CN103675738B - 用于控制磁共振系统的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于控制磁共振系统（1）的方法，所述磁共振系统具有多个高频发送通道（S1,…,SN），通过所述发送通道在运行中并行发送HF脉冲串（b1,…,bN），所述HF脉冲串分别包括至少一个高频脉冲（HFA,HFR）。在此，首先这样确定HF脉冲串（b1,…,bN），使得通过高频脉冲（HFA,HFR），最小的B1场最大值不被超过。然后，在特定于检查对象的调节步骤中确定当前的由组件引起的B1场最大值（<B1>max），并且最后，在时间上缩短所述高频脉冲（HFA,HFR），其中其振幅（AA,AR）在考虑当前的由组件引起的B1场最大值（<B1>max）的条件下被提高。此外，还描述了一种相应工作的脉冲优化装置（19）以及具有这样的脉冲优化装置（19）的磁共振系统（1）。

Description

用于控制磁共振系统的方法
技术领域
本发明涉及一种用于控制具有多个高频发送通道的磁共振系统的方法，通过所述高频发送通道在运行中并行发送HF脉冲串(高频脉冲串)，后者分别包括至少一个高频脉冲。在此，首先这样确定HF脉冲串，即，在发送HF脉冲串时通过高频脉冲，最小的B1场最大值不被超过。此外，本发明还涉及一种脉冲优化装置，用于在这样的HF脉冲优化方法的范围内确定对于各个高频发送通道的发送缩放系数，以及一种具有这样的脉冲优化装置的磁共振系统。
背景技术
在磁共振系统或者说磁共振断层造影系统中，通常将待检查的身体借助基本场磁体系统置于例如3或7特斯拉的相对高的基本磁场(也称为“B0场”)中。然后，过高频发送系统借助合适的天线装置发送高频激励信号(HF信号)，这应当导致，特定的、通过该高频场(也称为“B1场”)共振激励的原子的核自旋位置分辨地围绕定义的翻转角相对于基本磁场的磁力线翻转。该高频激励或产生的翻转角分布在以下也称为核磁化或简称为“磁化”。在磁化m和在时间段T上入射的B1场之间的关系按照下式得到
在此，γ是回转磁矩(gyromagnetische moment)，t是时间变量并且B1(t)是B1场的时间上变化的磁场强度。在核自旋弛豫时发射高频信号，即所谓的磁共振信号，其借助合适的接收天线被接收并且然后被处理。从这样获得的原始数据中最后可以重建期望的图像数据。用于核自旋磁化的高频信号的发送通常借助所谓的“全身线圈”、也称为“身体线圈”或有时候也利用在患者上或受检者上放置的局部线圈进行。全身线圈的一种典型结构是鸟笼天线，其由多个发送棒组成，所述发送棒平行于纵轴延伸地围绕断层造影仪的患者空间布置，患者在检查时位于所述患者空间中。在端面，天线棒分别环形地电容性地环形连接。
迄今为止通常的是，全身天线按照“CP模式”(圆偏振模式)或“EP模式”(椭圆偏振模式)工作。为此，将唯一一个时间上的HF信号输出到发送天线的所有组件上，例如鸟笼天线的所有发送棒。通常在此具有相同的振幅的脉冲到各个组件的输出按照以匹配到发送线圈的几何形状的位移相位偏移地进行。例如在具有16根棒的鸟笼天线的情况下这些棒可以分别利用具有22.5°相移的相同的HF大小信号来控制。结果是在x/y平面中，即，垂直于在z方向上延伸的鸟笼天线纵轴的圆偏振高频场。
现代的设备已经具有多个独立的高频发送通道，通过所述发送通道可以在运行中并行发送不同高频脉冲串。例如在这样的设备中对于鸟笼天线可以对各个棒分开地施加互相独立的高频脉冲。发送的HF场然后通过由各个发送通道发送的信号的叠加形成。
在此，可以将各个HF脉冲的振幅和相位精确地单个地确定，以便这样实现期望的在空间上按照特定的方式形成的高频场样式。
此外，存在进行所谓的“HF匀场”或“B1匀场(B1-Shimming)”的可能性。在该方法中首先仅预先给出单个参考脉冲串，其对于每个发送通道单独地在振幅和相位方面被修改，从而最后在特定的观察的体积中发送特别均匀的B1场。该B1匀场在特殊的调节步骤中进行，在该调节步骤中-如后面还要解释的那样-确定对于每个发送通道的合适的复数缩放系数，利用所述缩放系数缩放参考脉冲串或其HF脉冲。
但是，在每种这些情况中首先在测量的开始之前开发一个完整的脉冲串并且然后(必要时B1匀场在之后)全自动地按照测量协议的规定在使用预先给出的脉冲串的条件下进行该测量。
问题在于，由于设备技术方面的原因，必须保护位于磁共振系统的发送链中的组件诸如HF放大器、缆线、测量设备、匹配网络等以防过电压。由此在发送脉冲串的情况下首先关于相关的组件监督其耐压并且由此限制脉冲串的电压。随着具有两个或多个独立的发送通道的系统的兴起，该电压限制，一般也称为B1限制，可以通过不同的通道的相位关系来不同地限制。因为不同通道上的HF脉冲不仅具有不同的脉冲高度，而且可以是互相相移的，所以在这些通道之间可以出现电压差，所述电压差高于脉冲串的各个HF脉冲的最大振幅。这意味着，在设置协议的时刻或在设计脉冲序列的时刻，B1限制还是未知的。另一方面从该限制中在对于脉冲序列的设置的其它预先给出的边界条件下诸如HF脉冲的翻转角、带宽、脉冲形状等也得到HF脉冲的最小持续时间。由此固定预先给出整个脉冲序列的定时(Timing)(脉冲的相对的时间上的布置)并且通常不可再改变，而不影响重要的时间参数诸如负责图像的对比度的回波时间。也就是如果在设计高频脉冲时的B1限制与后面在调节或在监督步骤中计算的B1限制不一致，则可以导致矛盾，该矛盾导致，脉冲序列由于技术原因不是如初始时计划的那样被构造。这可以导致图像质量降低。
为了解决该问题，例如可以总是将B1限制确定到绝对的最小的B1场最大值。即，在设计脉冲序列时就考虑到，这样选择HF脉冲的振幅，使得在最差的情况下也不低于B1限制。相应地，在脉冲序列内的定时必须总是这样选择，使得取最大所需的脉冲长度，以便利用高频脉冲的允许的最大振幅实现期望的翻转角。如果另一方面脉冲比实际上所需更强地延长，仅仅为了遵守特定的振幅，则自动地将脉冲的带宽与最佳情况相比明显减小。高频脉冲的减小的带宽又导致更可能通过化学位移产生伪影或更容易发生B0场的非均匀性。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种替换的控制方法以及一种合适的脉冲优化装置，利用所述控制方法和脉冲优化装置以简单的方式即使在具有两个或多个独立的激励通道的系统中也能够降低这些效应。
在按照本发明的用于控制磁共振系统的方法中，所述磁共振系统(如开头解释的那样)具有多个原则上独立可控的高频发送通道，通过所述发送通道在运行中发送并行的HF脉冲串，所述HF脉冲串分别包括至少一个高频脉冲，首先如通常的那样这样确定HF脉冲串，使得在发送HF脉冲串时通过高频脉冲，分别一个最小的B1场最大值不被超过。也就是如迄今为止的那样采取最差情况(Worst-Case-Szenario)并且这样选择最小的B1场最大值，使得各个高频脉冲的振幅足够小，从而对于任何情况达到组件保护条件。为此将HF脉冲相应地在时间上拉长，使得脉冲序列的整个定时构造为，可以使用相应更长的高频脉冲。在此，“脉冲序列”在本发明的范围内被理解为高频脉冲串，其包括了所属的梯度脉冲以及用于采集磁共振信号的读出窗的接通。
