CN102680930B - 用于设置匀场电流和射频中心频率的方法以及磁共振设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于在对移动的检查对象进行交错的多层MR测量期间设置磁共振设备的梯度通道中的至少一个匀场电流以及所属的、用于磁共振设备的高频系统的RF中心频率的方法，在该MR测量中执行至少两次激励以用于完全采集检查对象的待测量层的期望数据，其中按照以下方式来执行多层MR测量，即避免在各次激励之后所采集的测量数据之间的相位不连续。还要求保护一种磁共振设备、一种计算机程序产品和一种可电子读取的数据载体。

Description

用于设置匀场电流和射频中心频率的方法以及磁共振设备

技术领域

本发明涉及一种用于在对移动的检查对象进行交错的多层MR测量期间设置磁共振设备的梯度线圈中的至少一个匀场电流(Shimstrom)以及所属的磁共振设备的高频天线的RF中心频率的方法，以及一种磁共振设备、一种计算机程序产品和一种可电子读取的数据载体。

背景技术

磁共振技术(下面，缩写MR表示磁共振)是一种已知技术，利用该技术可以产生检查对象内部的图像。简单地说，为此检查对象在磁共振设备中被定位在比较强的静态的均匀的基本磁场(也称为B₀场)中，该基本磁场具有0.2特斯拉至7特斯拉以及更大的场强，从而检查对象的核自旋沿着基本磁场定向。为了触发核自旋共振，将高频激励脉冲(RF脉冲)辐射到检查对象内，所述高频激励脉冲测量所触发的核自旋共振并且在此基础上重建MR图像。为了对测量数据进行位置编码，向基本磁场叠加快速通断的梯度磁场。所采集的测量数据被数字化并且作为复数值存储在k空间矩阵中。例如可以借助多维傅立叶变换从该被值占据的k空间矩阵中来重建所属的MR图像。

已知这样的磁共振设备：其具有可借助驱动装置自动移入和移出被磁共振设备的磁场穿过的患者拍摄装置的支撑设备，例如检查卧榻，以用于拍摄磁共振图像。由于患者拍摄装置通常具有相当小直径，因此患者在患者拍摄装置之外被放置在患者卧榻上，此后该患者卧榻可以借助驱动装置自动移入患者拍摄装置中。

已经存在其中检查卧榻连续地移动穿过MR设备的磁场的MR测量。这些MR测量用于扩大可显示的区域，即所谓的在卧榻移动方向上的“FieldofView，视场”(FOV_z)，同时限制磁体内的测量区域。

与连续的卧榻进给(也称为Tischborschub，检查台进给)竞争的技术是，在卧榻静止时在多个站中拍摄扩大的FOV_z。在此，在采集了一个站的所有数据之后，患者以及检查卧榻被移动到下一站，以便在那里重新进行测量。在此，在移动检查卧榻期间中断检查。

关于使用连续卧榻进给的已知MR技术的详细概貌可在Peter等人的文章“PrinciplesofWhole-BodyContinuously-Moving-TableMRI”，JournalofMagneticResonanceImaging28：1-12(2008)中找到。

使用连续卧榻进给的最重要的MR技术可以粗略地分为其中卧榻进给垂直于图像平面的2D轴向测量，和其中读取方向平行于卧榻进给的方向定向的3D技术。本发明主要涉及第一组。

在其中卧榻进给垂直于图像平面的2D轴向测量的组中的方法的优化实现根据序列类型来加以区分。在此，又在两族之间进行区分。属于第一族的是具有短TR的序列，如TrueFISP或turboFLASH。在这些序列中，可以在患者(或一般化的检查对象)以恒定速度

$V_{\mathrm{table}}=\frac{d}{N_{\mathrm{PE}}\mathrm{TR}}---\left(1a\right)$

$V_{\mathrm{table}}=\frac{d}{N_r\mathrm{TR}}---\left(1b\right)$

移动穿过MR设备的测量空间期间，连续地(sukzessiv)采集在磁场中心处的唯一的一个层的数据。

在此，TR表示在对一个层的两个相继的激励之间的时间，N_PE表示在笛卡尔采集技术(1a)中每一层的相位编码步数，或N_r表示在径向采集技术(1b)中每一层的径向轮辐数，并且d表示相邻层之间的距离。

在连续的采集技术(连续先后地激励各个层)中，在开始对另一个层采集数据开始之前完全采集第一层的数据。

属于第二族的是具有更长TR的序列，如T1加权地FLASH技术或Turbo自旋回波序列，其中需要从100ms到若干秒的TR，以例如达到期望的对比度，或以维持测量信号。在这些序列族中，刚才描述了的连续的方法是低效的，因为长的TR在MRT中典型的层距离d为大约3mm至大约8mm的情况下根据公式(1a/1b)导致非常小的卧榻速度并由此导致非常缓慢的MR测量。

因此，各个层在第二序列族中如通常也在检查卧榻静止情况下的常规MR测量中那样利用交错的采集技术来采集，在交错的采集技术中在对一个层的相继的激励之间来采集其它层的数据。在此，在检查卧榻在对同一个层的两次激励之间连续移动的情况下，还要将激励的位置与检查卧榻移动的速度相匹配，使得在假定检查对象是刚性的条件下分别涉及检查对象中的同一个层。

例如，检查区域(也就是患者内的、应当对其拍摄MR图像的体积)被分为多个所谓的层堆(Schichtstapel)，每个层堆具有Ns个层。这些层堆被先后测量。在此，在测量一个层堆期间，测量位置跟随在与检查卧榻一起移动的检查对象内的固定的解剖位置。在此，检查卧榻的速度被选择为，使得在层堆的采集时间期间的移动路径与层堆的大小相同：

