CN107607895A - 磁共振成像方法和系统 - Google Patents

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Abstract

提供了用于磁共振成像的系统和方法。该方法包括通过对一对象应用脉冲序列来获取第一组MR信号和第二组MR信号。该方法还包括通过将该第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间中来获得第一数据线；以及通过将该第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间中来获得第二数据线。该方法还包括基于该第一数据线和该第二数据线来确定候选k空间移位，以及基于在多次迭代的每一次迭代中获得的候选k空间移位来确定候选梯度延迟。该方法还包括基于在末次迭代中获得的候选梯度延迟来重建该对象的磁共振图像。

Description

磁共振成像方法和系统
相关申请的交叉引用
本申请要求2016年12月30日递交的美国申请No.15/394,974的优先权，其全部内容通过参考在此引入。
技术领域
本申请涉及磁共振成像(MRI)技术领域，并且尤其涉及MRI数据处理方法和系统。
背景技术
磁共振成像(MRI)是非侵入性的医疗技术，其被广泛用于通过利用强大的磁场和射频(RF)技术来生成感兴趣区域(ROI)的图像。在MRI过程期间，一组捕获到的信号可被处理并填充到k空间中，并且然后k空间中的数据可受傅立叶变换以重构MRI图像。MRI图像可受幻象(ghost)伪影的不利影响。为了获得幻象程度较低的图像，控制信号稳定性和定时是很重要的。遗憾的是，MRI系统可能受到梯度延迟、涡电流、或梯度放大器中的瑕疵的不利影响。这些因素可能引起k空间轨迹偏离于设计，并且由此加重了MRI图像的幻象程度。因此，希望有效地降低MRI图像的幻象程度并且使得图像更加清楚。
发明内容
根据本申请的一方面，提出一种磁共振成像方法，包括：向对象施加脉冲序列，获取第一组MR信号和第二组MR信号，所述脉冲序列至少包括成像脉冲和预扫描脉冲；将所述第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间，获取第一数据线；将所述第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间，获取第二数据线；基于所述第一数据线和所述第二数据线确定候选k空间移位；执行多次迭代，每一次迭代包括：基于前次迭代获得的候选k空间移位确定候选梯度延迟；基于所述候选梯度延迟更新所述第一数据线和所述第二数据线；以及基于经更新的第一数据线和经更新的第二数据线来更新候选k空间移位；将在末次迭代中获得的候选梯度延迟确定为所述梯度延迟；以及基于所述梯度延迟重建所述对象的磁共振图像。
根据本申请的第二方面，提出一种磁共振系统，包括：MRI扫描仪，其配置成用于向对象施加脉冲序列以获取第一组MR信号和第二组MR信号，所述脉冲序列至少包括成像脉冲和预扫描脉冲；以及处理模块，其配置成：用于将所述第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间中来获得第一数据线；将所述第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间中来获得第二数据线；基于所述第一数据线和所述第二数据线来确定候选k空间移位；执行多次迭代，每一次迭代包括：基于前次迭代获得的候选k空间移位来确定候选梯度延迟；基于所述候选梯度延迟更新所述第一数据线和所述第二数据线；以及基于经更新的第一数据线和经更新的第二数据线来更新候选k空间移位；将在末次迭代中获得的候选梯度延迟确定为所述梯度延迟；以及基于所述梯度延迟重建所述对象的磁共振图像。
根据本申请的第三方面，提出一种存储指令的非瞬态计算机可读介质，所述指令在由计算机执行时使所述计算机实现一种方法，所述方法包括：分别获取第一组MR信号和第二组MR信号，所述第一组MR信号和第二组MR信号通过脉冲序列激发所述对象产生，所述脉冲序列至少包括成像脉冲和预扫描脉冲；将所述第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间，获得第一数据线；将所述第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间，获得第二数据线；基于所述第一数据线和所述第二数据线确定候选k空间移位；执行多次迭代，每一次迭代包括：基于前次迭代获得的候选k空间移位确定候选梯度延迟；基于所述候选梯度延迟更新所述第一数据线和所述第二数据线；以及基于经更新的第一数据线和经更新的第二数据线更新候选k空间移位；将在末次迭代中获得的候选梯度延迟确定为所述梯度延迟；以及基于所述梯度延迟来重构所述对象的图像。
根据本申请的第四方面，提出一种确定磁共振系统中梯度延迟的方法，包括：向对象施加脉冲序列，获取第一组MR信号和第二组MR信号，所述脉冲序列至少包括成像脉冲和预扫描脉冲；将所述第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间中获得第一数据线；将所述第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间中获得第二数据线；响应于基于迭代过程确定的所述第一数据线和所述第二数据线来迭代地基于k空间移位确定所述梯度延迟，所述迭代过程包括在所述迭代过程的每一次迭代之后基于由所述迭代过程的最近期迭代所确定的经更新的梯度延迟来迭代地更新所述第一数据线和所述第二数据线。