一些脉冲序列，特别是例如GRE序列(梯度回波序列)，每个HF脉冲串仅具有一个HF脉冲。在许多情况下一个HF脉冲串包含多个高频脉冲，例如用于首先激励梯度的预先给出的层中的自旋的激励脉冲，和然后按照特定的时间间隔的一个或多个重聚焦脉冲，用于负责在首先激励的层中的自旋的重聚焦并且然后在所定义的时刻获得回波信号。在该情况下，优选地对于HF脉冲串的所有这些高频脉冲进行按照本发明的方法，即，对于全部的高频脉冲注意，通过这些高频脉冲最小的B1场最大值不被超过，并且将序列定时(Sequenztiming)相应地匹配到高频脉冲的为此所需的长度。因此，以下总是假定多个HF脉冲，利用所述HF脉冲进行按照本发明的方法，但是其中不应当排除，该方法也仅对每个HF脉冲串具有多个HF脉冲的更长的脉冲序列的HF脉冲或对每个HF脉冲串仅一个HF脉冲的脉冲序列执行。
然后，按照本发明在特定于检查对象的调节步骤中确定当前的由组件引起的B1场最大值。概念“特定于检查对象的”在此被理解为在调节期间检查对象，也就是例如患者，位于设备内部并且相应地关于单独的检查对象进行调节。“当前的由组件引起的B1场最大值”(以下也称为“B1场最大值”)在此理解为通过如下引起的B1场最大值，即，对在磁共振系统的HF发送路径中的发送组件(TX组件)关于例如最大允许的电压，特别是在相邻的通道之间的差电压进行限制。高于该电压可以发生功能的损坏或甚至是各自的TX组件的损坏。就此而言，上面说提到的“最小B1场最大值”也是组件引起的B1场最大值，因为其也通过磁共振系统的发送组件引起。但是与当前的由组件引起的B1场最大值不同，在此是“最差情况(Worst-Case)”值，其在最不利的情况下必须被遵守，而当前的由组件引起的B1场最大值单独地在调节方法中对于各自的检查对象或各自的患者，必要时甚至对于梯度的感兴趣区域(Region of Interest,ROI)被确定。在后面还要解释用于确定当前的由组件引起的B1场最大值的方法。
此外，在本发明的范围内，最后在时间上缩短HF脉冲串的高频脉冲，其中其振幅在考虑当前的由组件引起的B1场最大值的条件下被提高(即，合适地缩放)。脉冲的缩短或提高在此优选互相成反比地进行。在本发明的范围内也就是，在已知当前的由组件引起的B1场最大值之后在后面再次精确地再调节在HF脉冲串的内部的高频脉冲的振幅和长度的精确设置。以这种方式可以使用具有最大可能的振幅的HF脉冲，利用所述脉冲还可以遵守组件保护条件，并且脉冲可以(在给定的目标磁化强度的情况下)这样尽可能短，从而相应地高频脉冲的带宽尽可能大并且因此化学位移更少有关。由此可以非常简单地产生极大改善的磁共振图像数据。在此，化学位移如通常的那样被理解为不同的化学元素互相的不同空间位置，其通过该材料的不同的回转磁矩(和由此位移的磁共振频率或拉莫尔频率)引起。对此的典型的例子是水和脂肪，其磁共振频率以大约3ppm互相位移。
相应地对于具有多个高频发送通道的磁共振系统的合适的脉冲优化装置必须具有以下组成部分：
-用于接收多个HF脉冲串的输入接口，所述脉冲串分别包括至少一个高频脉冲并且构造为，通过高频脉冲，最小的B1场最大值不被超过。也就是说，输入接口必须相应地具有对这样构造的HF脉冲串的访问。
-最大值确定单元，其被构造用于，在特定于检查对象的调节步骤中确定当前的由组件引起的B1场最大值。
-脉冲匹配单元，其被构造用于，在时间上缩短高频脉冲，其中其振幅在考虑当前的由组件引起的B1场最大值的条件下被提高。
以这种方式修改的、具有振幅提高并且持续时间相应缩短的各个HF脉冲的HF脉冲串，最后通过合适的发送单元被匹配地一致地发送到各个高频通道。
按照本发明的磁共振系统除了具有多个高频发送通道以及其它通常的系统组件(诸如梯度系统、基本场磁体等)以及被构造用于为了执行期望的测量而通过高频发送通道并行地发送HF脉冲串的控制装置之外，还具有按照本发明的脉冲优化装置。在此，脉冲优化装置特别地可以是磁共振系统的控制装置的部分。但是，原则上脉冲优化装置也可以位于外部的、例如通过网络与控制装置相连的计算机中，例如用户终端或用于进行计算量大的过程的其它计算机。
优选地，按照软件形式构造脉冲优化装置的至少主要部分(例如最大值确定单元或脉冲匹配单元的部分)。由此，本发明也包括一种计算机程序，其可以直接加载到脉冲优化装置和/或控制装置的存储器中，具有程序代码段，用于当程序在脉冲优化装置和控制装置中运行时执行按照本发明的方法的所有步骤。这样的按照软件的实现具有优点，即，在现存的磁共振系统的控制装置中为了执行特定于检查对象的调节步骤(例如为了确定在B1匀场的范围内发送缩放系数)而被使用的装置，也可以例如通过程序的执行按照合适的方式被修改，以便执行按照本发明的方法。
从属权利要求以及以下的描述包含本发明的特别有利的扩展和构造，其中一类权利要求特别地也可以类似于另一类权利要求的从属权利要求来扩展。
如上面已经提到的，该方法可以特别有利地在B1匀场的范围内被使用。在此，首先对于多个高频发送通道预先给出共同的“参考脉冲串”，其定义待发送到检查对象或感兴趣区域中的高频脉冲的序列。该参考脉冲串包括至少一个(但是通常如解释的那样是多个)高频脉冲。在HF脉冲优化方法中，然后在考虑预先给出的目标磁化的条件下对于每个高频发送通道确定复数的发送缩放系数，以便基于参考脉冲串计算对于发送通道的HF脉冲串。在位置r处、即在像素或体素位置r处(其中，r例如是具有按照mm为单位的笛卡尔坐标x、y、z的值的矢量)的B1场，在此按照下式给出
在此，bc(t)是在发送通道c＝1,…,N上待发送的HF曲线，即，HF脉冲串关于时间t的电压振幅走向(以V为单位)，所述时间通过bc(t)＝SFc·bR(t)给出，其中，SFc是对于通道c的复数缩放系数并且bR(t)是参考脉冲串的电压走向。Ec(r)是在特定的位置r处(即像素或体素位置)的高频发送通道c的天线元件的灵敏度(以μT/V为单位)。在此，Ec(r)是以灵敏度矩阵形式的取决于位置的灵敏度分布。“B1匀场”的意义通常在于，基于患者特定的调节这样计算各个发送缩放系数，使得与迄今为止的标准CP模式相比或也与“EP模式”(椭圆偏振模式)相比达到特别均匀的激励。
为了计算发送缩放系数在此使用优化器(Optimierer)，所述优化器将完美的均匀的期望目标磁化m与理论上达到的实际磁化A·b的大小偏差最小化：
b＝argbmin(||A·b-m||2) (3)
在此，A是所谓的设计矩阵，由线性复数方程组组成，在所述方程组中除了别的之外讨论各个发送通道(天线棒)的空间发送特征和呈现的B0场分布。例如在W.Grissom etal.:“Spatial Domain Method for the Design of RF Pulses in Multicoil ParallelExcitation”,Mag.Res.Med.56,620-629,2006中描述了该设计矩阵。在此，b是并行待发送的HF曲线bc(t)的矢量。如果找到方程(3)的解，即，在方程(3)中定义的“目标函数”的最小值，则作为结果呈现期望的缩放系数SF1,SF2,…,SFN。
只要在这样的方法的范围内采用本发明，则按照本发明首先这样预先给出参考脉冲串，使得通过后面待发送的各个发送通道的HF脉冲串的高频脉冲，最小的B1场最大值(即，“最差情况B1场最大值”)不被超过。
