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CN101281241B - Mri设备及其控制方法 - Google Patents

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CN101281241B CN2007101379763A CN200710137976A CN101281241B CN 101281241 B CN101281241 B CN 101281241B CN 2007101379763 A CN2007101379763 A CN 2007101379763A CN 200710137976 A CN200710137976 A CN 200710137976A CN 101281241 B CN101281241 B CN 101281241B
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Abstract

本发明提供MRI设备及其控制方法，为了通过采用SSFP脉冲序列在短时间内进行成像，在多个相位系列中的第一相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k—空间内全部频率区域的数据；在该多个相位系列的其余相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k—空间内低频区域的数据；将该频率数据分离成k—空间内的低频区域数据和高频区域数据；将数值为0的数据添加到低频区域数据；将数值为0的数据添加到高频区域数据；将数据为0的数据添加到在其余相位系列内采集的低频区域数据；基于已添加代替数据的低频区域重建低空间频率图像；基于已添加代替数据的高频区域重建高空间频率图像；和使低空间频率图像和乘以比例因子的高空间频率图像完全相加。

Description

MRI设备及其控制方法
技术领域
本发明涉及MRI(磁共振成像)设备及其控制方法，尤其涉及在SSFP(稳态自由进动)脉冲序列中的拾取图像的MRI设备及其控制方法，在该SSFP脉冲序列中通过相位循环方法完成RF(射频)激励。
背景技术
作为用MRI设备拾取对象图像的方法之一，有一种采用SSFP脉冲序列的成像方法，在该SSFP脉冲序列中通过相位循环方法完成RF激励。通过这种方法，在每TR(重复时间)改变RF激励相位规定步长的同时执行SSFP脉冲序列。可利用多个系列相位步长，且所述步长系列在每轮数据采集(即，在每Nex(曝光数))从一个变化到另一个。而且从每一轮中的采集重建图像，且通过对图像进行总相加、平均、MIP(最大强度投影)和RMS(均方根)等获得无带状伪影的图像(例如参见专利文献1)。
[专利文献1]美国专利申请No.2006/0088083
发明内容
[本发明要解决的问题]
上述成像方法，由于其需要通常与相位步长系列数相同地重复数据采集，完成成像要花很长时间。
因此，本发明的目的是提供一种MRI设备及其控制方法，其允许通过采用SSFP脉冲序列在短时间内进行成像，在该SSFP序列中通过相位循环方法完成RF激励。
[解决问题的手段]
旨在其第一方面解决该问题的本发明是一种具有图像拾取装置和控制其的控制装置的MRI设备，该图像拾取装置在SSEP脉冲序列中拾取图像，在该SSEP脉冲序列中通过相位循环方法完成RF激励，该MRI设备的特征在于：该控制装置使图像拾取装置在多个相位系列的第一相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内全部频率区域的数据；在该多个相位系列的其余相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内低频区域的数据；通过对在所述第一相位系列内以SSFP脉冲序列采集的关于全部频率区域的数据进行傅里叶变换，来重建图像；通过所述图像的傅里叶逆变换生成k-空间的频率数据；将所述频率数据分离成k-空间内的低频区域数据和高频区域数据；将数值为0的数据代替高频区域数据添加到所述分离的低频区域数据；将数值为0的数据代替低频区域数据添加到所述分离的高频区域数据；将数值为0的数据代替高频区域数据添加到在其余相位系列内以SSFP脉冲序列采集的低频区域数据；基于已添加所述替代数据的低频区域，重建低空间频率图像；基于已添加所述替代数据的高频区域，重建高空间频率图像；以及，使所述低空间频率图像和乘以比例因子的所述高空间频率图像完全相加。
