RU2574312C2

RU2574312C2 - Method of determining characteristics of radio-frequency transmitting circuit

Info

Publication number: RU2574312C2
Application number: RU2013125454/28A
Authority: RU
Inventors: Йохан Самюэл ВАН ДЕН БРИНК; Ингмар ГРАЕССЛИН; Саша КРЮГЕР; Штеффен ВАЙСС; Петер ФЕРНИККЕЛЬ
Original assignee: Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date: 2010-11-02
Filing date: 2011-10-26
Publication date: 2016-02-10

Abstract

FIELD: radio engineering, communication.

SUBSTANCE: invention can be used to determine characteristics of a radio-frequency (RF) transmitting circuit of a magnetic resonance imaging scanner (1). The method comprises determining the evolution of the phase of a first magnetic resonance signal of a local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of a first probe using a first magnetic resonance coil, by measuring RF response of the first probe after said excitation, wherein measurement is carried out using the first magnetic resonance coil; determining the evolution of the phase of a second magnetic resonance signal of the local RF transmitting field, generated by magnetic resonance excitation of a second probe using an external magnetic resonance coil (9; 11; 12; 13), by measuring RF response of the second probe after said excitation, wherein measurement is carried out using the second magnetic resonance coil; enabling determination of characteristics of the phase error of the RF transmitting circuit by calculating phase shift between the evolution of the phase of the first magnetic resonance signal and the evolution of the phase of the second magnetic resonance signal.

EFFECT: enabling determination of characteristics of a RF circuit in real time.

14 cl, 2 dwg

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИFIELD OF TECHNOLOGY

Изобретение относится к способу определения характеристик РЧ передающей цепи сканера магнитно-резонансной визуализации, к устройству для определения характеристик РЧ передающей цепи сканера магнитно-резонансной визуализации и к компьютерному программному продукту.The invention relates to a method for determining the characteristics of an RF transmitting circuit of a magnetic resonance imaging scanner, to a device for determining the characteristics of an RF transmitting circuit of a magnetic resonance imaging scanner, and to a computer program product.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИBACKGROUND

Способы магнитно-резонансного формирования изображений, в которых используют взаимодействие между магнитным полем и ядерными спинами для того, чтобы формировать двухмерные или трехмерные изображения, широко используют в наше время, в частности, в области медицинской диагностики, поскольку в отношении визуализации мягких тканей они во многих отношениях превосходят другие способы визуализации, они не требуют ионизирующего излучения и они обычно являются неинвазивными.Methods of magnetic resonance imaging, which use the interaction between the magnetic field and nuclear spins in order to form two-dimensional or three-dimensional images, are widely used in our time, in particular in the field of medical diagnostics, since with respect to the visualization of soft tissues they Relationships are superior to other imaging modalities, they do not require ionizing radiation, and they are usually non-invasive.

Согласно магнитно-резонансному способу, в целом, тело пациента или, в целом, объект, подлежащий исследованию, располагают в сильном равномерном магнитном поле B₀, направление которого одновременно определяет ось, обычно ось z, системы координат, на которой основано измерение.According to the magnetic resonance method, in general, the patient’s body or, in general, the object to be examined is placed in a strong uniform magnetic field B ₀ , the direction of which simultaneously determines the axis, usually the z axis, of the coordinate system on which the measurement is based.

Магнитное поле создает различные энергетические уровни для отдельных ядерных спинов в зависимости от прикладываемой напряженности магнитного поля, эти спины можно возбуждать (спиновый резонанс) посредством наложения чередующегося электромагнитного поля (РЧ поля) с определенной частотой, так называемой ларморовой частотой или частотой магнитного резонанса. С макроскопической точки зрения распределение отдельных ядерных спинов создает общую намагниченность, которую можно отклонять от состояния равновесия посредством применения электромагнитного импульса подходящей частоты (РЧ импульс) с эффективным магнитным полем, перпендикулярным оси z, чтобы намагниченность прецессировала вокруг оси z.The magnetic field creates different energy levels for individual nuclear spins depending on the applied magnetic field strength, these spins can be excited (spin resonance) by applying an alternating electromagnetic field (RF field) with a certain frequency, the so-called Larmor frequency or magnetic resonance frequency. From a macroscopic point of view, the distribution of individual nuclear spins creates a general magnetization that can be deviated from the equilibrium state by applying an electromagnetic pulse of a suitable frequency (RF pulse) with an effective magnetic field perpendicular to the z axis so that the magnetization precesses around the z axis.

Любую вариацию поперечной намагниченности можно обнаруживать посредством принимающих РЧ антенн, которые располагают и ориентируют внутри исследуемого объема магнитно-резонансного устройства таким образом, чтобы измерять вариации намагниченности в направлении перпендикулярно оси z.Any variation in the transverse magnetization can be detected by receiving RF antennas that position and orient inside the volume under investigation of the magnetic resonance device in such a way as to measure magnetization variations in the direction perpendicular to the z axis.

Для того, чтобы реализовать пространственное разрешение в теле, переключающие градиенты магнитного поля, идущие вдоль трех основных осей, накладывают на равномерное магнитное поле, что ведет к линейной пространственной зависимости резонансной частоты спинов. Тогда сигнал, принятый приемными антеннами, содержит компоненты с различными частотами, которые можно связать с различными местоположениями в теле.In order to realize spatial resolution in the body, switching magnetic field gradients along three main axes are superimposed on a uniform magnetic field, which leads to a linear spatial dependence of the resonant frequency of spins. Then the signal received by the receiving antennas contains components with different frequencies that can be associated with different locations in the body.

Данные сигнала, получаемые через приемные антенны, соответствуют пространственной частотной области и носят название данных k-пространства. Данные k-пространства обычно содержат множество линий, полученных с различным фазовым кодированием, что является результатом различных РЧ возбуждений. Каждую линию оцифровывают посредством сбора множества замеров. Набор замеров данных k-пространства превращают в магнитно-резонансное изображение, например, посредством быстрого преобразования Фурье.The signal data obtained through the receiving antennas correspond to the spatial frequency domain and are called k-space data. The k-space data usually contains many lines obtained with different phase coding, which is the result of various RF excitations. Each line is digitized by collecting multiple measurements. A set of measurements of k-space data is converted into a magnetic resonance image, for example, by means of a fast Fourier transform.

Этот подход теоретически позволяет получать магнитно-резонансные изображения высокого качества, когда магнитно-резонансные замеры получают на идеальной прямолинейной решетке. Однако, поскольку MRI основана на пространственном кодировании градиентов магнитного поля, дефекты любых типов в градиентных полях, а также дефекты любых типов в основном магнитном поле ведут к отклонению замеров от прямолинейной решетки и к различным дефектам магнитно-резонансного изображения, включая, например, искажения изображения, тусклое изображение, размытие и сдвиги в магнитно-резонансных изображениях.This approach theoretically allows obtaining high-quality magnetic resonance images when magnetic resonance measurements are obtained on an ideal rectilinear array. However, since MRI is based on spatial coding of magnetic field gradients, defects of any type in gradient fields, as well as defects of any type in the main magnetic field, lead to deviation of measurements from the rectilinear array and to various defects of the magnetic resonance image, including, for example, image distortion , dim image, blur and shifts in magnetic resonance images.

Искажения в основном магнитном поле могут возникать, например, в связи с неизбежными дефектами магнитного поля, которые являются результатом неидеального изготовления магнитов, дрейфа магнитов, тепловых эффектов, эффектов вихревых токов и т. д. Дополнительно, ограниченная точность и полоса пропускания градиентных усилителей, соединение между градиентными катушками и самоиндукция в градиентных катушках ведут к возмущениям поля магнитных градиентных полей, которые, таким образом, иногда далеки от совершенства.Distortions in the main magnetic field can occur, for example, due to inevitable defects in the magnetic field that result from imperfect manufacture of magnets, magnet drift, thermal effects, eddy current effects, etc. Additionally, limited accuracy and bandwidth of gradient amplifiers, connection between the gradient coils and self-induction in the gradient coils lead to disturbances of the magnetic gradient field fields, which are thus sometimes far from perfect.

