用于生成基于磁共振的层照片的方法与流程

本发明涉及一种用于生成检查对象的基于磁共振的层照片的方法、一种用于生成磁共振层照片的测量数据处理单元以及一种尤其具有这样的测量数据处理单元的磁共振设备。

背景技术：
为了从检查对象的身体内部的区域中获得基于磁共振的层照片，也就是借助磁共振断层造影所生成的图像数据，必须首先将身体或待检查的身体部位暴露给尽可能均匀的静止的基本磁场，所述基本磁场通常称作B0场。由此将身体内的核自旋平行对准B0场的方向(通常称为z方向)。此外，借助合适的高频天线将高频脉冲(HF脉冲)辐射到检查对象中，所述高频脉冲的频率位于在现有磁场中待激励的核的共振频率(所谓的拉莫尔频率)的范围内。借助该高频脉冲，这样对在检查对象中的待激励的核(通常是氢核)的自旋进行激励，使得其从其平行于基本磁场B0的平衡位置处以所谓的“激励倾倒角(Anregungsflipwinkel)”进行偏转。于是核自旋首先围绕z方向旋进并且又逐步地弛豫(relaxieren)，其中弛豫依赖于化合物(chemischeVerbindung)以及受激核所处的分子环境。借助高频接收天线将在弛豫中生成的磁共振信号作为所谓的原始数据进行采集，并且基于所采集的原始数据最终重建出磁共振图像。借助快速切换的梯度磁场进行位置编码，所述梯度磁场在发射磁共振高频脉冲和/或采集原始数据时与基本磁场相叠加。通常的磁共振成像在此主要基于对在检查对象中的任意取向的层进行顺序地激励和读取。为了覆盖所谓的“感兴趣区”(ROI，Region-of-Interest)的三维体积，通常借助层测量序列的顺序，针对由经过检查对象的、在定义了的堆方向(Stapelrichtung)(例如z方向)上在空间上彼此偏移的平行的测量层所组成的完整的堆(Stapel)生成测量数据。该层堆(Schichtstapel)在此可以这样构造，使得一个层与下一个层直接地相邻，从而无缝地覆盖体积。但是也可以对彼此间具有特定的层间距的层进行拍摄。对一层的定义了的激励可以通过在同时在堆方向(例如z方向)上施加层选择梯度的情况下发射高频脉冲来进行。所选择的层的厚度通过HF脉冲的带宽以及层选择梯度的幅度来确定，层位置通过在各个位置上存在的拉莫尔频率来确定，所述拉莫尔频率依赖于在各个位置上存在的磁场。在该通常使用的层激励的方式中存在这样的问题，即，在身体组织中的受激核不具有在磁场中的相同的进动频率，而是可以根据其针对不同组织类型的化学环境而相区别。这通常被称为化学位移(chemischeVershiebung)。由于脂肪在很多身体区域中具有巨大的数量，所以在磁共振成像中脂肪组织的位移关于通常受激的水是特别干扰的。在脂肪组织和水之间的化学位移大约是3.5ppm。化学位移的效应在层激励中导致，具有不一致频率的组织的信号在堆方向上发生位移。在极端情况下这可以引起，在测量图像中示出的脂肪信号完全来源于另一个层位置并且由此在后来从中生成的图像中对比度和解剖结构发生歪曲。基于两种原因，随着场强增强而使得该问题更为尖锐。首先，层偏移(Schichtversatz)与场强成比例地变大。由此，例如在3mm层厚和1kHz的激励HF脉冲带宽的情况下，脂肪信号在1.5特斯拉的场强中相对于水信号偏移了大约0.63mm，这总计大约占层厚的21％。在3特斯拉的情况下，该位移相对于1.5特斯拉的磁场来说发生倍增，也就是说其大小为1.26mm，这总计为层厚的42％。在7特斯拉的情况下间距的大小已经是2.98mm，其总计为层厚的98％。该位移对于在1.5特斯拉设备中的通常检查来说尚且可以接受，但是在7特斯拉设备中的脂肪信号已经完全来自于另一个层位置，这会在后面的诊断分析中引起显著的问题。随着磁场强度增强而使问题扩大的另一个原因在于，在较强的场强中应当使用具有较低带宽的高频脉冲，以便降低患者的高频负荷，也就是所谓的SAR(SpecificAbsorptionRate，特定吸收率)。尽管使用具有较低带宽的HF脉冲的措施对于关于化学位移的伪影来说是不利的，但是仍经常使用这种措施以便避免否则需要的SAR限制。

技术实现要素：
