CN101862192B - 用于显示测量数据的采集的进展的方法和磁共振设备 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间显示检查对象的检查区域的测量数据的采集的进展的方法，包括以下步骤：根据当前在检查区域连续移动期间采集的来自中央k空间中的测量数据计算当前的投影图像；显示当前计算的投影图像。通过根据来自中央k空间的测量数据计算投影图像，可以特别快速并且以小的开销进行该计算。由此可以特别快速地显示投影图像。特别是可以特别快速并简单地从沿着中央k空间行的测量数据、即，通过k空间的中心延伸的k空间行中，通过沿着该中央k空间行的一维傅里叶变换计算投影图像。

Description

用于显示测量数据的采集的进展的方法和磁共振设备
技术领域
本发明涉及用于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间显示患者的检查区域的测量数据的采集的进展的方法、磁共振设备和计算机程序。
背景技术
磁共振技术(以下缩写MR代表磁共振)是用于产生检查对象内部的图像的公知方法。简单地说，为此将检查对象定位于相对强的静态、均匀的基本磁场中(场强为0.2特斯拉至7特斯拉以及更高)，使得其核自旋沿着基本磁场取向。为了触发核自旋共振，将高频激励脉冲入射到检查对象中、测量触发的核自旋共振并且在此基础上重建MR图像。为了对测量数据进行位置编码，将快速接通的梯度磁场与基本磁场重叠。记录的测量数据被数字化并且作为复数值被存储于k空间矩阵中。从存储了值的k空间矩阵中例如借助多维傅里叶变换可以重建对应的MR图像。在此检查对象可以是有生命的，例如动物或患者，或者无生命的，例如样本或模体。
用于拍摄磁共振图像的如下磁共振设备是公知的：该磁共振设备具有自动地借助驱动装置可驶入和驶出到由磁共振设备的磁场经过的、磁共振设备的患者容纳处(Patientenaufnahme)的支撑装置，例如患者卧榻。因为患者容纳处通常具有相当小的直径，所以在患者容纳处外部将患者置于患者卧榻上，然后患者卧榻可以自动地借助驱动装置被驶入患者容纳处。
在此，在采集患者的或检查对象的待检查的检查区域的测量数据的期间(简称：在测量期间)将患者或其它检查对象连续地借助支撑装置移动通过磁共振设备。通过支撑装置的移动可以在支撑装置的移动方向上扩展所测量的“视野”(FOV)，并且由此还可以检查在支撑装置的移动方向上比磁共振设备的测量体积大的检查区域。例如能够在一个测量过程建立患者的全身拍摄。反过来，可以在支撑装置的移动方向上限制如下的测量体积：在该测量体积中产生尽可能理想的测量条件，而不会限制总共可达到的FOV。
用于测量数据的这样的采集的应用技术可以被粗略划分为：支撑装置的移动方向垂直于测量数据的读出方向的所谓二维(2D)轴向测量，和测量数据的读出方向平行于支撑装置的移动方向取向的所谓三维(3D)技术。例如在
Figure GSA00000096481000021
和Aldefeld的文章：“Principles of Whole-Body Continuously-Moving-Tabel MRI”，Journal of Magnetic Resonance Imaging 28：1-12(2008)中给出了关于这样的技术的概况。
特别在具有连续移动的检查区域的这样的测量中，对测量的实时监视是值得期望的。
此外，公知用于产生概略图的技术，其中例如借助规划数据可以插入测量的进展。这样的该略图例如可以在所谓的预扫描的范围内产生。然而，对测量进展的这样的监视的精度很小，因为不是监视实际的进展，而是“按照规划的”进展。
此外，还公知从当前的或至此采集的测量数据中显示当前MR图像的技术。为此，例如从已经由测量数据重建的当前MR图像中借助所谓的“最大强度投影”(MIP)计算当前的概略图并且作为投影图像显示给操作人员。然而在此缺陷是，对于一个这样的投影图像必须采集并处理所有的测量数据，这增加用于当前的MR图像的和对于当前的概略图的重建时间。由此通常不能足够快地，特别是不能实时地(也就是说，与测量数据的采集的实际进展同时)进行一个这样的投影图像的显示。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种方法、一种磁共振设备和一种计算机程序，其可以监视在磁共振设备中连续移动的检查区域的测量的进展。
在此，用于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间显示患者的检查区域的测量数据的采集的进展的方法包括以下步骤：
-根据当前在检查区域连续移动期间采集的来自中央k空间中的测量数据计算当前的投影图像，
-显示当前计算的投影图像。
通过根据来自中央k空间的测量数据计算投影图像，可以特别快速并且以小的开销进行该计算。由此可以特别快速地显示投影图像。特别是，可以特别快速并简单地从沿着中央k空间行(即，通过k空间的中心延伸的k空间行)的测量数据中，通过沿着该中央k空间行的一维傅里叶变换计算投影图像。
在一种优选实施方式中，从相继地在检查区域的连续移动过程中计算的投影图像中构造并显示进展图像。由此在综合的进展图像中显示所有至此计算的投影图像，由此实现了对至此进行的测量的更好的总体印象。
有利地将检查区域划分为层并且逐层地采集测量数据。对于检查区域的每个层可以计算一个投影图像。如果从这样的投影图像中构建进展图像，则在检查区域中的一层相应于在进展图像中的一行。
在此，可以用像素值零预先填充进展图像的行，直到计算了一幅相应于所述行的投影图像，并且通过利用投影图像的像素值来填充行，来进一步构建进展图像。在此，总体上保持进展图像的大小，并且已经从投影图像中构建的进展图像的部分随着测量的进展在测量的进程中“生长”。
构造了一种用于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间采集患者的检查区域的测量数据的、按照本发明的磁共振设备，其包括：可移动通过磁共振设备的支撑装置、可以用于控制支撑装置的移动的支撑装置控制单元、构造为用于执行上述方法的计算单元和用于显示从所采集的测量数据建立的图像的显示装置。
当按照本发明的计算机程序在与磁共振设备相连的计算单元上被执行时，按照本发明的计算机程序在计算单元上执行上述方法。
关于方法所提到的优点和实施方式对于磁共振设备和计算机程序也类似地适用。
附图说明
本发明的其它优点和细节从以下借助附图对实施例的详细解释中得出。所举例子并不限制本发明。附图中，
图1示出了一种磁共振设备的示意性结构，
图2示出了用于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间为了建立图像数据组采集患者的检查区域的测量数据的方法的一种实施例的示意性流程图，
