CN101846731B - 借助并行采集技术建立图像的方法 - Google Patents

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Abstract

借助并行采集技术建立图像的按照本发明的方法包括以下步骤：将激励脉冲入射到检查对象中；在激励脉冲之后产生第一回波串，其中第一回波串密集地采集对于线圈校准数据的采集要采集的k空间的片段；借助在激励脉冲之后的第一回波串采集线圈校准数据；将采集的线圈校准数据存储在线圈校准数据组中；在同一个激励脉冲之后产生第二回波串，其中第二回波串对对于图像数据的采集要采集的k空间的片段进行欠采集；借助在同一激励脉冲之后的第二回波串采集图像数据；将采集的图像数据存储在不完整的图像数据组中；通过在使用线圈校准数据组的条件下，借助所选择的PAT重建技术，代替在不完整的图像数据组中由欠采集导致的缺少的数据，产生第一图像数据组。

Description

借助并行采集技术建立图像的方法
技术领域
本发明涉及一种用于借助并行采集技术建立图像的方法、磁共振设备和计算机程序。 
背景技术
并行采集技术(英语“parallel acquisition techniques”-PAT)使得在磁共振断层造影(MRT)中在数据采集、即测量期间，可以对空间上的频率空间(即，所谓的k空间)欠采集，这就是说，低于根据尼奎斯特理论所需的测量的数据点或数据行的密度，并且在图像重建期间，近似地计算缺少的数据点，通常是整个数据行，或直接在所属的图像空间中抑制由欠采集导致的混淆伪影。由此，可以明显降低为了采集原始数据所必须花费的测量时间。此外，借助并行采集技术还可以部分地极大减少在特定应用中或序列技术中出现的典型的伪影。能够应用并行采集技术的前提条件是多个接收线圈和关于在采集原始数据时使用的接收线圈的空间上的敏感性的知识(也称为线圈敏感性的知识)。线圈敏感性可以由所谓的线圈校准数据近似地计算出。线圈校准数据通常被附加地测量。然后借助线圈校准数据或借助由线圈校准数据计算出的接收线圈的线圈敏感性均衡由于欠采集而缺少的测量数据的空间信息。在此，要么借助线圈校准数据或借助由线圈校准数据计算出的接收线圈的线圈敏感性以及测量的数据点(测量数据)来代替缺少的数据点，要么直接在图像空间中借助线圈敏感性来抑制由欠采集导致的混淆伪影。在两种情况下在此称为PAT重建。 
在此，接收线圈的线圈敏感性除了别的之外取决于接收线圈在检查对象(例如患者)上的取向，和在场中的各个负载，即，在接收线圈的位置上检查对象的特征。因此至少对于每个检查对象必须重新确定线圈敏感性。在测量期间还可能由于检查对象的运动(特别是宏观的运动)、例如患者的呼吸运动或其它运动而影响接收线圈的敏感性。因此，理想地对于每个测量重新并且在时间上与测量数据紧密地采集线圈校准数据。 
例如在M.Griswold等人的文章“Autocalibrated coil sensitivity estimation forparallel Imaging”，M；R Biomed.2006；19：316-324中描述了对于并行采集技术的用于测量线圈校准数据或用于确定接收线圈的线圈敏感性的不同方法。 
然而，用于确定线圈校准数据的公知方法对于用于数据采集的每种序列技术是不合适的和/或是不期望地费时的。 
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种方法、一种磁共振设备和一种计算机程序，其使得可以对于并行采集技术(PAT)运动敏感地并快速地采集线圈校准数据。 
借助并行采集技术建立图像的按照本发明的方法包括以下步骤： 
-将激励脉冲入射到检查对象中， 
-在激励脉冲之后产生第一回波串，其中第一回波串密集地采集对于线圈校准数据的采集要采集的k空间的片段， 
-借助在激励脉冲之后的第一回波串采集线圈校准数据， 
-将采集的线圈校准数据存储在线圈校准数据组中， 
-在同一个激励脉冲之后产生第二回波串，其中第二回波串对对于图像数据的采集要采集的k空间的片段欠采集， 
-借助在同一激励脉冲之后的第二回波串采集图像数据， 
-将采集的图像数据存储在不完整的图像数据组中， 
-通过在使用线圈校准数据组的条件下，借助选择的PAT重建技术，代替在不完整的图像数据组中由欠采集导致的缺少的数据，产生图像数据组。 
本发明基于以下认识。 
在测量条件改变的情况下特别常用的、用于确定线圈校准数据的本身公知的方法是所谓的自动校准技术。在该自动校准技术中，相应于已经提到的尼奎斯特理论完整地(也称为“密集地”)采集k空间的一部分(通常是内部的、中心的区域)，而欠采集k空间的其余部分(相应地通常是外围区域)。从完整采集的区域直接确定为了代替欠采集区域所必需的线圈校准数据。由此在每个测量期间直接确定相应的线圈校准数据。自动校准技术的另一个优点是，密集采集的区域不需要代替并且由此相对于完全欠采集的数据来说改善了在采集的数据中的信噪比(英语“signal to noise ratio”，SNR)。 
