用于调整高频脉冲的场强的方法和为此的磁共振测量系统的制作方法

专利名称：用于调整高频脉冲的场强的方法和为此的磁共振测量系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于调整在磁共振测量中由磁共振测量系统的高频天线发出的高频脉冲的场强的方法。此外，本发明还涉及一种磁共振测量系统，其包括高频天线，以及用于调整在磁共振测量中由高频天线发出的高频脉冲的场强的对应的调整装置。
背景技术：
磁共振断层造影(MR断层造影)也被称为核自旋断层造影，其涉及一种在此期间广泛传播的、用于获取有生命的检查对象的体内图像的技术。为了利用该方法获得图像，必须首先将患者或者受检体(即，检查对象)的身体或待检查的身体部分置于一种由磁共振测量系统的基本场磁铁产生的、尽可能均匀的静态基本磁场(多数情况下被称为B0场)中。在拍摄磁共振图像的期间，为该基本场叠加上由所谓的梯度线圈产生的快速转换的梯度场，以用于位置编码。此外，利用高频天线在检查对象中入射特定场强的高频脉冲。通常用B1来表示该高频脉冲的磁通密度。因此，脉冲形状的高频场也被一般地简称为B1场。借助于该高频脉冲这样地对在检查对象中的原子的核自旋进行激励，使得其从平行于基本磁场B0的其平衡位置出发偏转一个所谓的“激励翻转角”(下面也简称为“翻转角”)。然后，核自旋超前(przedieren)基本磁场B0的方向。由此产生的磁共振信号由高频接收天线记录。接收天线可以或者是也被用来发射高频脉冲的同一天线，或者是另外单独的天线。最后，在所接收的磁共振信号的基础上建立检查对象的磁共振图像。在此，在磁共振图像中的每个图像点对应于一个小的身体体积、即所谓的“体素”，并且图像点的每个亮度或强度值是与从该体素中接收到的磁共振信号的信号幅度相关联的。
在实际的MR成像之前，必须进行所谓的针对患者的调整，以便确定取决于测量对象的系统参数。除了别的之外，包括对于高频脉冲场强的调整、即对HF脉冲幅度的调整。在此，考虑了如下的事实发射天线视检查对象而定地受到衰减，因此为了在检查对象中实现所希望的B1场或翻转角所需要的HF功率放大器的脉冲幅度相应地视对象而定地改变。在对象内部的均匀的翻转角分布的条件下，按照下列方程在高频脉冲的脉冲幅度和B1场的幅度以及由此实现的翻转角α之间呈现确定的关系α=∫t=0τγ·B1(t)·dt---(1)]]>该关系一般遵循线性函数。在此，γ是回旋磁比，对于多数核自旋检查来说可以将其视为固定的材料常数，而τ是高频脉冲的作用时间。
不过，对于在检查对象内部均匀的HF场的假设，被下列影响因素破坏-由于取决于不同组织类型的介电特性和电特性的HF场与人体的相互作用，不能再以均匀的B1分布为出发点。取而代之的是，在整个身体体积上来看出现了B1幅度和相位的强烈的变化。
-产生HF脉冲的天线部件的有限的伸长造成仅仅在局限的体积中的足够的B1均匀性。不过，这种位置依赖性与上面提到的一点相比表现得很弱，并且多数情况下在其径向上的依赖性是单调的。因此，特别是在高的场强之下，其对于日常中的脉冲校准来说仅仅构成了次要的问题。
因此，出于上面提到的原因，具有确定脉冲幅度的高频脉冲在整个被激励的体积上不能导出固定的特定翻转角，而是导出多种所实现的翻转角值。在此，翻转角分布通常是对象的电特性和介电特性以及其几何分布的函数。这种在所观察的体积上的翻转角变化必然导致在脉冲校准中的多义性。
特别是在高的场强下，例如在腹部的成像中经常在身体中心区域观察到强烈减小的B1幅度。不过，同时也存在具有强烈提高的B1幅度的区域。如果没有达到或者超过由测量序列所要求的翻转角，则其将导致在该区域中的受局限的图像质量，例如导致仅仅微弱的信号强度和较小的对比度。
在迄今为止通常采用的调整方法中，通过在形成信号的体积的部分上的一种复数平均来部分地消除该多义性。为此，目前以例如下列的MR试验来进行脉冲幅度的调整，图1中示意性地表示了该试验的脉冲序列采用具有三个HF脉冲(带有额定翻转角αS、2αS、αS)的脉冲序列，其中，考察通过该脉冲序列所产生的初级回波信号SE以及受激回波信号STE。
在HF激励和信号接收期间，同时在断层造影仪的z方向(通常是基本磁场B0的方向)上施加一个恒定的梯度场Gz，使得在人体中央的一个平坦的二维层被激励。与此对应地，所接收的信号是来自整个层体积的空间积分信号。
在对两个回波信号SE、STE的傅立叶变换之后，对于翻转角计算来说，考虑初级回波信号SE和受激回波信号STE的频率成分SSE和SSTE，即，在频谱的中心频率f＝0时的信号的幅度。结果是一个在所施加的脉冲幅度下实现的、出现在中央层中的“平均的”翻转角α，其中，将与B1相位相乘的信号幅度SSE、SSTE固有地复数平均cosα=SSE·SSTE|SSE|2·eΔTT1---(2)]]>在此，T1表示整个形成信号的组织的平均驰豫时间，而ΔT表示在激励的脉冲序列的第二和第三HF脉冲之间的距离。
