在患者卧榻连续移动情况下的失真校正方法和装置

摘要

本发明涉及一种用于减小和校正在建立置于患者卧榻上的检查对象的MR图像时出现的图像失真的方法，该患者卧榻在建立MR图像时连续移动地通过MR设备，在此失真的原因是在MR设备内的不同位置上拍摄图像的MR数据，具有以下步骤：利用k空间的径向拍摄以多个片段拍摄MR原始数据；确定在k空间中心的、在拍摄原始数据时由多个片段覆盖的非点状的交叉区域；以及根据至少两个不同片段的交叉区域计算所述失真。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于减小并校正在建立置于患者卧榻上的检查对象的MR图像时出现的图像失真的方法，患者卧榻在建立MR图像时连续移动地通过MR设备，在此失真的原因是在MR设备内的不同位置上拍摄图像的MR数据。本发明特别地(然而不仅仅)应用于校正在图像产生期间除主磁场B₀之外附加地接通的梯度场的非线性性。在所描述的实施方式中，本发明被应用于随着患者卧榻平行于层法线的轴向多层测量。但是该方法不限于该应用。

背景技术

在磁共振断层造影(MRT)中将理想的线性梯度场叠加到理想的均匀静态磁场，使得能够借助其进动频率的线性空间改变来检测质子的位置。在由拍摄的原始数据再现图像时，此时假定，由静态磁场和梯度场组成的整个场线性变化。与该线性变化的任何偏差都导致MR图像中质子的错误定位。在具有固定的患者卧榻位置的MRT拍摄中定位错误表现在失真伪影(“pixel shifts，像素位移”)和局部强度波动。静态场的非均匀性或者梯度场的非线性性的原因例如是系统精度、涡流、质子的局部屏蔽(所谓的化学位移伪影)或者在组织边界的磁化效应。整个磁场的线性性通常取决于MR设备内部的位置。在围绕磁体的所谓的同心球形或圆柱形区域内部，主磁场B₀基本上是恒定的并且梯度场基本上是线性的。

用于覆盖较大的检查区域的公知方法是，将待拍摄MR图像的层划分为多组相邻的层，将上面有检查对象的患者卧榻这样逐步地移动通过MR设备，使得一组的中心分别到达磁体的同心并且在患者卧榻静止的情况下从该组拍摄MR原始数据。也就是以不同的患者卧榻位置来拍摄各个组。该方法的主要缺陷是，在同心的相对端拍摄对应于不同组的相邻的层。通过该不可避免的非均匀性和非线性性，在组合的图像中产生边缘的不连续，这使得诊断变得困难。

此外公知的是，在患者卧榻连续移动地通过MR设备时拍摄MR图像。当利用所谓的单次激励(Single-Shot)技术拍摄图像时，该技术提供良好的结果、即图像，在该单次激励技术中用唯一的磁化激励在非常短的时间内拍摄整个原始数据空间(k空间)。当结合其它成像序列使用连续的患者卧榻推移时，其中不是在唯一的激励之后读出k空间，如在快速自旋回波序列或者梯度回波序列的情况下那样，因此有必要在MR设备内的不同位置上拍摄数据，在这些不同的位置上具有不同的非均匀性和非线性性。这在图像中会导致伪影，例如鬼影或模糊，其中患者卧榻速度越大，伪影越大。

文献US 4591789描述了用于校正梯度线圈的非线性性的方法。文献US6967479将该方法推广到伴随患者卧榻连续移动的测量。两种方法的共同之处是，在测量之前必须已知校正系数(即在MR设备内的特定位置上与线性性的偏离)。此外在US4591789中仅对梯度线圈的特定结构进行校正系数的计算。US6967479的实施方式限于伴随患者卧榻连续移动的测量，在该测量中在图像获取时的频率编码在患者卧榻的运动方向上延伸。

发明内容

由此本发明要解决的技术问题是，在伴随患者卧榻的连续移动建立MR图像时降低由于在MR设备内的不同位置上拍摄MR数据带来的图像伪影，而无需预先知道以及受限于使用的硬件。

