CN103033785A - 用于确定磁共振数据的方法和磁共振设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种在具有基本磁场的磁共振设备的部分区域中用于采集检查对象的多层的磁共振（MR）数据的方法，其中，所述部分区域沿着第一方向（A）位于磁共振设备的视野边缘处。该方法包括这样产生具有其位置依赖性的非线性的第一梯度场，使得在所述部分区域（51）中该非线性补偿基本磁场的空间非均匀性，和沿着第一方向（A）多次定位所述检查对象，使得检查对象的垂直于第一方向（A）的多个层（60,61,62）先后包括所述部分区域（51），和利用拍摄序列（65）对于这些层（60,61,62）的每个采集磁共振数据。

Description

用于确定磁共振数据的方法和磁共振设备

技术领域

本发明涉及用于确定磁共振数据的一种方法和一种磁共振设备。

背景技术

磁共振断层造影（MRT）是一种可以拍摄二维（2D）或三维（3D）图像数据组的成像方法，所述图像数据组可以以高的分辨率对受检人员内部的结构，特别是软组织成像。在MRT中将检查对象中的质子的磁矩在基本磁场中对齐。通过入射高频脉冲可以将核自旋从对齐的位置，即，静止位置，或者其他状态偏转或激励。然后借助一个或多个高频（HF）线圈来探测激励的磁化的时间演变。

通过施加层选择梯度在入射高频脉冲的情况下仅激励检查对象的、其中满足由于局部磁场强度引起的共振条件的层中的核自旋。可以通过施加至少一个相位编码梯度以及频率编码梯度在读出或信号探测时间段期间进行其他位置编码。由此可以获得受检人员的多层的MR照片。借助合适的显示方法可以为了诊断提供以三维MR图像形式的受检人员的确定区域的所谓（3D）影像。

但是典型地在磁共振（MR）设备中可测量体积由于物理的和技术的条件，诸如基本磁场的有限的均匀性和梯度场的非线性而受到限制。由此测量区域，即所谓的视野或“Field of View”（FoV）被限制到一个体积，在该体积中上面提到的物理特征处于预先给出的容差范围内部并且由此可以利用通常的测量序列进行待检查的对象的忠于原始的成像。这样的受限的视野特别是在x和ｙ方向上，即垂直于磁共振设备的环形隧道的纵轴，远远小于磁共振设备的环形隧道限制的体积。在通常的磁共振设备中环形隧道的直径例如大约为60cm，而通常使用的视野的直径（在该视野中上面提到的物理特征处于容差范围内）例如为50cm。

在视野外部会发生基本磁场的均匀性的明显偏差。拍摄的MR图像在相应的区域中显示失真。存在不同的应用，在这些应用中需要高的位置忠实程度，即，MR图像数据的失真小。

例如对于混合系统，诸如由磁共振断层造影和正电子发射断层造影组成的混合系统，即所谓的MR-PET混合系统，重要的是，也能尽可能精确确定边缘区域中的检查对象的结构。对于MR-PET混合系统，例如人衰减校正具有关键意义。利用人衰减校正，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，并且将所接收的PET信号精确地校正此衰减。为此采集磁共振数据，所述磁共振数据对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尽可能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。

需要高的位置保真的其他应用情况是基于MR的介入、对于辐射治疗设备的基于MR的辐射规划、全身MR应用诸如在MR肿瘤学和MR血管造影中特别是在使用短磁体的情况下，所述短磁体具有特别有限的FoV，和后处理应用诸如利用高位置保真的成像方法诸如计算机断层造影或PET的“composing，构图”或“fusion，融合”。

为了扩展视野在文献中例如已知使用为了位置编码而在拍摄MR数据时使用的梯度场的非线性来补偿基本磁场的非均匀性的方法。为了拍摄三维MR图像需要拍摄多个层的MR数据。但是因为基本磁场的非均匀性是取决于位置的，所以利用公知的方法在多个位置上的补偿是复杂的或很难的。例如在各个层之间产生间隙，关于该间隙不能获得MR信息并且由此必须插值。这限制了产生视野扩展的三维MR图像的可能性。

发明内容

相应地，存在提供一种用于在MR设备的视野边缘处的部分区域内拍摄检查对象的多层的MR数据的改进的方法的必要性。

按照一个方面，提供了一种在具有基本磁场的磁共振设备的部分区域中用于采集检查对象的多层的磁共振（MR）数据的方法。在此，部分区域沿着第一方向位于磁共振设备的视野边缘处。该方法包括这样产生具有其位置依赖性的非线性的第一梯度场，使得在部分区域中该非线性补偿基本磁场的空间非均匀性。该方法还包括检查对象沿着第一方向的多个定位，从而检查对象的垂直于第一方向的多个层先后包括所述部分区域。该方法还包括利用拍摄序列对于这些层的每个采集磁共振数据。

可以沿着第一方向布置磁场。这一点典型地对于超导线圈磁体是这样，在所述超导线圈磁体中磁场沿着线圈轴取向。检查对象然后位于磁体内部的管中。也可以沿着与线圈轴平行的方向例如通过移动检查台或卧榻定位检查对象。例如部分区域可以具有沿着第一方向的伸展，从而同时多个层包括该部分区域。

但是还可以使用其他结构形状的磁体。除了通常的隧道形磁体结构形状具有水平延伸的基本磁场方向的还存在磁体结构形状，在所述磁体结构形状情况下超导磁体、电磁体或永久磁体的磁极互相平行相对设置。基本磁场的方向在此通常在垂直方向上延伸。在这样的基本磁场配置中还发生在基本磁场的边缘区域的非均匀性。然后检查对象的定位必须相应地另外地匹配到部分区域的位置。

