CN102998642B - 磁共振设备内检查对象的部分区域的成像方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种用于在磁共振设备（5）内通过多层测量将检查对象（U）的包括至少两个测量层的部分区域（51）成像的方法。部分区域（51）至少部分地布置在磁共振设备的视野的边缘上。在方法中，对于待测量的部分区域（51）的每个测量层的每一个布置在视野边缘上的待优化的体素施加梯度场，且为采集磁共振数据将所述梯度场在多层测量中使用，所述梯度场确定为使得在视野边缘上的部分区域（51）的每个所述的待优化的体素上梯度场非线性和B0场不均匀性抵消。由磁共振数据确定检查对象（U）的部分区域（51）的图像。
Description
技术领域
本发明涉及磁共振设备内检查对象的部分区域的成像方法和为此使用的磁共振设备。
背景技术
在磁共振设备中，磁共振断层图像拍摄的可测量体积由于例如有限的磁场均匀性和梯度场的非线性的物理和技术条件而在所有三个空间方向上受到限制。因此，在体积上限制了拍摄体积，即所谓的视野或“Field of View”（FoV），其中以上所述的物理特征处于预先给定的公差范围内，且因此可以对被检查对象以通常的测量次序进行保真成像。因此界定的视野或“Fieldof View”特别地处在x方向和y方向上，即在垂直于磁共振设备的隧道的纵向轴线的方向上，但明显低于通过磁共振设备的环形通道所界定的体积。在通常的磁共振设备内，环形通道的直径例如为大约60cm，而通常使用的视野的直径近似地为50cm，在所述视野中上述物理特征处于公差范围内。
在磁共振设备的许多应用中，此缺陷-即在磁共振设备的通道的边缘区域内不能对测量对象保真成像-虽然不成为大问题，因为在纯磁共振拍摄中通常可将待检查的对象的区域在磁共振设备内布置为使得此区域不位于隧道的边缘上，而是尽可能处于隧道的中心内在所谓的磁共振设备的共同中心处。但特别地在混合系统中，例如在包括磁共振断层成像设备和正电子发射断层成像设备的混合系统即所谓的MR-PET混合系统中，经常很重要的是也在边缘区域内尽可能准确地确定检查对象的结构。在MR-PET混合系统中，例如人体衰减校正（humane Schwaechungskorrektur）具有重要意义。通过人体衰减校正，确定了在正电子和电子相互作用之后发出的质子在其到达检测器的路径上通过吸收性组织导致的强度衰减，且将接收的PET信号精确地校正此衰减。为此采集磁共振照片，所述磁共振拍摄将被检查对象在通过正电子发射断层成像所发出的高能光子的方向上的完整的解剖结构进行成像。以此，即使在混合系统的隧道的边缘区域内也精确地采集被检查对象的解剖结构。处于此区域内的结构对于被检查的患者而言例如主要是可能布置在混合系统的隧道内壁附近的边缘区域内的手臂。
在磁共振设备的另外的使用中，例如简单地检查特别大的例如肥胖的患者的情况中或在立体定向的、通过图像监测执行的活组织检查或另外的介入的情况中，也可能希望的是可将视野扩展到磁共振设备的通道的边缘区域上。
在同一发明人的申请序号为DE 10 2010 006 431.9的专利申请中提供了用于确定磁共振设备内的检查对象的部分区域的位置的方法。检查对象的部分区域布置在磁共振设备的视野的边缘上。在此方法中，自动确定用于磁共振图像的至少一个层位置，在该层位置中在磁共振设备的边缘上B0场满足预先确定的均匀性标准。此外，在包含了视野边缘上的部分区域的确定的层位置中拍摄磁共振图像。检查对象的部分区域的位置通过在所拍摄的磁共振图像内的部分区域的位置自动地确定。
此外，在现有技术中由Delso等人建议了一种方法，以通过使用未校正的PET数据对身体轮廓进行分段来补偿在磁共振图像中由于视野限制而缺失的信息（G.Delso et al,Impact of limited MR field-of-view in simultaneousPET/MR acquisition,J.Nucl.Med.Meeting Abstracts,2008;49,162P）。
因为磁共振设备的视野限制为这样的体积，在该体积内磁场非均匀性和梯度场非线性处于特定的范围，所以在现有技术中存在不同的校正算法以扩展视野。例如，在如下文献中建议了梯度失真校正（Gradientenverzeichniskorrektur）：Langlois S.et al.，MRI Geometric Distortion:a simple approach to correcting the effects of non-linear gradient fields,J.Magn.Reson.Imaging 1999,9(6),821-31和Doran SJ et al.,A complete distortioncorrection for MR images:I.Gradient warp correction,Phys.Med.Biol.2005Apr 7,50(7),1343-61。此外，在如下文献中建议了相应的B0场校正：ReinsbergSA,et al.,A complete distortion correction for MR images:II.Rectification ofstatic-field inhomogenities by similarity-based profile mapping,Phys.Med.Biol,2005Jun 7,50(11),2651-61。
发明内容
但在现有技术中未已知例如对于在全身MR-PET中的使用特别有利的视野扩展。本发明的任务因此是在通常的视野外的多个测量层上的区域内即例如在磁共振设备的环形通道的边缘区域内提供对被检查对象的结构的合适地保真的成像。
在其中具有B0场不均匀性和梯度场非线性的此边缘区域内的强失真的情况下，通常不可实现磁共振照片内的失真的事后补偿，因为失真的区域在磁共振照片中叠加。因此，本发明的任务另外是在采集磁共振数据的时刻就避免强的失真。
根据本发明，提供了在磁共振设备内将检查对象的包括至少两个测量层的部分区域成像的方法。部分区域至少部分地布置在磁共振设备的视野的边缘上。
