CN102914754A - 用于产生磁共振照片的方法 - Google Patents

Abstract

描述了一种用于产生磁共振照片(M,IT₂,IT₂*)的方法，其中借助具有多个扩散梯度子序列(DMS_i)的扩散梯度测量序列(DMS₁,DMS₂)获取扩散编码的原始数据(DRD₁,DRD₂)。在此在每个扩散梯度子序列(DMS_i)的情况下发送至少一个扩散编码梯度脉冲(GD₁,GD₂)并且在定义的第一回波时间(TE₁)之后的第一回波(E_I)期间获取k空间区域的原始数据，其中，从中在不同的扩散梯度子序列(DMS_i)期间获取原始数据的k空间区域总共覆盖至少一个预定的k空间，并且在第二回波时间(TE₂)之后的第二回波(E_N)获取确定的导航k空间区域的原始数据，其中所述导航k空间区域对于不同的扩散梯度子序列(DMS_i)是相同的。此外，借助具有多个参考子序列(RMS_i,RMS_i′)的参考测量序列(RMS,RMS′)获取参考原始数据(RID₁,RID₂)。

Description

用于产生磁共振照片的方法

技术领域

本发明涉及一种用于产生检查对象的磁共振照片、特别是扩散加权的磁共振照片的方法。在此，“磁共振照片”在以下被理解为借助在该方法的范围内受控的磁共振设备产生的检查对象的内部的图像数据，但是也可以是参数图，该参数图反映了检查对象内部的确定的参数值的空间或时间分布并且例如可以从图像数据产生。此外，本发明还涉及一种用于磁共振设备的控制装置以及一种用来执行这样的方法的磁共振设备。

背景技术

扩散加权的磁共振照片是可以用来测量并且空间分辨地显示身体组织内特定物质、特别是水分子的扩散运动的磁共振照片。扩散成像在临床实践中特别是为了中风诊断而建立，因为涉及的脑区域在扩散加权的图像中比在经典的磁共振照片中可以明显更早被识别。扩散加权的磁共振断层造影的一种方案是扩散张量成像，其中也采集扩散的方向依赖性。扩散加权的磁共振照片在以下既包括在扩散加权的磁共振断层造影的范围中产生的磁共振照片也包括在扩散张量成像的范围中产生的磁共振照片。

为了产生扩散加权的磁共振照片首先必须获取扩散加权的原始数据。这利用特殊的测量序列进行，所述测量序列在以下称为扩散梯度测量序列。对于这些测量序列来说特征是，在通常地翻转到与磁共振断层造影设备的基本磁场垂直的平面之后经过特定的脉冲长度接通梯度磁场，该梯度磁场在预定的方向上改变外部磁场的场强。由此进动的核失相位，这在测量信号中可以察觉。

通常借助所谓的“单次激发（Single Shot）”方法拍摄目前的扩散加权的照片。在此在脉冲序列内进行对于整个图像的一个激励，即，在单个激励脉冲之后进行一个图像的完整空间编码。该方法的优点是，在扩散加权的磁共振断层造影的范围内使用的相位效应不产生附加的运动伪影。

一种替换是使用如下的测量序列，在所述测量序列情况下按照“多次激发（Multi-Shot）”方法先后采集k空间的多个互补的子片段，然后组合所述子片段。属于这些测量序列的有所谓的“读出分割的回波平面成像（readout-segmentedEchoplanar Imaging）”方法（rs-EPI方法）。这些方法的优点是，可以从多个照片获得信息并且由此可以降低确定的伪影。此外可以改善图像质量。但是在扩散加权的拍摄方法中应当通过相位效应的利用来探测特定物质的精确运动。在此，数据获取可以利用多次激发方法进行并且在各个脉冲序列之间发生患者或器官的运动，从而这会导致强的运动伪影。由此在这样的扩散加权的多次激发方法中有利地进行所谓的导航校正，其中每次当在第一回波的范围内采集了k空间的一个子片段中的原始数据时在下一个第二回波（所谓的“导航回波”）中采集来自于中间的k空间区域的原始数据并且由此建立具有相对小的分辨率的完整图像。导航图像的该分辨率刚好好到在导航图像中可以识别相位改变并且由此可以利用在导航回波中采集的图像来相互进行各个激发的校正。

扩散成像中通常利用不同扩散方向和权重，即，利用不同扩散编码梯度脉冲拍摄多个图像并且互相组合。扩散权重的强度通常通过所谓的“b值”来定义。不同的扩散图像或从中组合的图像或参数图然后可以用于期望的诊断目的。为了能够正确估计扩散运动的影响，通常需要另一个参考照片以用于比较，在该参考照片中不接通扩散编码梯度脉冲，即，具有b=0的图像。用于获取参考原始数据的脉冲测量序列与扩散梯度测量序列相同构造，除了扩散编码梯度脉冲的发送。

在通常的临床使用中除了扩散加权的图像还总是产生所谓的T₂加权的照片，因为该照片形成确定的病理信息的重要对照，特别是在肿瘤和中风情况下。同样通常还完成T₂*加权的照片，因为该照片形成关于血流的更高灵敏度。特别是在中风情况下，扩散加权的照片也具有特殊的值，由此这样的T₂*加权的拍摄是有利的。

不利地，迄今为止在多次激发扩散编码拍摄中既不利用对于扩散加权的图像的脉冲序列也不利用对于为分析扩散编码图像而所需的参考图像的脉冲序列来附加地用于产生T₂加加权或T₂*加权的图像。这一点基于，对于扩散加权的拍摄来说尽可能短的回波时间是值得期望的，以便降低通过T₂下降引起的信号损耗并且这样最大化信噪比。在单次激发的扩散编码的拍摄中图像质量太差，以至于不能作为T₂或T₂*加权的图像使用。尽可能小的回波时间的另一个优点在于，然后短的重复时间也是可能的。但是另一方面对于T₂加权的拍摄和T₂*加权的拍摄需要更长的回波时间，因为在此正是T₂下降包含了重要信息。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，提供一种用于产生扩散加权的磁共振照片的方法以及一种用于磁共振设备的为此合适的控制装置，其可以降低在包括了扩散加权的磁共振拍摄的检查中的总测量时间。

