專利名稱：：用于確定磁共振數據的方法和磁共振設備的制作方法
技術領域：
：本發明涉及用于確定磁共振數據的一種方法和一種磁共振設備。
背景技術：
：磁共振斷層造影(MRT)是一種可以拍攝二維(2D)或三維(3D)圖像數據組的成像方法，所述圖像數據組可以以高的分辨率對受檢人員內部的結構，特別是軟組織成像。在MRT中將檢查對象中的質子的磁矩在基本磁場中對齊。通過入射高頻脈沖可以將核自旋從對齊的位置，即，靜止位置，或者其他狀態偏轉或激勵。然后借助一個或多個高頻(HF)線圈來探測激勵的磁化的時間演變。通過施加層選擇梯度在入射高頻脈沖的情況下僅激勵檢查對象的、其中滿足由于局部磁場強度引起的共振條件的層中的核自旋。可以通過施加至少一個相位編碼梯度以及頻率編碼梯度在讀出或信號探測時間段期間進行其他位置編碼。由此可以獲得受檢人員的多層的MR照片。借助合適的顯示方法可以為了診斷提供以三維MR圖像形式的受檢人員的確定區域的所謂(3D)影像。但是典型地在磁共振(MR)設備中可測量體積由于物理的和技術的條件，諸如基本磁場的有限的均勻性和梯度場的非線性而受到限制。由此測量區域，即所謂的視野或“FieldofView”(FoV)被限制到一個體積，在該體積中上面提到的物理特征處于預先給出的容差范圍內部并且由此可以利用通常的測量序列進行待檢查的對象的忠于原始的成像。這樣的受限的視野特別是在X和y方向上，即垂直于磁共振設備的環形隧道的縱軸，遠遠小于磁共振設備的環形隧道限制的體積。在通常的磁共振設備中環形隧道的直徑例如大約為60cm，而通常使用的視野的直徑(在該視野中上面提到的物理特征處于容差范圍內)例如為50cm。在視野外部會發生基本磁場的均勻性的明顯偏差。拍攝的MR圖像在相應的區域中顯示失真。存在不同的應用，在這些應用中需要高的位置忠實程度，即，MR圖像數據的失真小。例如對于混合系統，諸如由磁共振斷層造影和正電子發射斷層造影組成的混合系統，即所謂的MR-PET混合系統，重要的是，也能盡可能精確確定邊緣區域中的檢查對象的結構。對于MR-PET混合系統，例如人衰減校正具有關鍵意義。利用人衰減校正，確定了在正電子和電子相互作用之后發出的質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，并且將所接收的PET信號精確地校正此衰減。為此采集磁共振數據，所述磁共振數據對被檢查對象在通過正電子發射斷層成像所發出的高能光子的方向上的完整的解剖結構進行成像。以此，即使在混合系統的隧道的邊緣區域內也盡可能精確地采集被檢查對象的解剖結構。處于此區域內的結構對于被檢查的患者而言例如是可能布置在混合系統的隧道內壁附近的邊緣區域內的手臂。需要高的位置保真的其他應用情況是基于MR的介入、對于輻射治療設備的基于MR的輻射規劃、全身MR應用諸如在MR腫瘤學和MR血管造影中特別是在使用短磁體的情況下，所述短磁體具有特別有限的FoV，和后處理應用諸如利用高位置保真的成像方法諸如計算機斷層造影或PET的“composing,構圖”或“fusion,融合”。為了擴展視野在文獻中例如已知使用為了位置編碼而在拍攝MR數據時使用的梯度場的非線性來補償基本磁場的非均勻性的方法。為了拍攝三維MR圖像需要拍攝多個層的MR數據。但是因為基本磁場的非均勻性是取決于位置的，所以利用公知的方法在多個位置上的補償是復雜的或很難的。例如在各個層之間產生間隙，關于該間隙不能獲得MR信息并且由此必須插值。這限制了產生視野擴展的三維MR圖像的可能性。
發明內容相應地，存在提供一種用于在MR設備的視野邊緣處的部分區域內拍攝檢查對象的多層的MR數據的改進的方法的必要性。按照一個方面，提供了一種在具有基本磁場的磁共振設備的部分區域中用于采集檢查對象的多層的磁共振(MR)數據的方法。在此，部分區域沿著第一方向位于磁共振設備的視野邊緣處。該方法包括這樣產生具有其位置依賴性的非線性的第一梯度場，使得在部分區域中該非線性補償基本磁場的空間非均勻性。該方法還包括檢查對象沿著第一方向的多個定位，從而檢查對象的垂直于第一方向的多個層先后包括所述部分區域。該方法還包括利用拍攝序列對于這些層的每個采集磁共振數據。可以沿著第一方向布置磁場。這一點典型地對于超導線圈磁體是這樣，在所述超導線圈磁體中磁場沿著線圈軸取向。檢查對象然后位于磁體內部的管中。也可以沿著與線圈軸平行的方向例如通過移動檢查臺或臥榻定位檢查對象。例如部分區域可以具有沿著第一方向的伸展，從而同時多個層包括該部分區域。但是還可以使用其他結構形狀的磁體。除了通常的隧道形磁體結構形狀具有水平延伸的基本磁場方向的還存在磁體結構形狀，在所述磁體結構形狀情況下超導磁體、電磁體或永久磁體的磁極互相平行相對設置。基本磁場的方向在此通常在垂直方向上延伸。在這樣的基本磁場配置中還發生在基本磁場的邊緣區域的非均勻性。然后檢查對象的定位必須相應地另外地匹配到部分區域的位置。用于產生整個MR圖像的測量序列的部分可以稱為拍攝序列，其對于拍攝確定的層的MR數據來說是必要的。在此層例如意味著位于與定位的方向，即第一方向橫向的層。基本磁場的非均勻性通過第一梯度場的非線性的補償表示一種狀態，在該狀態中非均勻性這樣地通過非線性被抵消或去除，使得在此基礎上的MR圖像不再呈現失真或者說失真小于確定的閾值。