然而，自动校准技术不是对于所有的序列技术都合适，特别是不适合于平面回波序列(EPI-序列)。如果将该自动校准技术例如应用于单次激发平面回波序列(英语“single shot echo planar imaging”，单次激发EPI)，则在唯一一个回波串中采集到线圈校准数据以及期望的测量数据、通常是图像数据。通过在回波串期间改变在采集两个相邻行之间接入的相位编码梯度(在EPI中也称为“Blip”)的动量(Moment)，这是可能的。例如在欠采集区域中(例如在回波串的开始和结束时采集的两个外围行之间)的相位编码梯度的动量，比在密集采集区域中的两行之间(例如在两个中心的行之间)的高因子A倍。在此，A是所谓的加速因子。在速度(以该速度在回波串期间沿着相位编码方向遍历k空间)上的该变化导致模糊伪影(Verschmierungsartefakten)，该模糊伪影使得获得的数据的质量不令人满意。因此，尽管其具有快速性和运动不敏感性，自动校准技术在诸如单次激发EPI的这些序列技术还是不被采用。 
另一种在EPI中采用的公知方法是在一个或多个单独的激励脉冲之后、例如在所谓的“预扫描(Prescan)”过程中，与其它期望的测量数据分开地采集线圈校准数据。 
如果在此在“预扫描”中在唯一一个激励之后读出线圈校准数据，则在一个为采集图像数据而采用的EPI回波串的两个相邻行之间的相位编码梯度，具有在一个为采集线圈校准数据而采用的回波串的两行之间的相位编码梯度的A倍动量。相应地，在一个成像回波串期间的沿着相位编码方向的速度比在用于采集线圈校准数据的一个回波串期间的高A倍。如上面已经提到的，沿着相位编码方向的速度与失真伪影或模糊伪影相关。由此，发生在获得的图像数据与由线圈校准数据确定的线圈敏感性之间的不同失真。这会对PAT重建具有负面影响。此外，此处在图像数据的两个相邻测量的行之间的T2*衰减正比于 
Figure GSA00000072383400031
而在线圈校准数据组中的相应行之间的T2*衰减正比于 
Figure GSA00000072383400032
在此，ES是时间上的回波间隔(英语“echo spacing”，ES)，即，在直接相继的相位编码行的采集之间的时间。这也会对PAT重建起负面作用。 
如果分割“预扫描”，即，在多个分开的激励之后测量“预扫描”，则可以解决在“预扫描”方法中的这两个提到的问题。在此在使用A个回波串的条件下分割地采集线圈校准数据。在用于采集线圈校准数据的A个回波串的两个相邻行之间的相位编码梯度的动量和成像的回波串的相位编码梯度的动量相等。由此，沿着相位编码方向的速度和在相邻测量的行之间的T2*衰减也相等。在此， 分别这样选择在用于采集线圈校准数据的A个回波串的每个的开始时的相位编码-预相位-梯度(英语“prephasing gradient”)，使得A个回波循环的数据一起密集地采集k空间。然而，该分割的方法与在唯一一个激励之后采集线圈校准数据相比又具有如下缺陷，一方面需要用于采集线圈校准数据的更多的时间(A个回波串而不是唯一的回波串)，另一方面通过分割提高了测量相对于例如患者的运动和诸如血流的其它生理效应的敏感性。 
采用哪个方法用于确定线圈校准数据迄今为止取决于许多因素，除了别的之外，取决于采用的PAT重建技术、例如GRAPPA(英语“generalizedautocalibrating partially parallel acquisitions，空间调谐并行采集”)、SMASH(英语“simultaneous acquisition of spatial harmonics”)、或者SENSE(英语“SENSitivityEncoding，敏感性编码”)和/或采用的加速因子A。 
然而，在“预扫描”过程中的线圈校准数据的采集的两种情况下，在采集线圈校准数据和图像数据、或期望的测量数据之间的时间间隔是使用的序列的至少一个重复时间TR。该重复时间TR例如在扩散加权成像中为直到数秒。特别在测量在相同的数量级的时间间隔中运动(例如特别是患者的呼吸运动、心跳或肠蠕动)的检查对象时，该时间间隔是不可忽略的，因为其会导致在采集的线圈校准数据和延迟采集的图像数据之间的不一致。例如，通过该不一致导致对由欠采集产生的混淆伪影的不完全抑制，或者导致SNR变差，该不一致又对并行的图像重建的质量起负面作用。 
这在原本为了改善SNR而多次测量一个解剖层的测量中更多地出现。然而例如在扩散加权成像中通常是这样，其中不仅多次，而且可能还以所应用的扩散梯度的不同的取向和/或振幅测量每个层。由于效率的原因，特别是关于所需的采集时间，在扩散加权成像中迄今为止尽管如此通常还是每层仅一次地、并且在此通常以断开的扩散梯度采集线圈校准数据。由此，在采集线圈校准数据和图像数据之间的时间间隔甚至是多个TR间隔。 
