Körper des Untersuchungsobjekts angeordnet sind, oder der Hochfrequenzantenneneinheit, die fest in der Magnetresonanzvorrichtung eingebaut ist.
Die Magnetresonanzvorrichtung umfasst vorzugsweise auch eine Auswerteeinheit, die zum Ableiten einer B₀-Karte ausgebildet ist. Die Auswerteeinheit umfasst dazu vorzugsweise einen oder mehrere Prozessoren und/oder einen elektronischen Speicher. Sie kann insbesondere Bestandteil der Systemsteuereinheit sein.
Die B₀-Karte kann beispielsweise dazu verwendet werden, um Shim-Ströme patientenspezifisch zu optimieren, eine lokale Resonanzfrequenz zu ermittelt oder/oder Bild-Korrekturverfahren durchzuführen.
In dem Präparationsabschnitt wird vorteilhafterweise eine longitudinale Magnetisierung präpariert. Vorzugsweise wird eine zudem erzeugte transversale Magnetisierung durch einen Spoiler-Gradientenpuls nach dem zweiten der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse innerhalb des Präparationsabschnitts dephasiert.
In dem Erfassungsabschnitt wird insbesondere das zumindest eine stimulierte Echosignal refokusiert, das aus der im Präparationsabschnitt präparierten longitudinalen Magnetisierung erzeugt wird. Ferner wird im Erfassungsabschnitt insbesondere das zumindest eine FID-Echosignal refokusiert, was als FID-Signal (Free Induction Decay) betrachtet werden kann und dessen Phasenlage nicht im Präparationsabschnitt präpariert wurde.
Vorzugsweise werden die Zeiträume TS, TE_FID und TESTE so gewählt, so dass eine effektive Dephasierungszeit ΔTE_eff ungleich Null ist, also nicht verschwindet. Diese effektive Dephasierungszeit ΔTE_eff bezeichnet hier vorzugsweise die Differenz der Zeiträume, während deren die Signale der beiden Echos durch Off-Resonanz jeweils eine Phase akkumulieren. Das FID-Echosignal akkumuliert eine Phase während des Zeitraums TE_FID. Das stimulierte Echosignal akkumuliert zunächst eine Phase während des Zeitraums TS, die durch den Auslese-HF-Puls invertiert wird; daraufhin akkumuliert die Phase zusätzlich während der Zeit TE_STE, so dass sich für das stimulierte Echosignal der Phasenakkumulierungszeitraum -TS + TE_STE ergibt. Folglich ergibt sich für die Differenz der Phasenakkumulierungszeitraum ΔTE_eff = TE_FID - (-TS + TE_STE).
TE_FID bezeichnet vorzugsweise die Echozeit des FID-Gradientenechosignals, TE_STE die Echozeit des stimulierten Echosignals und TS den Abstand (bzw. Mitte-Mitte) der Präparations-HF-Pulse des Präparationsabschnitts. Die Echozeiten sind dabei beispielsweise zwischen Maximum und/oder Mitte des Auslese-HF-Pulses des Erfassungsabschnitts und dem jeweiligen Echosignal gemessen und können durch geeignete Wahl einzustrahlender Gradientenpulse, insbesondere hinsichtlich Vorzeichen und/oder Amplitude, eingestellt werden. Die Resonanzfrequenz f bzw. die B₀-Karte kann aus den gemessenen Phasendifferenzen gemäß Gl. 1 berechnet werden, indem dort ΔTE durch ΔTE_eff ersetzt wird.
Vorzugsweise wird nicht durch eine geeignete Wahl der Zeiträume TE_FID und TESTE erreicht, dass Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen und Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen eine gleiche Dephasierung erfahren, sondern es wird TS angepasst. Dazu wird vorzugsweise der Zeitraums TS verlängert.
Diese Verlängerung des Zeitraums TS führt möglicherweise zwar an sich zunächst auch zu einer Verlängerung der Messzeit, jedoch müsste diese Verlängerung nur einmal pro gemessener Schicht in Kauf genommen werden, während bei konventionellen Verfahren für jede k-Raum-Zeile einer Schicht ein zusätzlicher Zeitaufwand nötig ist. Damit kann vorteilhafterweise die Messzeit einer Magnetresonanzuntersuchung insgesamt reduziert werden.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass die Wahl des Zeitraums TS folgende Schritte umfasst:

- Festlegen der Zeiträume TE_FID und TE_STE, so dass diese möglichst kurz sind,
- Bestimmen des Zeitraums TS in Abhängigkeit der vorher festgelegten Zeiträume TE_FID und TE_STE.

Wie bereits beschrieben kann dies zu einer Verlängerung des Zeitraums TS führen, welche aber in der Folge kompensiert oder sogar überkompensiert wird.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass $T S = N * \frac{1}{δ_{W F} * (γ /2 π) * B_{0, s o l l}} + T E_{S T E} - T E_{F I D},$
wobei N eine ganze Zahl > 0 ist, δ_WF die chemische Verschiebung von Wasser und Fett angibt, und γ das gyromagnetische Verhältnis von in Wasser gebundenen Protonen angibt.
Für δ_WF wird üblicherweise der Wert 3,4 ppm angegeben. Für γ/2π wird üblicherweise der Wert 42,577 MHz/T angegeben.
Der erste Summand auf der rechten Seite der Gl. 3 kann als die Verlängerung des Zeitraums TS aufgefasst werden, um zu erreichen, dass die Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen und Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen eine gleiche Dephasierung erfahren.
Vorzugsweise ist N = 1, um die durch TS verursachte zusätzliche Messzeit möglichst gering zu halten.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass die Sollmagnetfeldstärke B_0,soll kleiner als 2 T, insbesondere kleiner als 1 T, ist.