附图说明
在此所述的附图用来提供对本申请的进一步理解，构成本申请的一部分，本申请的示意性实施例及其说明用于解释本申请，并不构成对本申请的限定。在各图中，相同标号表示相同部件。
图1A为本申请的一些实施例的磁共振成像(MRI)系统的框图；
图1B为本申请的一些实施例的图像生成器的示例性架构。
图2为本申请的一些实施例的MR扫描的流程图；
图3为本申请的一些实施例的控制模块120的框图；
图4为本申请的一些实施例的处理模块130的框图；
图5为本申请的一些实施例的MR信号处理的流程图；
图6A为本申请的一些实施例的MR扫描的梯度序列时序图；
图6B为本申请的一些实施例的MR扫描的梯度序列的另一示例性时序图；
图6C为本申请一些实施例的k空间径向采样示意图；
图7为本申请的一些实施例的用于生成经校准MR图像的过程的流程图；
图8为本申请的一些实施例的用于确定梯度延迟值的过程的流程图；
图9为本申请的一些实施例的用于基于梯度延迟值来生成图像的过程的流程图；
图10A到图10C为本申请的一些实施例的通过采用均匀梯度波形在没有梯度延迟校正的情况下重构/重建出的三个MR图像；
图10D到图10F为本申请的一些实施例的通过采用均匀梯度波形在梯度延迟被校正了的情况下重构出的三个MR图像；
图10G到图10I为本申请的一些实施例的通过采用非均匀梯度波形在没有梯度延迟校正的情况下重构出的三个MR图像；
图10J到图10L为本申请的一些实施例的通过采用非矩形梯度波形在梯度延迟被校正了的情况下重构出的三个MR图像；
图11A到图11C为本申请的一些实施例的通过采用均匀梯度波形在没有梯度延迟校正的情况下重构出的三个MR图像；
图11D到图11F为本申请的一些实施例的通过采用均匀梯度波形在梯度延迟被校正了的情况下重构出的三个MR图像；
图11G到图11I为本申请的一些实施例的通过采用非均匀梯度波形在没有梯度延迟校正的情况下重构出的三个MR图像；以及
图11J到图11L为本申请的一些实施例的通过采用非均匀梯度波形在梯度延迟被校正了的情况下重构出的三个MR图像。
具体实施方式
为了更清楚地说明本申请的实施例的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单的介绍。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请的一些示例或实施例，对于本领域的普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图将本申请应用于其他类似情景。应当理解，给出这些示例性实施例仅是为了使相关领域的技术人员能够更好地理解进而实现本发明，而并非以任何方式限制本发明的范围。
如本申请和权利要求书中所示，除非上下文明确提示例外情形，“一”、“一个”、“一种”和/或“该”等词并非特指单数，也可包括复数。一般说来，术语“包括”与“包含”仅提示包括已明确标识的步骤和元素，而这些步骤和元素不构成一个排它性的罗列，方法或者设备也可能包含其他的步骤或元素。
虽然本申请对根据本申请的实施例的系统中的某些系统、模块或单元做出了各种引用，然而，任何数量的不同模块可以被使用并运行在客户端和/或服务器上。所述模块仅是说明性的，并且所述系统和方法的不同方面可以使用不同模块。不同系统、模块或单元之间的连接、耦合可表示直接电气连接或直接电气耦合，以用于不同模块之间的信息传递，还可采用无线通信同时进行相互之间的信息传递。本说明书中的“和/或”表示两者之一或者两者的结合。
图1A是根据本申请的一些实施例的磁共振成像(MRI)系统的框图。如所解说，MRI系统100可包括MRI扫描器110、控制模块120、处理模块130，以及显示模块140。MRI扫描器110可包括磁体模块111以及射频(RF)模块112。在一些实施例中，MRI扫描器110可对一对象执行扫描。在一些实施例中，该扫描可以是用于生成磁共振(MR)图像的成像扫描，或是用于校准MRI系统100的预扫描。磁体模块111可包括主磁场生成器和/或梯度磁场生成器(图1中未示出)。主磁场生成器在扫描期间可产生静态磁场B0。主磁场生成器可以是各种类型的，包括例如永磁体、超导电磁体、电阻性电磁体等。梯度磁场生成器可包括生成分别在“X”、“Y”、“Z”方向上的磁场梯度Gx、Gy、Gz。如本文中所使用的，X、Y和Z方向可代表坐标系中的X、Y和Z轴。仅作为示例，X轴和Z轴可以在水平面中，X轴和Y轴可以在垂直面中，Z轴可以沿机架的旋转轴。在一些实施例中，X轴、Y轴和Z轴可以由梯度磁场生成器(即，在梯度磁场生成器中的梯度线圈)来指定。梯度磁场可编码和/或读出位于MRI扫描器110内的对象的空间信息。在一些实施例中，磁体模块111在扫描期间可生成沿特定方向上的磁场梯度。在一些实施例中，该扫描可以是快速校准预扫描，用于校准因将梯度磁场生成器进行开/关切换时的时间延迟而结果导致的梯度延迟。此预扫描中的磁场梯度可包括附加散相梯度以校准梯度延迟。散相梯度的详情可在本申请的其他部分中公开，例如在图6A和/或图6B及其描述中公开。仅作为示例，磁体模块111可生成第一方向上的第一磁场梯度、第二方向上的第二磁场梯度，以及第三方向上的第三磁场梯度。