EP3008482A1 - Verfahren zur homogenisierung eines b1-sendefeldes in der bildgebenden magnetischen resonanz - Google Patents

Verfahren zur homogenisierung eines b1-sendefeldes in der bildgebenden magnetischen resonanz

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EP3008482A1
EP3008482A1 EP14741501.2A EP14741501A EP3008482A1 EP 3008482 A1 EP3008482 A1 EP 3008482A1 EP 14741501 A EP14741501 A EP 14741501A EP 3008482 A1 EP3008482 A1 EP 3008482A1
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EP
European Patent Office
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transmission
phantom
mean
image intensity
formula
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP14741501.2A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Jörg FELDER
Nadim Joni Shah
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Forschungszentrum Juelich GmbH
Original Assignee
Forschungszentrum Juelich GmbH
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Filing date
Publication date
Application filed by Forschungszentrum Juelich GmbH filed Critical Forschungszentrum Juelich GmbH
Publication of EP3008482A1 publication Critical patent/EP3008482A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field
    • G—PHYSICS
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    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
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    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
    • G01R33/5612—Parallel RF transmission, i.e. RF pulse transmission using a plurality of independent transmission channels

Definitions

  • the invention relates to a method for homogenizing a B1 -Sendefeldes.
  • the B1 transmission field (B) required for excitation of the nuclear magnetic resonance always has a certain inhomogeneity. This leads to different contrast in the measured MRI images, which reduces the diagnostic value.
  • the inhomogeneity of the B1 transmission field (B) increases with increasing field strength of the static field of an MRI apparatus due to the concomitant shortening of the wavelength.
  • Passive shimming devices reduce the free space for the patient in the magnet bore.
  • Other methods require the inclusion of sensitivity maps for each patient, which extends the duration of the examination and often can not be expected of the patient.
  • the B1 field (B) is corrected without regard to the characteristic of the receiving field ( ⁇ ).
  • a high-frequency field is understood to be a field of> 4 Tesla, which is identical to the legal definition. No sensitivity cards need to be recorded by each patient, so the procedure is time-saving. Destructive and constructive superimpositions of B1 transmission fields (B) of the individual channels of the transmission coil can be made visible, and interfering interferences or overlays can be reduced.
  • the characteristic of the reception field ( ⁇ -) is taken into account.
  • an object to be examined is placed in a static magnetic field and excited by a radio-frequency coil.
  • This high-frequency coil can also serve as a receiver coil.
  • the radio-frequency coil is in the static magnetic field and serves as a transmitting and receiving coil. Transmitting and receiving coil can also be arranged separately.
  • the receiving coil is in the static magnetic field at the location where the object to be examined is positioned, for example, as a cylindrical coil element in which the head of a patient is placed.
  • the transmitter coil may be located at another location, or enclose the examination volume including the receiver coil.
  • the transmission coil generates the B1 transmission field (B).
  • the reception field (Bf) is the magnetic field which rotates in the opposite direction to the transmission field (B) and generates a reception coil through which a unit current flows.
  • the object to be examined for example the head of a patient or another part of the body, then adopts a volume element in the test arrangement, in which a possible lends homogeneous B1 -Sendefeld (B) for excitation of the spin ensemble must be present. Due to the properties of the transmitter coil, however, there are disturbances resulting, for example, from interferences - ie overlays - between different B1 transmit fields (B *). These already lead to inhomogeneities of the B1 transmission field (B) without the sample in the test volume or the object to be examined, which then leads to distortions of the excitation and thus to recordings with a lower diagnostic value.
  • B homogeneous B1 -Sendefeld
  • the B1-emitting field (B) of a transmitting coil is homogenized in a volume element in which the object to be examined is placed by measuring the expected inhomogeneity either by a phantom in the volume element of the measurement or by the inhomogeneity of the B1 -Sendefeldes (B) is determined by a simulation.
  • the thus specified inhomogeneities are minimized by the inventive correction method (shimming method).
  • shimming method With this correction method, the loading of the transmitting coil is taken into account by the object to be examined and the homogenization of the B1 -Sendefeldes (B) optimized in vivo.
  • the output data obtained by using the phantom or simulation of the phantom can then be supplied to the inventive correction method (shimming method) in order to obtain better images of the object to be examined.
  • inventive correction method shimming method
  • the parameters determined by means of the correction method are stored in the MRT system for the following measurements.
  • the volume to be examined is simulated by a body which simulates the dielectric properties of the object to be examined as optimally as possible.
  • the procedure is known to the person skilled in the art.
  • filling liquids enter a container which at least roughly simulates the shape of the object to be examined and which itself does not generate an MRT signal.
  • the body is filled with liquids and additives are added, for example in the form of salts.
  • the relaxation times (T 1 , T 2 *) and the electrical conductivity in the phantom can be changed.
  • the relaxation times are adapted to use standard MR sequences for imaging.
  • An adaptation of the electrical conductivity takes place in order to adapt the loading of the transmitting coil to the usual examination conditions.
  • the use of phantoms and the concomitant choice of materials are known to those skilled in the art.
  • the dielectric constants of biological tissues, which are simulated by the phantom, can be taken from tables of established plants.
  • a matrix is constructed which reflects the inhomogeneity of the B1-emitting field (B) in the volume element, which in the actual measurement contains the object to be examined.
  • B B1-emitting field
  • a model of a phantom is created, which describes the dielectric properties of the phantom.
  • T 1 , T 2 * the relaxation times
  • the conductivities of the phantom can be described.
  • the simulation methods are known to the person skilled in the art.
  • Maxwell equations are solved. For example, but not limited to finite integration methods can be called.
  • the simulation of the imaging takes place by solving the Bloch equations, in particular numerical solutions of the Bloch equation.
  • the optimization of the B1 transmission field (B) is based on the measured complex image intensities of the phantom or the simulated complex image intensities of the phantom simulated by data records, which was recorded or calculated for each transmission element of the transmission coil. At the simulated image intensities of the simulated
  • Phantoms are fed 3D models of phantom and radio frequency coil in an electromagnetic simulation and used the calculated field distributions to solve the Bloch equations in 3D volume. The result is the intensity distribution of the simulated phantom image.
  • the methods are known to the person skilled in the art. All methods known to the person skilled in the art can be used.
  • a combined image is created from the individual images (intensity distribution of the measured or simulated phantom images) of the individual transmission channels.
