CN105891749B - 具有开关矩阵单元的磁共振设备和脉冲序列优化方法 - Google Patents

具有开关矩阵单元的磁共振设备和脉冲序列优化方法 Download PDF

Info

Publication number
CN105891749B
CN105891749B CN201610059870.5A CN201610059870A CN105891749B CN 105891749 B CN105891749 B CN 105891749B CN 201610059870 A CN201610059870 A CN 201610059870A CN 105891749 B CN105891749 B CN 105891749B
Authority
CN
China
Prior art keywords
gradient
magnetic resonance
pulse sequence
time
amplifiers
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
Application number
CN201610059870.5A
Other languages
English (en)
Other versions
CN105891749A (zh
Inventor
S.比伯
D.格罗茨基
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens AG
Original Assignee
Siemens AG
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens AG filed Critical Siemens AG
Publication of CN105891749A publication Critical patent/CN105891749A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN105891749B publication Critical patent/CN105891749B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

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
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3852—Gradient amplifiers; means for controlling the application of a gradient magnetic field to the sample, e.g. a gradient signal synthesizer
    • 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
    • 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
    • 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
    • G01R33/543—Control of the operation of the MR system, e.g. setting of acquisition parameters prior to or during MR data acquisition, dynamic shimming, use of one or more scout images for scan plane prescription

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及一种磁共振设备，具有至少一个梯度放大器和至少一个梯度线圈以及开关矩阵单元，其被构造为至少将至少一个梯度放大器与至少一个梯度线圈灵活地连接。此外，提出了一种用于优化用于磁共振设备的当前的脉冲序列的方法以及用于执行该方法的计算机程序产品，该方法确保在优化的脉冲序列中，在每个时间点为所使用的梯度线圈的操作提供足够数量的梯度放大器。

