CN105182264B - 磁共振技术中参数图的产生 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种磁共振技术中参数图的产生。描述了一种用于产生参数图(Δf0)的方法和控制装置(13)，该参数图对于检查对象(O)中的目标体积(ZV)代表了与检查对象的检查组织的第一谱分量的共振频率的场偏差。激励至少包括目标体积的空间区域。形成至少三个回波信号(E1，E2，E3)，其中这样选择在至少三个回波信号中的两个之间的第一回波时间差(ΔTE13)，使得检查组织的第二谱分量的信号的相位演变在第一回波时间差期间与第一谱分量基本上以2π相区别并且这样选择至少三个回波信号中的至少另一个的回波时间(TE2)，使得其处于具有第一回波时间差的两个回波信号(E1，E3)的回波时间(TE1，TE3)之间。然后从三个回波信号中采集原始数据，并且在使用三个回波信号的原始数据的条件下产生参数图。

Description

磁共振技术中参数图的产生
技术领域
本发明涉及一种用于产生参数图的方法，其对于检查对象中的目标体积，代表了与磁共振断层成像系统(MR系统)中检查对象的检查组织的第一谱分量的共振频率的场偏差。参数图在此在本发明的范围内理解为对特定参数的位置分辨的说明，即，取决于各自的图像点或图的点，诸如像素或体素的说明。代表了这样的场偏差的参数图在此可以如后面还要解释的是ΔB0图，即，与在测量参数图时在MR系统中设置的B0场的绝对B0场偏差的直接说明，但是也可以是B0图(取决于位置的绝对场分布)、ΔΦ图(相位或相位改变或偏差的位置分辨的说明，通常也称为“相位差图”或简称为“相位图”)、Δf0图(与对于例如水的共振频率的偏差的说明)或任何其他图，其值与该场偏差成比例和/或可以简单通过已知恒定值的相减或相加而换算为这样的ΔB0图。以下由此特别地、只要没有另外明确指出，具体提到的参数图(ΔB0图，ΔΦ图，Δf0图)之一可以没有限制地也视为对于代表了所述场偏差的其他参数图的同义词。这样的参数图可以是空间上二维或三维的。因为这样的参数图，如后面解释的，用于对后面的(特别是诊断性)测量来调整MR系统，所以其也可以称为“调整参数图”。但是为了简写，还保留简化的概念“参数图”。
此外本发明还涉及一种用于借助磁共振断层成像系统产生检查对象中的目标体积的磁共振图像数据的方法，其中这样产生的参数图用于磁共振断层成像系统的B0场的匀场和/或用于确定磁共振断层成像系统的当前工作频率。此外本发明涉及一种脉冲序列和一种用于执行这样的方法的用于磁共振断层成像系统的控制装置以及一种具有这样的控制装置的磁共振断层成像系统。
背景技术
在磁共振断层成像系统中通常借助基本场磁体系统将待检查的身体置于例如1.5特斯拉、3特斯拉或7特斯拉的相对高的基本场磁场中。在施加基本场之后检查对象中的核以通常也称为自旋的、不消失的核磁偶极矩，沿着场对齐。自旋系统的该集体行为利用宏观的“磁化”描述。宏观的磁化是在特定位置处对象中的所有微观磁矩的矢量和。除了基本场之外，附加地借助梯度系统施加磁场梯度。在各自的位置处有效的磁共振频率(拉莫尔频率)直接与在各自的位置处通过基本磁场和梯度磁场的叠加而呈现的总磁场(所谓的B0场)成比例。通过高频发送系统，然后借助合适的天线装置发送高频激励信号(HF脉冲)，这应当导致，特定的、通过该高频场共振地(即在各自的位置处呈现的拉莫尔频率下)激励的核的核自旋相对于基本磁场的磁力线翻转了定义的翻转角。如果这样的HF脉冲作用于已经被激励的自旋，则其可以被翻转到另一个角度位置或甚至翻转回平行于基本磁场的初始状态。在激励的核自旋弛豫的情况下，共振地发射高频信号，所谓的磁共振信号，其借助合适的接收天线被接收。接收的信号在解调和数字化和可能进一步处理步骤之后被称为复数的“原始数据”或简称“原始数据”。磁共振信号的采集在位置频率空间，即所谓的“k空间”中进行，其中在测量例如一层期间沿着通过接通梯度脉冲而定义的“梯度轨迹”(也称为“k空间轨迹”)时间上遍历k空间。此外必须在时间上匹配地协调地发射HF脉冲。从这样采集的“原始数据”中最后可以重建期望的图像数据(MR图像)。该图像重建在此通常包含二维傅里叶变换。
通常为了控制磁共振断层成像系统，在测量时使用特定预先给出的脉冲序列，即，定义的HF脉冲以及在不同方向上的梯度脉冲和读出窗的序列，而接收天线切换为接收并且接收和处理磁共振信号。借助所谓的测量协议，将该序列对于期望的检查，例如计算的图像的特定对比度，事先参数化。测量协议也可以包含用于测量的其他控制数据。在此有多种磁共振序列技术，按照其可以构建脉冲序列。
许多磁共振技术或测量方法，诸如谱抑脂或快速成像方法，诸如EPI(回波平面成像)或螺旋形技术，对B0场的均匀性提出高要求。然而每个患者的个体身体使得局部磁场变形。为了尽管如此还能够应用提到的方法，在实践中通常患者个性化地进行所谓“活体匀场(in-vivo-shimming)”(与在设备中安置的患者的场匹配)。在该匀场中，首先测量在检查区域中局部的(也就是在各自的图像点处呈现的)B0场以建立已经在开头提到的所谓B0图(英语“B0-map”)。从B0图中然后计算对于三个梯度线圈的DC偏置电流(也就是线性匀场项或场偏差项)以及对于高阶的特殊的匀场通道的电流(或匀场线圈)，其尽可能最好地补偿局部的场失真。在设置该电流之后通常在频率调整中确定对于被检查的组织(通常与水结合的质子)的期望的谱分量的HF共振频率，其然后作为工作频率向系统的部件预先给出，特别是HF发送系统和HF接收系统，以便发送具有匹配的载波频率f0的HF脉冲和接收磁共振信号。
在从实践中公知的用于建立B0图的测量中以双回波梯度序列或DESS序列(DESS是英语“Double Echo Steady State”的缩略语)在不同的回波时间T1和T2测量两个复数的MR图像，以便从在位置(x,y,z)处的差图像的相位(即相位差图ΔΦH(x,y,z))中如下计算局部的偏振频率(Off-Resonanz-Frequenz)Δf(x,y,z)(也就是与共振频率的偏差)：
该方法基于如下假设，即，在两个回波时间之间的相位累加仅是与HF共振频率(HF中频)的局部偏差。在呈现多个谱分量(也就是在具有不同的共振频率的检查组织中的分量)的情况下，该假设仅当涉及的谱分量的相对相位在两个回波时间之间不变时是正确的。在仅两个主导的谱分量的情况下这一点可以通过如下实现，即，这样选择回波时间差，使得在两个回波时间之间一个分量相对于另一个分量的相位演变是2π的倍数。在实践中通常使用的质子成像中两个主导的谱分量是与水和与脂肪结合的质子。其共振频率相对彼此移动了大约3.2至3.4ppm(英语：“parts per million(百万分之几)”)，在1.5T的磁场的情况下也就是移动了大约Δfc＝204Hz并且在3T的情况下移动了大约Δfc＝408Hz(“c”表示“chemische Verschiebung(化学位移)”或英语：“chemical shift”)。这又相应于在1.5T情况下4.86ms和在3T情况下2.43ms的最小回波时间差。