按照本发明的第一方面，本发明涉及一种用于校正在建立置于连续移动地通过MR设备的患者卧榻上的检查对象的MR图像时出现的失真的方法，失真的原因是在MR设备内的不同位置上拍摄图像的MR数据，其中，按照本发明方法的第一步骤，利用径向k空间轨迹以多个片段(Segment)拍摄MR原始数据。通过径向拍摄技术在k空间中心产生由多个片段覆盖的非点状的交叉区域，其中借助交叉区域或者借助在交叉区域中拍摄的原始数据从至少两个不同片段可以推断出一个片段相对于另一片段的失真。在沿着患者卧榻运动方向(z轴)的不同位置上拍摄交叉区域中的原始数据。通过比较交叉区域中的数据可以确定并且然后在图像再现中考虑失真，该失真的原因例如是梯度线圈的非线性性。

为此优选确定参考片段和一个其它片段，其中将至少一个其它片段的交叉区域和参考片段的交叉区域互相比较，用以从该比较中推断出该其它片段相对于参考片段的失真。

在此优选首先将至少一个其它片段与参考片段并行对齐，使得能够比较两个交叉区域，在此从该比较中可以计算出用来校正至少一个其它片段的校正度量(例如仿射(affines)的校正度量)。因为在以片段形式的径向拍摄技术中在不同角度拍摄不同片段，所以当事先取消该其它片段相对于参考片段围绕k空间中心的旋转时，可以特别简单地比较该其它片段和参考片段。

可以在k空间或者图像空间中进行参考片段的交叉区域和至少一个其它片段的交叉区域的比较。在本发明的一种实施方式中，在图像空间中进行该比较。为此首先将两个片段的原始数据乘以滤波函数。在此这样选择该滤波函数，使得在交叉区域外的数据点被乘以零。接着借助傅里叶变换将这两个片段的经滤波的数据转换到图像空间以建立经滤波的参考图像和至少一个经滤波的其它图像。以下将这样产生的图像称为“经滤波的图像”，因为其是基于在k空间中经低通滤波的原始数据建立的，使得能够提取k空间中的位于交叉区域中的数据范围。在短边长为L的矩形k空间片段的特殊情况下，由直径为L的、围绕k空间中心的圆包围该交叉区域。

在一种实施方式中假定，每个实际的MR设备的缺陷导致从片段的数据中计算出的图像放大或缩小。也就是假定，由一个片段的实际数据计算出的图像与由一个相应的利用具有均匀B₀场和线性梯度系统的虚拟MR设备获取的片段的数据计算出的理想图像相差一个缩放系数。在这种情况下校正度量是缩放系数，在此假定，从具有下标j的片段的数据计算出的图像I_j(x，y)是利用虚拟的完美系统建立的理想图像I_j，理想(x，y)的缩放了的拷贝。

I_j，理想(x，y)＝I_j(a_jx，a_jy)，1≤j≤N_B，                (1)

其中N_B是每幅图像的片段数。该事先未知的缩放系数a_j取决于拍摄片段j的MR设备中的z位置，在此假定，在拍摄片段期间患者卧榻的移动路径小于在拍摄一幅图像的整个时间期间患者卧榻的移动路径。如果此时已知对于所有图像的缩放系数a_j，也就是说，对于每个片段已知校正度量，则可以利用对于该片段计算出的校正度量来校正每个片段并且基于该校正的片段计算MR图像，在该MR图像中大大降低了由于在MR设备内不同位置上的拍摄而引起的失真。

利用每个片段、也就是Nb次采集片段的交叉区域中的数据。首先忽略在拍摄不同片段之间检查对象的运动或者生理过程，然后从每个片段的交叉区域的数据中计算出的图像的区别仅在于所提到的缩放(和已知的片段相互间的旋转)。因此从两个图像的比较中可以推断出相关片段的相对缩放。优选选择一个参考片段，用来成对地比较剩余的Nb-1个片段。优选选择在拍摄期间具有与MR设备的梯度系统的同心具有最小z距离的z位置的片段作为参考片段。期望该片段最接近于上面提到的理想(但是不可得)片段。因此可以将参考片段的缩放系数设为1。

优选利用搜索算法从大量缩放系数、所谓的搜索范围(英语：search space)中确定片段的缩放系数。为此以逐步的方式或者迭代方法分别从搜索范围中选出一个缩放系数，并且用该缩放系数通过插值将片段的经滤波的图像进行缩放。接着例如计算在该用缩放系数缩放的图像和参考片段的经滤波的图像之间的相关度。将来自在搜索相关度时最大化的搜索范围中的缩放系数设为与所搜索的其它片段的缩放系数相等。优选对所有其它片段进行该搜索。

