CN105074491B - 具有使用压缩感知的图像重建的动态mri - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种对被置于MR设备(1)的检查体积中的目标(10)进行MR成像的方法。所述方法包括以下步骤：使所述目标(10)经受成像序列以采集MR信号数据，其中，所述MR信号数据通过在对k空间进行亚采样时使用不规则k空间采样模式而被采集作为k空间位置和时间的函数；根据所述MR信号数据来重建MR图像数据，所述MR图像数据包括空间维度和频率维度，所述MR图像数据在变换域中的稀疏度用于抑制所述MR图像数据中的亚采样伪影。此外，本发明涉及一种MR设备(1)并且涉及一种计算机程序。
Description
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像领域。本发明涉及一种对被置于MR设备的检查体积中的患者的身体的至少部分进行MR成像的方法。本发明还涉及一种MR设备并且涉及一种要在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术
利用磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维图像或三维图像的图像形成MR方法如今得到广泛使用，尤其是在医学诊断领域中，这是因为针对软组织的成像，所述方法在许多方面都优于其他成像方法，不要求电离辐射并且通常是无创的。
发明内容
根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的、均匀的磁场中，所述磁场的方向同时定义测量所基于的坐标系的轴(一般是z轴)。取决于通过对定义的频率(所谓的拉莫尔频率，或MR频率)的电磁交变场(RF场)的应用能够激励(自旋共振)的磁场强度，该磁场针对个体核自旋产生不同的能级。从宏观的角度，个体核自旋的分布产生总体磁化，能够通过对适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)的应用使所述总体磁化偏离出平衡状态，同时RF脉冲的磁场垂直于z轴延伸，使得磁化执行关于z轴的进动。磁化的该运动描述了一锥形的表面，所述锥形的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅值取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况中，自旋从z轴偏离到横向平面(翻转角90°)。RF脉冲经由MR设备的RF线圈布置朝向患者的身体进行辐照。RF线圈布置通常围绕一检查体积，患者的身体被置于所述检查体积中。
在RF脉冲终止之后，磁化弛豫回初始平衡状态，在所述初始平衡状态中，z方向上的磁化以第一时间常数T1(自旋晶格或纵向弛豫时间)被再次建立，并且在垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)进行弛豫。能够以在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化的方式，借助于被布置并被取向在MR设备的检查体积之内的接收RF天线或线圈来检测磁化的变化。在施加例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有核自旋的从具有相同相位的有序状态到在其中全部相位角均匀分布(失相)的状态的转变(由局部磁场非均质性诱发)。失相能够借助于重新聚焦脉冲(例如，180°脉冲)来补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
为了实现身体中的空间分辨，将沿着三个主轴延伸的线性磁场梯度叠加在均匀磁场上，引起自旋共振频率的线性空间依赖性。在接收线圈中拾取的信号然后包含能够与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由接收RF天线或线圈获得的信号数据对应于空间频率域并且被称为k空间数据。k空间数据通常包括利用不同相位编码而采集的多条线。通过收集多个样本来将每条线数字化。借助于傅立叶变换或借助于其他本身已知的重建技术来将k空间数据的集合转换为MR图像。
