DE102011005649B4

DE102011005649B4 - Bestimmung des tatsächlichen Kippwinkels und Justierung der Transmitterspannung bei der MR-Bildgebung eines kontinuierlich verfahrenen Untersuchungsobjekts

Info

Publication number: DE102011005649B4
Application number: DE102011005649A
Authority: DE
Inventors: Alto Stemmer
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2011-03-16
Filing date: 2011-03-16
Publication date: 2013-07-04
Anticipated expiration: 2031-03-17
Also published as: JP2012192185A; US9476958B2; CN102680926B; CN102680926A; JP5980531B2; DE102011005649A1; US20120235684A1

Abstract

Pulssequenz für die Magnetresonanztomographie, welche mindestens drei RF-Pulse umfasst, welche derart eingestrahlt werden, dass mindestens zwei Echosignale erzeugt werden, wobei mindestens eines der erzeugten Echosignale ausgelesen und aus dem mindestens einen ausgelesenen Echosignal ein tatsächlich erreichter Kippwinkel von mindestens einem RF-Puls der Sequenz während einer kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjektes durch ein Messvolumen bestimmt wird, und deren Gradientenschema in Richtung der kontinuierlichen Fahrt derart gestaltet ist, dass dessen erstes Moment zu den Zeitpunkten jedes für die Bestimmung des Kippwinkels verwendeten Echosignals verschwindet.

Description

Pulssequenz für die Magnetresonanztomographie, Verfahren zur Bestimmung des tatsächlichen Kippwinkels, Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung, Magnetresonanzgerät, Computerprogrammprodukt und elektronisch lesbarer Datenträger Die Erfindung betrifft eine Pulssequenz, ein Verfahren zur Bestimmung des tatsächlichen Kippwinkels von mindestens einem RF-Puls einer Pulssequenz während einer kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjekts durch ein Messvolumen, ein Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung für RF-Pulse während einer kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjektes, ein Magnetresonanzgerät, ein Computerprogrammprodukt und einen elektronisch lesbaren Datenträger.
Die Magnetresonanztomographie (MR-Tomographie) ist ein bildgebendes Verfahren, das in der Materialforschung, der pharmazeutischen Entwicklung und vor allem in der medizinischen Diagnostik eingesetzt wird. Bei der Magnetresonanztomographie wird das Untersuchungsobjekt einem homogenen statischen Grundmagnetfeld B0 ausgesetzt. Die Kernspins (kurz: Spins) des Untersuchungsobjektes richten sich parallel zu dem Feld aus. Zur Erstellung von Messsignalen, insbesondere Bildern, wird dieser Gleichgewichtszustand durch die Einstrahlung von Hochfrequenzpulsen (Abkürzung: RF-Puls von engl. „radiofrequency pulse”) zunächst gestört. Das bei der Rückkehr in den Gleichgewichtszustand emittierte Feld wird durch die Schaltung von Gradientenfeldern ortskodiert und mit einer oder mehreren Empfangsspulen empfangen. Ein RF-Puls erzeugt dabei ein amplitudenmoduliertes, mit einer Trägerfrequenz oszillierendes, sogenanntes B1-Feld, das senkrecht zum B0 Feld orientiert ist. Ein RF-Puls ist charakterisiert durch seine Bandbreite Δf, seine zeitlich Dauer T und den zeitlichen Verlauf seiner Einhüllenden B1(t). Die Magnetisierung von Spins, deren Resonanzfrequenz innerhalb der Bandbreite des RF-Pulses liegt, wird am Ende des RF-Pulses um den Winkel
aus der Gleichgewichtslage gekippt. Dabei ist t0 die Einschaltzeit des RF-Pulses und das gyromagnetische Verhältnis (engl. „gyromagnetic ratio”) γ eine physikalische Konstante, die vom angeregten Kern abhängt. Für Protonen beträgt ihr Wert: γ = 2π 42,57 MHz/T.
Der Winkel α (auch Kippwinkel, Flipwinkel oder Flippwinkel genannt) beeinflusst Kontrast und Signalstärke der aus dem empfangenen Signal berechneten Bilder maßgeblich. Wird der von der bildgebenden Sequenz angeforderte Kippwinkel nicht erreicht bzw. überdreht, führt das zu Kontrast- und Signaleinbußen, deren Schwere von der eingesetzten Sequenztechnik abhängt.
Das von einem RF-Puls erzeugte B1-Feld hängt nicht nur von der kontrollierbaren Ausgangsspannung des Hochfrequenzverstärkers (bzw. dem Strom durch die Sendespule) ab, sondern auch von einer vom Untersuchungsobjekt abhängigen Last, z. B. bei Untersuchungen von Patienten einer patientenspezifischen Last. Deshalb ist es für eine genaue Bestimmung des Kippwinkels notwendig, für jedes Untersuchungsobjekt und für jede Position des Untersuchungsobjekts in dem Grundmagnetfeld z. B. in einer sogenannten „Transmitter-Justierung” die Ausgangsspannung des Hochfrequenzverstärkers zu bestimmen, die für einen normierten Referenz-RF-Puls ein bestimmtes B1-Feld und damit einen gewünschten Kippwinkel α der Magnetisierung erzeugt. Das Ergebnis einer „Transmitter-Justierung” wird im Folgenden auch als Transmitter-Referenzspannung oder kurz Referenzspannung bezeichnet. Ist das Untersuchungsobjekt ein Patient, sollte eine solche Bestimmung für jeden Patienten und idealerweise für jede für die Untersuchung eingenommene Position der Patientenliege und damit des Patienten bei den Messungen der Untersuchung erfolgen. Im Folgenden wird von einem Patienten als Untersuchungsobjekt gesprochen. Für andere Untersuchungsobjekte gelten die Angaben analog.
Die Ausgangsspannung des Hochfrequenzverstärkers für RF-Pulse, deren Dauer bzw. deren Einhüllende B1(t) sich von der Dauer bzw. der Einhüllenden des Referenz-RF-Pulses unterscheidet, wird dann unter Ausnutzung von Formel 1 relativ zur Referenzspannung skaliert.
Der zeitliche Aufwand für die Transmitter-Justierung (und ggf. anderer Justierungsmessungen, die patientenindividuell durchgeführt werden müssen zur Sicherstellung einer gewünschten Bildqualität) ist additiv zur Gesamtuntersuchungsdauer und damit zu den Kosten der MR-Untersuchung und dem Stress, dem der Patient durch die Untersuchung ausgesetzt wird.
Wird nun in einer Untersuchung mit verschiedenen Positionen der Patientenliege gemessen, sind die Justierungsmessungen also optimaler Weise mehrfach, für jede Einzelposition, durchzuführen. Dazu müssten die jeweiligen Einzelpositionen nacheinander angefahren und die Patientenliege für die Justierungsmessung angehalten werden, was extrem zeitaufwendig und damit unattraktiv ist. Dies ist beispielsweise bei sogenannten Mehrschritt(engl. „multi-step”)-Ganz- bzw. Teilkörperuntersuchungen und insbesondere bei Untersuchungen, bei denen während des kontinuierlichen Vorschubs der Patientenliege gemessen wird (z. B. bekannt als „move during scan” (MDS), „continuously moving table MRI” (CMT) bzw. „syngo TimCT” (Siemens)), der Fall.
Unter Justierungsmessungen werden hier alle Messungen verstanden, die patientenspezifisch und ggf. liegenpositionsspezifisch durchgeführt werden, um eine feine Abstimmung des MR-Systems an die spezifische Last vornehmen zu können. Sie umfassen neben der oben bereits diskutierten Transmitter-Justierung in der Regel weiter ein Abstimmen der Spulen (engl. „coil tuning”), um den Einfluss des Patienten auf die Induktivität, die Kapazität und den Widerstand des durch die Spulen gebildeten Schwingkreises auszugleichen, eine Frequenzjustierung, um die RF-Träger- bzw. -Mittenfrequenz (engl. „center frequency”) an die Resonanzfrequenz des betrachteten Kerns (meistens freies Wasser) anzupassen, und eine sogenannte „Shimjustierung”, um die durch die zu untersuchende Person bzw. durch das zu untersuchende Untersuchungsobjekt gestörte Homogenität des Magnetfeldes nach Möglichkeit wieder herzustellen.
In zahlreichen Veröffentlichungen über MR-Messungen, die während einer kontinuierlichen Fahrt der Patientenliege durchgeführt werden, wird auf patientenspezifische Justierungmessungen komplett verzichtet. Stattdessen wird z. B. auf patientenunabhängige Systemwerte oder empirisch ermittelte Erfahrungswerte für die lastabhängigen Justierungswerte zurückgegriffen, und es werden demzufolge Bildqualitätseinschränkungen in Kauf genommen. Eine Ausnahme ist die Arbeit von A. Shankaranarayanan und J. Brittain, „Continuous Adjustment of Calibration Values for Improved Image Quality in Continuously Moving Table Imaging”. Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 11 (2004), #103. Die Autoren beschreiben eine Änderung der Justierungswerte während der kontinuierlichen Fahrt. Die dabei verwendeten Justierungswerte werden vor der eigentlichen Messung stationär, also bei jeweils stehender Liege, an 16 Stationen verteilt über den kompletten Körper in einem sogenannten „Prescan” ermittelt.