在至此示出的实施方式中，对每个片段确定唯一的校正度量。如果假定，梯度线圈的非线性性是失真的主要原因，并且进一步假定，层轴向地取向且患者卧榻在z方向上(也就是平行于图像法向量)移动，则该假定意味着，只校正梯度线圈G_z的非线性性。在提到的假定的条件下梯度线圈G_x和G_y的非线性性导致图像层面中的失真。该失真在另一种实施方式中可以至少部分地被校正。为此将片段的经滤波的图像的图像层面划分为不同的区域并且对于图像的这些不同的区域分别计算一个缩放系数。如果计算图像区域中的缩放系数，则例如可以将该图像划分为围绕梯度线圈G_x和G_y的共同中心的多个同心环。现在，特定的缩放系数是片段下标和图像区域的函数。为了防止经校正的图像在区域边界上断续，在校正片段的特定图像点时使用如下缩放系数，该缩放系数例如是对于该图像点所属的图像区域所确定的缩放系数和对于相邻的图像区域所确定的缩放系数的线性组合。

除了由于在MR设备内的不同位置上采集数据而引起的失真，还可以由交叉区域中的数据确定在k空间中在拍摄不同片段之间出现的检查对象的运动。例如除了缩放系数还可以确定旋转和二维平移。

如还要示出的，在此具有优势的是，在k空间中进行检测，因为在那里可以与平移分开地确定缩放和旋转。

此外可以在使用多个接收线圈的条件下使用本发明的方法，在此不同的线圈通常具有非常小的敏感性体积。在一种实施方式中可以对每个片段和对MR信号检测单元的每个接收通道确定单独的缩放系数。所计算的接收通道的缩放系数例如取决于在接收通道的灵敏度范围内梯度线圈的非线性性。也就是，对于不同接收通道确定不同的缩放系数是用以考虑图像层面中梯度线圈的非线性性的另一种方法。在此在组合各个接收通道之前用接收通道的单独的缩放系数来校正接收通道的片段数据。

K空间的径向拍摄技术以PROPELLER技术/BLADE技术而公知。在该技术中首先是进行各个片段的相位校正。在一种优选实施方式中在确定和校正失真之前进行该相位校正。

为了降低计算开销，可以在相关度的最大搜索中使用迭代方法。例如在第一迭代步骤中用粗略的步幅扫描搜索范围。在每个其它迭代步骤中相对前一个迭代步骤细化步幅并将搜索范围限制在前面的迭代步骤的局部最大值附近。相对于对整个搜索范围的耗尽搜索来说，这样的“粗到精的搜索(coarse to finesearch)”大大降低了计算开销。

本发明此外还涉及一种用于拍摄检查对象的MR图像的方法，该检查对象位于在建立MR图像期间连续移动地通过MR设备的患者卧榻上，在此用PROPELLER技术拍摄MR图像，也就是说，以分别通过k空间中心的片段拍摄k空间，其中每个片段包括多个并行的相位编码步骤。各个片段围绕k空间中心相对旋转。PROPELLER技术与患者卧榻连续移动的组合相对于传统的采集技术与患者卧榻连续移动的组合产生显著的优点。在多次激励快速自旋回波成像中例如在唯一的激励脉冲之后在短时间间隔内产生多个回波。每个回波对k空间中的一个相位编码行进行编码。在传统的笛卡尔成像中，用回波串(一个回波串包括在一个激励脉冲之后产生的所有回波)一般不对k空间中关联的区域进行编码。而是选择交替(英语interleaved)采集方案，在该采集方案中不同的回波串的相应回波对k空间中的相邻行进行编码。原因是不可避免的T2引起的沿着回波串的振幅衰减。在回波串之间的时间间隔(在T2加权的成像中在2000ms到20000ms之间)比一个回波串内的两个相继的回波之间的时间间隔(4-20ms)大若干数量级。在拍摄期间患者卧榻沿着MR设备的z轴连续移动时，在拍摄两个k空间行之间经过的时间和MR设备内采集k空间行的位置的空间间隔之间存在线性关系。时间间隔越大，患者卧榻的移动路径越大并且通常不一致性(该不一致性的原因是实际的MR设备的缺陷、例如梯度线圈的非线性性)越大。在传统的T2成像的交替采集方案中这导致k空间的周期性的调整。这又导致图像空间中的多个鬼影。而在PROPELLER成像中用回波串填充k空间中的关联的片段。不同的回波串填充所有包含k空间的中心并且相对旋转的不同的片段。在患者卧榻连续移动的情况下MR设备的缺陷首先导致片段之间的不一致性。而片段的行之间的不一致性小并且沿着片段的相位编码方向连续地变化。片段之间的不一致性，如果其未被校正，在图像空间中会导致“模糊”(英语：blurring)并且由此导致分辨率损失。但是通常这远远没有传统的成像中的鬼影那样使得诊断变得困难。

