[go: up one dir, main page]

CN109814058B - 磁共振系统和在其中生成检查对象的磁共振图像的方法 - Google Patents

磁共振系统和在其中生成检查对象的磁共振图像的方法 Download PDF

Info

Publication number
CN109814058B
CN109814058B CN201811389486.7A CN201811389486A CN109814058B CN 109814058 B CN109814058 B CN 109814058B CN 201811389486 A CN201811389486 A CN 201811389486A CN 109814058 B CN109814058 B CN 109814058B
Authority
CN
China
Prior art keywords
measurement data
space
image
undersampled
central region
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201811389486.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN109814058A (zh
Inventor
D.波拉克
Y.M.L.蔡
E.雷瑟尔
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens Medical Ag
Original Assignee
Siemens Healthcare GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Healthcare GmbH filed Critical Siemens Healthcare GmbH
Publication of CN109814058A publication Critical patent/CN109814058A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN109814058B publication Critical patent/CN109814058B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/5608—Data processing and visualization specially adapted for MR, e.g. for feature analysis and pattern recognition on the basis of measured MR data, segmentation of measured MR data, edge contour detection on the basis of measured MR data, for enhancing measured MR data in terms of signal-to-noise ratio by means of noise filtering or apodization, for enhancing measured MR data in terms of resolution by means for deblurring, windowing, zero filling, or generation of gray-scaled images, colour-coded images or images displaying vectors instead of pixels
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
    • G01R33/583—Calibration of signal excitation or detection systems, e.g. for optimal RF excitation power or frequency
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
    • G01R33/482—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory
    • G01R33/4822—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory in three dimensions
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56509—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to motion, displacement or flow, e.g. gradient moment nulling
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56545—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by finite or discrete sampling, e.g. Gibbs ringing, truncation artefacts, phase aliasing artefacts

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及在包括至少两个接收线圈的MR系统中生成检查对象的MR图像的方法。其中，与受激回波信号并发地将梯度磁场施加到检查区域，使得k‑空间中生成不是恒定线的轨迹。根据本发明的第一方面，施加RF脉冲序列以在检查对象中生成受激回波信号，使用弯曲的k‑空间轨迹，在接收所述受激回波信号期间，在至少两个接收线圈中检测欠采样MR测量数据，并且使用至少两个接收线圈的灵敏度信息从欠采样MR测量数据生成完全采样的MR测量数据。根据本发明的第二方面，MR测量数据在k‑空间的中心区域中被完全采样，其中中心区域外的区域未被完全采样，并且使用从k‑空间中心区域的完全采样的MR测量数据，利用局部傅里叶技术，对MR测量数据执行相位校正。

