CN109814057B - 一种用于运行磁共振成像设备的方法和磁共振成像设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于运行MRT设备(10)来检查对象(20)进行检查的方法(25)以及一种相应的MRT设备(10)。在该方法(25)中，依据与借助MRT设备(10)的磁体(11，12)产生的至少基本上静态的磁场(14)对应的激励频率，确定可借助MRT设备(10)的身体线圈(15)产生的交变场(16)的最大磁场强度的曲线。然后，依据确定的曲线调整对于检查待使用的测量序列。最后，调整的测量序列被实施为用于借助MRT设备(10)对检查对象(20)进行检查。

Description

一种用于运行磁共振成像设备的方法和磁共振成像设备

技术领域

本发明涉及一种用于运行MRT设备来对检查对象进行检查的方法以及一种相应的MRT设备。

背景技术

磁共振断层成像(MRT，英文是Magnetic Resonance Imaging，MRI) 是一种在医学技术中众所周知的成像方法。在此，诸如患者的检查对象暴露于至少基本上静态的磁场，在该磁场上施加或者叠加同样是至少基本上静态的、即在时间上恒定的梯度、即在空间上线性增长的梯度磁场。然后入射高频或射频脉冲(HF脉冲，RF脉冲)、即交变磁场，利用该交变磁场在检查对象中共振地激励核自旋。RF脉冲借助HF放大器(英文，radio-frequencypower amplifier，RFPA，射频功率放大器)和由其供电或驱动的线圈、即所谓的身体线圈产生。在此，检测对象的哪些部分发生核自旋的激励取决于有效的静态磁场的局部强度和RF脉冲的频率。也就是，通过相应的变化可以有针对性地进行检查对象的层(英文“slice”)的选择性的激励。通过多个依次(即按照序列或者测量序列)入射的RF脉冲以及相应的响应或者弛豫信号的记录，最终可以获得检查对象的三维图像。

实际上，RF放大器、身体线圈和RF脉冲始终具有一定的带宽。此外，激励的或待激励的层、即在其中发生共振激励的检查对象的部分或者体积具有一定的厚度或者宽度，其可以通过相应的频带df＝γ·(B₀+G_Z·Z)来描述，其中γ表示旋磁比，B₀表示至少基本上静态的磁场，G_Z表示对于在Z方向上的层选择的梯度场的强度，和Z表示相应的空间坐标、即在这里是待激励的层。通常，HF放大器被设计为，使得其可以覆盖围绕中心频率f₀＝γ·B₀的特定的频率宽度或特定的频带，即在该频带内输出或者提供对于激励和图像获取足够的功率。在此，对于当前可用的HF放大器和身体线圈，也就是 MRT设备，可以假定发生共振激励的频带df与HF放大器的最大频率宽度相比以及与身体线圈的带宽相比较小。

在MRT设备中可以区分为高场系统和低场系统，在高场系统中静态磁场具有1.5T或者以上的强度，在低场系统中静态磁场例如具有小于1T、特别是小于0.5T的强度。在低场系统中，放大的不利影响导致利用给定的MRT 设备或者给定的HF放大器实际能够达到的传输功率显著地是取决于频率的，也就是随着与f₀的偏差增加而减小。因此，特别是当低场系统在具有(相对强的)层梯度的视野(FOV，英文“field of view”)的边缘处时，即，在与 f₀的偏差相对大时，HF放大器调用比在对称中心中、即在f0情况下的MRT 设备的视野的中心中明显更高的功率，从而为了医学或者诊断目的获得可用的图像数据。在相应的HF放大器的相同的功率的情况下，这导致当前可用的高场系统能够覆盖例如100kHz的频率宽度，而低场系统达到明显更小的、例如仅25至50kHz的频率宽度。

因此，根据目前的现有技术，尤其在低场系统中，HF放大器根据在视野边缘所需的功率来设计。结果，如今的MRT设备、尤其是低场系统通常尺寸过大，并且因此是不必要的昂贵的和/或由于可用功率的非最佳的利用而低效。

从US 2017/0205485中已知在HF放大器的控制的准备中的磁共振序列的分析。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，提供一种用于磁共振成像的技术的改进。