在一些实施例中，第一、第二和第三方向可分别沿X轴、Y轴和Z轴。在一些实施例中，沿X轴、Y轴和/或Z轴的磁场梯度可对应于k空间中的不同编码/读出方向(例如，kx轴的方向、ky轴的方向、kz轴的方向、或任何其他方向)。RF模块112可包括RF发射线圈和/或接收线圈。这些RF线圈可向/从感兴趣的对象发射或接收RF信号。在一些实施例中，磁体模块111和/或RF模块112的功能、大小、类型、几何、位置、量、和/或幅值可根据一个或多个具体条件来确定或改变。例如，根据功能和/或大小上的不同，RF线圈可被分类为容积线圈和局部线圈。在一些实施例中，容积线圈可包括鸟笼线圈、横电磁线圈、表面线圈、鞍形线圈等。在本申请的一些实施例中，局部线圈可包括鸟笼线圈、螺线管线圈、鞍形线圈、柔性线圈等。在一些实施例中，磁体模块111和射频(RF)模块112可被设计成围绕对象以形成隧道类型MRI扫描器150(即，闭孔MRI扫描器)、或开放MRI扫描器110(即，开孔MRI扫描器)。
控制模块120可控制MRI扫描器110的磁体模块111和/或RF模块112、处理模块130、和/或显示模块140。仅作为示例，控制模块120可控制X方向、Y方向和Z方向上的磁场梯度。在一些实施例中，控制模块120可从/向MRI扫描器110、处理130、和/或显示模块140接收或发送信息。根据一些实施例，控制模块120可从显示模块140接收由例如用户提供的命令，并根据收到的命令来调节磁体模块111和/或RF模块112以拍摄感兴趣对象的图像。仅作为示例，该命令可涉及磁场梯度(例如，散相梯度)的极性、波形、强度和/或定时。
处理模块130可处理接收自不同模块的不同种类的信息。为进一步理解本公开，以下给出了数个示例，但这些示例并不限定本申请的范围。例如，在一些实施例中，处理模块130可处理接收自RF模块112的MR信号，并且基于这些信号生成一个或多个MR图像并将这些图像递送给显示模块140。在一些实施例中，处理模块130可处理用户或操作者经由显示模块140所作的数据输入并将该数据变换成具体命令，以及将这些命令供应给控制模块120。
显示模块140可接收输入和/或显示输出信息。输入和/或输出信息可包括程序、软件、算法、数据、文本、数字、图像、声音、或类似物等、或其任何组合。例如，用户或操作者可以输入初始MR参数或条件来发起扫描。作为另一示例，一些信息可以从外部源导入，诸如从软盘、硬盘、无线终端、或类似物等、或其任何组合导入。在一些实施例中，控制模块120、处理模块130、和/或显示模块140可被集成到图像生成器160中。用户可设置MR扫描中的参数，控制成像规程，观看通过图像生成器160生产出的图像。
应当注意，对MRI系统100的以上描述仅仅是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，可在本申请的教导下作出多种变形和修改。例如，MRI系统100的组装件和/或功能可根据具体实现场景来变动或更改。仅作为示例，一些其他组件可被添加到MRI系统100中，诸如患者定位模块、梯度放大器模块、以及其他器件或模块。需要指出的是，MRI系统100可以是传统的或单模态医疗系统或多模态系统，包括例如正电子放射断层照相磁共振成像(PET-MRI)系统、远程医疗MRI系统、以及其他系统等等。然而，那些变形和修改并不脱离本申请的范围。
图1B解说根据本申请的一些实施例的图像生成器的示例性架构。在一些实施例中，控制模块120、处理模块130、和/或显示模块140、或其部分、或其组合可经由其硬件、软件程序、固件、或其组合来被实现在图像生成器160上。
图像生成器160可包括内部通信总线161、中央处理单元(CPU)162、I/O接口166、COM端口165，以及一个或多个存储器器件。内部通信总线161可在图像生成器160的诸组件(162到167)之间传送数据。例如，来自盘167的MRI数据可通过内部通信总线161被传送到CPU 162以生成图像。
中央处理单元(CPU)162可执行计算机指令。计算机指令可涉及例程、程序、对象、组件、数据结构、规程、模块等。在一些实施例中，CPU 162可处理接收来自MRI扫描器110、控制模块120、或MRI系统100的任何其他组件的数据或信息。在一些实施例中，CPU 162可包括一个或多个处理器。处理器可包括微控制器、微处理器、精简指令集计算机(RISC)、应用专用集成电路(ASIC)、应用专用指令集处理器(ASIP)、中央处理单元(CPU)、图形处理单元(GPU)、物理处理单元(PPU)、微控制器单元、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、高级RISC机(ARM)、可编程逻辑器件(PLD)、能够执行一个或多个功能的任何电路或处理器、或类似物等、或其任何组合。例如，处理器可包括用以处理接收自MRI扫描器110的MRI数据以供图像重构的微控制器。
这一个或多个存储器器件可存储接收来自MRI扫描器110的数据或信息。在一些实施例中，存储器器件可包括盘167、随机存取存储器164(RAM)、只读存储器163(ROM)、或类似物等、或其任何组合。盘167可由例如磁盘、光盘、软盘、光碟、或zip盘等来实现。RAM 164可由例如动态RAM(DRAM)、双倍数据率同步动态RAM(DDR SDRAM)、静态RAM(SRAM)、晶闸管RAM(T-RAM)、以及零电容器RAM(Z-RAM)等来实现。ROM 163可由例如掩模ROM(MROM)、可编程ROM(PROM)、可擦式可编程ROM(PEROM)、电可擦式可编程ROM(EEPROM)、压缩盘ROM(CD-ROM)、以及数字多用盘ROM等来实现。在一些实施例中，存储器器件可存储一个或多个程序和/或指令以执行本公开中描述的示例性方法。例如，ROM 163可存储用于基于MR数据来重构MR图像的程序或算法。