本发明要解决的技术问题是，提供一种用于生成磁共振层照片的方法以及一种对此合适的测量数据处理单元，借助其能够降低并且在最理想情况下甚至能够完全避免由于在堆方向(Stapelrichtung)上的化学位移所引起的伪影。对此，在按照本发明的方法的范围内首先这样借助层测量序列的顺序来控制磁共振设备，使得生成对于通过检查对象的测量层的堆的测量数据。测量层的测量数据在此既理解为对于该测量层所采集的原始数据也理解为该层的从中重建出的图像数据。该堆的各个测量层在此位于定义的堆方向上(优选在z方向上，也就是z梯度的方向上)空间地彼此发生位移并且优选是平行的。在此，堆方向是这样的方向，其从图像平面中突出，也就是倾斜或者优选与层平面相垂直并且沿着接连的测量层彼此相邻地布置。在此按照本发明这样构造层测量序列的顺序，使得其允许将第一物质与第二物质相分离(所述第二物质与第一物质相比具有定义的化学位移)并且在此具有用于第一物质的测量数据的测量层的位置相对于具有用于第二物质的测量数据的测量层的位置来说在空间上发生位移。在此为层测量序列的顺序的每个层测量序列分配一个层，其中将高频脉冲和梯度脉冲的顺序以及对用于有关测量层的原始数据所进行的相应读取理解为层测量序列。就像下文中仍要解释的那样，此外，在本发明的范围中可以使用这样的层测量序列，其同时采集具有针对第一物质的测量数据的测量层以及对此偏移的具有针对第二物质的测量数据的测量层。但是替换地也可以使用这样的层测量序列的顺序，其中分别在单独的层测量序列中对用于第一物质和第二物质的测量层进行采集。基于这样生成的测量数据，然后紧接着按照本发明生成组合层照片，其中分别示出第一物质和第二物质。此外，这样将来自于至少一个第一测量层的第一物质的测量数据与来自至少一个(相对于第一测量层偏移的)第二测量层的第二物质的测量数据进行组合，使得在组合层照片中对第一和第二物质的图像数据进行空间地、至少在预给定的容许度内、位置精确地相对彼此地布置。在预给定的容许度内位置精确的正确对应在此被理解为，位置尽可能精确地对应于物质的真正空间位置并且偏差大小优选最大为层厚的50％，特别优选最大为层厚的25％，尤其特别优选最大为层厚的10％。这意味着，优选这样选择容许度，使得由于位移不再在组合层照片中存在诊断相关的伪影。通过按照本发明的方法实现了，在不具有由堆方向上的化学位移引起的伪影的情况下，借助通常的测量方法生成层图像，而仅仅使用较小的高频带宽并且由此降低了对于患者的高频负荷。这也特别适用于具有3特斯拉的或更大的强磁场装置。其也特别实现了，在快速自旋回波序列(Turbospinecho-Sequenzen，缩写为TSE-Sequenzen)的范围内不产生脂肪抑制的图像。由于其临床对比度的宽频谱(尤其是质子密度的加权，T1和T2弛豫)以及对于局部磁场不均性的干扰不敏感性，这样的TSE序列对于常规成像来说具有较大的意义。但是另一方面，由于具有大倾倒角的高频脉冲的短时间序列，所述TSE序列与患者的相对大的高频负荷相联系，从而在高磁场设备中必须减小脉冲带宽，这反之在没有按照本发明的解决方案的情况下带来了显著的伪影。用于生成检查对象的磁共振层照片的按照本发明的测量数据处理单元一方面需要测量数据接口以便接收借助层测量序列的顺序所生成的、用于通过检查对象的测量层的堆的测量数据，其中所述测量数据至少包含第一物质和第二物质的测量数据，所述第二物质具有针对第一物质的定义的化学位移，并且具有用于第一物质的测量数据的测量层的位置相对于具有用于第二物质的测量数据的测量层的位置来说空间上具有位移。测量数据处理单元另一方面需要测量数据组合单元，以便基于测量数据生成组合层照片，在所述组合层照片中分别示出了第一和第二物质，其中将来自至少一个第一测量层的第一物质的测量数据与来自至少一个第二测量层的第二物质的测量数据这样进行组合，使得在组合磁共振照片中在空间上至少在预给定的容许度内位置精确地彼此布置第一和第二物质的图像数据。按照本发明的磁共振设备应当包含如下部件：基本场磁体系统，用于在测量空间中施加均匀的基本磁场，在所述测量空间中存在检查对象，HF发射天线系统，用于发出高频脉冲到检查对象中，梯度系统，用于如上所述地发出梯度脉冲，HF接收天线系统，用于接收来自检查对象中的磁共振信号。在此HF发射天线系统和HF接收天线系统可以是不同的天线系统或者同一个天线系统。此外，磁共振设备需要控制装置，所述控制装置在运行中为了生成检查对象的磁共振层照片而这样对基本场磁体系统、HF发射天线系统、梯度系统和HF接收天线系统进行控制，使得借助层测量序列的顺序生成用于通过检查对象的测量层的堆的测量数据，其中如上所述地这样构造层测量序列的顺序，使得其允许将第一物质与相对于第一物质具有定义了的化学位移的第二物质相分离并且此外具有用于第一物质的测量数据的测量层的位置相对于具有用于第二物质的测量数据的测量层的位置在空间上具有位移。