"対象の検査のための磁気共鳴検査システムであって、RF送信場を生成するRFシステムと、一時的傾斜磁場を生成する傾斜磁場システムと、磁気共鳴信号を生成するRFパルスと傾斜磁場パルスを含む取得シーケンスを生成するように前記RFシステムと前記傾斜磁場システムを制御するシーケンスコントローラを含む制御モジュールとを有し、前記シーケンスコントローラが定常状態グラジエントエコー信号を生成する定常状態グラジエントエコー取得シーケンスとRFスポイルエコー信号を生成するRFスポイルエコー取得シーケンスを含む検出スキャンを生成し、前記制御モジュールが、前記グラジエントエコー信号を前記RFスポイルエコー信号と比較し、前記グラジエントエコーと前記RFスポイルエコーの比較から前記対象内の機器を検出するための解析ユニットをさらに含む、磁気共鳴検査システム。前記シーケンスコントローラが低空間分解能を持つ調査スキャンを生成し、前記検出スキャンが前記調査スキャンに組み込まれる、請求項1に記載の磁気共鳴検査システム。患者アクセス空間を持ち、前記検出シーケンスが前記患者アクセス空間を包囲する視野を持つ、請求項1に記載の磁気共鳴検査システム。前記比較が、定常状態グラジエントエコー信号レベルの2倍とRFスポイルエコー信号レベル、又は、プリセットフリップ角におけるRFスポイルエコー信号レベルと前記プリセットフリップ角の2倍におけるRFスポイルエコー信号、又は、エルンスト角に等しいフリップ角におけるRFスポイルエコー信号レベルと定常状態グラジエントエコー信号レベルの1つの間の差に基づく、請求項1乃至3のいずれか一項に記載の磁気共鳴検査システム。前記RFスポイルエコー取得シーケンスがT1‐FFEシーケンスであり、前記定常状態グラジエントエコー取得シーケンスがFFEシーケンスである、請求項1に記載の磁気共鳴検査システム。磁気共鳴信号を用いてインプラントを検出する方法であって、定常状態グラジエントエコー信号を生成する定常状態グラジエントエコー取得シーケンスとRFスポイルエコー信号を生成するRFスポイルエコー取得シーケンスを含む検出スキャンを生成するステップと、前記グラジエントエコーと前記RFスポイルエコーの比較から対象内の前記インプラントを検出するために前記グラジエントエコー信号を前記RFスポイルエコー信号と比較するステップとを含む、方法。定常状態グラジエントエコー信号を生成する定常状態グラジエントエコー取得シーケンスとRFスポイルエコー信号を生成するRFスポイルエコー取得シーケンスを含む検出スキャンを生成し、前記グラジエントエコーと前記RFスポイルエコーの比較から対象内のインプラントを検出するために前記グラジエントエコー信号を前記RFスポイルエコー信号と比較する命令を含む、コンピュータプログラム。本発明の目的は磁気共鳴検査システムのわずかな修正のみが要求されるような機器の安全な検出を伴う磁気共鳴検査システムを提供することである。この目的は本発明によれば、RF送信場を生成するRFシステムと、一時的傾斜磁場を生成する傾斜磁場システムと、磁気共鳴信号を生成するRFパルスと傾斜磁場パルスを含む取得シーケンスを生成するようにRFシステムと傾斜磁場システムを制御するシーケンスコントローラを含む制御モジュールとを有し、シーケンスコントローラが定常状態グラジエントエコー信号を生成する定常状態グラジエントエコー取得シーケンスとRFスポイルエコー信号を生成するRFスポイルエコー取得シーケンスを含む検出スキャンを生成するように構成され、制御モジュールが、グラジエントエコー信号をRFスポイルエコー信号と比較し、グラジエントエコーとRFスポイルエコーの比較から対象内の機器を検出するための解析ユニットをさらに含む、磁気共鳴検査システムによって達成される。本発明の見識は、グラジエントエコー取得シーケンスとRFスポイルグラジエントエコー取得シーケンスの反応間の差が、機器とのRF場の予想外のRF結合の正確で敏感な指標であるということである。機器は例えば患者の体内の埋め込み機器インプラントである。かかる埋め込み機器の検出は患者の体内の機器の実際の存在を確立することを伴う。機器の別の実施例は患者の体内に挿入されるカテーテル若しくは内視鏡などのインターベンション機器である。RF場とのインターベンション機器のRF結合に基づいて、インターベンション機器の位置が追跡されることができる。つまり、インターベンション機器の実施例において、検出はインターベンション機器が患者の体内で動かされるときにその存在の検出とその位置の表示を伴う。本発明は磁気共鳴検査システムへのハードウェア適応を要求しない。本発明にかかる検出は腹部空間の大部分において1.5T及び3.0Tでゼロに近いバックグラウンドを持つ。