CN101843486B

CN101843486B - 利用卧榻连续移动的磁共振投影血管造影

Info

Publication number: CN101843486B
Application number: CN201010144006.8A
Authority: CN
Inventors: 迈克尔·曾格
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers AG
Priority date: 2009-03-25
Filing date: 2010-03-17
Publication date: 2014-09-03
Anticipated expiration: 2030-03-17
Also published as: DE102009014903B4; US8536868B2; CN101843486A; DE102009014903A1; US20100244829A1

Abstract

本发明涉及一种用于在磁共振断层造影中生成关联的大图像的方法，其中有连续的卧榻移动以及逐段相对于卧榻移动方向的矢状位切面和/或冠状位切面FOV，具有如下步骤：拍摄矢状位和/或冠状位磁共振断层造影概略图像，其中卧榻移动方向在身体纵方向上；通过外切在概略图像中反映的感兴趣的解剖区域，确定各个规划FOV(FOV_tot)；规划待入射的2D或3D HF激励体积(HF-AV)的安排，使得规划FOV由HF激励体积的整体在矢状位和/或冠状位上完全地重叠；在卧榻连续移动期间，对整个2D或者3D区域逐段进行磁共振断层造影测量。该方法的特征在于，相对地矢状位切面和/或冠状位切面地移动所述2D或3D HF激励体积中的至少两个，其中，HF激励体积的重心与规划FOV的中心线重合。

Description

利用卧榻连续移动的磁共振投影血管造影

技术领域

本发明一般地涉及核自旋断层造影(同义词：磁共振断层造影，MRT)，其被用于在医学中检查患者。在此，本发明特别地涉及一种新型的拍摄技术，其中，在卧榻连续移动的条件下改善了常规的MR(血管造影)拍摄技术。

背景技术

MRT基于核自旋共振的物理现象，15年多以来作为成像的方法成功地应用于医疗和生物物理学中。在这种检查方法中对物体施加一个强的恒定磁场。由此使物体内的原子的先前无规律取向的核自旋定向。此时高频波可以将该“定向”的核自旋激励为确定的振动。该振动在MRT中产生实际测量信号，该信号可以借助合适的接收线圈获得。在此，通过采用由梯度线圈产生的在空间上可线性改变的磁场，可以在所有三个空间方向对测量物体进行空间编码，这点一般地被称为“位置编码”。

在MRT中在所谓的k空间(同义词：频率空间)内进行数据记录。在所谓图像空间中的MRT图像借助于傅里叶变换与k空间中的MRT数据关联。张开所述k空间的对象的位置编码借助于在所有三个空间方向上的梯度进行。在此，人们区分层选择(确定物体中的拍摄层，例如z轴)、频率编码(确定该层中的一个方向，例如x轴)、以及相位编码(确定在该层中的第二维，例如y轴)。此外，在3D成像的情况下，可以通过其它的相位编码(例如沿着z轴)将选择的层划分为分区。

也就是说，首先(例如在z方向上)选择性地激励一个层，并且必要时(例如按照x方向)进行相位编码。在该层中对位置信息的编码，借助于两个已经提到的垂直的梯度场通过组合的相位和频率编码来进行，这两个梯度场例如是在按照z方向激励的层中通过同样已经提到的梯度线圈在x和y方向上产生的。

为了测量待检查物体的整个层，将成像序列(例如，梯度回波序列，FLASH)对于相位编码梯度(例如G^Y)的不同值重复N次。在此，各个激励HF脉冲的时间间隔被称为重复时间TR。在每个序列过程中，在读出梯度GF存在的情况下按照等距离的时间步长Δt，通过由Δt定时的ADC(模拟数字转换器)同样对核共振信号(例如梯度回波信号)采样、数字化以及存储N次。按照这种方式，得到了逐行建立的具有N×N个数据点的数值矩阵(k空间中的矩阵，或者说k矩阵)。从该数据组中通过傅里叶变换可以直接地按照N×N像素的分辨率重建所观察层的一幅MR图像(具有N×N个点的对称矩阵只是一个例子，也可以产生不对称的矩阵)。出于物理的原因，在k矩阵的中心区域中的值主要包含关于对比度的信息，在k矩阵边缘区域中的值主要包含针对变换后的MRT图像的分辨率的信息。