Gerade bei niedrigen Feldstärken können gegenüber konventionellen Verfahren eine besonders große Reduktion der Messzeit erreicht werden.
Während sich etwa bei 3 T gemäß Gl. 2 ein Wert für ΔTE von nur 2,4 ms ergibt, liegt er bei 1,5 T schon bei 4,8 ms und bei 0,6 T bei 12 ms.
Die geeignete Echozeit-Differenz, und damit auch die insgesamt benötigte Messzeit, ist also für kleinere Feldstärken deutlich länger als für größere Feldstärken. Es ergeben sich für typische Magnetresonanzuntersuchungen bei niedrigen Feldstärken bei Anwendung konventioneller Verfahren Gesamtmesszeiten, die um einige Sekunden länger sind als bei größeren Feldstärken.
Durch das vorgeschlagene Verfahren kann jedoch vorteilhafterweise eine im Wesentlichen von der verwendeten Feldstärke unabhängige Messzeit erzielt werden, da durch die Verwendung des Präparationsabschnitts nur einmal eine zusätzliche Zeit aufgewendet werden muss, um die effektive Dephasierungszeit für den gesamten folgenden Erfassungsabschnitt, insbesondere Echozug, anzupassen.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass wobei TE_FID < 5 ms und TESTE < 6 ms, insbesondere TE_FID < 2,5 ms und TESTE < 3,5 ms.
Durch Anpassung des Zeitraums TS in Abhängigkeit von TE_FID und TESTE können geringe Werte für TE_FID und TESTE gewählt werden. Dies insbesondere vorteilhaft, weil die im Präparationsabschnitt präparierte Magnetisierung im Verlaufe des Erfassungsabschnitts, insbesondere des Echozugs, wieder relaxiert (insbesondere durch die T1-Relaxation), und dadurch Verfälschungen oder Artefakte entstehen können. Das vorgeschlagene Verfahren ermöglicht also vorteilhafterweise ein zeitoptimiertes Timing.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass die erfassten FID-Echosignale und stimulierten Echosignale nicht geeignet sind, daraus eine B₁-Karte abzuleiten, die eine räumliche Verteilung der Flipwinkel der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse angibt.
Vielmehr ist das vorgeschlagene Verfahren darauf ausgerichtet, eine B₀-Karte zu erzeugen. Vorzugsweise bewirkt eine Verlängerung von TS gerade bei niedrigen Feldstärken, dass bei üblichem Sequenztiming keine T2*-Kompensation der beiden Echos mehr erreicht werden kann, was diese Parametrisierung ungeeignet für die Rekonstruktion einer B₁-Karte macht.
Wenn ΔTE_eff ungleich Null und TS ungleich TE_STE + TE_FID ist, weisen das FID-Echosignal und das stimulierte Echosignal eine unterschiedliche T2*-Gewichtung auf. Dadurch wird eine darauf basierende B1-Karte verfälscht. Daher ist ein Verfahren, dass in erster Linie darauf abzielt, eine B₁-Karte zu erzeugen, im Allgemeinen nicht geeignet, eine B₀-Karte zu erzeugen, insbesondere bei niedrigen Feldstärken des Hauptmagnetfelds.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass zur Einstellung der Zeiträume TESTE und TE_FID zumindest ein Gradientenpuls G_prep zwischen den zumindest zwei Präparations-HF-Pulsen während des Präparationsabschnitts in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird, zumindest ein Gradientenpuls G_Rodeph nach dem Einstrahlen des Auslese-HF-Pulses und vor der Erfassung des zumindest einen FID-Signals und des zumindest einen stimulierten Echosignals während des Erfassungsabschnitts in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird, und zumindest ein Gradientenpuls G_RO während der Erfassung des zumindest einen FID-Signals und des zumindest einen stimulierten Echosignals während des Erfassungsabschnitts in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird. Vorzugsweise weist die Amplitude des Gradientenpulses G_RO gegenüber der Amplitude des Gradientenpulses G_Rodeph ein entgegengesetztes Vorzeichen auf.
Im Allgemeinen tritt ein Gradientenechosignal auf, wenn das rephasierende Gradientenmoment gleich einem vorangehenden dephasierenden Gradientenmoment ist. Unter dem Gradientenmoment eines Gradientenpulses ist üblicherweise sein Zeitintegral zu verstehen. Durch das Timing und die Form der Gradientenpulse können entsprechend die Zeitpunkte t4 und t5 des FID-Echosignals und des stimulierten Echosignals eingestellt werden.
Vorzugsweise gilt TE_FID < TE_STE. Vorteilhafterweise wird die Reihenfolge der Echos im Erfassungsabschnitt so gewählt, dass bei üblicherweise erreichbarem Sequenztiming bei beiden Echos Fett und Wasser möglichst in Phase sind bei ansonsten möglichst minimiertem Sequenztiming. In Voxeln, in denen beide chemische Bindungsarten vorhanden sind, kann ansonsten Signalverlust durch gegenphasige Fett- und Wasserkomponenten auftreten. Gerade bei niedrigen Feldstärken, insbesondere kleiner als 2 T oder kleiner als 1 T, ist TE_FID < TE_STE vorteilhaft.
Beispielsweise ist bei 3 T Fett und Wasser bei nach -1.2 ms gegenphasig, nach -2.4 ms in Phase. Daher sollte bei 3T TE_FID z.B. möglichst nahe an 2.4 ms liegen. Für kleinere Feldstärken ist es hingegen besser, TE_FID möglichst klein zu halten, um wiederum möglichst weit von der gegenphasigen Zeit (z.B. bei 1.5 T: -2.4 ms) entfernt zu sein.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass der Erfassungsabschnitt einen Gradientenechozug mit mehreren Auslese-HF-Pulsen umfasst, wobei nach jedem Auslese-HF-Puls des Gradientenechozugs zumindest ein durch den Auslese-HF-Puls ausgelöstes FID-Signal und zumindest ein durch den Auslese-HF-Puls ausgelöstes stimuliertes Echosignals erfasst werden. Vorzugsweise wird mit jedem der mehreren Auslese-HF-Pulse jeweils eine k-Raum-Zeile aufgenommen.
