專利名稱：磁共振設(shè)備內(nèi)檢查對象的部分區(qū)域的成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振設(shè)備內(nèi)檢查對象的部分區(qū)域的成像方法和為此使用的磁共振 設(shè)備。
背景技術(shù)：
在磁共振設(shè)備中，磁共振斷層圖像拍攝的可測量體積由于例如有限的磁場均勻性 和梯度場的非線性的物理和技術(shù)條件而在所有三個空間方向上受到限制。因此，在體積上 限制了拍攝體積，即所謂的視野或“Field of View”(FoV)，其中以上所述的物理特征處 于預(yù)先給定的公差范圍內(nèi)，且因此可以對被檢查對象以通常的測量次序進行保真成像。因 此界定的視野或“Field of View”特別地處在x方向和y方向上，即在垂直于磁共振設(shè)備 的隧道的縱向軸線的方向上，但明顯低于通過磁共振設(shè)備的環(huán)形通道所界定的體積。在通 常的磁共振設(shè)備內(nèi)，環(huán)形通道的直徑例如為大約60cm，而通常使用的視野的直徑近似地為 50cm,在所述視野中上述物理特征處于公差范圍內(nèi)。
在磁共振設(shè)備的許多應(yīng)用中，此缺陷-即在磁共振設(shè)備的通道的邊緣區(qū)域內(nèi)不能 對測量對象保真成像-雖然不成為大問題，因為在純磁共振拍攝中通?？蓪⒋龣z查的對象 的區(qū)域在磁共振設(shè)備內(nèi)布置為使得此區(qū)域不位于隧道的邊緣上，而是盡可能處于隧道的中 心內(nèi)在所謂的磁共振設(shè)備的共同中心處。但特別地在混合系統(tǒng)中，例如在包括磁共振斷層 成像設(shè)備和正電子發(fā)射斷層成像設(shè)備的混合系統(tǒng)即所謂的MR-PET混合系統(tǒng)中，經(jīng)常很重 要的是也在邊緣區(qū)域內(nèi)盡可能準確地確定檢查對象的結(jié)構(gòu)。在MR-PET混合系統(tǒng)中，例如人 體衰減校正(humane Schwaechungskorrektur)具有重要意義。通過人體衰減校正,確定了 在正電子和電子相互作用之后發(fā)出的質(zhì)子在其到達檢測器的路徑上通過吸收性組織導致 的強度衰減，且將接收的PET信號精確地校正此衰減。為此采集磁共振照片，所述磁共振拍 攝將被檢查對象在通過正電子發(fā)射斷層成像所發(fā)出的高能光子的方向上的完整的解剖結(jié) 構(gòu)進行成像。以此，即使在混合系統(tǒng)的隧道的邊緣區(qū)域內(nèi)也精確地采集被檢查對象的解剖 結(jié)構(gòu)。處于此區(qū)域內(nèi)的結(jié)構(gòu)對于被檢查的患者而言例如主要是可能布置在混合系統(tǒng)的隧道 內(nèi)壁附近的邊緣區(qū)域內(nèi)的手臂。
在磁共振設(shè)備的另外的使用中，例如簡單地檢查特別大的例如肥胖的患者的情況 中或在立體定向的、通過圖像監(jiān)測執(zhí)行的活組織檢查或另外的介入的情況中，也可能希望 的是可將視野擴展到磁共振設(shè)備的通道的邊緣區(qū)域上。
在同一發(fā)明人的申請序號為DE 10 2010 006 431. 9的專利申請中提供了用于確 定磁共振設(shè)備內(nèi)的檢查對象的部分區(qū)域的位置的方法。檢查對象的部分區(qū)域布置在磁共振 設(shè)備的視野的邊緣上。在此方法中，自動確定用于磁共振圖像的至少一個層位置，在該層位 置中在磁共振設(shè)備的邊緣上Btl場滿足預(yù)先確定的均勻性標準。此外，在包含了視野邊緣上 的部分區(qū)域的確定的層位置中拍攝磁共振圖像。檢查對象的部分區(qū)域的位置通過在所拍攝 的磁共振圖像內(nèi)的部分區(qū)域的位置自動地確定。
此外，在現(xiàn)有技術(shù)中由Delso等人建議了一種方法，以通過使用未校正的PET數(shù)據(jù)對身體輪廓進行分段來補償在磁共振圖像中由于視野限制而缺失的信息(G. Delso et al, Impact of limited MR field-of-view in simultaneous PET/MR acquisition, J. Nucl. Med. Meeting Abstracts, 2008;49,162P)。
因為磁共振設(shè)備的視野限制為這樣的體積，在該體積內(nèi)磁場非均勻性和梯度場 非線性處于特定的范圍，所以在現(xiàn)有技術(shù)中存在不同的校正算法以擴展視野。例如，在 如下文獻中建議了 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.1maging 1999,9 (6), 821-31 和 Doran SJ et al. , A complete distortion correction for MR images:1. Gradient warp correction, Phys. Med. Biol. 2005Apr 7,50(7)，1343-61。此外，在如下文獻中建議了 相應(yīng)的 B0 場校正Reinsberg SA, et al. , A complete distortion correction for MR images:11. Rectification of static-field inhomogenities by similarity-based profile mapping,Phys. Med. Biol, 2005Jun 7，50 (11)，2651-61。發(fā)明內(nèi)容
