用匀场线圈用于磁共振系统的患者适应的B0均匀化方法

摘要

本发明涉及一种方法和一种磁共振断层造影系统(101)，具有匀场系统(GSC1，GSC2，GSC3，GSC4，LSC1，LSC2)，该匀场系统(GSC1，GSC2，GSC3，GSC4，LSC1，LSC2)包括在围绕磁共振断层造影系统(101)的孔(103)的区域(BRG，GSC1，GSC2，GSC3，GSC4，112x，112y，112z)中的至少一个全局匀场线圈(GSC1，GSC2，GSC3，GSC4)，并且该匀场系统(GSC1，GSC2，GSC3，GSC4，LSC1，LSC2)包括在磁共振断层造影系统(101)的局部线圈(106)中的至少一个局部匀场线圈(LSC1，LSC2)，具有匀场控制器(117)，其被构造为，规定用于全局匀场线圈(GSC1，GSC2，GSC3，GSC4)和用于局部匀场线圈(LSC1，LSC2)的匀场电流(IGSC，ILSC，m*IGSC，n*ILSC)。

说明书

技术领域

本发明涉及用于磁共振断层造影的方法和装置。

背景技术

用于通过磁共振断层造影来检查对象或患者的磁共振设备(MRT)例如由DE 103 14 215 B4、DE 10 2011 080 275、DE 10 2011 087 485、DE 10 2011086 658、DE 10 2011 081 039、DE 10 2011 077 724所公知。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，优化一种MRT成像。上述技术问题分别通过按照本发明的特征来解决。有利的扩展在从属权利要求和说明书中给出。

附图说明

本发明的可能的构造的其它特征和优点借助于附图由下面对实施例的描述给出。附图中：

图1示意性示出了按照本发明的MRT系统。

具体实施方式

图1(尤其关于技术背景)示出了(位于屏蔽的空间或法拉第笼F中的)成像的磁共振设备MRT 101，其具有全身线圈102，该全身线圈102具有在此为管状的空间103，载有例如检查对象(例如患者)105的身体(带有或不带有局部线圈装置106)的患者卧榻104可以沿箭头z的方向驶入该空间103，以便通过成像的方法产生患者105的拍摄。在此，在患者身上放置局部线圈装置106，利用该局部线圈装置106在MRT的局部区域(也称为视野或FOV)内可以产生在FOV中的身体105的部分区域的拍摄。局部线圈装置106的信号可以由MRT 101的例如通过同轴电缆或经由无线电(167)等与局部线圈装置106连接的分析装置(168、115、117、119、120、121等)进行分析(例如转换为图像、存储或显示)。

为了利用磁共振设备MRT 101借助磁共振成像对身体105(检查对象或患者)进行检查，向身体105入射不同的、在其时间和空间特性上彼此最准确调谐的磁场。具有在此为隧道形的开口103的测量室中的强磁体(通常为低温磁体107)产生静态的强主磁场B0，其例如为0.2特斯拉至3特斯拉或更强。位于患者卧榻104上的待检查的身体105被驶入主磁场B0的观察区域FoV(“视野”)中大致均匀的区域。对身体105的原子核的核自旋的激励通过磁高频激励脉冲B1(x,y,z,t)实现，这些高频激励脉冲由在此作为(例如多部分＝108a，108b，108c的)身体线圈108非常简化地示出的高频天线(和/或必要时局部线圈装置)发射。高频激励脉冲例如由通过脉冲序列控制单元110控制的脉冲产生单元109产生。在通过高频放大器111放大之后，高频激励脉冲被导向高频天线108。在此示出的高频系统仅仅是示意性的。通常在一个磁共振设备101中会使用多于一个脉冲产生单元109、多于一个高频放大器111以及多个高频天线108a、b、c。

此外，磁共振设备101还具有梯度线圈112x、112y、112z，在测量时利用它们入射用于选择性地层激励和用于对测量信号进行位置编码的磁梯度场B_G(x,y,z,t)。梯度线圈112x、112y、112z由梯度线圈控制单元114(和必要时通过放大器Vx、Vy、Vz)控制，梯度线圈控制单元114与脉冲产生单元109一样与脉冲序列控制单元110连接。

