CN102680927B - 用于确定磁共振数据的方法和磁共振设备 - Google Patents

用于确定磁共振数据的方法和磁共振设备 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种用于在磁共振设备(1)中确定检查对象的磁共振数据的方法。在该方法中，确定第一读取梯度场(205)，使得在磁共振设备(1)的视场(9，10)的预定的第一位置(41)上基本上消除由于第一读取梯度场(205)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真。此外确定第二读取梯度场(209)，使得在视场(9，10)的另一预定的第二位置(43)上基本上消除由于第二读取梯度场(209)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真。最后执行多回波序列，其中在一个180°脉冲(204)之后通过使用第一读取梯度场(205)来采集第一磁共振数据(206)，并且在另一个180°脉冲(208)之后通过使用第二读取梯度场(209)来采集第二磁共振数据(210)。

Description

用于确定磁共振数据的方法和磁共振设备
技术领域
本发明涉及一种用于确定在磁共振设备中的检查对象的磁共振数据的方法以及用于该方法的磁共振设备。
背景技术
在磁共振设备中，断层造影设备内的可用于拍摄磁共振断层造影图像的空间由于物理和技术条件(例如有限的磁场均匀度和梯度场的非均匀性)而在所有三个空间方向上都是有限的。因此，可使用的拍摄空间，即所谓的视场或视野(Field of View，FoV)限于其中上述物理特性位于预定的公差范围内并且因此可以用常见的磁共振测量序列来对待检查对象进行忠实于原物的成像的空间。因此有限的视场或视野特别是在x和y方向上，即垂直于磁共振设备的通道的纵轴的方向上，显著小于通过磁共振设备的该通道限制的空间。在常见的磁共振设备中，所述通道具有处于60-70cm范围内的直径，相反，通常可使用的视场的直径近似小10cm，也就是处于50-60cm的范围内，在该视场中上面提到的物理条件位于公差范围内。
但是在很多磁共振设备应用中，例如在由图像控制的放射治疗规划或者活组织检查或者在MR-PET混合系统中，即使在上述通常可使用的视场与通道的内壁之间的边缘区域中也要求对检查对象进行忠实于原物的和位置准确的成像。在MR-PET混合系统中例如将磁共振图像用于确定人的衰减校正以随后计算正电子发射断层造影图像(PET图像)。由于在上面所述的介于通常可使用的视场和通道的内表面之间的边缘区域中也能设置检查对象的部位，例如患者的胳膊，因此为了确定针对PET图像的衰减校正也需要关于边缘区域中的检查对象的设置的准确知识。
由于在边缘区域中B0场具有非均匀性而梯度场具有非线性，因此在磁共振图像中的图像点看起来在有位移的位置上。图像点的位置不准确性也被称为失真。在边缘区域中的失真强烈的情况下，通常无法对磁共振图像中的失真进行事后的补偿，因为在磁共振图像中失真的区域相互重叠并且因此无法进行事后的校正。
发明内容
因此本发明的任务是提供在位于通常可使用的视场之外的区域中，也就是例如在磁共振设备的通道的边缘区域中对待检查对象的结构进行忠实于原物和位置准确的成像。此外本发明的任务还有在采集磁共振数据的时刻时就已经避免了强烈的失真。
根据本发明，提供一种用于在磁共振设备中确定检查对象的磁共振数据的方法。在该方法中确定第一读取梯度场，使得在磁共振设备的视场的预定的第一位置上基本上消除由于第一读取梯度场的非线性而引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真。此外，确定第二读取梯度场，使得在视场的预定的第二位置上基本上消除由于第二读取梯度场的非线性而引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真。第一位置和第二位置是不同的位置。例如，第一位置和第二位置分别是外壳区域中的位置，该外壳区域一方面通过磁共振设备的通常可使用的视场而另一方面通过磁共振设备的通道形式的、用于容纳检查对象的开口来限制。这两个位置例如可以位于磁共振图像的一层中。优选的，第一读取梯度场和第二读取梯度场具有相同的梯度方向，并且第一位置和第二位置在梯度方向上设置在磁共振设备的视场的基本上相对的端部上。此外，在本发明的方法中，执行多自旋回波序列，其中在一个180°脉冲之后通过使用第一读取梯度场来采集第一自旋回波的第一磁共振数据，并且在另一个180°脉冲之后通过使用第二读取梯度场来采集第二自旋回波的第二磁共振数据。
替换的，也可以去掉所述另一个180°脉冲，从而第二磁共振数据在混合的自旋回波/梯度回波序列的范围中通过使用第二读取梯度场来采集。由此可以简化整个读取序列。
