用于磁共振成像的方法和系统与流程

本发明涉及用于磁共振成像的方法和用于磁共振成像的系统。

背景技术：

导致本申请的活动已获得欧洲创新与技术研究所(eit)根据拨款协议noeit/eithealth/sga2017/1提供的资金。该欧洲机构得到了欧盟“地平线2020”研究和创新计划的支持。

尤其是在诸如中风疗法(stroketherapy)的医学应用中，诸如x射线成像、磁共振(mr)成像或血管造影术的不同类型的成像装置和方法可能是有用的。在中风疗法中的常见做法是使用常规的c形臂x射线装置在介入期间采集若干投影图像，以向医生提供例如导管和血管分叉的图像。取决于血管分叉的方向，可以从不同的角度，即从不同的透视、投影方向或视角获取这些投影图像。可以通过使用初步3d数字减影血管造影(dsa)提取血管树来确定理想的角度。x射线图像通常可以提供更高的空间分辨率，而mr图像通常可以提供更好的软组织对比度。

可以经由mr投影采集或通过对通过k空间的原点的线或平面进行采样，并对采样数据进行傅里叶变换而获得mr图像，根据众所周知的中心切片定理，所述采样数据可以导致投影图像。而且，sandynapel等人在“用于mr血管造影的快速傅里叶投影”，1991(https://doi.org/10.1002/mrm.1910190230)中已描述了一种用于从一组完整的k空间数据生成具有任意角度的虚拟投影mr图像的方法，其不依赖于射线追踪技术。

然而，有问题的是，已知方法基于平行束几何形状导致mr图像，而x射线投影图像通常基于扇形或锥形束几何形状。这意味着，x射线图像和mr图像彼此不易兼容，至少在没有进一步处理的情况下是这样。

技术实现要素：

本发明的目的是实现使用mr成像的改进的医学成像技术。

该目的通过独立权利要求的主题来实现。在其他权利要求以及以下描述和附图中指示具有本发明的有利改进的有利实施例。

根据本发明的方法涉及磁共振(mr)成像。所述方法包括通过仅采样对象的k空间的一部分来采集所述对象的第一部分的mr数据集。k空间的被采样部分可以基本上形成为像一个三角形或锥形，或者像两个对称布置的三角形或锥形，每个三角形或锥形的各自的尖端位于k空间的坐标系的原点处，并且每个三角形或锥形沿着所述坐标系的纵坐标轴延伸。坐标系的原点也可以表示为k空间的原点。k空间的被采样部分同样可以由多个平面组成，其中每个平面从或通过所述原点延伸，并且与k空间中的共同球或球冠相切。这意味着所有平面都与相同的球或球冠相切。球或球冠可以以纵坐标轴为中心或围绕纵坐标轴对称地布置。在所述方法的后续步骤中，将逆傅里叶变换应用于所述mr数据集以将所述mr数据集从k空间变换到图像空间。所述方法的另一步骤包括基于图像空间中的变换的mr数据集计算具有扇形或锥形束几何形状的最终mr图像或投影。对于扇形束几何形状的情况，k空间的被采样部分可以形成或成形为像上述一个或两个三角形。该情况可以对应于傅里叶中心切片定理的1d/3d版本。对于锥形束几何形状的情况，k空间的被采样部分可以包括上述平面或其部分或由其组成。该情况可以对应于傅里叶中心切片定理的2d/3d版本。相应地，最终mr图像可以是2d图像或3d图像。

特别是对于医学应用，对象可以是患者、患者的一部分或组织样本。然而，可以将本发明应用于其他技术领域或工业中，例如应用于成像技术装置或部件。

在本发明的特别有利改进中，在附加的处理步骤中作为根据本发明的方法的一部分，使用扇形或锥形束几何形状采集对象的第二部分的x射线图像数据。其中，第一和第二部分至少部分地彼此重叠。然后用对应于x射线图像数据的扇形或锥形束几何形状的扇形或锥形束几何形状计算最终mr图像。至少在该改进中，根据本发明的方法可以成为用于组合射线照相和磁共振成像的方法。第一和第二部分彼此至少部分地重叠意味着通过x射线成像以及通过mr成像对两个部分重叠的对象的一部分进行成像或图像化。使用扇形或锥形束几何形状来采集x射线图像数据意味着用于采集或生成x射线图像数据的x射线辐射具有一定角度的光束并且起源于基本上一个点源。因此x射线辐射的单独光线彼此不平行，而是形成用于2d成像的扇形或用于3d成像的锥形。不同的束几何形状，例如扇形束、锥形束或平行束，可以对对象的不同部分进行射线照相，并且可以导致不同的图像或具有不同特性或性质(例如特定或特征性的失真)的图像，这取决于束几何形状。应当理解，对于2d成像，扇形束几何形状可以用于采集x射线图像数据，并且相应地，计算最终mr图像以具有扇形束几何形状。另一方面，对于3d成像，锥形束几何结构可以用于采集x射线图像数据，并且相应地，然后计算最终mr图像以具有锥形束几何形状。对于最终mr图像具有某个几何形状意味着其具有对应于或特定于通过使用对应束几何形状的真实或虚拟束创建或获得的投影图像的相应特性或性质。

