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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung einer
vorbestimmten Signalamplitude eines Untersuchungsobjekts bei einer Magnetresonanzmessung,
bei der bei einer Pulssequenz in einer Pulsfolge mehrere HF-Pulse
in ein Untersuchungsobjekt eingestrahlt werden und eine MR-Anlage
hierfür.
Die Erfindung findet insbesondere Anwendung zur Reduzierung von
räumlichen
Bildinhomogenitäten
bei MR-Aufnahmen, die ihre Ursache in der räumlichen Variation der HF-Feldverteilung im
Untersuchungsobjekt haben.
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Insbesondere
bei der Ganzkörperbildgebung treten
bei MR-Anlagen mit
hohen Feldstärkern
wie beispielsweise 3 Tesla Artefakte im Bild auf, die bislang eine
weitere Verbreitung dieser Untersuchungen verhindert haben. Diese
Bildartefakte verstärken
sich mit Zunahme der verwendeten Feldstärke B0.
Sie treten vermehrt und verstärkt
bei noch höheren
Feldstärken
auf und beeinflussen bei diesen Feldstärken zunehmend auch die Bildgebung
am Kopf.
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Artefakte
und Inkonsistenzen bei der MR-Bildgebung und Spektroskopie aufgrund
von inhomogenen B1-Feldern, d. h. der eingestrahlten Hochfrequenzfelder,
sind in der Magnetresonanztechnik seit langem bekannt. Mit herkömmlichen
Methoden ist es nicht möglich,
die B1-Homogenität von HF-Feldern direkt zu
beeinflussen, so dass herkömmliche
Methoden weitgehend darauf beruhen, möglichst insensitiv auf die
B1-Inhomogenität zu sein. Beispielsweise werden
zusammengesetzte (so genannte Composite-)Pulse und adiabatische
Pulse verwendet, die jedoch eine eingeschränkte Anwendbarkeit in Bezug
auf erreichbare Kippwinkel, Phasenverhalten bei der Verwendung zur
Schichtselektion, Pulszeiten und der Absorptionsrate bei der Einstrahlung
von HF-Leistung in einen Körper
haben. Aus diesem Grund werden derartige Pulse üblicherweise zur Präparie rung
der Magnetisierung eingesetzt, konnten sich jedoch bei der Anregung
und Refokussierung der Magnetisierung in Bildgebungssequenzen nicht
durchsetzen.
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Weiterhin
sind Bildgebungssequenzen bekannt, die inhärent weniger sensitiv auf Kippwinkelvariationen
sind, bzw. Magnetisierungspräparationen,
um die Sensitivität
einer nachfolgenden Bildgebungssequenz zu reduzieren (siehe (1)
aus dem Literaturverzeichnis). Weiterhin ist es bekannt, durch ein
gleichzeitiges Einwirken von HF- und Gradientenpulsen auf das Spinsystem
eine räumliche
Modulation der erzeugten Transversalmagnetisierung zu erzielen.
Die erreichbare Homogenität
von zweidimensionalen bzw. dreidimensionalen Pulsen ist prizipiell nicht
beschränkt,
jedoch führen
diese Modulierungen zu sehr langen Pulszeiten. Mit der Möglichkeit
des paralleleln Sendens mit mehreren HF-Kanälen können diese Pulszeiten verkürzt werden
(siehe (2) und (3) aus dem Literaturverzeichnis). Die erreichbaren Pulszeiten
sind jedoch immer noch zu lange, als dass sie die bislang üblichen
schichtselektiven oder nicht selektiven Pulse in den gängigen Bildgebungssequenzen
ersetzen können.
Ebenso sind Verfahren für die
Kompensation von B1-Feldinhomogenitäten einer einzelnen
Anregung bekannt, die wenige Teiltrajektorien verwenden, die in
einer Bildgebung nur wenige k-Raum-Punkte abtasten (siehe (4) und
(5) aus dem Literaturverzeichnis).
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Eine
direkte Einflussnahme auf das HF-Feld ist durch das zeitlich gleichzeitige
Einstrahlen von HF-Pulsen mit mehreren räumlich getrennten HF-Sendespulen
bzw. HF-Kanälen
möglich.
Durch Anpassung von Phasen- und Amplitudenwerten in mehreren parallel
betriebenen HF-Sendern kann das erzeugte HF-Feld räumlich moduliert
werden, ein Verfahren das auch als RF-Shimming bekannt ist. Die erreichbare
Homogenität
ist hierbei im Wesentlichen durch die Anzahl der verfügbaren parallelen Sendekanäle limitiert.