由于可以用来从复数的差图像中确定相位的atan2函数的2π周期性，按照等式(1)回波时间的该选择不可避免地将利用该方法可以唯一被确定的最大偏振频率Δf(x,y,z)限制到±Δfc/2，也就是限制到在1.5T情况下的大约±102Hz和在3T情况下的±204Hz。更高的偏振(即，与共振频率的偏差)导致在计算的B0图中的所谓的相位缠绕(英语：“phasewraps”)。
实际上出现的偏振通常更高。也就是利用该方法确定的B0图通常示出相位缠绕。在实践中，由此目前从B0图中仅确定对于梯度线圈的DC偏置电流和更高的匀场电流。为此在实践中公知在呈现相位缠绕情况下也稳健地工作的方法。相反，在实践中大多在设置该匀场电流之后利用频谱学方法，即，MR信号的傅里叶分析，确定新的共振频率，其在无需同时接通梯度的情况下被接收。该单独的调整步骤也被称为“频率调整”。在此通常对于整个测量体积仅确定一个频率。位置分辨的频率调整，由于对于频谱学方法使用的序列的长的重复时间，诸如STEAM(英语：“stimulated echo acquisition mode”)而在时间上是开销非常大的。
在文献MRM 38第477-483页1997发表的Glen Morrell和Daniel Spielman的文章“Dynamic Shimming for Multi-Slice Magnetic Resonance Imaging”中建议，利用双回波-梯度回波序列测量B0图。脂肪-水误差在此通过合适选择回波时间差来避免并且B0图的谱范围通过相位解缠(英语：“phase unwrapping”)来扩大。然而B0图总是还包含未知的全局偏置。
现有技术中双回波方法的另一个例子是具有程序号2689的Dan Xu et al.的ISMRM 2011摘要。在那里建议了，从在回波平面成像中被采集以用于相位校正的两个频率扫描中确定局部频率。对于由检查组织中的不同谱分量的存在而形成的问题在Dan Xu etal.的文章中没有被讨论。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，提出一种合适的尽可能简单和快速的、用于产生开头提到的参数图的方法以及一种用于磁共振断层成像系统的相应的控制装置，其中不再需要单独的频率调整。
上述技术问题一方面通过按照本发明的方法并且另一方面通过按照本发明的控制装置来解决。
在按照本发明的方法中执行至少以下方法步骤：
首先激励检查对象的至少包括目标体积的空间区域，和通过接通合适的读取梯度形成至少三个回波信号。在此按照本发明这样选择在至少三个回波信号中的两个之间的第一回波时间差，使得检查对象的检查组织的第一谱分量与第二谱分量的信号的相位演变在第一回波时间差期间基本上以2π相区别并且这样选择至少三个回波信号中的至少另一个的回波时间，使得其处于具有第一回波时间差的两个回波信号的回波时间之间。“基本上”在此理解为，谱分量的相位演变不是必须在其整个谱范围上精确以2π相区别，而是该差也可以相应于涉及的分量(例如在脂肪情况下)的谱分布在特定区域中以2π移动。在此从三个回波信号中分别采集原始数据。即，以合适的方式发送至少一个、优选空间上选择性的、激励脉冲并且与之匹配地施加合适的梯度脉冲并且设置读取窗(也就是激活HF接收系统)，以便在期望的回波时间产生回波信号并且读取原始数据。在使用所有三个回波信号的原始数据的条件下然后产生参数图。目标体积在此可以是二维的层，但是也可以是三维的体积。
本发明的基本思路是，可以在具有预先给出的回波时间差的两个回波之间形成多个中间回波并且扫描(采集原始数据)并且将该数据然后以巧妙的方式进行处理和组合，使得从中可以确定不仅用于计算匀场电流，而且还可以用于确定磁共振断层成像系统的当前工作频率的参数图。单独的频率调整由此是过时的。
在此通过本发明，如后面还要结合例子解释的，提供一种方法，利用该方法借助参数图(例如B0图)可以唯一分辨的、与共振频率的频率偏差的频率范围可以以整数系数提高，而不增加参数图的采集时间，其中结果不会通过存在两个谱分量(例如脂肪和水)而被歪曲。系数的大小在此反比于B0图的期望的空间分辨率并且例如在西门子MAGNETOM Skyra3T系统情况下在B0图的不变的分辨率的情况下例如为四。在具有相应的梯度系统的1.5T系统的情况下其甚至双倍大。
以按照本发明的方式的快速和简单的测量具有以下其他优点：
局部B0场不利地不仅特定于患者地，而且还动态地、特别是在运动的器官(例如呼吸器官)的周围并且由于检查过程的发热而变化。该动态场变化的补偿将要求重复测量B0图，然后重新计算匀场电流，设置其并且确定新的共振频率或工作频率。所有这些应当在与B0图波动的典型时间常数(例如呼吸的例子中呼吸间隔)相比小的时间标尺上进行。与活体匀场相反由此在目前商业上可用的临床MR设备中没有实现的这样的动态匀场，而利用按照本发明的方法将会实现。
此外已知，其中场分布应当被均匀化的目标体积越小，则局部场失真的补偿越完整起作用。在(2D)多层测量中由此有意义的是，对于每个层单独地确定最优的匀场电流和最优的共振频率并且将其在采集各自的层之前设置。在此同样需要在从几个毫秒至几秒的取决于序列的时间标尺上在序列的运行时间快速切换匀场电流和共振频率。该特定于层的匀场在目前商业上可用的临床MR设备中没有实现，但是利用按照本发明的方法将可以实现。
在按照本发明的用于借助磁共振断层成像系统产生检查对象的磁共振图像数据的方法中，利用前面定义的按照本发明的方法产生参数图。在使用参数图的条件下然后进行磁共振断层成像系统的B0场的匀场和/或磁共振断层成像系统的当前工作频率的确定。匀场体积或待匀场的体积，在此通常与目标体积不一致。优选地可以将例如多个目标体积，特别是层，综合为一个参数图体积，对于其确定一个总参数图。参数图体积的任意部分然后可以作为匀场体积被选择。然后在后面的测量中优选在使用工作频率的条件下激励匀场体积以用于采集原始数据，并且基于原始数据重建磁共振图像数据。如果先后多个层为了成像被激励，则各个层也可以形成合适的匀场体积。特别地(但是不是必须地)目标体积和匀场体积也可以一致。
开头提到的类型的按照本发明的控制装置一方面具有序列控制模块，其这样构造，使得其按照上面描述按照本发明的方式控制磁共振断层成像系统的(以下还要提到的)其他部件，以用于从至少三个回波信号中采集原始数据。此外控制装置具有评估模块，其被构造为，用于以按照本发明的方式在使用三个回波信号的原始数据的条件下确定参数图。
按照本发明的磁共振断层成像系统应当包括以下部件：
基本场磁体系统，用于在检查对象位于其中的测量空间中施加均匀的基本磁场；
HF发送天线系统，用于将高频脉冲发送到检查对象中；
