专利名称：磁共振成像设备以及中心频率估算方法
技术领域：
本发明涉及一种应用于磁共振成像的中心频率估算方法，用于估算磁共振频率，也就是在一定组织中的中心频率，本发明还涉及一种磁共振成像设备，该设备根据通过中心频率估算方法得到的中心频率生成磁共振图像。
背景技术：
磁共振成像(MRI)是一种在静磁场中向受检者施加梯度磁场和RF(射频)波，并且根据作为从被检区域质子发出的回波的磁共振信号生成图像的技术。
已知的磁共振成像技术例如CHESS(化学选择抑制)技术，该技术采集具有特殊频率抑制的磁共振信号，并且根据具有特殊频率抑制的磁共振信号生成图像。
例如，CHESS技术应用具有相同频率的射频波作为受检者被检区域的脂肪质子的共振频率，从而仅激发脂肪质子，然后施加梯度磁场使脂肪质子饱和，从而采集具有脂肪质子抑制的共振频率的磁共振信号(例如参见如下的非专利文件1)。
由此可见，准确地知道在CHESS技术中被抑制的组织质子的共振频率是很重要的。感兴趣的组织质子的共振频率有时称为中心频率。
在磁共振成像中，例如应用CHESS技术的磁共振成像，准确地得到中心频率是人们希望的。
质子的共振频率由静磁场的量值以及依赖于组织质子类型的旋磁率决定。因此，随着静磁场的量值变化，中心频率也变化。例如，一种磁场强度大约0.2-0.7特斯拉的开放式磁共振成像系统，该系统有时称作中低场开放式磁场系统，它具有相对不均匀的静磁�。⑶饔谠诰泊懦〉牧恐抵芯哂幸恍┪恢蒙系谋浠�
因此，当CHESS技术应用于中低场磁场系统中时，例如，希望为每个一定厚度的横截面片层(slice)(简单称作片层)确定一个中心频率，所述片层代表受检者的成像区域。
每一片层的中心频率可以通过在称为预扫描的过程中测量得到，该预扫描在得到受检者磁共振图像的实际扫描之前实施。
非专利文件1是Mugler J.P.，3rdand Brookeman Jr.，“Three-dimensional Magnetization-Prepared Rapid Gradient-Echo Imaging，”Magnetic Resonance in Medicine，15(1)，pp.152-157(July 1990).
当对应于成像区域的片层数量很大，并且对每一片层都得到中心频率时，预扫描相应地需要很长的时间。
如果预扫描需要的时间增加，受检者就会感觉不舒服，更可能产生移动，从而就会产生一些问题，比如得到的中心频率的数据的可靠性降低。
发明内容
因此本发明的目的在于提供一种中心频率估算方法，该方法当存在与被成像区域相对的多个片层时，与测量每一片层的中心频率所花费的时间相比较，能减少得到每一片层的中心频率所花费的时间，并且能够确保所得到的中心频率的准确度达到一定水平。
此外，本发明的另一个目的在于提供一种应用中心频率估算方法的磁共振成像设备，该设备当存在与被成像区域相对的多个片层时，与测量每一片层的中心频率所花费的时间相比较，能减少得到每一片层的中心频率所花费的时间，并且能够确保所得到的中心频率的准确度达到一定水平。
本发明所述的磁共振成像设备用于选择受检者的具有一定厚度的片层，并且根据从所述片层得到的需要的中心频率的磁共振信号生成所述片层的图像数据，并且该设备还包括片层组定义装置，用于在所述受检者的任意成像区域内定义包含多个彼此平行的所述片层的片层组；中心频率测量装置，用于测量任一包含在所述片层组中的所述片层的中心频率；以及中心频率估算装置，用于根据由所述中心频率测量装置测量得到的所述中心频率，估算除了其中心频率被测量的片层之外的所述片层的中心频率。
本发明中的中心频率估算方法用于磁共振成像设备中，用于选择受检者的具有一定厚度的片层，并且根据从所述片层得到的需要的中心频率的磁共振信号生成所述片层的图像数据，并且该方法包括片层组定义步骤，在所述受检者的任意成像区域内定义包含多个彼此平行的所述片层的片层组；中心频率测量步骤，测量任一包含在所述片层组中的所述片层的中心频率；以及中心频率估算步骤，根据所述中心频率测量步骤得到的所述中心频率，估算除了其中心频率被测量的片层之外的所述片层的中心频率。
按照本发明，片层组定义装置在所述受检者的任意成像区域内定义了包含多个彼此平行的所述片层的片层组。中心频率测量装置测量任一包含在由片层组定义装置定义的所述片层组中的所述片层的中心频率。中心频率估算装置使用由所述中心频率测量装置得到的所述中心频率，估算在所述片层组中除了其中心频率被测量的片层之外的所述片层的中心频率。因此就得到了片层组中的所有片层的中心频率，包括实际上测量到的中心频率以及估算出的中心频率。