旨在其第二方面解决该问题的本发明是根据第一方面所述的MRI设备的一个版本，其特征在于该比例因子是多个因子总和与这些因子中的一个因子之间的比，对于多个重建图像中的每一个，所述因子算出为像素值的均方根，所述像素值基于已对其添加替代数据的低频区域的数据。
旨在其第三方面解决该问题的本发明是根据第二方面所述的MRI设备的一个版本，其特征在于所述一个因子已从所述多个图像中的一个图像算出，该图像从在所述第一相位序列内以SSFP脉冲序列采集的数据得出。
旨在其第四方面解决该问题的本发明是根据第一方面所述的MRI设备的一个版本，其特征在于在所述低频区域内，具有256×256矩阵尺寸的k-空间的中央部分的矩阵尺寸为64×256。
旨在其第五方面解决该问题的本发明是根据第一方面所述的MRI设备的一个版本，其特征在于该多个相位系列是四个相位系列。
旨在其第六方面解决该问题的本发明是一种MRI设备的控制方法，所述MRI设备以SSFP脉冲序列拾取图像，在该SSFP脉冲序列中由相位循环方法完成RF激励，该MRI设备控制方法的特征在于：使该MRI设备在多个相位系列的第一相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内全部频率区域的数据；在该多个相位系列的其余相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内低频区域的数据；通过对在所述第一相位系列内以SSFP脉冲序列采集的关于全部频率区域的数据进行傅里叶变换，来重建图像；通过所述图像的傅里叶逆变换生成k-空间的频率数据；将所述频率数据分离成k-空间内的低频区域数据和高频区域数据；将数值为0的数据代替高频区域数据添加到所述分离的低频区域数据；将数值为0的数据代替低频区域数据添加到所述分离的高频区域数据；将数值为0的数据代替高频区域数据，添加到在其余相位系列内以SSFP脉冲序列采集的低频区域数据；基于已添加所述替代数据的低频区域，重建低空间频率图像；基于已添加所述替代数据的高频区域，重建高空间频率图像；和使所述低空间频率图像和乘以比例因子的所述高空间频率图像完全相加。
旨在其第七方面解决该问题的本发明是根据第六方面所述的MRI设备控制方法的一个版本，其特征在于该比例因子是多个因子总和与这些因子中的一个因子之间的比，对于多个重建图像中的每一个，所述因子算出为像素值的均方根，所述像素值基于已对其添加替代数据的低频区域的数据。
旨在其第八方面解决该问题的本发明是根据第七方面所述的MRI设备控制方法的一个版本，其特征在于所述一个因子已从所述多个图像中的一个图像算出，该图像从在所述第一相位序列内以SSFP脉冲序列采集的数据得出。
旨在其第九方面解决该问题的本发明是根据第六方面所述的MRI设备控制方法的一个版本，其特征在于在所述低频区域内，具有256×256矩阵尺寸的k-空间的中央部分中矩阵尺寸为64×256。
旨在其第十方面解决该问题的本发明是根据第六方面所述的MRI设备控制方法的一个版本，其特征在于该多个相位系列是四相位系列。
[发明效果]
根据本发明，该MRI设备是一种具有图像拾取装置和控制其的控制装置的MRI设备，该图像拾取装置以SSEP脉冲序列拾取图像，在该SSEP脉冲序列中通过相位循环方法完成RF激励，其中该控制装置使图像拾取装置在多个相位系列的第一相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内全部频率区域的数据；在该多个相位系列的其余相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内低频区域的数据；通过对在所述第一相位系列内以SSFP脉冲序列采集的关于全部频率区域的数据进行傅里叶变换来重建图像；通过所述图像的傅里叶逆变换生成k-空间的频率数据；将所述频率数据分离成k-空间内的低频区域数据和高频区域数据；将数值为0的数据代替高频区域数据添加到所述分离的低频区域数据；将数值为0的数据代替低频区域数据添加到所述分离的高频区域数据；将数值为0的数据代替高频区域数据，添加到在其余相位系列内以SSFP脉冲序列采集的低频区域数据；基于已添加所述替代数据的低频区域，重建低空间频率图像；基于已添加所述替代数据的高频区域，重建高空间频率图像；和，使所述低空间频率图像和乘以比例因子的所述高空间频率图像完全相加。因此，就可能实现一种MRI设备，其允许通过采用SSFP脉冲序列在短时间内进行成像，在该SSFP序列中通过相位循环方法完成RF激励。