在方法中首先由使用者选择待测量的部分区域。在此，可例如选择待测量的测量层的数量及其位置，以及在多层测量中待使用的体素大小（体素：给出测量的最小分辨的检查对象的体积，通常也称为像素、测量位置或测量点）。然后，对部件区域的每个测量层，分别施加对于部分区域的至少一个布置在视野边缘上的待优化的体素的梯度场的梯度，所述梯度确定为使得在视野的边缘上的所述待优化的体素的每个上由于梯度场的非线性所导致的失真以及由于B0场不均匀性所导致的失真抵消。通过对于每个测量层使用所施加的梯度，通过多层测量采集了部分区域的磁共振数据，且由磁共振数据确定了检查对象的部分区域的图像。
在多层测量中利用了如下事实，即回波时间TE显著地短于确定了序列的重复时间TR的第一个被激励的层的恢复周期。因此，可在激励和由此被激励的自旋的恢复之间的时间间隔内激励和测量另外的测量层。因此，可在重复时间TR期间激励和测量多个测量层，这导致了并非不明显的时间节约。如此被测量的测量层相互嵌套。
根据本发明，对于这些测量层的每个使用生成梯度场的梯度，所述梯度确定为使得在每个测量层内的各个待优化的体素上由于梯度场的非线性所导致的失真以及由于B0场不均匀性所导致的失真抵消。因此，也降低了在磁共振设备的视野的边缘区域内的失真。梯度场例如可以是读取梯度场或层选择梯度场。
因为梯度场的非线性取决于梯度场强度而B0场不均匀性与梯度场强度无关，所以可以对于视野内的每个体素将梯度场调节且生成为使得此体素上的梯度场的非线性和B0场不均匀性抵消。以此，对于此体素可避免失真。
在此方面，失真意味着检查对象的预先确定的位置(x,y,z)的信号值，例如在视野边缘上的预先确定的位置处的位置(x,y,z)的信号值在从所采集的磁共振数据确定的检查对象的图像中表现在另外的位置(x,y,z)上。坐标(x,y,z)也称为实际位置，且坐标(x1,y1,z1)也称为失真位置。特别地，在视野的边缘区域内可能出现失真，所述失真不可通过事后的检查对象的图像矫正被补偿，因为例如多个相邻的实际位置可能成像在一个失真位置上，或紧密相互邻靠的失真位置的多个失真位置上。通过产生合适的梯度场在预先确定的位置上或区域上相互消除梯度场的非线性和B0场不均匀性，对此区域不出现失真或出现很低的失真，使得在此区域内可确定检查对象的可用的图像。
根据实施形式，为产生梯度场至少在视野的边缘上的每个希望的体素上确定相对梯度误差。此外，至少对于每个希望的体素确定B0场不均匀性。相对梯度误差和B0场不均匀性例如可通过测量磁共振设备来预先确定。根据相对梯度误差和B0场不均匀性，然后确定且在采集磁共振数据时相应地产生梯度场的梯度。
梯度场的梯度可根据下式确定：
G=-dB0(x,y,z)/c(x,y,z) (1)
其中dB0是在视野边缘处的预先确定位置(x,y,z)处B0场不均匀性，且c是在预先确定位置(x,y,z)处的相对梯度误差。替代位置(x,y,z)，该等式对于体素Voxel(Δx,Δy,Δz)类似地成立。
当曾经测量了磁共振设备时，即对于确定的体素或区域，例如对于在患者手臂预计位于其中的区域确定了相对梯度误差和B0场不均匀性时，可以此以简单的方式确定和产生梯度场的梯度，以可靠地即无失真地可确定在预先确定的体素处的检查对象的图像。
基本上，为产生梯度场，也可在视野边缘上的所选择的体素处确定B0场不均匀性，且将用于产生梯度场的梯度线圈构造为使得在所选择的体素处消除梯度场的非线性和B0场不均匀性。因为例如对于PET衰减校正通常仅需无失真地采集在磁共振设备的视野边缘处上的一些区域，例如预料到患者的手臂处于其内的区域，所以可就此优化梯度线圈，使得在预先确定的梯度场的情况下梯度线圈的不均匀性基本上抵消了在此区域内B0场不均匀性。因此，在此预先确定的区域内可实现检查对象的无失真的成像。
为产生梯度场，原则上也可确定在视野边缘上在选择的位置处的梯度场的非线性，且改变B0场不均匀性使得在所选择的体素上梯度场的非线性和B0场不均匀性抵消。B0场不均匀性的改变例如可通过合适布置所谓的匀场片来调节。因此，至少对于一些预先确定的区域-例如患者的手臂预期处于其内的区域-可实现低失真甚至无失真。
该方法可特别地使用在带有用于容纳检查对象的隧道形开口的磁共振设备内。此磁共振设备的视野的边缘在此情况中包括沿隧道形开口的内表面的外罩形区域。外罩区域例如可具有大约5cm的外罩厚度。如前所述，检查对象的待成像的部分区域可包括患者的处于磁共振设备的视野边缘上的解剖结构，特别是例如包括患者的手臂。优选地，在相对于检查对象的横向平面内采集磁共振数据。
由于低失真，在确定的图像中即使在视野的边缘区域内也具有高质量，以此即使对于可能不靠近磁共振设备的共同中心布置的例如肥胖患者的检查区域，也可通过MR进行检查。此外，确定的图像可在例如立体定向设备的定位中或在执行立体定向介入时被使用，和/或其可在检查对象的确定的图像中可靠地确定部分区域的长度。
根据另外的实施形式，根据检查对象的部分区域的位置确定用于正电子发射断层图像（PET）的衰减校正。由于低失真，从检查对象的图像中可以可靠地确定部分区域（例如手臂）的位置。在正电子发射断层图像中，对于在辐射方向上由于检查对象的结构或解剖结构导致的对于所接收的辐射（光子）的衰减的考虑具有重要意义。通过在磁共振设备的视野边缘上也可确定检查对象的部分区域的位置，实现了在磁共振设备内的检查对象或患者的位置和结构的整体确定，且因此可实现对于正电子发射断层成像的精确的衰减校正。因为衰减校正在此情况中仅基于来自磁共振图像的信息，所以即使以更低强度的累积的PET-示踪物，例如铷也可执行正电子发射断层成像。
磁共振设备的视野边缘上的检查对象的部分区域的位置确定也实现了对于放射治疗计划的支持。
根据本发明，此外提供了磁共振设备，所述磁共振设备包括用于控制带有用于生成B0场的磁体的断层成像仪的控制装置，用于接收由断层成像仪拍摄的信号的接收设备，和用于分析信号且产生磁共振图像的分析设备。磁共振设备可为包括了选择的至少两个测量层的部分区域（该部分区域至少部分地布置在视野边缘内）的布置在磁共振设备的视野边缘上的每个待优化的体素施加每个梯度场的梯度，所述梯度确定为使得在视野边缘上的每个所述体素上梯度场的非线性和B0场不均匀性抵消。检查对象的部分区域例如可位于视野边缘上，对所述部分区域借助于磁共振设备成像。磁共振设备此外构造为使其借助于多层测量通过使用为每个测量层施加的梯度采集部分区域的磁共振数据。磁共振设备从所采集的磁共振数据确定检查对象的部分区域的图像。
磁共振设备可进一步包括正电子发射断层成像仪，且可取决于在磁共振设备内检查对象的确定的图像自动确定对于正电子发射断层成像的衰减校正。
