CN103424721A - 在多维位置选择高频激励脉冲中校正相位误差的方法 - Google Patents

Abstract

不同的实施方式涉及一种在多维位置选择高频激励脉冲的情况下用于校正相位误差的方法。所述方法包括入射多维位置选择HF激励脉冲（1）和采集多个校准梯度回波（21）。该方法还包括计算多维位置选择HF激励脉冲的相位校正和时间校正。

Description

在多维位置选择高频激励脉冲中校正相位误差的方法

技术领域

不同的实施方式涉及一种在多维位置选择高频激励脉冲中校正相位误差的方法和一种磁共振设备。

背景技术

磁共振断层造影（MR）是一种可以拍摄能够以高分辨率反映受检人员的内部的二维或三维图像数据组的成像方法。在MR中检查对象中的质子的磁矩在基本磁场或主磁场（B0）中被对齐，从而建立沿着纵向方向的宏观磁化。该磁化然后通过入射高频（HF）脉冲而从与基本磁场平行的静止位置偏转（激励，TX）。产生横向磁化。为了入射，典型地使用MR设备的特殊的HF发送线圈。

然后，借助MR设备的一个或多个HF接收线圈作为MR数据来检测（成像，RX）横向磁化返回到静止状态的衰减或磁化动态。在此，所采集的MR数据的位置编码通过施加不同的磁场梯度（用于层选择、相位编码或频率编码）来实现。为了获得所谓的梯度回波而对横向磁化的有针对的去相位-重聚相位，可以通过施加梯度场来实现。梯度场可以沿着MR设备的机器坐标系的轴（梯度轴）通过为此设置的线圈来施加。不同的梯度轴可以通过分开的通道来控制。也可以通过入射HF脉冲来获得横向磁化的重聚相位，所谓的自旋回波。所检测的和这样位置分辨的MR数据首先在位置频率空间（k空间）中呈现，并且可以通过然后的傅里叶变换而变换到位置空间（图像空间）。通过有针对地接通磁场梯度可以扫描具有不同轨迹的k空间，其中常规的和广泛使用的扫描包括对于不同的相位编码相继检测频率编码的k空间行。相应的与位置编码对齐的坐标系称为相位梯度层“phase-gradient-slice”（PGS）坐标系。特别地，PGS坐标系可以对齐确定受检人员的解剖平面（例如横向、矢状和冠状平面）的患者坐标系。

最近例如关于缩短测量时间的努力而开发了进一步开发的HF激励脉冲，例如用于多维选择激励。这些HF激励脉冲特别地使用特殊的k空间轨迹以激励横向磁化。由此，激励在二维（2d）或三维（3d）中在空间上清楚定义并且例如限制的区域。例如为此可以使用沿着多个轴的梯度场。也可以设置HF激励脉冲的特殊的振幅调制。

这一点又允许，限制扫描点的数量并且由此减少为执行整个测量序列而所需的时间。这样的脉冲的例子例如从S.Riesenberg et al.的“Two-DimensionalSpatially-Selective RF Excitation Pulses in Echo-Planar Imaging”in Mag.Reson.Med.47(2002)1186–1193中公知。这样的HF激励脉冲例如作为回波平面位置选择HF激励脉冲公知或者可以使用螺旋形轨迹。

然而，由于与常规的一维（1d）HF激励脉冲、例如具有恒定的梯度场，也就是层选择激励，相比更高的复杂性，在多维位置选择HF激励脉冲的情况下会在***不精确情况下更容易形成伪影。特别地会出现相位误差，即，在HF激励脉冲期间有错误的相位。

一类***不精确涉及***的误差源，所述误差源是***固有的并且典型地***地呈现以及特别地不具有或仅具有小的时间依赖性：例如MR设备的时间同步误差可以在激励期间产生k空间轨迹扫描中的伪影和误差。这一点特别地涉及在HF激励脉冲的振幅或相位和梯度场之间和/或在HF激励脉冲的振幅或相位和例如数字控制振荡器的高频之间的***的时间偏移。伪影的其他源可以是在不同的梯度轴之间的梯度延迟、梯度的有错误的振幅、HF激励脉冲的和梯度场的高频的特定于通道的和/或全局的延迟。这些伪影作为“TX鬼影”或“相位失配（phase mismatch）”公知；对此参见M.Oelhafen et al.的“Calibration of Echo-Planar2D-Selective RF Excitation Pulses”in Mag.Reson.Med.52（2004）1136–1145,以及J.T.Schneider et al.的“Robust Spatially Selective Excitation UsingRadiofrequency Pulses Adapted to the Effective Spatially Encoding Magnetic Fields”in Mag.Reson.Med65(2011)409–421。

另一类***不精确涉及时间可变的误差源：组件升温和一般地***参数漂移和组件不稳定性。受检人员本身也可以特别地开放取决于时间的误差源，例如，通过受检人员的总运动、器官运动或生理变化诸如心跳、呼吸或大脑运动。例如器官运动可以产生不同的磁化率的区域的位移，这又产生取决于时间的B0引起的伪影。此外在应用HF激励脉冲期间形成的涡流也会影响相位和k空间轨迹，这又可以导致伪影。

上面所提到的取决于时间的误差源对于具有重复的成像的MR测量序列，也就是例如“多层EPI”具有重大意义。在此重复和多次地激励横向磁化，例如以成像不同的层或区域。但是这些MR测量序列也可以包含横向磁化的不同的重复的准备，例如扩散编码、自旋标签或对于功能MR（fMR）的造影剂使用、灌注或扩散成像。这些测量序列可以在分钟的时间段上延伸。

与此相关地，许多情况下不能或仅有限地可能保证***参数的或测量***的参数的高的稳定性，从而一个广泛地、用于在测量序列的开始校正相位误差的单个校准，如从上面提到的J.T.Schneider et al.和M.Oelhafen et al.的出版物中公知的那样，仅可以具有一个有限的有效时间。此外这些公知的校准技术具有其他缺陷：通常对于校准的执行需要相对长的持续时间，从而整个测量序列的时间被不期望地增加。而且必要的是，这些校准技术作为分开的序列例如在本身的测量序列之前进行，这会使得关于MR设备的运行需要特别复杂的实现。

