CN103105597A - 磁共振断层造影系统及其接收装置和获取图像信号的方法 - Google Patents

Abstract

在磁共振断层造影仪中为了从相对强的磁场（20）中计算出断层照片而必须将接收线圈（28）的测量信号传输给计算机设备（26）。这应当以简单的装置进行。按照本发明的MRT系统（10）具有布置在所述磁场（20）中的接收装置（16），其中接收线圈（28）与模数转换器（34）的输入端（32）相耦合。通过数字的混频器装置（38）以及节拍速率降低装置（42），该模数转换器（34）的数字的输出端（36）与所述接收装置（16）的数据输出端（46）相耦合。混频器装置（38）在此被构造用于，将MR信号的预定的频带向下混频至中间频率范围并且由此产生了数字的ZF信号。一种相应的一体式构造的接收装置（16）也属于本发明。

Description

磁共振断层造影系统及其接收装置和获取图像信号的方法

技术领域

本发明涉及一种磁共振断层造影系统，或者缩写为MRT系统，其具有用于产生磁场以便在身体内引起磁共振的装置以及布置在磁场中具有至少一个接收线圈的接收装置。一种相应的接收装置也属于本发明，所述接收装置可以自由地布置在待检查的身体上。最后，一种用于获取磁共振图像信号（或者MRT信号）的方法也属于本发明。

背景技术

所述类型的MRT系统以及相应的接收装置例如由DE 19911988A1所公开。

用于生成磁共振断层照片的系统通常由至少两个空间上彼此分离的部分构成。第一部分包含用于产生磁场的装置，所述装置可以在待检查的身体中（例如人类或者动物患者的身体内）或者也可以在材料样本中引起磁共振。靠近身体处很难运行用于计算断层照片的复杂电子电路或者甚至计算机设备。这些设备通过高频交变场来干扰接收装置，借助所述接收装置来接收从身体处由于磁共振所辐射出的磁共振信号（或者简写为MR信号）。这些避免使用潜在的干扰电路的区域在此被称为测量场。为了处理MR信号、特别是为了编辑（Aufbereiten）其中所包含的图像信息，将来自测量场的信号传输到分析装置、例如计算机设备，所述分析装置位于关于HF被屏蔽的区域中，从所述区域中由此没有干扰高频辐射（HF辐射）可以到达测量区域。对此要穿过的空间距离可以是5m或者更多。

MR信号包含在特定的频带中的所期望的图像信息，所述频带的中间频率取决于基本磁场或者B0磁场的场强。频带的带宽从由MRT系统的梯度线圈所产生的梯度场中给出。为了通过分析单元对MR图像信息进行数字的编辑，必须借助模数转换器将MR信号、或者从MR信号中导出的信号转换成数字的信号。

从上面提到的文献中此外已知了，在靠近接收线圈处布置模数转换器并且这样直接对高频MR信号进行采样以便降低模拟的电路开销。借助A/D转换器所获取的数字的采样值可以然后例如通过串行的数据连接从磁场中传输至分析装置。然而，对于A/D转换来说期望高的A/D转换器采样速率，以便获得高的抽样增益（Decimationsgewinn），也就是说，需要对模拟信号的明显的过采样（），例如以因子2或者更大的因子。这些高的A/D转换器采样速率引起了相应高的数据传输率，在从磁场中传输出来的时候必须保证所述高的数据传输率。然而，随着目前的MRT系统的基本磁场场强总是进一步上升，产生了可能位于40MHz至500MHz区域内的MR信号中间频率。相应的快速A/D转换器使得制造MRT系统变得非常昂贵。此外，通过在A/D转换器和关于HF被屏蔽的分析单元之间的长的通信连接，在连接导线上辐射出相应的高频的干扰信号，所述干扰信号只能以高昂的开销才能被抑制。

为了从MR信号中获得MR图像信息，将包含图像信息的频带移动到基带中，其中图像信息可以作为低频信号被进一步处理。在检查磁场附近、也就是说例如在接收装置内部，数字的向下混频（Heruntermischen）至基带是没有意义的，原因是然后需要分析单元的控制连接以便可以将A/D转换器的采样速率与此时所使用的测量序列相匹配。控制信号可以从控制连接中辐射出，并且通过电磁耦合耦合到接收装置的接收线圈元件中并在那里干扰MR信号。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，以简单的装置实现图像信息的获取。

