專利名稱：用于調(diào)整高頻脈沖的場(chǎng)強(qiáng)的方法和為此的磁共振測(cè)量系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于調(diào)整在磁共振測(cè)量中由磁共振測(cè)量系統(tǒng)的高頻天線發(fā)出的高頻脈沖的場(chǎng)強(qiáng)的方法。此外，本發(fā)明還涉及一種磁共振測(cè)量系統(tǒng)，其包括高頻天線，以及用于調(diào)整在磁共振測(cè)量中由高頻天線發(fā)出的高頻脈沖的場(chǎng)強(qiáng)的對(duì)應(yīng)的調(diào)整裝置。
背景技術(shù)：
磁共振斷層造影(MR斷層造影)也被稱為核自旋斷層造影，其涉及一種在此期間廣泛傳播的、用于獲取有生命的檢查對(duì)象的體內(nèi)圖像的技術(shù)。為了利用該方法獲得圖像，必須首先將患者或者受檢體(即，檢查對(duì)象)的身體或待檢查的身體部分置于一種由磁共振測(cè)量系統(tǒng)的基本場(chǎng)磁鐵產(chǎn)生的、盡可能均勻的靜態(tài)基本磁場(chǎng)(多數(shù)情況下被稱為B0場(chǎng))中。在拍攝磁共振圖像的期間，為該基本場(chǎng)疊加上由所謂的梯度線圈產(chǎn)生的快速轉(zhuǎn)換的梯度場(chǎng)，以用于位置編碼。此外，利用高頻天線在檢查對(duì)象中入射特定場(chǎng)強(qiáng)的高頻脈沖。通常用B1來表示該高頻脈沖的磁通密度。因此，脈沖形狀的高頻場(chǎng)也被一般地簡(jiǎn)稱為B1場(chǎng)。借助于該高頻脈沖這樣地對(duì)在檢查對(duì)象中的原子的核自旋進(jìn)行激勵(lì)，使得其從平行于基本磁場(chǎng)B0的其平衡位置出發(fā)偏轉(zhuǎn)一個(gè)所謂的“激勵(lì)翻轉(zhuǎn)角”(下面也簡(jiǎn)稱為“翻轉(zhuǎn)角”)。然后，核自旋超前(przedieren)基本磁場(chǎng)B0的方向。由此產(chǎn)生的磁共振信號(hào)由高頻接收天線記錄。接收天線可以或者是也被用來發(fā)射高頻脈沖的同一天線，或者是另外單獨(dú)的天線。最后，在所接收的磁共振信號(hào)的基礎(chǔ)上建立檢查對(duì)象的磁共振圖像。在此，在磁共振圖像中的每個(gè)圖像點(diǎn)對(duì)應(yīng)于一個(gè)小的身體體積、即所謂的“體素”，并且圖像點(diǎn)的每個(gè)亮度或強(qiáng)度值是與從該體素中接收到的磁共振信號(hào)的信號(hào)幅度相關(guān)聯(lián)的。
在實(shí)際的MR成像之前，必須進(jìn)行所謂的針對(duì)患者的調(diào)整，以便確定取決于測(cè)量對(duì)象的系統(tǒng)參數(shù)。除了別的之外，包括對(duì)于高頻脈沖場(chǎng)強(qiáng)的調(diào)整、即對(duì)HF脈沖幅度的調(diào)整。在此，考慮了如下的事實(shí)發(fā)射天線視檢查對(duì)象而定地受到衰減，因此為了在檢查對(duì)象中實(shí)現(xiàn)所希望的B1場(chǎng)或翻轉(zhuǎn)角所需要的HF功率放大器的脈沖幅度相應(yīng)地視對(duì)象而定地改變。在對(duì)象內(nèi)部的均勻的翻轉(zhuǎn)角分布的條件下，按照下列方程在高頻脈沖的脈沖幅度和B1場(chǎng)的幅度以及由此實(shí)現(xiàn)的翻轉(zhuǎn)角α之間呈現(xiàn)確定的關(guān)系α=∫t=0τγ·B1(t)·dt---(1)]]>該關(guān)系一般遵循線性函數(shù)。在此，γ是回旋磁比，對(duì)于多數(shù)核自旋檢查來說可以將其視為固定的材料常數(shù)，而τ是高頻脈沖的作用時(shí)間。
不過，對(duì)于在檢查對(duì)象內(nèi)部均勻的HF場(chǎng)的假設(shè)，被下列影響因素破壞-由于取決于不同組織類型的介電特性和電特性的HF場(chǎng)與人體的相互作用，不能再以均勻的B1分布為出發(fā)點(diǎn)。取而代之的是，在整個(gè)身體體積上來看出現(xiàn)了B1幅度和相位的強(qiáng)烈的變化。
-產(chǎn)生HF脈沖的天線部件的有限的伸長(zhǎng)造成僅僅在局限的體積中的足夠的B1均勻性。不過，這種位置依賴性與上面提到的一點(diǎn)相比表現(xiàn)得很弱，并且多數(shù)情況下在其徑向上的依賴性是單調(diào)的。因此，特別是在高的場(chǎng)強(qiáng)之下，其對(duì)于日常中的脈沖校準(zhǔn)來說僅僅構(gòu)成了次要的問題。
因此，出于上面提到的原因，具有確定脈沖幅度的高頻脈沖在整個(gè)被激勵(lì)的體積上不能導(dǎo)出固定的特定翻轉(zhuǎn)角，而是導(dǎo)出多種所實(shí)現(xiàn)的翻轉(zhuǎn)角值。在此，翻轉(zhuǎn)角分布通常是對(duì)象的電特性和介電特性以及其幾何分布的函數(shù)。這種在所觀察的體積上的翻轉(zhuǎn)角變化必然導(dǎo)致在脈沖校準(zhǔn)中的多義性。
特別是在高的場(chǎng)強(qiáng)下，例如在腹部的成像中經(jīng)常在身體中心區(qū)域觀察到強(qiáng)烈減小的B1幅度。不過，同時(shí)也存在具有強(qiáng)烈提高的B1幅度的區(qū)域。如果沒有達(dá)到或者超過由測(cè)量序列所要求的翻轉(zhuǎn)角，則其將導(dǎo)致在該區(qū)域中的受局限的圖像質(zhì)量，例如導(dǎo)致僅僅微弱的信號(hào)強(qiáng)度和較小的對(duì)比度。
在迄今為止通常采用的調(diào)整方法中，通過在形成信號(hào)的體積的部分上的一種復(fù)數(shù)平均來部分地消除該多義性。為此，目前以例如下列的MR試驗(yàn)來進(jìn)行脈沖幅度的調(diào)整，圖1中示意性地表示了該試驗(yàn)的脈沖序列采用具有三個(gè)HF脈沖(帶有額定翻轉(zhuǎn)角αS、2αS、αS)的脈沖序列，其中，考察通過該脈沖序列所產(chǎn)生的初級(jí)回波信號(hào)SE以及受激回波信號(hào)STE。
在HF激勵(lì)和信號(hào)接收期間，同時(shí)在斷層造影儀的z方向(通常是基本磁場(chǎng)B0的方向)上施加一個(gè)恒定的梯度場(chǎng)Gz，使得在人體中央的一個(gè)平坦的二維層被激勵(lì)。與此對(duì)應(yīng)地，所接收的信號(hào)是來自整個(gè)層體積的空間積分信號(hào)。
在對(duì)兩個(gè)回波信號(hào)SE、STE的傅立葉變換之后，對(duì)于翻轉(zhuǎn)角計(jì)算來說，考慮初級(jí)回波信號(hào)SE和受激回波信號(hào)STE的頻率成分SSE和SSTE，即，在頻譜的中心頻率f＝0時(shí)的信號(hào)的幅度。結(jié)果是一個(gè)在所施加的脈沖幅度下實(shí)現(xiàn)的、出現(xiàn)在中央層中的“平均的”翻轉(zhuǎn)角α，其中，將與B1相位相乘的信號(hào)幅度SSE、SSTE固有地復(fù)數(shù)平均cosα=SSE·SSTE|SSE|2·eΔTT1---(2)]]>在此，T1表示整個(gè)形成信號(hào)的組織的平均馳豫時(shí)間，而ΔT表示在激勵(lì)的脈沖序列的第二和第三HF脈沖之間的距離。
