對磁共振設備中的檢查對象的部分區域進行成像的方法

2024-02-04 16:19:15

專利名稱：對磁共振設備中的檢查對象的部分區域進行成像的方法
技術領域：
本發明涉及一種用於對磁共振設備中的檢查對象的部分區域進行成像的方法和一種為此的磁共振設備。
背景技術：
在磁共振設備中磁共振斷層造影拍攝的測量體積由於物理的和技術上的條件、諸如有限的磁場均勻性和梯度場的非線性而在所有三個空間方向上受到限制。由此，拍攝體積、即所謂的視場或視野O7OV)被限制到如下的體積，在該體積中上面提到的物理特徵位於預定的容差範圍內並且由此可以利用通常的測量序列對待檢查的對象進行忠於原始的 (originalgetreue)成像。然而這樣限制的視場或視野特別是在χ和y方向上、即垂直於磁共振設備的通道的縱軸，遠遠小於通過磁共振設備的環形通道限制的體積。在通常的磁共振設備中，環形通道的直徑例如大約為60cm，而通常使用的視場(在該視場中上面提到的物理特徵位於容差範圍之內)的直徑近似為50cm。在磁共振設備的許多應用中，「磁共振設備的通道的邊緣區域中不可能進行測量對象的忠於原始的成像」這一缺陷並不是大的問題，因為在純的磁共振拍攝中，通常可以將待檢查的對象的區域這樣布置在磁共振設備中，使得該區域不是位於通道的邊緣處，而是儘可能位於通道的中央，即所謂的磁共振設備的對稱中心。然而在混合系統中，諸如在由磁共振斷層造影設備和正電子發射斷層造影設備組成的混合系統，即所謂的MR-PET混合系統中，通常很重要的是，在邊緣區域也儘可能精確地確定檢查對象的結構。在MR-PET混合系統中例如人的衰減校正是具有決定性意義的。利用人的衰減校正確定在正電子和電子的相互作用之後發出的光子在其通過吸收的組織到探測器的路程上的強度衰減並且對PET 的接收的信號恰好校正該衰減。此外採集磁共振記錄，該磁共振記錄在通過正電子發射斷層造影所發送的高能光子的方向上對待檢查的對象的完整的解剖結構進行成像。由此在混合系統的通道的邊緣區域中也能夠儘可能精確地採集待檢查的對象的解剖結構。位於該區域中的結構在待檢查的患者的情況下例如主要是可能布置在混合系統的通道內壁附近的邊緣區域中的手臂。在相同的發明人的申請號為DE 102010006431.9的專利申請中，提供了一種用於確定磁共振設備中檢查對象的部分區域的位置的方法。檢查對象的部分區域布置在磁共振設備的視場的邊緣。在該方法中，自動確定對於磁共振圖像的至少一個層位置，在該層位置中在磁共振圖像的邊緣處的~場滿足預定的均勻性標準。此外在確定的層位置拍攝磁共振圖像，該磁共振圖像包含視場的邊緣處的部分區域。檢查對象的部分區域的位置通過拍攝的磁共振圖像中部分區域的位置來自動確定。此外在現有技術中由Delso等人的提出了一種方法，以便在使用未校正的 PET數據的條件下通過分割身體輪廓來補償在磁共振圖像中由於視場限制而缺失的信息(G. Delso et al, Impact of limited MR field-of-view in simultaneous PET/MR acquisition, J. Nuc1. Med. Meeting Abstracts, 2008 ；49,162P)。
4
因為磁共振設備的視場被限制到一個體積，在該體積中磁場非均勻性和梯度場的非線性位於特殊的範圍之內，所以在現有技術中介紹了不同的校正算法，以便擴展視場。例如在Langlois S.等人的MRI Geometric Distortion :a simple approach to correcting the effects of non-linear gradient fields, J. Magn. Reson. Imaging 1999,9(6), 821-31 禾口 Doran SJ 等人的 A complete distortion correction for MR images I. Gradient warp correction, Phys. Med. Biol. 2005 Apr 7，50 (7)，1343-61 中提出了一種梯度失真校正(Gradientenverzeichniskorrektur)。此夕卜在 Reinsberg SA 等人的 A complete distortion correction for MR images :II. Rectification of static-field inhomogenities by similarity-based profile mapping, Phys. Med. Biol,2005Jun 7, 50 (11)，2651-61中提出了一種相應的B0場校正。