在按照本发明的MRT系统中，同样地在布置在磁场中的接收装置中设置至少一个接收线圈单元，其与模数转换器的输入端相耦合从而使得接收线圈单元的MR信号（在没有事先的模拟的向下混频的情况下）可以转换成数字的MR信号。但是，现在不是直接将数字MR信号从磁场中传输至关于HF被屏蔽的分析装置。替换地，通过数字的混频装置和节拍速率降低装置（Taktratenreduktionseinrichtung），将模数转换器的数字输出端与接收装置的数据输出端相耦合，从所述数据输出端中然后可以将处理后的数据传输给分析装置。在此，构造混频装置以便将MR信号的预定的频带向下混频至中间频率范围并且由此产生数字的中间频率信号（或者简写为ZF信号）。通过节拍速率降低装置然后将该向下混频的ZF信号降低至节拍速率。

借助按照本发明的MRT系统，可以实施下面的按照本发明的用于获取MR图像信息的方法。在借助接收线圈单元所接收的MR信号中，图像信息位于由基本磁场的场强和梯度场所确定的频率域内。通过借助A/D转换器对接收线圈的MR信号进行直接采样，MR图像信息此外位于该相对高频的频带内。直接转换的概念在此是指，在A/D转换之前没有已经在模拟端通过混频器对MR信号进行解调。通过数字的混频装置，现在借助向下混频将该频带移动到预定的中间频率范围。随后能够无问题地通过节拍脉冲降低装置将ZF信号降低到节拍速率，并且按照比必须直接传输A/D转换器的输出信号时所可能的传输带宽明显更小的传输带宽，将这样的来自磁场中的节拍速率降低了的ZF信号从磁场中输出。

本发明基于这样的认识，即对于MRT系统存在大量构造上的简化，条件是：具有MR图像信息的频带不是单级地从高频率域向下混频至基带，而是在两级中实现数字的向下混频至基带，也就是说首先混频至在磁场范围内的中间频率范围并且然后在从磁场中输出之后混频至基带。

由此，例如不必可变地构造用于ZF信号的节拍速率降低。其可以替代地非常简单地构造为具有固定的降低因子的节拍速率降低。特别地可以设置整数的降低因子，从而可以通过简单地忽略数字的ZF信号的单个数值来生成节拍速率降低了的ZF信号。在此显示了，如下的节拍速率降低是可能的：其中仅仅每第六个或者甚至每第八个接收的输入数值作为输出数值被输出。

同样地，用于将MR信号向下混频或者解调到ZF信号的混频器装置应当尽可能简单地构造并且消耗尽可能少的能量。否则由于废热会造成热噪声，所述热噪声会影响MRT系统的图像质量。相应地，合适的构造设置了，混频器装置具有加权装置，构造所述加权装置以便生成ZF信号，方法是，所述加权装置将MR信号的相继的数值与来自周期性数值序列的相应的数值相乘，所述周期性数值序列由数值1和-1（也就是：1、-1、1、-1、1、-1…）或者由数值0、1、0、-1（也就是：0、1、0、-1、0、1、0、-1、0、1、0、-1…）构成。可以在本发明的具体实现中例如简单地通过与简单数值0、1和-1的乘法运算或者也可以通过多路传输（Multiplexen）来实现数字混频器，其中如果使用了数值序列1、0、-1、0，则0的后面是A/D转换器输出数据，其后面又是一个0，这个0之后是反相了的A/D转换器输出数据。由此，该向下混频对应于与局部振荡器信号的乘法运算，所述局部振荡器信号的频率等于A/D转换器的采样频率的四分之一。