可以由mr成像装置获得并提供的所需mr数据集由k空间中的数据点组成。就本发明而言，k空间指的是在磁共振成像中广泛使用的相应形式，其应当是本领域技术人员公知的。k空间可以被认为是阵列、网格或矩阵，其被填充或填充有直接从mr成像装置的mr信号获取的测量值。这些测量值表示空间频率，意味着对象或至少对象的被成像的第二部分表示为或可以表示为k空间中的空间频率。因此k空间是空间频率域，并且傅里叶形式可以用于在位置或图像空间和k空间之间进行变换。k空间可以由坐标系跨越，其纵坐标轴表示在y方向上的mr图像的空间频率，并且坐标系的横坐标表示在x方向上的空间频率。k空间中的每个数据点包含关于最终图像中的每个像素的特定频率和相位信息。

中心切片定理表明，通过k空间的原点的线或平面的逆傅里叶变换相当于检测器上的平行束投影，即分别平行于线或平面的投影线或投影平面。本发明基于可以适应常规中心切片的洞察。然后可以说，扇形束投影的傅里叶变换是傅里叶或k空间中的三角形或楔形或沙漏形。锥形束投影的数据或信息相应地包含在由通过原点的平面组成的傅里叶或k空间中的部分或形状中，并且相对于彼此扇出或成角度，使得所有平面与相同的球或球冠相切。可以将这些平面描述为围绕原点倾斜和/或旋转。

通过仅对k空间的所述部分进行采样，可以精确地采集生成具有对应的扇形或锥形束几何形状的最终mr图像所需的那些数据或数据点。应当注意，傅里叶空间是点对称的。可以通过例如从k空间的正半部或半平面或在k空间的正半部或半平面中，或者从k空间的负半部或半平面或在k空间的负半部或半平面中采样mr数据点来利用该点对称性。例如，是否使用该方法可以取决于用于在逐病例的基础上采集相应mr数据集(即，mr数据点或采样点)的相应采样轨迹。

将逆傅里叶变换应用于mr数据集导致或生成至少一个平行投影mr图像，即，具有对应于平行束投影的平行束几何形状或失真特性的mr图像。取决于采样方案或采样轨迹，即，用于采集mr数据集的单独数据点的路径或模式，对应于或属于k空间中的一个线或平面的mr数据点可以一起逆傅里叶变换为数据组或块。这意味着，可以对mr数据集执行多个逆傅里叶变换，其中每个逆傅里叶变换仅应用于完整mr数据集的一部分，直到至少基本上完整的mr数据集已进行逆傅里叶变换。然后每个逆傅里叶变换生成单独的平行投影mr图像。从变换的mr数据集，即至少一个平行束投影或平行投影mr图像，或者优选地，多个平行投影mr图像或这些多个平行投影mr图像的堆叠，可以计算或生成最终mr图像。

在最终mr图像具有扇形束几何形状的情况下，可以沿着通过k空间的原点的线对k空间的部分进行采样。在最终mr图像具有锥形束几何形状的情况下，可以沿着上述平面对k空间的部分进行采样。每个线或平面或对应的mr数据可以单独进行逆傅里叶变换。这些单独的傅里叶逆变换的每一个导致平行束投影，即，具有平行束几何形状的mr图像。因此对完整的mr数据集进行逆傅里叶变换可以导致多个平行束投影，即，上述多个平行投影mr图像的堆叠。从这些多个投影或投影图像，可以根据需要获取或选择(线)积分值以构造扇形或锥形束投影，即，最终mr图像。换句话说，多个投影的数据或值被重新组合以生成最终mr图像。因此从平行束投影的数据或值生成或产生具有扇形或锥形束投影的最终mr图像的处理可以表示为变换的mr数据集的重组。由于生成或计算具有扇形或锥形束几何形状的最终mr图像而不进行实际的扇形或锥形束投影，因此该处理也可以表示为虚拟扇形或锥形束投影，原因是得到的mr图像具有与扇形或锥形束投影图像(例如典型的x射线图像)相同的几何形状或特性。由于mr数据集仅包含来自k空间的子部分的数据，因此从变换的mr数据集计算最终mr图像可以有利地在计算上相对便宜，特别是与常规方法相比。