在按照本发明的方法的范围内这样控制用于产生磁共振照片的磁共振设备，使得至少进行以下步骤：

一方面借助扩散梯度测量序列获取扩散编码的原始数据。该扩散梯度测量序列具有多个扩散梯度子序列，其中在每个扩散梯度子序列中除了通常的激励脉冲、重聚焦脉冲以及用于位置编码的梯度脉冲之外，发送至少一个扩散编码梯度脉冲，通常多个扩散编码梯度脉冲。此外，在每个扩散梯度子序列期间在定义的第一回波时间之后采集在第一回波期间的k空间区域（或k空间片段）的原始数据，即，借助合适的接收天线捕捉相应的回波信号。在此，分别这样构造扩散梯度子序列，使得k空间区域（从该k空间区域中在不同的扩散梯度子序列期间获取原始数据）总共覆盖至少一个预定的k空间。换言之，按照多次激发方法逐片段地采样k空间，以便这样改善在扩散加权的磁共振照片中的SNR和图像质量。

附加地，在每个扩散梯度子序列期间获取对于所有扩散梯度子序列的共同确定的、即，对于不同的扩散梯度子序列是相同的导航k空间区域的原始数据。这一点在接收第一回波之后在定义的第二回波时间之后的第二回波（以下也称为“导航回波”）期间进行。

要注意，在此从中在不同的扩散梯度子序列期间在第二回波中获取原始数据的k空间不必完全相同。关键的仅仅是，在分别覆盖的k空间区域内部存在至少一个共同的相同的k空间区域，该区域可以形成导航-k空间区域。在此优选是中央的k空间区域，从而通过拍摄原始数据每次产生各自的层的一个完整图像，其正好具有足够的分辨率，以校正运动伪影，该运动伪影通过如下形成：k空间在第一回波期间被逐片段地拍摄。

另一方面，在该方法的范围内借助参考测量序列获取参考原始数据。这一点可以在采集扩散编码原始数据之前或之后进行。该参考测量序列也具有多个参考子序列，其中每个参考子序列又以通常方式具有激励和重聚焦高频脉冲以及用于位置编码的梯度脉冲。但是与扩散梯度子序列不同，该参考子序列不具有扩散编码梯度脉冲或必要时仅具有梯度场强非常小的扩散编码梯度脉冲，从而其可以作为具有b≈0的参考图像使用。在每个参考子序列期间又在定义的第一回波时间之后的第一回波期间获取k空间区域的第一参考原始数据，其中从中在不同的参考子序列期间获取原始数据的k空间区域又总共覆盖至少所述预定的k空间。但是与扩散梯度子序列不同，在参考子序列的情况下分别在第二回波时间之后的第二回波期间记录k空间区域的第二参考原始数据，其中k空间区域在此也同样总共覆盖至少预定的k空间。

与迄今为止公知的用于产生扩散加权的磁共振拍摄的rs-EPI方法不同，现在在采集在第二回波中的参考原始数据的情况下不用使用该第二回波作为导航回波。因为参考原始数据没有扩散编码地进行，所以在该测量中不用担心，由于相位效应出现运动伪影。由此在参考测量中不需要导航回波。取而代之，附加地采集的完整k空间的原始数据允许在可以根据参考测量序列的精确构造的不同而用于产生不同的其他磁共振照片的第二回波时间重建其他更高分辨率的参考图像数据。这一点又允许弃用特别地附加进行的测量的一部分，例如用于产生T₂或T₂*加权的图像数据的测量，从而利用按照本发明的方法可以在这样的检查时总共降低测量时间。

扩散梯度测量序列以及参考测量序列通常都先后多次进行，以便这样逐层地测量确定的体积。但是原则上也可以在测量期间不是层选择性地测量，而是已经覆盖更大的体积。

按照本发明的用于磁共振设备的控制装置除了别的之外需要以下组件：

一方面，需要用于向磁共振设备的发送天线系统发送高频脉冲的高频发送装置。该发送天线系统例如可以是通常的围绕断层造影装置中用于患者的测量空间布置的身体线圈（Bodycoil）或也可以是局部线圈系统。高频发送装置在此包括多个组件，除了别的之外有用于确保首先以低的振幅产生合适的高频脉冲的小信号产生器，和用于将具有所需功率的高频脉冲馈入到天线中的合适的高频放大器。此外属于此的还有监视组件，用来确保高频功率位于通过SAR标准（SAR=Specific Absorption Rate，特异性吸收率）预先给出的边界值等。

此外控制装置需要用于控制磁共振设备的梯度系统的梯度系统接口，即，合适的接口，用来产生梯度脉冲并且然后馈入到梯度系统的不同的梯度线圈中。

此外为了经过磁共振设备的接收系统接收原始数据还需要高频接收装置。该接收天线系统可以是与发送天线系统相同的系统，如果该系统可以相应地在发送和接收模式之间切换的话。通常在此可以是合适的局部线圈。高频接收装置相应地包括多个接收通道，在所述接收通道中接收由接收天线系统的单个天线捕捉并且必要时进一步预处理，还可能转换到模式的信号并且进一步处理，特别是放大和数字化。

最后，控制装置还需要序列控制单元，其为了产生检查对象的磁共振照片在运行中将序列控制数据这样发送到高频发送装置、梯度系统接口和高频接收装置，使得发送至少上面描述的用于获取扩散编码的原始数据的扩散梯度测量序列和用于获取参考原始数据的参考测量序列。

按照本发明的磁共振设备除了用来以通常方式在患者测量空间中施加梯度磁场的梯度磁场系统之外，必须具有上面描述的发送天线系统、包括了多个梯度线圈的梯度系统、接收天线系统和前面描述的按照本发明的控制装置。

特别地，序列控制单元优选可以以在具有相应的存储可能性的合适的可编程控制装置上的软件形式实现。高频发送装置、梯度系统接口和高频接收装置可以至少部分地以软件单元的形式实现，其中该组件的其他单元仍是纯的硬件单元，例如高频放大器、高频发送装置、梯度线圈装置、梯度系统接口的梯度脉冲产生装置或高频接收装置的模拟/数字转换器等。尽可能软件实现、特别是序列控制单元的软件实现的优点是，以简单方式通过软件更新可以事后装备迄今为止使用的磁共振设备控制装置，以便以按照本发明的方式工作。就此而言，上述技术问题还通过一种计算机程序产品解决，其存储在便携式存储器中和/或经过用于传输的网络提供并且这样可以直接加载到可编程磁共振设备控制装置的存储器中，具有程序片段，用于当所述程序在控制装置中运行时执行按照本发明的方法的所有步骤。

