CN103767705B - 磁共振成像系统和磁共振成像方法 - Google Patents

磁共振成像系统和磁共振成像方法 Download PDF

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Abstract

提供了一种磁共振成像系统和磁共振成像方法。所述磁共振成像（MRI）方法包括：将选择梯度和包括多个频率分量的射频（RF）脉冲施加于目标，以同时激发包括在至少两个组的每一个中的多个子体积，其中，以使构成目标的体积的所有子体积的任意相邻子体积属于不同组的方式来划分所述至少两个组；通过对每个激发的子体积执行3D编码来从所述多个子体积获取磁共振信号；将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。

Description

磁共振成像系统和磁共振成像方法
本申请要求于2012年10月23日提交至韩国知识产权局的第10-2012-0117906号韩国专利申请和于2012年11月14日提交至韩国知识产权局的第10-2012-0129106号韩国专利申请的权益，所述专利申请的公开通过引用完整地合并于此。
技术领域
本公开涉及用于磁共振成像的方法和设备。
背景技术
磁共振成像（MRI）系统可通过使用由磁力产生的磁场获得人体的生物组织的图像。此外，MRI系统将高频信号施加于生物组织以从生物组织产生共振现象，并将梯度施加于生物组织以获得关于生物组织的空间信息。
发明内容
提供用于磁共振成像的方法和设备，所述方法和设备在减少扫描时间的同时重建高分辨率图像数据。
提供一种非暂时性计算机可读存储介质，其上存储有当被计算机执行时执行以上方法的程序。
其它方面将在以下描述中被部分阐述，并且从描述中部分将是显然的，或者可通过呈现的实施例的实施来得知。
根据本发明构思的一方面，一种磁共振成像（MRI）方法包括：将选择梯度和包括多个频率分量的射频（RF）脉冲施加于目标，以同时激发包括在至少两个组的每一个中的多个子体积，其中，以使构成目标的体积的所有子体积的任意相邻子体积属于不同组的方式来划分所述至少两个组；通过对每个激发的子体积执行3D编码来从所述多个子体积获取磁共振信号；将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
根据本发明构思的另一方面，一种磁共振成像（MRI）方法包括：通过将预定脉冲序列施加于目标来重建图像数据，其中，所述图像数据与包括在至少两个组的任意一个中的多个子体积中的每一个对应，其中，以使构成目标的体积的多个子体积的任意相邻子体积属于不同组的方式来划分所述至少两个组；确定是否对构成目标的所有组执行了图像数据的重建；当对构成目标的所有组执行了图像数据的重建时，通过将与包括在构成目标的每个组中的多个子体积中的每一个对应的图像数据进行融合来产生3D体积图像。
根据本发明构思的另一方面，一种非暂时性计算机可读存储介质在其上存储有当被计算机执行时执行以上方法的程序。
根据本发明构思的另一方面，一种磁共振成像（MRI）系统包括：MRI扫描设备，用于将选择梯度和包括多个频率分量的射频（RF）脉冲施加于目标，以同时激发包括在至少两个组的每一个中的多个子体积，并通过对每个激发的子体积执行3D编码来从所述多个子体积获取磁共振信号，其中，以使构成目标的体积的所有子体积的任意相邻子体积属于不同组的方式来划分所述至少两个组；数据处理设备，用于将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
附图说明
通过下面结合附图对实施例进行的描述，这些和/或其它方面将变得清楚和更易于理解，在附图中：
图1示出根据本发明构思的实施例的磁共振成像（MRI）系统的示例；
图2A和图2B示出将多个子体积进行分组的方法；
图3示出用于每组的多体积成像技术；
图4示出根据本发明构思的另一实施例的MRI系统的示例；
图5示出施加于目标的脉冲序列的示例；
图6示出根据本发明构思的实施例的被同时激发的子体积的示例；
图7示出根据本发明构思的实施例的图像数据的重建工作的示例；
图8是用于解释根据本发明构思的实施例的MRI方法的示例的流程图。
具体实施方式
现在将详细参考实施例，在附图中示出实施例的示例，其中，相同的标号始终表示相同的元件。在这方面，本实施例可具有不同的形式，并且不应被解释为限于在此阐述的描述。因此，以下通过参照附图仅描述实施例以解释本描述的各个方面。
如在此使用的术语“和/或”包括一个或多个相关列出项的任意和所有组合。当诸如“…中的至少一个”的表达在一列元素之后时，其修饰整列元素而不修饰列中的单个元素。
图1示出根据本发明构思的实施例的磁共振成像（MRI）系统100的示例。参照图1，MRI系统100包括MRI扫描设备110和数据处理设备120。