發明內容
然而在現有技術中沒有公知用於在全身MR-PET中的應用的視場擴展。因此，本發明要解決的技術問題是，提供一種對於在通常的視場外部的區域中(即例如在磁共振設備的環形通道的邊緣區域中)的待檢查的對象的結構的合適的忠於原始的成像。在其中Btl場具有非均勻性並且梯度場具有非線性的該邊緣區域中發生強烈失真 (Verzeichnungen)的情況下，對磁共振記錄中的失真的事後補償通常是不可能的，因為失真的區域在磁共振記錄中是重疊的。因此本發明要解決的另一個技術問題是，在採集磁共振數據的時刻就已經避免了強烈失真。按照本發明通過一種對磁共振設備中的檢查對象的部分區域進行成像的方法和一種磁共振設備、一種電腦程式產品和一種電子可讀的數據載體來解決上述技術問題。按照本發明，提供一種對磁共振設備中的檢查對象的部分區域進行成像的方法。 部分區域布置在磁共振設備的視場的邊緣。在該方法中，這樣產生梯度場，使得在視場的邊緣處的預定的位置處通過梯度場的非線性產生的失真和通過Btl場非均勻性產生的失真抵消(aufheben)。然後藉助這樣產生的梯度場採集包含了在視場邊緣處的預定位置的磁共振數據並且從磁共振數據中確定在預定位置處檢查對象的部分區域的圖像。梯度場例如可以是讀出梯度場或層選擇梯度場。因為梯度場的非線性取決於梯度場強而Btl場非均勻性獨立於梯度場強，所以至少對於視場的預定位置或視場的預定區域這樣調整和產生梯度場，使得梯度場的非線性和~ 場非均勻性在該位置處或在該區域中抵消。由此可以避免對於該預定位置或對於預定區域的失真。在此，失真是指檢查對象的預定位置(X，y, z)(例如在視場邊緣的預定位置處) 的信號值在從採集的磁共振數據所確定的檢查對象的圖像中在另一個位置(Xl，Y1, Z1)出現。坐標(X，y, ζ)也稱為實際的位置並且坐標(X1, Y1, Z1)也稱為失真的位置。特別在視場的邊緣區域中會發生失真，該失真不能通過對檢查對象的圖像的事後的校正來補償，因為例如多個相鄰的實際的位置會成像到密集並排布置的失真位置中的一個或多個。通過由於產生合適的梯度場而在預定位置或區域中相互抵消梯度場的非線性和Btl場非均勻性， 對於該區域不會出現或僅出現很少失真，從而在該區域中可以確定檢查對象的有價值的 (verwertbare)成像。
按照一種實施方式，為了產生梯度場在視場邊緣處的預定位置處確定相對的梯度誤差(relativer Gradientenfehler) 0此外在預定位置處確定B。場非均勻性。相對的梯度誤差和Btl場非均勻性例如可以通過對磁共振設備的測量(Ausmessen)來事先確定。然後根據相對的梯度誤差和Btl場非均勻性，確定梯度場的梯度並且在採集磁共振數據的情況下相應產生。梯度場的梯度G可以按照以下等式來確定G = -dB0(x, y, z)/c(x, y, ζ)(1)其中ClBtl是在視場邊緣處的預定位置(X，y，ζ)處的Btl場非均勻性並且c是在預定位置(x，y，z)處的相對的梯度誤差。當測量了一次磁共振設備，即，確定了對於確定的位置或區域(例如患者的手臂預計位於其中的區域)的相對的梯度誤差和Btl場非均勻性，則由此可以以簡單的方式確定並產生梯度場的梯度，以便能夠可靠地、即沒有失真地確定在預定位置處檢查對象的圖像。按照另一種實施方式，為了產生梯度場，確定在視場邊緣處的預定位置處的Btl場非均勻性並且這樣構造用於產生梯度場的梯度線圈，使得在預定位置處梯度場的非線性和 B0場非均勻性抵消。