从中可以确定新的脉冲幅度，该幅度是为了实现所希望的B1场而必需的。这样确定的脉冲幅度可以随后通过重新测量进行验证，并在必要时再次进行调整。由于下面的原因这点尤其是必需的因为通过复数平均(其中，将依赖于位置的、对于各自回波作出贡献的磁化复数地相加，即按照模和相位相加)脉冲幅度和所计算的翻转角之间的关系不再一定是线性的了，而是在高的脉冲幅度下饱合、并且甚至有可能丧失其单调性。
因此，除了所提到非线性之外该方法的一个缺点尤其是如下的事实对于脉冲幅度的优化的基础是在整个体积上复数平均的翻转角。这样，如果对于成像重要的区域位于具有相对较高或者较低的B1幅度的区域中，则由序列所要求的标称翻转角与实际的翻转角不一致，这导致了在图像质量中的限制。
作为替换，对于B1的模和相位确定来说在调整的范围内也存在二维的位置分辨的方法。由此，可以进行针对位置的脉冲幅度校准。这样，尤其是对于足够小的区域又建立了脉冲幅度和所测量的B1场之间的单调的或线性的关系。这样，为脉冲校准考虑的区域对应于例如在临床成像范围中所考察的区域。
不过，该方法的缺点在于，与前面说明的积分方法相比，由所必需的N个相位编码步骤的顺序所造成的长的测量时间，其中，N表示在相位编码方向上的矩阵大小。另一个缺点在于，在检查期间对于检查对象(即人体)的移动的较高的灵敏度。

发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，为本文开始部分提到的现有技术提供一种替换方案，其允许对于用于MR测量的高频脉冲的场强进行尽可能迅速而精确的调整。
在按照本发明的方法中，首先通过由有关高频天线发出带有确定脉冲幅度的高频脉冲对一个位于核磁共振测量系统的测量空间内的检查对象内的试验体积层进行激励。在此，沿该试验体积层的一个伸展方向确定一维位置分辨的若干特征值，这些特征值分别代表了该试验体积层的垂直于该伸展方向的条中的B1场的局部场强。也就是说，特征值是按照特定方式的对于分别在试验体积层的棒形子体积中出现的B1场的量度，其中，该试验体积层的棒形子体积垂直于伸展方向展开并且可以通过其沿伸展轴的位置坐标在空间上定位。
然后，至少在沿所述试验体积层的伸展方向的一个确定的片段上形成所事先确定的特征值的平均值。最后，在该平均值的基础上确定有待为待实施的磁共振测量至少在检查对象的特定体积区域中设置的高频脉冲的脉冲幅度。
在按照本发明的方法中，优选地通过一维的位置分辨允许位置选择的脉冲幅度校准。通过将减少试验体积层中垂直于伸展轴的狭窄的条状体积上的固有的平均，减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变的磁化的复数相加而造成的不良效应，如脉冲幅度与所确定的翻转角之间的关系的非线性以及对于所观察的身体区域的不恰当的翻转角确定。不过，在此与二维位置分辨的方法相比，测量可以在二维位置分辨的方法的测量时间的1/N中实现。
按照本发明，一种适合于实施该方法的磁共振测量系统包括用于调整在磁共振测量中由磁共振测量系统的高频天线发出的高频脉冲的场强的调整装置，该装置包括下列部件-特征值确定单元，其这样构成，使得其允许由有关高频天线发出带有特定脉冲幅度的高频脉冲，以便对一个试验体积层进行激励，并且其沿该试验体积层的一个伸展方向确定一维位置分辨的特征值，这些特征值分别代表了该试验体积层的垂直于该伸展方向延伸的条中的B1场的局部场强；-求平均值单元，其构造成用于至少在沿所述试验体积层的伸展方向的一个确定的片段上形成所确定的特征值的平均值；-幅度确定单元，其构造成用于在该平均值的基础上确定有待为待实施的磁共振测量设置的高频脉冲的脉冲幅度。
原则上，可以引入表示在有关的棒形子体积中(即，在针对伸展方向的有关位置上)的B1场的任意测量值作为特征值。不过，在一种特别优选的实施方式中，在沿着伸展方向的各个位置上，分别确定在所述试验体积层的垂直于该伸展方向延伸的条中所出现的平均翻转角作为特征值，该翻转角是在有关的体积条中激励时所激发出的。也就是说，如在首先描述的方法中那样，在此又对所实现的翻转角进行复数平均，使得由于相位变化而破坏的区域相叠加。不过，由于(与在本文开始部分描述的情况不同)仅仅对试验体积层的条进行采集，与在该试验体积层的整个二维体积上进行这种复数平均相比，必然地出现少的相位变化。
原则上可以按照极其简单的方式求出在所观察的片段内部的各个特征值的平均值。也就是说，例如对所有特征值相同地加权。不过，优选在求平均值时利用加权系数对特征值进行加权。该加权系数优选地是依赖于位置的。
在一种特别优选的实施方式中，根据在位置分辨地确定所述特征值时在有关位置上测得的测量值幅度来选择所述加权系数。在此，例如可以直接选择该幅度的模。不过，原则上也可以采用测量值幅度的任意函数，例如测量值幅度的平方函数或者平方根函数。