图3示出了在检查区域连续移动通过磁共振设备期间显示患者的检查区域的测量数据的采集进展的方法的示意性流程图，
图4示出了SMS技术的解释图，
图5-7示出了对于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间为了建立图像数据组采集患者的检查区域的测量数据的方法的不同实施例的解释图，
图8-9示出了为了建立图像数据组对于加权相加地使用多个采集的测量数据的可能的权重函数，
图10示例性示出了在连续移动期间在不同时间的进展图像。
具体实施方式
图1示意性示出了具有基本组件的磁共振设备1的结构。为了借助于磁共振成像检查身体，将关于其时间的和空间的特征互相尽可能精确调谐的不同的磁场入射到身体上。
设置在高频技术屏蔽的测量室3中的强磁体(通常是具有隧道形开口的低温磁体5)产生通常地为0.2特斯拉到3特斯拉以及更高的静态的强基本磁场7。待检查的检查对象、例如患者(此处未示出)置于可移动通过磁共振设备的支撑装置9(例如患者卧榻)上并且为了检查定位于基本磁场7的均匀区域中。在此，可以借助磁共振设备1的支撑装置控制单元31控制支撑装置9的移动。
经过由至少一个高频天线(例如此处作为身体线圈13示出的高频天线)入射的磁高频激励脉冲进行在检查对象中的核自旋的激励。通过由脉冲序列控制单元17控制的脉冲发生单元15产生高频激励脉冲。在通过高频放大器19放大之后它们被输送到至少一个高频天线。此处示出的高频系统仅仅是示意性表示。在磁共振设备1中通常地使用多个脉冲发生单元15、多个高频放大器19和多个高频天线。
此外，磁共振设备1具有用来在测量中辐射用于选择性的层激励和用于测量信号的空间编码的梯度磁场的梯度线圈21。梯度线圈21由梯度线圈控制单元23控制，该梯度线圈控制单元象脉冲产生单元15一样与脉冲序列控制单元17相连。
由激励的核自旋发射的信号通过身体线圈13和/或通过局部线圈25被接收，通过对应的高频预前置放大器27被放大并且通过接收单元29被进一步处理和数字化。
如果既可以按照发送模式也可以按照接收模式操作线圈(例如身体线圈13)，则通过前置的发送接收开关39调节正确的信号输送。
与磁共振设备相连的计算单元37处理测量数据。特别地，计算单元37从获得的测量数据产生MR图像、投影图像或其它例如可以从所提到的MR图像或投影图像中建立的图像，其中，计算单元37这样与存储单元35相连，使得计算单元37例如可以将例如在使用校正步骤的条件下的测量数据的处理的中间结果，存储在存储单元35中并且又可以调用。从测量数据产生的图像可以通过操作控制台33被显示给应用者，或者被存储在存储单元35中。操作控制台33特别地包括输入装置33.2，例如键盘和/或诸如鼠标的光标输入装置，用于通过操作人员向计算单元37和磁共振设备的其它组件(例如支撑装置控制单元31)输入控制命令。操作控制台33还包括显示装置33.1，例如至少一个监视器，用于显示从所采集的测量数据中建立的图像。
计算单元37还控制各个设备组件，特别是在测量数据的拍摄期间。在此这样构造计算单元37，使得利用其可以执行按照本发明的方法。此外，在计算单元37上可执行地安装例如按照本发明的计算机程序40，当其在计算单元上被运行时其在计算单元37上执行按照本发明的方法。
所示出的单元、例如特别是计算单元37和存储单元35在此不一定要理解为一个物理单元，而是也可以由必要时在空间上分离地设置的多个子单元组成。
如已经提到的，公知多种用于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间采集患者的检查区域的测量数据的方法。以下详细讨论提到的2D轴向测量。在该测量中，将检查区域划分为与支撑装置的移动方向垂直的层并且测量。在最简单的情况下，顺序地在磁共振设备的中心中测量这些层。在特定的序列(例如具有几个十分之一毫秒或更长的TR(TR：“重复时间”)间隔的多次激发序列)的情况下，顺序的测量需要支撑装置移动的缓慢速度，这导致长的总测量时间并且由此是低效的。加速测量的一种可能性是，将相邻的层综合为层堆，并且交错地测量层堆的层(如在静态测量中那样，即，在测量期间支撑装置不移动)。在此相继测量层堆本身。在一个层的测量期间，测量位置是在随着支撑装置连续移动的检查对象内的固定的解剖位置。这样选择支撑装置移动的速度，使得在采集一个层堆的时间期间的移动路径等于一个层堆的双倍伸展。由此可以实现，相同地测量不同层堆的相应层，例如各个第一层、第二层，...。相反，不同地测量同一个层堆的不同层。在此，特别在磁共振设备的测量体积内的不同位置上测量一个层堆的不同层的相应的K空间行。由于在测量体积内的通常是不理想地均匀的测量条件、例如基本磁场的非均匀性和/或梯度磁场的非线性性，在不同位置上的这样的测量导致由测量数据建立的MR图像的不同失真。在由不同层堆的各个MR图像综合而成的总MR图像中、特别是在层堆边界上由此产生不连续，因为对应于不同层堆的、解剖结构上相邻的层在其相应层堆内部取不同的位置。
该问题在具有检查对象的连续移动的特殊2D轴向测量中，例如在Fautz和Kannengieβer的文章“Sliding Multislice(SMS)：A New Technique for MinimumFOV Usage in Axial Continously Moving-Table Acquisitions”，Magnetic Resonancein Medicine 55：363-370(2006)中描述的原则上公知的所谓“Sliding-MultiSlice，滑动多层”(SMS)技术中不会出现。因此，在以下将详细描述。
在SMS技术中将属于实际的测量体积的每个层的空间频率空间、即所谓的k空间划分为S个片段。在基本序列的一个TR间隔期间测量的层的数量N，等于片段数量的整数p倍：
N＝p·S，p≥1(1)
检查区域的层此时按照特定的模式划分为p个组。如果p等于2，则例如将检查区域的具有偶数层号的那些层对应于第一组并且将层堆的具有奇数层号的那些层对应于第二组。以类似方式将层划分为三个或一般地p个组，即，将每个层堆的每第三个或每第p个层分别对应于一组。
此外，在磁共振设备的测量体积中选择所谓的有效体积。有效体积沿着连续移动的移动方向的伸展在以下被称为有效FOV(英语“field of view”)。在SMS技术中有效FOV具有N个层距离d的伸展。此时，该有效FOV又沿着支撑装置的连续移动的移动方向(例如，沿着z轴)被划分为N/p＝S个相等大的部分。由此，这些部分的数量等于片段的数量。一个部分的伸展正好是p个在一个层堆的相邻的层之间的层距离d。此时每个片段对应于有效FOV的一个部分。有利地，在该对应中，包含靠近k空间中心的k空间行的片段对应于有效FOV的如下部分：该部分按照数值具有在支撑装置的连续移动的移动方向上与磁共振设备的同心的小的距离。