Das Verfahren des parallelen Sendens hat den Vorteil, dass es unmittelbar
auf alle gängigen
Bildgebungsverfahren ohne zeitliche Änderung der Bildgebungssequenzen
anwendbar ist.
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Bei
der MR-Bildgebung werden fast ausschließlich periodische Bildgebungssequenzen
verwendet, bei denen in bestimmten zeitlichen Abständen HF-Pulse
mit einem vorbestimmten Kippwinkel und Phasenwinkel eingestrahlt
werden. In den modernen schnellen Bildgebungssequenzen folgen die HF-Pulse
dabei so schnell aufeinander, dass die durch einen HF-Puls erzeugte
transversale und longitudinale Magnetisierung bis zum folgenden HF-Puls noch nicht wieder
relaxiert ist. Auch in anderen Bildgebungssequenzen wie Multispinechosequenzen
oder bestimmten Gradientenechosequenzen folgen die HF-Pulse in kurzen
Abständen
aufeinander, um mehrere verschiedene phasenkodierte MR-Signale zu erzeugen.
In diesem Fall wird die Evolution des Spinsystems sehr komplex und
ist mit den Bloch-Gleichungen unter Umständen schon nach wenigen Pulsen
numerisch nur noch sehr aufwändig
zu berechnen. Der erweiterte Phasen-Graph-Algorithmus (Extended Phase Graph Algorithm
EPG) ist eine k-Raum
analoge Beschreibung der Bloch-Gleichungen für die Evolution der Spins, die
einer Serie von harten Pulsen ausgesetzt sind (siehe beispielsweise
(7) und (8) aus dem Literaturverzeichnis). Hier wird das Spinsystem
mit Hilfe von verschiedenen Dephasierungszuständen beschrieben und die Anzahl
der möglichen
Zustände
wächst mit
der dreifachen Anzahl der HF-Pulse. In einem Echo, also dem eigentlichen
MR-Signal, wird nur ein Zustand ausgelesen in Abhängigkeit
von der Sequenz. Die Population dieses Zustands, d. h. die Signalstärke des
Echos, speist sich aus vielen möglichen
Echopfaden, die im Laufe der HF-Serie abhängig von den entsprechenden
Kippwinkeln und Phasen der applizierten Pulse bevölkert werden.
Die das Echo bildende Magnetisierung kann eindeutig aus den Kippwinkeln
und Phasen der Pulse bestimmt werden. Bei Berücksichtigung der Relaxation
müssen
auch die Relaxationszeiten bekannt sein.
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Das
inverse Problem, die Berechnung von Kippwinkeln und Phasen, die
zu einem Echozug mit vordefinierten Amplituden führt, ist nicht eindeutig. Auch
sind keine allgemeinen Verfahren bekannt, die eine nicht eindeutige
Lösung
für einen gesamten Echozug
ermitteln. Allerdings gibt es so genannte Look-Ahead-Verfahren,
die ausgehend von einem Magnetisierungszustand den benötigten Kippwinkel berechnen,
um mit einem oder wenigen Pulsen zu einer vordefinierten Signalamplitude
zu kommen. Es wurde gezeigt, dass man kippwinkelabhängige Gleichgewichtszustände präparieren
kann. Mit einer kontinuierlichen Folge von m Kippwinkeln mit Anfangswert α(m) und Endwert α(n + m) kann
man zwischen den zum Anfangs- bzw. Endippwinkel gehörenden Gleichgewichtszustand
wechseln, ohne starke Signalfluktuationen zu erzeugen (siehe (8)–(12) aus
dem Literaturverzeichnis).
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Die
Möglichkeit,
mit variablen Kippwinkeln eine vordefinierte Magnetisierung zu erzeugen,
wurde bisland verwendet, um beispielsweise die Signalamplitude im
Echozug zu stabilisieren und Signalschankungen zu vermeiden (siehe
(14) aus dem Literaturverzeichnis). Weiterhin wurde die Möglichkeit verwendet,
um die Energiedeposition im Körper,
d. h. die Signalabsorption oder SAR (Signal Absorption Rate) zu
reduzieren. In einem Abschnitt des Echozugs, in dem Signale für äußere k-Raum-Bereiche aufgenommen
werden, werden niedrige Kippwinkel verwendet, während der Kippwinkel allmählich erhöht wird,
um die Signale für
die mittleren k-Raum-Bereiche zu generieren (siehe (10), (12), (13))
aus dem Literaturverzeichnis). Ebenso wird diese Möglichkeit
verwendet, um den Signalzerfall entlang des Echozugs zu verlangsamen
und längere Echozüge für dreidimensionale
schnelle Spinechoaufnahmen zu ermöglichen (siehe (8), (9), (11),
(12) aus dem Literaturverzeichnis).