如果利用自旋回波测量序列执行对特征值的一维位置分辨的测量，那么就根据在有关位置上测量的回波幅度来选择所述加权系数。例如，可以在经典的自旋回波方法、在梯度回波方法、在透平自旋回波方法、在EPI方法等等中采用初级自旋回波幅度。
依赖于测量值幅度、特别是回波幅度的加权系数的优点在于，执行自动加权在具有高信号的区域强烈地加权，而在具有低信号的区域相应地较少地加权。按照这种方式，由噪声支配的区域在平均中几乎不被考虑。
不过，如果出现在医疗上对具有相对极少信号的区域特别感兴趣的情况，则该区域在求平均值时仅仅微弱地被加权考虑。因此，必要时根据不同情况也可以使用对测量值幅度(特别是自旋回波幅度)的另一函数相关性，例如平方函数或者平方根函数。按照这种方式可以事先确定，在何种程度上考虑具有微弱信号的区域。在此，如何确定加权系数的规则也可以根据测量的类型以及待检查的区域来确定。
特别优选的是，在求平均值时仅仅考虑下列位置的特征值其中，在位置分辨地确定该特征值时在有关位置上测得的测量值幅度处于一个可以预定的阈值之上。如果除此之外进行相等加权，则这点特别有意义。这种加权对应于一种如下的相等加权对于所有在其上测量值幅度处于阈值之上的位置具有加权系数1，而对于所有在其上测量值幅度处于预定的阈值之下的位置具有加权系数0。这种阈值可以例如确定为噪声水平的特定倍数。
原则上，特征值的一维位置分辨的测量可以沿着试验体积层的任意伸展方向进行。不过，优选地如下确定该伸展方向该伸展方向在被激励的试验体积层内部沿待检查的检查对象的较大的身体伸展的方向延伸。
特征值的一维位置分辨的测量应该优选地沿着试验体积层的伸展方向进行，在该伸展方向上根据预定信息估计出现B1场的场强幅度和相位的最大变化。不过，在多数情况下该方向与待检查的检查对象的较大的身体伸展的方向一致。在此，用于确定沿其一维位置分辨地测量的伸展方向的预定信息可以来自于预先检查。特别是，其也可以是依赖于所采用的发射天线和所观察的身体区域而确定的经验值。
此外，在确定了伸展方向之后，必须确定在哪个片段上沿着该伸展方向求特征值的平均值。优选地，这在考虑在待执行的磁共振测量中要检查的检查体积的条件下进行。也就是说，例如可以从所规划的测量中通过将所规划层体积投影到伸展轴上，或者通过将所规划层体积投影到在试验体积层中的平面上来确定这样的边界，即，在这些边界之间将所测量的特征值沿着伸展方向引入到平均值的建立中。在此，要考虑有意义的边界值，使得这样选择片段的位置和绝对宽度整个的“平均片段”(即，在其上进行平均的片段)可靠地位于待检查的区域的内部。下面还解释用于确定平均片段的不同的可能性。
为了一维位置分辨地测量特征值，原则上可以引入不同的方法。在一种优选的方法中，对试验体积层的激励利用一个带有第一激励脉冲和至少两个跟随其后的再聚焦脉冲的双回波高频脉冲序列进行，以产生第一回波信号(即所谓的初级自旋回波)和随后的第二回波信号(所谓的受激回波)。然后，在沿着该试验体积层的各个位置上测得的第一和第二回波信号的基础上确定特征值、优选为翻转角。也就是说，优选地采用一种与也在本文开始部分描述的调整方法中使用的类似方法，不过，其中现在注意到将翻转角沿着伸展方向位置分辨地确定。
在此，对所述试验体积层的激励优选地通过在第一空间方向上施加磁场梯度的条件下发射至少一个微弱的层选择的第一高频激励脉冲进行。然后，对所述特征值的一维位置分辨的确定通过以垂直于该第一空间方向施加的读出梯度来频率编码地读出由该激励激发的磁共振信号的方法进行。这样就优选省去了相位编码。由此，该方法相对于二维位置分辨的方法显著地加快了速度。
如在本文开始部分已经描述的那样，如果运动的解剖结构位于为确定B1场而观察的区域中，则会出现问题。为此的例子是心脏运动或由于呼吸而移动的组织。在这种情况下，回波的信号强度可能通过信号相移(即，通过所谓的体素内相位分散)而以运动为条件地减小。因此，为了激励所述试验体积层，优选采用瞬间补偿的(momentenkompensiert)脉冲序列。也就是说，与通过高频天线发射的高频脉冲序列相匹配地通过梯度线圈发射对应的梯度脉冲，使得所有梯度被同时地瞬间补偿到一定的阶、例如直到第一阶或者第二阶。由此，实现了回波信号(根据不同的阶)与运动器官的速度或加速度的独立性。
在一种特别优选的实施方式中，将磁共振测量系统的所有部件按照软件模块的形式实现在磁共振测量系统的控制装置的可编程处理器上。例如，调整装置可以是一个对应的软件模块，其包含作为子程序或者软件子模块的特征值确定单元、求平均值单元和幅度确定单元。原则上，也可以将单个的软件模块实现为分布在多个处理器上，或者共用为其它控制目的而引入的已经存在的软件模块。本发明的这种按照软件方式的实现具有如下的优点也可以按照简单的方式更新现存的磁共振测量系统。