とりわけ、3.0Tにおけるバックグラウンド抑制は逆偏波若しくは非直交RF場に基づく既知の磁気共鳴検査システムによって達成されるものよりも顕著に優れている。また、本発明にかかる検出方法は存在する可能性のある装置と身体組織の間の危険な相互作用を防ぐために非常に低いB1,B1rms及びグラジエントスルーレート値を適用する。従ってこれは本質的に安全である。本発明のこれらの及び他の態様は従属請求項に規定される実施形態を参照してさらに詳述される。本発明の磁気共鳴検査システムの好適な実施形態において、検出スキャンは空間低分解能調査スキャンに組み込まれる。かかる調査スキャンは特定対象、つまり被検患者にあわせて磁気共鳴検査システムの複数の設定を調節するためになされることが多い。検出スキャンは好適には磁気共鳴検査システムの患者アクセス空間を包囲する感度領域を持つように設計される。感度領域とは、そこから検出スキャンが、機器の検出若しくは追跡を可能にする感知できる信号振幅若しくは信号対ノイズ比で磁気共鳴信号を生成する領域である。患者アクセス空間は患者にアクセスできる磁気共鳴検査システム内の領域である。とりわけ、検査領域、すなわち診断品質の磁気共鳴画像が作られ得る程度に主磁場と傾斜磁場が空間的に一様である領域が、患者アクセス空間内に含まれる。検出スキャンは例えば検出スキャンの感度領域を500‐600mm3に設定することによって患者アクセス空間を包囲することができる。別の実施例において検出スキャンの感度領域は磁気共鳴検査システムの0.5mT輪郭内の領域の大部分に及ぶ。とりわけ、検出スキャンの視野はそこから患者が検査領域に入れられる磁気共鳴検査システムの側の0.5mT輪郭内の領域をとらえる。例えば、検出スキャンの感度領域は検出スキャンの取得シーケンスのk空間サンプリングによって決定される検出スキャンの視野として設定されることができる。しかしながら低レベルの折り返しアーチファクトが機器の検出において許容され得る場合、感度領域は視野よりも大きくなり得る。調査スキャンはまたRFシステムのRF受信アンテナコイルの受信空間感度プロファイルを得るためにも利用され得る。これらの空間感度プロファイルはアンダーサンプリングに起因するエイリアシングを展開するためにSENSEのようなパラレルイメージング技術において利用される。この調査スキャンは一般に非常に低い比吸収率SARと低い末梢神経刺激PNSで動作するように設計される。これは危険な可能性があるインプラントの安全な検出を可能にする。低B1,B1rms及びスルーレートを適用することは、こうした危険な可能性のあるインプラントからの局所組織加熱若しくは振動の可能性を防ぐ。さらに、調査スキャンは多くのRF励起及びリフォーカシングRFパルスを含まず、低スルーレートの傾斜磁場パルスのみを含む。従って、調査スキャンは一方でいかなるインプラントについても被検患者を評価するために検出スキャンを適応させることができ、他方で一般に調査スキャンはインプラントを持つ患者がスキャンされる場合に危険な状況を誘導しない。本発明のさらなる態様において検出スキャンは、グラジエントエコー信号レベルの2倍とRFスポイルエコー信号レベル、又はプリセットフリップ角におけるRFスポイルエコー信号レベルとプリセットフリップ角の2倍におけるRFスポイルエコー信号、又はエルンスト角に等しいフリップ角におけるRFスポイルエコー信号レベルとグラジエントエコー信号レベルの比較を含む。とりわけ定常状態グラジエントエコー及びRFスポイルエコー信号の両方の繰り返しリフォーカシングRFパルスの低フリップ角において、これらの選択肢はインプラントへの結合がない場合、すなわち公称フリップ角において最小信号を生じる。よい結果は10°未満のフリップ角で得られる。従って、フリップ角がRF結合によって強調されるときにこれらの選択肢が高感度のインプラント検出若しくは機器追跡をもたらすように、これらの選択肢は各々インプラントが存在しない場合若しくはインターベンション機器のない領域において低バックグラウンド信号を生じる。検出スキャンにとって特に適切な取得シーケンスはT1‐FFE及びFFEシーケンスである。本発明はさらに請求項6に記載のインプラントを検出する方法に関する。本発明の方法は従来の磁気共鳴検査システムの大幅な改良の必要なく被検患者におけるインプラントの安全な検出を達成する。とりわけ、本発明の方法は被検患者がインプラントを持っているかどうか、従って磁気共鳴イメージングを用いて検査されることが安全でない可能性があるかどうかの技術的結果を得る。本発明はさらに請求項7に記載のコンピュータプログラムに関する。本発明のコンピュータプログラムはCD‐ROMディスク若しくはUSBメモリスティックなどのデータキャリアで提供され得るか、又は本発明のコンピュータプログラムはワールドワイドウェブなどのデータネットワークからダウンロードされ得る。