从属权利要求以及以下的描述分别包含本发明的特别有利的构造和扩展。在此特别地可以将一个权利要求类别的权利要求类似于另一个权利要求类别的从属权利要求来扩展。此外在本发明的范围内还可以将不同的实施例和权利要求的不同特征组合为新的实施例。

按照该方法的一个特别优选的扩展，这样构造参考测量序列，使得基于第一参考原始数据和第二参考原始数据分别可以重建具有相同空间分辨率的图像数据。这一点简化了将图像数据后来组合为共同的图像数据。

对于参考测量序列或参考子序列的精确构造存在不同的可能性。在一种优选方案中在参考子序列内部分别在第一回波之后和第二回波之前发送重聚焦脉冲。这导致，第二回波也是所谓的“Spinecho，自旋回波”并且在该自旋回波期间获取的原始数据可以用于产生T₂加权的图像数据。在一种替换的优选方法中无需这样的第二重聚焦脉冲工作。取而代之，仅通过接通读出梯度在期望的第二回波时间之后产生第二回波，该第二回波在这种情况下是梯度回波。从在此获取的原始数据可以产生T₂*加权的图像数据。

选择这两个方案的哪一个取决于在完整的检查内还应当优选完成哪些其他图像。

在按照本发明的方法的范围内优选地以不同的扩散梯度强度进行多个扩散梯度测量序列以获取不同的扩散编码的原始数据。然后基于不同的扩散编码的原始数据产生检查对象的不同强度地扩散加权的图像数据。取决于进行多少扩散梯度测量序列，扩散加权的图像数据的产生通常通过从第一回波的原始数据中重建来进行，其中第二回波的原始数据分别用于校正运动伪影。最后通过组合不同强度扩散加权图像数据产生具有特别的诊断说服力的参数图。特别优选地，在此产生反映了“Apparent Diffusion Coefficient(ADC)，表观扩散系数”或“Fractional Anisotropy(FA)，各向异性分数”的参数图。

在该方法中通常不取决于进行了具有不同扩散梯度强度的多少个不同的扩散梯度测量序列，分别仅需要一个b=0测量，即，仅需要一个参考测量，该参考测量然后在确定参数图时用于开头描述的对扩散加权数据的分析。然而在一些检查中还进行多个b=0测量，例如用于改善SNR或在较长扫描中监视运动。如果以仅非常小的扩散梯度而不是以b=0进行参考原始数据，则还可以基于该原始数据、与更强扩散加权的原始数据组合必要时已经产生合适的参数图，而不产生具有其他扩散梯度强度的其他扩散编码的原始数据。

如上所述，特殊的参考测量序列允许在按照本发明的方法内部基于在参考测量序列期间在第一和第二回波中测量的原始数据产生其他图像数据。

优选地，基于第一参考原始数据和第二参考原始数据产生具有定义的有效回波时间的合成图像数据，所述有效回波时间位于第一回波时间和第二回波时间外部。在该意义上“外部”是指有效回波时间在第一回波时间和第二回波时间之间、低于较短的回波时间或者高于较长的回波时间。特别优选地，该有效回波时间位于第一回波时间和第二回波时间之间。根据参考测量序列的精确构造的不同，即，取决于第二回波是自旋回波还是梯度回波，该合成图像数据是T₂加权的或T₂*加权的图像数据。换言之，通过合适地组合例如产生合成的T₂加权的或T₂*加权的图像数据，所述图像数据相应于基于以有效回波时间获取的原始数据而重建的这些“真实的”图像数据，所述有效回波时间位于第一回波时间和第二回波时间的外部，优选位于第一回波时间和第二回波时间之间。

如开头所述，迄今为止是这样的，附加地总是产生T₂加权的和/或T₂*加权的图像数据，其通常必须具有比在扩散加权的测量的范围内使用的第一定义的回波时间更长的回波时间。通过以在第一和第二回波时间之间的任意的回波时间产生合成的T₂加权的或合成的T₂*加权的图像数据的可能性，现在可以弃用用于产生这样的T₂加权的或T₂*加权的测量的另一个测量。由此实现的时间节省因此容易地抵消附加的时间，所述附加的时间是与迄今为止通常的单次激发方法不同为了对于扩散加权的测量执行多次激发方法所需的。因此总体上在大约相同的或更短的总测量时间内以按照本发明的方法比利用迄今为止的方法产生质量上极大改进的扩散加权的图像数据。

原则上可以直接通过组合第一和第二回波时间的参考原始数据分别产生合成的原始数据并且在此基础上然后重建期望的合成图像数据。

用于组合在两个先后跟随的回波时间中获取的原始数据以形成合成图像数据的可能性例如在于，首先在对数标尺上计算T₂弛豫时间和质子密度的不同的图并且基于这些参数然后产生新的图像数据。即，对于每个图像点分别确定对于T₂降落的局部函数并且从中然后可以计算在任意的回波时间之后平均的T₂值。这样的方法例如在Andrelsek G，White LM,Theodoropoulus JS,Naraghl A,Yhao CZ,Mamisch TC,Sussman MS的文章“Synthetic-echo time postprocessingtechnique for generating images with variable T2-weighted contrast:diagnosis ofmeniscal and cartilage abnormalities of the knee”in Radiology.2010;254(1):188-199描述。

但是优选首先基于第一参考原始数据产生第一图像数据并且基于第二参考原始数据产生第二图像数据，其中该第二图像数据优选具有与第一图像数据相同的空间分辨率，如前面描述的那样。然后通过第一图像数据和第二图像数据的几何平均产生合成图像数据。与前面描述的方法不同，这具有如下优点：在此不必在对数标尺上工作。也就是，如果在一个第一图像点上噪声在第二回波（在该回波确定用于确定局部降落函数的第二T₂值）情况下比在第一回波（在该回波确定第一T₂值）情况下更高，则第二T₂值可以比第一T₂值更高。这一点在上述方法中在该图像点上然后会导致无效的有效T₂值。当第一和第二回波的两个信号值导致接近零的差时发生另一个问题。然后产生无穷高的T₂值，其在分析时引起数值上的问题。