Description

磁共振系统和在其中生成检查对象的磁共振图像的方法
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像领域，具体地，涉及使用k-空间轨迹的磁共振(MR)成像方法，其中k-空间轨迹不是恒定线(constant line)。此外，提供了相应的MR系统、计算设备、计算机程序产品和电子可读数据载体。
背景技术
MR测量序列SPACE将TSE型对比度(快速自旋回波序列(Turbo Spin EchoSequence)，简称TSE)与各向同性测量分辨率(即在所有方向上有均匀的体素)的概率相结合，其通过容积激发(volumetric excitation)与高信噪比(SNR)搭配。然而，SPACE有许多缺点，限制了它在临床常规中的接受度。特别地，由于3维中的高空间分辨率(例如1mm各向同性分辨率)所需的大量相位和分区编码步骤，因此需要高测量时间。例如，对于具有1mm的各向同性分辨率的患者头部的图像矩阵256x256x192执行的常规SPACE FLAIR协议花费大约6分钟。如此长的扫描时间限制了患者吞吐量并增加了运动伪影的风险。此外，用于MRCP的SPACE等屏气应用受到很大影响。有关SPACE序列的更多信息，特别是变化的RF翻转角的应用以及SPACE中自旋回波和受激回波的生成，请参考文献“优化的单板三维自旋回波磁共振脑成像”，作者为John P.Mugler等，放射学，2000；216:891–899("Optimized Single-Slab Three-Dimensional Spin-Echo MR Imaging of the Brain"by John P.Mugler etal.in Radiology 2000；216:891–899)；以及文献“优化的三维快速自旋回波MRI”，作者为John P.Mugler，磁共振成像杂志，39:745–767,2014("Optimized Three-DimensionalFast-Spin-Echo MRI"by John P.Mugler in Journal Of Magnetic Resonance Imaging39:745–767,2014)。
使用几种常规方法可以减少3D SPACE序列的测量时间，其中可以使用单一方法和几种方法的组合。
根据第一种传统方法，增加了快速因子(turbo factor)，其中在单个回波链(echochain)内执行具有增加的大量相位和分区编码步骤的MR测量序列。对于临床MRI中使用的大多数技术，RF脉冲的主要作用是激发或重聚焦。然而，优化的单层3D-FSE成像通常使用具有变化的翻转角的重聚焦RF脉冲，并且对于这些脉冲，另一回波形成机制——“受激”回波(84)——对回波链期间的信号幅度起主要作用。与两个RF脉冲相比，需要三个RF脉冲来生成受激回波以生成自旋回波。具体地，施加多个90°RF脉冲以从MR测量的x/y平面(即，遍历平面)和包括z轴的平面翻转磁化或翻转磁化至x/y平面和包括z轴的平面，如文献“优化的三维快速自旋回波MRI”，作者为John P.Mugler，磁共振成像杂志：745-767,2014("Optimized Three-Dimensional Fast-Spin-Echo MRI"by John P.Mugler in Journal OfMagnetic Resonance Imaging 39:745–767,2014)中进一步详细描述的。关于回波链的较长持续时间，需要这种优化的翻转角序列以减小弛豫效应并生成2D TSE类对比度。因此，通过增加快速因子，每个TR的记录的k-空间线的数量增加，因此提供了更短的扫描时间。然而，尽管翻转角优化，但磁化不能随时间保持完全恒定，这导致沿相位和分区方向的模糊效应。这些模糊效应随着回波链的持续时间的延长而增加。
根据第二种传统方法，使用局部傅里叶技术，其允许通过沿着相位和/或分区方向不对称地扫描k-空间减少时间。常见的局部傅立叶因子是5/8或9/16，但它们也可以单独适于特定的MR测量情况，SPACE通常使用它来实现所需的有效回波时间。传统上，相位误差例如通过如Margosian于1984描述的Margos过滤器，或如Cuppen和Van Est于1987年描述的POCS算法矫正。因此，在常见的SPACE序列中，使用局部傅里叶技术来缩短测量时间并实现期望的有效TE。然而，根据传统的MR成像方法，局部傅里叶和CAIPIRINHA波的组合是不可行的。
根据第三种传统方法，使用多通道线圈与并行成像方法的组合，这允许减少分区编码步骤和相位的数量，从而如果回波链在K-空间被适当地布置，则导致MR测量时间的减少。
特别地，根据GRAPPA技术，如文献“通用自校准并行采集(GRAPPA)”，作者为Griswold等，在Magn Reson Med.中，2002年6月；47(6):1202-10("Generalizedautocalibrating partially parallel acquisitions(GRAPPA)"by Griswold et al.inMagn Reson Med.2002Jun；47(6):1202-10)中所述，在测量自动校准线(ACS)之后，将GRAPPA权重拟合到测量的ACS线，该自动校准线(ACS)通常在k-空间中心获得。从这些ACS线可以随后重建先前未测量的k-空间线，并且可以在不损失图像分辨率的情况下恢复完整的MR图像。
此外，根据如Breuer等人在Magn Reson Med 2006年3月；55(3):549-56的文献“在容积并行成像中的受控混叠(2D CAIPIRINHA)”("Controlled aliasing in volumetricparallel imaging(2D CAIPIRINHA)"by Breuer et al.in Magn Reson Med.2006Mar；55(3):549-56)中所述的CAIPIRINHA技术，例如，根据所选择的CAIPIRINHA偏移，k-空间线布置在k-空间中的棋盘状图案中，其中真实棋盘是用于2x2加速度的选项，但是其他图案也是可能的。使用关于线圈灵敏度的信息在k-空间或图像空间中执行重建。
此外，可以应用传统的压缩感知(compressed sensing)方法，如文献“稀疏MRI：用于快速MR成像的压缩感知的应用”，作者是Lustig等，在Magn Reson Med.中2007年12月；58(6):1182-95.("Sparse MRI:The application of compressed sensing for rapid MRimaging"by Lustig et al.in Magn Reson Med.2007Dec；58(6):1182-95)中所述，如果选择合适的变换域(例如，小波域)，则可以假设MR图像的稀疏性。该先验知识允许使用耗时的重建方法重建强欠采样的MR数据，这取决于有效的参数选择。但是，静态SPACE图像的稀疏程度远低于动态应用。例如，如文献“通过非相干k-空间欠采样和迭代重建的膝关节高空间分辨率3D SPACE MRI的六倍加速度-初体验”，作者为Fritz等，调查放射学,2016年6月；51(6):400-9("Six-Fold Acceleration of High-Spatial Resolution 3D SPACE MRI ofthe Knee Through Incoherent k-Space Undersampling and IterativeReconstruction—First Experience"by Fritz et al.in Investigative Radiology,2016Jun；51(6):400-9)中所述，已经展示了对于患者膝盖处的CS SPACE测量序列的最大6倍欠采样。
其中，g因子是对并行成像方法的质量的度量，并且指示由于编码而丢失了SNR的哪个部分。与CAIPIRINHA波方法相比，这将了GRAPPA和CAIPIRINHA方法限制为大约R＝2到4的加速因子，否则噪声伪影将成为主导。
发明内容
因此，需要克服上述缺点的改进的MR成像方法。因此，本申请的目的是提供一种改进的MR成像方法，与传统的MR成像方法相比，该方法更有效并且允许更快的MR扫描时间。