利用按照本发明的方法通过在一个共同的激励脉冲之后在两个分开的回波串中采集线圈校准数据和图像数据，可以保持在采集线圈校准数据和图像数据之间的时间间隔很小，特别是小于数据测量的一个重复时间TR。根据使用的序列技术和使用的硬件，特别是根据梯度系统，可以将采集线圈校准数据和采集图像数据之间的时间间隔缩短到几个十分之一毫秒，由此其低于检查对象的典型的宏观运动(例如患者的呼吸或心跳)的时间上的数量级。由此在检查对 象的典型的宏观运动的条件下可以进行稳健的并行图像重建，而不出现在公知的自动校准技术中在诸如EPI序列的特殊的序列技术情况下的提到的缺陷。 
优选通过用于平面回波成像(EPI)的序列技术产生第一和/或第二回波串。平面回波成像的特征是特别快的数据采集，并且由此缩短用于各个数据的采集时间。 
在本方法的优选实施方式中将一系列激励脉冲入射到检查对象中，其中，在每个激励脉冲之后采集分别对于线圈校准数据的采集或对于图像数据的采集要采集的k空间的不同片段的各个线圈校准数据和图像数据。通过利用多个激励脉冲的这样的分割的拍摄，例如可以在不改变回波串长度的情况下提高可以被重叠的或比较的采集的数据量，并且由此例如改善计算的图像的分辨率。此外，在线圈校准数据和图像数据的这样的分割的采集中，提高了k空间沿着相位编码方向在回波串期间被遍历的速度并且由此例如减小了失真伪影。 
在刚提到的实施方式中优选通过对于平面回波成像(EPI)的序列技术产生第一和第二回波串，其中不同的片段互相旋转。为此的一种公知的序列技术例如是所谓的PROPELLER EPI。例如在US 7482806B2中描述了结合并行采集技术的PROPELLER方法。然而，由于在那里出现的在相位编码方向上的可变的速度，由于上面提到的原因，其对于EPI技术是不合适的。 
在PROPELLER方法中单独地对于每个片段(也称为单叶，英语“blade”)在单叶的重叠之前进行并行重建。通过采用利用PROPELLER EPI技术的按照本发明的方法，对于被采集的k空间的每个片段，并且由此对于片段的每个对齐，采集合适的线圈校准数据。为了采集线圈校准数据所需的时间会延长回波时间，即，在EPI序列的情况下在激励脉冲和中心的k空间行的采集之间的时间。然而该延长是小的，因为在激励脉冲和第一反转脉冲之间的时间在一般的序列情况下通常没有被完全地利用，例如，由于扩散模块的期望的对称和在中心的k空间行之前必须被采集的行的最小数量。 
因此，尽管对于每个被采集的片段采集合适的线圈校准数据，该方法在时间上还是特别有效的，因为线圈校准数据和图像数据虽然借助两个回波串、然而可以在一个共同的激励脉冲之后被采集。在此，尽管在共同的激励脉冲之后产生第一和第二回波串，用于单叶的测量时间却不一定要被延长，例如，当在一些序列技术中存在的在其它方面未被利用的序列的填充时间(Füllzeiten)被用于第二回波串的采集时。但是根据使用的序列技术的不同，可能需要延迟在 两个激励脉冲之间的测量时间。但是，相对于如在分开地采集线圈校准数据和图像数据中产生的总测量时间的延长来说，该延长通常可以被忽视。 
在按照本发明的方法的一种特别优选的实施方式中，通过相同的序列技术这样产生第一和第二回波串，使得每个回波串包括回波的序列，其中第一回波串的序列的回波的时间间隔比第二回波串的序列的回波的时间间隔短。通过缩短第一回波串的回波间隔进一步减小了两个采集的总采集持续时间。此外，同时互相匹配在两个回波串中沿着相位编码方向上的速度以及由此例如上面已经提到的在各个数据中的失真伪影。由此不再由于各个失真中的不一致性而负面地影响接下来通过PAT重建技术的替代。同样，匹配在线圈校准数据组和在图像数据组中相应的k空间行之间的T2*衰减，由此同样避免上面提到的缺陷，而无需如现有技术那样延长测量持续时间和提高相对于运动和血流的敏感性。 
除了用于EPI成像的序列技术，还可以考虑用于快速自旋回波(TSE)成像的序列技术用于产生第一和第二回波串。 
特别有利地，第一回波串的序列的回波的时间间隔相对于第二回波串的序列的回波的时间间隔缩短A倍，并且同时与在为了采集线圈校准数据而密集地采集的k空间的片段中的、借助第一回波串采集的行的距离，相对于与在为了采集图像数据而欠采集的k空间的片段中的、借助第二回波串采集的行的距离，缩短了同样的A倍。以这种方式优化了沿着相位编码方向的速度的匹配和T2*衰减的匹配。 
在一种特别有利的实施方式中，基于线圈校准数据组校正在不完整的图像数据组中的和/或在由图像数据组所获得的图像数据组中的伪影。因为借助完整采集k空间的一个片段的回波串采集线圈校准数据组的线圈校准数据，因此例如为了与重建的结果比较和/或用于对以这种方式一次地在线圈校准数据组中和一次地在必要时已经替代的不完整的图像数据组中存在的数据进行平均，可以引入这些数据，由此例如可以进一步提高SNR。 
按照本发明的磁共振设备包括多个用于接收高频信号的接收线圈和构造为用于执行上面描述的方法之一的计算单元。 
