DE102005039686B3

DE102005039686B3 - Magnetresonanzbildgebungsverfahren für die Erzeugung homogener MR-Bilder und Magnetresonanztomograph sowie CP-Spulen zur Anwendung dieses Verfahrens

Info

Publication number: DE102005039686B3
Application number: DE102005039686A
Authority: DE
Inventors: Thorsten Dr. Feiweier; Razvan Dr. Lazar
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2005-08-22
Filing date: 2005-08-22
Publication date: 2007-05-10
Anticipated expiration: 2025-08-23
Also published as: US20090309594A1; US7649353B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein MR-Bildgebungsverfahren, durch das MR-Bilder mit verbesserter Signalintensität, verbessertem Signal-Rausch-Verhältnis, verbessertem Bildkontrast und verbesserter Bildhomogenität erhalten werden können. Grundlage für dieses Verfahren ist die Feststellung, dass der Polarisationszustand des Magnetfeldes der in das Messobjekt eingestrahlten HF-Pulse und der vom Messobjekt emittierten Resonanzsignale durch die Wechselwirkung mit elektrisch aktiven Materialien des Messobjekts verzerrt wird. Erfindungsgemäß werden im Sendezweig des HF-Systems die von einer Sendespule emittierten HF-Pulse hinsichtlich ihres Polarisationszustands vorverzerrt. Außerdem wird die Sensitivität des Empfangszweiges so optimiert, dass er imstande ist, Resonanzsignale unabhängig von ihrem Polarisationszustand zu detektieren. Die Erfindung betrifft ferner einen Kernspintomographen zur Durchführung dieser Verfahren.

Description

Die Erfindung betrifft ein Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren (Magnetresonanz wird im Folgenden mit MR abgekürzt), mit dem zusätzliche Bildinformationen aus einem untersuchten Messobjekt und dadurch homogenere MR-Bilder erhalten werden können. Sie betrifft ferner CP-Spulen oder aus CP-Elementen bestehende Spulenarrays sowie einen Kernspintomographen, der diese CP-Spulen oder aus CP-Elementen bestehende Spulenarrays umfasst, zur Durchführung dieses MR-Bildgebungsverfahrens.
Die MRT (Magnetresonanztomographie) basiert auf der Anregung von Kernspins in Körpergeweben und Körperflüssigkeiten eines Patienten mit Pulsen aus Hochfrequenz-Radiowellen sowie der Detektion des durch die Präzessionsbewegung der Magnetisierung emittierten HF-Signals. Auf der Grundlage dieses Verfahrens werden Daten über die Körpergewebe und Körperflüssigkeit gesammelt, die anschließend zu Magnetresonanzbildern für die medizinische Diagnostik verarbeitet werden.
Die Qualität und damit Aussagekraft der MR-Bilder wird durch viele Faktoren beeinflusst. Beispiele für diese Faktoren sind die Homogenität und Stärke des Grundfeldes B₀, die Qualität der Gradientenspulen und damit der zur Schichtselektion und Ortskodierung geschalteten Gradientenfelder, der Füllfaktor und die Güte der Sendespulen und Empfangsspulen des HF-Systems, die Erzeugung magnetischer Hilfsfelder mit Shim-Spulen, um Inhomogenitäten des Grundfeldes zu beseitigen, etc. Mängel im System können eine Vielzahl von Bildartefakten verursachen. Es werden daher große Anstrengungen unternommen, diese Faktoren zu optimieren und so die Qualität der erzeugten MR-Bilder ständig zu verbessern.
Neben den obigen Hardware-Aspekten besteht eine weitere Möglichkeit zur Beeinflussung der Qualität und des Informationsgehalts von MR-Bildern darin, die Pulssequenz, unter der die zeitliche Abfolge von HF-Pulsen, Gradientenschaltungen und Signaldetektion verstanden wird, zu verändern bzw. zu optimieren. Die Entwicklung neuer Spinecho-Sequenzen, wie der HASTE-Sequenz, und neuer Gradientenecho-Sequenzen, wie der TrueFISP-Sequenz, hat die Untersuchung immer neuer Körperregionen unter Anwendung der MR-Technik ermöglicht. Dies beruht insbesondere darauf, dass durch neue Pulssequenzen die T₁- und T₂-Wichtung und damit der Kontrast der erhaltenen MR-Bilder verändert wird. T₁ ist die Spin-Gitter-Relaxationskonstante, T₂ die Spin-Spin-Relaxationskonstante.
Bei der Weiterentwicklung bekannter Verfahren und der Entwicklung neuer Verfahren wird vor allem angestrebt, die Auflösung der Bilder zu erhöhen und/oder die Messzeit zu reduzieren. Dabei gilt es, trotzdem ein ausreichendes Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) der MR-Bilder zu erhalten.
Ein Weg zur Verbesserung des SNR besteht darin, die Stärke des homogenen Grundfeldes B₀ zu erhöhen. Hierdurch werden stärkere Resonanzsignale erhalten. Dieser Weg ist jedoch mit Nachteilen verbunden. Bei höheren Feldstärken erreicht die Wellenlänge der applizierten Hochfrequenzfelder die Größenordnung der Objektdimensionen. Das Eindringverhalten der Felder in dielektrische und leitfähige Medien, z.B. Gewebe, führt unter solchen Voraussetzungen zu einer inhomogenen räumlichen Verteilung des Anregungsfeldes und zu einer inhomogenen Verteilung der Empfangssensitivität. Erstere führt unmittelbar zu räumlichen Variationen von Kontrast und Helligkeit in MR-Bildern, letztere zu einer zusätzlichen Variation der Helligkeit. Außerdem nimmt die chemische Verschiebung der Signale vom Fettanteil und vom Wasseranteil zu, wodurch Artefakte in den MR-Bildern entstehen. Da das Gewebe den eindringenden HF-Feldern bei höheren Grundfeldstärken einen größeren Widerstand entgegen setzt, muss außerdem die Amplitude der HF-Anregungspulse erhöht werden, wodurch die spezifische Absorptionsrate SAR zunimmt. Aufgrund der von nationalen Gesundheitsbehörden zum Schutz des Patienten festgelegten SAR-Obergrenzen führt dies zu applikationsseitigen Einschränkungen.
Auch wenn an sich kurze Messzeiten angestrebt werden, kann das SNR prinzipiell durch eine Verlängerung der Messzeit verbessert werden. Bei längeren Messzeiten nehmen jedoch Bewegungsartefakte im MR-Bild zu; längere Messzeiten werden außerdem vom Patienten häufig nicht toleriert, da hierdurch seine Aufenthaltszeit im Kernspintomographen verlängert wird.
Zur Lösung dieses Problems muss daher angestrebt werden, das SNR für eine Grundfeldstärke B₀ und eine Messdauer, bei denen die oben beschriebenen Nachteile nicht oder nicht wesentlich auftreten, durch Optimierung anderer zur Verfügung stehender Parameter zu verbessern.
Eine Lösung, die das Hochfrequenz-System betrifft, besteht darin, für die Signaldetektion im Empfangszweig des HF-Systems Oberflächenspulen zu verwenden. Derartige Spulen werden unmittelbar auf den zu messenden Bereich des Messobjekts, wie den menschlichen Körper, aufgelegt. Durch den geringeren Abstand zwischen dem Messobjekt und der Spule steigen die Signalintensität und das SNR. Oberflächenspulen bestehen im Allgemeinen aus mehreren LP-Empfangselementen (LP = linearly polarized), deren Signale unabhängig voneinander detektiert und verarbeitet werden.
Eine weitere Lösung besteht in der Verwendung von Sende- oder Empfangsspulen in einer so genannten CP-Konfiguration (CP = circularly polarized). Der wesentliche physikalische Effekt, auf dem diese Konfiguration basiert, besteht darin, dass die Präzessionsbewegung der Magnetisierung in einer definierten Richtung erfolgt. Im Anregungsfall muss das lokale B₁-Feld für die maximale MR-Wirksamkeit dieser Präzessionsbewegung
Es ist zu beachten, dass im Sendefall und im Empfangsfall die Phasenverschiebung der beiden Teilsysteme der Antennenstruktur mit unterschiedlichem Vorzeichen erfolgt. Für eine reine Sendeantenne bzw. eine reine Empfangsantenne genügt ein Phasenschieber zur Realisierung des Leistungsvorteils bzw, des SNR-Vorteils. Wird eine Antenne sowohl im Sende- als auch im Empfangsbetrieb verwendet, kommt üblicherweise ein 90°-Hybridbaustein zum Einsatz, der in jedem Betriebsfall für die optimale Kombination der Signale sorgt.

Aus der DE 10 2004 053 777 A1 ist eine Hochfrequenzanordnung und eine Mehrfachsendeanordnung für eine Magnetresonanzanlage sowie ein Verfahren zur Bestimmung eines Einstellparameters einer derartigen Sendeanordnung bekannt.

Dabei werden in einer Antenneneinheit Hochfrequenzfelder mit mindestens zwei orthogonalen Moden erzeugt. Eine Einstelleinheit stellt die Amplitude und/oder Phase eines der Modensignale ein. Somit werden zirkular polarisierte Hochfrequenzsignalmoden erzeugt. Es wird eine Homogenisierung des Bildkontrastes erreicht.

Entsprechend den obigen Ausführungen wird im Stand der Technik zirkular polarisiert (CP) mit rechts zirkular polarisiert (im Folgenden auch mit "RCP" abgekürzt, right hand circularly polarized) gleichgesetzt. Links zirkular polarisierte (im Folgenden auch mit "LCP" abgekürzt, left hand circularly polarized) Magnetfelder finden hingegen im Stand der Technik bei der MR-Bildgebung keine Anwendung.

G.H. Glover et al. beschreiben in dem Artikel „Comparison of Linear and Circular Polarization for Magnetic Resonance Imaging" in Journal of Magnetic Resonance 64, 255–270 (1985), experimentelle Ergebnisse von Messungen an vereinfachten Versuchsaufbauten mit linear und zirkular polarisierten Anregungsfeldern und vergleichen sie mit gerechneten Modellen. Es stellte sich heraus, dass gleichförmige Objekte bei Einstrahlung linear polarisierter Erregerfelder Gebiete schwacher Empfangsintensität aufgrund von stehenden Wellen-Effekten und Erdungsströmen im Messobjekt aufweisen. Wird dagegen mit zirkular polarisiertem Erregerfeld eingestrahlt und nur zirkulare Strahlung in der Empfängerspule gemessen, sinkt die Artefakt-Intensität beträchtlich.

Es besteht weiterhin ein Bedarf an MR-Bildgebungsverfahren und -Technologien, die unter gegebenen Randbedingungen, wie z.B. Stärke des homogenen Grundfeldes B →₀, spezifische Absorptionsrate, MR-Bilder mit verbesserter Signalintensität und dadurch verbessertem SNR, verbessertem Bildkontrast und verbesserter Bildhomogenität generieren. Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, derartige verbesserte MR-Bildgebungsverfahren und -Technologien bereitzustellen.

Die Erfinder haben festgestellt, dass unter bestimmten Umständen nicht nur eine gemäß dem Stand der Technik in RCP-Konfiguration betriebene CP-Sendespule, sondern auch eine in LCP-Konfiguration betriebene CP-Sendespule in einem Messobjekt eine MR-Anregung hervorrufen kann und somit für die MR-Bildgebung brauchbar ist. Die Erfinder haben weiterhin festgestellt, dass die von angeregten Messobjekten emittierten Kernresonanzsignale nicht nur durch eine in RCP-Konfiguration betriebene CP-Empfangsspule, sondern auch durch eine in LCP- Konfiguration betriebene CP-Empfangsspule detektiert werden können. Es wurde erkannt, dass diese Effekte für elektrisch leitfähige Materialien oder Materialien mit hoher Permittivität, die im folgenden als „elektrisch aktive" Materialien bezeichnet werden, am ausgeprägtesten sind, während sie für Medien mit niedriger elektrischer Leitfähigkeit und Permittivität geringer ausfallen oder ganz fehlen. Diese Effekte und Feststellungen bilden die Grundlage der vorliegenden Erfindung.

Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren zur MR-Bildgebung, das die folgenden Schritte umfasst:

– Einbringen eines Messobjekts in einen Magnetresonanztomographen, in dem ein homogenes Magnetfeld B →₀ anliegt,
– Einstellen der Parameter einer durchzuführenden Messsequenz, die beispielsweise unter Spinechosequenzen, Gradientenechosequenzen und Mischformen derartiger Sequenzen ausgewählt wird,
– Durchführen der Messung unter Anwendung der Messsequenz, wobei die Messung im Sendebetrieb die Anregung der Kernspins im Messobjekt mit HF-Anregungspulsen, die von einer Sendespule erzeugt werden, und im Empfangsbetrieb die Detektion der vom Messobjekt emittierten HF-Kernresonanzsignale mit einer Empfangsspule umfasst, wobei das Spulensystem aus einer kombinierten Sende/Empfangsspule oder aus einer Sendespule in Kombination mit einer separaten Empfangsspule besteht,
– Verarbeiten der von der Empfangsspule detektierten Signale zu einem MR-Bild;

dieses Verfahren ist dadurch gekennzeichnet,

a) dass im Sendebetrieb eine CP-Sendespule bzw. ein aus CP-Elementen bestehendes Sende-Array verwendet wird, die/das aus mindestens zwei separaten Sendesystemen besteht, von denen jedes Sendesystem ein zeitlich oszillierendes line ar polarisiertes Magnetfeld erzeugt, und dass die Phasenbeziehung der von den Sendesystemen emittierten linear polarisierten Magnetfelder zueinander so eingestellt wird, dass das durch Überlagerung dieser Teilfelder erzeugte Summenfeld im interessierenden Volumen lokal am Ort der anzuregenden Kernspins eine rechts zirkular polarisierte Magnetfeldkomponente mit maximaler Amplitude aufweist, und/oder
b) dass im Empfangsbetrieb eine CP-Empfangsspule bzw. ein aus CP-Elementen bestehendes Empfangs-Array verwendet wird, die/das aus mindestens zwei separaten Empfangssystemen besteht, und dass die Empfangssensitivität der Empfangssysteme für die von den magnetischen Dipolen emittierten Resonanzsignale so eingestellt wird, dass ein maximaler Anteil der vom Messobjekt emittierten rechts zirkular polarisierten Signalanteile und ein maximaler Anteil der vom Messobjekt emittierten links zirkular polarisierten Signalanteile detektiert wird,

mit der Maßgabe, dass die von der CP-Sendespule emittierten HF-Anregungspulse vor dem Eindringen in das Messobjekt weder linear polarisiert noch rechts zirkular polarisiert sind, wenn nur Schritt a) durchgeführt wird.

Gemäß dem oben beschriebenen Verfahren betrifft die Erfindung die Optimierung der Anregung mit HF-Pulsen im Sendefall oder die Optimierung der Detektion der emittierten Resonanzsignale im Empfangsfall oder die gleichzeitige Optimierung der Anregung mit HF-Pulsen und der Detektion der Resonanzsignale im Sendefall und Empfangsfall. In dem Zweig, in dem die erfindungsgemäße Optimierung durchgeführt wird, d.h. im Sendezweig und/oder im Empfangszweig, muss eine CP-Spule oder ein aus CP-Elementen bestehendes Array verwendet werden. In einem Zweig, in dem keine erfindungsgemäße Optimierung durchgeführt wird, kann die Spule oder das Array linear oder zirkular polarisiert sein.

Die Erfinder haben MR-Versuche mit Phantomen durchgeführt, um die Effekte, die die Grundlage der vorliegenden Erfindung bilden, an einem einfachen, überschaubaren System zu veranschaulichen. Diese Versuche werden im Beispiel 1 detailliert beschrieben.

Es wurde festgestellt, dass der Polarisationszustand des B₁-Feldes durch elektrisch aktive Materialien verändert wird. In diesen Materialien werden HF-Wirbelströme induziert, die zu einem Abschirmeffekt führen können, oder auch, im Fall von Verschiebungsströmen, zu dielektrischer Fokussierung. Diese Effekte überlagern sich und führen zu einer Depolarisation bzw. Verzerrung der Polarisation des Anregungsfeldes. Der lokale Polarisationszustand des B₁-Feldes unterscheidet sich mehr oder weniger stark vom wohl definierten Polarisationszustand des B₁-Feldes ohne Präsenz des Messobjektes, wie des Körpers eines Patienten. Die Bedingung für eine optimale Resonanz, nämlich ein perfekt rechts zirkular polarisiertes lokales B₁-Feld am Ort der magnetischen Dipole, ist somit in der Praxis nicht erfüllt, selbst wenn von der CP-Sendespule ein perfekt rechts zirkular polarisiertes B₁-Feld erzeugt wird. Dadurch nehmen die Signalintensität und das SNR ab. Umgekehrt führt die Verzerrung eines links zirkular polarisierten B₁-Feldes durch die Präsenz des Messobjektes dazu, dass lokal am Ort der magnetischen Dipole ein vom Ausmaß der Verzerrung abhängiges, mehr oder weniger starkes rekonstituiertes RC-polarisiertes B₁-Feld vorliegt, so dass Kernresonanz stattfindet.

Die Situation ist identisch für die Detektion der von der präzedierenden Magnetisierung generierten MR-Signale, wobei in diesem Fall die Magnetisierung als lokale HF-Sendeantenne angesehen werden kann. Das durch die Präzessionsbewegung generierte lokale B₁-Feld ist immer rechts zirkular polarisiert. Durch das Vorhandensein des Messobjekts mit elektrisch aktiven Materialien findet eine Verzerrung der MR-Signale derart statt, dass eine Antenne in CP-Empfangskonfiguration mit ausschließlicher RCP-Sensitivität gemäß dem Stand der Technik nur noch einen Teil der Signale detektiert. Ein erfindungsgemäß ausgestaltetes CP-Empfangssystem weist demgegenüber Empfindlichkeit sowohl für die RCP-Signalkomponente als auch die LCP-Signalkomponente auf und detektiert somit die gesamte Signalintensität. Zur Vereinfachung der Terminologie wird im Folgenden davon gesprochen, dass durch die Präsenz des Objektes im Empfangsfall der „Polarisationszustand des MR-Signals" verzerrt wird.

Der menschliche Körper stellt eine komplexe Ansammlung von Materialien mit unterschiedlicher elektrischer Leitfähigkeit dar, wobei die enthaltenen Materialien im Sinne der obigen Definitionen überwiegend als elektrisch aktive Materialien angesehen werden können. Aufgrund der komplexen Geometrie des Körpers und der räumlichen Verteilung der elektrischen Eigenschaften der unterschiedlichen Gewebetypen ist das lokal herrschende Sendefeld, wenn man das gesamte Untersuchungsvolumen betrachtet, an verschiedenen Stellen des Untersuchungsvolumens prinzipiell unterschiedlich stark verzerrt. Da die Zahl der zur Verfügung stehenden Einstellparameter zur Optimierung des lokalen B₁-Feldes begrenzt ist, ist es nicht möglich, an jedem Ort des Untersuchungsvolumens ein reines RCP-Feld zu generieren.

Im Sendefall besteht das Ziel der erfindungsgemäßen Optimierung des lokalen B₁-Feldes daher darin, den Polarisationszustand des eingestrahlten HF-Sendefeldes so einzustellen, dass in dem interessierenden Untersuchungsvolumen VOI (VOI = Volume of Interest) lokal am Ort der anzuregenden magnetischen Dipole im Mittel ein RCP-Feld mit möglichst hoher Amplitude und ein LCP-Feld mit möglichst niedriger Amplitude herrscht, da letzteres keine MR-relevanten Informationen liefert und nur eine Erhöhung der SAR bewirkt.

Ähnliches gilt im Empfangsfall für die erfindungsgemäße Optimierung der Signaldetektion. Da der Polarisationszustand der Resonanzsignale im oben beschriebenen Sinn durch die Präsenz des Körpers und die Wechselwirkung mit elektrisch aktiven Substanzen verändert wird, zielt die Optimierung darauf ab, in diesem Fall einen möglichst hohen Anteil des MR-Signals unabhängig vom Polarisationszustand durch entsprechende Einstellung der Sensitivität des Empfangssystems zu detektieren.

Mit den erfindungsgemäßen MR-Bildgebungsverfahren sind mehrere Vorteile verbunden:

A) Sendefall

• Durch die Optimierung des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Anregungspulse werden Kernspins in Regionen, die ohne Optimierung nur schwach angeregt werden, wesentlich stärker angeregt, so dass für diese Regionen die Intensität der emittierten Resonanzsignale zunimmt. Die zusätzliche Bildinformation ist komplementär zur Bildinformation, die ohne diese Optimierung erhalten wird. Hieraus ergeben sich neue Möglichkeiten für die Diagnostik;
• Diese Regionen, deren Abbildung gemäß dem Stand der Technik nur mit hohen Sendeamplituden und entsprechend hoher SAR möglich ist, können mit deutlich kleineren HF-Leistungen gemessen werden, so dass die SAR geringer ausfällt;
• Auf Grund der Optimierung des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse können die Messungen für eine gegebene HF-Leistung schneller oder mit höherer Auflösung ohne Reduktion des SNR durchgeführt werden;

B. Empfangsfall

• Durch die Optimierung der Polarisationsempfindlichkeit im Empfangzweig, d.h. der Sensitivität für einen bestimmten Polarisationszustand der MR-Signale, ergibt sich ein ähnlicher Effekt wie im Sendezweig. Ein hinsichtlich der Polarisationszustände der MR-Signale optimierter Empfangs zweig detektiert eine höhere Signalintensität durch gleichzeitig optimierte Detektion von RCP-HF- und LCP-HF-Signalanteilen;
• Durch die Optimierung werden wie im Sendezweig zusätzliche komplementäre Bildinformationen erhalten;
• Ein derartig optimierter Empfangszweig trägt ebenfalls zu einem optimalen SNR, einem homogenen Kontrast und einer homogenen Helligkeit bei. Dieser Aspekt ist besonders dann wichtig, wenn ein mit einer Volumenspule aufgenommenes MR-Bild als Referenzbild für die Normalisierung von mit einer Oberflächenspule aufgenommenen Bildern verwendet werden soll.

Nach einer ersten bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Optimierung des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse so durchgeführt, dass innerhalb des VOI ein hoher und gleichzeitig über das VOI möglichst konstanter RCP-Anteil erhalten wird. Der Vorteil dieser Ausführungsform besteht darin, dass homogener ausgeleuchtete MR-Bilder mit gleichmäßig hohem Kontrast und gleichmäßig hohem SNR erhalten werden.

Nach einer weiteren bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Optimierung des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse so durchgeführt, dass innerhalb einer bestimmten Region des VOI, wie eines Körperorgans, wie des Abdomens, ein RCP-Feld mit maximaler Amplitude erhalten wird. Auf diese Weise können einzelne Organe, die ohne Optimierung nur signalarm dargestellt werden, mit besonders hohem Kontrast und hohem SNR abgebildet werden.

Nach einer weiteren bevorzugten Ausführungsform umfasst das erfindungsgemäße Verfahren die folgenden Schritte:

a) Festlegen von N interessierenden Regionen des VOI, wobei N eine ganze Zahl ist (z.B. 2, 3, 4, 5 ...)
b) Optimieren des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse für eine erste Region und Aufnehmen eines ersten MR-Bildes,
c) Wiederholen von Schritt b) für die übrigen (N-1) Regionen,
d) Kombinieren dieser MR-Bilder zu einem einzigen MR-Bild unter Erhalt eines MR-Bildes, dessen Informationsgehalt der Vereinigungsmenge der Einzelbilder entspricht.