图1的MRI系统100仅示出了与本实施例有关的组成元件。因此，本发明构思所属领域的普通技术人员要理解的是，还包括除了图1的组成元件之外的通用组成元件。
MRI系统100以无创性方法获得包括关于目标的生物组织的信息的图像。例如，MRI系统100可通过使用由磁力产生的磁场来获得目标的诊断图像，但是本发明构思不限于此。此外，目标可包括人体、大脑、脊椎、心脏、肝脏、胚胎等，但是本发明构思不限于此。此外，MRI系统100可包括结合了另一医学成像系统（诸如正电子发射断层扫描（PET））的混合MRI系统。
MRI扫描设备110从构成目标的体积的多个子体积获得磁共振信号。所述多个子体积中的每一个可包括预定数量的切片。所述预定数量可根据目标的特性或操作环境自动地确定或由用户确定。此外，每个切片的厚度可根据目标的特性或操作环境自动地确定或由用户确定。
例如，为了同时激发包括在至少两个组中的每一个中的多个子体积，MRI扫描设备110将选择梯度和包括多个频率分量的射频（RF）脉冲施加于目标，对激发的子体积中每一个执行3D编码，并从子体积获得磁共振信号，这里，以使任意相邻子体积可属于不同组的方式来划分所述至少两个组。
MRI扫描设备110将选择梯度和包括多个频率分量的RF脉冲施加于位于静磁场中的目标。因此，包括在至少两个组中的每一个中的构成目标的体积的多个子体积被同时激发，其中，以使多个字体积中的任意相邻子体积可属于不同组的方式来划分所述至少两个组。当所述至少两个组包括第一组至第N组时，构成目标的体积的各个子体积被依次且迭代地包括在第一组至第N组中，其中，“N”是等于或大于2的自然数。当子体积包括第一子体积至第S子体积时，子体积中的每一个被依次包括在第一组至第N组中，因此，第一子体积被包括在第一组中，第二子体积被包括在第二组中，并且第N子体积被包括在第N组中。迭代地，第（N+1）子体积被包括在第一组中，第（N+2）子体积被包括在第二组中，第2N子体积被包括在第N组中。因此，第一子体积至第S子体积中的每一个可以以使得任意相邻子体积可属于不同组的方式被分组。
可基于任意一个方向依次设置构成目标的第一子体积至第S子体积。例如，考虑将选择梯度施加于目标的方向的标准，第一个子体积可以是第一子体积，最后的子体积可以是第S子体积。当相对于x轴、y轴和z轴定义目标的体积时，施加选择梯度的方向可以是z轴，但是本发明构思不限于此。例如，x轴可表示矢状面方向，y轴可表示冠状面方向，z轴可表示轴向面方向、横向面方向或切片方向。
以下参照图2A和图2B描述至少两个组的示例，其中，以使得构成目标的体积的多个子体积的任意相邻子体积可属于不同组的方式来划分所述至少两个组。
MRI扫描设备110将选择梯度和包括多个频率分量的RF脉冲施加于目标，使得包括在所述至少两个组中的第一组中的多个子体积被同时激发。RF脉冲中的每一个可具有不同相位。
在同时激发M数量的子体积的示例中，施加于目标的RF脉冲可以是通过根据指定的子体积的数量M对单个体积选择RF脉冲进行调制所获得的多频带RF脉冲。
在另一示例中，施加于目标的RF脉冲可以是按照用于激发M数量的指定子体积的Hadamard编码方法或相位偏移多平面体积成像方法的空间编码RF脉冲。
因此，每个RF脉冲可具有频率偏移或者具有频率偏移和相位偏移两者。例如，根据本实施例的RF脉冲可通过等式1定义。
Ψ(t)=A∑msinc(γGDt)ejγGd(m)tejφ(m) [等式1]
在等式1中，“Ψ(t)”表示RF脉冲，“A”表示常数，“m”表示被同时激发的M数量的子体积中的第m子体积，“γ”表示旋磁比，“G”表示梯度，“D”表示子体积的厚度，“d(m)”表示第m子体积的位置，“”表示第m子体积的相位，“t”表示时间。例如，等式1中的梯度G可以是大约1KHz/cm，但是本发明构思不限于此。由于对RF脉冲执行频率调制和相位调制，因此可在RF脉冲上实现频率偏移和相位偏移。此外，由于RF脉冲具有不同相位，因此可执行RF相位编码。
在实现频率偏移的示例中，当沿预定轴向方向将选择梯度施加于位于静磁场中的目标时，MRI扫描设备110可将包括频率分量的RF脉冲施加于目标，其中，所述频率分量与包括在第一组中的每个子体积的Lamor频率对应。
Lamor频率是原子核磁矩的旋进频率。原子核由于旋转运动而具有磁矩或磁偶极矩。当原子周围不存在外部磁场时，原子核的磁矩是随机的，即，没有恒定方向。当原子位于静磁场中时，原子核沿静磁场方向排列以转移到较低的能量状态。此时，随着原子核旋转，原子核的磁矩执行旋进运动。原子核的磁矩的旋进频率被称为Lamor频率。例如，可通过旋磁比与外部施加的磁场的强度相乘来确定Lamor频率。