梯度系统，用于如上面描述的那样借助梯度脉冲的接通附加地在时间上限制地施加梯度场(即施加梯度脉冲)；
HF接收天线系统，用于采集来自于检查对象的磁共振信号。在此HF发送天线系统和HF接收天线系统可以是不同的天线系统或是相同的天线系统。
此外，磁共振断层成像系统需要前面提到的按照本发明的控制装置，其在运行中为了产生检查对象的磁共振层图像而控制梯度场磁体系统、HF发送天线系统、梯度系统和HF接收天线系统。例如控制装置为此可以具有不同的子部件，诸如用于将高频脉冲发送到HF发送天线系统的高频发送装置、用于控制梯度系统的梯度系统接口、用于从通过HF接收天线系统接收的信号中产生原始数据的高频接收装置以及已经提到的序列控制单元，其在运行中将测量序列控制数据发送到高频发送装置、梯度系统接口和高频接收装置，从而其，如前面描述的，以按照本发明的方式控制HF发送天线系统、梯度系统、高频接收装置和HF接收天线系统以用于采集原始数据。
控制装置的主要部分优选可以以软件形式在具有相应的存储可能性的合适的可编程控制装置中实现。这特别地涉及序列控制单元。高频发送装置、梯度系统接口和高频接收装置也可以至少部分以软件单元的形式实现，其中这些部件的其他单元又可以是纯硬件单元，例如高频放大器、高频发送装置、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。尽可能按照软件的实现，特别是序列控制单元，具有如下优点，即，迄今已经使用的磁共振设备控制装置也可以以简单的方式通过软件更新来改进，以便以按照本发明的方式工作。
就此而言，上述技术问题也通过计算机程序产品来解决，其例如存储在便携式存储器中和/或通过用于传输的网络提供并且可以由此直接加载到可编程控制装置的存储器中，具有程序段，用于当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描述包含本发明的特别有利的扩展和构造，其中特别地一类权利要求也可以类似于另一类权利要求的从属要求扩展。
优选地，在按照本发明的方法中从具有第一回波时间差的两个回波信号的原始数据中确定或计算第一辅助参数图(优选地相位差图或相位图或“相位图像”)，其中两个谱分量(例如水和脂肪)是混叠的(英语“aliased”)。该参数图如上面结合等式(1)解释的具有例如仅最大±π的相对小的有限的频率值域或相位值域(频率值域和相位值域可以如解释的那样互相换算，从而该概念在本发明的范围内也被同义地使用)。即，对应的频率参数图在1.5T系统上例如仅从大约–102Hz至大约+102Hz或者说在3T系统上从大约-204Hz至+204Hz是谱分辨的。
此外优选地可以从至少三个回波信号的原始数据中，即，借助中间回波信号，确定或计算第二辅助参数图。该第二辅助参数图优选地是与第一辅助参数图相同类型的(也就是优选又是相位差图)，然而优选相对于该第一辅助参数图具有更大的频率值域(例如在1.5T情况下±204Hz，在3T情况下±408Hz)或相位值域，例如±2π或更大。例如该第二辅助参数图可以从-2π至+2π是谱分辨的。该第二辅助参数图有利地不具有混叠。因为在此不满足上面提到的对于回波时间差的条件，所以不能识别，相位差的局部改变是通过场偏差还是不同的谱分量导致。要指出的是，值域总是大于通过参与的谱分量的化学位移引起的频率偏差。这直接从等式(1)得出，因为中间回波的回波时间差小于导致两个谱分量的混叠的第一回波时间差。在第二辅助参数图中，当例如其是相位差图时，相位不仅是在位置(x,y,z)处的局部B0偏差的函数，而且也是在位置(x,y,z)处的像素/体素的化学组成的函数。这本身是未知的。
为了从具有较低的频率值域和具有混叠的这样的第一辅助参数图和具有较大的频率值域的没有混叠但是也无法区分在图中的偏差是归因于场偏差还是不同的谱分量的第二辅助参数图中确定期望的参数图，例如，具有高的频率值域的绝对的频率图，存在不同的可能性。
因为相位缠绕(混叠)在具有较低频率值域的第一辅助参数图中通常与在由不同的谱分量主导的图点(即，各自的参数图的像素或体素)之间的边界面不一致，例如仅在第一辅助参数图中出现的、在两个相邻像素之间的值跳跃，特别是在相位差图情况下的相位跳跃，可以识别相位缠绕。该知识例如可以有利地在解缠第一辅助参数图的情况下被采用。相反，在(具有较大的频率值域的)第二辅助参数图中的两个相邻像素之间的明显更大的值跳跃或相位跳跃恰好识别在由不同的谱分量主导的图点之间的边界面。由此例如可以从两个辅助参数图中组合一个期望的参数图，其中对两个辅助参数图关于这样的值跳跃，特别是通过比较两个辅助参数图，进行分析并且在查找的参数图中然后局部地或一点一点地消除找到的效果，即，混叠和化学位移。
在特别优选的实施方式中首先在具有较低频率值域或相位值域的第一辅助参数图中将相位缠绕(英语：“phase wraps”)“相位解缠”或简称“解缠”(英语“phaseunwrapped”)。这可以例如借助标准相位解缠算法(英语“phase unwrapping algorithm”)进行。关于公知的相位解缠算法的概览例如在H.Abdul-Rahman et al.在杂志AppliedOptics,48(23)，第4582-4596页，ISSN0003-6935在2009年发表的杂志文章“Robust three-dimensional best-path phase-unwrapping algorithm that avoids singularityloops”的引言(英语“Introduction”)中找到。
基于相位解缠的第一辅助参数图和第二辅助参数图然后可以确定具有绝对的B0偏差、频率等的所寻找的参数图。
为了利用辅助参数图简化或加速计算，优选第一辅助参数图和/或第二辅助参数图可以遮掩在目标体积中的主要包含噪声的那些像素。特别优选地，这可以在使用从回波信号的原始数据中产生的目标体积的幅度图像数据的条件下进行。以这种方式简单地消除在感兴趣区域外部的噪声并且特别是在提到的相位解缠的情况下不需要进一步被考虑。
此外在一种优选的变形中，对在相位解缠之前的第一辅助参数图和/或第二辅助参数图进行线性相位校正。这样的线性相位校正使得各自的辅助参数图更平滑，从而特别地也可以无问题地使用更简单、更低性能的相位解缠算法以用于第一辅助参数图的相位解缠。
在相位解缠之后可以如提到的那样从第一辅助参数图中例如获取在各个图点处互相的相对相位(和由此B0场的相对走向)。为了确定绝对的B0场或绝对的频率和由此所寻找的参数图，然后可以借助具有较大的频率值域的第二辅助参数图确定绝对相位。相对相位走向与绝对相位走向以2π的全局倍数相区别。但是该倍数如后面还要详细示出的可以借助第二辅助参数图来确定并且例如被加到相位特性。由此在整个目标区域上的偏振频率(和由此B0场)已知。
