CN110018431A - 用于运行mrt设备的方法、mrt设备和数据载体 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于运行MRT设备的方法以及相应的MRT设备和相应的数据载体。在所述方法(6)中，针对检查对象的要激励的预先给定的层，针对层选择梯度的两个相反的极性，针对相应的HF激励脉冲确定相应地需要的激励频率f_A ⁺或f_A ^‑。此外，针对MRT设备的指定的标称中心频率f₀，确定一方面f_A ⁺与f₀之间、另一方面f_A ^‑与f₀之间的差。随后，设置极性，使得实现两个差中的较小的差。

Description

用于运行MRT设备的方法、MRT设备和数据载体

技术领域

本发明涉及一种用于运行MRT设备、即磁共振断层成像设备或装置的方法。此外，本发明涉及一种相应的MRT设备和具有相应的表示根据本发明的方法的方法步骤的程序代码的数据载体。

背景技术

磁共振断层成像(MRT，英语“Magnetic Resonance Imaging(磁共振成像)”的缩写为MRI)是在医学技术中已知的成像方法。在此，将检查对象、例如患者暴露于至少基本上静态的磁场中，将磁场与同样至少基本上静态的梯度、即在空间上线性地增大的梯度场一起施加或叠加。然后，射入高频或射频脉冲(HF脉冲、RF脉冲)、即交变磁场被射入，利用交变磁场在检查对象中共振地激励核自旋。HF脉冲借助HF放大器(RFPA，英语：“Radio FrequencyPower Amplifier(射频功率放大器)”)产生。在此，在检查对象的哪些部分中共振地激励核自旋与磁场的有效局部强度和HF脉冲的频率有关，因为核自旋的共振频率在其方面与局部磁场强度有关。因此，通过相应地进行变化，可以针对性地选择性地激励检查对象的特定的层(英语“slice”)。

在实践中经常还使用其它分量、例如其它磁场和/或脉冲，以便例如使得能够将测量的弛豫信号或回波与检查对象的特定的体积元素或体素准确地相关联，因此使得能够重建相应的对于诊断目的可直观地使用的2D或3D图像。这种附加分量或这种附加场的示例是所谓的层选择梯度。在此，其是一般不是静态地持续地应用、而是仅相对短暂地应用的附加磁场，该磁场产生附加的线性磁梯度，因此使得能够更精细地选择检查对象的被激励的层或体积元素。

因为MRT设备和其部件不是理论上理想的构件，所以在现实中当然必须注意其它效果。因此，HF放大器根据结构和设计具有特定的频率范围，在该频率范围内可以产生、尤其是可以以至少特定的最小功率产生HF脉冲。实际上，在HF放大器的最大负荷下，产生的HF脉冲的功率也与其频率有关。此外，虽然MRT设备被指定或设计用于产生上面提到的具有预先给定的场强或简称为强度的磁场、尤其是静磁场(通常称为B₀)，但是在现实中可能出现偏差。当要进一步准确地共振地激励检查对象的特定的层或特定的体积元素时，这必须基于核自旋的共振频率与局部磁场强度的相关性例如通过HF脉冲的相应地匹配的频率进行补偿。

最后，这可能导致为了激励检查对象的特定的层，需要具有HF放大器不能输出功率或不能输出足够的功率的频率或处于HF放大器不能输出功率或不能输出足够的功率的频率范围内的HF脉冲。迄今为止，通过预先给定或允许相应地较大的公差或者接受相应地较低的图像质量，来应对该问题。附加地或备选地，可以使用被设计用于在相应地较大的频率范围内产生具有所需的功率的HF脉冲的HF放大器。然而，这在技术上是要求高的，因此与不总是能够实现的构件和成本开销相关联。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，使得能够在没有附加的构件开销的情况下相对于常规的MRT设备以更好的效率和/或功效运行MRT设备。

根据本发明，上述技术问题通过本发明的主题来解决。在下面的描述和附图中给出本发明的有利的设计方案和扩展方案。

根据本发明的方法用于运行用于激励检查对象、尤其是患者的预先给定的层的MRT设备。在此，对于至少在要激励的预先给定的层的区域中穿过检查对象的、借助MRT设备可产生或产生的层选择磁梯度的两个可能的相反的极化，通过计算确定相应的在相应的极化中用于激励预先给定的层的HF激励脉冲所需的激励频率。对于两个极化中的一个，将所需的激励频率称为f_A ⁺，同时将在另一个、即相反的极化中所需的激励频率称为f_A ⁺。