该技术问题通过本发明的主题解决。本发明的有利的实施和扩展在本发明的随后的描述以及附图中给出。

根据本发明的方法用于运行MRT设备、即例如磁共振断层成像设备，以检查检查对象。在此，检查对象例如可以是患者。在根据本发明的方法中，首先依据激励频率确定可借助MRT设备的身体线圈产生的、交变磁场的最大磁场强度的曲线。在此，激励频率对应于借助MRT设备的磁体产生的、至少基本上静态的磁场。该激励频率也可以称为中心频率f₀，其中f₀＝γ·B₀，其中B₀表示至少基本上静态的磁场的强度，并且γ表示磁旋比。与此相对，交变场可以称为B₁，并且其强度或者幅值对应地作为B₁幅值。因此，利用给定的MRT设备最大可产生的交变场B₁的强度依据相应的静态磁场B₀或者(通过相应转换为不同表达)依据相应的、即当前的拉莫尔频率来有效地确定。静态磁场的强度、即相应当前的中心频率f₀例如可能由于随着时间的场下降、由于超过MRT设备的视野的磁场的不均匀性、或者由于在通常是超导的磁体的设置或者启动(英文ramping)时的不准确性而变化或者偏离精确设置的值。

在另一个方法步骤中，MRT设备的测量序列依据确定的曲线进行调整。然后，在另一个方法步骤中实施、即应用该调整的测量序列，以借助MRT 设备检查检查对象。

通过确定曲线，可以确定对于给定的B₀、即对于当前给定的或施加的静态磁场，实际上可以例如针对视野或者检查对象内部的不同的位置达到或者实现交变场的何种场强、即何种最大B₁幅值。同样地，例如可以针对交变场的预期的或者理想的场强、即针对B₁幅值预设预先给定的值。然后可以确定，在哪里、即在静态磁场B₀的哪个位置或者针对何种频率或者强度不能达到该预先给定的值。在调整测量序列的范围内可以相应于确定的曲线来调整例如至少一个RF脉冲和/或调整梯度场，以便移动激励频率、即例如补偿静态磁场与预先给定的或者理想的值的偏差。

至今已知且可用的MRT设备和检查、即相应的测量序列，通常被设计为使得可以在整个视野中使用相同的RF脉冲。因此，至今在视野的边缘以与f₀相对大的偏差使用确定的RF脉冲，并且也在对称中心、即在视野的中心或者在f₀处使用相同的RF脉冲。在此，由于HF放大器在视野的边缘处针对相应的RF脉冲必须调用比在对称中心明显更高的功率，所以对于传统的MRT设备或检查或测量序列，一方面需要相对麻烦且昂贵的HF放大器和相应的能量供应来提供这种更高的功率，并且另一方面，该标称可用的功率在测量时，即对于RF脉冲，不在对称中心中被调用或者使用。与此相对地，本发明能够依据视野内的当前的测量位置、即根据所选的层位置，针对当前的激励或者图像记录，能够允许、即能够利用或者使用交变场的可产生的最大磁场强度，即最大可用的B₁幅值。

因此，通过本发明，针对在对称中心的测量需要比针对在视野边缘的、即在与f₀有相对较大的偏差的或者距离的测量使用更大的功率。由此，可以利用给定的MRT设备实现改善的图像质量和/或例如相对于相应的高场系统，可以通过HF放大器的相应更小的尺寸来节省成本和开销。此外，无需额外的开销就能够实现诸如所谓的SMS记录(英文Simultaneous Multi-Slice)的新技术，其对RF功率、特别是对尖峰功率或峰值功率提出了更高的要求。

在本发明的有利的实施中，交变场的最大磁场强度依据身体线圈的测量的共振曲线来确定。换言之，在考虑身体线圈的共振曲线的条件下，关于激励频率或者相应或当前的中心频率，确定最大可产生的B₁幅值。随着与f₀的偏差或距离增加而可达到的或可能的传输功率减小的问题通常如下地增强，即，用于产生基本上静态的磁场的磁体的中心频率并不总是精确地位于身体线圈的共振曲线的中间。这可能是例如由于控制的不准确性、电网波动、老化效应和/或与相应规范的偏差引起。

因此，在此可以有利地在调整测量序列时考虑、特别是补偿在磁体的中心频率、因此激励频率与身体线圈的共振曲线的中心、即与中央频率之间的差值或者偏差。例如可以通过相应地控制磁体和/或用于产生梯度场的一个或多个梯度线圈，将静态磁场或相应的中心频率或激励频率与测量的身体线圈的共振曲线相匹配或者相适应。由此，可以有利地实现可用功率的改善的使用或者最终改善的图像质量。例如，在检查对象的实际检查之前，例如在所谓的调整测量(Tune-up-Messung)的范围内可以测量身体线圈的共振曲线。相应的，然后例如可以将相应的、即说明或者描述共振曲线的共振数据存储在MRT设备的数据存储器中并且例如针对执行根据本发明的方法而进行调用，即例如提供给MRT设备的控制设备。