而且，通过根据本发明的MRI设备控制方法，这是一种MRI设备的控制方法，所述MRI设备以SSFP脉冲序列拾取图像，在该SSFP脉冲序列中通过相位循环方法完成RF激励，该MRI设备控制方法的特征在于：使该MRI设备在多个相位系列的第一相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内全部频率区域的数据；在该多个相位系列的其余相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内低频区域的数据；通过对在所述第一相位系列内以SSFP脉冲序列采集的关于全部频率区域的数据进行傅里叶变换来重建图像；通过所述图像的傅里叶逆变换生成k-空间的频率数据；将所述频率数据分离成k-空间内的低频区域数据和高频区域数据；将数值为0的数据代替高频区域数据添加到所述分离的低频区域数据；将数值为0的数据代替低频区域数据添加到所述分离的高频区域数据；将数值为0的数据代替高频区域数据，添加到在其余相位系列内以SSFP脉冲序列采集的低频区域数据；基于已添加所述替代数据的低频区域，重建低空间频率图像；基于已添加所述替代数据的高频区域，重建高空间频率图像；和使所述低空间频率图像和乘以比例因子的所述高空间频率图像完全相加。因此，就可能实现一种MRI设备控制方法，其允许通过采用SSFP脉冲序列在短时间内进行成像，在该SSFP序列中通过相位循环方法完成RF激励。
由于该比例因子是多个因子总和与这些因子中的一个因子之间的比，可以使该比例因子适当，对于多个重建图像中的每一个，所述因子算出为像素值的均方根，所述像素值基于已对其添加替代数据的低频区域的数据。
由于所述一个因子已从所述多个图像中的一个图像算出，该图像从在所述第一相位序列内以SSFP脉冲序列采集的数据得出。可以使该比例因子适当。
在低频区域，由于具有256×256矩阵尺寸的k-空间的中央部分中矩阵尺寸为64×256，可以使所述低频区域适当。
由于该多个相位系列是四个相位系列，可获得无带状伪影的高质量图像。
附图说明
[图1]这是实施本发明的一个模式中的MRI设备的框图。
[图2]这是实施本发明的一个模式中的MRI设备的框图。
[图3]这是实施本发明的一个模式中的由MRI设备执行的SSFP脉冲序列图。
[图4]这是显示k-空间的图解。
[图5]这是该设备操作的流程图。
[图6]这包括显示k-空间内数据实例的半色调照片(halftone photograph)。
[图7]这包括显示k-空间内数据实例的半色调照片。
[图8]这包括显示在空间频率低的部分内的重建图像实例的半色调照片。
[图9]这是显示在空间频率高的部分内的重建图像实例的半色调照片。
[图10]这是显示合成图像的实例的半色调照片。
具体实施方式
实施本发明的最佳模式将参照附图进行详细描述。附带说一下，本发明不受限于该实施本发明的最佳模式。图1示出MRI设备的框图。该设备是实施本发明的最佳模式的一个实例。该设备的结构表明实施涉及MRI设备的本发明的最佳模式。该设备的操作表明实施涉及MRI设备控制方法的本发明的最佳模式。
如图1所示，该设备具有磁体系统100。磁体系统100具有主磁场线圈单元102、梯度线圈单元106和RF线圈单元108。这些线圈单元具有基本上圆柱形状，且布置成彼此同轴。安放在托架500上的对象1由运载装置(未示出)运送，进出磁体系统100的基本上柱形内部空间。
主磁场线圈单元102在磁体系统100的内部空间内形成静磁场。静磁场的方向基本上平行于对象1的体轴方向。这样，就形成了所谓的水平磁场。主磁场线圈单元102由例如超导线圈构成。附带说一句，其不限于超导线圈，还可以由正常的导体线圈等构成。
