CN101661088B - 产生用于磁共振扫描器的时间光栅匹配的测量序列的方法 - Google Patents

Abstract

本发明的方法提供时间光栅匹配的测量序列，该测量序列可以直接在磁共振(MR)扫描器的时间光栅上执行。该方法从一系列时间片出发，这些时间片整体上表示一个测量序列。在此预先给出的时间片不一定具有直接转换到MR扫描器的时间光栅的合适的长度。按照本发明的方法可以自动地转换并且此外还确保测量序列的全局特征得到保持。按照本发明的方法简化了用于MR的测量序列的编程。此外按照本发明的方法假定，直接使用由解算器确定的时序值。按照本发明的方法可以构造为一种装置以及构造为一种计算机程序产品或者一种系统。

Description

产生用于磁共振扫描器的时间光栅匹配的测量序列的方法

技术领域

本发明描述一种产生用于磁共振扫描器(也简称MR扫描器)的时间光栅匹配的测量序列的方法，该测量序列可以在磁共振扫描器的时间光栅上执行。本发明特别涉及对预先给出的测量序列的时间片(Zeitscheibe)进行转换，使其可以在磁共振扫描器的时间光栅上被执行。

本发明涉及磁共振扫描器的控制领域，并且特别涉及一种从预先给出的测量序列出发，产生用于磁共振扫描器的时间光栅匹配的测量序列的方法，该测量序列可以在磁共振扫描器的时间光栅上执行，其中预先给出的测量序列包括预先给出的时间片，这些时间片分别具有任意的长度和波形。

背景技术

磁共振扫描器是目前医院用于检查患者的临床常规的固定组成部分。此外磁共振扫描器还可以用来检查动物和/或生物样本。磁共振或者核自旋共振作为成像方法是在80年代发展起来的。该方法主要对组织、例如人体中的水的流动性敏感。

为了在MR扫描器中产生磁共振图像，要求在自旋的高频激励、位置编码以及探测自旋的共振响应之间的精确的时间顺序。激励、进动和探测的时间顺序被称为脉冲序列或者说测量序列。测量序列由一系列时间片组成，其中每个时间片具有特定的长度并且每个时间片至少对应于一个具有波形的脉冲。每个时间片可以分别对应于如下集合中的一个类型：用于发送高频(HF)脉冲的发送型和/或用于探测作为HF信号的核自旋的共振响应的接收型和用于核自旋的制备的蜂动型(Warptyp，WT)。在发送型中还要区分用于激励核自旋的激励脉冲和用于重聚焦核自旋的重聚焦脉冲。由此，发送的HF脉冲既可以用于重聚焦核自旋也可以用于激励核自旋。在此特别提出被激励的回波信号，对于它的形成，HF脉冲既用于激励核自旋也用于重聚焦核自旋。对于回波形成在Hennig.J.的“Echoes-How to Generate，Recognize，Use or Avoid them in MR-ImagingSequences”in Concepts in Magnetic Resonance 3(1991)，125-143中给出很好的介绍。

数年来开发了大量用于完全不同目的的MR序列或者说测量序列。因此例如可以通过合适地选择测量序列，来关键性地影响图像的对比度。自旋系统的进动例如借助HF脉冲、梯度脉冲、等待时间等等对获得的磁共振图像的质量和特性具有决定性的影响。

由于在测量序列的时间片中的时间过程(也称时序条件)和单个脉冲之间的敏感的关系，测量序列的建立或编程要求高度的专业知识。测量序列的发展朝着MR物理的独特领域发展并且有大量最终确定图像特性的参数。

目前使用完全复杂的MR序列，该MR序列例如使得可以实时地获得身体内部的、例如跳动心脏的图像。对这样的测量序列的编程要求序列编程员考虑大量的条件。特别地，磁共振扫描器具有至少一个时间光栅，在该时间光栅可以发生例如以脉冲开始和/或结束时间片的事件。

这意味着：为了在MR扫描器上执行，要对测量序列内的所有事件进行这样的时间光栅划分。此外通常是，一个MR扫描器包括多个不同的粗略时间光栅：一个较粗略的用于梯度系统，一个较精细的用于高频系统(简称HF系统)。为了确保在测量序列内脉冲和事件一方面满足物理上预先严格给出的时间条件和/或与磁共振扫描器的光栅匹配，要求序列编程员的技巧和大量开销。

迄今为止只有序列编程员监视遵守例如通过核自旋的物理关系预先给出的时序条件。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，借助所提出的方法简化和量化地改进测量序列编程。所提出的方法允许自动转换用于发送HF脉冲和/或用于接收HF信号的预先给出的时间段，使得该时间段与磁共振扫描器匹配。这就是说，通过提出的方法这样修改本来与磁共振扫描器的时间光栅不匹配的、用于发送窗和/或接收窗的时间段的预先给出的值，使得一方面可以保持精确地预先给出的、在单个时间片之间的时序关系，并且同时可以在MR扫描器的时间光栅上作为与时间光栅匹配的测量序列执行该测量序列。

以下描述关于本方法的技术问题的解决方案，此处提到的特征、优点、或替换实施方式同样适用于其它要求保护的内容以及反过来。换言之用结合方法描述和/或要求的特征来扩展内容的(例如针对系统、计算机产品、扫描器或者装置的)保护范围。方法的相应的功能性特征在此通过相应的具体模块特别是通过系统或者说装置的硬件模块来构成。