此时TS＝r·TR，即，为采集一个片段的测量数据所需的时间。在此，TR是为采集而使用的序列的重复时间并且r是取决于序列类型的整数。在回波串序列、例如快速自旋回波(TSE)序列或平面回波成像(EPI)序列的情况下，通常在一个激励脉冲之后读出整个片段并且由此r等于1。在梯度回波序列、例如FLASH(英语“Fast Low Angle Shot”)或TrueFISP(英语“True Fast Imaging withSteady State Precession”)的情况下，每个激励脉冲仅读出一行并且由此r等于每个片段的k空间行数。此外，TR足够长，使得在该时间中可以激励、编码和读出N层。
能够进行SMS技术的关键的前提条件是，在一个片段的采集时间期间支撑装置移动正好等于检查区域的相邻层之间的p个层距离d。也就是，支撑装置速度为：
v table = p · d r · TR = N · d S · r · TR - - - ( 2 )
如果满足该条件，则如以下为了解释而结合图4描述的那样进行SMS测量：
图4针对一个片段的采集时间TS的倍数，按照图解示意性示出了分别由N＝8个层构成的三个层堆St1、St2、St3的在z方向上(z轴，此处是检查区域的连续移动的方向，位置z＝0相应于磁共振设备的中心)进展的位置。检查区域的层作为层堆的划分在此仅用于解释。检查区域的第一层堆St1在测量开始时刚好进入磁共振设备的有效FOV。通过公式(1)和(2)的条件，在持续时间TS的第一时间间隔t1期间第一层堆St1的正好p个层1、2(此处p＝2)进入磁共振设备的有效FOV的第一部分S1。在第一时间间隔t1＝TS期间在第一层堆St1的该p层1、2中测量对应于有效FOV的第一部分S1的k空间片段。在第二时间间隔t2＝2TS中第一层堆St1的该p个层1、2进入有效FOV的第二部分S2，并且对于第一层堆St1的p个层1、2采集对应于有效FOV的第二部分S2的k空间片段。在相同的第二时间间隔t2期间，第一层堆St1的下一个p个层3、4(一般地具有层号p+1，...2p的p个层)进入有效FOV的第一部分S1。对于该p个层3、4在第二时间间隔t2期间采集对应于第一部分S1的k空间片段，等等。
在持续时间TS的第S个时间间隔期间(此处S＝4)，第一层堆St1的最后p个层7、8(一般地具有层号N-p，...N的p个层)进入有效FOV的第一部分S1中并且第一层堆St1的第一个p层1、2位于有效FOV的最后的部分S4中。然后第一层堆St1的第一个p层1、2的数据被完全地采集。在下一个时间间隔中，即在持续时间TS的S+1个时间间隔之后，此处t5＝5TS，第一层堆St1的第一个p层1、2已经离开有效FOV并且第二层堆St2的第一个p层1、2进入有效FOV的第一部分S1，等等。还要指出的是，从第S个时间间隔起每个时间间隔TS采集了总共N个片段的测量数据，或者说从第S个时间间隔起每个重复时间TR激励了N层。
还要提到的是，最重要的与SMS技术兼容的序列技术是T1加权的梯度回波序列和T2加权的快速自旋回波序列。在这两种序列技术中，对于一幅MR图像在多个激励脉冲之后进行测量数据的采集(英语“multi shot techniques”)并且每个MR图像的采集持续时间相对于人的呼吸的典型的时间常数(其位于大约3-10秒的范围)来说是长的。因此，在腹部和肺部区域、即在患者的由呼吸运动影响的区域中，不能容易地利用SMS技术进行测量数据的采集。
一般地，为了避免在受到呼吸影响的检查区域中通过待检查的患者的呼吸产生的运动伪影，通常需要，在所谓的呼吸触发的条件下进行在这样的由患者的呼吸运动影响的检查区域中的测量数据的采集。由患者的呼吸运动影响的区域，例如靠近肺部或横膈膜的区域，是例如在全身拍摄的情况下，例如在所谓的“Screenings”中，其中例如对没有病症的人从头到脚检查没有发现的疾病或其早期阶段，或者在例如待检查的患者的上身或上身的部分的其它拍摄中，待检查的检查区域的至少部分。
在呼吸触发的情况下，将测量数据的采集与准周期的呼吸运动同步，从而分别在相同的呼吸阶段进行采集。然而，在此出现的周期的测量暂停(其持续时间取决于患者的个体呼吸)与在支撑装置和由此检查区域的连续移动时的拍摄不兼容。因此这种方式的拍摄仅在静止的支撑装置的情况下是可能的。如果待检查的检查区域在此大于使用的磁共振设备的测量体积，则必须将检查区域划分为如下的子区域：这些子区域与测量体积相符并且例如借助支撑装置被依次移动到测量体积中，以便在那里在支撑装置静止的情况下分别采集测量数据。
在支撑装置静止的情况下从检查区域的子区域中这样逐步采集测量数据，在通过患者屏住呼吸而不是呼吸触发的情况下也是可以的。在此，每个子区域被移动到测量体积中并且请患者在开始采集测量数据时屏住呼吸直到对于该子区域的测量数据的采集结束。在采集子区域的测量数据之后患者可以深呼吸直到下一个子区域被移动到测量体积中、并且开始对该子区域的测量数据的采集。然而，在此问题是，视患者在每次屏住其呼吸之前吸气和呼气的强度不同，检查区域的位置会偏移，这会导致在整个从测量数据建立的检查区域的MR图像中在检查的检查区域中的漏洞或重叠。如果在这样的漏洞中例如有损伤，则该损伤在该检查中会被忽视。
为了在利用支撑装置连续移动的采集技术中允许测量的和移动的这样的中断和随后的继续移动和测量，必须在开始测量之前选择在屏住呼吸时要被测量的检查区域的子区域。在上面提到的具有连续移动并且将检查区域划分为被顺序测量的层堆的测量技术中，一个这样的子区域仅允许包括整个层堆。只能选择在子区域中的完整的层堆，其中在对其的测量中呼吸应该被屏住，这大大限制了在该选择中的自由度。此外，该测量是效率不高的，因为一个层堆可以包含由呼吸运动影响的层和其它不受或很少受呼吸运动影响的层。在确定了检查区域的子区域之后，必须这样控制磁共振设备，使得在到达这样的子区域时中断、并且在给予屏气命令之后才又继续连续移动和测量。
在上面示出的SMS技术中，在将层划分为在一个屏气间隔期间必须被完整地测量的子区域的情况下，又出现如下问题：测量的效率会极大降低。在连续移动中断的情况下，在子区域的最后的层的所有片段被测量之后，存在如下的层：其与该子区域交界、并且已经部分地被测量了，但是在连续移动的情况下其没有遍历有效FOV所有的部分并且由此在连续移动期间没有被完整地采集。相应地，对于在连续移动的恢复之后与下一个层堆交界的层的测量数据也是这样。在此这些层位于与前面的子区域对应的有效FOV中。