图像生成器160可包括连接到网络的一个或多个COM端口165以供应数据通信。这些通信端口(COM端口)165可经由网络向/从MRI扫描器110传送或接收信息。在一些实施例中，通信端口165可包括有线端口(例如，通用串行总线(USB)、高清多媒体接口(HDMI)、无线端口(诸如蓝牙端口、红外接口、以及WiFi端口)、或类似物等、或其任何组合。
I/O接口166可支持图像生成器160与一个或多个外围设备之间的信息输入或输出。在一些实施例中，外围设备可包括终端、键盘、触摸屏、光标控制设备、遥控器、或类似物等、或其任何组合。终端可包括例如移动设备(例如，智能电话、智能手表、膝上型计算机、或类似物等)、个人计算机、或类似物等、或其任何组合。例如，终端可由计算机168来实现，计算机168可为通用计算机或专门设计的计算机。光标控制设备可包括鼠标、轨迹球、或光标方向键以将方向信息和命令选择传达给例如处理模块130或控制显示器设备上的光标移动。
经由I/O接口166的信息输入和/或输出可包括程序、软件、算法、数据、文本、数字、图像、声音、或类似物等、或其任何组合。例如，用户可输入某些初始参数或条件以发起MRI数据处理。在一些实施例中，经由I/O接口166的信息输入可经由键盘、触摸屏、语音传感器、运动传感器、脑监视系统、或任何其他设备来输入。经由I/O接口166输出的信息可被传送到显示模块140、扬声器、打印机、计算设备、或类似物等、或其组合。
本领域技术人员将认识到，本文的教导顺应于各种修改和/或增强。例如，尽管本文中描述的各种组件的实现可被实施在硬件设备中，但是它也可被实现为仅软件方案，例如安装在现存服务器上。另外，如本文中所公开的图像处理设备可被实现为固件、固件/软件组合、固件/硬件组合、或硬件/固件/软件组合。
图2是根据本申请的一些实施例的MR扫描的流程图。在步骤202，MR参数可被设置。该MR参数可涉及MR扫描、协议选择、信号采集、数据处理、数据存储、数据校准、图像生成或其任何组合。仅作为示例，MR参数可包括图像对比度和/或图像比、感兴趣区域(ROI)、切片厚度、成像类型(例如，T1加权成像、T2加权成像、质子密度加权成像等)、自旋回波类型(自旋回波、快速自旋回波(FSE)、快速恢复FSE、单次激发FSE、梯度重聚回波、具有稳态推移的快速成像、以及等等)、翻转角度值、捕获/采集时间(TA)、回波时间(TE)、重复时间(TR)、回波串长度(ETL)、相位数、激励数(NEX)、反相时间、带宽(例如，RF接收机带宽、RF发射机带宽等)、或类似物等、或其任何组合。在一些实施例中，MR参数可在控制模块120中被设置。在一些实施例中，MR参数可经由图像生成器160通过用户接口来被设置。
在步骤204，可由例如MRI扫描器110来执行MR扫描。在一些实施例中，该MR扫描可以是用于生成图像的成像扫描，或是用于校准MRI系统100的预扫描。在一些实施例中，包括脉冲序列的MR参数可被发送给MRI扫描器110以在MR扫描期间生成RF激励脉冲以及磁场梯度。脉冲序列可以是例如自旋回波(SE)序列、快速自旋回波(FSE)序列、超短回波时间(UTE)序列、梯度回波(GRE)序列等。仅作为示例，可将径向3D UTE序列提供给MRI扫描器110。在一些实施例中，该脉冲序列可以按时序图的形式来被发送给MRI扫描器110。在一些实施例中，MR扫描可以是预扫描，其内可包括一些步骤，例如快速匀场、线圈调谐/匹配、中心频率校准、以及发射机增益调整。在一些实施例中，可以执行预扫描以校准由将梯度磁场生成器进行切换开/关时的时间延迟所引起的梯度延迟。在一些实施例中，MR信号可在MR扫描期间被捕获。在一些实施例中，所捕获的MR信号可以是模拟信号。
在步骤206，在MR扫描期间捕获到的MR信号可由例如处理模块130来处理。各种信号处理方法可被应用以处理所捕获的信号。仅作为示例，这些信号处理方法可包括模数转换、线性拟合、2D傅立叶变换(2D FT)、快速傅立叶变换(FFT)、内插算法、网格重排、或类似物等、或其任何组合。在一些实施例中，所捕获的信号可被转换成一组离散数据。此外，该离散数据可被处理以填充到k空间中。同样，经填充的k空间可被处理以校准成像扫描中的梯度延迟。
在步骤208，可基于经处理的信号来生成MR图像。在一些实施例中，图像进而通过重复202到206达一定次数来生成。在一些实施例中，该一定次数可由MRI系统100来确定或由用户(例如，医生)来提供。所生成的图像可以是T1加权图像、T2加权图像、PD(质子密度)加权图像、FLAIR(液体衰减反相恢复)图像、或类似物等。在一些实施例中，该图像可被进一步处理以生成包括重构出的图像的报告。该图像和/或所生成的报告可被输出到有关设备(例如，以被打印、显示、或类似等)。
应当注意，以上描述是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，多种变形和修改可在本申请的启发下被付诸实践。然而，那些变形和修改并不脱离本申请的范围。例如，该过程可进一步在204与206之间包括用于存储所捕获的MR信号的操作。