上述技术问题除了别的之外通过从预先给出的测量序列出发，产生用于磁共振扫描器的时间光栅匹配的测量序列的方法解决，该测量序列可以在磁共振扫描器的时间光栅上执行，其中预先给出的测量序列包括一系列发送型和/或接收型的任意长度的时间片，并且每个时间片对应于一个时间段T_x，其中时间段T_x描述发送窗和/或接收窗，在该发送窗和/或接收窗分别发送波形P_x的高频脉冲(HF脉冲)和/或接收HF信号；并且其中该方法包括以下步骤：

提供预先给出的测量序列；

确定MR扫描器的时间光栅；

分别对于每个时间片确定用于缩短时间段T_x的优化标准；

将时间片的每个时间段T_x分别缩短到缩短的时间段T_xi，其中每个缩短的时间段T_xi无剩余地与特定的时间光栅匹配并且完整地位于时间段T_x内，并且可选地满足优化标准；

产生时间光栅匹配的测量序列，其中对于每个时间片，用缩短的时间段T_xi代替时间段T_x，其中在执行时间光栅匹配的测量序列时保持测量序列的全局特性。

测量序列在本公开中理解为任意长度的时间片的序列，其中预先给出的长度不一定要与MR扫描器的时间光栅匹配。当在MR扫描器上执行测量序列时，测量序列的时间片的序列产生患者身体内部的图像。在测量序列中无缝地连接这些时间片。按照本发明的方法仅改变那些发送型和/或接收型的时间片的特征；也就是用来发送波形P_x的HF脉冲和/或接收HF信号的这些时间片。

时间段T_x表示发送窗和/或接收窗，在该发送窗和/或接收窗分别发送一个波形P_x的HF脉冲和/或接收一个HF信号。

时间光栅的概念基于扫描器可以区分的事件最小距离，也称为最小时间光栅距离。这例如对于梯度系统来说是接通上升的梯度或者对于HF系统来说是发送HF脉冲或接收来自样本的响应。

时间片的长度典型地位于毫秒的范围。对于梯度脉冲来说，脉冲持续时间例如通常不长于30ms。此外每个时间片对应于一个波形P_x。波形描述了脉冲、例如梯度脉冲或者HF激励脉冲的振幅和时间变化。因此例如是梯形的梯度脉冲可以具有预先给出的持续时间和/或预先给出的边沿陡度。高频脉冲例如可以具有Sinc(x)形状。此外脉冲频率可以包含对应于空波形的时间片。空波形通过在整个长度上脉冲的振幅为0来表示。也就是说，没有执行脉冲，而是等待。

通常可能会作为一系列时间片预先给出不一定与MR扫描器的时间光栅匹配的测量序列。按照本发明可以使用(实际上无关紧要的)不匹配的测量序列并且用于在MR设备上执行。

时间光栅匹配的测量序列理解为这样的测量序列，对于其各个时间片，发送窗和/或接收窗的时间段T_x被缩短，使得发送窗和/或接收窗的缩短的时间段T_xi无剩余地与MR扫描器的特定时间光栅匹配。

优化标准在本发明中理解为由于硬件限制产生的或者由于自旋系统的物理特性而要遵循的条件。此外还有由对待产生的图像的要求所产生的这样的优化标准。这样的优化标准在以下给出。

测量序列的全局特性理解为测量序列的、表示其过程的特性。属于这些参数或全局特性的例如有重复时间、产生回波的回波时间或者反转时间。此外可以考虑其它参数，例如梯度磁矩。提到的测量序列的全局特性对利用这样的测量序列产生的MR图像的图像质量和/或图像对比度具有关键的影响。

以下对于发送型的时间片描述按照本发明的方法。特别是对于缩短这样的时间片的发送窗和/或接收窗。该表达的优点是，时间片的边界不会通过本方法而改变。对于按照本发明的方法的实施来说，这意味着，考虑单个时间片就足够了。也就是可以一个接一个地处理时间片，而不必考虑前面的或后面的时间片。

对于测量序列编程领域的专业人员来说，通过以下给出的公开明显的是，可以替换地表达按照本发明的方法。在不偏离本发明的实质的情况下，还可以这样表达本方法，即缩短发送型时间片的时间段并且按照该方法作为发送型的缩短的时间片呈现。当然对于本方法的这样的变形必须相应地延长在发送型的缩短的时间片前面的时间片，以及在发送型的缩短的时间片后面的时间片，从而保持测量序列的全局特性。但是按照本发明的这样的表达不再通过单独考虑发送型的单个时间片来实现。因此对于本公开通过将时间段T_x的发送窗和/或接收窗缩短到缩短的时间段T_xi来举例说明本方法的实施。通过该选择“局部地”在单个时间片上解决该问题，而不必已知该时间片的前一个和/或该时间片的后一个。再次强调的是，在该公开的范围内作出的、用于描述本发明的选择并不限制按照本发明的方法。

按照本发明的另一个实施方式，该方法还包括，通过解算器提供测量序列。这意味着，作为数学问题来表达特别是测量序列内的时间关系、也就是测量序列时序，并且通过解算器来求解。对于这样的解算器例如参见申请者的德国专利文献DE102006034397B3。

按照本发明的另一种实施方式，按照本发明的方法可以通过优化标准预先给出对于基准点的数量的允许值域。

基准点理解为在MR扫描器的时间光栅上的那些可以用来将连续的预先给出的波形转换到MR扫描器的时间光栅上的点。通常在该转换中必要的是，在将连续的波形转换到多个基准点上时保持波形下的面积分相等。