用于产生整个MR图像的测量序列的部分可以称为拍摄序列，其对于拍摄确定的层的MR数据来说是必要的。在此层例如意味着位于与定位的方向，即第一方向横向的层。

基本磁场的非均匀性通过第一梯度场的非线性的补偿表示一种状态，在该状态中非均匀性这样地通过非线性被抵消或去除，使得在此基础上的MR图像不再呈现失真或者说失真小于确定的阈值。失真在此意味着，检查对象的预先确定的位置(x,y，z)处的，例如在前面描述的视野边缘上的预先确定的位置处的图像点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，即MR图像中出现在另外的位置(x₁,y₁,z₁)上。坐标(x,y,z)也称为实际位置，并且坐标(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基本磁场不均匀性，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。在此，磁共振设备的视野例如表示其中基于MR数据的MR图像的失真小的范围。

基本磁场的非均匀性的补偿在此可以对于部分区域进行，该部分区域仅在离开磁共振设备的视野边缘的方向上延伸。如果磁共振设备是具有在超导磁体的范围内的水平延伸的定义了第一方向的管的磁共振设备，则该部分区域在水平层面中例如位于关于管（平行于第一方向）的线圈轴或中央轴的一个侧面上。但是还可以进行对于部分区域的补偿，该部分区域由两个不相交的体积组成，所述体积在水平层面中在管的中央轴的两侧向外离开视野的边缘延伸。然后可以对于两侧进行对于PET拍摄的衰减校正。允许部分区域（该部分区域在两个不同位置处与MR设备的视野相邻）中的补偿的这样的拍摄序列典型地包括两个180°反转脉冲和两个自旋回波（双自旋回波）的拍摄。

按照目前讨论的方面的补偿特别允许产生三维MR图像，该图像具有MR图像的整个区域中的失真校正，所述区域在拍摄MR数据时分别位于部分区域内部。例如部分区域沿着第一方向可以仅具有少数几个厘米，例如5cm的伸展。这一点的原因可以是，基本磁场的空间非均匀性具有沿着第一方向的变化。通过第一基本场的非线性的校正然后总是仅对于沿着第一方向的确定的区域是可能的。但是如果相应于目前讨论的方面产生具有沿着第一方向的深度的三维MR图像，该深度大于部分区域的相应伸展，例如20cm，则尽管如此仍可以确保沿着整个深度使得失真被校正。这样的三维MR图像具有扩展的视野的例如可以用于MR-PET混合系统中的人衰减校正。然后可以在三维MR图像的整个区域上进行人衰减校正。

还可以对于所有层当各个层包括了所述部分区域时采集所有所属的MR数据。如果当各个层沿着第一方向例如布置在部分区域沿着该方向的伸展内部时采集所有MR数据，则确保了在对于不同层采集的MR数据中的失真被补偿。

在此定位特别可以沿着在两个属于不同的层的拍摄序列之间的第一方向进行并且在拍摄序列期间被中断。这意味着，在拍摄序列遍历期间不进行例如MR设备的检查台和由此检查对象的运动。这一点特别允许在成像期间的稳定的系统参数和由此大的信噪比。

相反，还可以的是，所述定位沿着第一方向持续地并且连续以恒定的速度进行。

在此可以这样选择该恒定速度，使得当所述层包括了所述部分区域时然后拍摄一层的所有MR数据。

如果所述定位连续地并且持续地以恒定速度进行，则这意味着，检查对象在时间间隔期间，例如在拍摄序列期间向前移动相应的时间间隔。所述定位的速度越高，则检查对象在确定的时间段期间向前移动的确定的长度越大。典型地对于MR数据的拍摄序列通过确定的所需时间段表示。该时间段可以根据测量序列的参数强烈改变。确定的测量序列需要对于各个层的MR数据的采集的更长的拍摄序列。其他测量序列优化为需要对于执行拍摄序列的特别短的时间段。

在此可以如下来匹配检查对象的定位速度，使得确定的长度，即，在拍摄序列遍历期间检查对象移动的长度，小于部分区域沿着第一方向的伸展。部分区域沿着第一方向的伸展典型地通过系统引起的参数，诸如磁共振设备的结构形状来确定。一般很难或只能成本高地影响这些参数。

另一方面可以典型地相对简单地影响拍摄序列的持续时间和检查对象的定位速度。然后可以将二者这样相互调谐，使得确定的长度和部分区域沿着第一方向的伸展处于大约相同的大小或者确定的长度小于部分区域沿着第一方向的伸展。

还可以的是，对于至少两个层的拍摄序列在时间上重叠。例如包括了用于采集对于不同层的MR数据的多个拍摄序列的测量序列构造为所谓的“交织的”测量序列。交织的测量序列表示如下的MR测量序列，在所述MR测量序列情况下用于不同的层的拍摄序列在时间上重叠。例如对于不同的拍摄序列可以交替地扫描k空间的确定的位置。

但是，在此不必同时响应或读出多于一个层的横向磁化。但是与此相关地还可以在例如所谓的“复用”测量序列的范围内同时利用多层的横向磁化。例如层的激励通过相应构造的脉冲同时进行或信号的探测同时对于多层进行。