Insbesondere umfasst der Erfassungsabschnitt N Elemente, wobei N beispielsweise eine Anzahl der aufzunehmenden k-Raum-Zeilen ist. In jedem Element des Gradientenechozuges werden vorzugsweise mindestens 2 Echos refokusiert: mindestens ein stimuliertes Echo (welches aus der im Präparationsabschnitt präparierten longitudinalen Magnetisierung erzeugt wird) sowie mindestens ein „normales“ Gradientenecho, welches auch als „FID“ (free induction decay) betrachtet werden kann und dessen Phasenlage nicht im Präparationsabschnitt präpariert wurde. Somit ist es möglich, mit nur einem Präparationsabschnitt beispielsweise die B₀-Karte für eine ganze Schicht zu ermitteln.
Die Einheit aus Präparationsabschnitt und Erfassungsabschnitt, insbesondere umfassend einen Gradientenechozug, kann zur Messung verschiedener Schichten wiederholt werden. Ferner ist eine Realisierung einer dreidimensionalen Messung möglich.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass nach jedem Auslese-HF-Puls des Gradientenechozugs mehrere durch den Auslese-HF-Puls ausgelöste FID-Signale und mehrere durch den Auslese-HF-Puls ausgelöste stimulierte Echosignale erfasst werden.
Diese mehreren FID-Signale und die mehreren stimulierte Echosignale können dann beispielsweise genutzt werden, um durch eine geeignete Rekonstruktion den Wertebereich der rekonstruierten B0-Karte zu erhöhen (bei zwei gemessenen Echos ist der Wertebereich durch die möglichen Werte der Phasendifferenzen von 0° bis 360° zwischen den beiden Echos beschränkt). Ebenso könnten die Daten dieser weiteren Echos dann verwendet werden, um z.B. durch eine Dixon-Rekonstruktion die Fett- und Wassersignale zu trennen.
Eine weitere Ausführungsform des Verfahrens sieht vor, dass die Bildgebungssequenz zumindest zwei aufeinanderfolgende Sequenzeinheiten umfasst, wobei die mehreren Sequenzeinheiten jeweils einen Präparationsabschnitt und einen darauffolgenden Erfassungsabschnitt umfassen, so dass zumindest auf einen Erfassungsabschnitt einer Sequenzeinheit direkt ein Präparationsabschnitt einer darauffolgenden Sequenzeinheit folgt. Dabei wird zwischen diesem Erfassungsabschnitt und dem direkt darauffolgenden Präparationsabschnitt zumindest ein Wirbelstromkompensationsgradientenpuls in den Untersuchungsbereich eingestrahlt.
Vorteilhafterweise ist der zumindest eine Wirbelstromkompensationsgradientenpuls geeignet, etwaige durch den vorangegangenen Erfassungsabschnitt in der Magnetresonanzvorrichtung erzeugte Wirbelströme zumindest teilweise zu kompensieren.
Es ist möglich, dass durch einen Erfassungsabschnitt Wirbelströme in der Magnetresonanzvorrichtung erzeugt werden. Die Wirbelströme können möglicherweise eine zeitvariable Störung des B₀-Feldes im Untersuchungsbereich bewirken. Oftmals ist jedoch für die Erstellung einer B₀-Karte nur ein statisches B₀-Feld von Interesse, d.h. nur das statische B₀-Feld soll gemessen werden. Vorteilhafterweise können solche durch die Wirbelströme hervorgerufenen Effekte, insbesondere Wirbelstromeffekte höherer räumlicher Ordnung, auf das B₀-Karte durch den zumindest einen Wirbelstromkompensationsgradientenpuls reduziert werden.
Vorzugsweise umfasst der zumindest eine Wirbelstromkompensationsgradient eine Komponente in Schichtselektionsrichtung und eine Komponente in Ausleserichtung. Insbesondere umfasst der Wirbelstromkompensationsgradient keine Komponente in Phasenkodierrichtung.
Ferner wird eine Magnetresonanzvorrichtung vorgeschlagen, die ausgebildet ist, eines der vorab beschriebenen Verfahren zur Erzeugung einer B₀-Karte für eine Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts auszuführen.
Die Vorteile der vorgeschlagenen Magnetresonanzvorrichtung entsprechen im Wesentlichen den Vorteilen der Verfahren zur Erzeugung einer B₀-Karte für eine Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts, welche vorab im Detail ausgeführt sind. Hierbei erwähnte Merkmale, Vorteile oder alternative Ausführungsformen können ebenso auch auf die anderen beanspruchten Gegenstände übertragen werden und umgekehrt.
Ferner wird ein Computerprogrammprodukt vorgeschlagen, das ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Systemsteuereinheit einer Magnetresonanzvorrichtung ladbar ist und Programmmittel, z.B. Bibliotheken und Hilfsfunktionen, aufweist, um ein erfindungsgemäßes Verfahren auszuführen, wenn das Computerprogrammprodukt in der Systemsteuereinheit der Magnetresonanzvorrichtung ausgeführt wird. Das Computerprogrammprogrammprodukt kann dabei eine Software mit einen Quellcode, der noch kompiliert und gebunden oder der nur interpretiert werden muss, oder einen ausführbaren Softwarecode umfassen, der zur Ausführung nur noch in die Systemsteuereinheit zu laden ist.
