CN100414316C - 能降低声学噪声的磁共振成像方法 - Google Patents

Abstract

一种磁共振成像方法包括应用包括一或多个脉冲的脉冲序列。该脉冲序列具有在k-空间内基于全采样速率按预定的全“观察场”的固有扫描时间和具有磁场梯度脉冲的参考时间脉冲的形状。利用具有空间灵敏度剖面图的接收器天线系统来采集一系列磁共振信号。运用欠采样信号采集在k-空间内以预定的降低了的采样速率来采集欠采样磁共振信号，其采样速率相对于全采样速率降低一个缩减系数。在实际信号扫描时间中运用脉冲序列。该实际信号扫描时间大于固有信号扫描时间乘以缩减系数。欠采样允许磁共振信号有较小的采集速率和磁梯度脉冲较小的转换速率和振幅，重调焦脉冲的较低的峰值RF-场。这样就能实现降低声学噪声和特定吸收率。

Description

能降低声学噪声的磁共振成像方法

本发明涉及到一种磁共振成像方法，该方法包括运用含有一或多个脉冲的脉冲序列.

在美国专利US4680545中公开了这样一种磁共振成像方法.

磁共振成像方法一般要涉及包括射频(RF)脉冲和磁梯度脉冲的脉冲序列.RF-脉冲例如用作励磁脉冲和重调焦脉冲.磁梯度脉冲被特别用于磁共振信号的空间编码.RF-脉冲和磁梯度脉冲都可以用来操纵磁共振信号的相位.

磁梯度脉冲的导通和关断会使用来施加磁梯度的梯度线圈产生声学振动.如果不采取措施，梯度线圈的声学振动就会造成诸如噪声、喀哒声和嗡嗡声等恼人的声响.

公知的磁共振成像方法采用降低转换速率并具有正弦形状脉冲边沿的磁梯度脉冲.尽管公知的磁共振成像方法能降低梯度脉冲造成的声学噪声，但降低转换速率和正弦形状的脉冲边沿会延长扫描时间，也就是延长了为获得用来重组磁共振图像所需的所有磁共振信号所需要的时间.因此，公知的磁共振成像方法不适合按高速率产生连续的磁共振图像.

本发明的目的是提供一种不会产生恼人的高音噪声并且能缩短扫描时间的磁共振成像方法.

用来实现本发明这一目的的一种磁共振成像方法包括利用具有空间灵敏度剖面图的接收器天线系统来获得一系列磁共振信号，其中：

-应用欠采样信号采集，以便在k-空间内用预定的降低了的采样速率来采集欠采样磁共振信号，其采样速率相对于全采样速率降低一个缩减系数，

-在实际信号扫描时间中应用脉冲序列，该实际信号扫描时间大于固有信号扫描时间乘以该缩减系数.

为了进行比较，引入了脉冲的参考时间脉冲形状.磁梯度脉冲的参考时间脉冲形状可以采用常用的时间脉冲形状(例如是梯形时间脉冲形状)，但参考时间脉冲形状也可以采用任何预定的时间脉冲形状.对于RF-脉冲，特别是RF-励磁脉冲和重调焦脉冲，参考脉冲形状可以用其时间脉冲持续时间、峰值RF-场振幅、和所讨论的该RF-脉冲发生自旋翻转处的翻转角来代表.应该注意到翻转角取决于时间脉冲持续时间和峰值RF-振幅.

此外，对于脉冲序列中各个别的磁梯度脉冲和/或RF-脉冲，参考时间脉冲形状还可以包含不同或相同的脉冲形状.

按照本发明，磁共振信号是用k-空间内的采样速率获得的，它比预定的全‘视场(field of view)’所需的速率要低.降低采样速率的结果是，这些欠采样磁共振信号仅仅具有局部空间编码，因为各个单独的欠采样磁共振信号包括预定的全‘观察场’内不同空间位置的影响.根据接收器天线系统的空间灵敏度剖面图由欠采样磁共振信号计算出有关分散的空间位置的信号影响.换句话说，接收器天线系统的空间灵敏度剖面图提供了欠采样磁共振信号中没有的附加空间编码.由欠采样磁共振信号配合使用接收器天线系统的空间灵敏度剖面图来重组磁共振图像.