此外，可以通过定位与拍摄序列的时间调谐确保，当一层包括了部分区域时，磁共振数据的位置编码通过对于所有层同时预先确定的位置的第二梯度场来编码。

第二梯度场例如可以引起与在激励脉冲和信号探测之间的第一方向垂直的位置的相位编码。

例如由此可以进行定位和拍摄序列的同步，使得在磁共振设备的对称中心中通过第二梯度场的位置编码获得在k空间的位置频率空间中心附近的位置频率空间数据。这导致，在磁共振设备的中心中，即对称中心，在那里例如信噪比取特别大的值，获得靠近k空间中心的MR数据点。但是还可以进行在定位和位置编码之间的其他对应。

特别地，按照目前讨论的方面的定位还可以这样包括MR数据的通过第二梯度场的位置编码与沿着第一方向的位置的对应，使得在沿着第一方向的不同位置上通过第二梯度场的位置编码对不同的位置编码。这意味着在并行进行不同的拍摄序列期间检查对象的重复的，例如连续的定位。总是当一层取沿着定位的方向（第一方向）的确定位置时，确定，扫描k空间中与该位置唯一对应的点。这实现了，k空间中相同区域具有基本磁场的非均匀性的相同程度的补偿和由此相似程度的失真。

此外，磁共振设备的对称中心可以是关于第一方向与部分区域相同高度。对称中心典型地表示超导磁体的几何中心，超导磁体例如线圈形式地围绕MR设备的管缠绕。那里预计基本磁场的均匀性的特别高的值，或特别大的信噪比。值得努力的是，例如将部分区域的中心布置在沿着第一方向的位置上，所述位置等于对称中心沿着第一方向的位置，因为然后可以对于特别大的部分区域进行基本磁场的非均匀性的补偿。之所以可以这样，是因为基本磁场的非均匀性的改变沿着第一方向靠近对称中心可以是特别小的。

第一梯度场可以通过在激励脉冲期间或在信号探测期间沿着第一方向或垂直于第一方向的频率编码引起MR数据的位置编码。典型地为了MR数据的位置编码进行频率编码（层选择梯度）和读出编码（读出梯度）。对确定的体积元素的选择在此通过核自旋的进动频率的频率编码进行。

按照目前讨论的方面的该方法还可以包括在部分区域中第一梯度场的相对梯度误差的确定，所述相对梯度误差从非线性与线性情况的偏差作为第一梯度场的梯度强度的函数得出。其还可以包括基于相对梯度误差和位置非均匀性确定部分区域中基本磁场的位置非均匀性和梯度强度。通过相对梯度误差和基本磁场的非均匀性的确定或测量可以通过合适选择梯度强度进行在此基础上的补偿。梯度强度在此表示空间上的梯度场改变率。

此外，第一方向可以垂直于检查对象的层。例如当检查对象沿着超导基本磁体的线圈轴布置时，则其定位沿着线圈轴进行。层然后相应于检查对象的横向层面。

此外对于正电子发射断层造影的衰减校正可以根据来自于部分区域的MR数据来确定。因为例如患者的手臂可以位于部分区域中，所以由此可以进行特别精确的衰减校正。这之所以这样，是因为在该例子中涉及手臂的MR数据由于补偿而不具有或仅具有小的失真。

按照另一方面，提供了一种在具有基本磁场的磁共振设备的部分区域中用于采集检查对象的多层的MR数据的磁共振设备，其中该部分区域位于磁共振设备沿着第一方向的视野的边缘。磁共振设备包括梯度系统，其配置为这样产生具有其位置依赖性的非线性的第一梯度场，使得在部分区域中非线性补偿基本磁场的空间的非均匀性。MR设备还包括具有其上布置的检查对象的沿着第一方向运动的卧榻，其配置为，将检查对象沿着第一方向多次定位，从而检查对象的垂直于第一方向的多个层先后包括所述部分区域，和接收系统，其配置为，利用拍摄序列采集对于这些层的每一层的磁共振数据。

利用具有这样的特征的磁共振设备可以实现相应于关于相应的方法在前面描述的效果。

附图说明

本发明的上述特点、特征和优点以及如何实现它们的方式结合以下对实施例的描述将变得更清楚和容易理解，结合附图详细描述所述实施例，其中，

图1示意性示出按照本发明的实施方式的磁共振设备，

图2示出MR数据的失真与取决于MR设备内部的位置的依赖关系，

图3示出检查对象的定位与拍摄序列的执行的同步，

图4示出检查对象的定位与拍摄序列的执行的同步，

图5示出检查对象的定位与拍摄序列的执行的同步，

图6示出检查对象的定位与拍摄序列的执行的同步，

图7示出用于采集在视野边缘处的部分区域中检查对象的MR数据的方法的流程图，

图8示出用于采集在视野边缘处的部分区域中检查对象的MR数据的方法的流程图，

图9示出基于无非均匀性补偿并且具有强失真的测量数据的三维MR图像，并且

图10示出基于具有非均匀性补偿无强失真的测量数据的三维MR图像，并且

图11示出层关于部分区域的定位。

具体实施方式

图1示出了（MRT或核自旋断层造影设备的）磁共振（MR）设备5。在此基本磁体1产生时间上恒定的强基本磁场，用于极化或对齐检查对象U，诸如位于检查台23上并且被推入磁共振设备5中的人体的待检查的部位的检查区域中的核自旋。基本磁场通过超导线圈产生。线圈轴沿着方向A布置。在线圈内部构造管，在该管中检查台23可以运动。检查台沿着用A表示的方向运动（用B表示与之垂直和在的水平层面中的方向）。基本磁场的最大的分量在图1中也指向方向A。对于核自旋共振测量所需的基本磁场的高均匀性在典型的球形测量体积M中定义，人体的待检查的部位被引入到该测量体积中。例如测量体积M可以包含MR设备5的对称中心50。对称中心可以位于基本磁场的线圈轴上。测量体积M也可以称为视野。

