DE102012209295A1

DE102012209295A1 - Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik

Info

Publication number: DE102012209295A1
Application number: DE102012209295A
Authority: DE
Inventors: Michael Köhler; Thorsten Speckner
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2012-06-01
Filing date: 2012-06-01
Publication date: 2013-12-05
Anticipated expiration: 2032-06-02
Also published as: CN103454606B; CN103454606A; KR101627706B1; US9829548B2; US20130320977A1; DE102012209295B4; KR20130135776A

Abstract

Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik umfasst die Schritte: – Messen von einem ersten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer ersten Pulssequenz, – Messen von einem zweiten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer zweiten Pulssequenz, – Messen von einem dritten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer dritten Pulssequenz, – Bestimmen einer ersten Phase aus dem ersten Messdatensatz, einer zweiten Phase aus dem zweiten Messdatensatz und einer dritten Phase aus dem dritten Messdatensatz, – Berechnen einer relevanten Phasenverschiebung aus der ersten Phase und der zweiten Phase und der dritten Phase, – Bestimmen der B1-Verteilung aus der berechneten relevanten Phasenverschiebung. Durch die Messung von einer ersten, einer zweiten und einer dritten Phase können Einflüsse durch Resonanzverschiebungen auf die Bestimmung der B1-Verteilung vermieden werden. Es werden weiterhin eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogramm sowie ein elektronisch lesbarer Datenträger beansprucht.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik, eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogramm sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger.
Die Magnetresonanz-Technik (im Folgenden steht die Abkürzung MR für Magnetresonanz) ist eine bekannte Technik, mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können. Vereinfacht ausgedrückt wird hierzu das Untersuchungsobjekt in einem Magnetresonanzgerät in einem vergleichsweise starken statischen, homogenen Grundmagnetfeld, auch B0-Feld genannt, mit Feldstärken von 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr positioniert, so dass sich dessen Kernspins entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zur Ortskodierung der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische Gradientenfelder überlagert. Zum Auslösen von Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse (HF-Pulse) in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt.
Die magnetische Flussdichte der eingestrahlten HF-Pulse (HF: Hochfrequenz) wird üblicherweise mit B1 bezeichnet. Das puls-förmige Hochfrequenzfeld wird daher im Allgemeinen auch kurz B1-Feld genannt. Mittels dieser Hochfrequenzpulse werden die Kernspins der Atome im Untersuchungsobjekt dabei derart angeregt, dass sie um einen sogenannten “Anregungsflipwinkel” (auch kurz “Flipwinkel” genannt) aus ihrer Gleichgewichtslage parallel zum Grundmagnetfeld B0 ausgelenkt werden. Die Kernspins präzedieren dann um die Richtung des Grundmagnetfelds B0. Die dadurch erzeugten Magnetresonanzsignale werden von Hochfrequenzempfangsantennen (Empfangsspulen) aufgenommen.
Die aufgezeichneten Messdaten (auch k-Raumdaten genannt) werden digitalisiert und als komplexe Zahlenwerte, Rohdaten, in einer k-Raum-Matrix abgelegt. Aus der mit Werten belegten k-Raum-Matrix ist mittels einer mehrdimensionalen Fourier-Transformation ein zugehöriges MR-Bild rekonstruierbar. Mithilfe der Magnetresonanz-Technik können neben anatomischen Bildern auch Spektroskopiedaten, Bewegungsdaten oder Temperaturdaten eines untersuchten bzw. behandelten Gebietes ermittelt werden.
Die gemessenen Signale hängen somit auch von den eingestrahlten HF-Pulsen ab. Übliche Verfahren zur Rekonstruktion von Bilddatensätzen aus Magnetresonanzsignalen setzen neben einem homogenen Grundmagnetfeld und streng linearen Gradientenmagnetfeldern zur Ortskodierung auch eine homogene HF-Feldverteilung (B1-Feldverteilung) im Untersuchungsvolumen voraus. In reellen MR-Systemen variieren aber üblicherweise die B1-Feldverteilungen im Untersuchungsvolumen, was zu Bildinhomogenitäten (Bildartefakten) in den aus den Signalen rekonstruierten MR-Bildern und damit einer schlechteren Erkennbarkeit des abgebildeten Untersuchungsobjektes führt. Insbesondere bei der Ganzkörperbildgebung, bzw. Aufnahmen des Torso (Brust, Abdomen, Becken), bei Grundmagnetfeldern von 3 Tesla oder mehr treten durch eine inhomogene HF-Feldverteilung artifizielle Schattierungen im Bild auf.