MRI扫描设备110施加选择梯度以将基于预定方向线性变化的磁场分布在位于静磁场中的目标中，并施加包括频率分量的RF脉冲以同时激发包括在第一组中的子体积，其中，所述频率分量与包括在第一组中的每个子体积的Lamor频率对应。
参照图1和图5，MRI扫描设备110将梯度513、514和516施加于目标以对被RF脉冲511激发的子体积中的每一个执行3D编码，并将选择梯度512施加于目标。例如，MRI扫描设备110可通过将针对第一方向的第一编码梯度513、针对第二方向的第二编码梯度514和针对第三方向的频率编码梯度516施加于目标来执行3D编码，但是本发明构思不限于此。第一方向和第二方向中的任意一个可以与施加选择梯度512的方向相同。
例如，第一编码梯度513、第二编码梯度514和频率编码梯度516可被施加于目标以分别提供关于y轴方向上的位置的信息、关于z轴方向上的位置的信息以及关于x轴方向上的位置的信息。因此，第一编码梯度513可执行y轴相位编码，第二编码梯度514可执行z轴切片编码或切片方向编码。以下参照图3描述z轴切片编码。
返回参照图1，MRI扫描设备110可通过将频率编码梯度施加于目标来从子体积读出磁共振信号。频率编码梯度可以是读出梯度。例如，MRI扫描设备110可将读出梯度施加于目标以对磁共振信号采样。当读出梯度被施加于目标时，关于施加选择梯度的方向的梯度可不被施加，但是本发明构思不限于此。当选择梯度沿z轴方向被施加时，读出梯度可沿x轴方向被施加。
在梯度回波方法的示例中，施加于目标的读出梯度的极性可从负改变为正。为此，随着具有负极性的读出梯度被施加于目标，原子核的旋转产生相移。此外，随着具有正极性的读出梯度被施加于目标，原子核的旋转被重新定相与产生相移的量那样多。由于根据极性从负改变为正的读出梯度重新聚焦，因此可获得具有相同频率的磁共振信号。为此，由于随着在MRI扫描设备110中获得具有相同频率的磁共振信号而没有产生倾斜，因此MRI扫描设备110可产生高分辨率图像。
在旋转回波方法中，例如，被施加于目标的读出梯度可具有正极性。在此情况下，MRI扫描设备110可将用于重新聚焦的180°脉冲施加于目标。
MRI扫描设备110对激发的子体积中的每一个执行3D编码，并从子体积获得磁共振信号。子体积可指示包括在第一组中的由RF脉冲和选择梯度激发的子体积。例如，MRI扫描设备110可通过使用多通道接收线圈获得磁共振信号，并且获得的磁共振信号可以是通过读出梯度获得的信号。
数据处理设备120将从MRI扫描设备110获得的磁共振信号重建为与子体积中的每一个对应的图像数据。例如，数据处理设备120可通过使用考虑多通道接收线圈的通道信息的并行成像算法来将磁共振信号重建为图像数据。多通道接收线圈的通道信息可指示多通道接收线圈中的每一个的线圈灵敏度。然而，本发明构思不限于此，数据处理设备120可通过使用考虑关于RF线圈的电流元素的信息的并行成像算法来将磁共振信号重建为图像数据。
另外，关于子体积的信息在从多通道接收线圈中的每一个获得的磁共振信号中重叠。因此，数据处理设备120可根据关于子体积的重叠的信息将磁共振信号重建为与子体积中的每一个对应的图像数据，其中，所述关于子体积的重叠的信息通过使用考虑多通道接收线圈的通道信息的并行成像算法被分离。并行成像算法可使用灵敏度编码（SENSE）、广义自动校准部分并行获得（GRAPPA）、空间谐波的同时获得（SMASH）和具有局部灵敏度的部分并行成像（PILS）。
因此，数据处理设备120可考虑根据并行成像算法的解混叠技术以及多通道接收线圈的通道信息将重叠了子体积的信息的磁共振信号进行分离，并将所述磁共振信号重建为与子体积中的每一个对应的图像数据。
依据根据本实施例的MRI系统100，由于包括在至少两个组中的第一组中的子体积被同时激发，因此当磁共振图像扫描速度增加时，可产生具有高信噪比（SNR）的高分辨率3D体积图像，这里，以构成目标的体积的子体积中的任意相邻子体积可属于不同组的方式来划分所述至少两个组。
图2A和图2B示出将多个子体积分组的方法。在图2A和图2B中，为便于解释，以使得构成目标的体积的多个子体积的任意相邻子体积可属于不同组的方式划分两个组。然而，本发明构思不限于此，可包括三个或更多个组。
参照图2A，示出了第一组211和第二组212，并且第一组211和第二组212中的每一个包括三个子体积。包括在第一组211和第二组212的每一个中的每个子体积被示出包括堆叠的四个切片。然而，本发明构思不限于此，子体积可包括堆叠的至少两个切片。
与激发以切片为单位的横截面的2D MRI技术相比，激发堆叠的切片形式的子体积的方法可根据产生相邻图像之间的切片间间隙来防止图像信息的遗漏。
