CN104101853B - 用于确定共振频率偏差的方法和磁共振设备 - Google Patents
用于确定共振频率偏差的方法和磁共振设备 Download PDFInfo
- Publication number
- CN104101853B CN104101853B CN201410132222.9A CN201410132222A CN104101853B CN 104101853 B CN104101853 B CN 104101853B CN 201410132222 A CN201410132222 A CN 201410132222A CN 104101853 B CN104101853 B CN 104101853B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- mrow
- gradient
- layer
- data
- readout gradient
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56536—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to magnetic susceptibility variations
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3621—NMR receivers or demodulators, e.g. preamplifiers, means for frequency modulation of the MR signal using a digital down converter, means for analog to digital conversion [ADC] or for filtering or processing of the MR signal such as bandpass filtering, resampling, decimation or interpolation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
- G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
- G01R33/4835—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices of multiple slices
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
- G01R33/583—Calibration of signal excitation or detection systems, e.g. for optimal RF excitation power or frequency
Abstract
本发明涉及一种用于在借助磁共振设备（5）激励检查对象（O）内部的体积段的层时确定共振频率偏差的方法。在此该方法包括以下步骤：沿着一个方向（R1）接通层选择梯度（44）。入射HF激励脉冲（41），用于激励该层。沿着该方向（R1）接通读出梯度（46）。在读出梯度（46）被接通期间读出MR数据。在根据MR数据重建的MR图像内部定位图像点，其中这些图像点具有大于预定的阈值的信号强度，以便确定这些图像点中的如下的图像点，该图像点按照该方向（R1）在该自旋和该层之间具有最大距离（52;53）。根据层选择梯度（44）的幅值、读出梯度（46）的幅值和最大距离（52;53）确定共振频率偏差。层选择梯度（44）和读出梯度（46）具有相反的极性。
Description
技术领域
本发明涉及一种用于确定在磁场不均匀情况下出现的共振频率偏差或者说偏共振（频率）的方法和磁共振设备。
背景技术
当患者携带金属植入物并且在该植入物附近的体积段的MR（磁共振）图像被建立时，在该MR图像内部出现强的伪影。该伪影大部分是由于主磁场的非均匀性，该非均匀性又通过在植入物的金属和周围组织之间的磁化系数差形成。医生在大多数情况下不能根据具有该伪影的MR图像进行可靠的诊断。
主磁场的非均匀性尤其引起，所激励的层在层选择方向上在空间上失真。在此由于非均匀性而出现的层的失真或者说几何偏移与共振频率偏差成比例。在此共振频率偏差或偏共振频率相应于在一个特定的位置处自旋的实际的或者说理论上的共振频率和该自旋的实际的共振频率之间的频率差。换言之，共振频率偏差相应于在在一个特定的位置处在最佳均匀的主磁场的情况下的自旋的共振频率和由于主磁场的非均匀性而得到的、该自旋的实际的共振频率之间的频率差。
为了尽管所激励的层存在偏差却还能够采集所有属于该层的信息，按照现有技术公知，在层选择方向上附加地执行相位编码，例如在US2010/0033179A1或者在W.Lu等人的“SEMAC:Slice Encoding for Metal Artifact Correction in MRI”,Magn.Res.inMed.62:（2009）,第66-76页中描述的。
该公知的方法的主要部分在于，测量时间延长了数倍，因为与在没有在层选择方向上的相位编码的方法相比，每个层几乎被数倍地采样。测量时间在此增加的系数相应于在层选择方向上的相位编码步骤的数量。
对于每个层对共振频率偏差的认识使得可以，对于每个层单独地这样匹配在层选择方向上的相位编码步骤，使得仅执行刚好这么多相位编码步骤，所述相位编码步骤是为了完全校正由于主磁场的非均匀性引起的失真而所需的。
为了对于每个步骤单独地匹配相位编码步骤，例如存在一种方法，如在B.A.Hargreaves等人的“Adaptive Slice Encoding for Metal Artifact Correction”,Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.18（2010）第3083页描述的。然而在该公知方法中由于技术限制，关于高的偏共振的信息丢失，因为信号在读出开始之前被完全散相。
在G.Li等人的“Distortion Scout in Metal Implants Imaging”,Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.19（2011）第3169页描述了另一种方案。在此在快速自旋回波序列情况下将读出梯度在与层选择梯度相同的空间轴线上执行。可以检测由于层选择梯度和读出梯度而得到的、层的总失真或总偏移，并且从中计算共振频率偏差，由此可以对于每个层单独地匹配相位编码步骤的数量。
但是该公知的方法在特定的情况下尽管存在偏共振但却不能识别层的失真并且由此确定错误的共振频率偏差。此外在该方法中在单个测量中只能以激励带宽的精度确定共振频率偏差。
发明内容
由此本发明要解决的技术问题是，比现有技术可能的更精确地确定共振频率偏差，以便特别地结合该精确确定的共振频率偏差来最佳地确定在MR成像中在层选择方向上的相位编码步骤的数量。
按照本发明上述技术问题通过按照本发明的用于确定共振频率偏差的方法、通过按照本发明的用于建立MR图像的方法、通过按照本发明的磁共振设备、通过按照本发明的计算机程序产品或通过按照本发明的电子可读数据载体解决。从属权利要求定义了本发明的优选和有利的实施方式。
在本发明的范围内提供了一种用于在借助磁共振设备激励检查对象内部的体积段的层时确定共振频率偏差或者说偏共振（频率）的方法。在此该方法包括以下步骤：
·沿着一个方向接通层选择梯度。
·入射高频激励脉冲，用于在接通的层选择梯度的情况下激励所述层。
·入射高频重聚焦脉冲，用于在接通的层选择梯度的情况下将散相的自旋重聚焦或者说产生回波。
·沿着所述方向接通读出梯度。
·在读出梯度被接通期间读出MR数据。
·在根据MR数据重建的MR图像内部定位图像点。在此这些图像点具有大于预定的阈值的信号强度（亮度），并且位于与在没有出现偏共振的情况下被激励的平面相应的层的外部。由此确定按照所述方向离该层最远的那个图像点。在这样确定的图像点和所述层之间的距离（其中距离以垂直于所述层的路段的形式被测量）作为在以下使用的最大距离。在此该最大距离可以要么是在所述方向上的（正的）最大距离（即图像点在所述方向上与所述层相距）或者是在与所述方向相反的方向上的（负的）最大距离（即图像点在与所述方向相反的方向上与所述层相距）。
·根据层选择梯度的幅值、读出梯度的幅值和最大距离确定共振频率偏差。在此特别地按照数值来说当最大距离在数值上越大时共振频率偏差越大。共振频率偏差的数值可以通过系数和最大距离之积来确定，其中系数又可以取决于层选择梯度和读出梯度的幅值来确定。
层选择梯度具有与读出梯度相反的极性。