在本发明的有利的扩展中，交变场的最大磁场强度依据或者考虑取决于频率的身体线圈的反射因数来确定。相比于高场系统，在低场系统中，身体线圈在检查对象中或者穿过检查对象的能量或者功率损失、即所谓的患者损失较小，因为在较低的频率下，其根据f＝γ·B对应于较弱的磁场，患者的组织中的导电率下降。由此产生相应较高的身体线圈的品质因数，由此反射因数随着频率比在高场系统中更强地变化，其中较高的患者损失使身体线圈或者相应的身体线圈振荡电路的品质强烈地衰减。通过依据反射因数或者在考虑身体线圈的反射因数的条件下调整测量序列，可以针对最佳的功率使用以及因此最终针对最佳的图像质量改善测量序列。例如可以作为频率或静态磁场的相应强度的函数对身体线圈的反射因数建模，其中有利地可以考虑所测量的身体线圈的共振曲线、即相应的共振数据，以获得与相应的具体的MRT 设备和情况相匹配的更准确的结果。

在本发明的有利的扩展中，为了确定反射因数，使用针对不同频率的多个特定于序列的RF调节脉冲(RF-Justagepuls)，其中仅采样由相应的测量序列所使用的那些频率。也就是换言之，通过在检查对象的实际检查之前施加不同的频率下的不同的RF调节脉冲并且在此测量身体线圈的相应的反射因数，可以作为频率的函数，测量或者确定身体线圈的反射因数。这些RF 调节脉冲可以是通用的，即完全覆盖或者映射通常对于MRT成像方法重要的或通常使用的频带。因为完全不需要附加的设置，这可以有利地实现特别简单的并且与具体的MRT设备或者情况无关的应用。与此相对地，依据用于下一个或规划的检查或测量的相应测量序列的频带，可以测定或确定特定于序列的RF调节脉冲。因此，通过使用特定于序列的RF调节脉冲，可以以更高的准确性或分辨率采样或者映射由相应的测量或者测量序列实际请求或者使用的频带。由此，可以有利地以更高的精度或准确性确定反射因数，这又可以实现测量序列以及因此得到的图像数据或者图像质量的改善的优化。

在本发明的有利的实施中，使用圆极化的、特别是不对称的身体线圈。然后，对由身体线圈的子系统的不同的反射因数引起的、向身体线圈供电的 MRT设备的HF放大器的功率降额(英文，derating)建模。然后依据建模的功率降额确定交变场的最大磁场强度。圆形极化的身体线圈可以是两个线性极化的线圈的组合，其布置为使得其经由相应的时间上错开的感应电压的振荡来检测磁化的旋转。由于每个子线圈或每个子系统检测相同源的信号并且因此检测相同的磁化，所以相比于仅使用单个线性极化线圈，信噪比改善了大约一个因数

两个子系统可以具有0°和90°的相应的相对的相位偏移。

为了产生或控制相位偏移，MRT设备可以具有在此应该称为混合器的组件。也就是，混合器将HF放大器的信号或者功率拆分为具有90°相位偏移的两个分量。例如，当身体线圈被设计为D形或椭圆形时，身体线圈的两个子系统可以是不同的。对于相同的子系统，相应的反射波将相互抵消。然而，这两个子系统越不相同，这种抵消就越少发生，即，越多地被衰减或被消除。因此，不同的或不相同的反射因数导致身体线圈上的可用功率的减少，或者反过来看，导致用于产生交变场的预先给定的磁场强度(即预先给定的 B₁幅值或者B₁场强)的再次增大的HF放大器的功率需求。

习惯性地，基于HF放大器的标称功率、即特定的最大功率输出来计算在使用或者应用HF放大器的给定的功率来向身体线圈供电时得出的、相应的交变磁场(即B1场)的强度。与此相对地，本发明通过考虑由不同的或者不对称的反射因数引起的功率降额提供确定的可达到的交变场的最大磁场强度的更高的准确性。根据子系统的反射因数，可以针对特别是不对称的身体线圈或者关于HF放大器的混合器计算更有效的反射因数。

总之，通过使用本发明的一个或多个所描述的实施，可以对可产生的交变场的最大场强、即最大B₁幅值建模，作为频率和可能的患者负荷(即患者损失)的函数，或者检查对象中的功率或能量转换的函数，并且然后有利地特别是提供给MRT设备的控制设备和/或特别是用于调整测量序列的相应的用户或者操作人员。