该问题由独立权利要求的主题解决。其他有利特征是从属权利要求的主题。
根据本发明的第一方面，提供了一种用于在包括至少两个接收线圈的MR系统中生成检查对象的MR图像的方法。其中，在第一步骤中，将RF脉冲序列施加到检查对象，以在检查对象中生成受激回波信号。在进一步的步骤中，与受激回波信号并发地将梯度磁场施加到检查区域，使得在k-空间中生成不是恒定线的轨迹。k-空间轨迹可以是任意弯曲轨迹，例如螺旋形轨迹，其中可以使用任意梯度形状，只要相同的梯度形状用于k-空间的每个ky/kz线。k-空间轨迹可以具有周期性特征。在另一步骤中，在接收所述受激回波信号期间，在至少两个接收线圈中检测欠采样MR测量数据。在进一步的步骤中，使用至少两个接收线圈的灵敏度信息从欠采样MR测量数据生成完全采样的MR测量数据，然后从其生成检查对象的MR图像。根据第一方面的受激回波信号可包括自旋回波信号和受激回波信号，其中自旋回波信号不是受激回波信号。
通过如在本发明的第一方面中所描述的改进的MR成像方法，MR测量时间可以显著缩短而没有分辨率损失，并且具有可忽略的噪声放大，即低g因子。因此，耗时的MR序列(例如SPACE)在与传统的2D TSE测量方法类似的测量时间内变得可用，其中SPACE额外提供了可使用各向同性MR测量分辨率在任何方向上重建多平面重建(MPR)的优点。根据本发明的方法对于低端系统(诸如低场系统或低通道数系统)特别有意义，因为低场系统具有比高场系统更低的固有SNR，因此g因子噪声变得更有影响力。因此，与传统的并行成像方法相比，根据本发明的方法有利地使用更少数量的线圈实现更好的性能，与传统的MR成像方法相比，这结果是更好的MR图像质量和更短的MR测量时间。特别地，可以增加患者吞吐量并且降低运动伪影的风险。
例如对于患者髋部的MR成像，为了减少平板选择性(slab-selective)的SPACE中的FID伪影，通常记录多于一个平均值，这一点由于通过二次采样防止了固有的SNR损失而得到了特别地改善。此外，可以将额外的SNR用于更高分辨率的目的。
根据本发明的第二方面，提供了另一种用于在MR系统中生成检查对象的MR图像的方法。在第一步骤中，提供MR测量数据，其在k-空间的中心区域中被完全采样，其中，中心区域外的区域未被完全采样，其中与来自检查对象的自旋回波信号并发地施加梯度磁场，使得在k-空间中生成不是恒定线的轨迹。k-空间轨迹可以是任意弯曲轨迹，例如螺旋形轨迹，其中可以使用任意梯度形状，只要相同的梯度形状用于k-空间的每个ky/kz线。梯度形状可具有周期性特征。在进一步的步骤中，使用来自k-空间的中心区域完全采样的MR测量数据，利用局部傅里叶技术对MR测量数据执行相位校正。其中，通过对MR测量数据执行相位校正而生成的相位校正的MR测量数据用于生成检查对象的MR图像。
通过如在本发明的第二方面中所描述的改进的MR成像方法，可以实现与本发明的第一方面所描述的优点类似的优点，特别是与通过使用传统的局部傅立叶方法结合CAIPIRINHA波方法的传统的MR测量方法相比，可以进一步改善MR图像质量并且可以显着缩短MR测量时间。
根据本发明的第三方面，提供了一种MR系统，其被配置用于如本发明的第一和第二方面所述的改进的MR成像方法，其中MR系统包括计算设备，该计算设备包括存储器和至少一个处理器，该存储器包含由所述至少一个处理器执行的指令，其中由至少一个处理器执行指令时使MR系统执行根据本发明第一和第二方面所述的方法中的任何一个或任何组合的方法的步骤。MR系统可以是MR数据采集系统、MR成像系统或医学MR成像系统。
根据本发明的第四方面，提供了一种计算设备，其被配置用于根据本发明的改进的MR成像方法，其中计算设备包括存储器和至少一个处理器，该存储器包含由所述至少一个处理器执行的指令，其中所述指令的执行使得计算设备执行根据本发明的第一和第二方面所述的方法中的任何一个或任何组合的方法的步骤。
根据本发明的第五方面，提供了一种配置用于根据本发明的改进的MR成像方法的计算机程序产品，其包括由计算设备的至少一个处理器执行的程序代码，其中程序代码的执行使得所述至少一个处理器执行根据本发明的第一和第二方面所述方法中的任何一个或任何组合的方法的步骤。
根据本发明的第六方面，提供了一种电子可读数据载体，其上存储有电子可读控制信息，当在MR系统的MR控制器中使用数据载体时，执行根据本发明的第一和第二方面所述方法中的任何一个或任何组合的方法的步骤。
对于这样的MR系统、计算设备和计算机程序产品以及电子可读数据载体，可以实现对应于根据本发明的第一和第二方面的改进的MR成像方法所描述的技术效果的技术效果。
尽管在以上发明内容和以下详细说明的描述中结合本发明的特定实施例和多个方面描述了具体特征，但是应当理解，除非另外特别说明，否则示例性实施例和多个方面的特征可以彼此组合，并且彼此相关。
因此，以上发明内容仅旨在简要概述一些实施例和实现方式的一些特征，而不应被解释为限制性的。其他实施例可包括除上述特征之外的其他特征。
附图说明
参考以下附图，从以下实施例的详细描述中，本公开的上述及其他元件、特征、步骤和特性将更加明显。
图1示出了传统的CAIPI波方法的示意图；
图2示出了根据本发明实施例的包括至少两个接收线圈的MR系统的示意图；
图3示意性地示出了根据本发明实施例的执行在包括至少两个接收线圈的MR系统中生成检查对象的MR图像的方法的步骤的流程图；
图4示意性地示出了根据本发明实施例的执行在MR系统中生成检查对象的MR图像的另一方法的步骤的流程图；
图5示意性地示出了根据本发明实施例的用于在MR系统中生成检查对象的MR图像的另一方法的流程图。
具体实施方式
在下文中，将参考附图详细描述本发明的实施例。应理解，以下对实施例的描述不应被视为具有限制性意义。这些实施例仅用于说明，本发明的范围不受下文描述的实施例或附图的限制。
附图被认为是示意性表示，并且附图中示出的元件不一定按比例示出。相反，示出了各种元件，使得它们的功能和一般目的对于本领域技术人员而言是显而易见的。在附图中示出或本文描述的功能块、设备、组件、模块或其他物理或功能单元之间的任何连接或耦合也可以通过直接或间接的连接或耦合来实现。可以通过有线或无线连接建立组件之间的耦合。功能块、计算设备、节点或实体可以用硬件、固件、软件或其组合来实现。
在下文中，将更详细地描述与根据本发明的MR系统中用于生成检查对象的MR图像的改进方法有关的技术。
图1示出了MR系统1的传统的CAIPIRINHA波序列的示意图。
从图1中可以看出，在传统的CAIPIRINHA波或CAIPI波序列中，在自旋回波和受激回波信号的读出过程中，在Gy和Gz轴上出现(play out)振荡的，或者换句话说，波动的波形梯度磁场，其中，在Gx轴的读出方向(readout direction)上施加恒定的梯度磁场。这导致k-空间中的螺旋形轨迹，也称为“螺旋形的”轨迹，如文献“用于高度加速的3D成像的CAIPI波”，作者为Bilgic等，在Magn Reson Med中，2015年6月，73(6):2152-62("Wave-CAIPI forhighly accelerated 3D imaging"by Bilgic et al.in Magn Reson Med.2015Jun；73(6):2152-62)中所详细描述的。
图2示出了根据本发明实施例的MR系统1的示意图，该MR系统1包括至少两个接收线圈3。
参考图2，描述了MR系统1，如下所述，利用该MR系统可以执行用于生成检查对象12的MR图像的改进方法。检查人员12，或更一般地检查对象12位于MR系统1的检查区域2内的检查隧道中。MR系统1包括用于生成基本场B0的磁体10。在磁体10的中心将检查对象12移动进检查区域2中，使得MR系统1接收来自检查区域2的空间编码的磁共振信号，该磁共振信号由多个接收线圈3获取。通过发射RF脉冲序列的和切换梯度磁场，检查区域2中的核自旋可以从平衡位置偏转，并且可以在检查对象12中生成自旋回波和受激回波信号。由基本场B0生成并返回到平衡位置的受激回波信号和自旋回波所引起的电流可以在接收线圈3中转换成用于生成MR测量数据的磁共振信号。由每个接收线圈3检测的MR测量信号与相应的MR测量通道相关联。用于生成MR图像和检测磁共振信号的一般操作模式对于本领域技术人员而言是已知的，因此下面省略其详细说明。