Bekannte Justierungsverfahren werden stationär häufig iterativ durchgeführt, d. h. es wird zunächst eine Startspannung gewählt und mit Hilfe des Verfahrens der damit erzielte Kippwinkel bestimmt. Weicht der Kippwinkel erheblich von dem Sollkippwinkel des Referenz-RF-Pulses (z. B. 180° oder 90°) ab, wird eine neue Transmitterspannung unter Verwendung des im vorangegangen Iterationsschritt gemessenen Kippwinkels und des Sollkippwinkel extrapoliert und das Verfahren mit der so ermittelten Transmitterspannung wiederholt. Die Iteration endet, wenn die Abweichung zwischen gemessenem Kippwinkel und Sollkippwinkel unter eine bestimmte Schwelle fällt.
Beispielsweise aus der Patentschrift US 7 145 338 B2 ist bereits eine Transmitter-Justierung während eines kontinuierlichen Vorschubs der Patientenliege bekannt, wodurch das oben beschriebene Problem umgangen werden kann, alle Einzelpositionen für die Justierungsmessungen nacheinander anfahren und die Patientenliege anhalten zu müssen.
Ein derartiges Verfahren kann bei herkömmlichen Magnetresonanzgeräten für MR-Untersuchungen eingesetzt werden, bei denen während eines kontinuierlichen Vorschubs der Patientenliege gemessen wird. Dabei wird nicht stationär iteriert, sondern die mit Hilfe der Startspannung, dem Sollkippwinkel und dem gemessenen Kippwinkel extrapolierte Transmitterspannung wird gleich der Transmitter-Referenzspannung gesetzt. Grund ist, dass sich wegen der kontinuierlichen Fahrt auch die Last zwischen den einzelnen Iterationsschritten ändern würde (und somit nicht von einer Konvergenz ausgegangen werden kann), und dass die Zeitdauer pro Justierungmessung konstant sein muss, um bei konstanter Geschwindigkeit der Patientenliege eine vorgegebene Ortsauflösung der Tansmitter-Referenzspannung als Funktion der Liegenposition zu erzielen.
Ein bekanntes Verfahren zur Transmitter-Justierung ermittelt die zur Realisierung des gewünschten Referenz-RF-Pulses notwendige Ausgangsspannung des Hochfrequenzverstärkers mittels einer Sequenz bestehend aus drei RF-Pulsen, welche beispielhaft in 1 dargestellt ist.
Dieses Verfahren basiert auf einer Methode, die erstmals von Peter van der Meulen und Gerrit H. van Yperen 1986 auf dem 5th Annual Meeting of SMRM vorgestellt wurde (Peter van der Meulen und Gerrit, H. van Yperen in „A novel method for rapid pulse angle optimisation”. Proceedings of the 5th Annual Meeting of SMRM; (1986), p. 1129) und als US Patent Nr. 4,814,708 patentiert ist. Es setzt eine Pulssequenz mit drei RF-Pulsen ein, wie sie in den 1 und 2 gezeigt ist, und im Folgenden beschrieben wird.
Sei α1 der Kippwinkel des ersten, α2 der Kippwinkel des zweiten, und α3 der Kippwinkel des dritten RF-Pulses, sowie τ1 der zeitliche Abstand zwischen dem ersten und zweiten und τ2 der zeitliche Abstand zwischen dem zweiten und dritten RF-Puls, so erhält man bis zu fünf Echos E1, S1, E2, E3, E4 (siehe 1), insbesondere ein erstes Spin-Echo E1 zur Zeit τ1 nach dem zweiten RF-Puls und ein stimuliertes Echo S1 zur Zeit τ1 nach dem dritten RF-Puls.
Die Intensität der Echos als Funktion der Kippwinkel α1 bis α3 sowie der Relaxationszeiten T1 und T2 des untersuchten Gewebes kann einfach analytisch berechnet werden. Das Ergebnis für die Intensität I_E1 des ersten Spinechos ist z. B.:
Die Intensität I_S1 des stimulierten Echos beträgt:
Dabei ist M 0 / z der Wert der Magnetisierung im thermischen Gleichgewicht.
Da der relative Wert der Kippwinkel α1, α2, α3 durch die Auslegung der RF-Pulse in der Sequenz einstellbar ist (z. B. über die Dauer von ansonsten identischen RF-Pulsen), kann der gesuchte absolute Wert des Kippwinkels durch die Messung der Intensitäten von mindestens zwei Echos bestimmt werden. Van der Meulen und van Yperen, beispielsweise, wählen alle drei Kippwinkel gleich, α1 = α2 = α3 = α, und messen die Intensität des ersten Spinechos und die Intensität des stimulierten Echos unter einem konstanten Gradienten in z-Richtung, wie in 2 abgebildet. Mit Hilfe der Gleichungen 2 und 3 ergibt sich dann der gesuchte Absolutwert des Kippwinkels aus dem Verhältnis der Intensitäten I_S1/I_E1:
Der konstante Gradient G_z in z-Richtung (Richtung des Grundmagnetfeldes B0) hat mehrere Funktionen: während der RF-Anregung dient er als Schichtselektionsgradient, der das Anregungsvolumen in z-Richtung begrenzt. Die Begrenzung hängt dabei von der Amplitude des Gradienten und der Bandbreite Δf der eingesetzten RF-Pulse ab. Während des Signalempfangs dient der Gradient G_z als Auslesegradient, der die Echosignale entlang der z-Richtung frequenzkodiert. Nach einer eindimensionalen diskreten komplexen Fourier-Transformation der beiden Echosignale E1 und S1 erhält man somit jeweils ein eindimensionales komplexes Schichtprofil entlang der z-Richtung P_S1(z) bzw. P_E1(z). In Formel 4 setzt man üblicherweise für I_S1 = |P_S1(z₀)| bzw. I_E1 = |P_E1(z₀)| den Betrag der Intensität des zentralen Pixels des jeweiligen Schichtprofils ein. Dies bedeutet, man bestimmt den mittleren Kippwinkel im Zentrum z₀ des Anregungsvolumens. „Mittlerer Kippwinkel” deshalb, weil wegen der fehlenden Ortsauflösung des Verfahrens entlang der beiden anderen Raumrichtungen die Echosignale entlang dieser beiden Richtungen inhärent komplex integriert (und damit gemittelt) werden. Dementsprechend ist für den T1-Wert in Formel 4 auch ein mittlerer T1-Wert des Gewebes in dem Projektionsvolumen einzusetzen.
In der DE 10 2005 061 567 B3 wird eine modifizierte Version des eben beschriebenen Verfahrens zur Transmitter-Justierung bei stationären Messungen verwendet. Dabei wird der Kippwinkel des zweiten RF-Pulses doppelt so groß gewählt wie die Kippwinkel des ersten und des dritten RF-Pulses, also α1 = α3 = α und α2 = 2α. Der gesuchte Kippwinkel α wird aus folgender Formel 5 bestimmt:
Wegen der komplexen Multiplikation in Formel 5 ist das Verfahren somit phasensensitiv.
Ein weiteres Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung bei stationären Messungen ist beispielsweise in Perman et al., „A Method for Correctly Setting the RF flip angle”, MRM 9: S. 16–24 (1989), beschrieben. Dort wird ebenfalls die in 1 abgebildete Sequenz von drei RF-Pulsen zur Erzeugung der Echos E1, S1, E2, E3 und E4 unter einem konstanten Gradienten in z-Richtung verwendet, jedoch wird dort nicht anhand des ersten Echos E1 und des stimulierten Echos S1, sondern nur anhand des dritten Echos E3 die Transmitterspannung, welche zur Erzeugung von 90°- bzw. 180°-RF-Pulsen benötigt wird, bestimmt.
Ein weiteres Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung bei stationären Messungen ist in Carlson et al., „Rapid Radiofrequency Calibration in MRI”, MRM15: 438–445 (1990), beschrieben. Dort wird ebenfalls die in 1 gezeigte Sequenz zur Erzeugung der Echos E1, S1, E2, E3 und E4 unter einem konstanten Gradienten in z-Richtung verwendet, jedoch wird dort die Transmitterspannung anhand der nach den dritten RF-Puls entstehenden Echos S1, E2, E3 und E4 bzw. anhand der Echos S1, E2 und E4 bestimmt.
Die beschriebenen Verfahren arbeiten gut für stationäre Messungen. Für die Justierung der Transmitterspannung bei Messungen mit kontinuierlichem Vorschub der Patientenliege liefern sie jedoch keine ebenso befriedigenden Ergebnisse.
Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Pulssequenz, ein Verfahren zur Bestimmung der tatsächlichen Kippwinkel einer Pulssequenz, ein Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung für RF-Pulse mittels einer Pulssequenz, ein Magnetresonanzgerät, ein Computerprogrammprodukt und einen elektronisch lesbarer Datenträger anzugeben, welche es während einer kontinuierlichen Fahrt der Patientenliege und damit des Untersuchungsobjekts erlauben, für eine Reihe von Positionen der Patientenliege zuverlässig lastabhängige Parameter zu ermitteln.
Der vorliegenden Erfindung liegen folgende Überlegungen zugrunde:
Im Folgenden wird eine eindimensionale Bewegung eines kleinen Spinensembles, das zum Zeitpunkt t₀ = 0 von einem Anregungspuls RF1 in die transversale Ebene gekippt wird und sich mit konstanter Geschwindigkeit v_z entlang eines zeitlich verändernden Gradientenfeldes G_z(t) bewegt, betrachtet. Dabei falle der Nullpunkt der z-Achse mit dem Isozentrum des Gradienten zusammen. Sei z₀ der Ort des Spinensembles zur Zeit t₀, dann ist somit der Ort z(t) zu einem späteren Zeitpunkt: z(t) = z₀ + v_z(t – t₀).
Die infolge des Gradientenfeldes G_z(t) akkumulierte Phase des Spinensembles zur Zeit t beträgt:
Gleichung 6 wird häufig als Funktion der Momente des Gradientenschemas geschrieben: φ(t) = γm₀(t)z₀ + γm₁(t)v_z, (7) wobei das sogenannte n-te Moment m_n(t) des Gradientenschemas gegeben ist durch:
Bei Spin-Echo-Sequenzen ist zusätzlich zu beachten, dass jeder Refokussierungs-RF-Puls das Vorzeichen der Phase, die vor seinem Isodelaypunkt akkumuliert wurde, negiert. Dabei fällt der Isodelaypunkt eines symmetrischen Refokussierungspulses mit seiner Mitte zusammen.
Von besonderem Interesse ist die akkumulierte Phase zum Zeitpunkt der Echos.
Betrachtet man nun speziell die Justierungssequenz aus 2 und berechnet mit Hilfe von Formel 7 die akkumulierte Phase des kleinen Spinensembles am Ort z(t) zum Zeitpunkt t = 2τ₁ des ersten Spinechos E1 und zum Zeitpunkt t = 2τ₁ + τ₂ des stimulierten Echos S1, so ergibt sich, dass das 0-te Moment und damit der erste Term in Gleichung 7 zum Zeitpunkt der Echos E1 und S1 jeweils Null ist.
Für das Spinecho E1 ist dies unmittelbar klar: Das erste Spinecho E1 entsteht, indem der zweite RF-Puls RF2 den FID des ersten RF-Pulses RF1 refokussiert. Das 0-te Moment, das zwischen dem ersten RF-Puls RF1 und dem Refokussierungspuls RF2 akkumuliert wird, hat den gleichen Betrag G_zτ₁ wie das 0-te Moment, das zwischen RF2 und Spinecho E1 akkumuliert wird. Das Vorzeichen beider Beiträge ist invers, die Summe also Null. Dabei bezeichnet FID (engl. „free induction decay”) das transiente Signal von einem Spinsystem, das von einem einzelnen RF-Puls induziert wird.
Das stimulierte Echo S1 entsteht im Zusammenspiel aller drei RF-Pulse RF1, RF2 und RF3. Der erste RF-Puls RF1 operiert dabei wiederum als Anregungspuls, der die Magnetisierung des Spinensembles in die transversale Ebene klappt. Der zweite RF-Puls RF2 operiert beim Zustandekommen des stimulierten Echos als sogenannter „Restore-Puls”, d. h. er klappt einen Teil der transversalen Magnetisierung in die longitudinale Richtung zurück, die dann von dem dritten RF-Puls RF3 wieder in die transversale Ebene geklappt wird. Man spricht davon, dass diese Magnetisierung zwischen dem zweiten und dem dritten RF-Puls in der longitudinale Richtung gespeichert ist, da sie als longitudinale Magnetisierung nicht von den Gradientenfeldern beeinflusst wird und auch nur der langsameren T1-Relaxierung unterliegt. Unmittelbar nach dem dritten RF-Puls RF3 hat die Magnetisierung somit den gleichen Betrag und das umgekehrte Vorzeichen wie unmittelbar vor dem zweiten RF-Puls RF2. Das 0-te Moment, das zwischen dem dritten RF-Puls RF3 und dem stimulierte Echo S1 akkumuliert wird, hebt also wiederum das zwischen dem erstem und dem zweiten RF-Puls akkumulierte Moment auf.
Anders sieht es bei den ersten Momenten aus, da hier die Zeit nicht linear, sondern quadratisch eingeht: Zum Zeitpunkt t = 2τ₁ des ersten Spinechos E1 erhält man aus Formel 8:
Dabei ist der Ursprung der Zeitachse im Isodelay-Punkt des ersten RF-Pulses RF1 gewählt, der bei SINC- und Rechteckpulsen (also symmetrischen RF-Pulsen) in guter Näherung mit der Mitte des RF-Pulses übereinstimmt.
Zum Zeitpunkt t = 2τ1 + τ2 des stimulierten Echos S1 erhält man wiederum aus Formel 8:
Die ersten Momente zum Zeitpunkt des ersten Spinechos E1 und des stimulierten Echos S1 sind also ungleich Null und voneinander verschieden. Betrachtet man nochmals Gleichung 7, so erkennt man, dass das erste Moment keinen Phasenbeitrag für ruhende Spinsysteme (v_z = 0) liefert.
Daher ist folgende Hypothese Grundlage der vorliegenden Erfindung: Ursache für das Nichtfunktionieren der bekannten Verfahren zur Transmitter-Justierung während eines kontinuierlichen Vorschubs der Patientenliege ist die zusätzliche Phase, die die Spins infolge der Fahrt der Patientenliege akkumulieren.
Somit könnte das Problem der Justierungs-Verfahren bei kontinuierlichem Vorschub der Patientenliege einfach dadurch behoben werden, dass man keinen Gradienten in Richtung des Liegenvorschubs schaltet. Dies bedeutet allerdings eine fundamentale Überarbeitung des Justierung-Verfahrens, da z. B. auch der B1-Verlauf der Sendespule richtungsabhängig ist.
Eine andere Möglichkeit zur Behebung des Problems ist es, das Gradientenschema in Richtung des Liegenvorschubs durch ein solches zu ersetzen, dessen nulltes und erstes Moment zum Zeitpunkt der jeweils für die Justierung ausgelesenen Echos verschwindet. Dies ist durch eine erfindungsgemäße Überarbeitung der Justierungssequenz unter Beibehaltung des prinzipiellen Justierungs-Verfahrens möglich.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe gelöst durch eine Pulssequenz gemäß Anspruch 1, ein Verfahren zur Bestimmung der tatsächlichen Kippwinkel einer Pulssequenz gemäß Anspruch 9, ein Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung für RF-Pulse mittels der Pulssequenz gemäß Anspruch 10, ein Magnetresonanzgerät gemäß Anspruch 12, ein Computerprogrammprodukt gemäß Anspruch 13 und einen elektronisch lesbaren Datenträger gemäß Anspruch 14.
Eine erfindungsgemäße Pulssequenz umfasst mindestens drei RF-Pulse, welche derart eingestrahlt werden, dass mindestens zwei Echosignale erzeugt werden, wobei mindestens eines der erzeugten Echosignale ausgelesen und aus dem mindestens einen ausgelesenen Echosignal ein tatsächlicher, mit mindestens einem RF-Puls der Sequenz erreichter Kippwinkel bei einer kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjektes durch ein Messvolumen bestimmt wird, und umfasst ein Gradientenschema in Richtung der kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjekts, welches derart gestaltet ist, dass dessen erstes Moment zu den Zeitpunkten jedes für die Bestimmung des Kippwinkels verwendeten Echosignals verschwindet.
Durch das Verschwinden des 1-ten Moments des Gradientenschemas zum Zeitpunkt der Echos wird die Akkumulation einer unerwünschten Phase der Spins infolge der kontinuierlichen Fahrt effektiv unterdrückt, womit unerwünschte Phaseneffekte, die zu einer Dephasierung der Echosignale führen können und deren nachträgliche rechnerische Korrektur wegen unbekannter Feldverteilungen unmöglich sein kann, vermieden werden.
Die RF-Pulse der Pulssequenz können dabei sowohl selektiv als auch nicht-selektiv sein.
In einem einfachen Ausführungsbeispiel umfasst die Pulssequenz mindestens drei RF-Pulse, welche derart eingestrahlt werden, dass mindestens zwei und bis zu fünf Echosignale erzeugt werden können. Derartige Pulssequenzen erzeugen Echosignale, mit denen auf einfache Weise der tatsächliche Kippwinkel von mindestens einem RF-Puls der Pulssequenz bestimmt werden kann.