此外，磁共振设备可构造为用于执行前述方法及其实施形式，且因此也包括前述优点。
根据本发明此外提供了计算机程序产品，所述计算机程序产品可存储在磁共振设备的可编程控制器的存储器内。计算机程序产品可特别地包括软件。当计算机程序产品在磁共振设备内执行时，使用此计算机程序产品的程序资源可实施根据本发明的方法的所有前述实施形式。
本发明此外提供了电子可读取的数据载体，例如CD或DVD，其上存储了电子可读取的控制信息，特别是软件。当此控制信息被数据载体读取且存储在磁共振设备的控制单元内时，可使用磁共振设备执行所有根据本发明的前述方法的实施形式。
附图说明
在下文中将参考附图根据优选实施形式解释本发明。
图1示意性地示出了根据本发明的实施形式的磁共振设备。
图2示出了根据本发明的方法的流程图。
图3示出了示例的模拟的失真，读取方向在X方向上，读取梯度不根据本发明产生。
图4示出了示例的模拟的失真，读取方向在X方向上，读取梯度根据本发明产生。
图5示出了如结合根据本发明的方法可使用的示意性序列图。
具体实施方式
图1示出了磁共振设备5的示意性图示（磁共振成像或核自旋断层成像设备）。在此，基本场磁体1产生了时间上恒定的强的磁场以用于检查对象U的检查区域-例如位于台23上且被推入到磁共振设备5内的人体的待检查部分-内的核自旋的极化或定向。对于核自旋共振测量所要求的高的基本场均匀性限定在典型的球形测量体积M内，其中引入了人体的待检查的部分。为支持均匀性要求且特别是为消除时不变的影响，在合适的位置处如需要可匹配地施加了由铁磁性材料制成的匀场片。时变的影响通过匀场线圈2和用于匀场线圈2的合适的控制装置27消除。
在基本场磁体1中插入了圆柱形的梯度线圈系统3，所述梯度线圈系统3由三个部分绕组形成。每个部分绕组由相应的放大器24至26供电以在笛卡尔坐标系的各方向上产生线性梯度场。梯度场系统3的第一部分绕组在此产生了在x方向上的梯度Gx，第二部分绕组产生了在y方向上的梯度Gy，且第三部分绕组产生了在z方向上的梯度Gz。放大器24至26每个包括一个数模转换器（DAC），所述数模转换器由序列控制器18控制以时间正确地产生梯度脉冲。
高频天线4处在梯度场系统3内，所述高频天线4将由高频功率放大器给出的高频脉冲转化为磁交变场，以激励核且将待检查的对象或待检查的对象的区域的核自旋定向。高频天线4包括以例如环形、直线形或矩阵形的线圈布置形式的一个或多个HF发送线圈和多个HF接收线圈。由高频天线4的HF接收线圈也将由进动的核自旋发出的交变场-即通常由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列引起的核自旋回波信号-转化为电压（测量信号），所述测量信号通过放大器7供给到高频系统22的高频接收通道8、8’。高频系统22此外包括发送通道9，其中生成了用于激励核磁自旋的高频脉冲。在此，各高频脉冲由于由设备计算机20提供的脉冲序列而作为复数数列在序列控制器18中表示。此数字数列分别通过数模转换器（DAC）的输入12作为实部和虚部提供到高频系统22内且由该高频系统提供到发送通道9。在发送通道9内，脉冲序列调制到高频载波信号，所述载波信号的基频等于在测量体积内的核自旋的共振频率。通过放大器28将调制的脉冲序列提供到高频天线4的HF发送线圈。
从发送运行到接收运行的切换通过发送-接收切换器6实现。高频天线4的HF发送线圈辐射高频脉冲以激励测量体积M内的核自旋，且通过HF接收线圈扫描作为结果的回波信号。相应地获得的核共振信号在高频系统22的接收通道的第一解调器8’内相敏地解调到中间频率，且在模数转换器（ADC）内被数字化。此信号还被解调到零频率。解调到零频率和分离为实部和虚部在数字域中被数字化之后在第二解调器8内进行，所述第二解调器8通过输出端11将解调的数据输出到图像计算机17上。通过数字计算机17从由此获得的测量数据重构MR图像。测量数据、图像数据和控制程序的管理通过设备计算机20进行，在所述设备计算机20上也可调出地存储另外的信息，例如关于B0场不均匀性和梯度场非线性的数据，或其他的可用于确定的测量的数据，例如根据本发明的用于视野边缘区域的确定的量的体素的确定的梯度。根据利用控制程序的规定，序列控制器18控制了各希望的脉冲序列的生成和k空间的相应的扫描。特别地，序列控制器18在此控制了梯度的时间正确的接通、带有限定的相位幅值的高频脉冲的发送以及核共振信号的接收。由同步器19提供用于高频系统22和序列控制器18的时基。用于产生MR图像的、例如存储在DVD 21上的相应的控制程序的选择以及其他使用者方的输入和所产生的MR图像的显示通过终端13进行，所述终端13包括用于实现输入的输入装置，例如键盘15和/或鼠标16，以及用于实现显示的显示装置，例如显示器14。通过输入装置，使用者例如也可选择待检查的部分区域51，所述部分区域51包括多个测量层，例如两个测量层51.1和51.2。如需要，此外对于部分区域的每个测量层可选择待优化的体素。
也称为Field of View（FoV）的测量体积M在硬件方面通过B0场均匀性和梯度场线性限制。在此测量体积外的测量，即在其内存在B0场不均匀性和梯度场非线性的区域内的测量导致强烈的失真，即检查对象的布置在测量体积M外的区域在磁共振图像中不处在其实际处在的位置，而是处在与之错开的位置。在带有例如60cm的管直径的磁共振断层成像仪中，测量体积M的直径通常为50cm，在带有更大或更小的管直径的磁共振断层成像仪中，测量体积相应地具有更大或更小的值。即，在沿断层成像仪的内周的边缘区域内在大约5cm至例如10cm的区域内出现了失真。但患者的手臂例如处在此区域内。由于失真，手臂的位置或患者的处在视野边缘区域内的另外的检查区域的位置在磁共振照片中被错误地描绘。因此，磁共振照片在此区域内例如不可用于MR-PET混合系统内的人体衰减校正。
在此边缘区域内出现的失真取决于与标称值的场偏移dBg或dB0，且取决于梯度场强度G。此关系从Bakker CJ,et al.,Analysis of machine-dependentand object-induced geometric distortion in 2DFT MR imaging,Magn ResonImaging,1992,10(4):597-608中已知。如下的等式例如描述了带有在z方向上的层选择、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、频率编码方向和层选择方向可自由选择且仅将轴位置与等式匹配即可。