Description

具有开关矩阵单元的磁共振设备和脉冲序列优化方法
技术领域
本发明涉及一种具有开关矩阵单元的磁共振设备和用于优化用于磁共振设备的当前的脉冲序列的方法以及计算机程序产品。
背景技术
磁共振断层成像(MRT)是一种已知的用于产生检查对象的身体内部的图像的技术。为此，在磁共振设备中，将静止的基本磁场与由磁共振设备的梯度系统产生的快速切换的梯度场叠加。此外，磁共振设备的高频天线单元为了触发磁共振信号向检查对象中入射高频激励脉冲，并且记录所触发的磁共振信号，基于磁共振信号建立磁共振图像。在此，对所记录的磁共振信号以相位敏感的方式进行解调，并且通过采样和模拟-数字转换变换为复数值，将这些复数值存储在k空间矩阵中，根据该k空间矩阵能够借助多维傅立叶变换重建磁共振图像。
在此，前面提及的梯度场特别是用于位置编码。也就是说，梯度场的目的是，使得检查对象的待成像的区域的各个体素对所记录的磁共振信号的贡献能够区别开。在此，梯度场一方面结合用于选择性地激励检查对象的能预先给定的区域、例如一个层的高频信号被使用，和/或另一方面用于在激励的区域、例如一个层或者更大的体积内部进行空间编码。
目前常见的磁共振设备的梯度系统包括分别用于一个空间方向的3个梯度线圈，其分别产生一个空间线性的梯度场。根据基于研究的较新的想法，还例如通过使用3个非线性的梯度场或者将3个线性的梯度场与另外的非线性梯度场叠加，来使用非线性的梯度场。这可能产生如下结果，即，除了目前常见的3个梯度线圈之外，还需要特别是用于产生所述的非线性梯度场的附加的梯度线圈。
现在，梯度线圈一般分别与一个梯度放大器相连，其经常也具有相同的性能。也就是说，在N个梯度线圈的情况下，需要N个梯度放大器，不管其是传统的具有3个梯度线圈的系统，还是具有多于3个的梯度线圈的可能的研究系统。
发明内容
在本发明中，要提供一种用于改进梯度系统的功能的磁共振设备和方法。
相应地，提出了一种磁共振设备，具有至少一个梯度放大器和至少一个梯度线圈，其分别具有至少一个接头。所述磁共振设备包括开关矩阵单元，其被构造为用于改变至少一个梯度放大器的至少一个接头和至少一个梯度线圈的至少一个接头的至少一个连接状态。
至少一个梯度放大器的一个任务通常是相应于在脉冲序列中编程的顺序，幅值和时间准确地产生电流脉冲。电流脉冲可以经由至少一个梯度放大器和至少一个梯度线圈所分别具有的分别至少一个接头，从至少一个梯度放大器传输到至少一个梯度线圈，从而其可以产生至少一个梯度场。
该至少一个梯度场在空间上可以是线性或非线性的。通常，空间上线性的梯度场意为，与任意空间方向平行的磁场强度H和/或磁通密度B与平行于该空间方向的路径成比例地增大或减小。
至少一个梯度线圈经常被构造为，由其产生的磁场沿通过轴表示的、相对于磁共振设备标绘的方向取向。因此，磁共振设备通常具有标绘的3个轴。z轴可以由可能为圆柱形的患者容纳区域的中心轴定义。可以与其垂直地在水平方向上定义x轴，并且在竖直方向上定义y轴。但是当然也可以想到其它定义。磁共振设备经常对于该3个轴中的每一个分别具有一个梯度线圈，其可以分别产生一个梯度场。通过将至少两个梯度场叠加，可以产生沿与标绘的3个轴不同的空间方向、理想情况下沿任意空间方向取向的结果梯度场。
在此，至少一个梯度线圈中的多个、特别是全部可以在单个物理单元中制造，也就是说，可以将它们内置到同一个组成部分和/或相同的部件中，和/或在同一个组成部分和/或相同的部件中实现。每个梯度线圈也可以在独立的物理单元中制造。类似地，至少一个梯度放大器中的多个、特别是全部也可以内置到单个物理单元、例如壳体中。每个梯度放大器也可以在独立的物理单元中制造。
根据本发明的开关矩阵单元可以是如下的开关矩阵，其可以布置在至少一个梯度放大器和至少一个梯度线圈之间，并且可以灵活地向至少一个梯度线圈分配至少一个梯度放大器的电功率和/或电流和/或电压。这种分配可以通过经由开关矩阵单元适当地建立至少一个梯度放大器的至少一个接头与至少一个梯度线圈的至少一个接头的至少一个连接状态来进行。
可能的连接状态例如是使得能够在两个接头之间产生电流流动的连接状态，或者阻止两个接头之间的电流流动的两个接头之间的未连接状态。接头通常理解为可以借助电流导体、例如线缆连接的电触点。经由这种电触点例如可以传输电流和/或电压。至少一个连接状态、特别是开关状态的改变例如可以通过使用一个或更多个换向开关、特别是SP2T开关(英语“Single pole,two throw”，单极双掷)和/或SP3T开关(英语“Single pole,three throw”，单极三掷)来实现。
通过开关矩阵单元，能够灵活地向至少一个梯度线圈分配至少一个梯度放大器的功率和/或电流和/或电压。
例如，可以想到如下的开关矩阵单元，其可以包括开关逻辑，该开关逻辑使得能够在至少一个梯度放大器和至少一个梯度线圈之间形成至少一个梯度线圈的串联电路，使得例如3个梯度线圈仅由一个或两个梯度放大器供电。
梯度放大器的数量可以等于梯度线圈的数量，例如在传统的磁共振设备中通常也是这种情况，或者梯度放大器的数量可以不等于梯度线圈的数量。因此，可以设想梯度放大器的数量少于梯度线圈的数量。通过经由开关矩阵单元适当地调整至少一个连接状态，能够实现在为此设计的脉冲序列期间的每个时间点，提供足够数量的梯度放大器，用于至少一个梯度线圈的操作，也就是说，所需的梯度放大器绝不比向至少一个梯度线圈供电所需的梯度放大器多。
例如，梯度放大器的数量可以相对于现在常见的数量减少，使得梯度放大器的数量少于3个，以便例如节约制造成本。特别地，可以想到包括3个梯度线圈和仅一个梯度放大器的磁共振设备。因此，还总是可以在最小数量的放大器的情况下，在至少3个不同的空间方向、特别是彼此正交的空间方向上分别产生梯度场。
此外，梯度线圈的数量可以大于3个。特别地在使用附加梯度线圈的情况下，例如目前主要为了研究的目的，可以设想这种情况。
此外，可以设想至少一个梯度线圈被构造为用于产生空间上非线性的梯度场。这目前尤其也在研究工作的范围内是有利的。例如，可以将3个传统的用于产生线性梯度场的梯度线圈与另外的用于产生非线性梯度场的梯度线圈组合。自然同样可以想到其它变型。通过根据本发明的磁共振设备，可以限制由于另外的梯度线圈的操作否则附加地需要的梯度放大器而产生的开销。