欠采样允许获得的欠采样磁共振信号比全采样所需的信号要少.按照本发明的磁共振成像方法，与为了获得同样数量的磁共振信号而在k-空间中降低采样速率相比，脉冲序列的扫描时间缩短较少或是根本不缩短.因此，本发明能够按较低的时间速率获得磁共振信号，因而脉冲序列中磁梯度脉冲的时间变化比参考时间脉冲形状的时间变化更慢.为了执行公平的比较，为脉冲序列所规定的固有信号扫描时间仅仅不同于为磁梯度脉冲和RF-脉冲的时间参考脉冲形状实际采用的脉冲序列.也就是说，固有信号扫描时间是为和实际脉冲序列具有相同的磁梯度脉冲和RF-脉冲顺序的脉冲序列而计算的，但是其中的磁梯度脉冲具有参考时间脉冲的形状.因而较少产生声学噪声，而扫描时间却等于或是仍然小于如果是对磁梯度脉冲采用参考脉冲形状时所具有的固有扫描时间.特别是，声学噪声比实际信号扫描时间缩短到小于k-空间中所允许的采样速率时更小.特别是，本发明能够针对不同环境在缩短实际信号扫描时间和降低声学噪声之间获得-种最佳折衷.例如，若是采用在1-3ms内上升到10mTm^-1的梯度斜率，与参考脉冲形状在0.2ms内的21mTm^-1的梯度斜率相比，声学噪声能降低20-30dB.

此外，欠采样还允许使用降低的梯度值，由于信号扫描时间相对较长可使用较低的接收器带宽.这样能提高磁共振信号的信噪比.

欠采样程度是由缩减系数给定的，它被定义为实际采样速率或k-空间内的密度相对于全采样速率的比例.因此，如果例如实际采样仅仅是全采样所需磁共振信号的一半，则缩减系数就是1/2.缩减系数通常是间隔[0，1]中的一个有理数.

除了降低声学噪声之外，还能降低脉冲序列在病人组织中积聚的电磁能量.电磁能量的积聚通常是用‘特定吸收率’表示的.特定吸收率(或SAR)被定义为每单位质量吸收的射频功率.具体说，特定吸收率因降低了磁梯度脉冲的转换速率(slew rate)而降低.较低的RF-脉冲的峰值RF-场也会降低特定吸收率.由于扫描时间缩短的程度比磁共振信号欠采样所允许的程度要低，所以RF-脉冲的持续时间可以增加，从而在采用低峰值RF-脉冲的同时获得理想的翻转角度，而不需要增加相对于参考脉冲序列的扫描时间.按照本发明的磁共振成像方法获得的特定吸收率的下降不会无意中加热病人的局部体温.因此，由于病人体温升高所带来的生理上的不适甚至有害影响被减轻乃至避免.降低特定吸收率配合着采用比较短扫描时间的可能性特别有利于采用更强的静磁场，例如是磁场强度达到1.5T以上，甚至达到3T的磁场.另外，降低磁梯度脉冲的转换速率和/或梯度值能够降低对受检病人的外围神经刺激.

以下要参照在权利要求书中限定的实施例具体描述本发明的各个方面.

声学噪声和/或特定吸收率的具体而有效的降低是在实际信号扫描时间等于或大约等于固有信号扫描时间时获得的.在本实施例中，所获得的磁共振信号数量的减少被完全用于降低信号采集速率，从而减少磁梯度脉冲的时间变化和/或减少重调焦RF-脉冲的数量和峰值RF-场.然而，实际信号扫描时间仍然不超过固有信号扫描时间.