從中可以確定新的脈沖幅度，該幅度是為了實(shí)現(xiàn)所希望的B1場(chǎng)而必需的。這樣確定的脈沖幅度可以隨后通過重新測(cè)量進(jìn)行驗(yàn)證，并在必要時(shí)再次進(jìn)行調(diào)整。由于下面的原因這點(diǎn)尤其是必需的因?yàn)橥ㄟ^復(fù)數(shù)平均(其中，將依賴于位置的、對(duì)于各自回波作出貢獻(xiàn)的磁化復(fù)數(shù)地相加，即按照模和相位相加)脈沖幅度和所計(jì)算的翻轉(zhuǎn)角之間的關(guān)系不再一定是線性的了，而是在高的脈沖幅度下飽合、并且甚至有可能喪失其單調(diào)性。
因此，除了所提到非線性之外該方法的一個(gè)缺點(diǎn)尤其是如下的事實(shí)對(duì)于脈沖幅度的優(yōu)化的基礎(chǔ)是在整個(gè)體積上復(fù)數(shù)平均的翻轉(zhuǎn)角。這樣，如果對(duì)于成像重要的區(qū)域位于具有相對(duì)較高或者較低的B1幅度的區(qū)域中，則由序列所要求的標(biāo)稱翻轉(zhuǎn)角與實(shí)際的翻轉(zhuǎn)角不一致，這導(dǎo)致了在圖像質(zhì)量中的限制。
作為替換，對(duì)于B1的模和相位確定來說在調(diào)整的范圍內(nèi)也存在二維的位置分辨的方法。由此，可以進(jìn)行針對(duì)位置的脈沖幅度校準(zhǔn)。這樣，尤其是對(duì)于足夠小的區(qū)域又建立了脈沖幅度和所測(cè)量的B1場(chǎng)之間的單調(diào)的或線性的關(guān)系。這樣，為脈沖校準(zhǔn)考慮的區(qū)域?qū)?yīng)于例如在臨床成像范圍中所考察的區(qū)域。
不過，該方法的缺點(diǎn)在于，與前面說明的積分方法相比，由所必需的N個(gè)相位編碼步驟的順序所造成的長(zhǎng)的測(cè)量時(shí)間，其中，N表示在相位編碼方向上的矩陣大小。另一個(gè)缺點(diǎn)在于，在檢查期間對(duì)于檢查對(duì)象(即人體)的移動(dòng)的較高的靈敏度。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，為本文開始部分提到的現(xiàn)有技術(shù)提供一種替換方案，其允許對(duì)于用于MR測(cè)量的高頻脈沖的場(chǎng)強(qiáng)進(jìn)行盡可能迅速而精確的調(diào)整。
在按照本發(fā)明的方法中，首先通過由有關(guān)高頻天線發(fā)出帶有確定脈沖幅度的高頻脈沖對(duì)一個(gè)位于核磁共振測(cè)量系統(tǒng)的測(cè)量空間內(nèi)的檢查對(duì)象內(nèi)的試驗(yàn)體積層進(jìn)行激勵(lì)。在此，沿該試驗(yàn)體積層的一個(gè)伸展方向確定一維位置分辨的若干特征值，這些特征值分別代表了該試驗(yàn)體積層的垂直于該伸展方向的條中的B1場(chǎng)的局部場(chǎng)強(qiáng)。也就是說，特征值是按照特定方式的對(duì)于分別在試驗(yàn)體積層的棒形子體積中出現(xiàn)的B1場(chǎng)的量度，其中，該試驗(yàn)體積層的棒形子體積垂直于伸展方向展開并且可以通過其沿伸展軸的位置坐標(biāo)在空間上定位。
然后，至少在沿所述試驗(yàn)體積層的伸展方向的一個(gè)確定的片段上形成所事先確定的特征值的平均值。最后，在該平均值的基礎(chǔ)上確定有待為待實(shí)施的磁共振測(cè)量至少在檢查對(duì)象的特定體積區(qū)域中設(shè)置的高頻脈沖的脈沖幅度。
在按照本發(fā)明的方法中，優(yōu)選地通過一維的位置分辨允許位置選擇的脈沖幅度校準(zhǔn)。通過將減少試驗(yàn)體積層中垂直于伸展軸的狹窄的條狀體積上的固有的平均，減少或者甚至完全避免了在上面描述的、由于在模和相位上改變的磁化的復(fù)數(shù)相加而造成的不良效應(yīng)，如脈沖幅度與所確定的翻轉(zhuǎn)角之間的關(guān)系的非線性以及對(duì)于所觀察的身體區(qū)域的不恰當(dāng)?shù)姆D(zhuǎn)角確定。不過，在此與二維位置分辨的方法相比，測(cè)量可以在二維位置分辨的方法的測(cè)量時(shí)間的1/N中實(shí)現(xiàn)。
按照本發(fā)明，一種適合于實(shí)施該方法的磁共振測(cè)量系統(tǒng)包括用于調(diào)整在磁共振測(cè)量中由磁共振測(cè)量系統(tǒng)的高頻天線發(fā)出的高頻脈沖的場(chǎng)強(qiáng)的調(diào)整裝置，該裝置包括下列部件-特征值確定單元，其這樣構(gòu)成，使得其允許由有關(guān)高頻天線發(fā)出帶有特定脈沖幅度的高頻脈沖，以便對(duì)一個(gè)試驗(yàn)體積層進(jìn)行激勵(lì)，并且其沿該試驗(yàn)體積層的一個(gè)伸展方向確定一維位置分辨的特征值，這些特征值分別代表了該試驗(yàn)體積層的垂直于該伸展方向延伸的條中的B1場(chǎng)的局部場(chǎng)強(qiáng)；-求平均值單元，其構(gòu)造成用于至少在沿所述試驗(yàn)體積層的伸展方向的一個(gè)確定的片段上形成所確定的特征值的平均值；-幅度確定單元，其構(gòu)造成用于在該平均值的基礎(chǔ)上確定有待為待實(shí)施的磁共振測(cè)量設(shè)置的高頻脈沖的脈沖幅度。
原則上，可以引入表示在有關(guān)的棒形子體積中(即，在針對(duì)伸展方向的有關(guān)位置上)的B1場(chǎng)的任意測(cè)量值作為特征值。不過，在一種特別優(yōu)選的實(shí)施方式中，在沿著伸展方向的各個(gè)位置上，分別確定在所述試驗(yàn)體積層的垂直于該伸展方向延伸的條中所出現(xiàn)的平均翻轉(zhuǎn)角作為特征值，該翻轉(zhuǎn)角是在有關(guān)的體積條中激勵(lì)時(shí)所激發(fā)出的。也就是說，如在首先描述的方法中那樣，在此又對(duì)所實(shí)現(xiàn)的翻轉(zhuǎn)角進(jìn)行復(fù)數(shù)平均，使得由于相位變化而破壞的區(qū)域相疊加。不過，由于(與在本文開始部分描述的情況不同)僅僅對(duì)試驗(yàn)體積層的條進(jìn)行采集，與在該試驗(yàn)體積層的整個(gè)二維體積上進(jìn)行這種復(fù)數(shù)平均相比，必然地出現(xiàn)少的相位變化。
原則上可以按照極其簡(jiǎn)單的方式求出在所觀察的片段內(nèi)部的各個(gè)特征值的平均值。也就是說，例如對(duì)所有特征值相同地加權(quán)。不過，優(yōu)選在求平均值時(shí)利用加權(quán)系數(shù)對(duì)特征值進(jìn)行加權(quán)。該加權(quán)系數(shù)優(yōu)選地是依賴于位置的。