此外，控制装置例如可以具有不同的部分组件，例如用于将高频脉冲发射到HF发射天线系统的高频发射装置、用于对梯度系统进行控制的梯度系统接口、用于通过HF接收天线系统对原始数据进行接收的高频接收装置以及序列控制单元，所述序列控制单元为了生成磁共振照片而在运行中将测量序列控制数据递送给高频发射装置、梯度系统接口和高频接收装置，使得该序列控制单元如之前所描述的那样对基本场磁体系统、HF发射天线系统、梯度系统和HF接收天线系统以按照本发明的方式进行控制以便生成用于测量层的堆的测量数据。另外，磁共振设备需要按照本发明的测量数据处理单元，以便如上所述地基于测量数据生成组合层照片。测量数据处理单元此外不必直接是磁共振设备的一部分，而是也可以将按照本发明的测量数据的组合转移到外部的测量数据处理单元上，所述测量数据处理单元例如位于用于从原始数据中仅仅对图像数据进行重建的计算设备上或者位于诊断工作站中，以便保留磁共振设备的计算能力用于其他的后续测量。特别地，测量数据处理单元和/或序列控制单元可以优选地以软件形式实现在具有相应的存储可能性的合适的可编程的控制装置上。高频发射装置、梯度系统接口和高频接收装置也可以至少部分地以软件单元的形式进行实现，其中另一方面这些部件的其他单元是单纯的硬件单元，例如高频放大器、高频发射装置、梯度系统接口的梯度脉冲生成装置或者高频接收装置的模拟/数字转换器等。很大程度的按照软件方式的(尤其是序列控制单元的)实现具有的优点是，也能够对至今已经使用了的磁共振设备控制装置以简单的方式通过软件升级进行改进，以便以按照本发明的方式进行工作。就此而言也可以通过计算机程序产品来解决所述技术问题，所述计算机程序产品存储在可移动的存储器中和/或通过网络提供以便传输并且可以这样直接地装载在可编程磁共振设备控制装置和/或测量数据处理单元的存储器中，具有程序段以便当在控制装置中和/或测量数据处理单元中执行程序时实施按照本发明的方法的所有步骤。从属权利要求和下面的描述分别包含本发明的特别优选的构造和扩展。在此特别地对一种权利要求类别的权利要求也可以类似于另一种权利要求类别的从属权利要求进行扩展。此外，在本发明的范围内也可以将不同的实施例和权利要求的不同的特征组合成新的实施例。按照本发明的方法基本上可以应用在任意的彼此具有化学位移的物质、例如在测量特定的新陈代谢时的情况下。然而，就像上文中已经解释的那样，在大多数临床检查中的主要问题是脂肪部分相对于通常受激的水来说的化学位移，从而优选对此使用了该方法以便避免由水和脂肪的化学位移所引起的伪影。这意味着，在按照本发明的意义中分别将水或脂肪理解为第一和第二物质。在下文中，因此经常将这些物质用作示例，而不是将本发明局限于此。如果这些物质和其化学位移是已知的，那么可以优选地对于确定的层测量序列或层测量序列的顺序事先地自动地确定出或计算出由该化学位移所引起的第一和第二物质的测量层的彼此相对的位置偏置。其他的输入值是在层测量序列内部或多个层测量序列内部的层激励高频脉冲的所使用的脉冲带宽。基于该事先计算了的位置偏置则可以合适地生成组合层照片，从而又对位置偏置进行校正。在本发明的范围内原则上可以使用层测量序列的所有顺序，所述层测量序列允许将两种物质进行分离，也就是例如脂肪/水分离。例如可以使用层测量序列的顺序，其中分别使用相对小的带宽对第一物质单独地进行激励并且对第二物质进行单独地激励。由此虽然实现了层的明显的空间位移。然而这是没有问题的，原因是，按照本发明补偿了层位移。如上文中已经简短阐述的那样，层测量序列优选却这样构造，使得其分别在层测量序列的内部实现了将第一物质和第二物质进行分离并且此外具有用于来自于特定层测量序列中的第一物质的测量数据的测量层的位置相对于具有用于来自于该(也就是相同的)层测量序列中的第二物质的测量数据的测量层的位置来说在空间上具有位移。在生成组合层照片的情况下，然后将来自于不同的层测量序列(优选来自直接跟随的层测量序列)的相应的测量数据进行彼此组合。这样的层测量序列例如是所谓的Dixon序列，其中在单次激励之后采集在一个序列内部的多个回波，其中不同物质的图像数据在其相位上具有位移。