此外本发明还涉及一种用于校正由于在MR设备内的不同位置上拍摄数据而引起的失真的装置。该MR设备具有利用按照多个片段径向拍摄k空间的技术拍摄MR原始数据的脉冲序列控制单元，并且具有用来确定k空间中心的、在拍摄原始数据时由多个片段覆盖的交叉区域的图像计算机，其中图像计算机根据交叉区域计算校正度量。该装置、特别是该图像计算机如上面详细描述的那样工作。

附图说明

以下参考附图详细解释本发明。在此：

图1示意性示出MR设备，在该MR设备中可以校正由于在MR设备内部的不同位置上拍摄数据而引起的失真，

图2示出在PROPELLER技术中不同片段对k空间的覆盖，

图3示出利用PROPELLER技术建立MR图像和校正失真的流程图，

图4示出具有用于校正由设备引起的失真的步骤的流程图，

图5a-5d示出经过失真校正和为校正失真的试样的MR图像，

图6示出用本发明方法计算的缩放系数与片段下标的关系图，以及

图7示出相关度与缩放系数的关系图。

具体实施方式

在图1中示意性示出了可以用来校正失真的MR设备。将位于患者卧榻10上的检查对象11移入磁体13的同心12。为了拍摄MR图像，在该检查对象位于患者卧榻10上连续移动地通过磁体13以及同心12期间，拍摄检查对象11的MR原始数据。用于信号检测的线圈在图1中没有示出。同心是磁体13的中点。由于B₀场的不可避免的变化、由于涡流或者局部屏蔽和磁化效应，出现与B₀场的均匀性的偏离和梯度场的非线性性，这在测量期间患者卧榻10连续移动时导致图像中的伪影。MR系统与用来控制图像产生的中央的控制单元15相连。中央控制单元具有用来在信号拍摄期间控制接通HF脉冲和梯度的顺序的脉冲控制装置16。如何通过入射HF脉冲和在三个不同空间方向上接通磁场梯度和信号读出(Signalauslese)来产生MR图像的事实对于专业人员来说是公知的，因此在本发明中不作详细描述。此外设置从检测的原始数据产生MR图像的图像计算机17。此外设置存储单元18和具有操作单元20的显示器19，用于显示产生的MR图像以及用于通过操作人员控制设备。用中央计算单元21、例如是处理器，控制不同的单元16-20。通常利用图像计算机17来校正由于B₀场的不均匀性和梯度的非线性性产生的失真以及计算校正度量。如以下解释的，失真可能是由于梯度场的非线性引起的，但是失真也可能有其它原因，在此关于失真原因的知识在本发明中不是必须的。

在图2中示例性示出了利用在本发明中可以用来产生MR图像的PROPELLER/BLADE技术拍摄k空间。用径向对称拍摄技术以不同的片段22拍摄原始数据或者k空间，在示出的情况下以总共9个不同的片段，其中每个片段具有L个相位编码步骤，在本例中是15个。分别经过长度M进行信号读出。这样旋转各个片段22，使得通过这些片段覆盖k空间的环绕形的区域。通过以多个片段22的径向拍摄技术，在内部形成交叉区域24，在此该同样是圆形的交叉区域通过在拍摄不同片段时由每个片段测得的区域形成。在图2中示出的片段用于再现检查对象的MR图像(或者层)，在此由于患者卧榻的连续移动而使得在MR磁体内的其它位置上测量每个片段。在MR设备内不同位置上的测量导致不同片段之间的不一致性，并且如果该一致性没有被校正，则导致所建立的MR图像的失真。通过比较交叉区域24中的MR数据可以计算出该失真并且然后在图像再现时考虑该失真，以降低所建立的MR图像中的失真。

