CN107110940B - 用于mri径向或螺旋成像的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于MRI成像的方法，其中要用到具有恒定角增量Psi的径向或螺旋k空间轨迹，所述角增量Psi位于5至55度的角度范围内或者是相应的补角Psi'并且根据公式PsiN,M=pi/(N+1/(M+τ‑1))进行选择。替选方案是，如果是与n条径向曲线最优分布的角增量Psiopt=180°/n存在偏差的角增量Psi，其中所述角增量Psi针对n>21条曲线的最低扫描效率大于0.95，则所述角增量Psi位于5至68.7537°以下的角度范围内，特别是从5至55度，或者是相应的补角Psi'。例如在使用b‑SSFP脉冲序列的情况下，与使用111.24°的黄金角的径向或螺旋曲线排列相比，根据上述公式算出的角增量会引起较少的涡流伪影。

Description

用于MRI径向或螺旋成像的方法
技术领域
本发明涉及一种用于MRI成像的方法，其中会用到具有恒定角增量Psi的径向k空间轨迹。
常规成像过程的流程可以总结如下：在将患者定位于MR断层造影仪中之后，将线圈相对于患者进行定位。生成概览图，从而能够在与MR断层造影仪协作的工作站上规划成像的几何形状并且对k空间数据进行记录。在重建计算机上进行图像重建之后，在工作站上显示图像，以供观察者进行观察和诊断。从该流程出发，本发明涉及对k空间数据的记录。
采用“平衡式稳态自由进动”(Balanced Steady-State Free Precession) MRI序列（也称b-FFE、TrueFISP或FIESTA [15]）进行快速成像，以获得相比例如FLASH序列更高的信噪比。此外，采用b-SSFP序列，以获得快速的T1/T2对比，这对于例如颞下颌关节盘的成像具有重要意义[23]。相比之下，FLASH只能产生T1或质子加权对比。
k空间由径向k空间轨迹扫描，该径向k空间轨迹由多条径向曲线组成，这些曲线均穿过k空间中心点[16]。径向轨迹不太容易受运动伪影的影响，为此通常用于记录动态的生理流程[3]。
另外，就旋转方向上的非完整扫描而言，径向轨迹比笛卡尔轨迹更加稳健，这种非完整扫描用于在时间分辨成像中提高时间分辨率。
使用利用可移动的时间段进行的重建，以进一步提高成像的更新速率。在径向曲线一致分布的常规径向轨迹中，用于重建的时间段的长度通过每一图像的曲线数目来预设并且必须在图像采集前选择。在多数情况下，无法预知重建所需的最优的时间段长度。要更改时间段的长度，要求利用匹配的径向轨迹重新采集对象的图像。
背景技术
在[33]中指出，如果使用111.24…°的黄金角如此排列径向曲线，即使得相继的曲线均随黄金角的角增量而存在一定间距，则能够针对任意数目的n条相继曲线实现接近均匀的曲线分布。如果用于重建图像的径向曲线的数目n并不恒定或者未在成像前确定，这种黄金角便是最优的排列方案[2]。这样导致的结果是，重建区段中曲线的数目n及由此得出的二次扫描的度数随后可以根据不同的运动度数进行调整。
为了完整性起见，应当指出，在本专利申请中假设整圆为Pi，而非2*Pi，因为在MRI中对于大部分序列而言使用的是中心束轨迹。
倘若以黄金分割将整圆分成τ = (1+sqrt(5))/2，则得出黄金角Psigold = Pi/τ为111.2461…°以及与之相关的补角（“小黄金角”）Pi-Psigold为68.7538…°。
基于非相干伪影等结合压缩感测使用黄金角[5]，这一点还可参阅WO2013/159044A1。
黄金角排列与平衡式SSFP相结合的缺陷在于，较大的径向角增量111.246°需通过持续或断续变化的梯度方案来实现。进而，这种梯度方案在主磁体的导电部分中诱发大且突变的涡流，由此导致主磁场出现不断变化的不均匀性。这种涡流效应会影响到平衡式SSFP序列的平衡状态，由此导致很强的图像伪影[1]。
Bieri等人提出两种用于补偿这类伪影的技术[16]：
1. 对k空间曲线进行再排序，即始终连续计算两条角度相同或相似的k空间曲线。由此抵消涡流效应并且保持SSFP序列的平衡状态，这也被称作“辐射配对”(spoke-pairing)。自然，动态成像的时间分辨率也减半。“辐射”(Spoke)是k空间曲线的同义词，全部k空间曲线在一起就是K空间轨迹。
2. 涡流引发的信号会被取向垂直于层位置的退相位小梯度所抑制。为此，修正重聚相位梯度的幅值（“through slice equilibration”，层间均衡）。在实践中，在角增量极大的情况下，由于能够补偿的涡流有限，这种技术只会令效果欠佳。此外，这种解决方案仅适用于二维成像。
替选方案是采用FLASH序列，其具有糟糕的SNR并且显示不同的对比。
此外，还希望能找到一个恒定的角增量Psi，使任何数目的n条曲线均达成优异的一致性。记录正好n条曲线的最优分布为角增量Psiopt=Psiuniform=180°/n，这是因为相邻曲线之间的所有间隙等距。
一致的角增量Psiuniform = Pi/P为预定数目的P条径向曲线提供了尽可能一致的径向扫描轨迹。如果曲线的数目P可变，则表示，具有黄金角的轨迹对于数目随机的曲线而言是最优的径向分布。
为了比较扫描轨迹，对扫描效率进行计算。通过扫描效率决定非最优分布的质量。高度的一致性会带来很高的扫描效率。给定角增量Psi及P条径向曲线的扫描效率SE (Psi，P)等于一致扫描的信噪比SNRuniform与以角增量Psi进行扫描的信噪比SNRPsi之比[17]。信噪比SNR能够直接由扫描方案的扫描密度推导出[3]。扫描效率被定义成：