因為例如對於PET衰減校正通常僅須無失真地採集磁共振設備的視場邊緣處的幾個區域，例如，患者的手臂預計位於其中的區域，所以可以如下優化梯度線圈， 使得梯度線圈的非均勻性在預定的梯度場的情況下基本上抵消在該區域中的Btl場非均勻性。由此可以實現在該預定區域中檢查對象的無失真的成像。按照另一種實施方式，為了產生梯度場，確定在視場邊緣處的預定位置處梯度場的非線性並且這樣改變~場，使得在預定位置處梯度場的非線性和Btl場非均勻性抵消。Btl 場的改變例如可以通過合適地布置所謂的勻場片(Shimblechen)來調整。由此可以至少對於幾個預定的區域，例如患者的手臂預計位於其中的區域，實現小失真甚至無失真。該方法特別可以應用於在具有用於容納檢查對象的通道形開口的磁共振設備中。 該磁共振設備的視場的邊緣在這種情況下包括沿著通道形開口的內表面的外罩形區域。外罩區域例如可以具有近似5cm的外罩厚度。如前面提到的那樣，待成像的檢查對象的部分區域可以包括患者的解剖結構，特別是例如患者的布置在磁共振設備的視場的邊緣處的手臂。優選採集關於檢查對象的橫向平面中的磁共振數據。由於小的失真，在檢查對象的確定的圖像中可以可靠地確定部分區域的位置。按照另一種實施方式，根據檢查對象的部分區域的位置確定對於正電子發射斷層造影的衰減校正。由於小的失真，可以可靠地從檢查對象的圖像中確定部分區域、例如手臂的位置。在正電子發射斷層造影中，對於所接收的射線(光子)通過在射線方向上的檢查對象的結構或解剖結構而衰減的考慮是具有決定性意義的。通過即使在磁共振設備的視場邊緣處也可以確定檢查對象的部分區域的位置，可以對在磁共振設備中的檢查對象的或患者的位置和結構進行全面的確定並且由此可以實現對於正電子發射斷層造影的精確的衰減校正。因為衰減校正在該情況下僅基於來自於磁共振圖像的信息，所以也可以利用不太強烈積聚的PET示蹤物，例如銣，來進行正電子發射斷層造影。對於磁共振設備的視場邊緣處的檢查對象的部分區域的位置確定同樣可以支持輻射治療規劃。按照本發明，此外還提供一種磁共振設備，該磁共振設備包括用於控制具有用於 6產生Btl場的磁鐵的斷層造影儀的控制裝置、用於接收由斷層造影儀拍攝的信號的接收裝置、和用於分析信號和建立磁共振圖像的分析裝置。磁共振設備能夠這樣產生梯度場，使得在視場邊緣處的預定位置，梯度場的非線性和Btl場非均勻性抵消。例如要藉助磁共振設備來成像的檢查對象的部分區域可以位於視場邊緣處。此外還這樣構造磁共振設備，使得其藉助梯度場採集磁共振數據，該磁共振數據包含視場邊緣處的預定位置。然後磁共振設備從採集的磁共振數據中確定視場邊緣處的預定位置處的檢查對象的部分區域的圖像。磁共振設備還可以包括正電子發射斷層造影儀並且根據磁共振設備中的檢查對象的確定的圖像自動確定對於正電子發射斷層造影的衰減校正。此外磁共振設備還可以構造為用於執行前面描述的方法和其實施方式並且由此還包括事先描述的優點。按照本發明，還提供一種電腦程式產品，該電腦程式產品可以被加載到磁共振設備的可編程的控制裝置的存儲器中。電腦程式產品特別可以包括軟體。當電腦程式產品在磁共振設備中運行時，藉助電腦程式產品的程序裝置可以執行按照本發明的方法的所有前面描述的實施方式。本發明還提供一種電子可讀的數據載體，例如CD或DVD，在該數據載體上存儲了電子可讀的控制信息，特別是軟體。當該控制信息由數據載體讀取並且存儲在磁共振設備的控制單元中時，可以利用磁共振設備執行前面描述的方法的所有按照本發明的實施方式。


以下藉助附圖結合優選實施方式詳細解釋本發明。附圖中，圖1示意性示出了按照本發明的一種實施方式的磁共振設備。圖2示出了按照本發明的方法的流程圖。圖3示出了利用不是按照本發明產生的讀出梯度具有在χ方向上的讀出方向的示例性仿真的失真。圖4示出了利用按照本發明產生的讀出梯度具有在χ方向上的讀出方向的示例性仿真的失真。圖5示出了圓柱形的結構模體的橫截面磁共振記錄，該橫截面磁共振記錄是利用不是按照本發明產生的梯度所產生的。圖6示出了圖5的圓柱形的結構模體的橫截面磁共振記錄，該橫截面磁共振記錄是利用按照本發明產生的梯度所拍攝的。