由此用于产生检查对象的磁共振照片的这样的方法（在该方法中基于在具有多个子序列的测量序列内部分别在第一回波时间之后获取的第一原始数据，并且基于在具有多个子序列的测量序列内部分别在第二回波时间之后获取的第二原始数据）总是有意义的是，产生具有定义的回波时间的合成图像数据，所述定义的回波时间位于第一回波时间和第二回波时间的外部，优选位于第一回波时间和第二回波时间之间。即，可以独立于，原始数据在按照本发明的方法中是否是第一参考原始数据和第二参考原始数据，总是优选地首先基于第一原始数据产生第一图像数据并且基于第二原始数据产生第二图像数据并且然后基于第一图像数据和第二图像数据产生合成图像数据。就此而言，该磁共振照片产生方法也可以被看作为独立的优选的思路。因此该方法例如在几乎所有双回波序列、自旋回波序列和梯度回波序列情况下提供优点。

为了实现该有利的组合方法，需要用于产生检查对象的磁共振照片的图像处理单元，其具有图像数据接口，用于接收基于由在第一回波时间之后获取的第一原始数据重建的第一图像数据，并且用于接收基于由在第二回波时间之后获取的第二原始数据重建的至少第二图像数据。此外，图像数据测量单元需要图像数据组合单元，以通过几何平均第一图像数据和至少第二图像数据来产生具有定义的回波时间的合成图像数据，所述定义的回波时间处于第一回波时间和第二回波时间的外部，优选处于第一回波时间和第二回波时间之间。图像数据测量单元此外还可以具有用于输出合成图像数据的接口。

图像数据处理单元在此还可以是磁共振设备的部分，例如集成在磁共振设备的控制装置中。就此而言，在此以合适的软件的形式的实现也是可能的，并且对于容易地事后装备存在的控制装置是有利的。在这种情况下还可以按照软件构造接口，以便接收已经在其他软件模块中存在的图像数据或向所述其他软件模块输出。用于接收第一和第二图像数据的接口可以是两个分开的子接口，其分别接收第一或第二图像数据。但是同样输出接口还可以与用于接收图像数据的接口组合。特别是图像数据测量单元还可以直接集成在用于从原始数据中重建图像数据的重建单元中。替换地还可以，图像数据测量单元作为分开的装置和/或在为此构造的工作站上实现，其例如可以经过网络等接收图像数据并且又可以输出。

在此强调，该方法不限于组合两个由两个不同的回波时间组成的图像数据组，而是还可以以类似方式组合由多个回波组成的图像数据。特别地，后面详细描述的优选图像数据组合方法可以以类似方式扩展到多于两个图像数据组。

特别优选，合成图像数据的建立通过在使用预先给出的权重系数的条件下对第一图像数据和第二图像数据的加权的几何平均进行。通过该权重系数合成图像数据的“虚拟”回波时间可以在第一回波时间和第二回波时间之间任意设置。具有低于第一回波时间和高于第二回波时间的虚拟回波时间的合成图像数据的产生可以以类似方式通过插值进行。不过，对于进一步的解释，示例性地总是从在第一和第二回波时间之间的虚拟回波时间出发。

对图像数据的加权几何平均的该工作方式理论上如下解释。为此可以假定，在每个体素中的信号可以通过单个指数模型来表示，从而在两个回波期间测量的S₁和S₂信号分别可以通过以下等式表达。

$S_1=A\·\exp (-\frac{{\mathrm{TE}}_1}{T_2})---\left(1a\right)$

$S_2=A\·\exp (-\frac{{\mathrm{TE}}_2}{T_2})---\left(1b\right)$

在此TE₁和TE₂是对于第一和第二回波的回波时间并且T₂是横向弛豫时间。

在具有特殊的预先给出的回波时间TE_s的合成图像的一个图像点（像素或体素）中的信号S_s然后可以通过这两个信号S₁和S₂的加权的几何平均如下产生：

$S_S=\sqrt[w+1]{{\left(S_1\right)}^w{S}_2}---\left(2\right)$

在该简单等式中利用的权重系数w的值取决于对于产生的合成图像的期望的回波时间TE_s。在这些参数之间的比例可以通过如下获得：将等式（2）改写为以下形式：

$A\·\exp (-\frac{{\mathrm{TE}}_S}{T_2})={({(A\·\exp (-\frac{{\mathrm{TE}}_1}{T_2}))}^w\·A\·\exp (-\frac{{\mathrm{TE}}_2}{T_2}))}^{\frac{1}{w+1}}---\left(3\right)$

该等式可以如下简化：

$A\·\exp (-\frac{{\mathrm{TE}}_S}{T_2})=A\·\exp (-\frac{w\·{\mathrm{TE}}_1+{\mathrm{TE}}_2}{(w+1)T_2})---\left(4\right)$

当成立如下条件时，然后满足等式（4）：

$w=\frac{{\mathrm{TE}}_2-{\mathrm{TE}}_S}{{\mathrm{TE}}_S-{\mathrm{TE}}_1}---\left(5\right)$

在已知的第一回波时间TE₁和已知的第二回波时间TE₂的情况下可以借助等式（5）对于在第一回波时间TE₁和第二回波时间TE₂之间的任意有效回波时间TE_s计算一个合适的权重系数w。该权重系数然后可以被用来按照等式2组合从第一和第二回波的原始数据中重建的图像数据的单个图像点的信号S₁、S₂并且这样获得具有期望的回波时间的合成图像。

等式（5）还显示，当选择权重系数w=1时，预计两个回波时间的数据的由此加权的几何平均的结果导致具有相应于两个回波时间TE₁和TE₂的数学平均的有效回波时间的合成图像。

基于对在第一回波期间和在第二回波期间产生的原始数据分别重建的图像数据进行逐图像点（即逐体素或逐像素）加权平均，合成图像数据的所建议的产生是特别有效和快速的方法。

附图说明

以下借助附图结合实施例再次详细解释本发明。其中，

图1示出了按照本发明的实施例的磁共振设备的示意图，

图2示出了具有按照本发明的实施例用于产生磁共振照片的主要步骤的流程图，

图3示出了对于按照本发明的方法的实施变形的扩散梯度子序列的脉冲图，

图4示出了对于按照本发明的方法的实施变形的参考子序列的脉冲图，

图5示出了使用按照图3的扩散梯度子序列产生的通过人头部的一个层的扩散加权图像的例子，

图6示出了相应于图5的扩散加权的图像，使用按照图4的参考子序列在不同的回波时间可测量的通过人头部的一个层的参考图像的例子，

图7示出了在不同的有效回波时间从按照图6的参考图像中产生的合成的T₂加权的图像的例子，

图8示出对于按照本发明的方法的另一个实施变形的参考子序列的脉冲图，

图9示出了使用按照图8的参考子序列在不同的回波时间可测量的通过人头部的一个层的参考图像的例子，

图10示出了对于不同的有效回波时间从按照图9的参考图像中产生的合成的T₂*加权的图像的例子。

具体实施方式

图1中粗略示意地示出按照本发明的磁共振设备1（以下简称“MR设备”）。其一方面包括本来的具有检查空间3或者说患者通道的磁共振断层造影扫描仪2，在卧榻8上将检查对象O或在此是患者或受检者（检查对象、例如确定的器官，位于其身体中）驶入该患者通道。