通过层选择梯度和读出梯度具有不同的极性，层选择梯度以及读出梯度几乎都导致在相同的空间方向上所述层的空间偏移，从而最大距离按照本发明比当层选择梯度和读出梯度具有相同的极性时更大。换言之，层的偏移由于不同的极性而比在相同的极性情况下更突出。该更突出的偏移或该从数值来说更大的最大距离在使用具有大的幅值的读出梯度的情况下具有优点，以所述读出梯度有利地采样更大的频率范围，从而有利地从数值来说可以检测更大的共振频率偏差。不管最大距离是在所述方向上还是在相反的方向上被确定，该优点都存在。
此外在层选择梯度和读出梯度具有不同极性的情况下不可能的是，由于读出梯度而产生的偏移几乎抵消通过层选择梯度产生的偏移，而这将导致错误地确定为0的共振频率偏差（即没有共振频率偏差）。
在本发明中常常使用图像点的概念。通常（除非明确地说描述另一种类型的图像点）是其信号强度高于或大于预定的阈值的图像点。这样选择该阈值，使得仅与MR图像的噪声明显不同的图像点具有高于阈值的信号强度。
按照本发明的优选实施方式，为了位置编码，在读出MR数据之前，在垂直于所述方向（层选择梯度在所述方向上被接通）的至少另一个方向上接通至少一个相位编码梯度。将MR数据的读出的步骤在此多次地对于至少一个相位编码梯度的不同的值进行重复。
换言之，按照本发明的方法包括以下变形：
·不接通相位编码梯度。在该变形中最大距离按照所述方向在一个特定的位置（特别地在层的中心）被确定。对于要确定正的以及负的最大距离的情况，在该特定的位置处确定这两个最大距离。正的最大距离在此定义了与所述层的如下图像点的距离：所述图像点在所述方向上与所述层相距最远。负的最大距离在此定义了与所述层的如下图像点的距离：所述图像点在与所述方向相反的方向上离所述层最远。
·在与层选择方向垂直的刚好一个方向上接通相位编码梯度。在该变形中MR数据几乎在另一个层内部被采集，所述另一个层垂直于所述层并且通过层选择方向和相位编码梯度的方向被确定。在示出了该另一个层的MR图像内部，确定如下的图像点，该图像点按照所述方向与MR图像的中心线相距最远（中心线的位置相应于所述层的位置）。正的最大距离在该变形中通过该MR图像中的如下图像点确定，该图像点在所述方向上与中心线相距最远。相应地，负的最大距离在该变形中通过如下的图像点确定，所述图像点在与所述方向相反的方向上离中心线最远。
·为了位置编码，接通沿着第一其他方向的第一相位编码梯度和沿着第二其他方向的第二相位编码梯度。在此第一其他方向垂直于所述方向并且垂直于第二其他方向，从而第二其他方向也垂直于所述方向并且垂直于第一其他方向。在该变形中采集在三维体积段内部的MR数据，所述层布置在在所述三维体积段中。所寻找的最大距离由该体积段内部的如下的图像点来定义：所述图像点按照所述方向具有与所述层的最大距离。正的最大距离在该变形中通过如下的图像点确定：所述图像点在所述方向上具有与所述层的最大距离。相应地，负的最大距离在该变形中通过如下的图像点确定：所述图像点在与所述方向相反的方向上具有与所述层的最大距离。
前面描述的变形一方面在用以确定共振频率偏差的精度上，另一方面在为了采集MR数据而所需的持续时间上不同。虽然首先描述的变形是最快的，但是仅提供对于共振频率偏差的粗略的参考值，而最后描述的变形是最慢的，但是能够精确地确定共振频率偏差。第二个描述的变形是在持续时间和精度之间的好的折衷，从而该第二变形在实践中允许被采用。
共振频率偏差Δf可以借助以下等式（1）来确定：
在此，γ相应于回磁比，dz相应于最大距离，GR相应于读出梯度（46）的幅值并且GS相应于层选择梯度（44）的幅值。当dz是正的时，是正的最大距离，并且否则是负的最大距离。人们认识到，当dz是正的（负的）时共振频率偏差Δf取决于GR和GS也可以是负的（正的）。
在本发明的范围内还提供另一种用于在借助磁共振设备激励检查对象内部的体积段的层时确定共振频率偏差的方法。在此该另一个方法包括以下步骤：
·沿着一个方向接通层选择梯度。
·入射高频激励脉冲，用于在接通的层选择梯度的情况下激励所述层。
·入射高频重聚焦脉冲，用于在接通的层选择梯度的情况下将散相的自旋重聚焦。
·沿着所述方向接通第一读出梯度。
·在第一读出梯度被接通期间读出第一MR数据。
·在根据MR数据重建的MR图像内部定位图像点，以便由此确定按照该所述方向离所述层最远的那个图像点。在该图像点和所述层之间的距离（其中距离以垂直于该层的路段的形式被测量）作为在以下使用的第一最大距离。在此区分正的最大距离和负的最大距离，所述正的最大距离当相应的图像点在所述方向上离所述层最远时呈现，所述负的最大距离当相应的图像点在与所述方向相反的方向上离所述层最远时呈现。
·沿着所述方向接通第二读出梯度。
·在第二读出梯度被接通期间读出第二MR数据。
·在根据MR数据重建的MR图像内部定位图像点，以便由此确定离所述层最远的那个图像点。在该图像点和所述层之间的距离（其中距离以垂直于所述层的路段的形式被测量）作为在以下使用的第二最大距离。在此区分正的最大距离和负的最大距离，所述正的最大距离当相应的图像点在所述方向上离所述层最远时呈现，所述负的最大距离当相应的图像点在与所述方向相反的方向上离所述层最远时呈现。
·根据层选择梯度的幅值、读出梯度的幅值、第一最大距离和第二最大距离确定共振频率偏差。在此当共振频率偏差取决于正的第一最大距离和正的第二最大距离被确定时，其具有（通常正的）符号，而当共振频率偏差取决于负 的第一最大距离和负的第二最大距离被确定时，其具有与该符号相反的（通常是负的）符号。
通过例如与前面描述的按照本发明的方法相比借助两个读出梯度来确定共振频率偏差，可以有利地超过激励带宽的数量级地提高由此确定的共振频率偏差的精度。
“按照所述方向”按照本发明或者意味着“在所述方向上”或者意味着“在与所述方向相反的方向上”。在“在所述方向上”的情况下（正的）最大距离仅根据在所述方向上与所述层相距的图像点来确定，而（负的）最大距离在另外的情况下仅根据在与所述方向相反的方向上与所述层相距的图像点来确定。
与首先描述的按照本发明的方法类似地，在其他方法中可以为了空间编码的目的接通在与所述方向垂直的至少另一个方向上的至少一个相位编码梯度，然后读出第一和第二MR数据。将第一MR数据的读出的步骤以及第二MR数据的读出的步骤在此多次地对于至少一个相位编码梯度的不同值进行重复。
由此该另一个按照本发明的方法同样包括对于首先描述的按照本发明的方法所解释的三个变形（没有相位编码梯度、恰好一个相位编码梯度和两个相位编码梯度）。对于这三个变形关于正的和负的最大距离以及关于持续时间和精度所描述的解释对于该另一个按照本发明的方法也相应地成立。
共振频率偏差Δf例如可以借助以下等式（2）来确定：
在此，γ相应于回磁比，dz1相应于第一最大距离，dz2相应于第二最大距离，GR，1相应于第一读出梯度的幅值并且GR，2相应于第二读出梯度的幅值。当dz1及dz2是正的时，是正的最大距离，否则是负的最大距离。
近似作为这两个按照本发明的方法的组合，可以有利地与第一读出梯度的极性和/或第二读出梯度的极性不同地选择层选择梯度的极性。
但是也可以的是，第一读出梯度的极性和第二读出梯度的极性不同。
为了确定共振频率偏差，可以对于两个按照本发明的方法采用自旋回波序列或快速自旋回波序列。
以下解释对于前面描述的等式（2）的基础。
当考虑与待激励的层的层厚zexc有关的不精确性δ时，可以通过以下等式（3）确定共振频率偏差：
其中成立
不计算共振频率偏差Δf的情况，不仅对于不存在层失真的情况，而且在满足以下等式（4）时也出现。
然而当层选择梯度GS和读出梯度GR具有不同的极性时，多义性的情况在不失真的层轮廓的情况下被排除，因为在该情况下通过层选择梯度GS和梯度读出梯度GR引起的层轮廓的失真在相同的空间方向上发生。
当最大距离dz两次利用分别不同的读出梯度GR,1,GR,2被确定时，其中不同地选择两个读出梯度GR,1,GR,2的幅值，可以消除来自于等式（3）的不精确性，由此得到前面描述的等式（2）。
按照本发明的用于确定共振频率偏差的方法有利地仅对于最大距离是dz=0的情况提供共振频率偏差是Δf=0的结果。
在本发明的范围内还提供一种借助磁共振设备建立在检查对象内部的体积段的层的MR图像的方法。在此该方法包括以下步骤：
·沿着一个方向接通层选择梯度。
·入射高频激励脉冲，用于激励所述层。
·接通高频重聚焦脉冲，用于在接通的层选择梯度的情况下将散相的自旋重聚焦。
·沿着第一方向接通相位编码梯度。
·沿着与第一方向垂直的第二方向接通读出梯度。
·在读出梯度激活期间读出MR数据。
·根据所采集的MR数据重建MR图像。
通过相应设置相位编码梯度而实现的相位编码步骤的数量，在此取决于所述层的共振频率偏差地被确定，其中该共振频率偏差利用前面描述的按照本发明的方法中的一个来确定。
换言之，按照本发明为了建立MR图像，不仅采集在实际的层中的MR数据，而且附加地在多个与实际的层平行的层内部采集MR数据。在哪个层中采集MR数据，借助沿着第一方向被接通的相位编码梯度来确定。必须采集多少个附加的平行层，又取决于实际的层的共振频率偏差的程度，其事先按照本发 明被确定。
在按照本发明的用于建立MR图像的方法中，相应地仅采样实际的层的由于借助共振频率偏差被确定的失真程度而所需的那样多个平行层。通过可以对于每个层单独地最佳地匹配在层选择方向上的相位编码步骤，可以将按照本发明的用于建立MR图像的方法的测量时间相对于现有技术明显缩短。