失真在此意味著，檢查對象的預先確定的位置(x，y，z)處的,例如在前面描述的視野邊緣上的預先確定的位置處的圖像點的信號值在從所采集的磁共振數據確定的檢查對象的圖像，即MR圖像中出現在另外的位置(X1,Y1,Z1)上。坐標(X，y,z)也稱為實際位置，并且坐標O^ypz1)也稱為失真位置。特別地，在視野的邊緣區域內可能出現失真，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。通過產生合適的梯度場在預先確定的位置上或區域上相互消除梯度場的非線性和基本磁場不均勻性，對此區域不出現失真或出現很低的失真，使得在此區域內可確定檢查對象的可用的圖像。在此，磁共振設備的視野例如表示其中基于MR數據的MR圖像的失真小的范圍。基本磁場的非均勻性的補償在此可以對于部分區域進行，該部分區域僅在離開磁共振設備的視野邊緣的方向上延伸。如果磁共振設備是具有在超導磁體的范圍內的水平延伸的定義了第一方向的管的磁共振設備，則該部分區域在水平層面中例如位于關于管(平行于第一方向)的線圈軸或中央軸的一個側面上。但是還可以進行對于部分區域的補償，該部分區域由兩個不相交的體積組成，所述體積在水平層面中在管的中央軸的兩側向外離開視野的邊緣延伸。然后可以對于兩側進行對于PET拍攝的衰減校正。允許部分區域(該部分區域在兩個不同位置處與MR設備的視野相鄰)中的補償的這樣的拍攝序列典型地包括兩個180°反轉脈沖和兩個自旋回波(雙自旋回波)的拍攝。按照目前討論的方面的補償特別允許產生三維MR圖像，該圖像具有MR圖像的整個區域中的失真校正，所述區域在拍攝MR數據時分別位于部分區域內部。例如部分區域沿著第一方向可以僅具有少數幾個厘米，例如5cm的伸展。這一點的原因可以是，基本磁場的空間非均勻性具有沿著第一方向的變化。通過第一基本場的非線性的校正然后總是僅對于沿著第一方向的確定的區域是可能的。但是如果相應于目前討論的方面產生具有沿著第一方向的深度的三維MR圖像，該深度大于部分區域的相應伸展，例如20cm，則盡管如此仍可以確保沿著整個深度使得失真被校正。這樣的三維MR圖像具有擴展的視野的例如可以用于MR-PET混合系統中的人衰減校正。然后可以在三維MR圖像的整個區域上進行人衰減校正。還可以對于所有層當各個層包括了所述部分區域時采集所有所屬的MR數據。如果當各個層沿著第一方向例如布置在部分區域沿著該方向的伸展內部時采集所有MR數據，則確保了在對于不同層采集的MR數據中的失真被補償。在此定位特別可以沿著在兩個屬于不同的層的拍攝序列之間的第一方向進行并且在拍攝序列期間被中斷。這意味著，在拍攝序列遍歷期間不進行例如MR設備的檢查臺和由此檢查對象的運動。這一點特別允許在成像期間的穩定的系統參數和由此大的信噪比。相反，還可以的是，所述定位沿著第一方向持續地并且連續以恒定的速度進行。在此可以這樣選擇該恒定速度，使得當所述層包括了所述部分區域時然后拍攝一層的所有MR數據。如果所述定位連續地并且持續地以恒定速度進行，則這意味著，檢查對象在時間間隔期間，例如在拍攝序列期間向前移動相應的時間間隔。所述定位的速度越高，則檢查對象在確定的時間段期間向前移動的確定的長度越大。典型地對于MR數據的拍攝序列通過確定的所需時間段表示。該時間段可以根據測量序列的參數強烈改變。確定的測量序列需要對于各個層的MR數據的采集的更長的拍攝序列。其他測量序列優化為需要對于執行拍攝序列的特別短的時間段。在此可以如下來匹配檢查對象的定位速度，使得確定的長度，S卩，在拍攝序列遍歷期間檢查對象移動的長度，小于部分區域沿著第一方向的伸展。部分區域沿著第一方向的伸展典型地通過系統引起的參數，諸如磁共振設備的結構形狀來確定。一般很難或只能成本高地影響這些參數。另一方面可以典型地相對簡單地影響拍攝序列的持續時間和檢查對象的定位速度。然后可以將二者這樣相互調諧，使得確定的長度和部分區域沿著第一方向的伸展處于大約相同的大小或者確定的長度小于部分區域沿著第一方向的伸展。還可以的是，對于至少兩個層的拍攝序列在時間上重疊。例如包括了用于采集對于不同層的MR數據的多個拍攝序列的測量序列構造為所謂的“交織的”測量序列。交織的測量序列表示如下的MR測量序列，在所述MR測量序列情況下用于不同的層的拍攝序列在時間上重疊。例如對于不同的拍攝序列可以交替地掃描k空間的確定的位置。但是，在此不必同時響應或讀出多于一個層的橫向磁化。但是與此相關地還可以在例如所謂的“復用”測量序列的范圍內同時利用多層的橫向磁化。例如層的激勵通過相應構造的脈沖同時進行或信號的探測同時對于多層進行。此外，可以通過定位與拍攝序列的時間調諧確保，當一層包括了部分區域時，磁共振數據的位置編碼通過對于所有層同時預先確定的位置的第二梯度場來編碼。第二梯度場例如可以引起與在激勵脈沖和信號探測之間的第一方向垂直的位置的相位編碼。例如由此可以進行定位和拍攝序列的同步，使得在磁共振設備的對稱中心中通過第二梯度場的位置編碼獲得在k空間的位置頻率空間中心附近的位置頻率空間數據。這導致，在磁共振設備的中心中，即對稱中心，在那里例如信噪比取特別大的值，獲得靠近k空間中心的MR數據點。但是還可以進行在定位和位置編碼之間的其他對應。特別地，按照目前討論的方面的定位還可以這樣包括MR數據的通過第二梯度場的位置編碼與沿著第一方向的位置的對應，使得在沿著第一方向的不同位置上通過第二梯度場的位置編碼對不同的位置編碼。