In einem Ausführungsbeispiel umfasst das Gradientenschema der Pulssequenz in einer Richtung senkrecht zu der Richtung der kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjektes Crushergradienten zur Unterdrückung ungewünschter Signale.
Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Bestimmung des tatsächlichen Kippwinkels von mindestens einem RF-Puls einer Pulssequenz, welche während einer MR-Messung (MR: Magnetresonanz) unter kontinuierlicher Fahrt des Untersuchungsobjekts durch das Messvolumen erzielt werden, umfasst die Schritte:

– Ausführen der Pulssequenz bei kontinuierlicher Fahrt des Untersuchungsobjektes, wobei die Pulssequenz mindestens drei RF-Pulse umfasst und mindestens zwei Echosignale erzeugt,
– Erfassen mindestens eines der erzeugten Echosignale der Pulssequenz,
– Bestimmen des tatsächlich erreichten Kippwinkels von mindestens einem RF-Puls der Pulssequenz auf Basis der erfassten Echosignale, wobei das Gradientenschema der Pulssequenz derart gestaltet ist, dass das erste Moment des Gradienten in Fahrtrichtung des Untersuchungsobjekts zu den Echozeitpunkten der erfassten Echos verschwindet.

Wie oben bereits in Bezug auf die Pulssequenz beschrieben, vermeidet das Verschwinden des ersten Moments des Gradientenschemas in Richtung des Verfahrens des Untersuchungsobjektes zum Zeitpunkt der Echos die Akkumulation von zusätzlicher Phase der Spins infolge der Fahrt und ermöglicht damit eine robuste Bestimmung des Kippwinkels.
Das erfindungsgemäße Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung für RF-Pulse bestimmt aus einem nach dem oben beschriebenen Verfahren bestimmten Kippwinkel bei kontinuierlicher Fahrt des Untersuchungsobjekts durch das Messvolumen bezüglich einer momentanen Position des Untersuchungsobjekts eine Transmitterreferenzspannung für einen Referenz-RF-Puls.
Ein erfindungsgemäßes Magnetresonanzgerät umfasst eine durch das Messvolumen des Magnetresonanzgeräts kontinuierlich verfahrbare Patientenliege, einen Magneten, Hochfrequenzantennen zum Einstrahlen von RF-Pulsen und Empfangen von Echosignalen, ein Gradientensystem umfassend Gradientenspulen und eine Pulssequenz-Steuerungseinheit zur Steuerung der Gradientenspulen und Hochfrequenzantennen, wobei die Pulssequenz-Steuerungseinheit ausgebildet ist, um hierin beschriebene Pulssequenzen während der kontinuierlichen Fahrt der Patientenliege zu erzeugen, und mit einer Recheneinheit, die die einzelnen Anlagekomponenten des Magnetresonanzgeräts entsprechend einem oben beschriebenen Verfahren steuert.
Ein erfindungsgemäßes Computerprogrammprodukt umfasst ein Programm und ist direkt in einen Speicher einer programmierbaren Recheneinheit eines Magnetresonanzgeräts ladbar, mit Programm-Mitteln, um mit dem Magnetresonanzgerät eine oben beschriebene Pulssequenz zu erzeugen und/oder alle Schritte eines hierin beschriebenen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in der Recheneinheit des Magnetresonanzgeräts 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 Recheneinheit eines Magnetresonanzgeräts mit dem Magnetresonanzgerät eine hierin beschriebene Pulssequenz erzeugen und/oder ein hierin beschriebenes Verfahren durchführen.
Die in Bezug auf die Pulssequenz und das Verfahren zur Bestimmung des tatsächlichen Kippwinkels von mindestens einem RF-Puls einer Pulssequenz, welche während einer MR-Messung unter kontinuierlicher Fahrt des Untersuchungsobjekts durch das Messvolumen beschriebenen Vorteile gelten analog auch für das erfindungsgemäße Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung für RF-Pulse, das erfindungsgemäße Magnetresonanzgerät, das erfindungsgemäße Computerprogrammprodukt und den erfindungsgemäßen elektronisch lesbaren Datenträger.
Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Figuren. Die aufgeführten Beispiele stellen keine Beschränkung der Erfindung dar. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung einer bekannten Sequenz zur Erzeugung von bis zu fünf Echosignalen,
2 eine bekannte Pulssequenz, wie sie z. B. auch in dem oben bereits zitierten Artikel von von der Meulen et al. benutzt wird, um den mit einer bestimmten Transmitterspannung erreichten Kippwinkel α zu bestimmen,
3 exemplarisch eine erfindungsgemäße Sequenz für ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Bestimmungsverfahrens des Kippwinkels,
4 exemplarisch eine weitere erfindungsgemäße Sequenz für ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Bestimmungsverfahrens des Kippwinkels,
5 exemplarisch eine weitere erfindungsgemäße Sequenz für ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Bestimmungsverfahrens des Kippwinkels,
6 exemplarisch eine weitere erfindungsgemäße Sequenz für ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Bestimmungsverfahrens des Kippwinkels,
7 ein schematisches Ablaufdiagramm zu den erfindungsgemäßen Verfahren,
8 einen schematischen Aufbau eines an sich bekannten Magnetresonanzgeräts, mit dem die erfindungsgemäßen Verfahren durchgeführt werden,
9 ein Beispiel für mit einem erfindungsgemäßen Verfahren erzielte Justierungswerte.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer bekannten Sequenz zur Erzeugung von bis zu fünf Echosignalen. Dabei werden ein erster RF-Puls mit einem Kippwinkel α1 (α1-Puls) und ein zweiter RF-Puls mit einem Kippwinkel α2 (α2-Puls) im zeitlichen Abstand τ1 eingestrahlt, um ein Spinechosignal E1 des FIDs (FID: „freier Induktionsabfall”, engl. „free induction decay”) des ersten RF-Pulses zum Zeitpunkt 2 τ1 nach dem ersten RF-Puls (α1-Puls) zu erzeugen. Danach wird zu einer Zeit τ1 + τ2 nach dem α1-Puls ein dritter RF-Puls mit dem Kippwinkel α3 (α3-Puls) eingestrahlt.
Unter der Annahme τ2 > 2·τ1 entstehen jeweils zu den Zeiten 2·τ1 + τ2, 2·τ2, τ1 + 2·τ2 und 2·(τ1 + τ2) die Echosignale S1, E2, E3 und E4. S1 ist ein sogenanntes stimuliertes Echo. E2 ist ein Spinecho, das durch Refokussierung des Echos E1 durch den α3-Puls entsteht. E3 entsteht durch die Refokussierung des FIDs des α2-Pulses durch den α3-Puls und E4 entsteht durch die Refokussierung des FIDs des α1-Pulses durch den α3-Puls.
2 zeigt eine bekannte Pulssequenz, wie sie z. B. von von der Meulen et al. wie oben beschrieben benutzt wird, um den mit einer bestimmten Transmitterspannung erreichten Kippwinkel α zu bestimmen. Im Gegensatz zu 1 wurden hier die RF-Pulse und die Echosignale zusammen in einer gemeinsamen Zeile (obere Zeile „RF” dargestellt) und in einer zweiten Zeile der zugehörige Gradient in z-Richtung Gz angegeben.
3 zeigt exemplarisch eine erfindungsgemäße Sequenz für ein besonders elegantes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Bestimmungsverfahrens des Kippwinkels, welches eine Sequenz aus drei RF-Pulsen einsetzt, und welches das erste Spinecho E1 sowie das stimuliertes Echo S1 ausliest.
Im Unterschied zu der in 2 gezeigten Sequenz umfasst hier der Gradient G_z in Richtung des Liegenvorschubs vorteilhaft fünf trapezförmige Gradienten mit positiver Amplitude P1, P2, P3, P4, P5 und vier trapezförmige Gradienten mit negativer Amplitude N1, N2, N3, N4.
Die positiven trapezförmigen Gradienten, die in Richtung der kontinuierlichen Bewegung des Untersuchungsobjekts (hier: z-Richtung) geschaltet sind, dienen zur Schichtselektion während der RF-Einstrahlung bzw. als Auslesegradienten der auszulesenden Echosignale. Im Ausführungsbeispiel der 3. haben alle positiven Gradienten die gleiche Flattop-Amplitude. Der Begriff „Flattop” oder manchmal auch „Plateau” wird in der MR-Technik für die kurze obere Grundseite eines trapezförmigen Gradienten verwendet. Die seitlich ansteigenden bzw. abfallenden Seiten der trapezförmigen Gradienten werden als „Rampen” bezeichnet.