成像速度在许多MR成像应用中都是重要的。然而，对MR图像的重建所要求的MR信号数据能够被收集的速度在根本上受限于物理和生理的约束。因此，在MR成像领域中许多最新发展都旨在减少被采集信号数据的量而不降低所重建的MR图像的质量。在许多这样的发展之中，压缩感知(CS)的理论具有显著减少信号数据的巨大潜力。在CS理论中，通过应用合适的正则化算法，能够从亚采样的测量结果中恢复在变换域中具有稀疏表示的信号数据集。亚采样的可能性引起显著减少的采集时间。作为用于信号采样和重建的数学框架，CS规定了这样的条件，在该条件下，信号数据集能够被确切地重建或者至少具有高的图像质量，即使是在k空间采样密度远低于奈奎斯特准则的情况中，并且CS也提供了用于这样的重建的方法。在大多数现有的基于CS的MR采集和重建方案中都使用基本CS公式表述，所述基本CS公式表述仅利用MR信号数据在变换域中为稀疏的先决条件。例如，M.Lustig等人提出了CS用于快速MR成像的应用(M.Lustig等人的“Sparse MRI:The Application ofCompressed Sensing for Rapid MR Imaging”(Magnetic Resonance in Medicine，卷58，第1182-1195页，2007年))。也已知，由于关于未知MR图像的额外的先验信息在某些应用中可以是可用的，因此将该先验信息并入CS重建中是有利的。该文章提到，压缩感知能够应用于(医学诊断)MR信号数据。尤其地，讨论了具有随机选择的相位编码线的不相干采样轨迹。另外，引用了压缩感知与平行成像的组合。
用于加速MR采集的另外的技术被称为平行采集技术。该类别的方法是SENSE(Pruessmann等人的“SENSE:Sensitivity Encoding for Fast MRI”(Magnetic Resonancein Medicine，卷42，第5号，第1952-1962页，1999年))和SMASH(Sodickson等人的“Simultaneous acquisition of spatial harmonics(SMASH):Fast imaging withradiofrequency coil arrays”(Magnetic Resonance in Medicine，卷38，第591-603页，1997年))。SENSE和SMASH使用从平行的多个RF接收天线(线圈)获得的亚采样的k空间数据采集。在这些方法中，来自多个线圈的(复杂)信号数据被以这样的方式与复杂权重组合，以便抑制在最终重建的MR图像中的亚采样伪影(混叠)。该类型的复杂阵列组合有时被称作空间滤波，并且包括在k空间域中(如在SMASH中)或在图像域中(如在SENSE中)执行的组合，以及混合型的方法。在SENSE或SMASH中，有必要以高的准确度知晓线圈的恰当权重或灵敏度。为了获得线圈灵敏度，即，用于信号检测的阵列RF线圈的空间灵敏度曲线，通常在实际图像采集之前和/或之后执行校准预扫描。在预扫描(其有时也被称作参考扫描)中，常常以比最终的诊断MR图像所要求的分辨率显著更低的分辨率来采集MR信号。
用于MR图像采集和重建的技术最近已经变为已知，其中将压缩感知重建与平行MR信号采集进行组合。
本发明的目的是提供一种改进的方法，所述方法使得能够根据稀疏采样的MR信号数据对高质量MR图像的重建。
根据本发明，公开了一种对被置于MR设备的检查体积中的患者的身体的至少部分进行MR成像的方法。所述方法包括以下步骤：
-使所述目标经受成像序列，以借助于经由具有不同空间灵敏度曲线的两个或更多RF接收天线进行的平行成像来采集作为自旋回波或梯度回波的MR信号数据，
-其中，所述MR信号数据通过在对k空间进行亚采样时使用不规则k空间采样模式而被采集作为k空间位置和回波时间的函数；并且
-其中，所述不规则k空间采样模式包括重新访问k空间区域以采集所述MR信号数据的连续k空间轨迹，使得所述MR信号数据是在不同回波时间值处从相同k空间区域采集的；以及
-根据所述MR信号数据来重建MR图像数据，所述MR图像数据包括空间维度和频率维度，所述MR图像数据在变换域中的稀疏度用于抑制所述MR图像数据中的亚采样伪影，其中，所述重建涉及所述MR信号数据到规则k空间网格的重新网格化。
