具有旋转的编码梯度的磁共振相位对比血管造影术的制作方法
【专利摘要】本发明涉及一种用于生成检查对象的MR相位对比血管造影图像的方法，其中，通过接通附加的双极编码梯度（30）来为在所述检查对象内的运动的自旋施加与速度有关的相位信息，其中，为了生成所述MR相位对比血管造影图像，在原始数据空间内以非笛卡尔拍摄模式在读取梯度（20）期间对该检查对象的MR信号进行读取，其中这样接通所述附加的双极编码梯度（30），使得沿着对应于非笛卡尔拍摄模式的坐标系来接通该附加的双极编码梯度并且其中所述坐标系的坐标轴沿着所述读取梯度（20）延伸。
【专利说明】具有旋转的编码梯度的磁共振相位对比血管造影术
【技术领域】
[0001]本发明涉及一种用于生成检查对象的MR相位对比血管造影图像的方法，其中，通过接通附加的双极编码梯度来为在检查对象内的运动的自旋施加上与速度有关的相位信息，本发明还涉及一种用于此的MR设备。
【背景技术】
[0002]磁共振血管造影术生成检查对象的血管系统的MR图像。在此，两种血管造影技术基本上是公知的。第一种技术以所谓的时间飞越效果(Time of Flight (TOF)Effekt)为基础，其中应用了在流动的血液和静止的组织之间存在的在信号饱和度中的区别。MR血管造影术的另一种技术基于:运动的自旋被施加了与静止自旋的相位信息不同的相位信息。为此，在这种相位对比血管造影技术中通常采集两个MR图像，一次的MR图像不具有附加的(通常双极的)编码梯度而另一次接通附加的双极编码梯度。通过形成两个图像的相位差或者通过两个图像的复数求差(Differenzbildung),从相位差中得出沿着这样方向的速度信息，沿着所述方向接通附加的双极的编码梯度。
[0003]在图1中示意性简化地示出了图像序列，其中借助相位对比血管造影术可以在三个不同的空间方向上生成流动信息。在层选择梯度11期间，接通HF脉冲10以便在一个层内对自旋进行激励。如在其他成像序列中那样，接通相位编码梯度12和读取梯度13，其中在在读取梯度期间的时间间隔14期间进行信号读取。在接通HF脉冲10和生成的信号回波之间的时间间隔称为回波时间TE。目前可以接通附加的双极的编码梯度15、16和17，以便分别获取沿着空间方向X、Y和Z上的流动信息。就像从图1中可以看到的那样，对于三维流动信息通常需要四次测量:一次参考测量不需要接通附加的双极编码梯度；分别在三个空间方向之一上接通附加的编码梯度地进行测量。通过最大待编码的速度来确定由双极编码梯度生成的梯度矩。
[0004]相对于不含附加编码梯度的基本序列，这首先导致了最小回波时间的增大，原因在于，不能紧接相位编码梯度12之后将读取梯度13接通，而是还必须附加地设置一个时间间隔以便接通双极的编码梯度。该双极的编码梯度(也被称为Venc梯度)可以在时间上与针对基础的成像序列所使用的梯度重叠，以便使回波时间最小化。除了缩短测量时间之外，这还带来了与质量有关的其他优点，原因是，由此例如降低了不期望的体素内去相位(Intravoxeldephasierung)的效应(也就是在一个体素内不同的速度分量的破坏性的叠加)，由此相应地降低了由T*2衰减引起的信号损失。
[0005]双极编码梯度与成像梯度的叠加可以在笛卡尔k空间扫描的范围内(如在图1中所示)实现。就像所提到的那样，典型地设计四个数据集:一个数据集具有流动补偿的梯度方案(Gradientenschema)而不含附加的双极的梯度矩；以及三个其他的数据集分别具有空间上彼此正交的双极的编码梯度。
[0006]图2示出了就像在二维情况下一样的在X和y方向上获得的流动信息，其中读取方向总是在X方向上延伸。就像在图2左侧所示，可以看出，在示出的例子中的笛卡尔坐标中读取方向总是在X方向上。一次在X方向上接通附加的双极的相位编码梯度17从而进行在该方向上的流动编码，并且一次在I方向上从而进行在I方向上的流动编码。在没有附加的流动编码梯度的情况下进行第三次测量。