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)描述了实际位置，且坐标(x1,y1,z1)描述了失真的位置。
图3示出了在X方向上的失真的模拟，此时接通了在X方向上的Gx=10mT/m的读取梯度，失真在冠状截面上由于梯度场（图3a）、B0场（图3b）和两个场的叠加（图3c）所导致，以及在横向截面上由于梯度场（图3d）、B0场（图3e）和两个场的叠加（图3f）所导致。在图3中，失真以不同的填充图案表征。其中基本上不存在失真的区域不包含图案，带有正失真的区域被打点，而带有负失真的区域带有阴影线。在各区域内，失真可具有不同的值。在不带有图案的区域内，即在基本上不具有失真的区域内，失真小于例如±1mm。在打点的区域内，失真例如为+1mm至+20mm或甚至更高的正值。在带有阴影线的区域内，失真例如为-1mm至-20mm或甚至更高的负值。失真一般地连续地走向，即失真在区域内从共同中心向外增加，其中图3中的共同中心例如位于x=30，y=30且z=30处。
因为梯度场的非线性dBg随着梯度场强度缩放，所以对于一定的区域或位置的失真可有目的地降低或补偿。如下式所示：
dBgx=c(x,y,z)*Gx （5）
其中c(x,y,z)称为在位置x,y,z处的相对梯度误差，且Gx表示了梯度场强度。但B0场不均匀性不取决于梯度强度而是恒定的。项dBgx/Gx因此是恒定的，且与梯度场强度无关。但项dB0/Gx随梯度场强度可改变。根据本发明，因此将磁场叠加，使得在预先确定的位置上或在预先确定的区域上使得梯度场的非线性和B0场不均匀性相消叠加。这一点在以下例如对于在x方向上的读取梯度以在z方向上的层选择描述。在存在最佳梯度强度Gx_opt时达到所要求的磁场的相消叠加，对此，在预先确定的位置上或在预先确定的区域内的失真为零。在x方向上失真为零时，存在：
x1=x
由此得到
Gx_opt(x,y,z)=-dB0(x,y,z)/c(x,y,z) （6）
如果根据式（6）选择梯度强度Gx，则对于预先确定的位置或预先确定的体积得到了明显放大的视野，即失真在此区域内明显减低。
图4示出了示例的模拟的失真，此时在x方向上带有根据式（6）确定的Gx=4.3mT/m的读取梯度。与图3相比较，图4a示出了由于梯度场导致的在冠状截面内的失真，图4b示出了由于B0场导致的在冠状截面内的失真，且图4c示出了在两个场叠加时在x方向上的失真。相应地，图4d示出了由于梯度场导致的在x方向上在横向截面内的失真，图4e示出了由于B0场导致的在横向截面内的失真，且图4f示出了由于两个场的叠加导致的在横向截面内的失真。在图4c和图4f中箭头分别标记的位置上，梯度场的非线性与B0场的不均匀性恰好这样叠加，使得在此处失真趋于零。
图5示出了如可结合本发明使用的多层测量的序列图的部分。所示的序列图的部分基于2D自旋回波多层测量，其中入射激励脉冲RF1.1且同时接通层选择梯度S1.1。在激励脉冲RF1.1之后，为进行位置编码接通相位编码梯度PE1且在读取方向上接通去相位梯度RO1.1。然后，入射再聚焦脉冲RF2.1且同时又接通将与S1.1相同的层编码的层选择梯度S2.1。
在再聚焦脉冲RF2.1之后在回波时刻处出现了回波信号（未图示），为进行进一步的位置编码，所述回波信号通过接通读取梯度RO2.1被接收天线采集且被磁共振设备存储。激励脉冲RF1.1和再聚焦脉冲RF2.1之间的时间间隔在此等于再聚焦脉冲RF2.1和回波时刻之间的时间间隔。激励脉冲RF1.1和回波时刻之间的时间间隔也称为回波时间TE。
在多层测量中，第一个被激励的层S1.1、S2.1的恢复时间被用于根据待测量的区域来测量另外的测量层。在图示的示例中，在对应于重复时间TR的恢复阶段中，可以激励且测量再两个另外的测量层S1.2、S2.2、S1.3、S2.3。事实上，根据TR和TE还可以在一个重复时间TR内交替地测量明显更多的测量层。
一般地，在此如所图示，分别入射另外的激励脉冲RF1.2、RF1.3且同时接通相应的层选择梯度S1.2或S1.3，其中层选择梯度S1.1、S1.2和S1.3分别将另外的测量层编码。在另外的测量层中，在各激励脉冲RF1.2或RF1.3之后，为位置编码将与第一测量层S1.1、S1.2中相同的相位编码梯度PE1接通，且在读取方向上接通匹配的去相位梯度RO1.2、RO1.3。又通过同时接通层选择梯度S2.2、S2.3入射再聚焦脉冲RF2.2、RF2.3，其中S1.2和S2.2以及S1.3和S2.3又分别将相同的测量层编码。分别在激励脉冲RF1.2、RF1.3之后的回波时间TE之后又出现了回波信号（未图示），为进行另外的位置编码通过接通读取梯度RO2.2或RO2.3以接收天线采集所述回波信号且由磁共振设备将其存储。
如通过双箭头示意性地图示，读取梯度RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3分别在强度和极性上根据以上所述的标准自动地与所属的测量层S1.1、S2.1或S1.2、S2.2或S1.3、S2.3匹配，或精确地与在各测量层中包括的待测量的部分区域的待优化的体素匹配。
为抑制不希望的信号，可在层选择方向SL上和/或在读取方向RO上和/或在相位编码方向PE上此外接通所谓的扰相梯度SP。
在第一激励脉冲RF1.1之后的重复时间TR之后，所图示的序列原则上又重复。通过接通层选择梯度S1.1’入射了新的激励脉冲RF1.1’，其中S1.1’将与第一层选择梯度S1.1相同的测量层编码。在此激励脉冲RF1.1’之后的重复时间中，利用与在第一重复时间TR内测量的测量层相应的测量层，且利用在相同测量层的测量时分别与第一重复时间TR内的读取梯度RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3对应的读取梯度（未再示出）重复图示的序列分别，但利用根据希望的测量体积的另外的相位编码梯度PE。
在一个重复时间TR期间，因此激励且测量了多个测量层。对于这些测量层的每个确定了梯度场，使得在每个测量层内待优化的体素上由于梯度场非线性导致的失真和由于B0场不均匀性导致的失真抵消。