Durch das Computerprogrammprodukt kann das erfindungsgemäße Verfahren zur Erzeugung einer B₀-Karte für eine Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts schnell, identisch wiederholbar und robust ausgeführt werden. Das Computerprogrammprodukt ist so konfiguriert, dass es mittels der Systemsteuereinheit die erfindungsgemäßen Verfahrensschritte ausführen kann. Die Systemsteuereinheit muss dabei jeweils die Voraussetzungen wie beispielsweise einen entsprechenden Arbeitsspeicher, eine entsprechende Grafikkarte oder eine entsprechende Logikeinheit aufweisen, so dass die jeweiligen Verfahrensschritte effizient ausgeführt werden können.
Das Computerprogrammprodukt ist beispielsweise auf einem computerlesbaren Medium gespeichert oder auf einem Netzwerk oder Server hinterlegt, von wo es in den Prozessor einer lokalen Systemsteuereinheit geladen werden kann, der mit der Magnetresonanzvorrichtung direkt verbunden oder als Teil der Magnetresonanzvorrichtung ausgebildet sein kann. Weiterhin können Steuerinformationen des Computerprogrammprodukts auf einem elektronisch lesbaren Datenträger gespeichert sein. Die Steuerinformationen des elektronisch lesbaren Datenträgers können derart ausgestaltet sein, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Systemsteuereinheit einer Magnetresonanzvorrichtung ein erfindungsgemäßes Verfahren durchführen. Beispiele für elektronische lesbare Datenträger sind eine DVD, ein Magnetband oder einen USB-Stick, auf welchem elektronisch lesbare Steuerinformationen, insbesondere Software, gespeichert ist. Wenn diese Steuerinformationen von dem Datenträger gelesen und in eine Systemsteuereinheit der Magnetresonanzvorrichtung gespeichert werden, können alle Ausführungsformen der vorab beschriebenen Verfahren durchgeführt werden. So kann die Erfindung auch von dem besagten computerlesbaren Medium und/oder dem besagten elektronisch lesbaren Datenträger ausgehen.
Weitere Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Einander entsprechende Teile sind in allen Figuren mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
Es zeigen:

1 eine Magnetresonanzvorrichtung in einer schematischen Darstellung,
2 ein Schema einer Doppelecho-Gradientenechosequenz zur Erzeugung einer B₀-Karte gemäß dem Stand der Technik,
3 ein Verlaufsdiagramm eines Verfahrens zur Erzeugung einer B₀-Karte,
4 eine Darstellung eines zeitlichen Verlaufs einer durch Off-Resonanz erzeugte Phasenakkumulation in einem Präparationsabschnitt und einem darauffolgenden Erfassungsabschnitt,
5 ein Schema einer Bildgebungssequenz zur Erzeugung einer B₀-Karte,
6 ein Schema einer Bildgebungssequenz mit einem Wirbelstromkompensationsgradientenpuls.

In 1 ist eine Magnetresonanzvorrichtung 10 schematisch dargestellt. Die Magnetresonanzvorrichtung 10 umfasst eine Magneteinheit 11, die einen Hauptmagneten 12 zu einem Erzeugen eines starken und insbesondere zeitlich konstanten Hauptmagnetfelds 13 mit einer Sollmagnetfeldstärke B_0,soll aufweist. Zudem umfasst die Magnetresonanzvorrichtung 10 einen Untersuchungsbereich 14 zu einer Aufnahme eines Patienten 15. Der Untersuchungsbereich 14 im vorliegenden Ausführungsbeispiel ist zylinderförmig ausgebildet und in einer Umfangsrichtung von der Magneteinheit 11 zylinderförmig umgeben. Grundsätzlich ist jedoch eine davon abweichende Ausbildung des Untersuchungsbereichs 14 jederzeit denkbar. Der Patient 15 kann mittels einer Patientenlagerungsvorrichtung 16 der Magnetresonanzvorrichtung 10 in den Untersuchungsbereich 14 geschoben werden. Die Patientenlagerungsvorrichtung 16 weist hierzu einen innerhalb des Untersuchungsbereichs 14 bewegbar ausgestalteten Patiententisch 17 auf.
Die Magneteinheit 11 weist weiterhin eine Gradientenspuleneinheit 18 zu einer Erzeugung von Magnetfeldgradienten durch Einstrahlen von Gradientenpulsen auf, die unter anderem für eine Ortskodierung während einer Bildgebung verwendet werden. Die Gradientenspuleneinheit 18 umfasst beispielsweise drei Gradientenspulen für jeweils eine Raumrichtung. Die Gradientenspuleneinheit 18 wird mittels einer Gradientensteuereinheit 19 der Magnetresonanzvorrichtung 10 gesteuert. Die Magneteinheit 11 umfasst weiterhin eine Hochfrequenzantenneneinheit 20, welche im vorliegenden Ausführungsbeispiel als fest in die Magnetresonanzvorrichtung 10 integrierte Körperspule ausgebildet ist. Die Hochfrequenzantenneneinheit 20 wird von einer Hochfrequenzantennensteuereinheit 21 der Magnetresonanzvorrichtung 10 gesteuert und strahlt hochfrequente Pulse in einen Untersuchungsraum ein, der im Wesentlichen von einem Untersuchungsbereich 14 der Magnetresonanzvorrichtung 10 gebildet ist. Dadurch stellt sich dem von dem Hauptmagneten 12 erzeugten Hauptmagnetfeld 13 eine Anregung von Atomkernen ein. Durch Relaxation der angeregten Atomkerne werden Magnetresonanzsignale, insbesondere Echosignale, erzeugt. Die Hochfrequenzantenneneinheit 20 ist zum Empfang der Echosignale ausgebildet.