在一種特別優(yōu)選的實(shí)施方式中，根據(jù)在位置分辨地確定所述特征值時(shí)在有關(guān)位置上測(cè)得的測(cè)量值幅度來選擇所述加權(quán)系數(shù)。在此，例如可以直接選擇該幅度的模。不過，原則上也可以采用測(cè)量值幅度的任意函數(shù)，例如測(cè)量值幅度的平方函數(shù)或者平方根函數(shù)。
如果利用自旋回波測(cè)量序列執(zhí)行對(duì)特征值的一維位置分辨的測(cè)量，那么就根據(jù)在有關(guān)位置上測(cè)量的回波幅度來選擇所述加權(quán)系數(shù)。例如，可以在經(jīng)典的自旋回波方法、在梯度回波方法、在透平自旋回波方法、在EPI方法等等中采用初級(jí)自旋回波幅度。
依賴于測(cè)量值幅度、特別是回波幅度的加權(quán)系數(shù)的優(yōu)點(diǎn)在于，執(zhí)行自動(dòng)加權(quán)在具有高信號(hào)的區(qū)域強(qiáng)烈地加權(quán)，而在具有低信號(hào)的區(qū)域相應(yīng)地較少地加權(quán)。按照這種方式，由噪聲支配的區(qū)域在平均中幾乎不被考慮。
不過，如果出現(xiàn)在醫(yī)療上對(duì)具有相對(duì)極少信號(hào)的區(qū)域特別感興趣的情況，則該區(qū)域在求平均值時(shí)僅僅微弱地被加權(quán)考慮。因此，必要時(shí)根據(jù)不同情況也可以使用對(duì)測(cè)量值幅度(特別是自旋回波幅度)的另一函數(shù)相關(guān)性，例如平方函數(shù)或者平方根函數(shù)。按照這種方式可以事先確定，在何種程度上考慮具有微弱信號(hào)的區(qū)域。在此，如何確定加權(quán)系數(shù)的規(guī)則也可以根據(jù)測(cè)量的類型以及待檢查的區(qū)域來確定。
特別優(yōu)選的是，在求平均值時(shí)僅僅考慮下列位置的特征值其中，在位置分辨地確定該特征值時(shí)在有關(guān)位置上測(cè)得的測(cè)量值幅度處于一個(gè)可以預(yù)定的閾值之上。如果除此之外進(jìn)行相等加權(quán)，則這點(diǎn)特別有意義。這種加權(quán)對(duì)應(yīng)于一種如下的相等加權(quán)對(duì)于所有在其上測(cè)量值幅度處于閾值之上的位置具有加權(quán)系數(shù)1，而對(duì)于所有在其上測(cè)量值幅度處于預(yù)定的閾值之下的位置具有加權(quán)系數(shù)0。這種閾值可以例如確定為噪聲水平的特定倍數(shù)。
原則上，特征值的一維位置分辨的測(cè)量可以沿著試驗(yàn)體積層的任意伸展方向進(jìn)行。不過，優(yōu)選地如下確定該伸展方向該伸展方向在被激勵(lì)的試驗(yàn)體積層內(nèi)部沿待檢查的檢查對(duì)象的較大的身體伸展的方向延伸。
特征值的一維位置分辨的測(cè)量應(yīng)該優(yōu)選地沿著試驗(yàn)體積層的伸展方向進(jìn)行，在該伸展方向上根據(jù)預(yù)定信息估計(jì)出現(xiàn)B1場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)幅度和相位的最大變化。不過，在多數(shù)情況下該方向與待檢查的檢查對(duì)象的較大的身體伸展的方向一致。在此，用于確定沿其一維位置分辨地測(cè)量的伸展方向的預(yù)定信息可以來自于預(yù)先檢查。特別是，其也可以是依賴于所采用的發(fā)射天線和所觀察的身體區(qū)域而確定的經(jīng)驗(yàn)值。
此外，在確定了伸展方向之后，必須確定在哪個(gè)片段上沿著該伸展方向求特征值的平均值。優(yōu)選地，這在考慮在待執(zhí)行的磁共振測(cè)量中要檢查的檢查體積的條件下進(jìn)行。也就是說，例如可以從所規(guī)劃的測(cè)量中通過將所規(guī)劃層體積投影到伸展軸上，或者通過將所規(guī)劃層體積投影到在試驗(yàn)體積層中的平面上來確定這樣的邊界，即，在這些邊界之間將所測(cè)量的特征值沿著伸展方向引入到平均值的建立中。在此，要考慮有意義的邊界值，使得這樣選擇片段的位置和絕對(duì)寬度整個(gè)的“平均片段”(即，在其上進(jìn)行平均的片段)可靠地位于待檢查的區(qū)域的內(nèi)部。下面還解釋用于確定平均片段的不同的可能性。
為了一維位置分辨地測(cè)量特征值，原則上可以引入不同的方法。在一種優(yōu)選的方法中，對(duì)試驗(yàn)體積層的激勵(lì)利用一個(gè)帶有第一激勵(lì)脈沖和至少兩個(gè)跟隨其后的再聚焦脈沖的雙回波高頻脈沖序列進(jìn)行，以產(chǎn)生第一回波信號(hào)(即所謂的初級(jí)自旋回波)和隨后的第二回波信號(hào)(所謂的受激回波)。然后，在沿著該試驗(yàn)體積層的各個(gè)位置上測(cè)得的第一和第二回波信號(hào)的基礎(chǔ)上確定特征值、優(yōu)選為翻轉(zhuǎn)角。也就是說，優(yōu)選地采用一種與也在本文開始部分描述的調(diào)整方法中使用的類似方法，不過，其中現(xiàn)在注意到將翻轉(zhuǎn)角沿著伸展方向位置分辨地確定。
在此，對(duì)所述試驗(yàn)體積層的激勵(lì)優(yōu)選地通過在第一空間方向上施加磁場(chǎng)梯度的條件下發(fā)射至少一個(gè)微弱的層選擇的第一高頻激勵(lì)脈沖進(jìn)行。然后，對(duì)所述特征值的一維位置分辨的確定通過以垂直于該第一空間方向施加的讀出梯度來頻率編碼地讀出由該激勵(lì)激發(fā)的磁共振信號(hào)的方法進(jìn)行。這樣就優(yōu)選省去了相位編碼。由此，該方法相對(duì)于二維位置分辨的方法顯著地加快了速度。
如在本文開始部分已經(jīng)描述的那樣，如果運(yùn)動(dòng)的解剖結(jié)構(gòu)位于為確定B1場(chǎng)而觀察的區(qū)域中，則會(huì)出現(xiàn)問題。為此的例子是心臟運(yùn)動(dòng)或由于呼吸而移動(dòng)的組織。在這種情況下，回波的信號(hào)強(qiáng)度可能通過信號(hào)相移(即，通過所謂的體素內(nèi)相位分散)而以運(yùn)動(dòng)為條件地減小。因此，為了激勵(lì)所述試驗(yàn)體積層，優(yōu)選采用瞬間補(bǔ)償?shù)?momentenkompensiert)脈沖序列。也就是說，與通過高頻天線發(fā)射的高頻脈沖序列相匹配地通過梯度線圈發(fā)射對(duì)應(yīng)的梯度脈沖，使得所有梯度被同時(shí)地瞬間補(bǔ)償?shù)揭欢ǖ碾A、例如直到第一階或者第二階。由此，實(shí)現(xiàn)了回波信號(hào)(根據(jù)不同的階)與運(yùn)動(dòng)器官的速度或加速度的獨(dú)立性。