合适地，为了对MR信号进行过采样而构造了A/D转换器。由此，接收装置的连接在后的组件还可以在构造上进一步简化，就像下文中更详细地阐述的那样。

因此，公知所需的是，在向下混频之后对ZF信号并且在采样频率降低之前借助低通滤波器进行滤波，以便抑制在信号中不期望的混频产物，否则所述不期望的混频产物会在节拍速率降低中带来解卷积（Rückfaltung）。特别少的计算能力以及由此简单的在接收装置中可以提供的变形在此构成了数字的FIR滤波器（FIR–Finite-Impulse-Response，有限冲激响应）。在此使用CIC滤波器（CIC–Cascaded-Integrator-Comb-Filter，级联积分梳状滤波器）已经证明是特别合适的。在此处所描述的应用中，无需乘法器就可以实现所述滤波器。如果目前附加地通过A/D转换器来设置过采样，则可以在这些滤波器中设置特别少的系数，原因是，由此使得滤波器的频率响应的由此所产生的较小的边缘陡度由于过采样而不会是不利地显现。

为了也可以更为简单地构造磁屏蔽的分析装置的组件，合适的是，通过适当地选择节拍速率降低的脉冲占空因数（

）来保持过采样。

为了传输由节拍速率降低装置所生成的数字数值，也就是节拍速率降低了的ZF信号，通过连接到分析装置的相对长的连接导线使得接收装置可以合适地具有扰频（Scrambling）装置，通过所述扰频装置可以在接收装置的已经提到的数据输出端上生成扰频后的数据。由此所产生的数值的随机化防止了相关的干扰耦合到接收装置的模拟信号路径中，也就是到接收线圈以及可能到连接在其后的放大调整和带通滤波中。

此外可以合适地设置，接收装置具有抖动（Dithering）装置，通过所述抖动装置可以在数据输出端上生成相继发出的数字的数据值的时间间隔的抖动。由此可以避免谐波干扰信号，否则可以通过周期性地发送单个数字的数值经由连接导线发射出所述谐波干扰信号。通过时间间隔的抖动使得其变得非规则化，从而形成较小程度的周期性发射的干扰脉冲。

在使用所描述的相对简单构造的用于信号处理的组件时，必须注意到，在信号路径中可以产生不规则的频率响应，通过所述不规则的频率响应也可以使包含图像信息的信号部分失真。然而，按照本发明的MRT系统在此具有这样的优点，即该失真也可以特别简单地再次去除。为此，按照MRT系统的扩展，可以设置数字的均衡器。所述均衡器足够用于对由所描述的组件所引起的可能导致的信号失真再次进行补偿。此外，可以将该均衡器设置在接收装置中或者在分析装置一侧。

至于分析装置，其在MRT系统中也与测量场相屏蔽。为了传输节拍速率降低了的以及必要时扰频了的ZF信号，通过数据传输装置（例如光波导体）将接收装置的数据输出端与分析装置的数据输入端相耦合。为了最终从节拍速率降低了的ZF信号中获得所期望的图像信息，分析装置具有用于将节拍速率降低了的ZF信号向下混频至基带信号的第二混频器装置以及用于节拍速率降低的另一个装置。现在这样构造该第二节拍速率降低装置，使得就像在常见的MRT系统中所期望的那样借助其可以实施可变的节拍速率降低。因为分析装置在距离测量场较远处位于关于HF被屏蔽了的区域内，所以可以更为简单地为分析装置供应能量并且相应地具有更强能力的信号处理装置。

可以一体式地或者多部分地构造MRT系统的接收装置。在多部分构造中例如可以是，自由可移动地、例如作为探测器来构造接收线圈，所述探测器在MRT系统的情况下为了患者的医学检查可以例如借助绷带固定在身体上。A/D转换器则可以例如布置在患者台内或者磁体装置的其它区域内。

接收装置的一体式构造同样是合适的，以便可以例如提供接收线圈阵列，所述接收线圈阵列具有以固定的几何比例彼此布置的接收线圈，其MR信号可以全部地在接收装置内部变换成ZF信号，其然后能够以低布线损耗传输到其余的MRT系统中。为此，本发明相应地为这样的MRT系统设置了接收装置，其中，该接收装置的至少一个接收线圈连同在相应接收线圈后面连接的模数转换器和属于该模数转换器的混频器装置以及在后连接的节拍速率降低装置一起被布置在共同的壳体中。

该接收装置由此可以自由地被布置在待检查的身体上，并且在此通过比较细并且柔韧的电缆、例如同轴电缆或者光导电缆可以与分析装置相耦合。代替电缆，也可以通过无线的光学连接或者无线电连接将节拍速率降低了的ZF信号的数据从磁场中传输至分析装置。