  • the excitation in each pixel taking into account all the transmission channels of the transmitting coil, is calculated from the image intensities recorded by means of MRT measurements. The same procedure is used for the simulated image intensities.
  • the excitation phase and / or the amplitude of each transmitting element of the transmitting coil flows into the calculation. This is done by multiplying the complex-valued image intensities of the images recorded per transmission channel by the excitation phase and / or the amplitude of the respective transmission channel.
  • the individual complex-valued image intensities obtained in the first step of each pixel are added to a total image intensity.
  • a receiving coil which has more than one receiving element
  • a recombination of the receiving channels is made into an overall image.
  • the methods are known in the art. By way of example, but not limitation, sum-of-squares recombination or optimal signal-to-noise power recombination can be cited. These methods provide real image intensities.
  • This step can be omitted when using a receiving coil with a receiving element. In this case, a real binding intensity is determined from the complex-valued image intensities by forming the amount.
  • the thus determined image is subdivided by way of example into three regions corresponding to FIG. However, other subdivisions may be made in different areas. In this case, both the number of areas, as well as their geometry and arrangement can be freely selected. The choice is based on the spatial design of the object to be examined or the physical or simulated phantom. So also elliptical or polygonal areas can be shown.
  • reference numeral 1 denotes the inner bright region, the reference numeral 2, the middle dark region and reference numeral 3, the outer bright region of the phantom image.
  • the area 1 denotes the volume element to be examined and in which the object to be examined is located and may also be referred to as a central middle area.
  • the area 1 can preferably be filled completely or at least partially by the object to be examined. For small examination volumes, the area 1 may be larger than the volume to be examined or the object to be examined.
  • Area 2 denotes the area adjacent to area 1, which is characterized by low real Image intensities is marked.
  • Area 3 indicates the remainder of the area not belonging to areas 1 and 2 which is occupied by the phantom.
  • a characteristic value is determined in step d) which corresponds in each case to an addend in formula 1.
  • Summand 1 corresponds to the inner area and summand 2 to the middle area.
  • the characteristic values are summed in a weighted manner, which gives a measure of the quality of the homogenization (C) of the B1 transmission field (B).
  • ⁇ and ⁇ 2 are weighting parameters, std () denotes the standard deviation of the image intensity I and mean () the mean value of the image intensity I.
  • ROM denotes the central central area (1) and (ROI2) the concentric dark Ring (2) of the image intensities of FIG. 1.
  • the weighting parameters indicate how much the optimization takes into account the different regions.
  • the parameters are freely selectable depending on the research interests of the respective region and can accept any amount.
  • parameters ⁇ of 1 and ⁇ 2 ⁇ 0.25 can be used in formula 1.
  • formula 1 can be supplemented by the addition of a third characteristic value, which is used as a summand.
  • Formula (2) 1 meo-raO TO , 1 ) is meanÜ ROf l ) ° mecm (l RQn ⁇ )
  • ⁇ 3 is ⁇ weighting parameter and max () is the maximum value of the image intensity I in the outer bright ring of Figure 1 which is referred to as ROI3.
  • ROI3 the maximum value of the image intensity I in the outer bright ring of Figure 1 which is referred to as ROI3.
  • a parameter ⁇ 3 of 0.05 can be used in formula 2.
  • the summands in the equation according to formulas 1 and 2 describe primarily the homogeneity of the middle region (term 1), the symmetry of the excitation obtained (term 2), as well as signal peaks in the edge region of the recorded images (term 3). Signal peaks in the edge area can be caused both by strong excitation near a transmitting coil element and by high sensitivity of a receiving coil element.
  • Summand 3 therefore advantageously also includes the integration of the reception characteristic in the optimization process.
  • a minimization of the function C according to formula 1 or preferably according to formula 2 can be carried out by means of known methods of extreme value calculation, such as, but not limited to, simmulated annealing or conjugate gradient.
  • extreme value calculation such as, but not limited to, simmulated annealing or conjugate gradient.
  • the mask is applied to each layer of the volume.
  • the quality of the homogenization C from formula 1 or 2 for each layer is determined individually and the total quality of the homogenization is calculated by adding the single-layer grades.
  • the addition of the single-layer grades may include a weighting, for example, if less requirements are placed on the homogeneity of the B1 transmission field (B) in the edge region.
  • the determined optimal transmitter settings namely the phase and / or amplitudes
  • the determined transmission phases and / or transmission amplitudes are set as parameters for the control of the B1 transmission field (B).
  • the methods are known to the person skilled in the art. This can be done by entering the values obtained into software for setting the amplitudes and / or the phases. Alternatively, the phase shifts and / or amplitude weights of the transmitting coils of the MRI system can be adjusted by means of suitable hardware components.
  • a B1-shimming method is used which manages without receiving sensitivity cards for each patient and takes into account both the transmission and the reception field. Despite predefined parameters, it also provides good results in high-field systems.
  • the developed method is based on a phantom measurement or alternatively on the simulation of the measurement.
  • B1-shimming pursues the approach of optimizing the phase or phase and amplitude of each transmit channel to achieve the most homogeneous excitation profile possible.
  • sensitivity maps of each transmission channel are recorded and the phases and amplitudes varied in a simulated excitation with all channels until an acceptable excitation homogeneity is achieved.
  • this procedure does not allow any direct consideration of the underlying physical properties of the transmission fields, as they arise, for example, by interference or interference.
  • By measuring a suitable phantom destructive and constructive superpositions of the transmission fields of the individual channels can be made visible. This is done by choosing the phantom filling, which shortens the wavelength appropriately.
  • a suitable phantom must be created. This must be optimized for the respective field strength of the static magnetic field and the desired examination volume.
  • the properties such as typical loading of the coil, such as the electrical conductivity sigma, relaxation times (Ti, T 2 *) and the dielectric properties for reducing the wavelength in the phantom (epsilon_r) should be adapted advantageously.
  • a suitable phantom For the respective field strength of the examined MRT device a suitable phantom must be created. As is useful, as is common practice, the use of liquid-filled phantoms in a plastic container, which itself provides no MRI signal proved.
  • the dimensions of the phantom suitably correspond approximately to the size of the later examined body part, z. B. ball or cylinder in head size for the homogenization of the excitation field of a head coil.