当按照本发明的计算机程序在与磁共振设备相连的计算单元中被执行时，其在计算单元中执行上面描述的方法之一。 
关于本方法提到的优点和实施方式对于磁共振设备和计算机程序产品类似地适用。 
附图说明
从以下描述的实施例以及结合附图给出本发明的其它优点和细节。提到的例子并不限制本发明。其中， 
图1示出了磁共振设备的示意结构， 
图2示出了本方法的一种实施例的示意性流程图， 
图3示出了一种可用于执行按照本发明的方法的示意性序列图， 
图4和图5示出了在按照本发明的方法中被采集的k空间中的轨迹的例子，以及 
图6示出了用于原理性的PAT重建的示意性流程图。 
具体实施方式
图1示意性示出了带有其主要组件的磁共振设备1的结构。为了借助磁共振成像检查身体，将在其时间的和空间的特征最精确地互相调谐的不同的磁场入射到身体。 
在高频技术上屏蔽的测量室3中设置的强磁铁、通常是具有隧道形开口的低温磁铁5，产生通常为0.2特斯拉至7特斯拉以及更高的静态的强的主磁场7。待检查的检查对象、例如患者(此处未示出)被置于患者卧榻9上并且定位在主磁场7的均匀区域中。 
通过磁的高频激励脉冲进行在检查对象中的核自旋的激励，通过至少一个高频线圈、例如此处作为身体线圈13示出的高频天线入射该磁的高频激励脉冲。高频激励脉冲由脉冲产生单元15产生，该脉冲产生单元15由脉冲序列控制单元17控制。在通过高频放大器19放大之后，其被传输到至少一个高频天线。此处示出的高频系统仅示意性表示。通常在磁共振设备1中采用多个脉冲产生单元15、多个高频放大器19和多个高频天线。 
此外，磁共振设备1还具有梯度线圈21，利用其在测量中入射梯度磁场、除了别的之外用于选择性的层激励和用于测量信号的位置编码。梯度线圈21由同样如脉冲产生单元15那样与脉冲序列控制单元17相连的梯度线圈控制单元23控制。 
由激励的核自旋发射的信号由身体线圈13和/或由局部接收线圈25接收，通过对应的高频前置放大器27放大并且由接收单元29进一步处理和数字化。 
如果既可以按照发送模式也可以按照接收模式操作线圈(例如身体线圈13)，则通过在前连接的发送接收开关39调节正确的信号输送。 
与磁共振设备相连的计算单元37处理测量数据。特别地计算单元37例如执行包含PAT重建的测量数据，其中计算单元37与存储器单元35这样相连，使得计算单元37将PAT重建的结果以及测量数据的处理的中间结果、例如(不完整的)图像数据组或线圈校准数据组，存储在存储器单元35中并且也可以又调用。此外，计算单元37必要时在其它处理步骤(例如校正)下，还可以从测量数据产生图像，这些图像可以通过操作控制台33被显示给应用者或者被存储在存储器单元35中。计算单元37此外还控制单个的设备组件、特别是在测量数据的拍摄期间。在此，这样构造计算单元37，使得利用该计算单元可以执行按照本发明的方法。此外，例如可以将按照本发明的计算机程序40可执行地安装到计算单元37中，当该计算机程序在计算单元中被执行时其在计算单元37中执行按照本发明的方法。 
示出的单元、例如特别是计算单元37和存储器单元35在此不一定要理解为一个物理单元，而是也可以由必要时在空间上分离地设置的多个子单元组成。 
图2示出了借助并行采集技术用于建立图像数据组的方法的实施例的示意性流程图。在此，在第一步骤101中将激励脉冲入射到检查对象中。 
在激励脉冲之后在下一步骤102中产生第一回波串。在此，第一回波串充分密集地采集对于采集线圈校准数据而要采集的k空间的片段。通过第一回波串产生的在检查对象中的信号作为线圈校准数据105被采集并且存储在线圈校准数据组107中。 
同样在步骤101的激励脉冲之后在下一个步骤104中产生第二回波串。在此，通过第二回波串对对于采集图像数据要采集的k空间的片段欠采集。通过第二回波串产生的在检查对象中的信号作为图像数据106被采集并且被存储在不完整的图像数据组108中。 
在步骤103中在第一和第二回波串之间优选可以接入另一个脉冲或者用于准备特定信号的特殊的梯度场。例如，可以接入至少一个反转脉冲，用于在检查对象中的不同自旋的相位的再聚焦。此外，还可以在步骤102中在第一和第二回波串之间接入至少一个扩散梯度。由此例如可以采集扩散加权的图像数据。 
在最后的步骤109中从不完整的图像数据组中获得图像数据组，方法是，在使用线圈校准数据组的条件下借助所选择的PAT重建技术代替在不完整的图 像数据组中缺少的数据。可能的PAT重建技术例如是已经提到的GRAPPA、SENSE或SMASH。后面将结合图6更详细地解释这样的重建的可能的过程。 
可以进一步处理、存储和/或显示这样获得的图像数据组，例如关于图1一般性给出的。 