在另一个实施方式中，按照本发明的方法可以用优化标准包括大量由粗化特定的时间光栅产生的其它时间光栅。

在另一个实施方式中可以这样构造按照本发明的方法，使得优化标准包括基准点数量和光栅距离的乘积的最大化。

最大化基准点数量和光栅距离的乘积的努力来自于对具有尽可能高的信息密度的的对待数字化的波形和/或模拟的、接收的HF信号进行数字化的兴趣。

在另一个实施方式中按照本发明的方法还可以包括以下方法步骤：在发送HF脉冲时校正波形P_x，使得校正的波形完整地位于缩短的时间段T_xi之内。为此可以将波形P_x的长度缩放到T_xi，这导致层厚以系数T_x/T_xi放大。或者还可以将波形P_x重新划分(Umrastern)到缩短的间隔T_xi。由此带宽-时间乘积以T_xi/T_x缩小，并由此使点扩散函数(英语：point spread function)变宽。该误差位于千分数到百分数范围T_x/T_xi。

此外在另一个实施方式中按照本发明的方法可以包括以下步骤：校正获得的MR图像的、由于在接收HF信号时对每个时间片使用缩短的时间段T_xi而引入的误差。由于缩短的时间段T_xi，扫描的k空间以T_xi/T_x缩小，由此使点扩散函数变宽，由此在读出方向上的分辨率变小。该误差同样位于千分数到百分数范围。

该方法同样可以应用于发送型的所有复杂的时间片，例如VERSE、2D-激励、频率选择激励等等。此外该方法还可以应用于接收型的复杂的时间片，例如以螺旋形式和/或发送型和/或接收型的组合的时间片。在发送和/或接收期间缩短的T_xi和由此缩小的梯度磁矩的处理对于测量序列的运行时间由系统要求并且必须对所有在序列开发中使用的发送型和/或接收型的时间片单独地进行。

此外在另一种实施方式中按照本发明的方法还可以包括以下步骤：采集硬件限制，检查测量序列是否遵循采集的硬件限制。硬件限制例如由对于梯度脉冲的允许的边沿陡度给出，因为对于改变的磁场预先给出边界值。预先给出的边界值例如用于避免对患者的末梢神经刺激。

在另一种实施方式中按照本发明的方法还可以包括以下方法步骤：

采集患者安全性规定；

检查预先给出的测量序列是否遵循采集的患者安全性规定。由此按照本发明的方法能够考虑患者安全性规定，例如关于特定于组织的、对于HF功率的吸收率，该吸收率确定特定的组织、例如腹腔中的软组织可以多强地吸收高频功率。在此也称SAR边界值，SAR表示特殊吸收率(specific absorption rate)。

此外本方法对于时间光栅匹配的测量序列也能够自动地确保经过测量序列的过程而遵循边界值。为此不需要任何附加的方法步骤。换言之这就是说：如果对于预先给出的测量序列满足边界值和规定，则对于按照本方法产生的时间光栅匹配的测量序列也自动地满足边界值和规定。

按照本发明的对用于产生时间光栅匹配的测量序列的技术问题的解决方案还可以是用于从预先给出的测量序列出发、产生对于MR扫描器的时间光栅匹配的、可以在MR扫描器的时间光栅上执行的测量序列的装置，其中预先给出的测量序列包括任意长度的发送型和/或接收型的一系列时间片，并且每个时间片分别对应于一个时间段T_x，其中时间段T_x描述分别发送波形为P_x的HF脉冲的发送窗和/或接收HF信号的接收窗。

该装置包括：输入接口模块、时间光栅接口模块、优化标准接口模块、缩短模块和发生器模块。

输入接口模块用于接收预先给出的测量序列。时间光栅接口模块用于接收MR扫描器的时间光栅。优化标准接口模块用于接收对于缩短时间段T_x的优化标准。在此广义地理解接收并且它既指自动读入也指采集(手动输入的)输入值。缩短模块用于对每个时间片将时间段T_x缩短到缩短的时间段T_xi，其中每个缩短的时间段T_xi无剩余地与特定的时间光栅匹配并且完整地位于时间片内以及可选地满足优化标准。

发生器模块用于产生时间光栅匹配的测量序列，其中对于每个时间片用缩短的时间段T_xi来代替时间段T_x，其中在执行时间光栅匹配的测量序列时保持测量序列的全局特性。

完全可以考虑，在从预先给出的测量序列中自动产生时间光栅匹配的测量序列的这样的装置中、例如硬件模块中实现按照本发明的解决方案。

在另一个实施方式中按照本发明的方法可以构造为具有控制单元的MR扫描器，该控制单元用于执行根据按照本发明的方法产生的时间光栅匹配的测量序列。也就是只要MR扫描器具有可以执行按照本发明的方法的合适的控制单元，就完全可以直接在MR扫描器上执行这样的方法。