Weiterhin ist eine möglichst genaue Kenntnis der im Untersuchungsobjekt vorhandenen B1-Felder essentiell für viele Anwendungen der Magnetresonanztomographie, z.B. für die Pulsberechnung im Mehrkanal-Sendebetrieb oder für quantitative T1-Untersuchungen. Aufgrund der objektspezifischen Leitfähigkeits- und Suszeptibilitätsverteilungen können in hohen statischen Magnetfeldern (insbesondere bei 3T und mehr) ausgeprägte ortsabhängige Variationen des B1-Feldes auftreten. Daher ist eine objektspezifische Bestimmung der tatsächlich vorhandenen B1-Verteilung bei einer eingestellten Sendeleistung für viele Applikationen unumgänglich.
Es existieren bereits Verfahren zur Ermittlung der objektspezifischen B1-Verteilung. Beispielsweise in dem Artikel von Cunningham et al. „Saturated Double-Angle Method for Rapid B1+ Mapping", Magn. Reson. Med. (2006) 55: S. 1326–1333; wird ein Verfahren beschrieben, bei welchem die B1-Verteilung über die Flipwinkelverteilung bestimmt wird. Dieses Verfahren ist allerdings für bestimmte Flipwinkel (z.B. 90°) nicht ausreichend genau. Die in dem Artikel beschriebene Beschleunigung des Verfahrens führt zu einer Sensitivität auf Resonanzverschiebungen und schränkt den dynamischen Bereich der Methode ein. Ohne die Beschleunigung erfordert das Verfahren eine lange Messzeit.
Chung et al. beschreiben in „Rapid B1+ Mapping Using a Preconditioning RF Pulse with TurboFLASH Readout", Magn. Reson. Med. (2010) 64: S. 439–446; ein Verfahren zur Bestimmung der B1-Verteilung, bei dem ein schichtselektiver vorkonditionierungs HF-Puls eingestrahlt und die durch diesen verringerte longitudinale Magnetisierung gemessen wird, aus welcher die B1-Verteilung bestimmt wird. Dieses Verfahren ist zwar relativ schnell, jedoch ist es sensitiv auf die Verteilung der T1-Relaxationszeiten in dem Untersuchungsobjekt, welche nicht immer hinreichend bekannt sind.
In „Actual Flip-Angle Imaging in the Pulsed Steady State: A Method for Rapid Three-Dimensional Mapping of the Transmitted Radiofrequency Field", Magn. Reson. Med. (2007) 57: S. 192–200; beschreibt Yarnykh ein Verfahren, bei dem eine AFI-Pulssequenz (AFI: engl. „actual flip-angle“) eingesetzt wird, welche aus zwei identischen HF-Pulsen gefolgt von zwei Verschiedenen Wartezeiten TR1 und TR2 besteht, die im Anschluss an jeden HF-Puls je ein Echosignal erzeugen. Mit Hilfe der erzeugten und gemessenen Echosignale kann der aktuelle Flipwinkel der HF-Pulse und damit die B1-Verteilung berechnet werden. Dieses Verfahren ist als dreidimensionales (3D) Verfahren allerdings besonders sensitiv auf Bewegungen.
Eine andere Methode, um die ortsabhängigen B1-Feldamplituden, also die B1-Verteilung, eines Untersuchungsobjekts zu bestimmen, ist die Ausnutzung der Bloch-Siegert-Phasenverschiebung, wie sie in Sacolick et al. „B1 Mapping by Bloch-Siegert Shift", Magn. Reson. Med. (2010) 63: S. 1315–1322; beschrieben wird. Die Bloch-Siegert-Phasenverschiebung entsteht durch Einstrahlung eines nichtresonanten HF-Pulses (nachfolgend Bloch-Siegert-Puls genannt). Die generierte Phasenverschiebung ist dabei proportional zum Quadrat der B1-Amplitude:
Dabei bezeichnen γ das gyromagnetische Verhältnis, B norm / 1 (t) den zeitlichen Verlauf des auf die Amplitude B peak / 1 normierten Bloch-Siegert-Pulses und ν_RF die Differenz der Frequenz des Bloch-Siegert-Pulses relativ zur Resonanzfrequenz. Die Integration erstreckt sich über die gesamte Pulsdauer, die Frequenz des HF-Pulses wird hier als zeitlich konstant angenommen. Im hier zugrunde liegenden Verfahren wird die Amplitude B peak / 1 des Bloch-Siegert-Pulses für eine gewählte Sendeleistung aus der gemessenen Phasenverschiebung φ_BS berechnet. Eine schematische Darstellung einer Sequenz zur Bloch-Siegert-Methode in Gradientenecho-Realisierung wie in dem angegebenen Artikel von Sacolick et al. ist in 1 dargestellt.