$V_{\mathrm{table}}=\frac{N_{s}d}{N_{\mathrm{PE}}\mathrm{TR}}---\left(2a\right)$

$V_{\mathrm{table}}=\frac{N_{s}d}{N_r\mathrm{TR}}---\left(2b\right)$

因此，检查卧榻的速度以及由此的效率在交错的MR采集技术情况下是连续MR技术的Ns倍。由于例如每个实际MR设备的B₀场并非理想均匀的，而且梯度场并非理想线性的，因此不同的测量位置取决于所采用的采集技术而可能导致模糊伪影或重像伪影。

刚才描述的对分为Ns个层的层堆的连续测量存在以下缺点，即通过不同的方式测量一个层堆的不同层，这由于所提到的MR设备的不完美而导致由所拍摄的数据重建的MR图像的不同失真，这些MR图像采取层堆内的不同位置。这些失真在组合了MR图像之后尤其是在堆边缘上导致不连续，因为在解剖结构上相邻的、被分配给不同层堆的层采取在其各自的层堆内的对立的位置。该问题通过所谓的“滑动多层”(SlidingMultislice，SMS)技术来解决，该技术在Fautz和Kannengieβer的文章“SlidingMultislice(SMS)：ANewTechniqueforMinimumFOVUsageinAxialContinouslyMoving-TableAcquisitions“，MagneticResoanceinMedicine55：363-370(2006)中描述。在特定的交错的SMS采集技术中，分别在MR设备内的相同位置上测量不同层的相同k空间行。由此又相同类型地测量所有层。

另外为了在所采集的MR图像中进行均匀的脂肪抑制，需要B₀场具有很高的均匀性。

通过相应地设计MR设备的磁体和静止的匀场措施(例如在MR设备上的合适位置上设置的铁磁材料)，在MR设备的限定的球形或圆柱形测量空间中达到指定的磁场均匀性。但是，在测量空间中这样达到的磁场均匀性通过引入患者或其它检查对象而受到干扰。

在所谓的匀场校准中，可以测量磁场的实际场分布(Feldverlauf)并且确定如下的线性梯度场：这些线性梯度场与基本磁场叠加以至少近似地又在目标空间(例如，在接着的MR检查期间从中采集测量数据的测量空间或测量空间的一部分)中产生磁场均匀性。在此，线性梯度场一般借助3个梯度线圈产生，这些梯度线圈也被用于位置编码。为此，针对每个梯度线圈分别向通过脉冲序列预先给定的梯度电流(例如用于位置编码)叠加所谓的偏移电流。在此，用这样的梯度偏移电流实现的线性场份额()在此也称为第一阶匀场通道。

目标空间中的均匀性一般可以通过具有合适的电源和放大器的其它专用匀场线圈来进一步提高。典型地，在MR设备中存在5个这种匀场线圈，它们提供这样的场份额，即该场份额的按照笛卡尔坐标的空间相关性通过xy，xz，yz，x²-y²，z²来描述，并且这些匀场线圈的场份额随着流过线圈的电流线性增加。代替匀场线圈地也称为匀场通道。这种其它匀场线圈也称为第二阶匀场通道。

但是，在测量空间中的检查对象以及在匀场通道中的匀场电流都影响有效的场强并由此影响MR设备的共振频率。因此，在检查对象移动到测量空间中以后并且在匀场电流被确定和设置了以后，在所谓的频率校准中重新确定RF中心频率(英语：centerfrequency)。这尤其是在数据采集期间采用频谱的饱和或激励方法(例如用于抑制脂肪)的情况下是必要的。

如果在MR检查期间采集来自患者体内不同目标空间的数据，则针对每个目标空间重复上述匀场校准和接下来的频率校准。这尤其是在检查对象在各个测量之间借助检查卧榻移动时就是这样。

已经有如下的MR检查技术可用：其中患者或检查对象被放置在检查卧榻上，并且与检查卧榻一起在采集测量数据(简写为：测量)期间连续地穿过MR设备地移动。这样的MR检查技术例如由SiemensAG(西门子公司)在产品名称“syngoTimCT”下出售。

在特殊的、测量本身在患者卧榻连续移动时进行的情况下(也作为“扫描期间移动”(moveduringscan，MDS)，“连续移动检查台MRT”(continuouslymovingtableMRI，CMT)或“syngoTimCT”已知)，目标空间连续地改变。

在众多的关于这种MR测量的出版物中，这种MR测量在检查对象(例如患者)连续移动期间执行，完全放弃了特定于患者的、例如用于确定所需要的匀场电流以及RF中心频率的校准测量，相反访问与患者无关的系统值或根据经验确定的经验值来用于与负荷有关的校准值，即使在此必须承担图像质量中的限制。

一种例外是A.Shankaranarayanan和J.Brittain的工作：“ContinuousAdjustmentofCalibrationValuesforImprovedImageQualityinContinuouslyMovingTableImaging”.Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.11(2004)，#103。在那里提议，在实际的MR测量之前在“预扫描”中确定分布在患者的整个身体上的16个站处的校准值。在检查卧榻于实际的径向MR测量中连续移动期间，分别在采集了N_r个轮辐之后匹配所确定的校准值(第一阶匀场电流，RF中心频率以及发射器参考电压)。由于当前的卧榻位置一般不与16个支持位置之一重合，因此用线性内插来确定当前的校准值。