Die Dauer der Flattops der Schichtselektionsgradienten des zweiten und dritten RF-Pulses α2 und α3 der Pulssequenz und die Dauer der Flattops des Auslesegradienten des Echos E1 sind in der in 3 gezeigten Ausführungsform gleich lang. Die Isodelayzeitpunkte der RF-Pulse α2 und α3 fallen zeitlich mit der Mitte der Flattops der jeweiligen Schichtselektionsgradienten zusammen. Entsprechend fällt das Zentrum des Echos E1 zeitlich mit der Mitte des ersten Auslesegradienten P3 zusammen. Die Dauer des Flattops des Schichtselektionsgradienten des ersten RF-Pulses α1 nach dem Isodelayzeitpunkt des ersten RF-Pulses ist genauso lang wie die Dauer des Flattops des zweiten RF-Pulses vor seinem Isodelayzeitpunkt. Ebenso entspricht die Dauer des Flattops des zweiten Auslesegradienten P5 bis zu dem stimulierten Echo S1 der Dauer des Flattops des Schichtselektionsgradienten P4 des dritten RF-Pulses α3 ab dessen Isodelayzeitpunkt.
Obwohl auch der Schichtselektionsgradienten des ersten RF-Pulses α1 in der gewählten Darstellung hier und in folgenden Figuren mit denen der weiteren RF-Pulse übereinstimmt, könnte für den ersten RF-Pulses α1 auch relativ frei eine andere Form von Schichtselektionsgradient gewählt werden. Es ist ebenso denkbar, dass keiner der RF-Pulse der Pulssequenz einen Schichtselektionsgradienten in der Richtung der kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjekts besitzt. Die Bedingung des Verschwindens des ersten Moments zu den jeweiligen für die Bestimmung des Kippwinkels verwendeten Echozeitpunkten muss jedoch in jedem Fall gewahrt bleiben. In einem nicht dargestellten Ausführungsbeispiel wird gar kein Gradient in der Richtung der kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjekts geschaltet (G_z = 0), was ebenfalls die genannte Bedingung erfüllt.
Damit sind die trapezförmigen Gradienten derart ausgebildet, dass die zeitliche Dauer des Flattops eines Schichtselektionsgradienten ab dem Isodelayzeitpunkt des zugehörigen RF-Pulses, z. B. α2, mit der zeitlichen Dauer des Flattops eines unmittelbar nachfolgenden Auslesegradienten bis zum Zeitpunkt des zugehörigen Echos, z. B. E1, übereinstimmt. Zusätzlich ist die zeitliche Dauer der rechten Rampe des Schichtselektionsgradienten gleich der zeitlichen Dauer der linken Rampe des unmittelbar nachfolgenden Auslesegradienten gewählt.
Ebenso stimmt die zeitliche Dauer des Flattops eines Auslesegradienten ab dem Zeitpunkt des zugehörigen Echos, z. B. E1, mit der zeitlichen Dauer des Flattops eines unmittelbar nachfolgenden Schichtselektionsgradienten bis zum Isodelayzeitpunkt des zugehörigen RF-Pulses, z. B. α3, überein. Zusätzlich ist die zeitliche Dauer der rechten Rampe des Auslesegradienten gleich der zeitlichen Dauer der linken Rampe des unmittelbar nachfolgenden Schichtselektionsgradienten gewählt.
In später in Bezug auf die 5 und 6 gezeigten Ausführungsbeispielen kann weiter die zeitliche Dauer des Flattops eines Auslesegradienten ab dem Zeitpunkt des zugehörigen Echos, z. B. S1, E2 bzw. E3 in 5, mit der zeitlichen Dauer des Flattops eines unmittelbar nachfolgenden Auslesegradienten bis zum Zeitpunkt des zugehörigen Echos, z. B. E2, E3 bzw. E4 in 5, übereinstimmen, wobei die zeitliche Dauer der rechten Rampe des Auslesegradienten gleich der zeitlichen Dauer der linken Rampe des unmittelbar nachfolgenden Auslesegradienten ist.
Durch die eben beschriebene Wahl der Gradientenamplituden, Flattopdauern und Rampenzeiten wird jeweils das sich durch die beiden benachbarten positiven (Halb-)Gradienten, auch als „halbe positive Nachbargradienten” bezeichnete (s. u.), ergebende 0-te und 1-te Moment zwischen unmittelbar aufeinanderfolgenden Zeitpunkten aus der Gruppe der Isodelayzeitpunkte von RF-Pulsen und Echozeitpunkte auszulesender Echos durch einen symmetrischen negativen Trapezgradienten kompensiert, dessen Symmetriezentrum zeitlich in der Mitte zwischen den jeweiligen unmittelbar aufeinanderfolgenden Isodelayzeitpunkten bzw. Zeitpunkten der Echos liegt. Somit erfüllt das dargestellte Gradientenschema auf besonders elegante Weise die Bedingung, dass das 1-te Moment des Gradienten in Richtung der kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjekts zu den Zeitpunkten der aufgenommenen Echosignale verschwindet.
Weitere Erläuterung in Bezug auf 3: Bis zum letzten aufgenommenen Echo, hier dem Spinecho S1, folgt jedem positiven Gradienten P1, P2, P3, P4, P5 ein negativer Gradient N1, N2, N3, N4 und umgekehrt. Alle positiven Gradienten P1, P2, P3, P4, P5 haben gleiche Amplitude und gleich lange Flattops. Die jeweilige Mitte eines Flattops jedes positiven Gradienten P1, P2, P3, P4, P5 fällt entweder mit dem Isodelaypunkt eines der drei RF-Pulse (bei symmetrischen RF-Pulsen, entspricht der Isodelaypunkt dem Symmetriezentrum des RF-Pulses) zusammen oder mit einem der beiden Echos. Das Design der negativen Gradienten N1, N2, N3, N4 ist symmetrisch und derart, dass der Betrag des 0-ten Moments gleich der Summe aus dem 0-ten Moment, das zwischen der Mitte des Flattops des linken Nachbargradienten und seinem Ende akkumuliert wird, und dem Moment, das zwischen Beginn des rechten Nachbargradienten und der Mitte dessen Flattops akquiriert wird (im folgenden auch als „halbe positive Nachbargradienten” bezeichnet). Somit ist das 0-te Moment, das zwischen den Mitten zweier aufeinanderfolgender positiver Gradienten akkumuliert wird, gleich Null.
Dies ist in 3 beispielhaft durch die schraffierten Flächen der Gradienten P3, N3 und P4 zwischen dem Echozeitpunkt des ersten Spinechos E1 und dem Isodelayzeitpunkt des dritten RF-Pulses α3 dargestellt, die diese Bedingung erfüllen. D. h. der Betrag der Summe der schraffierten Flächen unter P3 und P4 entspricht dem Betrag der schraffierten Fläche unter N3, womit diese sich wegen ihrer umgekehrter Vorzeichen gegenseitig aufheben und sich das über den gesamten schraffierten Bereich (und in den anderen Teilbereichen zwischen den Mitten zweier aufeinanderfolgender positiver Gradienten) akkumulierte 0-te Moment zu Null addiert.
Das Symmetriezentrum jedes negativen Gradienten N1, N2, N3, N4 fällt ferner mit dem Schwerpunkt der eben definierten „halben positiven Nachbargradienten” zusammen. Damit ist das aus zwei positiven Halbgradienten und dem dazwischen liegenden negativen Gradienten gebildete Gradienten-Subschemata symmetrisch.
Dadurch wird besonders elegant erreicht, dass das 0-te und das 1-te Moment sowohl zum den jeweiligen Isodelayzeitpunkten der RF-Pulse α1, α2, α3 als auch zu den jeweiligen Zeitpunkten der Echos E1 und S1 Null ist.
Für das 0-te Moment folgt dies aus dem Design selbst, da sich die jeweiligen 0-ten Momente wie oben beschrieben kompensieren. Für das 1-te Moment kann man es durch direkte Integration mit Hilfe der Formel 8 nachvollziehen. Es folgt aber auch aus der Regel, dass das 1-te Moment eines symmetrischen Gradientenschemas so berechnet werden kann, als wäre das gesamte 0-te Moment im Symmetriezentrum konzentriert (vgl. auch Bernstein et al., J. Magn. Reson. Imaging 2: 583–588): m₁ = m₀Δt (symmetrische Gradientenschemata) (11).
Dabei ist Δt der zeitliche Abstand zwischen dem Symmetriezentrum des betrachteten Gradientenschemas und dem Zeitpunkt zu dem das erste Moment m₁ benötigt wird.
Wendet man diese Regel nun sukzessive auf die oben definierten symmetrischen Subschemata, bestehend aus einem negativen Gradienten N1, N2, N3, N4 und den beiden angrenzenden halben positiven Nachbargradienten, zu den Zeitpunkten (bzgl. des Anregungs-RF-Pulses α1) τ1 (Zeitpunkt des zweiten RF-Puls α2), 2τ1 (Zeitpunkt des ersten Spinechos E1), τ1 + τ2 (Zeitpunkt des dritten RF-Puls α3) und 2τ1 + τ2 (Zeitpunkt des stimulierten Echos S1), an, so folgt jeweils m₁ = 0 aus Formel 11, da das 0-te Moment m₀ der Subschemata jeweils Null ist (m₀ = 0).