在本发明的一个有利扩展中，提出了，至少两个梯度放大器具有至少一个不同的特征。通过使用开关矩阵单元，可以在脉冲序列的每个时间点分别使用一个或更多个梯度放大器，其特征适合于产生在该时间点希望的梯度场。特别地，至少一个不同的特征可以是不同的最大功率和/或不同的最大电压和/或不同的最大电流强度。
在现在常见的对于存在的每个梯度线圈分别具有一个梯度放大器的磁共振设备中，可以将单个梯度放大器的最大功率和/或最大电压和/或最大电流同时向通常分别与一个轴对应的所有梯度线圈分配。这导致高制造成本，因为每个梯度放大器必须具有相同的最大功率和/或最大电压和/或最大电流，虽然大多数常用的脉冲序列从来不同时在所有轴上需要这些最大值。相反，在根据本发明的磁共振设备中可以使用成本更低的梯度放大器。
此外，作为示例可以想到，驱动串联连接的梯度线圈的梯度放大器被设计为具有比不驱动串联连接的梯度线圈的梯度放大器更高的最大电压。由此，可以减少两个梯度线圈的串联电路的上升时间(英语“rise time”)。
此外，提出了一种用于优化用于根据本发明的磁共振设备的当前的脉冲序列的方法。在此，优化脉冲序列，使得在脉冲序列的每个时间点，为使用的梯度线圈的操作提供足够数量的梯度放大器，特别是使得在脉冲序列的每个时间点，所使用的梯度线圈的数量小于或等于可使用和/或磁共振设备所包含的梯度放大器的数量。
脉冲序列通常是用于触发磁共振信号和用于位置编码的激励脉冲和梯度脉冲的时间序列。激励脉冲一般借助高频天线单元产生并且入射到检查对象中。梯度脉冲、经常也称为梯度对象或者仅简称为梯度的波形和/或形状可以通过上升时间、持续时间和下降时间理想化地描述，在上升时间内以一定的斜率(英语“slew rate”)建立梯度场的幅值，在持续时间期间梯度场的幅值保持恒定，并且在下降时间内梯度场的幅值衰减。但是，自然还可以想到其它梯度形状。
当前的脉冲序列例如可以是在检查的范围内借助传统的对于每个梯度线圈具有一个梯度放大器的磁共振设备可使用的脉冲序列。可能需要对这种当前的脉冲序列进行优化，例如使得在脉冲序列的每个时间点，最多同时控制与可使用的梯度放大器一样多的梯度线圈。由此可以确保根据本发明的磁共振设备可以执行获得的脉冲序列。
所述方法的一个实施方式设置为，使优化的脉冲序列的k空间编码和当前的脉冲序列的k空间编码之间的差最小。通常通过应用一个或更多个梯度脉冲来进行k空间的编码。梯度脉冲例如可以用于进行层选择和/或频率编码和/或相位编码。理想的是，优化当前的脉冲序列，使得k空间编码不由于优化而发生改变。由此实现优化的脉冲序列相对于当前的脉冲序列提供磁共振信号的相同或近似相同的位置信息、特别是位置分辨率。
此外提出了，通过根据本发明的方法，使优化的脉冲序列的至少一个对比度和当前的脉冲序列的至少一个对比度之间的差最小。在磁共振断层成像的范围内，对比度通常应当理解为相邻组织类型之间的信号值的相对差。例如区分T1对比度、T2对比度、T2*对比度和质子密度对比度。对比度的设置和/或对比度加权受脉冲序列的时序影响。特别地，对比度加权与重复时间TR和回波时间TE有关。因此，有利的是，TR和TE通过优化在尽可能小的范围内改变，理想地是完全不变。由此，在最好的情况下可以实现，优化的脉冲序列与当前的脉冲序列相比提供相同或者近似相同的对比度。
一个实施方式设置为，使脉冲序列的持续时间最小。脉冲序列的持续时间决定磁共振检查的测量时间。短的测量时间、由此高的吞吐量改善磁共振设备的经济性。通过将重复时间TR与相位编码步骤的数量相乘，通常可以与序列类型有关地确定脉冲序列的持续时间。
在根据本发明的方法的一个优选变型中，将当前的脉冲序列的至少一个梯度脉冲在脉冲序列内在时间上移位。经常可以执行梯度脉冲在时间上的再分配和/或移位，而不改变k空间编码和/或时序、特别是重复时间TR和/或回波时间和/或回波间隔、和/或对比度。
如果当前的脉冲序列被构造为，在时间点t0控制比可使用的梯度放大器多的梯度线圈，也就是说向其供应电流和/或电压和/或功率，则可以在该脉冲序列内将至少一个梯度脉冲在时间上移位，使得在该移位之后，任何时候都存在足够数量的梯度放大器，用于梯度线圈的操作，或者使得不超过同时使用的梯度放大器的最大数量。特别地，可以通过在当前的脉冲序列中针对性地搜索至少一个时间间隔I，在该时间间隔内控制比在时间点t0少的梯度线圈，来进行移位。有利的是，在该时间间隔I内，仅控制如此之多的梯度线圈，使得在所述至少一个梯度脉冲的可能的移位之后，任何时候都存在足够数量的梯度放大器用于梯度线圈的操作。
例如如果提供了2个梯度放大器，并且根据当前脉冲序列在时间点t0控制3个梯度线圈，则有利的是，搜索最多包括一个梯度脉冲的时间间隔I。因为在将一个梯度脉冲从t0移位到时间间隔I中之后，在该时间间隔I内存在两个梯度脉冲，从而利用2个梯度放大器，给出足够数量的梯度放大器用于同时生成2个梯度脉冲。
可能还必须将多个梯度脉冲在时间上相对于彼此移位，以便满足上述条件，根据该条件，任何时候都存在足够数量的梯度放大器用于梯度线圈的操作。于是对应地有利的是，搜索多个合适的时间间隔I1、I2、…。
脉冲序列通常包括多个对应的时间段，其在时间上连续，并且其相应的k空间编码从一个对应的时间段到另一个对应的时间段不同，使得通过全部对应的时间段完全或者部分地对希望的k空间进行采样。可以与脉冲序列的类型、例如自旋回波(SE，Spinecho)、梯度回波(GE，Gradientenecho)、快速自旋回波(TSE，Turbo-Spinecho)、反转恢复(IR，Inversion Recovery)回波平面成像(EPI，Echo Planar Imaging)等有关地，通过不同的事件、例如2个连续的激励脉冲，来确定对应的时间段。有利的是，移位在同一个对应的时间段内进行，也就是说，至少一个时间间隔I和t0位于同一个对应的时间段内。由此能够有利地实现获得的k空间编码保持不变。