MR系统1包括MR控制器13，其用于控制MR系统1。中央MR控制器13适于执行根据本发明的改进的MR方法，该中央MR控制器13还包括梯度控制器14和RF控制器15，其中梯度控制器14用于控制和切换梯度磁场，RF控制器15用于控制和发射用于使核自旋从平衡位置偏转的RF脉冲。在存储器单元16中，例如，可以存储记录MR图像所需的成像序列，以及MR系统1的操作所需的程序。记录单元17控制图像记录，从而控制梯度磁场和RF脉冲的序列以及MR测量信号的接收间隔作为确定的成像序列的函数。记录单元17还控制梯度控制器14和RF控制器15。可以在计算单元20中计算可以在显示器18上显示的MR图像，其中操作者经由输入单元19操作MR系统。存储器16可以具有成像序列和程序模块，当在其中一个模块的计算单元20中执行时，所述成像序列和程序模块执行根据本发明的方法。如下面详细解释的，RF控制器15还可以被配置为改进MR成像的方法。特别地，存储器16存储控制信息，该控制信息可以源自MR控制器13。此外，记录单元17适于执行以下的MR测量方法。
图1的MR系统被设计成使得在MR控制器13执行控制信息期间，执行根据本发明实施例的MR测量方法。
图3示意性地示出了根据本发明实施例的执行在包括至少两个接收线圈3的MR系统1中生成检查对象12的MR图像的方法的步骤的流程图。
该方法在步骤S10开始。在步骤S20中，将RF脉冲序列施加到检查对象12，以在检查对象12中生成受激回波信号。在步骤S30中，与受激回波信号并发地将梯度磁场施加到检查区域2，使得在k-空间中生成不是恒定线的轨迹。在步骤S40中，在接收所述受激回波信号期间，在至少两个接收线圈3中检测欠采样MR测量数据。在步骤S50中，使用至少两个接收线圈3的灵敏度信息从欠采样MR测量数据生成完全采样的MR测量数据，以生成检查对象12的MR图像。该方法在步骤S60结束。
图4示意性地示出了根据本发明实施例的执行在MR系统1中生成检查对象12的MR图像的另一方法的步骤的流程图。
该方法在步骤S10开始。在步骤S70中，提供MR测量数据，其在k-空间的中心区域中被完全采样，其中，中心区域外的区域未被完全采样，其中与来自检查对象12的自旋回波信号并发地施加梯度磁场，使得在k-空间中生成不是恒定线的轨迹。在一个实施例中，根据步骤S70的自旋回波信号可以包括受激回波信号。在步骤S80中，使用来自k-空间的中心区域的完全采样的MR测量数据，利用局部傅里叶技术对MR测量数据执行相位校正。因此，通过对MR测量数据执行相位校正而生成的相位校正的MR测量数据可以用于生成检查对象12的MR图像。该方法在步骤S60结束。
图5示意性地示出了根据本发明实施例的在MR系统中生成检查对象的MR图像的另一方法的流程图。
从图5可以得出，在该方法的第一阶段S100中获取MR测量数据，在重建阶段S200中执行构建方法。其中，在采集阶段S100的步骤S101中，执行低分辨率梯度回波(GRE)序列，其用于在重建阶段S200的步骤S201中使用例如奇异值分解(SVD)技术的可选的线圈压缩。此后，在步骤S204中，对数据执行诸如ESPIRiT的线圈灵敏度计算。
此外，在数据采集阶段S100的步骤S102中，获取欠采样的SPACE波(Wave SPACE)数据集。在一个实施例中，欠采样SPACE波数据集包括完全采样的k-空间中心，其在局部傅立叶技术用于采集的情况下是必需的。在重建阶段S200的步骤S202中，例如使用奇异值分解(SVD)技术，将线圈压缩技术可选地应用于欠采样的SPACE波数据集。
在步骤S205中，执行数据驱动的PSF优化。特别地，数据驱动的PSF优化可以使用代表性测试点，并且还可以基于从步骤S204中的线圈灵敏度计算输入的数据，从步骤S202中的线圈灵敏度计算输入的数据，以及理论上在步骤S203中构造的初始PSF。步骤S205中的数据驱动的PSF优化的结果是如步骤S206所示的优化的PSF。
步骤S206的优化PSF和在步骤S202的可选线圈压缩之后的欠采样SPACE波数据集都用于在步骤S207中重建完整波数据集。其中，理想地，执行迭代的基于k-空间的重建，其中使用局部傅里叶来利用完全采样的k-空间中心。在文献“同步时间交错多片(STIMS)用于快速磁化系数加权采集”，作者为Bilgic、Ye、Wald以及Setsompop("Simultaneous TimeInterleaved MultiSlice(STIMS)for Rapid Susceptibility Weighted Acquisition"byBilgic,Ye,Wald and Setsompop,NeuroImage,http://dx.doi.org/10.1016/j.neuroimage.2017.04.036.)中描述了迭代波重建的一个例子，其特别有利于与部分傅里叶技术的组合。
其中，与“用于高速加速3D成像的CAIPI波”，作者为Bilgic等，在Magn Reson Med中，2016年6月；73(6):2152-62("Wave-CAIPI for Highly Accelerated 3D imaging"byBilgic et al.in Magn Reson Med.2015Jun；73(6):2152-62)公开的原始的CAIPI波相对比，使用了基于k-空间的重建，其中完全采样的k-空间中心用于重建，因此，实现更好的信噪比(SNR)。特别地，等式中的调节项λg和λw被设置为零，使得仅剩下第一项。
Figure GDA0003026942120000101
在步骤S208中，使用步骤S206的优化PSF和步骤S102的欠采样SPACE波数据集，对完全采样的k-空间中心进行去模糊。其中，步骤S208是在采集中使用局部傅立叶技术的情况下的可选步骤。
该方法以步骤S209结束，其中使用步骤S208的去模糊的完全采样的k-空间中心对步骤S207的重建的完整波数据集执行局部傅立叶校正，该局部傅里叶矫正例如本领域技术人员已知的可比较方法的传统POCS或Homodyne校正方法。
在下文中，更详细地描述了通过CAIPIRINHA波和SPACE的组合进行MR图像重建的改进方法的实施例，由此有利地实现了高图像加速，且具有可忽略的低噪声放大，即低g因子。
SPACE波的技术实现为传统的SPACE序列增加了两个梯度轨迹，它们优选地是正弦的，并且在自旋回波和受激回波信号的读出阶段在相位和分区编码方向的梯度轴上出现，类似于如图1所示的常规CAIPI波序列的梯度场。因此，MR图像信息沿读出轴线分布，其中分布的程度取决于到等中心的距离。如果为了图像加速而沿着两个相位编码方向额外地扫描k空间，则沿全部三个空间方向将发生卷积伪影。与常规方法相比，这在根据本发明的方法中尤其常见，其中卷积仅限于两个相位编码方向。在全部三个空间方向的扩展使CAIPIRINHA波能够最佳地利用三维线圈轮廓，从而在高欠采样的情况下改善重建。
在传统的SPACE序列中，在重复时间(TR)中使用具有相应高快速(turbo)因子的长回波链。因此，可以在单个TR内沿着相位和分区编码方向记录许多k-空间线。为了避免弛豫效应，使用变化的翻转角来激发磁化，使得磁化在整个回波链上保持几乎恒定。由于在实际应用中磁化仅近似保持恒定，因此沿相位编码方向将出现模糊效应。结合CAIPIRINHA波方法，这可能会导致强烈的波特定伪影(wave-specific artifacts)。
通过在两个相位编码轴上单独调整和优化波参数，可以显着地最小化由模糊引起的波伪影。在现有的波文献中，两个梯度轴都具有相同数量的周期和幅度。根据本发明，因此沿梯度轴使用具有大量循环和低振幅的梯度轨迹，其中出现强模糊效应。然而，由于g因子主要由波形梯度的幅度决定，因此建议在剩余相位编码轴上使用高幅度和中等到少量的周期，模糊度较低，其中观察到梯度系统的转换速率极限。
局部傅立叶用于许多常见的SPACE协议中，以便获得所需的有效TE。为此目的，通常对k-空间中心进行完全采样，例如，24x24线，并使用局部傅立叶重建、Margosian滤波器、POCS或等效技术进行相位校正。
在SPACE波序列中，k-空间中心仍然可以被完全采样，但由于波形梯度，不能使用局部傅立叶重建。作为必要的准备步骤，使用波形梯度的点扩散函数(PSF)折叠完全采样的k-空间中心图像。这导致与传统SPACE序列相当的低分辨率图像，然后可以使用上述方法将其用于相位校正。