例如在H.Yu等人的“ImplementationandNoiseAnalysisofChemicalShiftCorrectionforFastSpinEchoDixonImaging”(发表在Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.11(2004),2686)中描述了这样的Dixon序列，其中在那里描述的方法中使用了Dixon序列，以便通过将k空间行(k-Raum-Zeilen)与特定的相位项相乘来实现对在图像平面内部的化学位移进行校正。这样的层测量序列的顺序，其中在一个层测量序列内同时对第一物质和第二物质的测量数据进行测量，优点在于，这些序列比分别激励两种物质更为省时。对于将多种物质的各自信号含量进行分离，Dixon方法的另一个优点在于，与例如以通过高频脉冲对不同的物质进行频谱地激励或抑制为基础的方法相比，Dixon方法针对基本磁场的不均性是更为稳健的。由于针对测量层所采集的原始数据已经包含了关于图像的所有信息，原则上可以以合适的方式关联这些原始数据并且随后从这些关联了的原始数据中生成组合层照片。然而，测量数据的组合优选地仅仅发生在图像数据平面，也就是说，首先从用于各个测量层的原始数据中生成用于涉及的测量层的图像数据并且然后将其进行组合。特别优选地，测量数据的组合此外包含将空间上至少在预给定的容许度内第一和第二物质的彼此位置精确地布置的图像数据进行相加，也就是说确保了：在组合层照片中用于两种物质的图像数据在容许度内彼此位置精确地叠加。此外，加权的相加也是可以的，其中对于加权系数也可以考虑负的符号，也就是相减。为了生成组合层照片，存在不同的可能性。在一个优选的变形中，这样对层测量序列的顺序进行选择，使得具有用于来自第一层测量序列中的第一物质的测量数据的测量层的位置与具有用于来自时间上偏移的第二层测量序列中的第二物质的测量数据的测量层的位置至少在预给定的容许度内相一致。如果在测量层内部既生成用于第一物质的测量数据也生成用于第二物质的测量数据，那么该方法也是可以的。优选地，事先对第一和第二物质的测量层彼此的位置的由化学位移所决定的空间位移进行确定并且在层测量序列的设计中加以考虑。例如可以在第一层测量序列中生成用于水的第一测量层并且生成空间上与之偏移的用于脂肪的第一测量层。在直接后续的层测量序列中，然后生成用于水的第二测量层和空间上偏移的用于脂肪的第二测量层，其中确保了，该用于水的第二测量层关于其位置在预给定的容许度内与用于来自第一层测量序列中的脂肪的第一测量层相一致。于是由此可以将用于来自第二层测量序列中的水的测量数据直接地与用于来自第一层测量序列中的脂肪的测量数据相组合(例如简单地叠加图像数据)。于是可以以相应的方式将用于来自第二层测量序列中的水的测量数据与用于来自第三层测量序列中的脂肪的测量数据相组合。对此可以在测量时段(Messsitzung)之前(也就是在对测量层的堆进行完全地采集之前)自动地基于控制预给定值计算出层测量序列的顺序，其中这些控制预给定值可以由操作者预先给定和/或在测量协议中确定。此外，控制预给定值优选包含下列测量参数中的至少一个：-一个测量层的层厚或所有期望的测量层的层厚，-相继跟随的层测量序列的测量层的位置间距，也就是从一个测量层的中心到紧接着的测量层的中心之间的层间距，-层测量序列的层选择高频脉冲的脉冲长度和/或脉冲形状(时间上的幅度曲线)，其中例如可以预先给定最小的和/或最大的也或者是恰好精确的脉冲长度。在此，优选预先给定所有的层测量序列的脉冲长度/形状。从所有这些数据中可以这样计算出层测量序列的高频脉冲的脉冲带宽，使得(如之前所描述的那样)来自不同的层测量序列(优选直接彼此紧接着的层测量序列)中的不同的物质的测量层彼此匹配布置。在另一个优选的变形中，基于所确定的位置偏置，在生成组合层照片之前和/或在生成组合层照片时至少对于这些物质之一的测量数据进行空间上的校正，也就是说，以合适的方式在空间上移动测量数据。这样的校正是优选可能的，方法是，对于至少一种物质从测量数据中生成用于虚拟层的合成的测量数据，所述测量数据来源于彼此相对地空间上偏移的(通常是彼此间隔的)测量层并且借助层测量序列的顺序的、不同的时间上偏移的层测量序列来生成。“合成的测量数据”在此应理解为人工生成的数据，所述人工生成的数据关于其格式对应于真正的测量数据，但是其通过组合来自真正的测量层中的测量数据来生成。由此可以生成用于层(“虚拟层”)的“测量数据”，所述层位于任意期望的位置上(优选在测量层之间)，用于生成合成测量数据的测量数据来源于这些测量层。