這意味著在并行進行不同的拍攝序列期間檢查對象的重復的，例如連續的定位。總是當一層取沿著定位的方向(第一方向)的確定位置時，確定，掃描k空間中與該位置唯一對應的點。這實現了，k空間中相同區域具有基本磁場的非均勻性的相同程度的補償和由此相似程度的失真。此外，磁共振設備的對稱中心可以是關于第一方向與部分區域相同高度。對稱中心典型地表示超導磁體的幾何中心，超導磁體例如線圈形式地圍繞MR設備的管纏繞。那里預計基本磁場的均勻性的特別高的值，或特別大的信噪比。值得努力的是，例如將部分區域的中心布置在沿著第一方向的位置上，所述位置等于對稱中心沿著第一方向的位置，因為然后可以對于特別大的部分區域進行基本磁場的非均勻性的補償。之所以可以這樣，是因為基本磁場的非均勻性的改變沿著第一方向靠近對稱中心可以是特別小的。第一梯度場可以通過在激勵脈沖期間或在信號探測期間沿著第一方向或垂直于第一方向的頻率編碼引起MR數據的位置編碼。典型地為了MR數據的位置編碼進行頻率編碼(層選擇梯度)和讀出編碼(讀出梯度)。對確定的體積元素的選擇在此通過核自旋的進動頻率的頻率編碼進行。按照目前討論的方面的該方法還可以包括在部分區域中第一梯度場的相對梯度誤差的確定，所述相對梯度誤差從非線性與線性情況的偏差作為第一梯度場的梯度強度的函數得出。其還可以包括基于相對梯度誤差和位置非均勻性確定部分區域中基本磁場的位置非均勻性和梯度強度。通過相對梯度誤差和基本磁場的非均勻性的確定或測量可以通過合適選擇梯度強度進行在此基礎上的補償。梯度強度在此表示空間上的梯度場改變率。此外，第一方向可以垂直于檢查對象的層。例如當檢查對象沿著超導基本磁體的線圈軸布置時，則其定位沿著線圈軸進行。層然后相應于檢查對象的橫向層面。此外對于正電子發射斷層造影的衰減校正可以根據來自于部分區域的MR數據來確定。因為例如患者的手臂可以位于部分區域中，所以由此可以進行特別精確的衰減校正。這之所以這樣，是因為在該例子中涉及手臂的MR數據由于補償而不具有或僅具有小的失真。按照另一方面，提供了一種在具有基本磁場的磁共振設備的部分區域中用于采集檢查對象的多層的MR數據的磁共振設備，其中該部分區域位于磁共振設備沿著第一方向的視野的邊緣。磁共振設備包括梯度系統，其配置為這樣產生具有其位置依賴性的非線性的第一梯度場，使得在部分區域中非線性補償基本磁場的空間的非均勻性。MR設備還包括具有其上布置的檢查對象的沿著第一方向運動的臥榻，其配置為，將檢查對象沿著第一方向多次定位，從而檢查對象的垂直于第一方向的多個層先后包括所述部分區域，和接收系統，其配置為，利用拍攝序列采集對于這些層的每一層的磁共振數據。利用具有這樣的特征的磁共振設備可以實現相應于關于相應的方法在前面描述的效果。本發明的上述特點、特征和優點以及如何實現它們的方式結合以下對實施例的描述將變得更清楚和容易理解，結合附圖詳細描述所述實施例，其中，圖1示意性示出按照本發明的實施方式的磁共振設備，圖2示出MR數據的失真與取決于MR設備內部的位置的依賴關系，圖3示出檢查對象的定位與拍攝序列的執行的同步，圖4示出檢查對象的定位與拍攝序列的執行的同步，圖5示出檢查對象的定位與拍攝序列的執行的同步，圖6示出檢查對象的定位與拍攝序列的執行的同步，圖7示出用于采集在視野邊緣處的部分區域中檢查對象的MR數據的方法的流程圖，圖8示出用于采集在視野邊緣處的部分區域中檢查對象的MR數據的方法的流程圖，圖9示出基于無非均勻性補償并且具有強失真的測量數據的三維MR圖像，并且圖10示出基于具有非均勻性補償無強失真的測量數據的三維MR圖像，并且圖11示出層關于部分區域的定位。具體實施例方式圖1示出了(MRT或核自旋斷層造影設備的)磁共振(MR)設備5。在此基本磁體1產生時間上恒定的強基本磁場，用于極化或對齊檢查對象U，諸如位于檢查臺23上并且被推入磁共振設備5中的人體的待檢查的部位的檢查區域中的核自旋。基本磁場通過超導線圈產生。線圈軸沿著方向A布置。在線圈內部構造管，在該管中檢查臺23可以運動。檢查臺沿著用A表示的方向運動(用B表示與之垂直和在的水平層面中的方向)。基本磁場的最大的分量在圖1中也指向方向A。對于核自旋共振測量所需的基本磁場的高均勻性在典型的球形測量體積M中定義，人體的待檢查的部位被引入到該測量體積中。例如測量體積M可以包含MR設備5的對稱中心50。對稱中心可以位于基本磁場的線圈軸上。測量體積M也可以稱為視野。為了支持均勻性要求和特別地為了消除時間不變的影響，在合適的位置安裝由鐵磁性材料構成的所謂勻場片。時間變化的影響通過勻場線圈2和對于勻場線圈2的合適的控制器27來消除。在基本磁體I中采用圓柱形梯度線圈系統3，其由三個部分繞組組成。每個部分繞組由一個相應的放大器24-26提供電流用于在笛卡爾坐標系的各自的方向上產生線性梯度場。梯度場系統3的第一部分繞組在此產生X方向的梯度Gx，第二部分繞組產生y方向的梯度Gy并且第三部分繞組產生z方向的梯度Gz。放大器24-26分別包括一個數字模擬轉換器(DAC)，其由序列控制器18控制用于時間正確地產生梯度脈沖。在梯度場系統3內部具有高頻天線4，其將由高頻功率放大器輸出的高頻脈沖轉換為磁交變場用于激勵核和對齊待檢查的對象的或對象的待檢查的區域的核自旋。