此外，参照图2A，第一子体积201、第三子体积203和第五子体积205被包括在第一组211中，第二子体积202、第四子体积204和第六子体积206被包括在第二组212中。因此，MRI扫描设备110将RF脉冲和选择梯度施加于目标，以使包括在第一组211中的子体积201、203和205被同时激发。此外，在用于第一组211的图像数据重建工作完成之后，MRI扫描设备110将RF脉冲和选择梯度施加于目标，以使包括在第二组212中的子体积202、204和206被同时激发。
另外，MRI扫描设备110可将第一RF脉冲和第一选择梯度施加于目标，以使包括在第一组211中的子体积201、203和205被同时激发。第一RF脉冲可包括多个频率分量。所述多个频率分量可包括用于激发第一子体积201的第一频率分量、用于激发第三子体积203的第二频率分量和用于激发第五子体积205的第三频率分量。另外，具有多个频率分量的第一RF脉冲中的每一个可具有不同相位。为此，第一RF脉冲可具有频率偏移和相位偏移。在此情况下，第一子体积201可被第一RF脉冲中的具有第一频率分量和第一相位的RF脉冲激发，第三子体积203可被第一RF脉冲中的具有第二频率分量和第二相位的RF脉冲激发，并且第五子体积205可被第一RF脉冲中的具有第三频率分量和第三相位的RF脉冲激发。
在激发包括在第一组211中的子体积201、203和205之后，MRI扫描设备110可将第二RF脉冲和第二选择梯度以相同的方式施加于目标，从而包括在第二组212中的子体积202、204和206可被同时激发。
图2B示出第一组221和第二组222。参照图2B，相对于z轴方向的第一子体积、第三子体积、第五子体积和第七子体积可被包括在第一组221中，相对于z轴方向的第二子体积、第四子体积、第六子体积和第八子体积可被包括在第二组222中。在此情况下，当针对第一方向的第一编码梯度（例如，相位编码梯度）和针对第二方向的第二编码梯度（例如，切片编码梯度）被施加于目标使得图1的MRI扫描设备110执行3D编码时，第一方向和第二方向可以分别是y轴方向和z轴方向。
同时激发子体积的方法可减少用于针对第二方向执行切片编码的时间。针对第二方向执行切片编码的次数可与包括在每组中的子体积的数量成比例地减少。如图2B中所示，例如，当在第一组221和第二组222的每一个中包括四个子体积时，与不执行分组的情况相比，针对z轴方向执行切片编码的次数可减少至1/4。随着扫描时间减少，MRI系统100可快速地产生高分辨率3D全体积图像。
图3示出用于每组的多体积成像技术。参照图3的示出了子体积被同时激发的部分31，包括在第一组311中的子体积被同时激发，包括在第二组312中的子体积也被同时激发。当分组的数量是n并且被同时激发的子体积的数量是M时，目标的总体积被划分为M×n，在此状态下可执行3D MRI。参照图3，在第一组311和第二组312的每一个中包括三个子体积，因此，在被划分为6个部分的状态下目标被扫描为3D磁共振图像。
此外，参照示出了z轴编码的部分32，如321所示针对第一组311执行z轴编码，如322所示针对第二组312执行z轴编码。
假设针对x轴方向执行频率编码，针对y轴方向执行相位编码，针对z轴方向执行切片编码。当构成目标的子体积未被分组为多个组时，假设针对目标的总体积执行z轴切片编码的次数是Nz，则因为MRI系统100通过将目标的总体积划分为M×n来执行3D MRI，所以执行z方向切片编码的次数是Nz/(M)。
因此，当构成目标的子体积未被分组为多个组时，假设针对目标的总体积执行y轴相位编码的次数是Ny，针对目标的总体积执行z轴切片编码的次数是Nz，并且针对目标的总体积的总扫描时间是TA=(Ny)×(Nz)，则在根据本实施例的MRI系统100中，针对目标的总体积的总扫描时间是TA′=(Ny)×((Nz)/(M))=TA/M。
然而，上述在MRI系统100中执行编码的次数和总扫描时间可以分别是根据本实施例的最小编码次数和最小总扫描时间。例如，当存在子体积重叠的区域时，针对z轴方向的切片编码次数可大于Nz/(M)，相应地，总扫描时间可能增加。
为此，由于根据本实施例的MRI技术在同时激发切片堆叠形式的子体积的同时执行3D编码，因此执行z轴编码的次数减少，从而获得目标的总体积图像所需的扫描时间可减少。此外，随着以切片堆叠形式的子体积为单位执行3D编码，当以切片为单位执行2D编码时沿多个方向执行MRI以消除切片之间的间隙可以不是必需的。
图4示出根据本发明构思的另一实施例的MRI系统100。参照图4，MRI系统100包括MRI扫描设备110、数据处理设备120和用户接口单元130。MRI扫描设备110包括控制单元111、RF驱动单元112、梯度驱动单元113、磁体设备114和信号获取单元115。磁体设备114包括磁力产生单元1141、RF线圈1142和梯度线圈1143。数据处理设备120包括重建单元122和合成单元124。用户接口单元130包括输入设备132和显示设备134。与图1的MRI系统100相关的描述可应用于图4的MRI系统100，在此省略任何冗余的描述。