梯度线圈单元106生成三个梯度磁场，用于向三个相互垂直的三个轴，即切片轴、相位轴和频率轴的每一个的静磁场强度提供梯度。
静磁场中相互垂直的三个轴由X、Y和Z表示，它们中的任何一个可以作为切片轴。在这种情形下，其余两个轴中的一个作为相位轴，而另一个作为频率轴。还可使切片轴、相位轴和频率轴相对于X、Y和Z具有任何所需要的倾斜，同时保持相互垂直。在该设备中，对象1的体轴应当是Z轴方向。
在切片轴方向上的梯度磁场也称为切片梯度磁场。在相位轴方向上的梯度磁场也称为相位编码磁场。在频率轴方向上的梯度磁场也称为读出梯度磁场。读出梯度磁场与相位编码磁场同义。为能够生成这些梯度磁场，梯度线圈单元106具有三根梯度线圈(未示出)。此后，梯度磁场也可简称为梯度。
RF线圈单元108形成激发对象1体内自旋的高频磁场。此后，高频磁场的形成也可称为RF激发信号的发射。引起被激发的自旋(即磁共振信号)的电磁波，由RF线圈单元108接收。
磁共振信号变成频域内的信号，即傅里叶空间内的信号。由于磁共振信号被相位轴方向和频率轴方向上的梯度在两个轴上进行编码，磁共振信号作为二维傅里叶(Fourier)空间中的信号获得。相位编码磁梯度和读出梯度决定了二维傅里叶空间内信号的采样位置。此后，二维傅里叶空间也称为k-空间。
梯度驱动单元130连接到梯度线圈单元106。梯度驱动单元130向梯度线圈单元106提供驱动信号以生成梯度磁场。梯度驱动单元130具有与梯度线圈单元106中的三根梯度线圈相匹配的三条驱动电路(未示出)。
RF驱动单元140连接到RF线圈单元108。RF驱动单元140向RF线圈单元108提供驱动信号以发射RF脉冲，从而激发对象1体内的自旋。
数据采集单元150连接到RF线圈单元108。数据采集单元150将由RF线圈单元108接收的接收信号采集为数字信号。
时序控制(sequential control)单元160连接到梯度驱动单元130、RF驱动单元140和数据采集单元150。时序控制单元160控制梯度驱动单元130或数据采集单元150以完成磁共振信号的采集。
时序控制单元160由例如计算机或类似装置构成。时序控制单元160具有存储器(未示出)。该存储器存储时序控制单元160的程序和各种数据。时序控制单元160的功能通过由计算机执行存储在存储器内的程序来实现。
数据采集单元150的输出端连接到数据处理单元170。由数据采集单元150采集的数据输入到数据处理单元170。数据处理单元170由例如计算机或类似装置构成。数据处理单元170具有存储器(未示出)。该存储器存储数据处理单元170的程序和各种数据。
数据处理单元170连接至时序控制单元160。数据处理单元170比时序控制单元160高级并控制时序控制单元160。该设备的功能通过由数据处理单元170执行存储在存储器内的程序来实现。
数据处理单元170将由数据采集单元150采集的数据存储到存储器内。在该存储器内形成数据空间。该数据空间匹配k-空间。数据处理单元170通过对k-空间内的数据进行二维傅里叶逆变换来重建图像。附带说一句，傅里叶变换的正向和反向不是绝对的，而是相对的。
显示单元180和操作单元190连接到数据处理单元170。显示单元180由图形显示器或类似装置构成。操作单元190由带有指示装置的键盘或类似装置构成。
显示单元180显示从数据处理单元170输出的重建图像和各项信息。操作单元190由用户操作，并向数据处理单元170输入各种指令和信息等。用户可通过显示单元180和操作单元190交互地操作该设备。
图2示出另一种模式的磁共振成像设备的框图。图2中所示的磁共振成像设备是用于实施本发明的一个实施例。该设备的结构代表关于根据本发明的设备的一个实施例。
该设备具有与图1中所示设备结构不同的磁体系统100’。除了磁体系统100’以外的其它方面，它具有与图1中所示设备类似的结构，而且类似的部件将分别标以相同的附图标记，省去它们的描述。
磁体系统100’具有主磁场线圈单元102’、梯度线圈单元106’和RF线圈单元108’。这些主磁场线圈单元102’和其它线圈单元是成对的，每对的一个单元与另一个单元相对，其间有一定间距。它们全部基本上是盘状，布置成共享中心轴。安置在托架500上的对象1由运输装置(未示出)运送，进出磁体系统100’的基本上柱形内部空间。