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Weiterhin
ist es möglich,
die Sensitivität
von schnellen Spinechosequenzen auf B1-Feldinhomogenitäten zu reduzieren.
Hierbei wird ein Magnetisierungszustand präpariert, von dem ausgehend
nachfolgend generierte Echoamplituden möglichst wenig von den verwendeten
Kippwinkeln der applizierten Pulse abhängen (siehe (1) aus dem Literaturverzeichnis).
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Das
Problem bei MR-Aufnahmen, insbesondere bei höheren Feldstärken, die
B1-inhomogenitätbedingten Artefakte zu reduzieren,
besteht jedoch fort.
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Daher
ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die B1-bedingten Magnetfeldinhomogenitäten und
die dadurch erzeugen Artefakte weiter zu reduzieren.
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Diese
Aufgabe wird mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den
abhängigen Ansprüchen der
Erfindung sind bevorzugte Ausführungsformen
der Erfindung beschrieben.
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Gemäß einem
Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur Bestimmung einer vorbestimmten
Signalamplitude eines Untersuchungsobjekts bei einer MR-Messung
bereitgestellt, bei der bei einer Pulssequenz und einer Pulsfolge
mehrere HF-Pulse in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt werden.
Hierbei wird für
im Wesentlichen alle HF-Pulse der Pulsfolge eine Zielmagnetisierung
für einen
vorbestimmten Zeitpunkt nach Einstrahlen des jeweiligen HF-Pulses festgelegt.
In einem weiteren Schritt werden für im Wesentlichen alle HF-Pulse
ein Zielkippwinkel und eine Zielphase für verschiedene räumliche
Bereiche des Untersuchungsobjekts in Abhängigkeit von der jeweiligen
Zielmagnetisierung bestimmt, die nach Erzeugung des jeweiligen HF-Pulses
entstehen soll. Um die Zielkippwinkel und Zielphasen zu erreichen, werden
weiterhin jeweils der zeitliche Ablauf des Amplituden- und Phasenverhaltens
für im
Wesentlichen alle HF-Pulse bestimmt und die HF-Pulse werden mit dem
jeweils bestimmten Amplituden- und Phasenverhalten in das Untersuchungsobjekt
eingestrahlt.
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Die
Erfindung beruht auf dem Gedanken, eine räumliche Modulation der Magnetisierung
zu erzeugen, indem das räumlich
inhomogene Kippwinkel- und Phasenprofil der HF-Pulse über die
Pulsfolge hinweg entsprechend der Zielmagnetisierung räumlich variiert
wird. Dies bedeutet, dass in Abhängigkeit
vom Ort jede Magnetisierung eine andere Folge von Kippwinkeln und
Phasen erfährt,
wobei jedoch berücksichtigt
wird, dass zu ei nem gegebenen Zeitpunkt in der Pulsfolge gleichzeitig
eine vordefinierte Signalamplitude, die Zielmagnetisierung, ausgelesen
werden kann.
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Diese
Zielkippwinkel und Zielphasen führen dann
zu der vordefinierten Magnetisierung, der Zielmagnetisierung. Für die Bestimmung
der räumlichen Zielkippwinkel
und Zielphasen können
für jeden
Bildpunkt bzw. jeden Bereich im Untersuchungsobjekt Verfahren verwendet
werden, wie sie aus dem Stand der Technik bekannt sind (beispielsweise
die Look-Ahead-Verfahren wie oben erwähnt) um den Kippwinkel und
die Phase zu berechnen, die eine vordefinierte Magnetisierung erzeugen.