因为(在必要时有效的)身体线圈的反射因数在MRT设备的运行中能够起到决定性的作用，可以通过其例如以在此描述的方式的考虑有利地保证，依据静态磁场的频率或者当前强度或者与f₀的相应当前的偏差，可以实现 HF放大器的功率或者效率的最佳的或者至少改善的使用。因此还可以保证， HF放大器不会由于最坏情况估计而尺寸过大和/或未被充分利用。

在此，对于最坏情况估计例如可以设置功率需求，所述功率需求在视野边缘处或者在与f₀的相应最大的偏差的情况下，在叠加身体线圈的增大的品质因数、HF放大器的功率降额的效应或者影响的情况下，基于不同的反射因数和磁体的中心频率与身体线圈的共振曲线的中心或者中央频率的偏差给出。

在本发明的有利的实施中，在调整测量序列时，至少一个在测量序列中待使用的RF脉冲依据利用RF脉冲待激励的检查对象的相应的层的位置进行调整。换言之，即，依据视野内的相关联的层位置设计至少一个RF脉冲。因此，要分别考虑待激励的、即待测量的或者待记录的层的当前位置，由此可以实现或者可以保证最佳地利用由HF放大器提供的功率。

在本发明的有利的实施中，在调整测量序列时，至少一个在测量序列中待使用的RF脉冲、特别是已经提及的RF脉冲，依据预先给定的激励角度进行调整。激励角度(也称为翻转角)在此理解为如下的角度，检查对象中的核自旋通过借助身体线圈的交变场的激励相对于至少基本上静态的磁场的方法翻转了该角度。例如可以预先给定确定的激励角度，以补偿在测量时间缩短时发生的饱和效应。激励角度与关于交变场B₁或者RF脉冲的时间积分成比例。因此，如果达到确定的预先给定的激励角度，则特别是在当前待测量的或者待激励的层的相应的位置上能够识别交变磁场B₁实际上可达到的强度、即可达到的最大B₁幅值是特别有利的。

例如，如果在本发明的范围中确定，在确定的位置或层位置上或者在当前给定的静态磁场的强度中，交变场的最大磁场强度相对于规划的值减小，则可以通过该方法相应地调整，例如在时间上拉伸、即延长，为了产生交变场待使用的RF脉冲。然后，尽管例如HF放大器的功率降额和/或静态磁场的不均匀性的不准确性、即在考虑例如HF放大器的功率降额和/或静态磁场的不均匀性的不准确性的情况下，本发明仍然能够可靠地达到例如预先给定的激励角度。

在本发明的有利的实施中，在调整测量序列时，至少一个在测量序列中待使用的RF脉冲、特别是已经提及的RF脉冲，在时间上被拉伸或者压缩。换言之，RF脉冲可以与确定的最大可产生的交变场的最大磁场强度或者其确定的曲线相匹配。通过时间上的拉伸或者压缩或缩短，可以调整、即增大或者减小RF脉冲的带宽或者频宽。特别有利地，在调整测量序列、特别是在调整或者构造RF脉冲时考虑检查对象的特定吸收率、即SAR值，以便例如使患者的电磁负荷或者热负荷最小化和/或例如避免损坏患者的金属植入物。

在本发明的意义中，应该广义地理解术语“测量序列”以及其调整。因此，测量序列在这个意义上不仅包括实际的RF脉冲，而且还可以包括或者表示MRT设备和/或相应的检查或者测量的另外的参数。这种参数和设置例如可以通过术语“协议”概括。因此，协议的设置或者调整也同样应该属于本发明意义上的测量序列的调整。测量序列的设置或者调整例如可以包括改变视野；改变或预先给定层位置、层厚度和/或层定向，还包括例如使用更短或更长的回波时间、回波间隔(英文“echo spacing”)、重复时间和/或层厚度。

在本发明的有利的实施中，借助MRT设备的磁体产生具有最大1T强度、特别地最大0.5T强度的至少基本上静态的磁场。换言之，针对根据本发明的方法使用低场系统。根据本发明的方法可以特别有利地在这样的低场系统中应用，因为伴随着相对于传统的高场系统更弱的静态磁场的效应，例如对实际上最大可达到的交变场的磁场强度，或者对HF放大器的效率或者对相应的传输功率产生明显更强的影响。特别地，可以特别有利地，特别是在相应窄带的身体线圈的情况下和在偏心测量中、即在偏离对称中心的测量中，或者在与f₀偏差的情况下，考虑反射因数或不同反射因数的(恰好在低场系统中决定性的)影响，从而根据所选择的层位置始终可以实现HF放大器的可用功率的最佳利用。