In der dritten Zeile in 3 ist weiterhin ein Gradient Gy angegeben, der als sogenannter Crusher-Gardient dient, der den FID des zweiten RF-Pulses α2 vor dem ersten Spinecho E1 bzw. den FID des dritten RF-Pulses α3 vor dem stimulierten Echo S1 dephasiert, sodass die jeweiligen FIDs jeweils keinen Signalbeitrag zu den genannten Echosignalen liefern. Der FID des ersten RF-Pulses α1 wird nicht mittels eines Crusher-Gradienten dephasiert, da sonst kein Echo zustande kommt.
Die Richtung des Gradienten G_y ist dabei orthogonal zur Richtung der Verfahrrichtung der Liege (hier: z-Richtung), ansonsten beliebig. Die Orthogonalbedingung stellt sicher, dass keine Phase ifolge der Fahrt akquiriert wird.
Die gezeigten Crushergradienten Gy sind dabei nur beispielhaft. Der links neben dem dritten RF-Puls α3 in 3 gezeigte Crushergradient (dritter Crushergradient von links) könnte beispielsweise entfallen (muss aber nicht), sofern nach dem dritten RF-Puls α3 nur das stimulierte Echo S1 ausgelesen wird, da die Spins, deren Signal später das stimulierte Echo S1 formen, zu diesem Zeitpunkt longitudinal ausgerichtet sind. In diesem Fall könnte es sogar vorteilhaft sein, den in 3 gezeigten dritten Crushergradienten wegzulassen, da dadurch die weiteren Spinechos E2, E3, E4 (vgl. z. B. 1) nach dem dritten RF-Puls α3 unterdrückt würden, und somit die Zeit τ2 kürzer gewählt werden könnte, ohne dass es zu einer Interferenz zwischen den weiteren Echos E2, E3, E4 und dem stimulierten Echo S1 käme.
4 zeigt exemplarisch eine weitere Sequenz für ein weiteres besonders elegantes Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Bestimmungsverfahrens des Kippwinkels, welches eine Sequenz aus drei RF-Pulsen (vgl. auch 1) einsetzt, und welches das dritte der durch die RF-Pulse α1, α2 und α3 erzeugten Spinechos, E3, ausliest.
Wie bereits oben mit Verweis auf die Veröffentlichung von Perman et al. angegeben, können mit Hilfe des dritten Spinechos E3, das durch die Refokussierung des FIDs des zweiten RF-Pulses α2 durch den dritten RF-Puls α3 zum Zeitpunkt τ₂ nach dem dritten RF-Puls α3 entsteht, 90°- und 180°-RF-Pulse bestimmt werden. Um das dritte Spinecho E3 statt des stimulierten Echos S1 (wie in 3) erfindungsgemäß auszulesen, muss im Vergleich zu 3 der fünfte positive Trapezgradient P5 zeitlich um τ₂ – τ₁ nach hinten verschoben werden und das Symmetriezentrum des vierten negativen Gradienten N4 auf den Zeitpunkt τ₂/2 nach dem dritten RF-Puls α3 geschoben werden. Der Auslesegradient P3 des ersten Spinechos E1 und der darauffolgende negative Gradient N3 können unter Anpassung des Schemas unter der Bedingung des Verschwindens des ersten Moments zu dem ausgelesenen Echo E3 entfallen.
Die Amplitude der negativen Gradienten N2 und N4 kann gegenüber der der negativen Gradienten gemäß 3 verkleinert und dafür deren zeitliche Länge vergrößert werden, sofern dies in einer Weise erfolgt, dass sich das 0-te Moment nicht ändert, wie beispielhaft in 4 bzgl. des negativen Gradienten N4 einmal als gepunkteter Verlauf N4' gemäß 3 und einmal als durchgehend gezeichneter Verlauf N4 mit verkleinerter Amplitude und vergrößerter zeitlicher Länge skizziert.
Auch hier können geeignete Crusher-Gradienten in einer Richtung senkrecht zu der Richtung der kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjekts geschaltet werden. Die gezeigten Crusher-Gradienten sind nur ein mögliches Beispiel.
5 zeigt exemplarisch eine weitere Sequenz für ein weiteres Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Bestimmungsverfahrens des Kippwinkels, welches eine Sequenz aus drei RF-Pulsen (vgl. auch 1) einsetzt, und welches die nach dem dritten RF-Puls α3 entstehenden, durch die RF-Pulse α1, α2 und α3 erzeugten Echos S1, E2, E3 und E4 ausliest.
Wie bereits oben mit Verweis auf die Veröffentlichung von Carlson et al. angegeben, können mit Hilfe des stimulierten Echos S1 zum Zeitpunkt τ1 nach dem dritten RF-Puls α3 und der folgenden Spinechos E2 zum Zeitpunkt τ2 – τ1 nach dem dritten RF-Puls α3, E3 zum Zeitpunkt τ2 nach dem dritten RF-Puls α3 und E4 Zeitpunkt τ2 + τ1 nach dem dritten RF-Puls α3 die mit den RF-Pulsen erreichten Kippwinkel bestimmt werden.
Für dieses Verfahren muss wieder die Gradientenschaltung in z-Richtung (Richtung, in der das Untersuchungsobjekt verfahren wird) erfindungsgemäß angepasst werden (vgl. Bedingungen wie in Bezug auf 3 angegeben). Dazu müssen z. B. im Vergleich zu 3 drei weitere positive Auslesegradienten (z. B. wiederum mit gleicher Amplitude und Flattopdauer wie die bereits vorhandenen Auslesegradienten) angehängt werden, deren Symmetriezentrum zeitlich mit dem jeweiligen Echo zusammenfällt. Wie im Fall von 4 können der positive Auslesegradient P3 des ersten Spinechos E1 und der darauffolgende negative Gradient N3 weggelassen werden, da das erste Spinecho E1 in diesem Ausführungsbeispiel nicht ausgelesen wird.
Zur Kompensation des 0-ten und 1-ten Moments, das zwischen zwei Echos akkumuliert wird, werden zwischen den positiven Gradienten jeweils symmetrische negative Gradienten hinzugefügt, deren Symmetriezentrum jeweils mit der zeitlichen Mitte zweier aufeinanderfolgender Echos, genauer: mit ihren jeweiligen Echozeitpunkten, zusammen fällt. Für die Echos S1 und E2, E2 und E3 bzw. E3 und E4 entspricht dies den Zeiten
jeweils nach dem dritten RF-Puls α3. Dabei ist die Fläche jedes negativen Gradienten gegeben durch die Summe aus der Fläche des linken halben (positiven) Nachbargradienten von Echomitte (entspricht Echozeitpunkt des vorderen Echos) bis Ende und der Fläche des rechten halben (positiven) Nachbargradienten von Anfang bis Echomitte (entspricht Echozeitpunkt des hinteren Echos).
In einer Richtung senkrecht zur z-Richtung (hier y-Richtung) sind auch hier entsprechende Crushergradienten geschaltet, um den FID des dritten RF-Pulses bzw. des zweiten RF-Pulses zu dephasieren. Die gezeigten Crusher-Gradienten sind hierbei nur ein Beispiel aus mehreren Möglichkeiten.
6 zeigt exemplarisch eine weitere erfindungsgemäße Sequenz für eine Modifikation des letzten Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Bestimmungsverfahrens des Kippwinkels, welches eine Sequenz aus drei RF-Pulsen (vgl. auch 1) einsetzt, und welches die nach dem dritten RF-Puls α3 entstehenden durch die RF-Pulse α1, α2 und α3 erzeugten Echos S1, E2 und E4, aber nicht E3, ausliest, wie es in dem oben erwähnten Artikel von Carlson et al. auf Seite 440, vorletzter Absatz, vorgeschlagen wird.
In z-Richtung, also in der Richtung in der das Untersuchungsobjekt verfahren wird, sind die Gradienten wieder derart angeordnet, dass zu jedem RF-Puls α1, α2, α3 und zu jedem ausgelesenen Echo S1, E2, E4 ein positiver Gradient gleicher Amplitude und gleicher Dauer des jeweiligen Flattops geschaltet wird, und dass zwischen diesen positiven Gradienten je ein negativer Gradient geschaltet ist, derart, dass das 0-te Moment zwischen den Mitten zweier aufeinanderfolgender positiver Gradienten verschwindet und dass die Gradienten zwischen den Mitten zweier aufeinanderfolgender positiver Gradienten spiegelsymmetrisch verlaufen.
In einer Richtung senkrecht zur z-Richtung (hier y-Richtung) sind auch hier entsprechende Crushergradienten geschaltet, die ansonsten störende Signale dephasieren. Die gezeigten Crusher-Gradienten sind wieder nur beispielhaft.