  • the phantom liquid consists of a "solvent” (eg water or oil) with chemical additives that influence the physical properties of the liquid in the MRI, by adding ions (eg NaCl in water) the conductivity of the liquid adjusted so that the loading of the MRI coil corresponds approximately to the loading by a subject / patient
  • ions eg NaCl in water
  • the mean conductivity can be taken from tabulated values and the conductivity of the phantom liquid can be adjusted by adding an appropriate amount of NaCl
  • the relaxation times T 1 and T 2 "of the phantom can also be influenced by the addition of chemicals. MnCI 2 can be used for this purpose.
  • the solvent used should influence the wavelength of the electromagnetic wave in the phantom so that the 3 regions in the phantom become visible.
  • the wavelength used in the phantom corresponds for example to about 10 cm in the medium.
  • the wavelength in the phantom is affected by the relative dielectric constant of the filling. It can be about 80 in a phantom in a 9.4T system.
  • phantom images must be acquired individually for each transmission channel. All known MRI sequences can be used for this purpose. Alternatively, a simulation of the experiment can be performed using a combination of 3D EM Simulator and MRI Simulator. The phantom is placed in the MRI device together with the multichannel excitation coil to be homogenized. Pictures are taken in such a way that in each case only by means of a transmission channel is stimulated. Depending on the coil arrangement used, either the transmission coil or a dedicated receiver coil / receiver coil array are also recorded. All standard MRI sequences can be used for image acquisition, as long as the spin system behaves almost linearly - usually when choosing small flip angles. Either images of a layer (2D) or of a volume (3D) can be used for the subsequent optimization of the amplitudes and phases of the excitation pulses.
  • An optimization algorithm must be used to determine the phases or phases and amplitudes that optimize the criteria described above.
  • the optimization can be carried out both on the basis of a 2D cut and for 3D images, for example by means of several stacked visual images.
  • An optimization algorithm determines the optimal phases or phases and amplitudes for homogenizing the excitation field.
  • the procedure is as follows: The three subareas are segmented and a single quality value is determined for each subarea. The weighted sum of the three quality values gives the overall quality, which is optimized by known optimization strategies. Currently the MATLAB code “fminsearch” is used, but other optimization strategies can be used (eg simulated annealing, genetic algorithms, ...) Exemplary quality criteria are for the middle range "standard deviation of all pixels in the range / mean of all Pixels in the area ", for the ring” average of the pixels in the area / average of the pixels in the inner area "and in the outer area” maximum value of the pixels in the area / average of the pixels in the inner area ".
  • 3D images the quality for each layer is determined individually and the overall quality is determined by adding the layer grades.
  • 3D optimization for array coils without significant changes in geometry along the magnetic axis does not provide a distinct advantage over 2D slice-selective optimization.
  • the determined phases and / or amplitudes are to be set for the subsequent MRT measurements. This can be done either by software or by a modification of the hardware of the MRI system - preferably the transmitting coil used.
  • the optimized phases or phases and amplitudes are set for imaging in a software interface of the MRI system. With these settings, subject measurements are made on the 9.4T system of the INM-4. Amplitudes and / or phases can also be set by hardware in an alternative implementation. The following procedure can be used for the simulative determination of the optimized and phase and amplitude values:
  • the phantom is not created physically, but in the form of a computer model. This is described together with the used MRI coil in an EM field simulator. For a known supply of each coil, the electromagnetic field distribution in the phantom is calculated and extracted from the transmission field.
  • the extracted transmission field is used to generate simulative MRI images in a second simulator.
  • this is the software package JEMRIS, which was developed at Anlagenstechnik Jülich. Similar to the procedure in the metrological execution, the excitation of the phantom is simulated with each individual transmission channel and the calculated images serve as input variables for the optimization of phases and / or amplitudes.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Homogenisierung eines B1-Sendefeldes mit folgenden Schritten: a) für jedes Sendeelement der Sendespule werden komplex wertige Bildintensitäten, im Falle der Verwendung eines Phantoms gemessen, oder im Falle der Simulation eines Phantoms, berechnet, b) die gemessene oder berechnete komplex wertige Bildintensität wird für jeden Sendekanal mit der Anregungsphase und/oder Amplitude multipliziert, c) die aus Schritt b) erhaltenen einzelnen komplex wertigen Bildintensitäten werden zu einer Gesamtbildintensität addiert, d) aus der ermittelten reellen Gesamtbildintensität wird die Güte der Homogenisierung C nach Formel (1) durch Gewichtung von Einzelkennwerten, mit C = Maß für die Güte des B1-Sendefeldes (B1 +), λ1 und λ2 = Gewichtungsparameter, std() = Standardabweichung der reellen Bindintensität I, mean() = Mittelwert der reellen Bildintensität I, (ROI1), (ROI2) = (1), in dem sich das zu untersuchende Objekt befindet oder wenigstens teilweise befindet und der angrenzende Bereich (2) der durch geringe reelle Bildintensitäten gekennzeichnet ist, ermittelt, e) C wird mit Rechenverfahren für die Extremwertberechnung minimiert, und f) die in Schritt e) ermittelten Sendephasen und/oder Sendeamplituden werden als Parameter für die Ansteuerung des B1-Sendefeldes (B1 +) eingestellt.

Description

B e s c h r e i b u n g
VERFAHREN ZUR HOMOGENISIERUNG EINES B1 -SENDEFELDES IN DER BILDGEBENDEN MAGNETISCHEN RESONANZ
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Homogenisierung eines B1 -Sendefeldes.
Das zur Anregung der kernmagnetischen Resonanz erforderliche B1-Sendefeld (B ) weist stets eine gewisse Inhomogenität auf. Dies führt zu unterschiedlichem Kontrast in den gemessenen MRT Bildern, der die diagnostische Aussagekraft verringert. Die Inhomogenität des B1 -Sendefeldes (B ) nimmt mit steigender Feldstärke des statischen Feldes eines MRT Gerätes auf Grund der damit einhergehenden Verkürzung der Wellenlänge zu.
Nach dem Stand der Technik sind unterschiedliche Verfahren bekannt um die Feldinhomogenität zu korrigieren.
Aus der US 20120032676A1 ist beispielsweise ein Bildverarbeitungsverfahren bekannt, welches die Feldinhomogenitäten berücksichtigt.
Verfahren und Vorrichtungen zur Homogenisierung („shimming") des B1 -Sendefeldes (B ) sind aus der DE 1 1 2009 002 242 T5 und der WO/2012/080898 A1 bekannt.
