CN105301537A - 同时磁共振成像方法和用于同时多核磁共振成像的装置 - Google Patents

Abstract

描述了一种同时MR成像方法(300)其中，同时激发并读出不同的原子类型。在此，首先，发送多共振HF激发脉冲(α₁)，其包括多个与不同的原子类型对应的具有不同的频率范围的子信号。同时或者在时间上协调地发送不同的原子类型公用的梯度模式(GS)，利用其可以对接收到的信号进行单一的空间对应。在随后的读出过程中，接收回波信号(ES)，其包括不同的原子类型的不同的单回波(EZS)。将接收到的回波信号(ES)分离为单信号(EZS)。最后，由从所分离的单信号(EZS)中获得的原始数据(SRD)重建图像数据(BD)。还描述了一种装置(30)，利用其可以执行前面描述的方法(300)。

Description

同时磁共振成像方法和用于同时多核磁共振成像的装置

技术领域

本发明涉及一种同时MR成像方法和用于进行同时成像的装置。本发明还涉及一种磁共振设备。

背景技术

在也称为磁共振断层成像系统的磁共振设备中，通常借助基本场磁系统使要检查的身体经受例如1、3、5或7特斯拉的相对高的基本磁场。另外，借助梯度系统施加磁场梯度。于是，经由高频发送系统借助合适的天线装置发出高频激发信号(HF信号)，这使得由该高频场共振地激发的特定原子的核自旋相对于基本磁场的磁力线倾斜限定的翻转角。在核自旋弛豫时，发射高频信号、即所谓的磁共振信号，借助合适的接收天线将其接收，然后进一步进行处理。最后，可以根据如此获取的原始数据重建希望的图像数据。这些图像数据表示具有可磁极化的核自旋的原子核的密度或者弛豫的截面图。

由此，为了进行特定测量，可以发出由一系列高频脉冲、特别是激发脉冲和重聚焦脉冲以及在不同的空间方向上以与其相适应地协调的方式发出的梯度脉冲构成的特定脉冲序列。必须在时间上与此相适应地设置读出窗口，其预先给定采集感生的磁共振信号的时间段。在此，特别地，对于成像来说关键的是该序列内的定时，即在哪些时间间隔内哪些脉冲彼此跟随。通常在所谓的测量协议中定义大量控制参数，测量协议是预先建立的，并且为了进行特定测量例如从存储器调出，并且在需要时操作人员可以在现场进行改变，操作人员可以预先给定附加控制参数，例如要测量的层的堆叠的特定层距离、层厚度等。然后，基于所有这些控制参数计算也称为测量序列的脉冲序列。通常，仅激发一种原子类型的原子、即氢。因此，通常针对氢优化所描述的脉冲序列或测量协议。

为了获得关于患者的生理和新陈代谢状态的其它信息，可能有意义的是，除了基于氢原子进行成像之外，还激发其它原子类型或同位素类型的原子或专门的同位素。

例如，可以通过激发钠离子Na²³来进行附加的图像记录。钠离子对于细胞内环境稳定和细胞存活来说很重要。健康的组织具有145mM的细胞外钠浓度，其超过细胞内浓度大约10倍。通过Na²³离子的MR记录，可以测量这些区间的体积和弛豫加权的信号。在这种情境下，使用Na²³离子的磁共振断层成像是用于证明使得Na²³离子梯度发生改变的病理学过程的诊断辅助手段。通常，Na²³和H¹成像在分离的操作中使用按照各个原子类型调谐的不同的脉冲序列进行。其原因在于，Na²³-MRT成像提出的要求与氢-MRT成像的要求显著不同。一方面，Na²³-MRT成像的挑战由较差的SNR(信噪比)给出。因此，记录需要更长的测量时间，以便获得足够的图像质量。此外，在进行Na²³-MRT成像时，接收到的信号的信号强度明显更低。Na²³的总浓度在脑组织中仅大约为50mM，并且在肌肉中大约为30mM。Na²³的MR灵敏度比氢的灵敏度低10倍。由此导致Na²³-MR成像的体内信号的信号强度比进行H¹-MR成像时的信号低大约20000倍。这种灵敏度差异可以部分地通过较短的重复时间(TR)来补偿，因为纵向弛豫时间T₁与H¹成像相比短得多。尽管如此，总灵敏度仍然低超过2000倍。