Определение характеристик магнитного поля с использованием зондов для мониторинга магнитного поля (MFM) известно из литературы, например, из Magn. Res. Med. 60:187-197 (2008) и Magn. Res. Med. 60:176-186 (2008). В Magn. Res. Med. 60:187-197 (2008) рассмотрен способ получения пространственно-временных компонентов магнитного поля из данных с помощью множества принимающих зондов, размещенных вокруг объекта, представляющего интерес, внутри магнитного поля. Он основан на допущении модели о том, что вариации фазы, как их наблюдают с помощью зондов, являются результатом вариаций магнитного поля. Однако другие источники вариаций фазы также могут иметь место, такие как вызванные физиологией пациента вариации нагрузки передающей РЧ катушки для тела.Characterization of a magnetic field using probes for monitoring a magnetic field (MFM) is known from the literature, for example, from Magn. Res. Med. 60: 187-197 (2008) and Magn. Res. Med. 60: 176-186 (2008). In Magn. Res. Med. 60: 187-197 (2008) describes a method for obtaining the spatio-temporal components of a magnetic field from data using a plurality of receiving probes placed around an object of interest inside a magnetic field. It is based on the assumption of the model that phase variations, as observed by probes, are the result of magnetic field variations. However, other sources of phase variations may also occur, such as physiological changes in the load of the transmitting RF coil for the body caused by the patient's physiology.

В своей исходной форме MFM зонды представляли собой только принимающие зонды, которые имели некоторые ограничения, как рассмотрено в Magn. Res. Med. 62:269-276 (2009). Кроме того, в этой статье предложено модифицировать зонды в приемопередающие зонды, для которых фаза сигнала, мониторинг которой осуществляют, в действительности, будет отражать вызванную магнитным полем фазу и будет менее восприимчивым к РЧ возмущениям от присутствия пациента.In their original form, the MFM probes were only receiving probes, which had some limitations, as discussed in Magn. Res. Med. 62: 269-276 (2009). In addition, this article proposes to modify the probes into transceiver probes for which the phase of the signal being monitored will in fact reflect the phase induced by the magnetic field and will be less susceptible to RF disturbances from the presence of the patient.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯSUMMARY OF THE INVENTION

Однако для конкретных применений, таких как точное управление РЧ импульсами для применений UTE, VERSE или TransmitSENSE, желательно не только управлять (прогнозировать) реакцией магнитного поля для градиентной системы, но также определять характеристики РЧ цепи в реальном времени.However, for specific applications, such as precise RF pulse control for UTE, VERSE or TransmitSENSE applications, it is desirable not only to control (predict) the magnetic field response for the gradient system, but also to determine the characteristics of the RF circuit in real time.

Здесь UTE понимают как визуализацию с ультракоротким эхо-временем с использованием половины возбуждающих импульсов в двух полученных сигналах, которые комбинируют в единое k-пространство. Здесь данные от двух полувозбуждений должны точно покрывать комплементарные части k-пространства профиля среза для оптимальной комбинации. Если частота варьирует между двумя регистрациями, артефакты могут возникать в связи с несовпадением центрального k-пространства.Here UTE is understood as visualization with ultrashort echo time using half of the exciting pulses in two received signals, which are combined into a single k-space. Here, the data from the two half-excitations should accurately cover the complementary parts of the k-space of the slice profile for the optimal combination. If the frequency varies between the two registrations, artifacts may occur due to a mismatch in the central k-space.

Кроме того, VERSE представляет собой схему с переменной частотой импульсов возбуждения, т.е. коррекцию РЧ импульса по варьирующим градиентным амплитудам. Также для управления профилем среза здесь требуется идеальное совпадение градиента и РЧ амплитуды и фазы.In addition, VERSE is a variable frequency excitation circuit, i.e. correction of the RF pulse by varying gradient amplitudes. Also, to control the slice profile, an ideal match between the gradient and the RF amplitude and phase is required here.

В частности, параллельная передача при MRI (например, как применяют в TransmitSENSE) с использованием массива передающих катушек, содержащего набор катушек (например, 8, 16, 32 катушки), представляет перспективную технологию, делающую возможным различные интересные применения, такие как РЧ шимминг и TransmitSENSE, для повышения эффективности магнитного резонанса, в частности при высоких напряженностях поля (Katscher U et al. Magn Reson Med. 2003;49(l): 144-5; Zhu Y. Magn Reson Med. 2004;51(4):775-84). В этом контексте конфигурация передающей катушки обладает решающим значением для применения нацеленной параллельной передачи и предложены установки катушек с различным количеством каналов или топологией катушек (Vernickel P et al. Magn Reson Med. 2007;58:381-9; Alagappan V et al. Magn Reson Med. 2007;57:l 148-1158; Adriany G et al. Magn Reson Med. 2008;59:590-597). Однако это требует B₁ картирования и шимминга по отношению к целевому применению и анатомии.In particular, parallel transmission at MRI (for example, as used in TransmitSENSE) using an array of transmitting coils containing a set of coils (for example, 8, 16, 32 coils), is a promising technology that makes possible various interesting applications, such as RF shimming and TransmitSENSE, to increase the efficiency of magnetic resonance, in particular at high field strengths (Katscher U et al. Magn Reson Med. 2003; 49 (l): 144-5; Zhu Y. Magn Reson Med. 2004; 51 (4): 775 -84). In this context, the configuration of the transmitting coil is critical for the application of targeted parallel transmission and coil setups with different number of channels or coil topology are proposed (Vernickel P et al. Magn Reson Med. 2007; 58: 381-9; Alagappan V et al. Magn Reson Med. 2007; 57: l 148-1158; Adriany G et al. Magn Reson Med. 2008; 59: 590-597). However, this requires B ₁ mapping and shimming with respect to the target application and anatomy.

В₁ картирование понимают как способ определения чувствительностей передающих катушек для передающих катушек. Кроме того, шимминг понимают как процедуру корректировки передающих свойств этих катушек с учетом полученных B₁ карт для того, чтобы получить желаемый, например, гомогенный профиль передачи с определенной пространственной областью магнитно-резонансного возбуждения в исследуемом объеме.In _1, mapping is understood as a method for determining the sensitivities of transmitting coils for transmitting coils. In addition, shimming is understood as a procedure for adjusting the transmitting properties of these coils taking into account the obtained B ₁ cards in order to obtain the desired, for example, homogeneous transmission profile with a certain spatial region of magnetic resonance excitation in the volume under study.

Однако требование к хорошему шиммингу передающей катушки и высокому качеству шимминга катушки требует получения B₁ карт для каждой отдельной катушки.However, the requirement for good shimming of the transmitting coil and high quality of shimming of the coil requires B ₁ cards for each individual coil.

Из указанного выше легко понять, что существует необходимость улучшенного способа визуализации. Следовательно, цель изобретения состоит в том, чтобы предоставить усовершенствованный способ определения характеристик РЧ передающей цепи сканера магнитно-резонансной визуализации, даже в реальном времени.From the above it is easy to understand that there is a need for an improved visualization method. Therefore, the aim of the invention is to provide an improved method for determining the characteristics of the RF transmitting circuit of a magnetic resonance imaging scanner, even in real time.

Настоящее изобретение относится к способу определения характеристик РЧ передающей цепи сканера магнитно-резонансной визуализации с использованием локальной системы передающих/принимающих катушек, причем локальная система передающих/принимающих катушек содержит первый локальный ЯМР зонд и первую локальную магнитно-резонансную катушку, причем первый ЯМР зонд располагают в пространстве в непосредственной близости от первой катушки. Кроме того, используют локальную систему принимающих катушек, причем локальная система принимающих катушек содержит второй локальный ЯМР зонд и вторую локальную магнитно-резонансную катушку, причем второй ЯМР зонд располагают в пространстве в непосредственной близости от второй катушки.The present invention relates to a method for characterizing an RF transmission chain of a magnetic resonance imaging scanner using a local system of transmitting / receiving coils, wherein the local system of transmitting / receiving coils comprises a first local NMR probe and a first local magnetic resonance coil, wherein the first NMR probe is arranged in space in the immediate vicinity of the first coil. In addition, a local system of receiving coils is used, the local system of receiving coils containing a second local NMR probe and a second local magnetic resonance coil, the second NMR probe being located in space in the immediate vicinity of the second coil.