Die Verfahren nach dem Stand der Technik weisen jedoch Nachteile auf. So treten unzureichende Inhomogenitätskorrekturen, insbesondere bei großen Inhomogenitäten des B1- Sendefeldes, wie sie beispielsweise in Hochfeld-Systemen anzutreffen sind, auf. Die Methoden funktionieren nur bei niedrigen statischen Feldstärken. Das betrifft insbesondere Verfahren, die vorab bestimmte Homogenisierungsparameter anwenden.
Passive Shimmingeinrichtungen verringern den freien Platz für den Patienten in der Magnetbohrung. Andere Verfahren erfordern das Aufnehmen von Sensitivitätskarten für jeden Pati- enten, was die Untersuchungsdauer verlängert und dem Patienten oft nicht zugemutet werden kann.
Bei einigen Verfahren wird das B1 -Sendefeld (B ) ohne Rücksichtnahme auf die Charakteristik des Empfangsfeldes (Β ) korrigiert.
Es ist daher die Aufgabe der Erfindung die bestehenden Nachteile des Standes der Technik zu überwinden. Insbesondere sollen Aufnahmen von Sensitivitätskarten für jeden Patienten entfallen oder nicht notwendig werden und die physikalischen Eigenschaften wie Überlagerung bzw. Interferenz von Wellen des B1 -Sendefeldes (B ) berücksichtigt werden. Vorteilhaft kann in einer Ausgestaltung der Erfindung die Charakteristik des Empfangsfeldes (Β ) berücksichtigt werden. Unter Charakteristik des Empfangsfeldes (Β ), im Sinne der Erfindung, ist die Abnahme der Sensitivität mit steigendem Abstand von der Empfangsspule zu verstehen. Es sollen auch im Hochfeld-System gute Ergebnisse erzielt werden.
Ausgehend vom Oberbegriff des Anspruchs 1 wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst mit · den im kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 angegebenen Merkmalen.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ist es nunmehr möglich, bei der Homogenisierung des B1 -Sendefeldes (B/) die physikalischen Eigenschaften des Sendefeldes (B/) zu berücksichtigen. Es werden neben den Niederfrequenzsystemen auch in Hochfeldsystemen gute Ergebnisse bei der Homogenisierung des B1 -Sendefeldes (B ) erreicht. Als Hochfre- quenzfeld im Sinne der Erfindung wird ein Feld von > 4 Tesla verstanden, was mit der gesetzlichen Definition identisch ist. Es müssen keine Sensitivitätskarten von jedem Patienten aufgenommen werden, so dass das Verfahren zeitsparend ist. Es können destruktive und konstruktive Überlagerungen von B1 -Sendefeldern (B ) der Einzelkanäle der Sendespule sichtbar gemacht, und störende Interferenzen oder Überlagerungen gemindert werden. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
In einer vorteilhaften Weiterbildung wird die Charakteristik des Empfangsfeldes (Β- ) berücksichtigt.
Im Folgenden soll die Erfindung in ihrer allgemeinen Form beschrieben werden.
Bei der kernresonanztomographischen Untersuchung wird ein zu untersuchendes Objekt in einem statischen Magnetfeld angeordnet und mit einer Hochfrequenzspule angeregt. Diese Hochfrequenzspule kann auch als Empfangsspule dienen. In diesem Fall befindet sich die Hochfrequenzspule im statischen Magnetfeld und dient als Sende- und als Empfangsspule. Sende- und Empfangsspule können auch getrennt angeordnet sein. Dann befindet sich die Empfangsspule in dem statischen Magnetfeld an dem Ort, wo das zu untersuchende Objekt positioniert ist, beispielsweise als zylindrisches Spulenelement in den der Kopf eines Patienten gelegt wird. Die Sendespule kann sich an einem anderen Ort befinden, oder das Untersuchungsvolumen samt Empfangsspule umschließen. Die Sendespule erzeugt das B1- Sendefeld (B ). Das Empfangsfeld (Bf) ist das dem Sendefeld (B ) entgegengesetzt rotierende magnetische Feld, das eine mit einem Einheitsstrom durchflossene Empfangsspule erzeugt.
Das zu untersuchende Objekt, beispielsweise der Kopf eines Patienten oder ein anderes Körperteil, nimmt dann ein Volumenelement in der Versuchsanordnung ein, in dem ein mög- liehst homogenes B1 -Sendefeld (B ) zur Anregung des Spinensembles vorliegen muss. Durch die Eigenschaften der Sendespule ergeben sich jedoch Störungen, die sich beispielsweise durch Interferenzen - also Überlagerungen - verschiedener B1 -Sendefelder (B *) ergeben. Diese führen bereits ohne die im Versuchsvolumen befindliche Probe oder das zu untersuchende Objekt zu Inhomogenitäten des B1 -Sendefeldes (B ), welche dann zu Verfälschungen der Anregung und damit zu Aufnahmen mit geringerem diagnostischem Wert führen.
Diese störenden Effekte sind noch größer, wenn ein zu untersuchendes Objekt im B1 - Sendefeld liegt. Erfindungsgemäß wird das B1 -Sendefeld (B ) einer Sendespule in einem Schritt a) im Volumenelement, in dem das zu untersuchende Objekt platziert wird, dadurch homogenisiert, dass die erwartete Inhomogenität entweder durch ein Phantom im Volumenelement der Messung gemessen wird oder dass die Inhomogenität des B1 -Sendefeldes (B ) durch eine Simulation ermittelt wird. Die so vorgegebenen Inhomogenitäten werden durch das erfindungsgemäße Korrekturverfahren (Shimmingverfahren) minimiert. Mit diesem Korrekturverfahren wird die Beladung der Sendespule durch das zu untersuchende Objekt berücksichtigt und die Homogenisierung des B1 -Sendefeldes (B ) in vivo optimiert. Die durch Verwendung des Phantoms oder Simulation des Phantoms erhaltenen Ausgangsdaten können dann dem erfindungsgemäßen Korrekturverfahren (Shimmingverfahren) zugeführt werden um bessere Bilder des zu untersuchenden Objekts zu erhalten. Dazu werden die mittels des Korrekturverfahrens ermittelten Parameter für die folgenden Messungen im MRT System hinterlegt.
Die einzelnen Schritte werden im Folgenden erläutert.