下面参考附图结合实施方式再一次详细说明本发明。其中，在不同的附图中相同的部件和脉冲带有相同的参考标记。图中图1表示按照现有技术的用于测量在一个层中的平均翻转角的脉冲模式，图2表示按照本发明的用于一维位置分辨地测量翻转角的可能的脉冲模式，图3表示如图2中的、不过带有瞬间补偿的脉冲模式，图4A表示在患者的俯视图中用于实施本发明的方法的试验体积层的位置的示意图，图4B表示图4A中的试验体积层的示意性侧视图，图5A表示在患者的俯视图中检查体积的位置的示意图，图5B表示按照第一实施方式的用于本发明方法的平均片段的可能选择的示意图，图5C表示按照第二实施方式的用于本发明方法的平均片段的可能选择的示意图，图5D表示按照第三实施方式的用于本发明方法的平均片段的可能选择的示意图，图6表示按照本发明的磁共振测量系统的原理图。
具体实施例方式
在图1中示出的脉冲模式中，按照通常的方式在平行的时间轴上(即，在时间t上)示出了由高频发射天线发出的脉冲，以及按照与该高频脉冲的时间上的依赖关系匹配地接通的梯度。
在此，图1中示出的模式涉及一种已经在本文开始部分解释过的、常见的模式，用来按照常规的方式在一个层体积中确定平均翻转角。在标记有RF(无线电频率)的最上面的轴上绘出了由高频发射天线发出的高频脉冲。其下面示出的梯度Gz是所谓的层选择梯度或者切片选择梯度，该梯度通常施加在z方向、即基本磁场的方向上并且用于在自旋激励时选择特定的层或者特定的部分体积。在最下面的轴上按照通常的方式示出了在其中借助于ADC(模拟数字转换器)测量信号的时间窗口。各个信号又表示在上面的高频轴RF上。正如在本文开始部分解释的那样，在此涉及的是一个激励序列，其中首先在一个持续施加的、固定的层选择梯度Gz下发出一个将诱发αS的翻转角第一高频脉冲。然后，在一定的时间之后，发出一个带有会诱发2·αS的翻转角的强度的第一再聚焦脉冲。据此可以随后在一个对应设置的读出时间窗口中在ADC上读出一个自旋回波。然后，在距离第一再聚焦脉冲时间ΔT之后发出一个更短的第二再聚焦脉冲，该脉冲会实现一个αS的额定翻转角的激励。然后，在另一时间窗口之内在ADC上读出受激回波信号STE。上面结合方程2解释了为了确定实际得到的平均翻转角α而对信号的处理。
与此相比，对于按照本发明的在试验体积层VP中的一维位置分辨的测量，采用了例如在图2中示出的脉冲序列PS。
在按照图2的序列模式中额外地绘出了在x方向上的梯度Gx。在此，涉及的是所谓的读出梯度或频率编码梯度，其在磁共振信号接收期间施加，以便在特定的层(这里在垂直于z方向的x方向上)读出频率编码信号。用于在一个层的内部一维位置分辨的测量的频率编码的确切的变化以及在这种序列模式中的表示对于专业人员来说是公知的，因此不做具体解释。
此外，绘出了一条对应y梯度Gy、即所谓相位编码梯度的轴。如果希望二维的位置分辨，则借助于该梯度进行相位编码。为此，必须多次地经历所示出的完整脉冲序列，其中分别施加一个完全确定的相位编码梯度。在按照本发明的脉冲模式中有意识地放弃了这种相位编码，以便相应地加速该测量。与此对应的是，Gy轴仅仅作为空的轴表示出来。如上面提到那样，仅仅借助于频率编码梯度Gx在x方向上进行一维的读出。
在该脉冲模式中，高频脉冲频率HFS也是由一个激励脉冲HFA和两个再聚焦脉冲HFR1、HFR2组成，这些脉冲按照对应的时间上的距离相互地设置。激励脉冲HFA也具有可以到达额定翻转角αS的强度。其形状是这样选择的，使得其至少是微弱地层选择的。如在轴Gz上示出的那样，同时施加了一个第一层选择梯度脉冲Gz1。该层选择梯度脉冲Gz1直接地跟随着一个更短的负的层梯度脉冲，为了再次复原由于该层选择梯度脉冲Gz1所产生的磁化的不希望的相移，所述负的层梯度脉冲是必要的。然后，在Gx轴上时间上跟随第一梯度脉冲Gx1，其用来事先在读出梯度Gx的方向上对自旋进行移相，并且由此在随后施加实际的频率编码脉冲Gx2、Gx3时在读出时间内实现回波的再聚焦。
随后，设置强度为2·αS的第一再聚焦脉冲HFR1，其中同时接通层梯度脉冲Gz2，使得该再聚焦脉冲也在与激励脉冲HFA相同的层中起作用。不过，在此不需要采用一个层选择再聚焦脉冲。
然后，在一个确定的时间间隔之后，设置第一读出梯度脉冲Gx2，并且同时在第一时间窗口ADC1中在ADC上读出自旋回波信号SE。在一个特定的时间跨度ΔT结束之后，设置另一个强度为αS的再聚焦脉冲HFR2，其中再次同时设置层梯度脉冲Gz3。在另一段时间结束之后，重新设置一个读出梯度Gx3，并且在第二时间窗口ADC2之内在ADC上测得受激回波信号STE。