Nach einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird der Polarisationszustand der HF-Anregungspulse im Sendebetrieb mit einem fest einstellbaren Phasenschieber zur Einstellung der Phasenverschiebung β zwischen den Teilfeldern der verschiedenen Sendesysteme und mit zwei fest einstellbaren Attenuatoren zur Einstellung der Dämpfung a bzw. b der Amplitude der Teilfelder der verschiedenen Sendesysteme auf einen festen optimierten Wert eingestellt.

Unter der Einstellung eines festen optimierten Wertes ist zu verstehen, dass die Zirkularität der CP-Spule oder des Arrays aus CP-Elementen des Sendezweiges vom Bediener des Magnetresonanztomographen (MRT) nicht mehr verändert werden kann. Eine solche Festeinstellung ist immer dann sinnvoll, wenn alle mit dieser Spule untersuchten Messobjekte ein ähnliches elektrisches Verhalten zeigen: mit einer festen Vorverzerrung des Sendefeldes wird dann im VOI immer ein nahezu optimales lokales RCP-Feld generiert. Ein Beispiel hierfür ist die Festeinstellung eines optimierten Sendefeldes im Fall von Kopfspulen. Der Vorteil dieser Ausführungsform besteht darin, dass in MRTs vorhandene CP-Sendespulen mit geringem Aufwand umgebaut werden können, um sie in dem erfindungsgemäßen Verfahren einsetzen zu können.

Im Fall eines Sendesystems aus einem 0°-Sendesystem und einem 90°-Sendesystem handelt es sich bei den Einstellgliedern für die Optimierung des Sendefeldes um die Phasenverschiebung β zwischen den beiden linear polarisierten Feldern der beiden Sendesysteme und die Dämpfung der Amplitude der beiden linear polarisierten Felder um den Faktor a für das 0°-System und den Faktor b für das 90°-System. Da eine optimierte MR-Anregung im allgemeinen weder durch eine reine RCP-Konfiguration noch durch eine reine LCP-Konfiguration erreicht wird, ist der Wert von β üblicherweise von dem im Stand der Technik für Zirkularpolarisation verwendeten β-Wert von π/2 verschieden. Die einzustellenden Dämpfungswerte a und b können verschieden von 1 sein, und a kann verschieden von b sein.

In der einfachsten Ausführungsform besteht der Phasenschieber aus einer HF-Leitung mit einer definierten elektrischen Länge, während die Attenuatoren aus definierten elektrischen Widerständen bestehen. Mit diesen drei Einstellgliedern lässt sich ein beliebiger Mischzustand aus RCP- und LCP-Polarisation generieren.

Die praktische Realisierung eines Mischzustandes zwischen RCP- und LCP-Sendekonfiguration, der letztlich einer elliptisch polarisierten Sendekonfiguration entspricht, wird detailliert im Beispiel 4 unter Bezugnahme auf 3 beschrieben.

Nach einer weiteren bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird der Polarisationszustand der von der CP-Spule oder dem Array von CP-Elementen im Sendebetrieb emittierten HF-Pulse mit Hilfe der Einstellglieder für die Größen a, b und β unter Verwendung eines leistungsfesten Phasenschiebers, eines oder mehrerer Attenuatoren und einer Steuersoftware variabel in Abhängigkeit vom untersuchten Messobjekt eingestellt. Dieses Verfahren wird detailliert in Beispiel 5 beschrieben.

Mit der Möglichkeit einer variablen Einstellung der Zirkularität kann man auch bei Messobjekten mit unterschiedlichem elektrischem Verhalten optimierte Ergebnisse erzielen. Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur objektabhängigen optimierten Einstellung der Zirkularität der Sendespule wird ebenfalls im Beispiel 4 beschrieben. Ziel der Optimierung ist es, das in dem interessierenden Untersuchungsgebiet des Messobjekts herrschende lokale B₁-Feld so zu optimieren, dass die Amplitude des (mittleren) lokalen RCP-Feldes maximal und die Amplitude des (mittleren) lokalen LCP-Feldes minimal ist, um die Signalintensität zu maximieren bei gleichzeitig minimierter Erwärmung des Messobjektes (SAR).

Die im Sendebetrieb vorgenommene Optimierung des Polarisationszustands der HF-Pulse kann als eine Vorverzerrung verstanden werden, die durch die lokalen Depolarisationsprozesse im Messobjekt so weitgehend rückgängig gemacht wird, dass lokal ein maximales gemitteltes RCP-B₁-Feld herrscht.

Nach einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform wird die feste oder die variable Einstellung eines optimierten Polarisationszustands der HF-Pulse durchgeführt, indem im Sendezweig des HF-Systems die Dämpfungswerte a und b und die Phasenverschiebung β unter sukzessivem Aufnehmen mehrerer MR-Bilder so lange iterativ variiert werden, bis das erhaltene MR-Bild homogen ausgeleuchtet ist. Dieses Verfahren wird detailliert in Beispiel 4 beschrieben.

Nach einer vorteilhaften erfindungsgemäßen Ausführungsform erfolgt die Optimierung des Polarisationszustands der HF-Pulse unter Anwendung eines mathematischen Optimierungsverfahrens, mit dem die Einstellglieder für die Größen a, b und β optimiert werden (siehe Beispiele 4 und 5).

Nach einer weiteren bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird im Empfangsbetrieb die Polarisationsempfindlichkeit der CP-Spule oder des Arrays von CP-Elementen auf einen festen optimierten Wert eingestellt. Diese feste Einstellung der optimierten Polarisationsempfindlichkeit kann mit Hilfe eines Phasenschiebers und von zwei Attenuatoren im Empfangszweig durchgeführt werden. Für eine detaillierte Beschreibung dieses Verfahrens wird auf Beispiel 6 verwiesen.

Unter Festeinstellung ist zu verstehen, dass die Zirkularität der Spule(n) des Empfangszweiges vom Bediener des Kernresonanztomographen nicht mehr verändert werden kann. Eine solche Festeinstellung ist immer dann sinnvoll, wenn alle mit dieser Spule untersuchten Messobjekte ein ähnliches elektrisches Verhalten zeigen: mit einer festen Einstellung der Empfangssensitivität für die verschiedenen Polarisationszustände der emittierten MR-Signale wird eine maximale Sensitivität für die im VOI ursprünglich vorhandene lokale RCP-Polarisierung der von der präzedierenden Magnetisierung generierten MR-Signale erzielt. Eine feste Einstellung der Empfangssensitivität auf einen optimierten Wert kann beispielsweise im Fall von Kopfspulen in Betracht gezogen werden. Ein Vorteil dieses Verfahrens besteht darin, dass CP-Empfangsspulen und Arrays von CP-Empfangselementen mit sehr geringem Aufwand für die Durchführung dieses Verfahrens umgebaut werden können.

Nach einer besonders vorteilhaften Variante kann das erfindungsgemäße Verfahren die folgenden Schritte umfassen:

– Vorsehen einer CP-Spule oder eines Arrays von CP-Elementen, die/das im Empfangszweig des HF-Systems mit einem Empfangshybrid verbunden sind, das zwei parallele Empfangskanäle umfasst, wobei der ersten Empfangskanal den gesamten rechts zirkular polarisierten Signalanteil und der zweite Empfangskanal den gesamten links zirkular polarisierten Signalanteil aufzeichnet und an Ausgängen X4, X5 zur Verfügung stellt,
– Ablegen der rechts zirkular polarisierten Signale in einer ersten Rohdatenmatrix und der links zirkular polarisierten Signale in einer zweiten Rohdatenmatrix,
– Verarbeiten der Daten der ersten Rohdatenmatrix zu einem RCP-MR-Bild und der Daten der zweiten Rohdatenmatrix zu einem LCP-MR-Bild in einem Anlagerechner.

Die nach dem obigen Verfahren erhaltenen MR-Bilder, d.h. das LCP-MR-Bild und das RCP-MR-Bild, können erfindungsgemäß unter Anwendung eines mathematischen Algorithmus zu einem Gesamtbild kombiniert werden. Bei diesem Algorithmus kann es sich um eine quadratische Summation handeln.

Bei dieser Variante, die detailliert in Beispiel 7 erläutert wird, ist besonders vorteilhaft, dass viele im Stand der Technik verwendete CP-Empfangsspulen oder Arrays von CP-Elementen mit nur geringem Aufwand umgebaut werden können, um sie in diesem Verfahren einsetzen zu können. Ein weiterer Vorteil dieses Verfahrens besteht darin, dass der Empfangszweig von HF-Systemen des Stands der Technik üblicherweise einen Empfangshybrid mit zwei Empfangskanälen enthält, von denen aber nur der Kanal genutzt wird, der die RCP-Signale detektiert. Es gibt daher auch hinsichtlich des Empfangshybrids keine zusätzlichen Anforderungen an die Hardware. Durch die Nutzung beider Empfangskanäle kann ohne Verlängerung der Messzeit zusätzlich der LCP-Signalanteil detektiert werden. Durch die anschließende Kombination des LCP-MR-Bildes mit dem RCP-MR-Bild werden praktisch ohne Mehraufwand gleichmäßiger ausgeleuchtete Bilder mit höherem SNR erhalten.

Zusammenfassend basieren die verschiedenen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens auf mindestens einem der folgenden Schritte:

– Optimieren des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse unter Erhalt von fest eingestellten optimierten Werten,
– Optimieren des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse, wobei die Optimierung variabel in Abhängigkeit vom untersuchten Messobjekt durchgeführt wird,
– Optimieren der Empfangssensitivität für RCP-Signale und LCP-Signale unter Erhalt von fest eingestellten optimierten Werten,
– Detektieren des vollständigen RCP-Signalanteils und des vollständigen LCP-Signalanteils in getrennten Empfangskanälen eines Empfangshybrids.

Jeder dieser Schritte stellt für sich den wesentlichen Schritt eines erfindungsgemäßen Verfahrens dar, d.h. es wird entweder im Sendezweig oder im Empfangszweig eine der zuvor beschriebenen Optimierungen durchgeführt. Selbstverständlich umfasst die vorliegende Erfindung aber auch alle Verfahren, die sich durch die Kombination einer erfindungsgemäßen Optimierung im Sendezweig und einer erfindungsgemäßen Optimierung im Empfangszweig ergeben, wobei derartige Kombinationen und doppelte Optimierungen die bestmöglichen MR-Bilder ergeben. Unter diesem Gesichtspunkt ist die erfindungsgemäße Ausführungsform besonders bevorzugt, bei der der Polarisationszustand der eingestrahlten HF-Anregungspulse variabel in Abhängigkeit vom Messobjekt optimiert wird und bei der gleichzeitig der vollständige LCP-Signalanteil und der vollständige RCP-Signalanteil mit Hilfe paralleler Kanäle im Empfangshybrid unter Erhalt eines LCP-MR-Bildes und eines RCP-MR-Bildes detektiert werden, wonach die beiden MR-Bilder mit Hilfe eines geeigneten Algorithmus zu einem Gesamtbild kombiniert werden.

Nach einer weiteren bevorzugten Ausführungsform werden die MR-Bilder, die mit einer CP-Volumenspule als Sende- und Empfangsspule unter Anwendung eines der weiter oben beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren aufgenommen wurden, als Referenzbilder für die Normalisierung von MR-Bildern herangezogen, die mit beliebigen Oberflächen- oder Lokalspulen aufgenommen wurden.