Zu einer Steuerung des Hauptmagneten 12, der Gradientensteuereinheit 19 und zur Steuerung der Hochfrequenzantennensteuereinheit 21 weist die Magnetresonanzvorrichtung 10 eine Systemsteuereinheit 22 auf. Die Systemsteuereinheit 22 steuert zentral die Magnetresonanzvorrichtung 10, wie beispielsweise das Durchführen einer vorbestimmten bildgebenden Gradientenechosequenz. Zudem umfasst die Systemsteuereinheit 22 eine nicht näher dargestellte Auswerteeinheit zu einer Auswertung der Echosignale, die während der Magnetresonanzuntersuchung erfasst werden. Insbesondere ist die Auswerteeinheit ausgebildet, anhand der Echosignale eine B₀-Karte zu erzeugen, die die tatsächliche räumliche Verteilung der Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds 13 angibt. Des Weiteren umfasst die Magnetresonanzvorrichtung 10 eine Benutzerschnittstelle 23, die mit der Systemsteuereinheit 22 verbunden ist. Steuerinformationen wie beispielsweise Bildgebungsparameter, sowie rekonstruierte Magnetresonanzabbildungen können auf einer Anzeigeeinheit 24, beispielsweise auf zumindest einem Monitor, der Benutzerschnittstelle 23 für ein medizinisches Bedienpersonal angezeigt werden. Weiterhin weist die Benutzerschnittstelle 23 eine Eingabeeinheit 25 auf, mittels der Informationen und/oder Parameter während eines Messvorgangs von dem medizinischen Bedienpersonal eingegeben werden können.
Ein mögliches der Erfindung zugrunde liegendes Problem ist die Messung von B₀-Feldverteilungen, auch B₀-Mapping genannt. Diese wird typischerweise zur patientenspezifischen Optimierung von Shim-Strömen, zur Ermittlung lokaler Resonanzfrequenzen oder für gewisse Bild-Korrekturverfahren verwendet.
Wie in 2 dargestellt, werden gemäß dem Stand der Technik dazu nach ein Einstrahlen eines HF-Pulses (dargestellt auf der Achse RF) mehrere (meistens 2, aber gegebenenfalls auch mehr) Echosignale (während der auf der Achse ADC dargestellten Auslesefenster) gemessen, die jeweils mit Hilfe eines vorangehenden Dephasierungsgradienten und einem darauffolgenden Rephasierungsgradienten (dargestellt auf der Achse G_RO, welche eine Ausleserichtung repräsentiert) erzeugt werden.
Aus der Phasendifferenz der gemessenen Echosignale wird die räumliche Verteilung der Resonanzfrequenz f berechnet. Da die Resonanzfrequenz f wiederum proportional zur B₀-Feldstärke ist, erhält man daraus eine B₀-Karte. Im einfachen und häufig angewendeten Fall werden zwei Echos gemessen (z.B. in einer Gradientenechosequenz), deren Echozeiten sich um ΔTE unterscheiden. Nach Rekonstruktion der zu den beiden Echos gehörenden Messdaten wird aus deren Phasendifferenz ΔΦ die Resonanzfrequenz f bzw. das B₀-Feld gemäß Gl. 1 berechnet.
Die Berücksichtigung der chemischen Verschiebung zwischen Fett und Wasser führt bei der Erstellung einer B₀-Karte zu den oben bereits dargestellten langen Messzeiten, insbesondere bei niedrigen Feldstärken des Hauptmagnetfeldes 13.
In 3 ist ein Ablauf eines Verfahrens zur Erzeugung einer B₀-Karte für eine Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts dargestellt. Anhand von 4 und 5 werden verschiedene Schritte des Verfahrens erläutert.
In S1 wird ein Hauptmagnetfeld 13 mit einer Sollmagnetfeldstärke B_0,soll erzeugt. In S2 bis S5 wird eine Bildgebungssequenz, umfassend einen Präparationsabschnitt und einem darauffolgenden Erfassungsabschnitt, in einen Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt, in dem sich das Untersuchungsobjekt 15 befindet.
In S2 werden während des Präparationsabschnitts zumindest zwei Präparations-HF-Pulse eingestrahlt, wobei ein erster der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse zu einem Zeitpunkt t₁ eingestrahlt wird, wobei ein zweiter der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse zu einem Zeitpunkt t₂ eingestrahlt wird, wobei zwischen den Zeitpunkten t₁ und t₂ ein Zeitraum TS liegt.
4 zeigt, dass während eines Präparationsabschnitts PS zu einem Zeitpunkt t₁ ein erster Präparations-HF-Puls PHF1 und zu einem Zeitpunkt t₂ ein zweiter Präparations-HF-Puls PHF2 eingestrahlt wird. Die beiden Präparations-HF-Puls sind um den Zeitraum TS zeitlich beabstandet.
In dem Zeitraum TS baut sich durch Off-Resonanz eine Phase Φ auf bis zu einem Wert Φ_TS. Je stärker die Off-Resonanz ist, desto steiler ist der Anstieg der Phase Φ und auch der Wert Φ_TS. Durch die beiden Präparations-HF-Pulse PHF1 und PHF2 wird eine longitudinale Magnetisierung präpariert. Erzeugte transversale Magnetisierung wird nach dem zweiten Präparations-HF-Puls PHF2 mit dem Spoilergradienten G_spoil, der in 5 dargestellt ist.
In S3 wird zumindest eines Auslese-HF-Puls zu einem Zeitpunkt t₃ während des Erfassungsabschnitts eingestrahlt.
Wie in 4 zu sehen ist, bewirkt die Einstrahlung des Auslese-HF-Pulses AHF1 eine Invertierung der Phase von Φ_TS nach -Φ_TS. Im weiteren Verlauf steigt die Phase Φ_STE weiter an. Zudem beginnt die Phasenakkumulation Φ_FID des FID-Echosignals.