为了支持均匀性要求和特别地为了消除时间不变的影响，在合适的位置安装由铁磁性材料构成的所谓匀场片。时间变化的影响通过匀场线圈2和对于匀场线圈2的合适的控制器27来消除。

在基本磁体1中采用圆柱形梯度线圈系统3，其由三个部分绕组组成。每个部分绕组由一个相应的放大器24-26提供电流用于在笛卡尔坐标系的各自的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x方向的梯度G_x，第二部分绕组产生y方向的梯度G_y并且第三部分绕组产生z方向的梯度G_z。放大器24-26分别包括一个数字模拟转换器（DAC），其由序列控制器18控制用于时间正确地产生梯度脉冲。

在梯度场系统3内部具有高频天线4，其将由高频功率放大器输出的高频脉冲转换为磁交变场用于激励核和对齐待检查的对象的或对象的待检查的区域的核自旋。高频天线4由一个或多个HF发送脉冲和以线圈的例如环形、线性或矩阵形的布置的形式的多个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输出的交变场，即通常由包括一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲的脉冲序列引起的核自旋回波信号转换为电压（测量信号），其经过放大器7传输到高频系统22的高频接收通道8、8′。高频系统22还包括发送通道9，在该发送通道中产生用于激励核磁共振的高频脉冲。在此，各自的高频脉冲由于由设备计算机20预先给出的脉冲序列在序列控制器18中数字地作为复数的序列示出。该数字序列作为实部和作为虚部分别经过输入端12传输到高频系统22中的数字模拟转换器（DAC）并且由其传输到发送通道9。在发送通道9中将脉冲序列调制到高频载波信号上，其基频相应于测量体积中的核自旋的共振频率。通过放大器28将调制的脉冲序列传输到高频天线4的HF发送线圈。

发送运行到接收运行的切换通过发送接收转接器6进行。高频天线4的HF发送线圈将用于激励核自旋的高频脉冲入射到测量体积M中并且通过HF接收线圈扫描所产生的回波信号。相应获得的核自旋信号在高频系统22的接收通道的第一解调器8′中相位敏感地解调到中频并且在模拟数字转换器（ADC）中被数字化。该信号还被解调到频率零。到频率零的解调和到实部和虚部的分离在数字域中数字化之后在第二解调器8中进行，其将解调的数据经过输出端11输出到图像计算机17。通过图像计算机17从这样获得的测量数据中重建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。

根据利用控制程序的规定，序列控制器18控制分别期望的脉冲序列的产生和在拍摄序列的范围内k空间的相应扫描。特别地，序列控制器18在此控制梯度的时间正确的接通、具有定义的相位振幅的高频脉冲的输出以及核自旋信号的接收。此外，序列控制器8还可以控制检查台23的运动和由此在测量体积M内部检查对象U的定位。例如以概念“continuously moving table，连续移动检查台”或“syngo TimCT”公知一种方法，在该方法中进行MR数据采集和检查台23的定位的同步。

对于高频系统22和序列控制器18的时间基础由合成器19提供。用于产生MR图像的相应的控制程序（所述程序例如存储在DVD 21中）的选择，以及所产生的MR图像的显示通过终端13进行，所述终端包括键盘15、鼠标16和显示器14。

也称为Field of View(FoV)或视野的测量体积M在硬件方面受到基本磁场均匀性和梯度场的线性限制。在该测量体积外部（也就是在其中基本磁场具有非均匀性并且梯度场具有非线性的区域中）的测量导致强失真，即，检查对象的布置在测量体积M的外部的部位在磁共振图像中看起来不是在其实际上所位于的位置上（例如关于测量体积），而是位于与之偏移的位置。对于具有例如管直径60cm的磁共振断层造影设备，测量体积M通常具有例如50cm的直径，即，在沿着断层造影仪的内周的边缘区域中在大约5-10cm的区域内放大地出现失真。但是例如患者的手臂可能位于该区域中。由于该失真，患者的手臂的位置在磁共振照片中错误地再现。由此在该区域中的磁共振照片很差地可应用于MR-PET混合系统中的人衰减校正。

利用在图1中示出的MR设备可以测量在位于边缘FoV的部分区域51中的基本磁场的非均匀性。例如部分区域可以从FoV向外延伸并且接触FoV的边缘。基于基本磁场的非均匀性的知识于是可以这样确定梯度场，例如（在应用HF脉冲期间被施加的）频率编码梯度场或（在信号探测时间段期间被施加的）读出梯度场的大小，使得梯度场的非线性恰好抵消基本磁场的非均匀性。这一点在以下示例性解释。

前面提到的特别地在外罩区域中或边缘区域10中出现的失真，取决于与基本磁场强度B₀的理想值或标准值的偏差dB_g或dB₀以及取决于梯度场强G。以下等式示例性描述了具有在z方向的层选择，在y方向的相位编码和在x方向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并且仅将轴位置与等式匹配。

z₁=z+dB_gz(x,y,z)/G_z+dB₀(x,y,z)/G_z    (2)

x₁=x+dB_gx(x,y,z)/G_x+dB₀(x,y,z)/G_x    (3)

y₁=y+dB_gy(x,y,y)/G_y    (4)

坐标x,y,z表示实际的位置并且坐标x₁,y₁,z₁表示失真的位置。

因为梯度场的非线性dB_g随着梯度场强缩放，所以有针对地缩小或补偿对于确定的区域或位置的失真，如以下示出。成立：

dB_gx=c(x,y,z)·G_x    (5)