Khalighi et al. beschreiben in „RF Pulse Optimization for Bloch-Siegert B1+ Mapping", Magn. Reson. Med. (2011) DOI: 10.1002/mrm.23271; ein Verfahren, bei welchem unter Verwendung einer vorab erstellten B0-Map Resonanzverschiebungen durch ortsabhängige Inhomogenitäten des statischen B0-Feldes, durch chemische Verschiebung und durch Suszeptibilitätsunterschiede in der Berechnung der B1-Amplitude berücksichtigt und korrigiert werden. Jedoch pflanzen sich hierbei Ungenauigkeiten und Fehler der B0-Map auch in der Berechung der B1-Amplitude fort.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren, eine Magnetresonanzanlage, ein Computerprogramm sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger anzugeben, mit denen eine Verfälschung einer ermittelten B1-Amplitude durch unbekannte Verschiebungen der Resonanzfrequenz zuverlässig vermieden wird.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik gemäß Anspruch 1, eine Magnetresonanzanlage gemäß Anspruch 9, ein Computerprogramm gemäß Anspruch 10 sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger gemäß Anspruch 11.
Der Erfindung liegen folgende Überlegungen zugrunde: Aus Gleichung (1) ist ersichtlich, dass Abweichungen der Spinresonanzfrequenz von der justierten Systemfrequenz das Ergebnis verfälschen. Weicht die Resonanzfrequenz eines Spins um ±Δν von der Systemfrequenz ab, so erfährt dieser Spin eine Phasenverschiebung. Die gesamte Phase φ ' / BS des Spins ist somit:
mit der durch den Bloch-Siegert-Puls bewirkten von der Abweichung ±Δν abhängigen Phasenverschiebung
Um die daraus resultierende Verfälschung der berechneten B1-Amplitude bis zur ersten Ordnung zu begrenzen, wird bei Sacolick et al. vorgeschlagen, zwei Messungen durchzuführen, bei denen identische Bloch-Siegert-Pulse mit um +ν_RF und –ν_RF relativ zur Systemfrequenz verschobenen Frequenzen ausgespielt werden. Die Phasenverschiebung dieser beiden Akquisitionen wird halbiert und daraus nach Gleichung (1) die B1-Amplitude berechnet.
In den Messungen mit den um –ν_RF bzw. um +ν_RF relativ zur Systemfrequenz verschobenen Bloch-Siegert-Pulsen werden die Phasen φ⁺ bzw. φ^– gemessen:
Dabei bezeichnet φ^ref die Referenzphase, d.h. die Phasenlage ohne jegliche Bloch-Siegert-Phasenverschiebung, die bei der Methode nach Sacolick nicht gemessen wird.
Die halbierte Differenz der beiden gemessenen Phasen φ⁺ und φ^– ergibt sich zu:
Der so ermittelte Wert wird verwendet, um nach Gleichung (1) die Amplitude B peak / 1 des B1-Feldes zu berechnen. Die Resonanzverschiebung Δν spielt jedoch auch hier noch eine Rolle.
Da die Bloch-Siegert-Phasenverschiebung einer nichtlinearen Abhängigkeit von der Frequenzverschiebung ν_RF des Bloch-Siegert-Pulses folgt, besteht somit weiterhin die Gefahr, dass die ermittelte B1-Amplitude für nicht-resonante Spins in nicht unerheblichem Maße verfälscht ist. Variationen der Resonanzfrequenz Δν können z.B. durch chemische Verschiebung, Inhomogenitäten des statischen B0-Feldes und Suszeptibilitätsunterschiede hervorgerufen werden.
Diese Sensitivität der Bloch-Siegert-Methode auf Unterschiede der Resonanzfrequenz Δν kann gemindert werden, indem die Frequenzverschiebung ν_RF des Bloch-Siegert-Pulses relativ zur Systemfrequenz hinreichend groß gewählt wird. Damit kann der Fehler, der durch Variationen der Spinresonanzfrequenz entsteht, begrenzt werden (siehe z.B. auch den genannten Artikel von Sacolick et al.). Bei einer festen Sendeleistung sinkt dadurch jedoch die Bloch-Siegert-Phasenverschiebung φ_BS (siehe Gleichung (1)). Folglich erhöht sich der durch statistische Fluktuationen bedingte relative Fehler der gemessenen B1-Amplitude, was insbesondere problematisch für die Messung kleiner B1-Amplituden und damit ohnehin kleiner Phasenverschiebungen φ_BS ist.
Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik umfasst die Schritte:

– Messen von einem ersten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer ersten Pulssequenz,
– Messen von einem zweiten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer zweiten Pulssequenz,
– Messen von einem dritten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer dritten Pulssequenz,
– Bestimmen einer ersten Phase aus dem ersten Messdatensatz, einer zweiten Phase aus dem zweiten Messdatensatz und einer dritten Phase aus dem dritten Messdatensatz,
– Berechnen einer relevanten Phasenverschiebung aus der ersten Phase und der zweiten Phase und der dritten Phase,
– Bestimmen der B1-Verteilung aus der berechneten relevanten Phasenverschiebung.