如果没有明确测量点扩散函数，而是如文档中"自动校准CAIPI波重建：k-空间轨迹与并行成像重建的联合优化"，作者为Cauley等，在Magn Reson Med中，2016年10月21日,数字文献doi:10.1002/mrm.26499("Autocalibrated wave-CAIPI reconstruction；Jointoptimization of k-space trajectory and parallel imaging reconstruction"byCauley et al.in Magn Reson Med,2016Oct 21,数字文献doi:10.1002/mrm.26499)所述，使用数据驱动的梯度校准确定，非采样区域(也称为局部傅立叶区域)可以用零填充，并且可以对该数据执行波形梯度校准。该过程的结果是PSF和k-空间中心的低分辨率图像。
CAIPI波序列已经与GRE序列一起被发表和研究，如文献“用于高加速3D成像的CAIPI波”，作者为Bilgic等，在Magn Reson Med.中，2016年6月；73(6):2152-62("Wave-CAIPI for highly accelerated 3D imaging"by Bilgic et al.in Magn ResonMed.2015Jun；73(6):2152-62)中所述；与MPRAGE序列一起，如文献"CAIPI波用于高加速的MP-RAGE成像"，作者为Polak等，在Magn Reson Med.中，2017年2月20日，数字文献doi:10.1002/mrm.26649("Wave-CAIPI for highly accelerated MP-RAGE imaging"by Polaket al.in Magn Reson Med.2017Feb 20doi:10.1002/mrm.26649)中所述；以及与2D-TSE序列一起，如文献"具有同时多层CAIPI波的稀有/快速自旋回波成像"，作者为Gagoski等，在Magn Reson Med中，2015年3月,73(3):929-938("RARE/turbo spin echo imaging withSimultaneous Multislice Wave-CAIPI"by Gagoski et al.in Magn ResonMed.2015Mar,73(3):929-938)中所述。
通过使用如上所述的中间步骤，局部傅里叶和CAIPI波的组合是可能的，其中局部傅立叶和CAIPIRINHA波的组合对于其他MR成像序列的加速也是重要的。
SPACE波使得能够大大缩短测量时间并具有可忽略不计的低g因子，这使得SPACE采集(特别是FLAIR对比)与临床常规更相关，例如R＝3x3FLAIR Dark Fluid在1:53分钟内完成。
还可以部分或全部使用加速，以通过降低快速因子来减少模糊效应，这在软骨成像、其他MSK应用、神经成像和血管壁成像中特别有意义，代价是测量时间减少。
由于CAIPIRINHA波的变化的激发翻转角和相应的重新排序，3D-SPACE特别有利于加速，因为与2D-TSE相比，避免了K-空间中的大跃迁。另外，通过适当选择波参数，可以有效地抑制模糊引起的波引起的伪影。
如上所述，可以得出一些一般性结论：
梯度磁场可以是波动的梯度磁场，例如，在至少一个空间方向上具有蜿蜒或其他波状信号形状。梯度磁场也可以是两个或三个不同空间方向上的波动的梯度场。在至少一个空间方向上使用波动的梯度磁场使得能够有效地使用3D线圈灵敏度来进行重建过程，由此可以提供更好的MR图像质量，或者更短的MR图像采集时间。
关于波动的梯度磁场，该方法还可以包括调整第一波动参数，其限定第一梯度磁场的波动在第一空间方向上。调整第一波动参数可以包括使第一空间方向上的波动的幅度最小化和/或使第一空间方向上的波动的周期最小化。在一些实施例中，第一梯度磁场在第一空间方向上的波动的幅度可以比在另一个方向上的波动的幅度小30％，并且第一梯度磁场中的波动的周期可以比在另一个方向中的波动的周期小30％。在另一个实施例中，第一方向上的幅度和周期可以比在另一个空间方向上的幅度和周期小3或4倍，这可以实现特别好的SNR和低g因子。减小第一方向上的波动的幅度和周期，通过减少第一空间方向上的模糊伪影来提供更好的MR图像质量，其中还可以选择特定方向作为第一空间方向，在该特定方向中，模糊伪影是所有空间方向中最普遍的。
该方法还包括调整第二波动参数，其限定第二梯度磁场的波动在不同于第一空间方向的第二空间方向上。调整第二波动参数可以包括使第二空间方向上的波动的幅度最大化和/或使波动的周期在第二空间方向上最大化。在一些实施例中，在第二梯度磁场中的波动的幅度可以比在另一个空间方向上的波动的幅度大30％，并且在第二梯度磁场中第二空间方向上的波动的周期可以比在另一个方向上的波动的周期大30％。在另一个实施例中，在第一方向上的幅度和周期可以比在另一个空间方向上的幅度和周期大3或4倍，这使得能够实现特别增强的SNR和低g因子。在不同于第一方向的第二方向上增加幅度和周期，通过实现低g因子和好的信噪比(SNR)而提供更好的MR图像质量。
欠采样MR测量数据可以至少部分地不在k-空间中心的第一侧上采样，其中该方法还包括将k-空间滤波器应用于欠采样MR测量数据。对于小的局部傅里叶因子，在波重建之后应用k-空间滤波器就足够了，并且不需要结合局部傅里叶校正来获取完全采样的k-空间中心，从而在MR图像重建中实现更快的处理时间。
欠采样MR测量数据可以至少部分地不在k-空间中心的第一侧上采样，其中欠采样MR测量数据可以在k-空间的中心区域中被完全采样，其中该方法还包括使用来自k-空间的中心区域的完全采样的MR测量数据，利用局部傅立叶技术执行欠采样MR测量的相位校正。对于较高的局部傅里叶因子，其中应用k-空间滤波器是不够的，通过局部傅里叶技术执行相位校正，改善MR图像质量。
执行相位校正可以包括将梯度场的点扩展函数应用于k-空间的中心区域以生成较低分辨率的MR图像，并使用较低分辨率MR图像，利用局部傅里叶技术执行相位校正。其中，将点扩散函数(PSF)应用于来自k-空间的中心区域的完全采样的MR测量数据可以包括从来自k-空间的中心区域的所述完全采样的MR测量数据重建MR图像，并且利用梯度场的点扩展函数对所述MR图像进行卷积以生成较低分辨率的MR图像。通过将梯度场的点扩展函数应用于k-空间的中心区域，使得能够对欠采样MR测量数据执行局部傅立叶技术，这通常由于弯曲的k-空间轨迹而不可能实现。
点扩展函数可以通过数据驱动的梯度校准来确定，该梯度校准包括基本上用零填充欠采样MR测量数据的未确定部分，并且基于填充的欠采样MR测量数据进行数据驱动的梯度校准以确定点扩展函数。
根据本发明第一方面的MR测量方法的以下进一步特征有利于改善MR图像质量和减少MR测量时间。例如，MR测量方法可以是3D快速自旋回波(TSE)技术。RF脉冲可以是非选择性重聚焦脉冲。RF脉冲可以包括激发、重新聚焦和存储/调用脉冲。RF脉冲可以引起变化的翻转角。通过RF脉冲的上述特定配置，可以增加回波链的长度，包括更多的相位编码步骤，这导致更短的MR测量或采集时间。用于检测欠采样MR测量数据的k-空间测量点的序列可以对应于由RF脉冲引起的变化的翻转角来排序。在另一实施例中，可以针对各向同性测量分辨率调整该方法。
可以使用CAIPI波的MR测量方法提供根据本发明第二方面的MR测量数据。
综上所述，提供了用于在包括至少两个接收线圈的MR系统中生成检查对象的MR图像的MR成像方法，其中与受激回波信号并发地将梯度磁场施加到检查区域，使得在k-空间中生成的轨迹不是恒定线。根据本发明的第一方面，施加RF脉冲序列以在检查对象中生成受激回波信号，在接收所述受激回波信号期间，利用弯曲的k-空间轨迹，在至少两个接收线圈中检测欠采样MR测量数据，并且使用至少两个接收线圈的灵敏度信息从欠采样MR测量数据生成完全采样的MR测量数据。根据本发明的第二方面，MR测量数据在k-空间的中心区域中被完全采样，其中中心区域外的区域未被完全采样，并且使用来自k-空间中心区域的完全采样的MR测量数据，利用局部傅里叶技术，对MR测量数据执行相位校正。
有利地，与常规MR成像方法相比，根据本发明的方法使用更少数量的线圈提供更短的MR测量，其中没有分辨率损失并且噪声放大可忽略，这导致更好的MR图像质量和更短的MR测量时间，特别地，由此可以增加患者吞吐量并且可以降低运动伪影的风险。