本发明的重要方面是具有时间维度的亚采样的MR信号采集。所述时间维度对应于所重建的MR图像数据的频率维度。本发明的所述方法因此能够被说成是一种空间-谱MR成像的方法。为此，根据本发明，针对磁共振的激励与MR信号采集的实际时刻之间的不同时间区间来采集MR信号。所述MR信号可以例如被生成为自旋回波或梯度回波，其中，根据本发明针对不同的回波时间值来采集所述MR信号。所述不同的回波时间值在这种情况中跨越所述MR信号数据的时间维度。谱信息是通过本发明的所述方法提供的，所述谱信息能够被归于空间坐标。所述谱信息能够用于提供不同类型的图像对比度。所述谱信息还能够用于例如将源于脂肪质子的MR信号与源于水质子的MR信号分离。以这种方式能够实现有效的水/脂分离。
与常规采样相反，根据本发明的不规则k空间采样使MR图像重建更为困难。就其本身而言，该复杂性是缺点。然而，必须考虑到对k空间的规则亚采样将在所重建的MR图像之内的几个离散位置处引起亚采样伪影。与此相反，利用根据本发明的不规则k空间采样，不完美的MR图像重建将导致类似的(或者更为明显的)伪影，但是这些伪影在所重建的MR图像中将是“杂乱的”。换言之，不规则的k空间采样导致不相干的混叠伪影。根据本发明能够利用的是，与通过对k空间的规则采样获得的相干伪影相比，这样的不相干伪影能够更加容易地得到抑制。术语“混叠伪影”在该背景中指的是源自对k空间的亚采样(与关于研究中的患者的身体部分的大小由奈奎斯特准则所要求的密度相比)的全部伪影。根据本发明，这些不相干伪影通过利用MR图像数据在变换域中的稀疏度，例如借助于本身已知的压缩感知技术而得以去除。在变换域(图像数据在其中是稀疏的)中，例如通过使用非线性滤波操作将伪影与有用信息分离。
到变换域(MR图像数据在其中是稀疏的)中的变换可以被称作“稀疏化”变换。根据本发明的优选实施例，MR图像数据在频率维度中的该稀疏化变换的属性不同于在空间维度中的属性。这能够基于以下原则：MR图像数据的边缘(即，邻近图像特征之间的边界)被认为在空间维度中应是稀疏的，而MR图像数据自身被认为在频率维度中是稀疏的。在频率维度中，针对每个空间位置，MR图像数据被预计为仅针对频率值的非常有限的集合为非零。在其中MR图像数据被预计为非零的频率位置通常是空间坐标中的连续函数，除了偶尔的突然改变之外。这样的改变有可能与预定义的值相一致，例如，3.4ppm(即，脂肪质子与水质子之间的频率差)。此外，这些改变有可能与空间维度中的边缘相一致。其他准则也是可想象的。
针对在k空间维度和(回波)时间维度两者中的MR信号采集的不规则采样模式的优点是扫描时间特别短而无须确切地控制切换的磁场梯度，虽然当然针对每个MR信号样本必须知晓精确的k空间坐标和时间值以便使得能够重建。
在本发明的一个实施例中，k空间采样方案被选择为使得其包括连续随机k空间轨迹。例如有可能在MR信号采集期间随机或伪随机地变化磁场梯度。k空间坐标值以及时间值在采集流程期间被归于每个MR信号样本以便使得能够重建。对于本发明的该实施例，针对所使用的MR装置的梯度系统的技术要求低。不要求特别快的梯度切换。由梯度切换引起的噪声水平能够被很好地保持在针对被检查患者的容许限度之内。
本发明的方法优选地与非笛卡尔采样方案进行组合。可以应用螺旋扫描。径向k空间采样也是可能的变型。
尽管根据本发明k空间扫描模式是不规则的，但是应当确立在对k空间的扫描的密度上的某种程度的控制以及对k空间采样的计时方案，以便最优地适应本发明的重建问题。结果是，在对重建问题的适应方面有利的是，选择k空间采样模式，使得其包括连续k空间轨迹，所述连续k空间轨迹重新访问k空间区域以采集MR信号数据。重新访问意味着MR信号是在不同的(回波)时间值处从k空间的相同区域采集的。通过重新访问k空间区域，确保由k空间维度和(回波)时间维度跨越的空间关于MR图像重建得到适当地覆盖。换言之，不规则(随机)k空间采样方案可以有利地根据本发明以受约束的空间-时间采样密度得到应用。
在本发明的一个实施例中，目的可以是在k空间中的被扫描区域上几乎均匀的密度。在另一实施例中，k空间采样模式可以是优选的，在所述k空间采样模式中，相比较外围区域，以更高的密度对k空间的中心区域进行采样。