根据本发明的方法可以有利地用于自动生成对应于或具有与典型或常用x射线图像相同的投影几何形状的mr图像，由此产生兼容，即直接相当于x射线图像的最终mr图像，原因是它们具有相同的失真或投影特性，即相同的几何形状。特别地，这些mr图像可以仅使用完整mr数据集的子集来生成，通常通过在常规方法中对相应对象的完整k空间进行采样来采集所述完整mr数据集的子集。

由于使用当前描述的方法采集的mr数据集仅仅并且精确地包含最终扇形或锥形束几何形状mr图像所需或对应的对象的完整k空间数据的子集，因此有利地不需要复杂的数据选择步骤。而且，通过仅采样mr数据集的最终mr图像采集所需的k空间的有限部分，以及诸如逆傅里叶变换的必要处理步骤与常规方法相比可以显著更快地执行，在常规方法中采样对象的完整k空间并且因此需要处理更大的mr数据集。因此本发明能够实现与标准x射线图像直接相当并兼容的mr图像的基本上实时的采集，处理和显示。由于从采集的x射线图像数据重建的最终mr图像和x射线图像可以具有或对应于相同的束或投影几何形状，因此这消除了对复杂且耗时的配准步骤的需要。所述配准步骤是用于关联x射线和mr图像的常规方法中必需的。本发明不仅能够直接叠加x射线和mr图像，而且能够减少数据采集工作量，减少计算工作量，并减少处理时间。

为了进一步加速数据采集和/或数据处理时间，本发明可以有利地与诸如压缩感测的加速技术组合。在使用或不使用附加的加速技术的情况下，本发明可以有利地满足介入应用或介入环境所带来的时间限制或时间要求。

在本发明的一个有利改进中，如果k空间的一部分形成为像一个或两个三角形，则沿着线采样k空间的一部分。这些线或采样线从或通过k空间的原点延伸。然后将逆傅里叶变换独立地或单独地应用于每个线或平面的各自的数据，由此生成每个线或平面的具有平行投影几何形状的临时mr图像。这意味着，如所描述的，生成临时mr图像的堆叠。然后可以借助于临时mr图像的重组数据，基于多个，特别是所有这些临时mr图像来计算最终mr图像。

多个线或平面可以等距地布置或者以任何两个相邻的线或平面包围的相同角度布置，这可以有利地在k空间的被采样部分上提供一致且均匀的细节。沿着线或平面对k空间的部分进行采样可以有利地使用采样方案或采样轨迹来实现，所述采样方案或采样轨迹与被采样部分的形状特别好地匹配或对应，具有最小的编程工作量或在mr成像装置的必要移动或调节方面的工作量，原因是全部延伸通过相同的原点并相对于彼此成角度的一束线或平面可以自然地或自动地形成或跨越三角形、楔形或大致沙漏形的形状。以该方式对k空间的部分进行采样可以描述为使用径向采样方案，原因是采样点的线可以从原点向外规则地延伸。多个线的采样点或数据点可以布置在原点周围的同心圆弧上，其中每个弧跨越或交叉多个线。最外面的采样线可以有利地与待采样的k空间的部分的外边缘或边界重合。

在本发明的另一有利改进中，使用笛卡尔网格采样方案或采样点布置在以相反曲折方案从一个边缘到另一个边缘穿过k空间的部分的两个线上的采样方案对k空间的一部分进行采样。在笛卡尔采样方案中，采样点，即测量或收集mr数据的k空间的点或k空间中的点，可以例如位于或布置在重叠或叠加在k空间或待采样的k空间的部分上的正交线的网格的交叉点处。尽管该笛卡尔采样方案的采样点可能不一定提供最佳匹配或适合待采样的k空间的部分的形式或形状，但是使用它可能是有利的，原因是它非常容易并且可靠地实现和/或可以促进快速傅里叶变换算法的使用或应用以将mr数据集从k空间变换到图像空间，从而进一步减少处理时间。