尽管如此，在Sommer等人的文章“Sliding Multislice MRI for AbdominalStaging of Patients With Pelvic Malignancies：A Pilot Study”，Journal of MagneticResonance Imaging 27：666-672(2008)中公开了借助SMS技术采集在横膈膜(Diaphragma)和盆腔(Pelvis)之间的检查区域的测量数据的尝试。在此，开始在横膈膜情况下的测量数据的采集，其中检查的患者要屏住呼吸20秒，使得在横膈膜和盆腔之间的检查区域的、由呼吸运动影响的区域在该屏气周期可以被采集。此外，必须足够大地选择在检查期间患者躺于其上的支撑装置的移动速度，以便在患者重新呼吸之前及时地离开检查区域的、受到呼吸运动影响的区域。通过将屏气间隔在时间上定位在测量的开始，实现了，在长的屏气间隔之前患者进行典型的深呼吸，并且为了在时间上调整屏气间隔与测量，在测量之前，也就是在支撑装置的启动之前，伴随该测量的操作人员对患者下达屏气命令，并且由此可以在支撑装置连续移动的条件下没有中断地进行测量数据的整个采集。然而又出现如下问题：如上面对于SMS技术在公式(1)和(2)中所示，不能自由设置支撑装置的移动速度。移动速度的相应限制在支撑装置连续移动的其它技术中也是这样。主要由于患者的屏气能力的部分的强限制，这点是重要的。特别是患病的和/或老年患者通常只能屏气几秒种。20秒的屏气时间通常是不能实现的。在支撑装置连续移动的条件下的拍摄中，如果要避免运动伪影的话，最大的屏气持续时间必须足以采集患者的受呼吸影响的检查区域的测量数据。由此通常是短的最大屏气持续时间导致支撑装置需要高的移动速度，以便在屏气持续时间的短的时间内能够驶过由呼吸影响的检查区域。这通常伴随着在从所采集的测量数据建立的MR图像中的分辨率的降低。由此不能探测到不正常的、例如其大小低于可达到的分辨率的损伤。此外，患者通常在屏气之前和/或特别是在屏气之后特别深地呼吸，由此在该时刻不利地加强了运动伪影。
图2示出了为了建立图像组，在检查区域连续移动通过磁共振设备期间用于采集患者的检查区域的测量数据的另一种方法的实施例的示意性流程图。
在此，在步骤101中开始支撑装置的连续移动以及在支撑装置连续移动期间和由此在检查对象的连续移动期间对测量数据105的采集。如果在测量的开始被检查的检查区域，是由患者的呼吸影响的检查区域，则为了避免运动伪影在连续移动开始之前并且在测量数据的采集之前在步骤101向患者给出屏气命令(“C”)，即，请患者例如对于一个特定的时间段屏住其呼吸。否则，患者在测量数据105的采集期间可以自由呼吸。特别在后面描述的连续移动的恢复时，可以引入按照步骤101的开始。
在此，可以很大程度地自由预先给出患者要屏气的时间段，并且由此与患者的个体屏气能力匹配。在此，屏气命令可以要求患者例如“尽可能长时间地”屏气，或者直到给患者下达取消屏气命令的相应的另一个命令。因此，患者可能的最大屏气持续时间确定了一个对于预先给出的时间段的上限，该预先给出的时间段取决于患者可能的屏气持续时间。对患者的这样的命令或者可以通过伴随该检查的磁共振设备的操作人员、或者(如果有的话)通过磁共振设备的自动语音输出来给出。
一直进行支撑装置的连续移动和测量数据105的采集，直到在连续移动的进行之后的一个预先给出的时间段(“t”)之后在下一步骤102中该连续移动或者手动地(“m”)、或者自动地被中断。在连续移动这样中断102的情况下，停住支撑装置并且与连续移动的移动方向相反地反向移动一个预先给出的路段，也就是说，在其连续移动被停止之后，该支撑装置被自动地反向移动到一个新的出发位置。
在连续移动中断的情况下，不采集用于建立图像数据组的测量数据。必要时其它采集的测量数据不被用于建立图像数据组。
对于在连续移动中断之后要检查的患者的检查区域的部分中的测量数据的有利的采集的每个准备，可以使用支撑装置的连续移动的这样的中断102。特别地，患者在中断期间可以准备，对于与该中断紧接着的其它测量数据106的采集屏住其呼吸。如果患者在中断102之前已经屏气，则他可以利用该中断102，来自由深呼吸(“B”)例如直到对其给予新的屏气命令(“C”)。
在到达新的出发位置之后，特别是手动地(“m”)触发连续移动的恢复并且采集其它测量数据106(步骤103)。在此有利地，磁共振设备的操作人员可以一直等待触发连续移动的恢复，直到患者能够对测量数据的新的采集作好准备，例如直到患者在屏气间隔之前能够深呼吸。以这种方式可以避免患者例如在屏气间隔的末尾进行大量的急促呼吸，否则的话这点如上面在现有技术中提到的，通常会导致伪影。特别地通过如下来避免这点：代替一个长的屏气命令给出多个短的屏气命令。
如果在恢复测量之后被检查的检查区域是受患者的呼吸影响的检查区域，则为了避免运动伪影，在恢复连续移动和在测量数据的采集之前在步骤103中对患者给出一个屏气命令(“C”)，也就是说，请患者例如对于一个特定的时间段屏气。在此，如上所述很大程度地自由给出患者应该屏气的该时间段，其中操作人员特别地考虑患者的个体的屏气能力。对恢复连续移动的手动触发使得对患者的可能命令的给予与支撑装置的移动和测量数据的采集的协调变得简单。
在连续移动恢复之后可以检验(步骤104)，对于检查区域的检查是否期望另一次中断，特别是例如当还要采集检查区域的同样受到患者的呼吸运动影响的其它部分的测量数据，并且必须给出新的屏气命令(“C”)，以便防止在采集的测量数据中的运动伪影的时候。如果期望另一次中断102(“y”)，则被恢复的连续移动和测量数据106的采集又可以手动地(“m”)或自动地在连续移动的进行之后的一个预先给出的时间段(“t”)之后被中断(新的步骤102)。如果不是这样(“n”)，例如因为其余待检查的检查区域不受呼吸运动影响或影响小得可被忽视，则可以继续连续移动和测量数据106的采集，直到整个检查区域的测量数据都被采集(“End”)。从采集的测量数据105和106中，例如借助图1中的计算单元37，建立图像数据组(“BDS”)。
以这种方式，可以在在支撑装置上面的检查区域以对于采集或在从采集的测量数据重建的MR图像中的分辨率来说支撑装置的最佳速度连续移动(必要时多次中断)的条件下，采集受患者的呼吸运动影响的检查区域的测量数据，即使检查区域的测量数据的采集持续的时间比患者一次能够屏气的时间长。
为了在触发中断102之后停住支撑装置，必须首先制动支撑装置的移动。在该制动过程期间，支撑装置还经历一个在连续移动的方向上的制动路径sb。同样在触发连续移动的恢复之后，支撑装置首先必须被加速到对于连续移动来说是期望的速度。在该加速过程期间支撑装置在连续移动的方向上经历一个加速路径sac。