这些不同的方面在上面关于横向磁化的激励已经示出。然而应当理解，关于成像也会出现类似的问题和***不精确性：复杂的k空间轨迹不仅在激励期间，而且对于成像被使用。在那里会出现相应的问题和伪影，这特别地决定了HF激励脉冲的和梯度场的振幅和相位的时间同步，以及HF激励脉冲的和HF激励脉冲的高频的振幅和相位的时间同步。对于这样的成像的例子例如是回波平面成像（EPI）、特别是其变形，如专业人员关于以下概念公知的：“blipped EPI”、“螺旋EPI”或径向EPI拍摄序列。

发明内容

考察上面的不同方面产生如下需求，提供在使用具有多维位置选择HF激励脉冲的MR测量序列的情况下用于校准的改进技术。

按照一个方面，本发明涉及一种在磁共振（MR）测量序列的多维位置选择HF激励脉冲情况下用于校正相位误差的方法。该方法包括在使用用于激励预定区域中的横向磁化的所属的激励梯度场的条件下入射多维位置选择HF激励脉冲。该方法还包括在使用所属的正的和负的校准梯度场的条件下采集所激励的横向磁化的多个校准梯度回波，其中校准梯度回波分别提供k空间行的校准数据。该方法还包括确定校准数据的分别一个相位特性曲线（Phasengang）和确定校准数据的分别一个相位偏移。该方法还包括基于相位偏移计算多维位置选择HF激励脉冲的相位校正，和基于相位特性曲线计算多维位置选择HF激励脉冲的时间校正。该方法还包括在使用相位校正和时间校正的条件下入射另外的多维位置选择HF激励脉冲。

例如，k空间行可以包括k空间中心。例如，校正数据的相位偏移可以是相对于例如相应的MR设备的参考相位的相位偏移。相位特性曲线特别地可以表示校准数据的相位改变作为频率的函数。可以的是，将相位偏移与HF激励脉冲的相应的相位校正在时域中对应，以及将相位特性曲线与在HF激励脉冲的时域中例如相对于HF激励脉冲的高频或相对于激励梯度场的时间偏移进行对应。通过有针对地延迟或更早入射另外的多维位置选择HF激励脉冲，由此可以产生时间校正。

特别地，对于专业人员来说从文献中公知如下方法，该方法允许从校准数据中确定相位特性曲线和确定相位偏移。例如专利文献DE4445782C1公开了相应的技术。然而应当理解，与该专利文献中不同，相位误差、也就是说相位特性曲线和相位偏移的事后确定，或相应的校正值的计算，不能或只能有限校正通过多维HF激励脉冲的与此相关的错误激励。之所以这样，是因为在校正值变得可用的时刻横向磁化的激励已经结束并且由此不再能够改变激励。由此通过重新入射另外的多维位置选择HF激励脉冲可以将后面激励的横向磁化在考虑校正值的条件下例如用于相应的成像拍摄序列。

可以在患者坐标系中定义多维位置选择HF激励脉冲和预定区域。入射可以沿着MR设备坐标系的特定轴进行，其通过从患者坐标系到MR设备坐标系的坐标变换得到。MR设备坐标系也可以称为机器坐标系。例如患者坐标系可以是PGS坐标系。特别地，患者坐标系可以与受检人员的解剖结构匹配，即，例如沿着解剖主平面取向。MR设备坐标系例如可以决定性地通过产生梯度场的梯度线圈的布置确定，也就是沿着梯度轴取向。这意味着，以有利的方式可以关于该患者坐标系确定或定义位置编码。

例如，如果需要的话，在患者坐标系中沿着特定轴取向的梯度场可以通过叠加两个或三个沿着MR设备坐标系的不同轴的梯度场被入射。当患者坐标系的相位轴相对于MR设备坐标系旋转时这一点例如特别是这样。

该方法此外还包括在使用用于从拍摄梯度回波采集MR数据的拍摄梯度场的条件下利用成像的梯度回波序列检测MR数据，其中MR数据成像预定的区域，并且其中拍摄梯度场在患者坐标系中定义。从MR数据中例如可以建立MR图像。

该方法还包括通过去除相位特性曲线和相位偏移来校正MR数据。应当理解，在利用成像梯度回波序列检测MR数据结束之后也可以将MR数据事后地例如通过减去相位特性曲线和相位偏移来校正。应当理解，事后关于多维位置选择HF激励脉冲的相应校正不能或只能有限进行，因为横向磁化的错误激励会决定性地影响所有后面的方法步骤。

该方法还可以包括在使用所属的正的和负的另外的校准梯度场的条件下采集所激励的横向磁化的多个另外的校准梯度回波，其中另外的校准梯度回波分别提供一个k空间行的另外的校准数据。该方法还可以包括确定另外的校准数据的分别一个另外的相位特性曲线和确定另外的校准数据的分别一个另外的相位偏移。该方法还可以包括基于另外的相位偏移计算另外的相位校正和基于另外的相位特性曲线计算另外的时间校正，以及通过去除另外的相位特性曲线和另外的相位偏移来校正MR数据。

另外的校准数据的k空间行又可以包括k空间中心。换言之，按照目前讨论的本发明方面该方法可以包括分开地确定一方面对于激励（即多维位置选择HF激励脉冲）的校正值，另一方面对于成像（即用于检测MR数据的梯度回波序列）的校正值。这一点可以允许，校准参数特别好地与两种情况匹配并且这样实现相位误差的特别精确的确定或校正值（相位校正和时间校正）的计算。

在此，另外的校准梯度场的持续时间可以等于拍摄梯度场的持续时间和/或另外的校准梯度场的振幅等于拍摄梯度场的振幅。也就是特别地可以的是，相位误差，即相位特性曲线和相位偏移，取决于相应的梯度场的持续时间和/或其振幅。然后调谐后的参数可以允许校正值的特别高的精度。

相应地，校准梯度场的持续时间可以等于激励梯度场的持续时间和/或校准梯度场的振幅等于激励梯度场的振幅。也就是通过另外的校准梯度场调谐到梯度回波序列的拍摄梯度场的相应参数或校准梯度场的参数调谐到HF激励脉冲的相应的激励梯度场的参数，可以实现相位误差的特别精确确定。也就是例如相位误差本身可以取决于梯度场的振幅或持续时间。对于激励梯度场和拍摄梯度场的参数互相区别，由此可以期望，分开地确定校正值。但是相应地也可以的是，从相位特性曲线和相位偏移，即，从校准梯度场获得的校正值也用于拍摄梯度场。这一点允许，减少为执行校准而所需的时间，即，对于校准拍摄序列所需的时间，因为只须采集更少的校准梯度回波。