由美国专利US7,145,338已知一种方法，其中在卧榻连续移动期间确定校准值。然后，在接下来的高分辨率的诊断检查中所述校准值依据患者卧榻的位置而被应用。

还可以在连续移动的情况下执行匀场校准，其中依据检查卧榻的位置确定梯度偏移电流。然后，在匀场校准期间确定的梯度偏移电流既在接下来的其它校准测量(尤其是RF中心频率校准)中又在接下来的例如高分辨率的诊断MR检查中，依据当前的卧榻位置以及由此依据检查对象在测量空间中的当前位置而被应用。

在此，流过第二阶匀场通道的电流一般在其中检查对象连续移动的MR测量中不变。原因是这些通道至少在目前的MR系统中没有配备与第一阶匀场通道(梯度线圈)相同的放大功率的放大器，因此在达到期望的B0场份额之前必须设置太长的时间。因此在连续移动期间的快速切换是不可能的。

这样的、其中检查对象连续移动的MR检查技术被用于所谓的“肿瘤分级(Tumor-Staging)”及其它。肿瘤分级(德语为“Stadienbestimmung”)在肿瘤学中是诊断技术的、用于确定恶性肿瘤的扩散程度和转移的部分。在此，该MR检查一般包括具有频谱脂肪抑制的扰相梯度回波序列(也称为FLASH序列，英语：“FastLowangleShot”)。

在频谱脂肪抑制中，利用了结合在脂肪分子中的质子的共振频率与结合在水分子中的质子的共振频率相差每百万(英语：partspermillion(ppm)，百万分之)3.3至3.5特斯拉，也就是在1.5T时相差大约217Hz。因此，在频谱脂肪抑制中，在每个采集模块之前或者在采集模块序列之前接通频谱选择的激励脉冲，该激励脉冲使得结合在脂肪分子中的质子翻转到横向平面中并且不影响结合在水分子中的质子。接着用扰相梯度使这样激励的所谓脂肪信号去相位(dephasiert)。于是在紧接在后借助后续的采集模块采集的信号中，脂肪信号不再提供信号份额，或者提供至少最多被强烈抑制的信号份额。在此，采集模块应当理解为被实施为选择性激励层、对由于该激励而发射的信号进行编码以及采集该信号的子序列。为了对层完整地采集数据，一般需要该层的多个采集模块。因此，在由这样采集的数据所计算的图像中进行均匀脂肪抑制的先决条件是：在频谱脂肪抑制时在该层内存在恒定的B₀场(以及由此对水和脂肪的分别恒定的共振频率)。由于上面提到通过患者对B₀场的单独的干扰，这仅在如上所述执行匀场校准和频率校准时完成。

但是在实践中利用上面描述的对校准值的设置，依据在检查对象连续移动的检查中的当前卧榻位置首先在受检查患者的颈部中经常观察到大量的重像和模糊伪影，这些伪影使得很难或者甚至不可能基于在连续移动中采集的MR图像来进行诊断。在相应的常规FLASH测量中(在患者卧榻静止的情况下)以及在其它身体部位中，即使在卧榻移动的情况下也不会或者至少不会以所述规模观察到这些伪影。颈部对于肿瘤分级是特别重要的，因为癌症可以从其原发位置出发扩散(转移)到颈部的淋巴结或颈椎部位。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，提供一种用于设置磁共振设备的梯度线圈中的至少一个匀场电流和所属的磁共振设备的高频天线的RF中心频率以便用于交错的多层MR检查的方法，该多层MR检查在检查对象连续移动的情况下执行，以及提供一种相应的磁共振设备，一种相应的计算机程序产品，和一种相应的可电子读取的数据载体，它们能够提高交错的多层MR测量的图像质量并且不再或者仅还在基本上很小的范围内出现上面描述的伪影。

本发明基于以下考虑：MR设备的共振条件可以如下描述：

${\mathrm{\ω}}_{\mathrm{RF}}(\stackrel{\→}{x},t)=\mathrm{\γ}(\stackrel{\→}{x}\stackrel{\→}{G}\left(t\right)+B_0^{\mathrm{loc}}\left(\stackrel{\→}{x}\right)+\mathrm{\Δ}{B}_0^{\mathrm{shim}}\left(\stackrel{\→}{x}\right))---\left(3\right).$

在此，γ是回磁比，是接通的梯度场，是与梯度线圈的对称中心之间的距离向量，是由主磁体产生的并且由于通过检查对象的干扰而与位置相关的B₀场，以及是借助高于1的更高阶的匀场通道产生的场份额。向量在此既包含由该序列预先给定的梯度场也包含通过偏移电流产生的、第一阶匀场通道的场

$\stackrel{\→}{G}\left(t\right)={\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Sequence}}\left(t\right)+{\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Shim}}\left(n\right)---\left(4\right)$

参数n被引入是为了区分不同的匀场电流设置(例如，依据瞬时的卧榻位置)在与更高阶的匀场通道关联的场中，放弃了这种区分，因为出于上述原因在检查对象移动期间改变所属的电流。

此外，ω₀(n)是属于第n个匀场电流设置的系统中心频率。

被激励的层的信号S(t)可以在忽略T2弛豫的条件下如下描述为：

$S\left(t\right)=\underset{\mathrm{Slice}}{\∫}\mathrm{\ρ}\left(\stackrel{\→}{x}\right)e^{-i\∫\mathrm{\Δ\ω}(\stackrel{\→}{x},\mathrm{\τ},n)\mathrm{d\τ}}d\stackrel{\→}{x}---\left(5\right)$