然后，对所测量的自旋回波信号和受激回波信号进行傅立叶变换。在对两个信号进行傅立叶变换之后，在频域上的初级回波SSE(x)以及受激回波SSTE(x)的信号分布分别代表了所激励的层的内部在读出轴x上的空间投影。在此，磁化的复数相加在所有y位置上保持成立，因为均没有使用相位编码梯度。不过，相对于结合图1解释过的问题来说，消除了由于B1场的模和相位的变化而在x方向上出现的问题。因此，这允许了按照下列方程对于沿x轴的每个位置x进行取决于位置的翻转角计算α(x)cos(α(x))=SSE(x)·SSTE(x)|SSE(x)|2·eΔTT1---(3)]]>该方程基本上对应于方程(2)，除了在此回波信号是在x方向上位置分辨地出现的，并且翻转角α(x)对应地也位置分辨地被测量的。同样，在该方程T1表示整个形成信号的组织的平均驰豫时间，而ΔT表示在第一再聚焦脉冲HFR1和第二再聚焦脉冲HFR2之间的时间间隔。
在此，要明确地指出的是，方程(3)对于这里例如所选择的带有额定翻转角(αS、2·αS、αS)的高频脉冲是成立的。不过，该方法也可以用于每种其它的翻转角组合和其它的额定翻转角。这样，可以对应于在文献中一般地公知的、初级回波和受激回波与相应的翻转角组合的依赖性，简单地导出回波信号和相应的翻转角之间的关系。
如说明已经解释的那样，如果在所观察的区域中(即，在试验体积层中)出现运动的解剖结构、例如运动的心脏或由于呼吸而移动的组织，则会出现问题。也就是说，在成像期间可能出现由激励脉冲HFA激励的体素发生移动，直到其最后产生自旋回波信号SE或受激回波信号STE。因此，在体素中可以出现相位延迟，即，回波的信号幅度被衰减。在极端的情况下，这可能导致根本不再从该体素中给出信号。因此，为了激励试验体积层优选地采用瞬间补偿的脉冲序列PSM。在此，试图将在回波时刻的相位再次设置为零。在图3中示出了一个适当的脉冲序列PSM，其适合于直到第一阶的补偿，即适合于对恒定速度的补偿。为了实现其中也补偿了加速度的第二阶的补偿，需要极其复杂的脉冲模式。不过，其原则上也是可能的。
在图3中示出的脉冲模式中，PSM在x方向上既可以补偿初级自旋回波SE，也可以补偿受激回波STE。同样，在z方向上的运动也得到了补偿。正如图3和图2的比较所表明的那样，瞬间补偿的脉冲序列PSM在高频脉冲序列HFS方面与图2中所示出的简单的脉冲序列PS没有区别。同样，这里也存在移相读出脉冲Gx1以及两个读出梯度Gx2、Gx3以及在z方向上的层选择梯度Gz1、Gz2、Gz3。不过，为了实现所希望的第一阶的瞬间补偿，按照使得的方式为各个梯度设置了后随的或超前的其它梯度脉冲。同样，在设置在适当的位置上的时间窗口ADC1、ADC2之内在ADC上读出自旋回波SE和受激回波信号STE。瞬间补偿脉冲序列的确切的方法是专业人员所公知的，因此在此不进一步地进行解释。
通过这种流补偿(Flusskompensation)，保证了在运动的解剖结构的条件下信号幅度的质量不由于相移而受到影响。这样避免了在翻转角确定中的不稳定性。运动的器官的信号分量不减小地以相应的权重对整个结果做出贡献。
对于轴的选择优选地如在图4A和图4B中示出的那样进行，即，优选地选择垂直于断层造影仪3通常的z方向的一个试验体积层VP(沿纵轴平行于通常环形地包围患者的磁铁5，该磁铁产生恒定的基本磁场B0)。优选地这样选择位置分辨的轴，使得在翻转角α上剩余的复数平均处于沿着在所激励的试验体积层VP内部具有较小的身体延伸的方向上。在图4A和图4B中示出的例子中，这是y轴。也就是说，沿其进行位置分辨的测量的轴(在示出的例子中为x轴)应该处于沿着具有较大的身体伸展的方向上。图4A示出了从上部通过患者的胸膛的试验体积层VP。图4B示出了通过该试验体积层VP的剖面图，其中在上面的图中示出了整个的试验体积。在此，也示出了垂直于沿着其位置分辨地进行测量的x轴的单个的条状的体积S，也就是说，在沿着x轴的每个位置上分别测量在有关位置上关于整个身体横截面复数地求平均的自旋回波信号SE，该信号分别在有关位置上的各自的条状的试验体积层S中出现。按照同样的方式也测量出受激回波信号STE，然后对应于方程(3)确定在该位置上的条S内部复数地确定的翻转角。如从图4B中表明的那样，从处于患者P身体之外的区域中接收不到信号，因为该区域中不存在可以激励的组织。
可选的是，轴x和y也可以设置为，使得位置分辨沿着如下的方向进行，即，在该方向上根据预先检查和(依赖于所采用的发射天线和所观察的身体区域的)经验值估计B1幅度和相位的最大变化。不过，通常这与所示出的对轴的选择一致。
然后，从按照方程(3)得到的沿x方向的翻转角分布α(x)出发，在另一个步骤中通过对由x1至x2限定的区域进行加权平均确定出平均的翻转角αMαM=Σx=x1x=x2α(x)w(x)Σx=x1x=x2w(x)---(4)]]>其中，w(x)表示加权系数。
可以采用不同的参数作为加权系数w(x)，例如采用初级自旋回波幅度w(x)＝|SSE(x)|(5a)或者，采用初级自旋回波幅度的平方w(x)＝|SSE(x)|2(5b)或者，采用初级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号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数fw(x)＝f(|SSE(x)|，|SSTE(x)|)(5e)通过这样一种加权保证了，其中出现强烈噪声的区域在平均中不被那样强烈地考虑。如已经说明的那样，可选的是，例如也可以采用相等的加权，其中优选地仅仅将处于一定的阈值之上的值引入到求平均值中。