具体说，采用下述磁梯度脉冲能够有效地降低噪声，这种脉冲的时间变化比参考时间变化要慢.尽管用来施加磁梯度脉冲所需的时间延长了，但获得磁共振信号所需的时间却不会增加，因为欠采样所获得的磁共振信号比较少.

例如，通过采用其速率比参考时间脉冲形状中的转换速率要慢的磁梯度脉冲的转换速率可实现噪声降低.由于转换速率是声学噪声的一个主要来源，降低转换速率可导致明显降低声学噪声.

为单个磁共振图像获得的磁共振(MR)信号的数量因对MR-信号采用欠采样而减少了.这种欠采样包括在k-空间内减少采样点的数量，这可以通过各种途径来实现.已经有许多包含欠采样的磁共振成像方法.这些磁共振成像方法一般属于‘平行成像方法’，因为欠采样的磁共振信号同时关系到k-空间内的若干条线，实际上是平行地获得k-空间内两条以上的线.MR信号是通过属于若干接收器天线的信号通道获取的，最好是表面线圈等接收器线圈.通过若干条信号通道能够平行地获得信号，从而进一步缩短信号扫描时间.

由于欠采样，采样的数据包含成像物体内从若干位置来的信息.利用有关信号通道的灵敏度剖面图来重组从欠采样MR-信号获得的磁共振图像.特别是，灵敏度剖面图是接收器天线例如是接收器线圈的空间灵敏度剖面图.接收器天线最好是采用表面线圈.重组的磁共振图像可以认为是由与各个波长上的亮度/对比度变化有关的大量空间谐波成分组成的.磁共振图像的分辨率是由最小波长也就是最高波数(k-值)确定的.最大波长即最小波数就是磁共振图像的观察场(FOV).分辨率是由观察场和采样数量确定的.

可以这样来获得欠采样，用各相应的接收器天线获得MR信号，使它们在k-空间内的分辨率比起磁共振图像所需的分辨率更加粗糙.采样的最小波数也就是在k-空间内的最小步幅被增大，同时采样的最大波数则保持不变.因此，在采用欠采样时图象分辨率保持不变，而与此同时最小k-空间步幅增加，也就是减小了FOV.降低k-空间内的采样密度就能实现欠采样，例如是在扫描k-空间时跳过一些线，使得k-空间内对线的扫描间隔大于磁共振图像的分辨率所需的间隔.在缩减观察场的同时维持最大k-值，使得采样点数量相应减少，就能实现欠采样.由于缩减了观察场，采样的数据中包含成像物体内的若干个位置的信息.

特别是，若是从各个接收器线圈的欠采样MR信号来重组接收器线圈图像，这种接收器图像会包含了因缩减观察场造成的人为混淆现象.根据接收器线圈图像和灵敏度剖面图来查清接收器线圈图像中个别位置的影响，并且重组成磁共振图像。这个MR成象法是按缩写而称作SENSE法，并是已知的.在国际专利申请WO99/54746-A1号中具体描述了这一SENSE方法.

也可以将欠采样的MR-信号组合成组合MR-信号，这些信号提供对应于全观察场的k-空间的采样.特别是，按照所谓SMASH-方法，欠采样MR-信号近似于按照灵敏度剖面图合成的低阶球形谐波.参阅国际申请WO98/21600号可以了解这种SMASH-方法.

还可以在空间上执行欠采样.在这种情况下，MR-信号的空间分辨率要小于磁共振图像的分辨率，并且根据灵敏度剖面图形成对应着磁共振图像的MR-信号.空间欠采样具体是这样获得的，由例如来自各个接收器线圈的各独立的信号通道的MR-信号形成来自物体中若干部分的组合影响.这些部位例如是同时受激励的切片(slice).各个信号通道中的MR-信号通常形成来自各个部位例如是切片的线性的组合影响.这种线性组合包括有关信号通道即接收器线圈的灵敏度剖面图.因此，各相应的信号通道的MR信号和各相应部位(切片)的MR信号是通过一个灵敏度矩阵而相关联的，这个矩阵代表物体若干部位的影响在各相应的信号通道中因灵敏度剖面图而产生的权重.这一灵敏度矩阵的反演可导出属于物体各部位的MR-信号.特别是，这样就能导出来自各个切片的MR-信号，并且重组成这些切片的磁共振图像.