由此在理想情况下，在各自的位置上完全消除由于读取梯度场的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真。但是，完全的消除不是强制必须的，而且通常在技术上是不可能的。因此对于有利的可使用的失真校正来说，在各自的位置上大部分消除由于读取梯度场的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真就足以。这个事实通过表述“基本上消除”来表达。因此在本说明书的范围中，在上下文中使用的表述“消除”和“基本上消除”应当按照上述方式来理解。
由于梯度场的非线性取决于梯度场强度而B0场非均匀性与梯度场强度无关，因此至少对于视场的预定位置或者视场的预定区域，尤其是也在位于通常可使用的视场和通道形式的开口的内壁之间视场的边缘区域中，确定和产生梯度场，使得在该位置上或者在该区域中消除梯度场的非线性和B0场非均匀性。由此可以避免在该预定位置上或者在该预定区域中的失真。但是由于对任何这种预定的位置来说都需要用相应的梯度场进行自己的磁共振数据采集，因此用于采集对于一个磁共振图像的磁共振数据的总时间显著增加。为了减少测量时间，执行多回波序列，其中分别在一个180°脉冲之后接通对预定位置来说优化的读取梯度场。通过分别在一个180°脉冲之后对不同的位置或区域接通不同的读取梯度场，可以采集提供针对不同位置的无失真的信息的磁共振数据。由此可以在短时间内采集到用于产生磁共振图像的磁共振数据，其中仅存在小的失真。
在上下文中，失真表示在检查对象的预定位置(x,y,z)(例如在上面所述的边缘区域中的预定位置)上的图像点的信号值显现在由所采集的磁共振数据确定的、该检查对象在另一个位置(x1,y1,z1)上的成像中。坐标(x,y,z)也被称为实际位置，而坐标(x1,y1,z1)也被称为失真位置。尤其是在视场的边缘区域中，可能出现不能通过对检查对象的成像进行事后纠正而平衡的失真，因为例如可能有多个相邻的实际位置被成像到一个或多个密集紧靠的失真的位置。通过经由产生合适的梯度场来互相消除在预定位置或区域中的梯度场的非线性以及B0场非均匀性，对该区域不会出现失真或仅出现小的失真，从而在该区域中可以确定检查对象的可利用的成像。
根据一种实施方式，对于第一读取梯度场计算强度和极性，同样对于第二读取梯度场也计算强度和极性。这样计算的强度和极性将在通过相应接通读取梯度场来执行多回波序列时加以考虑。由于B0场的非均匀性，第一读取梯度场的极性和第二读取梯度场的极性对于在磁共振设备的视场的基本上相对的端部上的第一位置和第二位置而言具有相反的极性。因此，根据另一个实施方式可以检查第一读取梯度场和第二读取梯度场的梯度矩在第二自旋回波时是否消除。如果梯度矩未消除，则在接通第二读取梯度之前确定和接通在读取方向上的附加梯度场，使得第一读取梯度场、附加梯度场和第二读取梯度场的梯度矩在第二自旋回波时消除。这种附加的梯度场也被称为预相位(Prephase)。这种预相位也可以在接通第一读取梯度之前需要，以便实现在第一自旋回波的时刻消除梯度矩。由此可以同时在测量中通过梯度非线性补偿B0场非均匀性，由此将可测量的基于磁共振的视场在读取方向上超出通常规定的视场扩展到边缘区域中直到通道形式的开口的内表面。
根据一种实施方式，为了确定第一读取梯度场和第二读取梯度场确定在第一位置上的第一相对梯度误差、在第一位置上的B0场非均匀性、在第二位置上的第二相对梯度误差以及在第二位置上的B0场非均匀性。依据在第一位置(x1,y1,z1)上的第一相对梯度误差c1(x1,y1,z1)和B0场非均匀性dB0(x1,y1,z1)确定第一读取梯度场的第一梯度G1。同样，依据在第二位置(x2,y2,z2)上的第二相对梯度误差c2(x2,y2,z2)和B0场非均匀性dB0(x2,y2,z2)确定第二读取梯度场的第二梯度G2。第一梯度G1和第二梯度G2的确定例如可以根据下面的等式来执行：
G1＝-dB0(x1,y1,z1)/c1(x1,y1,z1)和 (1a)
G2＝-dB0(x2,y2,z2)/c2(x2,y2,z2) (1b)
在磁共振设备的不同位置上的B0场非均匀性和相对梯度误差例如可以事先一次性针对磁共振设备测定并且存储起来。由此如果一次测定了磁共振设备，即针对确定的位置或区域(例如预测患者的胳膊位于该区域中)确定了相对梯度误差和B0场非均匀性，则可以通过简单的方式确定和产生读取梯度误差，以与多回波序列组合地产生磁共振数据，由该磁共振数据可以确定检查对象的、仅具有小的失真或不具有失真的成像。为此，例如可以依据第一磁共振数据确定针对第一位置的磁共振图像的图像点，并且依据第二磁共振数据确定针对第二位置的磁共振图像的图像点。由此对于不同的预定位置可以分别提供检查对象的无失真或失真小的成像。
如上所述，检查对象的子区域可以位于磁共振设备的视场的边缘或边缘区域中。该子区域例如可以包括患者的解剖结构，例如患者的胳膊。边缘区域或外壳区域例如可以具有近似5cm的厚度，即外壳区域从例如磁共振设备的通道形式的开口的内表面在磁共振设备的中心、即所谓的对称中心的方向上延伸5cm。安置在磁共振设备的通道形式的开口中的患者将其胳膊通常放置在磁共振设备的患者卧榻上的身体旁。由此胳膊通常至少部分地位于外壳区域中。在参照患者的横向平面中的磁共振图像中，第一位置可以设置在患者的一个胳膊中，而第二位置可以设置在患者的第二胳膊中，从而可以确定合适的、适用于确定患者的胳膊在外壳区域中的无失真布置的读取梯度误差。在合适地选择读取方向的情况下，即如果第一位置和第二位置在读取方向上设置在磁共振设备的视场的基本上相对的端部上，可以针对两个位置在多回波序列中采集提供无失真或失真小的磁共振图像的磁共振数据。