但在現(xiàn)有技術(shù)中未已知例如對于在全身MR-PET中的使用特別有利的視野擴展。 本發(fā)明的任務(wù)因此是在通常的視野外的多個測量層上的區(qū)域內(nèi)即例如在磁共振設(shè)備的環(huán) 形通道的邊緣區(qū)域內(nèi)提供對被檢查對象的結(jié)構(gòu)的合適地保真的成像。
在其中具有Btl場不均勻性和梯度場非線性的此邊緣區(qū)域內(nèi)的強失真的情況下，通 常不可實現(xiàn)磁共振照片內(nèi)的失真的事后補償，因為失真的區(qū)域在磁共振照片中疊加。因此， 本發(fā)明的任務(wù)另外是在采集磁共振數(shù)據(jù)的時刻就避免強的失真。
根據(jù)本發(fā)明，提供了在磁共振設(shè)備內(nèi)將檢查對象的包括至少兩個測量層的部分區(qū) 域成像的方法。部分區(qū)域至少部分地布置在磁共振設(shè)備的視野的邊緣上。
在方法中首先由使用者選擇待測量的部分區(qū)域。在此，可例如選擇待測量的測量 層的數(shù)量及其位置，以及在多層測量中待使用的體素大小(體素給出測量的最小分辨的檢 查對象的體積，通常也稱為像素、測量位置或測量點)。然后，對部件區(qū)域的每個測量層，分 別施加對于部分區(qū)域的至少一個布置在視野邊緣上的待優(yōu)化的體素的梯度場的梯度，所述 梯度確定為使得在視野的邊緣上的所述待優(yōu)化的體素的每個上由于梯度場的非線性所導 致的失真以及由于Btl場不均勻性所導致的失真抵消。通過對于每個測量層使用所施加的 梯度，通過多層測量采集了部分區(qū)域的磁共振數(shù)據(jù)，且由磁共振數(shù)據(jù)確定了檢查對象的部 分區(qū)域的圖像。
在多層測量中利用了如下事實，即回波時間TE顯著地短于確定了序列的重復(fù)時 間TR的第一個被激勵的層的恢復(fù)周期。因此，可在激勵和由此被激勵的自旋的恢復(fù)之間的 時間間隔內(nèi)激勵和測量另外的測量層。因此，可在重復(fù)時間TR期間激勵和測量多個測量 層，這導致了并非不明顯的時間節(jié)約。如此被測量的測量層相互嵌套。
根據(jù)本發(fā)明，對于這些測量層的每個使用生成梯度場的梯度，所述梯度確定為使 得在每個測量層內(nèi)的各個待優(yōu)化的體素上由于梯度場的非線性所導致的失真以及由于Btl 場不均勻性所導致的失真抵消。因此，也降低了在磁共振設(shè)備的視野的邊緣區(qū)域內(nèi)的失真。 梯度場例如可以是讀取梯度場或?qū)舆x擇梯度場。
因為梯度場的非線性取決于梯度場強度而Btl場不均勻性與梯度場強度無關(guān)，所以可以對于視野內(nèi)的每個體素將梯度場調(diào)節(jié)且生成為使得此體素上的梯度場的非線性和Btl 場不均勻性抵消。以此，對于此體素可避免失真。
在此方面，失真意味著檢查對象的預(yù)先確定的位置(X，y, z)的信號值,例如在視野邊緣上的預(yù)先確定的位置處的位置(x，y，z)的信號值在從所采集的磁共振數(shù)據(jù)確定的檢查對象的圖像中表現(xiàn)在另外的位置(x，y，z)上。坐標(x，y，z)也稱為實際位置，且坐標 (X1, Y1, Z1)也稱為失真位置。特別地，在視野的邊緣區(qū)域內(nèi)可能出現(xiàn)失真，所述失真不可通過事后的檢查對象的圖像矯正被補償，因為例如多個相鄰的實際位置可能成像在一個失真位置上，或緊密相互鄰靠的失真位置的多個失真位置上。通過產(chǎn)生合適的梯度場在預(yù)先確定的位置上或區(qū)域上相互消除梯度場的非線性和Btl場不均勻性，對此區(qū)域不出現(xiàn)失真或出現(xiàn)很低的失真，使得在此區(qū)域內(nèi)可確定檢查對象的可用的圖像。
根據(jù)實施形式，為產(chǎn)生梯度場至少在視野的邊緣上的每個希望的體素上確定相對梯度誤差。此外，至少對于每個希望的體素確定Btl場不均勻性。相對梯度誤差和Btl場不均勻性例如可通過測量磁共振設(shè)備來預(yù)先確定。根據(jù)相對梯度誤差和Btl場不均勻性，然后確定且在采集磁共振數(shù)據(jù)時相應(yīng)地產(chǎn)生梯度場的梯度。
梯度場的梯度可根據(jù)下式確定
G=-dB0(x, y, z)/c(x, y, z)(1)
其中ClBtl是在視野邊緣處的預(yù)先確定位置(x，y，z)處Btl場不均勻性，且c是在預(yù)先確定位置(x，y，z)處的相對梯度誤差。替代位置(x，y，z)，該等式對于體素 Voxel (Δχ, Δ y, Δ ζ)類似地成立。
當曾經(jīng)測量了磁共振設(shè)備時，即對于確定的體素或區(qū)域，例如對于在患者手臂預(yù)計位于其中的區(qū)域確定了相對梯度誤差和Btl場不均勻性時，可以此以簡單的方式確定和產(chǎn)生梯度場的梯度，以可靠地即無失真地可確定在預(yù)先確定的體素處的檢查對象的圖像。
基本上，為產(chǎn)生梯度場，也可在視野邊緣上的所選擇的體素處確定Btl場不均勻性， 且將用于產(chǎn)生梯度場的梯度線圈構(gòu)造為使得在所選擇的體素處消除梯度場的非線性和Btl 場不均勻性。因為例如對于PET衰減校正通常僅需無失真地采集在磁共振設(shè)備的視野邊緣處上的一些區(qū)域，例如預(yù)料到患者的手臂處于其內(nèi)的區(qū)域，所以可就此優(yōu)化梯度線圈，使得在預(yù)先確定的梯度場的情況下梯度線圈的不均勻性基本上抵消了在此區(qū)域內(nèi)Btl場不均勻性。因此，在此預(yù)先確定的區(qū)域內(nèi)可實現(xiàn)檢查對象的無失真的成像。