多个校准回波的采集、相位特性曲线和相位偏移的确定以及相位校正和时间校正的计算可以分别沿着患者坐标系的这些轴进行，对于所述轴定义多维位置选择HF激励脉冲。k空间行可以分别沿着患者坐标系的轴布置。

换言之，对于患者坐标系的恰好这些轴可以分别确定相位偏移和相位特性曲线，对于所述轴，在HF激励脉冲和/或另外的HF激励脉冲期间使用激励梯度场。这一点一方面可以允许，限制所需的校准梯度回波数量，从而实现多个校准梯度回波的特别快速采集；另一方面也可以允许，对于患者坐标系的所有使用的轴确定相位误差。k空间行然后可以沿着患者坐标系的各个相应的轴布置。

特别地可以的是，相位校正的计算和时间校正的计算单独地对于患者坐标系的轴进行并且另外的多维位置选择HF激励脉冲的入射基于对于患者坐标系的轴计算的单独的相位校正和时间校正进行。

换言之，校准梯度回波的采集、相位误差的确定和校正值的计算的相应步骤分别分开地和/或顺序地对于患者坐标系的不同轴，例如对于在HF激励脉冲期间被使用的那些轴进行。然后可以单独地计算校正值，这可以实现在确定中的精度提高。

也可以的是，校准梯度回波的数量的采集、相位特性曲线和相位偏移的确定以及相位校正和时间校正的计算分别沿着MR设备坐标系的三个正交的轴进行。k空间行可以分别沿着MR设备坐标系的一个轴布置。

换言之也可以的是，分开地和/或顺序地对于MR设备坐标系的所有三个轴确定校正值。特别地，相位误差和相位误差的部分可以是取决于相应的MR设备的梯度***的各自的通道的。由此，对于MR设备坐标系的例如通过相应的MR设备的梯度***的三个通道确定的三个梯度轴单独地采集校准回波可以具有如下效应，即，可以单独地确定不同的相位误差并且在此基础上可以计算校正值。这一点实现了校正值的特别精确的计算。

特别地，在存在对于在MR设备坐标系中所有轴的校正值的情况下可以校正在患者坐标系中定义的任意取向的激励梯度场。这一点是这样，因为激励梯度场可以通过在MR设备坐标系中的相应的梯度场的叠加被表示。

相位校正的计算和时间校正的计算可以单独地对于MR设备坐标系的三个正交的轴进行，其中另外的多维位置选择HF激励脉冲的入射基于计算的对于MR设备坐标系的三个正交的轴的单独的相位校正和时间校正进行。

特别地，校准梯度回波的数量可以等于3，其中使用两个正的和一个负的梯度场，并且其中该方法还包括将两个具有所属的正的梯度场的校准梯度回波进行平均。特别地，具有所属的正的校准梯度场的这些校准梯度回波的平均可以在确定相位误差之前进行。然后可以确定对于两个校准数据（即，具有正的和负的梯度场的）的相位误差。

按照另一个方面，本发明涉及一种MR设备，该MR设备包括发送***，该发送***构造为用于在使用用于激励预定的区域中的横向磁化的所属的激励梯度场的条件下入射多维位置选择HF激励脉冲。MR设备还包括接收***，其构造为，在使用所属的正的和负的校准梯度场的条件下采集所激励的横向磁化的多个校准梯度回波，其中校准梯度回波分别提供k空间行的校准数据。MR设备还包括校准单元，其构造为执行以下步骤：确定校准数据的分别一个相位特性曲线；和确定校准数据的分别一个相位偏移；基于相位偏移计算多维位置选择HF激励脉冲的相位校正；和基于相位特性曲线计算多维位置选择HF激励脉冲的时间校正。HF发送***还构造为，在使用相位校正和时间校正的条件下入射另外的多维位置选择HF激励脉冲。

对于这样的MR设备可以实现如下效果，所述效果相应于对于在MR成像中多维位置选择HF激励脉冲情况下用于校正相位误差的方法所能实现的效果。

按照一个方面，本发明涉及一种在磁共振（MR）测量序列情况下用于连续校正相位误差的方法，在所述磁共振测量序列中使用具有不同的激励参数的多个顺序入射的多维位置选择高频（HF）激励脉冲。该方法包括入射具有特定的激励参数的用于激励横向磁化的多维位置选择高频（HF）激励脉冲。该方法还包括采集所激励的横向磁化的多个校准梯度回波和从多个校准梯度回波中计算对于HF激励脉冲的相位特性曲线的校正值和对于HF激励脉冲的相位差的校正值。该方法还包括利用成像的拍摄序列检测MR数据，其中拍摄序列涉及具有特定激励参数的横向磁化，和入射用于利用另外特定的激励参数激励另外的横向磁化的另外的多维位置选择HF激励脉冲，其中另外的HF激励脉冲的入射考虑对于相位特性曲线所计算的校正值和对于相位差所计算的校正值。

例如，拍摄序列可以是梯度回波拍摄序列或自旋回波拍摄序列。HF激励脉冲的激励参数例如可以涉及受检人员的身体内部中的特定区域，或者另外的参数，诸如在入射HF激励脉冲期间用以扫描k空间的轨迹。可能的轨迹例如是螺旋形、按照行的或径向的。这样的多维位置选择HF激励脉冲的相应实施方式对于专业人员来说例如从开头提到的S.Riesenberg et al.的出版物公知。

多个校准梯度回波的采集例如可以在校准拍摄序列的范围内进行。对于相位特性曲线和相位差、即对于相位误差的校正值的计算例如可以借助如从专利文献DE4445782C1中公知的公知技术进行。与此相关地，例如可以采集具有所属的校准梯度场的不同符号的两个或三个校准梯度回波。例如，使用两个具有正号的和一个具有负号的矩阵梯度场。特别地，校正值可以涉及相对于在HF激励脉冲的范围内使用的激励梯度场的振幅的或相对于HF激励脉冲的HF分量的时间偏移。典型地，这样的时间偏移可以导致在频域中的相位特性曲线（相位关于频率的改变）。