Durch die Messung von einer ersten, einer zweiten und einer dritten Phase unter Verwendung jeweils einer bestimmten Pulssequenz und Verwendung aller drei gemessenen Phasen zur Berechnung einer relevanten Phasenverschiebung, aus welcher eine B1-Verteilung bestimmt werden kann, können Einflüsse durch Resonanzverschiebungen auf die Bestimmung der B1-Verteilung vermieden werden.
Eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage umfasst einen Grundfeldmagneten, ein Gradientenfeldsystem, eine Hochfrequenzantenne und eine Steuereinrichtung zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems und der Hochfrequenzantenne, und einen Anlagenrechner (20) zur Verarbeitung von aufgenommenen Messdaten, und ist zum Durchführen eines beschriebenen Verfahrens ausgestaltet.
Ein erfindungsgemäßes Computerprogramm umfasst Programmmittel, die alle Schritte eines beschriebenen Verfahrens durchführen, wenn das Computerprogramm in der Steuereinrichtung der Magnetresonanzanlage ausgeführt wird.
Ein erfindungsgemäßer elektronisch lesbarer Datenträger umfasst darauf gespeicherte elektronisch lesbare Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Steuereinrichtung einer Magnetresonanzanlage ein beschriebenes Verfahren durchführen.
Die in Bezug auf das Verfahren angegebenen Vorteile und Ausführungen gelten analog auch für die Magnetresonanzanlage, das Computerprogrammprodukt und den elektronisch lesbaren Datenträger.
Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Die aufgeführten Beispiele stellen keine Beschränkung der Erfindung dar. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung einer Sequenz zur Bloch-Siegert-Methode in Gradientenecho-Realisierung nach dem Stand der Technik,
2 schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage,
3 ein schematisches Ablaufdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens,
4 eine schematische Darstellung einer ersten, einer zweiten und einer dritten Pulssequenz, wie sie für das erfindungsgemäße Verfahren verwendet werden können.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer Sequenz zur Bloch-Siegert-Methode in Gradientenecho-Realisierung nach dem Stand der Technik. Untereinander sind eingestrahlte oder erzeugte Hochfrequenzpulse oder Signale (RF), die zu schaltenden Gradienten in x-, y- und z-Richtung (G_x, G_y, G_z) und die Auslesetätigkeit (ADC) im Laufe der Zeit (t) dargestellt.
Nach einem HF-Anregungspuls 201, mit dem gleichzeitig ein Schichtselektionsgradient in z-Richtung geschalten wird, folgt ein nicht-resonanter HF-Puls 202, der hier sogenannte Bloch-Siegert-Puls. Das erzeugte Echosignal 203 wird unter Schalten der gewünschten Ortskodierungsgradienten ausgelesen. Diese Pulssequenz wird solange mit verschiedenen Ortskodierungsgradienten G_x, G_y, G_z auf bekannte Art und Weise wiederholt, bis der gesamte gewünschte k-Raum abgetastet ist.
2 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage 5 (eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegeräts). Dabei erzeugt ein Grundfeldmagnet 1 ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins in einem Untersuchungsgebiet eines Untersuchungsobjekts U, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers, welcher auf einem Tisch 23 liegt und in die Magnetresonanzanlage 5 geschoben wird. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfelds ist in einem typischerweise, aber nicht notwendig kugelförmigen Messvolumen M definiert, in welches die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle, so genannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 und eine geeignet Ansteuerung 27 für die Shim-Spulen 2 eliminiert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, welches aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem entsprechenden Verstärker 24–26 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung eines kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Die Verstärker 24–26 umfassen jeweils einen Digital-Analog-Wandler (DAC), welcher von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, welche die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objekts bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objekts umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und einer oder mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer beispielsweise ringförmigen, linearen oder matrixförmigen Anordnung von Spulen. Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung (Messsignal) umgesetzt, welche über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8, 8' eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in welchem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagerechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler (DAC) im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem dem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht. Über einen Verstärker 28 werden die modulierten Pulssequenzen der HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 zugeführt.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden in einem ersten Demodulator 8' des Empfangskanals des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert und im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert. Dieses Signal wird noch auf die Frequenz Null demoduliert. Die Demodulation auf die Frequenz Null und die Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt, welcher die demodulierten Daten über Ausgänge 11 an einen Bildrechner 17 ausgibt. Durch den Bildrechner 17 kann aus den derart gewonnenen Messdaten ein MR-Bild rekonstruiert werden.