Figure 150138_DEST_PATH_IMAGE001
其中，ΔΦi是曲线i到其两条临近曲线的平均方位距离。针对任意数目的曲线P，在下文中称为“n”，黄金角的扫描效率大于0.9732。
借助“伪黄金比例螺旋成像” (pseudo golden-ratio spiral imaging)方法，能够为讲话人实时进行MRI成像，其具有优良的画质，同时具有可以接受的音质[37]。
从WO 2008/132659 A2中已知用于患者MRI成像的设备和方法，其中，k空间轨迹遵循所谓的“增强重建型周期旋转重叠平行线”(Periodically Rotated OverlappingParallel Lines with Enhanced Reconstruction)概念[38]。
本发明的目的在于，即使用于图像重建的径向曲线的数目并不恒定或者未在成像之前规定，也能采用b-SSFP序列来获得例如快速的T1/T2对比，这对于例如颞下颌关节盘的成像具有重要意义。在此情形下，应在最大程度上避免因涡流所致的图像伪影。
发明内容
根据本发明，在用于MRI动态成像的方法中，其中要用到具有恒定角增量Psi的径向K空间轨迹，其中根据完全平衡式SSFP的方法来操作MRI序列，角增量Psi位于5至55度的角度范围内或者是相应的补角并且根据公式PsiN,M = pi / (N+1/ (M + τ - 1))进行选择，
Figure 150138_DEST_PATH_IMAGE002
其中，N介于3至35之间并且M介于1至5之间，以及其中，τ = (1+sqrt(5))/2。此外，针对τ：1/τ = τ -1。
因N介于3至35之间，确保既不含黄金角也不含黄金补角。
角增量Psi1是已知的黄金角，Psi2是与黄金角互余的角，称作小黄金角，并且根据本发明，PsiN，其中N > 2是一系列递减的无理数角增量，在完全平衡式SSFP中具有和已知黄金角类似的最优特性。在此，Psi1是Psi(1,1)的缩写形式，Psi2是Psi(2,1)的缩写形式，即M=1时。
有利地，M = 1且N至少为3，针对角增量Psi得出下列公式：PsiN,M = Pi / (τ + N- 1)：
Figure DEST_PATH_IMAGE003
其中，N介于3至35之间，以及其中，τ = (1+sqrt(5))/2。
针对结合完全平衡式SSFP的情况，相比黄金角及小黄金角更小的角度的有利之处在于，在曲线P的数目变化不定时，这些角度就扫描效率而言具有大致相同的特性。
本发明使用足够小的PsiN，这样就不再出现因完全平衡式SSFP所致的图像伪影。
还存在许多其他在曲线P数目可变时在扫描效率方面具有足够好特性的次优小角度。
根据一种有利的改进方案，从M = 2且N至少为3中得出角增量。
有利地，N至少为5，优选至少为7，由此得出角增量。借此，针对多数状况下的b-SFFP成像，得出足够小的角度。较大的N具有缺陷，即采样效率从转第2圈开始才变好，这可以用公式表示为条件P>2N。在N太大时，会导致用于重建的最小窗口宽度过大。以N=30为例，可能有至少60条径向曲线用于重建，这对于诸如压缩感测和并行成像的应用来说太多了。因此，理想的N应尽可能小但需大到足以不再出现伪影。N=7是一种不错的折衷。
有利地，针对图像重建可以选择曲线数目n，其中，数目n是经修改的斐波那契数列GN,M的一部分，其中，
GN,M 1 = 1+(M-1)N，GN,M 2 = N，GN,M n = GN,M n-1+ GN,M n-2，
其优势在于，在这些点上，扫描效率局部最优。
本发明的另一目的是一种用于MRI动态成像的方法，其中要用到具有恒定角增量Psi的径向k空间轨迹，其中根据完全平衡式SSFP的方法来操作MRI序列，以及其中，如果是与n条径向曲线最优分布的角增量Psiopt = 180°/n存在偏差的角增量Psi，该角增量Psi针对n > 21的最低扫描效率大于0.95，优选大于0.97。在此情形下，角增量Psi位于5至68.7537度以下的角度范围内，特别是从5至55度，或者是相应的补角。
这就确保了充分抑制图像伪影并且能够提供适宜的图像质量。
针对不同数目的n条曲线在黄金角Psi1 = 111.246时的最低扫描效率，与针对不同数目的n条曲线在减小的黄金角例如Psi7 = 23,628…时的最低扫描效率，从曲线的最少数目nmin起都具有相同的下限。这适用于全部PsiN及任意大小的N。
有利地，可以这样选择角增量Psi，即使得角增量Psi针对n > 21条曲线的最低扫描效率大于0.97。
通过网格化方法或者通过滤波反投影方法进行对图像的重建，特别是对3D数据记录的重建。
在重建之前，可以针对梯度诱发的相位误差校正k空间数据，具体方式是，使用相反或几乎相反的曲线对的互补相位信息。
有利地，可以为每一角位置测出至少两条曲线，这也被称作辐射配对(spoke-pairing)，这样就能进一步减少涡流引发的图像伪影。
有利地，可以使用T1/T2或质子密度映射序列进行成像，以测定单次成像的弛豫参量。
所述方法特别有利于MRI动态成像，这是因为重建的时间窗可以反过来根据具体的生理运动速度，例如根据心率进行调整。
有利地，可以根据完全平衡式SSFP的方法来操作MRI序列，因为这样就能达成较高的信噪比，并且这种基于T1/T2对比的序列非常适于例如颞下颌关节盘的成像。
有利地，在成像过程中可以使用多个线圈，并且通过基于并行成像的方法来重建图像。由此，可以使用较低的k空间扫描密度，而不会造成重建图像的混淆伪影。
此外，可以通过基于压缩感测的方法来重建图像。
其针对评估图像的特别优势在于，通过“层间均衡”(through-sliceequilibration)方法进一步减少余留的涡流伪影，以提高图像质量。