可选地可以采用用于空间编码的另一个相位编码梯度，其沿着垂直于第一和第二方向的第三方向延伸。
当实际的层的失真既在第一方向上也在与第一方向相反的方向上都可能出现时（即，正的或负的），相位编码步骤的数量按照优选的按照本发明的实施方式取决于第一（通常是正的）共振频率偏差和取决于第二（通常是负的）共振频率偏差来确定，所述第一共振频率偏差代表了在第一方向上的最大的（正的）失真，所述第二共振频率偏差代表了在与第一方向相反的方向上的最大的（负的）失真。在此第一共振频率偏差取决于在第一方向上的（正的）最大距离来确定，而第二共振频率偏差取决于在与第一方向相反的方向上的（负的）最大距离来确定。
为了按照本发明建立MR图像，特别地采用自旋回波序列或快速自旋回波序列。
按照该实施方式，除了实际的层之外，一方面还扫描在第一方向上与实际的层相距的平行层，并且另一方面采样在与第一方向相反的方向上与实际的层相距的平行层。由此有利地保证了，即使在所激励的实际的层既具有正的失真又具有负的失真时，也采集实际的层的完整的信息。
按照本发明可以读出MR数据，方法是，在HF（高频）激励脉冲之后采集多个k空间行（MR数据），就像例如在快速自旋回波序列情况下那样。为此多次遍历如下的循环，该循环包括入射HF重聚焦脉冲以及在接通的读出梯度的情况下读出MR数据。在该情况下在读出梯度之后并且在下一个HF重聚焦脉冲之前接通将相位编码梯度重新定相的梯度。这一点对于按照本发明的用于确定共振频率偏差的方法以及对于按照本发明的用于建立MR图像的方法都成立。
除了前面描述的按照本发明的用于建立MR图像的方法之外，共振频率偏差的按照本发明的确定也可以对于另外的用于建立MR图像的方法被采用，以便优化该另外的方法的流程。在该另外的方法中入射非频率选择性的HF激励脉冲（即该另外的方法在没有层选择梯度的情况下工作），其中接通用于空间编码 的相位编码梯度并且在读出梯度接通期间采集MR数据。该另外的方法例如可以通过三维快速自旋回波序列来实现。但是在存在共振频率偏差的情况下不可能的是，当要重建无伪影的三维MR图像时，仅利用非频率选择性的HF激励脉冲的载波频率工作。取而代之，多次扫描k空间，其中施加具有不同的载波频率的HF激励脉冲并且从k空间的一次扫描到k空间的随后的扫描，载波频率分别以差频率（例如2kHz）偏移。然后根据在k空间的这些不同的扫描中所采集的MR数据来重建三维的MR图像。对k空间的各自的扫描也可以称为偏共振采集。所需的偏共振采集的数量在此取决于按照本发明检测的正的和负的共振频率偏差。
如果例如按照本发明检测的正的共振频率偏差为+6kHz并且按照本发明检测的负的共振频率偏差为-2kHz，则在2kHz的差频率的情况下进行5次采集，其中非频率选择性的HF激励脉冲的载波频率对于这5次采集以-2,0,2,4和6kHz偏移。
在本发明的范围内还提供了一种用于确定检查对象内部的体积段的层的共振频率偏差的磁共振设备。在此磁共振设备包括主磁体、梯度场系统、至少一个HF天线和控制装置，所述控制装置用于控制梯度场系统和所述至少一个HF天线，用于接收由HF天线接收的测量信号和用于建立MR数据。磁共振设备这样构造，使得磁共振设备
·借助梯度场系统沿着一个方向接通层选择梯度，
·借助至少一个HF天线入射HF激励脉冲，用于激励所述层，
·借助至少一个HF天线入射HF重聚焦脉冲，用于将散相的自旋为了回波形成而重聚焦，
·借助梯度场系统沿着所述方向接通读出梯度，
·在读出梯度被接通期间读出MR数据，
·在根据MR数据重建的MR图像中定位图像点，以便确定这些图像点中的如下的图像点；该图像点按照所述方向在本身和所述层之间具有最大距离，以及
·根据层选择梯度的幅值、读出梯度的幅值和最大距离确定共振频率偏差。
在此这样构造磁共振设备，使得层选择梯度和读出梯度具有相反的极性。
磁共振设备的优点基本上相应于首先描述的按照本发明的方法的优点，这在前面已经详细解释过了，由此在此不再重复。
在本发明的范围内还提供另一种用于确定检查对象内部的体积段的层的共振频率偏差的磁共振设备。在此该另一种磁共振设备同样包括主磁体、梯度场系统、至少一个HF天线和控制装置，所述控制装置用于控制梯度场系统和至少一个HF天线，用于接收由HF天线接收的测量信号和用于建立MR数据。该磁共振设备这样构造，使得该磁共振设备
·借助梯度场系统沿着一个方向接通层选择梯度，
·借助至少一个HF天线入射HF激励脉冲，用于激励所述层，
·借助至少一个HF天线入射HF重聚焦脉冲，用于将散相的自旋重聚焦，
·借助梯度场系统沿着所述方向接通第一读出梯度，
·在第一读出梯度被接通期间读出第一MR数据，
·在根据第一MR数据重建的MR图像内部定位图像点，以便确定这些图像点中的如下的图像点：该图像点按照该方向在本身和所述层之间具有第一最大距离，以及
·沿着所述方向借助梯度场系统接通第二读出梯度，
·在第二读出梯度被接通期间读出第二MR数据，
·在根据第二MR数据重建的MR图像内部定位图像点，以便确定这些图像点中的如下的图像点：该图像点按照所述方向在本身和所述层之间具有第二最大距离，以及
·根据层选择梯度的幅值、读出梯度的幅值、第一最大距离和第二最大距离确定共振频率偏差。
该另一个磁共振设备的优点又相应于该另一个按照本发明的方法的优点，其在前面已经详细解释过了，由此在此不再重复。
最后，在本发明的范围内还提供一种用于建立检查对象内部的体积片段的层的MR图像的磁共振设备。在此该另一种磁共振设备同样包括主磁体、梯度场系统、至少一个HF天线和控制装置，所述控制装置用于控制梯度场系统和至少一个HF天线，用于接收由HF天线接收的测量信号和用于建立MR数据。该磁共振设备这样构造，使得该磁共振设备
·沿着第一方向接通层选择梯度，
·入射HF激励脉冲，用于激励所述层，
·沿着第一方向接通相位编码梯度，
·沿着与第一方向垂直的第二方向接通读出梯度，
·在磁共振设备接通读出梯度期间读出MR数据，
·根据MR数据建立MR图像。
在此磁共振设备构造为，根据所述层的共振频率偏差确定相位编码步骤的数量，其中磁共振设备借助前面描述的按照本发明的方法来确定共振频率偏差。
在该情况下按照本发明的磁共振设备的优点也相应于相应的按照本发明的方法的优点，其在前面详细解释了，从而在此不再重复。
此外，本发明还描述了一种计算机程序产品，特别是程序或软件，其可以被加载到可编程控制装置的或磁共振设备的计算单元的存储器中。当计算机程序产品在控制装置中运行时，利用该计算机程序产品可以执行按照本发明的方法的所有或不同的前面描述的实施方式。在此计算机程序产品可能需要程序装置，例如数据库和辅助函数，用于实现方法的相应实施方式。换言之，针对计算机程序产品的权利要求应特别地要求保护一种软件或程序，利用所述软件或程序可以执行按照本发明的方法的上述实施方式之一或者说其执行该实施方式。在此软件可以是还需要被编译和连接或者仅需被解释的源代码（例如C++），或者是为了运行只需加载到相应的计算单元或控制装置中的可执行软件代码。
最后，本发明公开了一种电子可读数据载体，例如DVD、磁带或USB棒，在其上存储了电子可读的控制信息，特别是软件（见上）。当这些控制信息（软件）由数据载体读取并且存储到磁共振设备的控制装置或计算单元中储时，可以执行上面描述的方法的所有按照本发明的实施方式。
本发明特别地适合于借助建立其中有至少一个金属植入物的体积段的MR图像。当然本发明不限于该优选应用领域，因为当体积段中没有金属植入物但是例如由于其他原因出现主磁场的非均匀性时本发明也是可以应用的。
附图说明
以下参考附图结合按照本发明的实施方式详细描述本发明。其中：
图1示出了按照本发明的磁共振设备。
图2示出了用于确定共振频率偏差的按照本发明的序列图。
图3示出了由于层选择梯度引起的层的偏移，而图4示出了由于读出梯度引起的层的偏移，
图5示出了利用在图2中所示的序列记录的MR图像以及从该MR图像确定正的和负的最大距离。
图6示出用于建立MR图像的按照本发明的序列图。
图7示出用于按照本发明采集MR数据的相位编码步骤的最佳数量。
图8示出了用于确定共振频率偏差的按照本发明的第一方法的流程图。
图9示出了用于确定共振频率偏差的按照本发明的第二方法的流程图。
图10示出了用于建立MR图像的按照本发明的方法的流程图。
具体实施方式
图1示出磁共振装置5（磁共振成像或核自旋断层成像装置）的示意图。在此，主磁体1产生时间上恒定的强磁场用于极化或对齐以放置在检查台23上的方式在磁共振设备5中受检查的对象O的（例如人体的待检查的部分）的体积片段中的核自旋。对于核自旋共振测量所需的主磁场的高的均匀性在典型地为球形的测量体积M中限定，人体的待检查的部位布置在该测量体积中。为了支持均匀性要求和特别是为了消除时间上不可变的影响，在合适的位置上安装由铁磁材料制成的所谓匀场片。时间上可变的影响通过匀场线圈2消除。
在主磁体1中采用由三个子线圈组成的圆柱形的梯度线圈系统3。由放大器给每个子线圈提供电流，用于在笛卡尔坐标系的各个方向上产生线性（也是时间上可变的）梯度场。在此，梯度场系统3的第一子线圈产生x方向上的梯度Gx，第二子线圈产生y方向上的梯度Gy，并且第三子线圈产生z方向上的梯度Gz。放大器包括数模转换器，该数模转换器由序列控制装置18控制用于时间正确地产生梯度脉冲。