Кроме того, передающая цепь содержит внешнюю магнитно-резонансную катушку, причем способ дополнительно содержит определение эволюции фазы первого магнитно-резонансного сигнала локального РЧ сигнала, генерируемого посредством магнитно-резонансного возбуждения первого зонда с использованием первой магнитно-резонансной катушки, посредством измерения РЧ отклика первого зонда после указанного возбуждения, причем измерение осуществляют с использованием первой магнитно-резонансной катушки. Кроме того, способ содержит определение эволюции фазы второго магнитно-резонансного сигнала локального РЧ сигнала, генерируемого посредством магнитно-резонансного возбуждения второго зонда с использованием внешней магнитно-резонансной катушки, посредством измерения РЧ отклика второго зонда после указанного возбуждения, причем измерение осуществляют с использованием второй магнитно-резонансной катушки. Наконец, способ содержит определение характеристик фазовой ошибки РЧ передающей цепи посредством вычисления, например, зависящего от времени сдвига фазы между эволюцией фазы первого магнитно-резонансного сигнала и эволюцией фазы второго магнитно-резонансного сигнала.In addition, the transmitting circuit includes an external magnetic resonance coil, the method further comprising determining the phase evolution of the first magnetic resonance signal of the local RF signal generated by magnetic resonance excitation of the first probe using the first magnetic resonance coil, by measuring the RF response of the first probe after the specified excitation, and the measurement is carried out using the first magnetic resonance coil. The method further comprises determining the phase evolution of the second magnetic resonance signal of the local RF signal generated by magnetic resonance excitation of the second probe using an external magnetic resonance coil, by measuring the RF response of the second probe after said excitation, the measurement being carried out using the second magnetically resonant coil. Finally, the method comprises determining the phase error characteristics of the RF transmission chain by calculating, for example, a time-dependent phase shift between the phase evolution of the first magnetic resonance signal and the phase evolution of the second magnetic resonance signal.

Способ в соответствии с изобретением имеет такое преимущество, что вариации фазы магнитно-резонансного сигнала можно отделять по отношению к вызванным нагрузкой вариациям в связи с присутствием и даже движением объекта, подлежащего визуализации, а также вариации, вызванные градиентной системой и основным магнитом и их соответствующими дефектами.The method in accordance with the invention has such an advantage that the phase variations of the magnetic resonance signal can be separated with respect to the load-induced variations due to the presence and even movement of the object to be visualized, as well as variations caused by the gradient system and the main magnet and their corresponding defects .

Следует отметить, что, в целом, фаза, вызванная в магнитно-резонансном сигнале, является результатом сдвига частоты РЧ импульса. Таким образом, причина учета фазовых ошибок для определения характеристик РЧ передающей цепи состоит в том, что источником фазовой ошибки является ошибка по частоте в РЧ цепи, которая ведет к фазовой ошибке в получаемом магнитно-резонансном сигнале.It should be noted that, in general, the phase induced in the magnetic resonance signal is the result of a shift in the frequency of the RF pulse. Thus, the reason for taking phase errors into account to determine the characteristics of the RF transmitting circuit is that the source of the phase error is the frequency error in the RF circuit, which leads to a phase error in the resulting magnetic resonance signal.

Следовательно, можно обнаруживать влияние физиологии человека, например дыхания, движений и сердечных циклов, которые могут привести к вариациям РЧ, которая представляет собой более низкую частоту относительно длительности РЧ импульсов, и предоставлять соответствующую обратную связь в реальном времени для РЧ передающей цепи внешней магнитно-резонансной катушки для компенсации таких вариаций, когда передают РЧ поля объекту, подлежащему визуализации, с целью возбуждения ядерного магнитного резонанса. Определение характеристик РЧ передающей цепи, например, можно реализовать в модуле определения характеристик, где корректировку осуществляют с использованием контура обратной связи между модулем определения характеристик и РЧ передающей цепью.Consequently, it is possible to detect the effects of human physiology, such as respiration, movements, and cardiac cycles, which can lead to variations in RF, which is a lower frequency relative to the duration of the RF pulses, and provide the corresponding real-time feedback for the RF transmission chain of the external magnetic resonance coils to compensate for such variations when transmitting RF fields to the object to be visualized in order to excite nuclear magnetic resonance. Characterization of the RF transmitting circuit, for example, can be implemented in the module for determining the characteristics, where the adjustment is carried out using the feedback loop between the module for determining the characteristics and the RF transmitting circuit.

Причина, по которой учитывают эволюцию фазы магнитно-резонансного сигнала, а не только отдельные фазы в заданный момент времени, заключается в следующем: в случае, когда требуется только сдвиг частоты в РЧ цепи для РЧ импульса с эффективной нулевой длительностью, достаточно одной точки на калибровку. Однако, поскольку желательно комбинировать определение сдвига частоты с полным определением характеристик магнитного(ых) поля(ей), следует дискретизировать и анализировать эволюцию фазы магнитно-резонансного сигнала во времени. Затем можно сравнивать сдвиг частоты в сигналах первого и второго зондов для того, чтобы извлечь вклад от РЧ передающей катушки. В соответствующей процедуре аппроксимации другие члены магнитного поля можно ограничивать, чтобы они были равны для первого и второго зонда. В этом случае можно допускать, что сдвиг частоты в РЧ импульсе, в действительности, вызывается моментально. Также возможно аппроксимировать оба сигнала свободно и допускать, что могут возникать зависящие от времени, вызванные радиочастотой члены.The reason that the phase evolution of the magnetic resonance signal is taken into account, and not just the individual phases at a given point in time, is as follows: in the case when only a frequency shift in the RF circuit is required for an RF pulse with an effective zero duration, just one point for calibration . However, since it is desirable to combine the determination of the frequency shift with the complete determination of the characteristics of the magnetic field (s), the phase evolution of the magnetic resonance signal in time should be discretized and analyzed. You can then compare the frequency shift in the signals of the first and second probes in order to extract the contribution from the RF transmitting coil. In the corresponding approximation procedure, other members of the magnetic field can be limited so that they are equal for the first and second probe. In this case, it can be assumed that the frequency shift in the RF pulse, in fact, is caused instantly. It is also possible to approximate both signals freely and assume that time-dependent, radio frequency-induced terms can occur.

В соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения возбуждение первого и второго зонда осуществляют одновременно. Это обладает таким преимуществом, что можно осуществлять высокоточное определение характеристик РЧ передающей цепи. Не требуется никаких теоретических допущений между зависимостью сигналов, получаемых от первого и второго зонда, что, таким образом, гарантирует высокое качество определения характеристик передающей цепи.According to a further embodiment of the invention, the excitation of the first and second probe is carried out simultaneously. This has the advantage that a highly accurate determination of the characteristics of the RF transmission chain can be made. No theoretical assumptions are required between the dependence of the signals received from the first and second probes, which, thus, guarantees high quality determination of the characteristics of the transmitting circuit.

В соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения ядра, возбужденные с использованием первого РЧ передающего поля, отличаются от ядер, возбужденных с использованием второго РЧ передающего поля. Другими словами, системы из двух зондов можно реализовать в виде «гетероядерных» установок, т.е. с использованием различных ядер, один вид - для внешней магнитно-резонансной катушки и вторых принимающих зондов, а второй вид - для первых локальных приемопередающих зондов. Например, в случае, когда внешняя магнитно-резонансная катушка представляет собой объемную катушку, объемная катушка может быть чувствительна к протонам, тогда как локальные приемопередающие зонды чувствительны к другому ядру, например 19F.According to a further embodiment of the invention, the nuclei excited using the first RF transmitting field are different from the nuclei excited using the second RF transmitting field. In other words, systems of two probes can be implemented in the form of “heteronuclear” installations, i.e. using different cores, one view is for an external magnetic resonance coil and second receiving probes, and a second view is for the first local transceiver probes. For example, in the case where the external magnetic resonance coil is a volume coil, the volume coil may be sensitive to protons, while local transceiver probes are sensitive to another nucleus, for example 19F.