针对MRT设备指定标称中心频率f₀，在标称中心频率下，用于产生HF激励脉冲的MRT设备的HF放大器可以输出其最大功率。中心频率f₀也给出MRT设备根据规范可产生的静磁场B₀的强度。中心频率f₀通过关系f₀＝γ·B₀与静磁场B₀相关联，其中，γ表示旋磁比。因此，对于1.5T的磁场强度，例如得到63.9MHz的激励频率。对于该中心频率f₀，通过计算确定一方面f_A ⁺与f₀之间、另一方面f_A ^-与f₀之间的相应的差。然后，对于预先给定的层的激励，与所确定的两个差中的在量值上较小的差对应地设置层选择梯度的极性。然后，可以利用如此设置的层选择梯度的极性来激励预先给定的层，以便测量、即记录相应的回波或图像信号。

根据设置的层选择梯度的极性，可以增大或者减小至少局部地穿过检查对象的有效磁场。也就是说，关于相同的空间方向，层选择梯度或通过层选择梯度产生的有效磁场的一部分在一个极性中线性地增大，而其在相反的极性中线性地下降。也就是说，因此，对于检查对象的每个位置、即在此对于预先给定的层，两个极性中的每一个也自动与两个激励频率f_A ⁺、f_A ^-中的一个相关联。也就是说，为了激励同一个预先给定的层，根据设置的层选择梯度的极性，需要较高的激励频率f_A ⁺或者较低的激励频率f_A ^-。设置在此可以通过相应地控制作为MRT设备的部分设置用于产生层选择梯度的线圈或磁体来进行。

通过相应地设置或切换层选择梯度的极性，可以基于对差、即对与中心频率f₀的距离的考虑来选择实际激励预先给定的层所需的激励频率，从而使其更靠近中心频率f₀。因此，一般可以有利地实现，通过设置极性，相应地实际激励预先给定的层所需的激励频率f_A ⁺或f_A ^-在针对HF放大器指定的频率范围内更靠近HF放大器可以输出或提供较高的或最大的功率的位置。

备选地或附加地，通过设置极性，HF放大器可以更经济地、即以关于HF放大器在相应的频率下最大可产生或可调取的功率相对较小的功率输出运行。由此，例如可以减小HF放大器的磨损。如果切换层选择梯度的极性，则例如通过HF放大器可调取的用于激励预先给定的层的相应的HF脉冲的于是有利地更高的功率，可以实现例如在信噪比方面更好的信号质量，因此最终可以实现更好的图像质量。也就是说，可以更好地、即以更高的程度利用或使用HF放大器最大可提供的功率。

因此，“设置”在本发明的范围内可以意为实际的切换。其同样可以意为或包括对当前设置、即当前极性的验证。如果已经给出了与较小的差对应的极性，则根据本发明的设置不必意为或包括附加或重新进行切换。因此，在这种情况下，设置在本发明的范围内可以意为极性、尤其是在验证极性之后留在其当前的设置。

因此，在当前提出的方法中，考虑MRT设备的当前的状态或当前的情形，并且自动调整MRT设备或其设置或参数、尤其是层选择梯度，因此自动调整相应的需要的激励频率。因此，尤其是在期望地激励MRT设备的对称中心之外的层或者该层饱和时，可以实现或确保相应的激励所需的激励频率处于针对HF放大器指定的频率范围或频带内。

此外，在根据本发明的方法中，也可以考虑其它参数或参量，例如HF激励脉冲的预先给定的长度和/或宽度或带宽。这些参数例如可以基于外部限制或条件例如在相应的测量序列的范围内或作为相应的测量序列的部分预先给定。然后，例如可以在评估所确定的差时考虑这些参数。换言之，也就是说，可以在考虑这些参数的情况下或根据这些参数，决定是否实际切换层选择梯度的极性。由此，必要时可以减小电路开销，因此最终同样减小HF放大器的磨损。例如，当在考虑其它参数的情况下确定通过切换可获得的功率增益处于预先给定的阈值以下时，可以放弃极性的切换。由此，必要时也可以有利地提高相应的测量或测量序列的执行速度。