一般来说，也就是优选地为了从相位解缠的第一辅助参数图中计算参数图首先确定“全局偏置值”(例如上面提到的相位走向的2π的倍数)，其中全局是指，偏置值取决于位置地对于整个目标体积成立。只要该全局偏置值已知，则可以简单计算期望的参数图。
在一种特别优选的工作方式中，基于对于不同的参数图点在使用第二辅助参数图的条件下确定的多个“候选偏置值”确定全局偏置值。为此引入目标体积的至少一个，但是优选多个参数图点，在极端情况下甚至全部，特别是未遮掩的参数图点。
对于相位参数图点的候选偏置值在此可以优选如下确定：
当第二谱分量具有比第一谱分量更低的共振频率时，可以这样确定对于一个参数图点的候选偏置值，使得其在该参数图点处呈现的、相位解缠的第一辅助参数图的值在加上候选偏置值之后不低于在该参数图点处的第二辅助参数图的值并且以最大如下值超出，该值相应于2π的相位，并且在此候选偏置值本身相应于2π相位的整数倍。
当第二谱分量具有比第一谱分量更高的共振频率时，可以相应地这样确定对于一个参数图点的候选偏置值，使得其在该参数图点处呈现的、相位解缠的第一辅助参数图的值在加上候选偏置值之后不高于在该参数图点处的第二辅助参数图的值并且最大以如下的值低于其，该值相应于2π的相位，并且在此候选偏置值本身又相应于2π相位的整数倍。
从最后按照本发明确定的在目标体积中或由多个目标体积组成的参数图体积或由此所包括匀场体积(为此也参见上面的解释)中的调整参数图中然后可以对于直接随后的用于产生诊断性的(有用)图像数据的测量，特定于患者地确定对于目标体积或参数图体积或匀场体积的当前工作频率。在事先提到的局部匀场中匀场体积例如是多层2D测量中的单个2D层。在优选的变形中，当前工作频率的确定在此可以基于加权的平均参数，例如局部相位偏差，或在匀场体积内部的频率偏差进行。
附图说明
以下结合所附的附图根据实施例再次详细解释本发明。附图中：
图1示出了按照本发明的实施例的磁共振断层成像系统的示意图，
图2示出了按照现有技术的用于确定B0图的常规的双回波-梯度回波序列的可能流程的序列图，
图3示出了按照本发明的实施例用于确定B0图的多回波-梯度回波序列的可能流程的序列图，
图4示出了按照本发明的、用于从利用按照图3的序列图采集的原始数据中确定B0图的方法的可能流程的流程图。
具体实施方式
在以下例子中不失一般性为简单起见分别假定，涉及的是2D层测量(由此图像点或参数图点也称为像素)并且确定ΔB0图作为(调整)参数图并且辅助参数图分别是相位差图(ΔΦ图)。
在图1中粗略示意性示出了按照本发明的磁共振断层成像系统1。其一方面包括具有检查空间3或患者通道的实际的磁共振扫描仪2，实际的检查对象(例如特定的器官)位于其身体中的检查对象O或在此是患者或受检者，在卧榻8上可以被推入所述检查空间或患者通道中。在附图中检查对象O也示例性画出了一层作为目标体积ZV。
磁共振扫描仪2通常被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。在示出的实施例中，HF发送天线系统5是在磁共振扫描仪2中固定嵌入的全身线圈，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(在图1中仅通过单个局部线圈象征)组成。但是原则上全身线圈也可以作为HF接收天线系统使用并且局部线圈作为HF发送天线系统使用，只要这些线圈分别可以切换为不同的运行方式。基本场磁体系统4在此通常被构造为，其在患者的纵向上，即，沿着在z方向延伸的磁共振扫描仪2的纵轴，产生基本磁场。梯度系统6通常包括单个可控的梯度线圈，以便能够互相独立地接通在x、y或z方向上的梯度。此外，磁共振扫描仪2还包括(未示出的)可以以通常的方式构造的匀场线圈。
在图1中所示的MR系统是具有患者可以被完全推入其中的患者通道的全身设备。但是原则上，本发明也可以使用另一种MR系统，例如具有侧面开口、C形外壳、特别还具有其中例如仅可以定位一个身体部分的较小的磁共振扫描仪的MR系统。
MR系统1还具有中央控制装置13，其用于控制MR系统1。该中央控制装置13包括用于测量序列控制的序列控制单元。利用其可以在测量时段内根据选择的脉冲序列PS或用于拍摄检查对象的感兴趣体积区域中的多个层的多个脉冲序列的序列，控制高频脉冲(HF脉冲)和梯度脉冲的序列。这样的脉冲序列PS例如可以在测量或控制协议P内部预先给出并参数化。通常对于不同的测量或测量时段的不同的控制协议P存储在存储器19中并且可以由操作者选择(在需要时可能改变)并且然后用于执行测量。在本情况中控制装置13除了别的之外还包括脉冲序列，其用于采集对于确定B0图的原始数据而根据按照本发明的方法工作。对于这样的脉冲序列的例子在后面还要结合图3详细解释。
为了输出脉冲序列PS的单个HF脉冲，中央控制装置13具有高频发送装置15，其产生HF脉冲，将其放大和经过合适的接口(未详细示出)馈入到HF发送天线系统5中。为了控制梯度系统6的梯度线圈，以便相应于预先给出的脉冲序列匹配地接通梯度脉冲，控制装置13具有梯度系统接口16。经过该梯度系统接口16，例如也可以一起控制匀场线圈，因为本来梯度线圈通过设置DC偏置电流而被用于对B0场匀场(也就是用于补偿场失真的线性分量。)序列控制单元14以合适的方式通信，例如通过发送序列控制数据SD，与高频发送装置15和梯度系统接口16通信以执行脉冲序列。控制装置13还具有(同样以合适的方式与序列控制单元14通信的)高频接收装置17，以便在通过脉冲序列PS预先给出的读出窗内部协调地借助HF接收天线系统7接收磁共振信号，在本发明的范围内后面还要解释的回波信号，并且于是采集对于各个层的原始数据。
重建单元18在此接受采集的原始数据并且从中重建对于层的磁共振图像数据。该重建通常也基于在各自的测量协议中预先给出的参数进行。这些图像数据然后例如可以在存储器19中存储。在本情况中重建单元18可以被构造为，其可以根据按照本发明的方法工作，如后面结合图3和图4还要示例解释的。特别地，在此也产生作为辅助参数图使用的相位差图并综合，这例如可以在重建单元18的特殊的参数图产生单元20中进行。
在评估单元21中使用该数据，以便按照后面还要解释的方式产生期望的B0图并且对于后面的测量确定工作频率f0以及匀场参数，特别是用于补偿B0场偏差的线性分量的待设置的梯度调整数据ΔGx、ΔGy。这些调整参数然后可以被传输到中央控制装置13的相应部件，也就是例如将梯度调整数据ΔGx、ΔGy传输到梯度系统接口16并且将工作频率f0传输到高频发送装置15和高频接收装置17。
中央控制装置13的操作可以通过具有输入单元10和显示单元9的终端进行，经过所述终端由此也可以通过操作人员操作整个MR系统1。在显示单元9上也可以显示MR图像，并且借助输入单元10，必要时结合显示单元9，可以规划并且开始测量，并且特别是如前面解释的那样选择和必要时修改具有合适的脉冲序列PS的控制协议P。