本发明的方法可以例如有利地与在文章“Fast Three-Dimensional k-SpaceTrajectory Design Using Missile Guidance Ideas”(Magnetic Resonance inMedicine，卷52，第329-336页，2004年)中公开的k空间采样组合。可以使用这样的轨迹的集合，每条这样的轨迹均从k空间中心在不同方向上出发。以这种方式，k空间的每个区域被每条轨迹访问一次，针对每条轨迹具有不同的回波时间。
在k空间中向外前进并且然后再次向内前进的螺旋轨迹或螺旋状轨迹也可以用于根据本发明的k空间采样。可以使k空间中的每个螺旋的延伸随机到某个程度，使得k空间的外部部分比内部部分更不频繁地得到访问。优选地，k空间采样的轨迹不是确切的螺旋，而是具有随机扰动的螺旋。可以定义采样密度约束，所述采样密度约束确定了作为距k空间中心的距离和时间的函数而要被采样的k空间位置的平均数目。
在另外的变型中，根据本发明可以应用径向型轨迹，其中，k空间轨迹在k空间中向外前进，然后返回到中心，并且然后继续到另一角度。能够优选地使后续的径向轨迹之间的角度等于黄金角度，或者可以以其他方式将后续的径向轨迹之间的角度选择为将每个新轨迹引导到未被先前轨迹访问或仅被先前轨迹稀疏访问的方向上。在三维采集中，每个新径向轨迹的方向可以由能够根据二维黄金分割选择的两个角度来确定，所述二维黄金分割类似于在“Temporal Stability of Adaptive 3D Radial MRI Using MultidimensionalGolden Means”(Magnetic Resonance in Medicine，卷61，第354-363页，2009年)中描述的方法。此外，“轨迹长度”(即，在轨迹返回到k空间中心之前由从k空间中心前进到外围的轨迹所覆盖的距离)可以从径向轨迹到径向轨迹随机变化。
根据本发明的优选实施例，MR信号数据是借助于经由具有不同空间灵敏度曲线的两个或更多RF接收天线来平行成像而被采集的。平行成像能够用于进一步加速采集流程。MR图像数据的重建可以涉及MR信号数据到规则k空间的重新网格化，例如，通过应用卷积操作，其中，卷积核被适当选择。该途径的基本思想是应用从不规则k空间位置到规则网格的直接卷积。能够基于(预采集的)空间灵敏度曲线针对每个k空间位置来优化卷积核。可以通过利用k空间的密集扫描区(类似于已知的GRAPPA重建方案)获得核。卷积操作执行从N个RF天线数据集(N是用于MR信号采集的RF接收天线的数目)的集合到一个单个重新网格化的k空间数据集的变换。作为下一步骤，重新网格化的MR信号数据能够被傅立叶变换，并且可以应用非线性降噪滤波(例如，在Guido Gerig等人的“Nonlinear Anisotropic Filteringof MR Data”(IEEE Transactions on Medical Imaging，卷11，第2号，第221-232页，1992年)中，或在Paul Bao和Lei Zhang的“Noise Reduction for Magnetic Resonance Imagesvia Adaptive Multiscale Products Thresholding”(IEEE Transactions on MedicalImaging，卷22，第9号，第1089-1099页，2003年)中，或在WO 97/23844A1中所描述的)。这样的滤波算法隐含地包含根据本发明的到稀疏变换域的变换。MR图像数据的重建可以被实施为迭代算法，所述迭代算法具有以下基本步骤：1、重新网格化(使用特别计算的核)，2、傅立叶变换，3、非线性滤波，以及4、步骤1-3的重复。
至此描述的本发明的方法能够借助于MR设备来执行，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积之内生成均匀、稳定的磁场；多个梯度线圈，其用于在所述检查体积之内在不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，其用于在所述检查体积之内生成RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的患者的身体的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间连续；重建单元；以及可视化单元。本发明的方法优选地通过对所述MR设备的所述重建单元、所述可视化单元和/或所述控制单元的对应编程来实施。