磁共振断层造影扫描仪2按照通常的方式构造为具有基本场磁体系统4、梯度系统6以及HF发送天线系统5和HF接收天线系统7。在所示实施例中HF发送天线系统5是在磁共振断层造影扫描仪2中固定构造的全身线圈，而HF接收天线系统7由要在患者或受检者上布置的局部线圈组成（图1中仅通过单个局部线圈表示）。但是原则上还可以使用全身线圈作为HF接收天线系统并且局部线圈作为HF发送天线系统，只要这些线圈分别可以切换到不同的运行方式。

MR设备1还具有用来控制MR设备1的中央的控制装置13。该中央的控制装置13包括用于脉冲序列控制的序列控制单元14。利用该序列控制单元根据选择的成像序列控制高频脉冲（HF脉冲）和梯度脉冲的顺序。这样的成像序列例如可以在测量或控制协议内部预先给出。通常对于不同的测量的不同控制协议存储在存储器19中并且可以由操作者选择（并且在需要时可以改变）并且然后用来执行测量。

为了输出单个HF脉冲，中央的控制装置13具有高频发送装置15，其产生HF脉冲、放大并且经过合适的接口（未详细示出）馈入到HF发送天线系统5。为了控制梯度系统6的梯度线圈，控制装置13具有梯度系统接口16。序列控制单元14以合适的方式，例如，通过发送序列控制数据SD，与高频发送装置15和用于发送脉冲序列的梯度系统接口16通信。控制装置13还具有（同样按照合适的方式与序列控制单元14通信的）高频接收装置17，用于协调地获取由HF发送天线系统7接收的磁共振信号，即原始数据。重建单元18接收获取的原始数据并且从中重建MR图像数据。这些图像数据然后例如可以存储在存储器19中和/或在图像数据处理单元20中进一步处理，以例如从不同的图像数据产生其他图像数据和/或参数图，所述参数图又同样可以存储在存储器19中。该图像数据处理单元20在此特别具有图像数据接口11，用于接收由重建单元18基于在第一回波时间之后获取的第一原始数据重建的第一图像数据，并且用于接收基于由在第二回波时间之后获取的第二原始数据重建的第二图像数据。在图像数据组合单元12中然后（如下面还要再次结合图2解释的那样）基于第一图像数据和第二图像数据产生具有定义的有效回波时间的合成图像数据，所述定义的有效回波时间处于第一回波时间和第二回波时间之间。通过图像数据接口11又可以输出该合成的图像数据，例如在存储器19中存储。替换地，图像数据处理单元20、特别是图像数据组合单元12，在此也可以集成在重建单元18中或者外部地通过网络等连接到中央的控制装置13。

中央的控制装置13的操作可以经过具有输入单元10和显示单元9的终端进行，通过所述终端，整个MR设备1可以通过一个操作人员操作。在显示单元9上还可以显示MR图像，并且借助输入单元10必要时与显示单元9组合可以规划和启动测量，并且特别是如上所述选择具有合适的测量序列的合适的控制协议并且必要时修改。

按照本发明的MR设备1和特别是控制装置13此外还可以具有多个其他的在此没有单个示出的但是通常在这样的设备上存在的组件，例如网络接口，以便所述设备能够与网络连接并且交换原始数据和/或图像数据或参数图以及其他数据，诸如患者相关的数据或控制协议。

如何通过入射HF脉冲和产生梯度场获取合适原始数据并且从中能够重建MR图像，原则上是专业人员公知的并且在此不更详细地解释。同样不同的测量序列，例如EPI测量序列或用于产生扩散加权的图像的测量序列也是专业人员基本公知的。

图2示出了对于可能的测量流程的流程图，其中利用了按照本发明的方法。在该方法中首先在多个扩散梯度测量序列DMS₁,DMS₂的范围内分别测量具有不同扩散梯度强度的扩散编码的原始数据。这些扩散梯度测量序列DMS₁,DMS₂的每一个在此由多个对于不同层的测量组成并且对于每个层在此进行多个扩散梯度子序列，其中每个扩散梯度子序列DMS_i例如可以以按照图3的脉冲图中示出的形式构造。

在此，图3示出了具有2D导航校正的标准扩散加权的rs-EPI序列的脉冲图。也就是说，在每个扩散梯度子序列的情况下读出来自于k空间的不同区域或片段的原始数据和附加的来自于中间的k空间区域的原始数据，以便获得用于图像数据的随后校正的粗略分辨的总图像。

图3在此在最上面的高频脉冲轴RF上示出了发送的高频脉冲RF₁,RF₂,RF₃用于激励核自旋。

在位于其下面的扩散梯度轴G_D上示出了用于扩散编码的扩散编码脉冲GD₁,GD₂。通过这些扩散编码脉冲GD₁,GD₂确保了，外部的磁场的场强在预先给出的方向上改变，从而核磁化不再以相同的拉莫尔频率进动，而是失相位。

最后，在第三轴上显示了层选择梯度G_S的脉冲GS₁,GS₂,GS₃，在第四轴上显示了读出梯度G_R的梯度脉冲GR₁,GR₂,GR₃并且在第五轴上显示了相位编码梯度G_P的梯度脉冲GP₁,GP₂,GP₃。

脉冲序列首先以第一频率选择的高频脉冲RF₁开始，该高频脉冲与层选择梯度脉冲GS₁同时被发送，从而在确定的定义的层中以通常方式以90°相对于基本磁场翻转，即，翻转到x/y层面中。然后发送第一扩散编码脉冲GD₁。该扩散编码梯度GD₁的强度或振幅和持续时间确定扩散权重的强度。