本发明的技术问题的另一个解决方案是一种计算机程序产品，当该计算机程序产品在MR扫描器上和/或在与MR扫描器相连的计算机单元上执行时它执行按照本发明的方法。

本发明的另一个解决方案在于一种用于驱动磁共振扫描器的系统，包括：

根据按照本发明的装置的发生器模块和与之结合使用的MR扫描器。

在另一种实施方式中按照本发明的系统还可以包括用于提供预先给出的测量序列的解算器(Solver)。

解算器在本公开的范围内理解为通常作为软件执行的模块。解算器用于数值地求解数学表达的问题。例如，如果以合适的形式表达MR时序问题，则可以通过解算器来求解该问题。

此外还可以将以上本描述的方法的各个组件以一个可销售的单元而其余的组件以另一个可销售的单元-或者说作为分布的系统来实施。

附图说明

在以下示出的附图说明中结合附图描述具有其特征和其它优点的、作为非限制性地理解的实施例。在附图中：

图1示出磁共振扫描器4(也简称为MR扫描器4)的各个组件的框图，

图2示出自旋回波序列的单个时间片，以及

图3示出按照本发明的方法的时间段T_x和缩短的时间段T_xi。

具体实施方式

图1示出了具有其主要组件的MR扫描器4的原理结构。为了借助MR成像来检查身体，将不同的、在其时间和空间特性上精确地互相一致的时间上可变的磁场入射到体内，由此导致核自旋对入射的射频能量或者高频能量(简称HF)的共振响应。

在高频技术屏蔽的测量室3中设置了通过液体冷却剂冷却的强磁体45，例如通常是超导磁体。磁体45具有圆柱形的开口，产生场强通常位于0.1特斯拉到3特斯拉或者更高的静态主磁场47。主磁场47是高度均匀的，典型地对于例如15cm直径的体积位于几个ppm的范围中。待检查的身体或者身体部位(在图1中未示出)置于患者卧榻49上并且定位于主磁场47的均匀区域中。

一般地，核自旋共振(或者磁共振)基于以下事实，磁矩、即例如质子的所谓的原子核的自旋、也就是核自旋，在强外部磁场中取向。对于质子在预先给出的强磁场中、例如MR扫描器4的主磁场47中有两个能量上不同的状态。这两种状态的粒子数用玻耳兹曼统计进行。根据主磁场47的外部磁场在两种状态之间产生能量差。该能量差特别可以通过入射时间上可变磁场形式的高频能量、即HF脉冲，来感应两种可能的状态之间的转变。

因此在通过HF激励激励时产生自旋系统的共振的响应。很方便通过所谓的HF脉冲来实现HF激励。这样的HF脉冲可以用于激励核自旋系统和/或用于重聚焦核自旋系统，如已经提到的。

从身体内部的核自旋的共振响应，导出关于核自旋的流动性的信息。因为活的组织、特别是人体很大部分由水组成，并且水分子由两个携带磁核自旋的氢核、也就是质子组成，所以对于人体来说通过磁共振的激励是完全可以的。在该方法中特别是可以检查核自旋的以及由此水分子的流动性。即MR给出如下结论，水多强地束缚于不同组织类型中。因此例如在脂肪组织中水的流动性远不如在液体、例如血中的水的流动性，并且由此可以更缓慢地响应HF激励。

在人体中的核自旋激励，也就是说通常在人体中的质子的核自旋激励通过经过在图1中作为身体线圈413示出的高频天线入射的磁HF脉冲进行。当然不同于质子的其它核、例如锂或硫的MR检查也是可能的。

作为使用身体线圈413的替换，还可以使用特殊的、与解剖结构匹配的激励线圈或者高频天线，例如头部线圈。为激励所需的HF激励脉冲由脉冲产生单元415产生，该脉冲产生单元415由脉冲频率控制单元417控制。在通过高频放大器410放大之后将HF激励脉冲传输到高频天线。

在图1中示出的HF系统中仅仅是示意性表示。在MR扫描器中可以采用多个脉冲产生单元415、多个高频放大器419和多个高频天线或者附加的模块。特别可以使用天线的完整的组，由此一方面实现信噪比的改进和/或通过样本的特性支配噪声效应。在此仅简短提到作为可能的天线的相控阵(phased Array)，如专业人员公知的。

磁共振扫描器4具有梯度线圈421，用于在测量时为了选择性的层激励和测量信号的位置编码而入射梯度磁场。梯度线圈421由梯度线圈控制单元423控制，该梯度线圈控制单元423和脉冲产生单元415一样与脉冲频率控制单元417相连。

典型地采用三个梯度系统，使得能够进行在所有三个方向上的位置编码。通常这些梯度系统是正交的。然而对于MR成像还可以考虑不是正交的、曲线的梯度系统。

由激励的核自旋发出的信号、也就是对共振激励的响应，由接收线圈、例如身体线圈413和/或由局部线圈425接收，通过对应的高频放大器427放大并且由接收单元429进一步处理和数字化。如对于发送线圈那样，对于用来接收的局部线圈425也是如此，即，使用小的、与身体的待检查区域的几何形状匹配的线圈、例如表面线圈，除了别的之外有利于改进信噪比。

因为根据可逆性原理，好的发送器也表示好的接收器，所以一个线圈可以既作为发送线圈又作为接收线圈工作。然而在使用一个线圈作为发送和接收线圈的情况下，要求确保正确的信号传输。这通常通过发送接收转发器439进行。作为发送接收转发器例如考虑环形器。

图像处理单元431从测量数据中产生MR图像，该MR图像经过操作控制台433显示给用户或者存储在存储单元435中。计算机单元437和/或控制单元45控制MR扫描器4的单个组件。在此这样构造控制单元45，使得利用该控制单元45可以实施按照本发明的方法。

通过对频率空间、也称为k空间的系统扫描产生MR图像。对K空间的该扫描通过梯度脉冲和激励脉冲的合适的序列来实现。测量序列100给出应该如何遍历k空间一个方法。也就是它确定k空间轨迹。对于在临床中使用MR来说值得期待的是，尽可能有效地找到k空间轨迹，使得因此能够快速和有效地产生诊断的图像。目前有大量使用麻烦和复杂的策略来扫描k空间的测量序列100。