Die Verwaltung der gemessenen Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Insbesondere verfügt der Anlagenrechner 20 über Mittel zur Bestimmung einer Phasenverschiebung eines Messdatensatzes 20.1, Mittel zur Berechung einer relevanten Phasenverschiebung aus bestimmten Phasenverschiebungen 20.2 und Mittel zum Bestimmen einer B1-Verteilung aus einer relevanten Phasenverschiebung 20.3. Die bei der Verarbeitung der Messdaten in dem Anlagenrechner 20 entstehenden Zwischenergebnisse und Ergebnisse, insbesondere bestimmte B1-Verteilungen können zur weiteren Verwendung, beispielsweise bei nachfolgenden MR-Messungen, gespeichert und/oder angezeigt werden.
Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung von Messdaten, welche z.B. auf einer DVD 21 gespeichert sind, sowie sonstige nutzerseitige Eingaben wie gewünschte Frequenz insbesondere von nicht-resonanten HF-Pulsen, und eine Darstellung von erzeugten MR-Bildern erfolgen über ein Terminal 13, welches zur Ermöglichung einer Eingabe Eingabemittel wie z.B. eine Tastatur 15 und/oder eine Maus 16 und zur Ermöglichung einer Anzeige Anzeigemittel wie z.B. einen Bildschirm 14 umfasst.
3 zeigt ein schematisches Ablaufdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens.
Zunächst werden ein erster Messdatensatz (DS1) des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer ersten Pulssequenz (Block 101.1) und ein zweiter Messdatensatz (DS2) des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer zweiten Pulssequenz (Block 101.2) und ein dritter Messdatensatz (DS3) des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer dritten Pulssequenz (Block 101.3) gemessen.
Dabei unterscheiden sich die zweite und die dritte Pulssequenz von der ersten Pulssequenz vorteilhaft lediglich durch jeweils einen nicht-resonanten HF-Puls nach jedem HF-Anregungspuls. Damit sind der erste, der zweite und der dritte Messdatensatz gut vergleichbar, da lediglich die Phasenverschiebung, mit der jeder der Messdatensätze behaftet ist, sich unterscheiden.
Die erste Pulssequenz umfasst vorteilhaft gar keinen nicht-resonanten HF-Puls, und kann somit als Referenzmessung genutzt werden. Beispielhafte erste, zweite und dritte Pulssequenzen sind weiter unten in Bezug auf 4 angegeben.
Der nicht-resonante HF-Puls der zweiten Pulssequenz ist um einen Frequenzwert ν₂ gegenüber der Systemfrequenz, d.h. der Frequenz des HF-Anregungspulses, verschoben. Der nicht-resonante HF-Puls der dritten Pulssequenz ist um einen Frequenzwert ν₃ gegenüber der Systemfrequenz, d.h. der Frequenz des HF-Anregungspulses, verschoben. Üblicherweise ist die Systemfrequenz auf die (vorwiegende) Resonanzfrequenz des untersuchten Spinsystems eingestellt. Vorteilhafterweise wird ν₂ = –ν₃ = ν_RF gewählt.
In diesem Fall wird zusätzlich zu den beiden Akquisitionen mit den um +ν_RF und –ν_RF gegenüber der Systemfrequenz verschobenen nicht-resonanten HF-Pulsen, die bereits im Stand der Technik gemessen werden (dort: Bloch-Siegert-Pulse), eine Messung ohne nicht-resonanten HF-Puls durchgeführt, bei ansonsten unveränderter Sequenz-Abfolge (siehe auch 4). Aus dieser Messung wird die erste Phase, die in den Gleichungen (3) und (4) auftretende Referenzphase φ^ref, bestimmt (Block 103.1). Aus der Messung unter Verwendung der zweiten Pulssequenz, bei welcher die Frequenz des nicht-resonanten HF-Pulses beispielsweise größer als die Systemfrequenz ist, wird die zweite Phase, beispielsweise die Phase φ⁺, bestimmt (Block 103.2). Aus der Messung unter Verwendung der dritten Pulssequenz, bei welcher die Frequenz des nicht-resonanten HF-Pulses beispielsweise kleiner als die Systemfrequenz ist, wird die dritte Phase, beispielsweise die Phase φ^–, bestimmt (Block 103.3).
Aus den drei bestimmten Phasen wird eine relevante Phasenverschiebung φ^mod berechnet (Block 105).