[0007]此外公知的是，借助非笛卡尔的k空间轨迹来拍摄属于MR图像的原始数据空间或k空间轨迹。由此特别地通过欠扫描(Unterabtastung)实现了较高的时间效率。
[0008]三维的径向k空间扫描也可以与上述的速度编码相结合，以便实现具有矢量流动编码的有效的3D测量，就像在US6，188，922B1中所描述的那样。
[0009]在图3中示意性地示出了这样的拍摄方案(Aufnahmeschema)。沿着三个笛卡尔空间方向保持编码梯度15-17，然而这样接通数据读取的梯度18、19、20，使得实现期望的例如径向的k空间扫描。针对梯度18、19、20分别示出的各个梯度的变化应当是用于径向k空间投影的各个梯度的变化。在图4中针对二维情况示出了这一点。在借助轨迹8的径向读取的情况下，在所示情况中从左下到右上，这样在梯度19和20的X和y方向上进行梯度接通，使得实现投影8。就像在图2和3中那样，却仍在固定的空间方向X和y上通过附加的双极梯度16和17来实现附加的双极的编码梯度。像在图3和图4中可以看到的那样，在空间固定的物理学的xyz坐标系中接通附加的双极的编码梯度，但是在三维径向扫描的情况下成像序列由随着每次读取在空间角度上旋转的读取梯度所构成。由此，从空间固定的流动编码梯度与对于每次投影旋转的读取梯度之间的时间重叠中产生了在两个参考系统中不同的梯度曲线。这意味着，在应用于完全k空间扫描的全部的梯度队列(Gradientenziige)中，仅唯一一个能够根据TE最小化进行最优化，所有其他的梯度曲线不能被时间最优地实现。回波时间TE作为全局的测量参数对于所有被测的k空间投影来说却是不变的。与时间最优化的重叠相比较，这必然带来TE时间的延长。
[0010]结合图5至图8进行阐述。在图5中用虚线17示出了附加的双极编码梯度。在径向读取的情况中产生了一次k空间轨迹，其同样沿着Gwx的坐标轴延伸。该读取梯度在图5中用20示出。如果现在双极编码梯度17和读取梯度具有相同的极性并且通过两个梯度重叠来尝试进行时间上的最小化，就像通过在图5中的箭头表示的那样，那么在图6中形成其中双极编码梯度17和读取梯度20重叠的图像。这意味着，就像在图7中示出的那样，梯度接通是必须的，就像通过梯度2IA和2IB所示出的。梯度2IA和2IB对应于将双极编码梯度17和读取梯度20的流动补偿的预梯度(Vorgradienten)进行建设性的重叠。就像特别地从梯度曲线21A和21B中可以看到的那样，对于回波时间缩短来说，需要总体上非常高的梯度强度以及梯度的非常快的上升(slew rate (回转速率))。如果基于存在的梯度系统这是不可能的或者出于其他的原因这样的梯度接通是不期望的，那么这可以如在图8中所示的那样仅仅通过梯度的延长接通来代替，以便如在图5中那样通过梯度21A和21B来达到相同的梯度矩。这意味着，总体上延长了回波时间，原因是，必须在较长的时间间隔上接通梯度22，以便生成与图7的梯度21A和21B相同的梯度矩。但是这带来了延长了的回波时间。在投影时出现的延长了的该回波时间然后必须被所有其他的投影所使用，原因是用于所有投影的回波时间必须保持不变。
[0011]这意味着，在现有技术中总体上要容忍回波时间的延长。
【发明内容】
[0012]本发明要解决的技术问题是实现一种相位对比血管造影术，其中在k空间的非笛卡尔的信号读取的情况下回波时间的最小化也是可以的。
[0013]按照本发明的第一方面，提供了一种用于生成检查对象的MR相位对比血管造影图像的方法，其中通过接通附加的双极编码梯度来为在检查对象内的运动的自旋施加上与速度有关的相位信息。为了建立MR相位对比血管造影图像，对在原始数据空间内的检查对象的MR信号以非笛卡尔的拍摄模式在读取梯度期间进行读取。按照本发明，现在这样接通附加的双极编码梯度，使得其沿着坐标系被接通，所述坐标系对应于非笛卡尔的拍摄模式并且其中该坐标系的坐标轴沿着读取梯度延伸。这意味着，不是在空间固定的xyz坐标系中接通附加的双极编码梯度，而是在与读取方向一起旋转的坐标系中。由此，可以通过双极的编码梯度与读取梯度的合适重叠实现回波时间TE的缩短并且由此实现拍摄时间的缩短。概念“相位对比血管造影术”可以仅包含血管造影的显示并且必要时包含在此进行的流动量化(Flu ^ quant if izierung),也就是血流的量化采集。[0014]在一种实施方式中，附加的双极编码梯度中沿着读取梯度延伸的那个可以与读取梯度反极性地延伸。这意味着，通过对于读取梯度来说相反极性地接通附加的双极编码梯度来接通总体较低的梯度矩，由此在梯度上升时间和总高度上要求较少，从而可以总体上缩短回波时间。