如此得到的每一片层的中心频率用于检测来自该片层的磁共振信号，并且根据磁共振信号生成每一片层的图像数据。
根据本发明，当存在对应于被成像区域的多个片层时，与测量每一片层的中心频率所花费的时间相比较，减少了得到每一片层的中心频率所花费的时间，并且确保所得到的中心频率的准确度达到一定水平。
本发明可应用于磁共振信号接收领域。本发明并不局限于医用磁共振成像设备中的使用，也可以用于磁共振信号接收中需要获得关于中心频率的信息的通用应用中。
本发明的进一步的目的及优点将通过在后面的在附图中所说明的优选实施例的描述中是非常清楚的。
图1是表示本发明第一实施例的MR成像设备的构造的原理框图。
图2是表示按照本发明实施例估算多个片层的中心频率以及进行磁共振成像的过程的图示。
图3是表示出成像区域与片层之间的关系的示意图。
图4是示出了第一实施例中定义片层组的示范模式的示意图。
图5是示出了本发明第二实施例中定义片层组的示范模式的示意图。
图6是示出了本发明第三实施例中定义片层组的示范模式的示意图。
图7是用于解释磁共振信号的频谱的示意图。
具体实施例方式
本发明的几个实施例将参照附图进行说明。
第一实施例图1是示出了本发明第一实施例的MR(磁共振)成像设备的构造的原理框图。
图1中的MR成像设备100包括主体部分110和控制台(console)部分280。在图1中，主体部分110用其主要部分的示意透视模型图来说明。
主体部分110包括磁系统以及驱动部分250。
磁系统包括一对生成静磁场的磁部分150a和150b，梯度线圈部分160a和160b，以及RF(射频)线圈部分180a和180b，每一元件都被安置在主体部分110的外壳141内并面向其对应部分。
这些部分以每个元件都面向其对应部分的方式来加以安置，并按照一定次序排列，例如从内至外，RF线圈部分180a和180b，梯度线圈部分160a和160b，以及生成静磁场的磁部分150a和150b。在最内侧的RF线圈部分180a和180b之间形成有孔141a，受检者(未示出)被置于其中。
由于如图1所示的MR成像设备100使外壳141以这样的形状加以构造，使得孔141a在很大程度上开着，所以称其为开放式MR成像设备。
驱动部分250包括RF线圈驱动部分12，梯度线圈驱动部分13，数据采集部分14，以及磁系统控制部分15。虽然为了清楚地在图1中显现出这些部分的彼此连接关系而将这些部分图示为远离主体部分110，它们实际上还是被提供在位于例如主体部分110的外壳141内部。
磁系统控制部分15被连接到RF线圈驱动部分12，梯度线圈驱动部分13以及数据采集部分14。
RF驱动线圈部分12和数据采集部分14被连接到RF线圈部分180a和180b上。梯度线圈驱动部分13被连接到梯度线圈部分160a和160b。
正如后面将详细介绍的那样，本发明的片层组定义装置的一个实施例包含梯度线圈部分160a和160b，梯度线圈驱动部分13以及磁系统控制部分15。本发明中的中心频率测量装置的一个实施例包含RF线圈部分180a和180b，RF线圈驱动部分12，数据采集部分14以及磁系统控制部分15。此外，中心频率估算装置的一个实施例由磁系统控制部分15来实现。
生成静磁场的磁部分150a和150b例如可由永磁体制成。彼此相对设置的生成静磁场的磁部分150a和150b在孔141a中生成静磁场。
例如可将由生成静磁场的磁部分150a和150b生成的静磁场方向定义为y方向。如图1所示，由于在本实施例中生成静磁场的磁部分150a和150b在垂直方向上彼此面对地设置的，所以垂直方向就代表y方向。垂直方向上的静磁场有时就称作垂直磁场。
此外，如图1所示，与y方向正交的两个方向定义为x方向和z方向。虽然未示出，但是在许多情况下，受检者被定位在孔141a中，致使受检者从头至脚的身体轴(body axis)方向与z方向一致。
在当前的开放式MR成像设备中，静磁场的磁场强度大约为0.2-0.7特斯拉(T)。0.2-0.7左右的特斯拉的磁系统通常称作中到低的磁场系统。