因此有利地，支撑装置在连续移动中断之后要反向移动的预先给出的路径s，至少与在连续移动中断时发生的制动路径sb和对于恢复连续移动所发生的加速路径sac的相加的路径(s＝sb+sac)一样大。由此可以实现，正好在磁共振设备中在检查区域的如下位置上恢复连续移动：在该位置上检查区域在连续移动中断时位于磁共振设备中。如果这是期望的，则作为s＝sb+sac预先给出s。有利地，在测量的过程中例如由一个控制磁共振设备的计算单元自动地从对于sb和sac的值中计算该路径s的实际上的反向移动路径。
在该方法的另一种实施方式中，逐层地进行测量数据的采集，也就是说，将检查区域划分为层，在这些层中采集测量数据。此外，支撑装置在连续移动中断之后要反向移动的预先给出的路径s等于在连续移动中断时发生的制动路径和对于恢复连续移动所发生的加速路径的相加的路径加上在两个记录的层之间的距离d的整数n倍(s＝sb+sac+n*d)。由此，在连续移动恢复之后可以采集n层的测量数据，在连续移动中断之前已经采集了这n层的测量数据。有利地，这样“双重”采集的测量数据可以在建立图像数据组时被加权相加地使用，例如为了校正或减小由于中断产生的在磁共振设备中的测量条件的改变所导致的可能的伪影。在下面将描述其它的实施例。如果这是所期望的，则作为s＝sb+sac+n*d预先给出s。有利地，在测量的过程中例如由一个控制磁共振设备的计算单元自动地从对于sb、sac、n和d的值中计算该路径s的实际上的反向移动路径。
在此，可以任意频繁地中断该连续移动。同样可以在对患者的屏气命令的情况下非常自由地选择屏气持续时间并且由此将整个测量单独地与患者的可能性匹配。
什么时候要触发连续移动的中断102，例如可以借助检查区域的概略图，例如所谓的预扫描，类似地与在通常规划MR检查时、例如在考虑检查区域的尺寸和连续移动的速度的条件下预先给出。
在另一个实施例中，例如伴随检查的操作人员在连续移动期间根据测量数据的采集的进展的显示来手动地触发连续移动的中断102。这样，可以交互地通过磁共振设备的操作人员来控制在连续移动期间中断的时刻。根据这样的显示，操作人员可以识别，从检查区域的哪个部分采集了测量数据，并且利用该信息决定，对于作为检查区域的下一个待测量的子区域是否期望中断连续移动和用于图像数据组的测量数据的采集，例如因为患者对于作为下一个待测量的子区域要屏气。
作为测量数据的采集的进展的可能显示，例如可以选择通常的患者监视器，或者在例如以通常的方式在测量之前、例如在预扫描的范围内被采集的合适的概略图中显示有效FOV的当前位置，也就是测量数据的采集的当前位置。此外，作为测量数据的采集进展的显示还可以考虑从当前的或者说至此采集的测量数据中显示当前的MR图像。在此，例如从已经从测量数据重建的当前MR图像中借助所谓的“最大强度投影”(MIP)计算一幅当前的概略图并且作为投影图像显示给操作人员。然而在此缺陷是，对于这样的投影图像，只能考虑这样的MR图像：对于这些MR图像已经采集所有的测量数据。这点导致：在投影图像中显示已经测量的区域，而不是当前被测量的区域。此外，从已经采集的测量数据中重建MR图像，特别是在采用现代的采集技术(例如并行成像)的情况下是麻烦的，从而在此MR图像的长的重建时间导致在在这样的概略图中显示的检查区域的子区域和当前测量的子区域之间的进一步延迟。由此这样的投影图像的显示通常不够快，特别不是实时地，也就是说，不是与测量数据的采集的实际进展同时地进行。
图3示出了用于显示在检查区域连续移动通过磁共振设备期间患者的检查区域的测量数据的采集的进展的方法的一种实施例的示意性流程图。
开始测量数据的采集和检查区域连续移动通过磁共振设备(方框201)，其中检查区域位于第一位置(位置n＝1)上。在整个测量的过程中，在连续移动期间重复地采集测量数据，其中检查区域在磁共振设备中的位置随着连续移动而改变(位置n＝n+1)。在采集测量数据时从中央k空间采集检查区域的至少当前位于测量体积中的部分(方框202)。根据该中央k空间数据，计算检查区域的当前位于测量体积中的部分的当前投影图像(方框203)，在显示装置上显示当前计算的投影图像(方框205)。在一种简单的实施例中，在此可以通过当前采集的测量数据的沿着中央k空间行的一维傅里叶变换计算当前的投影图像，其中，有利地，在采集测量数据时考虑读出方向。在所谓的“central slice theorem”(也称为“Fourier slice theorem”)中公知：通过中央k空间行的，即，通过k空间的中心的k空间行的傅里叶变换，可以获得测量的对象的投影，其中投影方向在图像空间中垂直于使用的k空间行取向。
因为对于当前的投影图像的计算分别仅需一个来自中央k空间的测量数据，特别是中央k空间行，并且可以借助简单的傅里叶变换进行计算，所以可以极其快地进行投影图像的计算。
如果为了采集用于建立图像数据组的测量数据而采用已经提到的SMS技术，则如上所述在每个时间间隔TS中也测量检查区域的层的中央k空间行并且具体来说通常是如下的层：该层在时间间隔TS期间通过磁共振设备的中心。从采集的测量数据的沿着中央k空间行被采集的该部分中，此时可以每个时间间隔TS计算检查区域的如下的层的一幅投影图像：该层正好位于磁共振设备中的一个特定位置上，例如在其中心。要指出的是，可以在完整地采集了对应的层的数据之前计算该投影图像，这在SMS技术中只有当对应的层离开磁共振设备的有效FOV时才是这样。此外，投影图像的计算仅要求沿着中央k空间行的一维傅里叶变换(如果使用多个线圈元件用于采集测量数据，则每个使用的线圈元件一个傅里叶变换)并且由此是极其快的，甚至不取决于，是否采用了通常会增加重建时间的并行的采集和重建技术。
由此，在连续移动期间测量数据的采集的进展的显示持续地、随着新采集的测量数据改变，并且分别实时地显示从检查区域的哪个部分采集了当前的测量数据。此外有利地，从先后在检查区域连续移动的过程中计算的投影图像中逐行地构造(方框204)并且显示(方框205)进展图像。视k空间中的读出方向的而定，在此进展图像例如显示被检查的检查区域的冠状位或矢状位投影。在此例如进展图像的每个行相应于一个计算的投影图像。由此逐渐地显示一幅不仅显示检查区域的当前测量的部分、而且显示检查区域的已经测量的部分的投影图像。由此进展图像的观察者获得已经进行的测量的全面印象。
在一种实施例中，逐层地进行测量数据的采集，也就是说，将检查区域划分为层，从这些层中先后采集测量数据。在此对于每个被测量的层可以计算一幅投影图像。在进展图像中的一行相应于检查区域的一层。
因为在此检查区域被划分为已知数量的层，所以进展图像的行的所需数量也是已知的。由此，可以在方框205中从测量的开始起以完整大小显示进展图像，其中相应于从中还没有采集测量数据的层的行，例如可以用像素值为零来预先填充(这相应于灰度值为“黑”)，直到对于相应的行计算了一幅投影图像并且通过将投影图像的相应的像素值取对于进展图像的行的像素，来进一步构建进展图像。由此在测量的过程中持续更新地继续从当前的投影图像中构建进展图像。由此，例如在使用SMS技术的情况下，每个时间间隔TS例如将投影图像扩展一个其它行并且可以实时显示投影图像。