其中c(x,y,z)表示在位置x,y,z处的相对梯度误差并且G_x表示梯度场强。但是，B₀场非均匀性独立于梯度强度是恒定的。dB_gx/G_x项由此是恒定的并且独立于梯度场强。但是dB₀/G_x项是随着梯度场强可变的。按照本发明由此这样叠加磁场，使得在预先确定的位置或预定的区域，梯度场的非线性和B₀场非均匀性破坏性地叠加。这一点在以下示例性地对于在x方向的读出梯度与在z方向的层选择来描述。当存在最佳梯度强度G_{x_opt}时实现磁场的所要求的破坏性叠加，对于所述梯度强度，在预定的位置或在预定的区域内部的失真为零。在为零的失真的情况下在x方向上成立：

x₁=x

由此得出：

G_{x_opt}=-dB₀(x,y,z)/c(x,y,z)    (6)

如果如在等式（6）中描述的那样选择梯度场强G_x，则对于预定的位置或预定的区域得出一个明显放大的FoV，即，失真在该区域中强烈降低。

例如在图2中示出了失真V与沿着在图1中表示的方向B的位置的依赖性。方向B垂直于方向A并且位于水平层面中。在图2中无相应补偿的失真V通过实线示出。例如对称中心50当中地布置在测量区域M内部（剖面地示出）。在测量区域M内部失真V类似地具有小的值，例如<0.001m。对于沿着方向B位于测量区域M外部的点，对于与对称中心50的更大距离失真V增加。典型的失真例如可以为0.01至0.02m。部分区域51向外连接到测量区域M（图2中左侧示出）。

在部分区域51内部可以通过梯度强度的相应选择，即，基本磁场的非均匀性的补偿，校正失真。失真V与沿着方向B的位置的相应的依赖性在图2中利用虚线示出。其中失真V通过合适补偿被最小化（例如小于阈值）的区域确定了部分区域51的伸展。应当清楚的是，部分区域51的精确位置和伸展取决于不同的参数，例如基本磁场的非均匀性的种类和强度、梯度场的非线性等。如果基本磁场的非均匀性例如相对小，则可以通过相应补偿获得更大的部分区域51。

虽然在图2中仅示出在轴B的一侧（在图2中在左侧示出）通过补偿基本磁场的非均匀性来校正失真，如上所述，还可以在测量区域M的两个边缘（在图2中在测量区域M的左侧和右侧）通过相应的拍摄序列随后进行失真校正。这样的拍摄序列典型地包括两个180°反转脉冲和两个自旋回波的拍摄。

图2中示出了沿着图1的方向B的片段。失真V显示在测量区域M（即在视野）外部沿着方向B的强烈依赖性。典型地，失真V还显示沿着方向A（在图2在未示出）的依赖性。方向A在图1中描述了在管内部沿着线圈轴的方向和由此也是MR设备的主磁场的方向和并行于检查台的定位的方向。

该依赖性导致，对于沿着方向A的确定的位置计算的基本磁场的非均匀性的补偿仅对于沿着方向A的确定长度具有有效性。即，部分区域的伸展在方向A中受到限制。这样的确定的长度取决于磁共振设备的特殊结构形状可以例如为5cm。然后一般不能简单实现，确定梯度场的大小，使得可以同时补偿沿着方向A的多个点的非均匀性。为此参见以下图9，在该图中产生三维MR图像，其覆盖20cm深度，即，大于部分区域的沿着方向A的伸展并且包含相应的失真。

换言之：可以实现FoV的扩展的部分区域51在其沿着方向A的伸展方面受到基本磁场的非均匀性本身的变化的限制。

但是尽管如此为了产生三维MR图像，值得期望的是，对于沿着方向A的不同位置获得MR图像。这些图像例如在后面可以用于MR-PET混合系统中的人衰减校正。在按照图1的MR设备中为此这样配置序列控制器18，使得与对实际的拍摄序列（HF脉冲、磁场梯度、信号探测）的不同组成部分的控制在时间上一致地也移动检查台23。于是可以在不同的时刻将检查对象U的不同位置定位在测量体积M的边缘处的部分区域51内部。通过合适的定位，如参考以下的附图描述的那样，可以对于检查对象的沿着方向A的不同位置拍摄MR图像。但是因为仅对于具有沿着定位的方向有限的伸展的部分区域进行基本场非均匀性的补偿，所以必要的是，相应地构造定位和拍摄序列的同步。这一点在以下解释。

一种用于同步拍摄序列和检查台23的定位的可能性例如在于分别交替地进行定位和用于拍摄所有属于一层的MR数据的拍摄序列。这样的情况在图3中示出并且在以下详细讨论。在图3中检查台23的或检查对象U的位置作为时间的函数示出。将检查台23沿着方向A如在图1中定义的那样移动或定位。检查台的定位通过位置A随时间的改变在图3中可以看出。执行三个拍摄序列65，以拍摄位于部分区域内部的各个层的MR数据，对于所述部分区域计算了基本磁场的非均匀性的补偿。因为在两个拍摄序列65之间分别改变检查台23的位置A，所以可以这样从不同的层拍摄MR数据。基于这样的MR数据例如可以产生三维MR图像。

通过交替定位和执行拍摄序列65，如在图3中所示，可以这样拍摄对于不同层的MR数据，使得在数据拍摄的时刻层总是位于部分区域内部，对于该部分区域分别拍摄MR数据。这导致，对于在部分区域内部通过梯度场的非线性相应补偿基本磁场的非均匀性的情况下可以实现，对于每个拍摄的层扩展视野，即测量区域M。