本发明的基本构思在于运用具有和黄金角类似的良好特性的更小角度，这些更小的角度与黄金角相比，尤其是在结合b-SSFP序列的情况下，能在动态成像时减少图像伪影。之前由于快速变化的涡流而产生的图像伪影，将通过使用更小的角增量而得以避免，因为涡流正是由于大黄金角的角度变化而引发的。
优选地，建议由广义斐波那契数列推导出新的角增量。这种减小的黄金角具有与黄金角类似的特性，由此这类角增量有利于结合完全平衡式SSEP序列进行MRI动态成像。
附图说明
借助附图阐述了根据本发明的方法。其中：
图1示出根据本发明的在M = 1、2或3且N = 3 - 7时的角增量Psi的表格；
图2示出颞下颌关节的动态成像，具有角度Psi1至Psi8及基准成像的b-SSFP序列；
图3示出在角增量PsiN，其中N = 1、3、5和7时的径向曲线P = 3、5、11、15、28和61的分布及扫描效率SE；
图4示出最低扫描效率SE在180°角度范围内的分布；
图5示出Psi5的扫描效率SE与黄金角的角增量的扫描效率SE的对比；
图6示出Psi7的扫描效率SE与黄金角的角增量的扫描效率SE的对比。
具体实施例
图1示出根据本发明的在M = 1且N = 3 - 7时的角增量Psi的表格，由此得出根据本发明的角增量Psi3至Psi7为49.75…°至23.6281…°。
这些角增量是无理数，而在本发明的具体实施方式中使用数值近似。其他角增量PsiN有：
Figure DEST_PATH_IMAGE004
在所选值M > 1，这里为M = 2且N = 3、4时，得出角增量Psi2,3 = 53.2235…及Psi2,4 = 41.775…。在M = 3且N = 3时，得出角增量Psi3,3为54.9385…。
此外，在M = 2且N = 5 - 11时，得出下列角增量：
Figure DEST_PATH_IMAGE005
图2示出颞下颌关节的动态成像，具有已知的角增量Psi1和Psi2和角度为Psi = 1°的基准成像以及根据本发明的角增量Psi3至Psi8的b-SSEP序列。
可以看出，伪影随着角增量Psi1至Psi8的递减而消失，并且从角增量Psi6起获得可以接受的图片质量。基于b-SSFP T1/T2对比，极易于看清关节盘。
图3示出在角增量PsiN，其中N = 1、3、5和7时，径向曲线P = 3、5、11、15、28和61的分布并且在每个分布下包含与之相关的扫描效率SE。针对Psi5，在N = 61条曲线时，得出扫描效率SE为0.974。
图4示出作为数值模拟的最低扫描效率SE。Y轴上表示0.84至1.00之间的最低扫描效率SE，x轴上表示从0到180°的角度Psi，分辨率为0.002°。在此，针对范围n= (21; 10^4)（曲线数目）内的每一角度，测定了最低扫描效率。指出的是角增量Psi1至Psi5和补角Psi'3至Psi'5以及其他适当角度，它们通过延伸至上边缘的虚线表示。加粗的虚线对应于角增量PsiN，其中，每一个角增量都具有角增量PsiN,M中的次极大值，它们通过较细的虚线来表示。该图以90°的位置对称，从而可识别出补角Psi'3至Psi'5。
在图5和图6中分别示出Psi5和Psi7的扫描效率SE与黄金角Psi1 = 111.246…的角增量的扫描效率SE的对比。在此，在x轴上针对曲线数目n使用对数尺度。于是，当n出自经修改的斐波那契数列GN,M时，达成最高扫描效率SE[19]。
在该数列中，在M = 1且N = 1和5时得出n的下列值：
G1,1：1 1 2 3 5 8 13 21 …
G5,1：1 5 6 11 17 28 45 73 …
可以看出，针对n > 2N条曲线，扫描效率SE基本上位于黄金角的极限值之间。就Psi5而言，从n = 11起是这一情况，就Psi7而言，从n = 15起是这一情况。
词汇表
补角（英语：adjacent angle）
当两个角互补成180°时，它们称作补角或短E角（参阅http://de.wikipedia.org/wiki/Winkel#Supplementwinkel_oder_Ergänzungswinkel）
Figure DEST_PATH_IMAGE006
每个角度产生与相配补角Psi'完全相同的曲线分布。因此，在图4中以90°的位置对称。
压缩感测MRI
压缩感测[34]只需要进行少数几次测量，即在测量中对随机的信号线性组合进行采集，便能重建原始信号，即使测量次数远小于奈奎斯特抽样率(Nyquistrate)。一种对k空间进行近随机扫描的方法是，利用相当于黄金角的角增量建立径向K空间轨迹。通过这些轨迹及非线性重建算法，可以采用压缩感测的方法进行快速的MRI成像[4]。
并行成像
在并行成像方法中，将来自呈相控阵排列的多个线圈元件的信号组合起来。连同预先确定的线圈密度曲线一起，可以将这些附加数据用于在重建期间消除二次扫描伪影。已知的算法是基于图像空间(SENSE)或基于k空间(GRAPPA)或者是这两种方法的组合。通过由此可行的二次扫描，能够显著加快MR成像的速度。结合压缩感测[4]和黄金角，能够进一步加速成像。
弛豫参量的定量测算
反转恢复序列由反相脉冲结合平衡式SSFP序列组成，并且允许弛豫参量T1、T2与相对质子密度同步量化。结合径向k空间轨迹和黄金角增量能够测定单次成像的弛豫参量[35]。
基于模型的图像重建
除并行成像、压缩感测和弛豫参量的定量测算等方法之外，所述的径向曲线排列方案还可以与其他基于模型的图形重建的组件相结合，例如，通过将B0映射或轨迹映射[36]包含在内。
参考文献