在二维图像中，例如进展图像中，有两个像素距离，也就是，在两个相邻的像素之间的两个距离，即一个在列方向，一个在行方向。通常一个像素是正方形的并且由此在行方向上的像素距离等于在列方向上的距离。如果整个成像的检查区域在列方向上例如是400mm并且图像占据256列，则在列方向上的像素距离为400/256mm＝1.5625mm。但是，检查区域被划分为通常大于1.5625mm、例如5mm的层，从而具有正方形的像素的进展图像(其中每个行相应于检查区域的一个测量的层)压缩地(gestaucht)显示。为了特别清楚地显示进展图像，由此这样选择在进展图像的两个相邻的行之间的像素距离，使得其相应于检查对象在读出方向上的两个相邻像素的像素距离。由此检查区域的比例也被包含在显示的进展图像中。这例如可以通过线性插值来实现。例如通过进行变形(Reformation)，使得检查区域的每个层例如5mm/1.5625mm≈3行(从中构建相应于相应的层的投影图像)。由此，在这样的变形之后进展图像的行数通常与检查区域中的层数不同。
借助“central slice theorem”在使用SMS技术的条件下构建的进展图像的显示不仅能实时地进行，而且甚至称为“超前的”，因为测量数据在采集一层的整个测量数据之前已经可用于投影图像的计算。投影图像的简单和由此尽可能快速的计算和进展图像的简单结构使得即使在采用复杂的采集技术和重建方法的情况下直到进展图像的显示也不会丢失该“领先(Vorsprung)”。
图10示出了在连续移动期间的不同时间的可能的进展图像300.1、300.2、300.3的例子。借助本文开头提到的SMS技术采集测量数据，其中分别只有在FOV的中央片段中采集的中央k空间数据被用于投影图像的计算。此处待检查的检查区域分别从患者的头部(上面)延伸至大腿(下面)。左边在测量的较早时刻成像进展图像300.1。如所见，从头部直到肩部的高度构造进展图像300.1。由此检查区域的测量数据的采集从患者的头部进展到肩部的高度继续。进展图像300.1的其余行还是用零值填充并且由此显示黑色。中间在测量期间的稍后时刻成像进展图像300.2。此处测量数据的采集进展到患者的臀部的高度继续。又是在稍后的时刻，即在接近测量的结束时示出的在右边成像的进展图像300.3中，最后采集整个检查区域的测量数据并且在使用检查区域的所有层的投影图像的条件下构造进展图像。
有利地，进展图像300.1、300.2、300.3的显示还包括切换元件SE1、SE2、SE3，利用其可以手动地通过操作、例如通过借助光标输入装置(Zeigereingabe-einrichtung)点击，来影响测量数据的显示和/或采集。例如可以借助切换元件SE1结束进展图像的显示并且取而代之切换到另一个MR图像的显示，例如从所采集的测量数据中显示临时重建的解剖学MR图像数据组。借助切换元件SE2和SE3例如可以中断和/或又恢复测量数据的采集和支撑装置的连续移动。
例如，在连续移动的情况下切换元件SE2或SE3的操作触发连续移动和测量数据的采集的中断。
在中断的连续移动的情况下例如可以通过重新操作切换元件SE2触发连续移动的恢复，直到或者采集了整个检查区域的测量数据并且结束了测量、或者直到通过重新操作切换元件SE2或SE3重新中断连续移动和测量数据的采集。如果还有检查区域的不受患者的呼吸影响的区域有待测量，则可以在通过切换元件SE2恢复测量之前指示患者，正常地呼吸。然而，因为检查区域的运动敏感性不是突然结束的，所以操作人员可以指示患者，在下一次恢复测量时只需屏气到他/她认为舒适的情况下所可能的为止，并且他/她然后应该平静地并且均匀地呼吸。该做法防止了，患者在长的屏气间隔结束时急促呼吸并且由此产生强烈的呼吸运动。该做法还具有如下结果：该最后的屏气间隔通常比前面的短，在前面的屏气间隔中强的“吸气(Verschnaufen)”由于测量暂停而对图像质量没有负面影响。此外，在测量的第一测量阶段的开始，并且由此在连续移动的首次开始，有意义地采用切换元件SE2，只要可以自由呼吸地测量检查区域的开始。例如当开始在头部中的测量时就是这样的。
通过在中断的连续移动(和测量)的情况下操作切换元件SE3，例如可以对于一个例如取决于患者可能的屏气时间的预先给出的时间段触发连续移动的恢复。当患者的最大屏气时间不足以采集检查区域的、受患者的呼吸影响的关联(
Figure GSA00000096481000161
)部分的测量数据时，这点首先是具有优势的。在预先给出的时间段之后自动重新中断测量和连续移动，患者可以深呼吸并且可以在一个新的屏气命令之后又进行测量，以便逐步地在患者的可能性范围内测量受到呼吸影响的整个关联的检查区域。也就是，可以按照需要频繁地中断检查区域的这样的受患者的呼吸影响的关联部分的测量数据的采集并且在相应于患者的屏气能力的子区域中测量。在支撑装置或者说检查区域连续移动期间测量的中断和恢复在此可以交互地或半自动化(SE3)通过操作人员来控制。
通常，只有在给予患者深呼吸的时间并且操作人员必要时在测量的恢复之后给出用于采集测量数据的屏气命令之后，才进行连续移动和测量的恢复的触发。
图5至7示出了图2中的、为了建立图像数据组在检查区域连续移动通过磁共振设备期间采集患者的检查区域的测量数据的方法的不同实施例的说明图。图5至7被分别类似于已经描述的图4构建并且示出了在使用用于采集测量数据的SMS技术的条件下的实施例。
如上面讨论的，按照SMS技术检查区域连续移动通过磁共振设备的轴向多层测量的情况下，将检查区域的层划分为分别完全在卧榻连续移动的阶段中(即例如在一个屏气阶段中)被测量的子区域是效率低的，因为在连续移动的开始和结束，如下的层位于磁共振设备的有效FOV中：这些层与前面的或下一个子区域交界并且其数据不能完整地在移动期间被采集。在按照本发明的方法的范围内可以如下地避免这点：一层的测量数据也可以在不同的测量阶段，即在测量的中断之前或之后被采集。这点将在以下详细解释。
图5说明了该方法的在时间上特别有效的实施方式，其中，支撑装置在中断连续移动之后并且在恢复连续移动之前反向移动的预先给出的路径s，其正好相应于在中断连续移动时经历的制动路径和对于恢复连续移动而经历的加速路径的相加的路径。由此，在恢复连续移动之后随着采集如下的层的测量数据和采集与部分S1、S2、S3、S4相应的k空间位置而继续该测量：这些层在不中断的移动的情况下也会作为下一个被测量。