图3是解说根据本申请的一些实施例的控制模块120的框图。控制模块120可包括X梯度控制单元301、Y梯度控制单元302、Z梯度控制单元303、以及RF控制单元304。
X梯度控制单元301、Y梯度控制单元302和Z梯度控制单元303可控制磁体模块111以分别生成X方向、Y方向和Z方向上的磁场梯度。X梯度控制单元301可控制X方向上的磁场梯度的极性、波形、强度、和/或定时。Y梯度控制单元302可控制Y方向上的磁场梯度的极性、波形、强度、和/或定时。Z梯度控制单元303可控制Z方向上的磁场梯度的极性、波形、强度、和/或定时。在一些实施例中，X方向、Y方向、或Z方向上的磁场梯度可包括编码梯度和/或读出梯度。如本文中所使用的，编码梯度可被用于将来自被成像的对象的一部分(例如，器官、组织等)的信号彼此空间地编码；读出梯度可被用于读出可以用来生成MR图像的回波信号。X梯度控制单元301、Y梯度控制单元302、或Z梯度控制单元303可与磁体模块111、处理模块130、和/或显示模块耦合。仅作为示例，X梯度控制单元301可接收从显示模块140发送的由例如用户提供的命令。在一些实施例中，该命令可涉及X方向上的读出梯度的定时序列。在一些实施例中，该命令可被发送给磁体模块111。
RF控制单元304可控制RF模块112以生成RF激励脉冲。在一些实施例中，RF控制单元304可控制射频脉冲的无线电频率、相位、振幅和/或波形。在一些实施例中，RF控制模块120可与RF模块112、处理模块130、和/或显示模块140耦合。仅作为示例，RF控制单元304可向RF模块112发送命令以控制由其产生的射频脉冲的无线电频率。
应当注意，对控制模块120的以上描述仅仅是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，可在本申请的教导下作出多种变形和修改。例如，控制模块120的组装件和/或功能可根据具体实现场景来变动或更改。仅作为示例，任意性方向上的磁场梯度可由专门设计的梯度控制单元(例如，类似于X/Y/Z梯度控制单元但在不同的方向上)、或由X、Y和/或Z方向上的磁场梯度的叠加来生成。然而，那些变形和修改并不脱离本申请的范围。
图4是解说根据本申请的一些实施例的处理模块130的框图。注意到，处理模块130的构造可具有某些其他变体，并且图4是为解说目的而提供的。图1中所解说的处理模块130可在MR扫描之前、期间或之后处理信息。处理模块130可以是中央处理单元(CPU)、应用专用集成电路(ASIC)、应用专用指令集处理器(ASIP)、图形处理单元(GPU)、物理处理单元(PPU)、微控制器单元、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、ARM、或类似物等、或其任何组合。如图4中所示，处理模块130可包括计算单元401、图像生成单元402、存储器403、以及A/D转换器404。
计算单元401可确定从MRI扫描器110生成的、或接收自控制模块120和/或显示模块140的不同种类的信息。在一些实施例中，来自MRI扫描器110的信息可以是被成像的对象的多个MR信号。在一些实施例中，MR信号可包括回波、半回波、或回波与半回波之间的信号(也称为部分回波信号)。在一些实施例中，计算单元401可基于MR信号来确定梯度延迟值。该梯度延迟值可以是梯度磁场在X方向、Y方向、Z方向、或坐标系中的任何其他方向上的梯度延迟值。在一些实施例中，该梯度延迟值可对应于沿3D k空间坐标中的径向方向的k空间移位或者位移。在一些实施例中，该径向方向可由MRI系统100的状况来决定。在一些实施例中，沿该径向方向的k空间移位可基于X方向、Y方向、和/或Z方向的梯度延迟值来确定。在一些实施例中，该梯度延迟值可被用来校准由成像扫描生成的k空间数据(也称为“k空间数据线”)。在一些实施例中，该梯度延迟值可通过执行预扫描来生成。在一些实施例中，可执行该预扫描用于校准该MRI系统100，而且可执行成像扫描用于生成磁共振(MR)图像。K空间数据可通过将由成像扫描生成的MR信号填充到k空间中来生成。例如，第一组MR信号可沿特定轨迹被填充到k空间中，从而形成k空间中的第一数据线。
在一些实施例中，来自控制模块120的信息可包括关于MRI扫描器110、磁体模块111、患者位置(例如，在MRI系统100内的位置)、RF模块112、或类似物等、或其任何组合的信息。在一些实施例中，该信息可以是患者位置、主和/或梯度磁体强度、射频相位和/或振幅等。来自显示模块140的信息可包括来自用户和/或其他外部源的信息。来自用户的示例性信息可包括关于以下各项的参数：图像对比度和/或图像比、感兴趣对象(例如，要被成像的组织的类型等)、切片厚度、成像类型(例如，T1加权成像、T2加权成像、质子密度加权成像等)、T1、T2、自旋回波类型(例如，自旋回波、快速自旋回波(FSE)、快速恢复FSE、单发FSE、梯度重聚回波、具有稳态推移的快速成像、以及等等)、翻转角度值、捕获时间/采集时间(TA)、回波时间(TE)、重复时间(TR)、回波串长度或者回波链长度(ETL)、相位数、激励数(NEX)、反相时间、带宽(例如，RF接收机带宽、RF发射机带宽等)、或类似物等、或其任何组合。