高頻天線4由一個或多個HF發送脈沖和以線圈的例如環形、線性或矩陣形的布置的形式的多個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輸出的交變場，即通常由包括一個或多個高頻脈沖和一個或多個梯度脈沖的脈沖序列引起的核自旋回波信號轉換為電壓(測量信號)，其經過放大器7傳輸到高頻系統22的高頻接收通道8、8'。高頻系統22還包括發送通道9，在該發送通道中產生用于激勵核磁共振的高頻脈沖。在此，各自的高頻脈沖由于由設備計算機20預先給出的脈沖序列在序列控制器18中數字地作為復數的序列示出。該數字序列作為實部和作為虛部分別經過輸入端12傳輸到高頻系統22中的數字模擬轉換器(DAC)并且由其傳輸到發送通道9。在發送通道9中將脈沖序列調制到高頻載波信號上，其基頻相應于測量體積中的核自旋的共振頻率。通過放大器28將調制的脈沖序列傳輸到高頻天線4的HF發送線圈。發送運行到接收運行的切換通過發送接收轉接器6進行。高頻天線4的HF發送線圈將用于激勵核自旋的高頻脈沖入射到測量體積M中并且通過HF接收線圈掃描所產生的回波信號。相應獲得的核自旋信號在高頻系統22的接收通道的第一解調器8,中相位敏感地解調到中頻并且在模擬數字轉換器(ADC)中被數字化。該信號還被解調到頻率零。到頻率零的解調和到實部和虛部的分離在數字域中數字化之后在第二解調器8中進行，其將解調的數據經過輸出端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。根據利用控制程序的規定，序列控制器18控制分別期望的脈沖序列的產生和在拍攝序列的范圍內k空間的相應掃描。特別地，序列控制器18在此控制梯度的時間正確的接通、具有定義的相位振幅的高頻脈沖的輸出以及核自旋信號的接收。此外，序列控制器8還可以控制檢查臺23的運動和由此在測量體積M內部檢查對象U的定位。例如以概念“continuouslymovingtable,連續移動檢查臺”或“syngoTimCT”公知一種方法,在該方法中進行MR數據采集和檢查臺23的定位的同步。對于高頻系統22和序列控制器18的時間基礎由合成器19提供。用于產生MR圖像的相應的控制程序(所述程序例如存儲在DVD21中)的選擇，以及所產生的MR圖像的顯示通過終端13進行，所述終端包括鍵盤15、鼠標16和顯示器14。也稱為FieldofView(FoV)或視野的測量體積M在硬件方面受到基本磁場均勻性和梯度場的線性限制。在該測量體積外部(也就是在其中基本磁場具有非均勻性并且梯度場具有非線性的區域中)的測量導致強失真，即，檢查對象的布置在測量體積M的外部的部位在磁共振圖像中看起來不是在其實際上所位于的位置上(例如關于測量體積)，而是位于與之偏移的位置。對于具有例如管直徑60cm的磁共振斷層造影設備，測量體積M通常具有例如50cm的直徑，即，在沿著斷層造影儀的內周的邊緣區域中在大約5-lOcm的區域內放大地出現失真。但是例如患者的手臂可能位于該區域中。由于該失真，患者的手臂的位置在磁共振照片中錯誤地再現。由此在該區域中的磁共振照片很差地可應用于MR-PET混合系統中的人衰減校正。利用在圖1中示出的MR設備可以測量在位于邊緣FoV的部分區域51中的基本磁場的非均勻性。例如部分區域可以從FoV向外延伸并且接觸FoV的邊緣。基于基本磁場的非均勻性的知識于是可以這樣確定梯度場，例如(在應用HF脈沖期間被施加的)頻率編碼梯度場或(在信號探測時間段期間被施加的)讀出梯度場的大小，使得梯度場的非線性恰好抵消基本磁場的非均勻性。這一點在以下示例性解釋。前面提到的特別地在外罩區域中或邊緣區域10中出現的失真，取決于與基本磁場強度Btl的理想值或標準值的偏差dBg或ClBtl以及取決于梯度場強G。以下等式示例性描述了具有在z方向的層選擇，在y方向的相位編碼和在X方向的頻率編碼的二維磁共振數據采集。相位編碼方向、頻率編碼方向和層選擇方向可自由選擇并且僅將軸位置與等式匹配。zpz+dBgz(X，y,z)/Gz+dBQ(x,y,z)/Gz(2)xpx+dBgx(x,y,z)/Gx+dB0(x,y,z)/Gx(3)y^y+dBgy(x,y,y)/Gy(4)坐標X，y,z表示實際的位置并且坐標X1,Y1,Z1表示失真的位置。因為梯度場的非線性dBg隨著梯度場強縮放，所以有針對地縮小或補償對于確定的區域或位置的失真，如以下示出。成立dBgx=c(X，y,z)·Gx(5)其中c(X，y，z)表示在位置x，y，z處的相對梯度誤差并且Gx表示梯度場強。但是，Btl場非均勻性獨立于梯度強度是恒定的。dBgx/Gx項由此是恒定的并且獨立于梯度場強。但是ClBcZGx項是隨著梯度場強可變的。按照本發明由此這樣疊加磁場，使得在預先確定的位置或預定的區域，梯度場的非線性和Btl場非均勻性破壞性地疊加。這一點在以下示例性地對于在X方向的讀出梯度與在z方向的層選擇來描述。當存在最佳梯度強度Gx_時實現磁場的所要求的破壞性疊加，對于所述梯度強度，在預定的位置或在預定的區域內部的失真為零。在為零的失真的情況下在X方向上成立X1=X由此得出Gxopt=-dB0(X，y,z)/c(x,y,z)(6)如果如在等式(6)中描述的那樣選擇梯度場強Gx，則對于預定的位置或預定的區域得出一個明顯放大的FoV，即，失真在該區域中強烈降低。