根据另一个实施方式，依据检查对象的子区域的位置(例如依据患者胳膊的位置)确定针对正电子发射断层造影设备(PET)的衰减校正。由于失真很小，子区域的位置可以可靠地由检查对象的成像来确定。在正电子发射断层造影中，考虑所接收的射线(光子)在辐射方向上穿过检查对象的结构或解剖结构的衰减具有决定性的意义。通过也能在磁共振设备的视场边缘上确定检查对象的子区域的位置，可以在磁共振设备中完整地确定患者的检查对象的位置和结构，由此可以确定针对正电子发射断层造影设备的准确的衰减校正。
此外根据本发明，提供一种磁共振设备，其包括基本场磁铁、梯度场系统、高频天线和控制设备。控制设备控制梯度场系统以及高频天线。此外，控制设备接收由高频天线接收的测量信号，并且对该测量信号进行分析以产生磁共振图像。此外，控制设备构成为确定第一读取梯度场，使得在磁共振设备的视场的预定第一位置上消除由于第一读取梯度场的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真。此外，控制设备能够确定第二读取梯度场，使得在视场的预定第二位置上消除由于第二读取梯度场的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真。第一位置和第二位置是不同的。最后，控制设备能够以多自旋回波序列的形式控制磁共振设备的部件。在此，在一个180°脉冲之后通过使用第一读取梯度场采集第一磁共振数据，并且在另一个180°脉冲之后通过使用第二读取梯度场采集第二磁共振数据。
根据一种实施方式，磁共振设备还包括正电子发射断层造影设备。在此，控制设备可以构成为依据基于第一磁共振数据和第二磁共振数据而产生的磁共振图像确定针对正电子发射断层造影设备的衰减校正。
此外，磁共振设备可以构成为执行前面描述的方法及其实施方式，因此也包括前面描述的优点。
此外，本发明提供一种计算机程序产品，尤其是计算机程序或软件，该软件可以被加载到磁共振设备的可编程控制设备的存储器中。利用该计算机程序产品可以当该计算机程序产品在控制单元中运行时执行本发明方法的前面描述的全部实施方式或不同的实施方式。在此，计算机程序产品可能需要程序装置，例如程序库或辅助函数，以实现该方法的相应实施方式。换句话说，利用针对计算机程序产品的权利要求尤其是可以保护可用于执行本发明方法的上述实施方式之一或执行该实施方式的计算机程序或软件。在此，软件可以是还必须被编译或翻译以及连结或者只需要解释的源代码，例如C++，或者是为了执行仅还需要加载到相应的处理单元中的可执行软件代码。
最后，本发明涉及一种可电子读取的数据载体，例如DVD、磁带或USB棒，在该数据载体上存储了如前所述的可电子读取的控制信息，尤其是软件。当控制信息或软件由数据载体读取并且存储在处理单元中时，可以执行所述方法的所有根据本发明的实施方式。
附图说明
下面参照附图借助优选实施方式解释本发明。
图1示意性示出根据本发明的实施方式的磁共振设备。
图2示出根据本发明的实施方式的多自旋回波序列的信号走向。
图3示出本发明的方法的流程图。
图4示出基于根据本发明实施方式的第一磁共振数据而被确定的磁共振图像。
图5示出基于根据本发明实施方式的第二磁共振数据而被确定的磁共振图像。
图6示出根据本发明而被确定的磁共振图像。
具体实施方式
图1示出磁共振设备1的示意图。磁共振设备1包括本身的断层造影设备1、位于断层造影设备2的开口5中用于患者4的检查卧榻3、控制单元6、分析设备7以及驱动单元8。控制单元6控制断层造影设备2并且从断层造影设备2接收由断层造影设备2拍摄的信号。为了产生基本磁场B0，断层造影设备2包括未示出的基本场磁铁，为了产生梯度磁场，断层造影设备2包括未示出的梯度场系统。此外，断层造影设备2包括一个或多个用于产生高频信号和接收测量信号的高频天线，所述测量信号由控制设备6和分析设备7用于产生磁共振图像。此外，控制设备6控制驱动单元8，以使检查卧榻3沿着方向Z与患者4一起穿过断层造影设备2的开口5运动。控制设备6和分析装置7例如可以是具有显示屏、键盘、指示器输入设备(例如鼠标)和数据载体12的计算机系统，在数据载体12上存储可电子读取的控制信息，这些控制信息被构成为，使得它们在分析设备7和控制设备6中使用该数据载体时执行下面描述的方法。
磁共振设备1能够在通过断层造影设备2的内部的开口5限制的空间内产生磁共振断层造影图像。由于物理和技术上的不足，例如在Z方向上分布的基本磁场B0的磁场非均匀性以及梯度场的非线性，磁共振设备1的实际可用于磁共振拍摄的空间例如限于球形地在开口5的内部延伸的空间9。如从图1所看出的，尤其是位于可使用空间9和断层造影设备2的内壁之间的外壳区域或边缘区域10由于前面所述的物理-技术上的不足而不能使用或只能有限地使用。但是，如果例如为了确定患者的位置和解剖结构将磁共振设备与未示出的正电子发射断层造影设备组合地使用，则需要确定患者4的整个解剖结构，即尤其是还需要确定患者4在外壳区域10中的解剖结构，也就是还需要确定患者4的胳膊11的布置。然后由所采集的患者4的解剖结构，可以确定人类的衰减校正，该衰减校正对于分析正电子发射断层造影设备具有决定性的意义。