按照所示出的方式，可以拍摄人体在所有方向上的截面图像。在医学诊断中作为截面成像方法的MRT，其突出之处首先在于其是“非侵入”检查法。然而，特别是在给予造影剂的血管造影拍摄(即，拍摄身体中、特别是流过血液的器官中的血管)中，在自然MR成像条件下的对比度形成受到了限制，但这些限制可通过使用造影剂而被极大地扩展。造影剂在磁共振断层造影中的作用原理通常是基于对对比度起决定作用的参数的影响，如纵向或横向弛豫时间T₁或T₂。在临床应用中，采用了三价钆Gd³⁺，该元素具有缩短T₁的作用。通过化合为所谓的螯合(DTPA，Diethylentriaminepentaacetic acid，二乙三胺五乙酸)，钆失去其毒性，因而Gd-DTPA一般可以应用于静脉内。选择直接导向心脏的静脉，心脏将造影剂最终分布到整个动脉系统中，通常从主动脉弓直到脚趾尖。对于常用序列(T₁加权自旋回波序列、梯度回波序列等)，加速的T₁弛豫起到增强MR信号的作用，即在MR图像中对所涉及的组织更为明亮地显示。通过这种方式，可以对例如头部、颈部、心脏或肾脏血管测量出清晰和高对比度的图像。

这类在磁共振断层造影中由造影剂支持的方法一般称为“对比度增强的血管造影”(英语：Contrast Enhanced MR Angiography，CE MRA)。造影剂支持的血管拍摄的质量主要取决于对表征测量特性的顺序步骤(Abfolgeschritt)的时间协调，这一般称为时序或造影剂时序。起决定作用的顺序步骤是：注入造影剂，测量持续时间以及测量k空间矩阵的中部。为了获得尽可能好的拍摄对比度，要力争在测量k矩阵中部区域时，使在感兴趣的待拍摄区域(英语：FOV，Field Of View，视野)中的造影剂浓度最大。由于这个原因，根据现有技术的对比度增强的血管造影是按以下方式进行的：

在身体中向静脉内注入造影剂，造影剂通过心脏均匀地分布到动脉血管系统，特别是从主动脉弓直到脚趾尖。在此，尝试在测量技术上跟踪造影剂流通(也称为“小块(Bolus)”)，其中，相继激励身体区域中感兴趣的FOV中的块。在测量完一块后，通过移动卧榻将患者例如向头的方向移动一个块宽，以同样大小的下一块的形式激励一段新的血管，并进行测量。在400至500毫米的FOV条件下，对宽度例如在10至15厘米的3D块的测量导致每站10至20秒的获取时间，因此，对从心脏到脚趾尖的全身测量约需1至1.5分钟。

不过，该逐步的多站全身成像也具有一定的缺点：原本数据获取所需要的宝贵时间由于卧榻移动所花费的时间而损失。同样如下地损失了宝贵的测量时间：在每站首先必须建立稳态信号并且由此将一站(卧榻位置)的FOV与其相邻站重叠(以便保证总体上无缝地显示解剖结构)，这点部分地导致了冗余的数据记录。此外，在每个图像部分体积的边缘上由于HF线圈的缺陷导致的信号缺失(Signalabfall)，导致了在总的FOV中起干扰作用的信号非均匀性。该技术的另一个缺点在于，梯度非线性导致在各个部分体积的边缘上的几何失真，并且带来在相邻块之间的边沿伪影。

为了解决这些问题，由Kruger等人提出的一种方法，该方法允许对均匀的高对比度的组合MR大图像(即，来自扩展的视野(FOV_tot)的MR图像)进行采样，其中，在扫描期间连续地移动患者卧榻(Kruger et al.；Journalof Magnetic Resonance in Medicine 2002 Feb；47(2)；224-231)。按照该方法将所有采样的MRT数据按照一个共同的卧榻位置进行校正，由此可以重建一幅唯一的无缝MRT图像。如说过的那样，按照这种方式在一个远远超出MRT设备的正常FOV的位置区域上产生了一幅MRT图像。连续地移动患者通过MRT设备，其中同时地采集卧榻数据以及视图。在采用对应的卧榻位置数据的条件下对每个视图按照位置进行校正，以便产生MRT数据的一个矩阵，该矩阵被引入到图像重建中。这种技术被某些制造商称为“TIM技术”(Total Imaging Matrix，TIM)或者“TIMCT”(TIM with ContinuousTable Movement)。