例如在圖2中示出了失真V與沿著在圖1中表示的方向B的位置的依賴性。方向B垂直于方向A并且位于水平層面中。在圖2中無相應補償的失真V通過實線示出。例如對稱中心50當中地布置在測量區域M內部(剖面地示出)。在測量區域M內部失真V類似地具有小的值，例如〈O.001m。對于沿著方向B位于測量區域M外部的點，對于與對稱中心50的更大距離失真V增加。典型的失真例如可以為O.01至O.02m。部分區域51向外連接到測量區域M(圖2中左側示出)。在部分區域51內部可以通過梯度強度的相應選擇，即，基本磁場的非均勻性的補償，校正失真。失真V與沿著方向B的位置的相應的依賴性在圖2中利用虛線示出。其中失真V通過合適補償被最小化(例如小于閾值)的區域確定了部分區域51的伸展。應當清楚的是，部分區域51的精確位置和伸展取決于不同的參數，例如基本磁場的非均勻性的種類和強度、梯度場的非線性等。如果基本磁場的非均勻性例如相對小，則可以通過相應補償獲得更大的部分區域51。雖然在圖2中僅示出在軸B的一側(在圖2中在左側示出)通過補償基本磁場的非均勻性來校正失真，如上所述，還可以在測量區域M的兩個邊緣(在圖2中在測量區域M的左側和右側)通過相應的拍攝序列隨后進行失真校正。這樣的拍攝序列典型地包括兩個180°反轉脈沖和兩個自旋回波的拍攝。圖2中示出了沿著圖1的方向B的片段。失真V顯示在測量區域M(即在視野)外部沿著方向B的強烈依賴性。典型地，失真V還顯示沿著方向A(在圖2在未示出)的依賴性。方向A在圖1中描述了在管內部沿著線圈軸的方向和由此也是MR設備的主磁場的方向和并行于檢查臺的定位的方向。該依賴性導致，對于沿著方向A的確定的位置計算的基本磁場的非均勻性的補償僅對于沿著方向A的確定長度具有有效性。即，部分區域的伸展在方向A中受到限制。這樣的確定的長度取決于磁共振設備的特殊結構形狀可以例如為5cm。然后一般不能簡單實現，確定梯度場的大小，使得可以同時補償沿著方向A的多個點的非均勻性。為此參見以下圖9，在該圖中產生三維MR圖像，其覆蓋20cm深度，S卩，大于部分區域的沿著方向A的伸展并且包含相應的失真。換言之可以實現FoV的擴展的部分區域51在其沿著方向A的伸展方面受到基本磁場的非均勻性本身的變化的限制。但是盡管如此為了產生三維MR圖像，值得期望的是，對于沿著方向A的不同位置獲得MR圖像。這些圖像例如在后面可以用于MR-PET混合系統中的人衰減校正。在按照圖1的MR設備中為此這樣配置序列控制器18，使得與對實際的拍攝序列(HF脈沖、磁場梯度、信號探測)的不同組成部分的控制在時間上一致地也移動檢查臺23。于是可以在不同的時刻將檢查對象U的不同位置定位在測量體積M的邊緣處的部分區域51內部。通過合適的定位，如參考以下的附圖描述的那樣，可以對于檢查對象的沿著方向A的不同位置拍攝MR圖像。但是因為僅對于具有沿著定位的方向有限的伸展的部分區域進行基本場非均勻性的補償，所以必要的是，相應地構造定位和拍攝序列的同步。這一點在以下解釋。一種用于同步拍攝序列和檢查臺23的定位的可能性例如在于分別交替地進行定位和用于拍攝所有屬于一層的MR數據的拍攝序列。這樣的情況在圖3中示出并且在以下詳細討論。在圖3中檢查臺23的或檢查對象U的位置作為時間的函數示出。將檢查臺23沿著方向A如在圖1中定義的那樣移動或定位。檢查臺的定位通過位置A隨時間的改變在圖3中可以看出。執行三個拍攝序列65，以拍攝位于部分區域內部的各個層的MR數據，對于所述部分區域計算了基本磁場的非均勻性的補償。因為在兩個拍攝序列65之間分別改變檢查臺23的位置A，所以可以這樣從不同的層拍攝MR數據。基于這樣的MR數據例如可以產生三維MR圖像。通過交替定位和執行拍攝序列65，如在圖3中所示，可以這樣拍攝對于不同層的MR數據，使得在數據拍攝的時刻層總是位于部分區域內部，對于該部分區域分別拍攝MR數據。這導致，對于在部分區域內部通過梯度場的非線性相應補償基本磁場的非均勻性的情況下可以實現，對于每個拍攝的層擴展視野，即測量區域M。雖然關于圖3解釋了實施例，在該實施例中與拍攝序列的執行交替地進行了檢查臺的定位，但是還可以進行檢查臺23沿著方向A的定位的連續改變。這一點在以下參考圖4描述。圖4示出了其中持續地并且連續地以恒定的速度進行檢查臺沿著方向A的位置的情況。這一點在圖4中通過如下事實表達，即，描述了沿著方向A的位置的直線的斜率是恒定的。執行用于采集不同層的MR數據的三個拍攝序列65。這三個拍攝序列65先后執行，從而在如面的拍攝序列65已經結束之后開始個拍攝序列65。也就是說拍攝序列65串打地而不是并行地執行。這樣來同步拍攝序列65和檢查臺沿著方向A的定位，使得確保，總是當各自的層位于部分區域內部時利用拍攝序列65拍攝一層的MR數據，對于所述部分區域進行了基本磁場的非均勻性的校正。這意味著，在檢查臺A的連續運動的情況下一層例如駛過部分區域或者其位置關于部分區域的中心改變。部分區域的(或檢查對象的)運動在拍攝序列65的持續時間期間在圖4中用dz表示。例如可以的是，伸展dz小于部分區域沿著方向z的伸展。然后可以在如下時刻利用拍攝序列拍攝一層的所有MR數據，在該時刻部分區域位于各自的層的內部或所述層包括了各自的部分區域。