MRI系统100以无创性方式获得包括关于目标的生物组织的信息的图像。所述图像可以是3D体积图像，但是本发明构思不限于此。MRI扫描设备110通过将预定脉冲序列施加于目标来获取从目标辐射的磁共振信号。
控制单元111控制MRI扫描设备110的整体操作。例如，控制单元111可控制RF驱动单元112、梯度驱动单元113、磁体设备114和信号获取单元115。RF驱动单元112控制RF线圈1142，梯度驱动单元113控制梯度线圈1143。
磁体设备114将磁场、RF脉冲和梯度施加于目标，并从目标获取磁共振信号。为了测量目标的磁特性，磁体设备114可存在于与外部空间屏蔽的空间中。然而，本发明构思不限于此，磁体设备114可以被实现为开放式类型。
磁力产生单元1141产生磁力以使目标位于静磁场中。
RF线圈1142将包括多个频率分量的RF脉冲施加于目标，并从目标获取磁共振信号。RF线圈1142可包括发送RF线圈和接收RF线圈中的全部或者包括收发RF线圈。在以下描述中，为便于解释，通过被分类为RF发送线圈和RF接收线圈来描述RF线圈1142，但是本发明构思不限于此。
从RF线圈1142的RF发送线圈施加于目标的RF脉冲可包括全部的多频带RF脉冲或空间编码RF脉冲。RF线圈1142的RF接收线圈从目标获取信号，并将获取的信号输出到数据处理设备120。RF接收线圈可以是多通道接收线圈。例如，RF接收线圈可以是包括32个通道的多通道接收线圈，但是本发明构思不限于此。
梯度线圈1143将选择梯度、第一编码梯度、第二编码梯度和频率编码梯度施加于目标。例如，梯度线圈1143包括用于施加选择梯度和第二编码梯度的z线圈、用于施加频率编码梯度的x线圈和用于施加第一编码梯度的y线圈。
以下参照图5详细地描述由RF线圈1142和梯度线圈1143施加于目标的信号的脉冲序列。
信号获取单元115获取从RF线圈1142输出的磁共振信号以执行预定工作。例如，信号获取单元115可被实现为用于放大获取的磁共振信号的放大器、用于对放大的磁共振信号进行解调的解调器以及用于将解调的磁共振信号转换为数字形式的模拟数字转换器（ADC）。此外，信号获取单元115还可包括用于存储转换为数字形式的磁共振信号的存储器。
数据处理设备120对从MRI扫描设备110输出的磁共振信号执行预定处理。
重建单元122将从MRI扫描设备110输出的磁共振信号重建为与每个子体积对应的图像数据。此外，为了执行重建工作，重建单元122可使用从MRI扫描设备110输出的磁共振信号构造k空间，并对构成k空间的k空间数据执行傅里叶变换。k空间数据包括关于重叠形式的子体积的图像数据。
详细地，在重建工作中，多通道接收线圈针对全部激发的子体积接收重叠图像的磁共振信号。考虑多通道接收线圈的通道信息，重建单元122将重叠图像的磁共振信号分离为每个子体积的图像数据。另外，当从RF线圈1142施加于目标的每个RF脉冲具有不同相位时，重建单元122还可考虑多通道接收线圈的通道信息和每个RF脉冲的相位。
并行成像算法是对随着用于获取信号的采样线的数量减少而发生混叠的信号解混叠以提高扫描速度的技术。例如，并行成像算法包括SENSE技术和GRAPPA技术，其中，SENSE技术使用与每个多通道接收线圈的通道信息对应的线圈场灵敏度，GRAPPA技术通过使用自动校准信号（ACS）核来估计获取的磁共振信号周围的未获取的信号线的值。重建单元122通过使用并行成像算法的解混叠技术和多通道接收线圈的通道信息来将重叠的磁共振信号重建为与每个子体积对应的图像数据，以下参照图7对此进行详细描述。
合成单元124将由重建单元122重建的图像数据进行合成。合成可涉及融合工作。例如，当目标被划分为第一组和第二组时，MRI扫描设备110将选择梯度和包括多个频率分量的RF脉冲施加于目标以同时激发包括在第一组中的子体积，对激发的子体积中的每一个执行3D编码，并从子体积获取磁共振信号。重建单元122将获取的磁共振信号重建为与包括在第一组中的每个子体积对应的图像数据。以相同的方式，MRI扫描设备110从包括在第二组中的子体积获取磁共振信号，重建单元122将获取的磁共振信号重建为与包括在第二组中的每个子体积对应的图像数据。合成单元124可将与包括在第一组中的每个子体积对应的图像数据和与包括在第二组中的每个子体积对应的图像数据进行合成，并产生目标的总体积图像。
用户接口单元130从用户获取输入信息，并显示输出的信息。虽然为便于解释，输入设备132和显示设备134在图4中分开，但是本发明构思不限于此，输入设备132和显示设备134可被合并于一体。
输入设备132从用户获取用于选择磁共振图像的分辨率和每个切片的厚度的输入信息。显示设备134显示由合成单元124产生的目标的总体积图像以及关于目标的总体积图像的感兴趣区域的图像。虽然图4示出了MRI系统100包括显示设备134，但是本发明构思不限于此，可在MRI系统100的外部提供显示设备134。