另外，Na²³具有值比H¹低的耦合常数γ。由于该原因，在进行Na²³成像时，为了借助梯度脉冲进行编码，必须施加具有比在使用氢原子进行成像时高的场强的梯度场。最后，Na²³原子在体内具有比H¹原子短的横向回波时间，这需要更短的回波时间，由此需要更快的序列。

然而，使用不同的原子类型的串行MR成像需要增加的时间开销。另外，在进行串行测量时，出现患者的位置可能在测量之间发生了改变的问题。此外，在进行串行记录时，由于记录时间点不同，来自于呼吸、心跳和类似变化的影响可能对在时间上连续记录的图像产生不同的影响。这使得难以对使用不同的原子类型的串行记录进行比较。

发明内容

因此，可以看到，本发明要解决的技术问题是，开发一种更快、更不易发生错误并且更舒适的使用不同的原子类型的原子的共振信号的MR成像方法。

上述技术问题通过按照本发明的方法、按照本发明的装置和按照本发明的磁共振设备来解决。

可以看到，本发明的基本思想在于，在按照本发明的MR成像方法中，同时激发并读出不同的原子类型。首先，发送多共振HF激发脉冲，其包括多个与不同的原子类型对应的具有不同的频率范围的子信号。同时或者在时间上协调地发送对于不同的原子类型是公用的梯度模式，利用其可以对接收到的信号进行单一的空间对应。在随后的读出过程中，接收回波信号，其包括不同的原子类型的不同的单回波。将接收到的回波信号分离为单信号。因为单信号包括不同的频率，因此非常容易地过滤出单信号。最后，由从分离的单信号中获得的原始数据重建图像数据。

按照本发明的装置包括具有多共振发送天线的发送单元，其被构造用于发送包括多个与不同的原子类型对应的子信号的多共振HF激发脉冲，并且发送不同的原子类型公用的梯度模式。所述多共振发送天线例如可以包括调谐到不同的频率的多个发送天线。替换地，所述发送天线也可以作为单个天线在多个频率上共振。此外，按照本发明的装置包括具有多共振接收天线的接收单元，其被构造用于接收包括不同的原子类型的不同的单回波的回波信号。此外，按照本发明的装置包括：分离单元，其被构造用于将回波信号分离为单信号；以及重建单元，其被构造用于根据与所分离的单信号对应的原始数据重建图像数据。

按照本发明的磁共振设备包括按照本发明的装置。在此，按照本发明的装置的各个单元也可以是不同的单元、例如测量控制单元、接收单元或者评价单元的部分。

先前提及的按照本发明的装置的部件中的大多数、特别是分离单元和重建单元，可以全部或者部分以软件模块的形式实现。就此而言，这是有利的，因为通过软件安装，也可以将已有的硬件装置改型为用于执行按照本发明的方法。因此，本发明还包括可直接加载到磁共振设备的可编程的控制装置的处理器中的计算机程序，具有程序代码装置，用于在所述可编程的控制装置中执行所述程序时，执行按照本发明的方法的所有步骤。在此，控制装置也可以包括例如测量控制单元、重建单元、评价单元等的分布式单元，或者也可以是所要求保护的装置的部件，并且其可以对所要求保护的装置包括的单元进行控制，从而能够执行按照本发明的方法。

本发明的其它特别有利的构造和扩展方案由从属权利要求以及下面的描述得到，其中，一种权利要求类别的独立权利要求也可以与另一种权利要求类别的从属权利要求类似地扩展。

在所述方法的一种优选构造中，发送多共振HF反转脉冲，其包括多个与不同的原子类型对应的子信号。HF反转脉冲的发送用于重聚焦由HF激发脉冲激发的自旋。例如，使自旋的相位旋转180°，即反转。在发出自旋回波序列时，使用这种工作方式。替换地，在诸如GRE、Flash、Fisp、TrueFisp等的梯度回波序列的情况下，也可以发送反转的梯度脉冲，其同样用于重聚焦所激发的原子的自旋。也可以使用自旋回波序列和梯度回波序列的组合，例如TSE、HASTE、TGSE等。