使用曲折采样方案可以有利地允许对k空间的一部分进行采样而不随着相对于k空间的被采样部分的区域离原点的距离增加而减小采样点的密度，这可以有利地导致最终mr图像中的图像质量或细节水平得到改善。

不管所使用的采样方案如何，采样点可以沿着或穿越分别的线或平面等距间隔地布置，以简化数据采集和限制数据量并相应地限制必要的处理时间。然而，取决于所使用的采样方案，可能有利的是随着离原点的距离增加而减小沿着线或平面的两个相邻采样点之间的距离，以限制或抵消否则会发生的随着离原点的距离增加而减小采样点的密度的影响。其他采样方案或采样轨迹也可以被使用，并且可以取决于相应的应用或使用病例的特定要求或条件提供改善的结果。

通常，可以取决于数据采集和/或数据处理的时间限制、取决于所得到的一个或多个最终mr图像中发生的伪影和/或取决于所得到的一个或多个最终mr图像的图像质量来选择用于采样k空间的部分的采样方案或采样轨迹。可以在采集mr数据集之前手动选择采样方案。然而，例如取决于待执行的相应过程、取决于指定的参数、取决于待采样的k空间的部分的大小、取决于是否使用附加的加速技术，例如压缩感测和/或取决于其他因素，也可以自动选择采样方案。

在本发明的有利改进中，对于对应的扇形或锥形束几何形状使用与正在用于或已用于采集x射线图像数据相同的角度和/或方向来生成最终mr图像。例如，如果借助于虚拟扇形或锥形束投影生成最终mr图像，则对应的参数值(例如视点或光源和束的角度)对于虚拟投影和实际x射线图像数据采集都是相同的。这意味着x射线图像数据或由其重建的x射线图像和最终mr图像可以彼此叠加或重叠，而无需任何进一步的数据处理、配准或适配。因此，可以生成或提供组合图像或显示，其至少基本上实时地显示例如导管、医疗线和周围软组织，具有x射线成像和mr成像技术的相应优点。这是对现有方法的明显优势，并且可以有利地为相应的医生提供相应的医疗状况的更详细的背景和更全面的理解。因此本发明可以导致改善的诊断和/或介入结果。对于最终mr图像和x射线图像都使用相同的角度和/或方向，即相同的几何形状，意味着用于最终mr图像和x射线图像的对应的真实或虚拟投影束彼此完全重叠，使得mr数据集和x射线图像数据图像化对象的相同部分。在该情况下，对象的第一和第二部分因此是相同的。

在本发明的另一有利改进中，对于对应的扇形或锥形束几何形状使用与用于采集x射线图像数据不同的角度和/或方向来生成最终mr图像。例如，如果使用虚拟扇形或锥形束投影生成最终mr图像，则对应的虚拟扇形或锥形束可以相对于用于采集x射线图像数据的扇形或锥形的x射线束倾斜。因此在该情况下，最终mr图像和x射线图像数据或从其重建的x射线图像可以从不同的角度(即，角度或视角或视点)示出对象的不同部分和/或对象的特定部分。换句话说，该方法可以提供对象的不同透视，这可以有利地为相应的医生提供相应医疗状况的改善的空间理解。

尽管所得到的最终mr图像和x射线图像不一定容易彼此叠加，但是由于它们在视场或透视方面可以不同，因此最终mr图像和x射线图像都具有与扇形或锥形束投影几何形状对应的相同特性是有利的。这可以有利地允许简单且有意义的直接比较，原因是例如两个图像可以具有相同的比例和/或几何形状或透视失真。以或从不同角度成像例如血管分叉可以帮助医生可视化对应血管的三维结构，并且因此能够精确且安全地导航医疗工具或装置，例如导管。

如果例如使用x射线成像装置不能达到理想的角度，则对于最终mr图像和x射线图像具有不同的透视或视角也会是特别有利的。由于生成具有扇形或锥形束投影几何形状的最终mr图像仅包括可以任意选择其方向的虚拟或数学投影，因此本发明可以有利地在特别受限的情况或场景中提供所需或有用的可视化。