图5示出施加于目标的脉冲序列51的示例。参照图4和图5，RF脉冲511和选择梯度512被施加于目标以同时激发包括在构成目标的多个组的第一组中的子体积。RF线圈1142可将RF脉冲511施加于目标，梯度线圈1143可通过使用z线圈来施加选择梯度512。
为了对激发的子体积执行3D编码，第一编码梯度513和第二编码梯度514被施加于目标。可通过梯度线圈1143的y线圈和z线圈来施加第一编码梯度513和第二编码梯度514中的每一个。在此情况下，第一编码梯度513针对y轴方向执行相位编码，第二编码梯度514针对z轴方向执行切片编码。
此外，频率编码梯度515可与第一编码梯度513和第二编码梯度514一起被另外施加，但是本发明构思不限于此。可通过梯度线圈1143的x线圈施加频率编码梯度515。
为了从子体积读出磁共振信号，将频率编码梯度516施加于目标。通过梯度线圈1143的x线圈施加频率编码梯度516。为此，由于在施加第一编码梯度513和第二编码梯度514之后施加频率编码梯度515，因此MRI扫描设备110可执行3D编码。第一编码梯度513、第二编码梯度514和频率编码梯度515可相关地对目标执行空间编码。
此外，当图5的脉冲序列51采用梯度回波方法时，频率编码梯度516的极性可从负改变为正。
图6示出根据本发明构思的实施例的被同时激发的子体积的示例。参照图5的脉冲序列51和图6的多体积成像技术61，随着选择梯度512被施加于存在于静磁场中的目标，在目标中产生线性变化的磁场梯度611。因此，构成目标的多个子体积612至616中的每一个可具有不同的Lamor频率。
当第一子体积612、第三子体积613和第五子体积614被包括在第一组中时，将激发第一子体积612、第三子体积613和第五子体积614的具有多个频率分量的RF脉冲511施加于目标，因此，包括在第一组中的子体积612至614可被同时激发。另外，当具有多个频率分量的RF脉冲511具有不同相位时，第一子体积612可被具有第一Lamor频率和第一相位的RF脉冲激发，第三子体积613可被具有第三Lamor频率和第三相位的RF脉冲激发，第五子体积614可被具有第五Lamor频率和第五相位的RF脉冲激发。为此，当RF脉冲511具有不同相位时，在对被同时激发的第一子体积612、第三子体积613和第五子体积614执行图像数据重建工作中，还考虑第一相位、第三相位和第五相位，因此，可重建具有较小失真的图像数据。
图7示出根据本发明构思的实施例的图像数据的重建工作的示例。参照图7，示出了包括L数量通道的多通道RF接收线圈71和每个线圈的线圈场图72。线圈场图72可以是关于包括在多通道RF接收线圈71中的每个线圈的灵敏度曲线。随着构成目标的子体积中的包括在第一组73中的子体积被同时激发，多通道RF接收线圈71从包括在第一组73中的子体积获取磁共振信号。
当从包括32个通道的多通道RF接收线圈71接收的信号是S，关于多通道RF接收线圈71中的每一个的线圈场图72是B，并且指示关于包括在第一组73中的子体积的重建的图像数据的信号是F时，信号S、B和F可通过等式2和3来定义。
S=(bR)F=BF [等式2]
在等式2中，b表示关于包括在多通道RF接收线圈71中的每个线圈的灵敏度曲线。此外，当具有多个频率分量和多个相位的RF脉冲被施加于包括在第一组73中的每个子体积时，R可表示每个子体积的相位信息。另外，R可以是指示改变相位的RF编码配置的矩阵。例如，包括在第一组73中的第一子体积被具有第一Lamor频率和第一相位的RF脉冲激发，包括在第一组73中的第二子体积被具有第二Lamor频率和第二相位的RF脉冲激发。以相同的方式，包括在第一组73中的每个子体积可通过不同Lamor频率和不同相位被激发。如等式2所定义的，指示线圈场图72的B可通过指示RF脉冲的相位信息的R以及关于包括在多通道RF接收线圈71中的每个线圈的灵敏度曲线来定义。
然而，当具有多个频率分量的RF脉冲具有相同相位时，可在不考虑RF脉冲的相位信息的情况下定义线圈场图72。在此情况下，等式2中的与相位信息对应的R可被用作标识矩阵。
[等式3]
在等式3中，Sp表示从多通道RF接收线圈71的第p通道线圈接收的信号。表示关于包括在第一组73中的子体积的第m子体积和多通道RF接收线圈71的第p通道线圈的线圈场图。此外，fm表示关于包括在第一组73中的子体积的第m子体积的图像数据。因此，图4的重建单元122可执行如等式4所示的操作，并将从多通道RF接收线圈71接收的磁共振信号重建为与包括在第一组73中的每个子体积对应的图像数据。
F=(BT·B)-1·BT·S [等式4]
在等式4中，矩阵中的上标T表示相对于矩阵的转置矩阵。