主磁场线圈单元102’形成磁体系统100’的内部空间内的静磁场。静磁场的方向基本上垂直于对象1体轴的方向。这样，就形成所谓的垂直磁场。主磁场线圈单元102’由例如永久性磁体或类似装置构成。附带说一句，该材料不限于永久性磁体，这些单元还可以由超导电磁体和常规的导电电磁体等构成。
梯度线圈单元106’生成三个梯度磁场，用于向三个相互垂直的三个轴，即切片轴、相位轴和频率轴的每一个的静磁场强度提供梯度。
静磁场中相互垂直的三个轴由X、Y和Z表示，其中的任何一个可作为切片轴。在这情形下，其余两个轴中的一个作为相位轴，而另一个作为频率轴。还可使切片轴、相位轴和频率轴相对X、Y和Z轴具有所需的倾斜，同时保持相互垂直。在该设备中，对象1的身体轴的方向也应当是Z轴方向。为了能够生成这种静磁场，梯度线圈单元106’具有三根梯度线圈(未示出)。
RF线圈单元108’向静磁场空间发射RF脉冲以激发对象1体内的自旋。引起受激自旋(即磁共振信号)的电磁波由RF线圈单元108’接收。RF线圈单元108’的接收信号输入到数据采集单元150。
图3示出SSFP脉冲序列。这些脉冲序列也可被称为FIESTA(采用稳态采集的快速成像)或FISP(用稳态进动进行的快速成像)。
脉冲序列从左到右前进。在图3中，(1)显示RF信号的脉冲序列。(2)至(4)全部显示梯度磁场的脉冲序列。(2)是切片梯度，(3)是频率编码梯度，以及(4)是相位编码梯度。附带说一句，静磁场总是以固定磁场强度施加。
如图3所示，自旋是由α°脉冲激发的。自旋激发在切片梯度Gslice下被选择性激发。以周期TR重复自旋激发。周期TR也称为脉冲重复时间。此后，脉冲重复时间可以简称为TR。1个TR对应于1个视图。
用在1个TR期间施加的频率编码梯度Gfreq读出回波。附带说一句，回波由其中心信号表示。从α°脉冲的中心到回波中心的时间长度是回波时间TE。此后回波时间可简称为TE。通常，频率编码梯度Gfreq也设置成使TE＝TR/2成立。
在1个TR期间，在一自旋激发之后即刻和下一激发之前即刻施加相位编码梯度Gphase。这些成对的相位编码梯度Gphase在幅度和极性上是对称的。这使得前沿(leading)相位编码梯度Gphase缠在(wind up)相位编码上，并使后沿(trailing)相位编码梯度Gphase缠回(wind back)到相位编码。相位编码的数量在每个TR中变化。通过使相位编码和频率编码读出回波，采样k-空间内的数据。
图4示出k-空间的概念图。如图4所示，k-空间的水平轴kx是频率轴，而垂直轴ky是相位轴。在图4中，多个横向较长的矩形的每一个表示数据采样位置。在每个矩形中表述的数字表示相位编码数量。相位编码数量以π/N标准化。N是在相位方向上的采样数。相位方向上的采样数也可称作视图数。
相位编码在相位轴ky中心处是0。相位编码数量从中心向两端逐渐增加。增加的极性彼此相反。采样间隔，即相位编码数量的步长为π/N。相位编码数量较小的区域是低频。相位编码数量较大的区域是高频区域。
该设备根据相位循环方法进行这种数据采集。即，它在每TR将α°脉冲的相位改变规定步长同时这样做。所述相位步长可在多个系列中获得，并在数据采集的每次重复时，即在每Nex(曝光数)，转变。
在该文献中，相位步长系列将被称为相位系列。当例如Nex为4时，可获得四个相位系列。并且第一个相位系列用于第一轮数据采集，第二个相位系列用于第二轮数据采集，第三个相位系列用于第三轮数据采集，以及第四个相位系列用于第四轮数据采集。
第一相位系列的相位步长例如是180°，第二相位系列的相位步长例如是72°，第三相位系列的相位步长例如是144°，第四相位系列的相位步长例如是215°。
此后，第一相位系列也可称作相位1，第二相位系列也可称作相位2，第三相位系列也可称作相位3，以及第四相位系列也可称作相位4。
图5示出该设备操作的流程图。该操作是在数据处理单元170控制下完成的。在数据处理单元170的各种功能当中，涉及控制的内容是本发明中控制装置的一个实例。由其控制的该设备的每部分是本发明中图像拾取装置的一个实例。
如图5所示，在步骤501，在第一相位系列中采集关于k-空间内全部频率区域的数据。当k-空间的矩阵尺寸为例如256×256时，全部频率区域的矩阵尺寸为256×256。这使从这些区域进行数据采集所需要的视图数为266，且数据采集所用的时间为256TR。