Vorzugsweise werden die HF-Pulse mit mehreren HF-Sendekanälen gleichzeitig
eingestrahlt, wobei das Amplituden- und Phasenverhalten für alle Sendekanäle bestimmt
wird, um die räumlich
vorgegebenen Zielkippwinkel in den verschiedenen Bereichen des Untersuchungsobjekts
zu erreichen. Vorzugsweise werden für jeden HF-Puls der Pulsfolge das Amplitudenverhalten
und Phasenverhalten für
alle Sendekanäle
bestimmt. Dies bedeutet, dass für
jeden HF-Kanal und für
jeden HF-Puls der Pulsfolge das Amplituden- und Phasenverhalten
vor der Einstrahlung bestimmt wird.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform der
Erfindung wird die Magnetisierung nach Einstrahlen des i-ten HF-Pulses
aus der Pulsfolge mit n Pulsen mit i = 1 bis n berechnet und als
Startmagnetisierung bei der Bestimmung des Zielkippwinkels und der Zielphase
für verschiedene
Bereiche des Untersuchungsobjekts bei dem i + 1ten HF-Puls verwendet. Dies
bedeutet, dass die Wirkung aller i Pulse mit i kleiner i + 1 auf
die Magnetisierung berechnet wird und als vorhandene Magnetisierung
verwendet wird, um zur Erreichung der Zielmagnetisierung im Schritt i
+ 1 die räumlichen
Karten der Zielkippwinkel und Zielphasen zu berechnen. Vorzugsweise
wird für
die Bestimmung der Startmagnetisierung die Entwicklung der Magnetisierung
zwischen dem i-ten und dem i + 1ten HF-Puls berücksichtigt. Diese kann sich
beispielsweise durch die Datenaufnahme und die gleichzeitige Schaltung
von Gradienten entwickeln.
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Es
kann wünschenswert
sein, dass die Zielmagnetisierung für alle HF-Pulse der Pulsfolge
im Wesentlichen gleich ist. Wenn erreicht wird, dass bei der Signaldetektion
bei den verschiedenen Phasenkodierschritten während der Pulsfolge jeweils
die gleiche Magnetisierung detektiert wird, bedeutet dies insgesamt
eine gute Bildqualität.
Diese gleichbleibende Magnetisierung kann z. B. durch gleiche Zielmagnetisierungen
nach jedem HF-Puls erreicht werden.
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Andererseits
kann es wünschenswert
sein, insbesondere zu einem oder mehreren Zeitpunkten, z. B. beim
Auslesen des k-Raum-Zentrums,
eine vorbestimmte Magnetisierung zu erreichen. In diesem Fall kann
es vorteilhaft sein, die einzelnen Zielmagnetisierungen bei den
verschiedenen Phasenkodierschritten auf dieses Ziel abzustimmen.
D. h. die Zielmagnetisierungen für
die einzelne HF-Pulse können sich
durchaus unterscheiden, um eine genauere Übereinstimmung mit der Zielmagnetisierung
zu einzelnen Zeitpunkten zu erreichen.
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Ebenso
ist es möglich,
dass bei der Bestimmung der Zielkippwinkel und -phasen neben der
Zielmagnetisierung weitere Designziele berücksichtigt werden. Insbesondere
kann es vorteilhaft sein, Zielkippwinkel und -phasen so zu bestimmen,
dass die spezifische Absorptionsrate (SAR) über die Bildaufnahme hinweg
minimiert wird. Allgemein können
alle aus dem nicht ortsselektiven Kippwinkeldesign bekannten und
auf Seite 4, Abschnitt 2 und 3 genannten Ziele (Signalstabilisierung,
SAR-Minimierung, Modifikation des Signalzerfalles und Kontrastes,
Magnetisierungspräparation
etc.) bei der Bestimmung der Zielkippwinkel und -phasen für die einzelnen
HF-Pulse berücksichtigt
werden.
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Weiterhin
ist es möglich,
dass bei der Bestimmung der Zielkippwinkel und Zielphasen pulssequenz-bedingte
Randbedingungen berücksichtigt werden
müssen.
Je nach Bildgebungssequenz können
unterschiedliche Rahmenbedingungen für die Berechnung der Zielkippwinkel
und Phasen gelten. Bei einer CMPG(Car Purcell Meiboom Gill)-Sequenz ist
beispielsweise die Phase nicht frei wählbar entlang des Echozugs.
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Weiterhin
kann sich die lokale Phase der HF-Pulse über die Pulsfolge ändern, und
zwar in Abhängigkeit
vom Ort. Damit ist die sich ändernde
Sendephase nicht mehr global durch eine angepasste Empfangsphase
zu kompensieren. Die Sendephase ist jedoch über die Sensitivitätskarten
der Spule und das Pulsdesign für
jeden Ort bekannt. Damit kann eine Phasenkorrektur der Daten retrospektiv
in der Bildrekonstruktion berücksichtigt
werden.