在本发明的有利的设计方案中，在确定与极化有关的激励频率f_A ⁺和f_A ^-之前，确定指定的标称中心频率f₀与给出相应地实际存在的静磁场B₀的强度的频率f₀*之间的有符号的偏差。换言之，也就是说，根据MRT设备的技术规范确定MRT设备的当前的状态，因此确定当前的实际状态相对于额定状态的偏差。然后，可以有利地在根据本发明的方法中考虑该偏差。这是特别有利的，因为尤其是在频率f₀*与指定的标称中心频率f₀有偏差的情况下存在如下危险：尤其是在没有设置或切换层选择梯度的极性的情况下，激励预先给定的层所需的激励频率可能处于针对HF放大器指定的频带或频率范围之外。

通常针对指定的标称中心频率f₀定义或设计HF放大器的该频率范围。例如，中心频率f₀本身可以处于HF放大器的指定的频率范围的范围内，从而HF放大器因此被设计为在该频率下实现其最大功率输出。实际给出的频率f₀*、即MRT设备实际可产生或产生的静磁场B₀的强度由于不同的因素或影响可能偏离相应的、例如在数据表中指定的值。例如，MRT设备的构建或改建、其安装、维护或服务使用、急冷(Quench)、在用于产生静磁场的相应的磁体或MRT设备的启动(Hochfahren)(英语“Ramp-up(斜坡上升)”)期间的不均匀性、MRT设备的热情形或环境的改变、老化效应和/或类似情况更可能导致这种偏离或者对这种偏离有贡献。

通过例如在评估所确定的差时和/或在设置层选择梯度的极性时考虑这种偏离，可以有利地特别准确并且可靠地评估并且必要时、即在需要时通过切换极性补偿相应的负面的、即不期望的效果。应当注意，与是否确定或识别相应的偏差无关，MRT设备总是基于实际存在的频率f₀*工作，从而通过考虑与标称中心频率f₀的偏差，例如可以以改善的精度或准确度激励预先给定的层。

在本发明的有利的扩展方案中，借助调节测量确定频率f₀*，在调节测量中，借助MRT设备在不施加磁梯度的情况下记录谱并且确定其中特征水峰的位置。水峰在此是通常可唯一地识别的特征信号形状。根据该信号形状在谱内的位置，可以通过计算推断出实际施加或给定的磁场的强度，因此推断出相应的频率f₀*。例如可以以规则的时间间隔和/或相应地在可能或实际影响频率f₀*的特定事件之后执行调节测量。然后，可以将相应地确定的频率f₀*的值优选作为可调取的参数存储或储存在MRT设备的相应的数据存储器中。然后，其可以为了随后的测量、即例如对患者的检查，例如由MRT设备的控制设备和/或评估或数据处理装置调取和使用。

在本发明的有利的扩展方案中，仅当必要时确定的f₀*与f₀之间的偏差的量值超过预先给定的、绝对的或相对的阈值时，执行差的确定和极性的设置。换言之，也就是说，根据本发明的方法的其它方法步骤的实施或者执行可以局限于实际的频率f₀*、因此静磁场B₀的实际的强度与相应的指定的标称值的偏差大于预先给定的量值的情况或情形。阈值在此可以根据例如预先给定设置和/或测量精度的MRT设备或其部件的一个公差或多个公差来确定。与可以根据情形、应用情况和/或需要调整阈值。由此，可以有利地尤其是与情形有关地最小化MRT设备的电路或运行开销，并且在此同时实现对于相应的应用情况来说足够的图像质量。

在本发明的另一个有利的设计方案中，产生具有最高1T的强度的静磁场。换言之，也就是说，根据本发明的方法在低场***、即低场MRT设备中或上使用。这看起来与使用具有一般1.5至3T的强度的静磁场的相应的高场***不同。本发明在这种低场***中、即在尤其是小于1T的实际的磁场强度中的使用是特别有利的，因为这里一般可应用的功率、即HF放大器针对HF激励脉冲或以HF激励脉冲的形式最大可输出的功率，与在高场***中相比、即与在至少1.5T的静磁场的强度下相比，具有更强的频率相关性。