在该方法的实际使用中重要的一点是确定在其内部进行平均的边界x1、x2。也就是说，其确定了随后实际上用哪个体积来确定平均的翻转角以及进一步的调整中。在任何情况下，对于通过边界x1和x2限定的片段的选择应该沿着试验体积层VP(在该体积层上求所确定的特征值α(x)的平均值αM)的伸展方向、在考虑要在随后的测量中被检查的检查体积UV的条件下进行确定。
作为例子图5A再次示出了已经在图4A中示出的、在断层造影仪3中的患者P，以及检查体积的典型位置，该检查体积通常是一个在患者内部具有确切定义的位置的层堆。在图5中示出了的例子中涉及的是一种适合于心脏检查的层堆UV。
图5B至图5D示出了关于如何可以借助于所规划的检查体积UV确定用于按照方程(4)求平均值的边界x1和x2的不同的变形。
按照图5B将检查体积UV投影到穿过断层造影仪3的等角点延伸的x轴上，并且考虑由此产生的边界值x1和x2，以便得到沿其进行平均的片段a。
在图5C中示出的方法中，所规划的检查体积的投影在x/y平面上进行，这样将产生的最小x位置作为层堆UV的x1值、而将最大x位置作为层堆UV的x2值引入，以便确定平均片段a′。这种变形也在图5A中从上部示出。
按照根据图5D的方法，简单地利用预先定义的距离x2-x1进行平均片段a″的预先占用，其中，从所规划的层体积UV中导出平均值xM＝0.5·(x2-x1)。
不过，在所有方法中应该为点x1、x2的相对位置或其绝对位置提供有意义的边界值，以便保证调整方法的收敛。也就是说，测量体积应该足够大，使得对于特征值α(x)的测量足够好，以便保证在调制方法期间依次跟随的测量的可再现性。否则的话，不可能进行调整，因为不再可以识别出翻转角与发射幅度的依赖性。
因此，利用典型值对于片段或者点x1和x2的预先确定也可以作为另一种可选实施方式，这些典型值在患者中被证明是有意义的。例如，迄今为止的测量显示出在腹部、在脊椎以及在胸骨区域典型地出现B1场的最小值，由此，为了实现对于良好的图像质量适当的B1幅度，对于腹部以及脊椎成像来说利用预先定义的区域来在中心的身体区域上进行限制是优选的。在应用头部接收线圈的条件下，应该将该片段限制到中心的例如10cm上，因为这里在高的B0场强的条件下出现B1过高。
在另一个优选的实施方式中根据所采用的接收线圈决定将何种方法引入到平均片段的确定中，以及分别采用哪个最大和最小值x1、x2。接收线圈经常针对特定身体区域在其几何结构以及接收特性方面进行优化，，通常也仅仅用于这些特定的区域。也就是说，线圈的使用对于被检查的身体区域多数情况下是标志性的。因为B1不均匀性就其幅度和相位而言对于特定的身体区域(例如头部或腹部)同样经常是标志性的，因此可以将一种对应地优化匹配的方法用于确定平均片段。
图6示出了一种用于磁共振测量装置1的实施方式的简化原理框图，利用该磁共振测量装置可以实施按照本发明的方法。
磁共振测量装置1的核心部分是断层造影仪3、也被称为扫描仪3，在卧榻6上的患者P被定位在该断层造影仪中的环形基本磁铁5中。在基本磁铁5的内部有一个用于发射MR高频脉冲的高频天线4。在此，涉及的是市场上常见的断层造影仪3，其对于本发明的方法来说不需要满足特别的额外要求。断层造影仪3由在此单独示出的系统控制器10控制。终端2(或者操作面板)通过终端接口7连接到系统控制器10上，通过该终端2用户可以操纵系统控制器10并进而操纵断层造影仪3。系统控制器10通过控制接口9和图像获取接口8与断层造影仪3连接。通过控制接口9将对应的控制命令SB输出到断层造影仪3上，由此发出所希望的脉冲序列、即高频脉冲和梯度脉冲。通过图像获取接口8获取原始数据RD、即通过ADC读出的接收信号。
系统控制器10以及终端2也都可以是断层造影仪3的一体化的组成部分。此外，系统控制器10还具有海量存储器12，在后者中可以存放例如所产生的图像数据、存储测量记录等。
此外，整个磁共振测量装置1还具有所有其它常见的部件或特征，例如用于连接通信网络、如图像信息系统(PACS，图像归档和通信系统)的接口。不过，为了更清楚起见在图6中没有示出这些部件。
在系统控制器10中的中心点是处理器11，其中以软件形式实现了不同的控制部件。在此需要指出的是，这种系统控制器10自然也可以具有多个相互联网的处理器，在这些处理器上实现了不同的控制部件。
一种这样的部件是扫描仪控制单元13，通过该单元用户可以经由终端2进行通信。该扫描仪控制单元13通过控制接口9操纵断层造影仪3，并且因此用于通过天线4发射所希望的高频脉冲序列，以及还负责按照适当的方式接通梯度，以便执行所希望的测量。通常，对于特定的测量，这按照所确定的获取记录进行。
