磁共振技術(shù)中參數(shù)圖的產(chǎn)生的制作方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明設(shè)及一種用于產(chǎn)生參數(shù)圖的方法，其對于檢查對象中的目標(biāo)體積，代表了 與磁共振斷層成像系統(tǒng)（MR系統(tǒng)）中檢查對象的檢查組織的第一譜分量的共振頻率的場偏 差。參數(shù)圖在此在本發(fā)明的范圍內(nèi)理解為對特定參數(shù)的位置分辨的說明，即，取決于各自的 圖像點(diǎn)或圖的點(diǎn)，諸如像素或體素的說明。代表了運(yùn)樣的場偏差的參數(shù)圖在此可W如后面 還要解釋的是AB。圖，即，與在測量參數(shù)圖時在MR系統(tǒng)中設(shè)置的B。場的絕對B。場偏差的 直接說明，但是也可W是B。圖（取決于位置的絕對場分布）、AO圖（相位或相位改變或 偏差的位置分辨的說明，通常也稱為"相位差圖"或簡稱為"相位圖"）、Af。圖（與對于例 如水的共振頻率的偏差的說明）或任何其他圖，其值與該場偏差成比例和/或可W簡單通 過已知恒定值的相減或相加而換算為運(yùn)樣的AB。圖。W下由此特別地、只要沒有另外明確 指出，具體提到的參數(shù)圖（AB。圖，A0圖，Af。圖）之一可W沒有限制地也視為對于代表 了所述場偏差的其他參數(shù)圖的同義詞。運(yùn)樣的參數(shù)圖可W是空間上二維或=維的。因?yàn)檫\(yùn) 樣的參數(shù)圖，如后面解釋的，用于對后面的（特別是診斷性）測量來調(diào)整MR系統(tǒng)，所W其也 可W稱為"調(diào)整參數(shù)圖"。但是為了簡寫，還保留簡化的概念"參數(shù)圖"。
[0002] 此外本發(fā)明還設(shè)及一種用于借助磁共振斷層成像系統(tǒng)產(chǎn)生檢查對象中的目標(biāo)體 積的磁共振圖像數(shù)據(jù)的方法，其中運(yùn)樣產(chǎn)生的參數(shù)圖用于磁共振斷層成像系統(tǒng)的B。場的勻 場和/或用于確定磁共振斷層成像系統(tǒng)的當(dāng)前工作頻率。此外本發(fā)明設(shè)及一種脈沖序列和 一種用于執(zhí)行運(yùn)樣的方法的用于磁共振斷層成像系統(tǒng)的控制裝置W及一種具有運(yùn)樣的控 制裝置的磁共振斷層成像系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0003] 在磁共振斷層成像系統(tǒng)中通常借助基本場磁體系統(tǒng)將待檢查的身體置于例如1. 5 特斯拉、3特斯拉或7特斯拉的相對高的基本場磁場中。在施加基本場之后檢查對象中的核 W通常也稱為自旋的、不消失的核磁偶極矩，沿著場對齊。自旋系統(tǒng)的該集體行為利用宏觀 的"磁化"描述。宏觀的磁化是在特定位置處對象中的所有微觀磁矩的矢量和。除了基本 場之外，附加地借助梯度系統(tǒng)施加磁場梯度。在各自的位置處有效的磁共振頻率（拉莫爾 頻率）直接與在各自的位置處通過基本磁場和梯度磁場的疊加而呈現(xiàn)的總磁場（所謂的B。 場）成比例。通過高頻發(fā)送系統(tǒng)，然后借助合適的天線裝置發(fā)送高頻激勵信號（HF脈沖）， 運(yùn)應(yīng)當(dāng)導(dǎo)致，特定的、通過該高頻場共振地（即在各自的位置處呈現(xiàn)的拉莫爾頻率下）激勵 的核的核自旋相對于基本磁場的磁力線翻轉(zhuǎn)了定義的翻轉(zhuǎn)角。如果運(yùn)樣的HF脈沖作用于 已經(jīng)被激勵的自旋，則其可W被翻轉(zhuǎn)到另一個角度位置或甚至翻轉(zhuǎn)回平行于基本磁場的初 始狀態(tài)。