In S4 wird zumindest ein FID-Echosignals nach dem Auslese-HF-Puls zu einem Zeitpunkt t₄ erfasst, wobei zwischen den Zeitpunkten t₃ und t₄ ein Zeitraum TE_FID liegt.
In S5 wird zumindest ein stimuliertes Echosignals nach dem Auslese-HF-Puls zu einem Zeitpunkt t₅ erfasst, wobei zwischen den Zeitpunkten t₃ und t₅ ein Zeitraum TESTE liegt.
In S6 wird eine B₀-Karte abgeleitet, die die tatsächliche räumliche Verteilung der Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds 13 angibt, aus dem zumindest einen erfassten FID-Echosignal und dem zumindest einen erfassten stimulierten Echosignal, wobei der Zeitraum TS so gewählt wird, dass Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen und Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen eine gleiche Dephasierung erfahren.
Wie in 4 gezeigt wird, weist die Phasenakkumulation Φ_FID zum Zeitpunkt t₄ der Erfassung des FID-Echosignals einen anderen Wert auf als die Phasenakkumulation Φ_STE zum Zeitpunkt t₅ der Erfassung des stimulierten Echosignals. Somit ist die Differenz ΔΦ_eff ungleich Null. Die Resonanzfrequenz bzw. die B₀-Karte kann aus der Phasendifferenz ΔΦ_eff gemäß Gl. 1 berechnet werden, indem dort ΔTE durch eine effektive Dephasierungszeit ΔTE_eff ersetzt wird.
Die effektive Dephasierungszeit ΔTE_eff ist hier die Differenz der Zeiträume, während deren die Signale der beiden Echos durch Off-Resonanz jeweils eine Phase akkumulieren. Das FID-Echosignal akkumuliert eine Phase während des Zeitraums TE_FID. Das stimulierte Echosignal akkumuliert eine Phase während des Zeitraums TS sowie während der Zeit TE_STE, so dass sich für das stimulierte Echosignal der Phasenakkumulierungszeitraum - TS + TE_STE ergibt. Folglich ergibt sich für die Differenz der Phasenakkumulierungszeiträume ΔTE_eff = TE_FID - (-TS + TE_STE).
Um zu erreichen, dass Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen und Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen eine gleiche Dephasierung erfahren, gilt vorzugsweise Gl. 3.
Insbesondere wird dazu die Zeit TS zwischen der HF-Pulsen des Präparationsabschnitts PS wird so gewählt, dass die effektive Dephasierungszeit ΔTE_eff die Fett/Wasser-Inphasen-Bedingung erfüllt. Gerade bei niedrigen Feldstärken < 2 T, insbesondere < 1T, wird der Zeitraum TS dediziert in gewissem Maße verlängert. Im Wesentlichen bedeutet dies, dass für niedrige Feldstärken eine zusätzliche Wartezeit zwischen den HF-Pulsen des Präparationsabschnitts PS eingefügt wird, um eine geeignete effektive Dephasierungszeit ΔTE_eff zu erzielen.
Die Verlängerung von TS bei niedrigen Feldstärken bewirkt, dass bei üblichem Sequenztiming keine T2*-Kompensation der beiden Echos mehr erreicht wird, was diese Parametrisierung ungeeignet für die Rekonstruktion einer B₁-Karte macht. Es werden also im hier vorgeschlagenen Verfahren die Parameter für die Rekonstruktion einer B0-Karte optimiert ohne Rücksicht auf eine etwaige Eignung der Sequenz für eine Erstellung einer B1-Karte. Es ist also möglich, dass die erfassten FID-Echosignale und stimulierten Echosignale nicht geeignet sind, daraus eine B₁-Karte abzuleiten, die eine räumliche Verteilung der Flipwinkel der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse angibt.
Insbesondere werden dazu die Zeiträume TE_FID und TESTE zuerst festgelegt und erst danach der Zeitraums TS in Abhängigkeit der vorher festgelegten Zeiträume TE_FID und TESTE Bestimmt.
Es ist auch denkbar, dass S5 vor S4 erfolgt, d.h. TE_FID < TE_STE. Insbesondere wird die Reihenfolge der Echos im Erfassungsabschnitt AS so gewählt, dass bei üblicherweise erreichbarem Sequenztiming bei beiden Echos Fett und Wasser möglichst in Phase sind. In Voxeln, in denen beide chemische Bindungsarten vorhanden sind, kann ansonsten Signalverlust durch gegenphasige Fett- und Wasserkomponenten auftreten. Vorteilhaft ist daher bei Feldstärken ab etwa 3 T und darüber erst das stimulierte Echo und dann das FID-Gradientenecho zu messen. Bei kleineren Feldstärken bietet sich hingegen an, erst das FID-Gradientenecho und dann das stimulierte Echo zu messen, wie in 4 und 5 dargestellt.
Wie in 5 gezeigt wird, wird zur Einstellung der Zeiträume TESTE und TE_FID ein Gradientenpuls G_prep zwischen den zwei Präparations-HF-Pulsen PHF1 und PHF2 während des Präparationsabschnitts PS in den Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt.
Ferner wird ein dephasierender Gradientenpuls G_deph nach dem Einstrahlen des Auslese-HF-Pulses AHF1 und vor der Erfassung des FID-Signals und des stimulierten Echosignals während des Erfassungsabschnitts AS in den Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt. Zudem wird ein rephasierender Gradientenpuls G_reph während der Erfassung des FID-Signals und des stimulierten Echosignals während des Erfassungsabschnitts AS in den Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt.
Im Allgemeinen tritt das jeweilige Echosignal auf, wenn das rephasierende Gradientenmoment gleich einem vorangehenden dephasierenden Gradientenmoment ist. Durch das Timing und die Form der Gradientenpulse G_prep, G_deph und G_reph können entsprechend die Zeitpunkte t₄ und t₃ des FID-Echosignals und des stimulierten Echosignals eingestellt werden.