然而，上述方法的局限之处在于，在读出方向(频率编码方向)上的采样仅仅在卧榻移动方向上进行。按照Kruger等人的方法具有如下缺点，仅仅具有冠状位的或矢状位的朝向作为规划FOV(FOV_tot或者说显示区域或目标体积)以及作为部分FOV(下面被称为用于各个相位编码步骤的“HF激励体积，HF-AV”)的2D层或者3D体积，才可以被激励以及按照MR技术测量。

图2中绘出了一个在患者的矢状位截面中矩形的规划FOV。图3示出了多个同样矩形地依次连接或者部分重叠的矩形HF激励体积(HF-AV)，通过这些HF激励体积最佳地并且完全地覆盖(重叠)了规划FOV。根据图3说明了，按照多个技术上可实现的较小的HF激励体积进行对规划FOV(FOV_tot)的测量。这些较小的HF激励单元相互之间以及与规划FOV的外部空间可能会重叠。最后，在图4中示出了分别在卧榻移动方向(这里是x方向)上完成的相位编码步骤的傅里叶变换HA，其在每个实际的像素位置上的x-k_y混合空间中排列。这些片段HA中的每一个代表着与一个相位编码步骤对应的HF激励，其中，这些相位编码步骤中的每一个与按照图3的一个HF激励体积相对应：HA1对应于HF-AV1，HA2对应于HF-AV2，等等。在3D重叠的条件下在z方向上进行一个附加的相位编码。

在如下的基于造影剂的MRT方法(CE-MAR方法，英语：ContrastEnhanced Magnetic Resonance Angiography，CE-MRA)中，即，其中必须测量大的水平片段(例如，从头部或心脏至四肢、即手或脚)，也就是，其中待成像的血管(例如由血管构成的血管树)除了按照患者纵轴的轴向的变化之外，可能具有与患者纵轴垂直的方向上的矢状位和/或冠状位的(例如，从矢状位或冠状位的观察方向垂直的和/或水平的)变化成分(取决于视图方式，例如，在矢状位平面或者冠状位平面中的径向)，在按照Kruger等人的方法中必须将实际上待测量的区域选择为极其巨大。出于上面提到的几何原因，按照Kruger的规划FOV必须始终能够通过一个与患者纵轴平行的矩形或者通过一个对应地平行的正方形来内切。

这点又意味着，必须获取比实际用于单纯的血管显示所有需的远远更多(在最坏的情况下数倍)的测量数据。例如，在图5中要对一个从上身直到脚延伸的血管树进行MRT血管造影的采样。规划FOV(FOV_tot2)外切(umschreiben)了要CE-MRT测量技术地采集的血管树GB，不过，尽管该血管树仅仅稍微地倾斜，按照Kruger等人的方法在矢状位截面中却要求超过双倍大的显示区域(目标体积FOV_tot ^Kruger2)，这使得按照Kruger等人的方法效率极低。缺点是延长的测量时间以及必需要额外存储和一起分析的高的数据量。同样，如在图7中示出的、与血管树更好地匹配的规划FOV(FOV_tot3)，与目标体积FOV_tot ^Kruger2(图6)相比也没有显著低减小按照Kruger总是需要的目标体积(FOV_tot ^Kruger3)，如从图8中看出的那样。

也就是说，按照Kruger的方法相对于多站MRT方法具有如下巨大的缺点：对患者的各个解剖结构的MRT测量不能最佳地调整，而这点在具有单个站的MRT成像中是可能的。

为了将该缺点保持为最小，目前在现有技术中例如如下地减小或者最小化内切规划FOV的矢状位垂直延展或者冠状位垂直延展的总FOV：借助于合适的衬垫以及垫子将患者尽可能平坦地安置，这形成了一种麻烦以及不精确的过程。也就是说，在CE血管造影以及由此的冠状位成像中，按照现有技术必须小心地安置患者，以便使得在前面向后面延展中的FOV最小。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种方法，通过该方法将在核自旋断层造影中在卧榻连续移动的条件下的血管造影拍摄方法针对时间量和数据量进行优化：减小获取时间、提高位置分辨率、最少化原始数据以及优化重建时间。