在步骤502，在第二、三和四相位系列中采集关于k-空间内低频区域的数据。低频区域的矩阵尺寸例如设为64×256。这使从这些区域进行数据采集所需要的视图数为64，且数据采集所用的时间为64TR。这样，数据采集所用的时间减少到在第一相位系列中采集所用时间的1/4。
图6示出在第一、第二、第三和第四相位系列中采集的k-空间内数据的半色调照片。
在步骤503，通过对全部频率区域内的数据进行傅里叶变换进行图像重建。全部频率区域内的数据是在第一相位系列内采集的数据。
在步骤504，k-空间的频率数据由重建图像的傅里叶逆变换生成。这些频率数据的矩阵尺寸是256×256。
在步骤505，将频率数据分成k-空间内的低区域数据和高频区域数据。低频区域的矩阵尺寸是64×256。高频区域的矩阵尺寸是192×256。
低频区域的数据A和高频区域的数据B显示在图7中的半色调照片内。
在步骤506，将数值为0的数据代替高频区域数据添加到被分离的低频区域数据。
在步骤507，将数值为0的数据代替低频区域数据添加到被分离的高频区域数据。
在步骤508，将数值为0的数据代替高频区域数据添加到在第二、第三和第四相位系列中采集的低频区域数据。
在步骤509，基于已向其添加数值为0的数据的低频区域数据重建图像。由傅里叶变换进行该重建。这提供分别与第一、第二、第三和第四相位系列匹配的图像A1、A2、A3和A4。图8示出图像A1、A2、A3和A4的半色调照片实例。它们都是关于空间频率低的部分的图像。
在步骤510，基于已向其添加数值为0的数据的高频区域数据重建图像。由傅里叶变换进行该重建。这提供图像B1。图9以半色调照片形式示出图像B1。这是关于空间频率高的部分的图像。
在步骤511，进行图像合成。根据以下公式完成图像合成。
[公式1]
合成图像＝(A1+A2+A3+A4)+B1*比例
如前述公式所示，图像合成通过图像A1、A2、A3和A4以及图像B与比例因子的乘积的总和来完成。
比例因子由下列公式给出。
[公式2]
比例＝(Amp1+Amp2+Amp3+Amp4)/Amp1
其中
[公式3]
Amp1＝平方根(求和(像素1^2+像素2^2…))  (对于图像A1)
Amp2＝平方根(求和(像素1^2+像素2^2…))  (对于图像A2)
Amp3＝平方根(求和(像素1^2+像素2^2…))  (对于图像A3)
Amp4＝平方根(求和(像素1^2+像素2^2…))  (对于图像A4)
这样，就由多个因子Amp1、Amp2、Amp3和Amp4的总和与这些因子中的一个(Amp1)之间的比给出所述比例因子，每个比例因子由图像A1、A2、A3和A4每个的像素值的均方根求出。
图10以半色调照片形式示出合成图像的一个实例。合成图像是包含全部空间频率成分的图像。此外，由于成像是根据相位循环方法完成的，因而该图像没有带状伪影。
如至今所述，由于该设备在第一相位系列内采集关于k-空间的全部频率区域的数据，并且在其它相位系列内仅采集关于低频区域的数据，所需要的成像时间可比常规时间长度极大缩短。
而且，当能够容忍与常规长度大致相同的成像时间时，可通过增加相位系列的种类来进一步减少带状伪影。此外，当能够容忍与常规水平相当的SN(信噪比)时，可以同时实现所需成像时间的减少和带状伪影的抑制。
附图标记描述
100：磁体系统
102：主磁场磁体单元
102：主磁场线圈单元
106：梯度线圈单元
108：RF线圈单元
130：梯度驱动单元
140：RF驱动单元
150：数据采集单元
160：时序控制单元
170：数据处理单元
180：显示单元
190：操作单元
500：托架
图1，图2
130：梯度驱动单元
140：RF驱动单元
150：数据采集单元
160：时序控制单元
170：数据处理单元
180：显示单元
190：操作单元
图4
相位编码数量
频率编码数量
N个视图
图5
501在第一相位系列中采集关于k-空间内全部频率区域的数据
502在第二、第三和第四相位系列中采集关于k-空间内低频区域的数据
503通过对全部频率区域内的数据进行傅里叶变换进行图像重建
504通过傅里叶逆变换生成k-空间频率数据
505将数据分离成低频区域数据和高频区域数据
506将为0的数据添加到低频区域数据
507将为0的数据添加到高频区域数据