Wie in 5 gezeigt wird, kann der Erfassungsabschnitt AS einen Gradientenechozug mit mehreren Auslese-HF-Pulsen AHF1, AHF2, ... umfassen, wobei nach jedem Auslese-HF-Puls des Gradientenechozugs zumindest ein durch den Auslese-HF-Puls ausgelöstes FID-Signal und zumindest ein durch den Auslese-HF-Puls ausgelöstes stimuliertes Echosignals erfasst werden. Insbesondere kann mit jedem der mehreren Auslese-HF-Pulse AHF1, AHF2, ... jeweils eine k-Raum-Zeile aufgenommen wird. Somit kann beispielsweise mit nur einem Präparationsabschnitt PS eine ganze Schicht gemessen werden.
In 5 ist dargestellt, dass nach einem Auslese-HF-Puls immer nur ein FID-Signal und ein stimuliertes Echosignal erfasst wird. Es ist jedoch auch denkbar, dass nach jedem Auslese-HF-Puls des Gradientenechozugs mehrere durch den Auslese-HF-Puls ausgelöste FID-Signale und mehrere durch den Auslese-HF-Puls ausgelöste stimulierte Echosignale erfasst werden. Diese können dann genutzt werden, um durch eine geeignete Rekonstruktion den Wertebereich der rekonstruierten B₀-Karte zu erhöhen. Ferner könnten die Daten dieser weiteren Echos dann verwendet werden, um z.B. durch eine Dixon-Rekonstruktion die Fett- und Wassersignale zu trennen.
In 6 wird eine Sequenz illustriert, die mehrere aufeinanderfolgende Sequenzeinheiten mit jeweils einem Präparationsabschnitt und einem Erfassungsabschnitt umfasst. Insbesondere wird mit jeder Sequenzeinheit jeweils eine Schicht des Patienten 15 gemessen. Gezeigt wird das Ende des m-ten Erfassungsabschnitt AS_m der m-ten Sequenzeinheit. Darauf folgen der m+1-te Präparationsabschnitt PS_m+1 und der Beginn des m+1-ten Erfassungsabschnitt AS_m+1 der m+1-ten Sequenzeinheit. Zwischen dem Erfassungsabschnitt AS_m und dem darauffolgenden Präparationsabschnitt PS_m+1 werden ein Wirbelstromkompensationsgradientenpuls G_ECC,RO in der Ausleserichtung und ein Wirbelstromkompensationsgradientenpuls G_ECC,SS in Schichtselektionsrichtung in den Untersuchungsbereich 14 eingestrahlt.
Im Allgemeinen induziert jeder Gradientenpuls Wirbelströme. Unter der Annahme, dass die Zeitkonstante des Abfalls der Wirbelströme lang ist im Vergleich zur Dauer des Gradientenpulses, kann gezeigt werden, dass die Stärke der Wirbelströme ungefähr mit dem Moment des den Wirbelstrom verursachenden Gradientenpulses korrespondiert. Solche Wirbelströme können eine zeitveränderliche Störung des statischen Hauptmagnetfeldes 13 verursachen. Es soll oftmals aber nur das statische Hauptmagnetfeldes 13 gemessen werden.
Dazu werden hier am Ende des Erfassungsabschnitt ASm, insbesondere eines Gradientenechozugs, die Wirbelstromkompensationsgradientenpulse G_ECC,RO und G_ECC,SS ausgespielt. Vorteilhafterweise ist deren Moment so ausgebildet, dass die von ihnen erzeugten Wirbelströme die Wirbelströme, die durch die vorangegangenen Gradientenpulse verursacht wurden, zumindest teilweise kompensieren. Insbesondere können somit Wirbelströme höherer räumlicher Ordnung, d.h. zweiter und höherer Ordnung, kompensiert werden. Etwaige in S6 ermittelte B₀-Karten werden somit durch Wirbelströme weniger verfälscht.
Die Wirbelstromkompensationsgradientenpulse können insbesondere basierend auf Zeitkonstanten des Abfalls der Wirbelströme berechnet werden. Beispielsweise können diese Zeitkonstanten für jede Magnetresonanzvorrichtung 10 individuell berechnet werden oder es können Durchschnittswerte für Magnetresonanzvorrichtungen desselben Typs berechnet werden.
Vorzugsweise werden die Wirbelstromkompensationsgradientenpulse nur in Schichtsselektionsrichtung G_SS und Ausleserichtung G_RO ausgespielt. Vorteilhafterweise ist das Gesamt-Moment der Phasenkodiergradientenpulse ungefähr null.
Zusammenfassend lässt sich feststellen, dass insbesondere das in 3 dargestellte Verfahren ermöglicht, eine geringe Messzeit zu erreichen. Insbesondere können auch für niedrige Feldstärken geeignete effektive Dephasierungszeiträume ΔTE_eff (d.h. Fett und Wasser sind bei beiden Echos in Phase) erreicht werden, ohne dass die gesamte Messzeit deutlich ansteigt. Es reicht aus, dass die bei abnehmender Feldstärke zusätzliche „Wartezeit“ zum Erreichen der effektiven Dephasierungszeit beispielsweise nur einmal pro gemessener Schicht aufgewendet wird, und nicht (wie bei dem herkömmlichen Verfahren gemäß 1) bei jedem Sequenzelement, das jeweils eine k-Raum-Zeile misst.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorhergehend detailliert beschriebenen Verfahren sowie bei der Magnetresonanzvorrichtung lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Weiterhin schließt die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht aus, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit“ nicht aus, dass die betreffenden Komponenten aus mehreren zusammenwirkenden TeilKomponenten bestehen, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.