计算单元401可处理从MRI扫描器110、控制模块120和/或显示模块140捕获到的不同种类的信息。可对不同种类的信息执行各种操作。示例性操作可包括傅立叶变换(FFT)、网格重排或重栅格化、内插算法、正投影、矩阵变换、最小二乘算法、线性拟合、递归、二分法、穷举搜索(或蛮力搜索)、贪婪算法、分治算法、动态编程法、迭代法、分支限界算法、回溯算法、或类似物等、或其任何组合。在一些实施例中，计算单元410可以基于捕获或者采集到的回波信号利用上面提及的计算方法来生成用于填充k空间的一组k空间数据点。在一些实施例中，计算单元410可利用以上提及的一个或多个操作来确定代表k空间位移的梯度延迟值。
图像生成单元402可连接到计算单元410、MRI扫描器110、磁体模块111、显示模块140、和/或存储器403。在一些实施例中，图像生成单元402可从MRI扫描器110、计算单元401、和/或存储器403接收信息。在一些实施例中，该信息可以是MR信号、或与该MR信号有关的k空间数据线。仅作为示例，图像生成单元402可基于经校准的k空间数据线来生成MR图像。图像生成单元402可对图像重构规程采用不同种类的成像重构技术。示例性图像重构/重建技术可包括傅立叶重构、受约束图像重构、并行MRI中的正则化图像重构、或类似物等、或其任何组合。
存储器403可存储可被计算单元401和/或图像生成单元402使用的信息。该信息可包括程序、软件、算法、数据、文本、数字、图像以及其他信息。这些示例是出于说明性目的而在此提供的，且并不旨在限定本发明的范围。存储器403中所存储着的算法可包括递归、二分法、分治算法、动态编程法、迭代法、分支限界算法、回溯算法、或类似物等、或其任何组合。在一些实施例中，存储器403可存储MRI扫描器110所生成的MR信号。
A/D转换器404可将模拟MR信号转换到数字MR信号。在一些实施例中，一个或多个参数可在该转换之前或期间被设置，例如，电压、电流、速率、采样频率、或类似物等、或其组合。经转换的MR信号可被存储在存储器403中。
应当注意，对处理模块130的以上描述仅仅是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，可在本申请的教导下作出多种变形或修改。例如，处理模块130的组装件和/或功能可被变动或更改。在一些实施例中，计算单元401和图像生成单元402可共享一个存储器403。而在一些实施例中，计算单元401和图像生成单元402可分别具有它们自己的存储块。然而，那些变形和修改并不脱离本申请的范围。
图5是解说根据本申请的一些实施例的MR信号处理的流程图。在步骤502，可捕获回波信号。该回波信号可以是由例如MR扫描器110所捕获的回波。在一些实施例中，所捕获或所采集的回波信号可以是自旋回波(SE)、3D快速自旋回波(3D FSE)、梯度回波(GRE)、快速双重回波(FADE)。在一些实施例中，所捕获的回波信号可以是自由感生衰变(FID)信号。需要说明的是，本申请中的FID信号可以是半回波信号、全回波信号、或部分回波信号。在一些实施例中，该回波信号可以是模拟信号。该回波信号可以在成像扫描或预扫描中通过例如如图6A和/或6B及其描述中所解说地应用散相梯度来生成。在一些实施例中，该信号可由MRI扫描器110来捕获。
在步骤504，所捕获到的回波信号可被存储或变换到k空间中。在一些实施例中，所捕获到的回波信号可在被存储到k空间中之前被处理。示例操作可包括高通滤波、平滑算法、模数转换等。具体而言，这些操作可通过由AD转换器404将模拟回波信号转换成数字信号来执行。在一些实施例中，所捕获到的回波信号可根据采样算法来被采样以生成要被填充到k空间中的一组离散数据。可以有各种用于以所捕获到的信号来填充k空间的采样算法，包括笛卡尔采样(逐行)、径向采样、螺旋采样、之字形采样等。如本文中所使用的，径向采样可指其中回波信号沿径向条辐(也被称作“轨迹”)被填充以形成k空间中的数据线的采样技术。对于三维径向采样，k空间可具有球形的形状，并且该k空间可沿该球形的径向条辐来被填充。在一些实施例中，径向条辐可从k空间的中心开始，并且在k空间中的球表面上结束(也称作“自中心向外轨迹”)。仅作为示例，在径向采样下，所捕获到的回波信号可沿k空间中的径向条辐来被填充。
在步骤506，存储在k空间中的回波信号可被处理。可以利用各种操作来处理存储在k空间中的回波信号。例如，各种操作可包括线性拟合、最小二乘运算、2D傅立叶变换(2DFT)、Z变换、拉普拉斯变换、主分量分析(PCA)、最近邻居内插、网格重排、迭代、或类似物等、或其任何组合。在一些实施例中，存储在k空间中的回波信号可被校准并且变换到图像域中。在一些实施例中，该回波信号可用以上例示的一个或多个操作来进一步处理以消除因例如运动、干扰、荫蔽、数据不完整、k空间移位、k空间畸变、过采样、欠采样等所结果导致的误差或伪影。在一些实施例中，步骤502到步骤506可被重复以在图像重构被执行前获得胜任的k空间数据线。
在步骤508，可基于经处理的回波信号来重构图像。示例性图像重构技术可包括傅立叶重构、傅立叶逆变换、受约束图像重构、并行MRI中的正则化图像重构、或类似物等、或其任何组合。在一些实施例中，重构出的图像可被进一步处理以生成关于重构出的图像的报告。在一些实施例中，一个或多个后处理操作可被应用于重构出的图像。这些后处理操作可涉及几何处理、算术处理、图像增强、图像复原、3D图像重构、或类似物等、或其任何组合。仅作为示例，后处理操作可包括放大、畸变校正、图像锐化、图像柔化、伪彩色处理、和/或维纳滤波。在一些实施例中，图像可被压缩成标准格式以用于处置、打印、存储、或传送MRI数据，例如，医学数字成像和通信(DICOM)。