为此，图4的重建单元122可通过使用多通道RF接收线圈71的通道信息和并行成像算法的解混叠技术来将重叠的磁共振信号重建为与每个子体积对应的图像数据。
随着在多通道RF接收线圈71中重叠的磁共振信号被接收，可通过使用考虑线圈灵敏度和RF脉冲的相位信息的RF解码来分离在k空间中重叠的磁共振信号。然而，当未使用RF脉冲的相位信息时，可在不考虑RF脉冲的相位信息的情况下执行RF解码工作。
图8是用于解释根据本发明构思的实施例的MRI方法的示例的流程图。参照图8，MRI方法包括按时间序列在图1和图4的MRI系统100中处理的操作。因此，即使当在以下描述中省略时，以上描述的与图1和图4的MRI系统100相关的内容也可应用于图8的MRI方法。在以下描述中，为便于解释，描述了将目标划分为N数量分组的示例。
在操作801，MRI扫描设备110的控制单元111将n设置为1。
在操作802，MRI扫描设备110将选择梯度和包括多个频率分量的RF脉冲施加于目标，以同时激发包括在至少两个组的第n组中的多个子体积，其中，以使构成目标的体积的多个子体积的任意相邻子体积可属于不同组的方式来划分所述至少两个组。RF线圈1142可在MRI扫描设备110的RF驱动单元112的控制下施加RF脉冲，梯度线圈1143可在MRI扫描设备110的梯度驱动单元113的控制下施加选择梯度。
在操作803，MRI扫描设备110对激发的子体积中的每一个执行3D编码，并从子体积获取磁共振信号。例如，为了执行3D编码，MRI扫描设备110可施加针对第一方向的第一编码梯度，并施加针对第二方向的第二编码梯度。第一方向和第二方向中的任意一个可以与在操作801施加选择梯度的方向相同。此外，梯度线圈1143可在MRI扫描设备110的梯度驱动单元113的控制下施加第一编码梯度和第二编码梯度。
在操作804，数据处理设备120的重建单元122将在操作803获取的磁共振信号重建为与包括在第n组中的每个子体积对应的图像数据。
在操作805，MRI扫描设备110的控制单元111确定是否已经对构成目标的所有组执行了操作802至804。根据确定的结果，如果未对构成目标的所有组执行操作802至804，则执行操作806。否则，执行操作807。
在操作806，MRI扫描设备110的控制单元111将n的值增加1，并执行操作802。
在操作807，合成单元124将与包括在构成目标的每个组中的每个子体积对应的图像数据进行合成，以产生3D体积图像。构成目标的所有组可以是第一组至第N组。
因此，根据本实施例的MRI方法可快速地产生高分辨率3D体积图像。
依据根据本实施例的MRI方法和MRI系统100，使用了用于同时激发多个子体积的多体积激发技术，执行了针对x轴、y轴和z轴的3D梯度编码，执行了由于具有不同相位的RF脉冲引起的RF编码，并且可通过使用线圈灵敏度和RF解码来重建图像。
如上所述，根据本发明构思的一个或多个以上实施例，可快速地获得高分辨率图像数据或高分辨率体积图像。
另外，还可通过介质（例如，计算机可读介质）中/上的用于控制至少一个处理元件实现上述实施例中的任何一个的计算机可读代码/指令来实现本发明构思的其它实施例。所述介质可对应于允许存储和/或传输计算机可读代码的任何介质/媒体。
可以以各种方式在介质上记录/传输计算机可读代码，介质的示例包括记录介质（诸如磁存储介质（例如，ROM、软盘、硬盘等）和光学记录介质（例如，CD-ROM或DVD））和传输介质（诸如互联网传输介质）。因此，介质可以是包括或携带信号或信息的这样定义和可测量的结构，诸如根据本发明构思的一个或多个实施例的携带比特流的装置。介质还可以是分布式网络，从而以分布式方式存储/传输和执行计算机可读代码。此外，处理元件可包括处理器或计算机处理器，并且处理元件可分布在和/或包括在单个装置中。
应理解的是，在此描述的示例性实施例应仅在描述的意义上考虑而不是为了限制的目的。在每个实施例内对特征或方面的描述应通常被视为可用于其它实施例中的其它类似特征或方面。

Claims (18)

1.一种磁共振成像(MRI)方法，所述磁共振成像方法包括：
将选择梯度和包括多个频率分量的射频(RF)脉冲施加于目标，以同时激发包括在至少两个组的每一个中的多个子体积，其中，以使构成目标的体积的所有子体积的任意相邻子体积属于不同组的方式来划分所述至少两个组，其中，所述多个子体积中的每个包括堆叠的至少两个切片；
通过对每个激发的子体积执行3D编码来从所述多个子体积获取磁共振信号；