前述方法例如可有利地用于MR-PET混合系统内的人体衰减校正。结合图2所述的方法导致了在更短时间内可测量的放大的基于磁共振的视野，且因此也利用在通常的特定的磁共振设备的视野之外的磁共振数据例如支持了MR-PET衰减校正。
为此，如在步骤201中图示，首先确定磁共振设备的B0场和梯度场，以确定磁共振设备的B0场不均匀性和相对梯度误差。只要B0场和梯度线圈不改变，则此确定例如在磁共振设备安装时执行一次足矣，或在每次改变B0场和梯度线圈之后执行。对于磁共振设备的B0场不均匀性和相对梯度误差所确定的值例如存储在磁共振设备的设备计算机内。
在多层测量开始前，如在步骤202中所图示，例如由使用者选择待测量的包括至少两个测量层的部分区域。对于部分区域的每个测量层，确定被部分区域包括的、布置在视野的边缘区域内的待优化的体素。待优化的体素的确定可自动地通过预先给定的选择标准进行，例如通过对每个测量层将如下体素确定为待优化的体素，即该体素布置为距视野的中心距离最远或布置在带有特别高的B0场不均匀性和/或梯度非线性的位置上。如需要，待优化的体素也可由使用者手动选择。
所选择的部分区域在此至少部分地布置在磁共振设备的视野边缘上，即所选择的部分区域包括布置在视野边缘区域内的体素。在此，使用者例如给出测量层的希望的数量，希望的层厚度Δz及其层位置，以及希望的体素大小（位置分辨率（Δx,Δy，Δz））和待优化的体素的位置。
然后，在步骤203中对于部分区域的每个在视野边缘上的待优化的体素分别施加梯度，所述梯度确定为使得在视野边缘上的所述体素的每个体素上由于梯度场非线性导致的失真和由于B0场不均匀性导致的失真抵消。因为对于多层测量，层选择梯度和读取梯度在每个重复时间TR内同样地接通，因此对于部分区域的每个所选择的测量层的每一个待优化的体素确定且施加了读取梯度的每个最优的梯度强度和梯度极性的阵列。因此，在每个所述的被优化的体素上使梯度场非线性和B0场不均匀性相消叠加。在与所述优化的体素相邻的区域内（与优化的体素相同的梯度接通，除了另外的相位编码梯度PE）以此方式也降低了失真，即使其降低幅度与优化的体素中的幅度不同。
所施加的梯度如上所述根据所存储的相对梯度误差和B0场不均匀性来确定。这可在测量开始前即进行，例如通过对于所有在视野边缘上表现为有意义的体素确定且存储所述的梯度，且供设备计算机使用。但也可构思的是仅在选择待测量的部分区域之后确定梯度。后者在如下情况下是特别有意义的，即当所选择的部分区域内含有视野边缘区域的仅很少被需要的体素且应对其优化时。
通过使用计算的梯度误差，在步骤204中执行测量了所选择的部分区域的多层测量。
在步骤205中，从每个对应于一个测量层的横向的磁共振图像可确定检查对象的位置和横截面。步骤201至205如需要可对于不同的希望的部分区域相继执行，以尽可能精确地但通过多层测量以与多个单独测量相比相对低的时间成本来确定在磁共振设备内的检查对象的整个布置。但通过多层测量获得的、因此也在磁共振设备的视野边缘区域内提供了检查对象的低失真成像的磁共振图像也可用于另外的目的（见上文）。
在步骤206中，从检查对象的确定的位置和确定的横截面确定了用于PET拍摄的衰减校正。最后，可在步骤207中采集PET数据且由此通过使用衰减校正计算PET照片。
因此，多层测量对于每个测量层具有在强度上且在极性上自动计算且使用的匹配的梯度场。以此实现了通过梯度非线性同时在一次测量中和在多个测量层中补偿所存在的B0场不均匀性，且因此在正x方向上和负x方向上将可测量的视野扩展到正常规定的视野之外，以此可通过MR对于直至整个隧道内部空间进行测量。
虽然在前述描述中描述了示例的实施形式，但可在另外的实施形式中实现不同的修改。例如，使用本发明的前述方法也可以实现三维磁共振数据采集。因为在此情况中层选择通过附加的相位编码替代，所以在式（2）至式（4）中的B0项在层选择方向上消失。因此，在以上所述的方法中取消了一个自由度，但所述自由度可互换地（permutativ）补偿。
在前述方法中，通过磁场线圈和梯度线圈产生的磁场的形式被认为是给定的，且为计算最优梯度强度，在希望的位置上的此场缺陷被用于相消叠加。替代地存在如下可能性，即在硬件方面在构造上修改梯度线圈，使得梯度场的非线性最优地与主磁场的不均匀性抵消。相应地，也可通过修改磁场线圈或匀场片将B0场不均匀性与梯度场非线性相协调。
Claims (13)
1.一种用于在至少两个测量层(51.1、51.2)上将磁共振设备内的检查对象的部分区域成像的方法，其中部分区域(51)至少部分地布置在磁共振设备(5)的视野的边缘上，所述方法带有如下步骤：
-选择待测量的部分区域(51)，
-对于每个部分区域(51)的测量层的每一个布置在视野边缘上的待优化的体素施加每一个梯度场的梯度(RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3、PE1、S1.1、S2.1、S1.2、S2.2、S1.3、S2.3)，所述梯度确定为使得在视野的边缘上的所述待优化的体素的每个上由于梯度场的非线性所导致的失真以及由于B0场不均匀性所导致的失真抵消，
-通过使用对于每个待优化的体素施加的梯度(RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3、PE1、S1.1、S2.1、S1.2、S2.2、S1.3、S2.3)，通过多层测量采集部分区域(51)的磁共振数据，和
-由磁共振数据确定检查对象(U)的部分区域(51)的图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中通过所施加的梯度(RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3、PE1、S1.1、S2.1、S1.2、S2.2、S1.3、S2.3)产生的梯度场包括读取梯度场和/或层选择梯度场。
3.根据权利要求1所述的方法，其中所施加的梯度(RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3、PE1、S1.1、S2.1、S1.2、S2.2、S1.3、S2.3)的确定包括：
-确定在视野边缘上的各体素上的相对梯度误差，
-确定在视野边缘上的各体素上的B0场不均匀性，和