[0015]优选地，沿着读取梯度延伸的附加的双极编码梯度在时间上与读取梯度重叠地接通。如果可能，将沿着读取梯度延伸的附加的双极编码梯度基本上与读取梯度同时地接通。由于该附加的双极编码梯度对于读取梯度来说相反极性地延伸，所以如果由附加的双极编码梯度所生成的梯度矩和由读取梯度的预梯度所生成的梯度矩相抵消，那么在同时接通的情况下得到的梯度矩可以总体上变得非常小、甚至变成零，所述梯度矩对应于在接通的梯度下的面积。由此进一步优化了回波时间。在与读取梯度一起延伸的坐标系中存在待接通的双极编码梯度的相对角度布置的另一个自由度。这在二维情况下是两个相互正交的双极编码梯度，在三维情况下是三个相互正交的双极编码梯度。在此，分别这样接通沿着读取梯度的分量，使得其与读取梯度相反极性地延伸并且与所述读取梯度优选在时间上重叠。
[0016]此外，对于运动的自旋的相位对比血管造影术，可以在非笛卡尔(2D或3D)的坐标系中确定运动的自旋的第一流动信息。随后可以将来自非笛卡尔坐标系的特定流动信息转换到笛卡尔坐标系中以便沿着笛卡尔坐标系计算流动分量。所计算出的沿着笛卡尔坐标系的流动分量然后可以被显示，以便可以将流动信息像通常那样显示给观察者，例如借助具有向量的向量图的显示，所述向量对流速度的大小和方向进行显示。
[0017]此外，用于拍摄相位对比血管造影图像的读取梯度这样填充原始数据空间，使得由读取梯度的顺序所指示的涡流被减少或者最小化。在此可以这样选择读取梯度的顺序，使得双极编码梯度经历连续的或者其他合适的(例如成对的)方向改变，从而这样使可能的涡流最小化。如果例如在三维情况下借助径向投影来扫描球形的原始数据空间，那么应当避免在原始数据空间内的从一个投影到另一个的较大的跳跃，原因在于，该较大的跳跃对应于大的梯度改变，其然后意味着变大的涡流。
[0018]除了径向的原始数据空间扫描之外，其他的非笛卡尔扫描也是可以的，例如螺旋形的扫描、玫瑰扫描(Rosetten Abtastung)或者叶片或TWIRL扫描。
[0019]替代于从以双极编码梯度的特定梯度矩接通的两个MR数据集和一个其中根本不接通双极编码梯度的数据集中生成相位差，也可以应用其他的双极编码梯度方案，例如替代双极的梯度对Gniax和O而使用梯度对
[0020]和在三维情况下可以例如使用由双极编码梯度所生成的梯度矩
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的四面体布置。
[0021]此外可行的是，在空间方向上沿着坐标轴以不同的梯度强度接通附加的双极编码梯度以便用于不同速度的编码。在这样所谓的多Venc拍摄技术中对任意多的速度敏感性和组合进行编码，以便例如在从-180°至+180°的相位空间内避免过大速度的折叠(Einfaltung)或者也允许完全的傅里叶编码。还可以在不同的空间方向上使用不同的编码梯度强度，以便在特定的空间方向上避免折叠伪影(Einfaltungsartefakte)。
[0022]本发明还涉及一种用于此的MR设备。
【专利附图】
【附图说明】
[0023]下面结合附图进一步解释本发明:其中，
[0024]图1示意性地示出了按照现有技术的在三个空间方向上具有附加的双极编码梯度的梯度方案，
[0025]图2示出了按照现有技术用于二维情况的流动编码和读取方向，
[0026]图3示出了按照现有技术在原始数据空间的非笛卡尔读取时使用笛卡尔的编码梯度，