如前所提到的，断层造影设备2包括例如由3个子绕组组成的梯度系统。每个子绕组由控制设备6的相应放大器馈以电流，用于在笛卡尔坐标系统的各自方向上产生线性梯度场。梯度场系统的第一子绕组在此产生x方向上的梯度，第二子绕组产生y方向上的梯度，第三子绕组产生z方向上的梯度。高频天线例如由一个或多个高频发射线圈和多个高频接收线圈组成，高频发射线圈和高频接收线圈例如以环形的、线性的或矩阵形式的线圈布置的形式存在。由高频天线的高频接收线圈，发自进动的核自旋的交变场借助一个或多个模拟数字转换器(ADC)被转换为测量信号。
结合图2和图3，下面详细阐述磁共振设备1的工作原理。为了产生磁共振数据，磁共振设备1在多回波序列运行方式下运行。多回波序列的基础方法是专业人员已知的，因此下面不再详细描述。在下面的描述中将多回波序列作为两重回波序列来描述。但是，具有多于两个回波的多重回波序列可以按照类似的方式用于其它预定位置。
在图2中在同一个时间轴上彼此示出5个信号走向。第一信号走向(RF)示出通过高频天线发射到患者4身上的高频脉冲。第二信号走向(ADC)示出由高频天线接收的测量信号，所述测量信号被输送给模拟数字转换器(Analogue/Digital Converter ADC)并且由此确定用于产生磁共振图像的磁共振数据。第三信号走向(GR)示出读取梯度场(Read-out-Gradient)的走向。第四信号走向(GP)示出相位编码梯度的信号走向。第五信号走向(GS)示出断层选择梯度的走向。
下面如前面那样确定梯度场的非线性以及B0场的非均匀性。例如可以事先一次性地通过测定磁共振设备1来确定相应的参数。
前面讲述的、尤其是在外壳区域或边缘区域10中出现的失真取决于场与理想值和标称值的偏差dBg或dB0以及取决于梯度场强G。下面的等式示例性描述了具有在z方向上的断层选择、在y方向上的相位编码和在x方向上的频率编码的二维磁共振数据采集。相位编码方向、频率编码方向以及断层选择方向是可自由选择的，并且仅将轴位置与所述等式匹配。
z1＝z+dBgz(x,y,z)/Gz+dB0(x,y,z)/Gz (2)
x1＝x+dBgx(x,y,z)/Gx+dB0(x,y,z)/Gx (3)
y1＝y+dBgy(x,y,y)/Gy (4)
坐标x,y,z表示实际位置，而坐标x1,y1,z1表示失真位置。
由于梯度场的非线性dBg用梯度场强进行了伸缩，因此可以有针对性地减小或补偿针对确定区域或位置的失真，如后面所示。下式成立：
dBgx＝c(x,y,z)·Gx (5)
其中c(x,y,z)表示在位置x,y,z上的相对梯度误差，Gx表示梯度场强。但是，B0场非均匀性与梯度场强无关地恒定。因此，dBgx/Gx项是恒定的并且与梯度场强无关。但是dB0/Gx项可以随着梯度场强而改变。因此根据本发明，磁场被这样来叠加，使得在预定的位置上或在预定的区域中梯度场的非线性与B0场非均匀性破坏性地叠加。这将在下面示例性地针对具有在z方向上的断层选择的在x方向上的读取梯度来描述。所要求的破坏性的磁场叠加在存在最佳的梯度场强Gx_opt的情况下达到，对于该最佳的梯度场强在预定的位置上或在预定的区域内的失真为零。在x方向上的失真为零的情况下下式成立：
x1＝x
从中得出：
Gx_opt＝-dB0(x,y,z)/c(x,y,z) (6)
如果如等式(6)中所描述地选择梯度场强Gx，则对于预定的位置或预定的区域产生明显扩大的视场，即失真在该区域中剧烈下降。
因此，在图3所示的方法的步骤31中例如根据等式(6)针对在沿着断层造影设备2的通道形式的开口的内表面的外壳区域10中的第一位置或第一区域来确定第一读取梯度场。第一位置或第一区域例如是预测患者4的一个胳膊11布置在其中的区域。在步骤32中确定针对第二位置的第二读取梯度场。第二位置例如是患者4的另一个胳膊位于其中的位置或区域。第二读取梯度场同样可以根据等式(6)来确定。第一读取梯度场和第二读取梯度场分别被这样来确定，即在相应的预定的第一位置或第二位置上消除由于各自的读取梯度场的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真。
现在引入多回波序列。为此如图2所示首先接通断层选择梯度201，然后发射90°高频脉冲202。此后接通相位编码梯度203并且发射180°脉冲204。然后接通第一读取梯度场205(步骤33)，接收第一自旋回波信号206并且作为第一磁共振数据采集(步骤34)。根据第二读取梯度场的极性，在步骤35中附加地插入预相位梯度矩207，使得在第二回波的时刻(第二回波将在第二读取梯度场期间被接收)梯度矩为零。此后发射另一个180°脉冲208并且接通第二读取梯度场209(步骤36)。在应用第二读取梯度场的同时，采集第二测量信号210并且从中确定第二磁共振数据(步骤37)。为了实现在第一回波206的时刻梯度矩同样为零，可能需要在90°脉冲202和第一180°脉冲204之间接通用于第一回波206的预相位211。同样可能需要的是必须接通所谓的扰流场(Spoiler-Felder)212和213，以避免象在多回波序列的情况下可能出现的干扰性伪影。