应当理解，HF激励脉冲和另外的HF激励脉冲可以具有不同的激励参数：就此而言，利用对于首先入射的HF激励脉冲确定的校正值来对另外的HF激励脉冲的校正固有地是有误差的。但是在校正的精度和测量持续时间之间的权衡可以支持相应的技术。

此外，通过在入射另外的多维位置选择HF激励脉冲的情况下连续考虑对于相位特性曲线和相位差的所计算的校正值，可以实现相位误差关于MR测量序列的持续时间的连续匹配的校正。这一点特别地关于相位误差的时间依赖性具有优点。例如，相位误差可以通过受检人员的和/或相应的MR设备的组件的涡流或漂移或运动引起，从而对于相位特性曲线和相位差的各个当前的校正值的考虑实现了改进的精度—特别是与在测量序列开始时的一次性校准相比。

校正值的计算和MR数据的检测可以至少部分地同时进行。也可以的是，校正值的计算直到MR数据的检测结束而结束。因为对于相位特性曲线和相位差的校正值的计算不需要特别大的计算容量，所以在常规的MR设备中也可以在少数几个毫秒内结束。这一点允许，在执行典型地具有几十毫秒直到1秒的持续时间的拍摄序列期间，完成计算校正值。这一点特别地允许，在入射后面的另外的多维位置选择HF激励脉冲的时刻，校正值可以被完成计算并且被这样考虑。

该方法还包括基于对于相位特性曲线所计算的校正值和/或基于对于相位差所计算的校正值，校正所检测的MR数据。例如可以对MR数据事后地，即在检测之后例如在MR数据的后处理的范围内，减去对于相位特性曲线的和/或对于相位差的校正值，从而获得校正的MR数据，所述校正的MR数据不具有或仅具有小的相位误差，特别是与未校正的MR数据相比。这一点可以产生MR成像中的或由MR数据导出的物理测量参数（例如扩散系数等）的精确性。换言之，在导出的物理测量参数中的不确定性可以更小。

该方法还可以包括利用拍摄序列检测另外的MR数据，其中拍摄序列涉及另外的横向磁化，并且其中另外的MR数据的检测基于对于相位特性曲线所计算的校正值和对于相位差所计算的校正值进行。虽然如上所述一方面可以事后地基于校正值校正所检测的MR数据，但是也可以在执行拍摄序列期间就通过合适的校正，例如对在拍摄序列中使用的拍摄梯度场的校正，减小或从一开始就抑制相位误差。这一点可以导致检测的MR数据的改善的精度，因为在执行拍摄序列期间就可以避免相位误差。

该方法还可以包括在MR测量序列开始时执行预校准，其中所述预校准确定k空间轨迹的相位误差并且在此基础上提供对于相位特性曲线的初始校正值和对于相位差的初始校正值，其中HF激励脉冲的入射和MR数据的检测基于对于相位差所计算的初始校正值进行。

例如，对于预校准可以使用广泛的和相对费时的校准拍摄序列，如专业人员例如从开头提到的M.Oelhafen et al.以及J.T.Schneider et al.的出版物公知的。这些预校准例如可以提供具有k空间位置分辨率的相位误差，从而对于例如涉及k空间的不同区域的不同的HF激励脉冲分别可以提供对于相位特性曲线和相位差的初始的校正值。

此外，上面提到的用于连续校正相位误差的方法可以允许利用前面计算的校正值分别顺序校正后面的另外的HF激励脉冲。然而预校准的进行可以允许，对于第一入射的MR测量序列的位置选择HF激励脉冲来说就可以考虑对于相位特性曲线和相位差的相应校正值。

预校准还可以包括入射用于利用特定的初始激励参数来激励初始横向磁化的初始多维位置选择HF激励脉冲和采集初始横向磁化的多个初始校准梯度回波。预校准还可以包括从多个初始的校准梯度回波中计算对于初始的HF激励脉冲的相位特性曲线的初始的校正值和对于初始的HF激励脉冲的相位差的初始的校正值。

MR测量序列可以涉及功能性磁共振断层造影或扩散磁共振断层造影或灌注磁共振断层造影。相应的技术是专业人员公知的。但是所有这些技术可以是共同的，即，顺序地使用多个HF激励脉冲，例如用于对于受检人员的不同的层和/或区域检测MR数据，和/或用于检测对于不同的扩散编码的MR数据。在每种情况中可以的是，对于各个后面的HF激励脉冲，例如特别是对于直接跟随的HF激励脉冲，考虑对于相位差和相位特性曲线所计算的校正值。

对于跟随的另外的HF激励脉冲的校正值的计算可以关于MR测量序列的基本上整个持续时间重复。这一点使得可以通过连续地重新计算校正值来考虑相位误差的时间依赖性并且这样最小化相应的取决于时间的误差。

对于相位特性曲线的校正值可以涉及另外的多维位置选择HF激励脉冲的时间校正，并且对于相位差的校正值可以涉及另外的多维位置选择HF激励脉冲的相位校正。例如校正值可以涉及层选择方向上的相位特性曲线。例如相位差表示在两个回波（即，回波与回波）之间的差。特别地，频域中的相位特性曲线可以涉及通过HF激励脉冲相对于高频或使用的激励梯度场的时间偏移。

按照另一个方面，本发明涉及一种磁共振设备（MR设备），其包括发送***、接收***和校准单元。发送***构造为用于入射用于利用特定的激励参数激励横向磁化的多维位置选择HF激励脉冲。接收***构造为用于采集所激励的磁化的多个校准梯度回波和利用成像的拍摄序列检测MR数据，其中拍摄序列涉及具有特定激励参数的横向磁化。校准单元构造为用于从多个校准梯度回波中计算对于HF激励脉冲的相位特性曲线的校正值和对于HF激励脉冲的相位差的校正值。此外，发送***还构造为，入射用于利用另外的特定激励参数激励另外的横向磁化的另外的多维位置选择HF激励脉冲，其中另外的HF激励脉冲的入射考虑对于相位特性曲线所计算的校正值和对于相位差所计算的校正值。