梯度线圈部分160a和160b具有三对梯度线圈，用于给由RF线圈部分180a和180b检测到的磁共振信号指派三维位置信息。梯度线圈部分160a和160b使用这些梯度线圈来生成梯度磁场，用于把梯度加到(impart)由生成静磁场的磁部分150a和150b生成的静磁场的强度。
RF线圈部分180a和180b包括发射和接收RF线圈。发射RF线圈向处于向静磁场中的受检者的被检区域施加RF段的磁�。故芗烨虻闹首拥淖孕崆阈�。RF波段的磁场在下文中简单称作RF波。
在发射RF线圈结束施加RF波时，由于被检区域内的自旋，具有与施加的RF波的频率带相同的共振频率的磁共振信号从被检区域再次发射。接收RF线圈检测来自被检区域的磁共振信号。
发射和接收RF线圈也可以是同一线圈，或者也可以彼此分离的专用线圈，例如，RF线圈部分180a的RF线圈作为发射线圈，RF线圈部分180b的RF线圈作为接收RF线圈。
此外，除了包括在外壳141中的RF线圈部分180a和180b，可以采用适用于受检者的被检区域-例如头部，腹部或肩部的专用RF线圈作为发射/接收线圈。
RF波的频率范围例如可以是2.13MHz-85MHz。
梯度线圈驱动部分13向上述三个梯度线圈发射生成梯度磁场的梯度磁场激发信号，用于把x，y和z三个方向的梯度加到静磁场的强度。
响应来自梯度磁场驱动部分13的梯度磁场激发信号，梯度磁场线圈部分160a和160b被驱动以在静磁场的强度中产生三维梯度，从而定义了受检者的成像区域。成像区域用单一的具有一定厚度的横截面片层定义。
RF线圈驱动部分12向RF线圈部分180a和180b提供RF波激发信号，从而向位于孔141内的受检者施加RF波，因此使被检区域质子的自旋轴倾斜并且激发质子。
数据采集部分14获得由RF线圈部分180a和180b检测到的磁共振信号，并采集这些信号把它们作为生成磁共振成像的原始数据。
在数据采集部分14已经采集到用于生成图像的所有数据之后，例如，数据采集部分14将采集到的数据送至控制台部分280内的数据处理部分18，这将在后面进行讨论。
数据采集部分14也将一部分获得(taken-in)的磁共振信号数据送至磁系统控制部分15。
磁系统控制部分15由例如用于计算的硬件-例如CPU(中央处理单元)，以及用于驱动硬件的软件-例如程序来实现。
磁系统控制部分15响应在来自控制台部分280的指令信号而控制RF线圈驱动部分12、梯度线圈驱动部分13以及数据采集部分14，从而就可以获得需要的磁共振信号。
关于磁系统控制部分15的控制将在后面进行详细的描述。
控制台部分280可用于多个类型的操作，用来由主体部分110获得受检者的磁共振图像，包括向磁系统控制部分15输入命令参数以及输入成像初始化指令。
如图1所示，控制台部分280包括MR成像设备控制部分17，数据处理部分18，操作部分19，以及显示部分20。
本发明的控制装置的一个实施例对应于MR设备控制部分17。
MR成像设备控制部分17被连接到数据处理部分18和显示部分20。数据处理部分18被连接到显示部分20。
此外，数据处理部分18与数据采集部分14相连接，并且MR设备控制部分17与操作部分19相连接。
操作部分19由输入设备加以实现，所述输入设备例如键盘和鼠标。来自操作者操作控制台部分280的命令信号通过操作部分19输入到MR设备控制部分17。
MR成像设备控制部分17由例如用于计算的硬件-例如CPU(中央处理单元)，以及用于驱动硬件的软件-例如程序来加以实现。
程序被存储在由例如RAM(随机存取存储器)以及硬盘驱动器加以实现的存储部分(未示出)中。
MR成像设备控制部分17响应操作者通过操作部分19输入的指令信号，依照指令信号的命令，通过磁系统控制部分15整体地控制RF线圈驱动部分12，梯度线圈驱动部分13以及数据采集部分14。
输入到MR设备控制部分17的指令信号包括几种不同的情况，例如成像位置和成像技术，并且MR设备控制部分17处理这些控制，致使这些条件被满足。如果碰到限制，例如由主体部分110产生的诸如硬件限制之类的限制，MR设备控制部分在显示部分20上显示一条消息，表明输入的命令不能被执行。
数据处理部分18通过应用预定的处理过程，包括对从数据采集部分14发送的磁共振信号数据进行计算和成像处理，根据来自操作者通过操作部分19以及MR设备控制部分17输入的命令，来执行用于生成磁共振图像的处理过程。由数据处理部分18生成的图像能够被存储在存储部分中(未示出)。