Die für die Berechung der B1-Amplitude B peak / 1 nach Gleichung (1) benötigte Phasenverschiebung wird nun nicht durch Gleichung (5) berechnet, sondern auf folgende modifizierte Weise als relevante Phasenverschiebung φ^mod berechnet:
Mit den Gleichungen (3) und (4) ergibt sich:
Somit wird eine möglicherweise auftretende Resonanzverschiebung Δν in der Berechnung eliminiert. Damit tritt eine Verfälschung durch Resonanzverschiebungen nicht mehr auf. Durch die zusätzliche Messung der Referenzphase φ^ref kann der invers-proportionale Zusammenhang zwischen der Bloch-Siegert-Phasenverschiebung φ mod / BS und der Frequenz des nicht-resonanten HF-Pulses ν_RF relativ zur Systemfrequenz ausgenutzt werden, um den Effekt von Resonanzverschiebungen zu eliminieren.
Allgemein ergibt sich, auch wenn die Frequenzdifferenz ν₂ des nicht-resonanten HF-Pulses der zweiten Pulssequenz von der Systemfrequenz nicht denselben Betrag hat, wie die Frequenzdifferenz ν₃ des nicht-resonanten HF-Pulses der dritten Pulssequenz von der Systemfrequenz auch bei gleichen Vorzeichen von ν₂ und ν₃:
Die Berechnung der relevanten Phasenverschiebung φ^mod umfasst somit eine Subtraktion der ersten Phase, der Referenzphase φ^ref von der kleineren Phase φ^– von der zweiten und der dritten Phase und eine Subtraktion der größeren Phase φ⁺ von der zweiten und der dritten Phase von der ersten Phase, der Referenzphase φ^ref.
Genauer kann die relevante Phasenverschiebung berechnet werden als der Kehrwert der halben Summe des Kehrwerts der Differenz von der ersten Phase φ^ref und der kleineren Phase φ^– von der zweiten und der dritten Phase und des Kehrwerts der Differenz von der größeren Phase φ⁺ von der zweiten und der dritten Phase und der ersten Phase φ^ref.
In 4 sind eine erste Pulssequenz PS1, eine zweite Pulssequenz PS2 und eine dritte Pulssequenz PS3, wie sie für das erfindungsgemäße Verfahren verwendet werden können, schematisch dargestellt.
Dabei sind in den oberen drei Zeilen der 4 jeweils die Hochfrequenzpulse und Signale der jeweiligen Pulssequenz angegeben, in denen sich die erste, zweite und dritte Pulssequenz PS1, PS2, PS3 unterscheiden. In jeder Pulssequenz PS1, PS2, PS3 wird nach einem HF-Anregungspuls 401.1, 401.2 401.3 ein Echosignal 403.1, 403.2, 403.3 erzeugt, welches als Messdaten gemessen wird. Nur in zwei der drei Pulssequenzen PS1, PS2, PS3 wird weiterhin ein nicht-resonanter HF-Puls 402.2, 402.3 nach dem zugehörigen HF-Anregungspuls 401.2, 401.3 eingestrahlt. Die nicht-resonanten HF-Pulse 402.2, 402.3 unterscheiden sich hierbei. Vorteilhafterweise weicht die Frequenz des nicht-resonanten HF-Pulses 402.2 der zweiten Pulssequenz PS2 um den gleichen Betrag wie die Frequenz des nicht-resonanten HF-Pulses 402.3 der dritten Pulssequenz PS3 aber in entgegen gesetzter Richtung von der Frequenz des HF-Anregungspulses 401.2, 401.3 der Pulssequenz PS2, PS3 ab.
Die nicht-resonanten HF-Pulse werden z.B. als Fermi-Pulse z.B. mit Hilfe von Bloch-Simulationen, derart gestaltet, dass eine möglichst geringe Anregung im Resonanzbereich der untersuchten Spins („on-resonance“) stattfindet, beispielsweise unter 1% bei Resonanzverschiebungen von unter 800 Hz) und derart, dass der Frequenzunterschied eines nicht-resonanten HF-Pulses der zweiten und/oder dritten Pulssequenz von der Frequenz des HF-Anregungspulses derart gewählt wird, dass die jeweils resultierende Phasenverschiebung groß genug ist, um die Genauigkeit der folgenden Bestimmung der B1-Verteilung zu verbessern. D.h. der Frequenzunterschied eines nicht-resonanten HF-Pulses gegenüber der Systemfrequenz (Frequenz des Anregungspulses) kann kleiner gewählt werden, als bisher im Stand der Technik möglich, ohne dass ungewünschte Fehler der ermittelten B1-Amplitude insbesondere durch Resonanzverschiebungen auftreten. Durch die hier vorgestellte Berechnung der B1-Amplituden aus der relevanten Phasenverschiebung können Verfälschungen der ermittelten B1-Amplituden durch Resonanzverschiebungen wirksam begrenzt werden. Dadurch ist es möglich, die Differenz der Frequenz des nicht-resonanten HF-Pulses zur Systemfrequenz ν_RF deutlich kleiner als bisher im Stand der Technik zu wählen, ohne dass die Resonanzverschiebungen zu einer bedenklichen Verfälschung der B1-Amplituden führen. Eine Verringerung der Frequenzdifferenz ν_RF hat eine Erhöhung der Bloch-Siegert-Phasenverschiebung φ m od / BS zur Folge (siehe Gleichungen (1) oder (7)), was sich positiv auf die erzielbare statistische Genauigkeit der Ermittelten Bloch-Siegert-Phasenverschiebungen φ m od / BS und damit der ermittelten B1-Amplituden auswirkt.