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Um
die von HF-Puls zu HF-Puls unterschiedlichen Anregungs- und Refokussierungsprofile
der HF-Folge zu erreichen, werden die Zielkippwinkel und die Zielphasen
in den verschiedenen Bereichen des Untersuchungsobjekts vorzugsweise
durch zeitgleiches Einstrahlen von HF-Pulsen aus den verschiedenen
HF-Sendekanälen erreicht.
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Um
die Zielkippwinkel und Zielphasen in den unterschiedlichen Bereichen
des Untersuchungsobjekts zu erreichen, werden auch die Magnetfeldgradienten,
die während
der HF-Pulse geschaltet werden, individuell angepasst.
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Dies
bedeutet, dass der HF-Pulsverlauf mit Amplitude und Phase sowie
der Gradientenpulsverlauf für
jeden HF-Puls angepasst wird, um die gewünschten Magnetisierungen in
den verschiedenen Körperbereichen
zu erreichen. Zur Berechnung der individuell angepassten Zeitverläufe der
HF- und Gradientenpulse aus den Zielkippwinkel und -phasen können aus
der Literatur bekannte Verfahren verwendet werden (siehe (2–5) aus
der Literaturliste). Auch bei diesem Schritt kann es vorteilhaft
sein, weitere Designziele insbesondere die Minimierung von SAR jedes
einzelnen HF-Pulses zu berücksichtigen.
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Die
Erfindung betrifft weiterhin eine Magnetresonanzanlage zur Bestimmung
einer vorbestimmten Signalamplitude eines Untersuchungsobjekts bei
einer MR-Messung, wobei eine HF- Sendeeinheit
und eine Einheit zum Bestimmen einer Zielmagnetisierung vorgesehen
ist, die für
im Wesentlichen alle HF-Pulse
aus der Pulsfolge eine Zielmagnetisierung für einen vorbestimmten Zeitpunkt
nach Einstrahlen des jeweiligen HF-Pulses bestimmt. Eine Recheneinheit
bestimmt für
im Wesentlichen alle HF-Pulse einen Zielkippwinkel und eine Zielphase
für verschiedene
Bereiche des Untersuchungsobjekts, beispielsweise für jeden
Bildpunkt des späteren MR-Bilds
in Abhängigkeit
von der jeweiligen Zielmagnetisierung. Eine HF-Steuereinheit bestimmt jeweils ein Amplituden-
und Phasenverhalten für
im Wesentlichen alle HF-Pulse zur Erzeugung der jeweiligen Zielmagnetisierung
nach Einstrahlen der jeweiligen HF-Pulse. Die HF-Sendeeinheit strahlt
dann die jeweiligen HF-Pulse
mit dem jeweils bestimmten Amplituden- und Phasenverhalten ein.
Vorzugsweise weist die HF-Sendeeinheit mehrere Sendekanäle auf und
die HF-Steuereinheit bestimmt das Amplituden- und Phasenverhalten
für alle
HF-Sendekanäle
bei allen HF-Pulsen, um die Zielkippwinkel und Zielphasen der jeweiligen
HF-Pulse zu erreichen.
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Die
Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden
Zeichnungen näher
erläutert.
Hierbei zeigen:
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1 schematisch
eine erfindungsgemäße MR-Anlage,
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2 ein
Flussdiagramm zur Erzeugung eines MR-Bilds mit einer vorbestimmten
Signalamplitude,
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3 eine
Bildgebung mit einem Sendekanal nach dem Stand der Technik,
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4 eine
Pulsfolge nach dem Stand der Technik und gemäß der Erfindung im Vergleich,
-
5 eine
weitere Pulsfolge nach dem Stand der Technik und gemäß der vorliegenden
Erfindung, und
-
6 eine
Pulsfolge mit mehreren Sendekanälen
nach dem Stand der Technik und gemäß der vorliegenden Erfindung.
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In 1 ist
eine erfindungsgemäße MR-Anlage
dargestellt. Diese MR-Anlage weist einen Magneten 10 zur
Erzeugung eines Polarisationsfelds B0 auf.