对于这样的MR设备可以实现如下效果，该效果相应于对于按照本发明的前面讨论的方面的用于连续校正相位误差的方法所能实现的效果。

上面提到的实施方式和本发明的方面可以互相组合而不脱离本发明的保护范围。特别地，本发明还涉及没有明确提到的那些组合。

附图说明

上面描述的本发明的特征、特点和优点以及实现它们的方式从以下结合对附图详细描述的实施例的描述而变得更清楚和更明显。

图1是按照本发明的MR设备的示意图

图2示出了图1的MR设备的梯度***，以及患者坐标系和MR设备坐标系。

图3示出了多维回波平面位置选择HF激励脉冲。

图4示出了具有螺旋形k空间轨迹的另外的多维位置选择HF激励脉冲。

图5示出了相位特性曲线和相位差，以及所属的校正值，即，时间校正和相位校正。

图6示出了按照本发明的MR测量序列，其使用校准梯度回波用于确定校正值。

图7示出了另一个按照本发明的MR测量序列，其提供对于MR设备坐标系的三个轴的校正值。

图8示出了另一个按照本发明的MR测量序列，其提供对于患者坐标系的三个轴的校正值。

图9示出了另一个按照本发明的MR测量序列，其包括对于HF激励脉冲的校正值的校准梯度回波，以及对于用于检测MR数据的拍摄序列的校正值的另外的校准梯度回波。

图10示出了功能性MR测量序列。

图11示出了扩散MR测量序列。

图12示出了在MR测量序列中用于连续校正相位误差的方法的时间流程图。

图13是图12的用于连续校正相位误差的方法的流程图，

图14是用于校正相位误差的方法的流程图，其特别地详细示出了相位校正和时间校正的确定。

以下参考附图结合优选实施方式详细解释本发明。在附图中相同的附图标记表示相同或类似的元件。

具体实施方式

图1示意性示出了按照本发明的一种实施方式的磁共振（MR）设备230。MR设备230具有用于产生基本磁场的磁体210。磁体210例如可以是管形磁体并且基本磁场平行于管的纵轴。检查对象，在此是受检人员211，可以在卧榻213上被推入到磁体210中。MR设备230还具有用于产生对所采集的MR数据进行成像和位置编码的磁场梯度的梯度***214。典型地梯度***214包括至少三个分开可控的线圈或线圈组，其允许沿着特定的空间方向（梯度轴）应用并接通梯度场。相应的线圈被称为梯度***214的通道。

这一点在图2中详细解释。那里示意性示出了梯度***214。那里示例示出的六个线圈（阴影）可以被分开地控制。特别地，在MR设备坐标系90中可以沿着例如xyz轴借助梯度***214施加梯度场（梯度轴）。但是，典型地这些梯度场不是在MR设备坐标系90中，而是在例如相应于PGS坐标系的患者坐标系90a中定义或确定。该定义可以特别地按照医学解剖观点进行。患者坐标系90a的单个或多个轴可以相对于机器坐标系90旋转。借助坐标系变换然后梯度***214的线圈的各个控制通道基于在PGS坐标系中的定义被控制。

再次参考图1：为了激励在基本磁场中产生的偏振或磁化的对齐，设置HF线圈装置215，其可以将振幅调制的HF激励脉冲入射到被检查的人211中，以便将磁化从（典型地平行于基本磁场的）静止状态偏转，也就是产生横向磁化。特别地可以使用多维位置选择HF激励脉冲，其允许，有针对地并且利用特定的激励参数（例如受检人员211的预定区域250中的特定的k空间轨迹）激励横向磁化。为了产生这样的HF激励脉冲，使用高频发生器220和振幅调制单元224。为了控制梯度***214，设置梯度单元223。单元220、223和224可以特别地时间上同步地作为发送***226运行以用于有针对地激励横向磁化。但是时间同步可以具有不精确性或误差。

接收***225的计算单元222接收衰减的横向磁化的信号（自旋回波和梯度回波）。为此计算单元222与HF接收线圈耦合。在一种特别简单的实施方式中HF线圈215既用于发送又用于接收。但是也可以使用分开的HF发送线圈和HF接收线圈。

操作单元212允许由MR设备230的用户输入或向用户输出。操作单元212例如可以包括显示器、键盘、鼠标、存储介质、数据连接等。

此外设置校准单元227，其允许计算对于发送***226的不同组件的校正值，例如相位校正和时间校正。特别地，校准单元227适合于在执行MR测量序列期间重复执行该校正值，从而可以连续校正多维位置选择HF激励脉冲的相位误差。

MR设备230的单元在图1中分开地表示和讨论。但是特定的单元也可以组合和/或功能上集成，例如作为硬件和/或软件。这一点例如可以特别地涉及校准单元270。

图3和4示出了两个对于借助多维位置选择HF激励脉冲1来激励横向磁化的纯解释性而并非限制性的例子。在最上面的行中示出了HF激励脉冲1的振幅11，而下面的行示出了沿着患者坐标系90a的两个轴91a、92a（例如相位编码方向和层选择方向）的梯度场。图3中进行在使用上面已经提到的“blippedEPI”技术的条件下的激励。在图4中激励螺旋形k空间轨迹。在图3和4中HF激励脉冲1的相应于k空间中心（消失的波矢量、磁化动态的接近无穷的所属的波长）的部分分别利用虚线标记。根据具体的任务情况可以使用不同的多维位置选择HF激励脉冲1。为此专业人员公知不同的技术，例如从开头提到的S.Riesenberg et al.的文献公知。由此就此而论无需详细解释。

在图5中详细示出了这些HF激励脉冲1的可能的相位误差100、101。图5左边示出了时域（用t标出），而图5右边示出了频域（用f标出）。图5上面分别示出了HF激励脉冲的振幅11，而图5下面分别示出了HF激励脉冲1的相位11a（例如相对于任意的参考相位，例如HF发送***226的、如数字控制振荡器的参考相位）。

从相位11a关于频率的图（图5中的右下）中可以看出，HF激励脉冲1既可以具有相位特性曲线100（即相位11a关于频率f的变化），也可以具有相位差101（即相位相对于参考零值的偏移量）。这些相位误差可以在后面检测的MR数据中引起伪影。这些相位误差可以如开头所述具有不同的原因。