-根据相对梯度误差和B0场不均匀性确定所施加的梯度(RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3、PE1、S1.1、S2.1、S1.2、S2.2、S1.3、S2.3)。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，梯度场的梯度G根据下式确定：
G＝-dB0(Δx,Δy,Δz)/c(Δx,Δy,Δz) (1)
其中dB0是在视野边缘上的所选择的体素(Δx,Δy,Δz)上的B0场不均匀性，且c是在视野边缘上的所选择的体素(Δx,Δy,Δz)上的相对梯度误差，其中Δx,Δy,Δz表示位置分辨率。
5.根据权利要求1至4中一项所述的方法，其特征在于，检查对象(U)的部分区域(51)包括患者的布置在磁共振设备(5)的视野边缘上的解剖结构。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，解剖结构包括患者的手臂。
7.根据权利要求1至4中一项所述的方法，其特征在于，磁共振设备(5)具有用于拍摄检查对象(U)的隧道形开口，其中视野的边缘包括沿隧道形开口的内表面的外罩区域。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，外罩区域的外罩厚度为5cm。
9.根据权利要求1至4中一项所述的方法，其特征在于，所述磁共振数据在相对于检查对象(U)的横向平面内被采集。
10.根据权利要求1至4中一项所述的方法，其特征在于，根据检查对象(U)的部分区域(51)的图像确定对于正电子发射断层成像的衰减校正。
11.一种磁共振设备，其中磁共振设备(5)包括基本场磁体(1)，梯度场系统(3)，高频天线(4)，和控制装置(10)，所述控制装置(10)用于控制梯度场系统(3)和高频天线(4)，用于接收从高频天线(4)接收的测量信号，用于分析测量信号且用于产生磁共振图像，且
其中磁共振设备(5)构造为，
-对于每个部分区域(51)的测量层的每一个布置在视野边缘上的待优化的体素施加每一个梯度场的梯度(RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3、PE1、S1.1、S2.1、S1.2、S2.2、S1.3、S2.3)，所述梯度确定为使得在视野的边缘上的所述待优化的体素的每个上由于梯度场的非线性所导致的失真以及由于B0场不均匀性所导致的失真抵消，
-通过使用对于每个体素施加的梯度(RO1.1、RO2.1、RO1.2、RO2.2、RO1.3、RO2.3、PE1、S1.1、S2.1、S1.2、S2.2、S1.3、S2.3)采集部分区域(51)的磁共振数据，和
-由磁共振数据确定检查对象(U)的部分区域(51)的图像。
12.根据权利要求11所述的磁共振设备，其特征在于，磁共振设备(5)构造为执行根据权利要求1至9中一项所述的方法。
13.根据权利要求11或12所述的磁共振设备，其特征在于，磁共振设备(5)此外包括正电子发射断层成像仪，其中磁共振设备(5)构造为用于执行根据权利要求10所述的方法。
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Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102010006431B4 (de) * | 2010-02-01 | 2012-03-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Vorrichtungen und Verfahren zum Bestimmen einer Lage eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts und dessen Struktur in einer Magnetresonanzanlage |
| US8941381B2 (en) * | 2010-05-28 | 2015-01-27 | David Feinberg | Multiplicative increase in MRI data acquisition with multi-band RF excitation pulses in a simultaneous image refocusing pulse sequence |
| DE102011082266B4 (de) * | 2011-09-07 | 2015-08-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Abbilden eines Teilbereichs am Rand des Gesichtsfeldes 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 |
| 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 |
| US9002082B2 (en) * | 2012-12-27 | 2015-04-07 | General Electric Company | Axially varying truncation completion for MR-based attenuation correction for PET/MR |
| DE102013206580B4 (de) * | 2013-04-12 | 2014-11-20 | Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg | Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage |
| DE102014219784B4 (de) * | 2014-09-30 | 2016-06-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Betrieb eines bildgebenden medizinischen Untersuchungsgeräts mit einer Mehrzahl an Teilsystemen |