具體實施例方式圖1示出了(磁共振成像或核自旋斷層造影設備的)磁共振設備5的示意圖。在此基本場磁鐵1產生時間上恆定的強磁場，用於極化或對齊對象U的檢查區域中的核自旋， 例如位於檢查臺23上並被移動到磁共振設備5中的人體的待檢查的部位的檢查區域中的核自旋。對於核自旋共振測量所需的、基本磁場的高的均勻性在典型地為球形的測量體積M 中定義，人體的待檢查的部位被移動到該測量體積中。為了滿足均勻性要求並且特別為了消除時間上不變的影響，在合適的位置上安裝由鐵磁材料構成的所謂的勻場片。時間上可
7變的影響通過勻場線圈2和對於勻場線圈2的合適的控制27來消除。在基本場磁鐵1中採用圓柱形的梯度線圈系統3，該梯度線圈系統由三個子線圈組成。每個子線圈由相應的放大器M-26利用用於產生在笛卡爾坐標系的各自的方向上的線性梯度場的電流來供電。梯度場系統3的第一子線圈在此產生χ方向上的梯度(ix，第二子線圈產生y方向上的梯度Gy，並且第三子線圈產生ζ方向上的梯度Gz。放大器2446分別包括數字模擬轉換器(DAC)，該數字模擬轉換器由用於時間上正確產生梯度脈衝的序列控制器18控制。在梯度場系統3內部有高頻天線4，所述高頻天線將由高頻功率放大器輸出的高頻脈衝轉換為用於激勵待檢查的對象的或對象的待檢查的區域的核和對齊核自旋的磁交變場。高頻天線4由以線圈的環形的、線性的或矩陣形的布置形式的一個或多個HF發送線圈和多個HF接收線圈組成。由高頻天線4的HF接收線圈還將從進動的核自旋出發的交變場，即，通常由一個或多個高頻脈衝和一個或多個梯度脈衝組成的脈衝序列引起的核自旋迴波信號，轉換為電壓(測量信號)，該電壓通過放大器7傳輸到高頻系統22的高頻接收信道8、8'。高頻系統22還包括發送信道9，在該發送信道中產生用於激勵核磁共振的高頻脈衝。在此在序列控制器18中將各個高頻脈衝根據由設備計算機20規定的脈衝序列數字地作為複數的序列表示。該數字序列作為實部和作為虛部分別通過輸入端12傳輸到高頻系統22中的數字模擬轉換器(DAC)並且從該數字模擬轉換器傳輸到發送信道9。在發送信道9中將脈衝序列加調製到高頻載波信號，其基頻相應於測量體積中核自旋的共振頻率。通過放大器28將調製的脈衝序列傳輸到高頻天線4的HF發送線圈。從發送運行到接收運行的切換通過發送接收轉換器6進行。高頻天線4的HF發送線圈將用於激勵核自旋的高頻脈衝入射到測量體積M中並且通過HF接收線圈採集所產生的回波信號。將相應獲得的核共振信號在高頻系統22的接收信道的第一解調器8'中相位敏感地解調到中間頻率並且在模擬數字轉換器(ADC)中數位化。還將該信號解調到頻率0。到頻率0的解調和到實部和虛部的分離按照數字域中的數位化在第二解調器8中進行，該第二解調器將解調的數據通過輸出端11輸出到圖像計算機17。通過圖像計算機17 從這樣獲得的測量數據中重建MR圖像。測量數據、圖像數據和控制程序的管理通過設備計算機20進行。序列控制器18根據規定利用控制程序控制各個期望的脈衝序列的產生和k 空間的相應採集。序列控制器18在此特別控制時間正確地接通梯度、以定義的相位振幅發送高頻脈衝以及接收核共振信號。用於高頻系統22和序列控制器18的時間基礎由合成器 19提供。例如存儲在DVD 21上的、用於產生MR圖像的相應的控制程序的選擇以及產生的 MR圖像的顯示通過終端13來進行，該終端包括鍵盤15、滑鼠16和顯示屏14。也稱為視野(FoV)的測量體積M在硬體側受到Btl場均勻性和梯度場的線性的限制。在該測量體積之外(即在其中Btl場具有非均勻性並且梯度場具有非線性的區域中) 的測量導致極大失真，即，檢查對象的布置在測量體積M外部的區域在磁共振成像中不是出現在其實際所位於的位置上，而是在與之偏移的位置上。在具有例如60cm的管直徑的磁共振斷層造影設備的情況下，測量體積M通常具有例如50cm的直徑，S卩，在沿著斷層造影儀的內周的邊緣區域中在大約5cm的區域中出現失真。然而例如患者的手臂可能位於該區域中。由於失真，患者手臂的位置錯誤地反映在磁共振記錄中。由此在該區域中的磁共振記錄不可應用於MR-PET混合系統中的人的衰減校正。