由被激励的(在检查对象中的原子核的)核自旋发出的信号由身体线圈108和/或至少一个局部线圈装置106接收，通过对应的高频前置放大器116放大，并且由接收单元117进一步处理和数字化。记录的测量数据被数字化并以复数数值的形式存入k空间矩阵。从该存有值的k空间矩阵借助多维傅里叶变换可以重建所属的MR图像。

对于既可以按照发送模式运行又可以按照接收模式运行的线圈，如身体线圈108或局部线圈106，通过前置的发送-接收开关118来调节正确的信号传输。

图像处理单元119从测量数据中产生图像，将该图像通过操作控制台120显示给用户和/或存储在存储单元121中。中央计算机单元122控制各个设备组件。

目前，在MR断层造影中通常利用所谓的局部线圈装置(Coils，localcoils)来拍摄具有高信噪比(SNR)的图像。这些局部线圈装置是紧靠身体105的上面(前部)或下面(后部)或旁边或内部安装的天线系统。在MR测量中，被激励的核在局部线圈的各个天线中感应出电压，该电压然后通过低噪声前置放大器(例如LNA，Preamp)放大并最后被传递到接收电子器件。为了也在高分辨率的图像中改进信噪比，采用所谓的高场设备(1.5T至12T或更高)。如果在MR接收系统上可以连接比现有的接收器更多的单天线，则在接收天线和接收器之间设置例如开关矩阵(在此称为RCCS)。该开关矩阵将当前活跃的接收信道(大多是恰好位于磁体的视野中的接收信道)路由到现有的接收器。由此可以连接比现有的接收器更多的线圈元件，因为在全身覆盖的情况下仅须读取位于FoV(视野)或磁体的均匀空间中的线圈。

局部线圈装置106例如一般地表示如下的天线系统：其例如可以由一个或由作为阵列线圈的多个天线元件(特别是线圈元件)组成。这些单个的天线元件例如实施为环形天线(Loops)、蝶形线圈、柔性线圈或鞍形线圈。局部线圈装置例如包括线圈元件、前置放大器、其它电子器件(外罩波陷波器(Mantelwellensperre)等)、外壳、托架，并且在大多具有带插头的电缆，局部线圈装置可以通过该插头连接到MRT设备上。安装在设备侧的接收器168对由局部线圈106例如经由无线电等接收的信号进行滤波和数字化，并将数据传送到数字信号处理装置，数字信号处理装置从该通过测量获得的数据中通常导出图像或频谱，并且例如为了通过用户后续诊断而将其提供给用户和/或进行存储。

图1也示出了按照本发明的用于匀场(Shim)的方法和装置。

特别是可以区分如下两种类型的匀场线圈：

1.“全局匀场线圈”(＝Global Shim Coils＝)GSC(下面也称为孔匀场线圈)，其例如嵌入在梯度线圈(112x,112y,112z)的区域中，例如通常三个和更多的匀场线圈用于均衡线性的和二次方的以及可能的也更高阶的项，例如在图1中全局匀场线圈的两个匀场线圈对GSC1、GSC2和GSC3、GSC4，其例如可以如在西门子保健措施(http://healthcare.siemens.com/siemens_hwem-hwem_ssxa_websites-context-root/wcm/idc/siemens_hwem-hwem_ssxa_websites-context-root/wcm/idc/groups/public/global/imaging/mri/documents/download/mdaw/mtqy/～edisp/second_hot_topic_brochure-00017029.pdf)的“高场磁体的二阶匀场”中那样通电。(在图1中，在全局匀场线圈中的匀场电流IGSC具有相同的大小并且通过匀场电缆(在此例如以电流m＝4乘以IGSC)传输，但是其中每个匀场线圈也可以单独地被提供电流，并且在局部匀场线圈中的匀场电流ILSC具有相同的大小并且通过匀场电缆(在此例如以电流n＝2乘以IGSC)传输，但是其中每个匀场线圈在此也可以单独地被提供电流。)