此外，按照本发明然后在特定于检查对象的调节步骤中基于对于发送通道的HF脉冲串确定当前的由组件引起的B1场最大值。这优选自动地在B1匀场的范围内，即，在调节方法的范围内进行，其中也同时确定复数的缩放系数。
如果当前的由组件引起的B1场最大值是已知的，则将参考脉冲串中的高频脉冲在时间上缩短，其中，其振幅在考虑当前的由组件引起的B1场最大值的条件下相应地被向上放大。在此，所确定的发送缩放系数不受影响。最后，在使用确定的发送缩放系数的条件下基于改变的参考脉冲串计算对于发送通道的HF脉冲串，在所述改变的参考脉冲串中高频脉冲被提高并且在时间上被缩短。该这样修改的HF脉冲串然后在测量的范围内被发送。
相应的脉冲优化装置为此需要用于接收参考脉冲串的输入接口。这就是说，输入接口必须与合适的参考脉冲产生单元以任意方式耦合。此外，脉冲优化装置必须构造为其也在考虑例如可以通过相应的接口接收的、预先给出的目标磁化的条件下对于每个高频发送通道确定发送缩放系数，以便然后基于参考脉冲串计算对于发送通道的HF脉冲串。例如脉冲优化装置为此可以具有B1匀场单元。脉冲匹配单元在该变形中优选这样构造，使得参考脉冲串的高频脉冲或参考脉冲串的优选多个或甚至所有的高频脉冲(其首先构造为使得通过各个发送通道的HF脉冲串的高频脉冲，最小的B1场最大值不被超过)如描述的那样在时间上被缩短，并且振幅在考虑当前的由组件引起的B1场最大值的条件下被提高。即，通过脉冲匹配单元首先产生改变的参考脉冲串，并且然后在使用发送缩放系数的条件下基于改变的参考脉冲串计算对于发送通道的HF脉冲串。
优选地，在按照本发明的方法的范围内在高频脉冲串缩短的情况下，确保包含HF脉冲串的脉冲序列的回波时间保持不变。特别优选地确保，不仅对于图像对比度特别重要的脉冲序列的回波时间，而且整个其余的定时，即，其它重要的时间诸如脉冲重复时间，与之相连的还有能量计算，总测量持续时间和与之相连的还有屏气阶段保持不变。
只要所涉及的是层选择性的高频脉冲，则与高频脉冲通常并行地分别发送或者说接通层选择梯度脉冲。该层选择梯度脉冲然后关于其振幅被匹配到各自的层选择性高频脉冲的振幅的变化，例如通过以相同方式缩放振幅来缩放。但是在此优选保持层选择梯度的时间长度恒定，即，与在高频脉冲本身情况下不同，梯度持续时间或者说梯度脉冲的持续时间不是伴随振幅的缩放同时缩短。
特别优选地，层选择的高频脉冲分别与对应的层选择梯度脉冲集中地(zentriert)被发送或应用。这具有优点，即，定时计算是一致的，因为例如回波时间总是假定从脉冲的中心直到信号的中心。
如果层选择的高频脉冲是激励脉冲，则与所属的层选择梯度脉冲通常对应去相位脉冲。该去相位脉冲用于，重新抵消通过层梯度在核自旋的激励之后应用于核自旋的梯度矩(其导致不期望的相位)。为此，去相位脉冲应当具有通过去相位脉冲积分得到的梯度矩，其相应于从自旋的激励开始的层梯度的相反的梯度矩。该梯度矩也通过在HF脉冲的最大值直到梯度脉冲的结束之间的各自的梯度脉冲的积分得到。
优选地，在改变层选择梯度脉冲的振幅的情况下相应地匹配该去相位脉冲，即，优选地关于其振幅、但是必要时也可以关于其时间上的长度进行修改。以这种方式可以实现，通过激励脉冲在激励核自旋之后对核自旋施加的梯度矩，如期望的那样又通过去相位脉冲被抵消。
HF脉冲串的高频脉冲或参考脉冲串中的高频脉冲的振幅的按照本发明的提高，优选地在考虑当前的由组件引起的B1场最大值的与最小的B1场最大值(即与最差情况B1场最大值)之比例的条件下进行。从该比例中例如可以确定振幅缩放系数，其然后被应用于高频脉冲。例如，在初始设计HF脉冲串或参考脉冲串时被考虑的最小的B1场最大值处于仅6微特斯拉。如果在特定于检查对象的调节步骤的范围内强调，在组件保护条件下当前的由组件引起的B1场最大值实际地可以处于9微特斯拉，则相应地高频脉冲的振幅分别以系数6:9＝1.5被提高。相应地，HF脉冲的持续实际分别可以以系数1.5被缩短，由此实现以系数1.5提高的带宽。这导致由于化学位移引起的伪影的极大减小。
如开头解释的，当前的由组件引起的B1场最大值用于确定振幅限制，在该振幅限制下确保了组件保护。
为了获得为此合适的当前的由组件引起的B1场最大值，优选地在使用至少一个组件保护模型函数的条件下计算该当前的由组件引起的B1场最大值。这样的组件保护模型函数对于磁共振系统的高频发送通道的高频发送链中的特定的TX组件代表了那里最大允许的电压，其中从所确定的模型假定出发。用于定义这样的组件保护模型函数的可能性，在后面还要根据实施例详细解释。在使用这样的组件保护模型函数的条件下对于每个磁共振系统可以单独地在考虑在各自的系统中使用的TX组件和其接线的条件下计算或至少非常好地估计匹配的当前的由组件引起的B1场最大值。
优选地，在使用高频发送通道的取决于位置的灵敏度分布Ec(r)的条件下，计算当前的由组件引起的B1场最大值，如已经在上面结合等式(2)提到的，并且其描述了分别与涉及的高频发送通道对应的在位置r处的天线元件的灵敏度。
因为当前的由组件引起的B1场最大值可以取决于位置r来设置，所以也可以优选对于局部限制的区域计算当前的由组件引起的B1场最大值。如果B1场最大值仅对于局部限制的区域被计算，则相应地也可以仅在考虑在特定的区域内部的分别局部的B1场的条件下进行优化，例如仅对于像素或体素在感兴趣区域内部的局部B1场。以这种方式可以(在考虑对于患者的HF负担限制的条件下)相对于检查对象中的其余区域实现B1场的局部提高。
已经表明，按照本发明的方法在对简单的2通道系统的应用中就已经具有极大的强度，在所述2通道系统中例如设置仅具有两个相互成90°的馈入点的鸟笼天线，如在许多目前已经在临床中存在的系统那样。也就是，通过按照本发明建议的微小修改即使在这样的系统中也可以实现极大改善。但是发送通道的数量不受本发明的限制。特别地本发明也可以结合其它天线系统，例如局部线圈装置而被采用。
附图说明
以下借助附图根据实施例再次详细解释本发明。其中，
图1示出了按照本发明的磁共振设备的实施例的示意图，
图2示出了用于解释B1匀场的图，
图3示出了按照本发明的方法的实施例的可能流程的流程图，
图4示出了磁共振系统的可能的发送链的发送组件的粗略示意图，
图5示出了在重聚焦高频脉冲按照本发明缩短之前层选择性重聚焦高频脉冲(上面)以及所属的层选择梯度脉冲(下面)的时间走向的示意图，
图6示出了在重聚焦高频脉冲按照本发明缩短之后按照图5的层限制性重聚焦高频脉冲与层选择梯度脉冲，
图7示出了在重聚焦高频脉冲按照本发明缩短之前层选择性激励高频脉冲(上面)以及所属的层选择梯度脉冲(下面)和去相位脉冲的时间走向的示意图，
图8示出了在激励高频脉冲按照本发明缩短之后按照图7的层限制性激励高频脉冲与层选择梯度脉冲和去相位脉冲。
具体实施方式
图1粗略示意地示出了按照本发明的磁共振设备1或者说磁共振系统1。其一方面包括实际的磁共振扫描仪2，具有位于其中的检查室8或者说患者通道8。卧榻7可以移动到该患者通道8中，从而位于其上的患者O或受检者在检查期间可以在磁共振扫描仪2内部相对于布置在其中的磁体系统和高频系统被置于特定的位置上或在测量期间也可以在不同的位置之间移动。