除了测量序列100的时间上的效率，此外对比度对于产生的图像也是重要的。根据所选择的测量序列100的不同，可以激励快速或者缓慢响应的、即弛豫的组织部位。这对MR图像中设置的对比度有关键的影响。也就是同样对于各个选择的协议、即选择的临床检查要匹配测量序列100，从而对于医生可以实现最大的信息获取。例如对于医生想要进行的癌状组织改变的分析来说也是这样。对于MR扫描器4的测量序列100由从核自旋的物理特征和各个组织产生的一系列时间片组成。

在此各个时间片11的相互时间关系是高度敏感的参数。每个时间片11具有任意的长度。每个时间片11可以对应于一个类型，一个时间片或者是蜂动型WT、或者是发送型ST和/或接收型ET。每个发送型ST的时间片11对应于一个用于发送窗和/或接收窗的时间段T_x，在该时间段期间发送HF脉冲和/或接收HF信号。

图2示出了所谓的自旋回波序列的简单的测量序列100的例子。在图2中示出了对于自旋回波序列的时间顺序。这些图上下对应地示出HF电路中的活动的时间顺序。此外示出其中的三个活动，一般地来说互相垂直的用于层选择(英语slice select)的梯度系统G_S，同样如作为所谓的相位编码(英语phaseencode)的G_P以及此外在读出响应信号期间接入的所谓的读出梯度(英语readout)。对于自旋回波序列首先用90°脉冲激励自旋系统，由此在信号分支(Signalast)中产生回波。通过180°脉冲，最后在回波时间T_E之后，如图1中所示，产生包含图像的行的信息的回波。如所表示的，多次执行相位编码梯度G_P并且每次都改变且其振幅。层选择梯度经过所有这些运行保持不变，对于读出梯度也是一样。

在图2中从左到右示出时间片的类型。在激励侧入射90°脉冲时，自旋回波序列首先以发送型ST的时间片开始，紧接着是用于自旋系统的准备(Praeparieren)的蜂动型WT的时间片。然后是具有180°脉冲的发送型ST的新的时间片，紧接着是另一个蜂动(Warp)块并且最后是接收型ET的时间片，在该时间片接收作为HF信号的回波。具有180°脉冲的发送型ST的时间片用于核自旋系统的重聚焦。在接收型ET的时间片之后序列重复。对于自旋回波序列来说，直到T_E的这样的遍历提供k空间中的MR图像的一行。典型地，例如对于一幅图像记录128行。通过合适的傅里叶变换可以在位置空间中显示图像并且获得MR图像。

在测量序列100内的一个时间片11之内用于发送HF脉冲的波形P_x通常作为必须转换到MR扫描器4的时间光栅5上的连续函数预先给出。在此通常是，用于发送和接收系统的、也就是用于MR扫描器4的HF电路的时间光栅5比例如用于梯度线圈421的要精细得多。这一方面是因为，由于使用的梯度线圈421的自感应，强梯度电流远远不能那么快地接通。此外时间上变化的磁场不允许超过特定的边沿陡度，因为否则的话会引起对患者末梢神经的刺激，这就是说，这会导致患者四肢的不自觉的运动，这特别是在MR扫描器4的窄管中对于患者是不舒服的。此外对于好的MR拍摄来说要求患者尽可能少地运动。

对于HF电路有类似的限制。此处要确保，在测量序列100的过程中入射的HF能量不超过一定的边界值、例如每千克体重4瓦特。为了确保组织不会局部变热，这是必要的。如果没有注意该边界值，则会对患者发生灼烧。由此脉冲序列100必须考虑这些限制。因为通常梯度脉冲的陡度比HF脉冲的陡度要平坦得多，所以MR扫描器通常具有至少一个时间光栅5甚至多个时间光栅5a。此时序列编程员的任务是将各时间片11的相互时间关系尽可能精确地这样转换到MR扫描器4的时间光栅5上，使得尽可能精确地表示在各时间片10之间的、计算的和/或物理地给出的时间关系。

本发明涉及的是，对于在MR扫描器4的时间光栅5上的执行，转换发送时间片和/或接收时间片的方法。不失一般性地通过缩短用于发送HF脉冲和/或接收HF信号的发送窗和/或接收窗的时间段T_x来示出该方法。

这实际上并不是琐细的任务，因为一方面必须确保，在扫描器4的硬件上传输的值可以在扫描器上执行。同时测量序列100的全局特性、例如对于测量序列100的所有遍历的T_E必须相同。

至此MR序列编程员的任务是自动完成具有时间光栅匹配的编程。本发明的目的是，如下所述地极大地简化测量序列的编程，使得可以自动将预先给出的时间段T_x转换到MR扫描器4的时间光栅5上。由此本发明的方法提供一种时间光栅匹配的MR序列101，该MR序列能够最佳地利用MR扫描器4的时间光栅5并同时确保图像的最佳质量。

典型地从预先给出的数学公式得出各时间片10的长度，该数学公式通常通过所谓的解算器来求解。这就是说能够以对于数学的解算器的问题描述来表达对测量序列的描述。作为参考在此参见申请者的德国专利DE102006034397B3，其全部引入本申请中。然而如果要求解算器仅给出与MR扫描器的预先给出的时间光栅5匹配的这些值，这对该解算器来说是苛求的。在这种情况下解算器的计算时间极大地、甚至是不合理地上升。按照本发明的方法使得可以这样修改通过解算器预先给出的时间段T_x，使得由解算器确定的时间段能够在MR扫描器上执行。

