CN114325525B - 用于产生用于磁共振检查的b0图的方法和磁共振设备 - Google Patents
用于产生用于磁共振检查的b0图的方法和磁共振设备 Download PDFInfo
- Publication number
- CN114325525B CN114325525B CN202111141003.3A CN202111141003A CN114325525B CN 114325525 B CN114325525 B CN 114325525B CN 202111141003 A CN202111141003 A CN 202111141003A CN 114325525 B CN114325525 B CN 114325525B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- fid
- pulse
- time
- preparation
- echo
- 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
- 238000013507 mapping Methods 0.000 title description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 54
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 49
- 238000010586 diagram Methods 0.000 claims abstract description 27
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims abstract description 27
- 238000004590 computer program Methods 0.000 claims abstract description 10
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 8
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 32
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 17
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 claims description 12
- 239000000126 substance Substances 0.000 claims description 8
- 230000015654 memory Effects 0.000 claims description 3
- 238000002592 echocardiography Methods 0.000 abstract description 17
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 19
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 15
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 8
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 description 7
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 6
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 5
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 101000692954 Homo sapiens Lysine-specific demethylase PHF2 Proteins 0.000 description 3
- 101001071233 Homo sapiens PHD finger protein 1 Proteins 0.000 description 3
- 102100026395 Lysine-specific demethylase PHF2 Human genes 0.000 description 3
- 102100036879 PHD finger protein 1 Human genes 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 3
- 238000003702 image correction Methods 0.000 description 2
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 2
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 2
- RGCLLPNLLBQHPF-HJWRWDBZSA-N phosphamidon Chemical compound CCN(CC)C(=O)C(\Cl)=C(/C)OP(=O)(OC)OC RGCLLPNLLBQHPF-HJWRWDBZSA-N 0.000 description 2
- 239000000969 carrier Substances 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 238000002715 modification method Methods 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 230000036962 time dependent Effects 0.000 description 1
- 230000003936 working memory Effects 0.000 description 1
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]
- G01R33/443—Assessment of an electric or a magnetic field, e.g. spatial mapping, determination of a B0 drift or dosimetry
-
- 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
- G01R33/24—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance for measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux
- G01R33/243—Spatial mapping of the polarizing magnetic field
-
- 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