在按照本发明的方法的一种特别优选的变形中，同时测量正好两种原子类型的回波信号。特别有利的是，在同时激发氢原子和钠原子时，可使用所述方法。当要执行高分辨率成像以及使得Na²³离子梯度改变的病理过程的证明时，这是有利的。

替换地，作为原子类型H¹、Na²³的附加或替换，在同时成像方法中激发的原子例如还可以包括诸如F¹⁹、O¹⁷、P³¹、C¹⁴、Li⁷、Cl³⁵、Cl³⁷或He的原子类型。

在本发明的一种构造中，可以将公用的梯度模式针对氢原子的共振进行优化。因为与氢原子对应的回波信号由于耦合常数γ的值较大而产生明显更好的图像分辨率，从而使用H¹原子产生的图像再现大多数细节，并且相应地还针对精度或最小干扰影响进行优化。

然而，相反的过程也可以是有用的。因为H¹总是具有大多数信号，因此可以针对这种核设计次优、但是充分的序列，其由较低的共振核(具有较低的SNR)实现最大信号。

在层选择的脉冲序列的情况下，可以使用按照本发明的方法，其中，HF激发脉冲并且在需要时HF反转脉冲以层选择的方式发出。在此，在考虑公用的层选择梯度的条件下，对于不同的频率范围，调整不同的原子类型的HF脉冲的带宽，使得层厚度相同。

为了在以层选择的方式激发不同的原子时，实现层厚度相同，选择多共振HF激发脉冲的子信号的带宽的比，使得其对应于不同的原子类型的旋磁因子的比。

如果在自旋回波序列中使用按照本发明的方法，则也将多共振HF反转脉冲的子信号的带宽的比选择为使得其对应于不同原子类型的旋磁因子的值的比。

作为层选择激发的替换，还可以在3D序列中使用按照本发明的方法。在这种类型的序列中，代替层选择梯度，也在z方向上运行相位编码模式。在这种情况下不需要协调层厚度。因此，在这种变形中，所施加的激发脉冲或反转脉冲的带宽不再必须对应于各个原子类型的各自的耦合常数γ。在这种情况下，将三维区域“切断”，以覆盖与在氢的情况下相同的FoV。换句话说，在这种情况下，与2D相位编码方向完全相同地处理第三方向(层方向)。

在读出回波信号并且分离为单信号之后，优选将分离的单信号转换为数字信号。所述数字信号构成原始数据，其能够利用数字电路进一步进行处理。

在按照本发明的方法的一种特别实用的变形中，从不同的原子类型的分离的单信号中获得分离的图像数据。在此，除了具有值最大的耦合常数的原子、例如氢之外，在图像重建之后，丢弃位于图像范围外部的图像数据的图像点。直观地说，不考虑对另一种原子类型对应的图像数据的、位于针对具有值最大的耦合常数的原子所记录的图像的图像范围外部的图像范围。各个原子类型对应的影像的图像大小不同的原因是，所成像的范围FoV与原子类型特定的耦合常数γ的值成反比。

替换地，在读出回波信号时，代替以逐行的方式，还可以以轮辐状扫描k空间。除了对k空间进行径向扫描，还可以对k空间进行螺旋扫描或者EPI式扫描。

还可以对按照本发明的方法进行变形，使得代替同时地，依次地、但是在同一个公用的梯度脉冲期间发送针对不同的原子类型的HF脉冲。当应针对该新方法改型传统的磁共振设备时，这种变形可能特别有用。