磁気共鳴イメージングシステムに含まれるコンピュータにインストールされるとき、磁気共鳴イメージングシステムは本発明に従って動作することができ、従来の磁気共鳴検査システムの大幅な改良の必要なく被検患者におけるインプラントの安全な検出を達成することができる。本発明のこれらの及び他の態様は以下に記載の実施形態を参照し、添付の図面を参照して解明される。図1は本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。磁気共鳴イメージングシステムは主コイル10のセットを含み、それによって定常均一磁場が生成される。主コイルは例えばトンネル型検査空間を包囲するような方法で構成される。被検患者はこのトンネル型検査空間の中にスライドされる患者キャリアの上に置かれる。磁気共鳴イメージングシステムは複数の傾斜磁場コイル11,12も含み、これによってとりわけ個々の方向に一時的傾斜磁場の形で空間変動を示す磁場が均一磁場に重ねられるように生成される。傾斜磁場コイル11,12は傾斜磁場制御部21に接続され、これは1つ以上の傾斜磁場増幅器と制御可能な電源ユニットを含む。傾斜磁場コイル11,12は電源ユニット21を用いて電流の印加によって通電され、このために電源ユニットは適切な時間形状の傾斜磁場パルス傾斜磁場波形ともよばれるを生成するように傾斜磁場コイルに電流を印加する電子傾斜磁場増幅回路が取り付けられる。傾斜磁場の強度、方向及び持続期間は電源ユニットの制御によって制御される。磁気共鳴イメージングシステムのRFシステムはそれぞれRF励起パルスを生成するため及び磁気共鳴信号をピックアップするための送信及び受信コイル13,16を含む。送信コイル13は好適にはボディコイル13として構成され、それによって検査対象の一部が包囲されることができる。ボディコイルは通常、被検患者30が磁気共鳴イメージングシステム内に配置されるときにボディコイル13によって包囲されるような方法で磁気共鳴イメージングシステム内に配置される。ボディコイル13はRF励起パルスとRFリフォーカシングパルスの送信用の送信アンテナとしてはたらく。好適には、ボディコイル13は送信されたRFパルスRFSの空間的に一様な強度分布を含む。同じコイル若しくはアンテナが通常は送信コイル及び受信コイルとして交互に使用される。さらに、送信及び受信コイルは通常はコイルの形をとるが、送信及び受信コイルがRF電磁信号のための送信及び受信アンテナとしてはたらく他の形状もまた実現可能である。送信及び受信コイル13は電子送受信回路15に接続される。代替的に個別の受信及び/又は送信コイル16を使用することが可能であることが留意される。例えば、表面コイル16が受信及び/又は送信コイルとして使用されることができる。かかる表面コイルは比較的小さなボリュームにおいて高い感度を持つ。復調器がRFシステム内に設けられる。表面コイルなどの受信コイルが復調器24に接続され、受信された磁気共鳴信号MSが復調器24を用いて復調される。復調された磁気共鳴信号DMSは再構成ユニットに適用される。受信コイルは前置増幅器23に接続される。前置増幅器23は受信コイル16によって受信されたRF共鳴信号MSを増幅し、増幅されたRF共鳴信号は復調器24に適用される。復調器24は増幅されたRF共鳴信号を復調する。復調された共鳴信号は撮像対象の一部における局所スピン密度に関する実際の情報を含む。さらに、RFシステムは変調器22を含み、送受信回路15が変調器22に接続される。変調器22と送受信回路15はRF励起及びリフォーカシングパルスを送信するように送信コイル13を駆動する。表面コイル16によって受信された磁気共鳴信号データは送受信回路15へ送信され、制御信号例えば表面コイルを同調及び離調するが制御モジュール20によって表面コイルへ送信される。再構成ユニットは復調された磁気共鳴信号DMSから1つ以上の画像信号を導出し、この画像信号は検査対象の撮像部位の画像情報をあらわす。実際の再構成ユニット25は好適には復調された磁気共鳴信号から撮像対象の一部の画像情報をあらわす画像信号を導出するようにプログラムされるデジタル画像処理ユニット25として構成される。信号は、モニタが磁気共鳴画像を表示することができるように再構成モニタ26の出力である。代替的にさらなる処理を待つ間バッファユニット27に再構成ユニット25からの信号を保存することが可能である。本発明にかかる磁気共鳴イメージングシステムは例えばマイクロプロセッサを含むコンピュータの形で制御モジュール20も備える。制御モジュール20は、シーケンスコントローラ31を用いて、RF励起の実行と一時的傾斜磁場の印加を制御する。とりわけ、制御モジュールはインプラントを識別する若しくはインターベンション機器を追跡するために実行される検出スキャンを実行するように構成若しくはプログラムされる。