一个（或多个）高频天线4位于梯度线圈系统3内，所述高频天线4将高频功率放大器给出的高频脉冲转换为交变磁场用于激励待检查的对象O或者对象O的待检查区域的原子核以及核自旋的对齐，或者还采集MR信号。每个高频天线4由组件线圈的环形的、优选线性或矩阵形布置的形式的一个或多个HF发送线圈和一个或多个HF接收线圈组成。各自的高频天线4的HF接收线圈也将从进动的核自旋出发的交变场、即通常由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列引起的核自旋回波信号，转换为电压（测量信号），该电压经过放大器7被传输到高频系统22的高频接收通道8。高频系统22还包括发送通道9，在该发送通道9中产生用于激励核磁共振的高频脉冲。在此，将各个高频脉冲根据由设备计算机20预先给出的脉冲序列而在序列控制装置18中数字地表示为复数的序列。该数列作为实部和虚部分别经过输入端12被传输到 高频系统22中的数模转换器并且从该数模转换器被传输到发送通道9。在发送通道9中将脉冲序列调制到高频载波信号上，其基频相应于中心频率。
通过发送-接收转接器6进行发送运行和接收运行的切换。高频天线4的HF发送线圈将用于激励核自旋和用于产生B1磁场的（共振和非共振的）高频脉冲入射到测量空间M，并且通过HF接收线圈采样所得到的回波信号。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收通道8'（第一解调器）中被相位敏感地解调到中频，并且在模拟-数字-转换器（ADC）中被数字化。该信号还被解调到频率0。到频率0的解调和到实部和虚部的分离在数字域中数字化之后在第二解调器8中进行。通过图像计算机17可以从这样获得的测量数据中重建MR图像或三维图像数据组。通过设备计算机20进行测量数据、图像数据和控制程序的管理。序列控制装置18根据利用控制程序做出的规定来控制各个期望的脉冲序列的产生和k空间的相应扫描。在此，序列控制装置18特别地控制梯度的时间正确的接通、具有定义的相位幅值的高频脉冲的发送以及核共振信号的接收。由合成器19提供用于高频系统22和序列控制装置18的时间基准。通过包括键盘15、鼠标16和显示屏14的终端13选择用于产生例如存储在DVD21中的MR血管造影图像的相应控制程序，以及显示所产生的MR图像。
图2示出了用于确定共振频率偏差的按照本发明的第一序列。
与层选择梯度44一起入射HF激励脉冲41，以便激励特定的层。然后在与重聚焦脉冲42一起施加另一个梯度之前施加散相的梯度45。在施加了用于位置编码的相位编码梯度47之后，施加读出梯度46，利用所述读出梯度采集测量信号43。
如果对于相同的HF激励脉冲41采集多个测量信号43，则分别在读出梯度36之后接通将相位编码梯度47重新定相的梯度。在该重新定相的梯度之后又跟随重聚焦脉冲42、相位编码梯度47和在接通的读出梯度46的情况下的下一个测量信号43的采集。包括了重聚焦脉冲42、相位编码梯度47、（用于采集测量信号43的）读出梯度46和重新定相的梯度的该部分序列，可以在通过入射另一个HF激励脉冲41来引入另一个回波串之前被多次重复。
图2所示的序列图的特点是，一方面施加在层选择方向，也就是在与层选择梯度44相同的方向上的读出梯度46，并且另一方面层选择梯度44和读出梯度46具有不同的极性。
由于层选择梯度44和读出梯度46的不同的极性，激励的层既通过层选择 梯度44也通过相同方向上的读出梯度46而失真或偏移，如在与图3和4所示那样。在此dzS表示由于层选择梯度引起的层的偏移并且dzR表示由于读出梯度46引起的层的偏移。
如果图2所示的序列对于相位编码梯度的40个不同的设置（即对于40个相位编码步骤51）被执行，则从采集的测量信号43或MR数据中可以重建图5左边所示的MR图像50。该MR图像50由在垂直于实际激励的层的层中采集的MR数据重建得到。MR图像50中的白色区域55相应于如下的图像点，所述图像点的信号强度大于预定的阈值。
在稳定的主磁场的情况下MR图像示出白色的矩形，其角相应于实际激励的层的层厚。然而由于主磁场的非均匀性，实际激励的层失真或偏移，从而形成图5所示的MR图像50。借助特定的方法现在可以从该MR图像50中确定白色区域55的轮廓54并且从该轮廓54确定分别从轮廓点或者说图像点到该层的正的最大距离52和负的最大距离53。
正的最大距离52相应地通过如下的图像点定义，该图像点在层选择梯度44的方向上（图5中向上）离该层相距最远。相应地，负的最大距离53通过如下的图像点定义，该图像点在与层选择梯度44相反的方向上（图5中向下）离该层相距最远。
例如借助前面描述的等式（1）可以根据各自的最大距离52；53确定（通常正的或负的）共振频率偏差。根据该共振频率偏差或更好地根据通常正的或负的共振频率偏差然后可以确定相位编码步骤33的最小所需数量，所述相位编码步骤被需要来除了实际的层之外检测另外的平行层（即与实际的层平行的层），以便尽管实际的层发生失真却还是采集该层的所有信息。
图6示出了用于产生实际的层的MR图像的按照本发明的序列图。
类似于图2所示的序列图的情况，在层选择梯度44被接通期间，利用HF激励脉冲41激励该层。为了平行层的位置编码，存在在层选择方向上的相位编码梯度35，其与在垂直于层选择方向的方向上被接通的相位编码梯度38同时被接通。在该序列中读出梯度37在既与层选择方向垂直也与相位编码梯度38垂直的方向上延伸。
在图6所示的序列中还可以的是，利用相同的HF激励脉冲41采集多个测量信号。在该情况下在借助包括了重聚焦脉冲42、相位编码梯度35和38以及读出梯度37的部分序列采集另一个测量信号之前，必须在读出梯度37之后又 接通将相位编码梯度46重新定相的梯度。
在图7中示出，在哪层些中采集MR数据，以便读出在激励的失真的层内部的所有信息。利用附图标记zexc在此表示实际的层的层厚。在均匀的磁梯度场的情况下仅激励相应于层厚zexc的层，从而仅需读出在该层内部的MR数据。然而由于失真（其在图7中与图5的失真不相应）而必须读出另外的层（借助另外的相位编码步骤33），以便采集实际激励的层的所有信息。
在此由于层在层选择方向（在图7中向上）的（正的）失真31而必须被采样的平行层的数量（或者说为此所需的相位编码步骤33的数量），根据正的共振频率偏差来确定。类似地，由于层在与层选择方向相反的方向上的（负的）失真32而必须被采样的平行层的数量（或为此所需的相位编码步骤33的数量），根据负的共振频率偏差来确定。
图8示出了用于确定偏共振频率或共振频率偏差的按照本发明的方法的流程图。
在第一步骤S1中沿着第一方向R1接通层选择梯度44并且在第二步骤S2中利用HF激励脉冲41激励该层。在随后的步骤S3中接通重聚焦脉冲42，在其后面跟随着在步骤S4中沿着与第一方向R1垂直的第二方向R2接通相位编码梯度47。为了在步骤S6中读出MR数据，沿着第一方向R1（层选择方向）接通读出梯度46。这些步骤S3至S6在此可以多次重复。在此层选择梯度44具有与读出梯度46相反的极性。
步骤S1至S6重复，直到与实际的层垂直的层的所有MR数据都已经被读出。然而也可以的是，这些MR数据利用仅一个回波串也就是通过接通仅一个HF激励脉冲41和相应地多次遍历步骤S3至S6来采集。在此遍历的数量相应于所需的相位编码步骤的数量。
根据MR数据然后在步骤S7中确定（正的）最大距离。为此通常从MR数据中重建MR图像，在所述MR图像中确定如下的图像点，该图像点在层选择方向R1上与所激励的层相距最远。根据该最大距离然后例如借助前面描述的等式（1）确定正的最大共振频率偏差。
如果要考虑，所激励的层也在与层选择方向R1相反的方向上偏移或失真，则可以在步骤S7中除了正的最大距离之外还确定负的最大距离，该负的最大距离根据如下的图像点来确定，所述图像点在与层选择方向R1相反的方向上与激励的层相距最远。
要指出，对于在读出MR数据（步骤S6）之后再次遍历由步骤S3至S6构成的循环的情况，在步骤S6和步骤S3之间接通前面描述的重新定相的梯度。
图9示出了用于确定共振频率偏差的另一个按照本发明的方法的流程图。
在开始的两个步骤S11和S12中沿着第一方向或者说层选择方向R1接通层选择梯度41并且利用HF激励脉冲41激励该层。
在步骤S13中接通重聚焦脉冲42，其中然后在步骤S14中沿着与第一方向R1垂直的第二方向R2接通用于位置编码的相位编码梯度47。然后在步骤S15中接通在第一方向R1上的第一读出梯度，以便然后在步骤S16中读出第一MR数据。在步骤S17中重新接通重聚焦脉冲并且在步骤S18中接通相位编码梯度之后，在步骤S19中接通具有与第一读出梯度不同强度的第二读出梯度，以便在步骤S20中读出第二MR数据。
步骤S13至S20可以多次重复。在此层选择梯度有利地具有与第一读出梯度相反的极性并且与第二读出梯度相同的极性。
步骤S11至S20可以重复，直到与实际的层垂直的层的所有第一和第二MR数据都已经被读出。然而也可以的是，第一和第二MR数据利用仅一个回波串也就是通过接通仅一个HF激励脉冲和相应多次遍历步骤S13至S20来采集。在此遍历的数量相应于所需的相位编码步骤的数量。