然而特别地，在不同的频率下或者在频带内的不同的频率点处的身体线圈的反射因数的所描述的测量也可以有利地在高场系统中使用，以改善HF 放大器的使用。在此，可以考虑身体线圈的子系统的不同的反射因数，以便以改善的准确性确定HF放大器的功率降额。这对于高场系统是特别有利的，因为反射因数的不等性可以随着场强的增加而增加。因此，例如检查对象和 /或身体线圈的不对称性的相应的影响可以随着场强的增加而增加或者比低场系统中更强地增加。

这种不对称性可以例如在检查至少近似成为椭圆形的或具有近似椭圆形的横截面的、患者的上身时给出。此外，椭圆形的激发模式，如其例如可以在检查或者成像患者的腹部时为了补偿在交变场中、例如在使用3T的静态磁场时患者引起的不均匀性而使用的那样；或者不对称的身体线圈、例如在1.5T-60cm-MRT设备中已知的D形的身体线圈，可以从所描述的方法中受益。

测量序列的调整优选地可以自动进行。相应的方法步骤可以例如在 MRT设备的手动操作或设置期间同时运行，即并行实施。在此，如果相应的用户或者使用者预先给定例如新的或改变的层位置，则这可以按照根据本发明的方法自动地导致测量序列或协议的改变或者调整。由此可以有利地保证，即使在随后或者在不同时间手动进行的调整或设置中也始终确保最佳地利用HF放大器的可用功率。

然而，为了不使相应的用户或使用者困惑，也可以仅在所有的手动输入或者预设结束之后才自动实施测量序列的根据本发明的调整。例如，只要采集到确认或者结束所执行的手动设置或者预设的相应的用户的用户输入，就可以执行测量序列的调整。同样地，可以规定仅计算或模拟测量序列的调整，并且向相应的用户通知对应的结果。例如，在用户完成其手动设置或预设之后，可以通知或者建议用户，例如通过更短的RF脉冲、更短的回波时间和/ 或其他参数(诸如ESP、TR等)的调整，可以进行相应的测量序列的优化或者改善。因此，还可以向相应用户提出对应的变化建议，并且只有当用户接受了该建议时，才相应地调整实际的测量序列。由此，有利地同时保证了测量序列的自动的或者至少半自动的优化以及用于个体使用或应用的MRT 设备的最大可能的灵活性。

同样特别有利的是，在调整测量序列时考虑关于在其中要保持测量序列或者协议恒定的至少一个范围的预设。因此，针对例如患者的头部或者躯干的特定的检查创建或者调整例如测量序列或者协议，使得在预先给定的范围中，例如直至最大±150mm的层位置的变化或者直至激励频率关于对称中心的相应的变化，不产生变化。由此可以有利地实现得到的图像数据的改善的一致性，然而其中在该范围中却仍然可以使用例如比使用传统的协议或者传统的测量序列的情况更大的HF放大器的功率。此外，由此可以最小化测量序列或协议的改变或者调整的数量或者范围，由此得到时间节省和/或可以最小化容易出错性。

根据本发明的MRT设备用于检查检查对象，并且为此具有用于产生至少基本上静态的磁场的磁体、用于产生交变磁场的身体线圈、用于向身体线圈供电以及用于产生RF脉冲的HF放大器和控制设备。在此，控制设备根据本发明被设计为，依据激励频率确定可借助身体线圈产生的交变场的最大磁场强度的曲线，所述激励频率对应于至少基本上静态的磁场和/或检查对象中的层位置。此外，控制设备根据本发明被设计为，用于依据确定的曲线自动地执行或者能够进行为了检查检查对象设置的MRT设备的测量序列的调整，并且最后借助或者通过MRT设备利用调整的测量序列实施检查对象的检查。当然，根据本发明的MRT设备可以具有对于其运行所必需的其他部件、组件和设备，然而其对于本领域技术人员是已知的，因此在这里不再详细地阐述细节。特别地，MRT设备可以具有例如用于产生梯度场的一个或多个梯度线圈。根据本发明的MRT设备的提到的部件、组件或者设备尤其可以是上面已经提到的相应部件、组件或者设备。

控制设备尤其可以具有数据存储器和计算或处理器设备。数据存储器尤其可以包含程序代码，其编码或者表示根据本发明的方法的方法步骤。然后，处理器设备特别是可以设计为，用于实施该程序代码。换言之，根据本发明的MRT设备因此可以被设计为用于实施根据本发明的方法的至少一个实施方式。