Dieses erfindungsgemäße Verfahren zur Erzeugung von normalisierten MR-Bildern mit einer Lokalspule umfasst die folgenden Schritte:

a) Aufnehmen eines MR-Bildes eines interessierenden Volumens unter Durchführung eines der oben beschriebenen erfin dungsgemäßen Verfahren, wobei eine CP-Volumenspule als Sendespule und als Empfangsspule verwendet wird, unter Erhalt eines homogen ausgeleuchteten MR-Bildes, das als Referenzbild verwendet wird, dessen Voxel die Helligkeitswerte M_R(r) aufweisen,
b) Aufnehmen eines weiteren MR-Bildes desselben interessierenden Volumens, wobei dieselbe CP-Volumenspule wie in Schritt a) als Sendespule verwendet wird, die HF-Pulse emittiert, deren Polarisationszustand in gleicher Weise wie in Schritt a) optimiert wird, und wobei eine Lokalspule als Empfangsspule verwendet wird, unter Erhalt eines MR-Bildes, dessen Voxel die Helligkeitswerte M_L(r) aufweisen,
c) Ermitteln des Sensitivitätsprofils S(r) der Lokalspule, indem voxelweise der Quotient aus M_L(r) und M_R(r) berechnet wird,
d) Aufnehmen weiterer MR-Bilder, wobei dieselbe Lokalspule wie in Schritt b) als Empfangsspule verwendet wird,
e) Normalisieren der in Schritt d) aufgenommenen MR-Bilder, indem diese MR-Bilder voxelweise mit 1/S(r) multipliziert werden.

Nach einer bevorzugten Ausführungsform des Normalisierungsverfahrens wird in den Schritten b) und d) eine CP-Lokalspule als Empfangsspule verwendet und wird in den Schritten b) und d) die identische Optimierung der Empfangssensitivität dieser CP-Lokalspule gemäß einem der weiter oben beschriebenen Verfahren durchgeführt, die sich auf die Optimierung der Empfangssensitivität beziehen.

Zur Abdeckung des gesamten Untersuchungsvolumens wird vorteilhaft eine Reihe von 2D-Bildern oder ein 3D-Bild aufgenommen.

Eine detaillierte Beschreibung des erfindungsgemäßen Normalisierungsverfahrens ist in Beispiel 8 enthalten.

Insbesondere die Varianten der erfindungsgemäßen Verfahren, die eine Optimierung des Empfangszweiges zum Gegenstand haben, liefern ohne größere Änderungen an bereits bestehender Technik deutlich homogenere Bilder, was eine wesentliche Voraussetzung für eine gute Qualität der Bildnormalisierung darstellt.

Da die Veränderung des Polarisationszustands von HF-Strahlung in einem elektrisch aktiven Messobjekt um so stärker ausfällt, je stärker das Grundmagnetfeld B₀ ist, finden die erfindungsgemäßen Verfahren vorzugsweise Anwendung bei einer Stärke des Grundmagnetfeldes B₀ von 1,0 Tesla oder darüber, noch bevorzugter bei einem äußeren Magnetfeld von 2,0 Tesla oder darüber. Am vorteilhaftesten wird das Verfahren bei einer Stärke des Grundmagnetfeldes B₀ von 3,0 Tesla oder darüber durchgeführt.

Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist ferner ein Kernspintomograph zur Durchführung der erfindungsgemäßen Verfahren. Dieser Kernspintomograph weist ein HF-System auf, bei dem der Sendezweig mit einem fixen Phasenschieber und zwei Attenuatoren oder einem leistungsfesten einstellbaren Phasenschieber und zwei Attenuatoren und/oder der Empfangszweig mit einem leistungsfesten einstellbaren Phasenschieber und zwei Attenuatoren und/oder zwei Empfangskanälen zur simultanen Aufzeichnung der RCP-Signalanteile und der LCP-Signalanteile ausgerüstet ist, wobei der Kernspintomograph im Fall der variablen Optimierung des Polarisationszustands der HF-Signale im Sendezweig mit einer Steuerungssoftware ausgestattet ist.

Gegenstand der Erfindung ist schließlich eine CP-Lokalspule bzw. ein aus CP-Elementen bestehendes Spulen-Array, wobei die CP-Lokalspule bzw. jedes CP-Element des Spulen-Arrays eine Resonatorstruktur und eine integrierte Ansteuereinheit umfasst, wobei die Ansteuereinheit einen Sendezweig, der aus einem Sendehybrid besteht, und/oder einen Empfangszweig, der aus einem Empfangshybrid und gegebenenfalls einer Sen de/Empfangsweiche besteht, umfasst. Diese erfindungsgemäße CP-Lokalspule bzw. das erfindungsgemäße, aus CP-Elementen bestehende Spulen-Array ist dadurch gekennzeichnet, dass

– der Sendezweig zwei Sendesysteme umfasst, die zur Optimierung des Polarisationszustands der HF-Anregungspulse im Sendebetrieb einen verstellbaren Phasenschieber zur Einstellung der Phasenverschiebung β zwischen den Teilfeldern der beiden Sendesysteme und einen oder zwei verstellbare Attenuatoren zur Einstellung der Dämpfung a, b der Teilfelder der beiden Sendesysteme jeweils auf einen fest eingestellten oder variabel einstellbaren optimierten Wert umfassen, und/oder
– der Empfangszweig zwei Empfangssysteme umfasst, die zur Optimierung der Empfangssensitivität der CP-Lokalspule im Empfangsbetrieb einen verstellbaren Phasenschieber zur Einstellung der Phasenverschiebung β zwischen den Teilfeldern der beiden Empfangssysteme und einen oder zwei verstellbare Attenuatoren zur Einstellung der Dämpfung a, b der Teilfelder der beiden Sendesysteme jeweils auf einen fest eingestellten oder einen variabel einstellbaren optimierten Wert umfassen, und/oder
– der Empfangszweig zwei parallele Empfangskanäle umfasst, wobei der erste Empfangskanal den gesamten rechts zirkular polarisierten Signalanteil und der zweite Empfangskanal den gesamten links zirkular polarisierten Signalanteil aufzeichnet und zur Verfügung stellt.

Bei der oben genannten CP-Lokalspule bzw. dem aus CP-Elementen bestehenden Spulen-Array kann es sich erfindungsgemäß um eine reine CP-Sendespule, eine reine CP-Empfangsspule oder eine kombinierte CP-Sende/Empfangsspule handeln.