按照本发明，提出了一种用于在磁共振断层造影中生成关联的大图像的方法，其中有连续的卧榻移动以及逐段相对于卧榻移动方向的矢状位切面(para-sagittale)和/或冠状位切面(para-coronalem)FOV，所述方法具有如下的步骤：

a)拍摄一幅矢状位和/或冠状位磁共振断层造影概略图像，其中卧榻移动方向在身体纵方向上，并且

b)通过外切在有关概略图像中反映的感兴趣的解剖区域、例如血管树，确定各个规划FOV(FOV_tot)，

c)如下地规划待入射的2D或3D HF激励体积(HF-AV)的安排，使得所述规划FOV由所述HF激励体积的整体在矢状位和/或冠状位上完全地重叠，

d)在连续的卧榻移动的期间，在时间上按顺序的层选择性的高频激励脉冲的基础上，逐段地对整个通过HF激励体积定义的2D或者3D区域进行磁共振断层造影测量。

该方法的特征在于，将所述2D或3D HF激励体积中的至少两个矢状位切面和/或冠状位切面地相对地移动，其中，HF激励体积的重心与规划FOV的中心线重合。

优选如下实施该方法：所述HF激励体积在y方向上的垂直进行的变化按照下面等式通过对所获取的MR数据的相位操作来实现：

{\hat{S}}_{n} (k_{y}, x) = S_{n} (k_{y}, x) e^{- i k_{y} y_{n}}

n＝1…N，其中，N对应于HF激励体积的数目，S_n(k_y，x)表示在标准成像采集期间所测量的MR信号，而表示在y方向的垂直调整所需要的相位系数。

具有优势的是，通过输入接口(例如利用计算机鼠标)与规划FOV的尺寸对应地单独按照上述视点最佳地调整各个HF激励体积的尺寸。

优选地，所有HF激励体积的矢状位和/或冠状位宽度以及所有HF激励体积的矢状位和/或冠状位高度可以是大小相等的。

此外，具有优势的可以是，在卧榻移动的期间，除了逐段不同朝向之外，还连续地改变所述规划FOV的朝向，或还使用逐段地改变的成像参数(例如，层厚度、分辨率，等等)。

此外，按照本发明，还提出了一种磁共振断层造影设备，其适合于实施根据本发明的方法。

此外，按照本发明，还提出了一种带有程序编码装置的计算机程序，用于当所述程序在一个可机器阅读的数据载体上存储时，能够实施根据本发明的所有步骤。

附图说明

现在借助于实施例参考附图进一步说明本发明的其它优点、特征和特性。

图1示意性地示出了核自旋断层造影设备，

图2示意性地示出了按照患者的侧面视图形式的带有矩形的水平规划FOV的MR概略图像，

图3示出了在根据图2的规划FOV中借助于HF激励体积在卧榻连续移动的条件下按照(Kruger等人的)现有技术的MR激励，

图4示出了对于根据图2的规划FOV在按照Kruger等人的k_y-x混合空间中的重建方案，

图5示意性地示出了按照患者的侧面视图形式的带有矩形的在x-z平面中倾斜的规划FOV的MR概略图像，该规划FOV矢状位地外切了感兴趣的血管树，

图6示出了一个按照现有技术所需要的、矩形地外切倾斜的规划FOV的测量FOV，

图7示意性地示出了按照患者的侧面视图形式的带有由不同形式的关联的片段组成的规划FOV的MR概略图像，该规划FOV与感兴趣的血管树的矢状位变化最佳地匹配，

图8示出了一个按照现有技术所需要的、矩形地外切最佳匹配的规划FOV的测量FOV，

图9示出了按照本发明在卧榻连续移动的条件下在根据图5的倾斜的规划FOV中的MR激励，

图10示出了按照本发明在卧榻连续移动的条件下在根据图7的最佳匹配的规划FOV中的MR激励，

图11示意性地示出了在MRT扫描器的均匀体积中的方向关系，以及

图12示意性地示出了在k_y-x混合空间中对数据矩阵中数据采集的时间顺序。

具体实施方式

图1示出了按照本发明的具有改善的投影血管造影拍摄技术的核自旋断层造影设备的示意图。在此，该核自旋断层造影设备的结构对应于传统断层造影设备的结构。基本磁场磁铁1产生时间上恒定的强磁场，用于极化或定向在物体检查区域、例如人体的待检查部分中的核自旋。在一个球形的测量空间M中定义核自旋共振测量所需的基本磁场的高均匀性，待检查的人体部分被送入该空间内。为了支持均匀性要求，尤其是为了消除不随时间变化的影响，在合适的位置设置由铁磁材料制成的匀场片(Shim-Bleche)。随时间变化的影响通过由匀场供电装置15控制的匀场线圈2来消除。