磁共振扫描仪2的主要组件是基本场磁体3、具有磁场梯度线圈以便施加在x、y、z方向上的任意的磁场梯度的梯度系统4，以及全身高频线圈5。对检查对象O中所感应的磁共振信号的接收，可以通过全身线圈5来进行，利用所述全身线圈通常也可以发送用于感应出磁共振信号的高频信号。但是该信号通常利用例如布置在检查对象O上面或下面的局部线圈6来接收。所有这些组件对于专业人员来说是原则上公知的并且由此在图1中仅粗略示意地示出。
全身高频线圈5在此以所谓的鸟笼天线形式构造并且具有数量N个单天线棒，其平行于患者通道8延伸并且在围绕患者通道8的圆周上均匀分布地布置。在端面，各个天线棒分别电容性地环形相连。
在此，天线棒作为各个发送通道S1,…SN可以单独地由控制装置10控制。在此可以是控制计算机，其也可以由多个(必要时也在空间上分离的并且通过合适的缆线等互相相连的)单计算机组成。通过终端接口17，该控制装置10与终端24相连，用户通过所述终端可以控制整个设备1。在目前情况下该终端24构造为具有键盘、一个或多个显示器以及其它输入设备诸如鼠标等的计算机，从而可以向用户提供图形的用户界面。
除了别的之外，控制装置10具有梯度控制单元11，所述梯度控制单元又可以由多个子组件组成。通过该梯度控制单元11利用控制信号SGx,SGy,SGz接通各个梯度脉冲。在此，是在测量期间在刚好预先设置的时间上的位置上并且具有刚好预先给出的时间走向的梯度脉冲。
控制装置10还具有高频发送/接收单元12。该HF发送/接收单元12同样由多个子组件组成，以便分别单独地并且平行地将高频脉冲施加到各个发送通道S1,…SN，即，到全身高频线圈5的各个可控制的天线棒上。通过发送/接收单元12也可以接收磁共振信号。但是通常这借助局部线圈6进行。利用所述局部线圈6接收的信号由HF接收单元13读出并且处理。由此或由全身线圈借助HF发送/接收单元12接收的磁共振信号作为原始数据RD传输到重建单元14，所述重建单元从中重建图像数据BD并且将其存储在存储器16中和/或通过接口17传输到终端24，从而用户可以观察所述图像数据。图像数据BD也可以通过网络NW在其它位置上被存储和/或显示和分析。
梯度控制单元11、高频发送/接收单元12和对于局部线圈6的接收单元13分别一致地通过测量控制单元15控制。测量控制单元通过相应的命令来负责通过合适的梯度控制信号SGx,SGy,SGz发送期望的梯度脉冲串GP，并且平行地这样控制HF发送/接收单元12，使得发送多通道脉冲串b，即，在各个发送通道S1,…SN上平行地将合适的高频脉冲输出到全身线圈5的各个发送棒。此外必须保证，在合适的时刻将在局部线圈6上的磁共振信号通过HF接收单元13或在全身线圈5上的可能的信号通过HF发送/接收单元12读出并进一步处理。测量控制单元15根据在控制协议P中规定的控制序列将相应的信号，特别是多通道脉冲串b预先给出到高频发送/接收单元12并且将梯度脉冲串GP预先给出到梯度控制单元11。在该控制协议P中存储在测量期间必须设置的所有的控制数据。
通常在存储器16中存储对于不同的测量的多个控制协议P。其可以通过终端24由用户选择并且必要时改变，以便然后对于当前期望的测量提供合适的控制协议，测量控制单元15利用所述控制协议可以工作。此外用户也可以通过网络NW例如从磁共振系统1的制造者调用控制协议P，并且然后必要时修改和利用所述控制协议。
这样的磁共振测量的基础流程和提到的用于控制的组件对于专业人员是公知的，从而在此不再详细解释。此外，这样的磁共振扫描仪2以及所属的控制装置10还具有多个在此同样没有详细解释的其它组件。
在此要指出的是，磁共振扫描仪2也可以另外地构造，例如具有侧面开口的患者空间，并且原理上为发送而使用的天线装置不是必须构造为鸟笼天线。重要的仅仅是，其具有多个分开的可以控制的发送通道S1,…SN，在最简单的情况下是两个发送通道。
在此，控制装置10的测量控制单元15例如以软件模块的形式具有参考脉冲产生模块18，其首先按照在控制协议P中的规定产生参考脉冲串bR，其应当以合适的方式被施加到梯度脉冲。该参考脉冲串首先通过脉冲优化装置19的输入接口20被传输到脉冲优化装置19，其在此同样可以构造为在测量控制单元15内部的软件模块。该脉冲优化装置19在该实施例中除了其它之外用于在B1匀场单元21中按照HF脉冲优化方法或B1匀场方法对于每个高频发送通道S1,…SN确定单独的复数发送缩放系数SF1,…,SFN。
这样的B1匀场方法或HF脉冲优化方法，再次被示意性地在图2中示出。如在此可以看出的，参考脉冲串bR一方面被传输到脉冲优化装置19，其确定复数发送缩放系数SF1,…,SFN。其如示意性示出的那样与参考脉冲串bR相乘，以获得各个脉冲串b1,b2,b3,…,bN，其然后共同形成多通道脉冲串b，所述多通道脉冲串通过高频发送/接收单元12输出。
替换地，脉冲优化装置19例如也可以与测量控制单元15分离地构造或者是高频发送/接收单元12的部分，从而例如与复数发送缩放系数SF1,…,SFN的相乘可以按照硬件进行。同样参考脉冲产生模块18也可以是单独的装置或例如是高频发送/接收单元12的部分。这样的B1匀场方法和为此需要的装置是专业人员在基本原理上公知的。
如开头已经提到的那样，该方法不限于在B1匀场的范围内应用，而是原则上也可以当产生pTX脉冲序列时利用该方法，在所述pTX脉冲序列中单独地预先给出对于各个高频信号的脉冲串，以产生特定的激励样式。在该情况中脉冲优化装置19的输入接口20例如被构造用于接收相应的pTX脉冲序列，例如具有多个相应的单独构造的HF脉冲串的完整的脉冲序列。此外参考脉冲产生模块18例如相应地被构造用于在此不仅建立参考脉冲串，而且激建立对于各个通道的相应的单独设计的HF脉冲串。在该情况中在脉冲优化装置19中可能不需要B1匀场单元。
此外，在此在脉冲优化装置19中以按照本发明的方式在特定于检查对象的调节步骤的范围内确定当前的由组件引起的B1场最大值。最大值确定单元22用于此。B1场最大值的确定例如可以在如果进行B1匀场的情况下也在该B1匀场的范围内进行，其中例如最大值确定单元22于是可以是B1匀场单元21的部分。
然后，在脉冲优化装置19的脉冲匹配单元23中，将各个HF脉冲串中的高频脉冲(或在其中)预先给出参考脉冲串，并且在B1匀场方法中才产生对于各个通道的HF脉冲串的方法中将该参考脉冲串的频率脉冲(按照本发明)在时间上缩短并且合适地在高度上在考虑确定的B1场最大值的条件下进行缩放。
然后，脉冲匹配单元23在B1匀场方法中，也借助前面确定的发送缩放系数SF1,…,SFN从修改的参考脉冲串bR中计算对于各个发送通道S1,…SN的修改的HF脉冲串b1,…,bN。
在此要指出的是，B1匀场单元21、最大值确定单元22和脉冲匹配单元23优选可以由软件模块构造，其如此处那样例如是脉冲优化装置19的部分。原则上，所有这些单元也可以构造为单个地、按照其它方式互相联网的单元。
现在再次根据图3解释按照本发明的方法，其中在此假定，在B1匀场的范围内产生该方法。如果替代参考脉冲串和然后对发送缩放系数的确定，相同地确定对于各个发送通道的单独的HF脉冲串，则按照类似的方式进行按照本发明的方法。