在按照本发明的磁共振成像方法的脉冲序列中，磁梯度脉冲的脉冲形状有利地可以调节.因此可以实现缩短信号扫描时间，而代价是声学噪声电平和/或特定吸收率较高.在某些检查环境中，较短的信号扫描时间比降低声学噪声和/或特定吸收率更有价值.具体例子是：涉及病人屏住呼吸的扫描的磁共振成像方法；以在病人大脑内灌注成像为目标的磁共振成像方法；以及对受检病人在时间上的生理过程所引起的广泛的磁共振成像方法.可调节的实际信号扫描时间为本发明的磁共振成像方法提供了比常规磁共振成像方法更大的灵活性.

以下面所述的实施例并参照附图来解释本发明的上述及其他方面，其中

图1表示采用本发明的一种磁共振成像系统的示意图；以及

图2到5表示实际信号扫描时间对固有扫描时间对照的简单示例.

图1表示采用本发明的一种磁共振成像系统的示意图.磁共振成像系统包括一组主线圈10，用来产生稳定均匀的磁场.主线圈例如是这样构成的，使它们包围一个隧道形检查空间.将受检病人推入这一隧道形检查空间.磁共振成像系统还包括许多梯度线圈11，12，由它们产生主要以各个方向上时间梯度的形式而呈现为空间上变化的磁场以叠加在均匀的磁场上.梯度线圈11，12连接到一个可控供电单元21.利用供电单元21提供一个电流来激励梯度线圈11，12.通过控制供电单元来控制梯度的强度，方向和持续时间.磁共振成像系统还包括分别用来产生RF激励脉冲和用来拾取磁共振信号的发送和接收线圈13，16.发送线圈13最好是构成一个用来包围受检物体(的一部分)的体线圈13.体线圈在磁共振成像系统中通常是这样布置的，在他或她被送入磁共振成像系统时，用体线圈13包围受检的病人30.体线圈13作为发射RF激励脉冲和RF重调焦脉冲的发射天线.体线圈13最好能提供空间上均匀分布的发射RF脉冲(RFS).同一线圈或天线通常被交替用作发射天线和接收天线.体线圈最好是采用所谓的协同线圈.发射和接收线圈通常采用线圈的形状，但是能够作为RF电磁信号的发射和接收天线的其他形状也是可以的.发射和接收线圈13被连接到一个电子发射和接收电路15.

应该注意到最好是采用独立的接收线圈16，具体说接收线圈可以采用表面线圈16.这种表面线圈在比较小的范围内具有高灵敏度.表面线圈的空间灵敏度剖面图要相对于体线圈的均匀灵敏度剖面图来校准.

发射线圈例如是表面线圈被连接到解调器24，利用解调器24对接收的磁共振信号(MS)解调.解调后的磁共振信号(DMS)被提供给一个重组单元.接收线圈被连接到一个前置放大器23.前置放大器23放大由接收线圈16接收的RF磁共振信号(MS)并将放大的RF磁共振信号提供给解调器24.解调器24把放大的RF磁共振信号解调.解调的磁共振信号包含有关被成像物体组织内局部自旋密度的实际信息.此外，发射和接收电路15被连接到调制器22.调制器22及发射和接收电路15激励发射线圈13发射RF激励和重调焦脉冲.重组单元从解调的磁共振信号(DMS)导出一或多个图像信号，图像信号代表受检物体成像部分的图像信息.实际的重组单元25是用数字图像处理单元25构成的，它被编程以便从解调的磁共振信号导出代表被成像物体该部分图像信息的图像信号.信号输出到重组监视器26，以便监视器能显示出磁共振图像.也可以将来自重组单元25的信号存储在缓冲器单元27中等待进一步处理.