可以为图1中z轴方向(孔纵向)上的匀场设置全局匀场线圈GSC1、GSC2和GSC3、GSC4和/或为图1中x轴方向(孔水平方向)上的匀场设置全局匀场线圈和/或为图1中y轴方向(孔垂直方向)上的匀场设置全局匀场线圈。

2.“局部匀场线圈”LSC1、LSC2

(例如如图1中在(乳房(B))局部线圈106中示出的两个局部匀场线圈LSC1、LSC2或如在(脊柱(WS))局部线圈106a中的两对局部匀场线圈LSC1、LSC2或更多)，

这些局部匀场线圈紧靠患者105安装并且其例如也可以是局部线圈106、106a的HF发送和/或接收线圈(RX和/或RX、TX)的部件。

为了在0-10ppm范围内均衡(在待检查区域＝ROI例如在局部线圈106的乳房杯(Brusttopf)B1中的乳房的区域中)特别强烈局部化的B0场不均匀性，能够紧靠患者105，例如可能在接收线圈或发送/接收线圈TX、RX内安装的局部匀场线圈LSC1、LSC2特别良好地适合。局部匀场线圈LSC1、LSC2的优点可以是，能够以基本上较小的电流和构造开销(成本)比利用目前例如安装在梯度线圈区域中的“全局”匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4明显更好和更低成本地均衡局部不均匀性。

同时使用全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4和局部匀场线圈LSC1、LSC2可以提供良好的图像结果，这通过全局线圈均衡由于(MRT基本场)磁体107和/或等检查的患者105引起的大范围的B0场偏差，并且局部匀场线圈LSC1、LSC2均衡空间上集中的不均匀性来实现。

对此的问题在于，在同时使用全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4和局部匀场线圈LSC1、LSC2的情况下MRT系统101怎样对于所有匀场线圈最佳地找到对于(必要时不同的)匀场电流(ILSC、IGSC)的电流设置，其导致最优的结果或示出了算法开销和结果的有利折衷。除了如下事实：局部匀场线圈LSC1、LSC2是与全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4不同的可移动的单元，局部匀场线圈也可以如下地与全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4区别，即，局部匀场线圈与磁体不是位置固定地安装在患者台(PTAB)上。

目前，根据至少内部公知的现有技术在产品中仅使用全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4。为了确定用于匀场电流(ILSC、IGSC)的患者&解剖结构个体化的电流设置，为此例如事先拍摄B0磁场图(大多是3D-B0场图和大多是相位图)。全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4产生的场例如由MRT系统101通过存储的说明而公知，并且MRT101的算法可以一直改变匀场电流，直至由所计算的匀场与所测量的B0场曲线的叠加总共产生尽可能均匀的B0场曲线。可利用匀场线圈产生的场的说明例如包括正交的球函数的和/或像素图的系数(该像素图例如说明了由哪个匀场线圈在空间中的哪个点作为在匀场线圈中的电流函数产生多少(份额的磁)场)。

对于利用全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4产生的场与利用局部匀场线圈LSC1、LSC2产生的场的叠加，得出内部公知的目前没有公开的专用方法，该方法可以完全自动地集成在临床工作过程中进行。

本发明的实施方式规定如下：

除了全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4的(可产生的场的)(在场分布数据B-Shim-V-LSC中在存储器Sp101中存储的)场说明之外附加地给出局部匀场线圈LSC1、LSC2的(可产生的场的)(例如在场分布数据B-Shim-V-LSC中)存储的说明。

该(在场分布数据B-Shim-V-LSC中的)说明可以是在MRT系统101的控制器110、117中的软件的部分(例如作为所谓的线圈文档＝匀场线圈的涉及线圈数据组的特性)，其在使用局部匀场线圈LSC1、LSC2(及其通过MRT识别)的情况下被调用，和/或被存入局部线圈106和/或局部匀场线圈LSC1、LSC2的数字存储器(EEPROM、FLASH等)SP-106中并且从那里例如由MRT101的控制器107来调用。后者能够实现每个局部匀场线圈LSC1、LSC2的匀场特性的单独的均衡。