-
- 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
- G01R33/56518—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field
-
- 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
- G01R33/56527—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to chemical shift effects
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
本发明涉及省时的基于具有激励回波的双回波序列的B0图的产生。本发明涉及一种用于产生用于检查对象的磁共振检查的B0图的方法、磁共振设备和用于执行所述方法的计算机程序产品。所述方法设置为，在准备区间期间辐射至少两个准备HF脉冲，并且在检测区间期间辐射至少一个读出HF脉冲。在读出HF脉冲之后，检测至少一个激励的回波信号。从至少一个检测到的FID回波信号和至少一个检测到的激励的回波信号推导出B0图，B0图给出主磁场的磁场强度的实际空间分布。
Description
技术领域
本发明涉及一种用于产生用于检查对象的磁共振检查的B0图的方法、磁共振设备和用于执行所述方法的计算机程序产品。
背景技术
在医疗技术中，也称为磁共振成像(MRT，英语：Magnetic Resonance Imaging,MRI)的借助磁共振(MR)进行的成像的特征在于高的软组织对比度。在此，借助磁共振设备，将用于产生HF场(也称为B1场)的高频(HF，英语：radio-frequency,RF)脉冲和用于产生磁场梯度的梯度脉冲，辐射到检查对象所在的检查区域中。由此触发在患者中进行位置编码的回波信号，其经常也称为磁共振信号。磁共振信号作为测量数据被磁共振设备接收，并且用于重建磁共振图像。
此外，在检查区域中产生强的静态主磁场。静态主磁场应当尽可能均匀，以在磁共振图像中避免伪影。然而，实际上，主磁场通常在一些位置具有不均匀，这些不均匀可能导致偏共振(Off-Resonanzen)，即，实际的共振频率在这些位置偏离期望的共振频率。
尤其是为了能够补偿主磁场的不均匀，在磁共振检查的过程中经常产生B0图(英语：B0 map)，B0图给出主磁场的磁场强度的实际的空间分布。对B0场分布的测量经常也称为B0映射。B0图通常用于匀场(Shim)电流的特定于患者的优化，用于确定局部的共振频率，或用于特定的图像修正方法。
一般使用具有多个(大多是两个)回波信号的MR序列来产生B0图，根据回波信号的相位差来计算共振频率的空间分布。因为共振频率又与B0场强成比例，因此由其获得B0图。在简单的通常使用的情况下，(例如在梯度回波序列中)测量两个回波信号，其回波时间相差ΔTE。在重建属于两个回波信号的测量数据后，如下根据其相位差ΔΦ来计算共振频率f或B0场强：
在此，γ是旋磁比。
在常见的磁共振检查中，作为检查对象的人体的磁共振信号来源于结合在脂肪和水中的质子。然而，由于化学位移(chemische Verschiebung)，脂肪和水在相同的B0场中具有相差大约3.4ppm的不同的共振频率。
这尤其是导致以下问题：
-人们通常对结合在水中的质子的共振频率感兴趣。如果某一位置的回波信号以脂肪为主，那么在B0场相同的情况下测得的共振频率失真。
-通常根据测得的共振频率来计算B0场，而无需确切知道特定位置的信号以哪种化学成分(脂肪或水)为主。然而，化学位移在相同的B0场中导致不同的共振频率。
-在包含脂肪和水两者的体素中，因为出现差拍效应(Schwebungseffekte)，因此累积的相位差由于偏共振不再与回波时间的差成比例。然而，这种成比例是方程1的先决条件：假设相位差ΔΦ与时间ΔTE成比例。
这些效应或问题在现有技术中通常通过如下方式来规避，即，选择回波时间ΔTE的差，使得脂肪和水在该时间期间经历相同的移相(Dephasierung)：
在此，N是整数。
根据基本磁场(N＝1)的相应的强度，由此针对3T的主磁场的场强，对于ΔTE得到2.4ms的持续时间。然而，对于更低的场强，该持续时间会越来越多。
也就是说，与对于较大的场强相比，回波时间的适当的差，由此总体上需要的测量时间，对于较小的场强明显更长。
发明内容
可以将给出一种用于在相同的体积覆盖和分辨率下更快地测量B0图的方法视为本发明要解决的技术问题。此外，期望实现在很大程度上与场强无关的测量时间。
上述技术问题通过本发明的特征来解决。在下面的描述中描述有利的设计方案。
因此，提出了以下用于产生用于检查对象的磁共振检查的B0图的方法：产生具有额定磁场强度B0,soll的主磁场。将具有准备区间和后续的检测区间的成像序列辐射到检查对象所在的检查区域中。在此，成像序列包括在准备区间期间辐射至少两个准备HF脉冲，其中，在时间点t1辐射至少两个准备HF脉冲中的第一准备HF脉冲，其中，在时间点t2辐射至少两个准备HF脉冲中的第二准备HF脉冲，其中，时间段TS位于时间点t1和t2之间。此外，成像序列包括在检测区间期间在时间点t3辐射至少一个读出HF脉冲。此外，在读出HF脉冲之后在时间点t4检测至少一个FID回波信号，其中，时间段TEFID位于时间点t3和t4之间。此外，在读出HF脉冲之后，在时间点t5检测至少一个激励的回波信号，其中，时间段TESTE位于时间点t3和t5之间。在此，TESTE可以大于或小于TEFID，或者换句话说：可以在激励的回波信号之前或之后检测FID回波信号。从检测的至少一个FID回波信号和检测的至少一个激励的回波信号推导出B0图，B0图给出主磁场的磁场强度的实际空间分布。
在此，根据时间段TEFID和TESTE选择时间段TS，使得在时间点t4和t5之间，来自结合在水中的质子的回波信号(特别是至少一个FID回波信号和至少一个激励的回波信号)的信号分量，与来自结合在脂肪中的质子的回波信号(特别是至少一个FID回波信号和至少一个激励的回波信号)的信号分量，具有相同的相位差。
换句话说，根据时间段TEFID和TESTE选择时间段TS，使得来自结合在水中的质子的回波信号分量(特别是对至少一个FID回波信号和至少一个激励的回波信号有贡献的回波信号分量)，和来自结合在脂肪中的质子的回波信号分量(特别是对至少一个FID回波信号和至少一个激励的回波信号有贡献的回波信号分量)，经历相同的移相。例如，回波信号，特别是至少一个FID回波信号和至少一个激励的回波信号，具有来自结合在水中的质子的信号分量和来自结合在脂肪中的质子的信号分量，其中，根据时间段TEFID和TESTE选择时间段TS，使得在时间点t4和t5之间，来自结合在水中的质子的信号分量，与来自结合在脂肪中的质子的信号分量，具有相同的相位差。例如，回波信号，特别是至少一个FID回波信号和至少一个激励的回波信号，具有来自结合在水中的质子的信号分量和来自结合在脂肪中的质子的信号分量，其中，来自结合在水中的质子的信号分量在时间点t4和t5之间具有第一相位差，其中，来自结合在脂肪中的质子的信号分量在时间点t4和t5之间具有第二相位差，其中，根据时间段TEFID和TESTE选择时间段TS，使得第一相位差和第二相位差相同。
优选根据主磁场的额定磁场强度B0,soll来选择TS，以实现在时间点t4和t5之间，来自结合在水中的质子的回波信号的信号分量，与来自结合在脂肪中的质子的回波信号的信号分量，具有相同的相位差。