Die Erfindung wird im Folgenden anhand mehrerer Ausführungsbeispiele unter Bezugnahme auf die beigefügten Figuren veranschaulicht, von denen zeigen:
1 einen schematischen Ausschnitt aus dem HF-System,
2 die Ergebnisse von Vorversuchen, die mit Phantomen erhalten wurden, die mit Bayolöl oder einer Nickelsulfat-Lösung gefüllt sind,
3 eine auf die für den Sendebetrieb notwendigen Komponenten reduzierte Darstellung der Ansteuerungseinheit einer CP-Spule,
4 eine auf die für den Empfangsbetrieb notwendigen Komponenten reduzierte Darstellung der Ansteuerungseinheit einer CP-Spule,
5 eine Ansteuerungseinheit, mit der im Empfangsfall sowohl der LCP-Signalanteil als auch der RCP-Signalanteil detektiert wird,
In den Beispielen 1 bis 3 werden die Ergebnisse von Vorversuchen und die physikalischen Grundlagen der erfindungsgemäßen Verfahren dargestellt. In den Beispielen 4 bis 8 werden Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens beschrieben.
Beispiel 1:
Die Effekte, die die Grundlage der vorliegenden Erfindung bilden, wurden mit Hilfe kugelförmiger Phantome untersucht und nachgewiesen. Ein erstes Phantom enthält eine wässrige Nickelsulfatlösung als Substanz mit hoher elektrischer Permittivität. Ein zweites Phantom enthält Bayolöl als Substanz mit niedriger elektrischer Permittivität. Im Gegensatz zu Untersuchungen am menschlichen Körper, in dem Materialien mit unterschiedlichen elektrischen Eigenschaften, wie Blutgefäße, Muskel- und Fettgewebe, auf engstem Raum und in komplexer räumlicher Anordnung nebeneinander vorkommen, ermöglichen Phantome eine Untersuchung an einem einfachen Modell. Phantomuntersuchungen lassen somit zuverlässige Aussagen über zu untersuchende Phänomene zu.
Die Ergebnisse der Untersuchungen sind schematisch in 2 dargestellt.
Die Untersuchungen wurden in einem üblichen Magnetresonanztomographen durchgeführt. Ein Ausschnitt aus diesem Hochfrequenzsystem ist in 1 schematisch dargestellt. Der Ausschnitt zeigt einen Körperspulen-Kanalwähler 1, der ein Sendehybrid 2 (Tx-Hybrid), ein Empfangshybrid 5 (RX-Hybrid) und zwei Sende-Empfangsweichen 3, 4 enthält. Die vom HF-Leistungsverstärker (RFPA) generierten HF-Spannungen gelangen über den Eingang X1 in den Kanalwähler 1. Im Sendehybrid 2 werden die Spannungen derart auf die beiden Sendesysteme (0° und 90°) der Körperspule 6 verteilt, dass in der Körperspule ein B₁-Feld mit der gewünschten Zirkularität entsteht. Bevor die Signale über die Ausgänge X2 und X3 des Kanalwählers 1 an die Körperspule 6 gesendet werden, durchlaufen sie die beiden Sende-Empfangsweichen 3, 4, die dazu dienen, den Sendezweig und den Empfangszweig der Körperspule zu entkoppeln. Dadurch wird verhindert, dass im Sendebetrieb die hohen HF-Amplituden in den Empfangspfad gelangen und dass im Empfangsbetrieb Rauschen aus dem Sendepfad in den Empfangspfad gelangt. Die Körperspule 6 erzeugt die zirkular polarisierten HF-Felder zur Untersuchung der Phantome.
Die von den Phantomen emittierten MR-Signale werden von der Körperspule 6 detektiert. Das von den beiden Empfangssystemen der Körperspule empfangene Signal gelangt über die Eingänge X2 und X3 in den Kanalwähler 1. Nach Durchlaufen der Sende-Empfangsweichen 3, 4 durchläuft das empfangene Signal rauscharme Verstärker. Der Empfangshybrid 5 kombiniert die Signale der beiden Empfangssysteme der Körperspule (0° und 90°) mittels Phasenverschiebung derart, dass RC-polarisierte Signale am Ausgang X4 anliegen, die schließlich an die Rx-Kassetten, bei denen es sich um Empfangsmodule mit AD-Konvertern handelt, geschickt werden.
Für die hier beschriebene Laboruntersuchung wird die Polarisationsrichtung im Sendezweig durch Vertauschen der Kabel an den Ausgängen X2 und X3, die mit der Sendespule verbunden sind, gewechselt. Ein dort vorgenommener Wechsel der Polarisationsrichtung wechselt auch die Polarisationsempfindlichkeit im Empfangszweig. Eine Änderung des Polarisationszustands von RCP nach LCP ausschließlich des Sendezweigs lässt sich durch Vertauschen der Kabel am Ausgang des Sendehybrids 2 realisieren. 1 zeigt den Aufbau des Kanalwählers im Bereich des Empfangshybrids 5, wie er im Stand der Technik üblicherweise eingesetzt wird. Das LCP-Ausgangssignal bleibt normalerweise ungenutzt und wird in einem 50 Ω-Widerstand verbraucht. Erfindungsgemäß wird dieses ungenutzte LCP-Ausgangssignal des Empfangshybrids 5 aus dem Kanalwähler über einen Ausgang X5 (nicht dargestellt) herausgeführt und steht unmittelbar für die MR-Bilderzeugung zur Verfügung.
Es werden vier Versuche A1 bis B2 gemäß Tabelle I durchgeführt
Tabelle I
Die Untersuchung der Phantome erfolgt mit Hilfe einer Spinecho-Sequenz bei einer Echozeit TE von 15 ms und einer Bandbreite von 130 Hz/Pixel. Eine Körperspule diente sowohl für die Erzeugung der HF-Anregungspulse als auch für die Detektion der vom Messobjekt emittierten HF-Resonanzsignale.
Im Versuch A1 wird für das Bayolöl-Phantom eine homogene Ausleuchtung mit gleichmäßigem SNR erhalten. Die RCP-HF-Felder, mit der Protonen gemäß der Theorie angeregt werden können, sind räumlich homogen verteilt. Die Magnetisierung präzediert lokal RC-polarisiert, und die MR-Signale werden im Empfangszweig von dem Kanal, der für RC-polarisierte MR-Signale empfindlich ist, aufgezeichnet und nach ihrer Weiterverarbeitung das gleichmäßig ausgeleuchtete MR-Abbild des Phantoms ergeben.
Im Versuch A2 wird für das Bayol-Phantom die Polarisationsrichtung bzw. -empfindlichkeit im Sendezweig und im Empfangszweig gewechselt, d.h. die Sendespule generiert LCP-HF-Felder und im Empfangszweig werden nur die Signale detektiert, die LC-polarisiert sind. Auch hier wird das erwartete Ergebnis erhalten. Eine Anregung der Protonen des Bayol-Öls mit LCP-HF-Feldern ist nicht möglich, weil die Polarisation der HF-Strahlung nicht mit der Präzessionsbewegung der Protonen übereinstimmt. Das MR-Bild zeigt das übliche Rauschen, enthält aber keine Bildinformationen.
Das mit der Nickelsulfatlösung gefüllte Phantom verhält sich im Versuch B1 völlig anders: Bei Anregung mit RCP-HF-Feldern und Detektion mit einer Empfangsspule, die sensitiv für RC-polarisierte MR-Signale ist, weist das MR-Abbild des Phantoms einen vollständig abgeschatteten ringförmigen Randbereich auf. Für diesen Randbereich kann gefolgert werden, dass die RCP-HF-Anregungsfelder innerhalb des Phantoms so stark durch HF-Wirbelstrominduktion und Verschiebungsströme verzerrt werden, dass das lokale B₁-Feld am Ort der anzuregenden Protonen nicht mehr RC-polarisiert, sondern LC-polarisiert ist, so dass eine Kernanregung nicht stattfindet. Nach innen schließt sich ein besonders heller Ring an. Hier stimmt die Polarisation der HF-Anregungsstrahlung trotz der innerhalb des Phantoms stattfindenden Verzerrungen der Polarisation offensichtlich optimal mit der für die Kernanregung erforderlichen RC-Polarisation des lokalen Anregungsfeldes überein. Eine innere kreisförmige Fläche, die mit dem Umriss des Phantoms konzentrisch ist, zeigt dann wieder eine geringere Signalintensität: die lokalen RCP-B₁-Felder sind hier so stark, dass ein „Überdrehen" der lokalen Magnetisierung stattfindet, d.h. der Magnetisierungsvektor wird über die transversale Ebene hinaus antiparallel zum externen Magnetfeld gedreht. Die für die MR relevante transversale Magnetisierungsamplitude nimmt darum im Zentrum des Phantoms wieder ab. Grundsätzlich können zusätzlich zu Änderungen des Polarisationszustandes auch Änderungen der B₁-Feldamplitude auftreten, i.a. werden beide Effekte im Rahmen des inhomogenen Eindringverhaltens von HF-Feldern auftreten.
Im Versuch B2 wird das mit der Nickelsulfatlösung gefüllte Phantom mit der Sendespule in LCP-Konfiguration angeregt. Der Empfangsbereich ist sensitiv für LC-polarisierte Resonanzsignale. In diesem Fall weist das MR-Bild des Phantoms im Bereich einer großen zentralen Kreisfläche eine praktisch vollständige Abschattung auf, d.h. die Signalintensität ist hier Null, während der ringförmige Randbereich, der im Versuch B1 ohne Signal war, jetzt eine hohe Signalintensität liefert.
Die hohe Permittivität von Wasser begünstigt die Entstehung von dielektrischer Fokussierung, verursacht also Verschiebungsströme, die verglichen mit abschirmenden Wirbelströmen aber einen anderen Betrag, Phase und Verteilung haben. Diese Phänomene führen qualitativ zu einer Änderung der Amplitude, der Phase und damit des Polarisationszustands des B₁-Feldes, anders ausgedrückt wird das B₁-HF-Feld durch elektrisch aktive Substanzen verzerrt. Der Polarisationszustand des B₁-HF-Feldes im Messobjekt stimmt daher nicht mehr mit dem Polarisationszustand des B₁-HF-Feldes ohne Präsenz des Messobjektes überein. Bei einem Kugelphantom haben diese Effekte in erster Näherung Kugelsymmetrie, so dass sich im MR-Bild des Phantoms die beschriebene ringförmige Struktur ergibt.
Diese Effekte sind für einen unmittelbaren Vergleich in 2 für die Versuche 1A bis 2B schematisch dargestellt. Das Bayolölphantom, das zu keiner Verzerrung des Polarisationszustands des B₁-Feldes führt, ist bei RCP-HF-Anregung/Detektion gleichmäßig hell und bei LCP-HF-Anregung/Detektion unsichtbar. Das Phantom mit der Nickelsulfatlösung weist einen konzentrischen Intensitätsgang auf. Dort, wo mit LCP-HF-Anregung/Detektion ein Signal erhalten wird, bleibt das MR-Bild bei RCP-HF-Anregung/Detektion dunkel, und umgekehrt Das mit LCP-HF-Anregung und -Detektion erhaltene MR-Bild liefert im Fall von elektrisch aktiven Substanzen eine Bildinformation, die komplementär zu der Bildinformation ist, die bei RCP-HF-Anregung und -Detektion erhalten wird.
Beispiel 2
Die in Beispiel 1 beschriebenen Versuche wurden mit einem Torso-Phantom wiederholt, das einen schalenförmigen Bereich mit einer Natriumchloridlösung und einen mit Bayol gefüllten Kern umfasst. Dieses Phantom wird üblicherweise für die Justage von Lokalspulen verwendet, es stellt eine dem Körper vergleichbare elektrische Beladung des Spulensystems her und weist darüber hinaus mehr Struktur als die Kugeln auf. Die hierbei erhaltenen Ergebnisse stimmen mit den Ergebnissen aus Beispiel 1 vollständig überein. Die Grenze zwischen den verschiedenen Phantomflüssigkeiten wird scharfkantig dargestellt.
Beispiel 3
Die Untersuchungen aus Beispiel 2 am Torso-Phantom, das mit einer Natriumchloridlösung gefüllt ist, wurden mit einer anderen Spulenkombination wiederholt. Als Sendespule wurde wieder eine Körperspule verwendet. Als Empfangsspule diente eine linear polarisierte Oberflächenspule mit mehreren Elementen. Abgesehen von der zu erwartenden Einfaltung der Spulenprofile auf das Bild wurde hier ein ähnliches Verhalten wie in den Beispielen 1 und 2 mit der Körperspule als Empfangsspule erhalten. Die Bilder, die mit einer linear polarisierten Empfangsspule erzeugt wurden, zeigen, dass bei der Entstehung der LCP-HF-Bilder Phänomene zum Tragen kommen, die in der Sendephase, also in der Anregungsphase, stattfinden. Die Spulenprofile, die sich darüber überlagern, tragen zu den beobachteten Phänomenen nichts bei.
Beispiel 4:
Die im Rahmen der grundlegenden Experimente der Beispiele 1 bis 3 und theoretischer Überlegungen gewonnenen Erkenntnisse werden für eine optimierte MR-Anregung genutzt. Im Allgemeinen wird dabei die CP-Sendespule weder in reiner RCP-Konfiguration noch in reiner LCP-Konfiguration betrieben werden, um lokal ein (im Mittel) maximal RC-polarisiertes B₁-Feld zu generieren. Die praktische Realisierung eines Mischzustandes zwischen RCP- und LCP-Sendekonfiguration, die letztlich einer elliptisch polarisierten Sendekonfiguration entspricht, wird im Folgenden beschrieben.
3 zeigt eine auf die für den Sendebetrieb notwendigen Komponenten reduzierte Darstellung der Ansteuerungseinheit einer CP-Spule. Zusätzlich zu den aus 1 bekannten Bauteilen finden sich hier ein fest einstellbarer Phasenschieber 7 (Verschiebung um β) und zwei fest einstellbare Dämpfungsglieder 8, 9 (Attenuatoren, Dämpfung mit dem Faktor a bzw. b, d.h. I(0°)' = a·I(0) bzw. I(90°)' = b·I(90°)). Als Bauteile im Sendezweig müssen diese leistungsfest ausgeführt sein. In der einfachsten Realisierungsform besteht der Phasenschieber aus einer HF-Leitung mit einer definierten elektrischen Länge und die Attenuatoren aus definierten elektrischen Widerständen. Mit diesen drei Einstellgliedern lässt sich ein beliebiger Mischzustand aus RCP- und LCP-Polarisation generieren, wie die folgende Herleitung zeigt:
RCP-Sendekonfiguration: a = b = 1, β = 0. Daraus folgt mit dem HF-Strom I(t) = I₀ cos(ωt + φ): I0cos(ω·t + φ) + iI0sin(ω·t + φ) = I0exp(i(ω·t + φ))LCP-Sendekonfiguration: a = b = 1, β = 180° I0cos(ω·t + φ) – iI0sin(ω·t + φ) = I0cos(–ω·t – φ) + iI0sin(–ω·t – φ) = I0exp(–i(ω·t + φ))
Für eine Mischung (a, b, β beliebig) findet man:
Hierbei wurden vom 0°-System generierte Feldkomponenten entlang der reellen Achse der komplexen Koordinatenebene definiert und vom 90°-System generierte Feldkomponenten entlang der imaginären Achse. C_rcp und γ_rcp bezeichnen Amplitude und Phase des RCP-Anteils des Sendefeldes, C_lcp und γ_lcp des LCP-Anteils. Aus den Optimierungsgrößen C_rcp, C_lcp, γ_rcp und γ_lcp lassen sich mit diesem Zusammenhang eindeutig die Einstellgrößen a, b und β = φ_b – φ_a berechnen. Sie ergeben sich – durch Vergleich der komplexen Zahlen in Real- und Imaginärteil – aus den folgenden Gleichungen: a2 = Crcp 2 + Clcp 2 + 2 Crcp Clcp cos(γrcp + γlcp) b2 = Crcp 2 + Clcp 2 – 2 Crcp Clcp cos(γrcp + γlcp) tan φa = (Crcp cos γrcp + Clcp cos γlcp)/(Crcp sin γrcp – Clcp sin γlcp) tan φb = (Crcp cos γrcp – Clcp cos γlcp)/(Crcp sin γrcp + Clcp sin γlcp)
Geht man davon aus, dass alle mit der Sendespule untersuchten Objekte sich hinsichtlich des HF-Eindringverhaltens in ähnlicher Weise verhalten, kann man feste Werte für die Optimierungsgrößen und in Folge für die Einstellgrößen ermitteln, die in jedem Objekt eine effektivere Anregung ermöglichen als im Stand der Technik beschriebene CP-Spulen. Beispielsweise findet man im Kopf bei verschiedenen Patienten immer eine ähnliche geometrische Verteilung der elektrischen Eigenschaften, so dass dieses Verfahren bei Kopfspulen Erfolg verspricht.
Die Ermittelung der Optimierungsparameter kann beispielsweise iterativ erfolgen, d.h. für ein Objekt mit Modellcharakter, das in der Spule platziert wird, (z.B. hinsichtlich der elektrischen Eigenschaften einem Durchschnittskopf nachempfunden) werden nacheinander verschiedene Werte für die Optimierungsparameter eingestellt und die Effektivität und/oder die Homogenität der Anregung gemessen. Sobald ein Parametersatz mit höchster Effektivität gefunden ist, werden die zugehörigen Einstellparameter berechnet und in Form von einem fest eingestellten Phasenschieber und zwei fest eingestellten Attenuatoren technisch realisiert. Idealerweise wird während des Iterationsprozesses immer mit der gleichen Empfangskonfiguration gemessen.
Für die Messung der Effektivität kann das im Folgenden beschriebene Verfahren genutzt werden. Nach Setzen der Einstellparameter wird mittels eines MR-Experimentes die räumliche Verteilung des lokalen RCP-Feldes B⁺(r) vermessen. Entsprechende MR-Experimente sind in der Literatur bekannt (beispielsweise DE 103 54 941 A1 (2003)) und werden durch Bezugnahme in die vorliegende Anmeldung aufgenommen. Zusätzlich wird die zum Generieren des Feldes benötigte Leistung ermittelt. Das für eine solche Leistungsmessung notwendige Messgerät ist i.a. Teil eines MR-Scanners, es kann aber auch ein beliebiges externes Messgerät genutzt werden. Wichtig ist, dass sowohl die transmittierte Leistung P_fwd als auch die reflektierte Leistung P_rfl bestimmt werden können, so dass die für die Feldgeneration notwendige Leistung sich zu P = P_fwd – P_rfl ergibt. Die Messung kann auch separat in den beiden Teilsystemen der CP-Spule erfolgen, die notwendige Leistung ergibt sich dann zu P = P_0fwd + P_90fwd – P_0rfl – P_90rfl. Wenn die in der Antennenstruktur dissipierte Verlustleistung P_coil bekannt ist, kann alternativ die im Objekt verbleibende Leistung P_abs = P – P_coil zur Bewertung herangezogen werden. Effektiv ist die Anregung dann, wenn mit geringst nötigen Leistungsaufwand ein maximal mögliches MR-wirksames Feld generiert wird. Eine Bewertung kann z.B. derart erfolgen, dass der folgende Ausdruck maximiert wird:
W(r) stellt hier eine Wichtungsfunktion dar, die eine Gewichtung der aufgenommenen RCP-Feldamplitude in Abhängigkeit von der räumlichen Position ermöglicht. Beispielsweise ist es damit möglich, Bereiche, in denen kein Objekt vorhanden ist (z.B. die luftgefüllten Nebenhöhlen oder die den Körper umgebenden Raumbereiche) und in denen somit mittels MR keine sinnvollen Feldinformationen aufgenommen werden können (die MR-Bilder zeigen in diesen Bereichen lediglich Rauschen), von der Bewertung auszunehmen (d.h. W(r) = 0 in diesen Regionen). V steht für den Inhalt des VOI. Als Messgröße wird die Amplitude des RCP-Feldes nicht als Funktion der kontinuierlichen Variablen r, sondern auf einem diskreten Gitter mit den Gitterkoordinaten x, y und z ermittelt. In der Praxis wird darum kein Integral berechnet, sondern eine Summe der Form:
Die diskreten Variablen x, y und z laufen dabei über die durch das VOI definierten Voxel, N ist die Gesamtzahl der im VOI enthaltenen Voxel. In der Praxis wird die Summe bevorzugt mittels eines Computerprogramms berechnet.
Eine alternative Bewertung zielt auf ein möglichst homogenes Anregungsfeld im VOI. Dieses Bewertungskriterium kann durch den folgenden mathematischen Ausdruck beschrieben werden:
mit
Mit diesen Ausdrücken wird die Minimierung der Standardabweichung des RCP-Feldes im VOI beschrieben. Wiederum sind in der Praxis die Summen zu verwenden:
Wiederum kommt in der Praxis bevorzugt ein Computerprogramm zur Berechnung der Summen zum Einsatz. Natürlich kann auch eine Kombination aus den beiden Bewertungskriterien verwendet werden.
Neben dem zuvor beschriebenen iterativen Verfahren zur Bestimmung des optimalen Mischzustandes aus RCP- und LCP-Anregungskonfiguration kann ein zweites, direkteres Verfahren verwendet werden. Dieses Verfahren wird im Beispiel 5 im Zusammenhang mit einer variablen Optimierung beschrieben. Wenn man dieses Verfahren an dem zuvor beschriebenen Objekt mit Modellcharakter durchführt, können die damit ermittelten variablen Einstellparameter als Werte für die festen Einstellparameter im Sinne des Beispiels 4 benutzt werden.
Die in diesem Beispiel 5 beschriebene Vorgehensweise kann nicht nur in einfachen CP-Sendespulen gemäß 3, sondern auch in kombinierten Sende/Empfangsspulen gemäß 1 zur Anwendung kommen. Zu beachten ist, dass der Phasenschieber 7 und die Attenuatoren 8, 9 zwischen Sendehybrid 2 und Sende/Empfangsweichen 3, 4 geschaltet werden, damit lediglich der Sendepfad der Spule 6, nicht aber der Empfangspfad modifiziert wird. Die Optimierung des Empfangspfades wird separat ausgeführt.
Bei Sendespulen, die aus mehr als einem CP-Element bestehen, werden die einzelnen Elemente nacheinander in der beschriebenen Weise optimiert.
Beispiel 5:
Wenn mit einer CP-Sendespule Objekte mit unterschiedlichem elektrischen Verhalten untersucht werden, kann mit einer festen Einstellung des Mischzustandes zwischen RCP- und LCP-Anregungskonfiguration nicht in allen Fällen ein optimiertes lokales RCP-Feld erreicht werden. Beispielsweise ist das bei der Körperspule der Fall, in der sowohl Kleinkinder als auch Erwachsene untersucht werden. Hier muss für jede Beladungssituation der Spule individuell die Optimierung des Mischzustandes ermittelt werden. Grundsätzlich wäre das auch in diesem Fall iterativ möglich, d.h. mit dem in Beispiel 4 beschriebenen Verfahren. Allerdings ist das Verfahren zeitaufwändig und erfordert umfangreiche Interaktion mit dem Benutzer. Ein bevorzugtes Verfahren soll die Optimierung in automatisierter Weise vornehmen.
Zu diesem Zweck ist notwendig, die in 3 dargestellten festen Einstellglieder durch variable, von der MR-Anlage einstellbare zu ersetzen. D.h. sowohl die Dämpfungswerte a und b als auch die Phasenverschiebung β lassen sich in weiten Grenzen durch Steueranweisungen der MR-Anlage auf definierte Werte setzen. Die Ermittelung des optimierten Mischzustandes wird im Folgenden beschrieben.
Zunächst wird das in der RCP-Konfiguration (a = 1, b = 1, β = 0) der Sendeantenne generierte lokale RCP-Feld ortsaufgelöst mittels eines MR-Verfahrens gemessen. Neben der Amplitude B⁺ _rcp(r) kann aus den Messdaten auch die Phase α⁺ _rcp(r) ermittelt werden. Gleichzeitig wird die für die Generierung dieses Feldes benötigte Leistung P_rcp wie in Beispiel 4 beschrieben gemessen. Danach wird das in der LCP-Konfiguration (a = 1, b = 1, β = 180°) der Sendeantenne generierte lokale RCP-Feld ortsaufgelöst in Amplitude B⁺ _lcp(r) und Phase α⁺ _lcp(r) sowie die benötigte Leistung P_lcp gemessen. Die Messgrößen B⁺ _rcp(r), B⁺ _lcp(r), α⁺ _rcp(r), α⁺ _lcp(r), P_rcp und P_lcp stellen die Grundlage der Optimierung dar.
Bei der Einstellung eines Mischzustandes von RCP- und LCP-Sendekonfiguration mit den Amplituden C_rcp und C_lcp sowie den Phasen γ_rcp und γ_lcp wird das folgende Anregungsfeld generiert: B+(r →) = cRCPexp(iγRCP)B+RCP (r →)exp(iα+RCP (r →)) + cLCPexp(iγLCP)B+LCP (r →)exp(iα+LCP (r →))wofür die Leistung P = C_rcp P_rcp + C_lcp P_clp benötigt wird. Analog zum Ausführungsbeispiel 1 kann es z.B. das Ziel sein, mit geringst nötigem Leistungsaufwand ein maximal mögliches MR-wirksames Feld zu generieren. Um dies zu erreichen, muss wieder der folgende Ausdruck maximiert werden:
Verfahren zur Berechnung der Parameter, die diese Bedingung erfüllen, sind in der Literatur bekannt (z.B. Simplex-Verfahren, vgl. Siegmund Brandt „Datenanalyse" BI Wissenschaftsverlag, 1992). Als Resultat einer solchen – bevorzugt mittels eines Computerprogramms durchgeführten – Rechnung erhält man einen Satz von optimalen Parametern C_rcp ^Opt, C_lcp ^Opt, γ_rcp ^Opt und γ_lcp ^Opt. Wie in Beispiel 4 beschrieben lassen sich daraus die zur Realisierung des Mischzustandes notwendigen Einstellparameter berechnen.
Zusammenfassend sind die folgende Schritte notwendig, um für jedes Objekt die optimale Mischung aus RCP- und LCP-Sendekonfiguration zu erreichen:

1. Bereitstellen der geeigneten Hardware
2. Messung des lokalen RCP-Feldes und der notwendigen Leistung in RCP-Sendekonfiguration
3. Messung des lokalen LCP-Feldes und der notwendigen Leistung in LCP-Sendekonfiguration
4. Ermittelung des optimalen Mischzustandes
5. Berechnung der Einstellparameter
6. Setzen der Einstellparameter in den Einstellgliedern und Verwendung dieser Einstellungen in den folgenden Messungen

All diese Schritte können im Rahmen eines Justagevorgangs automatisiert ablaufen. Bei einer Änderung der von der Spule gesehenen elektrischen Eigenschaften des Objektes (z.B. Verschiebung des Objektes relativ zur Spule) ist eine Wiederholung dieses Vorgangs notwendig.
Alternative Optimierungskriterien können in gleicher Weise angewendet werden. Steht beispielsweise ein möglichst homogenes Anregungsfeld im Fokus, kann der Ausdruck
minimiert werden, wobei wieder
gilt. Das Vorgehen zur Bestimmung des optimierten Mischzustandes und der Berechnung der Einstellparameter sowie deren Verwendung ist analog zum zuvor beschriebenen Vorgehen. Auch hier ist die Verwendung von Kombinationen der Optimierungskriterien vorstellbar.
Beispiel 6:
In Beispielen 4 und 5 wurde eine Optimierung des Sendefeldes beschrieben. Beispiel 6 betrifft die Optimierung der Sensiti vität einer Empfangsspule bzw. einer kombinierten Sende/Empfangsspule im Empfangsbetrieb auf die von der präzedierenden Magnetisierung generierten MR-Signale. Dazu wird es im allgemeinen notwendig sein, die CP-Empfangsspule weder in einer reinen RCP-Konfiguration noch in einer reinen LCP-Konfiguration zu betreiben, um für die lokal im VOI generierten MR-Signale maximal empfindlich zu sein. Die praktische Realisierung eines optimierten Mischzustandes der Empfangskonfiguration wird im Folgenden beschrieben.
4 zeigt eine auf die für den Empfangsbetrieb notwendigen Komponenten reduzierte Darstellung der Ansteuerungseinheit einer CP-Spule. Analog zur optimierten Sendespule finden sich neben den Standardkomponenten ein fest einstellbarer Phasenschieber 7 und zwei fest einstellbare Dämpfungsglieder 8, 9. Mit diesen drei Einstellgliedern lässt sich am Ausgang des Empfangshybrids 5 die Sensitivität auf einen beliebigen Mischzustand aus RCP- und LCP-Signalen maximieren. Die am Ausgang anliegende Spannung U beträgt U = a U0 cos(ω t + φ0) + b U90 sin(ω t + φ90 + β)
U₀ cos(ω t + φ₀) ist dabei die im 0°-Empfangssystem induzierte Signalspannung, U₉₀ cos(ω t + φ₉₀) die im 90°-System induzierte. Jedes Volumenelement des Untersuchungsobjektes kann im allgemeinen zu unterschiedlichen Werten von U₀, U₉₀, φ₀ und φ₉₀ führen, die Gesamtspannung U ergibt sich dann als Integral über die Beiträge aller Elemente.
In einer reinen RCP-Empfangskonfiguration gilt a = b = 1 und β = 0. In diesem Fall ist die Antenne maximal sensitiv auf unverzerrte reine RCP-MR-Signale, für die U₀ = U₉₀ und φ₀ = φ₉₀ gilt: U = 2 U₀ cos(ω t + φ₀). Gleichzeitig ist die Antenne unempfindlich auf reine LCP-MR-Signale, für die U₀ = U₉₀ und φ₀ = φ₉₀ + π gilt: U = 0. In umgekehrter Form gilt dies für eine reine LCP-Empfangskonfiguration mit a = b = 1 und β = 180°.
Durch Variation der Einstellparameter a, b und β kann die maximale Sensitivität auf einen beliebigen Mischzustand der Polarisation erreicht werden. Wie im Sendefall gilt, dass man für Objekte, die sich hinsichtlich des HF-Eindringverhaltens in ähnlicher Weise verhalten, einen optimalen Mischzustand ermitteln und damit optimale Einstellgrößen bestimmen kann. Die Ermittelung kann beispielsweise iterativ erfolgen, d.h. für ein Objekt mit Modellcharakter, das in der Spule platziert wird, werden nacheinander verschiedene Einstellparameter gesetzt und die Güte der Empfangseigenschaften bewertet. Sobald ein Parametersatz mit höchster Güte gefunden ist, wird er in Form eines fest eingestellten Phasenschiebers und zwei fest eingestellten Attenuatoren technisch realisiert. Idealerweise wird während des Iterationsprozesses immer mit der gleichen Sendekonfiguration gemessen.
Die Güte der Empfangseigenschaften kann auf Grundlage der ortsaufgelösten Messung des SNR bestimmt werden. Geeignete Messverfahren sind in der Literatur bekannt. Beispielsweise können im Untersuchungsvolumen eine Reihe von Spin-Echo-Bildern aufgenommen werden, sowie reine Rauschbilder (Aufnahme mittels der identischen Spin-Echo-Sequenz, bei der die HF-Pulsamplituden zu Null gesetzt werden) und in einem Nachverarbeitungsschritt das Signal jedes Voxels durch den ermittelten mittleren Rauschenpegel (z.B. Standardabweichung der Rauschbilder) dividiert werden.
Beispielsweise kann das mittlere SNR als Maß für die Güte herangezogen werden:
Über die Wichtungsfunktion können wieder Bildbereiche ohne Informationsgehalt ausgeblendet werden. In der Praxis wird die Berechnung der korrespondierenden Summen über die Voxel benötigt:
Die diskreten Variablen x, y und z laufen dabei über die durch das VOI definierten Voxel. In der Praxis wird die Summe bevorzugt mittels eines Computerprogramms berechnet.
Alternativ kann ein homogenes SNR als Gütemaß verwendet werden:
Mit diesen Ausdrücken wird die Minimierung der Standardabweichung des SNR im VOI beschrieben. Wiederum sind in der Praxis die Summen zu verwenden:
Wiederum kommt in der Praxis bevorzugt ein Computerprogramm zur Berechnung der Summen zum Einsatz. Natürlich kann auch eine Kombination aus den beiden Bewertungskriterien verwendet werden.
Bei Empfangsspulen, die aus mehr als einem CP-Element bestehen, werden die einzelnen Elemente nacheinander in der beschriebenen Weise optimiert.
Beispiel 7:
Analog zu Beispiel 5 kann bei einer optimierten CP-Empfangsspule mit variablen Einstellgliedern gearbeitet werden, um auch für elektrisch unterschiedliche Objekte jeweils die optimale Empfangssensitivität zu erhalten. Jedoch bietet sich eine einfachere und zugleich universellere Lösung an, die im Folgenden beschrieben wird.
Das Empfangshybrid 5 stellt an seinen beiden Ausgängen X4 und X5 zwei Signale zur Verfügung (siehe 5): U1 = U0 cos(ω t + φ0) + U90 sin(ω t + φ90) U2 = U0 cos(ω t + φ0) – U90 sin(ω t + φ90)
Im Falle eines reinen RCP-Signals ist nur U₁ von Null verschieden, U₂ enthält keine Signalinformation. Aus diesem Grund wird bei CP-Spulen im Stand der Technik das Signal U₂ nicht genutzt (siehe 1). Sind allerdings aufgrund der Verzerrung des MR-Signals durch ein elektrisch aktives Objekt LCP-Signalkomponenten präsent, führt dies zu von Null verschiedenen Signalinformationen U₂. Zur vollständigen Aufnahme sämtlicher Signalkomponenten ist darum lediglich notwendig, beide vom Empfangshybrid 5 zur Verfügung gestellten Signalbeiträge zu detektieren und geeignet zu einem Bild zu kombinieren.
Beispielsweise werden die beiden Signale auf separaten Empfangskanälen X4, X5 zu getrennten Rx-Kassetten geführt, so dass die Signale mit zwei AD-Wandlern simultan aufgenommen werden können. Während der Bildaufnahme mit der CP-Spule 6 mittels eines beliebigen MR-Verfahrens werden so anstelle von einem Zeitdatensatz im Stand der Technik nun zwei Zeitdatensätze generiert. Diese können z.B. individuell per Fouriertransformation in den Ortsraum überführt werden und dann, z.B. per quadratischer Summation, zu einem resultierenden Bild zusammengesetzt werden. Bei der quadratischen Summation werden die Bildinformationen der beiden Einzelbilder S₁(r) und S₂(r) gemäß folgender Rechenvorschrift zu einem Gesamtbild S(r) kombiniert:
Im Gegensatz zum Stand der Technik enthält dieses Bild nicht nur die Signalkomponenten, die von einer CP-Empfangsspule in RCP-Konfiguration detektiert werden, sondern zusätzliche die in LCP-Konfiguration detektierten Signalanteile. Aufgrund der eingangs erwähnten Komplementarität der Signalbeiträge weist das kombinierte Bild eine deutlich homogenere Ausleuchtung auf.
Zusammenfassend umfasst dieses erfindungsgemäße Verfahren, sofern das Empfangshybrid 5 zwei Empfangskanäle X4, X5 aufweist, die folgenden Schritte:

1. Simultane, aber separate Aufnahme der an den beiden Ausgängen des Empfangshybrids 5 anliegenden Zeitsignale während des MR-Experimentes,
2. Separate Fouriertransformation der beiden Zeitdatensätze, Generierung zweier separater Bilder,
3. Kombination der Bilder.

Der wesentliche Schritt ist hier, dass zwei Empfangssignale einer CP-Empfangsspule genutzt werden.
Beispiel 8:
Dieses Beispiel betrifft ein erfindungsgemäßes Normalisierungsverfahren, bei dem die in den Beispielen 4 bis 7 beschriebene Verfahren zur Erzielung einer homogeneren Bildhelligkeit genutzt werden. Im Idealfall wird das Normalisierungsverfahren so durchgeführt, dass wie in Beispiel 5 beschrieben ein homogenes Anregungsfeld und wie in Beispiel 7 beschrieben eine homogene Ausleuchtung im Empfangsfall erhalten wird. Als einfachere Variante kann das Verfahren auf die Nutzung der homogeneren Ausleuchtung gemäß Beispiel 7 beschränkt werden.
Bei Aufnahmen mit lokalen Empfangsspulen (Oberflächenspulen, nicht beschränkt auf CP-Spulen) findet man im allgemeinen eine deutlich von der Position des Voxels relativ zur Spule abhängige Bildhelligkeit. Grund dafür ist das bei Oberflächenspulen implizit inhomogene Sensitivitätsprofil S(r): in unmittelbarer Nähe der Spule findet man eine hohe Sensitivität/Bildhelligkeit, bei größerer Distanz eine geringere Sensitivität/Bildhelligkeit. Aus diesem Grund werden im Stand der Technik häufig Normalisierungsverfahren genutzt, die zu einer gleichmäßigen Bildausleuchtung führen sollen.
Bei einer Art von Normalisierungsverfahren wird die Information der mit den Oberflächenspulen aufgenommenen Bilder genutzt, um durch geeignete Filteralgorithmen das Sensitivitätsprofil zu ermitteln und durch Multiplikation der Bildinformation mit 1/S(R) eine gleichmäßige Bildausleuchtung zu erhalten.
Bessere Resultate erzielt man im Allgemeinen mit einer zweiten Art von Normalisierungsverfahren, bei dem in einem Justageschritt zunächst das Sensitivitätsprofil S(r) ermittelt wird. Dazu wird das gleiche Bild einmal mit der/den Oberflächenspulen empfangen und einmal als Referenzbild mit einer Volumenspule, d.h. einer Spule, bei der das S(r) nahezu konstant ist. Bevorzugt wird eine Reihe von 2D-Bildern oder ein 3D-Bild aufgenommen, um das gesamte Untersuchungsvolumen abzudecken. Die Sendespule ist in beiden Fällen identisch. Als Volumenspule wird häufig die Ganzkörperspule genutzt, da diese fest in die MR-Anlage eingebaut ist und das gesamte Bildgebungsvolumen ausleuchtet. Ganzkörperspulen sind in den heutigen MR-Anlagen zumeist als CP-Spulen ausgeführt. Aus dem Quotienten der beiden aufgenommenen Bilder MO(r) und MR(r) lässt sich unmittelbar S(r) = MO(r)/MR(r) der Oberflächenspule ermitteln. Nach dem Justageschritt mit der Oberflä chenspule aufgenommene Bilder werden durch voxelweise Multiplikation mit 1/S(r) normalisiert, d.h. hinsichtlich der Bildhelligkeit homogenisiert.
Voraussetzung für die Durchführung dieses Normalisierungsverfahrens ist, dass mit der Volumenspule im gesamten Untersuchungsvolumen eine homogene Ausleuchtung erhalten wird. Diese Voraussetzung ist im Hochfeldbereich im allgemeinen nicht erfüllt: aufgrund der Verzerrung des Polarisationzustandes bei Präsenz von elektrisch aktiven Materialien, die für verschiedene Positionen im Objekt unterschiedlich ausfallen kann, wird mit einer CP-Volumenspule im Stand der Technik ein Bild mit suboptimaler Homogenität der Ausleuchtung aufgenommen. Damit wird ein falsches Resultat für S(r) ermittelt und die Bildqualität des normalisierten Bildes im Vergleich zu einem nicht normalisierten ggf. sogar verschlechtert.
Mit einer CP-Volumenspule, die die erfindungsgemäßen Merkmale gemäß Beispiel 7 besitzt, kann diesem Problem erfolgreich begegnet werden. Dazu wird das Referenzbild simultan mit RCP-Sensitivität und LCP-Sensitivität der CP-Spule aufgenommen und diese Bilder wie beschrieben kombiniert. In dieser Weise werden sämtliche MR-Signale detektiert, und auch Regionen des Objektes ausgeleuchtet, die aufgrund der Verzerrung des Polarisationszustandes der dort generierten MR-Signale mit einer herkömmlichen CP-Spule nicht oder mit reduzierter Helligkeit abgebildet werden. Auf Grundlage des kombinierten Referenzbildes kann das Sensitivitätsprofil der Oberflächenspule mit hoher Genauigkeit ermittelt und damit eine gute Bildqualität normalisierter Bilder erreicht werden.
Bei der Aufnahme des Referenzbildes kann der Fall eintreten, dass, bei Verwendung einer CP-Spule im Stand der Technik zur Anregung, in Teilen des Untersuchungsvolumens aufgrund der Verzerrung des Polarisationszustandes kein oder nur ein kleines lokales RCP-Feld generiert wird. In Folge genügt das lo kale SNR ggf. nicht mehr für eine zuverlässige Bestimmung des Quotienten MO(r)/MR(r).
Mit einer CP-Sendespule gemäß Beispiel 4 oder 5 kann im gesamten Untersuchungsvolumen ein homogeneres Anregungsfeld generiert werden: die in dieser Weise aufgenommenen Bilder MO(r) und MR(r) sind somit als Grundlage der Berechnung des Sensitivitätsprofils deutlich besser geeignet.
Zusammenfassend umfasst dieses Normalisierungsverfahren die folgenden Schritte:

1. Aufnahme eines Bildes mit einer Oberflächenspule zum Empfang der Signale und mit einer (optimierten) CP-Sendespule zur Anregung,
2. Aufnahme des gleichen Bildes als Referenz mit der identischen (optimierten) Anregung der CP-Spule und Nutzung beider Empfangssignale,
3. Berechnung des Sensitivitätsprofils der Oberflächenspule aus den beiden aufgenommenen Bildern,
4. Normalisierung weiterer mit der Oberflächenspule aufgenommenen Bilder mittels des berechneten Sensitivitätsprofils

Claims

Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren, das folgende Schritte umfasst: – Einbringen eines Messobjekts in einen Magnetresonanztomographen, in dem ein homogenes Magnetfeld B →₀ anliegt, – Einstellen der Parameter einer durchzuführenden Messsequenz, die beispielsweise unter Spinechosequenzen, Gradientenechosequenzen und Mischformen derartiger Sequenzen ausgewählt wird, – Durchführen der Messung unter Anwendung der Messsequenz, wobei die Messung im Sendebetrieb die Anregung der Kernspins im Messobjekt mit HF-Anregungspulsen, die von einer Sendespule (6) erzeugt werden, und im Empfangsbetrieb die Detektion der vom Messobjekt emittierten HF-Kernresonanzsignale mit einer Empfangsspule (6) umfasst, wobei das Spulensystem aus einer kombinierten Sende/Empfangsspule oder aus einer Sendespule in Kombination mit einer separaten Empfangsspule besteht, – Verarbeiten der von der Empfangsspule detektierten Signale zu einem MR-Bild, dadurch gekennzeichnet, a) dass im Sendebetrieb eine CP-Sendespule (6) bzw. ein aus CP-Elementen bestehendes Sende-Array verwendet wird, die/das aus mindestens zwei separaten Sendesystemen besteht, von denen jedes Sendesystem ein zeitlich oszillierendes linear polarisiertes Magnetfeld erzeugt, und dass die Phasenbeziehung der von den Sendesystemen emittierten linear polarisierten Magnetfelder zueinander so eingestellt wird, dass das durch Überlagerung dieser Teilfelder erzeugte Summenfeld im interessierenden Volumen lokal am Ort der anzuregenden Kernspins eine rechts zirkular polarisierte Magnetfeldkomponente mit maximaler Amplitude aufweist, und/oder b) dass im Empfangsbetrieb eine CP-Empfangsspule (6) bzw. ein aus CP-Elementen bestehendes Empfangs-Array (6) verwendet wird, die/das aus mindestens zwei separaten Empfangssystemen besteht, und dass die Empfangssensitivität der Empfangssysteme für die von den magnetischen Dipolen emittierten Resonanzsignale so eingestellt wird, dass ein maximaler Anteil der vom Messobjekt emittierten rechts zirkular polarisierten Signalanteile und ein maximaler Anteil der vom Messobjekt emittierten links zirkular polarisierten Signalanteile detektiert wird, mit der Maßgabe, dass die von der CP-Sendespule (6) emittierten HF-Anregungspulse vor dem Eindringen in das Messobjekt weder linear polarisiert noch rechts zirkular polarisiert sind, wenn nur Schritt a) durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Optimierung des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse so durchgeführt wird, dass innerhalb des VOI ein hoher und gleichzeitig über das VOI möglichst konstanter RCP-Anteil erhalten wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Optimierung des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse so durchgeführt wird, dass innerhalb einer bestimmten Region des VOI, wie eines Körperorgans, beispielsweise des Abdomens, ein RCP-Feld mit maximaler Amplitude erhalten wird.
Verfahren nach Anspruch 3, das folgende Schritte umfasst: a) Festlegen von N interessierenden Regionen des VOI, wobei N eine ganze Zahl ist, b) Optimieren des Polarisationszustands der eingestrahlten HF-Pulse für eine erste Region und Aufnehmen eines ersten MR-Bildes, c) Wiederholen von Schritt b) für die übrigen (N-1) Regionen d) Kombinieren dieser MR-Bilder zu einem einzigen MR-Bild unter Erhalt eines MR-Bildes, dessen Informationsgehalt der Vereinigungsmenge der Einzelbilder entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Polarisationszustand der HF-Anregungspulse im Sendebetrieb mit einem fest einstellbaren Phasenschieber (7) zur Einstellung der Phasenverschiebung β zwischen den Teilfeldern der verschiedenen Sendesysteme und mit zwei fest einstellbaren Attenuatoren (8, 9) zur Einstellung der Dämpfung a bzw. b der Teilfelder der verschiedenen Sendesysteme auf einen festen optimierten Wert eingestellt wird.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Polarisationszustand der von der CP-Spule (6) oder dem Array von CP-Elementen (6) im Sendebetrieb emittierten HF-Pulse mit Hilfe der Einstellglieder für die Größen a, b und β unter Verwendung eines leistungsfesten Phasenschiebers (7), eines oder mehrerer Attenuatoren (8, 9) und einer Steuersoftware variabel in Abhängigkeit vom untersuchten Messobjekt eingestellt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 und 6, dadurch gekennzeichnet, dass die feste oder die variable Einstellung eines optimierten Polarisationszustands der HF-Pulse durchgeführt wird, indem im Sendezweig des HF-Systems die Dämpfungswerte a und b und die Phasenverschiebung β unter sukzessivem Aufnehmen mehrerer MR-Bilder so lange iterativ variiert werden, bis das erhaltene MR-Bild homogen ausgeleuchtet ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 und 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Optimierung des Polarisationszustands der HF-Pulse unter Anwendung eines mathematischen Optimierungsverfahrens erfolgt, mit dem die Einstellglieder für die Größen a, b und β optimiert werden.
Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass im Empfangszweig die Polarisationsempfindlichkeit der CP-Spule (6) oder des Arrays von CP-Elementen (6) auf einen festen optimierten Wert eingestellt wird.
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die feste Einstellung der optimierten Polarisationsempfindlichkeit mit Hilfe eines Phasenschiebers (7) und von zwei Attenuatoren (8, 9) durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, das folgende Schritte umfasst: – Vorsehen einer CP-Spule (6) oder eines Arrays von CP-Elementen (6), die/das im Empfangszweig des HF-Systems mit einem Empfangshybrid (5) verbunden sind, das zwei parallele Empfangskanäle umfasst, wobei der ersten Empfangskanal den gesamten rechts zirkular polarisierten Signalanteil und der zweite Empfangskanal den gesamten links zirkular polarisierten Signalanteil aufzeichnet und an Ausgängen X4, X5 zur Verfügung stellt, – Ablegen der rechts zirkular polarisierten Signale in einer ersten Rohdatenmatrix und der links zirkular polarisierten Signale in einer zweiten Rohdatenmatrix, – Verarbeiten der Daten der ersten Rohdatenmatrix zu einem RCP-MR-Bild und der Daten der zweiten Rohdatenmatrix zu einem LCP-MR-Bild in einem Anlagerechner.
Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das LCP-MR-Bild und das RCP-MR-Bild unter Anwendung eines mathematischen Algorithmus zu einem Gesamtbild kombiniert werden.
Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei dem Algorithmus um eine quadratische Summation handelt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das äußere homogene Magnetfeld eine Feldstärke von mindestens 1 Tesla, vorzugsweise mindestens 2 Tesla und am bevorzugtesten mindestens 3 Tesla aufweist.
Verfahren zur Erzeugung von normalisierten MR-Bildern mit einer Lokalspule, dass folgende Schritte umfasst: a) Aufnehmen eines MR-Bildes eines interessierenden Volumens unter Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 oder 12 bis 14, wobei eine CP-Volumenspule als Sendespule und als Empfangsspule verwendet wird, unter Erhalt eines homogen ausgeleuchteten MR-Bildes, das als Referenzbild verwendet wird, dessen Voxel die Helligkeitswerte MR(r) aufweisen, b) Aufnehmen eines weiteren MR-Bildes desselben interessierenden Volumens, wobei dieselbe CP-Volumenspule wie in Schritt a) als Sendespule verwendet wird, die HF-Pulse emittiert, deren Polarisationszustand in gleicher Weise wie in Schritt a) optimiert wird, und wobei eine Lokalspule als Empfangsspule verwendet wird, unter Erhalt eines MR-Bildes, dessen Voxel die Helligkeitswerte M_L(r) aufweisen, c) Ermitteln des Sensitivitätsprofils S(r) der Lokalspule, indem voxelweise der Quotient aus M_L(r) und M_R(r) berechnet wird, d) Aufnehmen weiterer MR-Bilder, wobei dieselbe Lokalspule wie in Schritt b) als Empfangsspule verwendet wird, e) Normalisieren der in Schritt d) aufgenommenen MR-Bilder, indem diese MR-Bilder voxelweise mit 1/S(r) multipliziert werden.
Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass in den Schritten b) und d) eine CP-Lokalspule als Empfangsspule verwendet wird und dass in den Schritten b) und d) die identische Optimierung der Empfangssensitivität dieser CP-Lokalspule gemäß Anspruch 1 oder gemäß einem der Ansprüche 9 bis 14 durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 15 oder 16, dadurch gekennzeichnet, dass zur Abdeckung des gesamten Untersuchungsvolumens eine Reihe von 2D-Bildern oder ein 3D-Bild aufgenommen wird.
Kernspintomograph zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 17.
Kernspintomograph nach Anspruch 18, dessen HF-System im Sendezweig mit einem fixen Phasenschieber (7) und zwei Attenuatoren (8, 9) oder einem leistungsfesten einstellbaren Phasenschieber (7) und zwei Attenuatoren (8, 9) und/oder im Empfangszweig mit einem leistungsfesten einstellbaren Phasenschieber (7) und zwei Attenuatoren (8, 9) und/oder zwei Empfangskanälen zur simultanen Aufzeichnung der RCP-Signalanteile und der LCP-Signalanteile ausgerüstet ist, wobei der Kernspintomograph im Fall der variablen Optimierung des Polarisationszustands der HF-Signale im Sendezweig und/oder der variablen Optimierung der Polarisationsempfindlichkeit der CP-Spulen im Empfangszweig mit einer Steuerungssoftware ausgestattet ist.
CP-Lokalspule (6) bzw. ein aus CP-Elementen bestehendes Spulen-Array (6), wobei die CP-Lokalspule (6) bzw. jedes CP-Element des Spulen-Arrays (6) eine Resonatorstruktur und eine integrierte Ansteuereinheit umfasst, wobei die Ansteuereinheit einen Sendezweig, der aus einem Sendehybrid (2) besteht, und/oder einen Empfangszweig, der aus einem Empfangshybrid (5) und gegebenenfalls einer Sende/Empfangsweiche (3, 4) besteht, umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass – der Sendezweig zwei Sendesysteme umfasst, die zur Optimierung des Polarisationszustands der HF-Anregungspulse im Sendebetrieb einen verstellbaren Phasenschieber (7) zur Einstellung der Phasenverschiebung β zwischen den Teilfeldern der beiden Sendesysteme und einen oder zwei verstellbare Attenuatoren (8, 9) zur Einstellung der Dämpfung a, b der Teilfelder der beiden Sendesysteme jeweils auf einen fest eingestellten oder variabel einstellbaren optimierten Wert umfassen, und/oder – der Empfangszweig zwei Empfangssysteme umfasst, die zur Optimierung der Empfangssensitivität der CP-Lokalspule (6) im Empfangsbetrieb einen verstellbaren Phasenschieber (7) zur Einstellung der Phasenverschiebung β zwischen den Teilfeldern der beiden Empfangssysteme und einen oder zwei verstellbare Attenuatoren (8, 9) zur Einstellung der Dämpfung a, b der Teilfelder der beiden Sendesysteme jeweils auf einen fest eingestellten oder einen variabel einstellbaren optimierten Wert umfassen, und/oder – der Empfangszweig zwei parallele Empfangskanäle umfasst, wobei der erste Empfangskanal den gesamten rechts zirkular polarisierten Signalanteil und der zweite Empfangskanal den gesamten links zirkular polarisierten Signalanteil aufzeichnet und zur Verfügung stellt.