為產(chǎn)生梯度場，原則上也可確定在視野邊緣上在選擇的位置處的梯度場的非線性，且改變Btl場不均勻性使得在所選擇的體素上梯度場的非線性和Btl場不均勻性抵消。Btl 場不均勻性的改變例如可通過合適布置所謂的勻場片來調(diào)節(jié)。因此，至少對于一些預(yù)先確定的區(qū)域-例如患者的手臂預(yù)期處于其內(nèi)的區(qū)域-可實現(xiàn)低失真甚至無失真。
該方法可特別地使用在帶有用于容納檢查對象的隧道形開口的磁共振設(shè)備內(nèi)。此磁共振設(shè)備的視野的邊緣在此情況中包括沿隧道形開口的內(nèi)表面的外罩形區(qū)域。外罩區(qū)域例如可具有大約5cm的外罩厚度。如前所述，檢查對象的待成像的部分區(qū)域可包括患者的處于磁共振設(shè)備的視野邊緣上的解剖結(jié)構(gòu)，特別是例如包括患者的手臂。優(yōu)選地，在相對于檢查對象的橫向平面內(nèi)采集磁共振數(shù)據(jù)。
由于低失真，在確定的圖像中即使在視野的邊緣區(qū)域內(nèi)也具有高質(zhì)量，以此即使對于可能不靠近磁共振設(shè)備的共同中心布置的例如肥胖患者的檢查區(qū)域，也可通過MR進 行檢查。此外，確定的圖像可在例如立體定向設(shè)備的定位中或在執(zhí)行立體定向介入時被使 用，和/或其可在檢查對象的確定的圖像中可靠地確定部分區(qū)域的長度。
根據(jù)另外的實施形式，根據(jù)檢查對象的部分區(qū)域的位置確定用于正電子發(fā)射斷層 圖像(PET )的衰減校正。由于低失真，從檢查對象的圖像中可以可靠地確定部分區(qū)域(例如 手臂)的位置。在正電子發(fā)射斷層圖像中，對于在輻射方向上由于檢查對象的結(jié)構(gòu)或解剖 結(jié)構(gòu)導致的對于所接收的輻射(光子)的衰減的考慮具有重要意義。通過在磁共振設(shè)備的 視野邊緣上也可確定檢查對象的部分區(qū)域的位置，實現(xiàn)了在磁共振設(shè)備內(nèi)的檢查對象或患 者的位置和結(jié)構(gòu)的整體確定，且因此可實現(xiàn)對于正電子發(fā)射斷層成像的精確的衰減校正。 因為衰減校正在此情況中僅基于來自磁共振圖像的信息，所以即使以更低強度的累積的 PET-示蹤物，例如銣也可執(zhí)行正電子發(fā)射斷層成像。
磁共振設(shè)備的視野邊緣上的檢查對象的部分區(qū)域的位置確定也實現(xiàn)了對于放射 治療計劃的支持。
根據(jù)本發(fā)明，此外提供了磁共振設(shè)備，所述磁共振設(shè)備包括用于控制帶有用于生 成Btl場的磁體的斷層成像儀的控制裝置，用于接收由斷層成像儀拍攝的信號的接收設(shè)備， 和用于分析信號且產(chǎn)生磁共振圖像的分析設(shè)備。磁共振設(shè)備可為包括了選擇的至少兩個測 量層的部分區(qū)域(該部分區(qū)域至少部分地布置在視野邊緣內(nèi))的布置在磁共振設(shè)備的視野 邊緣上的每個待優(yōu)化的體素施加每個梯度場的梯度，所述梯度確定為使得在視野邊緣上的 每個所述體素上梯度場的非線性和Btl場不均勻性抵消。檢查對象的部分區(qū)域例如可位于 視野邊緣上，對所述部分區(qū)域借助于磁共振設(shè)備成像。磁共振設(shè)備此外構(gòu)造為使其借助于 多層測量通過使用為每個測量層施加的梯度采集部分區(qū)域的磁共振數(shù)據(jù)。磁共振設(shè)備從所 采集的磁共振數(shù)據(jù)確定檢查對象的部分區(qū)域的圖像。
磁共振設(shè)備可進一步包括正電子發(fā)射斷層成像儀，且可取決于在磁共振設(shè)備內(nèi)檢 查對象的確定的圖像自動確定對于正電子發(fā)射斷層成像的衰減校正。
此外，磁共振設(shè)備可構(gòu)造為用于執(zhí)行前述方法及其實施形式，且因此也包括前述 優(yōu)點。
根據(jù)本發(fā)明此外提供了計算機程序產(chǎn)品，所述計算機程序產(chǎn)品可存儲在磁共振設(shè) 備的可編程控制器的存儲器內(nèi)。計算機程序產(chǎn)品可特別地包括軟件。當計算機程序產(chǎn)品在 磁共振設(shè)備內(nèi)執(zhí)行時，使用此計算機程序產(chǎn)品的程序資源可實施根據(jù)本發(fā)明的方法的所有 前述實施形式。
本發(fā)明此外提供了電子可讀取的數(shù)據(jù)載體，例如CD或DVD，其上存儲了電子可讀 取的控制信息，特別是軟件。當此控制信息被數(shù)據(jù)載體讀取且存儲在磁共振設(shè)備的控制單 元內(nèi)時，可使用磁共振設(shè)備執(zhí)行所有根據(jù)本發(fā)明的前述方法的實施形式。


在下文中將參考附圖根據(jù)優(yōu)選實施形式解釋本發(fā)明。
圖1示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的實施形式的磁共振設(shè)備。
圖2示出了根據(jù)本發(fā)明的方法的流程圖。
圖3示出了示例的模擬的失真，讀取方向在X方向上，讀取梯度不根據(jù)本發(fā)明產(chǎn)生。