优选地，可以通过对来自测量层的测量数据进行内插来生成这些合成的测量数据。在此，可以优选地这样对具有用于一种物质的合成测量数据的虚拟层的位置进行选择，使得其至少在预给定的容许度内与具有另一种物质的测量数据的测量层的位置相一致。于是相对简单的是，通过将来自一种物质的虚拟测量层中的该合成测量数据与来自合适定位了的真正的测量层中的另一种物质的测量数据相组合，以便由此获得期望的组合层照片。在两种操作方式中，也就是说，不管是否已经在生成测量层的情况下确保了不同物质的这些测量层彼此匹配布置，或者是否例如通过内插对物质的测量数据进行了校正，都优选地选择比组合层照片的数量更大的测量层的数量。然而原则上也可以生成与对于每种物质来说要测量的总的测量层那样多的组合层照片。但是然后在层堆的边缘范围内需要在层堆之外(例如通过外插法)生成合成的测量数据，这自然比内插法或者其他的校正方法具有更大的不精确性，所述其他的校正方法可以采用来自于与在层堆中两侧相邻的测量层中的信息。就像已经在开头中所阐述的那样，基本磁场应该尽可能地均匀。但是基于技术上的原因，有时存在这样情况，即，特别地在磁共振断层造影的边缘范围内也会出现基本磁场中的不均性(也被表示为B0场畸变)。不均性的另一个起因是具有不同的磁导率的对象。由此，例如在从身体组织过渡到周围的空气时，局部的场变化是不可避免的。局部的场不均性带来附加的频率偏置并且由此带来了附加的空间上的信号位移，所述信号位移在已知偏移的大小的情况下在图像重建时可以加以考虑。由此，在优选的变形中也可以：特别是在对测量数据进行校正的情况下，例如在确定合成的测量数据的情况下，但是必要时也已经在确定合适的层测量序列的情况下，考虑基本磁场的这样的不均性并且相应地进行校正或相应地设计层测量序列，以便又对该不均性进行平衡。可以例如针对有关的磁共振设备事先对B0场畸变进行测量并且储存在存储器中。但是基本上也可以这样，通过分别测量B0场分布(包括由引入到磁场中的对象所引起的局部的场变化)直接地在实际的有效测量之前在调整测量中对该B0场畸变进行确定，并且然后将这些数据用于按照本发明的方法。此外，可以通过分析测量数据自身(例如在信号相位中的变化)来确定场变化。但是化学位移的效应不仅在层方向(通常z轴)上而且还在平面中在频率编码的方向(例如x轴)上引起信号的错误的空间的对应(“位移”)。由于沿着频率编码的方向上的位移的大小和方向通过序列参数来确定并且由此已知，那么也可以优选在计算组合了的层的情况下考虑该效应。对此，在与第一物质的层相组合的情况下，第二物质的层必须仅仅沿着频率编码的方向发生相应的位移。由此，借助该方法可以优选地对化学位移进行完全地(也就是在两个方向上)补偿。附图说明下面参考附图根据实施例再次详细解释本发明。其中，图1示出了按照本发明的实施例的磁共振设备的示意图；图2示意性地示出了层宽和层间距与层选择高频脉冲的脉冲带宽的依赖关系；图3示意性地示出了根据按照本发明的方法的第一实施变形对来自不同测量层的不同物质的测量数据进行组合；图4示意性地示出了依据按照本发明的方法的第二实施变形对来自不同测量层的不同物质的测量数据进行组合；图5示出了用于借助Dixon序列所拍摄的针对水和脂肪的分离的层以及将其组合为一个层照片的示意性例子，其中组合图像对应于其中水和脂肪相叠加的通常测量的结果，从而可以看出水部分和脂肪部分在空间上被错误地配准；图6示出了用于根据图5借助Dixon序列所拍摄的针对水和脂肪的分离的层以及根据按照本发明的方法将它们组合为一个层照片的例子。具体实施方式在图1中简略示出了按照本发明的磁共振设备1(在下文中简称为“MR设备”)。其首先包含具有检查空间3或患者通道的本身的磁共振扫描仪2，可以使位于卧榻8上的检查对象O(或者在此为患者或被试者，在其体内存在检查对象，例如特定的器官)进入到所述检查空间内。磁共振扫描仪2通常布置具有基本场磁体系统、梯度系统6以及HF发射天线系统5和HF接收天线系统7。在示出的实施例中HF发射天线系统5是固定安装在磁共振扫描仪2中的全身线圈，与之相对，HF接收天线系统7由在患者或被试者上布置的局部线圈组成(在图1中仅仅通过一个局部线圈示出)。但是如果这些线圈分别可切换到不同的运行方式，原则上也可以将全身线圈用作HF接收天线系统并且将局部线圈用作HF发射天线系统。基本场磁体系统4在此通常这样构造，使得其在患者纵向(也就是沿着磁共振扫描仪2的在z方向上延伸的纵轴)上生成基本磁场。