在該邊緣區域中出現的失真取決於與額定值的場偏差cBg或ClBtl並且取決於梯度場強G。該關係在Balder CJ等人的 Analysis of machine-dependent and object-induced geometric distortion in 2DFT MRimaging，Magn Reson Imaging，1992，10 (4) :597-608 中是公知的。以下的等式示例性描述了具有在ζ方向上的層選擇、在y方向上的相位編碼和在ζ方向上的頻率編碼的二維磁共振數據採集。相位編碼方向、頻率編碼方向和層選擇方向是可以自由選擇的並且僅將軸位置(Achsenlage)與等式匹配。 Z1 = z+dBgz (X，y, ζ) /Gz+dB0 (χ, y, ζ) /Gz (2)
X1 = x+dBgx (χ，y，ζ) /Gx+dB0 (χ, y, ζ) /Gx (3)Y1 = y+dBgy (χ, y, y) /Gy(4)坐標(Χ，y, ζ)表示實際的位置並且坐標(Xl，Y1, Z1)表示失真的位置。圖3在接通在χ方向上的= 10mT/m讀出梯度的情況下以冠狀截面圖示出了對由於梯度場(圖3a)、BQ場(圖3b)和兩個場的疊加(圖3c)產生的、以及以橫向截面圖示出了由於梯度場(圖3d)、BQ場(圖3e)和兩個場的疊加(圖3f)產生的在χ方向上的失真的仿真。在圖3中利用不同的填充圖案(FUllmustern)標出了失真。其中基本上不發生失真的區域不包含圖案，具有正的失真的區域用點示出並且具有負的失真的區域用陰影示出。在各個區域內部，失真可以具有不同的值。在沒有圖案的區域中，即在基本上不具有失真的區域中，失真例如小於+/-1mm。在用點示出的區域中失真例如為+Imm至+20mm或者甚至更多。在陰影示出的區域中失真例如為-Imm至-20mm或者甚至更多。失真通常連續地變化，即，失真在從對稱中心向外部的區域中衰減，其中圖3中的對稱中心例如位於χ = 30，y = 30 並且 ζ = 30 處。因為梯度場的非線性dBg隨著梯度場強而成比例變化，所以可以有針對地減小或補償對於特定的區域或位置的失真，如以下示出的。成立dBgx = c (χ, y, ζ) 『 Gx,(5)其中c(X，y，z)表示在位置x，y，ζ處的相對的梯度誤差並且foe表示梯度場強。然而Btl場非均勻性獨立於梯度強度而保持恆定。dBgx/(;x項由此是恆定的並且獨立於梯度場強。但是ClBtlAix項是可以隨著梯度場強改變的。按照本發明，由此這樣疊加磁場，使得在預定的位置或預定的區域中，梯度場的非線性和Btl場非均勻性破壞性地疊加。在以下示例性地對於在χ方向上的讀出梯度與在ζ方向上的層選擇來描述這點。如果存在最佳的梯度強度Gx。pt (對於該梯度強度，在預定位置或在預定區域之內失真為零)，則磁場的所要求的破壞性的疊加得以實現。在χ方向上失真為零的情況下成立X1 = χ由此有Gx_opt = -ClBtl (χ, y, z)/c(x, y, ζ)(6)如果如等式(6)中所描述地那樣選擇梯度場強(;χ，則對於預定位置或預定區域得到明顯放大的視野，即，在該區域失真極大減少。圖4示例性地示出在χ方向上具有按照等式(6)所確定的讀出梯度(ix = 4. 3mT/m的讀出梯度的情況下，仿真的失真。與圖3類似地， 圖如以冠狀視圖示出了由於梯度場而產生的失真，圖4b以冠狀圖示出了由於~場產生的失真並且圖4c示出了在兩個場疊加的情況下在χ方向上的失真。相應地，圖4d以橫截面圖示出了由於梯度場產生的失真，圖4e以橫截面圖示出了由於Btl場產生的失真並且圖4f以橫截面圖示出了由於兩個場疊加所產生的失真。在圖4c和4f中箭頭分別標出的位置上， 梯度場的非線性與Btl場的非均勻性恰好這樣疊加，使得失真在那裡近似為零。圖5和圖6示出了藉助結構模體51的實驗結果，所述結果確定如下可能性梯度的非線性與Btl場的非均勻性破壞性地疊加。圖5和圖6示出具有不同梯度極化的橫截面。 在最佳選擇梯度強度(圖6)的情況下梯度的非線性和Btl場非均勻性得到補償並且由此導致非常小的失真，而在反向的梯度極化的情況下失真極大加強。