Однако изобретение не ограничено различными ядрами в отношении различных атомов, но изобретение также можно применять по отношению к различным ядрам в отношении по существу различных химических сдвигов, т.е. различных ЯМР резонансных частот.However, the invention is not limited to different nuclei with respect to different atoms, but the invention can also be applied to different nuclei with respect to essentially different chemical shifts, i.e. different NMR resonant frequencies.

Дополнительно следует отметить, что изобретение также можно выполнять посредством двухзондовой системы, реализованной в виде «гомоядерной» установки, т.е. с использованием также того же ядра, такого как протон или фтор, возбужденного посредством РЧ передающих полей. Однако в последнем случае возбуждение первого и второго зонда следует осуществлять не одновременно, а последовательно. В другом варианте осуществления указанный набор первых зондов электромагнитно экранируют от возбуждения объемной катушкой. В этом случае возбуждение первого и второго зондов можно осуществлять одновременно даже в гомоядерной установке с использованием, например, блокирующего возбуждения для первых зондов и текущего РЧ возбуждающего импульса для вторых зондов.In addition, it should be noted that the invention can also be carried out by means of a two-probe system implemented in the form of a “homonuclear” installation, i.e. also using the same nucleus, such as a proton or fluorine, excited by RF transmitting fields. However, in the latter case, the excitation of the first and second probe should not be carried out simultaneously, but sequentially. In another embodiment, said set of first probes is electromagnetically shielded from excitation by a volume coil. In this case, the excitation of the first and second probes can be carried out simultaneously even in a homonuclear installation using, for example, blocking excitations for the first probes and the current RF excitation pulse for the second probes.

В соответствии с одним из вариантов осуществления изобретения в случае, если возбуждение первого и второго зондов осуществляют последовательно, способ дополнительно включает мониторинг временных интервалов для указанного возбуждения первого и второго зондов и выравнивание эволюции фазы первого и второго магнитно-резонансных сигналов с использованием временных интервалов первого и второго зондов.In accordance with one embodiment of the invention, if the excitation of the first and second probes is carried out sequentially, the method further includes monitoring time intervals for said excitation of the first and second probes and aligning the phase evolution of the first and second magnetic resonance signals using time intervals of the first and second probes.

В соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения способ дополнительно включает корректировку РЧ передающей цепи для компенсации сдвига фазы. Например, определение характеристик РЧ передающей цепи можно осуществлять посредством модуля определения характеристик, причем корректировку осуществляют с использованием контура обратной связи между модулем определения характеристик и РЧ передающей цепью. Таким образом, медленные вариации в передающей цепи можно отслеживать, медленные вариации, например, обусловлены вариациями нагрузки пациента, так что можно отслеживать соответствующие сдвиги частоты перед передаваемым импульсом.In accordance with a further embodiment of the invention, the method further includes adjusting the RF transmission chain to compensate for phase shift. For example, characterization of an RF transmitting circuit can be performed by a characteristic determining module, wherein adjustment is made using a feedback loop between the characteristic determining module and the RF transmitting circuit. Thus, slow variations in the transmission chain can be monitored, slow variations, for example, due to variations in the patient load, so that the corresponding frequency shifts before the transmitted pulse can be monitored.

В дополнительном аспекте изобретения из РЧ откликов первого и второго зондов извлекают уровень электромагнитного сцепления отдельных локальных магнитно-резонансных катушек с объектом, подлежащим исследованию, в сравнении с предварительно заданным порогом, и деактивируют какую-либо локальную магнитно-резонансную катушку(и), у которой уровень сцепления с объектом превышает предварительно заданный порог. Уровень сцепления между локальной магнитно-резонансной катушкой (или РЧ передающим/принимающим элементом), который превышает предварительно заданный порог, указывает на потенциально опасную ситуацию, при которой может возникнуть РЧ нагрев пациента посредством локальной магнитно-резонансной катушки. Посредством деактивации или отсоединения этой локальной магнитно-резонансной катушки избегают опасность РЧ нагрева. Магнитно-резонансное изображение реконструируют, основываясь на сигналах магнитно-резонансной визуализации, которые получают посредством локальных магнитно-резонансных катушек, для которых отсутствует потенциальная опасность и которые фактически активированы или остаются подключенными. Для множества каналов, например восьми независимых каналов, оставшиеся локальные магнитно-резонансные катушки обычно обеспечивают достаточное покрытие области, представляющей интерес. Дополнительно, квадратурная магнитно-резонансная катушка для тела также может быть использована для получения сигналов магнитного резонанса. Сцепление с объектом посредством деактивированных локальных магнитно-резонансных катушек можно определять по отклику зонда, связанного с деактивированной локальной магнитно-резонансной катушкой. Мониторинг этих уровней сцепления можно использовать для того, чтобы повторно активировать или повторно подключать локальную магнитно-резонансную катушку, когда снова достигается безопасное состояние. В этом аспекте изобретения нет необходимости прерывать всю магнитно-резонансную последовательность визуализации, когда оценивается опасность РЧ нагрева, а деактивируется(ются) только локальная(ые) магнитно-резонансная(ые) катушка(и), которая(ые) связана(ы) с риском РЧ нагрева, и можно продолжать регистрацию магнитно-резонансных сигналов с использованием локальных магнитно-резонансных катушек, которые остались активированными/подключенными.In an additional aspect of the invention, the level of electromagnetic coupling of the individual local magnetic resonance coils with the object to be studied, in comparison with a predetermined threshold, is extracted from the RF responses of the first and second probes and any local magnetic resonance coil (s) is deactivated in which the level of adhesion to the object exceeds a predetermined threshold. The level of adhesion between the local magnetic resonance coil (or RF transmitting / receiving element), which exceeds a predetermined threshold, indicates a potentially dangerous situation in which RF heating of the patient through the local magnetic resonance coil may occur. By deactivating or disconnecting this local magnetic resonance coil, the danger of RF heating is avoided. The magnetic resonance image is reconstructed based on the magnetic resonance imaging signals, which are obtained by means of local magnetic resonance coils, for which there is no potential danger and which are actually activated or remain connected. For multiple channels, for example, eight independent channels, the remaining local magnetic resonance coils usually provide sufficient coverage of the area of interest. Additionally, a quadrature magnetic resonance coil for the body can also be used to obtain magnetic resonance signals. Adhesion to the object by means of deactivated local magnetic resonance coils can be determined by the response of the probe associated with the deactivated local magnetic resonance coil. Monitoring these cohesion levels can be used to re-activate or reconnect a local magnetic resonance coil when a safe condition is reached again. In this aspect of the invention, it is not necessary to interrupt the entire magnetic resonance imaging sequence when the danger of RF heating is assessed and only the local magnetic resonance coil (s) that are connected to the magnetic field are deactivated (s) the risk of RF heating, and you can continue to record magnetic resonance signals using local magnetic resonance coils that remain activated / connected.

В практической реализации отклика зондов на РЧ возбуждающие импульсы из магнитно-резонансной последовательности визуализации можно использовать для того, чтобы определять уровень сцепления локальных магнитно-резонансных катушек с исследуемым объектом. Альтернативно, магнитно-резонансной последовательности визуализации может предшествовать короткий РЧ импульс и уровень сцепления, определяемый по реакциям зондов на предшествующий короткий РЧ импульс. Это обеспечивает практическую реализацию мониторинга опасности РЧ нагрева в магнитно-резонансной последовательности визуализации. В клинической практике настоящее изобретение показывает хорошие результаты в кардиологических исследованиях у пациентов с бедренным имплантом.In the practical implementation of the response of the probes to RF, exciting pulses from the magnetic resonance imaging sequence can be used to determine the level of adhesion of the local magnetic resonance coils to the object under study. Alternatively, the magnetic resonance imaging sequence may be preceded by a short RF pulse and the level of adhesion determined by the responses of the probes to the previous short RF pulse. This provides the practical implementation of the monitoring of the danger of RF heating in a magnetic resonance imaging sequence. In clinical practice, the present invention shows good results in cardiological studies in patients with a femoral implant.