在图3中示意性示出了可以用来从图2中示出的拍摄方案出发再现MR图像的步骤。在步骤31中拍摄了各个片段22的原始数据之后可选地在步骤32中进行并行的图像再现，该图像再现例如在US 2008/0129289A1中描述。然后在步骤33中进行相位校正，该相位校正在James G.Pipe的“Motion Correctionwith PROPELLER MRI：Application to Head Motion and Free-Breathing CardiacImaging”in Magnetic Resonance in Medicine 42：963-969，1999中详细描述。随后在步骤34中校正失真，如参考图4-7详细解释的。如从步骤33和34的顺序中得知的，在步骤34中校正失真之前进行相位校正。如结合图2所知，因为用比在k空间中心之外更大的密度拍摄k空间中心的数据，所以必须在步骤35中进行密度补偿。为了能够用快速傅里叶变换计算最终图像，必须对各个片段的数据在笛卡尔栅格上进行插值。在具有公开号2006/0264735的美国专利申请中描述了用多个相继的“剪切(shearing)”运算来旋转片段的数据的一种特别精确的插值方法。然后在步骤36中重叠经校正的和旋转的片段并且用快速傅里叶变换转换到图像空间。可以将这样获得的MR图像显示给用户或者事先进行其它处理步骤。

在图4中详细示出了图3中的步骤34，当在患者卧榻连续移动的情况下用PROPELLER技术拍摄MR原始数据时，用该步骤可以校正失真。在以下描述的实施方式中假定，在MR设备内的不同位置上拍摄片段是这样导致失真的，即，基于片段的数据计算出的MR图像被放大或者被缩小，从而使得片段的数据与未知的理想图像的数据相差一个缩放系数，如前面在公式(1)中给出的。该缩放系数取决于MR设备中在其上采集数据的z位置，即取决于片段的下标号。当已知对于所有片段的缩放系数a_j时，可以计算出MR图像，在该MR图像中降低了失真。在此下标j为片段编号。如果片段的总数是N_B，则下标取1至N_B之间的值。图4的方法从拍摄片段22的各原始数据开始(步骤41)。S_j(k_x，k_y)是片段的k空间数据，其中I_j(x，y)是S_j(k_x，k_y)的离散傅里叶变换。在步骤42中复制所产生的原始数据，在此存储数据的第一版本，以便在其它过程中用于图像计算，而数据的第二版本则用于计算失真。

在一个未示出的步骤中，选择一个片段作为参考片段，在此将用于该参考片段的缩放系数例如设为1。可以选择任意的片段作为参考片段，然而具有优势的是，选择在患者卧榻的、具有与同心12最小z距离的z位置情况下拍摄的片段。为了使描述简单，在以下的例子中假定，片段的数量N_B是偶数并且使用具有片段下标j＝N_B/2的片段作为参考片段。即使没有明确提到，步骤43-46仅用片段数据的第二版本操作。此外假定，对参考片段的第二版本已经执行了步骤43-45并且存储了步骤45的结果。

在步骤43中将具有下标j的片段的k空间数据相对于参考片段对齐。这例如可以通过将数据围绕k空间中心以角度旋转来实现。在此α_j是在一个拍摄中具有片段下标j的片段的已知旋转角(例如α_j＝(j-1)·π/N_B)，而是参考片段的已知旋转角(在例子中：$>{\alpha }_{N_B/2}=\pi ·(N_B/2-1)/N_B).$>在步骤44中将k空间点与滤波函数相乘。这样选择该滤波函数，使得交叉区域24之外的数据被乘以零。这相应于阻止所有位于图2的区域24外的频率的低通滤波。也就是如果$>\sqrt{k_x^2+k_y^2}\ge L,$>滤波函数h(k_x，k_y)满足h(k_x，k_y)＝0。经过该低通滤波之后此时两个原始数据在k空间互相对齐。可以在k空间中互相比较它们。然而在本例中在位置空间中进行原始数据的比较，从而在步骤45中对经滤波的原始数据进行傅里叶变换，在此表示从具有下标j的片段的经旋转和低通滤波的原始数据计算出的图像。在步骤45之后此时呈现经滤波的频率图像和事先存储的参考片段的经滤波的MR图像。由于患者卧榻连续移动，两幅图像是在MR设备内的不同位置上拍摄的。在示出的实施方式中此时假定，两幅图像的区别仅仅归因于使用的MR设备的缺陷。此外还假定，这些图像仅通过缩放系数而不同。该缩放系数在步骤46中确定。为此从搜索范围中选择缩放系数a_n，并且通过插值计算的一个以a_n放大或缩小的拷贝：