响应来自操作者的请求，由数据处理部分18生成的图像被适当地显示于显示部分20上。
显示部分20由显示器加以实现，所述显示器诸如是液晶显示面板或CRT(阴极射线管)。
显示部分20也显示用于操作MR成像设备100的操作图像。
具有前述结构的MR成像设备100可用于获得受检者的磁共振图像。现在将详细描述由RF线圈部分180a和180b检测到的磁共振信号的特性。
图7是示出了磁共振信号的频谱的示意图。在图7中，横轴代表频率，并且纵轴代表信号强度。
磁共振信号的共振频率由受检者位于其内的静磁场的量值，以及依赖于受检者组织中质子类型的旋磁比决定。例如，图7中的曲线PL1和PL2代表在包括水和油脂(脂肪)的共振频率的频率带中的磁共振信号的频谱；图中的两个峰代表代表水质子和油脂质子的共振频率。
为了在磁共振成像中获得对于诊断有效的图像，图像最好使用不包括对于诊断不怎么有效的油脂频率带，并且只包含水频率带的磁共振信号来生成。此外，已知的成像技术，例如CHESS技术，例如用于抑制特定频率带，如油脂的共振频率。在片层中代表特定组织，例如水或油脂的共振频率在这里就称为该片层的中心频率。
可以从前面的实施例中看出，在磁共振成像中准确地知道中心频率是非常重要的。
然而，如上面所描述的，组织的共振频率也随如上述的静磁场的量值而改变。因此，如果静磁场不均匀，中心频率在不同片层的相同质子之间就有区别，并且共振频率上出现差异，如在图7中的曲线PL1移动至曲线PL2所指示的。
共振频率上的差异导致了不方便，原因在于由RF线圈部分180a和180b施加的、用于激发例如水质子的RF波的频率和在片层中水的实际中心频率变得不同，并且可能无法得到需要的图像。在中到低磁场的磁系统中，不同组织中的质子的共振频率之间的峰-峰距DS更�。⑶乙虼耍既返鼗裰赜谥首拥墓舱衿德蚀男畔⑹歉又匾�。
随后，对不同位置的多个片层的中心频率进行估算并获知的过程，以及使用获知的中心频率来进行磁共振成像的过程将在后面详细解释说明。
图2是示出根据本实施例的用于估算多个片层的中心频率和实施磁共振成像过程的图。
首先在成像过程中，中心频率被获得，对应于受检者的区域。对此，操作者通过操作部分19输入成像条件，例如受检者的要成像的区域(步骤ST1)。
MR设备控制部分17将输入的成像条件送至磁系统控制部分15。磁系统控制部分15根据被传送的关于成像区域的信息，将成像区域分成片层，并通过组合一定数量的片层来定义一个片层组(步骤ST2)。这个过程将在后面详细描述。
图3是一个表示出成像区域与片层之间的关系的示意图。如图3所示，在主体部分110的硬件能力内，多个成像区域Ar可以被规定在置于静磁场中的受检者90的任意位置。成像区域Ar可以被彼此隔开，并且它们也不必定义在相同的方向上。然而，如图3所示，成像区域Ar一般被定义在彼此相对靠近的位置。
如图3所示，在规定了成像区域Ar以后，磁系统控制部分15将每一成像区域Ar分成多个具有预定片层厚度的片层S。在全部成像区域Ar中的片层S的总数依赖于主体部分110的硬件能力。
多个片层S的排列方向可以是任意确定的。该方向可以倾向于x-，y-，z-方向中的任意方向。然而，片层S在每一成像区域Ar之内最好被定义为彼此平行并且具有规则的间距，这样成像区域Ar和片层S的定义能够直观地识别出来，并能够改进对每一片层S的中心频率的估算上的准确度。图3示例与x-z平面正交的所有片层。
片层S的排列方向在成像区域Ar之间可以不同，只要片层S在每一成像区域Ar内是平行的。
此外，片层S之间的间距在成像区域Ar之间可以是不同的。
在如此将每一成像区域Ar分隔成多个片层S后，磁系统控制部分15通过组合一定数量的片层S来定义片层组(在下文简单称作组)。对此，磁系统控制部分15计算片层S的数量，这些片层的中心频率能在可用来得到这些中心频率的预定时间t内被测量出来。
时间t过长会产生一些问题，包括直到成像结束的全部成像时间被延长，以及受检者在舒适性上感觉有所下降。因此，时间t被限制在例如几秒(1或2秒)，并且有关时间t的信息被存储到存储部分(未示出)。
由于要在可用的时间t内完成的任务除了中心频率的测量外，还包括各种任务，诸如受检者的位置调整和成像过程的说明，因此，中心频率能被测量的片层S的数量会随片层S的总数而变化。