| BR112017012452B1 (pt) * | 2014-12-15 | 2022-03-15 | Koninklijke Philips N.V. | Método de imageamento por ressonância magnética e dispositivo de ressonância magnética |
| US10175317B2 (en) * | 2016-06-10 | 2019-01-08 | Toshiba Medical Systems Corporation | Quiet MRI using alternating gradient sequence |
| EP3484582B1 (en) * | 2016-07-14 | 2020-01-08 | Koninklijke Philips N.V. | Magnetic resonance imaging guided therapy system |
| EP3491559A1 (en) * | 2016-07-29 | 2019-06-05 | Regeneron Pharmaceuticals, Inc. | Assembly line with integrated electronic visual inspection |
| WO2018175807A1 (en) * | 2017-03-22 | 2018-09-27 | Viewray Technologies, Inc. | Reduction of artifacts in magnetic resonance imaging by creating inhomogeneity in the magnetic field at gradient null position of an mri system |
| DE102017209373A1 (de) * | 2017-06-02 | 2018-12-06 | Bruker Biospin Mri Gmbh | Schnelles Verfahren zur Bestimmung der Position eines ferromagnetischen Partikels oder eines Bündels ferromagnetischer Partikel mit MRI-Systemen |
Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5351006A (en) * | 1992-02-07 | 1994-09-27 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method and apparatus for correcting spatial distortion in magnetic resonance images due to magnetic field inhomogeneity including inhomogeneity due to susceptibility variations |
| US5498963A (en) * | 1994-08-05 | 1996-03-12 | General Electric Company | Correction of geometric distortion in MRI phase and phase difference images |
| CN1714750A (zh) * | 2004-07-01 | 2006-01-04 | 西门子公司 | 磁共振测量层的定位方法 |
| CN101470179A (zh) * | 2007-12-29 | 2009-07-01 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振成像中失真校准的方法和装置 |
| CN101470180A (zh) * | 2007-12-29 | 2009-07-01 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振成像中失真校准的方法和装置 |
| CN102141604A (zh) * | 2010-02-01 | 2011-08-03 | 西门子公司 | 在磁共振设备中确定检查对象的子部位的状态及其结构 |
| CN102144923A (zh) * | 2010-02-04 | 2011-08-10 | 西门子公司 | 用于减小扩散成像中的失真的方法和磁共振设备 |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5005578A (en) * | 1986-12-16 | 1991-04-09 | Sam Technology, Inc. | Three-dimensional magnetic resonance image distortion correction method and system |
| US4876509A (en) * | 1986-12-17 | 1989-10-24 | Resonex, Inc. | Image restoration process for magnetic resonance imaging resonance imaging |
| US4885542A (en) * | 1988-04-14 | 1989-12-05 | The Regents Of The University Of California | MRI compensated for spurious NMR frequency/phase shifts caused by spurious changes in magnetic fields during NMR data measurement processes |
| US5225779A (en) * | 1991-08-28 | 1993-07-06 | Ihc Hospitals, Inc. | Hybrid magnetic aresonance spatial and velocity imaging |
| US5800354A (en) * | 1994-11-23 | 1998-09-01 | U.S. Phillips Corporation | Method of and device for magnetic resonance imaging |