本发明的方法能够有利地在目前临床使用中的大多数MR设备中执行。为此，仅需要利用计算机程序，所述MR设备受所述计算机程序控制，使得所述MR设备执行以上解释的本发明的方法步骤。所述计算机程序可以被提供在数据载体上或被提供在数据网络上，以便被下载用于安装在所述MR设备的所述控制单元中。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅是出于图示的目的而设计的，并非作为限制本发明的定义。在附图中：
图1示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2是针对根据本发明的MR图像重建的迭代方案的方框图；
图3图示了根据本发明的不规则k空间采样；
图4示出了根据本发明的具有空间维度和频率维度的MR图像数据的范例的图；
图5示意性地示出了根据本发明可应用的非笛卡尔k空间采样方案。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1。所述设备包括超导或常导主磁体线圈2，使得创建沿着z轴通过检查体积的基本均匀的、时间恒定的主磁场。
磁共振生成与操纵系统施加一系列RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋、诱导磁共振、重新聚焦磁共振、操纵磁共振、在空间上或以其他方式编码磁共振、饱和自旋等，以执行MR成像。
更具体地，梯度脉冲放大器3施加电流脉冲，以选择沿着检查体积的x轴、y轴和z轴的梯度线圈4、5和6中的一种。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8将RF脉冲或脉冲包发射到全身体积RF线圈9，以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括短持续时间的彼此一起被采取的RF脉冲段的包，并且任何施加的磁场梯度均实现对核磁共振的选定操纵。RF脉冲用于饱和、激励共振，反转磁化，重新聚焦共振，或操纵共振，并且选择被定位在检查体积中的身体10的部分。MR信号也由全身体积RF线圈9来拾取。
为了生成身体10的有限区域的MR图像，局部阵列RF线圈11、12、13的集合被放置为邻接被选择用于成像的区域。阵列线圈11、12、13能够用于平行成像，以接收由身体线圈RF发射诱导的MR信号。
结果得到的MR信号由全身体积RF线圈9和/或由阵列RF线圈11、12、13来拾取，并且由接收器14来解调，所述接收器14优选地包括前置放大器(未示出)。接收器14经由发送/接收开关8被连接到RF线圈9、11、12和13。
主计算机15控制梯度脉冲放大器3和发射器7，以生成本发明的成像序列。接收器14在每个RF激励脉冲后的不同回波时间值处接收MR信号。数据采集系统16执行对所接收的信号的模数转换，并且将每个MR数据线转换到适合于进一步处理的数字格式。在现代的MR设备中，数据采集系统16是专用于采集原始图像数据的单独的计算机。最终，数字原始图像数据由应用适当的重建算法的重建处理器17重建成图像表示。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行的平面切片的阵列、三维体积等。所述图像然后被存储在图像存储器中，在所述图像存储器中，所述图像可以被存取以将切片、投影，或图像表示的其他部分转换成适当的格式以用于可视化，例如，经由视频监视器18，所述视频监视器18提供结果得到的MR图像的人类可读显示。
图2中图示了本发明的MR图像采集与重建技术。