Im Falle der Verwendung eines Phantoms wird das zu untersuchende Volumen durch einen Körper nachgebildet, der die dielektrischen Eigenschaften des zu untersuchenden Objekts möglichst optimal nachbildet. Die Vorgehensweise ist dem Fachmann bekannt. Dazu kommen Füllflüssigkeiten in einen Behälter, der die Form des zu untersuchenden Objektes zumindest grob nachbildet und der selber kein MRT-Signal erzeugt. Der Körper wird mit Flüssigkeiten gefüllt und es werden Zusätze beispielsweise in Form von Salzen hineingegeben. Die Verwendung einer Füllung mit geeigneter Dielektrizitätskonstante bezüglich des hier beschriebenen Korrekturverfahrens hat zur Folge, dass das eingestrahlte B1 -Sendefeld (B ) seine Wellenlänge derart verkürzt, so dass die geometrische Abmessung des Phantoms die 1- bis 2-fache Wellenlänge, vorzugsweise größer als eine Wellenlänge, beispielsweise 3/2 der Wellenlänge, typischerweise ca. 2 Wellenlängen, ist.
Weiterhin können durch Zugabe von Zusatzstoffen in die Flüssigkeit die Relaxationszeiten (T1, T2*), sowie die elektrische Leitfähigkeit im Phantom verändert werden. Die Relaxationszeiten werden angepasst um Standard MR-Sequenzen zur Bildgebung verwenden zu können. Eine Anpassung der elektrischen Leitfähigkeit erfolgt, um die Beladung der Sendespule an übliche Untersuchungsbedingungen anzupassen. Die Verwendung von Phantomen und die damit einhergehende Auswahl der Materialien sind dem Fachmann bekannt. Die Dielekt- rizitätskonstanten von biologischen Geweben, welche durch das Phantom nachgebildet werden, können Tabellen von etablierten Werken entnommen werden.
Im Falle der Simulation der Inhomogenität wird eine Matrix konstruiert, die die Inhomogenität des B1 -Sendefeldes (B ) in dem Volumenelement, welches bei der tatsächlichen Messung das zu untersuchende Objekt enthält, widerspiegelt. Für die Simulation wird ein Modell von einem Phantom erstellt, welches die dielektrischen Eigenschaften des Phantoms beschreibt. Ebenso können durch die Simulation des Phantoms die Relaxationszeiten (T1, T2*) und die Leitfähigkeiten des Phantoms beschrieben werden. Die Simulationsmethoden sind dem Fachmann bekannt. Zur Bestimmung des B1 -Sendefeldes (B ) werden Maxwellgleichungen gelöst. Beispielsweise aber nicht beschränkend können finite Integrationsmethoden genannt werden. Die Simulation der Bildgebung erfolgt durch Lösung der Blochgleichungen, insbesondere numerische Lösungen der Blochgleichung.
Die Optimierung des B1 -Sendefeldes (B ) beruht auf den gemessenen komplex wertigen Bildintensitäten des Phantoms oder den simulierten komplex wertigen Bildintensitäten des durch Datensätze simulierten Phantoms, welche für jedes Sendeelement der Sendespule aufgenommen oder berechnet wurde. Bei den simulierten Bildintensitäten des simulierten
Phantoms werden 3D-Modelle von Phantom und Hochfrequenzspule in eine elektromagnetische Simulation gespeist und die berechneten Feldverteilungen zur Lösung der Blochgleichungen im 3D-Volumen benutzt. Das Ergebnis ist die Intensitätsverteilung des simulierten Phantombildes. Die Methoden sind dem Fachmann bekannt. Es können alle dem Fachmann bekannten Methoden eingesetzt werden.
In einem aus zwei Schritten bestehenden Verfahren wird aus den Einzelbildern (Intensitätsverteilung der gemessenen oder simulierten Phantombilder) der einzelnen Sendekanäle ein kombiniertes Bild erstellt. Im ersten Schritt b) wird die Anregung in jedem Bildpunkt unter Berücksichtigung aller Sendekanäle der Sendespule aus den, mittels MRT Messungen aufgenommenen Bildintensitäten, berechnet. Genauso wird mit den simulierten Bildintensitäten verfahren. Dabei fließt die Anregungsphase und/oder die Amplitude jedes Sendeelements der Sendespule in die Rech- nung ein. Dies geschieht, indem die komplex wertigen Bildintensitäten der pro Sendekanal aufgenommenen Bilder mit der Anregungsphase und/oder der Amplitude des jeweiligen Sendekanals multipliziert werden.
Im zweiten Schritt c) werden die im ersten Schritt erhaltenen einzelnen komplex wertigen Bildintensitäten von jedem Bildpunkt zu einem Gesamtbildintensität addiert. Für den Fall, dass eine Empfangsspule verwendet wird, die mehr als ein Empfangselement hat, wird eine Rekombination der Empfangskanäle zu einem Gesamtbild vorgenommen. Die Methoden sind nach dem Stand der Technik bekannt. Beispielhaft aber nicht beschränkend können Sum-of-Squares-Rekombination oder optimale Signal-zu-Rauschleistung- Rekombination genannt werden. Diese Verfahren liefern reelle Bildintensitäten. Dieser Schritt kann bei der Verwendung einer Empfangsspule mit einem Empfangselement entfallen. In diesem Fall wird aus den komplex wertigen Bildintensitäten durch Betragbildung eine reelle Bindintensität bestimmt.
Das so ermittelte Bild wird mittels einer Maske beispielhaft in drei Bereiche entsprechend Figur 1 unterteilt. Jedoch können auch andere Unterteilungen in verschiedene Bereiche durchgeführt werden. Dabei kann sowohl die Anzahl der Bereiche, als auch deren Geometrie und Anordnung zueinander frei gewählt werden. Die Wahl orientiert sich dabei an der räumlichen Ausgestaltung des zu untersuchenden Objekts bzw. des physischen oder simulierten Phantoms. So können auch elliptische oder mehreckige Bereiche abgebildet werden.
In Figur 1 bezeichnet das Bezugszeichen 1 den inneren hellen Bereich, das Bezugszeichen 2, den mittleren dunklen Bereich und Bezugszeichen 3, den äußeren hellen Bereich des Phantombildes. Der Bereich 1 bezeichnet das Volumenelement, das untersucht werden soll und in dem sich das zu untersuchende Objekt befindet und kann auch als zentraler mittlerer Bereich bezeichnet werden. Der Bereich 1 kann durch das zu untersuchende Objekt vorzugsweise voll oder wenigstens teilweise ausgefüllt werden. Für kleine Untersuchungsvolumina kann der Bereich 1 größer sein als das zu untersuchende Volumen oder das zu untersuchende Ob- jekt. Bereich 2 bezeichnet den an Bereich 1 angrenzendem Bereich, der durch geringe reelle Bildintensitäten gekennzeichnet ist. Bereich 3 bezeichnet das Übrige, nicht zu Bereich 1 und 2 zählende Volumenelement das durch das Phantom eingenommen wird.