将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其中，当所述至少两个组包括第一组至第N组时，构成目标的体积的所有子体积被依次且迭代地包括在第一组至第N组中，其中，N是等于或大于2的自然数。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其中，通过将针对第一方向的第一编码梯度和针对第二方向的第二编码梯度施加于目标来对每个激发的子体积进行3D编码，第一方向和第二方向中的任意一个与施加选择梯度的方向相同。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，获取磁共振信号的步骤包括：通过将读出梯度施加于目标来从所述多个子体积读出磁共振信号，
其中，通过使用多通道接收线圈来获取读出信号。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其中，在将获取的磁共振信号重建为图像数据的步骤中，通过使用考虑多通道接收线圈的通道信息的并行成像算法来将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，其中，每个RF脉冲具有不同相位。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像方法，其中，在将获取的磁共振信号重建为图像数据的步骤中，通过使用考虑多通道接收线圈的通道信息和每个RF脉冲的相位的并行成像算法来将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像方法，还包括：将重建的与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据进行合成。
9.一种磁共振成像(MRI)方法，所述磁共振成像方法包括：
通过将预定脉冲序列施加于目标来重建图像数据，其中，所述图像数据与包括在至少两个组的任意一个中的多个子体积中的每一个对应，其中，以使构成目标的体积的多个子体积的任意相邻子体积属于不同组的方式来划分所述至少两个组，其中，所述多个子体积中的每个包括堆叠的至少两个切片；
确定是否对构成目标的所有组执行了图像数据的重建；
当对构成目标的所有组执行了图像数据的重建时，通过将与包括在构成目标的每个组中的多个子体积中的每一个对应的图像数据进行融合来产生3D体积图像。
10.根据权利要求9所述的磁共振成像方法，其中，当所述至少两个组包括第一组至第N组时，构成目标的体积的所有子体积被依次且迭代地包括在第一组至第N组中，其中，N是等于大于2的自然数。
11.一种磁共振成像(MRI)系统，所述磁共振成像系统包括：
MRI扫描设备，用于将选择梯度和包括多个频率分量的射频(RF)脉冲施加于目标，以同时激发包括在至少两个组的每一个中的多个子体积，并通过对每个激发的子体积执行3D编码来从所述多个子体积获取磁共振信号，其中，以使构成目标的体积的所有子体积的任意相邻子体积属于不同组的方式来划分所述至少两个组，其中，所述多个子体积中的每个包括堆叠的至少两个切片；
数据处理设备，用于将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
12.根据权利要求11所述的磁共振成像系统，其中，当所述至少两个组包括第一组至第N组时，构成目标的体积的所有子体积被依次且迭代地包括在第一组至第N组中，其中，N是等于大于2的自然数。
13.根据权利要求11所述的磁共振成像系统，其中，MRI扫描设备包括：梯度线圈，用于将针对第一方向的第一编码梯度和针对第二方向的第二编码梯度施加于目标，以对每个激发的子体积执行3D编码，
第一方向和第二方向中的任意一个与施加选择梯度的方向相同。
14.根据权利要求11所述的磁共振成像系统，其中，MRI扫描设备还包括：
梯度线圈，用于将读出梯度施加于目标，以从所述多个子体积读出磁共振信号；以及
RF线圈，用于获取磁共振信号，
数据处理设备还包括：重建单元，用于将从RF线圈获得的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
15.根据权利要求11所述的磁共振成像系统，其中，数据处理设备通过使用考虑多通道接收线圈的通道信息的并行成像算法来将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
16.根据权利要求11所述的磁共振成像系统，其中，MRI扫描设备包括：RF线圈，将具有不同相位的RF脉冲施加于目标。
17.根据权利要求16所述的磁共振成像系统，其中，数据处理设备包括：重建单元，用于通过使用考虑多通道接收线圈的通道信息和每个RF脉冲的相位的并行成像算法来将获取的磁共振信号重建为与所述多个子体积中的每一个对应的图像数据。
18.根据权利要求11所述的磁共振成像系统，其中，数据处理设备包括：合成单元，用于将重建的图像数据进行合成。
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