此外，本发明还涉及一种包括这个或者这种程序代码的计算机程序产品，当其在所述或者一个计算设备上实施时，所述计算机程序产品实施根据本发明的方法的步骤。

在此，计算机程序产品可以包括具有源代码的软件，该源代码还需编译并连接或者仅需解释，或者可执行的软件代码，该软件代码为了实施仅加载到MRT设备的控制设备的数据存储器中。通过计算机程序产品可以快速、可相同重复且鲁棒地实施根据本发明的方法。计算机程序产品被配置为使得其可以借助计算设备实施根据本发明的方法步骤。在此，计算设备可以具有各自的前提，例如相应的系统内存、相应的显卡和/或相应的逻辑单元，从而可以实施相应的方法步骤。

计算机程序产品例如可以存储在MRT设备的数据存储器中、其他计算机可读介质上和/或网络存储器、网络设备和/或服务器中，计算机程序产品可以从那里加载到控制设备。计算机可读介质的示例是DVD、磁带、闪存、传输驱动器或具有存储位置的云设备，在该存储位置上可以存储电子可读的控制信息、特别是软件。

根据本发明的方法的目前以及随后给出的特征和扩展以及相应的优点分别比照地转用到根据本发明的MRT设备和/或用于或者可用于执行根据本发明的方法的设备，反之亦然。因此，本发明还包括根据本发明的方法和根据本发明的MRT设备的扩展，MRT设备具有为了避免不必要的冗余在此未在相应的组合中详细描述的构造。

附图说明

本发明的其他特征、细节和优点从优选的实施例的下面的描述中以及根据附图得出。附图中：

图1示出了MRT设备的示意性剖视图，

图2示出了具有检查对象的MRT设备的检查区域的示意图，

图3示出了用于运行MRT设备的方法的示例性示意性流程图。

具体实施方式

下面解释的实施例是本发明的优选的实施方式。在这些实施例中，实施方式的所描述的部件分别表示本发明的单独的、彼此独立地进行观察的特征，这些特征也分别彼此独立地扩展本发明并且因此单独地或者以不同于所示组合的其他方式视为本发明的组件。此外，所描述的实施方式还可以通过本发明的已经描述的其他特征来补充。

图1示出了MRT设备10、即例如磁共振断层成像设备的示意性剖视图。为了定位，坐标系用三个空间方向或者轴X、Y、Z表示。在此，MRT设备 10具有主磁体设备11，该主磁体设备11又包括梯度线圈设备12。主磁体设备11例如可以包括超导电磁体，其可以以环形围绕检查区域13。借助主磁体设备11可以在检查区域13中产生至少基本上静态的磁场14。在此，借助主体磁设备11可以产生均匀的磁场，其也可以称为B₀。借助梯度线圈设备 12可以在B₀上叠加或者施加尤其是线性的梯度。静态磁场14因此可以作为有效的场具有线性的不均匀性，即具有例如在Z方向关于其强度或者幅值的曲线。

此外，MRT设备10在此包括用于产生交变磁场16的身体线圈设备15。交变磁场16可以以单独的HF或RF脉冲、即单独的高频或者射频脉冲的形式垂直于静态磁场14入射到检查区域13中。

此外，MRT设备10包括HF放大器17，其也称为RFPA。HF放大器 17向身体线圈设备15提供为产生RF脉冲所需的电功率。此外，MRT设备 10的一部分在此是用于控制特别是HF放大器17的控制设备18。此外，控制设备18可以具有其它功能。因此，控制设备可以控制和/或监视例如主磁体设备11、梯度线圈设备12、以及在此未示出的MRT设备10的其他设备。因此，控制设备18还可以例如从在此未示出的MRT设备10的传感器接收例如关于设备11、12、15的当前状态和/或磁场14、16的强度的测量信号。