$>{\tilde{I}}_{j,a_n}(x,y)={\tilde{I}}_j(a_{n}x,a_{n}y).---\left(2\right)$>

将其与经滤波的参考图像比较。该比较例如通过形成经滤波的参考图像和经缩放的拷贝之间的相关度来进行。这样的相关度的例子是标准化的互相关：

$>C_{j,a_n}=\frac{\underset{x}{\Sigma }\underset{y}{\Sigma }{\tilde{I}}_{j,a_n}(x,y)·I_{N_B/2}(x,y)}{\sqrt{\underset{x}{\Sigma }\underset{y}{\Sigma }{\tilde{I}}_{j,a_n}(x,y)}\sqrt{\underset{x}{\Sigma }\underset{y}{\Sigma }{\tilde{I}}_{N_B/2}(x,y)}}.---\left(3\right)$>

对于搜索范围中不同缩放系数重复进行以下子步骤：从搜索范围中选择缩放系数、通过插值计算的经缩放的拷贝、计算经缩放的拷贝和经滤波的参考图像之间的相关度，并且存储各个相关度。

将所寻找的对于片段j(j≠N_B/2)的缩放系数设为等于在搜索中所有被选择的缩放系数中相关度最大的缩放系数：

$>a_j=\underset{\left\{{\tilde{a}}_n\right\}}{\max }{C}_{j,{\tilde{a}}_n}.---\left(4\right)$>

在所谓的耗尽搜索的最简单的情况下，在此从搜索范围中选择所有的缩放系数。其它计算上较少开销的搜索以及选择标准在上面讨论过了。搜索范围的选择向着预计的失真和期待的校正品质对齐。一个例子是{0.9，0.9+1/256，0.9+2/256，0.9+3/256，...，1.1-1/256，1.1}。在步骤47中将在步骤46中计算的缩放系数应用到在步骤42中产生并存储的片段j的第一拷贝。在此片段j的第一拷贝的缩放又是通过插值进行的。由于傅里叶变换的缩放特性(英语：fourierscaling property)

$>I(\mathrm{ax},\mathrm{ay})\leftrightarrow \frac{1}{{\left|a\right|}^2}s(k_x/a,k_y/a)$>

可以将片段的原始数据直接用反系数(inversen Faktor)缩放或者在位置空间中在傅里叶变换之后进行插值。在第二种情况下在k空间中插值之后将数据用傅里叶反变换进行反向变换。由此在步骤47的结束呈现片段j的经校正的版本，其缩放或者失真至少近似相应于参考片段的缩放或失真。如上面提到的，在优选的选择情况下参考片段的特征是特别小的失真。此时将片段j的经校正的版本传递到PROPELLER/BLADE再现的下一个处理步骤(图3中的步骤35)。在图3和4中示出的实施方式中步骤35和其后跟随的步骤相对于传统的PROPELLER/BLADE再现是不变的。

在步骤46中计算缩放系数以及在步骤47中校正片段数据时，需要在图像点之间或者说k空间点之间进行插值。对于该插值，可以使用任何已知的插值方法，例如在新的图像点位置上使用四个最近邻点来计算图像点值的双线性插值。另一个例子是双三次(英语：bicubic)插值，在该插值中考虑16个最近邻点。特别精确的插值方法是sinc插值。在sinc插值中通过快速离散傅里叶变换和快速离散傅里叶反变换以不同的变换长度(Transformationslaengen)对数据进行缩放。但是sinc插值是相对慢的(也就是说，计算开销大)。因此优选仅在步骤47中使用sinc插值，而在重复进行插值的步骤46中优选采用诸如双线性插值的特别快速的方法。

校正方法的计算开销最大的部分(步骤34)是在步骤46期间重复计算缩放的图像和相关度。在多个接收通道的情况下，通过组合在步骤45和46之间的接收通道降低计算开销。该组合例如可以用平方和(英语：sum of squares)算法来计算：

$>{\tilde{I}}_j(x,y)=\sqrt{\underset{c=1}{\overset{N_c}{\Sigma }}{\left|\mathrm{Re}\left\{{\tilde{I}}_{j,c}(x,y)\right\}\right|}^2}.---\left(5\right)$>