通过图像获取接口8到达的测量数据被传递至另一个在处理器11上实现的部件、即图像数据处理单元14，该单元对应地处理所获取的原始数据。图像数据处理单元14用于对原始数据进行傅立叶变换、产生必需的测量值，并且还用于图像的重建。
在此，按照本发明的磁共振测量装置1还具有调整装置15，作为系统控制器10的另一个同样以软件形式在处理器11上实现的部件。该调整装置15作为子部件包括(例如以软件模块的形式)特征值确定单元16、求平均值单元17和幅度确定单元18。
特征值确定单元16为扫描仪控制单元13给出脉冲序列缺省值PSV，并且因而用于发射用于在由对应的脉冲序列激励的试验体积层VP的内部对翻转角α进行一维的位置分辨的测量的脉冲序列。例如，可以通过该脉冲序列缺省值PSV使得利用在图3中示出的脉冲序列PSM进行测量。然后，将所测量的原始数据在图像数据处理单元14中进一步处理，并且确定自旋回波信号和受激回波信号以及这些信号的信号幅度SSE(x)、SSTE(x)，并将它们提供给特征值确定单元16。然后，该特征值确定单元例如根据方程(3)计算沿x轴的取决于位置的翻转角α(x)，并且将该值提供给求平均值单元17。
求平均值单元17由此根据方程(4)计算平均翻转角αm。作为加权系数，求平均值单元17按照在图6中示出的实施方式同样从图像数据处理单元14获得所需要的初级回波信号SSE的信号幅度。上面结合方程(4)提到的边界值x1、x2例如可以对于特定的测量来说已经存放在存储器12中或者通过用户经由终端2预先给定，这些边界值是确定在其上沿x轴进行平均的片段所必需的。
然后，将由求平均值单元17计算的翻转角平均值αm传递到幅度确定单元18，该幅度确定单元在平均翻转角αm的基础上确定对于高频脉冲的其它发射的优化幅度，并且将一个对应的幅度缺省值AV送至扫描仪控制单元13，该扫描仪控制单元在进一步的测量中考虑该幅度缺省值AV。调整装置15可以一直执行该方法直到达到足够的收敛，即，直到在幅度确定单元中确定出在一定的界限中所测量的平均翻转角αm与平均的额定翻转角相对应。然后，结束该调整方法并且可以按照通常的方式执行测量。
最后，还要再次指出上面详细说明的方法以及所示出的磁共振测量装置仅仅涉及到实施方式，这些实施方式可以由专业人员按照不同的方式进行修改，而不脱离本发明的范围。特别是，也可以采用其它形式的激励脉冲和激励脉冲的序列来代替所具体描述的激励脉冲。
此外，按照本发明的调整方法也可以良好地与本文开始部分说明的调整方法进行组合，其中，对特征值(特别是翻转角)进行非位置分辨的测量或者二维位置分辨的测量。这样完全可能在特定的情况下二维位置分辨的测量方法是有意义的，并且在这些情况中测量时间的持续期间较为不重要。因此，在一种特别优选的调整方法中，例如可以根据所使用的接收线圈(优选为自动地)选择调整方法的测量方法。如上面解释的那样，特定接收线圈的使用以及B1不均匀性在幅度和相位方面对于被检查的身体区域都是标志性的。因此，可以在所选择的接收线圈的基础上以简单的方式自动地确定一个对于具体情况优化的、适当的调整方法。
主要是根据一种在医疗中使用的磁共振测量装置的应用对本发明进行了说明。不过，本发明并不局限于这类应用，而是也可以使用在科学和/或工业的应用中。特别是，该方法不仅可以用于简单的常规磁共振测量中，而且也可以用于磁共振频谱测量中。
权利要求
1.一种用于调整在磁共振测量中由磁共振测量系统(1)的高频天线(4)发出的高频脉冲的场强的方法，其中，-首先，通过由有关高频天线(4)发出带有特定脉冲幅度的高频脉冲(HFA，HFR1，HFR2)对一个试验体积层(VP)进行激励，并且沿该试验体积层(VP)的一个伸展方向(x)确定一维位置分辨的特征值(α(x))，这些特征值分别代表了该试验体积层(VP)的垂直于该伸展方向(x)延伸的条(S)中的B1场的局部场强，-然后，至少在一个确定的片段(a，a′，a″)上沿所述试验体积层(VP)的伸展方向(x)求出所确定的特征值的平均值(αM)，-以及随后，在该平均值(αM)的基础上确定有待为待实施的磁共振测量设置的、高频脉冲的脉冲幅度。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在沿着所述伸展方向(x)的不同位置上，分别确定在所述试验体积层(VP)的垂直于该伸展方向延伸的条(S)中的有关位置上所激发的平均翻转角(α(x))作为特征值(α(x))。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在形成平均值时利用加权系数对所述特征值(α(x))进行加权。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，依赖于位置地选择所述加权系数。