在一種特別優(yōu)選的實(shí)施方式中，將磁共振測(cè)量系統(tǒng)的所有部件按照軟件模塊的形式實(shí)現(xiàn)在磁共振測(cè)量系統(tǒng)的控制裝置的可編程處理器上。例如，調(diào)整裝置可以是一個(gè)對(duì)應(yīng)的軟件模塊，其包含作為子程序或者軟件子模塊的特征值確定單元、求平均值單元和幅度確定單元。原則上，也可以將單個(gè)的軟件模塊實(shí)現(xiàn)為分布在多個(gè)處理器上，或者共用為其它控制目的而引入的已經(jīng)存在的軟件模塊。本發(fā)明的這種按照軟件方式的實(shí)現(xiàn)具有如下的優(yōu)點(diǎn)也可以按照簡(jiǎn)單的方式更新現(xiàn)存的磁共振測(cè)量系統(tǒng)。


下面參考附圖結(jié)合實(shí)施方式再一次詳細(xì)說明本發(fā)明。其中，在不同的附圖中相同的部件和脈沖帶有相同的參考標(biāo)記。圖中圖1表示按照現(xiàn)有技術(shù)的用于測(cè)量在一個(gè)層中的平均翻轉(zhuǎn)角的脈沖模式，圖2表示按照本發(fā)明的用于一維位置分辨地測(cè)量翻轉(zhuǎn)角的可能的脈沖模式，圖3表示如圖2中的、不過帶有瞬間補(bǔ)償?shù)拿}沖模式，圖4A表示在患者的俯視圖中用于實(shí)施本發(fā)明的方法的試驗(yàn)體積層的位置的示意圖，圖4B表示圖4A中的試驗(yàn)體積層的示意性側(cè)視圖，圖5A表示在患者的俯視圖中檢查體積的位置的示意圖，圖5B表示按照第一實(shí)施方式的用于本發(fā)明方法的平均片段的可能選擇的示意圖，圖5C表示按照第二實(shí)施方式的用于本發(fā)明方法的平均片段的可能選擇的示意圖，圖5D表示按照第三實(shí)施方式的用于本發(fā)明方法的平均片段的可能選擇的示意圖，圖6表示按照本發(fā)明的磁共振測(cè)量系統(tǒng)的原理圖。
具體實(shí)施例方式
在圖1中示出的脈沖模式中，按照通常的方式在平行的時(shí)間軸上(即，在時(shí)間t上)示出了由高頻發(fā)射天線發(fā)出的脈沖，以及按照與該高頻脈沖的時(shí)間上的依賴關(guān)系匹配地接通的梯度。
在此，圖1中示出的模式涉及一種已經(jīng)在本文開始部分解釋過的、常見的模式，用來按照常規(guī)的方式在一個(gè)層體積中確定平均翻轉(zhuǎn)角。在標(biāo)記有RF(無線電頻率)的最上面的軸上繪出了由高頻發(fā)射天線發(fā)出的高頻脈沖。其下面示出的梯度Gz是所謂的層選擇梯度或者切片選擇梯度，該梯度通常施加在z方向、即基本磁場(chǎng)的方向上并且用于在自旋激勵(lì)時(shí)選擇特定的層或者特定的部分體積。在最下面的軸上按照通常的方式示出了在其中借助于ADC(模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器)測(cè)量信號(hào)的時(shí)間窗口。各個(gè)信號(hào)又表示在上面的高頻軸RF上。正如在本文開始部分解釋的那樣，在此涉及的是一個(gè)激勵(lì)序列，其中首先在一個(gè)持續(xù)施加的、固定的層選擇梯度Gz下發(fā)出一個(gè)將誘發(fā)αS的翻轉(zhuǎn)角第一高頻脈沖。然后，在一定的時(shí)間之后，發(fā)出一個(gè)帶有會(huì)誘發(fā)2·αS的翻轉(zhuǎn)角的強(qiáng)度的第一再聚焦脈沖。據(jù)此可以隨后在一個(gè)對(duì)應(yīng)設(shè)置的讀出時(shí)間窗口中在ADC上讀出一個(gè)自旋回波。然后，在距離第一再聚焦脈沖時(shí)間ΔT之后發(fā)出一個(gè)更短的第二再聚焦脈沖，該脈沖會(huì)實(shí)現(xiàn)一個(gè)αS的額定翻轉(zhuǎn)角的激勵(lì)。然后，在另一時(shí)間窗口之內(nèi)在ADC上讀出受激回波信號(hào)STE。上面結(jié)合方程2解釋了為了確定實(shí)際得到的平均翻轉(zhuǎn)角α而對(duì)信號(hào)的處理。
與此相比，對(duì)于按照本發(fā)明的在試驗(yàn)體積層VP中的一維位置分辨的測(cè)量，采用了例如在圖2中示出的脈沖序列PS。
在按照?qǐng)D2的序列模式中額外地繪出了在x方向上的梯度Gx。在此，涉及的是所謂的讀出梯度或頻率編碼梯度，其在磁共振信號(hào)接收期間施加，以便在特定的層(這里在垂直于z方向的x方向上)讀出頻率編碼信號(hào)。用于在一個(gè)層的內(nèi)部一維位置分辨的測(cè)量的頻率編碼的確切的變化以及在這種序列模式中的表示對(duì)于專業(yè)人員來說是公知的，因此不做具體解釋。
此外，繪出了一條對(duì)應(yīng)y梯度Gy、即所謂相位編碼梯度的軸。如果希望二維的位置分辨，則借助于該梯度進(jìn)行相位編碼。為此，必須多次地經(jīng)歷所示出的完整脈沖序列，其中分別施加一個(gè)完全確定的相位編碼梯度。在按照本發(fā)明的脈沖模式中有意識(shí)地放棄了這種相位編碼，以便相應(yīng)地加速該測(cè)量。與此對(duì)應(yīng)的是，Gy軸僅僅作為空的軸表示出來。如上面提到那樣，僅僅借助于頻率編碼梯度Gx在x方向上進(jìn)行一維的讀出。
在該脈沖模式中，高頻脈沖頻率HFS也是由一個(gè)激勵(lì)脈沖HFA和兩個(gè)再聚焦脈沖HFR1、HFR2組成，這些脈沖按照對(duì)應(yīng)的時(shí)間上的距離相互地設(shè)置。激勵(lì)脈沖HFA也具有可以到達(dá)額定翻轉(zhuǎn)角αS的強(qiáng)度。其形狀是這樣選擇的，使得其至少是微弱地層選擇的。如在軸Gz上示出的那樣，同時(shí)施加了一個(gè)第一層選擇梯度脈沖Gz1。該層選擇梯度脈沖Gz1直接地跟隨著一個(gè)更短的負(fù)的層梯度脈沖，為了再次復(fù)原由于該層選擇梯度脈沖Gz1所產(chǎn)生的磁化的不希望的相移，所述負(fù)的層梯度脈沖是必要的。然后，在Gx軸上時(shí)間上跟隨第一梯度脈沖Gx1，其用來事先在讀出梯度Gx的方向上對(duì)自旋進(jìn)行移相，并且由此在隨后施加實(shí)際的頻率編碼脈沖Gx2、Gx3時(shí)在讀出時(shí)間內(nèi)實(shí)現(xiàn)回波的再聚焦。
隨后，設(shè)置強(qiáng)度為2·αS的第一再聚焦脈沖HFR1，其中同時(shí)接通層梯度脈沖Gz2，使得該再聚焦脈沖也在與激勵(lì)脈沖HFA相同的層中起作用。不過，在此不需要采用一個(gè)層選擇再聚焦脈沖。
然后，在一個(gè)確定的時(shí)間間隔之后，設(shè)置第一讀出梯度脈沖Gx2，并且同時(shí)在第一時(shí)間窗口ADC1中在ADC上讀出自旋回波信號(hào)SE。在一個(gè)特定的時(shí)間跨度ΔT結(jié)束之后，設(shè)置另一個(gè)強(qiáng)度為αS的再聚焦脈沖HFR2，其中再次同時(shí)設(shè)置層梯度脈沖Gz3。在另一段時(shí)間結(jié)束之后，重新設(shè)置一個(gè)讀出梯度Gx3，并且在第二時(shí)間窗口ADC2之內(nèi)在ADC上測(cè)得受激回波信號(hào)STE。