必要时对于k空间的多个片段重复步骤101至104，如在图2中通过虚线箭头表示的。由此将一系列激励脉冲入射到检查对象中，其中在每个激励脉冲之后，即，对于每个片段，获得线圈校准数据组107和不完整的图像数据组108，在步骤109中借助所选择的PAT重建技术从中产生至少一个图像数据组。如果在每个激励脉冲之后借助第一和第二回波串既采集线圈校准数据也采集图像数据，则PAT重建的结果是特别可靠的，因为分别在时间上紧接着相应的图像数据获得各个线圈校准数据。由此降低了本方法的运动敏感性。当仅在一个、例如在第一激励脉冲之后按照上面描述的方式采集线圈校准数据和图像数据，并且在序列的余下的激励脉冲之后仅仅还采集图像数据组时，可能已经是足够的。这可能会提高时间效率，但是却使得本方法的运动敏感性变差。 
图3示出了对于平面回波成像(EPI)合适的基本序列的例子的示意性序列图，利用其可以有利地执行按照本发明的方法。在此，以通常方式按照互相之间的关系示出高频脉冲(时间轴“RF”，应用“radio frequency”)、示例性的层选择梯度(时间轴“GS”)、必要时要入射的扩散梯度(时间轴“GD”)、示例性的相位编码梯度(时间轴“GP”)、示例性的读出梯度(时间轴“GR”，英语“readout gradient”)和信号采集(时间轴“ADC”)的时间顺序。 
在激励脉冲201、例如90°脉冲“90”之后，借助第一读出梯度203的序列并借助第一相位编码梯度202的序列产生并采集第一回波串204(没有精确地示出信号)。在相同的激励脉冲201之后借助第二读出梯度206的序列并借助第二相位编码梯度205的序列产生并采集第二回波串207(没有精确地示出信号)。通过读出所采集的数据分别如上所述被存储到相应的数据组，其中从第一回波串获得线圈校准数据并且从第二回波串获得不完整的图像数据。在此，分别作为所谓的“Blips”的序列示出第一和第二相位编码梯度202、205的序列。 
在此，第一回波串204充分密集地采集k空间，而第二回波串207对k空间欠采集。在此，充分密集的采集也可以是按照尼奎斯特理论的过度采集，即，可以测量比按照尼奎斯特理论所需的更多的数据点。 
时间上在第一和第二回波串204和207之间可以接入至少一个反转脉冲 208、例如180°脉冲“180”，并且在如下时间窗中采集第二回波串，由激励脉冲201和至少一个反转脉冲208产生的自旋回波的尖峰也位于该时间窗中。由此可以减少例如由于在具有可变的磁导率的区域中的信号损失或者由于磁场的非均匀性引起的在图像中的伪影，特别是当在自旋回波的紧邻区域中采集不完整的图像数据组的中心的k空间行时。 
此外，在第一和第二回波串204和207之间可以接入至少一个扩散梯度209，以便借助第二(在这种情况下在时间上在扩散梯度209之后产生的)回波串获得扩散加权的图像数据。在此，对于信号质量来说具有优势地又在扩散梯度209之间接入一个或多个反转脉冲208。如果以这种方式在扩散梯度209之前获得线圈校准数据204，则对其不进行通过扩散梯度209产生的扩散加权。 
在采集线圈校准数据和图像数据之间的时间间隔、也就是在第一和第二回波串之间的时间间隔在此位于几个十分之一毫秒的数量级中。时间间隔的当前值在此取决于采集的图像的期望的最大扩散加权，其通常被具体化为b值(英语“b-value”)。为了达到特定的最大扩散加权所需的时间，又取决于设备的梯度系统、特别是最大梯度振幅。临床的MR断层造影仪的最大梯度振幅目前位于10mT/m之上并且最大期望的扩散加权通常位于b＝1000s/mm2附近。在这些前提条件下，两个回波串的时间间隔通常明显低于100ms。在小的最大扩散加权(b～50s/mm2)或者没有扩散梯度的情况下，两个回波串的时间间隔的下限通过第一回波串的持续时间和反转脉冲的持续时间来限制。其可以是5ms。也就是时间间隔位于5ms和100ms之间的范围中并且由此明显比人的心跳的典型时间常数(～1秒)和人的呼吸的典型时间常数(～3-10秒)短。由此得到序列的特别小的运动敏感性。 
此外具有优势的是，利用第一回波串产生附加的导航回波210，并且利用第二回波串产生附加的导航回波211，其在序列203或206的读出梯度下被采集并且分别作为导航数据被存储。在从导航回波210或211采集导航数据期间在相位编码方向上的累积的梯度动量等于零。例如通过在各个回波串的开始采集导航数据、通过在采集各个导航数据之后才接入相位编码预相位梯度202.1或205.1、以及通过在导航回波之间不接入相位编码梯度202或205来达到这点。 
可以引入采集的导航数据，用于校正在各个对应的回波串204、207的偶数和奇数回波之间的相位差。这样的相位差例如可能通过不是最佳均衡的梯度动量而产生，并且不校正的话会导致伪影、例如所谓的尼奎斯特鬼影或N/2鬼 影。 
在图3示出的例子中作为导航回波210、211分别产生三个第一回波，在该三个第一回波下分别采集序列203、206的第一读出梯度并且分别作为导航数据存储。不采集各个第四回波，因为与之并行接入相位编码预相位梯度202.1、205.1。各个随后的回波形成在按照本发明的方法的意义下的第一及第二回波串。在相位编码预相位梯度202.1、205.1之后、并且在相位编码梯度202、205的序列之后优选分别接入一个相位编码重聚相位梯度202.2、205.2，这样选择其动量，使得相位编码预相位梯度202.1、205.1的、序列202及205的所有相位编码梯度的和相位编码重聚相位梯度202.2、205.2的累加动量分别等于零。 