梯度系统6通常包含各个的可控制的梯度线圈，以便可以在x、y或者z方向上接通彼此独立的梯度。在下面的实施例中假定，在沿z方向延伸的堆方向上对层堆(Schichtstapel)进行拍摄，也就是，所有的测量层平行地位于x平面/y平面内。由此各个层可以通过在发出高频激励脉冲的情况下同时在z方向上施加层选择梯度Gz来实现。但是发明原理不局限于这样的沿着z轴布置的层堆，而是也可以应用于任意布置中的层堆。在图1中示出的MR设备是具有患者通道的全身设备，患者可以完全被引入到所述患者通道中。但是本发明原则上也可以应用在其他的MR设备上，例如具有侧向开口的C形壳体，但是尤其也具有较小的磁共振扫描仪，在所述磁共振扫描仪中例如仅仅可以安置身体部分。MR设备1还具有中央的控制装置13，所述控制装置被用于控制MR设备1。该中央的控制装置13包含用于测量序列控制的序列控制单元14。借助所述序列控制单元，根据一个所选的层测量序列或者根据多个层测量序列的顺序对高频脉冲(HF脉冲)和梯度脉冲的顺序进行控制以便在一次测量时段(Messsitzung)中拍摄多个层。可以例如在测量或控制协议内部预先给定这样的层测量序列的顺序。通常在存储器19中存储着不同的控制协议以用于不同的测量或测量时段，并且所述不同的控制协议可以由操作者选择(并且必要时在需要的情况下进行改变)并且然后被用于实施测量。为了输出HF脉冲，中央的控制装置13具有高频发射装置15，所述高频发射装置生成、放大HF脉冲并且通过合适的(未详细示出的)接口将HF脉冲馈入到HF发射天线系统5中。为了对梯度系统6的梯度线圈进行控制，控制装置13具有梯度系统接口16。序列控制单元14以合适的方式、例如通过发射序列控制数据SD与高频发射装置15和梯度系统接口16进行通信以便发射层测量序列。控制装置13此外具有(同样以合适的方式与序列控制单元14进行通信的)高频接收装置17，以便获取在层测量序列的范围内协调地由HF发射天线系统7接收的用于各个测量层的磁共振信号(也就是原始数据)。重建单元18在此接收所获取的原始数据并且从中重建出用于测量层的磁共振图像数据。这些测量数据然后可以例如存储在存储器19中。此外，图像数据可以作为各个测量层的测量数据在测量数据处理单元20中以按照本发明的方式被进一步处理。该测量数据处理单元20在此尤其具有测量数据接口11以便接收测量数据。在测量数据组合单元12中然后(如下文中依据图3和图4在此解释的那样)基于测量数据生成组合-层照片。通过测量数据接口11又可以输出该组合-层照片，例如存储在存储器19中。替换地，测量数据处理单元20(特别是测量数据组合单元12)在此也可以集成在重建单元18中或者外部地通过网络等连接到中央的控制单元13上。可以通过具有输入单元10和显示单元9的终端来对中央的控制装置13进行操纵，通过所述终端也可以由操作人员对整个MR设备1进行操纵。在显示单元9上也可以显示MR图像，并且借助输入单元10必要时结合显示单元9能够规划和启动测量并且能够特别地如上所述地选择和必要时修改合适的控制协议，所述控制协议具有层测量序列的合适的顺序。按照本发明的MR设备1和特别是控制装置13此外还可以具有多个其他的、在此没有单独示出的、但是通常在这样的设备上存在的部件，例如网络接口，以便使整个设备与网络相连接并且能够交换原始数据和/或参数图，但是也可以交换其他的数据，例如患者相关的数据或者控制协议。如何能够通过辐射HF脉冲和生成梯度场来获得合适的原始数据并且从中重建MR图像，对于专业人员来说是原理上公知的，在此不详细解释了。同样地，最大不同的层测量序列(例如特别是TSE测量序列或者Dixon测量序列)对于专业人员是原理上公知的。首先结合图2再次解释在为了层选择而发射出的高频脉冲的频率带宽Δf、所施加的层选择梯度场的强度或幅度Gz和从中得到的层厚度Δz和层间距dz之间的关系。在图2中关于(具有任意单位的)位置z标注了(具有任意单位的)频率f。同样的，当前的梯度强度Gz被表示为直线。该梯度的斜率与梯度线圈的强度(也就是幅度)相关。沿着频率轴在此以两个块WP、FP的形式示出了层选择激励脉冲的频率带宽Δf。如通常的那样，在此将激励脉冲的频率范围的半值宽度(Halbwertsbreite)视作频率带宽。上方的块WP位于水的期望的拉莫尔频率的范围内，也就是说，其表示水的激励带宽。下方的块FP表示关于脂肪的拉莫尔频率的相同的频率带宽Δf，也就是表示脂肪的激励带宽，其中脂肪的拉莫尔频率却比水的拉莫尔频率低3.5ppm。