然后，對(duì)所測(cè)量的自旋回波信號(hào)和受激回波信號(hào)進(jìn)行傅立葉變換。在對(duì)兩個(gè)信號(hào)進(jìn)行傅立葉變換之后，在頻域上的初級(jí)回波SSE(x)以及受激回波SSTE(x)的信號(hào)分布分別代表了所激勵(lì)的層的內(nèi)部在讀出軸x上的空間投影。在此，磁化的復(fù)數(shù)相加在所有y位置上保持成立，因?yàn)榫鶝]有使用相位編碼梯度。不過，相對(duì)于結(jié)合圖1解釋過的問題來說，消除了由于B1場(chǎng)的模和相位的變化而在x方向上出現(xiàn)的問題。因此，這允許了按照下列方程對(duì)于沿x軸的每個(gè)位置x進(jìn)行取決于位置的翻轉(zhuǎn)角計(jì)算α(x)cos(α(x))=SSE(x)·SSTE(x)|SSE(x)|2·eΔTT1---(3)]]>該方程基本上對(duì)應(yīng)于方程(2)，除了在此回波信號(hào)是在x方向上位置分辨地出現(xiàn)的，并且翻轉(zhuǎn)角α(x)對(duì)應(yīng)地也位置分辨地被測(cè)量的。同樣，在該方程T1表示整個(gè)形成信號(hào)的組織的平均馳豫時(shí)間，而ΔT表示在第一再聚焦脈沖HFR1和第二再聚焦脈沖HFR2之間的時(shí)間間隔。
在此，要明確地指出的是，方程(3)對(duì)于這里例如所選擇的帶有額定翻轉(zhuǎn)角(αS、2·αS、αS)的高頻脈沖是成立的。不過，該方法也可以用于每種其它的翻轉(zhuǎn)角組合和其它的額定翻轉(zhuǎn)角。這樣，可以對(duì)應(yīng)于在文獻(xiàn)中一般地公知的、初級(jí)回波和受激回波與相應(yīng)的翻轉(zhuǎn)角組合的依賴性，簡(jiǎn)單地導(dǎo)出回波信號(hào)和相應(yīng)的翻轉(zhuǎn)角之間的關(guān)系。
如說明已經(jīng)解釋的那樣，如果在所觀察的區(qū)域中(即，在試驗(yàn)體積層中)出現(xiàn)運(yùn)動(dòng)的解剖結(jié)構(gòu)、例如運(yùn)動(dòng)的心臟或由于呼吸而移動(dòng)的組織，則會(huì)出現(xiàn)問題。也就是說，在成像期間可能出現(xiàn)由激勵(lì)脈沖HFA激勵(lì)的體素發(fā)生移動(dòng)，直到其最后產(chǎn)生自旋回波信號(hào)SE或受激回波信號(hào)STE。因此，在體素中可以出現(xiàn)相位延遲，即，回波的信號(hào)幅度被衰減。在極端的情況下，這可能導(dǎo)致根本不再從該體素中給出信號(hào)。因此，為了激勵(lì)試驗(yàn)體積層優(yōu)選地采用瞬間補(bǔ)償?shù)拿}沖序列PSM。在此，試圖將在回波時(shí)刻的相位再次設(shè)置為零。在圖3中示出了一個(gè)適當(dāng)?shù)拿}沖序列PSM，其適合于直到第一階的補(bǔ)償，即適合于對(duì)恒定速度的補(bǔ)償。為了實(shí)現(xiàn)其中也補(bǔ)償了加速度的第二階的補(bǔ)償，需要極其復(fù)雜的脈沖模式。不過，其原則上也是可能的。
在圖3中示出的脈沖模式中，PSM在x方向上既可以補(bǔ)償初級(jí)自旋回波SE，也可以補(bǔ)償受激回波STE。同樣，在z方向上的運(yùn)動(dòng)也得到了補(bǔ)償。正如圖3和圖2的比較所表明的那樣，瞬間補(bǔ)償?shù)拿}沖序列PSM在高頻脈沖序列HFS方面與圖2中所示出的簡(jiǎn)單的脈沖序列PS沒有區(qū)別。同樣，這里也存在移相讀出脈沖Gx1以及兩個(gè)讀出梯度Gx2、Gx3以及在z方向上的層選擇梯度Gz1、Gz2、Gz3。不過，為了實(shí)現(xiàn)所希望的第一階的瞬間補(bǔ)償，按照使得的方式為各個(gè)梯度設(shè)置了后隨的或超前的其它梯度脈沖。同樣，在設(shè)置在適當(dāng)?shù)奈恢蒙系臅r(shí)間窗口ADC1、ADC2之內(nèi)在ADC上讀出自旋回波SE和受激回波信號(hào)STE。瞬間補(bǔ)償脈沖序列的確切的方法是專業(yè)人員所公知的，因此在此不進(jìn)一步地進(jìn)行解釋。
通過這種流補(bǔ)償(Flusskompensation)，保證了在運(yùn)動(dòng)的解剖結(jié)構(gòu)的條件下信號(hào)幅度的質(zhì)量不由于相移而受到影響。這樣避免了在翻轉(zhuǎn)角確定中的不穩(wěn)定性。運(yùn)動(dòng)的器官的信號(hào)分量不減小地以相應(yīng)的權(quán)重對(duì)整個(gè)結(jié)果做出貢獻(xiàn)。
對(duì)于軸的選擇優(yōu)選地如在圖4A和圖4B中示出的那樣進(jìn)行，即，優(yōu)選地選擇垂直于斷層造影儀3通常的z方向的一個(gè)試驗(yàn)體積層VP(沿縱軸平行于通常環(huán)形地包圍患者的磁鐵5，該磁鐵產(chǎn)生恒定的基本磁場(chǎng)B0)。優(yōu)選地這樣選擇位置分辨的軸，使得在翻轉(zhuǎn)角α上剩余的復(fù)數(shù)平均處于沿著在所激勵(lì)的試驗(yàn)體積層VP內(nèi)部具有較小的身體延伸的方向上。在圖4A和圖4B中示出的例子中，這是y軸。也就是說，沿其進(jìn)行位置分辨的測(cè)量的軸(在示出的例子中為x軸)應(yīng)該處于沿著具有較大的身體伸展的方向上。圖4A示出了從上部通過患者的胸膛的試驗(yàn)體積層VP。圖4B示出了通過該試驗(yàn)體積層VP的剖面圖，其中在上面的圖中示出了整個(gè)的試驗(yàn)體積。在此，也示出了垂直于沿著其位置分辨地進(jìn)行測(cè)量的x軸的單個(gè)的條狀的體積S，也就是說，在沿著x軸的每個(gè)位置上分別測(cè)量在有關(guān)位置上關(guān)于整個(gè)身體橫截面復(fù)數(shù)地求平均的自旋回波信號(hào)SE，該信號(hào)分別在有關(guān)位置上的各自的條狀的試驗(yàn)體積層S中出現(xiàn)。按照同樣的方式也測(cè)量出受激回波信號(hào)STE，然后對(duì)應(yīng)于方程(3)確定在該位置上的條S內(nèi)部復(fù)數(shù)地確定的翻轉(zhuǎn)角。如從圖4B中表明的那樣，從處于患者P身體之外的區(qū)域中接收不到信號(hào)，因?yàn)樵搮^(qū)域中不存在可以激勵(lì)的組織。
可選的是，軸x和y也可以設(shè)置為，使得位置分辨沿著如下的方向進(jìn)行，即，在該方向上根據(jù)預(yù)先檢查和(依賴于所采用的發(fā)射天線和所觀察的身體區(qū)域的)經(jīng)驗(yàn)值估計(jì)B1幅度和相位的最大變化。不過，通常這與所示出的對(duì)軸的選擇一致。
然后，從按照方程(3)得到的沿x方向的翻轉(zhuǎn)角分布α(x)出發(fā)，在另一個(gè)步驟中通過對(duì)由x1至x2限定的區(qū)域進(jìn)行加權(quán)平均確定出平均的翻轉(zhuǎn)角αMαM=Σx=x1x=x2α(x)w(x)Σx=x1x=x2w(x)---(4)]]>其中，w(x)表示加權(quán)系數(shù)。