在基本磁场磁铁1中采用了圆柱形的梯度线圈系统3，其由三个部分绕组构成。每个部分绕组都由一个放大器14供应电流，以便沿着笛卡尔坐标系的各定义的方向产生线性梯度场。在此，梯度场系统3的第一部分绕组产生层选择梯度G_S，第二部分绕组产生频率编码梯度G_F，并且第三部分绕组产生相位编码梯度G_P。按照本发明，频率编码梯度G_F在冠状位投影的情况下出现在相对于患者的左-右方向上，而另外两个梯度(层选择梯度G_S和相位编码梯度G_P)出现在相同的方向上、即身体纵轴的方向上。这种按照本发明的梯度安排的理由将在后面更详细地说明。

此外，每个放大器14都包括一个数字模拟转换器，其由序列控制器18控制以便时间正确地产生梯度脉冲。

在梯度场系统3内部具有一个高频天线4，其将高频功率放大器30输出的高频脉冲转换为交变磁场，以便激励待检查物体或物体待检查区域的核并定向其核自旋。由进动的核自旋发出的交变磁场、即一般来自由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列引起的核自旋回波信号，也由高频天线4转换为电压，该电压通过放大器7传送到高频系统22的高频接收信道8。高频系统22还包括一个发送信道9，其中产生用于激励核磁共振的高频脉冲。在此，根据设备计算机20预先给定的脉冲序列将各高频脉冲在序列控制器18中数字化地表示为复数序列。该数列作为实部和虚部分别通过输入端12发送到高频系统22的数字模拟转换器，并由其送至发送信道9。在发送信道9中，将脉冲序列调制到高频载波信号上，其基本频率对应于测量空间中的核自旋的共振频率。

通过发送-接收转接器6从发送运行转换到接收运行。高频天线4发射高频脉冲以激励测量空间M中的核自旋，并采集产生的回波信号。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收信道8中被相敏地解调，并通过各模拟数字转换器转换为测量信号的实部和虚部。由图像计算机17根据这样获得的测量数据重建一幅图像。通过设备计算机20管理测量数据、图像数据和控制程序。根据控制程序的预先给定，序列控制器18检查各期望的脉冲序列的产生和k空间的相应采集。在此，序列控制器18尤其控制时间正确地接通梯度、发送具有定义相位和振幅的高频脉冲以及接收核共振信号。高频系统22和序列控制器18的时间基础由合成器19提供。通过终端21配置该MRT设备、选择相应的用于产生核自旋图像的控制程序以及显示所产生的核自旋图像，该终端包括键盘和一个或多个显示屏。

用户可以在终端21的显示屏上调用不同的图表(英语：Pop-up，弹出选单)，通过这些图表用户可以对应地配置MRT设备。这些图表由设备计算机20产生。在这些图表中示出了输入窗口，用户可以在其中输入测量参数值并且由此进行MRT设备的设置。这些图表是按照主题划分的。例如，有CONTRAST图表(其中可以设置翻转角等)、ROUTINE图表(其中可以输入例如回波时间、重复时间、层数)、图表(其中可以配置k矩阵)、SEQUENZ文件(其中可以选择所希望的序列类型(梯度回波序列、稳态自旋回波序列、True-Fisp、EPI、FLASH，等))，等等。

特别地，在血管造影拍摄中重要的是，必须按照与造影剂注射时刻的正确关系以及由此的与造影剂的时间-位置变化的正确关系来测量各个身体区域。

通过稳定的连续的卧榻移动可以实时地跟踪动脉造影剂块(造影剂流通)，例如从主动脉弓直到脚趾尖，由此，一方面可以实现极其高的空间和时间分辨率，而另一方面不会发生动脉血管系统与静脉血管系统的重叠。

按照Kruger等人的方法此时允许在连续的卧榻移动的条件下对对象在这样一个视野(FOV_tot)上成像，该视野比在传统的MRT设备中由于HF激励体积的有限大小所可能的视野大数倍。下面，FOV_tot即是所希望的沿着卧榻运动方向(例如x方向)的FOV，而HF-AV_x是对于每个单个NMR信号沿着该x方向的视野(FOV_tot＞HF-AV_x，下面忽略x，因为假设按照x方向的卧榻移动)。按照Kruger等人的数据记录方法允许在患者卧榻连续地通过均匀空间M运动的期间不中断扫描器运行。在均匀空间M中存在静态的基本磁场与线性的梯度磁场的最佳叠加，也被称为NMR扫描器的“sweetspot，最佳位置”。实际上，Kruger等人的方法允许在不中断的数据组的基础上沿着卧榻运动方向采集任意大的FOV，其中，可以获取二维或三维的MR图像。Kruger等人的方法基本上针对的是MR血管造影(该成像方法可以在连续的卧榻移动期间与其它技术、包括用于提供实时控制的卧榻运动和其它采样参数的实时MRT相结合)，不过也构成了一个一般性的磁共振断层造影成像方法。为了解释该方法，根据图11假设在基本磁场磁铁的内径中的一个具有在x-y方向上的矢状位取向(在x-z方向上的冠状位取向)的薄片或者层。读出方向是x轴并且同样对应于卧榻运动方向。层选择方向是z轴(垂直于x轴)。对于2D成像沿着y轴进行相位编码；对于3D成像既沿着y轴又沿着z轴进行相位编码。