在拉莫尔频率或激励频率中的该差值在此也被称作频率偏置OF。在给定频率带宽Δf的情况下以及在给定梯度强度Gz(＝层选择梯度的幅度)的情况下，通过下面的等式给出所选择的层的层厚度Δz：在此，γ是质子的回旋磁磁矩，也就是说，是一个常量。在图2中可以看出，在给定梯度强度Gz的情况下，特定的频率带宽Δf如何得到特定的层厚度Δz。在此在z轴上示出了激发的水层WS的宽度和位置以及激发的脂肪层FS的宽度和位置。相应于频率带宽Δf，层的厚度既对于水也对于脂肪是相同的。然而在此可以明显地看出，基于频率偏置Of，水层WS相对于脂肪层FS偏移了特定的距离Oz，在下文中被称为位置偏置Oz。类似于等式1，该位置偏置Oz可以通过下面的等式描述：在此，关于在给定磁场中的质子的基频，Of仍然是对于水和脂肪确定了的3.5ppm的频率偏置Of。由此清楚的是，空间的位置偏置Oz最终依赖于梯度强度Gz和静态基本磁场的强度。也就是说水层WS和脂肪层FS是否尚重叠以及是否显示来自相同空间范围的信息，由此除了依赖于选择的梯度强度Gz和磁场强度之外还依赖于层选择高频脉冲的频率带宽Δf。如果如这里这样选择了相对窄的脉冲带宽Δf，那么在发射特定的具有定义了的频率带宽Δf和定义了的频率的层选择高频脉冲的情况下所生成的脂肪物质的磁共振信号来自于空间上和水信号的磁共振信号完全不同的层，这导致了相应的伪影。为了克服这个疑难问题，以前通常试图以尽可能大的带宽进行测量，但这又与给患者施加尽可能小的SAR负荷的努力相违背。因此，现在按照本发明建议，慎重地借助层测量序列的分离的顺序进行测量并且然后才将测量数据以合适的方式位置精确地进行组合或(如在接下来的实施例中所描述的那样)对来自于不同的测量层中的重建了的图像数据位置精确地彼此进行叠加。对此，在图3中示意性地示出了第一实施例。在此可以观察到，相对于图2，在图3和图4中任意选择的z方向被旋转了。示意性示出的是用于水的多个测量层WS1、WS2、WS3、…、WS9以及用于脂肪的多个测量层FS1、FS2、FS3、…、FS9，这些测量层在采集步骤AQ的范围中借助Dixon序列来采集。用于一种物质的层在此分别在z方向彼此相邻地示出。在最上方的一行中示出了用于水的测量层WS1、WS2、WS3、…、WS9并且在位于其下方的一行中示出了用于脂肪的测量层FS1、FS2、FS3、…、FS9。在此这样对层WS1、WS2、WS3、…、WS9和层FS1、FS2、FS3、…、FS8、FS9进行编号或索引，使得在一个层测量序列中同时采集具有相同索引的层，方法是，生成两个回波，一个回波用于水而另一个回波用于脂肪。在此这样设置Dixon测量序列的参数，使得在两个彼此紧接着测量的水层WS1、WS2、WS3、…、WS9之间或在两个彼此紧接着的脂肪层FS1、FS2、FS3、…、FS9之间的层间距dz精确地对应于在用于水的测量层WS1、WS2、WS3、…、WS9和在同样的层测量序列内采集的用于脂肪的测量层FS1、FS2、FS3、…、FS9之间的位置偏置Oz。这依据前两个层WS1、WS2、FS1、FS2被示出。在此用于水的第一测量层WS1位于位置PWS1上。由于位置偏置Oz，在该层测量序列中采集的用于脂肪的测量层FS1偏移了距离dz。借助Dixon序列的相应的调整，也就是通过对彼此紧挨着的层测量序列的层间距进行匹配地调整，确保了紧接着的来自该第二层测量序列中的用于水的测量层WS2精确地对应于位置偏置Oz，使得用于水的第二测量层WS2的位置PWS2精确地对应于用于脂肪的第一测量层FS1的位置PFS1。在所有其他的测量层或层测量序列中也遵循该层间距dz，从而一个层测量序列的脂肪层与紧接着的层测量序列的水层总是位置精确地相一致。这样分离地确定的用于水和脂肪的测量数据然后这样在后处理步骤PP中进行组合，使得将彼此位置精确地相叠的测量数据组合为组合层照片KS1、KS2、KS3、…、KS8。这在此处可以通过简单地逐像素地将图像数据相加来实现。以这种方式生成了既包含水信号又包含脂肪信号的层照片，所述层照片不包含由在水和脂肪之间的化学位移所引起的伪影。在此可以在激励脉冲的任意带宽的情况下实施该方法，从而即使在借助非常强的例如7特斯拉的磁场所进行的磁共振断层造影中也可以实现SAR降低了的测量。可以以非常简单的方式(就像上文中依据图2所阐述的那样)在已知层选择梯度强度Gz并且已知频率带宽Δf的情况下计算出用于Dixon序列的待调整的层间距，或者计算出位置偏置Oz并且相应地对层间距dz进行选择。