圖4示出了示例的模擬的失真，讀取方向在X方向上，讀取梯度根據(jù)本發(fā)明產(chǎn)生。
圖5示出了如結(jié)合根據(jù)本發(fā)明的方法可使用的示意性序列圖。
具體實施方式
圖1示出了磁共振設(shè)備5的示意性圖示(磁共振成像或核自旋斷層成像設(shè)備)。在此，基本場磁體I產(chǎn)生了時間上恒定的強的磁場以用于檢查對象U的檢查區(qū)域-例如位于臺23上且被推入到磁共振設(shè)備5內(nèi)的人體的待檢查部分-內(nèi)的核自旋的極化或定向。對于核自旋共振測量所要求的高的基本場均勻性限定在典型的球形測量體積M內(nèi)，其中引入了人體的待檢查的部分。為支持均勻性要求且特別是為消除時不變的影響，在合適的位置處如需要可匹配地施加了由鐵磁性材料制成的勻場片。時變的影響通過勻場線圈2和用于勻場線圈2的合適的控制裝置27消除。
在基本場磁體I中插入了圓柱形的梯度線圈系統(tǒng)3，所述梯度線圈系統(tǒng)3由三個部分繞組形成。每個部分繞組由相應(yīng)的放大器24至26供電以在笛卡爾坐標系的各方向上產(chǎn)生線性梯度場。梯度場系統(tǒng)3的第一部分繞組在此產(chǎn)生了在X方向上的梯度Gx，第二部分繞組產(chǎn)生了在I方向上的梯度Gy，且第三部分繞組產(chǎn)生了在ζ方向上的梯度Gz。放大器24 至26每個包括一個數(shù)模轉(zhuǎn)換器(DAC)，所述數(shù)模轉(zhuǎn)換器由序列控制器18控制以時間正確地產(chǎn)生梯度脈沖。
高頻天線4處在梯度場系統(tǒng)3內(nèi)，所述高頻天線4將由高頻功率放大器給出的高頻脈沖轉(zhuǎn)化為磁交變場，以激勵核且將待檢查的對象或待檢查的對象的區(qū)域的核自旋定向。高頻天線4包括以例如環(huán)形、直線形或矩陣形的線圈布置形式的一個或多個HF發(fā)送線圈和多個HF接收線圈。由高頻天線4的HF接收線圈也將由進動的核自旋發(fā)出的交變場-即通常由一個或多個高頻脈沖和一個或多個梯度脈沖組成的脈沖序列引起的核自旋回波 信號-轉(zhuǎn)化為電壓(測量信號)，所述測量信號通過放大器7供給到高頻系統(tǒng)22的高頻接收通道8、8’。高頻系統(tǒng)22此外包括發(fā)送通道9，其中生成了用于激勵核磁自旋的高頻脈沖。在此，各高頻脈沖由于由設(shè)備計算機20提供的脈沖序列而作為復(fù)數(shù)數(shù)列在序列控制器 18中表示。此數(shù)字數(shù)列分別通過數(shù)模轉(zhuǎn)換器(DAC)的輸入12作為實部和虛部提供到高頻系統(tǒng)22內(nèi)且由該高頻系統(tǒng)提供到發(fā)送通道9。在發(fā)送通道9內(nèi)，脈沖序列調(diào)制到高頻載波信號，所述載波信號的基頻等于在測量體積內(nèi)的核自旋的共振頻率。通過放大器28將調(diào)制的脈沖序列提供到高頻天線4的HF發(fā)送線圈。
從發(fā)送運行到接收運行的切換通過發(fā)送-接收切換器6實現(xiàn)。高頻天線4的HF 發(fā)送線圈輻射高頻脈沖以激勵測量體積M內(nèi)的核自旋，且通過HF接收線圈掃描作為結(jié)果的回波信號。相應(yīng)地獲得的核共振信號在高頻系統(tǒng)22的接收通道的第一解調(diào)器8，內(nèi)相敏地解調(diào)到中間頻率，且在模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)內(nèi)被數(shù)字化。此信號還被解調(diào)到零頻率。解調(diào)到零頻率和分離為實部和虛部在數(shù)字域中被數(shù)字化之后在第二解調(diào)器8內(nèi)進行，所述第二解調(diào)器8通過輸出端11將解調(diào)的數(shù)據(jù)輸出到圖像計算機17上。通過數(shù)字計算機17從由此獲得的測量數(shù)據(jù)重構(gòu)MR圖像。測量數(shù)據(jù)、圖像數(shù)據(jù)和控制程序的管理通過設(shè)備計算機20進行，在所述設(shè)備計算機20上也可調(diào)出地存儲另外的信息，例如關(guān)于Btl場不均勻性和梯度場非線性的數(shù)據(jù)，或其他的可用于確定的測量的數(shù)據(jù)，例如根據(jù)本發(fā)明的用于視野邊緣區(qū)域的確定的量的體素的確定的梯度。根據(jù)利用控制程序的規(guī)定，序列控制器18控制了各希望的脈沖序列的生成和k空間的相應(yīng)的掃描。特別地，序列控制器18在此控制了梯度的時間正確的接通、帶有限定的相位幅值的高頻脈沖的發(fā)送以及核共振信號的接收。由同步器19 提供用于高頻系統(tǒng)22和序列控制器18的時基。用于產(chǎn)生MR圖像的、例如存儲在DVD 21 上的相應(yīng)的控制程序的選擇以及其他使用者方的輸入和所產(chǎn)生的MR圖像的顯示通過終端 13進行，所述終端13包括用于實現(xiàn)輸入的輸入裝置，例如鍵盤15和/或鼠標16，以及用于實現(xiàn)顯示的顯示裝置，例如顯示器14。通過輸入裝置，使用者例如也可選擇待檢查的部分區(qū)域51，所述部分區(qū)域51包括多個測量層，例如兩個測量層51.1和51. 2。如需要，此外對于部分區(qū)域的每個測量層可選擇待優(yōu)化的體素。