Für den inneren und mittleren Bereich 1 und 2 wird in Schritt d) ein Kennwert ermittelt, der jeweils einem Summanden in Formel 1 entspricht. Summand 1 entspricht dabei dem inneren Bereich und Summand 2 dem mittleren Bereich. Die Kennwerte werden gewichtet summiert woraus sich ein Maß für die Güte der Homogenisierung (C) des B1 -Sendefeldes (B ) ergibt. Es kann folgende Implementierung vorgenommen werden:
Formel (1 ) ! ecm(/Ä0/1) 2 mean(FR0Ii)
Dabei sind λι und λ2 Gewichtungsparameter, std() bezeichnet die Standardabweichung der Bildintensität I und mean() den Mittelwert der Bildintensität I.„Region of Interest" (ROM ) bezeichnet den zentralen mittleren Bereich (1 ) und (ROI2) den konzentrischen dunklen Ring (2) der Bildintensitäten der Figur 1.
Die Gewichtungsparameter geben an, wie stark die Optimierung die verschiedenen Regionen berücksichtigt. Die Parameter sind je nach Untersuchungsinteresse der entsprechenden Region frei wählbar und können jeden Betrag annehmen. Für Untersuchungen an einem Kopf eines Patienten können in Formel 1 beispielsweise Parameter λι von 1 und λ2 νοη 0,25 eingesetzt werden.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung kann Formel 1 durch die Addition eines dritten Kennwertes ergänzt werden, der als Summand eingesetzt wird.
Es resultiert dann für C Formel 2.
C = Ä stdQR0I1) i ^ mean(!ROl2) ^ ^ s:<0Rori)
Formel (2) 1meo-raOTO,1) is meanÜROf l) ° mecm(lRQn ~)
In Formel 2 ist λ3 βίη Gewichtungsparameter und max() der Maximalwert der Bildintensität I im äußeren hellen Ring der Figur 1 welcher als ROI3 bezeichnet wird. Es gilt hier grundsätz- lieh das zu λι und λ2 gesagte. Für Untersuchungen an einem Kopf eines Patienten kann in Formel 2 beispielsweise ein Parameter λ3 von 0,05 eingesetzt werden. Die Summanden in der Gleichung nach Formel 1 und 2 beschreiben vorrangig die Homogenität des Mittleren Bereichs (Term 1), die Symmetrie der erzielten Anregung (Term 2), sowie Signalüberhöhungen im Randbereich der aufgenommen Bilder (Term 3). Signalüberhöhungen im Randbereich können sowohl durch starke Anregung nahe eines Sendespulenele- ments als auch durch hohe Sensitivität eines Empfangsspulenelements hervorgerufen werden. Summand 3 beinhaltet deshalb vorteilhaft auch die Integration der Empfangscharakteristik in das Optimierungsverfahren.
In einem folgenden Schritt e) kann eine Minimierung der Funktion C nach Formel 1 oder vorzugsweise nach Formel 2 mittels bekannter Verfahren der Extremwertrechnung, wie beispielsweise aber nicht beschränkend simmulated annealing oder conjugate gradient, durchgeführt werden. Dadurch können die Inhomogenitäten des B1 -Sendefeldes (B ), vorzugsweise unter Berücksichtigung des Empfangsfeldes (Β ) nach Summand 3 minimiert werden. Als Ergebnis werden die optimalen Sendephasen und/oder Sendeamplituden erhal- ten.
Bei einer dreidimensionalen Optimierung wird die Maske auf jede Schicht des Volumens angewendet. Für 3D-Aufnahmen wird die Güte der Homogenisierung C aus Formel 1 oder 2 für jede Schicht einzeln bestimmt und die Gesamtgüte der Homogenisirung durch Addition der Einzelschichtgüten errechnet.
Die Addition der Einzelschichtgüten kann eine Gewichtung beinhalten, zum Beispiel wenn an die Homogenität des B1 -Sendefeldes (B ) im Randbereich weniger Anforderungen gestellt werden. In einem letzten Schritt f) werden die ermittelten optimalen Sendereinstellungen, nämlich die Phasen- und/oder Amplituden dem MR Gerät zugeführt. Die ermittelten Sendephasen und/oder Sendeamplituden werden als Parameter für die Ansteuerung des B1 -Sendefeldes (B ) eingestellt. Die Methoden sind dem Fachmann bekannt. Dies kann durch die Eingabe der erhaltenen Werte in eine Software für die Einstellung der Amplituden und/oder der Pha- sen durchgeführt werden. Alternativ können die Phasenverschiebungen und/oder Amplitu- dengewichtungen der Sendespulen des MRT-Systems mittels geeigneter Hardwarekomponenten eingestellt werden. Beispiel:
Erfindungsgemäß wird eine B1 -shimming Methode eingesetzt, die ohne Aufnahme von Sensitivitätskarten für jeden Patienten auskommt und sowohl das Sende- als auch das Empfangsfeld berücksichtigt. Trotz vorab bestimmter Parameter liefert es auch in Hochfeld- Systemen gute Ergebnisse. Die entwickelte Methode basiert auf einer Phantommessung oder alternativ auf der Simulation der Messung.