因此，按照图3的方法在步骤I中首先以确定参考脉冲串bR开始。这可以按照通常的优化方法进行，如迄今为止那样确定这样的HF脉冲串或完整的脉冲序列。专业人员公知对此的不同的优化方法。
然后，在步骤II中在预先给定目标磁化m的条件下对于该参考脉冲串bR对于各个发送通道S1,…SN确定复数发送缩放系数SF1,…,SFN。这例如可以按照结合等式(3)描述的方法进行。仅需确定合适的目标函数和必要时确定的边缘条件，从而然后由通常的计算程序，即所谓的“求解器(Solver)”，例如Mathworks公司的求解器fmincon，来计算解。但是，也可以为此采用其它任意的迄今为止公知的优化方法以及不同的优化方法的组合。此外，在步骤II中利用发送缩放系数确定当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)。
B1场最大值<B1>max在此例如可以按照以下等式来确定：
其中，Ec(r)还是灵敏度矩阵(以微特斯拉/伏特为单位)并且SFc是发送通道c＝1,…,N的缩放系数以及r是空间的像素或体素位置(以mm为单位)，如已经在上面结合等式(2)解释的那样。函数Umax i,i＝1,2,3,…是组件保护模型函数，其代表分别在磁共振系统的发送链中在特定的发送组件上最大允许的电压(以伏特为单位)。
为了解释该方案参见图4。图4示出了磁共振系统的发送链的例子的简化框图。在作为方框示出的第一发送组件31(其也应当包括参考脉冲产生单元18以及HF脉冲优化单元19)中如结合图2解释的那样产生具有多个单HF脉冲串b1,b2,b3,…,bN的多通道脉冲串b，并且具体来说在此还具有降低的电压。这些HF脉冲串然后被传输到具有相应于发送通道的数量N的N个不同的放大器通道的放大器组件32。放大后的高频脉冲然后通过缆线装置33并且通过匹配网络34被馈入到高频天线5中，例如鸟笼5的各个天线元件。对于所有这些发送组件32、33、34，即，对于放大器组件32的放大器通道以及对于缆线装置33的缆线以及对于匹配网络34中的通道，关于各个通道上的最大允许的电压脉冲都成立特定的限制，所述限制通过在等式(4)中的组件保护模型函数表示。这些组件保护模型函数又可以取决于缩放系数，即，成立：
其中SF还是发送缩放系数SFc的矢量。f是描述了该依赖关系的函数。该依赖关系除了别的之外通过如下给出，因为发送缩放系数SFc是复数系数，所述复数系数不仅相对彼此改变振幅，而且也改变相位。于是，例如相移刚好可以导致，在发送链的TX组件32、33、34之一内部的两个相邻的发送通道之间施加比在各个发送通道上发送的最大电压明显更高的电压。
组件保护模型函数Umax i,i＝1,2,3,…可以按照不同的方式来确定。在一种特别简单的变形中对于第i个组件的Umax i可以如下来确定：
在此，bc是在每个任意时刻n在通道c＝1,…,N(N＝通道的数量)上的电压振幅(在此是bc＝SFc·bR，其中bR是在每个任意时刻n的参考脉冲串的电压振幅)。
maxc(|bc|)是在每个任意时刻n的在通道c上所有电压振幅的最大值，即，在所有通道上的电压最大值。
di在此是具有K个矢量元素dk i,k＝1,…,K的限制矢量(subconstraint vector)。数量K在此取决于使用的硬件建模并且可以优选具有值1或相应于通道的数量的值(即K＝N)。这些矢量元素dk i可以如下来定义：
在此，Li是各自的组件i的组合矩阵并且具有大小K×2N。对于N＝2的情况，即，对于具有两个通道的系统，并且K＝N，Li例如可以是如下：
Mi是所谓的波链矩阵，其固定描述硬件组件i。其大小是2N×2N，其中N还是通道的数量。
等式(7)最右边的矢量具有值0作为上面的N个项和由N个值bc组成的下面的矢量部分，如在上面对等式(6)解释的那样。0矢量在此代表了(在HF发送链的输入端)返回的波，并且已知的部分矢量bc代表了前进的波。
对于要遵守的限制于是例如成立：
|di|＜limiti (9)
其中，值limiti例如分别通过各自的硬件组件i的最大允许的电压或另一个合适的值(例如最大允许的磁场)来确定。也就是在该简单的情况下应当通道特定地分别限制前进的和返回的波的总和的绝对值。
如等式(4)示出的那样，B1场最大值<B1>max也取决于位置r。这就是说，相应地也仅对于在整个检查的区域内部的特定的像素或体素进行局部优化。为此例如可以首先输入感兴趣区域ROI。这例如可以通过用户借助图形用户界面来进行，其在来自于预测量的图像中标记相应的区域ROI。利用自动的方法也可以确定这样的感兴趣区域ROI。
为了基于组件保护模型函数确定B1场最大值<B1>max也参见DE 10 2012 207 132，其内容在此合并于本申请中。用于确定特别是由组件保护引起的B1场最大值的其它方法，在本发明的范围内也是可以的。
最后，在步骤III中按照本发明在考虑当前的由组件引起的B1场最大值<B1>max的条件下分别提高参考脉冲串bR中的高频脉冲的振幅并且合适地将高频脉冲在时间上缩短，从而以这种方式产生修改的参考脉冲串b'R。这一点示例性地再次对于层选择的重聚焦脉冲HFR的根据图5和6以及根据对于层选择的激励脉冲HFA的图7和8在自旋回波序列内部解释。
图5和6示出了重聚焦脉冲，其应当重聚焦定义的与z方向垂直的层中的体积。相应地，平行于重聚焦脉冲HFR,HF'R发送在z方向上的梯度脉冲GR,G'R。
图5与按照本发明修改之前的对应的梯度脉冲GR一起示出了高频脉冲HFR。在此保证了，重聚焦脉冲HFR的最大的振幅AR这样大，使得即使在最不利的情况下最小的B1场最大值在后面也不会由发送的HF脉冲串超出。相应地，选择持续时间ΔtR为这样长，使得尽管降低的电压振幅AR还是入射足够的高频功率，以实现在待重聚焦的层体积中的预先给出的翻转角。相应于重聚焦脉冲HFR的长度ΔtR选择梯度脉冲GR的长度AG。
如从图6可以看出的那样，然后在步骤III中在考虑新的当前的由组件引起的B1场最大值<B1>max(其大于最小的B1场最大值)的条件下相应地尽可能提高重聚焦脉冲的振幅。由此，修改后的重聚焦脉冲HF'R现在具有更大的振幅A'R。因为为了达到特定的翻转角仅取决于正的积分，所以相应地可以相应缩短重聚焦脉冲HF'R的持续时间Δt'R。由此，重聚焦脉冲HF'R的带宽在修改之后也大于在修改之前。不过，在缩短重聚焦脉冲HF'R的情况下要注意的是，使得整个脉冲序列的定时不变并且特别是不改变回波时间。相应地，使得发送的并行的层选择梯度脉冲G'R的时间长度ΔtG也不变。仅将重聚焦脉冲G'R的振幅A'G相应地利用与重聚焦脉冲HF'R的振幅A'R相同的系数进行缩放。由此保证，又激励相同的层宽。
然而，通过放大重聚焦脉冲的带宽现在实现了，与发送的高频脉冲的带宽成比例的化学位移相对于不变的重聚焦脉冲被降低，这导致关于由此引起的伪影方面的极大改善。
如上所述，图7和8示出了对于层选择性的激励脉冲HFA的修改的类似例子，所述激励脉冲用于首次激励特定的定义的层。该脉冲HFA在按照本发明修改之前也具有特定的时间上的长度ΔtA以及特定的振幅AA，其中振幅AA又这样选择，使得遵守关于组件保护的最差情况条件，即，在任何情况下在基于该参考脉冲串在后面发送脉冲串的情况下最小的B1场最大值都不被超过。并行于该激励高频脉冲HFA在此也仍然施加层选择梯度脉冲GR，其具有合适的振幅GA。该层选择梯度脉冲GR在此也仍然首先具有时间上的长度ΔtG，该长度相应于激励高频脉冲HFA的时间上的长度ΔtA。