在结束上述计算后，磁系统控制部分15根据通过计算得到的可测量的片层S的数量定义了组。例如，当如图3所示的规定了两个成像区域Ar1和Ar2，并且可测量的片层S的数量是3时，磁系统控制部分15将例如成像区域Ar1划分为两个组，每一组具有一个中心频率要被测量的片层S。
相反的，例如，假定对于两个成像区域Ar1和Ar2，可测量的片层S的数量是1。那么，如果成像区域Ar1和Ar2中的每一个被认为是一个组，这就出现了有一个组没有要被测量的片层S；在这种情况下，空间上隔开的成像区域Ar1和Ar2被看作是一个组。
通过这样根据关于从可用于测量中心频率的时间t导出的可测量片层S的数量和关于所有片层S的总数的信息把所有的片层重新分组，即使成像区域Ar的数量和片层S的数量对于每一次成像时都是不同的，磁系统控制部分15也能容易地适应这样的变化来执行处理过程。
当成像区域Ar的数量小于可测量的片层S的数量时，磁系统控制部分15选择成像区域Ar，以便根据几种条件-包括每一成像区域Ar的大�。诿恳怀上袂駻r内的片层S的数量等等，将其划分成多个组。例如，具有更大数目的片层S的成像区域Ar被划分。如果片层S的数量相同，就选择一个较大的成像区域Ar。
通过根据其中心频率将被测量的片层S的数量这样将成像区域Ar进行分组，其中心频率将被测量的一个片层S就被包含在每一组中。因此，即使是对于一个大的成像区域Ar，其中心频率将被测量的片层S相对均匀的分布，从而使得中心频率能够以更高的的准确度得以估算。
第一实施例解决这样一种情况，其中，多个片层组S被以图4中示例性地展示的模式加以分组。在图4中，在z方向上具有一定厚度的多个片层S被定义为平行于x-y平面，即，与z方向正交，并且彼此平行。图4是如此定义的多个片层组S从x方向上看的放大的视图。
图4中示出的多个片层S中的每一个由片层索引Si代表(i＝1，2，3，...)。在本实施例中定义了十个片层S1-S10。
如上面所述，磁系统控制部分15将按照其中心频率能被测量的片层S的数量对片层Si分组，所述的数量由时间t的长度，以及在步骤ST1规定的成像区域Ar的大小决定。
图4示出了这样一种情况，其中，其中心频率能被测量的片层S的数量是3，并且磁系统控制部分15定义了例如片层S1-S3的片层组(后面简单称为组)G1，片层S4-S7的组G2，以及片层S8-S9的组G3。片层组在下文通常由组索引Gj(j＝1，2，3，...)标明。
片层组Gj被如此定义。
接下来，磁系统控制部分15在每一组Gj中确定其中心频率将被测量的片层(步骤ST3)。
由于在步骤ST2，组的数量已经被根据其中心频率能被测量的片层的数量加以确定了，所以磁系统控制部分15将其中心频率将被测量的一个片层S分配到每一组。
在本实施例中，片层S2，S6和S9被定义为将被测量的片层，致使每一组的一个片层的中心频率被测量。因此，中心片层的中心频率例如被测量。如果组中的片层数量是偶数，中间片层的其中一个(例如，该片层具有更大的片层索引Si)被定义为将被测量的片层。
需要注意的是，将被测量的片层不必须是中心片层。
此外，在步骤ST2和ST3中，对于实际上选择这些片层而言，不用施加任何梯度磁�。谴畔低晨刂撇糠�15生成一个用于控制驱动部分250的驱动序列，致使能够选择定义的片层。
在确定将被测量的片层之后，磁系统控制部分15控制RF线圈驱动部分12，梯度线圈驱动部分13以及数据采集部分14，以便对将被测量片层的中心频率进行测量(步骤ST4)。
在测量中心频率时，磁系统控制部分15根据用于选择例如片层S2而生成的驱动序列来驱动并控制驱动部分250，并且使梯度线圈部分160a和160b施加一个梯度磁场来选择片层S2。然后，磁系统控制部分15使RF线圈部分180a和180b向片层S2施加一个频率带的RF波，该频率带包括例如水和油脂的共振频率的频率带。
关于来自片层S2的磁共振信号的频谱信息被通过数据采集部分14发送到磁系统控制部分15，所述磁共振信号是由RF线圈部分180a和180b在施加具有如上所述的一定宽度的频率带的RF波结束时检测的。
正如能从图7中曲线PL1和PL2清楚地看到的那样，可以从频谱形状识别出专门组织的共振频率。磁系统控制部分15，根据被传送的关于磁共振信号的频谱信息，得到需要的组织的共振频率。正如在前面讨论的那样，片层中目标组织的质子共振频率被视为该片层的中心频率，并且因此，例如，当目标是水时，水的共振频率就是中心频率，并且当目标是油脂时，油脂的共振频率就是中心频率。