其中，是在受检查层中位置处的自旋密度，以及偏共振(Off-Resonaz)项

$\mathrm{\Δ\ω}(\stackrel{\→}{x},t,n)=\mathrm{\γ}(\stackrel{\→}{x}({\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Sequence}}\left(t\right)+{\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Shim}}\left(n\right))+\mathrm{\Δ}{B}_0^{\mathrm{loc}}(\stackrel{\→}{x},n)+\mathrm{\Δ}{B}_0^{\mathrm{Shim}}\left(\stackrel{\→}{x}\right))---\left(6\right)$

其中

$\mathrm{\Δ}{B}_0^{\mathrm{loc}}(\stackrel{\→}{x},n)=B_0^{\mathrm{loc}}\left(\stackrel{\→}{x}\right)-\frac{1}{\mathrm{\γ}}{\mathrm{\ω}}_0\left(n\right).---\left(7\right)$

因此，在梯度回波序列中，在激励时刻t＝0和读取时间t＝TE之间的位置处的自旋采集到以下相位：

$\mathrm{\Δ\φ}\left(\stackrel{\→}{x}\text{,n}\right)=\mathrm{\γ}\underset{0}{\overset{\mathrm{TE}}{\∫}}(\stackrel{\→}{x}({\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Sequence}}\left(t\right)+{\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Shim}}\left(n\right))+\mathrm{\Δ}{B}_0^{\mathrm{loc}}(\stackrel{\→}{x},n)+\mathrm{\Δ}{B}_0^{\mathrm{Shim}}\left(\stackrel{\→}{x}\right))\mathrm{dt}---\left(8\right)$

匹配匀场设置和接下来的RF中心频率校准的目标是：在目标空间中的每个位置处的项和加起来恰好为零，从而每个自旋仅采集到由于被所述序列接通的梯度场而引起的相位。但是，这在真实的匀场电流和RF中心频率校准方法中绝不会完全成功。

如果此时在采集唯一的一个层期间改变匀场电流和/或RF中心频率设置，则由此改变的项可能在相邻的混合空间行之间导致利用不同的设置采集的相位不连续，例如相位跳跃。混合空间和相应的混合空间行在笛卡尔MR成像中应当理解为数据矩阵或数据矩阵的行，该数据矩阵将在沿着读取方向进行反傅里叶变换之后获得。

这些相位不连续可以解释上面提到的所观察到的重像伪影和模糊伪影。这些伪影特别是出现在颈部中的原因可以这样来解释，即在该身体部位中的共振频率根据经验特别剧烈地随着卧榻位置而改变。

在顺序采集层的情况下(如上针对具有短TR的序列所描述的)，可以通过以下方式阻止这种相位不连续，即，例如仅在采集完整的层之间根据当前的卧榻位置改变匀场电流和/或RF中心频率设置。

更后面还将结合图1示出，在其中检查对象移动以及对每个层大于一次激励的交错的多层测量中根据当前卧榻位置来切换校准值会以不可避免的方式导致：使用不同的匀场和RF中心频率设置来测量特定的层，并且由此出于上述原因可能导致相位不连续。

相应地，该技术问题通过一种根据本发明的用于设置磁共振设备的匀场通道中的至少一个匀场电流以及所属的、用于该磁共振设备的高频系统的RF中心频率的方法，一种根据本发明的磁共振设备，一种根据本发明的计算机程序产品，以及一种根据本发明的可电子读取的数据载体，来解决。

根据本发明的用于在对移动的检查对象进行交错的多层MR测量期间设置磁共振设备的匀场通道中的至少一个匀场电流以及所属的、用于该磁共振设备的高频系统的RF中心频率的方法，在该MR测量中执行至少两次激励以用于完全采集检查对象的待测量层的期望数据，按照以下方式来执行多层MR测量，即，避免在各次激励之后所采集的测量数据之间的相位不连续。

为此，在一种实施例中该方法包括步骤：

-为至少一个匀场通道分别提供匀场电流的校准值，以及为检查对象在测量空间中的至少两个不同位置提供所属的RF中心频率的校准值，

-启动对移动的检查对象的交错的多层MR测量，

-在交错的多层MR测量期间基于所提供的校准值，选择和设置至少一个匀场通道的匀场电流和所属的RF中心频率，使得确定的层在该多层MR测量期间总是被利用相同的匀场电流和RF中心频率设置来测量。

通过在每次激励和每次读取确定层的测量数据之间使相同的校准值起作用，可以避免所采集的数据中的相位不连续，由此实现了从测量数据中再现的MR图像的图像质量的强烈改善，在这些MR图像中基本上抑制了上述引起干扰的伪影。

在一种实施方式中，针对层分别选择以下匀场电流和RF中心频率的设置，这些匀场电流和RF中心频率对在多层MR测量中在此采集包括k空间中心的测量数据的位置来说是最佳的。在此，哪些值是最佳的例如通过常规的方式基于(例如事先确定的)校准值或者通过选择在相应的位置上所确定的校准值或者通过在两个校准值之间插值来确定，所述两个校准值是在与期望位置相邻的位置上确定的。这样来选择针对匀场电流和RF中心频率的设置是有利的，因为k空间中心对稍后由测量数据再现的MR图像、尤其是该MR图像的对比度具有重大的影响，因此相应地最佳选择可以说最重要的数据采集的位置的匀场电流和RF中心频率设置。