按照本发明的磁共振成像系统还设有一个控制单元20，例如是一台包括(微)处理器的计算机.控制单元20控制RF激励的执行并且施加时间的梯度场.具体说，按照本发明，控制单元被用来调节磁场梯度脉冲的脉冲形状，例如读梯度脉冲和相位编码梯度脉冲.控制单元用来从用户接收设置脉冲序列的指令，以便能够降低声学噪声.控制单元按照这一指令设置脉冲序列，以使对k-空间采用欠采样扫描，并且可以例如对磁共振图像的重组采用SENSE技术.此外，还能调节脉冲形状，使得脉冲序列的信号扫描时间大致等于固有信号扫描时间.为此，可以将按照本发明的计算机程序加载到例如控制单元20和重组单元25中.

图2到5表示实际信号扫描时间与固有扫描时间对照的简单例子.在图2到5中用图形表示的脉冲序列是TSE序列.图2表示本例中的参考TSE脉冲序列.图2中用曲线表示的‘G_read’代表读方向上的读梯度脉冲，同时还表示了磁共振信号.曲线‘G_slice’表示切片磁选择梯度脉冲.G_enc表示磁场相位编码梯度脉冲.曲线RF表示RF-脉冲，例如是射频激励和重调焦脉冲.脉冲序列从一个激励RF-脉冲(RFer，α₁)开始，例如是激励在受检物体中磁自旋的90°脉冲.RF-激励脉冲(RFer)通过一个和RF-激励脉冲(RFer)同时施加的磁切片选择梯度脉冲(Gs1r)起着有选择地切片的作用.接着，施加连续的RF重调焦脉冲(Rf1r，Rf2r，…Rf4r)(β₁)以便对横向磁化分量重调焦，以产生自旋-回波磁共振信号.由于这些RF重调焦脉冲产生了连续的自旋回波磁共振信号(MR1r，MR2r，MR3r，MR4r).为了获得空间编码，如图2中曲线‘G_enc’所示施加相位编码磁梯度脉冲(PE1r，PE2r，…PE8r)和读梯度脉冲(RG1r，RG2r，RG3r，RG4r和RG5r).读梯度脉冲在k_x-方向上实现在k-空间中的扫描.连续相位编码脉冲(PE1r，PE2r，…PE8r)提供k_x-方向上相应的位移.读梯度脉冲和相位编码梯度脉冲的各种脉冲形状的时间形状具有参考时间脉冲的形状.尤其是，参考时间脉冲形状具有比较高的转换速率，以允许相对较短的固有扫描时间(T_R0).

图2表示按照固定重复时间等于T_R的典型的四ETL TSE序列的一种梯度和RF-波形的示意图.因此总的信号扫描时间是Tscan＝N×T_R，其中的N是获得一个完整图像矩阵所需的交错次数.对于256编码的图像矩阵，N＝64.参考脉冲序列的这一信号扫描时间T_scan是这一ETLTSE序列的固有信号扫描时间.本例中的梯度转换速率被设在最大.

$\mathrm{SAR}\∝\frac{\underset{T_{\mathrm{scan}}}{\mathrm{\Σ}}\mathrm{\α}1{({B1}_{\max },t)}^2+\underset{T_{\mathrm{scan}}}{\mathrm{\Σ}}\mathrm{\β}1{({B1}_{\max },t)}^2}{T_{\mathrm{scan}}}---\left[1\right]$

典型的β1＝2*α1，其中β1是一个180度RF脉冲，它是脉冲形状，持续时间t的函数，而峰值RF场振幅等于某一最大有效值BImaxμT.在本例中，对于全编码的扫描，α1脉冲的总数是64，而β1脉冲的总数是4×64＝256.对于固定的TR，声学噪声与梯度值，转换速率和梯度斜率的总数成正比.假设所有图都是按相同比例绘制的，则在图2中，梯度值代表TSE序列的参数所需的初始幅值.梯度上升时间是时间表示的最大转换速率.一般表示为：

Acoustic_Noise_Level ∝G·S·N_slopes    [2]

其中G＝梯度幅值，S＝梯度转换速率，而N_slopes＝梯度斜率数.降低G，S，和N_slopes之一或是同时降低三者就能明显降低声学噪声.