但是，与按照图5和6的重聚焦脉冲HFR的情况不同，在此在层选择梯度脉冲GA上连接具有时间上的长度ΔtD和振幅AD的去相位脉冲GD。去相位脉冲GD的振幅AD和时间上的长度ΔtD这样选择，使得去相位脉冲GD的积分，即去相位脉冲GD的所谓的“第一矩”或“梯度矩”MD，与在层选择梯度脉冲GA的第二半中的负的梯度矩MG相应并且又消除了在激励的层中的由此引起的相位效应(Phasierungseffekte)。
如从图8可以看出的那样，即使在激励高频脉冲HFA的情况下，在按照本发明的方法中也保证了，产生修改后的激励高频脉冲HF'A，其具有比修改之前更高的振幅A'A并且持续时间ΔtA相应地这样缩短，使得修改的脉冲HF'A产生与未修改的激励高频脉冲HFA相同的翻转角。相应地也匹配所属的修改的层选择梯度脉冲G'A的振幅A'G，其时间上的长度ΔtG仍然保持不变，以便不改变序列的定时。但是，在此在相同的程度上也修改去相位脉冲G'D的振幅A'D，由此一如既往地保证，去相位脉冲G'D的梯度矩G'D又抵消修改的层选择梯度脉冲G'A的第二部分中的梯度矩M'G。也就是在这样的激励高频脉冲的情况下也可以以按照本发明的方式非常简单地提高带宽并且由此可以降低通过化学位移引起的伪影。
如从图3可以看出的那样，通过修改各个高频脉冲HFA和HFR可以产生修改的参考脉冲串b'R。然后，在步骤IV中可以将在步骤II中确定的复数缩放系数SF1,…,SFN用于通过缩放参考脉冲串b'R来确定对于各个发送通道的HF脉冲串，如结合图2已经解释的那样。
结果由此是一组HF脉冲串b1,…,bN，其可以通过不同的通道1,…,N被发送，以便执行期望的测量，但是其中现在降低了通过化学伪影引起的不期望的效应。
通过在关于梯度脉冲来说固定定时的同时动态构造高频脉冲的脉冲持续时间，保证了，整个脉冲序列的有效定时在首次建立之后不必再被改变并且相应的设置诸如确定对比度的回波时间保持不变。这使得该方法在实际的应用中特别简单。
最后再次指出，前面描述的详细的方法和构造是实施例并且原理也可以由专业人员改变，而不脱离通过权利要求规定的本发明范围。为了完整起见要指出的是，不定冠词“一”或“一个”的使用不排除，所涉及的特征也可以多重存在。同样，“单元”或“模块”的概念也不排除，它们可以由多个组件组成，所述组件必要时也可以是空间上分布的。

Claims (15)

1.一种用于控制磁共振系统(1)的方法，所述磁共振系统具有多个高频发送通道(S1,…,SN)，通过所述发送通道在运行中并行发送HF脉冲串(b1,…,bN)，所述HF脉冲串分别包括至少一个高频脉冲(HFA,HFR)，其中，
-步骤1，这样确定HF脉冲串(b1,…,bN)，使得通过高频脉冲(HFA,HFR)，最小的B1场最大值不被超过，
-步骤2，在特定于检查对象的调节步骤中确定当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)，
-步骤3，在时间上缩短所述高频脉冲(HFA,HFR)，其中，其振幅(AA,AR)在考虑当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)的条件下被提高。
2.根据权利要求1所述的方法，
-其中，步骤1，对于多个高频发送通道(S1,…,SN)预先给出共同的参考脉冲串(bR)，其包括至少一个高频脉冲(HFA,HFR)，并且在HF脉冲优化方法中在考虑预先给出的目标磁化(m)的条件下对于每个高频发送通道(S1,…,SN)确定发送缩放系数(SF1,…,SFN)，以便基于所述参考脉冲串(bR)计算对于发送通道(S1,…,SN)的HF脉冲串(b1,…,bN)，
其中，这样预先给出所述参考脉冲串(bR)，使得通过各个发送通道(S1,…,SN)的HF脉冲串(b1,…,bN)的高频脉冲(HFA,HFR)，最小的B1场最大值不被超过，
-步骤2，在特定于检查对象的调节步骤中基于对于发送通道(S1,…,SN)的HF脉冲串(b1,…,bN)确定当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)，
-步骤3，将参考脉冲串(bR)中的高频脉冲(HFA,HFR)在时间上缩短，其中，其振幅(AA,AR)在考虑当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)的条件下被提高，
-步骤4，在使用发送缩放系数(SF1,…,SFN)的条件下基于改变后的参考脉冲串(bR)计算对于发送通道(S1,…,SN)的HF脉冲串(b1,…,bN)。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，在高频脉冲(HFA,HFR)缩短的情况下，保持包含参考脉冲串(bR)的脉冲序列的回波时间不变。
4.根据权利要求1或2所述的方法，其中，在高频脉冲(HFA,HFR)缩短的情况下，保持包含HF脉冲串(b1,…,bN)的脉冲序列的回波时间不变。
5.根据上述权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，所述高频脉冲(HFA,HFR)是层选择性的，并且，分别与高频脉冲并行所发送的层选择梯度脉冲(GA,GR)关于其振幅(AG)被匹配到层选择性的高频脉冲(HFA,HFR)的振幅(AA,AR)，其中，所述层选择梯度脉冲(GA,GR)的时间上的长度(ΔtG)保持恒定。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，层选择性的高频脉冲(HFA,HFR)分别与对应的层选择梯度脉冲(GA,GR)集中地被发送。
7.根据上述权利要求5所述的方法，其中，层选择性的高频脉冲(HFA,HFR)是激励脉冲，并且与激励脉冲(HFA)对应的层选择梯度脉冲(GA)对应于至少一个去相位脉冲，在改变层选择梯度脉冲(GA)的振幅(AG)的情况下相应地匹配该去相位脉冲。
8.根据权利要求1或2所述的方法，其中，HF脉冲串(b1,…,bN)的层选择性的高频脉冲(HFA,HFR)的振幅(AA,AR)的提高，在考虑当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)与最小的B1场最大值之比例的条件下进行。
9.根据权利要求2所述的方法，其中，参考脉冲串(bR)的层选择性的高频脉冲(HFA,HFR)的振幅(AA,AR)的提高，在考虑当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)与最小的B1场最大值之比例的条件下进行。
10.根据上述权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，在使用至少一个组件保护模型函数(Umax 1,Umax 2,Umax 3,…)的条件下，计算该B1场最大值(<B1>max)，所述组件保护模型函数对于磁共振系统(1)的发送组件代表了最大允许的电压。