在一种实施方式中，用于多层MR测量的脉冲序列包括至少一个频谱选择的RF脉冲以用于抑制不期望的信号分量，并且在该频谱选择的RF脉冲的入射持续期间设置至少一个匀场通道的匀场电流和所属的RF中心频率，使得它们的值基于业已提供的校准值而在各自频谱选择的RF脉冲的各自入射时刻当前的检查对象位置来说是最佳的。在很多检查中期望抑制不期望的信号分量(例如脂肪的信号分量)。通过所描述的匀场电流和RF中心频率的设置，可以在频谱选择的脉冲的入射时刻在测量空间中实现特别均匀的测量场，则使得可以对不期望的信号进行均匀的频谱抑制，例如均匀的频谱脂肪抑制，其中同时保留上述针对成像的优点。

在一种实施例中，借助滑动多层(SMS)技术来进行多层MR测量。SMS技术是在检查对象移动时的一种特殊的交错多层MR测量，其在MR设备内的相同位置上采集不同层的相应k空间行并且由此避免在其它测量方法中出现的、层之间的由于拍摄引起的差异。

在一种替换的实施例中，通过以下方式来避免相位不连续，即，用于多层MR测量的脉冲序列包括在激励和所属的读取之间的一种梯度设计，该梯度设计补偿了由于匀场电流的切换而形成的相位不连续。

在该实施例中，可以分别选择对于检查对象的当前位置来说最佳的匀场电流和RF中心频率设置，而不会产生上面描述的缺点。

本发明的磁共振设备包括：可连续穿过磁共振设备的测量空间而移动的患者卧榻、磁体、带有至少一个用于入射RF脉冲和接收回波信号的高频天线的高频系统、带有用于接通梯度场的梯度线圈的梯度系统、以及计算单元，该计算单元相应于上述方法控制磁共振设备的各个设备部件。

本发明的计算机程序产品包括一种程序并且可直接加载到磁共振设备的可编程计算单元的存储器中。该计算机程序产品还包括程序装置，用于在该程序于磁共振设备的计算单元中执行时利用所述磁共振设备执行上述方法的所有步骤。

本发明的可电子读取的数据载体包括存储在该数据载体上的可电子读取的控制信息，所述控制信息被构成为使得在所述数据载体于磁共振设备的计算单元中使用时利用磁共振设备执行上述方法。

参照方法所描述的优点类似地适用于磁共振设备、计算机程序产品和可电子读取的数据载体。

附图说明

由下面描述的实施例以及借助附图可以得出本发明的其它优点和细节。所列举的示例不是对本发明的限制。

图1示出了根据现有技术的用所属的匀场电流和RF中心频率设置交错地采集检查对象的层的示意图，

图2示出了根据本发明方法的用所属的匀场电流和RF中心频率设置交错地采集检查对象的层的示意图，

图3示意性示出了本发明方法的流程图，

图4示出了示例性的脉冲序列设计，其中不期望的信号分量受到抑制，

图5示出了用于执行本发明的方法的磁共振设备的示意构造。

具体实施方式

下面借助图1示出，在交错地采集层时根据现有技术依据当前的卧榻位置对匀场电流值和/或RF中心频率值的设置如何被迫地导致在采集层期间这些设置的改变：

图1示出了在使用SMS技术作为交错的采集技术的条件下采集检查对象的总共24个待检查的层，这些层用它们各自的层索引(1...24)来表示。所示出的层1...24例如可以相应于患者的解剖层。

在卧榻进给的方向上示出了水平的z轴。在垂直方向上依据时间绘制出了层堆的各自的位置。在此(强烈简化地)假定：为了完整地采集一个层需要3次激励，为此这些层相应地被划分为3个片段。根据SMS计划，在MR设备的相同位置上采集不同层的相应的k空间片段。第一片段在第一次激励之后在位置S1上，第二片段(在第二次激励之后)在位置S2上，第三片段(在第三次激励之后)在位置S3上。总之，在所示出的示例中每个TR间隔分别采集6个层的数据。由此成像的时间分辨率是1/6TR间隔(参见右侧的时间刻度“t[TR]”)。

因此，在所示出的时间间隔(1/6TR)期间恰好采集一个层的一个片段的数据。该层分别被灰色地存储。在右侧的表格中，在第一列是各自的时间t(单位是TR)，在第二列中是当前的卧榻位置z(单位是层距离d)，在第三列中是各自相应的匀场电流和RF中心频率设置的索引n。在此假定：分别在对层进行激励之前依据当前卧榻位置来调整匀场和RF中心频率设置。

由此，具有索引n＝1的匀场和RF中心频率设置归因于在卧榻位置z＝0的(过去的)校准测量中所确定的值，具有索引n＝2的匀场和RF中心频率设置采用在卧榻位置z＝1/3×d的校准测量中所确定的值，依此类推。如果对于所要求的当前卧榻位置在恰好该卧榻位置上不存在校准结果，则由针对相邻卧榻位置的校准测量的结果来插值出针对当前卧榻位置的匀场电流和RF中心频率设置。

现在例如考察索引为5的层。这是在所示出的时间间隔中被完全测量(所有三个片段)的第一层。其第一片段是在时间t＝1/3×TR时用匀场电流和RF中心频率设置n＝3(属于当前的卧榻位置z＝2/3×d)测量的，其第二片段是在时间t＝7/6×TR时用匀场电流和RF中心频率设置n＝8(属于当前的卧榻位置z＝7/3×d)测量的，其第三片段是在时间t＝2×TR时用匀场电流和RF中心频率设置n＝13(属于当前的卧榻位置z＝4×d)测量的。也就是说，用3个不同的匀场电流和RF中心频率设置来测量层5。如上所述这可能导致两个(或更多，取决于k空间的分割)相位不连续。对于其它层类似地产生该问题。