然后与另一个层选择梯度脉冲GS₂平行地发送频率选择的高频重聚焦脉冲RF₂，以达到在选择的层中核自旋的重聚焦。通过该频率选择的重聚焦脉冲RF₂将核磁化的取向旋转180°。然后再次接通扩散编码脉冲GD₂，其按照与第一扩散编码脉冲GD₁相同的形式构造。由于在相反的旋转方向上相同的频率差，核自旋的磁动量现在又部分地同相，这导致，随后可以测量自旋回波作为成像的回波E_I。通过去相位和重聚焦过程产生扩散权重。

为此接通第一预相位读出梯度脉冲GR₁，其从一个扩散梯度子序列到下一个改变其振幅，从而在第一回波EI期间总是读出k空间的不同的片段或区域。与该读出梯度脉冲GR₁同时设置负的相位编码梯度脉冲GP₁。然后在原始数据的采集期间进行多个非常短的相位编码梯度脉冲，以在第一回波E_I的整个传播时间期间相位编码地采集在期望的k空间片段中的图像数据。读出梯度脉冲GR₁和相位编码梯度脉冲GP₁的发送精确地在预先给出的关于第一激励脉冲RF₁的发送的第一回波时间TE₁进行。

在第一回波的末端接通后相位梯度脉冲GR₂，其同样从扩散梯度子序列DMS_i到扩散梯度子序列DMS_i+1改变其振幅。通过该后相位读出梯度脉冲GR₂将磁化在x方向上重聚相位。总体上通过该脉冲序列在每个扩散梯度子序列情况下读出不同的k空间片段，从而随后k空间通过具有分别k_x个测量点的子组的对于所有k_y个（即相位编码的）测量点的原始数据点的相关的组引导。

在第一回波E_I结束之后，发送第二180°-频率选择的重聚焦脉冲RF₃，其由于同时发送另一个层选择梯度脉冲GS₃而同样仅在期望的层中作用。然后又与另一个相位编码梯度脉冲GP₃同时发送预相位读出梯度脉冲GR₃。与第一预相位读出梯度脉冲GR₁不同，该另一个预相位梯度脉冲GR₃对于所有扩散梯度子序列DMS_i总是相同的（即，具有相同的振幅），从而由此给出固定的k_x偏置并且在随后的第二自旋回波E_N中总是读出k空间中相同的区域，即中间的k空间区域。该第二回波E_N是所谓的2D导航回波。基于在该导航回波E_N中获取的原始数据可以按照公知方式进行运动伪影的校正，所述运动伪影之所以会出现，是因为所述图像数据是在第一回波E_I中关于较长的时间段在多个扩散梯度子序列DMS_i的范围内被采集的。

在第一扩散梯度测量序列DMS₁情况下以及在第二扩散梯度测量序列DMS₂情况下（参见图2）都利用在图3中示出的扩散梯度子序列，但是其中使用不同强度的扩散编码梯度脉冲GD₁,GD₂。如图2所示，基于在第一回波E_I期间拍摄的扩散编码的原始数据DRD₁,DRD₂分别进行重建R_DG1,R_DG2，以产生相应的扩散加权的图像数据DID₁,DID₂。

图5作为例子示出利用这样的扩散梯度测量序列拍摄的具有扩散权重为b=1000s/mm²的扩散加权的图像。为此使用具有3特斯拉的基本磁场的磁共振设备。视野为220mm，其图像矩阵为256×256像素并且层厚度为4mm。

如开头所述，除了该扩散加权的图像之外必须进行至少一个参考测量，其中在不接通扩散梯度的情况下采集相同的层。为此可以使用具有多个参考子序列的参考测量序列RMS,RMS′（参见图2），其中每个参考子序列RMS_i,RMS_i′基本上与扩散梯度子序列DMS_i相同构造，例外仅仅是在此没有设置或最多非常弱的扩散编码梯度脉冲GD₁,GD₂。

但是现在按照本发明利用具有与例如在图4中显示的稍微不同的参考子序列RMS_i的参考测量序列RMS。如图4和3的比较显示，参考子序列RMS直到并且包括第二重聚焦脉冲RF₃的发送没有与按照图3的扩散梯度子序列DMS_i不同。也就是说，精确地在相同的第一回波时间TE₁，按照与图3的扩散梯度子序列中第一回波E_I相同的方式读出第一回波E₁。

但是与按照图3的该扩散梯度子序列DMS_i不同，现在在第二回波时间TE₂（其可以与扩散梯度子序列DMS_i中的第二回波时间TE_N一致、但是不一定必须一致），发送另一个预相位读出梯度脉冲GR₃，其与对于所有参考子序列RMS_i的导航回波E_N情况下不同，而是该预相位读出梯度脉冲GR₃从参考子序列RMS_i到参考子序列RMS_i+1在振幅上不同，并且具体来说按照与在读出第一回波E₁之前被接通的第一预相位读出梯度脉冲GR₁相同方式。以这种方式确保，在第二回波时间之后的第二回波E₂期间精确地再次以与在第一回波E₁中相同方式采集原始数据（仅仅是在一个稍后的时刻）。换言之，在该参考测量序列RMS中在不同的回波时间TE₁,TE₂两次拍摄相同空间分辨率的相同图像。

在具有多个这样的参考子序列RMS_i的这样的参考测量序列RMS_i的范围中获取的来自第一回波E₁和第二回波E₂的参考原始数据RRD₁,RRD₂然后被传输到重建R_R1和R_R2，以从中产生相应的参考图像数据RID₁,RID₂（参见图2）。

图6示出两个示例图像，如借助多个这样的参考子序列RMS_i（如图4所示）采集的。图6中示出的图像在此分别示出与图5中的图像相同的层。在左侧显示其原始数据是在第一回波时间TE₁=67ms之后的第一回波E₁期间被采集的图像，并且右边示出其原始数据是在第二回波时间TE₂=118ms之后的第二回波E₂期间被获取的图像。

如图2进一步示出的，然后可以在参数图组合MCO的范围内使用扩散加权的图像数据DID₁,DID₂，以实现具有特别诊断说服力的合适的参数图M。在此对于分析还使用基于由在第一回波期间获取的参考原始数据RRD₁重建的图像数据RID₁。

但是，同时使用该第一参考图像数据RID₁以及第二参考图像数据RID₂来通过逐图像点地加权图像组合WCO，如上面结合等式（3）解释的，在第一和第二回波时间之间的有效回波时间TE_S产生合成图像。有效回波时间TE_S在此取决于例如由操作者可自由选择的权重系数w。

