DE102008061455B4

DE102008061455B4 - Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung einer vorbestimmten Signalamplitude bei MR-Messungen

Info

Publication number: DE102008061455B4
Application number: DE102008061455A
Authority: DE
Inventors: Hans-Peter Dr. Fautz; Franz Schmitt
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2008-12-10
Filing date: 2008-12-10
Publication date: 2011-03-17
Anticipated expiration: 2028-12-11
Also published as: CN101750596B; CN101750596A; DE102008061455A1; US20100141252A1; US8427157B2

Abstract

Verfahren zur Bestimmung einer vorbestimmten Signalamplitude eines Untersuchungsobjekts (12) bei einer Magnetresonanzmessung, bei der bei einer Pulssequenz in einer Pulsfolge mehrere HF-Pulse mit einer Repetitionszeit TR kleiner als die T₁-Zeiten des Untersuchungsobjekts in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt werden, mit den folgenden Schritten:
– Festlegen einer Zielmagnetisierung für im Wesentlichen alle HF-Pulse aus der Pulsfolge für einen vorbestimmten Zeitpunkt nach Einstrahlen des jeweiligen HF-Pulses,
– Bestimmen für im Wesentlichen alle HF-Pulse eines Zielkippwinkels und einer Zielphase für verschiedene Bereiche des Untersuchungsobjekts in Abhängigkeit von der jeweiligen Zielmagnetisierung und einer vorhandenen Magnetisierung,
– Bestimmen jeweils eines zeitlichen Verlaufs der Amplituden und Phasen für im Wesentlichen alle HF-Pulse zur Erzeugung der jeweiligen Zielmagnetisierung nach Einstrahlen des jeweiligen HF-Pulses, und
– Einstrahlen der HF-Pulse mit den jeweils bestimmten Amplituden- und Phasenverhalten.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung 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.
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.
Artefakte und Inkonsistenzen bei der MR-Bildgebung und MR-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 Präparierung der Magnetisierung eingesetzt, konnten sich jedoch bei der Anregung und Refokussierung der Magnetisierung in Bildgebungssequenzen nicht durchsetzen.
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 prinzipiell nicht beschränkt, jedoch führen diese Modulierungen zu sehr langen Pulszeiten. Mit der Möglichkeit des parallelen 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 könnten. 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).
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.
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.
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).
Die Möglichkeit, mit variablen Kippwinkeln eine vordefinierte Magnetisierung zu erzeugen, wurde bislang 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).
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).
Die nachveröffentlichte Offenlegungsschrift DE 10 2007 044 463 A1 beschreibt ein Verfahren zur Bestimmung der räumlichen Verteilung von Magnetresonanzsignalen durch mehrdimensionale HF-Anregungspulse, wobei in einem Definitionsschritt ein Auflösungsraster mit Auflösungsraster-Zellen vorgegeben und gemäß einem festgelegten Phasenkodierschema für jeden Phasenkodierschritt ein Anregungsmuster definiert wird, in dem die Amplituden innerhalb des Abbildungsgebietes einer vorgegebenen Verteilung entsprechend für jeden Phasenkodierschritt identisch, die Amplituden der restlichen Auflösungsraster-Zellen auf Null und die Phasen der Auflösungsraster-Zellen innerhalb des Abbildungsgebietes dem Phasenkodierschema gemäß gesetzt werden, und wobei in einem Vorbereitungsschritt für jedes definierte komplexe Anregungsmuster der Phasenkodierschritte und für jedes Sendeelement die Berechnung des Amplituden- und Phasenverlaufs der einzustrahlenden HF-Pulse gemäß einer vorgegebenen k-Raum-Trajektorie erfolgt, und wobei in einem Ausführungsschritt die Kernspins wiederholt angeregt und deren Signale aufgenommen werden, wobei für jeden Phasenkodierschritt die dafür berechneten HF-Pulse während des Durchlaufens der k-Raum-Trajektorie appliziert werden, so dass innerhalb des Abbildungsgebiets eine Ortskodierung während der Anregung der Kernspins erfolgt.
Das Problem bei MR-Aufnahmen, insbesondere bei höheren Feldstärken, die durch B₁-Inhomogenitäten bedingten Artefakte zu reduzieren, besteht jedoch fort.
Daher ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die B₁-bedingten Magnetfeldinhomogenitäten und die dadurch erzeugen Artefakte weiter zu reduzieren.
Diese Aufgabe wird mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen der Erfindung sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
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 und einer vorhandenen Magnetisierung 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.
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 einem gegebenen Zeitpunkt in der Pulsfolge gleichzeitig eine vordefinierte Signalamplitude, die Zielmagnetisierung, ausgelesen werden kann.
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.
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+1)-ten HF-Puls verwendet. Dies bedeutet, dass die Wirkung aller i bisher eingestrahlten Pulse 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+1)-ten HF-Puls berücksichtigt. Diese kann sich beispielsweise durch die Datenaufnahme und die gleichzeitige Schaltung von Gradienten entwickeln.
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.
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 einzelnen HF-Pulse können sich durchaus unterscheiden, um eine genauere Übereinstimmung mit der Zielmagnetisierung zu einzelnen Zeitpunkten zu erreichen.
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 oben 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.
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 (Carr-Purcell-Meiboom-Gill)-Sequenz ist beispielsweise die Phase nicht frei wählbar entlang des Echozugs.
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.
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.
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.
Dies bedeutet, dass der HF-Pulsverlauf mit Amplitude und Phase sowie der Gradientenpulsverlauf für jeden HF-Puls angepasst werden, 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.
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.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigen:
1 schematisch eine MR-Anlage,
2 ein Flussdiagramm betreffend die Erzeugung eines MR-Bilds mit einer vorbestimmten Signalamplitude,
3 eine Bildgebung mit einem Sendekanal nach dem Stand der Technik,
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.
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 dargestellt 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.
In 2 ist schematisch in einem Flussdiagramm dargestellt, wie ein MR-Signal mit vorbestimmter Signalamplitude erreicht werden kann. Nach dem Start des Verfahrens für den ersten HF-Puls im 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, M₀(z)). 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 nach dem Stand der Technik, dem so genannten RF-Shimming oder dem k-Raumbasierten 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 die 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.
In einer weiteren Ausführungsform kann die gesamte Bildgebungssequenz als ein Optimierungsproblem gesehen werden, was prinzipiell bedeutet, dass bestehende Lösungsverfahren für die Optimierung eines Pulses verwendet 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.
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.
Zum Verständnis der Erfindung werden nachfolgend Pulsfolgen nach dem Stand dem Technik und gemäß der Erfindung miteinander verglichen.
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.
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.
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.
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.
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.
Literaturverzeichnis