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，根据在位置分辨地确定所述特征值(α(x))时在有关位置上测得的测量值幅度(|SSE(x)|)选择所述加权系数。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，利用自旋回波测量序列(HFS)执行对特征值的一维位置分辨的测量，并且根据在有关位置上测得的回波幅度(|SSE(x)|)选择所述加权系数。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，在求平均值时仅仅考虑下列位置上的特征值(α(x))其中，在位置分辨地确定该特征值(α(x))时在有关位置上测得的测量值幅度(|SSE(x)|)处于一个可以预定的阈值之上。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，为了激励所述试验体积层(VP)发出一个带有第一激励脉冲(HFA)和至少两个跟随其后的再聚焦脉冲(HFR1，HFR2)的双回波高频脉冲序列(HFS)，以产生第一回波信号(SE)和随后的第二回波信号(STE)，并且在沿着该试验体积层(VP)的各个位置上测得的第一和第二回波信号(SE，STE)的基础上确定所述特征值(α(x))。
9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其特征在于，在第一空间方向(z)上施加磁场梯度(Gz)的条件下，对所述试验体积层(VP)的激励通过发射至少一个微弱地层选择的第一高频激励脉冲(HFA)实现，而对所述特征值(α(x))的一维位置分辨的确定通过以垂直于该第一空间方向(z)施加的读出梯度(Gx)来频率编码地读出由该激励激发的磁共振信号(SE，STE)而实现。
10.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，为了激励所述试验体积层(VP)采用瞬间补偿的脉冲序列(PSM)。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其特征在于，沿着所述试验体积层(VP)的一个伸展方向(x)进行对所述特征值(α(x))的一维位置分辨的测量，该伸展方向(x)在所述被激励的试验体积层(VP)内部沿待检查的检查对象(P)的较大的身体伸展的方向延伸。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的方法，其特征在于，沿着所述试验体积层(VP)的一个伸展方向(x)进行对所述特征值(α(x))的一维位置分辨的测量，在该伸展方向(x)上根据预定信息估计出现B1场的场强幅度和相位的最大变化。
13.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，在考虑在待执行的磁共振测量中要检查的检查体积(UV)的条件下确定沿着所述试验体积层(VP)的伸展方向(x)的所述片段(a，a′，a″)，在该片段上求出所确定的特征值(α(x))的平均值(αM)。
14.一种磁共振测量系统(1)，其包括高频天线(4)，以及用于调整在磁共振测量中由高频天线(4)发出的高频脉冲的场强的调整装置(15)，该装置包括-特征值确定单元(16)，其这样构成，使得其允许由有关高频天线(4)发出带有特定脉冲幅度的高频脉冲(HFA，HFR1，HFR2)，以便对一个试验体积层(VP)进行激励，并且其沿该试验体积层(VP)的一个伸展方向(x)一维位置分辨地确定特征值(α(x))，这些特征值分别代表了该试验体积层(VP)的垂直于该伸展方向(x)的条(S)中的B1场的局部场强，-求平均值单元(17)，其构造用于至少在一个沿所述试验体积层(VP)的伸展方向(x)的确定的片段(a，a′，a″)上求出所确定的特征值(α(x))的平均值(αM)，-幅度确定单元(18)，其构造用于在该平均值(αM)的基础上确定有待为待实施的磁共振测量设置的高频脉冲的脉冲幅度。
15.一种计算机程序产品，其可以直接被加载到磁共振测量系统(1)的可编程的控制装置(10)的存储器中，具有程序编码装置，以便当该程序在所述磁共振测量系统(1)的控制装置(10)中被执行时实施根据权利要求1至13中任一项所述的方法的所有步骤。
全文摘要
本发明描述了一种用于调整在磁共振测量中由磁共振测量系统(1)的高频天线(4)发出的高频脉冲的场强的方法。在此，首先通过由有关高频天线(4)发出带有确定脉冲幅度的高频脉冲(HFA，HFR
文档编号A61B5/055GK1987510SQ200610168699
公开日2007年6月27日 申请日期2006年12月22日 优先权日2005年12月22日
发明者索尔斯坦·费威尔, 彼得·休贝斯, 索尔斯坦·斯佩克纳 申请人:西门子公司