为此MRT101的控制器107优选地公知如下：

1.匀场算法例如具有一个/多个局部匀场线圈LSC1、LSC2(例如通过激光测量或基于利用传感器对患者卧榻的位置的测量等)的位置Pos(例如在x、y、z轴方向上和可能的在空间上的两个角度的方向上的匀场线圈LSC1、LSC2的中心点的位置)的认识。

如果线圈类型(＝例如乳房线圈106或脊柱线圈106a)已经规定了在例如两个方向x、y上的该位置Pos(例如因为局部线圈106；106a固定地与患者台104相连)，为了确定相对于基本场磁体107的对称中心(例如在FoV的中心)的位置Pos可能地也仅达到该参数的一部分(例如在孔纵向纵z的方向上的卧榻位置)。

2.场分布数据(B-Shim-V-GSC、B-Shim-V-LSC)涉及可分别由匀场线圈GSC、LSC1、LSC2中的一个产生的空间场分布(如上面作为示例例如作为3D场图、作为像素图或正交函数的系数(球形调和的)或多项式系数或类似这种来实施)。

3.全局匀场线圈数据(GSC-D和/或LSC-D)如下涉及匀场线圈(GSC和/或LSC)的灵敏度：在匀场线圈GSC、LSC1、LSC2中每安培匀场电流ILSC、IGSC其产生多少B0匀场磁场(例如单位为特斯拉)，和/或怎样利用局部匀场线圈LSC1、LSC2和全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4的场来进行共同优化(降低B0不均匀性)。

首先，例如在调整测量中测量现有的B0场分布(例如作为场图1＝FM1)并且然后在控制器(117)中的算法应当对于用于全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4和局部匀场线圈LSC1、LSC2的匀场电流ILSC、IGSC确定合适的匀场电流设置。

这例如可以通过如下方案实现：

正交化：

1)对于全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4和局部匀场线圈LSC1、LSC2，测量(例如作为在MRT产品的开发中的一次性的步骤)和存储(SP101)每单位(例如每安培)匀场电流IGSC、ILSC在匀场线圈中产生的3D场分布(在此也称为匀场矢量(coil)SVc)。

2)根据局部匀场线圈LSC1、LSC2的位置Pos然后在患者处的当前成像测量的情况下考虑可由该局部匀场线圈产生的场分布(例如作为在正交化之前相应于在z方向上的位置的场分布的偏移)。

3)然后将该场分布SVc正交化(SVo)，从而其表示可能的匀场空间的基础矢量。正交化的场分布SVo可以说是虚拟的匀场线圈，该虚拟的匀场线圈作为真实的匀场线圈的线性组合被描述。

4)然后借助MR方法确定例如通过患者105等引起的场误差(通过场B0的改变，所述改变应当利用匀场来校正)。

5)该场误差通过正交的投影被映射到场分布SVo。由此直接得出，虚拟的匀场线圈中的哪个匀场电流是必要的。

6)然后将其换算为实际的匀场电流，这通过相应地反向应用事先确定的来自于正交化(在上述步骤2中)的线性组合来实现。

方案1：

总优化

局部匀场线圈LSC1、LSC2和全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4的场可以在线性组合中完全地(3D＝三维)相加。

在优选方法(例如最小平方)中找到如下设置：该设置将匀场电流IGSC、ILSC和由此产生的场与所测量的B0场相比较并且这样设置，使得B0不均匀性被最小化(通过匀场)。

方案2：

逐步地：

通过全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4清除大范围的不均匀性，然后才对于局部匀场线圈LSC1、LSC2计算匀场电流。

变形1：

首先计算全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4的电流。将该全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4的设置的场与所测量的场叠加。由此产生新的场图(FM2)。在第二步骤中利用该场图来找到局部匀场线圈LSC1、LSC2的最优设置。