在本发明的有利改进中，执行k空间中的mr数据集的内插以在k空间中生成内插数据点。然后将逆傅里叶变换应用于内插数据点。替代地或附加地，执行mr数据集的傅里叶变换的内插以在图像空间中生成内插数据点，并且然后基于图像空间中的这些内插数据点生成最终mr图像。通过计算内插数据点，可以使mr数据集适应k空间的被采样部分的形状，使得在内插之后的步骤中不使用或处理与待采样的部分之外的k空间中的点对应的数据，这可以改善计算效率。内插也可以用于将最终mr图像的像素或像素位置与预定标准对准，或者例如与x射线图像数据的像素或像素位置对准。即使mr数据集的数据点不对应于这样的网格或与这样的网格对准，内插也可用于计算布置在笛卡尔网格上的内插数据点。在笛卡尔网格上布置k空间中的数据点可以有利地能够使用快速傅里叶变换技术将mr数据从k空间变换到图像空间，这可以缩短生成最终mr图像所需的必要处理时间。

在本发明的有利改进中，彼此基本上同时，特别是在200ms内采集x射线图像数据和mr数据集。在该意义上的同时采集是指人类时间尺度或人类感知的时间尺度，意味着采集在实际用途上同时发生，但实际上可以在电子处理单元执行单独命令的时间尺度上顺序执行。然而，取决于用于执行本文所述方法的系统，可以精确地同时采集x射线图像数据和mr数据集。

本发明通过限制被采样以生成最终mr图像的k空间的面积或体积能够实现该至少基本上同时采集。相比之下，采集对象的完整k空间的mr数据的常规方法可以导致相应mr数据集的采集时间明显长于x射线图像数据，这意味着传统上甚至是对象的相同部分的x射线图像数据和对应mr数据集不一定示出处于相同状态或相同时间点的对象。通过基本上同时采集x射线图像数据和mr数据集，另一方面本发明可以有利地确保可以一起使用或评估x射线图像数据或从其重建的x射线图像和最终mr图像，特别是彼此实时叠加，原因是它们可以在至少基本上相同的时间点或相同的状态并且以相同的投影几何形状示出对象的相同部分。

在本发明的进一步有利改进中，x射线图像数据或从其重建的x射线图像和最终mr图像自动彼此叠加或重叠。这意味着可以有效地自动生成所有收集或生成的图像数据的单个组合图像或显示。换句话说，x射线图像数据或x射线图像和最终mr图像可以组合成单个数据集或图像和/或可以彼此叠加显示，例如，在医学监视器上或显示设备上，特别是实时显示。这可以有利地使相应的医生能够受益于x射线图像和mr图像的不同特性而无需任何手动控制动作或操作动作，这可以改善相应医疗过程的安全性和结果。特别有利的是，x射线图像数据和mr数据集不仅基本上同时采集，而且在采集相应数据之后基本上实时地自动显示，特别是在相应数据采集的不到一秒的时间内。这也可以通过减少由于采集时间和处理时间的相应减少而收集或测量的mr数据集的数据量来实现。

本发明的另一方面是一种用于磁共振成像的系统。所述系统包括磁共振成像装置(mr装置)，用于通过仅采样对象的k空间的一部分来采集所述对象的第一部分的mr数据集。其中，k空间的被采样部分可以基本上形成为像一个三角形或锥形，或者像两个对称布置的三角形或锥形，每个三角形或锥形的各自的尖端位于k空间的坐标系的原点或k空间自身的原点处，并且每个三角形或锥形沿着k空间的所述坐标系的纵坐标轴延伸。k空间的被采样部分同样可以由多个平面组成，其中每个平面延伸通过所述原点，并且与k空间中的共同球冠相切。所述系统还包括数据处理装置，用于将逆傅里叶变换自动应用于所述mr数据集以将所述mr数据集从k空间变换到图像空间。此外，所述数据处理装置配置用于基于图像空间中的变换的mr数据集自动计算具有扇形或锥形束几何形状的最终mr图像或投影。

在根据本发明的系统的有利改进中，系统还包括x射线装置，用于使用扇形或锥形束几何形状来采集对象的第二部分的x射线图像数据。其中，第二部分与第一部分部分或完全重叠。数据处理装置然后还配置成自动计算最终mr图像以具有对应于或等于x射线图像数据的扇形或锥形束几何形状的扇形或锥形束几何形状。可以是或表示为多模态mr/x射线装置或mr-血管造影混合装置的根据本发明的该系统可以有利地用于基本上同时采集对象的相同部分或区域的x射线图像数据和对应的mr数据。