也稱為Field of View (FoV)的測量體積M在硬件方面通過Btl場均勻性和梯度場線性限制。在此測量體積外的測量，即在其內(nèi)存在Btl場不均勻性和梯度場非線性的區(qū)域內(nèi)的測量導致強烈的失真，即檢查對象的布置在測量體積M外的區(qū)域在磁共振圖像中不處在其實際處在的位置，而是處在與之錯開的位置。在帶有例如60cm的管直徑的磁共振斷層成像儀中，測量體積M的直徑通常為50cm，在帶有更大或更小的管直徑的磁共振斷層成像儀中，測量體積相應(yīng)地具有更大或更小的值。即，在沿斷層成像儀的內(nèi)周的邊緣區(qū)域內(nèi)在大約 5cm至例如IOcm的區(qū)域內(nèi)出現(xiàn)了失真。但患者的手臂例如處在此區(qū)域內(nèi)。由于失真，手臂的位置或患者的處在視野邊緣區(qū)域內(nèi)的另外的檢查區(qū)域的位置在磁共振照片中被錯誤地描繪。因此，磁共振照片在此區(qū)域內(nèi)例如不可用于MR-PET混合系統(tǒng)內(nèi)的人體衰減校正。
在此邊緣區(qū)域內(nèi)出現(xiàn)的失真取決于與標稱值的場偏移dBg或dB。，且取決于梯度場強度 G。此關(guān)系從 Bakker CJ, et al. , Analysis of machine-dependent and object-1nduced geometric distortion in 2DFT MR imaging, Magn Reson Imaging, 1992，10(4) :597-608中已知。如下的等式例如描述了帶有在ζ方向上的層選擇、 在y方向上的相位編碼和在X方向上的頻率編碼的二維磁共振數(shù)據(jù)采集。相位編碼方向、 頻率編碼方向和層選擇方向可自由選擇且僅將軸位置與等式匹配即可。
z^z+dBg,(x, y, ζ)/Gz+dB0(x, y, z)/Gz (2)
xfx+dBgx(x, y, z)/Gx+dB0(x, y, z)/Gx (3)
yi=y+dBgy (x, y, y)/Gy(4)
坐標(X，y, z)描述了實際位置，且坐標(Xl，Y1, Z1)描述了失真的位置。
圖3示出了在X方向上的失真的模擬，此時接通了在X方向上的Gx= 10mT/m的讀取梯度，失真在冠狀截面上由于梯度場(圖SaXBtl場(圖3b)和兩個場的疊加(圖3c)所導致， 以及在橫向截面上由于梯度場(圖SdXBtl場(圖3e)和兩個場的疊加(圖3f)所導致。在圖 3中，失真以不同的填充圖案表征。其中基本上不存在失真的區(qū)域不包含圖案，帶有正失真的區(qū)域被打點，而帶有負失真的區(qū)域帶有陰影線。在各區(qū)域內(nèi)，失真可具有不同的值。在不帶有圖案的區(qū)域內(nèi)，即在基本上不具有失真的區(qū)域內(nèi)，失真小于例如±lmm。在打點的區(qū)域內(nèi)，失真例如為+Imm至+20mm或甚至更高的正值。在帶有陰影線的區(qū)域內(nèi)，失真例如為-1_ 至-20_或甚至更高的負值。失真一般地連續(xù)地走向，即失真在區(qū)域內(nèi)從共同中心向外增加，其中圖3中的共同中心例如位于x=30，y=30且z=30處。
因為梯度場的非線性dBg隨著梯度場強度縮放，所以對于一定的區(qū)域或位置的失真可有目的地降低或補償。如下式所示
dBgx=c (X，y, z) *GX(5)
其中c(x，y, ζ)稱為在位置χ，y, ζ處的相對梯度誤差，且Gx表示了梯度場強度。但不均勻性不取決于梯度強度而是恒定的。項dBgx/Gx因此是恒定的，且與梯度場強度無關(guān)。但項ClBcZGx隨梯度場強度可改變。根據(jù)本發(fā)明，因此將磁場疊加，使得在預(yù)先確定的位置上或在預(yù)先確定的區(qū)域上使得梯度場的非線性和Btl場不均勻性相消疊加。這一點在以下例如對于在χ方向上的讀取梯度以在ζ方向上的層選擇描述。在存在最佳梯度強度Gx opt時達到所要求的磁場的相消疊加，對此，在預(yù)先確定的位置上或在預(yù)先確定的區(qū)域內(nèi)的失真為零。在χ方向上失真為零時，存在
X1=X
由此得到
Gx_opt (x, y, z) =-dB0 (x, y, z) /c (χ, y, ζ)(6)
如果根據(jù)式(6)選擇梯度強度Gx，則對于預(yù)先確定的位置或預(yù)先確定的體積得到了明顯放大的視野，即失真在此區(qū)域內(nèi)明顯減低。
圖4示出了示例的模擬的失真，此時在χ方向上帶有根據(jù)式(6)確定的Gx=4. 3mT/ m的讀取梯度。與圖3相比較，圖4a示出了由于梯度場導致的在冠狀截面內(nèi)的失真，圖4b 示出了由于Btl場導致的在冠狀截面內(nèi)的失真，且圖4c示出了在兩個場疊加時在χ方向上的失真。相應(yīng)地，圖4d示出了由于梯度場導致的在χ方向上在橫向截面內(nèi)的失真，圖4e示出了由于Btl場導致的在橫向截面內(nèi)的失真，且圖4f示出了由于兩個場的疊加導致的在橫向截面內(nèi)的失真。在圖4c和圖4f中箭頭分別標記的位置上，梯度場的非線性與B。場的不均勻性恰好這樣疊加，使得在此處失真趨于零。
圖5示出了如可結(jié)合本發(fā)明使用的多層測量的序列圖的部分。所示的序列圖的部分基于2D自旋回波多層測量，其中入射激勵脈沖RFl.1且同時接通層選擇梯度S1.1。在激勵脈沖RFl.1之后，為進行位置編碼接通相位編碼梯度PEl且在讀取方向上接通去相位梯度R01.1。然后，入射再聚焦脈沖RF2.1且同時又接通將與S1.1相同的層編碼的層選擇梯度 S2.1。