Eine auf einer Liege 11 angeordnete Untersuchungsperson 12 wird
in das Isozentrum des Magneten gefahren, um dort durch Einstrahlen
von HF-Pulsen und Gradientenfeldern MR-Bilder zu erzeugen. Wie durch
eine derartige Pulsfolge von HF-Pulsen zur Anregung der gegebenen
Magnetisierung und durch gleichzeitiges Schalten von Magnetfeldgradienten
MR-Bilder erstellt werden können,
ist dem Fachmann bekannt und wird hier nicht näher erläutert. Die MR-Anlage ist mit
einer zentralen Steuereinheit 13 verbunden, mit der der
Ablauf einer MR-Untersuchung gesteuert werden kann. Die Steuereinheit 13 kann
eine Pulssequenzsteuerung 14 aufweisen, die den Ablauf
steuert, wann HF-Pulse und wann Gradientenfelder erzeugt werden
müssen. Ebenso
ist eine HF-Sendeeinheit 15 vorgesehen, die vorzugsweise
mehrere HF-Sendekanäle
aufweist, die einzeln gesteuert und mit HF-Leistung versorgt werden
können.
Zur Steuerung der HF-Sendeeinheit 15 ist eine HF-Steuereinheit 16 vorgesehen,
welche für
die verschiedenen Sendekanäle
das Amplituden- und Phasenverhalten festlegt, um bei einem HF-Puls eine
vorbestimmte Magnetisierung, beispielsweise die Zielmagnetisierung,
zu erreichen. Weiterhin ist eine Einheit 17 zum Bestimmen
der Zielmagnetisierungen nach den einzelnen HF-Pulsen vorgesehen. Die
Zielmagnetisierung kann beispielsweise über eine Eingabeeinheit 18 auf
einem Bildschirm 19 für eine
Bedienperson in das System eingegeben werden, oder sie kann vom
System in Abhängigkeit
von der Bildgebungssequenz vorgegeben sein. Eine Recheneinheit 20 berechnet
in Abhängigkeit
von der bestimmten Zielmagnetisierung für den Untersuchungsbereich
eine Karte von Zielkippwinkeln und Zielphasen für verschiedene Bereiche des
Untersuchungsobjekts. Ein Bildrechner 21 kann dann aus
den detektierten Magnetisierungen, wie bekannt ist, MR-Bilder berechnen,
die dann beispielsweise auf der Anzeigeeinheit 19 darge stellt
werden können.
Die in der zentralen Steuereinheit 13 vorgesehenen Einheiten
wurden als separate Einheiten dargestellt. Selbstverständlich müssen diese
Einheiten nicht als getrennte Einheiten ausgebildet sein. Beispielsweise
können verschiedene
Einheiten in einer zusammengefassten Einheit kombiniert sein, oder
es können
Prozessoren vorgesehen sein, die mit Hilfe von Befehlen die einer Einheit
zugeschriebenen Funktion durchführen.
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In 2 ist
schematisch ein Flussdiagramm dargestellt, mit dem ein MR-Signal
mit vorbestimmter Signalamplitude erreicht werden kann. Nach dem Start
des Verfahrens für
den ersten HF-Puls
in Schritt 100 werden in einem Schritt 110 die
Zielmagnetisierungen für
die n HF-Pulse der Pulsfolge definiert, wobei diese im einfachsten
Fall alle identisch sind. Weiterhin wird in einem weiteren Schritt 120 die
vorhandene Magnetisierung bestimmt. Im ersten Iterationsschritt
kann dies beispielsweise die Ausgangsmagnetisierung in Richtung
des B0-Felds
sein mit (M(x), M(y), M(z)) =(0, 0, M(z)0). Im nächsten Schritt 130 werden
für verschiedene
räumliche
Bereiche räumliche
Karten der Zielkippwinkel und Zielphasen berechnet unter Verwendung
der jeweils vorhandenen Zielmagnetisierung und der bestehenden Magnetisierung.
In einem Schritt 140 wird dann aus den räumlichen
Karten der Zielkippwinkel und Zielphasen ein HF-Puls für jeden
Sendekanal berechnet. Dies kann beispielsweise mit Verfahren des
Stands der Technik, dem so genannten RF-Shimming oder dem k-Raum-basierten
2- oder 3D-Pulsdesign
erfolgen. Wenn die HF-Sendeeinheit mehrere Sendekanäle aufweist,
so erfolgt die Berechnung für
jeden Sendekanal. Bei den Schritten 130 und 140 können auch weitere
Vorgaben, die bei dem Bildsequenzdesign eine Rolle spielen, berücksichtigt
werden. Die Zielkippwinkel und die Zielphasen können beispielsweise unter Berücksichtigung
der spezifischen Absorptionsrate (SAR) bestimmt werden, derart,
dass das SAR minimiert wird. In einem Schritt 150 wird
nach jedem HF-Puls die Magnetisierung berechnet, d. h. es wird die
Wirkung des Pulses auf die Magnetisierung berechnet und in einem
Schritt 160 wird die Evolution der Magnetisierung zwischen
den Pulsen berechnet und als vorhandene Magnetisierung zurückgegeben
an Schritt 120, um mit der nächsten Magnetisierung und der
in Schritt 160 berechneten Magnetisierung wiederum für den nächsten HF-Puls
eine räumliche
Karte von Zielkippwinkeln und Zielphasen zu bestimmen. Das Verfahren
endet, wenn für
alle HF-Pulse der Pulsfolge das Amplituden- und Phasenverhalten
bestimmt wurde. In einer Variante der in 2 gezeigten
Ausführungsform
kann die im Schritt 160 berechnete Magnetisierung verwendet
werden, um die Zielmagnetisierung bei jeder Iteration zusätzlich zu
aktualisieren aufgrund der tatsächlich
vorhandenen Magnetisierung, die im Schritt 160 berechnet wurde.