508将为0的数据添加到在第二、第三和第四相位系列内采集的低频区域数据
509基于低频区域内的数据重建图像
510基于高频区域内的数据重建图像
511合成图像
相位1的真实数据
相位1的真实数据
相位2的真实数据
相位3的真实数据
相位4的真实数据
图6
相位1
相位2
相位3
相位4

Claims (8)

1.一种MRI设备，包括：
以SSFP脉冲序列拾取图像的图像拾取装置，在该SSFP脉冲序列中通过相位循环方法完成RF激励；
和控制所述图像拾取装置的控制装置，
其中该控制装置使所述图像拾取装置：
在多个相位系列的第一相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内全部频率区域的数据；
在该多个相位系列的其余相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内低频区域的数据；
通过对在所述第一相位系列内以SSFP脉冲序列采集的关于全部频率区域的数据进行傅里叶变换，来重建图像；
通过所述图像的傅里叶逆变换生成k一空间的频率数据；
将所述频率数据分离成k一空间内的低频区域数据和高频区域数据；
将数值为0的数据代替高频区域数据添加到所述分离的低频区域数据；
将数值为0的数据代替低频区域数据添加到所述分离的高频区域数据；
将数值为0的数据代替高频区域数据添加到在其余相位系列内以SSFP脉冲序列采集的低频区域数据；
基于已添加所述替代数据的低频区域，重建低空间频率图像；
基于已添加所述替代数据的高频区域，重建高空间频率图像；和
将所述低空间频率图像和乘以比例因子的所述高空间频率图像完全相加。
其中：
所述比例因子是多个因子总和与这些因子中的一个因子之比，对于多个重建图像中的每一个，所述因子算出为像素值的均方根，所述像素值基于已对其添加所述替代数据的低频区域数据。
2.根据权利要求1所述的MRI设备，其中：
所述一个因子已从一个图像算出，该图像来自所述多个图像并从在所述第一相位系列内以SSFP脉冲序列采集的数据得出。
3.根据权利要求1所述的MRI设备，其中：
在所述低频区域内，具有256×256矩阵尺寸的k-空间的中央部分中的矩阵尺寸为64×256。
4.根据权利要求1所述的MRI设备，其中：
所述多个相位系列是四个相位系列。
5.一种MRI设备的控制方法，所述MRI设备以SSFP脉冲序列拾取图像，在该SSFP脉冲序列中通过相位循环方法完成RF激励，
其中使该MRI设备：
在多个相位系列的第一相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内全部频率区域的数据；
在该多个相位系列的其余相位系列中以SSFP脉冲序列采集关于k-空间内低频区域的数据；
通过对在所述第一相位系列内以SSFP脉冲序列采集的关于全部频率区域的数据进行傅里叶变换，来重建图像；
通过所述图像的傅里叶逆变换生成k-空间的频率数据；
将所述频率数据分离成k-空间内的低频区域数据和高频区域数据；
将数值为0的数据代替高频区域数据添加到所述分离的低频区域数据；
将数值为0的数据代替低频区域数据添加到所述分离的高频区域数据；
将数值为0的数据代替高频区域数据添加到在其余相位系列内以SSFP脉冲序列采集的低频区域数据；
基于已添加所述替代数据的低频区域，重建低空间频率图像；
基于已添加所述替代数据的高频区域，重建高空间频率图像；和
将所述低空间频率图像和乘以比例因子的所述高空间频率图像完全相加。
其中：
所述比例因子是多个因子总和与这些因子中的一个因子之比，对于多个重建图像中的每一个，所述因子算出为像素值的均方根，所述像素值基于已对其添加所述替代数据的低频区域数据。
6.根据权利要求5所述的MRI设备控制方法，其中：
所述一个因子已从一个图像算出，该图像来自所述多个图像并从在所述第一相位系列内以SSFP脉冲序列采集的数据得出。
7.根据权利要求5所述的MRI设备控制方法，其中：
在所述低频区域内，具有256×256矩阵尺寸的k-空间的中央部分中的矩阵尺寸为64×256。
8.根据权利要求5所述的MRI设备控制方法，其中：
所述多个相位系列是四个相位系列。
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