在激勵的核自旋弛豫的情況下，共振地發(fā)射高頻信號，所謂的磁共振信號，其借助 合適的接收天線被接收。接收的信號在解調(diào)和數(shù)字化和可能進(jìn)一步處理步驟之后被稱為復(fù) 數(shù)的"原始數(shù)據(jù)"或簡稱"原始數(shù)據(jù)"。磁共振信號的采集在位置頻率空間，即所謂的"k空 間"中進(jìn)行，其中在測量例如一層期間沿著通過接通梯度脈沖而定義的"梯度軌跡"（也稱 為"k空間軌跡"）時間上遍歷k空間。此外必須在時間上匹配地協(xié)調(diào)地發(fā)射HF脈沖。從 運(yùn)樣采集的"原始數(shù)據(jù)"中最后可W重建期望的圖像數(shù)據(jù)（MR圖像）。該圖像重建在此通常 包含二維傅里葉變換。
[0004] 通常為了控制磁共振斷層成像系統(tǒng)，在測量時使用特定預(yù)先給出的脈沖序列，即， 定義的HF脈沖W及在不同方向上的梯度脈沖和讀出窗的序列，而接收天線切換為接收并 且接收和處理磁共振信號。借助所謂的測量協(xié)議，將該序列對于期望的檢查，例如計(jì)算的圖 像的特定對比度，事先參數(shù)化。測量協(xié)議也可W包含用于測量的其他控制數(shù)據(jù)。在此有多 種磁共振序列技術(shù)，按照其可W構(gòu)建脈沖序列。 陽00引許多磁共振技術(shù)或測量方法，諸如譜抑脂（FeltumenJmckung')，或快速成像方 法，諸如EPI(回波平面成像）或螺旋形技術(shù)，對B。場的均勻性提出高要求。然而每個患者 的個體身體使得局部磁場變形。為了盡管如此還能夠應(yīng)用提到的方法，在實(shí)踐中通?；颊?個性化地進(jìn)行所謂"活體勻場（in-vivo-shimming)"(與在設(shè)備中安置的患者的場匹配）。 在該勻場中，首先測量在檢查區(qū)域中局部的（也就是在各自的圖像點(diǎn)處呈現(xiàn)的）B。場W建 立已經(jīng)在開頭提到的所謂B。圖（英語"Bn-map")。從B。圖中然后計(jì)算對于S個梯度線圈 的DC偏置電流（也就是線性勻場項(xiàng)或場偏差項(xiàng)）W及對于高階的特殊的勻場通道的電流 (或勻場線圈），其盡可能最好地補(bǔ)償局部的場失真。在設(shè)置該電流之后通常在頻率調(diào)整中 確定對于被檢查的組織（通常與水結(jié)合的質(zhì)子）的期望的譜分量的HF共振頻率，其然后作 為工作頻率向系統(tǒng)的部件預(yù)先給出，特別是HF發(fā)送系統(tǒng)和HF接收系統(tǒng)，W便發(fā)送具有匹配 的載波頻率f。的HF脈沖和接收磁共振信號。
[0006] 在從實(shí)踐中公知的用于建立B。圖的測量中W雙回波梯度序列或DESS序列值ESS 是英語"DoubleEchoSteadyState"的縮略語）在不同的回波時間Ti和T2測量兩個復(fù)數(shù) 的MR圖像，W便從在位置（X，y，Z)處的差圖像的相位（即相位差圖A〇H(x，y，Z))中如下 計(jì)算局部的偏振頻率（Off-Resonanz-Frequenz)Af(X，y,z)(也就是與共振頻率的偏差）：
[0007]
( 1 )