可以采用不同的參數(shù)作為加權(quán)系數(shù)w(x)，例如采用初級(jí)自旋回波幅度w(x)＝|SSE(x)|(5a)或者，采用初級(jí)自旋回波幅度的平方w(x)＝|SSE(x)|2(5b)或者，采用初級(jí)自旋回波幅度的平方根w(x)=|SSE(x)|---(5c)]]>或者，采用自旋回波幅度和受激回波信號(hào)的幅度的平方和的平方根w(x)=|SSE(x)|2+|SSTE(x)|2---(5d)]]>或者，通常采用回波幅度的任意函數(shù)fw(x)＝f(|SSE(x)|，|SSTE(x)|)(5e)通過這樣一種加權(quán)保證了，其中出現(xiàn)強(qiáng)烈噪聲的區(qū)域在平均中不被那樣強(qiáng)烈地考慮。如已經(jīng)說明的那樣，可選的是，例如也可以采用相等的加權(quán)，其中優(yōu)選地僅僅將處于一定的閾值之上的值引入到求平均值中。
在該方法的實(shí)際使用中重要的一點(diǎn)是確定在其內(nèi)部進(jìn)行平均的邊界x1、x2。也就是說，其確定了隨后實(shí)際上用哪個(gè)體積來確定平均的翻轉(zhuǎn)角以及進(jìn)一步的調(diào)整中。在任何情況下，對(duì)于通過邊界x1和x2限定的片段的選擇應(yīng)該沿著試驗(yàn)體積層VP(在該體積層上求所確定的特征值α(x)的平均值αM)的伸展方向、在考慮要在隨后的測(cè)量中被檢查的檢查體積UV的條件下進(jìn)行確定。
作為例子圖5A再次示出了已經(jīng)在圖4A中示出的、在斷層造影儀3中的患者P，以及檢查體積的典型位置，該檢查體積通常是一個(gè)在患者內(nèi)部具有確切定義的位置的層堆。在圖5中示出了的例子中涉及的是一種適合于心臟檢查的層堆UV。
圖5B至圖5D示出了關(guān)于如何可以借助于所規(guī)劃的檢查體積UV確定用于按照方程(4)求平均值的邊界x1和x2的不同的變形。
按照?qǐng)D5B將檢查體積UV投影到穿過斷層造影儀3的等角點(diǎn)延伸的x軸上，并且考慮由此產(chǎn)生的邊界值x1和x2，以便得到沿其進(jìn)行平均的片段a。
在圖5C中示出的方法中，所規(guī)劃的檢查體積的投影在x/y平面上進(jìn)行，這樣將產(chǎn)生的最小x位置作為層堆UV的x1值、而將最大x位置作為層堆UV的x2值引入，以便確定平均片段a′。這種變形也在圖5A中從上部示出。
按照根據(jù)圖5D的方法，簡(jiǎn)單地利用預(yù)先定義的距離x2-x1進(jìn)行平均片段a″的預(yù)先占用，其中，從所規(guī)劃的層體積UV中導(dǎo)出平均值xM＝0.5·(x2-x1)。
不過，在所有方法中應(yīng)該為點(diǎn)x1、x2的相對(duì)位置或其絕對(duì)位置提供有意義的邊界值，以便保證調(diào)整方法的收斂。也就是說，測(cè)量體積應(yīng)該足夠大，使得對(duì)于特征值α(x)的測(cè)量足夠好，以便保證在調(diào)制方法期間依次跟隨的測(cè)量的可再現(xiàn)性。否則的話，不可能進(jìn)行調(diào)整，因?yàn)椴辉倏梢宰R(shí)別出翻轉(zhuǎn)角與發(fā)射幅度的依賴性。
因此，利用典型值對(duì)于片段或者點(diǎn)x1和x2的預(yù)先確定也可以作為另一種可選實(shí)施方式，這些典型值在患者中被證明是有意義的。例如，迄今為止的測(cè)量顯示出在腹部、在脊椎以及在胸骨區(qū)域典型地出現(xiàn)B1場(chǎng)的最小值，由此，為了實(shí)現(xiàn)對(duì)于良好的圖像質(zhì)量適當(dāng)?shù)腂1幅度，對(duì)于腹部以及脊椎成像來說利用預(yù)先定義的區(qū)域來在中心的身體區(qū)域上進(jìn)行限制是優(yōu)選的。在應(yīng)用頭部接收線圈的條件下，應(yīng)該將該片段限制到中心的例如10cm上，因?yàn)檫@里在高的B0場(chǎng)強(qiáng)的條件下出現(xiàn)B1過高。
在另一個(gè)優(yōu)選的實(shí)施方式中根據(jù)所采用的接收線圈決定將何種方法引入到平均片段的確定中，以及分別采用哪個(gè)最大和最小值x1、x2。接收線圈經(jīng)常針對(duì)特定身體區(qū)域在其幾何結(jié)構(gòu)以及接收特性方面進(jìn)行優(yōu)化，，通常也僅僅用于這些特定的區(qū)域。也就是說，線圈的使用對(duì)于被檢查的身體區(qū)域多數(shù)情況下是標(biāo)志性的。因?yàn)锽1不均勻性就其幅度和相位而言對(duì)于特定的身體區(qū)域(例如頭部或腹部)同樣經(jīng)常是標(biāo)志性的，因此可以將一種對(duì)應(yīng)地優(yōu)化匹配的方法用于確定平均片段。
圖6示出了一種用于磁共振測(cè)量裝置1的實(shí)施方式的簡(jiǎn)化原理框圖，利用該磁共振測(cè)量裝置可以實(shí)施按照本發(fā)明的方法。
磁共振測(cè)量裝置1的核心部分是斷層造影儀3、也被稱為掃描儀3，在臥榻6上的患者P被定位在該斷層造影儀中的環(huán)形基本磁鐵5中。在基本磁鐵5的內(nèi)部有一個(gè)用于發(fā)射MR高頻脈沖的高頻天線4。在此，涉及的是市場(chǎng)上常見的斷層造影儀3，其對(duì)于本發(fā)明的方法來說不需要滿足特別的額外要求。斷層造影儀3由在此單獨(dú)示出的系統(tǒng)控制器10控制。終端2(或者操作面板)通過終端接口7連接到系統(tǒng)控制器10上，通過該終端2用戶可以操縱系統(tǒng)控制器10并進(jìn)而操縱斷層造影儀3。系統(tǒng)控制器10通過控制接口9和圖像獲取接口8與斷層造影儀3連接。通過控制接口9將對(duì)應(yīng)的控制命令SB輸出到斷層造影儀3上，由此發(fā)出所希望的脈沖序列、即高頻脈沖和梯度脈沖。通過圖像獲取接口8獲取原始數(shù)據(jù)RD、即通過ADC讀出的接收信號(hào)。
系統(tǒng)控制器10以及終端2也都可以是斷層造影儀3的一體化的組成部分。此外，系統(tǒng)控制器10還具有海量存儲(chǔ)器12，在后者中可以存放例如所產(chǎn)生的圖像數(shù)據(jù)、存儲(chǔ)測(cè)量記錄等。
此外，整個(gè)磁共振測(cè)量裝置1還具有所有其它常見的部件或特征，例如用于連接通信網(wǎng)絡(luò)、如圖像信息系統(tǒng)(PACS，圖像歸檔和通信系統(tǒng))的接口。不過，為了更清楚起見在圖6中沒有示出這些部件。
在系統(tǒng)控制器10中的中心點(diǎn)是處理器11，其中以軟件形式實(shí)現(xiàn)了不同的控制部件。在此需要指出的是，這種系統(tǒng)控制器10自然也可以具有多個(gè)相互聯(lián)網(wǎng)的處理器，在這些處理器上實(shí)現(xiàn)了不同的控制部件。