优选借助主磁体、特别是超导主磁体产生主磁场。特别是在检查区域中产生主磁场。主磁体例如可以围绕用于产生梯度脉冲的梯度线圈单元和/或围绕用于产生HF脉冲、特别是至少两个准备HF脉冲和/或至少一个读出HF脉冲的高频天线单元布置。检查区域特别是可以构造为圆柱形的。优选主磁体、梯度线圈单元和/或高频天线单元包围检查区域。
优选主磁体、梯度线圈单元和/或高频天线单元是磁共振设备的一部分。为了控制主磁体、梯度线圈单元和/或高频天线单元，磁共振设备优选具有系统控制单元。系统控制单元优选控制成像序列的辐射。
除了准备区间和检测区间之外，例如也可以称为磁共振序列的成像序列还可以包括另外的区间、例如调整区间。成像序列不仅可以仅包括一个准备区间，而且还可以包括多个准备区间，准备区间分别具有后续的检测区间。例如可以利用每个包括一个准备区间和一个后续的检测区间的序列单元，来记录检查对象的层。
回波信号、特别是至少一个FID回波信号和/或至少一个激励的回波信号的检测，例如利用至少一个直接布置在检查对象的身体上的局部线圈，或固定地安装在磁共振设备中的高频天线单元来进行。
磁共振设备优选还包括评估单元，评估单元被构造为用于推导B0图。为此，评估单元优选包括一个或多个处理器和/或电子存储器。评估单元特别是可以是系统控制单元的组成部分。
B0图例如可以用于，特定于患者地优化匀场电流，确定局部共振频率，和/或执行图像修正方法。
有利地，在准备区间中准备纵向磁化。优选在准备区间内的至少两个准备HF脉冲中的第二准备HF脉冲之后，通过扰流梯度脉冲(Spoiler-Gradientenpuls)使附加产生的横向磁化移相。
在检测区间中，特别是使由在准备区间中准备的纵向磁化产生的至少一个激励的回波信号重聚焦。此外，在检测区间中，特别是使至少一个FID回波信号重聚焦，这可以视为FID(Free Induction Decay，自由感应衰减)信号，并且其相位没有在准备区间中准备好。
优选选择时间段TS、TEFID和TESTE，使得有效移相时间ΔTEeff不等于零，即不消失。在此，该有效移相时间ΔTEeff优选表示两个回波的信号由于偏共振而分别累积相位的时间段的差。FID回波信号在时间段TEFID期间累积相位。激励的回波信号首先在时间段TS期间累积相位，该相位通过读出HF脉冲反转；随后，附加地在时间TESTE期间累积相位，从而针对激励的回波信号，得到相位累积时间段-TS+TESTE。因此，针对该差，得到相位累积时间段ΔTEeff＝TEFID-(-TS+TESTE)。
优选TEFID表示FID梯度回波信号的回波时间，TESTE表示激励的回波信号的回波时间，并且TS表示准备区间的准备HF脉冲之间的距离(或中心-中心)。在此，例如在检测区间的读出HF脉冲的最大值和/或中心与相应的回波信号之间测量回波时间，并且可以通过特别是关于符号和/或幅度适当选择要辐射的梯度脉冲来调节回波时间。可以根据方程1从测得的相位差来计算共振频率f或B0图，其方法是，在那里通过ΔTEeff代替ΔTE。
优选不通过适当选择时间段TEFID和TESTE，而是通过调整TS，来实现使来自结合在水中的质子的回波信号和来自结合在脂肪中的质子的回波信号经历相同的移相。为此，优选延长时间段TS。
虽然时间段TS的这种延长本身首先也可能导致测量时间的延长，但是这种延长对于每个测量的层仅必须被接受一次，而在传统的方法中，对于一个层的每个k空间行，都需要附加的时间开销。因此，可以有利地总体上减少磁共振检查的测量时间。
所述方法的另一个实施方式设置为，时间段TS的选择包括以下步骤：
-确定时间段TEFID和TESTE，使它们尽可能短，
-根据先前确定的时间段TEFID和TESTE确定时间段TS。
如已经描述的，这可能导致时间段TS延长，但是这种延长随后得到补偿或者甚至过度补偿。
所述方法的另一个实施方式设置为，
其中，N是大于零的整数，δWF给出了水和脂肪的化学位移，并且γ给出了结合在水中的质子的旋磁比。
对于δWF，通常给出值3.4ppm。对于γ/2π，通常给出值42.577MHz/T。
方程3的右侧的第一被加数可以理解为时间段TS的延长，以实现来自结合在水中的质子的回波信号，和来自结合在脂肪中的质子的回波信号，经历相同的移相。
优选N＝1，以保持由于TS引起的附加的测量时间尽可能短。
所述方法的另一个实施方式设置为，额定磁场强度B0,soll小于2T、特别是小于1T。
尤其是在场强低的情况下，与传统的方法相比，可以实现测量时间的特别大的减少。
大约在3T的情况下，根据方程2，产生仅2.4ms的ΔTE值，而在1.5T的情况下，该ΔTE值已经是4.8ms，并且在0.6T的情况下是12ms。
也就是说，与对于较大的场强相比，适当的回波时间差，由此总体上需要的测量时间，对于较小的场强明显更长。对于一般的磁共振检查，在低场强的情况下，在使用传统的方法时，产生比在较大的场强的情况下长几秒的总测量时间。
然而，通过所提出的方法，可以有利地实现基本上与所使用的场强无关的测量时间，因为通过使用准备区间，只必须使用一次附加的时间，以针对整个随后的检测区间、特别是回波列调整有效移相时间。
所述方法的另一个实施方式设置为，其中，TEFID<5ms并且TESTE<6ms，特别是TEFID<2.5ms并且TESTE<3.5ms。
通过根据TEFID和TESTE来调整时间段TS，可以选择小的TEFID和TESTE的值。
这是特别有利的，因为在准备区间中准备的磁化在检测区间、特别是回波列的过程中再次弛豫(特别是通过T1弛豫)，由此可能形成失真或伪影。也就是说，所提出的方法有利地使得能够实现时间优化的时序。
所述方法的另一个实施方式设置为，检测到的FID回波信号和激励的回波信号不适用于从中推导出B1图，B1图给出至少两个准备HF脉冲的翻转角(Flipwinkel)的空间分布。
相反，所提出的方法旨在产生B0图。优选尤其是在低场强下TS的延长，使得在常见的序列时序中，不再能够实现两个回波的T2*补偿，这使这种参数化不适用于B1图的重建。
如果ΔTEeff不等于0，并且TS不等于TESTE+TEFID，那么FID回波信号和激励的回波信号具有不同的T2*权重。由此，使以此为基础的B1图失真。因此，主要用于产生B1图的方法通常不适用于产生B0图，特别是在主磁场的场强低的情况下。
所述方法的另一个实施方式设置为，为了调节时间段TESTE和TEFID，在准备区间期间，在至少两个准备HF脉冲之间，将至少一个梯度脉冲Gprep辐射到检查区域中，在检测区间期间，在辐射读出HF脉冲之后，并且在检测至少一个FID信号和至少一个激励的回波信号之前，将至少一个梯度脉冲GROdeph辐射到检查区域中，并且在检测区间期间，在检测至少一个FID信号和至少一个激励的回波信号期间，将至少一个梯度脉冲GRO辐射到检查区域中。优选梯度脉冲GRO的幅度相对于梯度脉冲GROdeph的幅度具有相反的符号。
通常，当重定相梯度矩等于先前的移相梯度矩时，出现梯度回波信号。梯度脉冲的梯度矩通常可以理解为其时间积分。可以相应地通过梯度脉冲的时序和形状来调节FID回波信号和激励的回波信号的时间点t4和t5。
优选适用TEFID<TESTE。有利地，选择检测区间中的回波的顺序，使得在通常可实现的序列时序的情况下，在两个回波中，在否则尽可能最小化的序列时序的情况下，脂肪和水尽可能同相。否则在存在这两种化学键类型的体素中，可能由于反相的脂肪和水成分而发生信号丢失。尤其是在低场强、特别是小于2T或小于1T的情况下，TEFID<TESTE是有利的。