Claims

Verfahren zur Erzeugung einer B₀-Karte für eine Magnetresonanzuntersuchung eines Untersuchungsobjekts umfassend: - Erzeugen eines Hauptmagnetfelds, - Einstrahlen einer Bildgebungssequenz in einen Untersuchungsbereich, in dem sich das Untersuchungsobjekt befindet, mit einem Präparationsabschnitt und einem darauffolgenden Erfassungsabschnitt, wobei die Bildgebungssequenz umfasst: a) Einstrahlen zumindest zweier Präparations-HF-Pulse während des Präparationsabschnitts, wobei ein erster der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse zu einem Zeitpunkt t₁ eingestrahlt wird, wobei ein zweiter der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse zu einem Zeitpunkt t₂ eingestrahlt wird, wobei zwischen den Zeitpunkten t₁ und t₂ ein Zeitraum TS liegt, b) Einstrahlen zumindest eines Auslese-HF-Puls zu einem Zeitpunkt t₃ während des Erfassungsabschnitts, c) Erfassen zumindest eines FID-Echosignals nach dem Auslese-HF-Puls zu einem Zeitpunkt t₄, wobei zwischen den Zeitpunkten t₃ und t₄ ein Zeitraum TE_FID liegt, d) Erfassen zumindest eines stimulierten Echosignals nach dem Auslese-HF-Puls zu einem Zeitpunkt t₅, wobei zwischen den Zeitpunkten t₃ und t₅ ein Zeitraum TESTE liegt, - Ableiten einer B₀-Karte, die eine tatsächliche räumliche Verteilung einer Magnetfeldstärke des Hauptmagnetfelds angibt, aus dem zumindest einen FID-Echosignal und dem zumindest einen stimulierten Echosignal, wobei der Zeitraum TS in Abhängigkeit der Zeiträume TE_FID und TE_STE so gewählt wird, dass zwischen den Zeitpunkten t₄ und t₅ ein Signalanteil der Echosignale aus in Wasser gebundenen Protonen eine gleiche Phasendifferenz aufweist wie ein Signalanteil der Echosignale aus in Fett gebundenen Protonen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Wahl des Zeitraums TS folgende Schritte umfasst: - Festlegen der Zeiträume TE_FID und TE_STE, so dass diese möglichst kurz sind, - Bestimmen des Zeitraums TS in Abhängigkeit der vorher festgelegten Zeiträume TE_FID und TE_STE.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei $T S = N * \frac{1}{δ_{W F} * (γ /2 π) * B_{0, s o l l}} + T E_{S T E} - T E_{F I D}$
wobei N eine ganze Zahl > 0 ist, wobei δ_WF die chemische Verschiebung von Wasser und Fett angibt, wobei γ das gyromagnetische Verhältnis von in Wasser gebundenen Protonen angibt.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei N = 1 gilt.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das Hauptmagnetfeld eine Sollmagnetfeldstärke B_0,soll kleiner als 2 T aufweist.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei TE_FID < 5 ms und TESTE < 6 ms, insbesondere TE_FID < 2,5 ms und TE_STE < 3,5 ms.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die erfassten FID-Echosignale und stimulierten Echosignale nicht geeignet sind, daraus eine B₁-Karte abzuleiten, die eine räumliche Verteilung der Flipwinkel der zumindest zwei Präparations-HF-Pulse angibt.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei zur Einstellung der Zeiträume TESTE und TE_FID - zumindest ein Gradientenpuls G_prep zwischen den zumindest zwei Präparations-HF-Pulsen während des Präparationsabschnitts in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird, - zumindest ein Gradientenpuls G_deph nach dem Einstrahlen des Auslese-HF-Pulses und vor der Erfassung des zumindest einen FID-Signals und des zumindest einen stimulierten Echosignals während des Erfassungsabschnitts in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird, - zumindest ein Gradientenpuls G_reph während der Erfassung des zumindest einen FID-Signals und des zumindest einen stimulierten Echosignals während des Erfassungsabschnitts in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei TE_FID < TE_STE.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei der Erfassungsabschnitt einen Gradientenechozug mit mehreren Auslese-HF-Pulsen umfasst, wobei nach jedem Auslese-HF-Puls des Gradientenechozugs zumindest ein durch den Auslese-HF-Puls ausgelöstes FID-Signal und zumindest ein durch den Auslese-HF-Puls ausgelöstes stimuliertes Echosignals erfasst werden.
Verfahren nach Anspruch 10. wobei mit jedem dem mehreren Auslese-HF-Pulse jeweils eine k-Raum-Zeile aufgenommen wird.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei nach jedem Auslese-HF-Puls des Gradientenechozugs mehrere durch den Auslese-HF-Puls ausgelöste FID-Signale und mehrere durch den Auslese-HF-Puls ausgelöste stimulierte Echosignale erfasst werden.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Bildgebungssequenz zumindest zwei aufeinanderfolgende Sequenzeinheiten umfasst, wobei die mehreren Sequenzeinheiten jeweils einen Präparationsabschnitt und einen darauffolgenden Erfassungsabschnitt umfassen, so dass zumindest auf einen Erfassungsabschnitt einer Sequenzeinheit direkt ein Präparationsabschnitt einer darauffolgenden Sequenzeinheit folgt, wobei zwischen diesem Erfassungsabschnitt und dem direkt darauffolgenden Präparationsabschnitt zumindest ein Wirbelstromkompensationsgradientenpuls in den Untersuchungsbereich eingestrahlt wird.
Magnetresonanzvorrichtung, die ausgebildet ist, eines der Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13 auszuführen.
Computerprogrammprodukt, das ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Systemsteuereinheit einer Magnetresonanzvorrichtung ladbar ist, mit Programmmitteln, um ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13 auszuführen, wenn das Programm in der Systemsteuereinheit der Magnetresonanzvorrichtung ausgeführt wird.