B1-shimming verfolgt den Ansatz über die Optimierung der Phase oder der Phase und Amplitude jedes Sendekanals ein möglichst homogenes Anregungsprofil zu erreichen. Üblicherweise werden dazu Sensitivitätskarten jedes Sendekanals (meist pro Patient um Effekte unterschiedlicher Beladung der Sendespulen zu berücksichtigen) aufgenommen und die Phasen und Amplituden in einer simulierten Anregung mit allen Kanälen solange variiert, bis eine akzeptable Anregungshomogenität erzielt wird. Diese Vorgehensweise erlaubt jedoch keine direkte Berücksichtigung der zugrundeliegenden physikalischen Eigenschaften der Sendefelder, wie sie beispielsweise durch Überlagerung bzw. Interferenz entstehen. Durch Messung eines geeigneten Phantoms können destruktive und konstruktive Überlagerungen der Sendefelder der Einzelkanäle sichtbar gemacht werden. Dies geschieht durch die Wahl der Phantomfüllung, welche die Wellenlänge geeignet verkürzt. Für rotationssymmetrische Spulensysteme, wie sie meist aufgrund der Rotationssymmetrie der Magnetbohrung eingesetzt werden, ergibt sich bei optimaler Überlagerung der Sendefelder eine rotationssymmetrische Anordnung von Bildintensitäten bestehend aus einem zentralen hellen Bereich, einem abgedunkelten konzentrischen Ring um diesen herum und einen hellen zweiten Ring konzentrisch um den ersten Ring, wie es in Figur 1 abgebildet ist. Ist die stoffliche Zusammensetzung des Phantoms so eingestellt, dass sich die eingestrahlte Wellenlänge des B1 -Feldes auf geeignete Weise verkürzt, so sorgt die geringere Verkürzung der Wellenlänge im Gehirn dafür, dass das Untersuchungsvolumen vollständig im Inneren hellen Bereich des Phantombildes liegt und damit homogen angeregt wird. Der äußere helle Ring des Phantombildes kann zu einer Homogenisierung des Bildintensität genutzt werden. Durch unterschiedlichen Abstand des Messobjektes zu den Sendeelementen oder inhomogener Verteilung der Sendeleistung auf die einzelnen Kanäle treten häufig unterschiedlich starke Anregungen nahe den Spulenelementen auf. Auch die Verwendung von Oberflächenarrayspulen für den Empfang führt zu einer Erhöhung der Signalintensität im Randbereich des verwendeten Phantoms. Weist das Phantombild einen nahezu konstanten Intensitätsverlauf im äußeren Ring von Figur 1 auf, so ist die diagnostische Aussagekraft des Bildes optimal. Eine homogene Intensität entlang des Umfangs im äußeren Ring stellt damit ein weiteres Optimierungskriterium der hier beschriebenen Methode dar. Die Erfindung kann in vier Schritten dargestellt werden. 1 .
Es muss zunächst ein geeignetes Phantom erstellt werden. Dieses muss für die jeweilige Feldstärke des statischen Magnetfeldes und das gewünschte Untersuchungsvolumen optimiert werden. Insbesondere sollten die Eigenschaften wie typische Beladung der Spule, wie die elektrische Leitfähigkeit sigma, Relaxationszeiten (Ti , T2*) und die dielektrischen Eigenschaften zur Reduzierung der Wellenlänge im Phantom (epsilon_r) vorteilhafter Weise ange- passt werden.
Für die jeweilige Feldstärke des betrachteten MRT Gerätes muss ein geeignetes Phantom erstellt werden. Als zweckmäßig hat sich, wie allgemein üblich, die Verwendung flüssigkeits- gefüllter Phantome in einem Plastikbehälter, welcher selbst kein MRT Signal liefert, erwiesen. Die Abmessungen des Phantoms entsprechen zweckmäßig annähernd der Größe des später untersuchten Körperteils, z. B. Kugel oder Zylinder in Kopfgröße für die Homogenisierung des Anregungsfeldes einer Kopfspule. Die Phantomflüssigkeit besteht aus einem„Lösungsmittel" (z. B. Wasser oder Öl) mit chemischen Zusätzen, welche die physikalischen Eigenschaften der Flüssigkeit im MRT beeinflussen. Durch den Zusatz von Ionen (z. B. NaCI in Wasser) wird die Leitfähigkeit der Flüssigkeit so eingestellt, dass die Beladung der MRT Spule in ungefähr der Beladung durch einen Probanden/Patienten entspricht. Für den menschlichen Kopf kann z. B. die mittlere Leitfähigkeit tabellierten Werten entnommen werden und die Leitfähigkeit der Phantomflüssigkeit durch Zugabe einer entsprechenden Menge an NaCI eingestellt werden. Die Relaxationszeiten T1 und T2 " des Phantoms können ebenfalls durch die Zugabe von Chemikalien beeinflusst werden. Dazu kann MnCI2 verwendet werden. Schließlich sollte das verwendete Lösungsmittel die Wellenlänge der elektromagnetischen Welle im Phantom so beeinflussen, dass die 3 Bereiche in dem Phantom sichtbar werden. Die im Phantom verwendet Wellenlänge entspricht beispielsweise ca. 10 cm im Medium. Die Wellenlänge im Phantom wird durch die relative Dielektrizitätskonstante der Füllung beeinflusst. Sie kann in einem Phantom bei einem 9.4T System ca. 80 betragen.
2.
Mittels eines MRT Gerätes und der gewählten Spule oder Spulenkombination müssen Phantombilder für jeden Sendekanal einzeln akquiriert werden. Dazu können alle bekannten MRT Sequenzen verwendet werden. Alternativ kann eine Simulation des Experiments mittels einer Kombination aus 3D EM Simulator und MRI Simulator durchgeführt werden. Das Phantom wird zusammen mit der zu homogenisierende Mehrkanal-Anregungsspule in das MRT Gerät gelegt. Es werden Bilder derart aufgenommen, dass jeweils nur mittels eines Sende- kanals angeregt wird. Aufgenommen wird je nach verwendeter Spulenanordnung entweder ebenfalls mit der Sendespule oder mit einer dedizierten Empfangsspule/Empfangsspulen- array. Zur Bildaufnahme können alle üblichen MRT Sequenzen eingesetzt werden, solange sich das Spinsystem annährend linear verhält - also zumeist bei der Wahl kleiner Flipwinkel. Es können entweder Bilder einer Schicht (2D) oder eines Volumens (3D) für die nach gelagerte Optimierung der Amplituden und Phasen der Anregungspulse verwendet werden.
3.
Mittels eines Optimierungsalgorithmus müssen die Phasen oder Phasen und Amplituden bestimmt werden, die die weiter oben beschriebenen Kriterien optimieren. Die Optimierung kann sowohl anhand eines 2D Schnittes als auch für 3D Aufnahmen, zum Beispiel durch mehrere gestapelte Sehnittbilder, durchgeführt werden.