相位特性曲线100通过振幅11相对于例如梯度场和/或HF激励脉冲1的高频的时间偏移引起（参见图5左上）。相位偏移101可以通过取决于时间的相位偏移101导致（参见图5左下）。以下示出了如下技术，所述技术允许，确定时间校正110，即时间偏移，和相位校正111，即相位差，作为对于相位误差的校正值。

图6示出了相应的MR测量序列5的部分。MR测量序列5以多维位置选择HF激励脉冲1（激励，TX）开始。HF激励脉冲1与激励梯度场12一起被入射并且利用特定的激励参数激励横向磁化。激励参数可以涉及预定的区域250、关于特定的k空间轨迹，等等。然后进行校准拍摄序列2。然后执行成像拍摄序列3以检测MR数据。

图6中HF激励脉冲1的表示是纯示意性的。应当理解，按照本发明可以使用多个不同的多维位置选择HF激励脉冲1。多维位置选择HF激励脉冲1的一个基本特征是其关于所使用的参数的匹配能力。在图6的情况中使用沿着患者坐标系90a的两个轴91a、92a的激励梯度场。

在图6中拍摄序列3是“blipped”梯度回波序列，其包含用于从拍摄梯度回波31中检测MR数据的拍摄梯度场32。从其中获得MR数据的HF信号在图6中在信号栏10中示出。一般地，可以使用每个任意的拍摄序列3，也就是例如自旋回波拍摄序列等。

校准拍摄序列2允许，计算对于HF激励脉冲1的时间校正110和相位校正111。这一点在以下详细解释。校准拍摄序列2包括在使用所属的两个正的校准梯度场22a和一个负的校准梯度场22b的条件下采集沿着患者坐标系90a的轴91a的三个校准梯度回波21。校准梯度场22a、22b是这样选择的，即，校准梯度回波21分别提供一个有利地在不同的实施方式中包括k空间中心的k空间行的校准数据（参见图3和4中的虚线）。从校准数据中可以确定相位特性曲线100和相位差101。对此专业人员公知如在专利文献DE4445782C1中公开的技术。与此相关地指出，也可以使用更少（例如两个）或更大数量的校准梯度场22a、22b（例如两个负的校准梯度场）。特别地，例如可以在确定相位特性曲线100和相位差101之前将例如属于正的梯度场22a的两个校准梯度回波21进行平均。这一点可以提高校正值110、111的精度。

与此独立地可以从这样确定的HF激励脉冲1的相位误差100、101中计算对于轴91a的时间校正110和相位校正111。相位误差100、101也可以用于校正来自于拍摄序列3的MR数据，例如通过减去MR数据。但是因为HF激励脉冲1在校正110、111的计算的时刻就已经被入射，所以其激励参数和误差不再能够被追溯地校正。但是，在其中使用多个这样的顺序入射的多维位置选择HF激励脉冲1的MR测量序列5的情况下按照不同的实施方式分别利用计算的校正110、111校正跟随的另外的HF激励脉冲1，例如基本上覆盖MR测量序列5的整个持续时间。

在图6中校正值110、111仅对于患者坐标系90a的轴91a被确定。这些情形在图10和11中关于使用多个多维位置选择HF激励脉冲1的MR测量序列5示意性示出。例如，图10涉及fMR测量序列5，其中对于受检人员211的包含了不同的层50a-50i的不同区域250a-250c，顺序地检测MR数据。例如造影剂在区域250a-250c上的扩散被监测。在图11中示出了扩散或灌注测量序列5。对于更少数量的层50a-50c分别对于相同的区域250检测MR数据。在此检测具有不同的扩散加权52a、52b的MR数据。

在图10和11中例如可以分别对于每个层50a-50i入射一个具有相应的激励参数的多维位置选择HF激励脉冲1。对于顺序入射的HF激励脉冲1然后可以分别考虑最当前的，即最新确定的校正110、111。

这一点在图12的时间流程图中解释。首先在测量序列5的开始进行预校准6。例如预校准6可以确定对于k空间轨迹的相位误差100、101。预校准可以包含入射用于利用特定的初始激励参数激励初始横向磁化的至少一个初始多维位置选择HF激励脉冲1和采集初始横向磁化的多个初始校准梯度回波。从中可以计算对于相位特性曲线100的初始校正值110和对于相位差101的初始校正值111。例如，对于预校准6可以使用按照开头提到的M.Oelhafen et al.和J.T.Schneider et al.的出版物的技术。特别地，预校准可以以k空间分辨率确定相位误差，从而一组校正值110、111对于后面的HF激励脉冲1可用。特别地，预校准6还可以提供对于相位特性曲线100的初始校正值和对于相位差101的初始校正值。然后可以基于计算的初始校正值110、111执行第一HF激励脉冲1的入射和第一校准拍摄序列2，如在图12中通过箭头表示的。

校准拍摄序列2在第一HF激励脉冲1之后被执行。如果采集了校准梯度回波21，则可以开始拍摄序列3，这意味着可以施加拍摄梯度回波21并且可以检测MR数据。从采集的校准梯度回波21中计算校正值110、111和检测MR数据可以至少部分同时进行，如在图12中通过顺序2和3的时间重叠所示。特别地，校正值110、111的计算可以直到MR数据的检测结束而结束，即，在拍摄序列3结束之前结束。这样获得的校正值110、111然后可以用于后面的HF激励脉冲1，或用于后面的拍摄序列3。

在特定的实施方式中分别最新的校正值110、111也可以对于后面计算新的校正值110、111而被考虑。这一点在图12中示出，但是被理解为可选的。例如可以进行平均值形成，例如涉及平滑的平均值，和/或确定和附加应用前面所确定的校正值上的剩余偏差。

相位特性曲线100和相位差101的确定，以及校正110、111的计算可以根据***构造和可用的计算容量而要求几个毫秒。这一点特别地可以意味着，相应的方法步骤的执行可以平行于拍摄序列3进行或直到拍摄序列3结束而完全结束。这一点可以允许，对于检测另外的MR数据的后面的拍摄序列3，考虑对于拍摄梯度场32的校正参数110、111。