依据第一磁共振数据，在步骤38中确定针对第一位置的图像点，并且在步骤39中依据第二磁共振数据确定针对第二位置的图像点。由此确定的针对第一位置和第二位置的图像点是无失真或失真小的，因为在采集相应的磁共振数据时在相应的位置上进行了B0场非均匀性与梯度非线性的破坏性叠加。
下面在图4-6中以磁共振图像的形式示出前面描述的方法的结果。在此，基于来自前面描述的多回波序列的磁共振数据确定了横向的磁共振图像。断层造影设备2的内直径在该区域中是600mm，磁共振设备1的通常可使用的视场是500mm。在断层造影设备2中布置3个模体对象41,42,43。模体对象42被布置在磁共振设备1的对称中心处。模体对象41位于断层造影设备2的内边缘的负x方向上。模体对象43位于断层造影设备2的内边缘的正x方向上。
图4示出3个模体对象41-43的基于第一磁共振数据的磁共振图像40，第一磁共振数据是利用第一回波和第一读取梯度场205来采集的。位于视场中心处的模体对象42被无失真地采集。由于第一读取梯度场对在边缘区域的负x方向上的位置是最佳的，因此模体对象41在磁共振图像40中以比较小的失真示出。尤其是在用箭头44表示的、位于通常可使用的视场外部的区域中，模体对象41的结构仅稍微失真。相反，模体对象43在位于通常可使用的视场的500mm圆之外的区域中被非常剧烈地失真(箭头45)。
图5示出基于第二磁共振数据产生的磁共振图像50。在采集第二磁共振数据时，设置对于在正x方向上的位置是最佳的读取梯度场。在中心处的模体对象42又无失真地显示。现在模体对象43尤其是在通过箭头52表示的边缘区域中仅比较小地失真。相反，模体对象41在通过箭头51表示的区域中被非常剧烈地失真。
图6示出基于第一磁共振数据和第二磁共振数据产生的磁共振图像60。负的x区域是基于第一磁共振数据产生的，而正的x区域是基于第二磁共振数据产生的。模体对象41-43的结构现在总的来说仅稍微失真，尤其是在通过箭头61和62表示的、位于通常可使用的视场之外的区域中。
由此，通过使用两个回波能够既在正x方向上又在负x方向上实现基于磁共振的视场扩展，在上面的示例中达到600mm的总直径。
附图标记列表
1 磁共振设备
2 断层造影设备
3 患者卧榻
4 检查对象，患者
5 通道形式的开口
6 控制设备
7 分析设备
8 驱动单元
9 视场，均匀区域
10 视场，非均匀区域，外壳区域
11 胳膊
12 数据载体
31-39 步骤
40 磁共振图像
41-43 模体对象
44,45 箭头
50 磁共振图像
51,52 箭头
60 磁共振图像
61,62 箭头
201 断层选择梯度场
202 90° 脉冲
203 相位编码梯度场
204 180°脉冲
205 第一读取梯度场
206 第一磁共振数据
207 预相位梯度场
208 180°脉冲
209 第二读取梯度场
210 第二磁共振数据
211 预相位梯度场
212,213 扰流梯度场

Claims (19)

1.一种用于在磁共振设备中确定检查对象的磁共振数据的方法，具有以下步骤：
-确定第一读取梯度场(205)，使得在磁共振设备(1)的视场(9,10)的预定的第一位置(41)上基本上消除由于第一读取梯度场(205)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真，
-确定第二读取梯度场(209)，使得在视场(9,10)的预定的第二位置(43)上基本上消除由于第二读取梯度场(209)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真，该第二位置不同于第一位置(41)，以及
-执行多回波序列，其中在一个180°脉冲(204)之后通过使用第一读取梯度场(205)来采集第一自旋回波的第一磁共振数据(206)，并且在另一个180°脉冲(208)之后通过使用第二读取梯度场(209)来采集第二自旋回波的第二磁共振数据(210)。
2.一种用于在磁共振设备中确定检查对象的磁共振数据的方法，具有以下步骤：
-确定第一读取梯度场(205)，使得在磁共振设备(1)的视场(9,10)的预定的第一位置(41)上基本上消除由于第一读取梯度场(205)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真，
-确定第二读取梯度场(209)，使得在视场(9,10)的预定的第二位置(43)上基本上消除由于第二读取梯度场(209)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真，该第二位置不同于第一位置(41)，以及
-执行混合的自旋回波序列/梯度回波序列，该混合的自旋回波序列/梯度回波序列指的是自旋回波和梯度回波的混合序列，其中在该自旋回波序列的一个180°脉冲(204)之后通过使用第一读取梯度场(205)来采集第一自旋回波的第一磁共振数据(206)，然后通过使用第二读取梯度场(209)来采集第二磁共振数据(210)。