可以通過匹配檢查臺的定位的速度來改變伸展dz。例如可以減小檢查臺的定位速度，這在圖4中相應于直線的減小的斜率。由此也縮小了描述了沿著方向A的長度的伸展dz，檢查對象在執行(具有固定的持續時間的)拍攝序列65期間移動該長度。特別地還可以這樣大地選擇檢查臺的定位速度，使得伸展dz例如大于部分區域沿著方向A的伸展。于是不拍攝在部分區域內部的一層的所有MR數據。但是足夠的是，當一層包括了部分區域時，拍攝該層的MR數據的重要部分。例如重要部分可以表示各自的層的所有MR數據的70%或者表示靠近k空間中心布置的那些數據。這一點在下面參考圖6詳細討論。另一種涉及連續定位檢查臺或檢查對象的可能性首先在圖5中示出。如從圖5可以看出的，在該實施例中持續地并且連續地以恒定的速度進行檢查臺的定位。這一點由于描述了位置A與時間的依賴關系的直線的保持相同的斜率而是明顯的。這一點已經參考圖4解釋了。與參考圖4討論的實施例不同的是，特別地可以這樣執行分別拍攝對于不同層的MR數據的拍攝序列65，使得其至少部分地在時間上重疊。這一點在圖5中圖形地表示，BP,三個示出的拍攝序列65的時間上的伸展在時間上重疊。例如專業人員公知被已知為“交織的”測量序列的方法。交織的測量序列表示MR測量序列，其中對于不同層的拍攝序列在時間上重疊。例如對于不同的拍攝序列交替地掃描k空間的確定的位置。例如，可以首先對于第一層在第一拍攝序列的范圍內掃描k空間的第一區域，然后對于第二層在第二拍攝序列的范圍內掃描k空間的相應的第一區域，然后對于第一層在第一拍攝序列的范圍內掃描k空間的第二區域并且然后對于第二層在第二拍攝序列的范圍內掃描k空間的該第二區域。雖然在這樣的交織的測量序列中兩層的橫向磁化不同時用于成像，但是還可以，在例如所謂的復用測量序列的范圍內同時使用多層的橫向磁化。例如磁化的進動的激勵或探測可以通過相應構造的脈沖同時進行。專業人員公知例如以同義詞“Generalizedautocalibratingpartiallyparallelacquisitions”(GRAPPA)的為此的方法。對于不同層的MR數據的區分例如在GRAPPA的情況下通過使用例如以線圈形式的多個高頻天線進行，其中不同的高頻天線具有不同的位置敏感性。不同地拍攝的MR數據然后具有不同位置的信號分量，其中通過使用合適的計算運算可以將屬于不同位置的信息分離。其他相應的方法對于專業人員來說以名稱“SensitivityEncoding”(SENSE)、“SimultaneousAcquisitionofSpatialHarmonics”(SMASH)和“ControlledAliasinginParallelImagingResultsinHigherAcceleration”(CAIPIRINHA)公知。在這些方法中的一些方法中可以通過如下進行MR成像的進一步加速，即不是掃描k空間的所有點。這意味著，在數據采集期間有針對地相對于最大可實現的測量分辨率降低測量分辨率。進行k空間的欠掃描。由此獲得減少的MR數據組。減少系數可以表示欠掃描。如果減少系數例如為四，則k空間中測量點密度以系數四降低。存在在給定的減少系數的情況下執行k空間的欠掃描的不同的可能性。進行欠掃描的方式表不為欠掃描方案。例如，可以確定欠掃描方案，采集哪些數據點并且按照哪個順序采集數據點，即，k空間中的數據采集的軌跡。在綜合不同線圈的數據之前可以重建減少的MR數據組，從而獲得重建后的MR數據組。所述重建通過對每個線圈的減少的MR數據應用重建核來進行。在圖5中示出了拍攝序列65的部分地時間重疊。在執行如前所述的層復用測量序列的情況下，不同層的拍攝序列65也可以完全并行地執行。這意味著，起始時刻和結束時刻對于所有拍攝序列65來說是相同的。特別地，也可以在拍攝部分區域(對于該部分區域進行了基本磁場的非均勻性的補償)中的MR數據的范圍內進行這樣的復用測量序列。由此涉及各個層的MR數據的拍攝的各個拍攝序列65的測量持續時間被縮短。如參考圖4示出的，這一點可以導致，用以定位或移動檢查臺和由此檢查對象的速度可以被提高。但是例如可以期望的是，這樣高地選擇位置A隨時間的改變率，即檢查臺的移動速度，使得總是對于確定的層在相應的層位于部分區域內部時的時刻拍攝僅一部分MR數據。例如當相應的層位于部分區域內部時可以總是拍攝與k空間中心相應的數據。然后特別是這樣拍攝k空間中心的數據，使得通過梯度場的非線性進行基本磁場的非均勻性的補償。例如可以通過選擇合適的欠掃描方案來進行在部分區域內部被拍攝的MR數據的確定。應當清楚的是，拍攝序列65與沿著方向A的定位的同步也可以另外地進行。例如可以當相應的層位于部分區域內部時或包括或接觸部分區域時然后拍攝k空間的其他區域。特別地可以使用k空間的特殊的掃描方案，以便當層位于部分區域中時用數據填充k空間的特殊區域。因為k空間的不同區域對在圖像空間中示出的MR圖像具有不同的效果，所以可以根據拍攝方案的或檢查臺位置與拍攝方案的時間同步的選擇來產生不同的效果。特別地可以將這些效果與所需的MR數據匹配。特別地為了在MR-PET混合系統中計算人衰減校正可以需要，掃描部分區域內部的k空間的確定的區域。這一點參考圖6詳細描述。圖6示出了實施例，在該實施例中k空間的不同位置固定地相應于沿著方向A的確定的對應。這樣的方法例如由H.