如果物体沿着x轴运动通过扫描器，则通过成像脉冲序列的顺序在该层中采集MR数据。在每个序列过程的期间在x方向上读出编码的k空间数据。典型地在x方向上对该k空间数据(原始数据)进行混淆(Aliasing)滤波以及随后的傅里叶变换(FT)。结果是来自x-k_y混合空间中的存储位置(按照2D或者3D矩阵形式的测量值排列)的数据矩阵23，其代表了在x、y和z方向上后面所希望的分辨率。首先在x方向上变换后的视图在矩阵中构成了在x方向上移动的数据行(水平片段，HA)，其中，该移动代表了在各个患者位置，在该患者位置的时刻采集MR信号。在此，对于每个MR数据读出自然已知患者卧榻相对于固定参考点的相对位置。一直实施数据采集，直到整个数据矩阵23完成并且患者卧榻5到达了其最终位置。通过沿着剩余的y方向以及(在3D成像的情况下的)z方向的傅里叶变换得到了最终的图像。

可以如下地描述所测量的标准MR信号：

S_{n} (t) = &Integral; &Integral; m (x, y) e^{- iγ G_{n} {yt}_{y}} e^{- iγ G_{x} xt} dxdy - - - (1)

其中，x是读出方向(频率编码方向)，y是相位编码方向，G_x和G_n分别是在x和y方向上的梯度，m(x，y)是在x-y空间坐标上物体的横向磁化，γ是回磁比(gyromagnetische)，而t_y表示y梯度的持续时间。下标n对序列的重复计数并且从0变化到N-1，其中N是沿着y轴的相位编码的总数量。

一个从其起始位置在某个任意距离上移动的物体具有位置Δ。该移动的物体信号被如下地描述：

S_{n}^{'} (t) = &Integral; &Integral; m (x - Δ, y) e^{- iγ G_{n} {yt}_{y}} e^{- iγ G_{x} xt} dxdy

通过替换变量x′＝x-Δ以及dx′＝dx得到：

S_{n}^{'} (t) = e^{- iγ G_{x} Δt} &Integral; &Integral; m (x^{'}, y) e^{- iγ G_{n} {yt}_{y}} e^{- iγ G_{x} x^{'} t} d x^{'} {dy}^{'}

其中，表示代表该物体在x方向上的位置移动的相位项。前提是，对于每个特定的相位编码已知γ、G_n和Δ。为了进行位置校正、即x方向上逆向进行物体的位置移动(逆推信号S_n(t)的移动)，则需要下列的逆相位系数：

e^{+ iγ G_{x} Δt}

存在两种用于重新定位每个MR信号的方式：

A)直接方法，其中，通过将逆相位系数应用到连续地回采集的(rückabgetasteten)原始k空间数据上，逆向定位所移动的数据，以及

B)时间和存储效率方法，其中，将相位移动和位置移动的组合应用到采样数据上。

通过如下两个因素确定在数据矩阵23中每个所采集的视图的位置：该视图的数字以及在采集该视图的时刻患者卧榻的位置。在图12中对于具有单调的视图序列的二维采样示出了这点。在位置x(0)上采集第一视图(第一MR数据信号)。该位置在其它的过程中起到参考位置的作用。在y值通过在y方向上的相位移动被逐步改变(例如改变128个值)的期间，采集所有随后的视图。因此，在数据矩阵中沿着k_y轴的MR测量值的位置，通过对于该视图的G_y相位编码来定义。如根据图12表明的那样，所有依次采集的MR信号的中心不仅在k_y方向上移动，而且在x方向上的傅里叶变换之后由于卧榻运动也沿着x轴移动。该移动离开参考位置x(0)的大小由序列等式给出：