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In
einer weiteren Ausführungsform
kann die gesamte Bildgebungssequenz als ein Optimierungsproblem
gesehen werden, was prinzipiell bedeutet, dass bestehende Lösungsverfahren
für die
Optimierung eines Pulses verwenden werden können, um die gesamte Pulsfolge
nach den gleichen Kriterien zu optimieren. Die gesamte Pulsfolge
wird als ein HF-Puls behandelt, wobei bestimmte Rahmenbedingungen
erfüllt
werden müssen:
beispielsweise muss zu bestimmten Zeiten während der Datenakquisition ein
Echo aufgenommen werden, oder die zu dem Zeitpunkt vorhandene Magnetisierung
muss bestimmte Rahmenbedingungen erfüllen. Weiterhin sind die zur
Datenakquisition notwendigen Gradienten nicht frei wählbar.
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Bei
den meisten Bildgebungssequenzen wird die Magnetisierung bei verschiedenen
Phasenkodierschritten mehrmals ausgelesen, wobei bei jedem Phasenkodierschritt
ein oder zwei HF-Pulse zur Erzeugung des Signals/Echos erfolgen.
Durch die Berechnung der räumlichen
Kippwinkel- und Phasenverteilung der HF-Pulse entlang der Pulsfolge, d. h. typischerweise
entlang der Phasenkodierrichtung, kann die B1-bedingte
Signalinhomogenität
verringert werden, indem vorbestimmte Signalamplituden in den verschiedenen
Bereichen des Untersuchungsobjekts vorgegeben werden.
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Zum
Verständnis
der Erfindung werden nachfolgend Pulsfolgen nach dem Stand dem Technik
und gemäß der Erfindung
miteinander verglichen.
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In 3 ist
eine Pulsfolge nach dem Stand der Technik dargestellt, wobei die
HF-Pulse mit einem Sendekanal erzeugt werden. Die Bildgebungssequenz
ist eine Folge von HF-Pulsen 31–34, wobei nach jedem
HF-Puls eine Signalauslese 35 erfolgt, bis die Signalaufnahme
mit einer gewünschten
Auflösung
beendet ist. Beispielsweise können
zur Stabilisierung der Signalamplitude verschiedene Kippwinkel und
Phasen verwendet werden. Beispielsweise erfolgt die Einstrahlung
des HF-Pulses 31 mit dem Kippwinkel α1 und
der Phase ϕ1, die Einstrahlung
des zweiten HF-Pulses mit dem Kippwinkel α2 und
der Phase ϕ2, etc.
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In 4 ist
oben ebenfalls ein Verfahren nach dem Stand der Technik gezeigt,
bei dem HF-Pulse optimiert werden. Zur räumlichen Modulierung der Transversalmagnetisierung
wird bei einem Sendekanal ein HF-Puls 40 mit einer räumlich veränderten
Phase und einem räumlich
variierenden Kippwinkel mit zeitlich variablem Gradient eingestrahlt, wie
es durch den Amplitudenverlauf 46 und den Gradientenpulsverlauf 47 schematisch
dargestellt ist. Dieser Amplituden-, Phasen- und Gradientenverlauf ist
im Stand der Technik für
alle HF-Pulse gleich. In einem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung hat
beispielsweise der erste HF-Puls 40 einen räumlich variablen
Kippwinkel α1(x) mit einer räumlich variablen Phase ϕ1(x), der zweite HF-Puls 41 hat
einen räumlich
variierenden Kippwinkel α2(x) mit einer entsprechenden Phase ϕ2(x), etc. Die durch die Vorgabe der verschiedenen
Kippwinkel berechneten zeitlichen Verläufe der HF-Pulse und der Gradientenentwicklungen
sind ebenfalls dargestellt. Die Amplitudenentwicklung 48 des
ersten HF-Pulses 40 ist unterschiedlich zur Amplitudenentwicklung 49 und
zur Amplitudenentwicklung 50 der HF-Pulse 41 bzw. 42. Ebenso
sind die Gradientenentwicklungen 51, 52 und 53 der
HF-Pulse 40, 41 und 42 unterschiedlich. Wie
aus dem unteren Teil von 4 zu erkennen ist, verändern sich die
HF-Pulse von Aufnahmeschritt zu Aufnahmeschritt, da für jeden
Schritt das Amplituden- und Phasenverhalten neu berechnet wird.