3.根据权利要求1或2的方法，其中第一位置(41)和第二位置(43)布置在基于第一和第二磁共振数据(206,210)确定的磁共振图像的一层中。
4.根据权利要求1、2或3的方法，其中第一读取梯度场(205)和第二读取梯度场(209)具有相同的梯度方向，并且第一位置(41)和第二位置(43)在梯度方向上布置在磁共振设备(1)的视场(9,10)的基本上相对的端部上。
5.根据权利要求1或2的方法，其中确定第一读取梯度场(205)包括计算第一读取梯度场(205)的强度和极性，以及其中确定第二读取梯度场(209)包括计算第二读取梯度场(209)的强度和极性。
6.根据权利要求1或2的方法，此外包括检查第一读取梯度场(205)和第二读取梯度场(209)的梯度矩在第二自旋回波时是否消除，以及
如果梯度矩未消除，则在第二读取梯度(209)之前在读取方向上使用附加梯度场(207)，使得第一读取梯度场(205)、附加梯度场(207)和第二读取梯度场(209)的梯度矩在第二自旋回波时消除。
7.根据权利要求1或2的方法，其中确定第一和第二读取梯度场(205,209)的步骤还包括：
-确定在第一位置(41)上的第一相对梯度误差，
-确定在第一位置上的B0场非均匀性，
-确定在第二位置(43)上的第二相对梯度误差，
-确定在第二位置上的B0场非均匀性，
-依据在第一位置(41)上的第一相对梯度误差和B0场非均匀性确定第一读取梯度场(205)的第一梯度G1，以及
-依据在第二位置(43)上的第二相对梯度误差和B0场非均匀性确定第二读取梯度场(209)的第二梯度G2。
8.根据权利要求7的方法，其特征在于，第一梯度G1和第二梯度G2根据下面的等式来确定：
G1＝-dB0(x1,y1,z1)/c1(x1,y1,z1)和
G2＝-dB0(x2,y2,z2)/c2(x2,y2,z2)
其中，dB0(x1,y1,z1)是在第一位置(x1,y1,z1)(41)上的B0场非均匀性，c1(x1,y1,z1)是在第一位置(x1,y1,z1)(41)上的第一相对梯度误差，dB0(x2,y2,z2)是在第二位置(x2,y2,z2)(43)上的B0场非均匀性，c2(x2,y2,z2)是在第二位置(x2,y2,z2)(43)上的第二相对梯度误差。
9.根据权利要求1或2的方法，其特征在于，所述磁共振设备具有用于容纳检查对象(4)的通道形式的开口(5)，其中磁共振设备(1)的视场(9,10)的边缘(10)包括沿着通道形式的开口(5)的内表面的外壳区域(10)，其中第一位置(41)和第二位置(43)位于视场的边缘(10)中。
10.根据权利要求9的方法，其特征在于，外壳区域具有5cm的外壳厚度。
11.根据权利要求1或2的方法，进一步包括依据第一磁共振数据(206)为第一位置(41)确定磁共振图像(60)的图像点，并且依据第二磁共振数据(210)为第二位置(43)确定磁共振图像(60)的图像点。
12.根据权利要求11的方法，其特征在于，磁共振图像(60)在参照检查对象(4)的横向平面中被确定。
13.根据权利要求11或12的方法，进一步包括依据磁共振图像(60)确定检查对象(4)的子区域(11)在第一位置(41)上和第二位置(43)上的成像，其中检查对象(4)的子区域(11)布置在磁共振设备(1)的视场(9,10)的边缘(10)中，其中该子区域(11)包括患者(4)的解剖结构。
14.根据权利要求13的方法，其特征在于，所述解剖结构包括患者(4)的胳膊(11)。
15.根据权利要求13的方法，其中，依据检查对象(4)的子区域(11)的成像确定针对正电子发射断层造影设备的衰减校正。
16.一种磁共振设备，其中该磁共振设备(1)包括基本场磁铁、梯度场系统、高频天线和控制设备(6)，该控制设备用于控制梯度场系统以及高频天线，用于接收由高频天线接收的测量信号，用于对该测量信号进行分析并且用于产生磁共振图像(60)，以及其中该控制设备(6)构成为
-确定第一读取梯度场(205)，使得在磁共振设备(1)的视场(9,10)的预定第一位置(41)上基本上消除由于第一读取梯度场(205)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真，
-确定第二读取梯度场(209)，使得在视场(9,10)的预定第二位置(43)上基本上消除由于第二读取梯度场(209)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真，该第二位置不同于第一位置(41)，和
-执行多回波序列，其中在一个180°脉冲(204)之后通过使用第一读取梯度场(205)来采集第一磁共振数据(206)，并且在另一个180°脉冲(208)之后通过使用第二读取梯度场(209)来采集第二磁共振数据(210)。
17.一种磁共振设备，其中该磁共振设备(1)包括基本场磁铁、梯度场系统、高频天线和控制设备(6)，该控制设备用于控制梯度场系统以及高频天线，用于接收由高频天线接收的测量信号，用于对该测量信号进行分析并且用于产生磁共振图像(60)，以及其中该控制设备(6)构成为