此外，按照本发明的MR系统1和特别是控制装置13还可以具有多个其他在此没有详细示出的但是通常在这样的设备中存在的部件，例如网络接口，用于将整个系统与网络连接并且可以交换原始数据和/或图像数据或参数图，以及其他数据，例如患者相关的数据或控制协议。
如何通过入射HF脉冲和接通梯度脉冲采集合适的原始数据并从中重建MR图像，是专业人员原则上公知的并且在此不详细解释。同样双回波-梯度回波序列是公知的，利用其可以按照现有技术采集用于确定B0图的原始数据。尽管如此，以下首先根据图2解释这样的典型的传统的双回波-梯度回波序列，以便解释与然后根据在图3中示出的例子详细解释的按照本发明的多回波序列的区别。
在图2和图3的序列图中分别以通常的方式在不同的轴上关于时间t(从左至右)示出HF脉冲和梯度脉冲、磁共振信号(回波信号)和读出窗的布置。在最上面的轴RF上示出HF脉冲和回波信号，在第二轴SL上示出在层选择方向上的梯度脉冲，在第三轴PE上示出在相位编码(英语“phase encoding direction”)方向上的梯度脉冲，在第四轴FE(FE代表英语“frequency encoding”)上示出在读取方向上的梯度脉冲并且在最下面的轴ADC上示出读出窗。对于三个梯度轴SL、PE、FE成立以下：虚线示出的水平轴分别是零线。信号的高度分别(不一定按比例)代表相对幅值。幅值的符号(相对于零轴)相应于梯度场的方向。
图2在此示出双回波-梯度回波序列的示意图，利用其在现有技术中可以在一层中采集对于B0图的数据。多回波-梯度回波序列的原理性工作方式是专业人员公知的。
序列在此例如在时刻t0以层选择HF层激励脉冲α(以下简称“激励脉冲”)，在同时施加层选择梯度脉冲GSS的条件下开始。在激励脉冲α的末尾(在t0后的时间段TS之后)在层选择方向SL上接通重聚相位梯度脉冲GSR和在相位编码方向GE上接通相位编码梯度脉冲GPE。在频率编码方向FE上接通相位梯度脉冲GRP和具有中间接通的所谓“Fly-Back”梯度脉冲GRFB的随后两个读取梯度脉冲GRO1、GRO2，用于保证，在第二读取梯度脉冲GRO2之前自旋处于与在第一读取梯度脉冲GRO1之前相同的状态中。在两个读取梯度脉冲GRO1、GRO2以及“Fly-Back”梯度脉冲GRFB的中心分别出现回波信号，其中仅读取在读取梯度脉冲GRO1、GRO2在回波时间TE1、TE2出现的两个回波信号E1、E2，或采集原始数据(由此在图2中也仅示出这些回波信号)。回波信号E1、E2的读取分别通过读取窗ADC1、ADC2(读取间隔)示出。序列以在相位编码方向PE上的重聚相位梯度脉冲GRP和在层选择方向SL上的扰相梯度脉冲GSSpoil的接通结束。各个梯度脉冲的功能是专业人员公知的并且由此不需要详细解释。该序列对于每个层多次重复，其中在相位编码方向GE上相位编码梯度脉冲GPE和重聚相位梯度脉冲GRP分别改变，以便补足对于该层的k空间。
来自于回波信号E1、E2的原始数据可以在保持特定回波时间TE1、TE2的情况下现在被如下用于确定相对B0图：
在梯度回波成像中与共振频率的偏差具有如下结果，即，自旋在那里采集附加的相位Δf(x,y,z)，其随时间线性增加。在回波时间TEi该附加相位为：
ΔΦi(x,y,z)＝2π·Δf(x,y,z)·TEi (2)
在此Δf(x,y,z)表示实际上在位置(x,y,z)处给出的共振频率与(假想的)共振频率的局部偏差，其与与(假想的)均匀B0场的局部偏差通过
Δf(x,y,z)＝(γ/(2π))·ΔB0(x,y,z) (3)
相关。其中γ/(2π)是回磁比(英语“gyromagnetic ratio”)，其对于质子为42.576MHz/T。
由此共振频率与系统频率的局部偏差Δf(x,y,z)(或B0场的局部偏差)从在两个回波之间的信号的相位改变ΔΦ1,2(x,y,z)中被提取：
ΔfB0＝ΔΦ1,2/(2π·(TE2-TE1))＝ΔΦ1,2/(2π·ΔTE2,1) (4)
当I1(x,y,z)是从第一回波信号E1的数据计算的复数图像并且I2(x,y,z)是从第二回波信号E2的数据计算的复数图像时，例如可以计算在位置(x,y,z)处的回波之间的相位改变ΔΦ1,2，方式是，将在位置(x,y)处的图像点联合、互相复数相乘并且然后借助atan2函数提取相位：
atan2函数由大多数编程语言提供。其将反正切运算的值域从(-π/2，π/2)扩展到[-π，+π]。
人的组织通常包含与水结合的质子和与脂肪结合的质子。与水和脂肪结合的质子的共振频率以如下绝对值相区别：
Δfchem＝(γ/(2π))·B0·Δδ·10-6 (6)
在此，γ/(2π)又是回磁比并且Δδ是为大约-3,3,…,3,4ppm的化学位移。B0是场强。频率差相应地在1.5T为大约-204Hz并且在3T大约为-408Hz。
相应地应当有意义地防止，测量的相位差由于化学位移而错误地解释为局部B0不均匀性。这可以通过如下实现，即，这样选择回波时间差ΔTE2,1(参见等式(4))，使得与水结合的质子相对于与脂肪结合的质子在两个回波信号E1、E2之间由于化学位移而附加累积的相位恰好是2π的整数倍，即，成立：
ΔTE2,1＝TE2-TE1＝1/Δfchem (7)
这在1.5T场强情况下相应于ΔTE2,1＝4.60ms的回波时间差。在3T场强情况下回波时间差ΔTE2,1减半到2.30ms(或其整数倍)。
该工作方式的缺陷是，由于arcan2函数的周期性，利用回波时间差的该选择在其中可唯一识别或分辨(以下由此必要时也简称为“频率分辨”)频率偏差的频率值域也被限制到范围[-Δfchem/2，+Δfchem/2]上。在1.5T设备情况下该频率值域由此为大约±102Hz，在3T设备情况下大约为±204Hz。但是在临床MR设备中共振频率与测量体积中的系统频率的典型偏差在±500Hz的数量级。由此除了别的之外在实践中目前相位图仅被用于确定匀场项，并且局部共振频率在单独的调整中，即所谓的频率调整中，利用频谱学方法来确定。
如后面示出的，借助本发明可以，在频率值域中确定局部共振频率与系统频率的绝对偏差，其为经典方法的倍数。由此可以位置特定地直接从B0图确定绝对共振频率，并且不再需要单独的频率调整。
图3为此示出对于修改的序列的序列图，其可以对于按照本发明的方法被采用来采集数据。其与图2示出的序列的区别主要在于，在第一和最后的读取梯度脉冲之间替代“Fly-Back”梯度脉冲现在接通另一个读取梯度脉冲。在所有三个读取梯度脉冲GRO1、GRO2、GRO3，在此分别出现(在回波时间TE1、TE2、TE3)回波信号E1、E2、E3，其也全部被读取，这通过三个读取窗ADC1、ADC2、ADC3示出。
具有三个回波信号E1、E2、E3的这样的序列是非常简单的实施例。在本发明的范围内可以也采用如后面解释的优选具有多于三个回波信号的序列。
在具有下标1的第一回波信号和具有下标NE(图3中即NE＝3)的最后的回波信号之间的回波时间差又选择为，由于化学位移引起的、与水和与脂肪结合的质子的相位差是2π的整数倍：