但是该做法也会导致伪影，因为一方面通过在中断之后直到连续移动的恢复的测量暂停，磁化的在检查区域中的动态均衡状态被中断并且在测量恢复之后只有在超越的(transzendenten)阶段之后才又近似达到。此外，例如在两个先后跟随的、对于患者的一次深呼吸中断的、屏气的测量中，患者的横膈膜的位置和交界的器官的位置或弹性变形，在连续移动和测量恢复之前或之后是不同的，因为患者例如分别不同地深呼吸。
形成的伪影的种类和严重程度在此取决于一系列参数，例如取决于使用的序列技术和使用的k空间轨迹。因为粗略来说，在采集测量数据时在k空间的中心附近的区域中采集的测量数据确定了后面的图像对比度，并且在k空间的外围区域中采集的测量数据确定了分辨率，所以在使用SMS技术的情况下伪影对于如下的层是特别突出的：在这些层中位于中心附近的相邻的k空间行在不同的测量阶段、即在测量和连续移动的中断之前和之后被采集。
如已经提到的，当涉及的层占据磁共振设备的有效FOV的内部部分、在示出的例子中也就是部分S2和SE3时，结合SMS技术优选地测量内部的k空间行。如果在k空间中相邻的行在时间上先后被测量，即所谓的线性k空间记录，如在FLASH序列中采用的那样，则这点结合SMS技术导致，形成在k空间位置和磁共振设备中的测量位置之间的线性关系。可以这样来选择该关系，使得内部的k空间行对应于中心中的位置。在图4至7中由此SMS部分S1和S4相应于外围的k空间行并且SMS部分S2和S3相应于内部的k空间行。
在图5中示出的实施方式中，在时间间隔t6＝6TS之后中断(“U”)测量，并且在暂停时间TP之后(在该暂停时间期间支撑装置被反向移动，以均衡在制动和加速阶段期间的移动路径)，患者必要时深呼吸并且然后操作人员必要时下达屏气命令，利用该命令继续如下的层的测量：该层在不中断移动的情况下在持续时间TS的第七时间间隔t7中位于设备的有效FOV中。
在图5中示出的情形中，在不同的测量阶段中，即在中断U之前(S2)和在中断U之后(S3)，测量第二层堆St2的层1和2的内部的k空间行(在部分S2和S3中)并且由此特别容易出现伪影。
图6说明了时间上不太有效的另一个实施方式，但是利用其通常可以明显减少刚刚提到的伪影。
与图5的实施例不同，在该方法的该实施方式中，支撑装置在连续移动的中断之后和连续移动的恢复之前要反向移动的预先给出的路径s，其正好在连续移动中断时发生的制动路径和对于连续移动的恢复所发生的加速路径的相加的路径上增加p个层距离d的整数n倍(此处示出具有值n＝1，p＝2，对于p参见上面的SMS技术的描述)。在测量和连续移动的中断U之后的恢复之后，重复地测量如下的层的测量数据：这些层在测量的中断之前在持续时间TS的最后n个时间间隔中位于磁共振设备的有效FOV中。
在图6中这是第一层堆St1的层5、6、7、8和第二层堆St2的层1、2、3、4。在两个测量阶段(即在中断U之前和之后)总共测量这些层的分别r个k空间行。
在图7的实施例中，支撑装置在连续移动的中断之后和连续移动的恢复之前要反向移动(经历)的预先给出的路径s，其相对于图6的实施例再次增加p个层距离(n＝2)。此处，在两个测量阶段中，测量在测量的中断之前在持续时间TS的两个最后的时间间隔中位于MR设备的有效FOV中的层，也就是在图7中第一层堆St1的层5、6、7、8和第二层堆St2的层1、2，分别n·r＝2·r个对应于n个SMS部分的k空间行。此外，对在测量的中断U之前仅在持续时间TS的最后的或者仅在倒数第二个时间间隔中位于磁共振设备的有效FOV的边界部分S1或S4中的那些层，也就是在图7中第一层堆St1的层3、4(仅仅还在中断U之前的倒数第二个时间间隔t5中位于部分S4中)和第二层堆St2的层3、4(第一次在中断U之前的最后的时间间隔t6中位于部分S1中)分别重复地测量r个k空间行。
在另一个实施例中，支撑装置在连续移动的中断之后和连续移动的恢复之前要反向移动的预先给出的路径s被进一步增加。这点是特别有意义的，直到路径s增加在连续移动中断时发生的制动路径和对于连续移动的恢复所发生的加速路径的相加的路径加上层距离d的整数n倍，n＝N(N是每个TR间隔所激励的并且从中采集测量数据的层的数量)，也就是s＝sb+sac+N*d。在这种情况下也就是在中断U的情况下对于每个层至少在一个具有连续移动的阶段中采集完整的测量数据，由此又避免了所描述的伪影。然而总体上增加了采集时间并且由此又减小了该方法的效率。由此有利地从区间[s＝sb+sac；s＝sb+sac+N*d]中选择该路径s，其中较小的路径s特别地支持该方法的时间上的效率并且较大的路径s越来越减少伪影。有利地，在测量期间例如由控制磁共振设备的计算单元自动地从例如对于sb、sac、n和d的值中计算从提到的区间预先给出的实际反向移动的路径s。
多次(即在制动U之前和之后的两个测量阶段中)测量的测量数据可以被用于减少提到的伪影。在此，存在多种可能性。一种简单的可能性是例如在k空间中将双重测量的数据加权地相加：
s i , p ( k y , k y ) = ( 1 - w i , p ( k y ) ) · s i , p a ( k y , k x ) + w i , p ( k y ) · s i , p b ( k y , k x ) , 0 ≤ w i , p ≤ 1 - - - ( 3 )
在此，si，p(ky，ky)表示综合的测量数据组，该综合的测量数据组然后被进一步处理，si，p a(ky，kx)表示在第一测量阶段中(在中断U之前)并且si，p b(ky，kx)表示在第二测量阶段中(在中断U之后)采集的、具有层号p和堆号i(在图5至7中1≤p≤8，1≤i≤3)的层的测量数据。wi，p(ky)是取零和1之间的值的函数，并且对于每个k空间行ky确定在第二和第一测量阶段之间的相对权重。在权重函数的选择中存在大的自由性，只要满足以下的标准：
a.wi，p(ky)＝0，对于仅在第一测量阶段中被测量的这些k空间行ky。
b.wi，p(ky)＝1，对于仅在第二测量阶段中被测量的这些k空间行ky。
c.wi，p(ky)的变化是平滑的(英语：“smooth”)或者数学表达为：
| w i , p ( k y + &Delta;k y ) - w i , p ( k ) | < < 1 , &ForAll; k y ,
其中Δky是两个相邻的行的k空间距离，符号“＜＜”表示“小于”并且符号
Figure GSA00000096481000202
表示“对于所有的”。
d.wi，p(ky)对于在第二测量阶段的开始在超越的状态期间被测量的k空间行取小的值。
图8和9示出了为了建立图像数据组，用于加权相加地使用多次采集的测量数据的可能的权重函数wi，p(ky)。