在再聚焦脈沖RF2.1之后在回波時刻處出現(xiàn)了回波信號(未圖示)，為進行進一步的位置編碼，所述回波信號通過接通讀取梯度R02.1被接收天線采集且被磁共振設(shè)備存儲。激勵脈沖RFl.1和再聚焦脈沖RF2.1之間的時間間隔在此等于再聚焦脈沖RF2.1和回波時刻之間的時間間隔。激勵脈沖RFl.1和回波時刻之間的時間間隔也稱為回波時間TE。
在多層測量中，第一個被激勵的層S1.1、S2.1的恢復(fù)時間被用于根據(jù)待測量的區(qū)域來測量另外的測量層。在圖示的示例中，在對應(yīng)于重復(fù)時間TR的恢復(fù)階段中，可以激勵且測量再兩個另外的測量層S1. 2、S2. 2、S1. 3、S2. 3。事實上，根據(jù)TR和TE還可以在一個重復(fù)時間TR內(nèi)交替地測量明顯更多的測量層。
一般地，在此如所圖示，分別入射另外的激勵脈沖RFl. 2、RFl. 3且同時接通相應(yīng)的層選擇梯度S1. 2或S1. 3，其中層選擇梯度S1. 1、S1. 2和S1. 3分別將另外的測量層編碼。 在另外的測量層中，在各激勵脈沖RFl. 2或RFl. 3之后，為位置編碼將與第一測量層S1.1、 S1. 2中相同的相位編碼梯度PEl接通，且在讀取方向上接通匹配的去相位梯度R01. 2、 R01. 3。又通過同時接通層選擇梯度S2. 2、S2. 3入射再聚焦脈沖RF2. 2、RF2. 3，其中S1. 2 和S2. 2以及S1. 3和S2. 3又分別將相同的測量層編碼。分別在激勵脈沖RFl. 2、RFl. 3之后的回波時間TE之后又出現(xiàn)了回波信號(未圖示)，為進行另外的位置編碼通過接通讀取梯度R02. 2或R02. 3以接收天線采集所述回波信號且由磁共振設(shè)備將其存儲。
如通過雙箭頭示意性地圖示，讀取梯度R01. 1、R02.1、R01. 2、R02. 2、ROl. 3、R02. 3 分別在強度和極性上根據(jù)以上所述的標準自動地與所屬的測量層S1. 1、S2.1或S1. 2、S2. 2 或S1. 3、S2. 3匹配，或精確地與在各測量層中包括的待測量的部分區(qū)域的待優(yōu)化的體素匹配。
為抑制不希望的信號，可在層選擇方向SL上和/或在讀取方向RO上和/或在相位編碼方向PE上此外接通所謂的擾相梯度SP。
在第一激勵脈沖RFl.1之后的重復(fù)時間TR之后，所圖示的序列原則上又重復(fù)。通過接通層選擇梯度S1.1’入射了新的激勵脈沖RFl. 1’，其中S1.1’將與第一層選擇梯度 S1.1相同的測量層編碼。在此激勵脈沖RFl.1’之后的重復(fù)時間中，利用與在第一重復(fù)時間 TR內(nèi)測量的測量層相應(yīng)的測量層，且利用在相同測量層的測量時分別與 第一重復(fù)時間TR 內(nèi)的讀取梯度ROl. 1、R02.1、ROl. 2、R02. 2、ROl. 3、R02. 3對應(yīng)的讀取梯度(未再示出)重復(fù)圖示的序列分別，但利用根據(jù)希望的測量體積的另外的相位編碼梯度PE。
在一個重復(fù)時間TR期間，因此激勵且測量了多個測量層。對于這些測量層的每個確定了梯度場，使得在每個測量層內(nèi)待優(yōu)化的體素上由于梯度場非線性導致的失真和由于 B0場不均勻性導致的失真抵消。
前述方法例如可有利地用于MR-PET混合系統(tǒng)內(nèi)的人體衰減校正。結(jié)合圖2所述的方法導致了在更短時間內(nèi)可測量的放大的基于磁共振的視野，且因此也利用在通常的特定的磁共振設(shè)備的視野之外的磁共振數(shù)據(jù)例如支持了 MR-PET衰減校正。
為此，如在步驟201中圖示，首先確定磁共振設(shè)備的Btl場和梯度場，以確定磁共振設(shè)備的Btl場不均勻性和相對梯度誤差。只要Btl場和梯度線圈不改變，則此確定例如在磁共振設(shè)備安裝時執(zhí)行一次足矣，或在每次改變Btl場和梯度線圈之后執(zhí)行。對于磁共振設(shè)備的 B0場不均勻性和相對梯度誤差所確定的值例如存儲在磁共振設(shè)備的設(shè)備計算機內(nèi)。
在多層測量開始前，如在步驟202中所圖示，例如由使用者選擇待測量的包括至少兩個測量層的部分區(qū)域。對于部分區(qū)域的每個測量層，確定被部分區(qū)域包括的、布置在視野的邊緣區(qū)域內(nèi)的待優(yōu)化的體素。待優(yōu)化的體素的確定可自動地通過預(yù)先給定的選擇標準進行，例如通過對每個測量層將如下體素確定為待優(yōu)化的體素，即該體素布置為距視野的中心距離最遠或布置在帶有特別高的Btl場不均勻性和/或梯度非線性的位置上。如需要， 待優(yōu)化的體素也可由使用者手動選擇。
所選擇的部分區(qū)域在此至少部分地布置在磁共振設(shè)備的視野邊緣上，即所選擇的部分區(qū)域包括布置在視野邊緣區(qū)域內(nèi)的體素。在此，使用者例如給出測量層的希望的數(shù)量， 希望的層厚度Λζ及其層位置，以及希望的體素大小(位置分辨率(ΛΧ，Δγ, Λζ))和待優(yōu)化的體素的位置。
然后，在步驟203中對于部分區(qū)域的每個在視野邊緣上的待優(yōu)化的體素分別施加梯度，所述梯度確定為使得在視野邊緣上的所述體素的每個體素上由于梯度場非線性導致的失真和由于Btl場不均勻性導致的失真抵消。因為對于多層測量，層選擇梯度和讀取梯度在每個重復(fù)時間TR內(nèi)同樣地接通，因此對于部分區(qū)域的每個所選擇的測量層的每一個待優(yōu)化的體素確定且施加了讀取梯度的每個最優(yōu)的梯度強度和梯度極性的陣列。因此，在每個所述的被優(yōu)化的體素上使梯度場非線性和Btl場不均勻性相消疊加。在與所述優(yōu)化的體 素相鄰的區(qū)域內(nèi)(與優(yōu)化的體素相同的梯度接通，除了另外的相位編碼梯度PE)以此方式也 降低了失真，即使其降低幅度與優(yōu)化的體素中的幅度不同。