В другой практической реализации одну из локальных магнитно-резонансных катушек активируют для того, чтобы генерировать локальное РЧ передающее поле, которое генерирует отклики зондов. В дополнительном аспекте изобретения каждую из локальных магнитно-резонансных катушек активируют, в свою очередь, для того, чтобы испускать РЧ импульс, и измеряют реакцию всех зондов на этот РЧ импульс. Таким образом, оценивают так называемую матрицу системы, которая представляет взаимное сцепление локальных магнитно-резонансных катушек. Например, когда используют восемь независимых РЧ передающих/принимающих каналов, восемь РЧ импульсов можно чередовать с магнитно-резонансной последовательностью для визуализации. Таким образом, матрицу системы регулярно обновляют без нарушения магнитно-резонансной последовательности визуализации. Альтернативно, измерение матрицы системы можно распределять по последовательности визуализации. В этой реализации коротко применяют РЧ импульсы для измерения откликов зондов перед каждым из нескольких РЧ возбуждающих импульсов магнитно-резонансной последовательности визуализации. Когда используются, например, восемь независимых РЧ каналов, то восемь РЧ импульсов необходимо для оценивания матрицы системы. Это дает точные результаты, поскольку изменения в сцеплении локальных магнитно-резонансных катушек с имплантами в теле пациента возникают медленно по сравнению со временем, необходимым для РЧ импульсов, чтобы оценивать и обновлять матрицу системы.In another practical implementation, one of the local magnetic resonance coils is activated in order to generate a local RF transmission field that generates probe responses. In an additional aspect of the invention, each of the local magnetic resonance coils is activated, in turn, in order to emit an RF pulse, and the response of all the probes to this RF pulse is measured. Thus, the so-called matrix of the system is evaluated, which represents the mutual coupling of the local magnetic resonance coils. For example, when eight independent RF transmit / receive channels are used, eight RF pulses can be alternated with a magnetic resonance sequence for visualization. Thus, the matrix of the system is regularly updated without violating the magnetic resonance imaging sequence. Alternatively, the measurement of the matrix of the system can be distributed according to the sequence of visualization. In this implementation, RF pulses are briefly used to measure probe responses in front of each of several RF excitation pulses of the magnetic resonance imaging sequence. When, for example, eight independent RF channels are used, then eight RF pulses are necessary for evaluating the system matrix. This gives accurate results, since changes in the cohesion of local magnetic resonance coils with implants in the patient’s body occur slowly compared to the time required for RF pulses to evaluate and update the system matrix.

Чтобы поддерживать оптимальное качество изображения, настройки РЧ шимминга для того, чтобы компенсировать пространственные неоднородности РЧ возбуждения (B₁), поля обновляют, чтобы учесть, что некоторые локальные магнитно-резонансные катушки деактивированы или отсоединены. Начальные настройки РЧ шимминга основаны на B₁ карте, которую получают перед магнитно-резонансной последовательностью для визуализации.In order to maintain optimal image quality, the RF shimming settings in order to compensate for the spatial heterogeneity of the RF excitation (B ₁ ), the fields are updated to take into account that some local magnetic resonance coils are deactivated or disconnected. The initial settings for RF shimming are based on the B ₁ card, which is obtained in front of the magnetic resonance sequence for visualization.

В соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения первый и второй зонды обыкновенно предоставляют в виде всего одного зонда. Аналогичным образом, в соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения, первую катушку и вторую катушку предпочтительно предоставляют в виде всего одной РЧ катушки.According to a further embodiment of the invention, the first and second probes are typically provided as a single probe. Similarly, in accordance with a further embodiment of the invention, the first coil and the second coil are preferably provided in the form of only one RF coil.

Таким образом, возможно широкое разнообразие комбинаций числа РЧ катушек и зондов. Например, в случае, если возбуждение первого и второго зондов осуществляют последовательно, всего один зонд в комбинации со всего одной РЧ катушкой можно использовать для того, чтобы определятьThus, a wide variety of combinations of the number of RF coils and probes is possible. For example, if the first and second probes are excited sequentially, only one probe in combination with just one RF coil can be used to determine

эволюцию фазы первого магнитно-резонансного сигнала для локального РЧ передающего поля, генерируемого посредством магнитно-резонансного возбуждения зонда, с использованием магнитно-резонансной катушки, причем эволюцию фазы первого магнитно-резонансного сигнала определяют посредством измерения РЧ отклика указанного зонда с использованием указанной выше одной РЧ катушки;the phase evolution of the first magnetic resonance signal for a local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the probe using a magnetic resonance coil, wherein the phase evolution of the first magnetic resonance signal is determined by measuring the RF response of the specified probe using the above one RF coil ;

эволюцию фазы второго магнитно-резонансного сигнала для локального РЧ передающего поля, генерируемого посредством магнитно-резонансного возбуждения того же зонда с использованием внешней магнитно-резонансной катушки, причем эволюцию фазы второго магнитно-резонансного сигнала определяют посредством измерения РЧ отклика указанного зонда с использованием указанной выше одной РЧ катушки.the phase evolution of the second magnetic resonance signal for the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the same probe using an external magnetic resonance coil, and the phase evolution of the second magnetic resonance signal is determined by measuring the RF response of the specified probe using the above one RF coils.

Однако также возможно использовать, например, один зонд в комбинации с двумя различными катушками (первой катушкой и второй катушкой). Конечно, также возможно использовать два различных зонда в комбинации со всего одной РЧ катушкой. В случае, если РЧ катушку можно настраивать на две различные резонансные частоты, можно осуществлять последовательно магнитно-резонансную регистрацию данных магнитно-резонансных сигналов, получаемых от двух различных ядер с соответствующей расстройкой, таких как 1H и 19F.However, it is also possible to use, for example, one probe in combination with two different coils (first coil and second coil). Of course, it is also possible to use two different probes in combination with just one RF coil. If the RF coil can be tuned to two different resonant frequencies, it is possible to carry out sequentially magnetic resonance recording of magnetic resonance signals received from two different cores with the corresponding detuning, such as 1H and 19F.

В соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения определение характеристик РЧ передающей цепи осуществляют с использованием магнитно-резонансной калибровочной последовательности перед исполнением последовательности визуализации. Другими словами, характеристики РЧ передающей цепи сканера магнитно-резонансной визуализации определяют перед передаваемым импульсом так, что вариации в передающей цепи в реальном времени, например, в связи с нагрузкой пациента, можно отслеживать и компенсировать.According to a further embodiment of the invention, the characteristics of the RF transmission chain are determined using a magnetic resonance calibration sequence before executing the imaging sequence. In other words, the characteristics of the RF transmitting circuit of the magnetic resonance imaging scanner are determined before the transmitted pulse so that variations in the transmitting circuit in real time, for example, due to the patient load, can be monitored and compensated.

В соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения внешняя магнитно-резонансная катушка представляет собой параллельную передающую катушку, которая имеет множество независимых передающих мод или передающих элементов.According to a further embodiment of the invention, the external magnetic resonance coil is a parallel transmitting coil that has a plurality of independent transmit modes or transmit elements.

В соответствии с дополнительным вариантом осуществления изобретения первая и вторая катушки располагают в пространстве в непосредственной близости друг от друга или располагают в пространстве отдельно друг от друга, причем в последнем случае способ дополнительно содержит установление зависимости первой и второй катушки друг от друга посредством физической модели. Таким образом, очень гибким образом первую и вторую катушки размещают в исследуемом объеме.According to a further embodiment of the invention, the first and second coils are arranged in space in close proximity to each other or are arranged in space separately from each other, in the latter case, the method further comprises establishing the dependence of the first and second coils on each other by means of a physical model. Thus, in a very flexible way, the first and second coils are placed in the test volume.