在此要指出，在更新的范围中依据当前的卧榻位置的所述问题，不能通过对匀场和RF中心频率设置的延迟的更新来解决。因为，即使例如在时间t＝1/3×TR时首次更改所述设置并且这些设置一直保持到(并包括)t＝2×TR，以便用不变的匀场和RF中心频率设置来测量索引为5的层，并且由此匀场和RF中心频率设置在时间t＝13/6×TR时才又被更新，这样只是解决了针对层5的问题，而层6和7在时刻t＝13/6×TR已经被部分测量并且在更新了匀场和RF中心频率设置之后在时间t＝13/6×TR又用其它并由此总的来说用不同的匀场和RF中心频率设置测量。更新的进一步延迟将该问题相应地延伸到其它层，并且还导致在非均匀的场中测量到偏共振。

在图2中示出了在使用SMS技术来改进相应于图1的可比较性的条件下对总共24个层的交错采集，但是利用了根据本发明的匀场和RF中心频率设置(右侧的第三列)。

还是分别在激励层之前更新匀场和频率设置。但是，为每次采集对匀场电流和RF中心频率设置的选择，不是像在图1中那样依据当前卧榻位置进行，而是该选择按照总是利用相同的匀场电流和RF中心频率设置来测量特定的层的方式进行。

为此优选地，对特定的层选择属于以下卧榻位置的匀场电流和RF中心频率设置集合，在该卧榻位置时测量所述层的包含k空间中心行或一般地包含k空间中心的片段。在图2中假定，分别在测量位置S2上采集k空间中心行。

匀场电流和RF中心频率设置的索引编排(Indexierung)n在图2中与图1类似，其中n是步进的卧榻位置的函数。换句话说：具有索引n＝1的匀场电流和RF中心频率设置的值是对卧榻位置z＝0确定的，具有索引n＝2的匀场电流和RF中心频率设置集合是对卧榻位置z＝1/3×d确定的，依此类推。

由此，对于在此期间采集设备内的位置S2处的数据的时间间隔，各自的匀场电流和RF中心频率设置相对于现有技术不变。但是，在其余的时间间隔中，匀场电流和RF中心频率设置改变，并且具体来说是，选择被分配给在各自的时间间隔期间所测量的层的匀场电流和RF中心频率设置的集合。因此，对匀场电流和RF中心频率设置的选择，不是依据卧榻位置而是依据当前所测量的层来进行的。

如果再次将层5作为示例，则利用本发明的方法分别在具有索引n＝8的匀场电流和RF中心频率设置的条件下测量该层的所有片段，该匀场电流和RF中心频率设置相应于卧榻位置z＝7/3d，在该卧榻位置上测量层5的k空间中心。对所有其它层也类似进行。对于层1和2，分别出现具有负索引n＝-4和n＝-1的匀场电流和RF中心频率设置，它们分别对应于在此事先测量了层1和2的k空间中心的卧榻位置(未在图1和图2的所选择的部分中示出)。

通过选择根据图2的匀场电流和RF中心频率设置，在混合空间中防止了相位的不连续，因为可以假定：(以及由此对于固定的n的随着卧榻位置连续改变，并且在采集时使用k空间行的线性安排方案(也就是在k空间/混合空间中的相邻行在时间上相继地被采集)。

要指出的是，在位置S1或S3上采集的外围行的绝对“相位误差”：

$\text{\Δ}{\mathrm{\φ}}^{\mathrm{unwanted}}(\stackrel{\→}{x},n)=\mathrm{\γ}\underset{0}{\overset{\mathrm{TE}}{\∫}}(\stackrel{\→}{x}{\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Shim}}\left(n\right)+\mathrm{\Δ}{B}_0^{\mathrm{loc}}(\stackrel{\→}{x},n)+\mathrm{\Δ}{B}_0^{\mathrm{Shim}}\left(\stackrel{\→}{x}\right))\mathrm{dt}---\left(9\right)$

全部大于现有技术中的绝对相位误差，因为其在本发明的方法中是用对当前卧榻位置来说次优的匀场和RF中心频率设置而测量的，而该匀场和RF中心频率设置是针对其它卧榻位置确定的。但是已经表明，这与依据当前的卧榻位置更新匀场和RF中心频率设置之后跳跃性的相位误差相比，对从这样所采集的数据中再现的MR图像的图像质量产生更小的负面影响。相反，通过这种方式可以实现强烈改善的图像质量，并且基本上抑制上面提到的干扰性伪影。

图3示意性示出了本发明用于在对移动的检查对象进行交错的多层MR测量期间调节磁共振设备的匀场通道中的至少一个匀场电流以及所属的用于磁共振设备的高频系统的RF中心频率的方法的流程图，在该MR测量中执行至少两次激励以完整地采集检查对象的待测量层的期望数据。

在此，首先分别对检查对象在测量空间W中的至少两个不同位置提供用于至少一个匀场通道的校准值和用于所属RF中心频率的校准值(方块101)。用于匀场电流和RF中心频率W的校准值例如可以事先在所谓的针对至少所述两个位置的预扫描中确定，或者同样在检查对象移动时例如在检查对象穿过磁共振设备的单独的移动中确定。

现在如果开始对移动的检查对象进行交错的多层MR测量(方块102)，则该检查对象首先位于第一位置z＝0上，此时入射第一次激励以用于采集检查对象中的第一层的测量数据。在其它激励中，检查对象分别位于不同的新的位置z_n。在交错的多层MR测量期间，对每次激励和所属的基于所提供的校准值采集测量数据(读取)，都选择和设置至少一个匀场通道的匀场电流值以及所属的RF中心频率值，使得避免了在各个激励之后所采集的测量数据之间的相位不连续(方块103)。