在借助MRT设备10进行测量或检查的范围内，可以产生检查对象的二维或者三维图像或图像数据，其例如可以在显示设备19上显示或者借助显示设备19输出。

图2示出了具有检查对象的检查区域13的示意性局部视图，该检查对象在此应该是患者20的至少一部分。在借助MRT设备10检查患者20时，逐层地采样或成像该检查对象。相应地，患者20在此示意性地划分为多个单独的层体积或层21，其中在此仅示例性地标出几个。MRT设备10具有有限的视野22(FOV，英文“Field of View”)。基于磁共振断层成像设备的工作方式，在Z方向上与中央区域23的空间上的偏差对应于相应偏差所需的激励频率，因为在Z方向上静态磁场14的强度或者幅值减小或者增加。然而，同样地，静态磁场14的强度或者借助主磁体设备11产生的磁场B₀的强度与预设的标称值的无意的偏差导致，在中央区域23中为了最佳的、即准确地共振的激励也需要与预设的标称值偏差的激励频率。在任何情况下，在视野22的相应的边缘区域24中、即在Z方向上远离中央区域23的层21 中需要不同于在中央区域23中的其他激励频率。在此要注意的是，HF放大器17和身体线圈设备15具有有限的带宽。因此，用于激励患者20的相应的区域或者层21的相同的功率不一定在对应于视野22的整个激励或者频率范围或者频带上可用。

图3示出了用于运行磁共振断层成像设备、特别是MRT设备10的方法的示意性流程图25，其具有方法步骤S1至S5。下面参考图1和图2更详细地解释这些方法步骤S1至S5。

在方法步骤S1中可以执行身体线圈设备15的反射因数或者身体线圈设备15的相位偏移的子系统的相应的反射因数的调节测量或者调整测量以及测量。在此，可以借助身体线圈设备15产生或者施加例如多个RF调节脉冲。这些RF调节脉冲可以具有或覆盖不同的频率，特别是取决于要检查或者成像患者20的哪个层21。同样地，在方法步骤S1中可以确定、即例如测量静态磁场14的当前的实际强度。相应的结果数据可以提供给控制设备18。方法步骤S1的测量和/或调节可以例如在每次“启动”、即运行主磁体设备 11之后，其中建立静态磁场14，和/或例如在每次检查之前和/或例如以规律的时间间隔执行。

如果在相应的当前的检查之前不立即执行相应的调节或者测量，则在这种情况下，方法步骤S1可以是或者包括提供或者调用相应的最后确定的结果数据。因此，结果数据可以存储在例如控制设备18的数据存储器中，并且相应地被更新。

由于为共振的激励所需的交变场16的频率、即RF脉冲取决于静态磁场14的局部强度，可以有利地说明对应于该强度的中心频率f₀作为结果数据的一部分。在此，中心频率f₀可以说明在中央区域23中为了共振的激励需要哪个频率。

在方法步骤S2中，然后根据结果数据确定在当前情况下、即在当前给定的条件下可达到的取决于频率的交变场16的最大强度，也称为最大B₁幅值。在此，还考虑例如同样在步骤S1中测量的或者作为说明书的一部分提供的身体线圈设备15的共振曲线15和HF放大器17的功率降额。特别地，在静态磁场14的例如最大1T或者最大0.5T的较低的场强的情况下，在此能够出现显著的效果。在此，身体线圈设备15的一个或多个反射因数同样地是取决于频率的。附加地或替换地，为了测量反射因数，其可以，特别是在考虑身体线圈设备15的共振曲线的条件下，同样以计算的方式建模。HF 放大器17的功率降额(英文derating)也可以被建模或者计算。为此，可以从身体线圈设备15的子系统的反射因数计算有效的反射因数，所述身体线圈设备15尤其可以是不对称的并且因此对于两个子系统具有不同的反射因数。总的来说，最大B₁幅值因此可以作为频率以及必要时患者负荷的函数建模，以及作为参数提供给待执行的检查。

在方法步骤S3中，例如通过MRT设备10的接口的用户输入由控制设备18接收。在此，用户例如可以预设要对患者20的哪些区域进行成像。同样地，用户例如可以预设用于检查或者测量的确定的测量序列或者协议。特别有利地，可以在数据存储器中或者(例如MRT设备10的或者与其连接的计算机或服务器设备的)数据库中存储多个预先给定或者预先设置的测量序列和/或协议，用户可以从那里调用或者选择这些测量序列和/或协议。用户例如可以确定或者改变视野22，预先给定层21的厚度和/或定向、要使用的或者要达到的激励或翻转角度等。

在方法步骤S4中，然后依据在方法步骤S2中确定的取决于频率的最大 B₁幅值进行所选择的或者预先给定的测量序列的自动调整。为此，可以借助相应的算法首先确定用于测量序列的每个单独的子测量的、在考虑方法步骤 S1和S2的结果的条件下、激励各个待成像的层21所需的激励频率，例如偏心频率。然后，针对该激励频率可以确定最大可能的B₁幅值，并且将其确定为测量序列的参数。因此，调整最终包括依据所选择或预先给定的层位置、翻转角等的至少一个RF脉冲的设计。