在根据本发明的系统的有利改进中，x射线装置和磁共振成像装置布置成使得两个装置的等中心在空间上重合。将x射线装置和磁共振成像装置布置成具有空间重合的等中心意味着x射线装置的等中心位于与磁共振成像装置的等中心相同的空间中的点。取决于装置，如果相应的等中心是或沿着线、平面或体积延伸，同样是如此。将x射线装置和mr装置布置成具有空间重合的等中心可以有利地实现或简化对应于对象的相同部分的相应数据的同时采集。它也可以限制相应数据采集所需的移动或调节，这可以缩短整个处理时间或采集时间和/或减少系统的磨损。

在该系统的有利改进中，产生用于磁共振成像处理的磁场的mr装置的磁体可移动地安装，使得其可以相对于x射线装置或x射线成像装置倾斜。这可以有利地改善x射线装置和/或mr装置可用于成像或数据采集的角度的范围。例如，如果将检查患者的头部，但是由于系统或x射线装置的运动范围的限制，x射线装置不能设置为颅尾角度(cranial-caudal)，则可以倾斜mr装置的磁体以捕获或测量产生或生成具有对应于期望的颅尾角度的透视的最终mr图像所需的对应mr数据。附加地或替代地，可以使mr装置的磁体倾斜到x射线装置的路径之外以允许x射线装置的更大运动范围。特别地，mr装置的磁体可以在每个方向上或在两个相反的方向上可倾斜至少10°。

根据本发明的系统可以有利地包括一个或多个控制元件和/或接口以使操作者能够选择性地操作或控制x射线装置和mr装置。特别有利的是，系统包括用于x射线装置和mr装置的组合操作或控制的控制元件或接口。例如，系统可以包括用于触发仅x射线图像数据的采集的第一控制元件，用于触发仅mr数据集的采集的第二控制元件，以及用于触发x射线图像数据和mr数据集两者的同时采集的第三控制元件。

数据处理装置可以包括一个或多个计算机或微芯片，其配置成执行表示或编码根据本发明的方法的命令或指令的程序代码。换句话说，根据本发明的系统可以配置成实现或执行根据本发明的方法的至少一个实施例。相应的程序代码可以例如包含在存储介质中，所述存储介质本身可以是根据本发明的数据处理装置和/或系统的一部分。包含表示或编码根据本发明的方法的至少一个实施例的程序代码的存储介质本身可以是本发明的另一方面。

本文针对本发明的至少一个方面，即针对方法，系统和/或存储介质描述的本发明的实施例和改进以及对应的优点可以应用于本发明的任何和所有方面。

附图说明

本发明的其他优点，特征和细节源于本发明优选实施例的以下描述以及与本发明有关的附图。前面在说明书中提到的特征和特征组合以及在附图的以下描述中提到的和/或仅在附图中示出的特征和特征组合不仅可以在相应指示的组合中使用，而且可以在其他组合中使用或者单独使用而不脱离本发明的范围。在附图中：

图1示意性地示出了示例性流程图，示出了用于组合射线照相和磁共振成像的方法；

图2示意性地示出了k空间，其具有用于生成具有扇形束几何形状的最终mr图像的待采样的部分；

图3示意性地示出了用于k空间的部分的径向采样方案；

图4示意性地示出了用于k空间的部分的笛卡尔采样方案；

图5示意性地示出了用于k空间的部分的曲折采样方案；

图6示意性地示出了x射线图像数据的采集几何形状和用于生成具有与x射线图像相同的角度的最终mr图像的虚拟投影的对应几何形状；以及

图7示意性地示出了x射线图像数据的采集几何形状和用于生成具有不同角度的最终mr图像的虚拟投影的对应几何形状。

具体实施方式

图1示意性地示出了示例性流程图1，示出了用于组合射线照相和磁共振成像的方法。在第一处理步骤s1中开始方法。这里，可以启动或设置用于执行方法的系统，可以指定待成像的对象或对象的一部分，并且可以检测和/或处理例如用于触发方法的执行的该规范以及任何其他设置或参数和/或控制动作。用于执行方法的系统可以包括x射线装置，用于以扇形或锥形束几何形状采集对象的x射线图像数据，意味着得到的x射线图像是通过用来自点光源的x射线对对象进行x射线照相或射线照相，并且例如借助于二维延伸的x射线检测器检测透射通过对象的x射线辐射而生成的投影图像。系统还可以包括磁共振成像装置(mr装置)，用于通过采样对象的k空间的一部分来采集对象的mr数据集。另外，系统可以包括数据处理装置，用于处理采集的x射线图像数据和采集的mr数据集以从x射线图像数据生成x射线图像并且从mr数据集生成最终mr图像。