包含如已经结合按照本发明的MRT系统所描述的特征的扩展也属于按照本发明的接收装置。在此，因此不再特别地描述这些扩展。

附图说明

下面结合实施例进一步阐述本发明。为此，

图1示出了磁共振断层造影仪10，或者简称为断层造影仪10，其表示了按照本发明的MRT系统的实施形式。

具体实施方式

在断层造影仪10中，磁体14以及接收装置16位于检查空间12内。接收装置16布置在靠近身体18处。身体18和接收装置16位于磁体14的磁场20内。磁体14可以例如是多个磁体线圈，从中生成基本磁场B0和另外的线圈梯度场以及HF交变场，就像总的来说为了在身体18内产生磁共振所需的那样。身体18可以例如是未进一步示出的患者的身体部分。

借助接收装置16，接收由于磁共振从身体18辐射出的磁交变场并且转换成数字信号，所述数字信号通过通信连接22穿过用于HF辐射的屏蔽（或者简称为HF屏蔽）24被传输至分析装置26。分析装置26可以包含例如个人计算机或者类似的计算设备。通过分析单元26，从所接收的数字信号中计算出用于磁共振断层照片的图像数据。这可以然后在（未示出的）显示器上显示给例如断层造影仪10的使用者。

除了接收装置16，断层造影仪10可以具有其它类似的接收装置。在下文中示例性地仅仅描述接收装置16。

接收装置16从接收线圈28的模拟接收信号中生成数字信号，所述接收线圈将身体18所辐射出的磁交变场转换成电信号。除了接收线圈28，接收装置16还可以具有其它的接收线圈和连接在其后的组件，就像由附图中的省略号所表示的那样。为了清晰起见，在下文中仅仅描述用于接收线圈28的信号路径。

以公知的方式通过放大调整和带通滤波30对线圈28的模拟的交变电压信号进行如下调整，使得其为了对模数转换器（或者简写为A/D转换器）34的模拟输入端32进行控制而具有合适的动态性。A/D转换器34的输出端36与数字混频器38相耦合，所述混频器将A/D转换器34的数字的输出信号数字地混频至中间频率位置。借助连接在后的低通滤波器40，高频的混频产物通过数字的滤波被抑制。在低通滤波器40后面连接了固定的采样速率降低42。发送装置44编辑节拍速率降低了的信号以用于经由通信连接22的传输。通信连接22为此与在接收装置16上的数字的数据输出端46相连接。

可以简单地通过与四个数值+1、0、-1、0的乘法运算，或者通过对A/D转换器的输出端数据、零以及（在忽略转换器输出端数据的情况下）反相的下一个转换器数据和另一个零的多路传输来实现数字混频器38。对于这种形式的向下混频，不需要更为昂贵的、数字可控制的振荡器。通过混频器38以这种方式所实施的混频对应于与正弦信号的乘法运算，所述正弦信号的频率是A/D转换器的采样频率的四分之一。

位于采样速率降低42之前的低通滤波器40可以通过数字的FIR滤波器或者优选借助级联积分梳状滤波器（CIC滤波器）来实现。

通过节拍降低42，从低通滤波后的信号的数据中在所示出的例子中提取每第八个采样值。这样选择采样速率，使得对低通滤波器40的低通滤波器40的边缘陡度的要求不是特别高，从而使得低通滤波器40仅仅具有相对小的滤波器系数。

向下混频了的并且降低了其节拍速率的信号借助这样降低了的数据速率串行地经由通信连接22从磁场20中输出。

分析装置26通过输入端48从通信连接22中接收数字信号，从所述输入端中将信号输出给预处理装置50。通过预处理装置50将通过发送装置44为了传输信号而进行的处理步骤再次逆运行。由此可以规定，发送装置44对数据进行扰频而预处理装置50进行相应的解扰。由此，在通过通信连接22传输时避免了在接收装置16和其它的接收装置的模拟信号路径中的干扰。另一种用于避免干扰信号的方法可以在于，通过发送装置44引入抖动，从而不是以固定的时间间隔而是以按照随机原则的时间间隔通过通信连接22发送数据包。通过预处理装置50然后再次对该抖动进行补偿。