[1]P. C. Lauterbur著，《Image Formation by Induced Local Interactions》，Nature，第242卷，第190篇，1973年。
[2]V. Rasche、R. de Boer、D. Holz与R. Proksa著，《Continuous radial dataacquisition for dynamic MRI》，Magn Reson Med.，第34卷，第5篇，第754-61页，1995年。
[3]S. Winkelmann、T. Schaeffter、T. Koehler、H. Eggers与O. Doessel著，《Anoptimal radial profile order based on the Golden Ratio for time-resolvedMRI》，IEEE transactions on medical imaging，第26卷，第1篇，
第68-76页，2007年1月。
[4]L. Feng、R. Grimm、K. Tobias Block、H. Chandarana、S. Kim、J. Xu、L.Axel、D. K. Sodickson与R. Otazo著，《Golden-angle radial sparse parallel MRI:Combination of compressed sensing，parallel imaging，and golden-angle radialsampling for fast and flexible dynamic volumetric MRI》，Magnetic resonance inmedicine，第72卷（2014年），第707-717页。
[5]A. J. Hopfgartner、O. Tymofiyeva、P. Ehses、K. Rottner、J. Boldt、E. J.Richter与P. M. Jakob著，《Dynamic MRI of the TMJ under physical load》，Dentomaxillo facial radiology，第42卷，第9篇，2013年1月。
[6]J. Liu、P. Spincemaille、N. C. F. Codella、T. D. Nguyen、M. R. Prince与Y. Wang著，《Respiratory and cardiac self-gated free-breathing cardiac CINEimaging with multiecho 3D hybrid radial SSFP acquisition》，Magnetic resonancein medicine，第63卷，第1230-7页，2010年5月。
[7]J. Paul、E. Divkovic、S. Wundrak、P. Bernhardt、W. Rottbauer、H.Neumann与V. Rasche著，《High-resolution respiratory self-gated golden anglecardiac MRI: Comparison of self-gating methods in combination with k-t SPARSESENSE》，Magnetic Resonance in Medicine，2014年1月。
[8]A. D. Scott、R. Boubertakh、M. J. Birch与M. E. Miquel著，《AdaptiveAveraging Applied to Dynamic Imaging of the Soft Palate》，Magnetic resonancein medicine，第70卷，第865-874页，2013年。
[9]H. K. Song and L. Dougherty著，《k-space weighted image contrast(KWIC) for contrast manipulation in projection reconstruction MRI》，Magneticresonance in medicine，第44卷，第6篇，第825-32页，2000年12月。
[10]M. Doneva著，《Advances in Compressed Sensing for MagneticResonance Imaging》，博士论文，吕贝克，2011年。
[11]M. Usman、D. Atkinson、F. Odille、C. Kolbitsch、G. Vaillant、T.Schaeffter、P. G. Batchelor与C. Prieto著，《Motion Corrected Compressed Sensingfor Free-Breathing Dynamic Cardiac MRI》，Magnetic resonance in medicine，第70卷，第504-516页，2013年。
[12]M. Doneva、H. Eggers、J. Rahmer、P. Ḃ̇ornert与A. Mertins著，《HighlyUndersampled 3D Golden Ratio Radial Imaging with Iterative Reconstruction》，见Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med.，第16卷，2008年，第336页。