7 zeigt ein schematisches Ablaufdiagramm zu dem erfindungsgemäßen Verfahren. Dabei wird eine kontinuierliche Fahrt eines Untersuchungsobjekts durch ein Magnetresonanzgerät gestartet (Block 101), beispielsweise indem eine Patientenliege mit einem darauf befindlichen Untersuchungsobjekt kontinuierlich durch das Messvolumens des Magnetresonanzgeräts verfahren wird.
Während der kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjekts wird eine Pulssequenz ausgeführt, die mindestens ein Echosignal erzeugt, aus dem ein tatsächlich mit mindestens einem RF-Puls der Sequenz erreichter Kippwinkel bestimmt werden kann, und deren Gradientenschema in Richtung der kontinuierlichen Fahrt derart gestaltet ist, dass dessen erstes Moment zu den Zeitpunkten jedes für die Bestimmung des Kippwinkels verwendeten Echosignals verschwindet (Block 102).
Diejenigen mit der Sequenz erzeugten Echosignale werden ausgelesen (Block 103), die in Block 104 für die Bestimmung des tatsächlichen Kippwinkels verwendet werden.
Weiterhin kann aus dem bestimmten Flippwinkel auf bekannte Weise eine Transmitterreferenzspannung bestimmt werden (Block 105), mit welcher ein Referenz-RF-Puls an der betrachteten Position des Untersuchungsobjekts in dem Magnetresonanzgerät einen bestimmten Flippwinkel, z. B. 90° oder 180°, erreicht. Auf Basis dieser Information kann auf bekannte Weise die Transmitterspannung bei späteren Untersuchungen des Untersuchungsobjekts an derselben Position auch für andere Flippwinkel justiert werden.
Die bestimmten Flippwinkel und/oder Transmitterreferenzspannungen können weiter zusammen mit der zugehörigen Position gespeichert und oder auf einem Anzeigegerät z. B. einer Bedienkonsole ausgegeben werden (Block 106).
Die Schritte 101 bis 105 werden wiederholt, bis alle interessierenden Positionen des Untersuchungsobjekts in dem Magnetresonanzgerät abgefahren sind bzw. bis die kontinuierliche Fahrt nicht mehr fortgesetzt werden kann, da z. B. die Patientenliege ihre maximale Verfahrposition erreicht hat. In letzterem Fall endet das Verfahren („end”).
Die Ausführung der Pulssequenz und die Bestimmung des mindestens einen Kippwinkels kann insbesondere bereits direkt nach der Lagerung des Untersuchungsobjekts auf der Patientenliege, z. B. während die Patientenliege zu der ersten Untersuchungsposition des Untersuchungsobjekts verfahren wird, gestartet werden und Kippwinkel bzw. Transmitterreferenzspannungen für alle während dieser Fahrt überstrichenen „potentiellen” Untersuchungspositionen ermittelt und/oder gespeichert werden. Erfolgt in der Nähe einer dieser Positionen später tatsächlich eine Untersuchung, können die gespeicherten Werte gelesen und zur Berechnung der tatsächlichen Ausgangsspannung des Hochfrequenzverstärkers herangezogen werden. Eventuell ist dabei zwischen mehreren, zur aktuellen Liegenposition benachbarten „Stützstellen”, für die Justierungsergebnisse in Form von Kippwinkel oder Transmitterereferenzspannungen vorliegen, zu mitteln. Die Zeit für die sonst separat durchzuführende Justierungsmessung wird dadurch eingespart und die Untersuchungsdauer entsprechend verkürzt. Mit der Untersuchungsdauer sinken die Kosten für die Untersuchung und der Stress, dem der Patient durch die Untersuchung ausgesetzt ist. Erfolgt z. B. die Lagerung des Patienten derart, dass dieser mit dem Kopf voraus in den Magneten gefahren wird, und werden die einzelnen Untersuchungsposition von Kopf in Richtung der Füße abgefahren, so können bei der initialen Fahrt alle für die Untersuchung nötigen Justierungsmessungen ermittelt werden.
Dies ist besonders dann interessant, wenn die Untersuchung eine große Zahl verschiedene Liegenpositionen umfasst. Eine besonders große Zahl unterschiedlicher Liegepositionen treten, beispielsweise, bei sogenannten Ganzkörperuntersuchungen und beim sogenannten Isocenter-Screening auf. Bei Letzteren wird versucht, durch Platzieren des aktuell gemessenen Schichtstapels (bzw. der aktuell gemessenen Schicht) im Isozentrum des Magneten optimale Bildqualität zu erzielen. Des Weiteren ist beim Einsatz von MR-Systemen mit einer kurzen Ausdehnung in z-Richtung (engl. „Short bore system”), die den Patientenkomfort erhöhen und es möglich machen, klaustrophobische Patienten zu untersuchen, in der Regel die Zahl der unterschiedlichen Liegenpositionen gegenüber einer entsprechenden Untersuchung in einem konventionellen MR-System erhöht.
9 zeigt einen Vergleich von mittels eines erfindungsgemäßen Verfahrens gemäß 3 während eines kontinuierlichen Vorschubs der Patientenliege mit 50 mm/s bestimmten Werten für die Transmitterreferenzspannung „TraU” (Rauten) mit stationär nach dem Stand der Technik iterativ bestimmten Werten (Kreise) in Abhängigkeit der Position „Pos”, an der an einem Patienten P Messungen durchgeführt wurden. Die Transmitterreferenzspannung „TraU” ist hierbei die Transmitterspannung, die benötigt wird, um mit einem rechteckförmigen Referenz-RF-Puls mit einer Dauer von einer Millisekunde einen 180°-Puls zu realisieren. Obwohl die Bestimmung der Transmitterreferenzspannung nach dem erfindungsgemäßen Verfahren nicht iterativ durchgeführt wird, stimmen die Ergebnisse gut überein.
8 zeigt schematisch den Aufbau eines an sich bekannten Magnetresonanzgerätes 1 mit seinen wesentlichen Komponenten. Um einen Körper mittels Magnet-Resonanz-Bildgebung zu untersuchen, werden verschiedene, in ihrer zeitlichen und räumlichen Charakteristik genauestens aufeinander abgestimmte Magnetfelder auf den Körper eingestrahlt.
Ein in einer hochfrequenztechnisch abgeschirmten Messkabine 3 angeordneter starker Magnet, üblicherweise ein Kryomagnet 5 mit einer tunnelförmigen Öffnung, erzeugt ein statisches starkes Hauptmagnetfeld 7, das üblicherweise 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr beträgt. Ein Untersuchungsobjekt, ein zu untersuchender Körper oder ein Körperteil – hier als Patient P dargestellt – wird auf einer kontinuierlich durch das Messvolumen des Magnetresonanzgeräts verfahrbaren Patientenliege 9 gelagert und in den homogenen Bereich des Hauptmagnetfeldes 7 (Messvolumen) verfahren.
Die Anregung der Kernspins des Körpers erfolgt über magnetische Hochfrequenz-Pulse (RF-Pulse), die über eine hier als Körperspule 13 dargestellte Hochfrequenzantenne eingestrahlt werden. Die Hochfrequenz-Anregungspulse werden von einer Pulserzeugungseinheit 15 erzeugt, die von einer Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 gesteuert wird. Nach einer Verstärkung durch einen Hochfrequenzverstärker 19 werden sie zur Hochfrequenzantenne geleitet. Das hier gezeigte Hochfrequenzsystem ist lediglich schematisch angedeutet. Üblicherweise werden mehr als eine Pulserzeugungseinheit 15, mehr als ein Hochfrequenzverstärker 19 und mehrere Hochfrequenzantennen in einem Magnetresonanzgerät 1 eingesetzt.
Weiterhin verfügt das Magnetresonanzgerät 1 über Gradientenspulen 21, mit denen bei einer Messung magnetische Gradientenfelder z. B. zur selektiven Schichtanregung und zur Ortskodierung des Messsignals eingestrahlt werden. Die Gradientenspulen 21 werden von einer Gradientenspulen-Steuerungseinheit 23 gesteuert, die ebenso wie die Pulserzeugungseinheit 15 mit der Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 in Verbindung steht. Die Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 ist derart ausgebildet, dass eine erfindungsgemäße Pulssequenz erzeugt werden kann.
Die von den angeregten Kernspins ausgesendeten Signale werden von der Körperspule 13 und/oder von Lokalspulen 25 empfangen, durch zugeordnete Hochfrequenzvorverstärker 27 verstärkt und von einer Empfangseinheit 29 weiterverarbeitet und digitalisiert.
Bei einer Spule, die sowohl im Sende- als auch im Empfangsmodus betrieben werden kann, wie z. B. die Körperspule 13, wird die korrekte Signalweiterleitung durch eine vorgeschaltete Sende-/Empfangs-Weiche 39 geregelt.
