例中，第二感兴趣区域230是第一感兴趣区域228的子集。然而，在一些实施例中，它们可以分离或部分地分离。在本实施例中，第二感兴趣区域230与箭头226对齐，以捕获由换能器222导致的振动运动。
[0211]应当指出，感兴趣区域定义成像区208之内的区域。然而，感兴趣区域的边界不必清晰或非常明确。磁共振数据或导航器数据是在傅里叶空间中采集的，并且因此包含来自第一感兴趣区域228和第二感兴趣区域230外部的贡献。
[0212]磁场梯度线圈电源212、收发器216和换能器控制器224被连接到计算机系统232的硬件接口 234。计算机系统243还包括处理器236。处理器236被连接到硬件接口 234、用户接口 238、计算机外部存储器240和计算机存储器242。
[0213]计算机外部存储器240被示为包含第一空间编码脉冲序列250。第一空间编码脉冲序列250用于控制磁共振成像系统200以采集磁共振数据252。计算机外部存储器240被示为包含第二空间编码脉冲序列254。第二空间编码脉冲序列254由磁共振成像系统200用于从第二感兴趣区域230采集导航器数据256。计算机外部存储器240被示为包含导航器曲线258。导航器曲线258是使用导航器数据256来确定的。计算机外部存储器240还被示为包含使用导航器曲线258计算的参数260。计算机外部存储器240还被示为包含磁共振流变图像262。磁共振流变图像262是使用磁共振数据252来计算的。
[0214]计算机存储器242被示为包含控制模块264。控制模块包含计算机可执行代码，所述计算机可执行代码使得处理器能够控制医学仪器200的操作和功能。例如，控制模块264可以使用脉冲序列250、254来采集磁共振数据252和导航器数据256。计算机存储器242被示为还包含导航器曲线构造模块266。导航器曲线构造模块266包含计算机可执行代码，所述计算机可执行代码使得处理器236能够根据导航器数据256重建导航器曲线258。计算机存储器242被示为还包含参数计算模块268。参数计算模块268包含计算机可执行代码，所述计算机可执行代码使得处理器236能够根据导航器曲线258计算参数260。计算机存储器242被示为还包含流变图像构造模块270。流变图像构造模块270包含计算机可执行代码，所述计算机可执行代码使得处理器236能够根据磁共振数据252重建磁共振流变图像262。
[0215]图3示出了图2的成像区208的详细视图。
[0216]图4示出了根据本发明的另一实施例的医学仪器400。图4中的医学仪器类似于图2和图3中所示的医学仪器，只是该医学仪器400还具有振动传感器402。振动传感器402被认为是具有代表性的。它被示为与受检者218的表面接触，然而，在一些实施例中，振动传感器402可以与换能器222接触。振动传感器402也被认为是表示不同类型的振动传感器。例如，振动传感器可以是，但不限于:加速度计、应变仪、压力计、压电换能器、麦克风或各种这些传感器的组合。
[0217]计算机外部存储器240还被示为包含在磁共振数据252和/或导航器数据256的采集期间由振动传感器402采集的传感器数据404。在这一实施例中，参数计算单元268还可用于使处理器236能够在参数260的计算期间还使用传感器数据404。
[0218]本发明的一些实施例可以使用反馈环路以提高流变性能，避免由于质量差(例如，如果通过流变换能器的电流未得到最优设置)而进行不必要的重复测量并提高患者的舒适度。尤其是如果患者的尺寸变化，从而患者之间身体内脂肪分布变化，必须要调整流变设备的设置以实现良好成像结果。基于成像数据和被监测振荡器数据的自动调谐机制可以改善其性能。
[0219]本发明的实施例可以测量振荡幅度和施用器或周围组织的频率，以及在机电换能器的情况下测量通过装置的电流。监测施用器的性能允许在相位、频率和幅度方面校正振荡器的输入信号。此外，基于成像结果生成反馈信息。所有这些条信息在控制装置中进行组合以引导振荡器。
[0220]图5示出了根据本发明的另一实施例的医疗设备500的示意图。图5示出了具有流变施用器的MRI系统。继肝脏设置之后，已知有其他应用，像乳房或头部成像。图5中示出的实施例类似于图2和图4中示出的实施例。然而，图5中并未示出所有部件。存在一种受检者218静卧在患者台220的磁共振成像系统202。能够看出，流变施用器502或换能器与受检者218接触。流变施用器502与驱动信号和感测线504连接，其能够用于连接到本图中未示出的换能器控制器。
[0221]图6图示了反馈控制环路600的范例。控制放大器606的反馈控制器602形成换能器控制器224的一个实施例。这用于驱动换能器222。反馈控制器602对命令信号604做出响应，使换能器222振动。放大器606向反馈控制器提供直接反馈608。换能器222还提供直接反馈612，其为施用器处的间接测量。换能器222还向控制器602提供直接测量或直接反馈614。直接测量是由换能器222导致的机械振荡的实际测量。所述系统还任选地具有振动传感器616。向反馈控制单元602提供来自振动传感器的测量结果作为反馈618。反馈控制器还能够通过例如操作员用于控制磁共振成像系统的图形用户界面来获取在磁共振图像上执行的图像重建620的反馈以及来自磁共振系统控制台622的直接控制指令。图像反馈620可以是诊断图像的形式或者可以是导航器图像或数据的形式。
[0222]图6示出了反馈控制环路和反馈输入数据测量。针对这种反馈环路的可使用数据可以是振荡频率和幅度、通过施用器的电流或温度。