ΔTENE,1＝TENE-TE1＝1/Δfchem (7a)
对于图3中的序列，也就是ΔTENE,1＝ΔTE3,1。对于图2中的序列将是ΔTENE,1＝ΔTE2,1，即，等式(7a)是等式(7)的一般化。
但是如图3所示，按照本发明在第一和最后的回波信号之间还形成并且读取至少另一个回波信号(也就是在图3中现在是回波信号E2)。
从第一和最后的回波信号E1、E3的相位差中在此也如在现有技术中那样又计算第一相位图：
在该第一相位图ΔΦLR(x,y,z)中每个像素的相位又仅是共振频率与系统频率的局部偏差的函数，并且可分辨的频率值域限制到[-Δfchem/2，+Δfchem/2]。下标“LR”在此代表英语概念“low resolution”并且隐含了谱上的低分辨率，即，第一相位图的有限可分辨的频率值域。
借助中间回波(在图3中第二回波信号E2)，可以如下计算具有较大可分辨的频率值域的第二相位图ΔΦHR(x,y,z)：
也就是，对于第二相位图ΔΦHR(x,y,z)提取在分别相继的回波信号之间的相位差并且加上该相位差。该第二相位图ΔΦHR(x,y,z)的可分辨的频率值域(即谱分辨率)相对于第一相位图ΔΦLR(x,y,z)以系数NE-1提高，由此在此选择了表示英语“high resolution”的下标“HR”。回波的个数NE在实践中选择为，使得可以假定，在两个相继跟随的回波之间的相位演变小于±π，也就是不发生混叠伪影。特别优选地，在3T全身系统情况下采用具有5个回波信号的序列。在±4·204Hz＝±816Hz的频率范围下由此在特别关键的颈部范围中可靠避免相位缠绕本身，而不限制参数图的典型的位置分辨率。在1.5T系统情况下由于较大的回波距离可以获得更多个回波信号。但是这一点是根本不需要的，因为场变化在低场强情况下通常本来就较小。
然而在该第二相位图ΔΦHR(x,y,z)中脂肪信号和水信号不混叠。因为检查组织的化学组成一般地是未知的，所以未知的是，相位演变的哪些分量是寻找的局部B0不均匀性的结果并且哪些分量是化学位移的结果。因为在各个回波信号之间的相位演变的和等于在第一和第二回波之间的相位演变，也就是成立：
ΔΦh2o,HR(x,y,z)＝ΔΦLR(x,y,z)±n(x,y,z)·2π (10)
其中n(x,y,z)是整数
ΔΦh2o,HR(x,y,z)＝ΔΦHR(x,y,z)+c(x,y,z)·2π (11)
其中0≤c(x,y,z)≤1
在此，ΔΦh2o,HR(x,y,z)是具有高可分辨的频率值域的所寻找的相位图，其仅包含由于局部B0不均匀性引起的相位演变。在此选择了下标h2o，因为大多数情况下对于与水结合的质子的相位图ΔΦh2o,HR(x,y,z)是所寻找的。等式(10)中的整数n(x,y,z)说明，具有低可分辨的频率值域的第一相位图ΔΦLR(x,y,z)的信号是混叠的的频度是多少。在等式(11)中的系数c(x,y,z)取决于像素的化学组成。如果例如在位置(x0,y0,z0)处的像素仅包含与水结合的质子，则c(x0,y0,z0)＝0；如果其仅包含与脂肪结合的质子，则c(x0,y0,z0)＝1，因为在第一和最后的回波信号之间的回波时间差恰好选择为，由于化学位移带来的相位演变等于2π。两个(参数)图n(x,y,z)和c(x,y,z)首先是未知的。
如后面示出的，但是也可以的是，从具有较大可分辨的频率值域但是其中由于化学位移带来的相位演变导致错误的第二相位图ΔΦHR(x,y,z)，和具有较小可分辨的频率值域但是具有脂肪-水-混叠的第一相位图ΔΦLR(x,y,z)中，确定具有较高可分辨的频率值域的相位图ΔΦh2o，在其中由于化学位移带来的相位演变不再重要。按照等式(10)和(11)为此足以确定图n(x,y,z)或图c(x,y,z)。
图4为此示出对于本发明的实施例的示意流程图。
如已经描述的，在此首先计算两个相位图作为辅助参数图。在步骤Ia中在此从第一和最后的回波信号E1、E3的原始数据中借助等式(8)计算具有较小可分辨的频率值域的第一相位图ΔΦLR(x,y,z)并且在步骤Ib中从所有回波信号E1、E2、E3的原始数据中借助等式(9)计算具有较大可分辨的频率值域的第二相位图ΔΦHR(x,y,z)。在图4中作为例子示出来自于垂直于患者/受检者的身体纵轴的肩部区域中的层的相位图ΔΦLR(x,y,z)、ΔΦHR(x,y,z)。
此外在步骤Ic中从该层计算绝对值图像(幅度图像)MI(x,y,z)，其值分别说明了在位置(x,y,z)处的图像强度或振幅。为了最大化信噪比，优选从所有回波信号E1、E2、E3的原始数据中计算该绝对值图像MI，例如如下作为平方和：
该绝对值图像可以在多个处理步骤中有利地被采用。
例如其可以在随后的用于第一相位图ΔΦLR(x,y,z)和第二相位图ΔΦHR(x,y,z)的背景遮掩或背景分割的处理步骤IIa、IIb中被采用。作为背景是指这些像素，其基本上仅包含噪声并且其于是将使得后面的处理步骤只能更麻烦。背景遮掩的任务是，识别这样的像素并且在另一个图中，即所谓背景掩模N(x,y,z)中，例如以像素值0占据，而在该背景掩模中的所有其余像素例如获得像素值1(背景掩模在图4信号没有精确示出)。具有掩模值0的像素然后由后面的处理步骤排除。为了计算背景掩模，在本发明的第一原型中简单的阈值方法证明是足够的。作为背景，在此是指其绝对值小于特定阈值S的这样的像素：
阈值S本身在此同样从绝对值图像中确定。为此可以首先在绝对值图像MI中例如寻找具有最小平均信号的图像片段。附加地，可以计算在该图像片段中的标准偏差。阈值S然后可以被置为等于平均信号的倍数(系数2至10)+标准偏差。
背景掩模本身在图4中没有示出，然而在被遮掩的第一相位图ΔΦLM(x,y,z)和被遮掩的第二相位图ΔΦHM(x,y,z)中被遮掩的图像区域作为背景面积很好识别。
在背景遮掩之后可选地可以从被遮掩的第一相位图ΔΦLM(x,y,z)和/或被遮掩的第二相位图ΔΦHM(x,y,z)中计算匀场项。在现有技术中已知差分方法，其允许这样做，尽管有相位混叠。因为匀场项在后面的测量期间也影响目标体积中的B0场，所以必须补偿其相位份额。例如可以将匀场项的相位份额从两个图ΔΦLM(x,y,z)、ΔΦHM(x,y,z)中减去。优选地在此匀场项仅在两个图ΔΦLM(x,y,z)、ΔΦHM(x,y,z)之一中被确定，以便避免由于可能不同的结果导致的在补偿之后两个图的偏差。
在图3的实施例中在此仅线性匀场项ΔGx、ΔGy(DC偏置电流)基于被遮掩的第一相位图ΔΦLM(x,y,z)被计算并且在两个图ΔΦLM(x,y,z)、ΔΦHM(x,y,z)中被补偿(步骤IIIa和IIIb)。这例如在特定于层的匀场情况下是足够的，因为在大多数情况下目前临床使用的设备中本来仅线性项可以足够快地对于特定于层的匀场被接通。但是技术上也可以容易地实现，在此确定更高阶的匀场项。