所述方法开始于步骤41，使身体10的部分经受成像序列以采集MR信号数据，其中，所述MR信号数据是通过在对k空间进行亚采样时使用不规则k空间采样模式而被采集作为(kx，ky，kz，t)空间中的数据，即，作为k空间位置和回波时间的函数。MR信号数据是经由RF接收天线11、12、13而被采集的。作为下一步骤42，执行MR信号数据到在(kx，ky，kz，t)空间中的规则网格的重新网格化。其后，在步骤43中，执行对经重新网格化的MR信号数据的傅立叶变换，使得获得在(x，y，z，ω)空间中的MR图像数据集。在步骤44中，将非线性滤波器(例如，L1-范数，如在常规压缩感知中的)应用于经傅立叶变换的数据。非线性滤波隐含地执行到稀疏域的变换，如压缩感知所要求的。图像重建可以在步骤44之后结束。然而，取决于k-t-空间采集方案和所采集的MR信号数据的质量，迭代可以是有用的。为此，在步骤45中，通过逆向傅立叶变换将经滤波的数据变换回到(kx，ky，kz，t)空间，以获得中间MR信号数据的集合。这些中间MR信号数据被内插到最初采集的MR信号数据集的(kx，ky，kz，t)空间中的采样位置。从最初采集的MR信号数据减去经内插的中间MR信号数据，以获得差值MR信号数据的集合。然后下一迭代开始，其中，再次重新网格化所述差值MR信号数据。针对经重新网格化的差值MR信号数据重复傅立叶变换的步骤43和非线性滤波的步骤44，其中，在应用步骤44中的降噪滤波器之前，对当前的经傅立叶变换的数据与先前重复的经傅立叶变换的数据进行相加。在多次迭代之后，获得(x，y，z，ω)空间的最终MR图像数据集46。
根据本发明，采集到的MR信号数据的确切k空间位置是随机化的。以这种方式使归因于亚采样的任何混叠伪影不相干。根据本发明在图像数据为稀疏的域中执行对不相干伪影(或至少其部分)的去除。在该域中，如以上已经提及的，使用非线性滤波步骤将伪影与有用信息分离。不同类型的这样的“稀疏化”变换是可应用的。简单的变换为例如梯度操作，所述梯度操作实质上根据MR图像数据来创建边缘图像。其中每一个像素值均被各自的像素值与一个或多个相邻像素的值之间的差代替。重要的是，在该背景中，MR图像数据的“稀疏化”变换在频率维度中与在空间维度中不同地起作用。MR图像数据的边缘(即，邻近图像特征之间的边界)被认为在空间维度中是稀疏的，而MR图像数据自身被认为在频率维度中是稀疏的。针对每个空间位置，MR图像数据被预计为仅针对频率值的非常有限的集合为非零(如在图4中能够看到的)。在MR图像数据为非零处的频率坐标通常是空间坐标中的连续函数(例如，接近金属零件，例如，外科手术器械)，除了偶然的突然改变之外。这样的改变有可能与预定义的值相一致，例如，3.4ppm(即，脂肪质子与水质子之间的频率差)。此外，这些改变有可能与空间维度中的边缘相一致。因此，(例如通过计算在每个体素位置处的图像梯度)将MR图像数据变换到边缘图像的变换能够被使用在空间维度中，而统一性变换被使用在频率维度中。更加精巧的“稀疏化”变换当然是可想到的。
图3和图5概述了根据本发明可以采用的不规则非笛卡尔k空间采样模式的实施例。可以有利地以约束空间-时间采样密度应用不规则(随机)k空间采样方案。在对重建问题的适应方面有利的是，选择k空间采样模式，使得其包括重新访问用于采集MR信号数据的k空间区域的k空间轨迹(其中，对各自的k空间区域的“访问”应当在时间上基本不同)。可以定义采样密度约束，其确定作为距k空间中心的距离和时间的函数而要被采样的k空间位置的平均数目。图5a图示了在k空间中向外前进并且然后再次向内前进的螺旋轨迹或螺旋状轨迹。所述螺旋被确定为使得k空间的外部部分比内部部分较不频繁地被访问。k空间采样的轨迹不是确切的螺旋，而是具有随机扰动的螺旋。图5b示出了径向型轨迹，其中，每个k空间轨迹(“辐条”)在k空间中向外前进，然后返回到中心，并且然后继续到另一角度。后续的辐条之间的角度等于黄金角度，使得每个新的辐条被引导到未被先前的辐条访问的方向上。图5b中的数字指示辐条的时间采集顺序。
图4图示了假设的情况，其中，(例如，如图3所示的)k空间采样模式是无限密集的。在这种情况中，MR信号数据能被网格化为在(kx，ky，kz，t)空间中的规则网格(在MR信号被生成为自旋回波或梯度回波的情况中，t例如可以是回波时间)并且被傅立叶变换到(x，y，z，ω)空间。结果得到的MR图像数据因此包括空间维度和频率维度(ω)。图4为了清楚的目的而仅示出(x、ω)维度。当然，在实践中，k空间扫描轨迹并不对(kx，ky，kz，t)空间采样到无线密集的程度。因此，对数据的普通网格化傅立叶变换将导致具有非常强的伪影的MR图像数据。为了抑制这些伪影，例如，如以上所解释的，根据压缩感知来利用MR图像数据在变换阈中的稀疏度。
Claims (7)
1.一种对被置于MR设备(1)的检查体积中的目标(10)进行MR成像的方法，所述方法包括以下步骤：