在所述方法的另一个实施方式中，对至少一个梯度脉冲的持续时间进行优化、特别是缩短。由此能够避免控制比可使用的梯度放大器多的梯度线圈的可能的时间点。
通过缩短至少一个梯度脉冲，还能够使当前的脉冲序列的梯度脉冲的重新排列变得容易，以产生通过重新排列优化的脉冲序列，在该脉冲序列中，在每个时间点提供足够数量的梯度放大器用于所使用的梯度线圈的操作。当例如使得时序、特别是重复时间TR和/或回波时间TE和/或回波间隔不变，从而以这些方式在脉冲序列内不提供可能的附加的时间段时，仅缩短的至少一个梯度脉冲可以适配到至少一个时间间隔I中，因为至少一个梯度脉冲的持续时间的原始长度对于其可能太大了。
优选使优化的脉冲序列的至少一个梯度脉冲的梯度矩与当前的脉冲序列的至少一个梯度脉冲的梯度矩的差最小。梯度矩M通常理解为梯度脉冲的幅值-时间积分：
Figure GDA0001757209580000071
在此，ti是起始时间点，tf是结束时间点，并且G(t)是与时间有关的梯度脉冲的幅值。保持梯度矩特别是在相位编码梯度中是有利的，因为由此有效相位编码在k空间中保持不变。
在至少一个梯度脉冲缩短时，可以通过对应地增加上升时间和/或通过增加至少一个梯度脉冲的幅值来保持梯度矩，因为幅值-时间积分由此保持恒定。由此能够避免，必须改变时序、特别是重复时间TR和/或回波时间TE和/或回波间隔。
在所述方法的一个扩展中，对时间间隔I的搜索有利地被构造为，搜索至少一个时间间隔I，在所述时间间隔中至少一个梯度脉冲的形状可以改变，使得所属的梯度矩保持相同。有利的是，在该搜索中排除当前的脉冲序列的梯度脉冲不应发生变化的时间范围、例如读出间隔或者激励间隔。
在缩短梯度脉冲、同时保持其梯度矩的情况下，通常其幅值、还可能其上升时间和/或下降时间增加。梯度脉冲的更大的幅值通常伴随着必须供应给至少一个梯度线圈的更大的电流和/或更大的电压和/或更大的功率。因此，按照根据本发明的方法的一个优选方面，至少一个梯度放大器的电流和/或电压和/或功率向至少一个梯度线圈的分配被优化。
例如可以想到，2个梯度放大器具有不同的最大功率和/或不同的最大电压和/或不同的最大电流强度。如果例如现在具有较小的最大功率和/或最大电压和/或最大电流强度的梯度放大器不能提供功率和/或电压和/或电流强度，以产生具有希望的缩短的持续时间、但是对应地更高的幅值的梯度脉冲，以保持梯度矩，则这可以由具有较大的最大功率和/或最大电压和/或最大电流强度的梯度放大器来实现。通过适当地使用根据本发明的开关矩阵单元，可以进行对应的分配。
优选在另一个实施方式中，特别是将具有低于平均水平的幅值的那些梯度脉冲缩短，因为在给定至少一个梯度放大器的最大功率和/或最大电压和/或最大电流强度的情况下，其幅值通常可以特别显著地增加。由此，其脉冲持续时间可以在保持所属的梯度矩的同时特别显著地缩短。例如，因此可以将根据当前的脉冲序列至少部分同时地布置的梯度脉冲，在优化的脉冲序列中以更高的幅值、但是为此缩短地并且时间偏移地布置。
还提出了对至少一个激励脉冲和/或读出过程的持续时间进行优化、特别是缩短。由此可以获得或者放大在当前的脉冲序列的优化的范围内可以用于容纳梯度脉冲的时间间隔。激励脉冲的缩短可以借助更高的激励脉冲带宽来实现，并且读出过程的缩短可以借助更高的读出带宽来实现。
一个实施方式设置为，对回波时间TE和/或重复时间TR和/或回波间隔进行优化、特别是延长。回波时间TE通常理解为在激励脉冲和用作磁共振信号的出现的回波之间的时间。重复时间TR、也称为反复时间通常是两个连续的激励脉冲之间的时间。回波间隔通常理解为多回波序列、例如TSE序列或者EPI序列中的两个回波之间的时间间隔。
可以想到，由于给定的边界条件，例如至少一个梯度放大器的最大功率和/或最大电压和/或最大电流强度，为了将当前的脉冲序列优化为使得在脉冲序列的每个时间点，提供足够数量的梯度放大器用于所使用的梯度线圈的操作，需要调整回波时间TE和/或重复时间TR。因此，例如回波时间TE和/或重复时间TR的延长会使得获得或者放大在当前的脉冲序列的优化的范围内可以用于容纳梯度脉冲的一个或更多个时间间隔。
还提出了一种计算机程序产品，其包括程序并且能够直接加载到磁共振设备的能编程的系统控制单元的存储器中，所述计算机程序产品具有程序部件，用于在所述磁共振设备的所述系统控制单元中执行所述程序时，执行根据本发明的方法。
附图说明
下面，根据在附图中示出的实施例详细描述和说明本发明的实施方式。其中：
图1示出了根据本发明的磁共振设备的示意图，
图2示出了包括2个梯度放大器和3个梯度线圈的系统的框图与所属的连接状态矩阵，
图3示出了包括2个并联连接的梯度放大器的系统的框图与所属的连接状态矩阵，
图4示出了包括串联连接的2个梯度放大器的系统的框图与所属的连接状态矩阵，
图5示出了包括2个梯度放大器和3个梯度线圈的系统的简化框图，
图6示出了包括M个梯度放大器和N个梯度线圈的系统的简化框图，
图7示出了包括一个SP2T开关的电路的框图，
图8示出了包括两个SP2T开关的电路的框图，
图9示出了包括一个SP2T开关和一个SP3T开关的电路的框图，
图10示出了包括两个SP3T开关的电路的框图，
图11示出了根据本发明的方法的流程图，
图12示出了基于梯度回波的TOF序列的序列图，
图13示出了TSE序列的序列图。
具体实施方式
在图1中示意性地示出了磁共振设备10。磁共振设备10包括磁体单元11，磁体单元11包括用于产生强的、特别是在时间上恒定的主磁场13的超导主磁体12。此外，磁共振设备10具有用于容纳患者15的患者容纳区域14。患者容纳区域14在本实施例中被构造为圆柱形的，并且在圆周方向上被磁体单元11以圆柱形包围。然而，原则上总是可以想到与此不同的患者容纳区域14的构造。借助磁共振设备10的患者支承设备16可以将患者15移动到患者容纳区域14中。为此，患者支承设备16具有被设计为在患者容纳区域14内部可移动的患者台17。