在步骤21中根据第一MR数据确定了第一最大距离，而在步骤S22中根据第二MR数据确定第二最大距离。第一或第二最大距离的确定原理上相应于在前面利用图8描述的按照本发明的方法中最大距离的确定。换言之，通常根据第一MR数据建立第一MR图像并且根据第二MR数据建立第二MR图像，其中第一最大距离借助第一MR图像并且第二最大距离借助第二MR图像以前面描述的方式被确定。
以类似于对于在图8中示出的方法所描述的方式，可以在步骤S21（S22）中根据第一（第二）MR数据既可以确定第一（第二）正的最大距离也可以确定第一（第二）负的最大距离。在该情况下在步骤S23中第一（通常是正的）共振频率偏差根据第一和第二正的最大距离来确定并且第二（通常是负的）共振频率偏差根据第一和第二负的最大距离来确定。
要指出的是，在第一MR数据的读出（步骤S16）和重聚焦脉冲的接通（步骤S17）之间要接通前面描述的重新定相的梯度。此外对于在读出第二MR数据（步骤S20）之后再次遍历由步骤S13至S20组成的循环的情况成立的是， 在步骤S20和步骤S13之间同样接通前面描述的重新定相的梯度。
在图10中示出了用于建立MR图像的按照本发明的方法的流程图。
沿着第一方向R1接通层选择梯度44（见步骤S31）并且利用HF脉冲41来激励该层（见步骤S32）。然后接通重聚焦脉冲（步骤S33）、沿着第一方向R1的第一相位编码梯度35和沿着第二方向R2的第二相位编码梯度，然后在步骤S36中接通沿着与第一方向R1和第二方向R2垂直的第三方向的读出梯度37，以便在步骤S37中读出MR数据。
步骤S33至S37在此可以多次重复。步骤S31至S37一直被执行，直到实际激励的层以及所需的平行层的MR数据都已经被采集。根据该MR数据然后在步骤S38中建立实际激励的层的MR图像。
要指出的是，对于在读出MR数据（步骤S37）之后再次遍历由步骤S33至S37组成的循环的情况，在步骤S37和步骤S33之间接通前面描述的重新定相的梯度。
在该按照本发明的方法中利用沿着层选择方向R1的第一相位编码梯度确定，采集哪些平行层。要被采集以便采集实际激励的层的完整信息的这些平行层的数量，在此取决于通过前面描述的按照本发明的方法确定的共振频率偏差。
Claims (20)
1.一种用于在借助磁共振设备(5)激励检查对象(O)内部的体积段的层时确定共振频率偏差的方法，
其中，该方法包括以下步骤：
·沿着一个方向(R1)接通层选择梯度(44)，
·入射高频激励脉冲(41)，用于激励所述层，
·入射高频重聚焦脉冲(42)，用于将散相的自旋重聚焦，
·沿着所述方向(R1)接通读出梯度(46)，
·在读出梯度(46)被接通期间读出磁共振数据，
·在根据磁共振数据重建的磁共振图像内部定位图像点，其中，这些图像点具有大于预定的阈值的信号强度，以便确定这些图像点中的如下的图像点：该图像点按照所述方向(R1)在该图像点和所述层之间具有最大距离(52；53)，并且
·根据层选择梯度(44)的幅值、读出梯度(46)的幅值和所述最大距离(52；53)确定共振频率偏差，
其中，层选择梯度(44)和读出梯度(46)具有相反的极性。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
在读出磁共振数据之前，在垂直于所述方向(R1)的至少另一个方向上分别接通至少一个相位编码梯度，以及
将磁共振数据的读出的步骤多次地对于所述至少一个相位编码梯度的不同值进行重复。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，
所述共振频率偏差Δf借助以下等式(1)来确定：
<mrow>
<mi>&Delta;</mi>
<mi>f</mi>
<mo>=</mo>
<mfrac>
<mi>&gamma;</mi>
<mrow>
<mn>2</mn>
<mi>&pi;</mi>
</mrow>
</mfrac>
<mo>&times;</mo>
<mi>d</mi>
<mi>z</mi>
<mo>&times;</mo>
<msup>
<mrow>
<mo>(</mo>
<msubsup>
<mi>G</mi>
<mi>R</mi>
<mrow>
<mo>-</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msubsup>
<mo>-</mo>
<msubsup>
<mi>G</mi>
<mi>S</mi>
<mrow>
<mo>-</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msubsup>
<mo>)</mo>
</mrow>
<mrow>
<mo>-</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msup>
<mo>-</mo>
<mo>-</mo>
<mo>-</mo>
<mrow>
<mo>(</mo>
<mn>1</mn>
<mo>)</mo>
</mrow>
</mrow>
其中，γ相应于回磁比，dz相应于最大距离，GR相应于读出梯度(46)的幅值并且GS相应于层选择梯度(44)的幅值。
4.一种用于在借助磁共振设备(5)在激励检查对象(O)内部的体积段的层时确定共振频率偏差的方法，
其中，该方法包括以下步骤：
·沿着一个方向(R1)接通层选择梯度(44)，
·入射高频激励脉冲(41)，用于激励所述层，
·沿着所述方向(R1)接通第一读出梯度，
·在第一读出梯度被接通期间读出第一磁共振数据，
·在根据第一磁共振数据重建的磁共振图像内部定位图像点，其中，这些图像点具有大于预定的阈值的信号强度，以便确定这些图像点中的如下的图像点：该图像点按照所述方向(R1)在该图像点和所述层之间具有第一最大距离，
·沿着所述方向(R1)接通第二读出梯度，
·在第二读出梯度被接通期间读出第二磁共振数据，
·在根据第二磁共振数据重建的磁共振图像内部定位图像点，其中，这些图像点具有大于预定的阈值的信号强度，以便确定这些图像点中的如下的图像点：该图像点按照所述方向(R1)在该图像点和所述层之间具有第二最大距离，以及
·根据第一最大距离、第二最大距离、第一读出梯度的幅值和第二读出梯度的幅值确定共振频率偏差。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，
在读出第一磁共振数据之前和在读出第二磁共振数据之前，在与所述方向(R1)垂直的至少另一个方向上分别接通至少一个相位编码梯度，以及
将第一磁共振数据的读出的步骤以及第二磁共振数据的读出的步骤多次地对于所述至少一个相位编码梯度的不同值进行重复。
6.根据权利要求4或5所述的方法，其特征在于，
所述共振频率偏差Δf借助以下等式(2)来确定：
<mrow>
<mi>&Delta;</mi>
<mi>f</mi>
<mo>=</mo>
<mfrac>
<mi>&gamma;</mi>
<mrow>
<mn>2</mn>
<mi>&pi;</mi>
</mrow>
</mfrac>
<mo>&times;</mo>
<mrow>
<mo>(</mo>
<msub>
<mi>dz</mi>
<mn>1</mn>
</msub>
<mo>-</mo>
<msub>
<mi>dz</mi>
<mn>2</mn>
</msub>
<mo>)</mo>
</mrow>
<mo>&times;</mo>
<mfrac>
<mrow>
<msub>
<mi>G</mi>
<mrow>
<mi>R</mi>
<mo>,</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msub>
<mo>&times;</mo>
<msub>
<mi>G</mi>
<mrow>
<mi>R</mi>
<mo>,</mo>
<mn>2</mn>
</mrow>
</msub>
</mrow>
<mrow>
<msub>
<mi>G</mi>
<mrow>
<mi>R</mi>
<mo>,</mo>
<mn>2</mn>
</mrow>
</msub>
<mo>-</mo>
<msub>
<mi>G</mi>
<mrow>
<mi>R</mi>
<mo>,</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msub>
</mrow>
</mfrac>
<mo>-</mo>
<mo>-</mo>
<mo>-</mo>
<mrow>
<mo>(</mo>
<mn>2</mn>
<mo>)</mo>
</mrow>
</mrow>
其中，γ相应于回磁比，dz1相应于第一最大距离，dz2相应于第二最大距离，GR，1相应于第一读出梯度的幅值并且GR，2相应于第二读出梯度的幅值。
7.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，