一種這樣的部件是掃描儀控制單元13，通過該單元用戶可以經(jīng)由終端2進(jìn)行通信。該掃描儀控制單元13通過控制接口9操縱斷層造影儀3，并且因此用于通過天線4發(fā)射所希望的高頻脈沖序列，以及還負(fù)責(zé)按照適當(dāng)?shù)姆绞浇油ㄌ荻龋员銏?zhí)行所希望的測(cè)量。通常，對(duì)于特定的測(cè)量，這按照所確定的獲取記錄進(jìn)行。
通過圖像獲取接口8到達(dá)的測(cè)量數(shù)據(jù)被傳遞至另一個(gè)在處理器11上實(shí)現(xiàn)的部件、即圖像數(shù)據(jù)處理單元14，該單元對(duì)應(yīng)地處理所獲取的原始數(shù)據(jù)。圖像數(shù)據(jù)處理單元14用于對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行傅立葉變換、產(chǎn)生必需的測(cè)量值，并且還用于圖像的重建。
在此，按照本發(fā)明的磁共振測(cè)量裝置1還具有調(diào)整裝置15，作為系統(tǒng)控制器10的另一個(gè)同樣以軟件形式在處理器11上實(shí)現(xiàn)的部件。該調(diào)整裝置15作為子部件包括(例如以軟件模塊的形式)特征值確定單元16、求平均值單元17和幅度確定單元18。
特征值確定單元16為掃描儀控制單元13給出脈沖序列缺省值PSV，并且因而用于發(fā)射用于在由對(duì)應(yīng)的脈沖序列激勵(lì)的試驗(yàn)體積層VP的內(nèi)部對(duì)翻轉(zhuǎn)角α進(jìn)行一維的位置分辨的測(cè)量的脈沖序列。例如，可以通過該脈沖序列缺省值PSV使得利用在圖3中示出的脈沖序列PSM進(jìn)行測(cè)量。然后，將所測(cè)量的原始數(shù)據(jù)在圖像數(shù)據(jù)處理單元14中進(jìn)一步處理，并且確定自旋回波信號(hào)和受激回波信號(hào)以及這些信號(hào)的信號(hào)幅度SSE(x)、SSTE(x)，并將它們提供給特征值確定單元16。然后，該特征值確定單元例如根據(jù)方程(3)計(jì)算沿x軸的取決于位置的翻轉(zhuǎn)角α(x)，并且將該值提供給求平均值單元17。
求平均值單元17由此根據(jù)方程(4)計(jì)算平均翻轉(zhuǎn)角αm。作為加權(quán)系數(shù)，求平均值單元17按照在圖6中示出的實(shí)施方式同樣從圖像數(shù)據(jù)處理單元14獲得所需要的初級(jí)回波信號(hào)SSE的信號(hào)幅度。上面結(jié)合方程(4)提到的邊界值x1、x2例如可以對(duì)于特定的測(cè)量來說已經(jīng)存放在存儲(chǔ)器12中或者通過用戶經(jīng)由終端2預(yù)先給定，這些邊界值是確定在其上沿x軸進(jìn)行平均的片段所必需的。
然后，將由求平均值單元17計(jì)算的翻轉(zhuǎn)角平均值αm傳遞到幅度確定單元18，該幅度確定單元在平均翻轉(zhuǎn)角αm的基礎(chǔ)上確定對(duì)于高頻脈沖的其它發(fā)射的優(yōu)化幅度，并且將一個(gè)對(duì)應(yīng)的幅度缺省值A(chǔ)V送至掃描儀控制單元13，該掃描儀控制單元在進(jìn)一步的測(cè)量中考慮該幅度缺省值A(chǔ)V。調(diào)整裝置15可以一直執(zhí)行該方法直到達(dá)到足夠的收斂，即，直到在幅度確定單元中確定出在一定的界限中所測(cè)量的平均翻轉(zhuǎn)角αm與平均的額定翻轉(zhuǎn)角相對(duì)應(yīng)。然后，結(jié)束該調(diào)整方法并且可以按照通常的方式執(zhí)行測(cè)量。
最后，還要再次指出上面詳細(xì)說明的方法以及所示出的磁共振測(cè)量裝置僅僅涉及到實(shí)施方式，這些實(shí)施方式可以由專業(yè)人員按照不同的方式進(jìn)行修改，而不脫離本發(fā)明的范圍。特別是，也可以采用其它形式的激勵(lì)脈沖和激勵(lì)脈沖的序列來代替所具體描述的激勵(lì)脈沖。
此外，按照本發(fā)明的調(diào)整方法也可以良好地與本文開始部分說明的調(diào)整方法進(jìn)行組合，其中，對(duì)特征值(特別是翻轉(zhuǎn)角)進(jìn)行非位置分辨的測(cè)量或者二維位置分辨的測(cè)量。這樣完全可能在特定的情況下二維位置分辨的測(cè)量方法是有意義的，并且在這些情況中測(cè)量時(shí)間的持續(xù)期間較為不重要。因此，在一種特別優(yōu)選的調(diào)整方法中，例如可以根據(jù)所使用的接收線圈(優(yōu)選為自動(dòng)地)選擇調(diào)整方法的測(cè)量方法。如上面解釋的那樣，特定接收線圈的使用以及B1不均勻性在幅度和相位方面對(duì)于被檢查的身體區(qū)域都是標(biāo)志性的。因此，可以在所選擇的接收線圈的基礎(chǔ)上以簡(jiǎn)單的方式自動(dòng)地確定一個(gè)對(duì)于具體情況優(yōu)化的、適當(dāng)?shù)恼{(diào)整方法。
主要是根據(jù)一種在醫(yī)療中使用的磁共振測(cè)量裝置的應(yīng)用對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了說明。不過，本發(fā)明并不局限于這類應(yīng)用，而是也可以使用在科學(xué)和/或工業(yè)的應(yīng)用中。特別是，該方法不僅可以用于簡(jiǎn)單的常規(guī)磁共振測(cè)量中，而且也可以用于磁共振頻譜測(cè)量中。
權(quán)利要求
1.一種用于調(diào)整在磁共振測(cè)量中由磁共振測(cè)量系統(tǒng)(1)的高頻天線(4)發(fā)出的高頻脈沖的場(chǎng)強(qiáng)的方法，其中，-首先，通過由有關(guān)高頻天線(4)發(fā)出帶有特定脈沖幅度的高頻脈沖(HFA，HFR1，HFR2)對(duì)一個(gè)試驗(yàn)體積層(VP)進(jìn)行激勵(lì)，并且沿該試驗(yàn)體積層(VP)的一個(gè)伸展方向(x)確定一維位置分辨的特征值(α(x))，這些特征值分別代表了該試驗(yàn)體積層(VP)的垂直于該伸展方向(x)延伸的條(S)中的B1場(chǎng)的局部場(chǎng)強(qiáng)，-然后，至少在一個(gè)確定的片段(a，a′，a″)上沿所述試驗(yàn)體積層(VP)的伸展方向(x)求出所確定的特征值的平均值(αM)，-以及隨后，在該平均值(αM)的基礎(chǔ)上確定有待為待實(shí)施的磁共振測(cè)量設(shè)置的、高頻脈沖的脈沖幅度。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，在沿著所述伸展方向(x)的不同位置上，分別確定在所述試驗(yàn)體積層(VP)的垂直于該伸展方向延伸的條(S)中的有關(guān)位置上所激發(fā)的平均翻轉(zhuǎn)角(α(x))作為特征值(α(x))。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其特征在于，在形成平均值時(shí)利用加權(quán)系數(shù)對(duì)所述特征值(α(x))進(jìn)行加權(quán)。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，依賴于位置地選擇所述加權(quán)系數(shù)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于，根據(jù)在位置分辨地確定所述特征值(α(x))時(shí)在有關(guān)位置上測(cè)得的測(cè)量值幅度(|SSE(x)|)選擇所述加權(quán)系數(shù)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于，利用自旋回波測(cè)量序列(HFS)執(zhí)行對(duì)特征值的一維位置分辨的測(cè)量，并且根據(jù)在有關(guān)位置上測(cè)得的回波幅度(|SSE(x)|)選擇所述加權(quán)系數(shù)。