所施加的梯度如上所述根據(jù)所存儲的相對梯度誤差和Btl場不均勻性來確定。這 可在測量開始前即進行，例如通過對于所有在視野邊緣上表現(xiàn)為有意義的體素確定且存儲 所述的梯度，且供設(shè)備計算機使用。但也可構(gòu)思的是僅在選擇待測量的部分區(qū)域之后確定 梯度。后者在如下情況下是特別有意義的，即當所選擇的部分區(qū)域內(nèi)含有視野邊緣區(qū)域的 僅很少被需要的體素且應(yīng)對其優(yōu)化時。
通過使用計算的梯度誤差，在步驟204中執(zhí)行測量了所選擇的部分區(qū)域的多層測量。
在步驟205中，從每個對應(yīng)于一個測量層的橫向的磁共振圖像可確定檢查對象的 位置和橫截面。步驟201至205如需要可對于不同的希望的部分區(qū)域相繼執(zhí)行，以盡可能 精確地但通過多層測量以與多個單獨測量相比相對低的時間成本來確定在磁共振設(shè)備內(nèi) 的檢查對象的整個布置。但通過多層測量獲得的、因此也在磁共振設(shè)備的視野邊緣區(qū)域內(nèi) 提供了檢查對象的低失真成像的磁共振圖像也可用于另外的目的(見上文)。
在步驟206中，從檢查對象的確定的位置和確定的橫截面確定了用于PET拍攝的 衰減校正。最后，可在步驟207中采集PET數(shù)據(jù)且由此通過使用衰減校正計算PET照片。
因此，多層測量對于每個測量層具有在強度上且在極性上自動計算且使用的匹配 的梯度場。以此實現(xiàn)了通過梯度非線性同時在一次測量中和在多個測量層中補償所存在的 B0場不均勻性，且因此在正χ方向上和負χ方向上將可測量的視野擴展到正常規(guī)定的視野 之外，以此可通過MR對于直至整個隧道內(nèi)部空間進行測量。
雖然在前述描述中描述了示例的實施形式，但可在另外的實施形式中實現(xiàn)不同的 修改。例如，使用本發(fā)明的前述方法也可以實現(xiàn)三維磁共振數(shù)據(jù)采集。因為在此情況中層 選擇通過附加的相位編碼替代，所以在式(2)至式(4)中的Btl項在層選擇方向上消失。因 此，在以上所述的方法中取消了一個自由度，但所述自由度可互換地(permutativ)補償。
在前述方法中，通過磁場線圈和梯度線圈產(chǎn)生的磁場的形式被認為是給定的，且 為計算最優(yōu)梯度強度，在希望的位置上的此場缺陷被用于相消疊加。替代地存在如下可能 性，即在硬件方面在構(gòu)造上修改梯度線圈，使得梯度場的非線性最優(yōu)地與主磁場的不均勻 性抵消。相應(yīng)地，也可通過修改磁場線圈或勻場片將Btl場不均勻性與梯度場非線性相協(xié)調(diào)。
權(quán)利要求
1.一種用于在至少兩個測量層(51. 1、51. 2)上將磁共振設(shè)備內(nèi)的檢查對象的部分區(qū)域成像的方法，其中部分區(qū)域(51)至少部分地布置在磁共振設(shè)備(5)的視野的邊緣上，所述方法帶有如下步驟-選擇待測量的部分區(qū)域(51)，-對于每個部分區(qū)域(51)的測量層的每一個布置在視野邊緣上的待優(yōu)化的體素施加每一個梯度場的梯度(R01.1、R02.1、R01. 2、R02. 2、R01. 3、R02. 3、PEU S1.1、S2.1、S1. 2、S2. 2、S1. 3、S2. 3)，所述梯度確定為使得在視野的邊緣上的所述待優(yōu)化的體素的每個上由于梯度場的非線性所導致的失真以及由于Btl場不均勻性所導致的失真抵消，-通過使用對于每個待優(yōu)化的體素施加的梯度(R01.1、R02.1、R01. 2、R02. 2、R01. 3、R02. 3、PE1、S1. 1、S2.1、S1. 2、S2. 2、SL 3、S2. 3)，通過多層測量采集部分區(qū)域(51)的磁共振數(shù)據(jù)，和-由磁共振數(shù)據(jù)確定檢查對象(U)的部分區(qū)域(51)的圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中通過所施加的梯度(R01.1、R02.1、R01. 2、R02. 2、R01. 3、R02. 3、PE1、S1. 1、S2.1、S1. 2、S2. 2, S1. 3、S2. 3)產(chǎn)生的梯度場包括讀取梯度場和 /或?qū)舆x擇梯度場。
3.根據(jù)前述權(quán)利要求中一項所述的方法，其中所施加的梯度(R01.1、R02.1、R01. 2、R02. 2、R01. 3、R02. 3、PE1、S1. 1、S2.1、S1. 2、S2. 2, S1. 3、S2. 3)的確定包括-確定在視野邊緣上的各體素上的相對梯度誤差，-確定在視野邊緣上的各體素上的Btl場不均勻性，和-根據(jù)相對梯度誤差和Btl場不均勻性確定所施加的梯度(R01. 1、R02. UR01. 2、R02. 2、R01. 3、R02. 3, PEU S1. 1、S2. USl. 2、S2. 2, S1. 3、S2. 3)。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，梯度場的梯度G根據(jù)下式確定G=-dB0 ( Δ χ, Δ y, Δ z)/c ( Δ X，Δ y, Δ z) (I)其中ClBtl是在視野邊緣上的所選擇的體素(ΛΧ，Ay，Λζ)上的Btl場不均勻性，且c是在視野邊緣上的所選擇的體素(ΛΧ，Ay，Λζ)上的相對梯度誤差。