因此就能测量出片层S2的中心频率。磁系统控制部分15通过实施上述相同的步骤从而测量片层S6和S9的中心频率。
从前述可知，可以这么说，一般来讲，通过根据为选择将被测量的片层而生成的驱动序列来驱动和控制驱动部分250并且为选择将被测量的片层而施加一个梯度磁�。湍芄谎≡窠徊饬康钠�。随后，磁系统控制部分15根据由RF线圈部分180a和180b在施加具有一定宽度的频率带的RF波的条件下而获得的磁共振信号，就可以测量将被测量的片层的中心频率。
步骤ST1-ST4在这里合起来称为预扫描步骤，原因在于它们构成了用于生成磁共振图像，即用于实际扫描的实际成像的预备阶段。
在预扫描之后，磁系统控制部分15对片层S1-S10的中心频率进行估算并获得结果(步骤ST5)。
在本实施例中，磁系统控制部分15把片层S2的测得的中心频率用作片层S1和S3的中心频率。磁系统控制部分15也把片层S6的测得的中心频率用作片层S4，S7的中心频率，以及把片层S9的测得的中心频率用作片层S8和S10的中心频率。
换句话说，在本实施例中，磁系统控制部分15估算在片层组中的将被测量的一个片层的中心频率等于该将被测量的片层所在组中所有其他片层的中心频率。
在磁系统控制部分15已经得到关于所有片层的中心频率信息时，MR设备控制部分17控制驱动部分250来执行实际扫描，以便在实际上得到受检者的每一片层的磁共振图像(步骤ST6)。
在实际扫描中，驱动部分250在执行如CHESS技术后，按照例如梯度回波或自旋回波技术执行驱动序列。因此能获得预定组织(例如油脂)的共振频率被抑制的磁共振信号来生成磁共振图像，其中油脂质子的图像亮度降低。
使用CHESS技术生成油脂(脂肪)抑制的磁共振图像的详细说明参考前述的非专利文献1，因此在这里被省略。
如前所述，根据第一实施例，代表受检者成像区域的多个片层被分到几个组中。接下来，从每一组中选择其中心频率将被测量的一个片层，并对将被测量的片层的中心频率进行测量。将被测量的片层的中心频率随后作为除了在每一组中将被测量的片层以外的片层的中心频率使用。由于不必对所有的片层的中心频率进行测量，得到所有片层中心频率的信息所需要的时间与对所有片层的中心频率进行实际测量的时间相比显著地减少。因此减少了预扫描所需要的时间。此外，由于每一组中的一个片层的中心频率是实际测量的，所以对中心频率进行估算的准确度能确保达到一定水平。减少的预扫描时间降低了不方便-诸如受检者的运动的可能性，并且因此导致提高了中心频率估算的准确度，也有助于提高在实际扫描中生成的磁共振图像的图像质量。
因为用于选择被测量的片层等的处理过程能够被这样实现，即，根据诸如预定的预扫描时间t之类的条件自动地加以确定，所以每一片层的中心频率能容易地得到。
第二实施例除了待测片层之外的片层的中心频率可以通过拟合进行估算，而不是通过把待测片层的中心频率按实际情况那样指派给它们来进行估算。这样一个例子将作为第二实施例在下文中进行描述。
图5是一个展示第二实施例中定义片层组的示范模式的图。图5被图示成这样，多个片层Si被排列成在z方向上彼此平行，如在图4中沿x方向进行放大所看到的一样。
用在第二实施例中的MR设备100与在第一实施例中的总体上相同。因此，在这里就忽略了详细的描述。而且，由于估算中心频率的过程通体上也与在图2中的过程相同，在这里就省略了详细描述。
在第二实施例中，假设磁系统15已经执行完与第一实施例中的一样的、将片层Si进行分组的处理过程，并且因此在图2中的步骤ST2已经定义了组，从而如图5所示，每一片层组(组)具有至少一个相邻的组。
当成像区域Ar被单个地划分为片层Si，并且根据其中心频率能被测量的片层S的数量将片层Si进行分组时，如前面所述，包含在相邻组中的片层S以相同的方向排列并且在相邻组之间具有规则的间距。
一些组可能彼此分开，例如图5中的组G3和G4，只要每一组具有至少一个相邻组。片层S的排列方向以及间距在离开的组之间可以不同。
在第二实施例中图2所示的步骤ST3中，每一组中都选择一个将被测量的片层，从而在邻接组中的将被测量的片层具有规则的间距例如，片层S2，S5和S8，S11，S14被选择。
与在第一实施例中一样，被测量的片层只需按照规则的间距进行选择，并且它们不必是组中的中心片层。
如此确定的将被测量的片层(片层S2，S5，S8，S11和S14)的中心频率实际上按照与关于在图2中所示的步骤ST4所描述的那样的过程中加以测量。