此外，磁体单元11具有用于产生磁场梯度的梯度线圈18，磁场梯度用于在成像期间进行位置编码。此外，磁体单元11包括高频天线单元20，其在本实施例中被构造为固定地集成在磁共振设备10中的身体线圈。高频天线单元20被设计为用于激励原子核，所述激励在由主磁体12产生的主磁场13中调整。高频天线单元20由磁共振设备10的高频天线控制单元21控制，并且向基本上由磁共振设备10的患者容纳区域14形成的检查空间中入射高频磁共振序列。此外，高频天线单元20被构造为用于接收磁共振信号。
为了控制主磁体12和高频天线控制单元21，磁共振设备10具有系统控制单元22。此外，系统控制单元22对梯度脉冲生成器26进行控制，梯度脉冲生成器26的信号借助梯度放大器27进行放大并且向开关矩阵单元28转发。此外，系统控制单元22对开关矩阵单元28进行控制，其中，在图1中为了清楚起见，未示出系统控制单元22和开关矩阵单元28之间的连接线。开关矩阵单元28将在该示例中为2个的梯度放大器27连接到3个梯度线圈18。梯度放大器27和梯度线圈18的数量可以改变。有利的是，如在这里示出的示例中，梯度放大器的数量少于梯度线圈的数量，例如，在3个梯度线圈的情况下仅有一个梯度放大器，以降低由于梯度放大器而产生的成本。特别是，梯度放大器的数量如在这里示出的示例中那样可以少于3个，和/或梯度线圈的数量也可以大于3个。
系统控制单元22对磁共振设备10进行集中控制，例如执行预先确定的成像脉冲序列。为此，系统控制单元22包括未详细示出的用于评价在磁共振检查期间采集的医学图像数据的评价单元以及用于执行根据本发明的方法的存储器单元和处理器单元。借助存储在存储器单元中的软件，特别地可以实现根据本发明的计算机程序。
此外，磁共振设备10包括连接到系统控制单元22的用户接口23。可以在用户接口23的显示单元24上、例如在至少一个监视器上向医疗操作人员显示例如成像参数的控制信息以及重建的磁共振图像。此外，用户接口23具有输入单元25，借助其，医疗操作人员可以在测量过程期间输入信息和/或参数。
在本实施例中，所示出的磁共振设备10当然可以包括磁共振设备通常具有的其它部件。此外，磁共振设备10的一般工作方式对于本领域技术人员是已知的，因此省略对一般部件的详细描述。
如在图1中那样，在图2中示出的示例包括用A1和A2表示的2个梯度放大器27以及用C1、C2和C3表示的3个梯度线圈18。梯度放大器27中的每一个和梯度线圈18中的每一个分别具有两个接头，例如梯度放大器A1的A1,a和A1,b等。这对应于通常的实施方式，据此梯度放大器27和梯度线圈18分别具有至少一个电输入端和一个电输出端。开关矩阵单元28被构造为用于改变梯度放大器A1和A2的接头A1,a、A1,b、A2,a和A2,b以及梯度线圈的接头C1,a、C1,b、C2,a、C2,b、C3,a和C3,b的至少一个连接状态。矩阵200的项0/1表示开关矩阵单元28的可能的连接状态，即1对应于可能的连接状态“连接”，0对应于可能的连接状态“未连接”。在该示例中，开关矩阵单元28能够建立所有可以想到的连接状态，因为矩阵200在其主对角线上方的所有矩阵元素都可以是0/或者1。然而，自然也可以想到仅具有有限的开关可能性的开关矩阵单元28的实施方式，从而不是每个接头都能够连接到另外的接头中的每一个。
主对角线上的和下方的矩阵元素不可用，因为主对角线上的矩阵元素对应于接头与其自身连接的无意义的连接状态，而主对角线下方的矩阵元素相对于主对角线上方的矩阵元素是冗余的。
在图3和4中分别示出了具有3个梯度放大器A1、A2和A3以及3个梯度线圈C1、C2和C3的示例，其接头A1,a、A1,b、A2,a、A2,b、A3,a和A3,b以及C1,a、C1,b、C2,a、C2,b、C3,a和C3,b通过开关矩阵28彼此不同地连接。
在图3中，梯度放大器A1和A2通过并联连接与梯度线圈C1连接。通过并联连接，梯度放大器A1的电流强度I1与梯度放大器A2的电流强度I2相加成为总电流强度I1,2＝I1+I2。功率也对应地相加。特别是当单个梯度放大器的最大电流强度和/或功率不足以向梯度线圈提供希望的电流强度和/或功率时，通过开关矩阵单元28实现的该电流相加和/或功率相加是有利的。由此，例如可以想到，使用与传统的实施方式相比具有较小的最大电流强度和/或功率的成本更低的梯度放大器。此外，在图3中，梯度放大器A3连接到梯度线圈C3。矩阵201通过其矩阵元素项映射下面示出的连接状态。
在图4中，梯度放大器A2和A3通过串联连接与梯度线圈C2连接。通过串联连接，梯度放大器A2的电压U2与梯度放大器A3的电压U3相加成为总电压U2,3＝U2+U3。功率也对应地相加。特别是当单个梯度放大器的最大电压和/或功率不足以向梯度线圈提供希望的电压和/或功率时，通过开关矩阵单元28实现的该电压相加和/或功率相加是有利的。由此，例如可以想到，使用与传统的实施方式相比具有较小的最大电压和/或功率的成本更低的梯度放大器。矩阵202通过其矩阵元素项映射下面示出的连接状态。此外，还可以容易地看到，通过开关矩阵单元28不仅可以将一个或更多个梯度放大器串联连接，还可以将一个或更多个梯度线圈串联连接。
由于在图3和4中示例性地示出的可能的连接状态的设置中的灵活性，至少两个梯度放大器还可以以有用的方式具有至少一个不同的特征，特别是不同的最大功率和/或不同的最大的电压和/或不同的最大电流强度。还说明了，不仅当梯度放大器的数量少于梯度线圈的数量时，而且当梯度放大器的数量小于、等于或大于梯度线圈的数量时，具有开关矩阵单元28的根据本发明的磁共振设备10是有利的。
在图5和6中以简化的图示示出了实施例。在此，图5对应于已经在图2中示出的示例。图6中的示例包括M个梯度放大器和N个梯度线圈。优选M<N，以节省梯度放大器。如在图3和4中所示出的，还可以设想M＝N或者M>N的有利实施方式。
图7至10示出了如何在2个梯度放大器A1和A2以及3个梯度线圈C1、C2和C3的情况下能够实现开关矩阵单元28的示例性可能性。在此，使用SP2T开关(英语“Single pole,twothrow”(单极双掷))和/或SP3T开关(英语“single pole,three throw”(单极三掷))。在此，梯度放大器A1和A2可以具有相同的电流、电压和功率特征或者不同的电流、电压和功率特征。