附图说明

下面，参考附图根据实施例再一次详细说明本发明。在此，在不同的图中对相同的部件设置相同或相应的附图标记。附图通常不是按比例的。其中：

图1示出了按照本发明的一个实施例的磁共振设备的示意图，

图2示出了在按照本发明的一个实施例的方法中使用的脉冲序列的示意图，

图3示出了图示按照本发明的方法的流程图。

具体实施方式

在图1中粗略地示意性地示出了按照本发明构造的磁共振设备1。其一方面包括原来的磁共振扫描仪2，检查空间8或患者隧道8位于其中。床7可进入该患者隧道8中，使得可以在检查期间，将置于其上的患者O或者受检者在磁共振扫描仪2内相对于布置在其中的磁系统和高频系统放置在特定位置上，或者也可在测量期间在不同的位置之间移动。

磁共振扫描仪2的主要部件是基本场磁体3、具有用于在x、y和z方向上产生磁场梯度的磁场梯度线圈的梯度系统4以及全身高频线圈5。x、y和z方向上的磁场梯度线圈是彼此独立地可控的，从而通过预定的组合，可以在任意的逻辑空间方向上(例如在层选择方向上、在相位编码方法上或者在读出方向上)施加梯度，其中，这些方向通常取决于所选择的层朝向。同样还可以使这些逻辑空间方向与x、y和z方向一致，例如使层选择方向在z方向上，相位编码方向在y方向上，并且读出方向在x方向上。在检查对象O中感生的磁共振信号的接收可以经由全身线圈5进行，通常还利用其发出用于感生磁共振信号的高频信号。但是，通常这些信号利用具有例如置于患者O上方或下方的局部线圈(这里仅示出了其中的一个)的局部线圈装置6来接收。所有这些部件对于本领域技术人员来说原则上是已知的，因此在图1中仅粗略地示意性地示出。

磁共振扫描仪2的部件可由控制装置10控制。在此，其可以是控制计算机，其也可以由大量的、在需要时还在空间上分离并且经由合适的线缆等彼此连接的单个计算机构成。该控制装置10经由终端接口17连接到终端20，操作人员可以经由终端20对整个设备1进行控制。在这种情况下，该终端20作为计算机配备有键盘、一个或更多个显示器以及诸如鼠标等的其它输入设备，从而向操作人员提供图形用户界面。

此外，控制装置10具有梯度控制单元11，其也可以由多个子部件构成。经由该梯度控制单元11，按照梯度脉冲序列GS向各个梯度线圈施加控制信号。在此，如上面所描述的那样，其是在测量期间准确地在预先设置的时间位置并且准确地按照精确预定的随着时间的变化过程设置(播出)的梯度脉冲。

此外，控制装置10具有高频发送单元12，以便按照脉冲序列的预定的高频脉冲序列HFS，分别向(全身)高频线圈5馈入高频脉冲。高频脉冲序列HFS例如包括激发脉冲和重聚焦脉冲。磁共振信号ES的接收于是借助局部线圈装置6来进行，并且从其接收到的信号数据ES由HF接收单元13读出。

替换地，根据全身高频线圈5和线圈装置6与高频发送单元12和HF接收单元13的当前连接，高频脉冲序列也可以经由局部线圈装置发出，和/或磁共振信号可以由全身高频线圈接收(未示出)。按照本发明，局部线圈装置的使用非常重要，因为实际上更简单的是，不替换身体共振器，而添加多核发送-接收线圈。

经由另一个接口18向磁共振扫描仪2的其它部件、例如床7或者基本场磁体3发送控制命令，或者接收测量值或其它信息。

梯度控制单元11、HF发送单元12和HF接收单元13由测量控制单元15分别以协调的方式控制。这通过相应的命令确保发出希望的梯度脉冲序列GS和高频脉冲序列HFS。此外，必须确保HF接收单元13在匹配的时间点读出局部线圈装置6的局部线圈上的磁共振信号并且进一步进行处理。测量控制单元15同样控制另一个接口18。测量控制单元15例如可以由一个处理器或者多个协作的处理器形成。