11.根据上述权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，在使用高频发送通道(S1,…,SN)的取决于位置的灵敏度分布的条件下，计算所述B1场最大值(<B1>max)。
12.根据上述权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，对于局部限制的区域计算所述B1场最大值(<B1>max)。
13.一种用于磁共振系统(1)的脉冲优化装置(19)，所述磁共振系统具有多个高频发送通道(S1,…,SN)，其中，所述脉冲优化装置(19)具有以下组成部分：
-用于接收多个HF脉冲串(b1,…,bN)或参考脉冲串(bR)的输入接口(20)，所述HF脉冲串或参考脉冲串分别包括至少一个高频脉冲(HFA,HFR)并且被构造为，通过高频脉冲(HFA,HFR)，最小的B1场最大值不被超过，
-最大值确定单元(22)，其被构造用于，在特定于检查对象的调节步骤中确定当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)，
-脉冲匹配单元(23)，其被构造用于，在时间上缩短所述高频脉冲(HFA,HFR)并且其振幅(AA,AR)在考虑当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)的条件下被提高。
14.根据权利要求13所述的脉冲优化装置(19)，
-其中，所述输入接口被构造用于接收对于多个高频发送通道共同的参考脉冲串，其包括至少一个高频脉冲，
-其中，所述脉冲优化装置(19)被构造用于，在B1匀场单元(21)中在HF优化方法中在考虑预先给出的目标磁化(m)的条件下对于每个高频发送通道(S1,…,SN)确定发送缩放系数(SF1,…,SFN)，以便基于所述参考脉冲串(bR)计算对于发送通道(S1,…,SN)的HF脉冲串(b1,…,bN)，
-其中，所述脉冲匹配单元(23)被构造用于，缩短参考脉冲串(bR)的高频脉冲(HFA,HFR)，所述参考脉冲串首先被构造用于，通过各个发送通道(S1,…,SN)的HF脉冲串(b1,…,bN)的高频脉冲，最小的B1场最大值不被超过，其中所述参考脉冲串的高频脉冲的振幅(AA,AR)在考虑当前的由组件引起的B1场最大值(<B1>max)的条件下被提高，并且最后在使用发送缩放系数(SF1,…,SFN)的条件下基于改变的参考脉冲串(bR)计算对于发送通道(S1,…,SN)的HF脉冲串(b1,…,bN)。
15.一种磁共振系统(1)，具有
-按照权利要求14的脉冲优化装置(19)。
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Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013206326B4 (de) * 2013-04-10 2014-11-20 Siemens Aktiengesellschaft Betriebsverfahren für eine Magnetresonanzanlage mit mehreren Sendeantennen
DE102013215883B3 (de) 2013-08-12 2015-01-08 Siemens Aktiengesellschaft MR-Bildgebung mit Signalunterdrückung einer Spinspezies
DE102014201944B4 (de) * 2014-02-04 2015-11-12 Siemens Aktiengesellschaft HF-Puls-Justage-Verfahren und HF-Puls-Justage-Einrichtung
CN106175765B (zh) * 2015-04-29 2021-02-09 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像系统及方法
US11675039B2 (en) * 2017-12-11 2023-06-13 University Of Louisville Research Foundation, Inc. Automated segmentation of tissue in magnetic resonance imaging

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011030198A1 (en) * 2009-09-10 2011-03-17 Commissariat A L'energie Atomique Et Aux Energies Alternatives Parallel excitation of nuclear spins with local sar control
CN102428382A (zh) * 2009-04-02 2012-04-25 皇家飞利浦电子股份有限公司 通过k空间相关rf脉冲选择来降低并行发射中的sar

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7078900B2 (en) * 2004-07-23 2006-07-18 General Electric Company Method and system of determining parameters for MR data acquisition with real-time B1 optimization
JP2008212505A (ja) 2007-03-07 2008-09-18 Hitachi Ltd Ｍｒｉ装置
US7737690B2 (en) * 2007-05-18 2010-06-15 General Electric Company System and method for amplitude reduction in RF pulse design
US8154289B2 (en) * 2008-04-11 2012-04-10 The General Hospital Corporation Method for joint sparsity-enforced k-space trajectory and radiofrequency pulse design
US9211081B2 (en) * 2009-04-16 2015-12-15 Ghost Medical Technologies, Ltd Method for non-contrast enhanced magnetic resonance angiography
JP2013505046A (ja) * 2009-09-17 2013-02-14 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｍｒｉにおけるｒｆパワー及びｒｆフィールド均一性の同時最適化