x(n)＝v_ref·t或者x(n)＝v_ref·n·TR

其中，v_ref是卧榻移动的速度，t是从开始采样已经经过的时间，n是同样从开始采样的序列过程的数目，而TR是重复时间(一个序列过程的时间)。

数据矩阵的存储数据模式(通过轨迹的几何形状来定义)尽管类似于传统的k空间采样模式，不过，由于卧榻移动而区别在于引人注目的不对称(如已经在图4中说明的平行四边形(Parallelogrammform))。如果采样一个特定k_y视图的所有相位编码视图，则重复该过程，并且将每个重新在x方向上被傅里叶变换一次的视图与此前所采样的k_y视图进行关联。需要提到的是，在三维数据采样中，对k_z相位编码的视图的序列同样进行k_y相位编码，然后按照相同的方式在三维的数据矩阵(3D矩阵)中进行移动，并且最后不对称地存储。

根据相位编码以及患者卧榻运动的数量，可以在随后的采样(其中采样对于特定的相位编码的视图)中将数据矩阵中采样值在x方向上放置成可能与此前的采样值重叠或者不重叠。不能排除在相位编码周期内部依次跟随的相位编码步骤的HF激励体积(HF-AV1，HF-AV2)的重叠。例如，在图12中的时间顺序使得在x(0)下不存在与此前采样的视图重叠的采样值。不过，一般地会出现一定的重叠(见图4中HA1与HA4、HA2与HA5、HA3与HA6等的重叠)，其中，可以将冗余的重叠信号采样值进行平均以便改善SNR。

迄今所描述的方法的特征在于，通过均匀连续的卧榻运动可以实时地跟踪动脉造影剂块(造影剂流通)，例如从主动脉弓直到脚趾尖，由此，一方面可以实现极其高的空间和时间分辨率，而另一方面不会发生动脉血管系统与静脉血管系统的重叠。

不过，该方法的缺点是，数据获取被限制在与卧榻移动方向(x方向)水平的纯矢状位的或者纯冠状位的视图(FOV，具体为FOV_tot以及HF-AV)上。因此是有缺陷的，因为感兴趣的血管树或者较长的血管片段不是水平设置的，而是对应于平躺在成像模态(MRT、CT，等等)的平的卧榻上的患者的自然倾斜的、即非水平的状态。例如，从图2中看出，充分外切上身、腹部和下身的血管的水平的FOV的延长不包含在腿部和脚中的血管。按照Kruger等人的激励和采样，在按照图2的对于上身的区域最小化的水平规划FOV(FOV_tot1，与FOV_tot ^Kruger1等同)的条件下，尽管有充分的卧榻移动也不能进行对腿部和脚的血管造影。

在此要说明的是，图2典型地代表了在侧面视图中的冠状位3D-FOV(矢状位截面)。不过，该图示也适用于具有前-后相位编码的2D矢状位视图或者具有右-左相位编码的2D冠状位视图，以及在3D情况下具有额外的相位编码的视图。

正如，在说明书开始部分阐述的那样，目前存在两种方式，以避免上面提到的缺点：

1.在冠状位/矢状位垂直方向上延长FOV_tot

2.通过垫上垫子使得患者尽可能水平地取向

前者导致数据量的极大提高(根据各个患者的尺寸以及解剖结构FOV变为双倍或者三倍)；后者是麻烦和不精确的。

本发明是通过如下地修改按照Kruger等人的方法来解决该问题的：通过在水平和垂直上有限的但可移动的二维或三维HF激励体积(HF-AV)来覆盖任意的二维或三维规划FOV(FOV_tot)(即，在NMR技术、如CE-MAR技术上重叠地进行测量)。在此，HF激励体积的水平以及垂直宽度均按照规划FOV的冠状位和/或矢状位斜率关系和曲率关系取向。

建议首先进行MR概略测量，该测量例如示出了整个患者的截面图像。在所有附加的图中选择一幅矢状位截面。该概略截面图像被用于建立最佳的规划FOV(图2、5、7中：FOV_tot1、FOV_tot2、FOV_tot3)。该最佳的规划FOV可以是矩形或者正方形并且相对于x和z轴倾斜，或者由这类相互设置(aneinandergesetzen)的不同倾斜的片段组成，例如根据在血管造影中感兴趣的血管树的走向。随后，根据规划FOV的几何形状冠状位地和/或矢状位地规划相同或不同大小的HF激励体积的安排，并且具体地如下：通过依次入射的HF激励体积完全地而以最小的开销覆盖规划FOV。通常，优选地将所有片段以及所有HF激励体积的冠状位和/或矢状位宽度选择为相同。