[0027]图4示出了在二维情况下的图3的例子，
[0028]图5示意性地示出了使编码梯度与读取梯度重叠以便将在图2的实施例中的回波时间最小化，
[0029]图6示出了图5发生完全重叠的情况，
[0030]图7示出了从图6中由此得到的必要的梯度接通，
[0031]图8示出了产生的回波时间延长，以便得到和图7中相同的梯度矩，
[0032]图9示出了按照本发明接通附加的编码梯度，所述编码梯度与读取梯度在相同的非笛卡尔坐标系中延伸，
[0033]图10示出了在二维情况下用于本发明的流动编码和读取，
[0034]图11示出了相反极性地接通编码梯度和读取梯度以便使回波时间最小化，
[0035]图12示出了流程图，具有用于重建在笛卡尔空间方向上具有流动信息的各个流动图像，
[0036]图13示出了例如在原始数据空间的径向对称的三维拍摄中将流动信息换算到笛卡尔坐标系中，
[0037]图14示出了另一个按照本发明的实施方式，并且
[0038]图15示意性地示出了按照本发明的MR设备，借助其按照本发明对读取梯度和编码梯度的控制是可行的。
【具体实施方式】
[0039]在图15中示意性·示出了 MR设备100，借助该MR设备可以时间优化地拍摄相位对比血管造影图像。MR设备具有磁体110用于生成极化场B0。布置在卧榻111上的检查对象112被置于磁体内，从而在极化场BO的方向上得到所产生的磁化。例如通过接通HF脉冲以便激励磁化以及通过接通磁场梯度可以对MR信号进行探测并且能够生成MR图像，对专业人员来说是公知的，在此不再详细阐述。同样对专业人员来说公知的是，例如通过相位值的差形成来生成MR相位对比血管造影图像。MR设备具有中央的控制系统120。梯度单元121生成对于生成相位对比MR图像来说必需的梯度场。HF单元122生成待入射的HF场。图像序列控制器123依据所选择的成像序列来控制待接通的磁场梯度和HF脉冲的顺序。图像计算机124实现MR图像的计算和现实。输入单元125,也被称为HMI (Human MachineInterface (人机接口))使得MR设备的使用者可以控制对检查对象的检查流程，例如通过选择成像序列、输入成像参数等。如下文中详细阐述的那样，图像序列控制器123控制梯度单元121，使得编码梯度在和读取梯度一样的非笛卡尔坐标系中被接通。
[0040]明显地，MR设备具有这样的附加的部件，它们在此没有被详细示出并且出于清楚的原因和为了更好的理解本发明而将它们忽略。此外，可以不以示出的分布来构造单元121-125，也能够以其他的组合对由各个单元所控制的功能进行控制。此外，可以由硬件或者软件或者硬件和软件的组合来构造在图11中示出的系统。
[0041]结合图9进一步阐述本发明。按照本发明，在图5和6中示出的双极编码梯度、在图9中用虚线示出的双极编码梯度30不是在空间固定的xyz坐标系中被接通，而是其在各个读取梯度20的读取方向的方向上延伸。在图9中实现的图示实现在旋转的参考系统中，也就是说，在径向读取原始数据空间的情况下沿着通过原始数据空间中点延伸的径向轨迹来实施读取梯度在旋转的读取梯度的情况下(在径向的信号读取的情况下)双极的编码梯度一起旋转。现在这样接通附加的双极编码梯度20，使得其首先与各个读取梯度平行地延伸并且其与读取梯度反极性地延伸，也就是说，与位于实际的信号读取14之前的两个梯度矩极性相反。读取方向对于每次通过原始数据空间的投影都发生变化。双极编码梯度现在随着每次投影变化并且与读取方向对齐。由于双极编码梯度与读取方向相对齐，所以总是可以分别与读取梯度反极性地接通双极编码梯度。
[0042]在下面的例子中示出了原始数据空间的二维径向读取。通过半径r和角度9来确定每个经过圆心的读取轨迹。取代沿着笛卡尔xy方向接通双极编码梯度，现在和轨迹一样地将双极编码梯度径向地对齐。取代分别在Gx和Gy方向接通梯度以便确定在两个笛卡尔空间方向上的流动信息，而是在r方向上和在与其垂直的9方向上接通梯度编码以便在r和P方向上确定两个速度分量。然后可以通过坐标变换将这些分量换算为在X和y方向上的速度分量。