在上面的公式中N_c是接收通道的数目，c是前面为清楚起见没有给出的通道下标。如在图3中示出的，因为在失真校正(步骤34)之前进行相位校正(步骤33)，在公式5中优选将复数图像点的实部而不是绝对值求平方并相加。

用在图5中示出的试样的图像示出按照本发明的方法的效果。在图5a中示出了试样的MR图像，该图像是在患者卧榻位置固定的情况下用快速自旋回波序列拍摄的。这用作对于最可能达到的图像质量的参考。在图5b中示出了一幅MR图像，该图像是在患者卧榻连续移动的情况下用PROPELLER/BLADE技术拍摄的。在图5b中不进行上面描述的按照本发明的失真校正，也就是说，在图像再现期间从图3中排除步骤34。图5d中的图像是在患者卧榻运动的情况下用通常的快速自旋回波序列并且也没有校正地拍摄的。所有其它序列参数尽可能与在PROPELLER/BLADE序列的情况下相同或相应地选择。图5c的图像是在患者卧榻连续移动的情况下用PROPELLER技术拍摄的并且在图像再现时进行了图3和4中描述的按照本发明的失真校正。图像5b没有图像5a清楚。相对于图像5a，图像5d通过多个“鬼影”重叠。图5b和5d的比较表明，仅通过采用PROPELLER/BLADE技术在患者卧榻连续移动时的测量中就能产生品质更好且更少干扰伪影的图像印象。图5b和5c的比较表明，用按照本发明的失真校正明显降低由于在MR设备内不同位置上的拍摄而引起的伪影/模糊，并且几乎达到图5a的在患者卧榻静止情况下的图像质量。

在患者卧榻在z方向上连续移动的情况下拍摄图像的典型过程中，重复拍摄一个层堆。在此通常在所有的重复中在相同的z位置上拍摄该堆的一个层的特定的片段，在此检查对象内的位置由于患者卧榻移动而改变。如果缩放系数主要取决于MR设备内的位置而不取决于负载，则例如在第一重复中对每层和片段仅计算一个缩放系数、并且将该缩放系数也用在其它重复中以校正在MR设备内相同的z位置上采集的片段就足够了。

图6中的菱形示出了对于图5c的图像计算出的缩放系数与片段下标的依赖关系。总共采集N_B＝12个片段。第六片段用作参考片段并且由此为其分配缩放系数1。其它片段用各个示出的缩放系数缩放，以降低MR图像中的失真。

图7中示出了下标为12的片段的经滤波的图像的缩放的拷贝与参考片段的经滤波的图像之间的相关度作为缩放系数的函数。在图7中示出的菱形标记了缩放系数，对于该缩放系数在失真校正的步骤46中计算相关度。如从图7可以看出的，这些菱形堆积在最大值附近。原因是，使用了具有变小了的步幅的搜索方法，以降低所需的计算容量。在该方法的第一迭代步骤中选择所选的搜索空间的每个第m个元素，其中是第一迭代的步长，而N_迭代是迭代的数量。在每下个迭代步骤中相对前面的迭代步骤细化步长(在本例中是减半)并且将搜索范围限制在前面的迭代步骤的局部最大值附近。在图7中搜索空间包含0.9至1.02之间的缩放系数。

此外可以将上面描述的用于校正由设备引起的不均匀性的方法与对患者卧榻运动的校正组合。在患者卧榻固定的情况下利用PROPELLER技术拍摄MR图像时，可以将对中央k空间数据的比较用于确定在层面中在采集不同片段之间出现的患者运动。在伴随患者卧榻连续移动的、描述的本发明的方法中检测缩放系数。现在可以计算检查对象的运动和缩放，其中在这种情况下待搜索的空间是四维的(两个平移自由度、一个旋转自由度和一个缩放自由度)。