应当注意，以上描述是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，多种变形和修改可在本申请的启发下被付诸实践。然而，那些变形和修改并不脱离本申请的范围。例如，为了非笛卡尔MRI数据(例如，从径向采样获得的数据)的重构，该过程可在信号处理之后返回到504，在此可应用重栅格化并且可将回波信号存储在笛卡尔k空间中。
图6A和图6B示出根据本申请的一些实施例的MR扫描的脉冲序列的两个示例性时序图。在一些实施例中，该MR扫描可包括配置成校准MRI系统100的预扫描脉冲。该时序图可指示在MR扫描中应用的一系列射频(RF)激励脉冲和磁场梯度脉冲(亦称为“读出梯度”)。可在MR扫描中通过应用RF激励脉冲和读出梯度来生成回波信号。在一些实施例中，可捕获到部分回波信号。在一些实施例中，可捕获到完整回波信号。回波信号的捕获可由模数转换器(ADC)来实现，此时所捕获到的回波信号被填充到k空间中。如图6A和/或6B中所解说的，读出梯度可包括散相梯度602(亦称为“成像脉冲”)、重聚相梯度603、以及扰流梯度604。在一些实施例中，可通过在读出梯度中添加散相梯度601-1(亦称为“预扫描脉冲”)和/或散相梯度601-2来执行预扫描。如图6A中所解说的，散相梯度601-1可被应用在射频(RF)激励脉冲与散相梯度602的斜坡上升之间。散相梯度601-1的极性可以与散相梯度602的极性相反。如图6B中所解说的，散相梯度601-2可被应用在散相梯度602与重聚相梯度603的斜坡上升之间。散相梯度601-2的极性可以与散相梯度602的极性相同。在一些实施例中，散相梯度601-1和/或散相梯度601-2、散相梯度602、重聚梯度603、和/或扰流物604的波形可以是均匀的(例如，矩形、梯形等)、或不均匀的(例如，非对称波形)。在一些实施例中，读出梯度可被应用于X方向、Y方向、Z方向、或穿过在MRI系统100的诸不同方向上的梯度线圈的任何其他方向上。
图6C示出根据本申请的一些实施例的对k空间的示例性二维径向采样。对于二维径向采样，由k空间中的X方向(即，kx)和k空间中的Y方向(即，ky)构成的k空间可具有圆形形状，并且该k空间中的径向条辐可从该k空间的中心开始，并且在圆形表面上结束(亦称为“自中心向外轨迹”)。通过应用脉冲序列(例如，如图6A和/或图6B中所解说的脉冲序列)来生成的回波信号可被填充到k空间中以形成沿某个轨迹的数据线。在一些实施例中，径向采样可被应用于在预扫描中捕获到的部分回波信号。捕获到的部分回波信号可沿对应的径向条辐(轨迹)被填充到k空间中以形成该k空间中的数据线。在一些实施例中，该部分回波信号可被填充到穿过k空间中心并且在圆形表面上结束的径向条辐中。类似地，对于三维径向采样，由k空间中的X方向(即，kx)、k空间中的Y方向(即，ky)以及k空间中的Z方向(即，kz)构成的k空间可具有球形的形状。该三维k空间的空间采样可类似于如在本公开别处描述的二维径向采样。
图7是解说根据本申请的一些实施例的用于生成经校准MR图像的过程的流程图。在步骤702，可执行预扫描。该预扫描可以对模体或对象(例如，患者)来执行。如本文中所使用的，模体可指专门设计的被扫描或成像以评价成像设备的性能的对象。在一些实施例中，可以对解剖区域，例如对象的脑、对象的肺、对象的心脏、或类似物等、或其组合执行预扫描。在一些实施例中，可对与成像扫描中相同的区域执行预扫描。
预扫描可通过如图6A及其描述中所解说地在读出梯度中应用散相梯度601-1来执行。散相梯度601-1可发生在射频(RF)激励脉冲与散相梯度602的斜坡上升之间。在一些实施例中，在预扫描期间可捕获到部分回波信号。在一些实施例中，可通过对这些RF激励脉冲和包括散相梯度601-1的读出梯度的重复来捕获多个部分回波。
所捕获到的部分回波信号可被填充到k空间中。该k空间可以是二维(2D)k空间或三维(3D)k空间。在一些实施例中，在k空间采样中，可从该部分回波信号中选择多个点作为k空间数据点来被填充到k空间中。示例性k空间采样技术可包括笛卡尔采样、螺旋采样、径向采样、之字形采样等等。在一些实施例中，径向采样可被应用在预扫描中，部分回波信号可作为k空间数据点来沿多条径向条辐被填充到k空间中。该部分回波信号中与沿径向条辐的k空间数据线对应的那些点可通过激活某个方向上的磁场梯度来被生成。磁场梯度的激活可由X梯度控制单元301、Y梯度控制单元302、和/或Z梯度控制单元303来达成。
在预扫描中，沿某些径向条辐的k空间数据线可被捕获。在一些实施例中，沿第一轨迹的第一k空间数据线可被捕获，并且沿方向相对于第一轨迹而言相反的第二轨迹的第二k空间数据线可被捕获。例如，第一k空间数据线可对应于k空间中角度为0°的第一轨迹，并且第二k空间数据线可对应于k空间中角度为180°的第二轨迹。
在步骤704，可以确定与k空间中的不同径向条辐(下同)相对应的相位差在图像域中的空间分布。首先，沿一径向条辐的k空间数据线可被变换到图像域中以生成对应的图像信号。该变换可以根据包括例如傅立叶变换(FT)、快速傅立叶变换(FFT)、非均匀快速傅立叶变换(NUFFT)、或类似物等、或其任何组合的算法来执行。在一些实施例中，一个或多个其他操作(包括网格重排、内插等)可在该变换中被执行。藉由该变换，可获得对应于第一k空间数据线的第一图像信号和对应于第二k空间数据线的第二图像信号。在一些实施例中，第一图像信号和/或第二图像信号可以是一维信号，其振幅可沿图像域中与k空间中的第一和第二径向条辐相对应的方向来变化。如本文中所使用的，图像信号可包括沿该径向条辐的k空间数据点的振幅、频率和相位信息。在一些实施例中，该图像信号可采取沿该径向条辐的相位曲线的形式。该相位曲线的横轴可代表沿径向条辐的k空间数据点，而纵轴可代表这些k空间数据点的相位值。