然而，这种磁共振测量的基本流程和所提及的用于进行控制的部件对于本领域技术人员来说是已知的，因而这里不进一步对其进行详细讨论。另外，这种磁共振扫描仪2以及相关联的控制装置还可以具有多个其它部件，这里同样不对其进行详细说明。在此应当指出，磁共振扫描仪2还可以不同地构造，例如可以具有在一侧打开的患者空间或者可以被构造为其中仅能够定位一个身体部位的较小的扫描仪。

为了开始进行测量，操作人员通常可以经由终端30从存储有用于不同的测量的多个控制协议P的存储器16中选择针对该测量设置的控制协议P。另外，操作人员还可以经由网络NW例如从磁共振设备的制造商调取控制协议，然后在需要时对其进行修改并使用。

按照本发明的一个实施例的磁共振设备1包括装置30。在图1中用虚线示出了用于进行同时成像的装置30，如在图1中可以看到的那样，其包括分布在控制装置10上的单元。按照本发明的装置30的一部分是发送单元，其包括梯度控制单元11和HF发送单元12。此外，装置30还具有HF接收单元13、分离单元21、数字化单元22和重建单元14。下面对所提及的单元的功能进行详细描述。HF发送单元12发出包括多个与不同的原子类型对应的子信号的多共振HF激发脉冲α₁。此外，梯度控制单元11发送不同的原子类型公用的梯度模式GS。此外，HF发送单元12还发送重聚焦(Refokussierung)所需的反转脉冲α₂。被HF激发信号激发的不同原子类型的原子作为应答发出回波信号或者说磁共振信号ES。首先，向分离单元21转发由HF接收单元13接收到的磁共振信号ES。分离单元21接收由HF接收单元13接收到的磁共振信号ES，并且将其对应于在进行成像时参与的不同的原子类型。随后，向数字化单元22转发所分离的单信号EZS。数字化单元22将模拟的单信号EZS转换为所分离的单信号的数字化的原始数据SRD。随后，向重建单元14继续传送数字化的原始数据SRD。重建单元14由所分离的原始数据SRD重建图像数据BD。随后，还将与耦合常数γ具有较小的值的原子类型对应的图像数据BD减少成减少的图像数据RBD。在此，丢弃位于预定的视场FoV外部的图像数据BD。将图像数据BD或RBD存储在存储器16中和/或经由接口17传输给终端20，使得操作人员能够看到其。还可以将图像数据BD或RBD经由网络NW存储在其它位置和/或进行显示和评价。图像数据BD、RBD一方面包括由分离的原始数据SRD的幅度数据重建的传统的图像数据，另一方面还包括在进行相位对比测量时由原始数据的虚数部分构建的相位图像。利用所产生的图像数据，可以根据原子类型分离地进行要检查的对象的图像图示。然而，也可以以彼此叠加的方式观察所产生的图像。

在图2中示例性地示出了利用z方向上的层选择进行同时成像的脉冲序列。在用HF表示的第一行中示出了多共振激发脉冲α₁和多共振反转脉冲α₂。此外，在时间上随后示出了由多共振接收单元13(参见图1)检测到的自旋回波ADC。在第2至第4行中，示出了梯度脉冲序列G_x、G_y和G_z。梯度G_x和G_y的任务是在沿z方向选择的层内产生x方向上和y方向上的空间分辨率。例如，梯度G_y可以是相位编码梯度，并且梯度G_x可以是读出梯度。换句话说，在进行成像时，在所选择的层中，在y方向上进行相位编码，并且在x方向上进行频率编码。在此，在y方向上以取决于位置的方式对自旋施加不同的相位，并且在x方向上自旋进动的频率发生变化。由此，读出的信号包含由梯度场G_x和G_y确定的频率和相位编码，由此能够借助傅立叶变换重建图像信息。然而，梯度对不同的原子类型产生不同的作用，这使得不同原子类型的核自旋产生不同速度的散相(Dephasierung)。所记录的图像的空间分辨率不仅取决于梯度矩(Gradientenmoment)、即梯度强度以及梯度的作用持续时间，还取决于耦合常数γ。适用：