-P.Fautz和S.A.R.Kannengiesser在Magn.Reson.Med.55(2006)363中公知。對于確定的相位編碼ky的掃描在圖6中垂直地示出。執行分別拍攝不同的層60，61和62的MR數據的三個拍攝序列65。相位編碼ky在圖6中垂直示出。如從圖6可以看出的，相應于相同的相位編碼ky的MR數據，對于不同的層60-62總是在沿著方向A的相同的位置上被拍攝(在圖6中水平地示出)。特別地，在部分區域51內部靠近k空間中心(S卩ky=0，這在圖6中總是在垂直示出的拍攝序列65的中心中是這樣)拍攝的數據，對于該部分區域執行了基本磁場的非均勻性的校正。部分區域51在圖6中圖形地表示并且具有伸展dz。該伸展dz已經參考圖4討論了。如從圖6還可以看出的，磁共振設備的對稱中心50位于部分區域51的伸展dz內部。確定的相位編碼ky與部分區域51內部和外部的確定的位置A的這樣的固定的對應導致，相同的k空間區域對于不同的層經歷基本磁場的非均勻性的補償的相同品質。這意味著，對于不同的層的失真大約相同大。圖7示出了在MR設備的FoV邊緣處用于拍攝部分區域的MR數據的方法的流程圖。該方法以步驟SI開始。在步驟S2中首先確定磁共振設備的基本磁場和梯度場，以便確定基本磁場非均勻性和磁共振設備的相對梯度誤差。然后在步驟S3中確定層選擇梯度的和讀出梯度的最佳梯度強度，由此在期望的位置上將梯度場的非線性與基本磁場非均勻性破壞性地疊加。然后在步驟S4中這樣定位檢查對象U，使得確定的橫向層，即具有與定位方向(圖1中的方向A)平行的層法向量的層，包括了所述部分區域。包括例如可以意味著，所述層布置在部分區域的中心中或者沿著定位方向移動到部分區域的一側或兩側。在使用計算的梯度場的條件下在步驟S5中拍攝該橫向層的MR數據。MR數據的該拍攝以拍攝序列的形式進行。不同的拍攝序列是可能的，例如自旋回波方法或梯度回波方法。所有層的拍攝序列的總體被稱為測量序列。在步驟S6中檢查，是否要測量另一個橫向層的MR數據，即，測量序列是否還沒有結束。如果是，則重新這樣進行步驟S4和S5，使得可以拍攝該另一橫向層的MR數據。這一點包含了在步驟S4中檢查對象的重新定位。通過步驟S4和S5的重復執行獲得對于多個橫向層的MR數據。在步驟S7中從這些橫向磁共振圖像中確定檢查對象的位置和橫截面。這一點例如可以意味著，不同層的MR數據可以被綜合為一個三維MR圖像。在步驟S8中從檢查對象的確定的位置和確定的橫截面中確定對于PET拍攝的衰減校正。然后在步驟S9中采集PET數據并且從中在使用衰減校正的條件下計算PET拍攝。該方法以步驟SlO結束。在圖8中示出了本發明的另一個實施方式。仍對于不同的橫向層進行MR數據的拍攝，其中當各自的橫向層位于部分區域內部時、即包括所述部分區域時然后至少部分地拍攝MR數據。對于該部分區域在步驟T2和T3中這樣計算層選擇梯度的和讀出梯度的梯度強度，使得梯度場的非線性和基本場非均勻性破壞性地重疊。在此，步驟T1-T3相應于圖7的步驟S1-S3。但是與圖7不同，在圖8示出的實施例中檢查對象的定位，例如通過檢查對象位于其上的檢查臺的定位，和磁共振數據的拍攝并行地并且同時進行。例如在步驟T4中進行檢查對象的連續定位。該連續定位的結果是，多個橫向層順序地包括定義的區域。換言之，橫向層先后駛過定義的區域。在步驟T4的檢查對象的連續定位期間在步驟T5中進行不同的橫向層的MR數據的拍攝。在此，不同橫向層的MR數據的拍攝例如借助交織的測量序列或層復用測量序列進行。由此例如實現了降低的測量持續時間。特別地還可以關于與在步驟T4中同時進行的檢查對象的定位在時間上的同步進行k空間的優化的掃描。例如對于不同的橫向層總是當各自的橫向層位于部分區域(對于該部分區域在步驟T3中優化了梯度強度)內部時然后總是掃描相同的k空間區域。但是，還可以這樣進行在步驟T4中檢查對象的連續定位，使得在各自的橫向層位于部分區域內部期間可以對于所有橫向層拍攝所有MR數據，S卩，整個k空間。在任何情況下通過執行步驟T4和T5拍攝多個橫向層的MR數據。然后步驟T6-T9相應于圖7的步驟S7-S10。在圖9和10中示出了按照前面的方法的測量數據。在圖9中示出了以三維透視圖，即，三維MR圖像形式的不同層的MR測量數據。對沿著如在圖9中表示的方向A的多層拍攝MR數據。將MR數據綜合為一個三維圖像。圖9中的箭頭標記了視野的邊緣。如可以看出的，在此圖像的失真限制了MR模體的結構特征的分辨率。與之不同，在圖10中視野被擴展了通過箭頭標記的區域。去除了失真并且MR模體在其整體上被分辨。在圖11中示出，如何可以關于部分區域51布置三個層60、61、62。示出了MR設備5的基本磁體I。基本磁體形成管。管軸和線圈軸平行于方向A布置。MR設備5的對稱中心50位于管的中心。關于線圈軸A在與對稱中心相同的高度上布置部分區域51。但是，該部分區域相對于線圈軸向外偏移到MR設備的視野的邊緣。層61包括部分區域51。S卩，層61關于線圈軸A布置在與部分區域51相同高度上，從而層61與部分區域51相交或接觸。對于關于線圈軸A具有不同于部分區域51的位置的層60和62不是這樣。但是可以通過沿著方向A定位來偏移層60和62，使得其包括部分區域51。