Установку можно расширять на установку с множеством местоположений зондов, причем вплоть до каждого местоположение реализуют как двойное считывание данных.An installation can be extended to an installation with a plurality of probe locations, with up to each location being implemented as double data reading.

В другом аспекте изобретение относится к устройству для определения характеристик РЧ передающей цепи сканера магнитно-резонансной визуализации, причем устройство содержит:In another aspect, the invention relates to a device for determining the characteristics of the RF transmitting circuit of a magnetic resonance imaging scanner, the device comprising:

локальную систему передающих/принимающих катушек, причем локальная система передающих/принимающих катушек содержит первый локальный ЯМР зонд и первую локальную магнитно-резонансную катушку, причем первый ЯМР зонд располагают в пространстве в непосредственной близости от первой катушки,a local system of transmitting / receiving coils, the local system of transmitting / receiving coils comprising a first local NMR probe and a first local magnetic resonance coil, the first NMR probe being located in space in the immediate vicinity of the first coil,

локальную систему принимающих катушек, причем локальная система принимающих катушек содержит второй локальный ЯМР зонд и вторую локальную магнитно-резонансную катушку, причем второй ЯМР зонд располагают в пространстве в непосредственной близости от второй катушки,a local system of receiving coils, the local system of receiving coils containing a second local NMR probe and a second local magnetic resonance coil, the second NMR probe being located in space in the immediate vicinity of the second coil,

причем передающая цепь содержит внешнюю магнитно-резонансную катушку, причем устройство адаптировано для:moreover, the transmitting circuit contains an external magnetic resonance coil, and the device is adapted for:

определения эволюции фазы первого магнитно-резонансного сигнала локального РЧ передающего поля, генерируемого посредством магнитно-резонансного возбуждения первого зонда с использованием первой магнитно-резонансной катушки, посредством измерения РЧ отклика первого зонда после указанного возбуждения, причем измерение осуществляют с использованием первой магнитно-резонансной катушки,determining the phase evolution of the first magnetic resonance signal of the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the first probe using the first magnetic resonance coil, by measuring the RF response of the first probe after said excitation, the measurement being carried out using the first magnetic resonance coil,

определения эволюции фазы второго магнитно-резонансного сигнала локального РЧ передающего поля, генерируемого посредством магнитно-резонансного возбуждения второго зонда с использованием внешней магнитно-резонансной катушки, посредством измерения РЧ отклика второго зонда после указанного возбуждения, причем измерение осуществляют с использованием второй магнитно-резонансной катушки,determining the phase evolution of the second magnetic resonance signal of the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the second probe using an external magnetic resonance coil, by measuring the RF response of the second probe after said excitation, the measurement being carried out using the second magnetic resonance coil,

обеспечения определения характеристик фазовой ошибки РЧ передающей цепи посредством вычисления сдвига фазы между эволюцией фазы первого магнитно-резонансного сигнала и эволюцией фазы второго магнитно-резонансного сигнала.providing characterization of the phase error of the RF transmission chain by calculating the phase shift between the phase evolution of the first magnetic resonance signal and the phase evolution of the second magnetic resonance signal.

В другом аспекте изобретение относится к компьютерному программному продукту, содержащему исполняемые компьютером инструкции для осуществления способа согласно любому этапу способа, как описано выше.In another aspect, the invention relates to a computer program product comprising computer-executable instructions for implementing a method according to any process step, as described above.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙBRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

Приложенные чертежи раскрывают предпочтительные варианты осуществления изобретения. Следует понимать, однако, что чертежи приведены только с целью иллюстрации, а не в качестве определения границ изобретения. На чертежах:The accompanying drawings disclose preferred embodiments of the invention. It should be understood, however, that the drawings are for illustrative purposes only, and not as a definition of the scope of the invention. In the drawings:

фиг.1 - схематичная иллюстрация магнитно-резонансного устройства в соответствии с изобретением,figure 1 is a schematic illustration of a magnetic resonance device in accordance with the invention,

фиг.2 - дополнительная схематичная иллюстрация устройства локальных катушек для осуществления способа в соответствии с изобретением.figure 2 is a further schematic illustration of a device of local coils for implementing the method in accordance with the invention.

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯDETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

На фиг.1 показана система 1 магнитно-резонансной визуализации. Система содержит сверхпроводящие или резистивные катушки 2 основного магнита так, что создают по существу равномерное, постоянное во времени основное магнитное поле B₀ вдоль оси z через исследуемый объем.1 shows a magnetic resonance imaging system 1. The system comprises superconducting or resistive coils 2 of the main magnet so that they create a substantially uniform, time-constant main magnetic field B ₀ along the z axis through the volume under investigation.

Система управления генерацией магнитного резонанса подает серию РЧ импульсов и переключает градиенты магнитного поля для того, чтобы инвертировать или возбудить ядерные магнитные спины, вызвать магнитный резонанс, перефокусировать магнитный резонанс, управлять магнитным резонансом, кодировать магнитный резонанс в пространстве или, иным образом, насыщать спины и т.п., чтобы осуществлять магнитно-резонансную визуализацию.The magnetic resonance generation control system delivers a series of RF pulses and switches the magnetic field gradients in order to invert or excite nuclear magnetic spins, cause magnetic resonance, refocus magnetic resonance, control magnetic resonance, encode magnetic resonance in space or, otherwise, saturate the spins and etc., to perform magnetic resonance imaging.

Более конкретно, усилитель 3 градиентного импульса подает токовые импульсы на выбранные из градиентных катушек 4, 5 и 6 для всего тела вдоль осей x, у и z исследуемого объема. РЧ передатчики 7 передают РЧ импульсы или пакеты импульсов через переключатель 8 передачи/приема на РЧ антенну 9 для того, чтобы передавать РЧ импульсы в исследуемый объем. Типичная магнитно-резонансная последовательность визуализации состоит из пакета РЧ импульсных последовательностей короткой длительности, которые, если их взять вместе друг с другом и какими-либо наложенными градиентами магнитного поля, достигают выбранного управления ядерным магнитным резонансом. РЧ импульсы используют для того, чтобы насыщать, возбуждать резонанс, инвертировать намагниченность, перефокусировать резонанс или управлять резонансом и выбирать часть тела 10, расположенного в исследуемом объеме. Магнитно-резонансные сигналы также можно принимать посредством РЧ антенны 9.More specifically, the gradient pulse amplifier 3 delivers current pulses to selected from the gradient coils 4, 5 and 6 for the whole body along the x, y and z axes of the volume under study. The RF transmitters 7 transmit the RF pulses or pulse packets through the transmit / receive switch 8 to the RF antenna 9 in order to transmit the RF pulses to the test volume. A typical magnetic resonance imaging sequence consists of a packet of RF pulse sequences of short duration, which, if taken together with each other and any superimposed magnetic field gradients, achieve the selected control of nuclear magnetic resonance. RF pulses are used to saturate, excite the resonance, invert the magnetization, refocus the resonance or control the resonance and select the part of the body 10 located in the volume under study. Magnetic resonance signals can also be received through the RF antenna 9.

Для генерации магнитно-резонансных изображений ограниченных областей тела или объекта 10 в целом, например, посредством параллельной визуализации набор РЧ катушек 11, 12 и 13 локального массива располагают смежно с областью, выбранной для визуализации. Катушки 11, 12 и 13 массива можно использовать, чтобы принимать магнитно-резонансные сигналы, вызванные посредством РЧ передач, осуществляемых через РЧ антенну. Однако также возможно использовать катушки 11, 12 и 13 массива, чтобы передавать РЧ сигналы в исследуемый объем.To generate magnetic resonance images of limited areas of the body or object 10 as a whole, for example, by parallel imaging, a set of RF coils 11, 12 and 13 of the local array are adjacent to the region selected for visualization. Array coils 11, 12, and 13 can be used to receive magnetic resonance signals caused by RF transmissions via an RF antenna. However, it is also possible to use array coils 11, 12, and 13 to transmit RF signals to the test volume.