图3中表明为‘G_read’的曲线表示在采用欠采样的一例实际脉冲序列中读梯度脉冲的脉冲形状.曲线G_alice代表切片磁选择梯度脉冲.曲线G_ENC代表磁相位编码梯度脉冲.曲线RF代表RF-脉冲，例如是射频激励和重调焦脉冲.图3中所示的脉冲序列相对于图2中具有固有信号扫描时间和参考脉冲形状的脉冲序列而言具有较少的梯度脉冲，它们有较低的幅值和转换速率.用来对横向磁化分量重调焦的RF重调焦脉冲(Rf1a，…Rf2a)数量较少，大约是图2中所示参考TSE脉冲序列中RF重调焦脉冲数量的一半.图3中的读梯度脉冲(RG1a，RG2a，RG3a)和磁切片选择脉冲(Gs1a)相对于图2中所示的参考脉冲形状有小得多的转换速率.此外，产生的自旋回波磁共振信号(MR1a，MR2a)比较少.相位编码磁梯度脉冲(PE1a，…PE4a)也具有低转换速率和振幅.重复时间T_R和图2中的参考序列一样.由于采集的磁共振信号的数量较少，在本例中仅有一半，实际信号扫描时间等于固有信号扫描时间(T_scan).

图3类似于图2，不同的只是磁读梯度脉冲和磁切片选择梯度脉冲的梯度转换速率都被降低.这样的效果是降低声学噪声并降低SAR.由于梯度转换速率被降低了，有必要进一步加大梯度波形的间距.由于重复时间TR是固定的并有一个有效的空余时间，因此这时有可能不影响总的信号扫描时间，仍然维持如图2中的Tscan.在本例中，SENSE被用来完成对全矩阵的采集.降低转换速率的进一步优点是具有降低磁(梯度)场的时间导数dB/dt的效果，它在采用强梯度的快速成像序列中有可能造成外围精神刺激(PNS).

图4中用‘Gread’表示的曲线在采用欠采样的一个实际脉冲序列的例子中表明读梯度脉冲的脉冲形状.曲线G_slice代表切片磁选择梯度脉冲.曲线G_ENC代表磁相位编码梯度脉冲.曲线RF代表RF-脉冲，例如是射频激励和重调焦脉冲.图4中所示的脉冲序列相对于图2中具有固有信号扫描时间和参考脉冲形状的脉冲序列而言具有较少的梯度脉冲，这些梯度脉冲有较低的幅值和转换速率.图4中读梯度脉冲(RG1a，RG2b，RG3b)和磁切片选择脉冲(Gs1a)的转换速率相对于图2中所示的参考脉冲形状要小得多.另外，读梯度脉冲(RG2b，RG3b)的振幅被降低并且时间被延长.实际信号扫描时间(Tscan)等于固有信号扫描时间(T_scan).

图4表示的序列与图3类似，不同的只是‘G_read’梯度波形的振幅被降低并且时间被延长.TR中可利用的多余时间被用于容纳所增加的回波间隔.降低和延长‘G_read’波形的净效果有三方面.

1.降低梯度振幅能进一步降低声学噪声.

2.降低梯度振幅能进一步降低PNS的可能性.

3.‘G_read’波形的延长通过采用在多数情况下能获得更高的SNR的较低的采集带宽而得到补偿.

再次利用SENSE技术以便从实际采集用来重组磁共振图像的64×2＝128编码步幅而恢复出全256矩阵.