在图7中，开关矩阵单元28包括SP2T开关301，其可以将梯度放大器A1与梯度线圈C1或者C2中的一个电连接。此外，梯度放大器A2与梯度线圈C3连接。
在图8中，开关矩阵单元28具有2个SP2T开关302和303，其中，SP2T开关302可以将梯度放大器A1与梯度线圈C1或者C2中的一个连接，并且SP2T开关303可以将梯度放大器A2与梯度线圈C2或者C3中的一个连接。由此，梯度线圈C2不仅可以在一个时间点连接到两个梯度放大器A1或者A2中的一个，而且可以同时连接到两个梯度放大器A1和A2，这对应于梯度放大器的并联连接。
在图9中，开关矩阵单元28具有SP3T开关304和SP2T开关305，SP3T开关304可以将梯度放大器A1与梯度线圈C1或C2或C3中的一个连接，并且SP2T开关305可以将梯度放大器A2与梯度线圈C2或C3中的一个连接。由此，例如梯度线圈C2或者C3可以同时连接到梯度放大器A1和A2。
在图10中，开关矩阵单元28具有2个SP3T开关306和307，其中，SP3T开关306能够将梯度放大器A1连接到梯度线圈C1或C2或C3中的一个，并且SP2T开关307能够将梯度放大器A2连接到梯度线圈C1或C2或C3中的一个。由此，例如每个梯度线圈可以同时连接到梯度放大器A1和A2。
在图11中示出了用于优化用于磁共振设备的当前的脉冲序列的方法的实施方式。在步骤100中提供当前的脉冲序列，在步骤101中将当前的脉冲序列优化，使得在脉冲序列的每个时间点，为所使用的梯度线圈18的操作提供足够数量的梯度放大器26。为了执行该方法，系统控制单元22具有计算机程序和/或软件，其在借助系统控制单元22的处理器单元执行时，执行根据本发明的方法。在此，将计算机程序和/或软件存储在未详细示出的数据评价单元22的存储器单元中。
根据本发明的方法以减少的数量的梯度放大器27和/或灵活的控制来支持梯度系统的操作。由此，能够使用尤其开销小、由此成本更低的梯度放大器27，和/或能够实现例如使用非线性梯度场的研究系统的灵活的解决方案。
图12在上面示出了当前的基于梯度回波的飞行时间序列(TOF序列，Time-Of-Fight-Sequenz)的示例性序列图410，并且在下面示出了根据本发明优化之后的同一脉冲序列的序列图411。每个序列图包括4个轴。在此，最上面的轴分别示出了由高频天线单元20执行的HF过程，例如发出激励脉冲408。相应地在下面的3个轴Gx、Gy和Gz再现了分别通过梯度线圈执行的过程。因此，根据当前的序列410的图，应当在读出过程407之前和之后同时在所有3个梯度轴Gx、Gy和Gz上切换梯度脉冲：时间点t1处的401、402和403以及时间点t2处的404、405和406。假设仅2个梯度放大器27可使用，则根据该当前的脉冲序列，这通常不能实现。通过根据本发明的方法，将轴Gx上的当前的脉冲序列的用于相位编码的梯度脉冲401和404在时间上移位：从自t1至t1'的移位得到梯度脉冲401'，并且从自t2至t2'的移位得到梯度脉冲404'。由此，在优化的脉冲序列中，在序列图411中示出的序列片段的任意时间点，都不对多于2个的梯度脉冲18进行控制。在这种情况下，这在不改变时序和/或对比度和/或有效k空间编码的情况下就能够实现。
图13在上面示出了当前的快速自旋回波序列(TSE序列，Turbo-Spinecho-Sequenz)的序列图510，并且在下面示出了根据本发明优化之后的同一脉冲序列的序列图511。在此，最上面的轴又分别示出了由高频天线单元20执行的HF过程，例如发出180°脉冲501和502。相应地在下面的3个轴GF、GS和GP再现了分别通过梯度线圈执行的过程。轴GS上的梯度脉冲505和506用于对层进行编码，而轴GP上的梯度脉冲507和508对相位进行编码。应当同时在时间点t3执行3个梯度脉冲504、505和507并且在时间点t4执行3个梯度脉冲504、506和508。在仅2个梯度放大器27可使用的前提下，通常这不能实现。在这种情况下，与在图12中示出的示例相比，不能通过将一个或更多个梯度脉冲在时间上移位来产生在每个时间点都为所使用的梯度线圈的操作提供足够数量的梯度放大器的脉冲序列。
这里，可以通过借助缩短优化的梯度脉冲505'、506'、507'和508'的持续时间，调整梯度脉冲505和507以及506和508的形状，来进行脉冲序列的针对性的优化。有利的是，进行这种优化，使得如在这里示出的示例中，梯度矩(Gradientenmoment)保持恒定，即对应的面积分保持相等。因此，例如梯度脉冲507下方的面积与梯度脉冲507'下方的面积一致，等等。为此，需要更高的幅值以及在必要时更高的上升率和/或下降率。
然而，还可以设想如下的当前的脉冲序列，在所述当前的脉冲序列中，如在图12的示例中的移位以及保持梯度矩的至少一个梯度脉冲的缩短都不能达到目的。在这些情况下，可以设想对回波时间TE和/或重复时间TR和/或回波间隔进行优化。例如如果在由序列图510示出的脉冲序列的情况下不能缩短梯度脉冲，这例如是因为梯度放大器27没有被设计为用于为此所需的更高的幅值和/或上升率和/或下降率，则可以将回波间隔延长，以便例如获得对至少一个梯度脉冲进行移位的时间段。但是其它序列设置也发生改变，例如读出带宽和脉冲带宽增大，由此可以对一个或更多个激励脉冲和/或一个或更多个读出过程进行优化，使得不必改变时序本身。
上面参考优选实施例描述了本发明。然而应当理解，本发明不局限于所示出的实施例的具体实施方式，相反，本领域技术人员可以根据说明书得出变型，而不脱离本发明的基本思想。
最后，本发明能够简短地总结描述如下：
本发明涉及一种磁共振设备，具有至少一个梯度放大器和至少一个梯度线圈以及开关矩阵单元，其被构造为将至少一个梯度放大器与至少一个梯度线圈灵活地连接。此外，提出了一种用于优化用于磁共振设备的当前的脉冲序列的方法以及用于执行该方法的计算机程序产品，该方法确保在优化的脉冲序列中，在每个时间点为所使用的梯度线圈的操作提供足够数量的梯度放大器。