虽然关于图3解释了实施例，在该实施例中与拍摄序列的执行交替地进行了检查台的定位，但是还可以进行检查台23沿着方向A的定位的连续改变。这一点在以下参考图4描述。

图4示出了其中持续地并且连续地以恒定的速度进行检查台沿着方向A的位置的情况。这一点在图4中通过如下事实表达，即，描述了沿着方向A的位置的直线的斜率是恒定的。执行用于采集不同层的MR数据的三个拍摄序列65。这三个拍摄序列65先后执行，从而在前面的拍摄序列65已经结束之后开始一个拍摄序列65。也就是说拍摄序列65串行地而不是并行地执行。

这样来同步拍摄序列65和检查台沿着方向A的定位，使得确保，总是当各自的层位于部分区域内部时利用拍摄序列65拍摄一层的MR数据，对于所述部分区域进行了基本磁场的非均匀性的校正。这意味着，在检查台A的连续运动的情况下一层例如驶过部分区域或者其位置关于部分区域的中心改变。部分区域的（或检查对象的）运动在拍摄序列65的持续时间期间在图4中用dz表示。例如可以的是，伸展dz小于部分区域沿着方向z的伸展。然后可以在如下时刻利用拍摄序列拍摄一层的所有MR数据，在该时刻部分区域位于各自的层的内部或所述层包括了各自的部分区域。

可以通过匹配检查台的定位的速度来改变伸展dz。例如可以减小检查台的定位速度，这在图4中相应于直线的减小的斜率。由此也缩小了描述了沿着方向A的长度的伸展dz，检查对象在执行（具有固定的持续时间的）拍摄序列65期间移动该长度。

特别地还可以这样大地选择检查台的定位速度，使得伸展dz例如大于部分区域沿着方向A的伸展。于是不拍摄在部分区域内部的一层的所有MR数据。但是足够的是，当一层包括了部分区域时，拍摄该层的MR数据的重要部分。例如重要部分可以表示各自的层的所有MR数据的70%或者表示靠近k空间中心布置的那些数据。这一点在下面参考图6详细讨论。

另一种涉及连续定位检查台或检查对象的可能性首先在图5中示出。如从图5可以看出的，在该实施例中持续地并且连续地以恒定的速度进行检查台的定位。这一点由于描述了位置A与时间的依赖关系的直线的保持相同的斜率而是明显的。这一点已经参考图4解释了。与参考图4讨论的实施例不同的是，特别地可以这样执行分别拍摄对于不同层的MR数据的拍摄序列65，使得其至少部分地在时间上重叠。这一点在图5中图形地表示，即，三个示出的拍摄序列65的时间上的伸展在时间上重叠。

例如专业人员公知被已知为“交织的”测量序列的方法。交织的测量序列表示MR测量序列，其中对于不同层的拍摄序列在时间上重叠。例如对于不同的拍摄序列交替地扫描k空间的确定的位置。例如，可以首先对于第一层在第一拍摄序列的范围内扫描k空间的第一区域，然后对于第二层在第二拍摄序列的范围内扫描k空间的相应的第一区域，然后对于第一层在第一拍摄序列的范围内扫描k空间的第二区域并且然后对于第二层在第二拍摄序列的范围内扫描k空间的该第二区域。

虽然在这样的交织的测量序列中两层的横向磁化不同时用于成像，但是还可以，在例如所谓的复用测量序列的范围内同时使用多层的横向磁化。例如磁化的进动的激励或探测可以通过相应构造的脉冲同时进行。

专业人员公知例如以同义词“Generalized autocalibrating partially parallelacquisitions”（GRAPPA）的为此的方法。对于不同层的MR数据的区分例如在GRAPPA的情况下通过使用例如以线圈形式的多个高频天线进行，其中不同的高频天线具有不同的位置敏感性。不同地拍摄的MR数据然后具有不同位置的信号分量，其中通过使用合适的计算运算可以将属于不同位置的信息分离。

其他相应的方法对于专业人员来说以名称“Sensitivity Encoding”（SENSE）、“Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics”（SMASH）和“Controlled Aliasing in Parallel Imaging Results in Higher Acceleration”（CAIPIRINHA）公知。在这些方法中的一些方法中可以通过如下进行MR成像的进一步加速，即不是扫描k空间的所有点。这意味着，在数据采集期间有针对地相对于最大可实现的测量分辨率降低测量分辨率。进行k空间的欠扫描。由此获得减少的MR数据组。减少系数可以表示欠扫描。如果减少系数例如为四，则k空间中测量点密度以系数四降低。存在在给定的减少系数的情况下执行k空间的欠扫描的不同的可能性。进行欠扫描的方式表示为欠扫描方案。例如，可以确定欠扫描方案，采集哪些数据点并且按照哪个顺序采集数据点，即，k空间中的数据采集的轨迹。在综合不同线圈的数据之前可以重建减少的MR数据组，从而获得重建后的MR数据组。所述重建通过对每个线圈的减少的MR数据应用重建核来进行。

在图5中示出了拍摄序列65的部分地时间重叠。在执行如前所述的层复用测量序列的情况下，不同层的拍摄序列65也可以完全并行地执行。这意味着，起始时刻和结束时刻对于所有拍摄序列65来说是相同的。

特别地，也可以在拍摄部分区域（对于该部分区域进行了基本磁场的非均匀性的补偿）中的MR数据的范围内进行这样的复用测量序列。由此涉及各个层的MR数据的拍摄的各个拍摄序列65的测量持续时间被缩短。如参考图4示出的，这一点可以导致，用以定位或移动检查台和由此检查对象的速度可以被提高。