特别地，系统配置成生成最终mr图像，使得其具有与x射线图像或x-射线图像数据相同的投影几何形状，即，相同的扇形或锥形束几何形状或对应的几何失真。为此目的，在处理步骤s2中通过仅采样对象的k空间的一部分来采集mr数据集，其中k空间的该被采样部分基本上形成或成形为像一个三角形或锥形，或者像两个对称布置的三角形或锥形，每个三角形或锥形的各自的尖端位于k空间的坐标系的原点并且每个三角形或锥形沿着坐标系的纵坐标轴延伸。该方法基于扇形或锥形束投影的傅里叶变换在傅里叶空间中(即在k空间中)仅表示为或可以被表示为这样的形式或形状的洞察。在图2至5中示出了被采样部分的该形式或形状的示例。

图2示意性地示出了k空间的被采样部分。为此，图2示出了表示二维k空间的第一图2。在第一图2中，x轴3表示第一方向上的空间频率，并且y轴4表示第二方向上的空间频率。在由x轴3和y轴4跨越的坐标系中示出的是被采样部分5，其表示测量或采集的mr数据集。由于任何真实mr成像装置的分辨率受到限制，因此被采样部分5被采样，意味着仅测量或记录有限数量的数据点以表示被采样部分5。被采样部分5包括布置成尖端位于k空间的原点处并且沿着正y轴对称地延伸的上三角形6。被采样部分5也包括从原点沿着负y轴4对称地延伸到上三角形6的下三角形7。与传统方法相比，k空间的剩余部分8不被采样，导致更短的采样时间和因此mr数据集的更快采集。然而，仅对被采样部分5进行采样是足够的，原因是被采样部分5包含生成具有期望的扇形或锥形束几何形状的最终mr图像所需的所有数据。

在处理步骤s3中，采集x射线图像数据。可以优选地基本上同时执行处理步骤s2和s3。

在处理步骤s4中，数据处理装置可以对采集的mr数据集应用逆傅里叶变换，将其从k空间变换到图像空间。特别地，mr数据集可以分成采样点或数据点的部分、块或组，每个组布置在通过k空间的原点的线或平面上。然后可以对每个这样的部分单独地进行逆傅里叶变换以生成多个平行投影或平行投影图像的堆叠，即具有平行投影几何形状的临时mr图像。

在处理步骤s5中，数据处理装置可以从在处理步骤s3中采集的x射线图像数据重建x射线图像。优选地，可以基本上同时，至少在人类时间尺度或人类感知的时间尺度上执行处理步骤s4和s5。

在处理步骤s6中，从图像空间中的变换的mr数据集，例如从平行投影图像的堆叠计算具有对应于x射线图像的扇形或锥形束几何形状的扇形或锥形束几何形状的最终mr图像。计算最终mr图像可以包括虚拟扇形或锥形束投影和/或变换的mr数据集的数据或数据点的重组。处理步骤s4和/或处理步骤s6也可以分别包括测量值和/或变换的数据点或值的内插，生成相应内插的数据点。然后可以使用这些内插数据点代替相应的后续处理步骤。

在处理步骤s7中，最终mr图像以及x射线图像可以自动显示在显示装置上。该步骤可以有利地基本上实时地发生，即，例如在处理步骤s2和s3的1秒内发生。如果最终mr图像和x射线图像从相同的角度或透视示出对象，则它们可以优选地彼此重叠或叠加以生成和/或显示组合图像，其示出最终mr图像和x射线图像的细节。

为了采集产生或生成最终mr图像所需的数据，或者为了导致最终mr图像的虚拟扇形或锥形束投影，可以采用不同的采样方案对上三角形6和下三角形7和/或mr数据集进行采样。图3示出了具有与第一图2相同的坐标系和被采样部分5的第二图9。在第二图9中示出了用于对被采样部分5进行采样的径向采样方案。使用该径向采样方案，在沿着多个径向采样线11布置的径向采样点10处对部分5进行采样，所述径向采样线延伸通过上三角形6、下三角形7、以及k空间或由x轴3和y轴4跨越的坐标系的中心布置的原点。结果，多个径向采样线帘11的对应径向采样点10布置在跨越上和下三角形5、6的多个同心圆弧12上。在图3中仅指示一些采样点10以便改善图的视觉清晰度。