7.根據(jù)權(quán)利要求1至6中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，在求平均值時(shí)僅僅考慮下列位置上的特征值(α(x))其中，在位置分辨地確定該特征值(α(x))時(shí)在有關(guān)位置上測(cè)得的測(cè)量值幅度(|SSE(x)|)處于一個(gè)可以預(yù)定的閾值之上。
8.根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，為了激勵(lì)所述試驗(yàn)體積層(VP)發(fā)出一個(gè)帶有第一激勵(lì)脈沖(HFA)和至少兩個(gè)跟隨其后的再聚焦脈沖(HFR1，HFR2)的雙回波高頻脈沖序列(HFS)，以產(chǎn)生第一回波信號(hào)(SE)和隨后的第二回波信號(hào)(STE)，并且在沿著該試驗(yàn)體積層(VP)的各個(gè)位置上測(cè)得的第一和第二回波信號(hào)(SE，STE)的基礎(chǔ)上確定所述特征值(α(x))。
9.根據(jù)權(quán)利要求1至8中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，在第一空間方向(z)上施加磁場(chǎng)梯度(Gz)的條件下，對(duì)所述試驗(yàn)體積層(VP)的激勵(lì)通過發(fā)射至少一個(gè)微弱地層選擇的第一高頻激勵(lì)脈沖(HFA)實(shí)現(xiàn)，而對(duì)所述特征值(α(x))的一維位置分辨的確定通過以垂直于該第一空間方向(z)施加的讀出梯度(Gx)來頻率編碼地讀出由該激勵(lì)激發(fā)的磁共振信號(hào)(SE，STE)而實(shí)現(xiàn)。
10.根據(jù)權(quán)利要求1至9中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，為了激勵(lì)所述試驗(yàn)體積層(VP)采用瞬間補(bǔ)償?shù)拿}沖序列(PSM)。
11.根據(jù)權(quán)利要求1至10中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，沿著所述試驗(yàn)體積層(VP)的一個(gè)伸展方向(x)進(jìn)行對(duì)所述特征值(α(x))的一維位置分辨的測(cè)量，該伸展方向(x)在所述被激勵(lì)的試驗(yàn)體積層(VP)內(nèi)部沿待檢查的檢查對(duì)象(P)的較大的身體伸展的方向延伸。
12.根據(jù)權(quán)利要求1至11中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，沿著所述試驗(yàn)體積層(VP)的一個(gè)伸展方向(x)進(jìn)行對(duì)所述特征值(α(x))的一維位置分辨的測(cè)量，在該伸展方向(x)上根據(jù)預(yù)定信息估計(jì)出現(xiàn)B1場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)幅度和相位的最大變化。
13.根據(jù)權(quán)利要求1至12中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，在考慮在待執(zhí)行的磁共振測(cè)量中要檢查的檢查體積(UV)的條件下確定沿著所述試驗(yàn)體積層(VP)的伸展方向(x)的所述片段(a，a′，a″)，在該片段上求出所確定的特征值(α(x))的平均值(αM)。
14.一種磁共振測(cè)量系統(tǒng)(1)，其包括高頻天線(4)，以及用于調(diào)整在磁共振測(cè)量中由高頻天線(4)發(fā)出的高頻脈沖的場(chǎng)強(qiáng)的調(diào)整裝置(15)，該裝置包括-特征值確定單元(16)，其這樣構(gòu)成，使得其允許由有關(guān)高頻天線(4)發(fā)出帶有特定脈沖幅度的高頻脈沖(HFA，HFR1，HFR2)，以便對(duì)一個(gè)試驗(yàn)體積層(VP)進(jìn)行激勵(lì)，并且其沿該試驗(yàn)體積層(VP)的一個(gè)伸展方向(x)一維位置分辨地確定特征值(α(x))，這些特征值分別代表了該試驗(yàn)體積層(VP)的垂直于該伸展方向(x)的條(S)中的B1場(chǎng)的局部場(chǎng)強(qiáng)，-求平均值單元(17)，其構(gòu)造用于至少在一個(gè)沿所述試驗(yàn)體積層(VP)的伸展方向(x)的確定的片段(a，a′，a″)上求出所確定的特征值(α(x))的平均值(αM)，-幅度確定單元(18)，其構(gòu)造用于在該平均值(αM)的基礎(chǔ)上確定有待為待實(shí)施的磁共振測(cè)量設(shè)置的高頻脈沖的脈沖幅度。
15.一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，其可以直接被加載到磁共振測(cè)量系統(tǒng)(1)的可編程的控制裝置(10)的存儲(chǔ)器中，具有程序編碼裝置，以便當(dāng)該程序在所述磁共振測(cè)量系統(tǒng)(1)的控制裝置(10)中被執(zhí)行時(shí)實(shí)施根據(jù)權(quán)利要求1至13中任一項(xiàng)所述的方法的所有步驟。
全文摘要
本發(fā)明描述了一種用于調(diào)整在磁共振測(cè)量中由磁共振測(cè)量系統(tǒng)(1)的高頻天線(4)發(fā)出的高頻脈沖的場(chǎng)強(qiáng)的方法。在此，首先通過由有關(guān)高頻天線(4)發(fā)出帶有確定脈沖幅度的高頻脈沖(HFA，HFR
文檔編號(hào)A61B5/055GK1987510SQ200610168699
公開日2007年6月27日 申請(qǐng)日期2006年12月22日 優(yōu)先權(quán)日2005年12月22日
發(fā)明者索爾斯坦·費(fèi)威爾, 彼得·休貝斯, 索爾斯坦·斯佩克納 申請(qǐng)人:西門子公司