例如，在3T的情况下，脂肪和水在大约1.2ms之后反相，在大约2.4ms之后同相。因此，在3T的情况下，TEFID应例如尽可能接近2.4ms。相反，对于较小的场强，保持TEFID尽可能小更好，以又尽可能远离反相的时间(例如在1.5T的情况下：大约2.4ms)。
所述方法的另一个实施方式设置为，检测区间包括具有多个读出HF脉冲的梯度回波列，其中，在梯度回波列的每个读出HF脉冲之后，检测至少一个由读出HF脉冲触发的FID信号和至少一个由读出HF脉冲触发的激励的回波信号。优选利用多个读出HF脉冲中的每个读出HF脉冲分别记录一个k空间行。
特别是，检测区间包括N个元素，其中，N例如是要记录的k空间行的数量。在梯度回波列的每个元素中，优选重聚焦至少2个回波：至少一个激励的回波(其由在准备区间中准备的纵向磁化产生)和至少一个“正常的”梯度回波，其也可以视为“FID”(自由感应衰减)，并且其相位不在准备区间中准备。因此，可以仅利用一个准备区间来例如确定整个层的B0图。
可以重复特别是包括梯度回波列的由准备区间和检测区间构成的单元，以测量不同的层。此外，可以实现三维测量。
所述方法的另一个实施方式设置为，在梯度回波列的每个读出HF脉冲之后，检测多个由读出HF脉冲触发的FID信号和多个由读出HF脉冲触发的激励的回波信号。
然后，这些多个FID信号和多个激励的回波信号例如可以用于通过适当的重建来增大重建的B0图的值范围(在两个测得的回波的情况下，值范围受两个回波之间的0°至360°的相位差的可能的值限制)。然后，这些另外的回波的数据同样可以用于例如通过狄克逊重建(Dixon-Rekonstruktion)来分离脂肪信号和水信号。
所述方法的另一个实施方式设置为，成像序列包括至少两个连续的序列单元，其中，多个序列单元分别包括准备区间和后续的检测区间，从而至少在一个序列单元的检测区间后直接跟随后续的序列单元的准备区间。在此，在该检测区间和直接后续的准备区间之间，将至少一个涡流补偿梯度脉冲辐射到检查区域中。
有利地，至少一个涡流补偿梯度脉冲适用于至少部分补偿可能的由于先前的检测区间在磁共振设备中产生的涡流。
可能由于检测区间而在磁共振设备中产生涡流。涡流可能在检查区域中引起B0场的随着时间变化的干扰。然而，为了创建B0图，经常仅对静态B0场感兴趣，即仅要测量静态B0场。有利地，通过至少一个涡流补偿梯度脉冲，可以在B0图上减小通过涡流引起的这些效应、特别是更高的空间阶的涡流效应。
优选至少一个涡流补偿梯度包括层选择方向上的分量和读出方向上的分量。特别是，涡流补偿梯度不包括相位编码方向上的分量。
此外，提出了一种磁共振设备，该磁共振设备被构造为用于执行先前描述的用于产生用于检查对象的磁共振检查的B0图的方法中的一种。
所提出的磁共振设备的优点基本上对应于前面详细描述的用于产生用于检查对象的磁共振检查的B0图的方法的优点。在此提到的特征、优点或替换实施方式同样也可以转用于其它要求保护的主题，反之亦然。
此外，提出了一种计算机程序产品，该计算机程序产品包括程序，并且可以直接加载到磁共振设备的可编程的系统控制单元的存储器中，并且具有程序部件、例如库和辅助功能，用于在在磁共振设备的系统控制单元中执行计算机程序产品时，执行根据本发明的方法。在此，计算机程序程序产品可以包括具有还必须编译和绑定或仅必须解释的源代码的软件，或者包括为了执行仅还需要加载到系统控制单元中的可执行的软件代码。
通过计算机程序产品，可以以快速、可相同地重复并且鲁棒的方式执行根据本发明的用于产生用于检查对象的磁共振检查的B0图的方法。计算机程序产品被配置为，其可以借助系统控制单元来执行根据本发明的方法步骤。在此，系统控制单元必须相应地具有先决条件、例如相应的工作存储器、相应的显卡或相应的逻辑单元，从而可以有效地执行相应的方法步骤。
计算机程序产品例如存储在计算机可读介质上或存储在网络或服务器上，可以从那里将计算机程序产品加载到本地系统控制单元的处理器中，处理器可以与磁共振设备直接连接，或构造为磁共振设备的一部分。此外，计算机程序产品的控制信息可以存储在电子可读的数据载体上。电子可读的数据载体的控制信息可以设计为，使得在在磁共振设备的系统控制单元中使用数据载体时，控制信息执行根据本发明的方法。电子可读的数据载体的示例是DVD、磁带或USB棒，电子可读的控制信息、特别是软件存储在电子可读的数据载体上。当从数据载体中读取这些控制信息，并且将其存储到磁共振设备的系统控制单元中时，可以执行前面描述的方法的所有实施方式。因此，本发明还可以涉及所述计算机可读的介质和/或所述电子可读的数据载体。
附图说明
本发明的其它优点、特征和细节，由下面描述的实施例并且根据附图得到。彼此相应的部分在所有附图中设有相同的附图标记。其中：
图1以示意图示出了磁共振设备；
图2示出了根据现有技术的用于产生B0图的双回波梯度回波序列的示意图；
图3示出了用于产生B0图的方法的流程图；
图4示出了在准备区间和后续的检测区间中由于偏共振而产生的相位累积的时间变化过程的图示；
图5示出了用于产生B0图的成像序列的示意图；
图6示出了具有涡流补偿梯度脉冲的成像序列的示意图。
具体实施方式
图1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具有主磁体12，主磁体12用于产生强的、特别是在时间上恒定的主磁场13，主磁场13具有额定磁场强度B0,soll。此外，磁共振设备10包括用于容纳患者15的检查区域14。本实施例中的检查区域14被构造为圆柱形的，并且在周边方向上被磁体单元11圆柱形地包围。然而，原则上任何时候都可以想到与此不同的检查区域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移动到检查区域14中。为此，患者支承设备16具有设计为可在检查区域14内运动的患者台17。
磁体单元11还具有用于通过辐射梯度脉冲产生磁场梯度的梯度线圈单元18，梯度脉冲尤其是用于在成像期间进行位置编码。梯度线圈单元18例如包括分别用于一个空间方向的三个梯度线圈。梯度线圈单元18借助磁共振设备10的梯度控制单元19来控制。磁体单元11还包括高频天线单元20，其在本实施例中构造为固定地集成到磁共振设备10中的体线圈。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，并且将高频脉冲辐射到基本上由磁共振设备10的检查区域14形成的检查空间中。由此，在由主磁体12产生的主磁场13中产生原子核的激励。通过激励的原子核的弛豫，产生磁共振信号、特别是回波信号。高频天线单元20被构造为用于接收回波信号。
为了控制主磁体12、梯度控制单元19，并且为了控制高频天线控制单元21，磁共振设备10具有系统控制单元22。系统控制单元22中央地控制磁共振设备10、例如预先确定的成像梯度回波序列的执行。此外，系统控制单元22包括未详细示出的用于评估在磁共振检查期间检测到的回波信号的评估单元。特别是，评估单元被构造为用于根据回波信号来产生B0图，B0图给出主磁场13的磁场强度的实际空间分布。此外，磁共振设备10包括与系统控制单元22连接的用户接口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，为医疗操作人员显示控制信息、例如成像参数和重建的磁共振图像。此外，用户接口23具有输入单元25，在测量过程期间，医疗操作人员可以通过输入单元25输入信息和/或参数。