优选第一回波串202的回波间隔ES1、即在回波串之间的时间间隔和由此在相互紧接的相位编码行的采集之间的时间，比在第二回波串的回波之间的时间间隔(回波间隔)ES2短。图3示例性对各个读出梯度示出了回波间隔ES1和ES2。例如，特别地成立：ES2＝A*ES1，其中A是加速因子。特别有利地，同时相位编码梯度205的第二序列的相位编码梯度的动量等于序列202的相位编码梯度的A倍动量。由此实现，在第一回波串的相继的回波期间采集的两个k空间行的k空间(参见图4)中的距离d1，比在第二回波串的相继的回波期间的两个采集的k空间行的k空间(参见图4)中的距离d2短加速因子A倍，从而还成立：d2＝A*d1。 
以这种方式优化了沿着相位编码方向的速度的匹配和T2*衰减的匹配。但是还可以考虑，对于回波间隔和距离成立： 
ES2＝A′*ES1和d2＝A*d1，A′＜A。 
也就是说，在第一回波串中的回波间隔ES 1相对于在第二回波串中的回波间隔ES2被缩短小于加速因子A倍。 
在图4和图5中示例性示出了可能由这样产生的第一和第二回波串得到的k空间轨迹。在此虚线示出的k空间轨迹301、301′相应于第一回波串并且点线示出的k空间轨迹302、302′相应于第二回波串，其中在图4和5的图中设置加速因子A＝2。由此在两个在第一回波串期间被采集的相邻行之间的距离比在第二回波串期间被采集的两个相邻的行之间的距离小一半。如上面已经提到的，在此以理想方式第一回波串的回波间隔比第二回波串的回波间隔短已经提到的加速因子A倍。为此容忍，k空间轨迹301沿着读出方向(例如图4中的kx)在一个回波期间穿过(durchschreiten)的距离，比k空间轨迹302沿着读出方 向(例如图4中的kx)在一个回波期间穿过的距离短。 
由第二回波串采集的k空间的片段优选包括由第一回波串采集的k空间的片段。特别地，当以这种方式确定的k空间点既由第一回波串也由第二回波串采集，并且由此既在线圈校准数据组中也在不完整的图像数据组中被存储时，可以进一步有利地基于线圈校准数据组校正在不完整的图像数据组中和/或在由不完整的图像数据组获得的图像数据组中的伪影。 
图5与图4的区别在于，k空间轨迹301′和302′相对于图4中的k空间轨迹301和302以角度α在k空间中旋转，例如在PROPELLER序列的情况下通常的那样。此处也就是采集与图4中不同的k空间的片段。 
与PROPELLER序列结合的这样的k空间轨迹301、301′、302、302′由于其形状也被称为“螺旋桨(单)叶(英语“blade”)”。在此如结合图2已经描述的，在每个激励脉冲之后进行不同的螺旋桨叶的采集。在此对于每个片段重复在图3中示出的用于采集全部数据的、即k空间的所有期望的片段的基本序列，其中改变螺旋桨叶的方向和由此应用的相位编码梯度和读出梯度的方向。为了采集全部的PROPELLER数据组，在此例如连续地围绕k空间中心旋转螺旋桨叶的方向，直到所有的片段一起覆盖围绕k空间中心的圆形区域。 
即使不要采用PROPELLER序列，还可以以描述的方式重复在图3中示出的基本序列，其中，例如必要时改变应用的扩散梯度的动量和/或方向，以获得不同地扩散加权的图像数据。 
扩散加权的(英语“diffusion weight”，DW)成像理解为显示检查的组织的扩散特征的磁共振成像技术(MRT)。扩散被理解为介质中分子的布朗运动。在MRT中水分子的扩散在提供梯度场的情况下导致横向磁化的相位分散，其导致采集的信号衰减。信号衰减的程度一方面取决于梯度场的持续时间和振幅，另一方面取决于组织类型及其微观结构。 
在扩散加权的成像中采用的强的梯度场，使得该技术对于在扩散准备期间(即在扩散梯度的接通期间)的宏观运动(例如患者运动)极度敏感。通常也将主要用于横向磁化的扩散准备的基本序列的RF脉冲和梯度称为扩散模块，并且将主要用于产生回波串的其余的梯度和必要时的RF脉冲称为读出模块。为了避免在扩散准备期间由于这样的宏观运动引起的伪影，特别是可以采用快速的图像采集技术。例如单次激发EPI技术属于特别快速的采集技术，其允许在唯一的激励脉冲和扩散模块之后采集全部的图像。通常在一般的单次激发 EPI技术中出现的在敏感性边界上的伪影，例如失真，可以通过上面描述的方法来避免或者强烈降低，因为通过在第二回波串期间的欠采集提高k空间沿着相位编码方向被遍历的速度。同时如上所述，本方法的运动敏感性没有象在通常的PAT方法中那样被提高。因此，按照本发明的方法特别适合于利用EPI技术的扩散成像。对于EPI技术此处特别还要提到产生第一和/或第二回波串的单次激发EPI技术，具有用于线圈校准数据和图像数据的各个采集的片段的第一和/或第二回波串分别包括全部要采集的k空间。 