(1) Madhuranthakam AJ, Busse RF, Brittain JH, Rofsky NM, Alsop DC. B₁-insensitive fast spin echo using adiabatic square wave enabling of the echo train (SWEET) excitation. Magn Reson Med 59 (6), S. 1386–1393, 2008.
(2) Katscher U, Börnert P, Leussler C, van den Brink JS. Transmit SENSE. Magn Reson Med 49 (1), S. 144–150, 2003.
(3) Zhu Y. Parallel excitation with an array of transmit coils. Magn Reson Med 51 (4), S. 775–784, 2004.
(4) Saekho S, Yip C, Noll DC, Boada F E, Stenger, VA. Fast-kz three-dimensional tailored radiofrequency pulse for reduced B1 inhomogeneity. Magn Reson Med 55 (4), S. 719–724, 2006.
(5) Setsompop K, Wald LL, Alagappan V. Gagoski B, Hebrank F, Fontius U, Schmitt F, Adalsteinsson E. Parallel RF transmission with eight channels at 3 Tesla. Magn Reson Med 56 (5), S. 1163–1171, 2006.
(6) Scheffler K. A pictorial description of steady-states in rapid magnetic resonance imaging. Magn Reson Imag 11, S. 291–304, 1999.
(7) Hennig J. Echoes – how to generate, recognize, use or avoid them in MR-imaging sequences. Conc Magn Reson 3, S. 125–143, 1991.
(8) Alsop DC. The sensitivity of low flip angle RARE imaging. Magn Reson Med 37, S. 176–184, 1997.
(9) Mugler JP, Kiefer B, Brookeman JR. Three-dimensional T2-weighted imaging of the brain using very long spin-echo trains. Proceedings of the 8^th Annual Meeting of ISMRM, Denver, USA, 2000, S. 687.
(10) Busse RF, Riederer SJ. Reducing SAR in real-time SSFSE imaging with variable-flip hard refocusing RF pulses. Proceedings of the 9^th Annual Meeting of ISMRM, Glasgow, Scotland, 2001, S. 1790.
(11) Mugler JP. Practical Implementation of optimized tissuespecific prescribed signal evolutions for improved turbospin-echo imaging. Proceedings of the 11^th Annual Meeting of ISMRM, Toronto, Canada, 2003, S. 203.
(12) Hennig J, Weigel M, Scheffler K. Multiecho sequences with variable refocusing flip angles; optimization of signal behavior using smooth transitions between pseudo steady states (TRAPS). Magn Reson Med 49, S. 527–535, 2003.
(13) Hennig J. Calculation of flip angles for echo trains with predefined amplitudes with the extended phase graph (EPG)-algorithm: principles and applications to hyperecho and TRAPS sequences. Magn Reson Med 51, S. 68–80, 2004.
(14) LeRoux P, Hinks RS. Stabilization of echo amplitudes in FSE sequences. Magn Reson Med 30, S. 183–191, 1993.