$\frac{1}{\mathrm{\Δx}}=\frac{\mathrm{\γ}}{2\mathrm{\π}}{\∫G}_x\left(t\right)\mathrm{dt}---\left(1\right)$

其中，Δx是x方向上的图像像素的边缘长度。例如，与H¹相比，Na²³核的耦合常数γ的较低的值使可获得的分辨率减小。

所需的测量点的数量N由测量对象的大小FoV和获得的像素大小Δx的商得出：

$N=\frac{\mathrm{FOV}}{\mathrm{\Δx}}---\left(2\right)$

由于与H¹相比Na²³的耦合常数的值更低，因此在对两种原子进行并行测量时，与H¹相比对于Na²³得到更小的分辨率。因此，对于Na²³的成像，较少的测量点就足够了。然而，因为按照本发明，测量应该同时或者至少使用相同的位置编码进行，因此对于Na²³记录比所需的多的测量点。这表现为，在激发Na²³原子时，记录比所需的大的图像范围。因此，在对图像数据进行后处理时，合理地丢弃位于与测量对象的大小或者预先确定的图像范围的大小相对应的预定的图像片段FoV外部的图像点。

在图3中用流程图示出了按照本发明的一个实施例的方法。在所示出的实施例中，以层选择成像方法使用自旋回波脉冲序列激发H¹和Na²³原子。为此，在步骤3.I中，实施双共振激发脉冲α₁。该激发脉冲例如由双共振发送天线12(参见图1)发射，其发送与不同的原子类型对应的、频率与所体积的不同原子的核自旋的共振频率相对应的子信号。该激发脉冲与层梯度G_z一起定义目标体积的层厚度。激发信号α₁的两个子信号的入射能量在同时入射的层选择梯度G_z的作用下，产生对于各个原子类型不同的层激发。如已经说明的那样，其原因在于耦合常数γ_NA23和γ_H1的不同的值。例如为了针对两种原子类型获得相同的层厚度，必须如下计算激发信号α₁的子信号的带宽BW_Na和BW_H1的比：

$\frac{{\mathrm{BW}}_{\mathrm{Na}23}}{{\mathrm{BW}}_{H1}}=\frac{{\mathrm{\γ}}_{\mathrm{Na}23}}{{\mathrm{\γ}}_{H1}}---\left(3\right).$

在步骤3.II中，同样与层选择梯度G_z同时发送多共振HF反转脉冲α₂。反转脉冲α₂同样包括与不同的原子类型对应的两个子信号。在步骤3.III中，发送不同的原子类型公用的梯度模式GS或梯度脉冲序列。其例如经由发送单元11(参见图1)发出。在此，该梯度脉冲序列在时间上与激发脉冲α₁和反转脉冲α₂的发出相协调。例如，如已经描述的那样，层选择梯度G_z与激发脉冲α₁和反转脉冲α₂同时发出。另一方面，读出梯度G_x在时间上与接收装置13的读出窗口ADC同步。相位编码梯度G_y在读出之间和之后被接通。在步骤3.IV中，使用双共振接收天线接收回波信号或磁共振信号ES。回波信号ES包括不同的原子类型的不同的单回波。随后，在步骤3.V中，将接收到的回波信号分离为单信号EZS。在步骤3.VI中，在进一步处理之前进行模拟/数字转换。随后，对分离的单信号或者相应的分离的数字原始数据(SRD)进一步分开进行处理。在图3中示出的实施例中，针对H¹关于测量时间、可获得的SNR(信噪比)和分辨率，对脉冲序列进行优化。因此，在步骤3.VII中，可以以如在仅使用H¹原子进行图像记录中的惯常方式实现对H¹单信号对应的原始数据SRD。图像重建包括通常的数学方法，例如对检测到的原始数据SRD进行傅立叶变换。在步骤3.VIII中，同样将与Na²³单信号对应的原始数据SRD用于重建图像数据。然而，在步骤3.IX中，丢弃位于与使用H¹原子进行的图像记录对应的图像范围FoV外部的图像点，因为其不提供关于所关注的图像范围FoV的附加信息。