Claims (23)

1.一种用于在MR系统（1）中生成检查对象（2）的MR图像的方法，所述MR系统包括至少两个接收线圈（3），该方法包括：
- 施加RF脉冲序列，以在检查对象（2）中生成受激回波信号；
- 与受激回波信号并发地施加梯度磁场，使得在k-空间中生成不是恒定线的轨迹；
- 在所述受激回波信号期间，使用至少两个接收线圈（3）检测欠采样MR测量数据；以及
- 使用至少两个接收线圈（3）的灵敏度信息从所述欠采样MR测量数据生成完全采样的MR测量数据，用于生成检测对象（2）的MR图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述梯度磁场是在至少一个空间方向上的波动梯度磁场。
3.根据权利要求1所述的方法，还包括：
- 调整第一波动参数，其限定第一梯度磁场在第一空间方向上的波动，其中使第一空间方向上的波动的幅度最小化和/或第一空间方向上的波动的周期最小化。
4.根据权利要求3所述的方法，还包括：
- 调整第二波动参数，其限定第二梯度磁场在不同于第一空间方向的第二空间方向上的波动，其中使第二空间方向上的波动的幅度最大化和/或第二空间方向上的波动的周期最大化。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述欠采样MR测量数据至少部分地不在所述k-空间中心的第一侧上采样，所述方法还包括：
- 将k-空间滤波器应用于欠采样MR测量数据。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述欠采样MR测量数据至少部分地不在所述k-空间中心的第一侧上被采样，其中，所述欠采样MR测量数据在k-空间的中心区域中被完全采样，该方法还包括：
- 使用来自k-空间的中心区域的完全采样的MR测量数据，利用局部傅立叶技术对欠采样MR测量数据执行相位校正。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，执行相位校正包括：
- 将梯度场的点扩展函数（PSF）应用于k-空间的中心区域以生成较低分辨率的MR图像；以及
- 使用较低分辨率的MR图像，利用局部傅立叶技术执行相位校正。
8.根据权利要求7所述的方法，其中，将点扩展函数（PSF）应用于来自k-空间的中心区域的完全采样的MR测量数据包括：
- 从来自k-空间的中心区域的所述完全采样的MR测量数据重建MR图像，以及
- 利用梯度场的点扩展函数对所述MR图像进行卷积，以生成较低分辨率的MR图像。
9.根据权利要求7所述的方法，其中，所述点扩展函数由数据驱动的梯度校准确定，包括：
- 基本上用零填充欠采样MR测量数据的未确定部分；以及
- 基于填充的欠采样MR测量数据执行数据驱动的梯度校准，以确定点扩展函数。
10.根据权利要求1至9之一所述的方法，其中，所述方法是3D快速自旋回波（TSE）技术。
11.根据权利要求1至9之一所述的方法，其中，所述RF脉冲包括激发、重聚焦和存储/调用脉冲。
12.根据权利要求1至9之一所述的方法，其中，所述RF脉冲引起变化的翻转角。
13.根据权利要求1至9之一所述的方法，其中，对应于由RF脉冲引起的变化的翻转角，对用于检测欠采样MR测量数据的k-空间测量点的序列进行排序。
14.根据权利要求1至9之一所述的方法，其中针对各向同性测量分辨率调整所述方法。
15.一种用于在MR系统（1）中生成检查对象（2）的MR图像的方法，该方法包括：
- 提供MR测量数据，与来自检查对象（2）的自旋回波信号并发地使用梯度磁场在k-空间的中心区域中完全采样所述测量数据，其中，中心区域外的区域未被完全采样，使得在k-空间中生成不是恒定线的轨迹；
- 使用来自k-空间的中心区域的完全采样的MR测量数据，利用局部傅立叶技术对MR测量数据执行相位校正，以生成相位校正的MR测量数据；
- 使用相位校正的MR测量数据生成检查对象（2）的MR图像。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，执行相位校正包括：
- 将梯度场的点扩展函数（PSF）应用于k-空间的中心区域以生成较低分辨率的MR图像；以及
- 使用较低分辨率的MR图像，利用局部傅立叶技术执行相位校正。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，将点扩展函数（PSF）应用于来自k-空间的中心区域的完全采样的MR测量数据包括：
- 从来自k-空间的中心区域的所述完全采样的MR测量数据重建MR图像，以及
- 利用梯度场的点扩展函数对MR图像进行卷积，以生成较低分辨率的MR图像。
18.根据权利要求16所述的方法，其中，使用MR测量数据，通过数据驱动的梯度校准来确定点扩展函数。
19.根据权利要求18所述的方法，还包括：
- 基本上用零填充欠采样MR测量数据的未确定部分；以及
- 基于填充的欠采样MR测量数据执行数据驱动的梯度校准，以确定点扩展函数（PSF）。
20.根据权利要求15至19之一所述的方法，其中使用CAIPI波MR测量方法提供MR测量数据。
21.一种MR系统（1），其包括至少两个接收线圈（3）、配置成存储程序代码的存储器（16）以及MR控制器（13），MR控制器（13）连接到存储器（16）并配置为执行程序代码，其中，MR控制器（13）执行程序代码使MR系统（1）执行根据权利要求1至20之一所述的方法。
22.一种计算设备，其被配置用于在包括至少两个接收线圈（3）的MR系统（1）中使用k-空间轨迹的MR成像方法，所述k空间轨迹不是恒定线，所述计算设备包括存储器（16）和至少一个处理器（20），所述存储器（16）包含由所述至少一个处理器（20）执行的指令，执行所述指令使计算设备执行根据权利要求1至20之一所述的方法的步骤。
23.一种电子可读数据载体，在其上存储有电子可读控制信息，当在MR系统（1）的MR控制器（13）中使用数据载体时，其被配置为执行根据权利要求1至20之一的方法。
CN201811389486.7A 2017-11-22 2018-11-21 磁共振系统和在其中生成检查对象的磁共振图像的方法 Active CN109814058B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/820,681 2017-11-22
US15/820,681 US10823806B2 (en) 2017-11-22 2017-11-22 Magnetic resonance imaging using dataset undersampling