Получаемые магнитно-резонансные сигналы принимают посредством РЧ антенны 9 и/или посредством массива РЧ катушек 11, 12 и 13 и демодулируют посредством приемника 14, предпочтительно содержащего предусилитель (не показан). Приемник 14 соединен с РЧ катушками 9, 11, 12 и 13 через переключатель 8 передачи/приема.The resulting magnetic resonance signals are received by means of an RF antenna 9 and / or by an array of RF coils 11, 12 and 13 and demodulated by a receiver 14, preferably comprising a preamplifier (not shown). The receiver 14 is connected to the RF coils 9, 11, 12, and 13 via a transmit / receive switch 8.

Главный компьютер 15 управляет усилителем 3 градиентного импульса и передатчиком 7 для того, чтобы генерировать какую-либо из множества последовательностей для визуализации, такую как эхо-планарная визуализация (EPI), эхо-объемная визуализация, градиентная и спин-эховая визуализация, быстрая спин-эховая визуализация, применения UTE, VERSE или TransmitSENSE и т.п.The host computer 15 controls the gradient pulse amplifier 3 and the transmitter 7 in order to generate any of a plurality of imaging sequences, such as echo planar imaging (EPI), echo volume imaging, gradient and spin echo imaging, fast spin echo visualization, UTE, VERSE or TransmitSENSE applications, etc.

Для выбранной последовательности приемник 14 принимает одну или множество линий магнитно-резонансных данных в быстрой последовательности после каждого РЧ возбуждающего импульса. Система 16 регистрации данных осуществляет аналогово-цифровое преобразование принимаемых сигналов и преобразует каждую линию магнитно-резонансных данных в цифровой формат, подходящий для дальнейшей обработки. В современных магнитно-резонансных устройствах система 16 регистрации данных представляет собой отдельный компьютер, который специализирован на регистрации исходных данных изображения.For the selected sequence, the receiver 14 receives one or many lines of magnetic resonance data in quick succession after each RF excitation pulse. The data recording system 16 performs analog-to-digital conversion of the received signals and converts each line of magnetic resonance data into a digital format suitable for further processing. In modern magnetic resonance devices, the data recording system 16 is a separate computer that is specialized in recording the original image data.

В конечном итоге, цифровые исходные данные изображения реконструируют в представление изображения посредством реконструирующего процессора 17, который применяет преобразование Фурье или другие подходящие алгоритмы реконструкции. Магнитно-резонансное изображение может представлять плоский срез через пациента, ряд параллельных плоских срезов, трехмерный объем или тому подобное. Затем изображение сохраняют в памяти изображений, где к нему можно осуществлять доступ для превращения срезов или других частей представления изображения в подходящие форматы для визуализации, например, через видеомонитор 18, который предусматривает читаемое человеком отображение получаемого магнитно-резонансного изображения.Ultimately, the digital source image data is reconstructed into an image representation by means of a reconstruction processor 17 that applies Fourier transform or other suitable reconstruction algorithms. The magnetic resonance image may represent a flat section through a patient, a series of parallel flat sections, a three-dimensional volume, or the like. Then the image is stored in the image memory, where it can be accessed to convert slices or other parts of the image into suitable formats for visualization, for example, through a video monitor 18, which provides a human-readable display of the resulting magnetic resonance image.

На фиг.2 изображено устройство для определения характеристик РЧ передающей цепи магнитно-резонансного сканера 1 более подробно. На фиг.2 представлен основной магнит 200, который определяет своим каналом магнита исследуемый объем 202. Внутри исследуемого объема 202 помещают объект 10 для визуализации. Полагая, что объект 10 представляет собой человеческий организм, который выполняет движения, например, в связи с дыханием, сокращениями сердца или движением конечностей тела, такие движения вызывают вариации в нагрузке, воспринимаемой посредством внешней магнитно-резонансной катушки 9, которая в настоящем случае представляет магнитно-резонансную катушку для тела. Однако следует отметить, что также катушки 11, 12 и 13 массива, изображенные на фиг.1, можно использовать для целей визуализации.Figure 2 shows a device for determining the characteristics of the RF transmitting circuit of a magnetic resonance scanner 1 in more detail. Figure 2 presents the main magnet 200, which determines by its channel of the magnet the volume under investigation 202. An object 10 is placed inside the volume under investigation 202 for visualization. Assuming that the object 10 is a human body that performs movements, for example, in connection with breathing, contractions of the heart or movement of the limbs of the body, such movements cause variations in the load perceived by the external magnetic resonance coil 9, which in the present case is magnetically - resonant body coil. However, it should be noted that also the coils 11, 12, and 13 of the array depicted in FIG. 1 can be used for visualization purposes.

Как указано выше, влияние со стороны физиологии человека, например, в связи с дыханием ведет к вариациям, которые имеют низкую частоту относительно временных интервалов РЧ импульсов. Посредством мониторинга вариаций нагрузки, вызванных в связи с дыханием пациента, необходима соответствующая обратная связь в реальном времени для получаемого изменения в конкретной фазе РЧ передачи, например, с РЧ усилителем посредством контура обратной связи.As indicated above, the influence of human physiology, for example, in connection with respiration leads to variations that have a low frequency relative to the time intervals of the RF pulses. By monitoring load variations caused by the patient’s breathing, appropriate real-time feedback is needed to obtain the change in a particular phase of the RF transmission, for example, with an RF amplifier via a feedback loop.

С этой целью предоставлены наборы локальных систем 204 передающих/принимающих катушек и локальных систем 206 принимающих катушек. Каждая локальная система 204 передающих/принимающих катушек содержит локальный ЯМР зонд (первый локальный магнитно-резонансный зонд) и первую локальную магнитно-резонансную катушку. Первый ЯМР зонд располагают в пространстве в непосредственной близости от первой катушки системы 204 катушек. Термин «непосредственная близость» можно понимать, например, как катушку, по меньшей мере частично заключающую локальный ЯМР зонд. Кроме того, предпочтительно расстояние между зондом и катушкой чрезвычайно мало, так что возбуждение, вызываемое посредством катушки, вызывается только в соответствующем ЯМР зонде.To this end, sets of local transmit / receive coil systems 204 and local receive coil systems 206 are provided. Each local transmitter / receiver coil system 204 comprises a local NMR probe (first local magnetic resonance probe) and a first local magnetic resonance coil. The first NMR probe is located in space in the immediate vicinity of the first coil of the coil system 204. The term “immediate proximity” can be understood, for example, as a coil at least partially enclosing a local NMR probe. In addition, it is preferable that the distance between the probe and the coil is extremely small, so that the excitation caused by the coil is caused only in the corresponding NMR probe.

Кроме того, на фиг.2 представлена локальная система 206 принимающих катушек, содержащая второй локальный ЯМР зонд и вторую локальную магнитно-резонансную катушку, где второй ЯМР зонд также располагают в пространстве в непосредственной близости от второй катушки. В одном из вариантов осуществления, показанном на фиг.2, локальную систему 204 передающих/принимающих катушек и локальную систему 206 принимающих катушек располагают рядом друг с другом так, что каждое местоположение реализуется как двойной отсчет. В альтернативном варианте осуществления две независимые MFM системы, образованные локальной системой 210 передающих/принимающих катушек и локальной системой принимающих катушек 208, можно реализовать в точно отличающихся местоположениях, в каждом из которых зондируют реакцию поля, причем РЧ реакция выводится из предшествующего знания, связывающего две зондовые системы 208 и 210.In addition, FIG. 2 shows a local system 206 of receiving coils containing a second local NMR probe and a second local magnetic resonance coil, where the second NMR probe is also located in space in the immediate vicinity of the second coil. In one of the embodiments shown in FIG. 2, the local transmit / receive coil system 204 and the local receive coil system 206 are positioned adjacent to each other so that each location is implemented as a double count. In an alternative embodiment, two independent MFM systems constituted by a local transmitter / receiver coil system 210 and a local receiver coil system 208 can be implemented at precisely different locations, in each of which a field response is probed, the RF response being derived from prior knowledge linking the two probe systems 208 and 210.