因此，提供一种评价方法，其使得能够将本身仅针对利用一种原子类型的MR成像开发的脉冲序列用于利用多种原子类型的同时测量。因此，可以在无需针对单独的脉冲序列花费附加的测量时间的情况下，获得例如关于患者的生理和新陈代谢状态的附加信息。此外，避免了在进行连续测量时由于要检查的对象移动而出现的干扰影响。

最后，再一次指出，前面描述的具体方法和构造是实施例，本领域技术人员也可以在更宽的范围内对基本原理进行修改，只要其通过权利要求进行了阐述，就不脱离本发明的范围。为了完整起见，还应当指出，不定冠词“一”或“一个”的使用不排除相关特征也可能存在多个。同样，术语“单元”或“模块”不排除其由在需要时也可能分布在空间上的多个部件构成。

Claims (15)

1.一种同时磁共振成像方法(300)，包括步骤：

-发送多共振HF激发脉冲(α₁)，其包括多个与不同的原子类型对应的子信号，

-发送对于不同的原子类型是公用的梯度模式(GS)，

-接收回波信号(ES)，其包括不同的原子类型的不同的单回波，

-将接收到的回波信号(ES)分离为单信号(EZS)，

-根据与所分离的单信号(EZS)对应的原始数据(SRD)重建图像数据(BD，RBD)。

2.根据权利要求1所述的方法(300)，其中，发送包括多个与不同的原子类型对应的子信号的多共振HF反转脉冲(α₂)，和/或发送反转的梯度脉冲，使得所激发的原子的自旋重聚焦。

3.根据权利要求1或2所述的方法(300)，其中，同时测量正好两种原子类型的回波信号(ES)。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法(300)，其中，不同的原子类型包括以下原子类型中的一种：

-H¹，

-Na²³，

-F¹⁹，

-O¹⁷，

-P³¹，

-C¹⁴，

-He³，

-Li⁷，

-Cl³⁵，

-Cl³⁷。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法(300)，其中，将公用的梯度模式(GS)针对氢原子的共振或图像分辨率进行优化。

6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法(300)，其中，HF激发脉冲(α₁)和HF反转脉冲(α₂)以层选择的方式发出。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法(300)，其中，多共振HF激发脉冲(α₁)的子信号的带宽的比对应于不同的原子类型的旋磁因子的值的比。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法(300)，其中，多共振HF反转脉冲(α₂)的子信号的带宽的比对应于不同的原子类型的旋磁因子的值的比。

9.根据权利要求1至5中任一项所述的方法(300)，其中，使用3D序列作为公用的梯度模式(GS)。

10.根据权利要求1至9中任一项所述的方法(300)，其中，从不同的原子类型的所分离的单信号(EZS)中获得分离的图像数据(BD)，并且不考虑位于图像范围(FoV)外部的图像数据(BD)的图像点。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法(300)，其中，在读出回波信号(ES)时，逐行和/或轮辐状地扫描k空间。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的方法(300)，其中，代替同时地，依次地、但是在同一个公用的梯度脉冲(G_z)期间发送针对不同的原子类型的HF脉冲。

13.一种用于进行同时成像的装置(30)，具有：

-发送单元，其被构造用于

-发送多共振HF激发脉冲(α₁)，其包括多个与不同的原子类型对应的子信号，以及

-发送对于不同的原子类型是公用的梯度模式(GS)，

-接收单元(12，13)，其被构造用于接收包括不同的原子类型的不同的单回波(EZS)的回波信号(ES)，

-分离单元(21)，其被构造用于将回波信号(ES)分离为单信号(EZS)，以及

-重建单元(14)，其被构造用于根据与所分离的单信号(EZS)对应的原始数据(SRD)重建图像数据(BD)。

14.一种磁共振设备(1)，具有根据权利要求13所述的装置(30)。

15.一种计算机程序产品，其能直接加载到磁共振设备(1)的存储器中，具有程序代码片段，用于执行根据权利要求1至12中任一项所述的方法的所有步骤。