接收装置16和分析装置26通过通信连接22优选地仅仅高阻地耦合或者甚至电去耦。这尤其避免了在通信连接22的导电组件中形成共模电流。通信连接22在此可以是导线连接或者电容的连接。借助光波导体的光学连接也是可以的。也可以将通信连接22构造为借助激光光束传输的光学连接或者构造为无线电连接。

将预处理装置50的输出信号传输给第二信号处理级，在所述第二信号处理级中信号通过数字混频器52被向下混频至基带，借助低通滤波器54信号被数字地滤波并且通过可变的采样速率降低56被降低节拍（heruntergetaktet）。将采样速率降低56的输出信号传输至在附图中没有进一步示出的图像处理装置中以便生成磁共振断层照片。在采样速率降低56中控制输入端58与用于磁体14的磁体线圈的控制装置相耦合，由此使得采样速率降低56与对于身体18的检查所选择的序列相匹配。

在第二级中的数字混频器52和滤波器54之前，均衡滤波器可以将在有效信号频带中的可能不期望的频率响应（就像例如由CIC滤波器在低通40中能够带来的那样）进行均衡。该均衡滤波器也可以对接收线圈28、在预处理电路30中的预放大器以及其它的模拟信号路径进行均衡。为此，可以在发送装置44中或者预处理装置50中提供均衡滤波器。

接收装置16和分析装置26的单独的组件可以通过公知的元件来实现。特别地，可以通过数字信号处理器的相应的处理程序或者FPGA（FieldProgrammable Gate Array，现场可编程门阵列）来实现数字的组件。

关于断层造影仪10，下文中依据具体的数字例子来再一次阐述接收线圈28的MR信号的两级的数字的向下混频至基带中的工作原理。

为了阐述首先假设，对于磁体14，基本磁场具有0.5T的场强。MR信号的中间频率大约是21.3MHz，其中所述MR信号是身体18在该所述磁场强度下所辐射出的。借助预处理电路30的通带，MR信号被限制在图像信息所在的有效频带上。该频带可以具有例如围绕中间频率+/-250kHz的宽度。在A/D转换器34以例如80MHz的采样频率进行采样时，有效信号频带保持在21.3MHz的范围中。在所描述的具有四分之一采样频率（也就是20MHz）的混频中，有效频带被变换或移动到1.05MHz至1.55MHz的范围内。依据尼奎斯特判据，仅仅还需要3.1MHz的采样速率。为了在数据降低的情况下保持通过过采样（在信号带宽小于2MHz的情况下以80MHz进行采样）的增益，将混频器38的信号传输给低通滤波器40，所述低通滤波器抑制总的混频产物（Summen-Mischprodukt）（21.3MHz+20MHz）。像已经描述的那样，节拍降低42从低通滤波的信号中传输每第八个采样值。由此节拍速率降低了的信号的采样速率大小为10MHz，并且由此明显地大于通过尼奎斯特判据所规定的最小的采样速率。

下文中为了一般性阐述在表格中示出了用于目前MRT系统的通用的磁场强度，所述MRT系统具有隶属的所测量的MR频率。基本上成立的是，MR频率与磁场20的磁场强度成比例。但是优选地这样选择精确的场强，使得不产生由无线电广播或者其它的无线电通信所占据的有效频带的频率范围。因此在表格中没有给出直接的比例值。

场强	MR频率	采样频率	第一混频器频率	第一中间频率	降低的采样频率
						0.5T	~21.3MHz	80MHz	20MHz	1.3MHz	10MHz
1T	~42.6MHz	60MHz	15MHz	2.4MHz	10MHz
						1.5T	~63.6MHz	80MHz	20MHz	3.6MHz	10MHz
3T	~123.2MHz	160MHz	40MHz	3.2MHz	10MHz

就像从表格中可以看出的那样，通过合适地选择采样频率并且应用在具有四分之一采样频率的混频器38中的第一混频，总是可以实现这样的中间频率，所述中间频率依据尼奎斯特总是能够以降低了的10MHz或10兆采样/秒的采样频率被无损失地表示。

总的来说，通过例子示出了，为何可能在不需要大的屏蔽措施的情况下在靠近接收线圈处设置具有连接在后的第一混频级的A/D转换器并且将这样所获得的数据低成本地从干扰严重的区域中传输出去。