由此本发明要解决的技术问题是，找到一种方法，从通过解算器预先给出的时间段T_x出发产生缩短的时间段T_x，该时间段可选地还满足如下的优化标准。

在测量序列100内的时间片可以对应于多个脉冲序列P_x。在图2中第一时间片I对应于90°激励脉冲，正如由梯度Gs输出的层选择脉冲形状。

序列编程员的任务是确保由物理关系给出的各脉冲序列的时间关系在各时间片内互相保持。在此对于磁共振特别重要的是时间片10的每个波形下的面积分。

对发送和/或接收型的时间片11同样对模拟地接收的HF信号进行数字化。也就是必须确保，在考虑在MR扫描器的时间光栅5上的最小可能的时间间隔的条件下，可以对例如在ET型的时间片中(图2中V)的模拟的HF信号进行模拟的HF信号的最佳数字化。

对于梯度脉冲序列到MR扫描器的时间光栅5上的转换已知多种方法。与之相反，在本发明的范围内提出的方法的目的是发送和/或接收型的时间片的时间光栅匹配，其中时间光栅匹配示例性通过缩短时间段T_x的发送窗和接收窗来实现。如在图3中所示，对于发送窗和/或接收窗的时间段T_x举例解释按照本发明的方法。

按照本发明的方法假定，提供例如由物理公式计算的时间片的序列，并且对于那些发送和/或接收型的时间片11，通过按照本发明的方法转换到与时间光栅5匹配的形式。

在当前的MR扫描器4上用于梯度系统的时间光栅5例如为10微秒。在发送和接收通道上仅能够实现那些其开始时间位于HF电路的时间光栅5c上的项目。在发送或接收通道中的事件的项目由通过刻度时间(Rastzeit)Δt_min均匀分隔的大量样本点组成。然而有最小的刻度时间Δt_min，也就是最小的时间光栅和最小的时间光栅增量Δt_inc。

要指出的是，根据在发送通道5b中的最小时间光栅的值和在接收通道5c中的最小时间光栅的值，发送通道和接收通道可以互相不同。然而保持时间光栅5b、5c相同是方便的。通常在最新的MR扫描器4中是这样的。对于事件的事件开始光栅例如是100ns，最小的刻度时间例如为1μs；并且最小的增量例如是100ns。只要对于发送通道和/或接收通道使用相同的限制，则简化了发送事件和/或接收事件的处理。因此方便的是，保持在发送通道和/或接收通道中的相同的限制。然而在此要强调的是，该方法当然也可以考虑对于发送通道和/或接收通道的不同的限制。同样在预先给出的时间光栅5上定义频率和/或相位事件，即对于核自旋系统的频率和/或其相位具有影响的这些事件。该事件光栅例如是100ns宽。

图3示例性示出发送窗和/或接收窗的时间段T_x和缩短的时间段T_xi，在该缩短的时间段T_xi上基准点N_x以刻度时间Δt_x分布。在图3中的事件光栅对于事件的开始是ΔT。

对于刻度时间Δt_x该条件尤其是

(Δt_x-Δt_min)模Δt_inc＝0。

该条件表明，选择的刻度时间Δt_x或者说选择的时间光栅5a是无剩余地通过时间光栅增量Δt_inc可除的。也就是作为最小的时间光栅增量Δt_inc的整数倍得到选择的时间光栅5a。

此外在执行时间光栅匹配的测量序列101期间还必须确保，通过该方法产生的缩短的时间段T_xi在扫描器4的时间光栅5上“噬合(einrastet)”，这只有用事件光栅ΔT的精度才是可能的。此外不允许缩短的时间段长度T_xi超过发送窗和/或接收窗的时间段T_x。由此保证，可以局部地进行时间光栅匹配，即逐个时间片11地处理，而不必考虑前面的时间片和跟随在该时间片11后面的时间片。也就是必须满足

N_x·Δt_x≤T_x-ΔT。

在上面的公式中基准点的数目N_x是用来数字化HF脉冲的波形P_x和/或数字化模拟的HF信号、例如回波的点的数目。

此外序列编程员还可以预先给出用于缩短的时间段T_xi的基准点的最小数目N_xmin。此外根据可用的存储器和/或可能的数据传输率和/或图像再现期间的限制可以按照下式预先给出用于缩短的时间段T_xi的基准点的最大数目N_xmax：

N_xmin≤N_x≤N_xmax。

用于计算所选择的刻度时间Δt_x以及基准点的数目N_x的算法优选必须使基准点和刻度时间的乘积、即N_x·Δt_x最大化。

明显地，时间段T_xi比发送窗和/或接收窗的原始时间段T_x短。由此得到在分辨率和/或带宽-时间乘积的较小损失(在千分数到几个百分数的范围)。

作为分辨率损失的简单的例子，示例性地考虑一个表示具有恒定的梯度的梯度脉冲的时间片。然后按照下式得到损失百分数

$\mathrm{\δ}=\frac{N_x\·{\mathrm{\Δt}}_x}{T_x}-1$

通过缩短的时间段T_x的损失百分数应该明显小于1％。

此外还表明，确保以下是有意义的，即在确定N_xmin时满足下式的边界条件，

T_x≥N_xmin·Δt_min≤+ΔT

以确保至少基准点的最小数目N_xmin可以配置到缩短的时间段T_xi上。这通过序列开发者和/或通过由解算器计算测量序列时序的边界条件来进行。

对于预先给出了其发送窗和/或接收窗的时间段T_x的时间片11，通常各时间段T_x的中心是关键的，这通常甚至与时间片11的中心重合。

缩短的时间段T_xi的非对称是a_xi。对于缩短的时间段T_xi的中心的时刻是T_xc，缩短的时间段的开始时刻是T_s。缩短的时间段T_xi关于时间段T_x的开始的延迟是T_xd。时间段T_x的非对称是a_xb。