为此，例如这样来选择和设置至少一个匀场通道的匀场电流值和所属的RF中心频率值，使得在整个多层MR测量期间总是用相同的匀场电流和RF中心频率设置来测量检查对象的层。

替换地，在使用具有梯度设计的脉冲序列的情况下，该梯度设计已经补偿了通过切换匀场电流而形成的相位不连续，稍后将参照图4对此详细描述，这样来选择和设置至少一个匀场通道的匀场电流值和所属的RF中心频率值，使得可以总是提供基于现有信息而最高的B0场均匀度，其方式是基于所提供的校准值选择分别对于检查对象的当前位置来说最佳的设置。

在此，这样来设置针对层的数据采集的匀场电流值以及RF中心频率值，使得匀场电流值和RF中心频率值最晚在开始激励各自的层时以及至少直到属于该激励的对所述层的读取结束时起作用(方块103.2)。

除了成像序列(激励和读取)之外，用于多层MR测量的脉冲序列包括至少一个频谱选择的RF脉冲和必要时还包括所属的扰相梯度以抑制不期望的信号分量。在所述频谱选择的RF脉冲的入射持续时间内，设置至少一个匀场通道的匀场电流以及所属的RF中心频率，使得它们的值基于所提供的校准值对在各自频谱选择的RF脉冲的各自入射时间时当前的检查对象位置来说是最佳的(方块103.1)。由此在频谱选择的脉冲的入射持续时间期间通过选择对当前卧榻位置来说最佳地匀场电流和RF中心频率设置实现了对不期望信号分量的最佳饱和，并且接着在激励和读取期望的信号期间通过选择确定用于分别读取的层的匀场电流和RF中心频率设置而实现了改进的图像质量。要提到的是，一般地也不是在层的每次激励和每次读取之前接通频谱选择的脉冲。

如果检查对象达到最后的期望位置，并且在本发明的分别最佳的匀场电流和RF中心频率设置的条件下采集最后期望的测量数据，则该方法结束于“end”。

图4示意性示出了示例性的脉冲序列设计，利用该脉冲序列设计可以激励一层的一个片段并且采集该片段的相应数据。

为此，用激励脉冲RFa在检查对象的待检查层中激励出自旋(区域B)，由此产生将借助读取梯度读取的回波ES(区域D)。必要时，为了抑制不期望的信号分量在激励之前接通频谱选择的RF脉冲RFs，后者在检查对象(例如在被检查人员中的特定组织)中激励出物质的自旋，该自旋在稍后采集测量数据时(例如对于所谓的脂肪饱和的脂肪)应当不提供份额。

为此，在开始用于采集期望数据(区域B至E)的成像序列之前，例如借助一个或多个所谓的扰相梯度(在Gx，Gy和Gz方向上)对利用频谱选择的RF脉冲RF的信号进行去相位(区域A)。所示出的梯度示例性地表示要接通的梯度。在通过激励脉冲RFa进行激励期间，例如在Gz方向上接通层选择梯度(区域B)。为了进行位置编码，可以在每次读取(k空间行)之前分别接通不同的相位编码梯度(在此作为Gy方向上的点状梯度示出)(区域C)。为了读取回波ES，可以在该回波期间接通读取梯度(在此在Gx方向上)以进行频谱编码(区域D)。此外，如所示那样在z方向上用于层重聚相位以及在x方向上用于读取预定相(Auslesevorphasierung)的梯度(在区域C中)和在y方向上用于对相位编码梯度重聚相位以及在x和z方向用于对剩余的横向磁化去相位(区域E)的梯度。

在本发明的替换实施方式中，通过在位于激励层和读取数据之间所使用的脉冲序列中接通附加的梯度来补偿由于切换第一阶匀场通道而形成的相位不连续。

为此，例如可以在入射激励脉冲和读取回波信号之间的时间间隔中(图4中的区域C)接通一个或多个附加的梯度脉冲，这些梯度脉冲的累加的第0阶矩通过

$\mathrm{TE}({\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Shim}}\left(n_0\right)-{\stackrel{\→}{G}}^{\mathrm{Shim}}\left(n\right))---\left(10\right)$

来给定，其中是由在采集k空间行期间起作用的第一阶匀场电流引起的梯度场，而是由在采集该层的任意k空间参考行(例如k空间中心行)期间起作用的第一阶匀场电流引起的梯度场。

实际上，将梯度矩与(总是)出于序列技术的原因(也就是例如在图4的示例中在区域C中用层重聚相位梯度(z方向)、相位编码梯度(y方向)和/或读取预定相梯度(x方向))接通的梯度相组合。但是，在此，分别要考虑梯度系统的限制(例如最大可能的幅度和最大可能的转换速率)和激励极限。

例如，可以通过将对称的梯形层重聚相位脉冲的幅度改变以下值：

$\mathrm{\ΔG}=(G_z^{\mathrm{Shim}}\left(n_0\right)-G_z^{\mathrm{Shim}}\left(n\right))\frac{\mathrm{TE}}{{\mathrm{\ΔT}}_{\mathrm{GSR}}}---\left(11\right)$