[0043]在图10中示出了，与图像投影相对地如何进行流动编码。图9示出了在旋转的参考系统中的梯度30，而在图10中该梯度分配到存在于MR设备中的在X和y方向上的梯度系统上。如果沿着轨迹31来实施读取方向，那么流动编码一次与读取方向平行地并且相反地实施，第二次与之垂直，以便总体上获取在两个维度上的整体流动信息。就像在图10中可以看到的那样，在图像读取或图像投影的方向上所实施的流动编码与读取方向相反。
[0044]在图11中示出了，如果基本上与读取梯度的预梯度同时地接通双极编码梯度，如何实现最小的回波时间。总体上待接通的梯度矩是在时间间隔40期间梯度的总和。在示出的例子中双极的编码梯度30和属于读取梯度的梯度20在时间间隔40期间具有相同的梯度矩，从而在时间间隔40期间总体上待接通的梯度矩是零。这意味着，一次无需接通附加的双极编码梯度而仅仅接通读取梯度20，而在时间间隔40中附加地接通双极编码梯度的情况下不接通梯度。明显地，双极编码梯度的与待分辨的(aufzu丨6send )速度有关的梯度矩不必和读取梯度矩的梯度矩相抵消，而是它们可以是不同大小的，从而使得在时间间隔期间产生的待接通的梯度不是零。
[0045]除了沿着读取方向接通的双极编码梯度30之外，对于三维速度信息还要接通两个其他的、分别与读取方向相垂直的、未示出的双极编码梯度，以便在与读取梯度一起旋转的坐标系中获取三维的速度信息。
[0046]通过优化选择双极编码梯度的符号可以由此如在图11中示出的那样对回波时间进行优化。可以径向地进行对原始数据空间的扫描，但是其他的非笛卡尔的原始数据空间扫描方案也是可能的，例如螺旋形扫描、玫瑰形扫描或者TWIRL扫描，其中实际径向扫描的轨迹在轨迹末尾处被S型地弯曲，以便在外部的k空间内实现相对于纯径向扫描来说提高了的扫描。对于相位对比血管造影术，可以从与每个读取梯度一起旋转的双极编码梯度(二维或者三维)和不含编码梯度的参考测量中根据角度关系计算出xyz分量，就像例如在图12的流程图中所示出的那样。
[0047]在第一步骤SI中，针对所有的投影角度和所有的相对编码方向来拍摄编码图像数据。对于在图13中示出的具有原始数据空间的球形拍摄的球坐标系例子，双极的编码梯度方向是指例如r，p和S ((pi)，其中下标i经过所有采集的投影/方向的整体变化。最后在针对每个单个投影的步骤S2中，从在球坐标空间中的编码分量r，p和S中计算出xyz分量。借助在图13中示出的从球坐标到笛卡尔坐标的变换来将r、0球坐标系反变换至笛卡尔坐标系中。步骤SI和S2不必依次进行，它们也可以彼此交错，使得在步骤S2开始之前不必完成步骤SI。随后在步骤S3中可以显示用于xyz的与速度有关的相位信息，就像在相位对比血管造影术中公知的那样，其中在xyz方向接通编码梯度。
[0048]读取投影的顺序可以总体上这样选择，使得双极编码梯度本身经历连续的或者其他合适的(例如成对的)方向改变，以便使可能的涡流效应最小化。作为按照该方案接通编码梯度(无编码梯度、在X方向上的编码梯度、在y方向上的编码梯度、在z方向上的编码梯度)的替换，也可以使用其他的编码梯度方案，例如编码梯度矩的四面体布置，其中不使用不具有附加编码梯度矩的测量而是例如使用具有三个彼此垂直的梯度强度(G rad i entenstraken )的测量。
[0049]这是依据图14在二维情况下解释的。就像在图10中那样进行数据读取。然而，实施流动编码不是像在图10中那样以两个彼此垂直的编码和没有编码的测量来进行，而是以三次其中流动编码指向尽可能远地彼此分离的方向的测量来进行。对于2D情况，在此在各个流动编码方向之间存在120°角度。在3D情况下会出现四面体。