具有参考子序列RMS_i的参考测量序列RMS如图4所示，在由原始数据在第一回波E₁和第二回波E₂期间确定的两个图像的情况下是自旋回波数据，即，从中重建T₂加权的图像。图7示出了对于这样的图像的三个例子，其中最左边的图像示出了具有TE_S=75ms的有效回波时间的合成的T₂加权的图像，中间的图像示出了具有TE_S=90ms的有效回波时间的T₂加权的图像并且右边的图像示出了具有TE_S=105ms的回波时间的T₂加权的图像IT₂。这些T₂加权的图像与实际上基于原始数据重建的T₂加权的图像没有不同（例外是，简单的T₂指数降落），所述原始数据是在rs-EPI序列的范围内利用与给出的有效回波时间TE_S相应的回波时间实际获取的。

替代权重系数w，操作者优选还可以直接预先给出期望的有效回波时间TE_S，其然后自动地根据等式（5）在已知的第一回波时间TE₁和第二已知的第二回波时间TE₂的情况下可以换算为权重系数w。

本发明由此允许，向操作者立即提供期望的合成的T₂加权的图像IT₂，而无需另一个单独的用于建立T₂加权的图像的测量。

替代T₂加权的图像，还可以以按照本发明的方式产生T₂*加权的图像。该图像与T₂加权的图像的区别仅在于，不是自旋回波数据，而是梯度回波数据。

为此仅需由稍微改变的参考子序列RMS_i′构造参考测量序列RMS′，如图8所示。如与图4中的脉冲图的比较所示，对于T₂加权的参考子序列RMS_i与对于T₂*加权的参考子序列RMS_i′不同仅在于，在参考子序列RMS_i＇情况下现在省略第二重聚焦脉冲RF₃并且相应地还省略层选择梯度脉冲GS₃。相应地，然后在此还可以省略后相位读出梯度脉冲GR₂以及第二预相位读出梯度脉冲GR₃并且第二和第三相位编码梯度脉冲GP₂,GP₃通过单个第二相位编码梯度脉冲GP₂′代替，以产生第二回波E₂′。与第一回波时间TE₁（其在扩散梯度子序列情况下又必须与第一回波时间TE₁相同）不同，该第二回波对于第二回波时间TE₂′不是一定必须的，因为没有使用第二回波E₂′用于与来自于扩散梯度测量序列的扩散编码的数据的组合，而是仅使用来自于第一回波E₁的原始数据或图像数据。

从该参考测量序列RMS′获得的原始数据处理为相应的参考图像数据和参考图像数据RED₁,RED₂组合为T₂*加权的图像IT₂*与在如图2所示建立T₂加权的图像IT₂的情况下类似进行。为此又可以使用等式（5）。虽然在该序列情况下直到第一回波时间TE₁还呈现T₂加权但是在第一回波时间TE₁和第二回波时间TE₂′之间（并且由此也在第一回波时间TE₁和有效回波时间TE_S之间）可以假定一个T₂*加权。由此以类似于等式（1）至（4）的工作方式又得到相同的等式（5）。

作为例子，图9示出两个基于原始数据建立的图像，所述原始数据是借助参考子序列RMS_i′获取的，如结合按照图8的脉冲图解释的。在此左边的图示出了从在第一回波时间TE₁=61ms之后的第一回波E₁′期间测量的原始数据产生的图像，并且右边的图像基于在第二回波时间TE₂=110ms之后获取的原始数据。与图6所示的图像不同，这些照片不仅利用按照图8的标准的双回波-rs-EPI序列产生，而且是在仅1.5特斯拉的基本磁场、214x214像素的图像矩阵大小、以及5mm的层厚度的情况下。视野仍是220mm。

图10示出了从这两个图像按照结合等式（3）描述的方法产生的对于不同的有效回波时间TE_S的合成的T₂*-加权的图像，也就是最左边的图像对于有效回波时间TE_S=70ms，中间的图像对于有效回波时间TE_S=85ms并且右边的图像对于有效回波时间TE_S=100ms（这些回波时间又包含直到第一回波时间的T₂加权和然后的T₂*加权）。所述图像显示，利用按照本发明的方法也可以简单建立T₂*加权的图像，这特别是在利用扩散加权的测量的情况下对于严重的中风患者是感兴趣的，因为利用这样的T₂*加权的图像可以比其他图像更快识别大脑中的出血。

最后还要再次指出，前面详细描述的方法和构造仅仅是实施例并且原理可以在宽的范围内由专业人员改变，而不脱离本发明的通过权利要求规定的范围。特别地，如上所述，用于将来自于不同回波的数据为组合具有确定的有效回波时间的图像数据的该方法不限于在其中对于扩散加权的测量利用参考数据的方法中的应用。为完整起见还要指出，不定冠词“一”或“一个”的使用不排除，涉及的特征也可以多重存在。同样，概念“单元”也不排除，该单元由多个可以是在空间上分布的组件组成。

Claims (11)

1.一种用于产生检查对象(O)的磁共振照片(M,IT₂,IT₂*)的方法，具有至少以下步骤：

-借助具有多个扩散梯度子序列(DMS_i)的扩散梯度测量序列(DMS₁,DMS₂)获取扩散编码的原始数据(DRD₁,DRD₂)，其中，每个扩散梯度子序列(DMS_i)包括至少以下步骤：

-发送至少一个扩散编码梯度脉冲(GD₁,GD₂)，

-在定义的第一回波时间(TE₁)之后的第一回波(E_I)期间获取k空间区域的原始数据，其中，从中在不同的扩散梯度子序列(DMS_i)期间获取原始数据的k空间区域总共覆盖至少一个预定的k空间，

-在定义的第二回波时间(TE₂)之后的第二回波(E_N)期间获取确定的导航k空间区域的原始数据，其中所述导航k空间区域对于不同的扩散梯度子序列(DMS_i)是相同的，

-借助具有多个参考子序列(RMS_i,RMS_i′)的参考测量序列(RMS,RMS′)获取参考原始数据(RID₁,RID₂)，其中，每个参考子序列(RMS_i,RMS_i′)包括至少以下步骤：

-在定义的第一回波时间(TE₁)之后的第一回波(E₁,E₁′)期间获取k空间区域的第一参考原始数据(RRD₁)，其中，从中在不同的参考子序列(RMS_i,RMS_i′)期间获取原始数据的k空间区域总共覆盖至少该预定的k空间，