布置在χ = 30cm處的斷層造影儀管的邊緣處的圓柱形的結構模體51，在不利地選擇= -1. 06mT/m的讀出梯度的情況下如圖5所示表現出極大失真。在最佳選擇讀出梯度例如(^x = +1. 06mT/m的情況下模體對象51和其結構即使在斷層造影儀的邊緣區域中也表現出小的失真，如圖6所示。前面描述的方法例如可以有利地應用於MR-PET混合系統的人的衰減校正。結合圖2描述的方法導致放大的基於磁共振的視野並且由此即使利用在磁共振設備的通常特定的視野之外的磁共振數據也支持MR-PET衰減校正。為此如在步驟201中所示，首先確定磁共振設備的Btl場和梯度場，以便確定磁共振設備的Btl場非均勻性和相對的梯度場。然後在步驟202中確定層選擇梯度的和讀出梯度的梯度強度，由此在期望的位置上梯度場的非線性和Btl場非均勻性被破壞性地疊加。在步驟203中在使用計算的梯度場的情況下，拍攝橫截面。在步驟204從橫向的磁共振圖像中，確定檢查對象的位置和橫截面。步驟202-204 必要時可以對於不同期望的位置先後進行，以便儘可能精確地確定在磁共振設備中檢查對象的整個布置。在步驟205從檢查對象的所確定的位置和所確定的橫截面中，確定對於PET 拍攝的衰減校正。最後在步驟206中採集PET數據並且在使用衰減校正的條件下從中計算 PET記錄。儘管在前面的描述中描述了示例性的實施方式，但是可以按照其他的實施方式來實現不同的修改。例如利用本發明的前面描述的方法的三維磁共振數據採集也是可以的。 因為在這種情況下層選擇通過附加的相位編碼來代替，所以取消在等式( 至中的在層選擇方向上的Btl項。由此取消了在上面描述的方法中的一個自由度，然而該自由度可以置換地補償。在前面描述的方法中，通過磁場線圈和梯度線圈產生的磁場的形狀假定是給定的並且為了計算最佳的梯度場，在期望的位置處，該場不完美性導致破壞性的疊加。替換地， 存在如下可能性硬體方面修改梯度線圈的結構，使得梯度場的非線性最佳地克服主磁場的非均勻性。相應地，還可以通過修改磁場線圈或鐵勻場(Eisenshims)使得Btl場非均勻性與梯度場的非線性一致。附圖標記列表
1基本場磁鐵
2勻場線圈
3梯度場系統
4高頻天線，組件線圈
5磁共振設備
6發送接收轉換器
7放大器
8解調器
8'解調器
9發送信道
10控制裝置
11輸出端
12輸入端
13終端
14顯示屏
15鍵盤
16滑鼠
17圖像計算機
18序列控制器
19合成器
20設備計算機
21數據載體
22高頻系統
23檢查臺
24-26 放大器
27控制
28放大器
51部分區域
201-206步驟
U檢查對象
權利要求
1.一種用於對磁共振設備中的檢查對象的部分區域進行成像的方法，其中，所述部分區域(51)布置在磁共振設備(5)的視場的邊緣，所述方法具有以下步驟-這樣產生梯度場，使得在視場的邊緣處的預定的位置處，通過梯度場的非線性產生的失真和通過Btl場非均勻性產生的失真抵消，-藉助梯度場採集包含了在視場邊緣處的預定位置的磁共振數據，並且-從磁共振數據中確定在視場邊緣處的預定位置處檢查對象(U)的部分區域(51)的圖像。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，所述梯度場的產生包括讀出梯度場的產生。
3.根據權利要求1所述的方法，其中，所述梯度場的產生包括層選擇梯度場的產生。
4.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述梯度場的產生的步驟還包括 -確定在視場邊緣處的預定位置處的相對的梯度誤差，-確定在視場邊緣處的預定位置處的Btl場非均勻性，並且 -根據相對的梯度誤差和Btl場非均勻性，確定梯度場的梯度。
5.根據權利要求4所述的方法，其特徵在於，所述梯度場的梯度G可以按照等式來確定 G = -dB0(χ, y, z)/c (χ, y, ζ)(1)其中，dB0是在視場邊緣處的預定位置(X，y，ζ)處的Btl場非均勻性並且c是在視場邊緣處的預定位置(X，1，ζ)處的相對的梯度誤差。