このために、本発明にかかるコンピュータプログラムは例えば制御ユニット20及び再構成ユニット25にロードされる。さらに、制御モジュールは解析ユニット32をさらに備える。解析ユニット32はグラジエントエコー信号をとりわけ検出スキャンで生成されたRFスポイルエコー信号と比較する算術関数を組み込む。解析ユニット32は定常状態グラジエントエコー及びRFスポイルグラジエントエコー信号の信号レベルを比較する。一実施形態によれば、インプラントの実際の存在はイメージングボリュームからの差分信号の比較に基づいて検出され、識別されたインプラントの表示をオペレータに提供するように検出信号ISがモニタ26へ適用される。オペレータが信号強調のために提示された画像データをレビューすることも可能である。代替的に、検出信号ISは例えばインターベンション機器の先端の位置をあらわし得る。検出信号に基づいてインターベンション機器の実際の位置が磁気共鳴画像において示されることができる。本発明によれば、定常状態グラジエントエコー及びRFスポイルグラジエントエコー信号の減算に基づいて、危険な可能性があるインプラントが検出されるか、若しくはインターベンション機器が追跡される。さらに特にFFEシーケンス及びT1‐FFEシーケンスからの信号間の差が利用される。短いTE/TRの場合RFスポイル信号強度は:定常状態信号強度は:ここでスピン密度はρであらわされαはフリップ角である。フリップ角の低い値に対しこれらの信号強度は適正な近似において:Sspα=ραSssα=1/2ραこれらの信号を比較し、インプラントが存在しないとき若しくはインターベンション機器がない領域において低レベルのバックグラウンド信号を得るために、以下の代替式が利用可能である。Sn2α=Sss2α-Sspα;S2nα=2Sssα-Ssp;Snα=Sssα-Sspα図2はRFスポイリング有り及び無しのグラジエントエコー取得シーケンス間の比較のフリップ角のシミュレーションを示す。差分Sn2αはα=4°‐5°の低フリップ角と比較されるときに妥当な約3倍強調を示す。しかしながらシミュレーションは差分Sn2αがα>20°の範囲における非常に大きいフリップ角について減少することを示すことが留意される。従って、検出される差分はRF結合によるフリップ角のわずかな増加若しくは非常に強いRF結合によるフリップ角の非常に大きな増加に起因し得るという点で縮退degenerateである。とりわけ、差分Sn2αは例えばカテーテルなどのインターベンション機器の追跡のために非常に強いRF結合が除外される状況において有用である。さらに、軽度の、約3倍強調の範囲において、RF結合によって生じる約3倍強調が周辺組織型によって強く影響されないように、特にT>1600msについて、強調は比率T1/T2に強く依存しない。フリップ角αの低い値について、実際にSn2α∝αは、少なくとも長いT1/T2について、RF共鳴がないとき、すなわちインプラントがないときにα<4°‐5°についてゼロ値へ向かう。しかしながら短いT1/T2について、差分Sn2αは約10°までのフリップ角αまで非縮退強調を示す。従って差分Sn2αはα=10°までのフリップ角を使用して高感度でインプラントを検出する若しくはインターベンション機器を追跡するのに適している;α<6°の範囲の低いフリップ角に対して非常によい非縮退感度が得られる。差分Snαは、RF結合を生じるインプラントの存在を区別するためにエルンスト角付近でこの差分が低いパワーを持つように、エルンスト角においてゼロである。それにもかかわらず差分Snαはエルンスト角よりも大きいフリップ角の範囲において低い約3倍強調を持つ。さらに、強調及びエルンスト角の両方は比率T1/T2に依存し、すなわち低い強調は組織型に依存する。従って、差分Snαはそれにもかかわらず周辺組織が先験的に既知であるときインプラントの存在の有用な指標である。例えば、差分Snαは患者の脳内のインプラントの検出のため、又は患者の脳内の生検針などの侵襲的装置の追跡のために有用である。差分S2nαはフリップ角αとともに単調増加している。つまり、差分S2nαはフリップ角がRF結合に起因して増加するときに強い強調を示し、一方低いフリップ角に対して、すなわちRF結合がないとき、差分は小さい。例えば、シミュレーションは差分S2nαがα=4°における差分に対して約一桁の強調を示すことを示す。従って差分S2nαはインプラントなどの機器の存在に起因するRF結合に対して高感度である。さらに、差分S2nαは短いTR、低フリップ角及び広範囲のT1/T2についてFFEとT1FFEの間の信号差を効果的にゼロにする。従って、差分S2nαは周辺組織の型に関係なく機器の検出若しくは追跡に適している。"