参考标记列表

10断层造影仪

12检查空间

14磁体

16接收装置

18身体

20磁场

22通信连接

24HF屏蔽

26分析装置

28接收线圈

30预处理电路

32输入端

34模数转换器

36输出端

38数字混频器

40低通滤波器

42固定的节拍降低

44发送装置

46输出端

48输入端

50预处理装置

52数字混频器

54数字低通滤波器

56可变的采样速率降低

58控制装置

Claims (12)

1.一种MR系统（10），其具有用于产生磁场（20）的装置（14），通过所述装置能够在身体（18）内产生磁共振，并且所述MR系统具有布置在所述磁场（20）内的接收装置（16），在所述接收装置内至少一个为了接收所述身体（18）的MR信号所构造的接收线圈（18）与模数转换器（34）的输入端（32）相耦合，其中，所述模数转换器（34）被构造用于，将MR信号变换成数字的MR信号，

其特征在于，

通过数字混频器装置（38）和节拍速率降低装置（42），所述模数转换器（34）的数字输出端（36）与所述接收装置（16）的数据输出端（46）相耦合，其中，所述混频器装置（38）被构造用于，将所述MR信号的预定的频带向下混频到中间频率范围并且由此生成数字的ZF信号。

2.按照权利要求1所述的MRT系统（10），其特征在于，所述节拍速率降低装置（42）具有固定的降低因子、特别是整数的降低因子，并且由此优选地仅仅将每第六个或者第八个所接收的输入值作为输出值输出。

3.按照权利要求1或2所述的MRT系统（10），其特征在于，所述混频器装置（38）具有加权装置，所述加权装置被构造用于，产生作为ZF信号的相继的输出值，其对应于所述MR信号的相继的值，所述MR信号的相继的值借助来自周期性地由值1、-1或者1、0、-1、0所形成的数值序列中相应的数值被加权。

4.按照上述权利要求中任一项所述的MRT系统（10），其特征在于，所述模数转换器（34）被构造用于对所述MR信号进行过采样。

5.按照上述权利要求中任一项所述的MRT系统（10），其特征在于，通过数字的FIR滤波器（40）、特别是CIC滤波器，所述混频器装置（38）和所述节拍速率降低装置（42）相耦合。

6.按照上述权利要求中任一项所述的MRT系统（10），其特征在于，通过所述节拍速率降低（42）来保持获得过采样。

7.按照上述权利要求中任一项所述的MRT系统（10），其特征在于，所述接收装置（16）具有扰频装置（44），通过所述扰频装置能够在数据输出端上生成扰频了的数据。

8.按照上述权利要求中任一项所述的MRT系统（10），其特征在于，所述接收装置（16）具有抖动装置（44），通过所述抖动装置在数据输出端（46）能够生成相继发送的数据值的时间间隔的抖动。

9.按照上述权利要求中任一项所述的MRT系统（10），其特征在于数字的均衡器（44，50）。

10.按照上述权利要求中任一项所述的MRT系统（10），其特征在于，所述接收装置（16）的数据输出端（46）通过数据传输装置（22）与关于HF被屏蔽了的分析装置（26）的数据输入端（48）相耦合，所述分析装置（26）具有第二混频器装置（52）以便将通过数据传输装置（22）所接收的节拍速率降低了的ZF信号向下混频至基带信号，以及所述分析装置具有用于可变的节拍速率降低的装置（56）。

11.一种接收装置（16），用于按照上述权利要求中任一项所述的MRT系统（10），其特征在于，至少一个接收线圈（28）连同在其后连接的模数转换器（34）和所属的混频器装置（38）以及在其后连接的节拍速率降低装置（42）一起被布置在共同的壳体内，并且所述接收装置（16）由此能够被自由地布置在待检查的身体上。

12.一种用于获取在MRT系统（10）内的MR图像信息的方法，其中，借助至少一个线圈（28）来接收身体（18）在磁场（20）内由于磁共振所发送的MR信号，并且仍在所述磁场（20）内直接借助模数转换器（34）转换成数字的MR信号，

其特征在于，

通过向下混频，将所述数字的MR信号的包含了MR图像信息的频带移动到预定的中间频率范围内，将这样所获得的ZF信号降低到节拍速率并且将节拍速率降低了的ZF信号从所述磁场（20）中输出。

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