图8示例性示出了图7的第一层堆St1的层7和8的权重函数w1，7、w1，8的可能选择。在此假定线性k空间记录。对于该两个层，仅在第一测量阶段中测量对应于有效FOV的第一部分S1的K空间行。相应地，权重函数w1，7或w1，8的值对于该k空间行等于零。对应于部分S2和S3的中央k空间行，在两个测量阶段中被测量。权重函数w1，7或w1，8在该区域中余弦形地从零增加到1。对应于第四部分S4的k空间行，在第二测量阶段中被测量。相应地权重函数w1，7或w1，8在该区域中等于1。
图9示例性示出了图7的第二层堆St2的层1、2的权重函数w2，1和w2，2的可能的相应的选择。对于这两个层，重复地测量与有效FOV的部分S1和S2对应的k空间行。由此，权重函数w2，1和w2，2在该区域中余弦形地从零增加到1。对应于第三和第四部分S3和S4的k空间行，仅在第二测量阶段中被测量。相应地权重函数w2，1和w2，2在该区域中等于1。
因为第二层堆St2的该两个层1、2在第二测量阶段中被完全测量，也提供权重函数的以下选择：
w 2,1 ( k y ) = w 2,2 ( k y ) = 1 , &ForAll; k y
这就是说，完全丢弃该两个层的在第一测量阶段中测量的数据并且如在没有支撑装置连续移动的常规的MR测量中的屏气技术中那样完整地在屏气阶段测量这两个层。这点是具有优势的，只要患者的横膈膜的位置(Diaphragma-position，横膈膜位置)在两个测量阶段中不同。但是，在两个测量阶段期间几乎相同的横膈膜位置的情况下，第一备选方案(按照图9)导致具有高信噪比的图像(SNR，英语：“signal to noise ratio”)。此外，严格按照标准d进行第二选择(恒定的权重函数等于1)。但是，对于该两个层1、2，在第二测量阶段的开始时测量外围的k空间行。由此，在任何情况下都要考虑在图像中的轻度边沿高出量(
Figure GSA00000096481000211
)，其比在k空间的中央区域中的不连续对图像印象具有较少负面的影响。
多次(即在中断U之前和之后的测量阶段中)测量的测量数据可以被用于其它目的。
例如，可以使用多次测量的测量数据，用于利用图像处理技术确定，是否在两个测量阶段中达到患者相似的屏气状态，即，其横膈膜(Diaphragma)的相似的位置。如果横膈膜位置在两个测量阶段中是相似的，则除了由于磁化在第二测量阶段的开始的超越的状态和诸如心脏运动或蠕动的生理过程的影响之外，测量数据是相同的。在这种情况下，或者直接在双重测量的中央k空间数据之间或在由这些数据借助傅里叶变换计算的图像之间的相关系数是大的。相反地，可以从相关系数的低的值推导出不同的屏气位置。该信息然后例如可以被用于，例如对于图7的第二层堆St2的层1、2自动地选择最佳的权重函数。在高的相关系数的情况下例如权重函数如在图9中所示，在低的相关系数的情况下可以选择恒定的权重系数
w 2,1 ( k y ) = w 2 , 2 ( k y ) = 1 , &ForAll; k y .
此外，多次测量的测量数据可以被用于，例如从分别采集的中央k空间数据中利用不同的权重分别重建一个MR图像。例如，一幅MR图像具有在中断之前在第一测量阶段中采集的测量数据的高的权重，并且一幅MR图像具有在中断之后的第二测量阶段中采集的测量数据的高的权重。特别是在中断之前和之后不同的屏气位置的情况下可以通过这些不同的屏气位置闭合或避免形成的在检查区域中的漏洞。由此可以避免如下危险：忽视在这样的漏洞中的例如损伤。
此外，如上所述可以计算在多次测量的一层的测量数据之间的相关系数(Korrelationsmaβ)，并且只要在与该层相邻的相邻层中还采集了相应的k空间数据，则还可以计算在该名义上的(nominell)不同层之间、也就是例如该层和其相邻层之间的相关系数。如果在两个名义上不同的层之间计算的相关系数大于在名义上相同的层(这意味着检查区域的层通过磁共振设备中不同的屏气位置移动)之间的相关系数。在这样一种情况下，在中断之前和之后在名义上不同的位置上测量的测量数据的综合，实际上导致比在名义上相同的层位置上被测量的测量数据的综合更好的结果。在此，例如通过以下加权的相加来代替对于在公式(3)中的这样结合的加权相加：
s i , p ( k y , k y ) = ( 1 - w i , p ( k y ) ) &CenterDot; s i ~ , p ~ a ( k y , k x ) + w i , p ( k y ) &CenterDot; s i , p b ( k y , k x ) , 0 &le; w i , p &le; 1 .
在此，是如下的层的堆号或层号：该层的在中断之前被测量的测量数据最大化与相应的、在中断之后被测量的具有堆号i和层号p的层的测量数据的相关系数。

Claims (8)

1.一种用于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间显示检查对象的检查区域的测量数据的采集的进展的方法，包括以下步骤：
-根据当前在检查区域连续移动期间轴向采集的来自中央k空间中的测量数据计算当前的冠状位或矢状位投影图像，
-显示当前计算的投影图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，通过所述当前采集的测量数据的沿着中央k空间行的一维傅里叶变换计算当前投影图像。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，逐层地进行所述测量数据的采集并且对于每个层计算一个投影图像。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，借助滑动多层技术采集所述测量数据。
5.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，从相继在检查区域连续移动的过程中计算的投影图像中逐行地构建并显示一幅进展图像。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，利用像素值零预先填充进展图像的行，直到计算了一幅相应于所述行的投影图像，并且通过利用所述投影图像的像素值来填充所述行，来进一步构建所述进展图像。
7.根据权利要求5所述的方法，其中，这样构造所述进展图像，使得在所述进展图像的两个相邻行之间的像素距离相应于在测量数据的读出方向上两个相邻像素的像素距离。
8.一种用于在检查区域连续移动通过磁共振设备期间采集检查对象的检查区域的测量数据的磁共振设备，包括能够移动通过磁共振设备的支撑装置、能够用于控制支撑装置的移动的支撑装置控制单元、构造为用于执行按照权利要求1至7中任一项所述方法的计算单元、和用于显示从所采集的测量数据中建立的图像的显示装置。
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