已知的是，PROPELLER/BLADE技术在患者卧榻静止的情况下拍摄时可以确定在层平面发生的且在采集不同片段之间出现的患者运动(参见James G.Pipe的“Motion Correction with PROPELLER MRI：Application to Head Motionand Free-Breathing Cardiac Imaging”in Magnetic Resonance in Medicine 42：963-969，1999)。在本方法中示出，可以检测和校正在患者卧榻移动的情况下拍摄时由于在MR设备内不同位置上采集数据而引起的失真。在这两种情况下为了检测使用片段的交叉区域中的数据。以下示出，在患者卧榻移动的情况下进行拍摄时可以如何有效确定在拍摄不同片段之间出现的检查对象的运动和缩放系数。同时确定例如意味着除了缩放系数之外还对每个片段确定二维平移和旋转。如果如上面示出的在图像空间中进行该确定，则这导致四维的搜索范围(两个平移自由度、一个旋转角度和一个缩放系数)。这极大提高了本方法的计算开销。优选在这种情况下在k空间中直接搜索片段的经滤波的原始数据。例如在检查对象平移运动时K空间数据的数值不改变(所谓的“傅里叶平移特性，Fourier shift property”)。可以利用该事实来与平移分开地确定旋转。为此首先从k空间数值数据中确定旋转并且然后从事先的经旋转校正的复数k空间数据中确定平移。分离地确定旋转和平移大大降低了计算开销。此外如果以极坐标显示k空间数值数据，可以将旋转转化为数值上更简单处理的平移。在B.Srinivasa Reddy和B.N.Chatterji的文章“An FFT-Based Technique for Translation，Rotation，and Scale-Invariant Image Registration”(IEEE Transactions on ImageProcessing，Vol.5，No.8，August 1996)中示出，在附加地转换到对数轴时缩放相应于径向坐标的移动而旋转相应于角度坐标的移动。该变换使得可以从k空间数值数据中与平移分离地确定缩放系数和旋转。在已知了片段的缩放系数和旋转角之后，相应地校正片段的复数数据并且然后用于平移检测。以这种方式可以有效确定缩放和检查对象的运动。

在至此示出的实施方式中对每个片段确定唯一的校正度量。如果假定，梯度线圈的非线性性是失真的主要原因，并且进一步假定，层取向是轴向的且患者卧榻的移动路径在z方向上(也就是与图像法向量并行)，则该假定意味着，仅校正梯度线圈G_z的非线性性。梯度线圈G_x和G_y的非线性性在提到的假定的条件下导致图像层面中的失真。该失真在另一种实施方式中可以至少部分地被校正。为此将片段的经滤波的图像的图像层面划分为不同的区域并且对于图像的不同区域分别计算一个缩放系数。如果在图像区域中计算缩放系数，则例如可以将该图像划分为围绕梯度线圈G_x和G_y的共同同心的多个同心环。现在，特定的缩放系数是片段下标和图像区域的函数。为了防止经校正的图像在区域边界上的断续，在校正片段的特定的图像点时使用缩放系数，该缩放系数例如是对于图像点所属的图像区域所确定的缩放系数和对于相邻的图像区域所确定的缩放系数的线性组合。

此外也可以在使用多个接收线圈的条件下应用本方法，在此这些不同的线圈通常具有非常小的敏感体积。在一种实施方式中可以对于每个片段和对于MR信号检测单元的每个接收通道确定一个单独的缩放系数。计算出的接收通道的缩放系数例如取决于在接收通道的灵敏度范围中的梯度线圈的非线性性。也就是，对于不同的接收通道确定不同的缩放系数是用来考虑在图像平面中梯度线圈的非线性性的另一种方法。在此在组合各个接收通道之前用各个接收通道的单独的缩放系数校正接收通道的片段数据。

上面描述的方法基于如下假定，即在拍摄片段期间患者卧榻的移动路径相对于在拍摄整个图像时的移动路径小。而这是可以保证的，因为一幅图像的整个数据拍摄要拍摄多个片段，例如在2到30个片段之间。在T2加权的快速自旋回波序列中拍摄具有持续时间小于300ms的回波串的片段。而在拍摄两个相继的片段之间的时间为一个TR，即典型地为2000-12000ms。由于这个原因可以忽略在拍摄一个片段期间患者卧榻的移动路径和由此的失真。

相对于所有公知的失真校正方法，上面描述的用于校正在患者卧榻连续移动期间的测量中的失真的方法具有如下优点，在测量之前不必已知校正系数，因为可以直接从图像数据中计算。由此不再需要如在现有技术中必须的那样对梯度系统建立用于校正非线性性的校正图。特别是该方法由此不限于梯度线圈的特定结构。此外在本发明的方法中不需作出失真原因的假定。由此本发明能够可靠地检测和校正由系统引起的失真，这些失真导致片段遭受的改变，例如放大或缩小。