也就是说，在一般的低场***中，与在高场***中相比，相应的HF放大器最大可输出或可产生的功率随着与指定的中心频率f₀的更大的偏差更强地下降。因此，通过本发明，可以有利地放弃相应地更强或更高功率的HF放大器的设计，因此同样可以减小用于制造和运行MRT设备的技术开销、例如成本开销。本发明还使得这种低场***能够特别灵活并且可靠地用于激励与在使用相同的HF放大器的情况下利用传统的用于低场***的运行方法可以激励的层相比与相应的对称中心的距离相对更大的层。

在本发明的另一个有利的设计方案中，在由多个HF激励脉冲构成的序列中每次重复时间执行一次差的确定和极性的相应的设置。换言之，也就是说，可以有利地针对每个HF激励脉冲实现相应的激励频率关于指定的标称中心频率f₀或关于指定或允许的HF放大器的频率范围的尽可能中心的位置。由此，可以有利地实现HF放大器的可用功率的更好的利用，因此最终可以实现更好的图像质量。在此，本发明的一个特别的优点是，实际上可以针对每个HF激励脉冲获得或实现该结果、即该优点，因为仅设置层选择梯度，而例如不需要调整或改变静磁场B₀本身或通常称为B₁的梯度场。后者伴随着明显更高的开销。

在本发明的另一个有利的设计方案中，在设置极性时也调整HF放大器的功率输出。在此，换言之，也就是说设置为，尤其是当(例如关于以常规方式硬编码的、即固定地预先给定的极性或设置)切换极性时，例如通过提高相应的HF激励脉冲的功率，使用由于相应的要使用的激励频率f_A ⁺或f_A ^-与指定的标称中心频率f₀之间的于是较小的偏差而可提供的HF放大器的功率储备。这种提高的HF激励脉冲的功率最终可以产生更好的图像质量，因此必要时产生对患者的更可靠的诊断。

除了所描述的方法之外，本发明的另一个方面是MRT设备。根据本发明的MRT设备在此具有用于产生静磁场的主磁体、用于产生至少临时并且至少局部与静磁场叠加的层选择梯度的至少一个副磁体、用于产生用于激励检查对象的预先给定的层的HF激励脉冲的HF放大器以及用于控制层选择梯度的产生的控制设备。MRT设备、尤其是控制设备在此被配置为用于，针对层选择梯度的两个可能的相反的极性，通过计算确定用于激励预先给定的层的对应的HF激励脉冲所需的相应的激励频率f_A ⁺或f_A ^-。MRT设备、尤其是控制设备还被配置为用于，对于针对MRT设备指定的标称中心频率f₀，通过计算确定更准确地说一方面f_A ⁺与f₀之间、另一方面f_A ^-与f₀之间的相应的差。

中心频率f₀在此是HF放大器可以输出其最大功率的频率。中心频率f₀也给出MRT设备根据规范可产生的静磁场B₀的强度。

MRT设备、尤其是控制设备还被配置为用于，针对预先给定的层的激励，与所确定的两个差中的在量值上较小的差对应地设置层选择梯度的极性。根据本发明的MRT设备尤其是可以被构造并且配置为用于实施或执行根据本发明的方法的至少一个设计方案或实施方式。根据本发明的MRT设备、尤其是控制设备为此可以具有至少一个处理器装置(CPU)和通过至少一个数据线路连接至处理器装置的数据载体或数据存储器。

本发明的另一个方面是具有用于控制MRT设备、尤其是根据本发明的MRT设备的程序代码的数据载体。包含在根据本发明的数据载体上或中的程序代码在此实现或表示根据本发明的方法的至少一个设计方案或实施方式。也就是说，根据本发明的MRT设备尤其是可以包括根据本发明的这种数据载体。除了该数据载体、即相应的控制器之外，根据本发明的MRT设备可以有利地对应于常规的或已有的MRT设备。因此，本发明也可以以特别小的开销加装至已有的、即已经处于使用中的MRT设备中。为此，程序代码尤其是可以被配置或设计为借助根据本发明的MRT设备的控制设备或数据处理装置、尤其是借助处理器装置来执行。

迄今为止以及下面要给出的根据本发明的方法的特性和扩展方案以及相应的优点同样也分别可以转用于根据本发明的MRT设备、根据本发明的数据载体和/或用于或可用于执行根据本发明的方法的装置，反之亦然。也就是说，根据本发明的方法、根据本发明的MRT设备和根据本发明的数据载体的如下扩展方案也属于本发明，这些扩展方案具有在此在相应的组合中未明确描述的设计方案，以避免不必要的冗余。