6.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述梯度場的產生的步驟還包括 -確定在視場邊緣處的預定位置處的Btl場非均勻性，並且-這樣構造用於產生梯度場的梯度線圈(3)，使得在視場邊緣處的預定位置處，梯度場的非線性和Btl場非均勻性抵消。
7.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述梯度場的產生的步驟還包括 -確定在視場邊緣處的預定位置處梯度場的非線性，並且-這樣改變~場，使得在視場邊緣處的預定位置處，梯度場的非線性和Btl場非均勻性抵消。
8.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其特徵在於，檢查對象(U)的部分區域 (51)包括患者的布置在磁共振設備(5)的視場邊緣處的解剖結構。
9.根據權利要求8所述的方法，其特徵在於，所述解剖結構包括患者的手臂。
10.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其特徵在於，所述磁共振設備( 具有用於容納檢查對象(U)的通道形開口，其中，視場的邊緣包括沿著通道形開口的內表面的外罩區域。
11.根據權利要求10所述的方法，其特徵在於，所述外罩區域具有近似為5cm的外罩厚度。
12.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其特徵在於，在關於檢查對象(U)的橫向層面中採集所述磁共振數據。
13.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其特徵在於，根據檢查對象(U)的部分區域(51)的圖像確定用於正電子發射斷層造影的衰減校正。
14.一種磁共振設備，其中，所述磁共振設備( 包括基本場磁鐵(1)、梯度場系統(3)、 高頻天線(4)和控制裝置(10)，用於控制梯度場系統(3)和高頻天線G)、用於接收由高頻天線(4)記錄的測量信號、用於分析測量信號和用於建立磁共振圖像，並且其中，所述磁共振設備( 構造為-這樣產生梯度場，使得在視場的邊緣處的預定的位置處，梯度場的非線性和Btl場非均勻性抵消，-藉助梯度場採集包含了在視場邊緣處的預定位置的磁共振數據，並且-從磁共振數據中確定在視場邊緣處的預定位置處檢查對象(U)的部分區域(51)的圖像。
15.根據權利要求14所述的磁共振設備，其特徵在於，所述磁共振設備(5)構造為用於執行根據權利要求1至12中任一項所述的方法。
16.根據權利要求14所或15述的磁共振設備，其特徵在於，所述磁共振設備( 還包括正電子發射斷層造影儀，其中，所述磁共振設備(5)構造為用於執行根據權利要求13所述的方法。
17.一種電腦程式產品，其能夠被加載到磁共振設備(5)的可編程控制裝置(10)的存儲器中，具有程序裝置，以便如果所述程序在磁共振設備( 的控制裝置(10)中被運行， 則執行按照權利要求1至13中任一項所述方法的所有步驟。
18.一種電子可讀的數據載體，在其上存儲了電子可讀的控制信息，這樣構造這些控制信息，使得當在磁共振設備(5)的控制裝置(10)中使用所述數據載體時，這些控制信息可以執行按照權利要求1至13中任一項所述的方法。
全文摘要
本發明涉及一種用於對磁共振設備(5)中的檢查對象(U)的部分區域(51)進行成像的方法。所述部分區域(51)布置在磁共振設備(5)的視場的邊緣。在所述方法中這樣產生梯度場，使得在視場的邊緣處的預定的位置，梯度場的非線性和B0場非均勻性抵消。藉助梯度場採集包含了在視場邊緣處的預定位置的磁共振數據。從磁共振數據中確定在預定位置處檢查對象(U)的部分區域(51)的圖像。
文檔編號G01R33/38GK102419426SQ20111026194
公開日2012年4月18日 申請日期2011年9月6日 優先權日2010年9月7日
發明者J.O.布魯姆哈根, M.芬徹爾, R.雷德貝克 申請人:西門子公司