本发明所基于的一个可能的问题是B0场分布(也称为B0映射)的测量。这通常用于匀场电流的特定于患者的优化、确定局部的共振频率或特定的图像修正方法。如图2所示，根据现有技术，为此，在辐射HF脉冲(在轴RF上示出)之后，(在轴ADC上示出的读出窗口期间)测量多个(通常是2个，但是也可能更多)回波信号，回波信号分别借助先前的移相梯度和随后的重定相梯度(在代表读出方向的轴GRO上示出)产生。
根据测得的回波信号的相位差来计算共振频率f的空间分布。因为共振频率f又与B0场强成比例，因此据此可以获得B0图。在简单的经常使用的情况下，(例如在梯度回波序列中)测量两个回波，其回波时间相差ΔTE。在重建属于两个回波的测量数据后，根据方程1由其相位差ΔΦ来计算共振频率f或B0场。
在建立B0图时，特别是在主磁场13的场强低的情况下，考虑脂肪和水之间的化学位移导致上面已经示出的长的测量时间。
图3示出了用于产生用于检查对象的磁共振检查的B0图的方法的流程。根据图4和图5来说明所述方法的不同的步骤。
在S1中，产生具有额定磁场强度B0,soll的主磁场13。在S2至S5中，将包括准备区间和后续的检测区间的成像序列辐射到检查对象15所在的检查区域14中。
在S2中，在准备区间期间辐射至少两个准备HF脉冲，其中，在时间点t1辐射至少两个准备HF脉冲中的第一准备HF脉冲，其中，在时间点t2辐射至少两个准备HF脉冲中的第二准备HF脉冲，其中，时间段TS位于时间点t1和t2之间。
图4示出了在准备区间PS期间，在时间点t1辐射第一准备HF脉冲PHF1，并且在时间点t2辐射第二准备HF脉冲PHF2。两个准备HF脉冲在时间上间隔时间段TS。
在时间段TS中，由于偏共振，相位Φ增大到值ΦTS。偏共振越强，相位Φ和值ΦTS的上升越陡。通过两个准备HF脉冲PHF1和PHF2来准备纵向磁化。在第二准备HF脉冲PHF2之后，利用在图5中示出的扰流梯度Gspoil使产生的横向磁化移相。
在S3中，在检测区间期间，在时间点t3辐射至少一个读出HF脉冲。
如在图4中可看到的，辐射读出HF脉冲AHF1引起相位从ΦTS到-ΦTS的反转。在进一步的变化过程中，相位ΦSTE进一步增加。此外，FID回波信号的相位累积ΦFID开始。
在S4中，在读出HF脉冲之后，在时间点t4检测至少一个FID回波信号，其中，时间段TEFID位于时间点t3和t4之间。
在S5中，在读出HF脉冲之后，在时间点t5检测至少一个激励的回波信号，其中，时间段TESTE位于时间点t3和t5之间。
在S6中，根据至少一个检测到的FID回波信号和至少一个检测到的激励的回波信号推导出B0图，B0图给出主磁场13的磁场强度的实际空间分布，其中，选择时间段TS，使得来自结合在水中的质子的回波信号，和来自结合在脂肪中的质子的回波信号，经历相同的移相(Dephasierung)。
如图4所示，检测FID回波信号的时间点t4的相位累积ΦFID与检测激励的回波信号的时间点t5的相位累积ΦSTE具有不同的值。因此，差ΔΦeff不等于零。可以根据方程1根据相位差ΔΦeff来确定共振频率或B0图，其方法是，在那里通过有效移相时间ΔTEeff代替ΔTE。
在此，有效移相时间ΔTEeff是如下时间段的差，在这些时间段期间，由于偏共振，两个回波的信号分别累积相位。FID回波信号在时间段TEFID期间累积相位。激励的回波信号在时间段TS期间以及在时间TESTE期间累积相位，从而对于激励的回波信号，得到相位累积时间段-TS+TESTE。因此，对于相位累积时间段的差，得到ΔTEeff＝TEFID-(-TS+TESTE)。
为了实现来自结合在水中的质子的回波信号和来自结合脂肪中的质子的回波信号经历相同的移相，优选适用方程3。
特别是，为此选择准备区间PS的HF脉冲之间的时间TS，使得有效移相时间ΔTEeff满足脂肪/水同相条件。尤其是在<2T、特别是<1T的低场强的情况下，在一定程度上专门延长时间段TS。这基本上意味着，对于低的场强，在准备区间PS的HF脉冲之间插入附加的等待时间，以实现合适的有效移相时间ΔTEeff。
在低场强的情况下延长TS，使得在常见的序列时序中不再实现两个回波的T2*补偿，这使这种参数化不适合用于B1图的重建。也就是说，在这里提出的方法中优化用于重建B0图的参数，而不考虑用于建立B1图的序列的可能的适用性。也就是说，可能检测到的FID回波信号和激励的回波信号不适用于从中推导出B1图，B1图给出至少两个准备HF脉冲的翻转角的空间分布。
特别是，为此首先确定时间段TEFID和TESTE，然后才根据先前确定的时间段TEFID和TESTE确定时间段TS。
也可以想到，在S4之前进行S5，即TEFID<TESTE。特别是，选择检测区间AS中的回波的顺序，使得在通常可实现的序列时序的情况下，在两个回波中，脂肪和水尽可能同相。在存在两种化学键类型的体素中，否则可能由于反相的脂肪和水成分而发生信号丢失。因此，有利地，在大约3T以上的场强的情况下，首先测量激励的回波，然后测量FID梯度回波。相反，在更小的场强的情况下，要首先测量FID梯度回波，然后测量激励的回波，如在图4和5中所示。
如图5所示，在准备区间PS期间，在两个准备HF脉冲PHF1和PHF2之间，将梯度脉冲Gprep辐射到检查区域14中，以调节时间段TESTE和TEFID。此外，在检测区间AS期间，在辐射读出HF脉冲AHF1之后，并且在检测FID信号和激励的回波信号之前，将移相梯度脉冲Gdeph辐射到检查区域14中。此外，在检测区间AS期间，在检测FID信号和激励的回波信号期间，将重定相梯度脉冲Greph辐射到检查区域14中。
通常，当重定相的梯度矩等于先前的移相的梯度矩时，出现相应的回波信号。通过梯度脉冲Gprep、Gdeph和Greph的时序和形状，相应地可以调节FID回波信号和激励的回波信号的时间点t4和t5。
如在图5中示出的，检测区间AS可以包括具有多个读出HF脉冲AHF1、AHF2、...的梯度回波列，其中，在梯度回波序列的每个读出HF脉冲之后，检测至少一个由读出HF脉冲触发的FID信号和至少一个由读出HF脉冲触发的激励的回波信号。特别是，可以利用多个读出HF脉冲AHF1、AHF2、...中的每一个分别记录k空间行。因此，例如可以仅利用一个准备区间PS测量整个层。
在图5中示出了在读出HF脉冲后，总是仅检测一个FID信号和一个激励的回波信号。然而也可以想到，在梯度回波列的每个读出HF脉冲之后检测多个由读出HF脉冲触发的FID信号和多个由读出HF脉冲触发的激励的回波信号。然后，可以使用这些信号，通过合适的重建来增大重建的B0图的值范围。此外，这些另外的回波的数据然后可以用于例如通过狄克逊重建来分离脂肪和水信号。
图6示出了包括多个连续的序列单元的序列，序列单元分别具有准备区间和检测区间。特别是利用每个序列单元分别测量患者15的层。示出了第m个序列单元的第m个检测区间ASm的结束。随后是第m+1个序列单元的第m+1个准备区间PSm+1和第m+1个检测区间ASm+1的开始。在检测区间ASm和随后的准备区间PSm+1之间，将读出方向上的涡流补偿梯度脉冲GECC,RO和层选择方向上的涡流补偿梯度脉冲GECC,SS，辐射到检查区域14中。