[0008] 該方法基于如下假設(shè)，即，在兩個回波時間之間的相位累加僅是與HF共振頻率 (HF中頻）的局部偏差。在呈現(xiàn)多個譜分量（也就是在具有不同的共振頻率的檢查組織中 的分量）的情況下，該假設(shè)僅當(dāng)設(shè)及的譜分量的相對相位在兩個回波時間之間不變時是正 確的。在僅兩個主導(dǎo)的譜分量的情況下運(yùn)一點(diǎn)可W通過如下實(shí)現(xiàn)，即，運(yùn)樣選擇回波時間 差，使得在兩個回波時間之間一個分量相對于另一個分量的相位演變是2n的倍數(shù)。在實(shí) 踐中通常使用的質(zhì)子成像中兩個主導(dǎo)的譜分量是與水和與脂肪結(jié)合的質(zhì)子。其共振頻率相 對彼此移動了大約3. 2至3. 4ppm(英語："pa;rtspermillion(百萬分之幾）"），在1. 5T 的磁場的情況下也就是移動了大約Afc= 204化并且在3T的情況下移動了大約Afc= 408Hz( "c"表示"chemischeVerschiebung(化學(xué)位移）"或英語："chemicalshift")。 運(yùn)又相應(yīng)于在1. 5T情況下4. 86ms和在3T情況下2. 43ms的最小回波時間差。
[0009] 由于可W用來從復(fù)數(shù)的差圖像中確定相位的atan2函數(shù)的2 31周期性，按照 等式（1)回波時間的該選擇不可避免地將利用該方法可W唯一被確定的最大偏振頻率 Af(x，y，z)限制到±Afc/2,也就是限制到在1.5T情況下的大約±102化和在3T情況下 的+204HZ。更高的偏振（即，與共振頻率的偏差）導(dǎo)致在計(jì)算的B。圖中的所謂的相位纏 繞（英語："地asewraps")。
[0010] 實(shí)際上出現(xiàn)的偏振通常更高。也就是利用該方法確定的B。圖通常示出相位纏繞。 在實(shí)踐中，由此目前從B。圖中僅確定對于梯度線圈的DC偏置電流和更高的勻場電流。為 此在實(shí)踐中公知在呈現(xiàn)相位纏繞情況下也穩(wěn)健地工作的方法。相反，在實(shí)踐中大多在設(shè)置 該勻場電流之后利用頻譜學(xué)方法，即，MR信號的傅里葉分析，確定新的共振頻率，其在無需 同時接通梯度的情況下被接收。該單獨(dú)的調(diào)整步驟也被稱為"頻率調(diào)整"。在此通常對于整 個測量體積僅確定一個頻率。位置分辨的頻率調(diào)整，由于對于頻譜學(xué)方法使用的序列的長 的重復(fù)時間，諸如STEAM(英語："stimulatedechoacquisitionmode")而在時間上是開 銷非常大的。
[0011] 在文獻(xiàn)MRM38 第 477-483 頁 1997 發(fā)表的GlenMorrell和DanielSpielman的 文章"DynamicShimmingforMulti-SliceMagneticResonanceImaging"中建議，利用 雙回波-梯度回波序列測量B。圖。脂肪-水誤差在此通過合適選擇回波時間差來避免并且 B〇圖的譜范圍通過相位解纏（英語："地aseunwrapping")來擴(kuò)大。然而B。圖總是還包含 未知的全局偏置。
[0012] 現(xiàn)有技術(shù)中雙回波方法的另一個例子是具有程序號2689的DanXuetal.的 ISMRM2011摘要。在那里建議了，從在回波平面成像中被采集W用于相位校正的兩個頻率 掃描中確定局部頻率。對于由檢查組織中的不同譜分量的存在而形成的問題在DanXuet al.的文章中沒有被討論。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0013] 本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提出一種合適的盡可能簡單和快速的、用于產(chǎn)生開 頭提到的參數(shù)圖的方法W及一種用于磁共振斷層成像系統(tǒng)的相應(yīng)的控制裝置，其中不再需 要單獨(dú)的頻率調(diào)整。