变形2：

如上述那样，仅通过设置全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4的电流来应用第二场图FM2并且所述第二场图FM2由重新的测量获得。该测量如上述那样可以覆盖3D体积，然而可能地也仅由一个或几个层组成，以便加速过程。对用于测量的层的选择应当与待匀场的体积相匹配(例如在颈部仅测量矢状(sagital)层，而不是进行完整的3D测量)。

方案3：

以N次测量盲搜索

全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4的电流如目前至少内部公知地由第一场图(通常也称为FM1)来计算。然后利用局部匀场线圈的电流ILSC的不同设置(例如从最小电流至最大电流)来测量多个场图(N)。为了加速该多次测量在此低分辨率的3D区域或单个的层或几个层的测量就已足够。然后从N个场图中计算出匀场电流ILSC，其提供了最好的优化结果。

方案4：

有针对性的优化：

全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4的匀场电流IGSC如目前至少内部公知地由第一场图FM1来计算。然后利用LSC1、LSC2的电流的不同设置来测量多个场图(N)。为了加速该多次测量在此低分辨率的3D区域或单个的层或几个层的测量就已足够。与搜索LSC1、LSC2的整个动态区域并且然后由此(例如线性地)内插的方案3不同，在此该算法通过变形方案来搜索B0不均匀性的最小值，并且当找到该最小值时停止新的场图的拍摄。

变形：

如果全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4或局部匀场线圈LSC1、LSC2或两者在测量第一场图FM1的情况下已经预先配备匀场电流IGSC、ILSC，所述匀场电流在涉及的解剖结构区域中改善典型的不均匀性(固定地对于特定的解剖结构/线圈设置经验确定的值)并且由此将利用第一场图FM1优化的起始点带到接近最优的点，则上述方案可以可能的更有利地收敛。为此可以特定于解剖结构地预先设置全局匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4和局部匀场线圈LSC1、LSC2的电流。这尤其对于局部匀场线圈LSC1、LSC2可以是有利的方案。

另外的实施方式可以是如下：

-子调整体积(Sub-Adjust Volumina)变形方案

在算法中可能的有利的是，局部匀场线圈LSC1、LSC2的匀场仅对总的匀场体积的一部分进行优化，因为在(相对于局部匀场的大小)大的匀场体积中可以产生如下区域：在那里局部匀场线圈LSC1、LSC2几乎不为场提供份额并且当在优化中考虑多个点时会误导优化，在那里局部匀场线圈LSC1、LSC2仅产生少的场。因此可以是有意义的是，将总匀场体积分为子体积并且仅关于子体积来优化局部匀场。子体积的定义可以通过局部匀场线圈LSC1、LSC2本身的参数(例如线圈文档)来规定或自动地计算，这通过淡出具有低的场分量的区域来实现。

-“达到电流边界”方案：

如果对于局部匀场线圈LSC1、LSC2已经达到最大电流边界，则可以具有优势的是，这样实施算法，即，通过新的通用的匀场电流设置试图找到没有遇到最大电流边界的LSC1、LSC2设置。在每个方法的结束处可以设置验证步骤，该验证步骤在一部分FoV(小的3D体积或一个或几个层)中将所测量的B0场与计算出的B0场相比较。在良好的一致的情况下继续执行测量，在差的一致的情况下进行使用者交互(报警、质疑)或者重新(例如以用于匀场电流的另外的起始参数)开始测量。

也就是可以将一个(或多个)局部匀场线圈LSC1、LSC2与由MRT101的GSC1、GSC2、GSC3、GSC4组成的嵌入的匀场线圈系统组合。在此，嵌入的匀场线圈GSC1、GSC2、GSC3、GSC4可以是对于患者105的所有身体区域B、WS都合适的系统。局部匀场线圈LSC1、LSC2例如关于由于身体形状(3D磁化率分布)引起的不均匀性进行优化。脊柱线圈WS和/或颈部线圈不被用于乳房检查。局部匀场线圈LSC1、LSC2可以包含多个信道，但是应当基于通过嵌入的(全局)匀场线圈已经存在的均匀化仅校正不同的受试者的其余改变。由此并且通过直接在患者105处的位置可以明显地降低功率需求并且可以容易地实现复杂的场轮廓。