Dieser Vorteil der kleinen möglichen Frequenzdifferenzen kann außerdem genutzt werden, um die Pulsdauer des nicht-resonaten HF-Pulses zu verkürzen. Da die Messdauer einer Bloch-Siegert-Sequenz in erheblichem Maße dadurch gegeben ist, dass für die Limitierung der spezifischen Absorptionsrate (SAR) notwendige Wartezeiten eingeführt werden müssen, kann die gesamte Messdauer durch eine Verkürzung des nicht-resonanten HF-Pulses ebenfalls deutlich verkürzt werden. Damit kann die zusätzlich benötigte Messdauer für die zusätzliche Messung der Referenzphase kompensiert werden.
Eventuell ist es auch möglich die Messung ohne nicht-resonanten HF-Puls zur Bestimmung der Referenzphase aus Messungen zu extrahieren, die für die Ermittelung der Phasenlage von verschiedenen Sendekanälen im Mehrkanal-Sendebetrieb erforderlich sind, wenn eine solche Mehrkanaltechnik verwendet wird. Dabei entfällt eine ansonsten nötige zusätzliche Messdauer für die Ermittlung der Referenzphase.
Beispielsweise wurde in den bereits zitierten Artikel von Sacolick et al. ein Frequenzunterschied von ν_RF = 4000 Hz gewählt. Mit dem hier beschriebenen Verfahren führt unter ansonsten gleichen Bedingungen ein Frequenzunterschied von ν_RF = 2000 Hz zu besseren Ergebnissen, ohne dass Fehler der ermittelten B1-Amplituden die Ergebnisqualität verschlechtern würden.
Die unteren vier Zeilen in 4 geben analog zu 1 die jeweils zugehörigen zu schaltenden Gradienten G_x, G_y, G_z in x-, y- und z-Richtung sowie die Datenaufnahme ADC an, die bei jeder der Pulssequenzen PS1, PS2, PS3 gleich sind. Die angegebenen Pulssequenzen PS1, PS2, PS3 sind auch hier in einer Gradientenecho-Realisierung dargestellt. Es ist aber auch möglich einen anderen bekannten Sequenztyp zu verwenden, wobei sich weiterhin die erste Pulssequenz PS1, die zweite Pulssequenz PS2 und die dritte Pulssequenz PS3 lediglich durch die nur in zweien der drei Pulssequenzen PS1, PS2, PS3 vorhandenen nicht-resonanten HF-Pulse 402.2, 402.3 von der dritten Pulssequenz (hier PS1) unterscheiden und die nicht-resonanten HF-Pulse 402.2 und 402.3 unterschiedliche nicht-resonante HF-Pulse sind. Hierbei unterscheiden sich die nicht resonanten HF-Pulse 402.2 und 402.3 insbesondere nur in ihrer Frequenz, d.h. sie sind unterschiedlich moduliert. Die Pulsform ist hierbei bei beiden nicht-resonanten HF-Pulsen 402.2 und 402.3 gleich.
In einer Beispielhaften Realisierung des hier beschriebenen Verfahrens mit einem 3T Magnetresonanzgerät konnte gezeigt werden, dass selbst bei starken Resonanzverschiebungen zuverlässige Resultate erzielt werden können. Es wurden nicht-resonante HF-Pulse (Bloch-Siegert-Pulse) mit einer Pulsdauer von 4 Millisekunden eingesetzt, welche bei einer Frequenzverschiebung von ν_RF = 2000 Hz relativ zur Systemfrequenz moduliert wurden. Hierbei folgte die Pulsform der nicht-resonanten HF-Pulse einem Fermi-Puls, der beschrieben werden kann durch:
z.B. mit Parametern: Pulsdauer T = 4 ms, A = 0.391 ms und w = 0.125 ms. Die Amplitude eines auf diese Weise erzeugten HF-Pulses betrug B peak / 1 = 5.59μT.
Die Resonanzverschiebung wurde durch verändern der Systemfrequenz simuliert. Die Messung zeigte, dass für Resonanzverschiebungen im Bereich bis zu 800 Hz nach dem ursprünglichen Verfahren nach Sacolick mit dem gewählten Bloch-Siegert-Puls ein relativer Fehler von maximal 11% auftritt. Dagegen kann der maximale Fehler mit dem hier vorgeschlagenen Verfahren auf 2% reduziert werden.