Eine Bildverarbeitungseinheit 31 erzeugt aus den Messdaten ein Bild, das über eine Bedienkonsole 33 einem Anwender dargestellt oder in einer Speichereinheit 35 gespeichert wird. Eine zentrale Recheneinheit 37 steuert die einzelnen Anlagekomponenten insbesondere während der Aufnahme der Messdaten. Die zentrale Recheneinheit 37 ist derart ausgebildet, dass ein Verfahren der Patientenliege 9 und Pulssequenzen gemäß der vorliegenden Erfindung durchgeführt werden können und ein erfindungsgemäßes Verfahren durchführbar ist. Dazu ist beispielsweise ein erfindungsgemäßes Computerprogrammprodukt ausführbar auf die Recheneinheit 37 geladen oder von ihr umfasst. Das Computerprogrammprodukt kann auf einem elektronisch lesbaren Datenträger, wie z. B. einer DVD 39, gespeichert sein, sodass dieses Computerprogrammprodukt dann von der zentralen Recheneinheit 37 von der DVD 39 gelesen und ausgeführt werden kann.

Claims

Pulssequenz für die Magnetresonanztomographie, welche mindestens drei RF-Pulse umfasst, welche derart eingestrahlt werden, dass mindestens zwei Echosignale erzeugt werden, wobei mindestens eines der erzeugten Echosignale ausgelesen und aus dem mindestens einen ausgelesenen Echosignal ein tatsächlich erreichter Kippwinkel von mindestens einem RF-Puls der Sequenz während einer kontinuierlichen Fahrt des Untersuchungsobjektes durch ein Messvolumen bestimmt wird, und deren Gradientenschema in Richtung der kontinuierlichen Fahrt derart gestaltet ist, dass dessen erstes Moment zu den Zeitpunkten jedes für die Bestimmung des Kippwinkels verwendeten Echosignals verschwindet.
Pulssequenz nach Anspruch 1, wobei das Gradientenschema in einer Richtung senkrecht zu der Richtung der kontinuierlichen Fahrt Crushergradienten zur Unterdrückung ungewünschter Signale umfasst.
Pulssequenz nach Anspruch 1, wobei jeweils der dem mindestens einen zur Bestimmung eines Kippwinkels verwendeten Echosignals zugeordnete Auslesegradient und mindestens einer der dem zweiten oder dem dritten RF-Puls der Pulssequenz zugeordneten Schichtselektionsgradienten in Richtung der kontinuierlichen Fahrt zeigen.
Pulssequenz nach Anspruch 3, wobei der einem RF-Puls der Pulssequenz zugeordnete Schichtselektionsgradient und der einem auf diesen RF-Puls unmittelbar folgenden auszulesenden Echosignal zugeordnete Auslesegradient oder der einem auszulesenden Echosignal zugeordnete Auslesegradient und der einem auf dieses Echosignal unmittelbar folgenden RF-Puls zugeordnete Schichtselektionsgradient oder die je einem von zwei unmittelbar aufeinander folgenden auszulesenden Echosignale zugeordneten Auslesegradienten jeweils trapezförmige Gradienten mit jeweils gleicher Amplitude sind.
Pulssequenz nach Anspruch 4, wobei die Dauer der Flattops des dem zweiten RF-Puls der Pulssequenz zugeordneten Schichtselektionsgradienten und des dem dritten RF-Puls der Pulssequenz zugeordneten Schichtselektionsgradienten und die Dauer der Flattops zumindest der Auslesegradienten, welche dem oder den auszulesenden Echosignal(en) vor dem letzten auszulesenden Echosignal zugeordnet sind, gleich lang sind.
Pulssequenz nach einem der Ansprüche 4 oder 5, wobei die trapezförmigen Gradienten derart ausgebildet sind, dass die zeitliche Dauer des Flattops eines Schichtselektionsgradienten ab dem Isodelayzeitpunkts des zugehörigen RF-Pulses mit der zeitlichen Dauer des Flattops eines unmittelbar nachfolgenden Auslesegradienten bis zum Zeitpunkt des zugehörigen Echos übereinstimmt, wobei die zeitliche Dauer der rechten Rampe des Schichtselektionsgradienten gleich der zeitlichen Dauer der linken Rampe des unmittelbar nachfolgenden Auslesegradienten ist und/oder die zeitliche Dauer des Flattops eines Auslesegradienten ab dem Zeitpunkt des zugehörigen Echos mit der zeitlichen Dauer des Flattops eines unmittelbar nachfolgenden Schichtselektionsgradienten bis zum Isodelayzeitpunkt des zugehörigen RF-Pulses übereinstimmt, wobei die zeitliche Dauer der rechten Rampe des Auslesegradienten gleich der zeitlichen Dauer der linken Rampe des unmittelbar nachfolgenden Schichtselektionsgradienten ist und/oder die zeitliche Dauer des Flattops eines Auslesegradienten ab dem Zeitpunkt des zugehörigen Echos mit der zeitlichen Dauer des Flattops eines unmittelbar nachfolgenden Auslesegradienten bis zum Zeitpunkt des zugehörigen Echos übereinstimmt, wobei die zeitliche Dauer der rechten Rampe des Auslesegradienten gleich der zeitlichen Dauer der linken Rampe des unmittelbar nachfolgenden Auslesegradienten ist, wobei jeweils das sich durch diese beiden (benachbarten Halb-)Gradienten ergebende 0-te und 1-te Moment zwischen unmittelbar aufeinanderfolgenden Zeitpunkten aus der Gruppe der Isodelayzeitpunkte und der Echozeitpunkte auszulesender Echos durch einen symmetrischen Trapezgradienten kompensiert wird, dessen Symmetriezentrum zeitlich in der Mitte zwischen den jeweiligen unmittelbar aufeinanderfolgenden Isodelayzeitpunkten bzw. Zeitpunkten der Echos liegt.
Verfahren zur Bestimmung der tatsächlichen Kippwinkel einer Pulssequenz, welche während einer MR-Messung (MR: Magnetresonanz) unter kontinuierlicher Fahrt eines Untersuchungsobjekts durch das Messvolumen erzielt werden, umfassen die Schritte: – Ausführen der Pulssequenz bei kontinuierlicher Fahrt des Untersuchungsobjektes, wobei die Pulssequenz mindestens drei RF-Pulse umfasst und mindestens zwei Echosignale erzeugt, – Erfassen mindestens eines der erzeugten Echosignale der Pulssequenz, – Bestimmen des von mindestens einem RF-Puls der Pulssequenz tatsächlich erreichten Kippwinkels auf Basis der erfassten Echosignale, wobei das Gradientenschema der Pulssequenz derart gestaltet ist, dass das erste Moment des Gradienten in Fahrtrichtung des Untersuchungsobjekts zu den Echozeitpunkten der erfassten Echos verschwindet.
Verfahren zur Justierung der Transmitterspannung für RF-Pulse unter kontinuierlicher Fahrt eines Untersuchungsobjekts durch das Messvolumen, wobei aus einem nach dem Verfahren gemäß Anspruch 7 bestimmten Kippwinkel bei kontinuierlicher Fahrt des Untersuchungsobjekts bezüglich einer momentanen Position des Untersuchungsobjekts eine Transmitterreferenzspannung für einen Referenz-RF-Puls bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei direkt nach der Lagerung des Untersuchungsobjekts auf der Patientenliege, während die Patientenliege zu einer ersten Untersuchungsposition des Untersuchungsobjekts verfahren wird, Transmitterreferenzspannungen für alle während dieser Fahrt überstrichenen potentiellen Untersuchungspositionen ermittelt und/oder gespeichert werden.
Magnetresonanzgerät mit einer durch das Messvolumen des Magentresonanzgeräts kontinuierlich verfahrbaren Patientenliege, einem Magneten, Hochfrequenzantennen zum Einstrahlen von RF-Pulsen und Empfangen von Echosignalen, einem Gradientensystem umfassend Gradientenspulen und mit einer Pulssequenz-Steuerungseinheit zur Steuerung der Gradientenspulen und der Hochfrequenzantennen, wobei die Pulssequenz-Steuerungseinheit ausgebildet ist, um eine Pulssequenz nach einen der Ansprüche 1 bis 6 während der kontinuierlichen Fahrt der Patientenliege zu erzeugen, und mit einer Recheneinheit, die die einzelnen Anlagekomponenten des Magnetresonanzgeräts entsprechend einem Verfahren gemäß einem der Ansprüche 7 bis 9 steuert.
Computerprogrammprodukt, welches ein Programm umfasst und direkt in einen Speicher einer programmierbaren Recheneinheit eines Magnetresonanzgeräts ladbar ist, mit Programm-Mitteln, um mit dem Magnetresonanzgerät eine Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 6 zu erzeugen und/oder alle Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 7 bis 9 auszuführen, wenn das Programm in der Recheneinheit des Magnetresonanzgeräts ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Recheneinheit eines Magnetresonanzgeräts mit dem Magnetresonanzgerät eine Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 6 erzeugen und/oder das Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 9 durchführen.