来考虑等式10的z分量，在此ΔT_GSR是层重聚相位梯度的持续时间(被定义为平顶持续时间加上斜坡持续时间)。

对等式10的x分量和读取预定相梯度以及对等式10的y分量和相位编码器梯度也相应地适用。

这样的用于避免相位跳跃的梯度调整具有以下优点：在激励脉冲RFa的入射持续时间期间以及在读取时间(在回波信号期间的读取梯度)期间总是产生基于现有的信息的最高的B0场均匀度。由此例如实际被激励的层相对于层的期望位置的移动被最小化。但是，这种实现方式尤其是因为必须考虑梯度系统的限制以及考虑刺激极限而特别费事，并且还可能导致TE延长(TE：回波时间，即激励脉冲和回波信号之间的时间)。

图5示意性示出磁共振设备1的构造，包括其主要部件。为了借助磁共振成像来检查身体，将不同的、在其时间和空间特性方面最精确地相互协调的磁场入射到身体上。

在按照高频技术被屏蔽的测量箱3中设置的强磁体(通常是具有通道形式的开口的低温磁体5)产生静态的强主磁场7，该主磁场通常是0.2特斯拉至7特斯拉以及更大。检查对象、即待检查的身体或身体部位(在此表示为患者P)被放置在可连续地穿过磁共振设备的测量空间移动的患者卧榻9上，该患者卧榻通过卧榻控制单元40控制。

对身体的核自旋的激励通过特定RF频率的磁化高频脉冲(RF脉冲)进行，所述RF脉冲通过在此作为体线圈13示出的高频天线入射。高频激励线圈由脉冲产生单元15产生，而该脉冲产生单元由脉冲序列控制单元17控制。在通过高频放大器19放大之后，高频激励脉冲被引导至高频天线。在此，所示的高频系统仅示意性示出。通常在磁共振设备1中采用多于一个脉冲产生单元15，多于一个高频放大器19以及多个高频天线。

此外，磁共振设备1具有梯度线圈21，利用这些梯度线圈在测量时接通磁化梯度场，以便例如用于选择性的层激励和用于对测量信号进行位置编码。梯度线圈21由梯度线圈控制单元23控制，该梯度线圈控制单元与脉冲产生单元15一样与脉冲序列控制单元17连接。脉冲序列控制单元17被构成为使得能够产生根据本发明的脉冲序列。

从被激励的核自旋所发射的信号，由体线圈13和/或局部线圈25接收，通过所分配的高频前置放大器27放大，并且由接收单元29进一步处理和数字化。

在线圈既可以运行在发射模式又可以运行在接收模式的情况下，例如体线圈13，通过连接在前的发射-接收转接器39调节正确的信号转接。

图像处理单元31从测量数据中产生将通过操作台33显示给应用者或者存储在存储单元35中的图像。中央计算单元37尤其是在记录测量数据期间控制各个设备部件。中央计算单元37被构成为，使得患者卧榻9的移动和脉冲序列根据本发明来执行并且可以执行本发明的方法。为此，例如将本发明的计算机程序产品可执行地加载到计算单元37上或者包括计算机程序产品。计算机程序产品可以存储在可电子读取的数据载体(例如DVD39)上，从而该计算机程序产品由此可由中心计算单元37从DVD14读取并执行。

Claims (7)

1.一种用于在对移动的检查对象进行交错的多层MR测量期间设置磁共振设备的梯度通道中的至少一个匀场电流以及所属的、用于磁共振设备的高频系统的RF中心频率的方法，在该MR测量中执行至少两次激励以便完全采集检查对象的待测量层的期望数据，其中，按照以下方式来执行多层MR测量：避免在各次激励之后所采集的测量数据之间的相位不连续，所述方法包括步骤：

-为至少一个匀场通道分别提供匀场电流的校准值，以及为检查对象在测量空间中的至少两个不同位置提供所属的RF中心频率的校准值，

-启动对所述移动的检查对象的交错的多层MR测量，

-在交错的多层MR测量期间基于所提供的校准值，这样选择和设置至少一个匀场通道的匀场电流和所属的RF中心频率，使得特定的层在该多层MR测量期间总是被利用相同的匀场电流和RF中心频率设置来测量。

2.根据权利要求1的方法，其中，这样来设置所述至少一个匀场通道的匀场电流和所属的RF中心频率，使得所述匀场电流和RF中心频率最晚在开始激励各自的层时以及至少直到属于该激励的对所述层的读取结束时起作用。

3.根据权利要求1的方法，其中，针对层来选择以下匀场电流值和RF中心频率值，这些匀场电流值和RF中心频率值基于所提供的校准值对在多层MR测量中在此采集包括k空间中心的测量数据的位置来说是最佳的。

4.根据权利要求1的方法，其中，用于多层MR测量的脉冲序列包括至少一个频谱选择的RF脉冲以用于抑制不期望的信号分量，并且其中，在每个频谱选择的RF脉冲的入射持续期间设置至少一个匀场通道的匀场电流和所属的RF中心频率，使得它们的值基于所提供的校准值而对在各自频谱选择的RF脉冲的各自入射时刻当前的检查对象位置来说是最佳的。

5.根据权利要求1至4之一的方法，其中，借助滑动多层(SMS)技术来进行多层MR测量。

6.根据权利要求1的方法，其中，用于多层MR测量的脉冲序列包括在激励和所属的读取之间的一种梯度设计，该梯度设计补偿由于匀场电流的切换而形成的相位不连续。

7.一种磁共振设备，其包括：可穿过磁共振设备的测量空间而移动的患者卧榻；磁体；带有至少一个用于入射RF脉冲和接收回波信号的高频天线的高频系统；带有用于接通梯度场的梯度线圈的梯度系统；以及计算单元，该计算单元相应于根据权利要求1至6之一的方法控制磁共振设备的各个设备部件。