前面讨论了测量序列5的不同部分的时间流程及其关系。下面将详细解释，校准拍摄序列2在不同的实施方式中可以如何构造。再次参考图6，那里梯度场12、22a、22b、32在患者坐标系90a中定义：应当理解，这一点导致变换到MR设备坐标系90，从而可以相应地进行梯度***214的控制。在图6的实施方式中也关于患者坐标系90a测量相位误差100、101。

然而值得拥有的是，单个地对于MR设备坐标系90的不同的轴，即，对于梯度***214的各个通道测量相位误差100、101。这一点是这样，因为不同的误差源对于梯度***214的通道可以是特殊的，例如时间差等。相应的实施方式在图7中示出。

图7中示出了对于MR设备坐标系90的轴91、92、93的激励梯度场12。如例如从图7和图6的比较可以看出的，一般地沿着相位方向、梯度方向或层方向91a、92a、93a的梯度的施加可以导致MR设备坐标系90中梯度场12的重叠（例如通过平行运行校准单元227和发送***226）。在图7中分开地对于MR设备坐标系90的所有三个正交的轴91、92、93采集校准梯度回波21。然后可以分开地对于这些轴91、92、93计算校正值110、111。在图7中还分别对于轴91、92、93，激励梯度场12的振幅和持续时间等于校准梯度场22a、22b的振幅和持续时间。

一般地，当坐标系90、90a不是一致的或明显不同时，图7的实施方式可以是特别值得拥有的。例如，当患者坐标系的相位编码方向相对于MR设备坐标系90的轴翻转时，特别是这样。

图8示出了另一个实施方式。梯度场12、22a、22b、32再次在患者坐标系90a中示出。与图6的实施方式不同，对于患者坐标系90a的所有三个轴91a、92a、93a采集分别三个校准梯度回波21。

图9示出了另一个实施方式。HF激励脉冲1、校准拍摄序列2和拍摄序列3基本上相应于图6的实施方式，如前面讨论的那样。图9中此外还使用另外的校准拍摄序列4，在该校准拍摄序列情况下（相应于校准拍摄序列2）使用三个另外的校准梯度场42，以采集三个另外的校准梯度回波41。关于另外的校准拍摄序列4，另外的校准梯度场42和另外的校准梯度回波41的数量也是可变的。另外的校准梯度回波41分别提供包括了k空间中心的k空间行的另外的校准数据，其可以相应于校准回波21的校准数据如上所述用于确定另外的相位误差100、101。然后可以校准具有另外的相位误差100、101的如从拍摄序列3中获得的MR数据。

另外的校准拍摄序列4的参数可以调谐到拍摄序列3的参数，而校准拍摄序列2的参数可以调谐到HF激励脉冲1：通过使用分别对于HF激励脉冲1的或来自于拍摄序列3的MR数据的相位误差100、101的校准的分开的校准拍摄序列2、4，特别地可以将校准梯度场22a、22b、42的持续时间22、24和振幅23、43分别调谐到激励梯度场12和拍摄梯度场32的持续时间14、34和振幅13、33，例如分别等同地如在图9中那样通过水平虚线表示。相位误差100、101的特定的原因例如涡流由此可以具有与梯度场12、22a、22b、32、42的持续时间14、24、34、44和/或振幅13、23、33、43的依赖关系。在校准拍摄序列2和另外的校准拍摄序列4之间的相应的差别由此实现了相位误差100、101的特别精确的校正。

在图13中示出了在包含了具有不同的激励参数的多个顺序入射的多维位置选择HF激励脉冲1的MR测量序列5的情况下用于连续校正相位误差的方法的流程图。该方法在步骤S1中开始。首先在步骤S2中进行预校准6，用于确定对于相位差101的初始校正值和对于相位特性曲线100的初始校正值。

然后在步骤S3中入射多维位置选择HF激励脉冲1用于激励横向磁化。该入射特别地在使用如在步骤S2中确定的对于相位特性曲线100和相位差101的初始校正值的条件下进行。由此这些校正值是最当前可用的校正值。

然后在步骤S4中执行校准拍摄序列3，即，在使用正的和负的校准梯度场22a、22b的条件下采集多个校准梯度回波21。

然后在步骤S5中进行对于相位特性曲线100的当前校正值110和对于相位差101的当前校正值111的计算。该计算例如可以通过校准单元227进行。在步骤S6中执行拍摄序列3，即，检测MR数据。MR数据的检测在步骤S6中在使用横向磁化的条件下进行，该横向磁化如通过步骤S3的入射的HF激励脉冲所获得的。步骤S5和S6例如可以部分地同时或并行进行。

在步骤S7中利用对于相位差101和相位特性曲线100的当前校正值，这意味着利用步骤S5的校正值，校正步骤S6中所检测的MR数据。步骤S6的执行也可以在任意的后面的时刻进行，例如在MR测量序列5结束之后。

在步骤S8中检验，是否需要另外的MR数据。在步骤S8中可以特别地检验，是否已经完整地执行了MR测量序列5或是否要检测另外的MR数据，例如来自于另外的层50a-50i的或对于另外的扩散方向52a、52b的。如果在步骤S8中确定，要检测另外的MR数据，则重新执行步骤S3-S7。在这些步骤S3-S7的重新的循环中在步骤S3中例如考虑来自于例如紧挨着的前面的循环的步骤S5的校正值110、111，因为这些校正值然后是最当前的校正值110、111。

一般地，可以总是这样进行步骤S3-S7的迭代执行，使得对于相位差101和相位特性曲线100的最当前的校正值分别被考虑。由此可以使用来自于步骤S3-S7的前面的循环的步骤S5的校正值110、111。

但是如果在步骤S8中确定，不需要另外的MR数据，则在步骤S9结束该方法。

在图14中示出了更详细地按照用于校正在多维位置选择HF激励脉冲1的情况下的相位误差的方法，对于相位特性曲线100和相位差101的校正值的计算，如在图13的步骤S5中进行的那样。

首先在步骤T1中从校准梯度回波21中获得校准数据。特别地校准数据可以提供包括了k空间中心的k空间行。对于k空间行的这些校准数据可以在步骤T2中分别确定相位特性曲线100和相位偏移101。例如可以确定相对于相应的MR设备230的参考相位的相位偏移101。