通常，每个梯度脉冲感应出涡流。在假设涡流衰减的时间常数与梯度脉冲的持续时间相比较长的情况下，可以证实涡流的强度大约对应于引起涡流的梯度脉冲的矩。这些涡流可能对静态主磁场13产生随着时间变化的干扰。然而，经常仅测量静态主磁场13。
为此，在检测区间ASm、特别是梯度回波列结束时，在此施加涡流补偿梯度脉冲GECC,RO和GECC,SS。有利地，其矩被构造为，使得由它们产生的涡流至少部分补偿由在前的梯度脉冲引起的涡流。因此，特别是，可以补偿更高的空间阶、即二阶和更高阶的涡流。因此，可能的在S6中确定的B0图更少由于涡流而失真。
涡流补偿梯度脉冲特别是可以基于涡流衰减的时间常数来计算。例如，可以为每个磁共振设备10单独计算这些时间常数，或者可以为相同类型的磁共振设备计算平均值。
优选仅在层选择方向GSS和读出方向GRO上施加涡流补偿梯度脉冲。有利地，相位编码梯度脉冲的总矩近似为零。
总之可以确定，图3所示的方法特别是能够实现短的测量时间。特别是也可以实现适用于低的场强的有效移相时间段ΔTEeff(即脂肪和水在两个回波中同相)，而不会使总的测量时间显著增加。在场强降低时，在每个测量的层中，而不是(如在根据图1的传统的方法中)在每个分别测量k空间行的序列元素中，例如仅使用一次用于达到有效移相时间的附加的“等待时间”就足够了。
最后再次指出，上面详细描述的方法和磁共振设备仅仅是实施例，本领域技术人员可以以不同的方式对实施例进行修改，而不脱离本发明的范围。此外，不定冠词“一个”或“一”的使用并不排除相关的特征也可以以复数出现。同样，术语“单元”不排除相关的部件由多个共同作用的必要时也可能分布在空间上的子部件构成。
Claims (15)
1.一种用于产生用于检查对象的磁共振检查的B0图的方法，所述方法包括：
-产生主磁场，
-将具有准备区间和后续的检测区间的成像序列，辐射到检查对象所在的检查区域中，其中，所述成像序列包括：
a)在准备区间期间辐射至少两个准备HF脉冲，
其中，在时间点t1辐射至少两个准备HF脉冲中的第一准备HF脉冲，其中，在时间点t2辐射至少两个准备HF脉冲中的第二准备HF脉冲，
其中，时间段TS位于时间点t1和t2之间，
b)在检测区间期间在时间点t3辐射至少一个读出HF脉冲，
c)在读出HF脉冲之后，在时间点t4检测至少一个FID回波信号，
其中，时间段TEFID位于时间点t3和t4之间，
d)在读出HF脉冲之后，在时间点t5检测至少一个激励的回波信号，
其中，时间段TESTE位于时间点t3和t5之间，
-根据至少一个FID回波信号和至少一个激励的回波信号推导出B0图，B0图给出主磁场的磁场强度的实际空间分布，
其中，根据时间段TEFID和TESTE选择时间段TS，使得在时间点t4和t5之间，来自结合在水中的质子的回波信号的信号分量，与来自结合在脂肪中的质子的回波信号的信号分量，具有相同的相位差。
2.根据权利要求1所述的方法，
其中，选择时间段TS包括以下步骤：
-确定时间段TEFID和TESTE，使得它们尽可能短，
-根据先前确定的时间段TEFID和TESTE确定时间段TS。
3.根据权利要求1所述的方法，
其中，
其中，N是大于零的整数，
其中，δWF给出了水和脂肪的化学位移，
其中，γ给出了结合在水中的质子的旋磁比，
其中，B0,soll给出了主磁场的额定磁场强度。
4.根据权利要求3所述的方法，
其中，适用N＝1。
5.根据权利要求1所述的方法，
其中，主磁场具有小于2T的额定磁场强度B0,soll。
6.根据权利要求1所述的方法，
其中，TEFID<5ms并且TESTE<6ms，特别是TEFID<2.5ms并且TESTE<3.5ms。
7.根据权利要求1所述的方法，
其中，检测到的FID回波信号和激励的回波信号不适合用于从中推导B1图，B1图给出至少两个准备HF脉冲的翻转角的空间分布。
8.根据权利要求1所述的方法，
其中，为了调节时间段TESTE和TEFID，
-在准备区间期间，在至少两个准备HF脉冲之间，将至少一个梯度脉冲Gprep辐射到检查区域中，
-在检测区间期间，在辐射读出HF脉冲之后，并且在检测至少一个FID信号和至少一个激励的回波信号之前，将至少一个梯度脉冲Gdeph辐射到检查区域中，
-在检测区间期间，在检测至少一个FID信号和至少一个激励的回波信号期间，将至少一个梯度脉冲Greph辐射到检查区域中。
9.根据权利要求1所述的方法，
其中，TEFID<TESTE。
10.根据权利要求1所述的方法，
其中，检测区间包括具有多个读出HF脉冲的梯度回波列，其中，在梯度回波列的每个读出HF脉冲之后，检测至少一个由读出HF脉冲触发的FID信号和至少一个由读出HF脉冲触发的激励的回波信号。
11.根据权利要求10所述的方法，
其中，利用多个读出HF脉冲中的每个来分别记录k空间行。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的方法，
其中，在梯度回波列的每个读出RF脉冲之后，检测多个由读出HF脉冲触发的FID信号和多个由读出HF脉冲触发的激励的回波信号。
13.根据权利要求1至11中任一项所述的方法，
其中，所述成像序列包括至少两个连续的序列单元，
其中，多个序列单元分别包括准备区间和后续的检测区间，从而至少在序列单元的检测区间之后直接跟随后续的序列单元的准备区间，
其中，在该检测区间和直接后续的准备区间之间，将至少一个涡流补偿梯度脉冲辐射到检查区域中。
14.一种磁共振设备，其被构造为用于执行根据权利要求1至13中任一项所述的方法中的一个。
15.一种计算机程序产品，所述计算机程序产品包括程序，并且能够直接加载到磁共振设备的可编程的系统控制单元的存储器中，并且具有程序部件，用于在磁共振设备的系统控制单元中执行所述程序时，执行根据权利要求1至13中任一项所述的方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE102020212281.4A DE102020212281B4 (de) | 2020-09-29 | 2020-09-29 | Verfahren zur zeitsparenden Erzeugung einer B0-Karte basierend auf einer Doppelecho-Sequenz mit stimulierten Echos und Magnetresonanzvorrichtung |
| DE102020212281.4 | 2020-09-29 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN114325525A CN114325525A (zh) | 2022-04-12 |
| CN114325525B true CN114325525B (zh) | 2024-04-19 |
Family
ID=80624337
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN202111141003.3A Active CN114325525B (zh) | 2020-09-29 | 2021-09-28 | 用于产生用于磁共振检查的b0图的方法和磁共振设备 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US11531078B2 (zh) |
| CN (1) | CN114325525B (zh) |