Bei einem ersten Phasenkodierschritt wird beispielsweise der HF-Puls 40 mit
der Amplitude 48 und einer vorbestimmten Phase, beim zweiten
Phasenkodierschritt wird der HF-Puls mit der Amplitude 49 und
einer vorbestimmten Phase und beim dritten Phasenkodierschritt wird
die Amplitude 50 mit einer weiteren Phase verwendet. Die
HF-Pulse 48–50 werden
jeweils mit den Gradientenverläufen 51–53 eingestrahlt.
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In 5 ist
gezeigt, wie die Justage von Phasen und Amplituden in mehreren parallel
betriebenen HF-Sendern zu räumlich
modulierten HF-Feldern führen
kann. Dieses Verfahren ist als RF-Shimming bekannt. Oben ist in 5 das
RF-Shimming nach dem Stand der Technik bekannt, bei dem bei jedem
der HF-Pulse 54–56 die
Phase und Amplitude in jedem Kanal gleich bleibt. So beträgt nach
dem Stand der Technik im ersten Kanal die Amplitude α1(x)
und die Phase ϕ1(x), wobei sich
diese Amplitude und Phase im Verlauf der HF-Pulse nicht ändern. Nach
dem erfindungsgemäßen Verfahren
werden jedoch die Amplituden- und Phasengewichte für jeden Puls
neu berechnet, d. h. um den Kippwinkel α1(x) und
die Phase ϕ1(x) zu erhalten, werden
in den vier Kanälen
die Amplituden a11–a41 und
die Phasen ϕ11–ϕ41 angewendet,
während
beim zweiten HF-Puls 55 für den Kippwinkel α2 und
die Phase ϕ2 die Amplituden a12–a42 und die Phasen ϕ12–ϕ42 verwendet werden. Ein ähnliches Beispiel wie in 4 ist
in 6 mit mehreren Sendekanälen dargestellt. Im oberen Teil
von 6 ist die räumlich
selektive Anregung mit mehreren Sendekanälen nach dem Stand der Technik
dargestellt, wobei die HF-Pulse 57–59, um den Kippwinkel α(x) und die
Phase ϕ(x) zu erreichen, in den verschiedenen Kanälen verschiedene
Amplitudenverläufe
haben, wie jeweils durch die HF-Puls-Verläufe 60–63 dargestellt,
sowie ein beispielhafter Gradientenverlauf 64. Diese beispielhaft gezeigten
Amplitudenverläufe
und Gradientenverläufe
sind für
alle HF-Pulse 57–59 identisch.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung jedoch wird mit dem ersten HF-Puls 57 ein räumlich variabler Kippwinkel α1(x)
mit einer räumlich
variablen Phase ϕ1(x) eingestellt,
der im dargestellten Beispiel durch die HF-Puls-Verläufe in den
verschiedenen Kanälen 60–63 und
dem Gradientenverlauf 64 erreicht wird, wie im oberen Beispiel.
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Um
jedoch den Kippwinkel α2 mit der Phase ϕ2 zu
erreichen, wird gemäß der Erfindung
beim zweiten HF-Puls das Amplitudenverhalten und das Phasenverhalten
in den verschiedenen Kanälen
verändert,
wie beispielhaft durch die Amplitudenverläufe 65–68 und
dem Gradientenverlauf 69 gezeigt ist. Dies ermöglicht es,
die Evolution des Spinsystems über
die gesamte Pulsfolge zu berücksichtigen
und die Variation der HF-Pulse und der Gradientenpulse von Aufnahmeschritt
zu Aufnahmeschritt als weiteren Freiheitsgrad für die Optimierung zuzulassen.
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