作为该补偿的结果，然后分别呈现线性相位校正的和被遮掩的相位图ΔΦLC(x,y,z)、ΔΦHC(x,y,z)，其然后在随后的步骤中被使用。相位校正特别对于第一相位图ΔΦLC(x,y,z)具有优点，即，其是“更平滑”的并且由此以下解释的图的解缠变得更简单。
也就是，在下一个处理步骤IV中第一相位图ΔΦLC(x,y,z)被解缠(英语“phaseunwrapping”)。如开头提到的，该被测量的(被遮掩的和被校正的)第一相位图ΔΦLC(x,y,z)一般示出人工的突然的相位跳跃(解缠)，其原因在于，被测量的相位仅可以取在±π范围中的值，而真正寻找的相位具有更大的值域(参见等式(10))。“Phase unwrapping”理解为如下技术，其允许，原始的平滑的相位根据被测量的相位图，除了未知的全局偏置值之外，按照如下被修复：
ΔΦh2o,HR(x,y,z)＝ΔΦLU(x,y,z)±n·2π (14)
在此ΔΦh20,HR(x,y,z)又是实际上寻找的相位图，ΔΦLU(x,y,z)是在“phaseunwrapping”(下标U在此代表“unwrapped”)之后的(具有有限可分辨的频率值域的)第一相位图并且δ0＝n·2π是提到的全局偏置值。n在此是整数的全局偏置系数。δ0＝2π的相位偏差相应于Δfchem的频率偏置，也就是在1.5T情况下大约204Hz和在3T情况下408Hz。“全局”在此是指，偏置值δ0或偏置系数n不取决于位置(x,y,z)。即与等式(10)的区别在于，与所寻找的相位图的偏置不再取决于像素位置。
特别地通过高性能计算机的可用性，发展了一系列算法，其可靠解决“phaseunwrapping”的问题并且可以在该处理步骤IV中被采用。对于合适的算法的例子例如在上面提到的H.Abdul-Rahman et al.的文章中描述。
为了对于期望的B0图可以直接从相位图中确定局部共振频率与系统频率的绝对偏差，可以如以下描述的那样确定该全局偏置值δ0＝n·2π或偏置系数n。
在下一个处理步骤V中为此在等式(14)中借助覆盖了较宽的频率值域的第二相位图ΔΦHM(x,y,z)和等式(11)和(14)确定还未知的全局相位系数n。
如果从等式(11)和(14)中消除还未知的所寻找的相位图ΔΦh20,HR(x,y,z)，则由此成立：
ΔΦLU(x,y,z)±n·2π＝ΔΦHR(x,y,z)+c(x,y,z)·2π (15)
其中0≤c(x,y,z)≤1
相应地，所寻找的偏置系数n可以对于在目标体积中在位置(x0,y0,z0)处的任意像素被唯一确定，方式是，对于该点这样选择系数n0，使得成立：
ΔΦHR(x0,y0,z0)≤ΔΦLU(x0,y0,z0)±n0·2π≤ΔΦHR(x0,y0,z0)+2π (16)
也就是这样选择n0，使得(具有较小的频率值域的)解缠的第一相位图ΔΦLU(x,y,z)在加上项n0·2π之后对于在位置(x0,y0,z0)处的涉及的像素大于或等于(具有较大的频率值域的)第二相位图ΔΦHC(x,y,z)，但是其以最大2π超过。对于每个像素存在恰好一个系数n0，对于该系数满足该条件(16)。如果选择的像素由自由的水主导，在此应当对于左侧出现相同性。相反，如果随机选择其由脂肪主导的像素，则在等式(16)的右侧预计相同性。对于既包含明显的水又包含脂肪分量的混合像素，在两侧预计“真的小于”。
原则上，可以将所寻找的全局偏置系数n置为简单等于该在位置(x0,y0,z0)处寻找的偏置系数n0，因为该值是不取决于位置的。然而因为全局偏置系数n根据唯一的像素的确定由于所测量的数据的不可避免的噪声在如下情况下将是容易出错的，在所述情况中(例如随机)选择的像素由脂肪或水主导，所以优选地对于多个像素独立地确定多个“候选偏置系数”n0。基于候选偏置系数n0然后可以以合适的方式选择偏置系数n。如果候选偏置系数n0的结果对不同的像素非常不同，则例如可以选择在统计上最频繁被找到的候选偏置系数n0作为全局偏置系数n。
如上所述找到的全局偏置值δ0＝n·2π然后例如在步骤V中与解缠的相位图ΔΦLU(x,y,z)相加或相减。这按照等式(14)提供绝对相位图ΔΦh20,HR(x,y,z)。在与已知的换算系数逐像素相乘之后(为此参见等式(2)和(3))可以从中作为调整参数图JP计算绝对的频率图
或绝对的B0图
在此绝对的频率图Δf0(x,y,z)说明了局部共振频率与在测量相位图ΔΦLR(x,y,z)、ΔΦHR(x,y,z)时被设置了的HF中心频率或系统频率的所寻找的偏差。绝对的B0图说明了与相应于设置的HF中心频率或系统频率的B0场的相应的局部B0场偏差。通常绝对的频率图或B0图是比所需地更高地空间分辨的。在特定于层的匀场中，例如每层仅需一个频率。其可以通过如下被确定，即例如对于每个层确定一个匀场体积并且作为在匀场体积中的加权平均的频率来确定对于该层的频率。为了对匀场体积中的各个像素加权，在此例如可以使用来自于等式(12)的绝对图像MI。例如在图4中在步骤VI中是这样。
通过直接从B0图中确定绝对的共振频率，可以如上提到的那样弃用单独的频率调整测量。即降低检查的持续时间，这降低了对于患者的负担和成本。这尤其在特定于层的匀场和HF中心频率的设置中是优点，因为在此否则对于每个层会需要一个频率调整测量。
解缠的标准化的B0图此外可以在许多其他磁共振方法中被有利地采用。例如EPI失真校正和用于脂肪-水分离的迪克松方法。
按照本发明的工作方式在此相对于现有技术不延长B0图的采集持续时间。因为通常需要仅具有相对较低的空间分辨率的B0图，所以采集的中间回波和具有大的可分辨的频率值域的附加的相位图没有附加成本地提供附加知识。
最后再次指出，前面描述的详细方法和构造是实施例并且原理也可以在宽的范围内由专业人员改变，而不脱离通过权利要求规定的范围。
于是例如在按照图4的实施中替换地，匀场电流替代在步骤IIIb中也可以与新的HF中心频率Δf0一起在最后，基于计算的绝对相位图ΔΦh20,HR(x,y,z)或从中确定的绝对B0图来确定。也就是在位置(x,y,z)处第j个匀场通道的场份额ΔBj(x,y,z)与匀场电流Ij成比例：
ΔBj(x,y,z)＝Cj(x,y,z)·Pj·Ij (19)
在等式(19)中Cj(x,y,z)是匀场通道j的已知的标准化的场分布并且Pj是匀场通道j的同样已知的不取决于位置的敏感性。下标j可以取值1,…,N，其中N是提供的匀场通道的数量。然后可以最优地这样选择电流ΔIj和新的HF中心频率Δf0，使得其最优地补偿目标体积中的测量的局部场偏差ΔB0(x,y,z)：
在方程组(20)中ΔB0(x,y,z)是来自于等式(18)的绝对B0图。在该方程组中的所寻找的未知数是Δf0、系统频率相对于在采集参数值期间的设置的改变、以及N个值ΔIj，其说明了在第j个匀场通道中电流相对于在采集参数图期间的设置的改变。也就是表达式(20)对于匀场体积中的每个像素提供一个等式。因为匀场体积中的像素的数量通常明显大于方程组(20)中的未知数的数量(N+1)，所以涉及的是超定方程组，其在最小平方差的意义上利用标准方法可以求解。在该变形中也就是不必援用上面关于步骤IIIb提到的差分匀场方法。