[13]M. Lustig、D. L. Donoho、J. M. Santos与J. M. Pauly著，《CompressedSensing MRI》，Signal Processing Magazine，IEEE，第25卷，第2篇，第72-82页，2008年。
[14]R. W. Chan、E. A. Ramsay、E. Y. Cheung与D. B. Plewes著，《TheInfluence of Radial Undersampling Schemes on Compressed SensingReconstruction in Breast MRI》，Magnetic resonance in medicine，第67卷，第363-377页，2012年。
[15]A. Oppelt、R. Graumann、H. Barfuss、H. Fischer、W. Hartl与W. Schajor著，《FISP - a new fast MRI sequence》，Electromedia，第54卷，第15-18页，1986年。
[16]O. Bieri、M. Markl与K. Scheffler著，《Analysis and Compensation ofEddy Currents in Balanced SSFP》，Magnetic resonance in medicine，第54卷，第129-137页，2005年。
[17]C. M. Tsai与D. G. Nishimura著，《Reduced aliasing artifacts usingvariable-density k-space sampling trajectories》，Magnetic resonance inmedicine，第43卷，第452-458页，2000年3月。
[18]C. Marzec与J. Kappraff著，《Properties of Maximal Spacing on aCircle Related to Phyllotaxis and to the Golden Mean》，Journal of TheoreticalBiology，第103卷，第201-226页，1983年。
[19]A. F. Horadam著，《A Generalized Fibonacci Sequence》，Amer. Math.Monthly，第69卷，第8篇，第455-459页，1961年。
[20]D. E. Knuth著，《The Art of Computer Programming》，第3卷，第543页，帕洛阿尔托，加利福尼亚州：Addison-Wesley，1973年。
[21]L. E. Dickson著，《History of the Theory of Numbers》，第1卷：Divisibility and Primality，纽约：Dover，2005年。
[22]S. Vajda著，《Fibonacci and Lucas Numbers, and the Golden Section》，Theory and Applications，奇切斯特，英格兰：Ellis Horwood Limited，1989年。
[23]S. Zhang、N. Gersdorff与J. Frahm著，《Real-Time Magnetic ResonanceImaging of Temporomandibular Joint Dynamics》，The Open Medical ImagingJournal，第5卷，第1-7页，2011年。
[24]A. Haase、D. Matthaei、W. Ḣ̇anicke与K. -D. Merboldt著，《FLASHimaging. Rapid NMR imaging using low flip-angle pulses》，Journal of MagneticResonance，第67卷，
第258-266页，1986年。
[25]V. Rasche、R. Proska、R. Sinkus、P. Börnert与H. Eggers著，《Resamplingof Data Between Arbitrary Grids Using Convolution Interpolation》，IEEEtransactions on medical imaging，第18卷，第5篇，第385-392页，1999年。
[26]V. Rasche、D. Holz与R. Proksa著，《Multi-Gradient-Echo (prMGE)MRI,》，Magnetic resonance in medicine，第42卷，第324-334页，1999年。
[27]L. I. Rudin、S. Osher与E. Fatemi著，《Nonlinear total variationbased noise removal algorithms》，第60卷，第259-268页，1992年。
[28]S. J. Scrivani、D. a. Keith与L. B. Kaban著，《Temporomandibulardisorders》，The New England journal of medicine，第359卷，第25篇，第2693-705页，2008年12月。
[29]K. P. Pruessmann、M. Weiger、M. B. Scheidegger与P. Boesiger著，《SENSE: sensitivity encoding for fast MRI. 》，Magnetic resonance in medicine，第42卷，第5篇，第952-962页，1999年11月。