Claims (15)

1.一种磁共振设备，具有至少一个梯度放大器和至少一个梯度线圈，其分别具有至少一个接头，其中，所述磁共振设备包括开关矩阵单元，其被构造为用于改变至少一个梯度放大器的至少一个接头和至少一个梯度线圈的至少一个接头的至少一个连接状态，
其中，梯度放大器的数量少于梯度线圈的数量。
2.根据权利要求1所述的磁共振设备，其中，梯度放大器的数量少于3个，和/或梯度线圈的数量多于3个。
3.根据权利要求1所述的磁共振设备，其中，梯度放大器的数量是1个，并且梯度线圈的数量是3个。
4.根据权利要求1所述的磁共振设备，其中，至少两个梯度放大器具有至少一个不同的特征。
5.根据权利要求4所述的磁共振设备，其中，所述至少一个不同的特征是不同的最大功率和/或不同的最大电压和/或不同的最大电流强度。
6.根据前述权利要求中任一项所述的磁共振设备，其中，至少一个梯度线圈被构造为用于产生空间上非线性的梯度场。
7.一种用于优化用于根据权利要求1至6中任一项所述的磁共振设备的当前的脉冲序列的方法，其中，优化脉冲序列，使得在脉冲序列的每个时间点，所使用的梯度线圈的数量小于或等于能够使用和/或磁共振设备所包含的梯度放大器的数量。
8.根据权利要求7所述的方法，
其中，使在优化的脉冲序列的k空间编码和当前的脉冲序列的k空间编码之间的差最小。
9.根据权利要求7所述的方法，
其中，使在优化的脉冲序列的至少一个对比度和当前的脉冲序列的至少一个对比度之间的差最小。
10.根据权利要求7所述的方法，
其中，使脉冲序列的持续时间最小。
11.根据权利要求7所述的方法，
其中，将当前的脉冲序列的至少一个梯度脉冲在脉冲序列内在时间上移位。
12.根据权利要求7所述的方法，
其中，对至少一个梯度脉冲的持续时间进行优化。
13.根据权利要求7所述的方法，
其中，使优化的脉冲序列的至少一个梯度脉冲的梯度矩和当前的脉冲序列的至少一个梯度脉冲的梯度矩之间的差最小。
14.根据权利要求7至13中任一项所述的方法，
其中，对至少一个激励脉冲和/或至少一个读出过程的持续时间进行优化。
15.根据权利要求7至13中任一项所述的方法，
其中，对回波时间TE和/或重复时间TR和/或回波间隔进行优化。
CN201610059870.5A 2015-02-13 2016-01-28 具有开关矩阵单元的磁共振设备和脉冲序列优化方法 Active CN105891749B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102015202670.1A DE102015202670B4 (de) 2015-02-13 2015-02-13 Magnetresonanzvorrichtung mit einer Schaltmatrixeinheit und ein Verfahren zur Pulssequenzoptimierung sowie ein Computerprogrammprodukt
DE102015202670.1 2015-02-13