-确定第一读取梯度场(205)，使得在磁共振设备(1)的视场(9,10)的预定的第一位置(41)上基本上消除由于第一读取梯度场(205)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真，
-确定第二读取梯度场(209)，使得在视场(9,10)的预定的第二位置(43)上基本上消除由于第二读取梯度场(209)的非线性引起的失真以及由于B0场非均匀性引起的失真，该第二位置不同于第一位置(41)，以及
-执行混合的自旋回波序列/梯度回波序列，该混合的自旋回波序列/梯度回波序列指的是自旋回波和梯度回波的混合序列，其中在该自旋回波序列的一个180°脉冲(204)之后通过使用第一读取梯度场(205)来采集第一自旋回波的第一磁共振数据(206)，然后通过使用第二读取梯度场(209)来采集第二磁共振数据(210)。
18.根据权利要求16或17的磁共振设备，其特征在于，所述磁共振设备(1)构成为执行根据权利要求3-15之一所述的方法。
19.根据权利要求16至18之一的磁共振设备，其特征在于，所述磁共振设备(1)还包括正电子发射断层造影设备，其中所述磁共振设备(1)构成为执行根据权利要求15所述的方法。
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Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102011083898B4 (de) 2011-09-30 2013-04-11 Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Erfassen von Magnetresonanzdaten am Rande des Gesichtsfelds einer Magnetresonanzanlage
DE102012201412B4 (de) 2012-02-01 2023-01-12 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zum Berechnen eines Wertes eines Absorptionsparameters der Positronen-Emissions-Tomographie, Verfahren zur Positronen-Emissions-Tomographie, Magnetresonanzanlage und Positronen-Emissions-Tomograph
DE102012205236A1 (de) 2012-03-30 2013-10-02 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Betrieb einer bilderzeugenden medizinischen Modalität
DE102012211471A1 (de) 2012-07-03 2014-01-09 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Bestimmen von verzeichnungsreduzierten Magnetresonanz-Daten und Magnetresonanz-Anlage
DE102012217770B3 (de) * 2012-09-28 2014-03-06 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer der kürzesten Gesamtaufnahmezeit entsprechenden Gradientenstärke bei der MR-Bildgebung
CN103845054B (zh) * 2012-11-30 2017-12-22 上海联影医疗科技有限公司 磁共振成像片层变形警示的方法及装置
DE102013202217B4 (de) 2013-02-12 2015-05-28 Siemens Aktiengesellschaft MR-Anlage mit gepulsten Ausgleichsmagnetfeldgradienten
DE102013206580B4 (de) 2013-04-12 2014-11-20 Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1657004A (zh) * 2004-02-18 2005-08-24 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振数据获取方法和图像构成方法及磁共振成像系统
CN101190128A (zh) * 2006-11-30 2008-06-04 Ge医疗系统环球技术有限公司 采集磁共振成像数据的方法和设备