[30]M. A. Griswold、P. M. Jakob、R. M. Heidemann、M. Nittka、V. Jellus、J.Wang、B. Kiefer与A. Haase著，《Generalized autocalibrating partially parallelacquisitions (GRAPPA)》，Magnetic resonance in medicine，第47卷，第6篇，第1202-1210页，2002年6月。
[31]S. Wundrak、J. Paul、J. Ulrici、E. Hell与V. Rasche著，《Sparse DynamicMRI of the Temporomandibular Joint》，Proc. Inti. Soc. Mag. Reson. Med.,第9卷，第1篇，2014年，第1267页。
[32]S. Winkelmann、T. Schaeffter、H. Eggers、T. Nielsen与O. Doessel著，《Single Shot T1-Mapping，using a Radial Look-Locker Sequence and an optimalProfile Order determined by the Golden Cut》，Proc. Intl. Soc. Mag. Reson.Med.，2005年，第2196页。
[33]M. Markl与J. Leupold著，《Eddy current compensation with N-averageSSFP imaging》，US 7,372,266 B2，2008年。
[34]D. L. Donoho、J. M. Santos与J. M. Pauly，《Compressed Sensing MRI》，IEEE Signal Processing Magazine，2008年，（http://www.eecs.berkeley.edu/~ rolustig/CS/CSMRI.pdf）。
[35]P. Ehses、N. Seiberlich、D. Ma、F. Breuer、P. M. Jakob、M. Griswold与V. Gulani著，《IR TrueFISP with a golden-ratio-based radial readout: fastquantification of T1，T2，and proton density》，Magnetic Resonance in Medicine，69(1)，71-81，2013年。
[36]J. A. Fesssler著，《Model-based image reconstruction for MRI》，IEEE Signal Processing Magazine，27(4)，81-89，2010年。
[37]Y. -C. Kim等人著，《Pseudo golden-ratio spiral imaging withgradient acoustic noise cancellation: application to real-time MRI of fluentspeech》，Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 20，2012年，第4209页。
[38]H. Eggers等人著，《Magnetic resonance device and method》，WO 2008/132659 A2，2008年。

Claims (24)

1.一种用于MRI成像的方法，其中使用具有恒定角增量Psi的径向或螺旋k空间轨迹，其特征在于，所述角增量Psi位于5至55度的角度范围内或者是相应的补角Psi'并且根据以下公式进行选择，
Figure DEST_PATH_IMAGE001
其中，N介于3至35之间，以及其中，M介于1至5之间，以及其中，τ等于(1+sqrt(5))/2。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，M = 1以及N至少为3，从而针对所述角增量Psi得出下列公式：
Figure DEST_PATH_IMAGE002
其中，N介于3至35之间，以及其中，τ = (1+sqrt(5))/2。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，M = 2。
4.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，N至少为5。
5.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，N至少为7。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，为了进一步处理，选择曲线数目n，其中，数目n是经修改的斐波那契数列GN,M的一部分，其中，
GN,M 1 = 1+(M-1)N，GN,M 2 = N，GN,M n = GN,M n-1+ GN,M n-2。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述进一步处理是重建。
8.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，为每一角位置测出至少两条曲线。
9.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，通过层间均衡方法减少余留的涡流伪影。