第一读出梯度和/或第二读出梯度具有与层选择梯度(44)不同的极性。
8.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，
第一读出梯度具有与第二读出梯度不同的极性。
9.一种借助磁共振设备(5)建立在检查对象(O)内部的体积段的层的磁共振图像的方法，
其中，该方法包括以下步骤：
·沿着第一方向(R1)接通层选择梯度(44)，
·入射高频激励脉冲(41)，用于激励所述层，
·沿着第一方向(R1)接通相位编码梯度(35)，
·沿着与第一方向(R1)垂直的第二方向(R2)接通读出梯度(37)，
·在读出梯度(37)被接通期间读出磁共振数据，以及
·根据磁共振数据建立磁共振图像，
其中，相位编码步骤(33)的数量取决于所述层的共振频率偏差被确定，并且其中，该共振频率偏差利用按照前面描述的权利要求中任一项所述的方法来确定。
10.根据权利要求9所述的方法，其特征在于，
相位编码步骤(33)的数量取决于所述层的第一共振频率偏差和第二共振频率偏差被确定，
第一共振频率偏差取决于在所述第一方向(R1)上的最大距离(52)被确定，以及
第二共振频率偏差取决于与所述第一方向(R1)相反的最大距离(53)被确定。
11.一种用于确定检查对象(O)内部的体积段的层的共振频率偏差的磁共振设备，其中，该磁共振设备(5)包括主磁体(1)、梯度场系统(3)、至少一个高频天线(4)和控制装置(10)，所述控制装置用于控制梯度场系统(3)和所述至少一个高频天线(4)，用于接收由所述至少一个高频天线接收的测量信号，用于评估测量信号和用于建立磁共振数据，
其中，磁共振设备(5)被构造为用于
·借助梯度场系统(3)沿着一个方向(R1)接通层选择梯度(44)，
·借助所述至少一个高频天线(4)入射高频激励脉冲(41)，用于激励所述层，
·入射高频重聚焦脉冲(42)，用于将散相的自旋重聚焦，
·借助梯度场系统(3)沿着所述方向(R1)接通读出梯度(46)，
·在读出梯度(46)被接通期间读出磁共振数据，
·在根据磁共振数据重建的磁共振图像中定位图像点，其中，这些图像点具有大于预定的阈值的信号强度，以便确定这些图像点中的如下的图像点：该图像点按照所述方向(R1)在该图像点和所述层之间具有最大距离(52；53)，以及
·根据层选择梯度(44)的幅值、读出梯度(46)的幅值和最大距离(52；53)利用控制装置(10)确定共振频率偏差，
其中，层选择梯度(44)和读出梯度(46)具有相反的极性。
12.根据权利要求11所述的磁共振设备，其特征在于，
所述磁共振设备构造为在读出磁共振数据之前，在垂直于所述方向(R1)的至少另一个方向上分别接通至少一个相位编码梯度，以及
将磁共振数据的读出的步骤多次地对于所述至少一个相位编码梯度的不同值进行重复。
13.根据权利要求11或12所述的磁共振设备，其特征在于，
所述磁共振设备构造为将所述共振频率偏差Δf借助以下等式(1)来确定：
<mrow>
<mi>&Delta;</mi>
<mi>f</mi>
<mo>=</mo>
<mfrac>
<mi>&gamma;</mi>
<mrow>
<mn>2</mn>
<mi>&pi;</mi>
</mrow>
</mfrac>
<mo>&times;</mo>
<mi>d</mi>
<mi>z</mi>
<mo>&times;</mo>
<msup>
<mrow>
<mo>(</mo>
<msubsup>
<mi>G</mi>
<mi>R</mi>
<mrow>
<mo>-</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msubsup>
<mo>-</mo>
<msubsup>
<mi>G</mi>
<mi>S</mi>
<mrow>
<mo>-</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msubsup>
<mo>)</mo>
</mrow>
<mrow>
<mo>-</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msup>
<mo>-</mo>
<mo>-</mo>
<mo>-</mo>
<mrow>
<mo>(</mo>
<mn>1</mn>
<mo>)</mo>
</mrow>
</mrow>
其中，γ相应于回磁比，dz相应于最大距离，GR相应于读出梯度(46)的幅值并且GS相应于层选择梯度(44)的幅值。
14.一种用于确定检查对象(O)内部的体积段的层的共振频率偏差的磁共振设备，其中，该磁共振设备(5)包括主磁体(1)、梯度场系统(3)、至少一个高频天线(4)和控制装置(10)，所述控制装置用于控制梯度场系统(3)和所述至少一个高频天线(4)，用于接收由所述至少一个高频天线接收的测量信号，用于评估测量信号和用于建立磁共振数据，
其中，磁共振设备被构造为用于
·利用梯度场系统(3)沿着一个方向(R1)接通层选择梯度(44)，
·利用所述至少一个高频天线(4)入射高频激励脉冲(41)，用于激励所述层，
·利用梯度场系统(3)沿着所述方向(R1)接通第一读出梯度，
·在第一读出梯度被接通期间读出第一磁共振数据，
·在根据第一磁共振数据重建的磁共振图像内部定位图像点，其中，这些图像点具有大于预定的阈值的信号强度，以便确定这些图像点中的如下的图像点：该图像点按照所述方向(R1)在该图像点和所述层之间具有第一最大距离(52；53)，
·利用梯度场系统(3)沿着所述方向(R1)接通第二读出梯度，
·在第二读出梯度被接通期间读出第二磁共振数据，
·在根据第二磁共振数据重建的磁共振图像内部定位图像点，其中，这些图像点具有大于预定的阈值的信号强度，以便确定这些图像点中的如下的图像点：该图像点按照所述方向(R1)在该图像点和所述层之间具有第二最大距离(52；53)，以及
·根据第一最大距离、第二最大距离、第一读出梯度的幅值和第二读出梯度的幅值，利用所述控制装置(10)确定所述共振频率偏差。
15.根据权利要求14所述的磁共振设备，其特征在于，
所述磁共振设备构造为在读出第一磁共振数据之前和在读出第二磁共振数据之前，在与所述方向(R1)垂直的至少另一个方向上分别接通至少一个相位编码梯度，以及
将第一磁共振数据的读出的步骤以及第二磁共振数据的读出的步骤多次地对于所述至少一个相位编码梯度的不同值进行重复。
16.根据权利要求14或15所述的磁共振设备，其特征在于，
所述磁共振设备构造为将所述共振频率偏差Δf借助以下等式(2)来确定：
<mrow>
<mi>&Delta;</mi>
<mi>f</mi>
<mo>=</mo>
<mfrac>
<mi>&gamma;</mi>
<mrow>
<mn>2</mn>
<mi>&pi;</mi>
</mrow>
</mfrac>
<mo>&times;</mo>
<mrow>
<mo>(</mo>
<msub>
<mi>dz</mi>
<mn>1</mn>
</msub>
<mo>-</mo>
<msub>
<mi>dz</mi>
<mn>2</mn>
</msub>
<mo>)</mo>
</mrow>
<mo>&times;</mo>
<mfrac>
<mrow>
<msub>
<mi>G</mi>
<mrow>
<mi>R</mi>
<mo>,</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msub>
<mo>&times;</mo>
<msub>
<mi>G</mi>
<mrow>
<mi>R</mi>
<mo>,</mo>
<mn>2</mn>
</mrow>
</msub>
</mrow>
<mrow>
<msub>
<mi>G</mi>
<mrow>
<mi>R</mi>
<mo>,</mo>
<mn>2</mn>
</mrow>
</msub>
<mo>-</mo>
<msub>
<mi>G</mi>
<mrow>
<mi>R</mi>
<mo>,</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
</msub>
</mrow>
</mfrac>
<mo>-</mo>
<mo>-</mo>
<mo>-</mo>
<mrow>
<mo>(</mo>
<mn>2</mn>
<mo>)</mo>
</mrow>
</mrow>
其中，γ相应于回磁比，dz1相应于第一最大距离，dz2相应于第二最大距离，GR，1相应于第一读出梯度的幅值并且GR，2相应于第二读出梯度的幅值。
17.根据权利要求14或15所述的磁共振设备，其特征在于，
第一读出梯度和/或第二读出梯度具有与层选择梯度(44)不同的极性。
18.根据权利要求14或15所述的磁共振设备，其特征在于，
第一读出梯度具有与第二读出梯度不同的极性。