对于按照本发明的方法可以这样计算T_s，使得作为用于缩短的时间段T_xi的度量的非对称a_xi尽可能接近a_xb的值。此外必须满足以下公式：

T_s模ΔT＝0

T_s+N_xΔt_x≤T_xc+(1-a_xb)·T_x

T_s≥T_xc-a_xb·T_x

T_xd＝T_s-(T_xc-a_xb·T_x)

$a_{\mathrm{xi}}=\frac{T_{\mathrm{xc}}-T_s}{N_x\·{\mathrm{\Δt}}_x}$

目前只告知了MR扫描器4发送窗和/或接收窗的时间段T_x。为了执行缩短的时间段T_xi，此外还需要其它信息的说明，例如T_xd、a_xi、N_x和Δt_x。此外基准点和刻度时间的乘积约小于时间段T_x。此外对于缩短的时间段T_xi得到一个与时间段T_x的非对称a_xb稍微不同的非对称a_xi。

该事实对于在图像再现范围内的第一傅里叶变换以及HF波形P_x的计算具有影响。关于傅里叶变换，可能需要移动在k空间中的数据的行，因为该方法否则会产生中间信号的抖动。然而当前的傅里叶变换算法可以校正中间位置的波动并且此外告知该算法，哪个是实际的中间频率，即使当其不是精确位于MR扫描器4的时间光栅5上时。

将时间段T_x缩短到缩短的时间段T_xi导致k空间中扫描的面积稍微减小。由此产生较小的分辨率损失以及选择的层厚或者说层选择梯度的不精确定义。在使用按照本发明的方法中该损失位于千分数范围，最大位于几个百分数范围。要指出的是，用于傅里叶变换的当前算法不再限于获得作为2的幂得出的基准点的数目N_x。目前的计算机的速度也使得可以对于不同于2^N的基准点的数目N_x来进行傅里叶变换。在当前的硬件速度情况下完全可以考虑这样的傅里叶变换的增加的运行时间，从而对于基准点的最小数目存在更多的自由度。

关于使用的波形P_x，如对于使用具有时间段T_x的发送窗和/或接收窗所呈现的那样，对于在缩短的时间段T_xi期间的使用可能必须重新数字化，也就是“重新采样”或者重新扫描。

这可以按照对于梯度已经公知的方式进行。也就是说确保按照下式转换面积分：

$G_i=\frac{1}{\mathrm{\Δt}}\underset{i\·\mathrm{\Δt}}{\overset{(i+1)\·\mathrm{\Δt}}{\∫}}G\left(t\right)\mathrm{dt}$

这就是说对于缩短的时间段T_xi也必须保持在波形P_x下面的积分并且转换到面积分。积分的面积的改变对于波形的作用、特别是对于B₁场强具有影响。B₁场强以复杂的描述方式在给出振幅分量B_1Amp(t)和相位分量B_1Ph(t)的条件下通过下式给出：

$B_1\left(t\right)=B_{1\mathrm{Amp}}\left(t\right)\·e^{i{B}_{1\mathrm{Ph}}\left(t\right)}$

并且由此对于每个B₁组件的重新采样也成立：

$B_{1N,i}=\frac{1}{\mathrm{\Δt}}\underset{i\·\mathrm{\Δt}}{\overset{(i+1)\·\mathrm{\Δt}}{\∫}}{B}_{1N}\left(t\right)\mathrm{dt}$

其中N∈{Amp；Ph}。由此在基准点之间产生局部误差，然而该误差不会经过时间段T_xi并且由此也不会经过时间片11传播。

对于Shinnar-Le Roux脉冲可能需要对于实际使用的Δt重新计算基准点。对此参见J.Pauly，P.Le Roux，D.Nishimura，和A.Macovski的“ParameterRelations for the Shinnar-Le Roux Selective Excitation Pulse Design Algorithm”，inIEEE Trans.Med.Imaging，10(1991)，53-65。

根据发送窗和/或接收窗的时间段T_x描述在本公开的范围内提出的方法，因为在该表达中可以给出特别简短的描述。特别是在该方案中可以单独地考虑每个时间片11，而不必为了执行该方法而已知前面的时间片和在跟随在时间片11后面的时间片。此外自动地确保了梯度磁矩或者磁矩的保持。

作为替换，按照本发明的方法还可以通过缩短发送和/或接收型的时间片的长度来表达。因此产生缩短的时间片。与缩短的时间片邻接的时间片必须相应地延长，使得对于时间光栅匹配的测量序列101也可以保持预先给出的测量序列100的全局特性。

这样选择按照本发明的方法，使得自动地确保不会破坏硬件限制，例如关于梯度的边沿陡度。换言之也就是说：只要预先给出的测量序列100的时间片考虑了硬件限制，则对于按照本发明的时间光栅匹配的测量序列101也保持该硬件限制。

对于用来管理在测量序列100的过程中对患者给出的HF能量的剂量的帐户也同样如此。同样通过按照本发明的方法不会改变或者说能自动保持该负担，而不必为此执行其它附加的步骤。