图4示出了第三图13，其包括与图2和图3中所示的相同的k空间的坐标系和相同的被采样部分5。图4示意性地示出了被采样部分5的笛卡尔采样方案。这里，笛卡尔采样点14规则地布置在笛卡尔网格15的交叉点上，所述笛卡尔网格由平行于x轴3的多个线和平行于y轴4的多个线组成。尽管这可以有利地能够使用快速傅里叶变换技术将mr数据集从k空间变换到图像空间，但是可以清楚地看出，笛卡尔采样方案将采集比必要数据更多的数据，即，它将采集上和下三角形6、7之外的数据点的数据。指示仅一些笛卡尔采样点14和仅一些笛卡尔网格15的线。

图5示出了第四图16，其也包括与图2，图3和图4中所示的相同的坐标系和被采样部分5的图示。图5中示意性地示出了曲折采样方案，其中曲折采样点17沿着从一侧到另一侧来回地横穿上和下三角形5、6的两个曲折采样线18布置。曲折采样线18可以以相反的角度横穿y轴4。尽管曲折采样点17可以等距地布置，即沿着曲折采样线18以恒定的空间间隔布置，正如图3中所示的径向采样方案的情况一样，但是曲折采样方案有利地避免了随着相对于被采样部分5的区域离原点的距离增加采样点的密度减小。为了更好的可见性，仅指示一些示例性的曲折采样点17。

图6和图7均示意性地示出了x射线图像数据的采集几何形状和应用于变换的mr数据集的虚拟投影的对应几何形状。在两种情况下，患者19的医学细节，例如位于患者头部内的肿瘤20，将使用x射线成像以及mr成像进行成像。在两种情况下，x射线辐射从x射线点源21以扇形或锥形束22发射，并且使用x射线检测器23捕获或检测。也示意性地示出了所得到的x射线图像24。

在图6所示的情况下，通过对应于用于产生x射线图像24的投影几何形状的虚拟扇形或锥形束投影生成或计算第一最终mr图像25。这意味着处理mr数据集，使得所得到的第一最终mr图像25具有与x射线图像24相同的几何特性或失真特性，并且因此可以直接叠加在x射线图像24上以将所有可用的图像信息组合成单个组合图像或显示。为此目的，可以执行使用虚拟扇形或锥形束28将变换的mr数据从虚拟点源26虚拟投影到虚拟检测器27。在该情况下，虚拟点源26在空间上与x射线点源21重合，并且虚拟检测器27与x射线检测器23对准。这确保了x射线扇形或锥形束22和虚拟扇形或锥形束28彼此完全重叠，使得x射线图像24和第一最终mr图像25直接且容易地兼容，并且可以彼此重叠或叠加而无需任何进一步的处理或配准步骤。

然而，在图7所示的情况下，虚拟点源26在空间上不与x射线点源21重合，并且相应地，虚拟检测器27不与x射线检测器23在空间上重合或对准。这意味着虚拟扇形或锥形束28相对于x射线扇形或锥形束22倾斜。这意味着应用于变换的mr数据集的虚拟投影使用不同的角度执行，使得所得到的第二最终mr图像29从与x射线图像24不同的透视示出对象，即患者19或此外20。然而，有利的是分别使用相同角度的光束进行虚拟投影和x射线成像以及相应点源-检测器对21、23和26、27之间的相同距离。因此x射线扇形或锥形束22和虚拟扇形或锥形束28具有不同的角度或方向，但具有相同的形状和尺寸。因此，x射线图像24和第二最终mr图像29具有相同的几何或失真特性，并且因此可以容易地进行比较而无需任何进一步的处理或缩放。

可以预先确定虚拟点源26的位置，即虚拟投影或最终mr图像29的角度。例如，它可以在采集mr数据集之前作为系统或mr装置的输入被提供。虚拟投影或最终mr图像29的角度可以在逐病例的基础上取决于单独的要求，条件或限制。

尽管x射线图像24和第二最终mr图像29不一定有意义地彼此重叠或叠加，但是由于它们可以从不同的透视示出成像的对象，因此它们可以有利地从不同视角示出肿瘤20或例如血管系统或血管分叉，其可以为医生提供安全且可靠地执行医疗程序(例如引导导管或医疗器械)所需的空间信息。

所描述的示例和实施例示出了如何可以执行具有相同的投影几何形状的x射线和mr投影图像的快速同时采集，其能够实时地组合射线照相和磁共振成像。由于仅对成像的对象的k空间的有限部分进行采样，因此所描述的方法可以显著改善现有的实时成像技术和应用，例如荧光透视，这是由于mr成像提供的改善的软组织细节补充x射线成像可实现的高空间分辨率。