| US5545995A (en) * | 1994-11-29 | 1996-08-13 | General Electric Company | Measurement of geometric distortion in MRI images |
| US6150815A (en) * | 1997-04-10 | 2000-11-21 | The University Of British Columbia | Method of correcting for magnetic field inhomogeneity in magnetic resonance imaging |
| US6265873B1 (en) * | 1999-03-17 | 2001-07-24 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Non-CPMG fast spin echo MRI method |
| US6969991B2 (en) * | 2002-12-11 | 2005-11-29 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Correction of the effect of spatial gradient field distortions in diffusion-weighted imaging |
| DE102005018939B4 (de) * | 2005-04-22 | 2007-09-20 | Siemens Ag | Verbesserte MRT-Bildgebung auf Basis konventioneller PPA-Rekonstruktionsverfahren |
| US8339138B2 (en) * | 2008-10-15 | 2012-12-25 | University Of Utah Research Foundation | Dynamic composite gradient systems for MRI |
| EP2548503A1 (en) * | 2010-05-27 | 2013-01-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging device |
| DE102010044520A1 (de) * | 2010-09-07 | 2012-03-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zum Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage |
| DE102011082266B4 (de) * | 2011-09-07 | 2015-08-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Abbilden eines Teilbereichs am Rand des Gesichtsfeldes eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage |
-
2011
- 2011-09-07 DE DE102011082266.6A patent/DE102011082266B4/de active Active
-
2012
- 2012-09-06 CN CN201210328297.5A patent/CN102998642B/zh active Active
- 2012-09-07 US US13/606,398 patent/US9753113B2/en active Active
Patent Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5351006A (en) * | 1992-02-07 | 1994-09-27 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method and apparatus for correcting spatial distortion in magnetic resonance images due to magnetic field inhomogeneity including inhomogeneity due to susceptibility variations |
| US5498963A (en) * | 1994-08-05 | 1996-03-12 | General Electric Company | Correction of geometric distortion in MRI phase and phase difference images |
| CN1714750A (zh) * | 2004-07-01 | 2006-01-04 | 西门子公司 | 磁共振测量层的定位方法 |
| CN101470179A (zh) * | 2007-12-29 | 2009-07-01 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振成像中失真校准的方法和装置 |
| CN101470180A (zh) * | 2007-12-29 | 2009-07-01 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振成像中失真校准的方法和装置 |
| CN102141604A (zh) * | 2010-02-01 | 2011-08-03 | 西门子公司 | 在磁共振设备中确定检查对象的子部位的状态及其结构 |
| CN102144923A (zh) * | 2010-02-04 | 2011-08-10 | 西门子公司 | 用于减小扩散成像中的失真的方法和磁共振设备 |
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