В любом случае эволюция фазы первого магнитно-резонансного сигнала локального РЧ передающего поля, генерируемого посредством магнитно-резонансного возбуждения первого зонда с использованием первой магнитно-резонансной катушки системы 204 катушек, определяется посредством измерения РЧ отклика указанного первого зонда после указанного возбуждения, причем измерение осуществляют также с использованием первой магнитно-резонансной катушки системы 204.In any case, the phase evolution of the first magnetic resonance signal of the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the first probe using the first magnetic resonance coil of the system 204 coils is determined by measuring the RF response of the specified first probe after the specified excitation, and the measurement is also carried out using the first magnetic resonance coil of system 204.

Кроме того, эволюция фазы второго магнитно-резонансного сигнала локального РЧ передающего поля, генерируемого посредством магнитно-резонансного возбуждения второго зонда системы 206 с использованием катушки 9 для всего тела, определяется посредством измерения РЧ отклика второго зонда после указанного возбуждения, причем измерение осуществляют с использованием второй магнитно-резонансной катушки из системы 206 катушек.In addition, the phase evolution of the second magnetic resonance signal of the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the second probe of the system 206 using coil 9 for the whole body is determined by measuring the RF response of the second probe after the specified excitation, and the measurement is carried out using the second magnetic resonance coils from a system of 206 coils.

Наконец, определение характеристик фазовой ошибки РЧ передающей цепи катушки 9 для всего тела обеспечивают посредством вычисления сдвига фазы между эволюцией фазы первого магнитно-резонансного сигнала и эволюцией фазы второго магнитно-резонансного сигнала.Finally, the determination of the phase error characteristics of the RF transmission chain of the coil 9 for the whole body is provided by calculating the phase shift between the phase evolution of the first magnetic resonance signal and the phase evolution of the second magnetic resonance signal.

Вкратце, используют два зонда, предпочтительно по существу в одном и том же местоположении в магнитно-резонансной системе так, что их отклики, главным образом, идентичны для какого-либо эффекта магнитного поля. Один из зондов представляет собой локальный передающий/принимающий зонд, где другой зонд возбуждается с использованием катушки для всего тела 9. Какие-либо различия в отклике между двухзондовыми системами могут быть отнесены на счет взаимодействия пациента 10 с передающей системой катушки для тела, т.е. РЧ передающей цепью катушки 9 для тела.In short, two probes are used, preferably at substantially the same location in the magnetic resonance system, so that their responses are mainly identical for any magnetic field effect. One of the probes is a local transmitting / receiving probe, where the other probe is excited using a coil for the whole body 9. Any differences in the response between the two-probe systems can be attributed to the interaction of patient 10 with the transmitter system of the body coil, i.e. . RF transmitting circuit of coil 9 for the body.

Следует отметить, что в предпочтительном варианте осуществления можно реализовать одновременное возбуждение обеих зондовых систем. Для калибровки временных интервалов сигналов и эволюции фазы предпочтительно обеспечивать одинаковую или постоянную относительную частоту демодуляции.It should be noted that in a preferred embodiment, the simultaneous excitation of both probe systems can be realized. To calibrate the signal time intervals and phase evolution, it is preferable to provide the same or constant relative demodulation frequency.

Claims

1. The method of determining the characteristics of the RF transmitting circuit of the scanner (1) magnetic resonance imaging using
local system (204; 210) of transmitting / receiving coils, and the local system (204; 210) of transmitting / receiving coils contains a first local NMR probe and a first local magnetic resonance coil, the first NMR probe being placed in space in the immediate vicinity of the first coil ,
local system (206; 208) of the receiving coils, and the local system (206; 208) of the receiving coils contains a second local NMR probe and a second local magnetic resonance coil, the second NMR probe being located in space in the immediate vicinity of the second coil,
moreover, the transmitting circuit contains an external magnetic resonance coil (9; 11; 12; 13), the method comprising:
determining the phase evolution of the first magnetic resonance signal of the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the first probe using the first magnetic resonance coil, by measuring the RF response of the first probe after said excitation, the measurement being carried out using the first magnetic resonance coil,
determining the phase evolution of the second magnetic resonance signal of the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the second probe using an external magnetic resonance coil (9; 11; 12; 13), by measuring the RF response of the second probe after the specified excitation, the measurement carried out using a second magnetic resonance coil,
providing characterization of the phase error of the RF transmitting circuit by calculating the phase shift between the phase evolution of the first magnetic resonance signal and the phase evolution of the second magnetic resonance signal.

2. The method according to p. 1, in which the excitation of the first and second probes is carried out simultaneously.

3. The method of claim 1, wherein the nuclei excited using the first RF transmitting field are different from the nuclei excited using the second RF transmitting field.

4. The method according to claim 1, wherein the excitation of the first and second probes is carried out sequentially, the method further comprising monitoring time intervals of said excitation of the first and second probes and aligning the phase evolution of the first and second magnetic resonance signals using time intervals of the first and second probes .

5. The method of claim 1, further comprising adjusting the RF RF transmission chain to compensate for phase shift.

6. The method according to claim 1, in which the level of electromagnetic coupling with the object to be studied is derived from the RF responses of the first and second probes for individual local magnetic resonance coils in comparison with a predetermined threshold and deactivate which (s) is any local ( s) magnetic resonance coil (s), in which (s) the level of adhesion to the object exceeds a predetermined threshold.

7. The method according to claim 1, wherein the level of electromagnetic coupling of the individual local magnetic resonance coils is extracted from the RF responses of the first and second probes when they are deactivated.

8. The method of claim 6, wherein a magnetic resonance imaging sequence that includes RF excitation pulses is used, and the RF responses of the probes to said RF excitation are measured.

9. The method of claim 1, wherein the first probe and the second probe are typically provided as a single probe.

10. The method of claim 1, wherein the first coil and second coil are typically provided in the form of just one RF coil.

11. The method of claim 1, wherein the characterization of the RF transmitting circuit is performed using a magnetic resonance calibration sequence before executing the visualization sequence.

12. The method according to claim 1, in which the external magnetic resonance coil (9; 11; 12; 13) is a parallel transmitting coil.

13. The method according to p. 1, in which the first and second coil
positioned in space in close proximity to each other or
placed in space separately from each other, and the method further comprises determining the actual connection of the first and second coils with each other.

14. A device for determining the characteristics of the RF transmitting circuit of the scanner magnetic resonance imaging, and the device contains
a local system (204; 210) of transmitting / receiving coils, the local system (204; 210) of transmitting / receiving coils containing a first local NMR probe and a first local magnetic resonance coil, the first NMR probe being located in space in the immediate vicinity of the first coil ,
a local system (206; 208) of receiving coils, the local system (206; 208) of receiving coils containing a second local NMR probe and a second local magnetic resonance coil, the second NMR probe being located in space in the immediate vicinity of the second coil,
moreover, the transmitting circuit contains an external magnetic resonance coil (9; 11; 12; 13), and the device is adapted for:
determining the phase evolution of the first magnetic resonance signal of the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the first probe using the first magnetic resonance coil, by measuring the RF response of the first probe after said excitation, the measurement being carried out using the first magnetic resonance coil,
determining the phase evolution of the second magnetic resonance signal of the local RF transmitting field generated by magnetic resonance excitation of the second probe using an external magnetic resonance coil (9; 11; 12; 13), by measuring the RF response of the second probe after said excitation, carried out using a second magnetic resonance coil,
providing characterization of the phase error of the RF transmission chain by calculating the phase shift between the phase evolution of the first magnetic resonance signal and the phase evolution of the second magnetic resonance signal.