[0014] 上述技術(shù)問題一方面通過按照本發(fā)明的方法并且另一方面通過按照本發(fā)明的控 制裝置來解決。 陽015] 在按照本發(fā)明的方法中執(zhí)行至少W下方法步驟：
[0016] 首先激勵檢查對象的至少包括目標(biāo)體積的空間區(qū)域，和通過接通合適的讀取梯度 形成至少=個回波信號。在此按照本發(fā)明運(yùn)樣選擇在至少=個回波信號中的兩個之間的 第一回波時間差，使得檢查對象的檢查組織的第一譜分量與第二譜分量的信號的相位演變 在第一回波時間差期間基本上W2n相區(qū)別并且運(yùn)樣選擇至少=個回波信號中的至少另 一個的回波時間，使得其處于具有第一回波時間差的兩個回波信號的回波時間之間。"基本 上"在此理解為，譜分量的相位演變不是必須在其整個譜范圍上精確W2n相區(qū)別，而是該 差也可W相應(yīng)于設(shè)及的分量（例如在脂肪情況下）的譜分布在特定區(qū)域中W2 31移動。在 此從=個回波信號中分別采集原始數(shù)據(jù)。目P，W合適的方式發(fā)送至少一個、優(yōu)選空間上選擇 性的、激勵脈沖并且與之匹配地施加合適的梯度脈沖并且設(shè)置讀取窗（也就是激活HF接收 系統(tǒng)），W便在期望的回波時間產(chǎn)生回波信號并且讀取原始數(shù)據(jù)。在使用所有=個回波信號 的原始數(shù)據(jù)的條件下然后產(chǎn)生參數(shù)圖。目標(biāo)體積在此可W是二維的層，但是也可W是=維 的體積。
[0017] 本發(fā)明的基本思路是，可W在具有預(yù)先給出的回波時間差的兩個回波之間形成多 個中間回波并且掃描（采集原始數(shù)據(jù)）并且將該數(shù)據(jù)然后w巧妙的方式進(jìn)行處理和組合， 使得從中可W確定不僅用于計(jì)算勻場電流，而且還可W用于確定磁共振斷層成像系統(tǒng)的當(dāng) 前工作頻率的參數(shù)圖。單獨(dú)的頻率調(diào)整由此是過時的。
[0018] 在此通過本發(fā)明，如后面還要結(jié)合例子解釋的，提供一種方法，利用該方法借助參 數(shù)圖（例如B。圖）可W唯一分辨的、與共振頻率的頻率偏差的頻率范圍可整數(shù)系數(shù)提 高，而不增加參數(shù)圖的采集時間，其中結(jié)果不會通過存在兩個譜分量（例如脂肪和水）而被 歪曲。系數(shù)的大小在此反比于B。圖的期望的空間分辨率并且例如在西口子MAG肥TOMSkyra 3T系統(tǒng)情況下在B。圖的不變的分辨率的情況下例如為四。在具有相應(yīng)的梯度系統(tǒng)的1.5T 系統(tǒng)的情況下其甚至雙倍大。
[0019] W按照本發(fā)明的方式的快速和簡單的測量具有W下其他優(yōu)點(diǎn)：
[0020] 局部B。場不利地不僅特定于患者地，而且還動態(tài)地、特別是在運(yùn)動的器官（例如 呼吸器官）的周圍并且由于檢查過程的發(fā)熱而變化。該動態(tài)場變化的補(bǔ)償將要求重復(fù)測量 B。圖，然后重新計(jì)算勻場電流，設(shè)置其并且確定新的共振頻率或工作頻率。所有運(yùn)些應(yīng)當(dāng)在 與B。圖波動的典型時間常數(shù)（例如呼吸的例子中呼吸間隔）相比小的時間標(biāo)尺上進(jìn)行。與 活體勻場相反由此在目前商業(yè)上可用的臨床MR設(shè)備中沒有實(shí)現(xiàn)的運(yùn)樣的動態(tài)勻場，而利 用按照本發(fā)明的方法將會實(shí)現(xiàn)。
[0021] 此外已知，其中場分布應(yīng)當(dāng)被均勻化的目標(biāo)體積越小，則局部場失真