[0050]对于各个流动编码方向也可以对任意多的编码敏感性和组合进行编码以便例如避免折叠伪影或者以便实现完全的傅里叶编码。在此例如接通在空间方向上的三个不同的梯度强度，以便覆盖三个不同的速度区域。同样地，也可以将各种不同的子群读取梯度与不同的编码梯度关联，例如通过以小的梯度编码对所有的读取梯度进行测量并且附加地以较高的编码梯度仅仅对一个子群进行测量以便避免在相关方向上的折叠。[0051]本发明基于这样的认知，S卩，具有线性独立流动编码的图像采集的集合载有完全的流动信息。这可以结合非笛卡尔的拍摄方法来有利地加以利用以便优化测量时间，也就是说使测量时间最小化。本发明的优点在于使回波时间TE缩短。此外，可以通过在图像重建之前将各个读取方向转换到xyz坐标来得到和在按照现有技术的方法中一样的图像数据，在所述现有技术方法中沿着笛卡尔空间方向来接通双极编码梯度。
【权利要求】
1.一种用于生成检查对象的磁共振相位对比血管造影图像的方法，其中，通过接通附加的双极编码梯度(30)来为在所述检查对象内的运动的自旋施加与速度有关的相位信息，其中，为了建立所述磁共振相位对比血管造影图像，在原始数据空间内以非笛卡尔拍摄模式在读取梯度(20)期间对所述检查对象的磁共振信号进行读取，其中，这样接通所述附加的双极编码梯度(30)，使得沿着对应于所述非笛卡尔拍摄模式的坐标系来接通所述附加的双极编码梯度，并且在该坐标系中，该坐标系的坐标轴沿着所述读取梯度(20 )延伸。
2.按照权利要求1所述的方法，其特征在于，沿着所述读取梯度延伸的所述附加的双极编码梯度(30)与所述读取梯度(20)相反极性地延伸。
3.按照权利要求1或2所述的方法，其特征在于，与所述读取梯度(20)在时间上重叠地接通沿着所述读取梯度延伸的所述附加的双极编码梯度(30 )。
4.按照上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，为了对所述运动的自旋进行流动量化，实施下述步骤: -在所述非笛卡尔坐标系中确定所述运动的自旋的第一流动信息， -将所确定的流动信息变换到笛卡尔坐标系以便计算出沿着所述笛卡尔坐标系的流动分量，以及 -显示所计算出的流动分量。
5.按照上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述读取梯度(20)为了拍摄所述相位对比血管造影图像而将所述原始数据空间填充为使得减小由所述读取梯度(20)的顺序所引起的涡流。
6.按照上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，对三维的原始数据空间进行拍摄。
7.按照权利要求6所述的方法，其特征在于，借助由所述双极编码梯度所产生的梯度矩的四面体布置来接通所述附加的双极编码梯度(30 )。
8.按照上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，在沿着所述坐标系的坐标轴的空间方向上以不同的梯度强度接通所述附加的双极编码梯度(30)以便对不同的速度进行编码。
9.一种磁共振设备(100)，用于生成检查对象的磁共振相位对比血管造影图像，其具有: -梯度单元(121)，其生成对于生成所述磁共振相位对比血管造影图像所必须的梯度场并且生成附加的双极编码梯度(30)，通过所述附加的双极编码梯度(30)来为在所述检查对象内的运动的自旋施加与速度有关的相位信息， -图像序列控制器，其对所述梯度单元进行控制并且其确定以哪种拍摄模式来拍摄与所述相位对比血管造影图像有关的原始数据空间，其中，所述图像序列控制单元(123)这样控制所述梯度单元(121)，使得为了建立所述磁共振相位对比血管造影图像而在原始数据空间内以非笛卡尔拍摄模式在读取梯度期间读取所述检查对象的磁共振信号，并且所述附加的双极编码梯度这样被接通，使得该附加的双极编码梯度沿着这样的坐标系被接通，该坐标系对应所述非笛卡尔拍摄模式并且其中该坐标系的坐标轴沿着所述读取梯度延伸。
【文档编号】G01R33/563GK103675739SQ201310443366
【公开日】2014年3月26日 申请日期:2013年9月23日 优先权日:2012年9月25日
【发明者】A.格雷瑟, P.施米特 申请人:西门子公司