此外按照本发明的方法必须假定，可以在MR扫描器4上执行作为任意长度的时间片的序列的序列时序，该序列时序例如由一个解算器确定。由解算器提供的序列时序不一定需要在MR扫描器的时间光栅5上可执行。

如果根据由解算器预先给出的时间片的序列执行按照本发明的方法，则可以直接在MR扫描器上执行所确定的时间光栅匹配的测量序列101。

由此在解算器首先确定了与时间光栅不匹配的时间片的顺序之后，可以直接地作为解算器的部分执行该方法。

完全对应地，该方法也可以在MR扫描器的输入接口之前进行，在那里接收预先给出的测量序列100的时间片的、由解算器确定的顺序。然后根据每个时间片执行按照本发明的方法，由此产生与时间光栅匹配的测量序列101，该测量序列101被输入到MR扫描器的输入接口。接着该MR扫描器执行时间光栅匹配的测量序列101。

按照本发明的方法可以单独地预先给出用于缩短时间段T_x的优化标准15。在实践中，将适合相同的优化标准的时间片11综合为组显然是有意义的。这在实践中例如从属于同一层的时间片中产生。

Claims (13)

1.一种从预先给出的测量序列(100)出发，产生用于磁共振扫描器(4)的时间光栅匹配的测量序列(101)的方法，该测量序列可以在磁共振扫描器(4)的时间光栅(5)上执行，其中，该预先给出的测量序列(100)包括一系列任意长度的发送型(ST)和/或接收型(ET)时间片(11)，每个时间片(11)分别对应于一个时间段(T_x)，其中时间段(T_x)描述发送窗和/或接收窗，在该发送窗和/或接收窗分别发送具有波形(P_x)的高频(HF)脉冲和/或接收HF信号；该方法包括以下步骤：

提供预先给出的测量序列(100)；

确定磁共振扫描器(4)的时间光栅(5)；

分别对每个时间片(11)确定用于缩短时间段(T_x)的优化标准(15)；

将时间片(11)的每个时间段(T_x)分别缩短到缩短的时间段(T_xi)，其中，每个缩短的时间段(T_xi)无剩余地与特定的时间光栅(5)匹配并完整地位于时间段(T_x)内，并且可选地满足所述优化标准(15)；

产生与时间光栅匹配的测量序列(101)，其中对于每个时间片(11)，用缩短的时间段(T_xi)来代替时间段(T_x)，其中，在执行与时间光栅匹配的测量序列(101)时保持测量序列(100)的全局特性。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述预先给出的测量序列(100)由解算器提供。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，通过所述优化标准(15)预先给出对于基准点数量的允许的值域。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述优化标准(15)包括由特定的时间光栅(5)的粗略化得到的大量其它时间光栅(5b)。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述优化标准(15)包括基准点的数量和光栅距离的乘积的最大化。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，还包括以下步骤：

分别对于每个时间片(11)校正在发送HF脉冲时的波形(P_x)，使得经校正的波形分别完整地位于缩短的时间段(T_xi)中。

7.根据权利要求1所述的方法，其中，还包括以下步骤：

校正获得的磁共振图像的、对于每个时间片(11)在接收HF信号时由于使用缩短的时间段(T_xi)而引入的误差。

8.根据权利要求1所述的方法，其中，所述方法还包括以下步骤：

采集硬件限制，

检查预先给出的测量序列(100)是否遵守所采集的硬件限制。

9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其中，所述方法还包括以下步骤：

采集患者安全性规定，

检查预先给出的测量序列(100)是否满足所采集的患者安全性规定。

10.一种从预先给出的测量序列(100)出发，产生用于磁共振扫描器(4)的时间光栅匹配的测量序列(101)的装置，该测量序列可以在磁共振扫描器(4)的时间光栅(5)上执行，其中，该预先给出的测量序列(100)包括一系列任意长度的发送型(ST)和/或接收型(ET)时间片(11)，并且每个时间片(11)对应于一个时间段(T_x)，在该时间段分别发送具有波形(P_x)的高频(HF)脉冲和/或接收HF信号；该装置包括：

输入接口模块，用于接收预先给出的测量序列(100)；

时间光栅接口模块，用于接收磁共振扫描器(4)的时间光栅(5)；

优化标准接口模块，用于对每个时间片(11)确定对于缩短时间段(T_x)的优化标准(15)；

缩短模块，用于对每个时间片(11)将时间段(T_x)缩短到缩短的时间段(T_xi)，其中每个缩短的时间段(T_xi)无剩余地与特定的时间光栅(5)匹配并完整地位于时间段(T_x)内，并且可选地满足优化标准(15)；

发生器模块，用于产生与时间光栅匹配的测量序列(101)，其中对于每个时间片(11)分别用缩短的时间段(T_xi)来代替时间段(T_x)，其中，在执行时间光栅匹配的测量序列(101)时保持测量序列(100)的全局特性。

11.一种具有控制单元(45)的磁共振扫描器(4)，其中，所述控制单元(45)构造为用于执行根据权利要求1至9中任一项所述的方法，并且其中，所述磁共振扫描器(4)通过时间光栅匹配的测量序列(101)驱动。

12.一种用于驱动磁共振扫描器(4)的系统，包括：

根据权利要求10的装置和与之结合使用的MR扫描器(4)。

13.按照权利要求12所述的系统，还包括：

用于提供预先给出的测量序列(100)的解算器。

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