盡管通過優選實施例詳細示出并描述了本發明，但是本發明不受公開的例子的限制并且專業人員可以從中導出不同變形，而不脫離本發明的保護范圍。權利要求1.一種在具有基本磁場的磁共振設備(5)的部分區域中用于采集檢查對象(U)的多層(60,61,62)的磁共振(MR)數據的方法，其中，所述部分區域(51)沿著第一方向(A)位于磁共振設備的視野邊緣處，該方法包括-這樣產生具有其位置依賴性的非線性的第一梯度場，使得在所述部分區域(51)中該非線性補償基本磁場的空間非均勻性，-沿著第一方向(A)多次定位所述檢查對象，使得檢查對象的垂直于第一方向(A)的多個層(60，61，62)先后包括所述部分區域(51)，-利用拍攝序列(65)對于這些層(60，61，62)的每個采集磁共振數據。2.根據權利要求1所述的方法，其中，對于所有層(60，61，62)當各自的層包括所述部分區域(51)時采集所有的所屬的MR數據。3.根據權利要求1或2所述的方法，其中，沿著第一方向的定位在兩個屬于不同的層(60，61，62)的拍攝序列(65)之間進行并且在拍攝序列(65)期間被中斷。4.根據權利要求1或2所述的方法，其中，沿著第一方向的定位持續地并且連續地以恒定的速度進行。5.根據權利要求4所述的方法，其中，這樣選擇所述恒定的速度，使得當一層包括了所述部分區域(51)時則拍攝該層的所有MR數據。6.根據上述權利要求4或5所述的方法，其中，所述拍攝序列(65)對于至少兩個層(60，61，62)在時間上重疊。7.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，通過所述定位與所述拍攝序列(65)在時間上的調諧確保，當一層包括了所述部分區域(51)時，磁共振數據通過第二梯度場的位置編碼對于所有層(60，61,62)編碼相同的預定位置。8.根據權利要求7所述的方法，其中，所述第二梯度場導致在激勵脈沖和信號探測之間垂直于第一方向的位置的相位編碼。9.根據權利要求7或8所述的方法，還包括-將通過第二梯度場對磁共振數據的位置編碼與沿著第一方向(A)的位置對應，使得在沿著第一方向的不同位置處通過第二梯度場的位置編碼編碼不同的位置。10.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述磁共振設備的對稱中心(50)關于第一方向在與所述部分區域(51)相同的高度上。11.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述第一梯度場通過沿著第一方向或垂直于第一方向的頻率編碼在激勵脈沖期間或在信號探測期間引起MR數據的位置編碼。12.根據上述權利要求中任一項所述的方法，還包括-確定所述部分區域(51)中第一梯度場的相對梯度誤差，所述相對梯度誤差從非線性與線性情況的偏差作為第一梯度場的梯度強度的函數得出，-確定所述部分區域(51)中基本磁場的空間上的非均勻性，-基于所述相對梯度誤差和所述空間上的非均勻性確定所述梯度強度。13.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述第一方向垂直于所述檢查對象的層(60，61，62)。14.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，根據來自于所述部分區域(51)的MR數據確定用于正電子斷層造影的衰減校正。15.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述基本磁場沿著第一方向(A)取向。16.一種在具有基本磁場的磁共振設備的部分區域(51)中用于采集檢查對象的多個層(60，61，62)的MR數據的磁共振設備，其中所述部分區域(51)位于磁共振設備沿著第一方向(A)的視野的邊緣，所述磁共振設備包括-梯度系統，其配置為這樣產生具有其位置依賴性的非線性的第一梯度場，使得在所述部分區域(51)中該非線性補償基本磁場的空間的非均勻性，-具有其上布置的檢查對象的可沿著第一方向(A)運動的臥榻，其配置為，將所述檢查對象沿著第一方向多次定位，使得該檢查對象的垂直于第一方向的多個層(60，61,62)先后包括所述部分區域，-接收系統，其配置為，利用拍攝序列(65)采集對于這些層(60，61，62)的每個的磁共振數據。17.根據權利要求16所述的磁共振設備，其配置為執行根據權利要求2-15所述的方法。全文摘要本發明涉及一種在具有基本磁場的磁共振設備的部分區域中用于采集檢查對象的多層的磁共振(MR)數據的方法，其中，所述部分區域沿著第一方向(A)位于磁共振設備的視野邊緣處。該方法包括這樣產生具有其位置依賴性的非線性的第一梯度場，使得在所述部分區域(51)中該非線性補償基本磁場的空間非均勻性，和沿著第一方向(A)多次定位所述檢查對象，使得檢查對象的垂直于第一方向(A)的多個層(60,61,62)先后包括所述部分區域(51)，和利用拍攝序列(65)對于這些層(60,61,62)的每個采集磁共振數據。文檔編號A61B5/055GK103033785SQ20121035913公開日2013年4月10日申請日期2012年9月24日優先權日2011年9月30日發明者J.O.布魯哈根,M.芬切爾,R.拉德貝克,H.H.奎克申請人:西門子公司