JP5575454B2 (ja) * 2009-10-29 2014-08-20 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US8217652B2 (en) * 2010-08-06 2012-07-10 Kabushiki Kaisha Toshiba Spatial intensity correction for RF shading non-uniformities in MRI
US9671481B2 (en) * 2010-12-21 2017-06-06 Regents Of The University Of Minnesota Method for reducing power deposition in magnetic resonance imaging using multiband pulses and multichannel transmission
MX2014001716A (es) * 2011-08-17 2014-03-21 Koninkl Philips Nv Reduccion del campo de transmision de radiofrecuencia en un volumen predeterminado durante la formacion de imagenes de resonancia magnetica.
DE102012207132B3 (de) * 2012-04-27 2013-09-05 Siemens Aktiengesellschaft Ansteuerung eines Magnetresonanzsystems unter Ermittlung von Sendeskalierungsfaktoren für eine vorgegebene Zielmagnetisierung
DE112013003860T5 (de) * 2012-08-03 2015-04-23 Hitachi Medical Corporation Magnetresonanzbildgebungseinrichtung und Bestimmungsverfahren für Hochfrequenzmagnetfeldbedingungen
DE102012217819B4 (de) * 2012-09-28 2014-11-20 Siemens Aktiengesellschaft Automatische Berechnung einer maximalen Pulslänge in der Magnetresonanztechnik
EP2906962A1 (en) * 2012-10-12 2015-08-19 Koninklijke Philips N.V. Rf amplifier control in parallel rf transmission based on power requirements
US10156621B2 (en) * 2012-10-23 2018-12-18 Koninklijke Philips N.V. Adaptive specific absorption rate (SAR) control for magnetic resonance imaging
WO2014068447A1 (en) * 2012-11-01 2014-05-08 Koninklijke Philips N.V. Z-segmented radio frequency antenna device for magnetic resonance imaging
US10534048B2 (en) * 2012-11-20 2020-01-14 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and SAR prediction method
DE102013221347B4 (de) * 2013-10-21 2015-04-30 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer Magnetresonanz-Pulssequenz unter Verwendung einer Kombination von verschiedenen Trajektorienverlaufs-Funktionen unter Berücksichtigung eines Trajektorien-Fehlermodells
DE102014206398B4 (de) * 2014-04-03 2016-09-29 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren für zumindest zwei separate Hochfrequenz-Sendespulen mit zeitverzögerten schichtselektiven Anregungspulsen
US9766314B2 (en) * 2014-04-21 2017-09-19 General Electric Company Systems and methods for design of magnetic resonance imaging slice-select pulses

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102428382A (zh) * 2009-04-02 2012-04-25 皇家飞利浦电子股份有限公司 通过k空间相关rf脉冲选择来降低并行发射中的sar
WO2011030198A1 (en) * 2009-09-10 2011-03-17 Commissariat A L'energie Atomique Et Aux Energies Alternatives Parallel excitation of nuclear spins with local sar control

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Comprehensive RF safety concecpt for parallel transmission systems;I.Graesslin等;《PIERS Proceeding》;20080731(第16期);698-700 *
Method for monitoring safey in parallel transmission systems based on channel-dependent average powers;N.Boulant等;《Proc.Intl.Magn.Reson.Med》;20111031(第19期);3830 *

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