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN105891749A CN105891749A (zh) 2016-08-24
CN105891749B true CN105891749B (zh) 2020-04-17

Family

ID=56552346

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201610059870.5A Active CN105891749B (zh) 2015-02-13 2016-01-28 具有开关矩阵单元的磁共振设备和脉冲序列优化方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10261147B2 (zh)
KR (1) KR101819093B1 (zh)
CN (1) CN105891749B (zh)
DE (1) DE102015202670B4 (zh)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013221062B4 (de) * 2013-10-17 2015-11-05 Siemens Aktiengesellschaft Optimierung einer Magnetresonanz-Sequenz mithilfe eines automatischen Bestimmens von veränderbaren und unveränderbaren Zeitintervallen
CN107656222B (zh) * 2017-09-30 2020-09-18 上海联影医疗科技有限公司 磁共振扫描策略确定方法、磁共振扫描系统
WO2020161204A1 (en) * 2019-02-06 2020-08-13 Koninklijke Philips N.V. Reconstruction and reuse of phase oversampled data in magnetic resonance spine imaging
EP3779495B1 (de) 2019-08-16 2023-10-11 Siemens Healthcare GmbH Bildgebungssystem umfassend ein gradientensystem mit flexibler gradientenverstärkereinheit
EP3828574A1 (en) * 2019-11-27 2021-06-02 Siemens Healthcare GmbH Gradient system for a magnetic resonance imaging system with at least two examination areas

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5066914A (en) * 1990-03-26 1991-11-19 General Electric Company Gradient amplifier system with flexible amplifier allocation
CN1745315A (zh) * 2003-02-03 2006-03-08 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有多个输出电压电平的精确mri梯度放大器
CN1883111A (zh) * 2003-11-19 2006-12-20 西门子公司 具有控制输出级的调节装置的放大器
CN101919696A (zh) * 2009-06-15 2010-12-22 通用电气公司 用于磁共振rf场测量的系统、方法和设备

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5270657A (en) * 1992-03-23 1993-12-14 General Electric Company Split gradient amplifier for an MRI system
DE19706756C2 (de) 1997-02-20 2001-08-09 Siemens Ag Gradientenverstärker für einen Kernspintomographen und Kernspintomograph
DE19856800C1 (de) 1998-12-09 2000-06-08 Siemens Ag Gradientenverstärker mit kombinierter Stromregelung und Differentialsteuerung
US6323649B1 (en) * 1999-09-14 2001-11-27 Picker International, Inc. Modular MRI gradient amplifier using unipolar PWM drive
JP2001245870A (ja) 2000-02-24 2001-09-11 Toshiba America Mri Inc 磁気共鳴イメージングシステムのスイッチ可能な増幅器を有する傾斜磁場コイル
US6900638B1 (en) * 2000-03-31 2005-05-31 Ge Medical Technology Services, Inc. Switching device to linearly conduct a current between a gradient amplifier and a gradient coil assembly of an MRI system
US7253625B2 (en) 2003-02-03 2007-08-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Precision gradient amplifier with multiple output voltage levels
KR101525014B1 (ko) * 2013-10-18 2015-06-02 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 장치 및 그에 따른 자기 공명 영상의 이미징 방법

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5066914A (en) * 1990-03-26 1991-11-19 General Electric Company Gradient amplifier system with flexible amplifier allocation
CN1745315A (zh) * 2003-02-03 2006-03-08 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有多个输出电压电平的精确mri梯度放大器
CN1883111A (zh) * 2003-11-19 2006-12-20 西门子公司 具有控制输出级的调节装置的放大器
CN101919696A (zh) * 2009-06-15 2010-12-22 通用电气公司 用于磁共振rf场测量的系统、方法和设备

Also Published As

Publication number Publication date
KR20160100252A (ko) 2016-08-23
US10261147B2 (en) 2019-04-16
US20160238681A1 (en) 2016-08-18
CN105891749A (zh) 2016-08-24
KR101819093B1 (ko) 2018-01-16
DE102015202670A1 (de) 2016-08-18
DE102015202670B4 (de) 2018-11-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN105891749B (zh) 具有开关矩阵单元的磁共振设备和脉冲序列优化方法
US7557575B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US6310478B1 (en) Magnetic reasonance tomography apparatus and method in the form of a pulse sequence for operating same
EP1896865A2 (en) Magnetic resonance device and method
US9151816B2 (en) Method and magnetic resonance system for acquiring magnetic resonance data in a predetermined region of an examination subject
KR20040080371A (ko) 핵 자기 공명 화상 생성 장치 및 핵 자기 공명 화상 생성방법
WO2011039692A2 (en) Mr imaging using multi-channel rf excitation
US9170314B2 (en) Method and magnetic resonance apparatus to acquire MR data in a predetermined three-dimensional volume segment of a subject
US7254435B2 (en) Method and magnetic resonance apparatus for calibrating coil sensitivities
EP3191862B1 (en) Zero echo time mr imaging
KR101310706B1 (ko) 선택적 회질 영상을 획득할 수 있는 자기공명영상 장치 및 이를 이용한 자기공명영상 획득방법
US20050083054A1 (en) Method and magnetic resonance imaging apparatus for compensating contrast inhomogeneities in magnetic resonance images
US20060244450A1 (en) Method for shimming a main magnetic field in magnetic resonance
KR101835875B1 (ko) 자기 공명 데이터를 취득하기 위한 방법 및 장치
KR101568214B1 (ko) 자기 공명 영상장치 및 이를 이용한 자기 공명 영상방법
US9678188B2 (en) Magnetic resonance system and method to acquire at least two measurement data sets from an examination subject
US10145926B2 (en) Phase-cycled steady-state free precession imaging
US6870369B2 (en) RF coil apparatus and magnetic resonance imaging apparatus
US7208949B2 (en) Magnetic resonance method with non-linear magnetic field gradients
KR101580536B1 (ko) 자기 공명 전기 임피던스 영상기술을 이용한 자기 공명 영상시스템 및 전도율 분포 영상 생성방법
US20230288510A1 (en) Three-Dimensional Diffusion Weighted Magnetic Resonance Imaging
JP2006519081A (ja) 磁気共鳴イメージング方法
JP5275007B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2023062873A (ja) 磁気共鳴イメージング装置

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