为完整起见指出，不定冠词“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，其由多个必要时也可以是空间上分布的部件组成。

Claims (15)

1.一种用于产生参数图(Δf0)的方法，该参数图对于检查对象(O)中的目标体积(ZV)，代表了与磁共振断层成像系统(1)中检查对象(O)的检查组织的第一谱分量的共振频率的场偏差，具有以下方法步骤：
-激励检查对象(O)的至少包括目标体积(ZV)的空间区域，和形成至少三个回波信号(E1，E2，E3)，其中这样选择在至少三个回波信号(E1，E2，E3)中的两个之间的第一回波时间差(ΔTE13)，使得检查对象(O)的检查组织的第二谱分量的信号的相位演变在第一回波时间差期间与第一谱分量的信号的相位演变基本上以2π相区别并且这样选择至少三个回波信号(E1，E2，E3)中的至少另一个的回波时间(TE2)，使得其处于具有第一回波时间差(ΔTE13)的两个回波信号(E1E3)的回波时间(TE1，TE3)之间，
-从三个回波信号(E1，E2，E3)中采集原始数据，
-在使用三个回波信号(E1，E2，E3)的原始数据的条件下产生参数图(Δf0)。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，从具有第一回波时间差的两个回波信号(E1，E3)的原始数据中确定第一辅助参数图(ΔΦL)。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，从至少三个回波信号(E1，E2，E3)的原始数据中确定第二辅助参数图(ΔΦH)。
4.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，从至少三个回波信号(E1，E2，E3)的原始数据中确定第二辅助参数图(ΔΦH)。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，这样确定所述第二辅助参数图(ΔΦH)，使得其相对于第一辅助参数图(ΔΦL)具有更高的相位值域或频率值域。
6.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述第一辅助参数图(ΔΦL)被相位解缠并且基于相位解缠的第一辅助参数图(ΔΦLU)和第二辅助参数图(ΔΦH)确定所述参数图(Δf0)。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，为了计算参数图(Δf0)，从相位解缠的第一辅助参数图(ΔΦLU)中确定全局的偏置值，其中所述全局的偏置值基于对于不同的参数图点在使用第二辅助参数图(ΔΦH)的条件下被确定的多个候选偏置值被确定。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，
-当第二谱分量具有比第一谱分量更低的共振频率时，这样确定对于一个参数图点的候选偏置值，使得其在该参数图点处呈现的、相位解缠的第一辅助参数图(ΔΦLU)的值在加上候选偏置值之后不低于在该参数图点处的第二辅助参数图的值并且以最大如下值超出，该值相应于2π的相位，并且在此候选偏置值本身相应于2π相位的整数倍，
-当第二谱分量具有比第一谱分量更高的共振频率时，这样确定对于一个参数图点的候选偏置值，使得其在该参数图点处呈现的、相位解缠的第一辅助参数图(ΔΦLU)的值在加上候选偏置值之后不高于在该参数图点处的第二辅助参数图的值并且最大以如下的值低于其，该值相应于2π的相位，并且在此候选偏置值本身相应于2π相位的整数倍。
9.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述第一辅助参数图(ΔΦL)和/或所述第二辅助参数图(ΔΦH)在位于目标体积(ZV)的感兴趣区域外部的区域中被遮掩。
10.根据权利要求9所述的方法，其特征在于，所述第一辅助参数图(ΔΦL)和/或所述第二辅助参数图(ΔΦH)在使用从回波信号的原始数据中产生的目标体积(ZV)的幅度图像数据(MI)的条件下被遮掩。
11.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，对在相位解缠之前的所述第一辅助参数图(ΔΦL)和/或所述第二辅助参数图(ΔΦH)进行线性相位校正。
12.一种用于借助磁共振断层成像系统(1)产生检查对象(O)中的目标体积(ZV)的磁共振图像数据的方法，具有以下方法步骤：
-利用按照权利要求1至11中任一项所述的方法产生参数图(Δf0)，
-在使用参数图(Δf0)的条件下对磁共振断层成像系统(1)的B0场进行匀场和/或确定磁共振断层成像系统(1)的当前工作频率，
-激励目标体积(ZV)以采集原始数据，
-基于所述原始数据重建磁共振图像数据。
13.根据权利要求12所述的方法，其特征在于，对于被一个目标体积(ZV)或由多个目标体积组成的参数图体积所包括的匀场体积(SV)，基于匀场体积(SV)中参数图(Δf0)的加权平均的参数，确定当前工作频率。
14.一种用于磁共振断层成像系统(1)的控制装置(13)，其用于产生对于检查对象(O)中的目标体积(ZV)，代表了与磁共振断层成像系统(1)中检查对象(O)的检查组织的第一谱分量的共振频率的场偏差的参数图(Δf0)，具有以下部件：
序列控制模块(14)，其被构造为，这样控制磁共振断层成像系统(1)的其他部件(15，16，17)，使得
-激励检查对象(O)的至少包括目标体积(ZV)的空间区域，和形成至少三个回波信号(E1，E2，E3)，其中这样选择在至少三个回波信号(E1，E2，E3)中的两个之间的第一回波时间差(ΔTE13)，使得检查对象(O)的检查组织的第二谱分量的信号的相位演变在第一回波时间差期间与第一谱分量的信号的相位演变基本上以2π相区别并且这样选择至少三个回波信号(E1，E2，E3)中的至少另一个的回波时间(TE2)，使得其处于具有第一回波时间差(ΔTE13)的两个回波信号(E1，E3)的回波时间(TE1，TE3)之间，
-从三个回波信号(E1，E2，E3)中采集原始数据，
和评估模块(21)，其被构造为，在使用三个回波信号(E1，E2，E3)的原始数据的条件下确定参数图(Δf0)。
15.一种包括以下部件的磁共振断层成像系统(1)：
-基本场磁体系统(4)，
-HF发送天线系统(5)，
-梯度系统(6)，
-HF接收天线系统(7)，
-按照权利要求14所述的控制装置(13)。
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