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN109814058A CN109814058A (zh) 2019-05-28
CN109814058B true CN109814058B (zh) 2021-09-17

Family

ID=66534468

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201811389486.7A Active CN109814058B (zh) 2017-11-22 2018-11-21 磁共振系统和在其中生成检查对象的磁共振图像的方法

Country Status (2)

Country Link
US (1) US10823806B2 (zh)
CN (1) CN109814058B (zh)

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101630762B1 (ko) * 2014-07-30 2016-06-15 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 생성 장치 및 방법
US10573031B2 (en) * 2017-12-06 2020-02-25 Siemens Healthcare Gmbh Magnetic resonance image reconstruction with deep reinforcement learning
EP3564695A1 (de) * 2018-05-04 2019-11-06 Siemens Healthcare GmbH Verfahren zur erzeugung eines magnetresonanz-bilddatensatzes, computerprogrammprodukt, datenträger sowie magnetresonanzanlage
DE102018219457B3 (de) * 2018-11-14 2020-01-09 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur MR-Bildrekonstruktion und MR-System
EP3770625B1 (en) * 2019-07-24 2024-06-26 Siemens Healthineers AG Mri using compressed sensing with improved regularization parameter
CN110703223B (zh) * 2019-11-07 2023-06-30 上海禾赛科技有限公司 应用于激光雷达的调节方法和电子设备
CN113298901B (zh) * 2021-05-13 2022-12-06 中国科学院深圳先进技术研究院 卷褶视野磁共振图像的重建方法、计算机设备及存储介质
CN113298902B (zh) * 2021-05-13 2022-11-25 中国科学院深圳先进技术研究院 卷褶视野磁共振图像的重建方法、计算机设备及存储介质
CN113313778B (zh) * 2021-05-13 2023-02-17 中国科学院深圳先进技术研究院 磁共振图像的重建方法、计算机设备及存储介质

Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1118879A (zh) * 1994-03-31 1996-03-20 株式会社岛津制作所 磁共振成像设备
CN1216242A (zh) * 1997-10-17 1999-05-12 日立医药株式会社 磁共振成像方法及实施该方法的装置
CN101427146A (zh) * 2006-04-21 2009-05-06 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振对磁化率引起的磁场梯度的确定
CN103961097A (zh) * 2013-02-04 2014-08-06 上海联影医疗科技有限公司 一种磁共振扫描短te成像方法及磁共振扫描系统
CN104714199A (zh) * 2013-12-17 2015-06-17 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振成像方法和装置
CN104833931A (zh) * 2014-02-10 2015-08-12 西门子公司 用于控制磁共振成像系统的方法和装置
CN105232046A (zh) * 2015-11-26 2016-01-13 厦门大学 一种基于重叠回波的单扫描定量磁共振t2成像方法
CN105662357A (zh) * 2015-12-29 2016-06-15 中国科学院深圳先进技术研究院 磁共振温度成像方法及系统
CN106030329A (zh) * 2013-12-12 2016-10-12 皇家飞利浦有限公司 使用多回波分段k空间采集的MR成像
CN106338703A (zh) * 2016-09-30 2017-01-18 中国科学院武汉物理与数学研究所 一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法
CN106574954A (zh) * 2014-08-22 2017-04-19 皇家飞利浦有限公司 针对epi的具有奈奎斯特伪影校正的并行mr成像
CN111133327A (zh) * 2017-08-24 2020-05-08 皇家飞利浦有限公司 Dixon型水/脂肪分离MR成像

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
IL82878A0 (en) 1986-06-18 1987-12-20 Philips Nv Method of and device for reconstructing a nuclear magnetization distribution from a partial magnetic resonance measurement
US7860291B2 (en) * 2007-06-12 2010-12-28 General Electric Co. Method and apparatus for correcting motion in multi-shot diffusion-weighted magnetic resonance imaging
US8981776B2 (en) * 2011-04-22 2015-03-17 The General Hospital Corporation Method for magnetic resonance imaging with controlled aliasing
KR101629165B1 (ko) * 2013-12-10 2016-06-21 삼성전자 주식회사 자기공명영상장치 및 그 제어방법
US9983283B2 (en) * 2015-03-16 2018-05-29 Toshiba Medical Systems Corporation Accelerated MRI using radial strips and undersampling of k-space
KR20180067442A (ko) 2016-12-12 2018-06-20 지멘스 헬스케어 게엠베하 가속형 자기 공명 촬영

Patent Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1118879A (zh) * 1994-03-31 1996-03-20 株式会社岛津制作所 磁共振成像设备
CN1216242A (zh) * 1997-10-17 1999-05-12 日立医药株式会社 磁共振成像方法及实施该方法的装置
CN101427146A (zh) * 2006-04-21 2009-05-06 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振对磁化率引起的磁场梯度的确定
CN103961097A (zh) * 2013-02-04 2014-08-06 上海联影医疗科技有限公司 一种磁共振扫描短te成像方法及磁共振扫描系统
CN106030329A (zh) * 2013-12-12 2016-10-12 皇家飞利浦有限公司 使用多回波分段k空间采集的MR成像
CN104714199A (zh) * 2013-12-17 2015-06-17 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振成像方法和装置
CN104833931A (zh) * 2014-02-10 2015-08-12 西门子公司 用于控制磁共振成像系统的方法和装置
CN106574954A (zh) * 2014-08-22 2017-04-19 皇家飞利浦有限公司 针对epi的具有奈奎斯特伪影校正的并行mr成像
CN105232046A (zh) * 2015-11-26 2016-01-13 厦门大学 一种基于重叠回波的单扫描定量磁共振t2成像方法
CN105662357A (zh) * 2015-12-29 2016-06-15 中国科学院深圳先进技术研究院 磁共振温度成像方法及系统
CN106338703A (zh) * 2016-09-30 2017-01-18 中国科学院武汉物理与数学研究所 一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法
CN111133327A (zh) * 2017-08-24 2020-05-08 皇家飞利浦有限公司 Dixon型水/脂肪分离MR成像

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Ceyda Nur Öztürk 等.Efficient cartilage segmentation in high-field knee MR images with voxel-classification-driven region-growing algorithm.《2015 19th National Biomedical Engineering Meeting (BIYOMUT)》.2015,全文. *
基于并行重建和压缩感知的磁共振快速成像方法研究;姚宇 等;《中国优秀硕士学位论文全文数据库 医药卫生科技辑》;20140515;全文 *
基于非均匀螺旋线数据和布雷格曼迭代的快速磁共振成像方法;方晟 等;《物理学报》;20130223;全文 *

Also Published As

Publication number Publication date
CN109814058A (zh) 2019-05-28
US20190154784A1 (en) 2019-05-23
US10823806B2 (en) 2020-11-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN109814058B (zh) 磁共振系统和在其中生成检查对象的磁共振图像的方法
US9778336B2 (en) System and method for rapid, multi-shot segmented magnetic resonance imaging
CN107750338B (zh) 使用星形叠层采集的mr成像方法和设备
JP6513398B2 (ja) 事前情報に制約される正則化を使用するｍｒ画像再構成
US10401456B2 (en) Parallel MR imaging with Nyquist ghost correction for EPI
US11067653B2 (en) Magnetic resonance imaging method including acquiring echo signals from each k-space slice with different relaxation time weightings after echo signals from different k-space splices are acquired
Addy et al. High‐resolution variable‐density 3D cones coronary MRA
US10203394B2 (en) Metal resistant MR imaging
US11041926B2 (en) Dixon-type water/fat separation MR imaging
US10338180B2 (en) System and method for gradient measurement using single-point imaging
US20170307716A1 (en) Propeller mr imaging with artefact suppression
JP2020522344A (ja) 並列マルチスライスｍｒ撮像
CN107548464A (zh) 自旋回波mr成像
CN113614558B (zh) 使用具有软运动门控的3d径向或螺旋采集的mr成像
US8040135B1 (en) Contrast and resolution enhancement with signal compensation
CN109983358B (zh) Propeller mr成像
US11543482B2 (en) Magnetic resonance imaging using motion-compensated image reconstruction
EP3185029A1 (en) Mr imaging using propeller acquisition with t2 decay correction
US11269037B2 (en) MR imaging using motion-dependent radial or spiral k-space sampling
US11815582B2 (en) Dual echo steady state MR imaging using bipolar diffusion gradients
US11740305B2 (en) MR imaging using an accelerated multi-slice steam sequence
CN113544526B (zh) 使用波编码的并行mr成像
King Non-Cartesian k-Space Sampling
JPWO2020225291A5 (zh)

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20240902

Address after: German Phu F Haim

Patentee after: Siemens Medical AG

Country or region after: Germany

Address before: Erlangen

Patentee before: SIEMENS HEALTHCARE GmbH

Country or region before: Germany

TR01 Transfer of patent right