但是例如可以期望的是，这样高地选择位置A随时间的改变率，即检查台的移动速度，使得总是对于确定的层在相应的层位于部分区域内部时的时刻拍摄仅一部分MR数据。例如当相应的层位于部分区域内部时可以总是拍摄与k空间中心相应的数据。然后特别是这样拍摄k空间中心的数据，使得通过梯度场的非线性进行基本磁场的非均匀性的补偿。例如可以通过选择合适的欠扫描方案来进行在部分区域内部被拍摄的MR数据的确定。

应当清楚的是，拍摄序列65与沿着方向A的定位的同步也可以另外地进行。例如可以当相应的层位于部分区域内部时或包括或接触部分区域时然后拍摄k空间的其他区域。特别地可以使用k空间的特殊的扫描方案，以便当层位于部分区域中时用数据填充k空间的特殊区域。因为k空间的不同区域对在图像空间中示出的MR图像具有不同的效果，所以可以根据拍摄方案的或检查台位置与拍摄方案的时间同步的选择来产生不同的效果。特别地可以将这些效果与所需的MR数据匹配。特别地为了在MR-PET混合系统中计算人衰减校正可以需要，扫描部分区域内部的k空间的确定的区域。这一点参考图6详细描述。

图6示出了实施例，在该实施例中k空间的不同位置固定地相应于沿着方向A的确定的对应。这样的方法例如由H.-P.Fautz和S.A.R.Kannengiesser在Magn.Reson.Med.55(2006)363中公知。对于确定的相位编码ky的扫描在图6中垂直地示出。

执行分别拍摄不同的层60,61和62的MR数据的三个拍摄序列65。相位编码ky在图6中垂直示出。如从图6可以看出的，相应于相同的相位编码ky的MR数据，对于不同的层60-62总是在沿着方向A的相同的位置上被拍摄（在图6中水平地示出）。特别地，在部分区域51内部靠近k空间中心（即ky=0，这在图6中总是在垂直示出的拍摄序列65的中心中是这样）拍摄的数据，对于该部分区域执行了基本磁场的非均匀性的校正。部分区域51在图6中图形地表示并且具有伸展dz。该伸展dz已经参考图4讨论了。如从图6还可以看出的，磁共振设备的对称中心50位于部分区域51的伸展dz内部。

确定的相位编码ky与部分区域51内部和外部的确定的位置A的这样的固定的对应导致，相同的k空间区域对于不同的层经历基本磁场的非均匀性的补偿的相同品质。这意味着，对于不同的层的失真大约相同大。

图7示出了在MR设备的FoV边缘处用于拍摄部分区域的MR数据的方法的流程图。该方法以步骤S1开始。在步骤S2中首先确定磁共振设备的基本磁场和梯度场，以便确定基本磁场非均匀性和磁共振设备的相对梯度误差。然后在步骤S3中确定层选择梯度的和读出梯度的最佳梯度强度，由此在期望的位置上将梯度场的非线性与基本磁场非均匀性破坏性地叠加。

然后在步骤S4中这样定位检查对象U，使得确定的横向层，即具有与定位方向（图1中的方向A）平行的层法向量的层，包括了所述部分区域。包括例如可以意味着，所述层布置在部分区域的中心中或者沿着定位方向移动到部分区域的一侧或两侧。

在使用计算的梯度场的条件下在步骤S5中拍摄该横向层的MR数据。MR数据的该拍摄以拍摄序列的形式进行。不同的拍摄序列是可能的，例如自旋回波方法或梯度回波方法。所有层的拍摄序列的总体被称为测量序列。

在步骤S6中检查，是否要测量另一个横向层的MR数据，即，测量序列是否还没有结束。如果是，则重新这样进行步骤S4和S5，使得可以拍摄该另一横向层的MR数据。这一点包含了在步骤S4中检查对象的重新定位。

通过步骤S4和S5的重复执行获得对于多个横向层的MR数据。在步骤S7中从这些横向磁共振图像中确定检查对象的位置和横截面。这一点例如可以意味着，不同层的MR数据可以被综合为一个三维MR图像。

在步骤S8中从检查对象的确定的位置和确定的横截面中确定对于PET拍摄的衰减校正。然后在步骤S9中采集PET数据并且从中在使用衰减校正的条件下计算PET拍摄。该方法以步骤S10结束。

在图8中示出了本发明的另一个实施方式。仍对于不同的横向层进行MR数据的拍摄，其中当各自的横向层位于部分区域内部时、即包括所述部分区域时然后至少部分地拍摄MR数据。对于该部分区域在步骤T2和T3中这样计算层选择梯度的和读出梯度的梯度强度，使得梯度场的非线性和基本场非均匀性破坏性地重叠。在此，步骤T1-T3相应于图7的步骤S1-S3。但是与图7不同，在图8示出的实施例中检查对象的定位，例如通过检查对象位于其上的检查台的定位，和磁共振数据的拍摄并行地并且同时进行。例如在步骤T4中进行检查对象的连续定位。该连续定位的结果是，多个横向层顺序地包括定义的区域。换言之，横向层先后驶过定义的区域。在步骤T4的检查对象的连续定位期间在步骤T5中进行不同的横向层的MR数据的拍摄。在此，不同横向层的MR数据的拍摄例如借助交织的测量序列或层复用测量序列进行。由此例如实现了降低的测量持续时间。特别地还可以关于与在步骤T4中同时进行的检查对象的定位在时间上的同步进行k空间的优化的扫描。例如对于不同的横向层总是当各自的横向层位于部分区域（对于该部分区域在步骤T3中优化了梯度强度）内部时然后总是扫描相同的k空间区域。但是，还可以这样进行在步骤T4中检查对象的连续定位，使得在各自的横向层位于部分区域内部期间可以对于所有横向层拍摄所有MR数据，即，整个k空间。