在试验中，通过采用按照本发明的方法可以证明利用短轴PROPELLER EPI序列拍摄的女性受试者的大脑的扩散加权的图像的图像质量相对于没有按照本发明的措施的常规的短轴PROPELLER EPI，有明显改善。在此，例如选择以下成像参数：加速因子A＝2；矩阵大小：256；FOV(“field-of-view”)：230mm，TR＝3000ms；TE＝73ms；层厚：4mm；扩散加权，各向同性b＝1000s/mm2；读出长度64；每图像16个PROPELLER叶；回波长度：88ms；用于成像的回波串的回波间隔：ES2＝500μs；用于用来采集线圈校准数据的回波串的回波间隔：ES 1＝250μs。 
在结合PROPELLER拍摄技术的DW成像中可以考虑，仅仅分别对于螺旋桨叶(即片段)的每个对齐，采集线圈校准数据，例如在最小的扩散梯度的情况下，该最小的扩散梯度是在后面利用同样的对齐但是不同的扩散梯度采集图像数据的情况下、用于代替所引入的。由此，虽然通常进一步提高了该方法的时间效率，但是必须考虑运动敏感性上的损失。 
替换EPI技术，还可以类似地通过用于快速自旋回波(TSE)成像的序列技术来产生第一和第二回波串。 
在图6中示意性地示出了用于执行如在图2的步骤109中可以采用的原理性的PAT重建的流程图。 
在此，优选首先为代替而准备(步骤402和405)密集或充分采集的线圈校准数据组401、例如图2中的线圈校准数据组107，以及欠采集的并由此不完整的图像数据组404、例如图2中的不完整的图像数据组108。 
线圈校准数据组401的准备402和/或不完整的图像数据组404的准备405特别可以分别包括在读出方向上的原点上每第二个k空间行的一个映像402.1、405.1，当对应的k空间轨迹的方向、例如在EPI k空间轨迹的情况下、在相继的回波中在读出方向(图4中的kx方向)改变时。由此可以说“对齐”了数据， 这使得进一步的处理变得容易。 
此外，线圈校准数据组401的准备402和/或不完整的图像数据组404的准备405包括在笛卡尔坐标(Gitter)(英语“readout regridding”)中的插值402.2、402.5。在此，均衡在k空间中可能由于非理想的读出梯度改变的、在以恒定的时间间隔采集的数据点之间的间隔。然后，将各个数据点设置在笛卡尔坐标中，这通常极大地简化了进一步的处理。特别可以采用由此特别有效的算法、例如快速傅里叶变换。例如在EPI序列中、当在达到梯形的读出梯度的稳定状态(Plateau)之前开始数据采集时，产生这样的非理想的读出梯度。例如，由于由此可能的、EPI序列的时间上的回波间隔的最小化而采用这样的也称为“rampsampling，斜面采样”的数据采集。短的时间上的回波间隔又提高了沿着相位编码方向上遍历k空间轨迹的速度。 
如果还存在属于线圈校准数据组401和/或不完整的图像数据组404的导航数据，例如通过如在结合图3描述的基本序列中那样可以进行的导航数据采集，此外线圈校准数据组401的准备402和/或不完整的图像数据组404的准备405还可以包括对在借助其获得线圈校准数据组401的回波串或者借助其获得不完整的图像数据组404的回波串的偶数和奇数回波之间的相位不一致性的校正402.3、405.3。从导航数据中可以识别并且还可以对于回波串的随后的回波校正提到的相位不一致性。由此例如可以避免或至少减少在由线圈校准数据组401以及不完整的图像数据组404计算的图像中的尼奎斯特鬼影伪影。 
该顺序(在图6中示出在该顺序中提到的准备步骤402.1、402.2、402.3和405.1、405.2、405.3，如果其全部都包括在各个准备402及405中的话)在此仅仅是示例性的。 
在下一步骤403中从必要时准备的充分采集的线圈校准数据组中例如计算因子，借助这些因子在下一步骤406中代替在欠采集的不完整的图像数据组中缺少的数据。 
以下以GRAPPA PAT重建为例详细解释这点。 
在GRAPPA中每个缺少的、即，因为由于欠采集而没有被采集的k空间点 
Figure GSA00000072383400141
的信号 作为与该点 
Figure GSA00000072383400143
相邻地测量的、也就是采集的点的线性组合被示出： 
s i ( k → ) = Σ j = 1 N C Σ q → ∈ Ω n i , k → ( j , q → ) s j ( q → ) ;
其中，i＝1，...，NC并且 
Figure GSA00000072383400145
是线性因子(所谓的“GPAPPA权重”)，其中第一求和 对接收线圈计数，即，NC等于磁共振设备的参与的接收线圈的数量，第二求和对在 
Figure GSA00000072383400151
的邻域 
Figure GSA00000072383400152