10.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，使用T1/T2或质子密度映射序列进行成像，其中T1和T2是弛豫参量。
11.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，MRI成像是动态的。
12.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，根据完全平衡式SSFP方法操作MRI序列。
13.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，在成像时使用多个线圈，并且通过基于并行成像的方法来重建图像。
14.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，通过基于压缩感测的方法来重建图像。
15.一种用于MRI成像的方法，其中使用具有恒定角增量Psi的径向或螺旋k空间轨迹，以及其中，如果是与n条径向曲线的最优分布的角增量Psiopt = 180°/n存在偏差的角增量Psi，所述角增量Psi针对n > 21条曲线的最低扫描效率大于0.95，其特征在于，所述角增量Psi位于5至68.7537°且不包括68.7537°的角度范围内。
16.根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述角增量Psi位于5至55度的角度范围内，或者是相应的补角Psi'。
17.根据权利要求15所述的方法，其特征在于，选择所述角增量Psi，使得所述角增量Psi针对n > 21条曲线的最低扫描效率大于0.97。
18.根据权利要求15至17中任一项所述的方法，其特征在于，为每一角位置测出至少两条曲线。
19.根据权利要求15至17中任一项所述的方法，其特征在于，通过层间均衡方法减少余留的涡流伪影。
20.根据权利要求15至17中任一项所述的方法，其特征在于，使用T1/T2或质子密度映射序列进行成像，其中T1和T2是弛豫参量。
21.根据权利要求15至17中任一项所述的方法，其特征在于，MRI成像是动态的。
22.根据权利要求15至17中任一项所述的方法，其特征在于，根据完全平衡式SSFP方法操作MRI序列。
23.根据权利要求15至17中任一项所述的方法，其特征在于，在成像时使用多个线圈，并且通过基于并行成像的方法来重建图像。
24.根据权利要求15至17中任一项所述的方法，其特征在于，通过基于压缩感测的方法来重建图像。
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Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102014215652B3 (de) * 2014-08-07 2016-02-18 Siemens Aktiengesellschaft Dynamisches radiales Akquisitionsverfahren
DE102016203757B4 (de) * 2016-03-08 2018-05-30 Siemens Healthcare Gmbh Abschnittsweises Optimieren von radialen MR-Pulssequenzen
EP3384833B1 (de) * 2017-04-07 2023-03-08 Siemens Healthcare GmbH Interaktive datenerfassung und rekonstruktion mittels einer magnetresonanzanlage
JP7055601B2 (ja) * 2017-06-26 2022-04-18 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
CN110133558B (zh) * 2018-02-09 2021-04-30 深圳先进技术研究院 一种磁共振动态成像方法、装置及可读介质
JP2021058434A (ja) 2019-10-08 2021-04-15 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージング装置。
US11085979B1 (en) * 2020-02-24 2021-08-10 Uih America, Inc. System and method for magnetic resonance imaging with radial sampling of k-space
US11802926B2 (en) * 2020-11-12 2023-10-31 Oxford University Innovation Limited Methods and systems for optimizing sampling efficiency of dynamically sampled magnetic resonance imaging (MRI)

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1313067A (zh) * 2000-03-10 2001-09-19 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像方法和装置