附图说明

本发明的其它特征、细节和优点从下面对优选实施例的描述中以及借助附图得到。在此：

图1示出了针对不同的磁场强度的HF放大器可输出的功率的频率相关性的示意性的曲线图；以及

图2示出了用于运行MRT设备的方法的示例性的示意性流程图。

具体实施方式

下面说明的实施例是本发明的优选实施方式。在这些实施例中，所描述的实施方式的部件分别是本发明的视为彼此独立的各个特征，其也分别彼此独立地扩展本发明，因此也单独或在与所示出的组合不同的组合中视为本发明的组成部分。此外，所描述的实施方式也可通过本发明的已经描述的其它特征来补充。

图1示出了针对不同的磁场强度的HF放大器、尤其是MRT设备可输出的功率的频率相关性的示意性的曲线图。在此，在横轴1上绘制了频率，并且在纵轴2上相应地以任意单位绘制了可输出的功率。在该曲线图中示出了高场功率曲线3和低场功率曲线5。高场功率曲线适用于具有例如1.5T的静磁场强度的高场***，而低场功率曲线适用于具有小于1T的静磁场强度的低场***。此外，示出了允许或指定的HF放大器的频率范围5。根据HF放大器的规范、即技术设计，HF放大器可输出的功率在指定的标称中心频率f₀下与磁场强度无关地达到其最大值。然而，明显可以看到，随着频率与中心频率f₀的偏差在量值上增加，低场功率曲线4比高场功率曲线3明显更强地下降。由于在更弱的磁场中功率更强地下降，当HF放大器要在指定的频率范围5上保证相同的可输出或可应用的功率时，与用于高场***的HF放大器相比，必须总体上以更高的功率或者更强地设计用于低场***、即用于具有最高1T的相应的静磁场的强度的低场应用的HF放大器。

在实际的MRT设备中，将相应的HF放大器匹配于针对相应的MRT设备指定的可产生的静磁场的强度。中心频率f₀因此也给出例如在制造商侧设置的、即指定的借助MRT设备可产生的静磁场的标称强度。然而，在实践中，实际实现在技术上指定或设置的该中心频率f₀或相应的静磁场的强度是一种挑战。由于不同的因素和影响，在MRT设备的实际运行中相应地实际存在或实现的静磁场的强度可能与指定的值不同。在此同样示例性地绘制了与实际的磁场强度对应的频率f₀*。明显可以看到，尤其是在低场功率曲线4中，在实际的频率f₀*下可应用的HF放大器的功率明显小于在标称设置的频率f₀下可应用的功率。

基于该问题，现在设置相对大的相应的公差。然而，尤其是当要激励相应的MRT设备的对称中心之外的检查对象、尤其是患者的层或体积元素或者要使其饱和时，可能产生如下情形，在实际的频率f₀*下可应用的功率已经太小，而不能得到可评估的图像信息。因为HF放大器的指定的频率范围5与设置的指定的中心频率f₀协调或针对其设计，所以同样可能出现如下情形：与实际的静磁场强度对应的、用于激励特定的预先给定的层的实际的频率f₀*处于指定的频率范围5之外。设置的激励于是可能不像计划的那样进行或者执行，因为相应地需要的激励频率随着实际的频率f₀*与f₀的偏差同样相应地移动。

图2示例性地示出了用于运行MRT设备的方法的示意性流程图6。该方法以方法步骤S1开始，在方法步骤S1中，例如可以将MRT设备投入运行。在实际检查患者之前，在方法步骤S2中执行用于确定当前给定的实际的频率f₀*的调节测量，在此也确定f₀*与f₀之间的可能存在的偏差。

然后，在方法步骤S3中，将要激励或要饱和的患者的层预先给定为患者的检查的部分，并且确定激励该预先给定的层所需的激励频率。在此，实际上确定两个不同的激励频率f_A ⁺和f_A ^-，其相应于MRT设备的层选择梯度的不同的极性。因为层选择梯度的不同的极性在要激励的预先给定的层的区域内产生改变的总磁场强度或有效磁场强度，所以与两个极性相关联的两个可能的激励频率f_A ⁺和f_A ^-也彼此不同。