在任何情况下通过执行步骤T4和T5拍摄多个横向层的MR数据。然后步骤T6-T9相应于图7的步骤S7-S10。

在图9和10中示出了按照前面的方法的测量数据。在图9中示出了以三维透视图，即，三维MR图像形式的不同层的MR测量数据。对沿着如在图9中表示的方向A的多层拍摄MR数据。将MR数据综合为一个三维图像。图9中的箭头标记了视野的边缘。如可以看出的，在此图像的失真限制了MR模体的结构特征的分辨率。与之不同，在图10中视野被扩展了通过箭头标记的区域。去除了失真并且MR模体在其整体上被分辨。

在图11中示出，如何可以关于部分区域51布置三个层60、61、62。示出了MR设备5的基本磁体1。基本磁体形成管。管轴和线圈轴平行于方向A布置。MR设备5的对称中心50位于管的中心。关于线圈轴A在与对称中心相同的高度上布置部分区域51。但是，该部分区域相对于线圈轴向外偏移到MR设备的视野的边缘。

层61包括部分区域51。即，层61关于线圈轴A布置在与部分区域51相同高度上，从而层61与部分区域51相交或接触。

对于关于线圈轴A具有不同于部分区域51的位置的层60和62不是这样。但是可以通过沿着方向A定位来偏移层60和62，使得其包括部分区域51。

尽管通过优选实施例详细示出并描述了本发明，但是本发明不受公开的例子的限制并且专业人员可以从中导出不同变形，而不脱离本发明的保护范围。

Claims (17)

1.一种在具有基本磁场的磁共振设备（5）的部分区域中用于采集检查对象（U）的多层（60,61,62）的磁共振（MR）数据的方法，其中，所述部分区域（51）沿着第一方向（A）位于磁共振设备的视野边缘处，该方法包括：

-这样产生具有其位置依赖性的非线性的第一梯度场，使得在所述部分区域（51）中该非线性补偿基本磁场的空间非均匀性，

-沿着第一方向（A）多次定位所述检查对象，使得检查对象的垂直于第一方向（A）的多个层（60,61,62）先后包括所述部分区域（51），

-利用拍摄序列（65）对于这些层（60,61,62）的每个采集磁共振数据。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，对于所有层（60,61,62）当各自的层包括所述部分区域（51）时采集所有的所属的MR数据。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，沿着第一方向的定位在两个属于不同的层（60,61,62）的拍摄序列（65）之间进行并且在拍摄序列（65）期间被中断。

4.根据权利要求1或2所述的方法，其中，沿着第一方向的定位持续地并且连续地以恒定的速度进行。

5.根据权利要求4所述的方法，其中，这样选择所述恒定的速度，使得当一层包括了所述部分区域（51）时则拍摄该层的所有MR数据。

6.根据上述权利要求4或5所述的方法，其中，所述拍摄序列（65）对于至少两个层（60,61,62）在时间上重叠。

7.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，通过所述定位与所述拍摄序列（65）在时间上的调谐确保，当一层包括了所述部分区域（51）时，磁共振数据通过第二梯度场的位置编码对于所有层（60,61,62）编码相同的预定位置。

8.根据权利要求7所述的方法，其中，所述第二梯度场导致在激励脉冲和信号探测之间垂直于第一方向的位置的相位编码。

9.根据权利要求7或8所述的方法，还包括：

-将通过第二梯度场对磁共振数据的位置编码与沿着第一方向（A）的位置对应，使得在沿着第一方向的不同位置处通过第二梯度场的位置编码编码不同的位置。

10.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述磁共振设备的对称中心（50）关于第一方向在与所述部分区域（51）相同的高度上。

11.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述第一梯度场通过沿着第一方向或垂直于第一方向的频率编码在激励脉冲期间或在信号探测期间引起MR数据的位置编码。

12.根据上述权利要求中任一项所述的方法，还包括：

-确定所述部分区域（51）中第一梯度场的相对梯度误差，所述相对梯度误差从非线性与线性情况的偏差作为第一梯度场的梯度强度的函数得出，

-确定所述部分区域（51）中基本磁场的空间上的非均匀性，

-基于所述相对梯度误差和所述空间上的非均匀性确定所述梯度强度。

13.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述第一方向垂直于所述检查对象的层（60,61,62）。

14.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，根据来自于所述部分区域（51）的MR数据确定用于正电子断层造影的衰减校正。

15.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述基本磁场沿着第一方向（A）取向。

16.一种在具有基本磁场的磁共振设备的部分区域（51）中用于采集检查对象的多个层（60,61,62）的MR数据的磁共振设备，其中所述部分区域（51）位于磁共振设备沿着第一方向（A）的视野的边缘，所述磁共振设备包括：

-梯度系统，其配置为这样产生具有其位置依赖性的非线性的第一梯度场，使得在所述部分区域（51）中该非线性补偿基本磁场的空间的非均匀性，

-具有其上布置的检查对象的可沿着第一方向（A）运动的卧榻，其配置为，将所述检查对象沿着第一方向多次定位，使得该检查对象的垂直于第一方向的多个层（60,61,62）先后包括所述部分区域，

-接收系统，其配置为，利用拍摄序列（65）采集对于这些层（60,61,62）的每个的磁共振数据。

17.根据权利要求16所述的磁共振设备，其配置为执行根据权利要求2-15所述的方法。

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