SAR与图3中相同(低于采用参考序列的扫描)，声学噪声和PNS可能性甚至比图3更低，SNR由于对各个回波采样所用的低带宽而得到改善.同样，总扫描时间Ts can和图像分辨率/特性基本上与图2中使用参考脉冲序列的扫描时的相同.

图5中用‘Gread’表示的曲线在采用欠采样的一个实际脉冲序列例子中表明读梯度脉冲的脉冲形状.曲线G_slice代表切片磁选择梯度脉冲.曲线G_ENC代表磁相位编码梯度脉冲.曲线RF代表RF-脉冲，例如是射频激励和重调焦脉冲.图5中所示的脉冲序列相对于图2的具有固有信号扫描时间和参考脉冲形状的脉冲序列而言，具有较少的梯度脉冲，这些脉冲具有较低的幅值和转换速率.图5中读梯度脉冲(RG1a，RG2b，RG3b)和磁切片选择脉冲(Gs1b)的转换速率相对于图2中所示参考脉冲形状的转换速率要小得多.另外，RF-激励脉冲(Rfeb)和重调焦RF-脉冲(Rf1b，RF2b)的峰值RF-场与参考脉冲序列相比被降低.同样，与图4的例子一样，读梯度脉冲(RG2b，RG3b)的振幅被降低并且时间被延长.实际信号扫描时间大约等于固有信号扫描时间.

图5类似于图4.在这种情况下所采用的RF脉冲使用较低的B1(用α2和β2表示).

使用低B1进一步降低序列中的SAR.另外还需要缩小RF脉冲带宽，这将导致RF脉冲持续时间延长.缩小带宽的结果是‘Gslice’梯度的振幅也会降低.这种振幅降低导致声学噪声和PNS可能性进一步降低.

由于RF脉冲的持续时间被延长，它们的间隔更大.利用TR内留下的剩余时间有可能使RF脉冲进一步分离，并且额外延长和降低‘Gread’梯度波形.这种从属的效果能够进一步同时降低声学噪声电平和进一步提高SNR.

按照前述所有的实施例，总采集时间保持不变，并且利用SENSE方法产生全256矩阵的数据.

本实施例中的PNS可能性比前面的实施例更低.

Claims (6)

1. 一种磁共振成像方法包括

-应用包括一或多个脉冲的脉冲序列，

-该脉冲序列具有对预定的全‘观察场’的在k-空间内基于全采样速率的固有扫描时间并且具有磁梯度脉冲的参考时间脉冲的形状，

-利用具有空间灵敏度剖面图的接收器天线系统采集一系列磁共振信号，其中，

-应用欠采样的信号采集，以便在k-空间内用预定的降低了的采样速率来采集欠采样的磁共振信号，该采样速率相对于全采样速率降低一个缩减系数，

-在实际信号扫描时间中应用该脉冲序列，该实际信号扫描时间大于固有信号扫描时间乘以缩减系数。

2. 按照权利要求1的磁共振成像方法，其中实际信号扫描时间基本上等于固有信号扫描时间。

3. 按照权利要求1的磁共振成像方法，其中所应用的脉冲的脉冲形状所具有的时间上的变化比参考时间脉冲形状所涉及的时间上的变化要慢。

4. 按照权利要求1的磁共振成像方法，其中脉冲序列包括磁梯度脉冲，并且以一个小于参考脉冲形状所涉及的转换速率的转换速率来应用该磁梯度脉冲。

5. 按照权利要求4的磁共振成像方法，其中脉冲序列包括射频(RF)脉冲，并且以一个小于参考脉冲形状所涉及的RF-磁场分量(B1)的RF-磁场分量(B1)来应用该射频(RF)脉冲。

6. 按照权利要求1的磁共振成像方法，其中该脉冲的脉冲形状是可以调节的，以使得在固有信号扫描时间乘以缩减系数与固有信号扫描时间之间的范围内适配脉冲序列的实际信号扫描时间。

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