-在第二回波时间(TE₂,TE₂′)的第二回波(E₂,E₂′)期间获取k空间区域的第二参考原始数据(RRD₂)，其中，从中在不同的参考子序列(RMS_i,RMS_i′)期间获取原始数据的k空间区域同样总共覆盖至少该预定的k空间。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，这样构造所述参考测量序列(RMS_i,RMS_i′)，使得基于第一参考原始数据(RRD₁)和第二参考原始数据(RRD₂)分别可以重建具有相同空间分辨率的图像数据(RID₁,RID₂)。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在所述参考子序列(RMS_i)内部分别在第一回波(E₁)之后和在第二回波(E₂)之前发送重聚焦脉冲(RF₃)。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，

-利用不同的扩散梯度强度实现用于获取不同扩散编码的原始数据(DRD₁,DRD₂)的多个扩散梯度测量序列(DMS₁,DMS₂)，

-基于不同的扩散编码的原始数据(DRD₁,DRD₂)产生检查对象(O)的不同强的扩散加权的图像数据(DID₁,DID₂)，

-并且通过组合不同强度的扩散加权的图像数据(DID₁,DID₂)产生参数图(M)。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，基于第一参考原始数据(RID)和第二参考原始数据(RID₂)产生具有定义的回波时间(TE_S)的合成的图像数据(IT₂,IT₂*)，所述定义的回波时间处于第一回波时间(TE₁)和第二回波时间(TE₂)之外，特别优选地处于第一回波时间(TE₁)和第二回波时间(TE₂)之间。

6.一种用于产生检查对象(O)的磁共振照片(IT₂,IT₂*)的方法，其中基于在第一回波时间(TE₁)之后获取的第一原始数据(RRD₁)，并且至少基于在第二回波时间(TE₂)之后获取的第二原始数据(RRD₂)，特别是在按照权利要求5的方法中基于第一参考原始数据(RRD₁)和第二参考原始数据(RRD₂)，产生具有定义的回波时间(TE_S)的合成的图像数据，所述定义的回波时间处于第一回波时间(TE₁)和第二回波时间(TE₂)之外，特别优选地处于第一回波时间(TE₁)和第二回波时间(TE₂)之间，其特征在于，

-基于第一原始数据(RRD₁)产生第一图像数据(RID₁)，

-基于第二原始数据(RRD₂)产生第二图像数据(RID₂)，

-并且通过对第一图像数据(RID₁)和第二图像数据(RID₂)的几何平均产生合成的图像数据(IT₂,IT₂*)。

7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，

所述合成的图像数据(IT₂,IT₂*)通过在使用预先给出的权重系数(w)的条件下对第一图像数据(RID₁)和第二图像数据(RID₂)的加权的几何平均产生。

8.一种用于磁共振设备(1)的控制装置(13)，具有

-用于将高频脉冲发送到磁共振设备(1)的HF发送天线系统(5)的高频发送装置(15)，

-用于控制磁共振设备(1)的梯度系统(6)的梯度系统接口(16)，

-用于经过磁共振设备(1)的HF接收天线系统(7)接收原始数据的高频接收装置(17)，

-和序列控制单元(14)，其为了在运行中产生检查对象(O)的磁共振照片将序列控制数据(SD)发送到高频发送装置(15)、梯度系统接口(16)和高频接收装置(17)，从而至少

-扩散编码的原始数据(DRD₁,DRD₂)借助具有多个扩散梯度子序列(DMS_i)的扩散梯度测量序列(DMS₁,DMS₂)获取，其中，每个扩散梯度子序列(DMS_i)至少包括以下步骤：

-发送至少一个扩散编码梯度脉冲(GD₁,GD₂)，

-在定义的第一回波时间(TE₁)之后的第一回波(E_I)期间采集k空间区域的原始数据，其中，从中在不同的扩散梯度子序列(DMS_i)期间获取原始数据的k空间区域总共覆盖至少一个预定的k空间，

-在第二回波时间(TE₂)之后的第二回波(E_N)获取确定的导航k空间区域的原始数据，其中所述导航k空间区域对于不同的扩散梯度子序列(DMS_i)是相同的，

-借助具有多个参考子序列(RMS_i,RMS_i′)的参考测量序列(RMS,RMS′)获取参考原始数据(RID₁,RID₂)，其中，每个参考子序列(RMS_i,RMS_i′)包括至少以下步骤：

-在定义的第一回波时间(TE₁)之后的第一回波(E₁,E₁′)期间采集k空间区域的第一参考原始数据(RRD₁)，其中，从中在不同的参考子序列(RMS_i,RMS_i′)期间获取原始数据的k空间区域总共覆盖至少该预定的k空间，

-在第二回波时间(TE₂,TE₂′)之后的第二回波(E₂,E₂′)获取k空间区域的原始数据(RRD₂)，其中，从中在不同的参考子序列(RMS_i,RMS_i′)期间获取原始数据的k空间区域同样总共覆盖至少该预定的k空间，

9.根据权利要求8所述的磁共振设备(1)，具有基本场磁体(4)、HF发送天线系统(5)、梯度系统(6)、HF接收天线系统(7)和控制装置(13)。

10.一种图像数据测量单元(20)，特别是用于按照权利要求8或9的磁共振设备(1)，用于产生检查对象(O)的磁共振照片(IT₂,IT₂*)，具有

-图像数据接口(11)，用于接收基于由第一回波时间(TE₁)之后获取的第一原始数据(RRD₁)重建的第一图像数据(RID₁)，并且用于接收基于由在第二回波时间(TE₂)之后获取的第二原始数据(RRD₂)重建的第二图像数据(RID₂)，

-和图像数据组合单元(12)，用于通过第一图像数据(RID₁)和第二图像数据(RID₂)的几何平均产生具有定义的回波时间(TE_S)的合成的图像数据(IT₂,IT₂*)，所述定义的回波时间(TE_S)处于第一回波时间(TE₁)和第二回波时间(TE₂)之外，特别优选地处于第一回波时间(TE₁)和第二回波时间(TE₂)之间。

11.一种计算机程序产品，其可以直接加载到可编程控制装置(13)的和/或用于磁共振设备(1)的图像数据测量单元(20)的存储器中，具有程序代码段，用于当程序在控制装置(13)和/或图像数据处理单元(20)中运行时执行根据权利要求1至7中任一项所述的方法的所有步骤。

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