Claims

Verfahren zur Bestimmung einer vorbestimmten Signalamplitude eines Untersuchungsobjekts (12) bei einer Magnetresonanzmessung, bei der bei einer Pulssequenz in einer Pulsfolge mehrere HF-Pulse mit einer Repetitionszeit TR kleiner als die T₁-Zeiten des Untersuchungsobjekts in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt werden, mit den folgenden Schritten: – Festlegen einer Zielmagnetisierung für im Wesentlichen alle HF-Pulse aus der Pulsfolge für einen vorbestimmten Zeitpunkt nach Einstrahlen des jeweiligen HF-Pulses, – Bestimmen für im Wesentlichen alle HF-Pulse eines Zielkippwinkels und einer Zielphase für verschiedene Bereiche des Untersuchungsobjekts in Abhängigkeit von der jeweiligen Zielmagnetisierung und einer vorhandenen Magnetisierung, – Bestimmen jeweils eines zeitlichen Verlaufs der Amplituden und Phasen für im Wesentlichen alle HF-Pulse zur Erzeugung der jeweiligen Zielmagnetisierung nach Einstrahlen des jeweiligen HF-Pulses, und – Einstrahlen der HF-Pulse mit den jeweils bestimmten Amplituden- und Phasenverhalten.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die HF-Pulse mit mehreren HF-Sendekanälen gleichzeitig eingestrahlt werden, wobei das Amplituden- und Phasenverhalten für alle HF-Sendekanäle bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Magnetisierung nach Einstrahlen des i-ten HF-Pulses der Pulsfolge berechnet wird und als Startmagnetisierung bei der Bestimmung des Zielkippwinkels und der Zielphase für verschiedene Bereiche des Untersuchungsobjekts bei dem (i+1)-ten HF-Puls verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass für die Bestimmung der Startmagnetisierung die Entwicklung der Magnetisierung zwischen dem i-ten und dem (i+1)-ten HF-Puls berücksichtigt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Zielmagnetisierung für alle HF-Pulse der Pulsfolge im Wesentlichen gleich ist.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestimmung der Zielkippwinkel und Zielphasen pulssequenzbedingte Randbedingungen berücksichtigt werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass für jeden HF-Puls der Pulsfolge gleichzeitig ein Magnetfeldgradient geschaltet wird, der in Abhängigkeit des jeweiligen Zielkippwinkels und der jeweiligen Zielphase eines jeden HF-Pulses für die verschiedenen Bereiche gewählt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Zielkippwinkel und die Zielphasen der HF-Pulse unter Berücksichtigung einer minimierten spezifischen Absorptionsrate bei der Pulsfolge bestimmt werden.
Magnetresonanzanlage zur Bestimmung einer vorbestimmten Signalamplitude eines Untersuchungsobjekts bei einer Magnetresonanzmessung, bei der bei einer Pulssequenz in einer Pulsfolge mehrere HF-Pulse in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt werden, welche aufweist: – eine HF-Sendeeinheit (15), – eine Einheit (17) zum Bestimmen einer Zielmagnetisierung für im Wesentlichen alle HF-Pulse aus der Pulsfolge für einen vorbestimmten Zeitpunkt nach Einstrahlen des jeweiligen HF-Pulses aus der Pulsfolge, – eine Recheneinheit (20) zum automatischen Bestimmen für im Wesentlichen alle HF-Pulse eines Zielkippwinkels und einer Zielphase für verschiedene Bereiche des Untersuchungsobjekts in Abhängigkeit von der jeweiligen Zielmagnetisierung und einer vorhandenen Magnetisierung, – eine HF-Steuereinheit (16), die jeweils ein Amplituden- und Phasenverhalten für im Wesentlichen alle HF-Pulse zur Erzeugung der jeweiligen Zielmagnetisierung nach Einstrahlen des jeweiligen HF-Pulses bestimmt, wobei die HF-Sendeeinheit den jeweiligen HF-Puls mit den jeweils bestimmten Amplituden- und Phasenverhalten in das Untersuchungsobjekt einstrahlt.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die HF-Sendeeinheit mehrere HF-Sendekanäle aufweist, wobei die HF-Steuereinheit das Amplituden- und Phasenverhalten für alle HF-Sendekanäle und alle HF-Pulse bestimmt, um die Zielkippwinkel und Zielphasen der jeweiligen HF-Pulse zu erreichen.