Auf die Verwendung einer (eventuell fehlerbehafteten) B0-Map, durch die die Verteilung des Hauptmagnetfeldes sowie Resonanzverschiebungen durch chemische Verschiebung und Suszeptibilitätsunterschiede quantifiziert werden, kann verzichtet werden.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

Cunningham et al. „Saturated Double-Angle Method for Rapid B1+ Mapping“, Magn. Reson. Med. (2006) 55: S. 1326–1333 [0007]
Chung et al. beschreiben in „Rapid B1+ Mapping Using a Preconditioning RF Pulse with TurboFLASH Readout”, Magn. Reson. Med. (2010) 64: S. 439–446 [0008]
„Actual Flip-Angle Imaging in the Pulsed Steady State: A Method for Rapid Three-Dimensional Mapping of the Transmitted Radiofrequency Field“, Magn. Reson. Med. (2007) 57: S. 192–200 [0009]
Sacolick et al. „B1 Mapping by Bloch-Siegert Shift“, Magn. Reson. Med. (2010) 63: S. 1315–1322 [0010]
Khalighi et al. beschreiben in „RF Pulse Optimization for Bloch-Siegert B1+ Mapping“, Magn. Reson. Med. (2011) DOI: 10.1002/mrm.23271 [0012]

Claims

Verfahren zur Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik umfassend die Schritte: – Messen von einem ersten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer ersten Pulssequenz, – Messen von einem zweiten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer zweiten Pulssequenz, – Messen von einem dritten Messdatensatz des Untersuchungsobjekts unter Verwendung einer dritten Pulssequenz, – Bestimmen einer ersten Phase aus dem ersten Messdatensatz, einer zweiten Phase aus dem zweiten Messdatensatz und einer dritten Phase aus dem dritten Messdatensatz, – Berechnen einer relevanten Phasenverschiebung aus der ersten Phase und der zweiten Phase und der dritten Phase, – Bestimmen der B1-Verteilung aus der berechneten relevanten Phasenverschiebung.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die zweite und die dritte Pulssequenz sich von der ersten Pulssequenz lediglich durch jeweils einen nicht-resonanten HF-Puls nach jedem HF-Anregungspuls unterscheiden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die erste Pulssequenz keinen nicht-resonanten HF-Puls umfasst.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Frequenz des nicht-resonanten HF-Pulses der zweiten Pulssequenz um den gleichen Betrag wie die Frequenz des nicht-resonanten HF-Pulses der dritten Pulssequenz aber in entgegen gesetzter Richtung von der Frequenz des HF-Anregungspulses der Pulssequenz abweicht.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die relevante Phasenverschiebung derart aus der ersten Phase und der zweiten Phase und der dritten Phase berechnet wird, dass eine möglicherweise auftretende Resonanzverschiebung in der Berechnung eliminiert wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Berechnung der relevanten Phasenverschiebung eine Subtraktion der ersten Phase von der kleineren Phase von der zweiten und der dritten Phase und eine Subtraktion der größeren Phase von der zweiten und der dritten Phase von der ersten Phase umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die relevante Phasenverschiebung berechnet wird als der Kehrwert der halben Summe des Kehrwerts der Differenz von der ersten Phase und der kleineren Phase von der zweiten und der dritten Phase und des Kehrwerts der Differenz von der größeren Phase von der zweiten und der dritten Phase und der ersten Phase.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Frequenzunterschied eines nicht-resonanten HF-Pulses der zweiten und/oder dritten Pulssequenz von der Frequenz des HF-Anregungspulses derart gewählt wird, dass die jeweils resultierende Phasenverschiebung groß genug ist, um die Genauigkeit der folgenden Bestimmung der B1-Verteilung zu verbessern.
Magnetresonanzanlage, wobei die Magnetresonanzanlage (5) einen Grundfeldmagneten (1), ein Gradientenfeldsystem (3), eine Hochfrequenzantenne (4) und eine Steuereinrichtung (10) zur Ansteuerung des Gradientenfeldsystems (3) und der Hochfrequenzantenne (4), und einen Anlagenrechner (20) zur Verarbeitung von aufgenommenen Messdaten umfasst, und wobei die Magnetresonanzanlage (5) zum Durchführen eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8 ausgestaltet ist.
Computerprogramm mit Programmmitteln zur Durchführung aller Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wenn das Computerprogramm in einem Anlagenrechner (20) der Magnetresonanzanlage (5) ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers (21) in einem Anlagenrechner (20) einer Magnetresonanzanlage (5) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8 durchführen.