5.根據(jù)前述權(quán)利要求中一項所述的方法，其特征在于，檢查對象(U)的部分區(qū)域(51)包括患者的布置在磁共振設(shè)備(5)的視野邊緣上的解剖結(jié)構(gòu)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于，解剖結(jié)構(gòu)包括患者的手臂。
7.根據(jù)前述權(quán)利要求中一項所述的方法，其特征在于，磁共振設(shè)備(5)具有用于拍攝檢查對象(U)的隧道形開口，其中視野的邊緣包括沿隧道形開口的內(nèi)表面的外罩區(qū)域。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，外罩區(qū)域的外罩厚度大約為5cm。
9.根據(jù)前述權(quán)利要求中一項所述的方法，其特征在于，所述磁共振數(shù)據(jù)在相對于檢查對象(U)的橫向平面內(nèi)被采集。
10.根據(jù)前述權(quán)利要求中一項所述的方法，其特征在于，根據(jù)檢查對象(U)的部分區(qū)域(51)的圖像確定對于正電子發(fā)射斷層成像的衰減校正。
11.一種磁共振設(shè)備,其中磁共振設(shè)備(5 )包括基本場磁體(I)，梯度場系統(tǒng)(3 )，高頻天線(4)，和控制裝置(10)，所述控制裝置(10)用于控制梯度場系統(tǒng)(3)和高頻天線(4)，用于接收從高頻天線(4)接收的測量信號，用于分析測量信號且用于產(chǎn)生磁共振圖像，且其中磁共振設(shè)備(5)構(gòu)造為，-對于每個部分區(qū)域(51)的測量層的每一個布置在視野邊緣上的待優(yōu)化的體素施加每一個梯度場的梯度(R01.1、R02.1、R01. 2、R02. 2、R01. 3、R02. 3、PEU S1.1、S2.1、S1. 2、 S2. 2、S1. 3、S2. 3)，所述梯度確定為使得在視野的邊緣上的所述待優(yōu)化的體素的每個上由于梯度場的非線性所導致的失真以及由于Btl場不均勻性所導致的失真抵消，-通過使用對于每個體素施加的梯度(R01. 1、R02. UR01. 2、R02. 2,R01. 3、R02. 3,PEU S1. 1、S2. 1、S1.2、S2. 2、S1.3、S2. 3)采集部分區(qū)域(51)的磁共振數(shù)據(jù)，和 -由磁共振數(shù)據(jù)確定檢查對象(U)的部分區(qū)域(51)的圖像。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振設(shè)備，其特征在于，磁共振設(shè)備(5)構(gòu)造為執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求1至9中一項所述的方法。
13.根據(jù)權(quán)利要求11或12所述的磁共振設(shè)備，其特征在于，磁共振設(shè)備(5)此外包括正電子發(fā)射斷層成像儀，其中磁共振設(shè)備(5)構(gòu)造為用于執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法。
14.一種計算機程序產(chǎn)品，所述計算機程序產(chǎn)品可直接載入到磁共振設(shè)備(5)的可編程控制裝置(10)的存儲器內(nèi)，所述計算機程序產(chǎn)品帶有程序資源，以當程序在磁共振設(shè)備 (5)的控制裝置(10)內(nèi)執(zhí)行時執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求1至10中一項所述的方法的所有步驟。
15.一種電子可讀取的數(shù)據(jù)載體，所述數(shù)據(jù)載體帶有存儲在其上的電子可讀取的控制信息，所述控制信息構(gòu)造為使其當數(shù)據(jù)載體(21)在磁共振設(shè)備(5)的控制裝置(10)內(nèi)被使用時執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求1至10中一項所述的方法。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于在磁共振設(shè)備(5)內(nèi)通過多層測量將檢查對象(U)的包括至少兩個測量層的部分區(qū)域(51)成像的方法。部分區(qū)域(51)至少部分地布置在磁共振設(shè)備的視野的邊緣上。在方法中，對于待測量的部分區(qū)域(51)的每個測量層的每一個布置在視野邊緣上的待優(yōu)化的體素施加梯度場，且為采集磁共振數(shù)據(jù)將所述梯度場在多層測量中使用，所述梯度場確定為使得在視野邊緣上的部分區(qū)域(51)的每個所述的待優(yōu)化的體素上梯度場非線性和B0場不均勻性抵消。由磁共振數(shù)據(jù)確定檢查對象(U)的部分區(qū)域(51)的圖像。
文檔編號G01R33/56GK102998642SQ20121032829
公開日2013年3月27日 申請日期2012年9月6日 優(yōu)先權(quán)日2011年9月7日
發(fā)明者J.O.布魯姆哈根, M.芬徹爾, R.拉德貝克 申請人:西門子公司