中测量的所有数据点计数，并且 
Figure GSA00000072383400153
表示接收线圈j在采集点 
Figure GSA00000072383400154
测量的信号。在笛卡尔采集中，在此线性因子独立于 并且由此能够从线圈校准数据组的如下数据被计算出：对于这些数据在上面的方程组中左边的 
Figure GSA00000072383400156
值是已知的。 
由此在GPAPPA的情况下在步骤403中例如通过上面的方程组的伪反转(Pseudo-Inversion)计算用于代替的因子 
Figure GSA00000072383400157
然后在步骤406中通过在上面的方程组中采用计算的因子 
Figure GSA00000072383400158
来计算在不完整的图像数据组中缺少的数据。 
替代GPAPPA，还可以采用另一种公知的PAT重建方法，例如SMASH或SENSE。 
由此，在步骤406中借助在步骤403中计算的数据补充欠采集的并且由此是不完整的图像数据组404，并且必要时进行进一步的(由对于数据采集而使用的序列技术所决定的)公知的校正和/或处理步骤，以便获得图像数据组407。如果对于不完整的图像数据组的数据采集例如使用单次激发EPI序列技术，则作为其它处理步骤，二维的离散傅里叶变换足以获得图像数据组。例如可以基于线圈校准数据组进行进一步的校正，方法是，例如对既在线圈校准数据组401中也在不完整的图像数据组404中被采集的k空间点的信号进行比较。 

Claims (11)

1.一种借助并行采集技术建立图像数据组的方法，包括以下步骤：
-将激励脉冲入射到检查对象中，
-在所述激励脉冲之后产生第一回波串，其中所述第一回波串充分密集地采集对于线圈校准数据的采集要采集的k空间的片段，
-借助在所述激励脉冲之后的所述第一回波串采集线圈校准数据，
-将采集的所述线圈校准数据存储在线圈校准数据组中，
-在同一个激励脉冲之后产生第二回波串，其中所述第二回波串对对于图像数据的采集要采集的k空间的片段进行欠采集，
-借助在同一激励脉冲之后的所述第二回波串采集图像数据，
-将采集的图像数据存储在不完整的图像数据组中，
-通过在使用所述线圈校准数据组的条件下，借助所选择的并行采集重建技术，代替在不完整的图像数据组中由欠采集导致的缺少的数据，产生图像数据组。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述第一回波串和/或第二回波串通过用于平面回波成像(EPI)的序列技术产生。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述第一回波串和/或第二回波串通过如下的序列技术产生：即，在该序列技术中用于线圈校准数据组的采集的片段或用于图像数据的采集的片段分别包括整个待采集的k空间。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，在所述第一回波串和第二回波串之间接入至少一个反转脉冲。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其中，在所述第一回波串和第二回波串之间接入至少一个扩散梯度。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，所述第一回波串在时间上在所述至少一个扩散梯度之前被产生。
7.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其中，将一系列的激励脉冲入射到检查对象中，在各个激励脉冲之后采集分别对于线圈校准数据组的采集以及对于图像数据组的采集要采集的k空间的不同片段的线圈校准数据和图像数据。
8.根据权利要求7所述的方法，其中，所述第一回波串和第二回波串通过用于平面回波成像(EPI)的序列技术产生，并且不同的片段互相旋转(PROPELLER EPI)。
9.根据权利要求1所述的方法，其中，通过相同的序列技术这样产生所述第一回波串和第二回波串，使得每个回波串包括回波的序列，其中，第一回波串的序列的回波的时间间隔比第二回波串的序列的回波的时间间隔短因子A倍，并且，与在为了采集线圈校准数据而密集采集的k空间的片段中借助第一回波串采集的行的k空间中的距离，比与在为了采集图像数据而欠采集的k空间的片段中借助第二回波串采集的行的k空间中的距离短因子A倍。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述第一回波串和第二回波串通过用于平面回波成像(EPI)的序列技术产生。
11.根据权利要求9所述的方法，其中，所述第一回波串和第二回波串通过用于快速自旋回波成像(TSE)的序列技术产生。
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