随后，在图2的步骤ST5的过程中，第二实施例根据通过测量得到的中心频率的数据，采用拟合处理-诸如内插法，外推法，和组合的内插/外推处理，来对除了被测片层之外的其它片层的中心频率进行估算。
例如，线性或二次内插法可以作为内插处理而加以应用。也同样可以应用于外推处理。
例如，磁系统控制部分15根据对片层S2，S5和S8的中心频率的测量数据，通过内插法对片层S3，S4，S6，和S7的中心频率进行计算。此外，磁系统控制部分15根据对片层S2，S5和S8的中心频率的测量数据，通过外推法对片层S1和S9的中心频率进行计算。
也同样应用于组G4和G5。
使用根据这种拟合处理估算得到的中心频率的数据，执行实际的扫描。
在第二实施例中，可以取得与第一实施例相同的效果。此外，在第二实施例中，根据如上所述通过实际测量得到的中心频率数据，通过拟合处理对除了将被测量的片层之外的片层的中心频率加以估算。因此，即使静磁场变化，并且是不均匀的，只要静磁场的变化是平滑的，关于片层的中心频率的信息也能够以比第一实施例更高的准确度而得到。
第三实施例如果磁场的变化是平滑的，那么中心频率通过第二实施例就能够稍微准确地估算出；然而，磁场的变化不总是平滑的。在第三实施例中，提出了一种能适应磁场的不规则变化的模式。
图6是一个示出了本发明第三实施例中定义片层组的示范模式的示意图。图6被图示成这样，多个片层Si被排列成在z方向上彼此平行，如在图4中在x方向上进行放大看到的那样。图6给出了这样一种情况的例子，在该情况下，其中心频率能被测量的片层S的数量是7，并将15个片层S形成的单一成像区域Ar进行分组，使包含在一个组中片层的最大数目为3的。
由于MR设备100的结构以及用在第三实施例中估算中心频率的步骤总体上均与第一实施例中的相同，所以在这里就省略了详细的描述。
在第三实施例中，例如，在图6中所示的片层S1，S2，S5，S8，S11，S14以及S15被定义为将被测量的片层。
例如当如此固定包含在每一组中的片层S的最大数量，并且关于将被测量的片层的数量，即，其中心频率被实际测量的片层的数量允许一些裕度之时，将被测量的片层的数量不必每组有一个，并且能适当地确定。
要加以测量的片层被这样确定，使得被测量的片层的数量在静磁场不均匀的区域内，即，在静磁场不怎么平滑变化的区域内，比在静磁场均匀的区域中要大。
静磁场具有这样一种趋势，在其上生成静磁场的区域的外围部分要比中央部分更加不均匀。位于这样的外围部分的片层的中心频率最好作为将被测量的片层而实际上加以测量，原因在于，在估算中心频率上的准确度得到改进。
例如，静磁场的均匀性可以通过测量静磁场的磁场强度来获知。
一旦对将被测量的这种片层的中心频率已经进行实际测量并得到结果，除了将被测量的片层之外的片层的中心频率，通过包括内插/外推处理-诸如与在第二实施例中一样的线性或多项式内插的拟合处理，来加以确定。
在第三实施例中，能够获得与第一实施例和第二实施例相同的效果。此外，在第三实施例中，中心频率在静磁场非均匀变化的区域内比在均匀区域中更密集地被测量，并且将被测量的片层根据静磁场的均匀性自动地被定义。因此，当将被测量的片层数固定时，在估算中心频率上的准确度相比第二实施例得到了显著的改进。特别地，由于把位于静磁场容易产生不均匀性的静磁场生成区域的外围的片层选为将被测量的片层，所以能准确地得到中心频率。
根据第三实施例，即使静磁场具有不均匀性，在实际扫描得到的磁共振成像的图像质量，能够比在第一或第二实施例中得到进一步的提高。
需要注意的是，本发明不局限于上述的实施例，但可以适当地进行改进。例如，本发明除了图1中的开放式MR成像设备100外，也可应用具有圆柱形孔的“圆柱形”MR成像设备。
可在不脱离本发明精神和范围的前提下配置许多有很大差异的实施例。可以理解除了后面所附的权利要求，本发明不局限于说明书的特殊实施例的描述中。
权利要求
1.一种磁共振成像设备(100)，用于选择受检者的具有一定厚度的片层，并且根据从所述片层得到的需要的中心频率的磁共振信号生成所述片层的图像数据，所述设备(100)包括片层组定义装置(15)，用于在所述受检者的任意成像区域内定义包含多个彼此平行的所述片层的片层组；中心频率测量装置(15)，用于对任一包含在所述片层组中的所述片层的中心频率进行测量；以及中心频率估算装置(15)，用于根据由所述中心频率测量装置(15)测量得到的所述中心频率，对除了那些其中心频率被测量的片层之外的所述片层的中心频率进行估算。