就像从图3中可以看出的那样，与随后的生成组合层照片KS1、KS2、KS3、…、KS8相比，优选地更多地实施层测量序列，原因在于，在边缘处分别不能使用一个测量层，也就是说，第一水测量层WS1和最后的脂肪测量层FS9。图4示出了一种替换的方法，如果在物质之一的两个彼此紧接着的测量层WS1、WS2、WS3、…、WS9、FS1、FS2、FS3、…、FS9之间的间距与位置偏置Oz不相一致，也可以使用所述替换的方法，例如原因在于不需要非常密集地覆盖ROI并且因此应当选择较大的层间距。在图4示出的实施例中，首先又借助Dixon序列在采集步骤AQ′中进行测量。在此，将层间距dz选择为位置偏置Oz的两倍大小，这使得用于脂肪的测量层FS1的位置PFS1恰好处在用于水的两个彼此紧接着的测量层WS1、WS2的位置PWS1、PWS2之间。然而为了可以根据按照本发明的方法以位置精确的方式组合测量数据，在后处理步骤PP′中首先在第一内插步骤IP中从用于脂肪的测量层FS1、FS2、…、FS7的测量数据中分别生成在虚拟的测量层VS1、VS2、…、VS6中的合成测量数据。这些合成测量数据是分别从两个相邻的脂肪测量层FS1、FS2、…、FS7的真正的测量数据中内插得到的测量数据。这样选择这样的用于脂肪的虚拟层VS1的空间位置，使得其恰好对应于用于水的测量层WS2的位置PWS2，就像上文中在图4中针对第二水层WS2和用于脂肪的第一虚拟的测量层VS1所示出的那样。在进一步的组合步骤SK中，然后将来自于这些用于脂肪的虚拟的测量层VS1、VS2、…、VS6中合成的测量数据与来自相应的用于水的位置相关的测量层WS2、WS3、…、WS7相叠加，以便由此生成期望的组合层图像KS1、KS2、…、KS6。这又可以通过逐像素的相加来实现。借助该第二方法也可以由此相对简单地生成无脂肪抑制的层图像，而不具有由化学位移所引起的伪影。再次依据测试测量的图像结合图5和图6示出了本方法的这个优点。图5在最左边的图像和中间的图像中示出了通过借助两点Dixon-TSE序列(2-Punkt-Dixon-TSE-Sequenz)在3特斯拉的磁共振断层造影中所采集的膝盖(示意性地)的层照片。在此使用了350Hz的激励高频带宽。层厚为4mm，层间距为0.5mm。在选择了350Hz的带宽的情况下，由于化学位移，位置偏置的大小为4.5mm，这导致了脂肪信号的实际空间位置不再与来自相同的层测量序列中的水信号的空间位置相一致，就像在之前对测量数据的处理中所假定的那样。最左边的图像在此示出了水信号WS的第三层，中间的图像FS示出了脂肪信号的第三层。如果现在将这些图像数据以通常的方式叠加成组合图像，则获得了位于最右边的组合层照片KS′，在所述组合层照片中由于脂肪信号和水信号的位置偏置形成了明显的伪影，也就是说，所示出的结构与在膝盖中的真正的结构不相一致。具有伪影的组合图像KS′还对应于(不使用Dixon方法的)通常的TSE序列的效果，就像普遍地通常在不含脂肪饱和度的临床成像中使用的那样。与之相反的，图6示出了按照本发明的方法的(示意性的)图像。最左边的图像在此对应于水信号的第三层，中间的图像对应于脂肪信号的第二层。如果现在将来自两个彼此紧接着的Dixon序列中的这些图像彼此进行组合(其位置精确地相叠)，则生成了最右边所生成的组合层照片KS，其在这个意义上不具有伪影，即，水和脂肪均来自于相同的空间位置。因此，前面所描述的实施例非常清楚地示出了如何可以借助按照本发明的方法仅以微小的开支来生成无脂肪抑制的图像，所述无脂肪抑制的图像不具有由在脂肪和水之间的化学位移所引起的伪影。这些实施例特别地示出了，在具有3特斯拉或者更大的磁共振设备中也可以容易地实现：以降低了的带宽(＝降低了的SAR)运行无脂肪抑制的快速自旋回波序列并且将这些序列应用于常规成像中。最后再次指出，前面详细描述的方法和结构仅仅是实施例，并且基本原理也可以由专业人员在宽范围内进行变化，而不超出通过权利要求预先给出的本发明的范围。特别地，就像已经指出的那样，可以直接地组合原始数据而不是重建的用于不同层的图像数据，并且然后才基于组合了的原始数据来进行图像数据重建。为了完整性起见也要指出，使用不定冠词“一个”并没有排除相关特征也可以多重地存在的情况。同样的，“单元”的概念不排除其由多个部件构成的情况，所述部件同样也可以是空间上分布式的。