在方法步骤S4中，计算差f_A ⁺–f₀和f_A ⁺–f₀的量值，并且确定这两个差中的量值较小的差。换言之，也就是说，在此确定对于层选择梯度的两个可能的极性的哪个来说，相应地激励预先给定的层所需的激励频率f_A ⁺或f_A ^-更靠近频率f₀，因此在HF放大器的指定的频率范围5内更中心或更居中。

然后，在方法步骤S5中，将与所确定的所确定的两个差中的较小的差相关联的层选择梯度的极性与刚好针对该极性的当前的设置进行比较。在此，如果确定不同，则因此当前设置的极性和与两个差中的较小的差相关联的极性不同，因此该方法跟随第一路径7至方法步骤S6。

然后，在方法步骤S6中，自动切换、即设置层选择梯度或其极性，使得在激励预先给定的层时实现两个差中的较小的差。因此，通过层选择梯度的极性的这种切换或设置，绝对地、尤其是相对于f₀更靠近f₀地移动激励预先给定的层所需的激励频率。尤其是在激励MRT设备的对称中心之外的患者的层或者使其饱和时需要激励频率的这种移动。相应的激励频率f_A ⁺和f_A ^-在此可以分别大于或小于f_A*和/或f₀。

然后，在方法步骤S7中，可以在需要时或例如根据应用情况，将为了激励预先给定的层实际借助HF放大器产生的HF激励脉冲的功率匹配于移动后的激励频率。尤其是在此可以提高HF激励脉冲的功率，因为通过使现在根据所设置的极性而需要的激励频率f_A ⁺或f_A ^-更靠近指定的中心频率f₀，根据在图1中示意性地示出的功率曲线3、4，HF放大器可以提供或输出更大的功率。

然后，在方法步骤S8中，进行实际的测量，即借助HF激励脉冲激励预先给定的层。检测产生的回波或弛豫信号，并且最后可以进一步处理为患者的截面图像。

如果在方法步骤S5中确定当前设置的层选择梯度的极性已经对应于与所确定的两个差中的较小的差相关联的极性，则当前描述的方法可以跟随第二路径8直接到达方法步骤S8。

在实际的应用情况中，即例如在对患者的实际的检查中，一般借助多个HF激励脉冲执行多个单个测量，以例如拍摄患者的多个不同的层。对于这些单个测量中的每一个，针对每个HF激励脉冲，或者根据需要针对相应的一组HF激励脉冲或总测量的部分序列，可以相应地单独重复或执行方法步骤S3至S8中的一些或者全部，这在此作为方法步骤S9以循环的形式示出。

因此，在当前提出的方法中，借助MRT设备进行的成像的层选择自动匹配于相应的当前的条件，并且为此自动选择激励频率f_A ⁺或f_A ^-和相关的层选择梯度，使得激励频率有利地处于HF放大器的可能的频带内、即指定的频率范围5内。在此，不仅可以考虑要激励、即要测量的层的层位置，而且可以考虑f₀*与f₀的偏差。尤其是在梯度或梯度场相对强以及期望的要激励的层与对称中心的偏差或距离相对大的情况下，可能出现如下情况：即使当实际上f₀实际等于f₀*时，相应地需要的激励频率也达到指定的频率范围5的边界或者甚至处于该频带之外。

根据f₀*大于、还是小于f₀，并且根据要激励的层的位置，来选择激励频率，使得所选择的激励频率与f₀之间的绝对差尽可能小。针对两个可能的激励频率的这些绝对差在此对应于层选择梯度的两个可能的极性、即正极或负极。然后，使用具有较小的绝对差的状况。由此，一方面可以有利地确保相应的实际需要或使用的激励频率f_A ⁺或f_A ^-尽可能居中地处于可用的频带中、即尽可能居中地处于指定的频率范围5内。因此，可以安全并且可靠地实现激励，因为确保了所需的激励频率不会由于f₀*与f₀的偏差或差而处于指定的频率范围5之外。