2.如权利要求1所述的磁共振成像设备(100)，其中当存在多个彼此隔开的所述成像区域时，所述片层组定装置(15)在所述成像区域的一个较宽区域内定义一较大数量的片层组；以及所述中心频率测量装置(15)对每一片层组中的至少一个片层的中心频率进行测量。
3.如权利要求1或2所述的磁共振成像设备(100)，其中所述中心频率估算装置(15)把由所述中心频率测量装置(15)测量得到的所述片层组的一个片层的中心频率用作在所述片层组中所有其他片层的中心频率。
4.如权利要求1或2所述的磁共振成像设备(100)，其中所述片层组定义装置(15)定义了多个彼此邻接的所述片层组，在该片层组中，所述片层以规则的间距排列；所述中心频率测量装置(15)对于具有规则间距的所述多个片层组的每一个选择一个片层，并对所述片层的中心频率进行测量；以及所述中心频率估算装置(15)根据其中心频率由所述中心频率测量装置(15)加以测量的所述片层的中心频率数据，通过拟合处理对其它片层的中心频率进行估算。
5.如权利要求1或2所述的磁共振成像设备(100)，其中所述中心频率测量装置(15)在为获得所述磁共振信号而向所述受检者施加的静磁场相对不均匀的区域内，与在所述静磁场相对均匀的区域内相比，更密集地选择所述片层组中的所述片层，并测量它们的中心频率；以及所述中央频率估算装置(15)根据其中心频率由所述中心频率测量装置(15)加以测量的所述片层的中心频率数据，通过拟合处理对其它片层的中心频率进行估算。
6.如权利要求5所述的磁共振成像设备(100)，其中所述中心频率测量装置(15)对位于在其上生成所述静磁场的区域外围附近的所述片层的中心频率进行测量。
7.如权利要求4-6中任一权利要求所述的磁共振成像设备(100)，其中所述中心频率估算装置(15)执行线性或二次内插/外推处理，作为所述的拟合处理。
8.如权利要求3，5-7中任一权利要求所述的磁共振成像设备(100)，其中所述片层组定义装置(15)定义了具有规则间距的一个片层组中的多个所述片层的位置。
9.如权利要求1-8中任一权利要求所述的磁共振成像设备(100)，其还包括控制装置(17)，用于共同控制所述中心频率测量装置(15)和所述中心频率估算装置(15)；根据给定的可用时间的数据和全部所述片层的总数，自动地计算中心频率被测量的所述片层的数量；使所述中心频率测量装置(15)测量所计算数量的片层的中心频率；以及根据得到的中心频率的数据，使所述中心频率估算装置(15)对除了所述被测量片层之外的片层的中心频率进行估算。
10.一种用在磁共振成像设备(100)中的中心频率估算方法，用于选择受检者的具有一定厚度的片层，并且根据从所述片层得到的需要的中心频率的磁共振信号生成所述片层的图像数据，所述方法包括片层组定义步骤(ST2，ST3)，用于在所述受检者的任意成像区域内定义包含多个彼此平行的所述片层的片层组；中心频率测量步骤(ST4)，用于对任一包含在所述片层组中的所述片层的中心频率进行测量；以及中心频率估算步骤(ST5)，用于根据所述中心频率测量步骤(ST4)得到的所述中心频率，对除了其中心频率被测量的片层之外的所述片层的中心频率进行估算。
全文摘要
当存在对应于成像区域的多个片层时，为了与对每一片层的中心频率进行测量所花费的时间相比减少得到每一片层的中心频率所花费的时间，并保证得到的中心频率的准确度达到一定水平，由梯度线圈部分(160a，160b)定义在静磁场中的受检者的片层组(Gj)，使得每一片层组(Gj)包含了多个彼此平行的片层(Si)；包含在片层组(Gj)内的将被测量的片层(片层S2，S6和S9)的中心频率通过使用RF线圈部分(180a，180b)被实际测量；并且将每一通过测量实际得到的中心频率定义为包含被测量片层的片层组中除了被测量的片层之外的片层的中心频率。
文档编号G01R33/36GK1600270SQ20041008262
公开日2005年3月30日 申请日期2004年9月24日 优先权日2003年9月25日
发明者浅野健二 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司
专业数控铣床产品供应商
20年生产经验，实力工厂，精工品质，质量有保障