[0223]如上所述，图6示出了控制环路。作为中央元件的流变施用器是由音频放大器(这里:交流驱动线圈的范例)驱动的。基于通过测量获得的一组值来计算放大器输入信号。
[0224]-施用器处的间接测量:通过振荡线圈或放大器处的电流
[0225]-施用器处的直接测量:机械振动幅值的测量结果
[0226]-额外装置处的直接测量:用于机械振动的传感器被附着于患者组织，(例如，具有电阻式应变仪的腰带)其缠绕在患者周围以直接测量组织的机械振动，或者加速度传感器测量机械参数
[0227]-从图像重建/MR控制台导出。基于第一流变校准测量结果，导出图像参数并计算对应的结果。基于这些结果，可以减小或增大振荡的幅值
[0228]-MR控制台和振荡器驱动放大器之间的直接链接允许同步成像序列并施加机械振动。
[0229]此外，在输入处使用MRI成像序列的实时数据用于反馈控制，使得仅在需要时打开振荡器
[0230]反馈控制环路根据命令信号在所附着的装置极限之内调节输出。整个反馈环路或环路的一部分也能够被集成到换能器设置中。使用例如光学或无线系统执行换能器和MRI系统之间的通信。
[0231]可以在控制环路的软件中实现用于不同受检者的反馈环路和预设数据(体重、月旨肪、成像数据、数据库)的自动校准。
[0232]图7示出了反馈控制器602的具体实施例。例如，反馈控制器可以能够接收命令信号604并向操作员702发送信号。操作员被指示为部件700。发向操作员702的信号可以来自控制逻辑704装置。比较器706可以将命令信号与来自控制对象704的信号进行比较。然后将此发送到第二查找表708。在第二查找表708的输出处是数字模拟转换器710，其向在图6中示出的放大器606提供信号。控制对象部分704将各种类型的反馈进行组合。例如，磁共振控制台控制器622可以具有开关716，所述开关716由磁共振成像脉冲序列控制。也可以包括各种类型的其他输入。例如，基于放大器信号的反馈608和基于磁共振的反馈620。也可以具有各种类型的模拟传感器输入711，其经历数字模拟转换器712。还可以具有数字传感器输入713。将各种类型的输入与第一查找表714进行比较。第一查找表714将来自控制对象704的值提供到比较器706。
[0233]图7示出了反馈控制装置的实现。命令信号、实测信号、基于图像的信息和MRI序列输入充当输入。如果传感器自身不进行AD转换，可能需要对实测信号进行数字化。输入装置控制逻辑根据其重要性对反馈输入信号进行分类。MRI序列输入(MR控制台)具有最高的优先级:在不需要振荡时关闭振荡。MR控制台也能够在由于紧急状况由患者(护士呼叫)进行扫描中断时停止振荡。第二重要的信号为基于MRI的信息:将其与命令信号进行比较。如果未达到特定效果，例如对比度；根据查找表(LUT2)对放大器输入信号进行调节。LUT2源自校准测量结果和对系统部件的了解，如:放大器或其他装置的功率极限，以及流变施用器为防止损伤患者而具有的极限。输出信号被馈送到放大器，其可能需要模拟输入信号。
[0234]放大器(输出功率耦合器)、振荡器处的传感器或振动传感器的实测信号是第三重要的。它们能够用于检查装置的设置。范例:实测MR图像中的缺失效果能够源自流变施用器的低振荡。然后需要增大放大器输出。然而，它也能够源自缺失流变施用器到组织的机械耦合。能够在输入装置控制逻辑对链路的不同级处传感器进行比较时检测到这样的故障。在LUTl中存储针对源自链路不同部分的信号的极限和公差范围。
[0235]在MRI流变测量开始时执行一次所述过程，并在测量期间连续重复，以补偿漂移和检查正常工作。
[0236]反馈控制单元能够是独立的装置，或者它能够是操作员控制台的部分，它之后必须要由额外的硬件和软件进行扩展。
[0237]图8-图13图示了可以如何使用导航器图像和/或数据来确定描述换能器的至少一个参数。
[0238]图8示出了测试图像800、802。图像800示出图像800的幅值，并且图像802指示测试图像的相位。在这种情况下，测试图像包括幅值和相位。然后对该图像800、802进行傅里叶变换。804示出了测试图像在k空间中的幅值，并且图像806示出了傅里叶变换图像的相位806。能够看出，在k空间幅值图像804中存在单个亮点808。
[0239]图9示出了相同幅值的图像，但在这种情况下，已经向相位图像902中引入了正弦相位。在执行傅里叶变换时，能够看出，相位图像906与相位图像806不同。特别重要的是k空间幅值图像904中的变化。在这种情况下，能够看出存在一系列的亮点908。
[0240]图10示出了与图9所示类似的一组图像，只是在这种情况下，测试图像1002的相位具有更高空间频率的正弦相位。能够看出，傅里叶变换图像1004、1006示出了相对于图像906的k空间相位的k空间相位1006的变化。特别重要的是能够看出，在k空间幅值图像1004中还存在多个亮点1008。然而，亮点1008比亮点908分开更大。因此，k空间中点的幅值在确定换能器的相位和幅度时是特别有用的。随着幅度增大，k空间幅值图像中的亮度将增大。随着空间频率增大，k空间幅值图像1004中的亮点将变得更加远离。这个结果会特别有用，因为磁共振数据是在k空间中采集的。能够控制换能器的幅度和相位，而不执行图像的重建。
[0241]图11-图13示出了即使采取k空间中的单条线如何可以应用这一方法。图11示出了四幅图。图1100示出了图像800的截面，并且图1102示出了