另一方面，通过相应地设置层选择梯度的极性，即通过相应地选择激励频率f_A ⁺或f_A ^-，可以特别有利地最佳地利用HF放大器的功率。因此，可以获得更高的幅值，因为相应的需要的激励频率f_A ⁺或f_A ^-越靠近f₀，所应用的功率越大，或者可以确保HF放大器的特别经济的使用，因为在相同的脉冲波形下，即在相应的HF激励脉冲的相同的波形下，对于越靠近f₀的激励频率，必须在或者从HF放大器中调取越少的功率。

也就是说，在此，可以最佳地设置用于激励相应地预先给定的层的激励频率或相关的层选择梯度，其中，相对于在理论上或根据规范设置的基本频率、即指定的中心频率f₀，与实际的频率f₀*对应地考虑相应的扫描仪、即MRT设备或其主磁体的基本频率的实际位置，因此可以有利地最大地利用或者以最佳的效率使用HF放大器可施加的功率。该方法的优点是：f₀*与、即相对于f₀的偏差或偏移特别是可以在低场***中被补偿，并且可以有利地根据需要最佳地调取HF放大器的功率。

Claims (9)

1.一种用于运行MRT设备的方法(6)，所述MRT设备用于激励检查对象的预先给定的层，所述方法具有方法步骤：

-针对至少在要激励的预先给定的层的区域中穿过检查对象的、借助MRT设备能够产生的磁性层选择梯度的两个可能的相反的极化，通过计算确定(S3)用于激励预先给定的层的HF激励脉冲所需的相应的激励频率f_A ⁺或f_A ^-，

-对于针对MRT设备指定的标称中心频率f₀，通过计算确定(S4)一方面f_A ⁺与f₀之间、另一方面f_A ^-与f₀之间的相应的差，在所述标称中心频率下用于产生HF激励脉冲的MRT设备的HF放大器能够输出其最大功率，并且所述标称中心频率给出MRT设备根据规范能够产生的静磁场的强度，

-针对预先给定的层的激励，与所确定的两个差中的在量值上较小的差对应地设置(S6)层选择梯度的极性。

2.根据权利要求1所述的方法(6)，其特征在于，在确定(S3)与极化有关的激励频率f_A ⁺和f_A ^-之前，确定(S2)指定的标称中心频率f₀与给出相应地实际存在的静磁场的强度的频率f₀*之间的有符号的偏差。

3.根据权利要求2所述的方法(6)，其特征在于，借助调节测量(S2)确定频率f₀*，在所述调节测量中，借助MRT设备在不施加磁梯度的情况下记录谱，并且确定其中特征水峰的位置。

4.根据权利要求2和3中任一项所述的方法(6)，其特征在于，仅当f₀*与f₀之间的偏差的量值超过预先给定的阈值时，执行差的确定(S3)和极性的设置(S6)。

5.根据前述权利要求中任一项所述的方法(6)，其特征在于，产生具有最高1T的强度的静磁场。

6.根据前述权利要求中任一项所述的方法(6)，其特征在于，在由多个HF激励脉冲构成的序列中在每个重复时间执行一次差的确定(S3)和极性的相应的设置(S6)(S9)。

7.根据前述权利要求中任一项所述的方法(6)，其特征在于，在设置(S6)极性时，还调整HF放大器的功率输出(S7)。

8.一种MRT设备，其具有用于产生静磁场的主磁体、用于产生至少局部与静磁场叠加的层选择梯度的至少一个副磁体、用于产生用于激励检查对象的预先给定的层的HF激励脉冲的HF放大器和用于控制层选择梯度的产生的控制设备，其中，MRT设备、尤其是控制设备被设置为用于，

-针对层选择梯度的两个可能的相反的极性，通过计算确定(S3)用于激励预先给定的层的对应的HF激励脉冲所需的相应的激励频率f_A ⁺或f_A ^-，

-对于针对MRT设备指定的标称中心频率f₀，通过计算确定(S4)一方面f_A ⁺与f₀之间、另一方面f_A ^-与f₀之间的相应的差，在所述标称中心频率下HF放大器能够输出其最大功率，并且所述标称中心频率给出MRT设备根据规范能够产生的静磁场的强度，以及

-针对预先给定的层的激励，与所确定的两个差中的在量值上较小的差对应地设置(S6)层选择梯度的极性。

9.一种具有程序代码的数据载体，所述程序代码用于控制MRT设备、尤其是根据权利要求8所述的MRT设备，所述程序代码实现根据权利要求1至7中至少一项所述的方法(6)。