按照前面描述的按照Kruger等人的现有技术，进行在卧榻移动方向(例如，水平方向、x方向)上重叠的或者不重叠但却无缝地相邻的覆盖。

按照本发明，通过一个相位系数/相位项在矢状位切面和/或冠状位切面(例如，垂直位置上，y方向和/或z方向)上调整HF激励体积(HF-AV)(在下例中仅仅在y方向上错开)，将该相位系数/相位项额外地施加到按照Kruger等人的MR信号S_n(k_y，x)：

{\hat{S}}_{n} (k_{y}, x) = S_{n} (k_{y}, x) e^{- i k_{y} y_{n}}

S_n(k_y，x)是来自在水平方向上移动的第n个HF激励体积的核共振信号，是来自相同的但在y方向(垂直)移动的HF激励体积的核共振信号，其中，相位项实现了该在y方向的移动。在对于每个相位编码步骤的获取期间，如下地进行HF激励(在位置空间或者图像空间中的FOV)，使得HF激励体积的重心与规划FOV的中心线重合。因此，在图像重建中必须将该错开作为在k空间中的相位项加以考虑。

于是，通过将按照Kruger等人的在x方向上均匀连续的卧榻移动与在y方向上的额外相位编码进行组合，可以利用最小的测量花费在MR技术上测量在x-y平面内任意走向的轨迹。

根据图9和10，再次说明和示出本创造性的发明的方法：

图9示出了水平支撑的人体的矢状位截面，该人体带有从上身至脚延伸的血管树GB。粗略地看，该血管树GB可以通过一个均匀地垂直倾斜的规划FOV(FOV_tot)外切。通过相同大小的HF激励体积(HF-AV1至HF-AVN)进行对该规划FOV的采样，这些HF激励体积相对地在水平和垂直上错开或者说移动。再次提到的是，通常进行HF激励体积的重叠。要说明的是，对于按照本发明的方法的优化的潜力在于，类似于多站方法将从一个相位编码周期(图4：HA1至HA3)至下一个周期(图4：HA4至HA6)的重叠保持为极小。

图10中示出了，在待显示的血管树以及由此规划FOV与精确的线性变化偏差较大的情况下，如何可以通过适当地选择HF激励体积的大小以及其对应改变的安排，来优化测量。HF激励体积的安排可以说遵循了血管树在x方向上的波状走向。

同样可能的是，在卧榻移动的期间除了逐段地不同的取向之外，还进行连续地改变的朝向，或者采用逐段改变的成像参数(例如，层厚、分辨率，等等)。

Claims

1.一种用于在磁共振断层造影中生成关联的大图像的方法，其中有连续的卧榻移动以及逐段相对于卧榻移动方向的矢状位切面和/或冠状位切面FOV，所述方法具有如下的步骤：

a.拍摄一幅矢状位和/或冠状位磁共振断层造影概略图像，其中卧榻移动方向在身体纵方向上，并且

b.通过外切在有关概略图像中反映的感兴趣的解剖区域，确定各个规划FOV(FOV_tot)，

c.如下地规划待入射的2D或3D HF激励体积的安排，使得所述规划FOV由所述HF激励体积的整体在矢状位和/或冠状位上完全地重叠，

d.在卧榻连续移动期间，在时间上按顺序的层选择性的高频激励脉冲的基础上，对整个通过HF激励体积定义的2D或者3D区域逐段地进行磁共振断层造影测量，

其特征在于，所述2D或3D HF激励体积中的至少两个被相对地矢状位切面和/或冠状位切面地移动，其中，HF激励体积的重心与规划FOV的中心线重合，

其中，所述HF激励体积在y方向上的垂直的变化按照下面等式通过对所获取的MR数据的相位操作实现：

{\hat{S}}_{n} (k_{y}, x) = S_{n} (k_{y}, x) e^{{- ik}_{y} y_{n}}

n＝1...N，其中，N对应于HF激励体积的数目，S_n(k_y，x)表示在标准成像采集期间所测量的MR信号，而表示在y方向的垂直调整所需要的相位系数。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所有HF激励体积的矢状位宽度大小相等和/或所有HF激励体积的冠状位宽度大小相等。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所有HF激励体积的矢状位高度大小相等和/或所有HF激励体积的冠状位高度大小相等。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，连续地改变所述规划FOV的朝向。

5.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，逐段地改变成像参数。