Ein Optimierungsalgorithmus bestimmt die optimalen Phasen oder Phasen und Amplituden zur Homogenisierung des Anregungsfelds. Dabei kann folgendermaßen vorgegangen werden: Die drei Teilbereiche werden segmentiert und für jeden Teilbereich ein einzelner Gütewerte ermittelt. Die gewichtet Summe der drei Gütewerte ergibt die Gesamtgüte, die durch bekannte Optimierungsstrategien optimiert wird. Gegenwärtig wird dafür der MATLAB Code „fminsearch" eingesetzt. Es können jedoch andere Omptimierungsstrategien (z. B. simulated annealing, genetische Algorithmen, ... ) eingesetzt werden. Beispielhafte Gütekriterien sind für den mittleren Bereich„Standardabweichung aller Pixel im Bereich/Mittelwert aller Pixel im Bereich", für den Ring„Mittelwert der Pixel im Bereich/Mittelwert der Pixel im inneren Bereich" und im äußeren Bereich„Maximalwert der Pixel im Bereich/Mittelwert der Pixel im inneren Bereich". Andere Einzel- und Gesamtgüten sind denkbar. Für 3D Aufnahmen wird die Güte für jede Schicht einzeln bestimmt und die Gesamtgüte durch Addition der Schichtgüten bestimmt. Bei einer beispielhaften Implementierung bringt die 3D Optimierung für Arrayspulen ohne signifikante Änderungen der Geometrie entlang der Magnetachse jedoch keinen deutlichen Vorteil gegenüber einer 2D schichtselektiven Optimierung.
4.
Die ermittelten Phasen und/oder Amplituden sind für die nachfolgenden MRT Messungen einzustellen. Dies kann entweder per Software oder durch eine Modifikation der Hardware des MRT Systems - vorzugsweise der verwendeten Sendespule - geschehen.
Die optimierten Phasen oder Phasen und Amplituden werden zur Bildgebung in einem Softwareinterface des MRT Systems eingestellt. Mit diesen Einstellungen erfolgen Probandenmessungen am 9.4T System des INM-4. Amplituden und/oder Phasen können in einer alternativen Implementierung auch mittels Hardware eingestellt werden. Für die simulative Bestimmung der optimierten und Phasen- und Amplitudenwerte kann folgendermaßen vorgegangen werden:
1. Das Phantom wird nicht physikalisch erstellt, sondern in Form eines Computermodells. Dieses wird zusammen mit der verwendeten MRT Spule in einem EM- Feldsimulator beschrieben. Für eine bekannte Speisung jeder einzelnen Spule wird die elektromagnetische Feldverteilung im Phantom berechnet und daraus das Sendefeld extrahiert.
2. Das extrahierte Sendefeld dient der Erzeugung simulativer MRT Bilder in einem zweiten Simulator. Bei diesem handelt es sich in einer exemplarischen Ausführung um das Softwarepaket JEMRIS, welches am Forschungszentrum Jülich entwickelt wurde. Analog der Vorgehensweise in der messtechnischen Ausführung wird die Anregung des Phantoms mit jedem einzelnen Sendekanal simuliert und die berechneten Bilder dienen als Eingangsgrößen zur Optimierung von Phasen und/oder Amplituden.
Die weiteren Punkte entsprechen dem oben beschriebenen Vorgehen.
Mit der erfindungsgemäßen Methode werden sehr gute Bildqualitäten erzielt. Geringfügige Verbesserungen sind durch eine weitere Optimierung pro Proband/Patient möglich, verlängern jedoch die Untersuchungsdauer. In diesem Fall können die mit der hier beschriebenen Methode erzielten Phasen- und Amplitudenwerte zweckmäßig als Startwerte für weitere Optimierungen genutzt werden.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Verfahren zur Homogenisierung eines B1 -Sendefeldes (B ) einer Sendespule für die kernmagnetische Resonanz, bei dem die Inhomogenität des B1 -Sendefeldes (B ) in dem Volumenelement, in dem ein zu untersuchendes Objekt platziert wird, durch Messung an einem Phantom oder durch Simulation des Phantoms minimiert wird, dadurch gekennzeichnet,
dass
a) für jedes Sendeelement der Sendespule komplex wertige Bildintensitäten, im Falle der Verwendung eines Phantoms gemessen, oder im Falle der Simulation des Phantoms, berechnet werden,
b) die gemessene oder berechnete komplex wertige Bildintensität für jeden Sendekanal mit der Anregungsphase und/oder Amplitude multipliziert werden,
c) die aus Schritt b) erhaltenen einzelnen komplex wertigen Bildintensitäten zu einer Gesamtbildintensität addiert werden,
d) aus der ermittelten reellen Gesamtbildintensität die Güte der Homogenisierung C nach Formel (1 ) durch Gewichtung von Einzelkennwerten = m ean (iR0 !s)
Formel l ~ S mi?an{/R0/1) mit C = Maß für die Güte des B1 -Sendefeldes (B ),
λτ und λ2 = Gewichtungsparameter,
std() = Standardabweichung der reellen Bindintensität I,
mean() = Mittelwert der reellen Bildintensität I,
(ROM ), (ROI2) = Bereich (1 ), in dem sich das zu untersuchende Objekt befindet oder wenigstens teilweise befindet und
der angrenzende Bereich (2) der durch geringe reelle Bildintensitäten
gekennzeichnet ist,
ermittelt werden,
e) dass C mit Rechenverfahren für die Extremwertberechnung minimiert wird und f) die in Schritt e) ermittelten Sendephasen und/oder Sendeamplituden als Parameter für die Ansteuerung des B1 -Sendefeldes (B ) eingestellt werden. Verfahren nach Anspruch 1 ,
dadurch gekennzeichnet,
dass in Schritt a) für die Simulation eine Lösung der Maxwellgleichung zur Bestimmung der Feldverteilung gefolgt von einer Lösung der Blochgleichung zur Berechnung der Intensitätsverteilung durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet,
dass Formel 1 durch die Addition einer dritten Kennzahl nach Formel 2
_ std(IRoll) mean{IR0 !2) max(lF:0l3)
Formel (2) 1 me<m(lROll) 2 mean{lR0 1) 3 mean(FROll ) ergänzt wird in der
λ3 ein Gewichtungsparameter,
max () der Maximalwert der reellen Bildintensität I für den äußeren hellen Ring, mean der Mittelwert der reellen Bildintensität und
ROI 3 der Bereich der reellen Bildintensitäten, die nicht den Bereichen 1 oder 2 zugeordnet sind,
ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Güte der Homogenisierung C aus Formel 1 oder 2 für jede Schicht einzeln bestimmt und die Gesamtgüte der Homogenisierung durch Addition der Einzelschichtgüten errechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 4,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Einzelschichtgüten gewichtet addiert werden.
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