| DE (1) | DE102020212281B4 (zh) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102020212272A1 (de) | 2020-09-29 | 2022-03-31 | Siemens Healthcare Gmbh | Echo-spezifische k-Raum-Abtastung bei Multi-Echo-Sequenzen |
Citations (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0263434A (ja) * | 1988-08-31 | 1990-03-02 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN1350176A (zh) * | 2000-10-20 | 2002-05-22 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 相位误差测量方法、校正方法和装置、磁共振成像装置 |
| CN1496706A (zh) * | 2002-10-01 | 2004-05-19 | GEҽҩϵͳ����Ƽ���˾ | 磁共振成像设备 |
| CN1650801A (zh) * | 2004-02-03 | 2005-08-10 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 磁共振成像方法和磁共振成像系统 |
| CN101879063A (zh) * | 2009-05-04 | 2010-11-10 | 西门子公司 | 用于扩散加权地拍摄磁共振信号的方法和磁共振设备 |
| CN103260510A (zh) * | 2010-12-07 | 2013-08-21 | 株式会社日立医疗器械 | 磁共振成像装置以及对比度增强图像取得方法 |
| CN103323800A (zh) * | 2012-03-20 | 2013-09-25 | 西门子公司 | 用于运行磁共振系统的方法和控制装置 |
| CN103649765A (zh) * | 2011-04-11 | 2014-03-19 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有b1绘制的mr成像 |
| WO2014145490A2 (en) * | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Biotech Institute, Llc | Breeding, production, processing and use of specialty cannabis |
| CN104081219A (zh) * | 2012-01-12 | 2014-10-01 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有b1映射的mr成像 |
| FR3010540A1 (fr) * | 2013-09-10 | 2015-03-13 | Schneider Electric Ind Sas | Systeme d'automatisme comprenant plusieurs controleurs logiques programmables connectes sur un reseau de communication |
| CN104685368A (zh) * | 2012-10-02 | 2015-06-03 | 皇家飞利浦有限公司 | 耐金属mr成像参考扫描 |
| CN105531597A (zh) * | 2013-09-10 | 2016-04-27 | 皇家飞利浦有限公司 | 耐金属的mr成像 |
| CN105682550A (zh) * | 2013-10-21 | 2016-06-15 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有温度映射的mr成像 |
| CN107592912A (zh) * | 2015-05-13 | 2018-01-16 | 皇家飞利浦有限公司 | 利用rf线圈灵敏度映射的并行mr成像 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102013201671B3 (de) | 2013-02-01 | 2014-07-31 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zum Erfassen von MR-Daten und zur Bestimmung eines B1-Magnetfelds sowie entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage |
| US10156625B2 (en) * | 2013-08-12 | 2018-12-18 | Koninklijke Philips N.V. | MR imaging with B1 mapping |
-
2020
- 2020-09-29 DE DE102020212281.4A patent/DE102020212281B4/de active Active
-
2021
- 2021-09-17 US US17/477,774 patent/US11531078B2/en active Active
- 2021-09-28 CN CN202111141003.3A patent/CN114325525B/zh active Active
Patent Citations (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0263434A (ja) * | 1988-08-31 | 1990-03-02 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN1350176A (zh) * | 2000-10-20 | 2002-05-22 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 相位误差测量方法、校正方法和装置、磁共振成像装置 |
| CN1496706A (zh) * | 2002-10-01 | 2004-05-19 | GEҽҩϵͳ����Ƽ���˾ | 磁共振成像设备 |
| CN1650801A (zh) * | 2004-02-03 | 2005-08-10 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 磁共振成像方法和磁共振成像系统 |
| CN101879063A (zh) * | 2009-05-04 | 2010-11-10 | 西门子公司 | 用于扩散加权地拍摄磁共振信号的方法和磁共振设备 |
| CN103260510A (zh) * | 2010-12-07 | 2013-08-21 | 株式会社日立医疗器械 | 磁共振成像装置以及对比度增强图像取得方法 |