CN101862191A (zh) * 2009-04-20 2010-10-20 西门子公司 用于采集测量数据的方法、磁共振设备和计算机程序

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5485085A (en) * 1994-11-28 1996-01-16 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Method for correcting magnetic field inhomogeneity distortion in MRI images having disconnected regions
JP3513076B2 (ja) * 2000-04-07 2004-03-31 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｍｒｉ装置
US6538443B2 (en) * 2001-03-20 2003-03-25 Koninklijke Philips Electronics N.V. MRI gradient coil with variable field of view and apparatus and methods employing the same
US6897655B2 (en) * 2001-03-30 2005-05-24 General Electric Company Moving table MRI with frequency-encoding in the z-direction
US6707300B2 (en) * 2002-05-17 2004-03-16 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc Gradient non-linearity compensation in moving table MRI
DE10326174B4 (de) 2003-06-10 2008-11-27 Siemens Ag Verfahren zur Verhinderung des Doppeldeutigkeitsartefaktes in der Magnetresonanz-Tomographie-Bildgebung
JP2010527729A (ja) * 2007-05-31 2010-08-19 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 磁気共鳴画像データを自動的に取得する方法
US7535227B1 (en) * 2007-10-26 2009-05-19 General Electric Company Method and apparatus for correcting distortion in MR images caused by metallic implants
WO2010120829A2 (en) * 2009-04-14 2010-10-21 The Board Of Trustees Of The Univerisity Of Illinois Method for reducing artifacts in magnetic resonance imaging
JP5835989B2 (ja) * 2010-08-11 2015-12-24 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
DE102010044520A1 (de) * 2010-09-07 2012-03-08 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage
DE102011083898B4 (de) * 2011-09-30 2013-04-11 Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Erfassen von Magnetresonanzdaten am Rande des Gesichtsfelds einer Magnetresonanzanlage

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1657004A (zh) * 2004-02-18 2005-08-24 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振数据获取方法和图像构成方法及磁共振成像系统
CN101190128A (zh) * 2006-11-30 2008-06-04 Ge医疗系统环球技术有限公司 采集磁共振成像数据的方法和设备
CN101862191A (zh) * 2009-04-20 2010-10-20 西门子公司 用于采集测量数据的方法、磁共振设备和计算机程序

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