使所述目标(10)经受成像序列，以借助于经由具有不同空间灵敏度曲线的两个或更多RF接收天线(11、12、13)进行的平行成像来采集作为自旋回波或梯度回波的MR信号数据，
其中，所述MR信号数据通过在对k空间进行亚采样时使用不规则k空间采样模式而被采集作为k空间位置和回波时间的函数，并且
其中，所述不规则k空间采样模式包括重新访问k空间区域以采集所述MR信号数据的连续k空间轨迹，使得所述MR信号数据是在不同回波时间值处从相同k空间区域采集的；以及
根据所述MR信号数据来重建MR图像数据，所述MR图像数据包括空间维度和频率维度，所述MR图像数据在变换域中的稀疏度用于抑制所述MR图像数据中的亚采样伪影，其中，所述重建涉及所述MR信号数据到规则k空间网格的重新网格化。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述不规则k空间采样模式包括在MR信号采集期间通过随机或伪随机地变化磁场梯度而生成的连续随机k空间轨迹。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，对k空间的非笛卡尔采样应用于对所述MR信号数据的采集。
4.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述MR图像数据是借助于压缩感知而被重建的。
5.根据权利要求1或2所述的方法，其中，对所述MR图像数据的所述重建涉及到所述变换域中的变换，在所述变换域中，所述MR图像数据是稀疏的，其中，在所述频率维度中的变换与在所述空间维度中的变换以不同的方式进行操作。
6.一种用于执行如权利要求1-5中任一项所述的方法的MR设备，所述MR设备(1)包括：至少一个主磁体线圈(2)，其用于在检查体积之内生成均匀、稳定的磁场；多个梯度线圈(4、5、6)，其用于在所述检查体积之内在不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈(9)，其用于在所述检查体积之内生成RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的目标(10)的MR信号；控制单元(15)，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间连续；以及重建单元(17)，其中，所述MR设备(1)被布置为执行以下步骤：
使所述目标(10)经受成像序列，以借助于经由具有不同空间灵敏度曲线的两个或更多RF接收天线(11、12、13)进行的平行成像来采集作为自旋回波或梯度回波的MR信号数据，
其中，所述MR信号数据通过在对k空间进行亚采样时使用不规则k空间采样模式而被采集作为k空间位置和回波时间的函数，并且
其中，所述不规则k空间采样模式包括重新访问k空间区域以采集所述MR信号数据的连续k空间轨迹，使得所述MR信号数据是在不同回波时间值处从相同k空间区域采集的；以及
根据所述MR信号数据来重建MR图像数据，所述MR图像数据包括空间维度和频率维度，所述MR图像数据在变换域中的稀疏度用于抑制所述MR图像数据中的亚采样伪影，其中，所述重建涉及所述MR信号数据到规则k空间网格的重新网格化。
7.一种用于存储要在MR设备(1)上运行的计算机程序的数据载体，所述计算机程序包括指令，所述指令用于：
生成成像序列，以借助于经由具有不同空间灵敏度曲线的两个或更多RF接收天线(11、12、13)进行的平行成像来采集作为自旋回波或梯度回波的MR信号数据，
其中，所述MR信号数据通过在对k空间的亚采样时使用不规则k空间采样模式而被采集作为k空间位置和回波时间的函数，并且
其中，所述不规则k空间采样模式包括重新访问k空间区域以采集所述MR信号数据的连续k空间轨迹，使得所述MR信号数据是在不同回波时间值处从相同k空间区域采集的；以及
根据所述MR信号数据来重建MR图像数据，所述MR图像数据包括空间维度和频率维度，所述MR图像数据在变换域中的稀疏度用于抑制所述MR图像数据中的亚采样伪影，
其中，所述重建涉及所述MR信号数据到规则k空间网格的重新网格化。
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