19.一种用于建立检查对象(O)内部的体积段的层的磁共振图像的磁共振设备，其中，该磁共振设备(5)包括主磁体(1)、梯度场系统(3)、至少一个高频天线(4)和控制装置(10)，所述控制装置用于控制梯度场系统(3)和所述至少一个高频天线(4)，用于接收由所述至少一个高频天线接收的测量信号，用于评估测量信号和用于建立磁共振数据，
其中，磁共振设备(5)被构造为用于
·沿着第一方向(R1)接通层选择梯度(44)，
·入射高频激励脉冲(41)，用于激励所述层，
·沿着第一方向(R1)接通相位编码梯度(35)，
·沿着与第一方向(R1)垂直的第二方向(R2)接通读出梯度(37)，
·在读出梯度(37)被接通期间读出磁共振数据，
·根据磁共振数据建立磁共振图像，
其中，磁共振设备(5)被构造为，用于取决于所述层的共振频率偏差来确定相位编码步骤(33)的数量，并且利用按照前面描述的权利要求1-8中任一项所述的方法来确定共振频率偏差。
20.根据权利要求19所述的磁共振设备，其特征在于，
相位编码步骤(33)的数量取决于所述层的第一共振频率偏差和第二共振频率偏差被确定，
第一共振频率偏差取决于在所述第一方向(R1)上的最大距离(52)被确定，以及
第二共振频率偏差取决于与所述第一方向(R1)相反的最大距离(53)被确定。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE102013205930.2 | 2013-04-04 | ||
| DE102013205930.2A DE102013205930B4 (de) | 2013-04-04 | 2013-04-04 | Bestimmung einer Resonanzfrequenzabweichung bei räumlich verzerrter Schichtanregung |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN104101853A CN104101853A (zh) | 2014-10-15 |
| CN104101853B true CN104101853B (zh) | 2017-09-22 |
Family
ID=51567547
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN201410132222.9A Active CN104101853B (zh) | 2013-04-04 | 2014-04-02 | 用于确定共振频率偏差的方法和磁共振设备 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US10215831B2 (zh) |
| KR (1) | KR101703833B1 (zh) |
| CN (1) | CN104101853B (zh) |
| DE (1) | DE102013205930B4 (zh) |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8970217B1 (en) | 2010-04-14 | 2015-03-03 | Hypres, Inc. | System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging |
| DE102012204624B4 (de) * | 2012-03-22 | 2014-03-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Erfassung von MR-Daten in einem vorbestimmten Volumenabschnitt eines Untersuchungsobjekts |
| JP6013137B2 (ja) * | 2012-10-26 | 2016-10-25 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置および周波数シフト量測定方法 |
| JP5974391B2 (ja) * | 2013-01-16 | 2016-08-23 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置及びそのタイミングずれ検出方法 |
| DE102013205930B4 (de) * | 2013-04-04 | 2014-11-20 | Siemens Aktiengesellschaft | Bestimmung einer Resonanzfrequenzabweichung bei räumlich verzerrter Schichtanregung |
| DE102014206397A1 (de) | 2014-04-03 | 2015-10-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes eines ein Metallobjekt enthaltenden Zielbereichs, Magnetresonanzeinrichtung und Computerprogramm |
| US10495717B2 (en) * | 2014-08-25 | 2019-12-03 | The General Hospital Corporation | System and method for dual-kernel image reconstruction |
| DE102016225705A1 (de) * | 2016-12-21 | 2018-06-21 | Siemens Healthcare Gmbh | Erzeugung korrigierter Magnetresonanz-Messdaten |
| DE102017220697A1 (de) * | 2017-11-20 | 2019-05-23 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zum Betreiben einer MRT-Anlage und MRT-Anlage |
| DE102017221830A1 (de) | 2017-12-04 | 2019-06-06 | Siemens Healthcare Gmbh | Charakterisierung eines Störkörpers innerhalb eines Untersuchungsobjektes anhand eines medizinischen Bilddatensatzes |
| DE102018200900B4 (de) * | 2018-01-22 | 2023-02-02 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren und Magnetresonanzanlage zur Artefaktvermeidung bei schnellen 3D Spinechosequenzen |
| CN110353681B (zh) * | 2018-03-26 | 2023-09-01 | 西门子医疗有限公司 | 借助高频信号对b0不均匀性进行校正的方法和设备 |
| CN109521383B (zh) * | 2018-10-17 | 2019-08-30 | 浙江大学 | 一种基于频率稳定模块的磁共振cest成像序列及装置 |
| DE102020109121A1 (de) * | 2019-04-02 | 2020-10-08 | Ascension Technology Corporation | Korrektur von Verzerrungen |
| CN113900055A (zh) * | 2020-06-22 | 2022-01-07 | 通用电气精准医疗有限责任公司 | 磁共振成像系统及其植入物的定位方法 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN1378817A (zh) * | 2001-04-04 | 2002-11-13 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 校正共振频率变化的方法和磁共振成像设备 |
| WO2003098548A2 (en) * | 2002-05-15 | 2003-11-27 | Case Western Reserve University | Method to correct magnetic field/phase variations in proton resonance frequency shift thermometry in magnetic resonance imaging |