例如可以预先给定特定时间长度的RF脉冲，因此可以预先给定特定带宽的RF脉冲。因此，通过RF脉冲的这种调整可以取决于情况地针对当前给定的静态磁场14以及针对分别待成像的层21最佳地、特别是最大地使用 HF放大器17的功率或者效率，以最终实现改善的图像质量。相比于传统的方法可以看到由此可实现的改善的图像质量，其中针对整个测量序列、即为了激励或者成像视野22中的整个待成像的层21使用相同的RF脉冲。在使用相同的RF脉冲的情况下，由于HF放大器17和身体线圈设备15的特性，因此在中央区域23中使用与边缘区域24相同的功率，从而不能充分利用可用的效率，因为HF放大器在中央区域中例如必须调用或施加较少的功率以产生预先给定的B₁幅值，因此仍然具有未充分利用的功率储备。

同样地，代替完全自动调整可以首先计算相应的变化并将其作为建议输出给用户。然后，例如关于通过用户对该建议进行确认才可以进行待使用的测量序列的实际调整。

在方法步骤S5中，然后借助MRT设备10在使用调整的测量序列的条件下实施检查。

在此还建议一种用于灵活地计算RF激励的方法，其中考虑待测量的层 21的当前位置，由此一方面能够实现测量协议、即测量序列和/或协议或参数集合的自动调整，和/或能够实现HF放大器17的最佳利用。在该方法中，在所谓的偏心测量中考虑特别是在具有小于1.5T的静态磁场14的场强的低场系统或者低场应用中的、相对窄带的身体线圈设备15的反射因数的决定性的影响，使得根据选择的层位置能够实现可用功率的最佳利用。在此，偏心测量是借助MRT设备在偏离预先给定的标称中心频率f₀的情况下，即例如在边缘区域24的方向上远离中央区域23的层的测量或者成像中和/或在静态磁场14的强度偏离预先给定的标称值的测量或者成像中，测量或者记录患者20的层21。

Claims (11)

1.一种用于运行MRT设备（10）来对检查对象（20）进行检查的方法，其具有以下方法步骤，

依据与借助MRT设备（10）的磁体（11，12）产生的至少基本上静态的磁场（14）对应的激励频率，确定可借助MRT设备（10）的身体线圈（15）产生的交变场（16）的最大磁场强度的曲线，

依据确定的曲线调整MRT设备（10）的测量序列，和

调整的测量序列实施为用于借助MRT设备（10）对检查对象（20）进行检查。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述最大磁场强度依据身体线圈（15）的测量的共振曲线来确定。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述最大磁场强度依据取决于频率的身体线圈（15）的反射因数来确定。

4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，为了确定反射因数使用针对不同频率的多个特定于序列的RF调节脉冲，其中仅采样由相应的测量序列所使用的那些频率。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，

使用圆极化的、不对称的身体线圈（15），

对由身体线圈（15）的子系统的不同的反射因数引起的、向身体线圈（15）供电的MRT设备（10）的HF放大器（17）的功率降额进行建模，和

依据建模的功率降额确定最大磁场强度。

6.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，在调整测量序列时，依据利用RF脉冲待激励的检查对象的相应的层的位置，调整至少一个在测量序列中待使用的RF脉冲。

7.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，在调整测量序列时，依据预先给定的激励角度调整至少一个在测量序列中待使用的RF脉冲。

8.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，在调整测量序列时，至少一个在测量序列中待使用的RF脉冲在时间上被拉伸或者压缩。

9.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，借助MRT设备（10）的磁体（11，12）产生具有最大1T的强度的至少基本上静态的磁场（14）。

10.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，借助MRT设备（10）的磁体（11，12）产生具有最大0.5T的强度的至少基本上静态的磁场（14）。

11.一种用于对检查对象（20）进行检查的MRT设备，其具有，

磁体（11，12），用于产生至少基本上静态的磁场（14），

身体线圈（15），用于产生交变磁场（16），

HF放大器（17），用于向身体线圈（15）供电，和

控制设备（18），

其特征在于，

所述控制设备（18）为此被设计为，

依据与至少基本上静态的磁场（14）对应的激励频率，确定可借助身体线圈（15）产生的最大磁场强度的曲线，

依据确定的曲线自动地执行或者能够进行为了对检查对象（20）进行检查而设置的MRT设备（10）的测量序列的调整，和

利用调整的测量序列借助MRT设备（10）对检查对象（20）进行检查。

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