然后在步骤T3中进行相位校正111的计算和时间校正110的计算。校正值110、111的计算参考图5详细解释过。

当然，前面描述的实施方式的特征和本发明的方面可以互相组合。特别地，这些特征不仅可以按照描述的组合，而且也可以按照另外的组合或独立地使用，而不脱离本发明的范围。

Claims (14)

1.一种在磁共振（MR）测量序列（5）的多维位置选择高频（HF）激励脉冲（1）情况下用于校正相位误差（100,101）的方法，所述方法包括：

-在使用用于激励预定区域（250,250a-250c）中的横向磁化的所属的激励梯度场（12）的条件下入射多维位置选择HF激励脉冲（1），

-在使用所属的正的和负的校准梯度场（22a,22b）的条件下采集所激励的横向磁化的多个校准梯度回波（21），其中所述校准梯度回波（21）分别提供k空间行的校准数据，

-确定所述校准数据的分别一个相位特性曲线（100），

-确定所述校准数据的分别一个相位偏移（101），

-基于所述相位偏移（101）计算多维位置选择HF激励脉冲的相位校正（111），

-基于所述相位特性曲线（100）计算多维位置选择HF激励脉冲的时间校正（110），

-在使用所述相位校正（111）和时间校正（110）的条件下入射另外的多维位置选择HF激励脉冲。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，在患者坐标系（90a）中定义所述多维位置选择HF激励脉冲和预定区域（250,250a-250c），并且

其中，所述入射沿着MR设备坐标系（90）的特定轴（91,92,93）进行，所述轴通过从患者坐标系（90a）到MR设备坐标系（90）的坐标变换得到。

3.根据权利要求2所述的方法，还包括：

-在使用用于从拍摄梯度回波（31）中采集MR数据的拍摄梯度场（32）的条件下利用成像的梯度回波序列（3）检测MR数据，其中所述MR数据对预定的区域（250,250a-250c）成像，并且其中所述拍摄梯度场（32）在患者坐标系（90a）中定义。

4.根据权利要求3所述的方法，还包括：

-通过去除所述相位特性曲线（100）和相位偏移（101）来校正所述MR数据。

5.根据权利要求3或4所述的方法，还包括：

-在使用所属的正的和负的另外的校准梯度场（42）的条件下采集所激励的横向磁化的多个另外的校准梯度回波（41），其中另外的校准梯度回波（41）分别提供k空间行的另外的校准数据，

-确定所述另外的校准数据的分别一个另外的相位特性曲线（100），

-确定所述另外的校准数据的分别一个另外的相位偏移（101），

-基于所述另外的相位偏移（101）计算另外的相位校正（111），

-基于所述另外的相位特性曲线（100）计算另外的时间校正（110），

-通过去除所述另外的相位特性曲线（100）和所述另外的相位偏移（101）来校正MR数据。

6.根据权利要求5所述的方法，其中，所述另外的校准梯度场（42）的持续时间（44）等于所述拍摄梯度场（32）的持续时间（34），和/或其中，所述另外的校准梯度场（42）的振幅（43）等于所述拍摄梯度场（32）的振幅（33）。

7.根据权利要求2至6中任一项所述的方法，其中，所述多个校准回波（21）的采集、相位特性曲线（100）和相位偏移（101）的确定以及相位校正（111）和时间校正（110）的计算，分别沿着患者坐标系（90a）的这些轴（91a,92a,93a）进行，对于所述轴定义多维位置选择HF激励脉冲（1），并且

其中，k空间行分别沿着患者坐标系（90a）的轴（91a,92a,93a）布置。

8.根据权利要求7所述的方法，其中，所述相位校正（111）的计算和所述时间校正（110）的计算单独地对于患者坐标系（90a）的轴（91a,92a,93a）进行，并且

其中，所述另外的多维位置选择HF激励脉冲（1）的入射基于对于患者坐标系（90a）的轴（91a,92a,93a）所计算的单独的相位校正（111）和时间校正（110）进行。

9.根据权利要求2至8中任一项所述的方法，其中，所述多个校准梯度回波（21）的采集、相位特性曲线（100）和相位偏移（101）的确定以及所述相位校正（111）和时间校正（110）的计算，分别沿着MR设备坐标系（90）的三个正交的轴（91,92,93）进行并且，

其中，k空间行分别沿着MR设备坐标系（90）的轴（91,92,93）布置。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述相位校正（111）的计算和时间校正（110）的计算单独地对于MR设备坐标系（90）的三个正交的轴（91,92,93）进行，并且，

其中，所述另外的多维位置选择HF激励脉冲（1）的入射基于对于MR设备坐标系（90）的三个正交的轴（91,92,93）所计算的单独的相位校正（111）和时间校正（110）进行。

11.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述激励梯度场（12）的持续时间（14）等于校准梯度场（22a,22b）的持续时间（24），和/或其中，所述激励梯度场（12）的振幅（13）等于校准梯度场（22a、22b）的振幅（23）。

12.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述校准梯度回波（21）的数量等于3，

其中，使用两个正的校准梯度场（22a）和一个负的校准梯度场（22b），

其中，该方法还包括：

-将两个具有所属的正的梯度场（22a）的校准梯度回波（21）进行平均。

13.一种MR设备，包括：

-发送***（226），该发送***构造为用于在使用用于激励在预定的区域（250,250a-250c）中的横向磁化的所属的激励梯度场（12）的条件下入射多维位置选择HF激励脉冲（1），

-接收***（225），其构造为，在使用所属的正的和负的校准梯度场（22a,22b）的条件下采集所激励的横向磁化的多个校准梯度回波（21），其中所述校准梯度回波（21）分别提供k空间行的校准数据，

-校准单元（227），其构造为执行以下步骤：

-确定所述校准数据的分别一个相位特性曲线（100）；

-确定所述校准数据的分别一个相位偏移（101）；

-基于所述相位偏移（101）计算所述多维位置选择HF激励脉冲（1）的相位校正（111）；

-基于所述相位特性曲线（100）计算所述多维位置选择HF激励脉冲（1）的时间校正（110），

其中，所述发送***（226）还构造为，在使用所述相位校正（111）和时间校正（110）的条件下入射另外的多维位置选择HF激励脉冲（1）。

14.根据权利要求13所述的磁共振设备，其还构造为执行按照权利要求1至12中任一项所述的方法。

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