| CN103018694A (zh) * | 2011-09-26 | 2013-04-03 | 西门子公司 | 校正失真的方法、磁共振设备、程序产品以及数据载体 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA2234601A1 (en) * | 1997-04-10 | 1998-10-10 | Qing-San Xiang | Method of correction for magnetic field inhomogeneity in magnetic resonance imaging |
| US7928729B2 (en) | 2008-08-07 | 2011-04-19 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Distortion-free magnetic resonance imaging near metallic implants |
| JP5611882B2 (ja) * | 2010-05-31 | 2014-10-22 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5858716B2 (ja) * | 2010-10-19 | 2016-02-10 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE102013205930B4 (de) * | 2013-04-04 | 2014-11-20 | Siemens Aktiengesellschaft | Bestimmung einer Resonanzfrequenzabweichung bei räumlich verzerrter Schichtanregung |
| DE102014206397A1 (de) * | 2014-04-03 | 2015-10-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Aufnahme eines Magnetresonanzdatensatzes eines ein Metallobjekt enthaltenden Zielbereichs, Magnetresonanzeinrichtung und Computerprogramm |
-
2013
- 2013-04-04 DE DE102013205930.2A patent/DE102013205930B4/de active Active
-
2014
- 2014-04-01 KR KR1020140038719A patent/KR101703833B1/ko active IP Right Grant
- 2014-04-02 CN CN201410132222.9A patent/CN104101853B/zh active Active
- 2014-04-04 US US14/245,331 patent/US10215831B2/en active Active
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN1378817A (zh) * | 2001-04-04 | 2002-11-13 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 校正共振频率变化的方法和磁共振成像设备 |
| WO2003098548A2 (en) * | 2002-05-15 | 2003-11-27 | Case Western Reserve University | Method to correct magnetic field/phase variations in proton resonance frequency shift thermometry in magnetic resonance imaging |
| CN103018694A (zh) * | 2011-09-26 | 2013-04-03 | 西门子公司 | 校正失真的方法、磁共振设备、程序产品以及数据载体 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR20140120839A (ko) | 2014-10-14 |
| DE102013205930B4 (de) | 2014-11-20 |
| DE102013205930A1 (de) | 2014-10-09 |
| CN104101853A (zh) | 2014-10-15 |
| US10215831B2 (en) | 2019-02-26 |
| KR101703833B1 (ko) | 2017-02-07 |
| US20140300357A1 (en) | 2014-10-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN104101853B (zh) | 用于确定共振频率偏差的方法和磁共振设备 | |
| CN102772210B (zh) | 弥散加权磁共振成像 | |
| CN103229069B (zh) | 使用多点狄克逊技术的mr 成像 | |
| CN102697501B (zh) | 校正磁共振图像中的相位信息的方法和相应的磁共振设备 | |
| CN104345289B (zh) | 用于确定水的t1时间和脂肪的t1时间的方法和磁共振设备 | |
| CN103238082B (zh) | 使用多点Dixon技术和低分辨率校准的MR成像 | |
| CN104204839B (zh) | 使用apt对比增强和多回波时间采样的mr成像 | |
| US6512372B1 (en) | MRI apparatus which has reduced ghost artifacts due to Maxwell term phase error | |
| CN102998642B (zh) | 磁共振设备内检查对象的部分区域的成像方法 | |
| CN102365559B (zh) | 使用并行信号采集的mr成像 | |
| CN103649765A (zh) | 具有b1绘制的mr成像 | |
| CN103969610B (zh) | 采集磁共振数据和确定b1磁场的方法及磁共振设备 | |
| US7847545B2 (en) | System and method for correcting flow velocity measurements in phase contrast imaging using magnetic field monitoring | |
| CN102713658B (zh) | 磁化率梯度绘图 | |
| US6815952B1 (en) | Magnetic resonance diffusion imaging with eddy-current compensation | |
| CN105531597B (zh) | 耐金属的mr成像 | |
| CN107076818B (zh) | 零回波时间mr成像 | |
| CN106574954A (zh) | 针对epi的具有奈奎斯特伪影校正的并行mr成像 | |
| CN103018694A (zh) | 校正失真的方法、磁共振设备、程序产品以及数据载体 | |
| CN105103001A (zh) | 使用高snr同相图像和较低snr至少部分地异相图像的dixon型水/脂肪分离mri | |
| CN103076582B (zh) | 采集三维体积片段中的磁共振数据的方法以及磁共振装置 | |
| CN107592912A (zh) | 利用rf线圈灵敏度映射的并行mr成像 | |
| CN103969608B (zh) | 采集磁共振数据和确定b1磁场的方法及相应的磁共振设备 | |
| JPH08266515A (ja) | 核スピントモグラフィ装置 | |
| CN106990374A (zh) | 用于并行磁共振数据的修改后的真稳态进动快速成像序列 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| C06 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| C10 | Entry into substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| TR01 | Transfer of patent right | ||
| TR01 | Transfer of patent right |
Effective date of registration: 20220125 Address after: Erlangen Patentee after: Siemens Healthineers AG Address before: Munich, Germany Patentee before: SIEMENS AG |