EP0530750B1 (en) * 1991-09-03 2004-12-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
CN101470180A (zh) * 2007-12-29 2009-07-01 西门子（中国）有限公司 磁共振成像中失真校准的方法和装置
CN101669038A (zh) * 2007-04-27 2010-03-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于propeller mri的磁共振设备和方法
CN103126677A (zh) * 2011-11-30 2013-06-05 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振设备

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3505464C2 (de) 1985-02-16 1986-12-11 Fa. Carl Freudenberg, 6940 Weinheim Kassettendichtung für Wellen
US4721912A (en) * 1985-09-30 1988-01-26 The Reagents Of The University Of California Apparatus and method for initially capturing most significant low spatial frequency NMR imaging data
DE10337932B4 (de) * 2003-08-18 2009-02-05 Siemens Ag Gerät und Verfahren zur Minimierung von Streifenartefakten bei radialer oder spiralförmiger k-Raum-Abtastung in der Magnetresonanzbildgebung
JP4809283B2 (ja) * 2007-04-23 2011-11-09 ユニオンツール株式会社 回転切削工具
WO2013159044A1 (en) 2012-04-19 2013-10-24 New York University System, method and computer-accessible medium for highly-accelerated dynamic magnetic resonance imaging using golden-angle radial samplng and compressed sensing
US10706592B2 (en) * 2014-01-06 2020-07-07 Cedars-Sinai Medical Center Systems and methods for myocardial perfusion MRI without the need for ECG gating and additional systems and methods for improved cardiac imaging
US10120048B2 (en) * 2014-07-28 2018-11-06 Northshore University Healthsystem Systems and methods for efficient radial magnetic resonance imaging with azimuthal equidistant projections

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0530750B1 (en) * 1991-09-03 2004-12-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
CN1313067A (zh) * 2000-03-10 2001-09-19 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像方法和装置
CN101669038A (zh) * 2007-04-27 2010-03-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于propeller mri的磁共振设备和方法
CN101470180A (zh) * 2007-12-29 2009-07-01 西门子（中国）有限公司 磁共振成像中失真校准的方法和装置
CN103126677A (zh) * 2011-11-30 2013-06-05 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振设备

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
An Optimal Radial Profile Order Based on the Golden Ratio for Time-Resolved MRI;Stefanie Winkelmann 等;《IEEE TRANSACTIONS ON MEDICAL IMAGING》;20070131;第68页左栏第1段-第75页右栏倒数第1段 *

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