| CN103649765A (zh) * | 2011-04-11 | 2014-03-19 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有b1绘制的mr成像 |
| CN104081219A (zh) * | 2012-01-12 | 2014-10-01 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有b1映射的mr成像 |
| CN103323800A (zh) * | 2012-03-20 | 2013-09-25 | 西门子公司 | 用于运行磁共振系统的方法和控制装置 |
| DE112013004852T5 (de) * | 2012-10-02 | 2015-06-18 | Philips Gmbh | Metall-unempfindliche MR-Bildgebungs-Referenzabtastung |
| CN104685368A (zh) * | 2012-10-02 | 2015-06-03 | 皇家飞利浦有限公司 | 耐金属mr成像参考扫描 |
| WO2014145490A2 (en) * | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Biotech Institute, Llc | Breeding, production, processing and use of specialty cannabis |
| FR3010540A1 (fr) * | 2013-09-10 | 2015-03-13 | Schneider Electric Ind Sas | Systeme d'automatisme comprenant plusieurs controleurs logiques programmables connectes sur un reseau de communication |
| CN105531597A (zh) * | 2013-09-10 | 2016-04-27 | 皇家飞利浦有限公司 | 耐金属的mr成像 |
| CN105682550A (zh) * | 2013-10-21 | 2016-06-15 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有温度映射的mr成像 |
| CN107592912A (zh) * | 2015-05-13 | 2018-01-16 | 皇家飞利浦有限公司 | 利用rf线圈灵敏度映射的并行mr成像 |
Non-Patent Citations (3)
| Title |
|---|
| Measuring the effect of CZT detector materials on MRI field homogeneity;Ashley T. Tao;《 2014 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference》;全文 * |
| 基于PRF法的磁共振测温技术研究;郑佳雷;《中国优秀硕士学位论文全文数据库》;全文 * |
| 磁共振温度成像技术研究进展;高天欣;《中国医学影像学杂志》;全文 * |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20220099767A1 (en) | 2022-03-31 |
| DE102020212281B4 (de) | 2022-05-12 |
| CN114325525A (zh) | 2022-04-12 |
| DE102020212281A1 (de) | 2022-03-31 |
| US11531078B2 (en) | 2022-12-20 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US9977106B2 (en) | MR imaging with B1 mapping | |
| EP3044604B1 (en) | Metal resistant mr imaging | |
| US20140070805A1 (en) | Mr imaging with b1 mapping | |
| EP2798364B1 (en) | Mr imaging with suppression of flow artefacts | |
| US10302729B2 (en) | Method and magnetic resonance apparatus for speed-compensated diffusion-based diffusion imaging | |
| US10247798B2 (en) | Simultaneous multi-slice MRI measurement | |
| US10222437B2 (en) | MR imaging with temperature mapping | |
| US9494662B2 (en) | Magnetic resonance method and apparatus for automatic calculation of a maximum pulse-length of an excitation pulse | |
| US10012715B2 (en) | Method and apparatus for recording a magnetic resonance data set | |
| CN114325525B (zh) | 用于产生用于磁共振检查的b0图的方法和磁共振设备 | |
| US11327138B2 (en) | Method for compensating eddy currents when creating measurement data by means of magnetic resonance | |
| US11067655B2 (en) | Method and apparatus recording two magnetic resonance images | |
| US10598748B2 (en) | Method and apparatus for simultaneous magnetic resonance multi-contrast data acquisition | |
| US20210173033A1 (en) | Diffusion mr imaging with fat suppression | |
| EP3966583B1 (en) | Dual echo steady state mr imaging using bipolar diffusion gradients | |
| US11762048B2 (en) | Echo-specific k-space sampling with multi-echo sequences | |
| Nehrke et al. | MR imaging with B 1 mapping | |
| JPWO2020225291A5 (zh) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| GR01 | Patent grant |