在一些实施例中，可以确定图像空间中的第一相位曲线和第二相位曲线。该第一相位曲线可对应于沿第一径向条辐的第一k空间数据线。该第二相位曲线可对应于沿相反的径向条辐的第二k空间数据线。可确定第一相位曲线与第二相位曲线之间的相位差。在一些实施例中，该相位差可由相位差曲线来表示。在一些实施例中，可以确定该相位差曲线的斜率。在一些实施例中，相位差曲线的斜率可代表一维图像信号的相位差在图像空间中的空间分布。该斜率在一些情形中可以是常数(即，该相位差曲线在某些区域中可以是直线)。
在步骤706，可以基于相位差的空间分布来确定梯度延迟值。该梯度延迟值可代表在MR扫描中生成的梯度磁场的时间延迟。在一些实施例中，该梯度延迟可导致k空间数据线沿某个方向上的径向条辐的移位。例如，该梯度延迟可导致k空间相对于该k空间的中心(亦称为“k空间中心”)的移位(该移位对于该线上的不同数据点可能是不同的)。可以通过检测k空间中心来生成k空间移位值以校准k空间移位。在一些实施例中，k空间移位值可基于第一相位曲线与第二相位曲线之间的相位差来确定。在一些实施例中，k空间移位值可基于相位差的空间分布(例如，相位差曲线的斜率)来确定。在一些实施例中，k空间移位值可基于图像空间与k空间之间的关系来确定。k空间移位值可基于傅立叶变换的移位性质来评价。关于k空间移位值的更多描述可在本公开别处找到。例如，参见图8及其描述。基于k空间移位值，可确定梯度延迟值。在一些实施例中，可以提供系数作为用于确定梯度延迟值的因子之一。该系数可由操作者来设置，基于MRI系统100的状态、时间效率、或类似物等来确定，或其任何组合。
在步骤708，针对k空间中一径向条辐的诸k空间移位值可基于在706获得的梯度延迟值来确定。在一些实施例中，坐标系中的不同方向上的梯度延迟值可通过在执行预扫描的同时执行702到706来确定。不同方向上的梯度延迟值可被进一步变换成针对坐标系的X轴、Y轴和Z轴的磁场梯度延迟值。在一些实施例中，不同方向上的梯度延迟值可藉由正投影运算来被转换成坐标系的X轴、Y轴和Z轴上的梯度延迟值。X轴、Y轴和Z轴可对应于X梯度线圈、Y梯度线圈和Z梯度线圈、患者身体、或床位取向等的位置。然后，针对k空间中的任意性径向条辐的诸k空间移位值可基于X轴、Y轴和Z轴上的磁场梯度延迟值来确定。
在步骤710，可执行成像扫描以基于这些k空间移位值或者位移来生成图像。在一些实施例中，由成像扫描生成的k空间数据线可基于在708获得的k空间移位值来校准。成像扫描可以是用于生成图像的MRI扫描。在一些实施例中，成像扫描可以是3D径向UTE扫描。由成像扫描生成的沿径向条辐的k空间数据线可基于针对该径向条辐的那些k空间移位值来校准。
可基于由成像扫描生成的经校准k空间数据线来重构图像。重构技术可包括傅立叶变换(FT)、快速傅立叶变换(FFT)、非均匀快速傅立叶变换(NUFFT)。沿该经校准k空间数据线的诸k空间数据点可能因斜坡采样而呈非均匀。如本文中所使用的，非均匀k空间数据点可指藉由除笛卡尔采样之外的其他k空间采样技术(诸如径向采样)来获得的数据点。在一些实施例中，非均匀k空间数据点可在图像被生成前通过执行网格重排或内插来被转换成均匀k空间数据点。在一些实施例中，图像可以基于非均匀k空间数据点藉由非均匀快速傅立叶变换(NUFFT)来生成。在一些实施例中，可执行切趾法以校正网格重排内核的作用。重构出的图像可以是T1加权图像、T2加权图像、PD加权图像、FLAIR图像等。
应当注意，以上描述是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，多种变形和修改可在本申请的启发下被付诸实践。然而，那些变形和修改并不脱离本申请的范围。例如，针对坐标系中的三个任意性方向的磁场梯度延迟值可被用来确定X轴、Y轴和Z轴上的梯度延迟值。在一些实施例中，这三个任意性方向之一可指向由其他两个方向所构成的平面之外。
图8是根据本申请的一些实施例的用于确定梯度延迟值的过程的流程图。在步骤802，可执行预扫描。用于此预扫描的参数可在控制模块120中被设置。在一些实施例中，该参数可包括梯度场、采样技术、扫描方向、脉冲序列、回波时间等。该预扫描可包括读出梯度中的散相梯度601-1，其可发生在RF激励脉冲与散相梯度(例如，如图6A中所解说的602)的斜坡上升之间。在一些实施例中，可为预扫描设置具有均匀梯度波形(例如，三角形、梯形、矩形)的散相梯度。在一些实施例中，可为预扫描设置具有非均匀梯度波形(例如，在本为均匀的梯度波形上有瑕疵，诸如由磁场的不稳定引起的轻微波动)的散相梯度。在一些实施例中，梯度场的瑕疵可基于预扫描来被校准。在一些实施例中，可以针对梯度场的实际形状来利用一种或多种校准技术。例如，参见如在JMR，150–153(1988)中Jeff H.Dyun的SimpleCorrection Method for k-Space Trajectory Deviations in MRI(MRI中针对k空间轨迹偏离的简单校正方法)中所描述的k空间轨迹测量技术，该文献通过引用纳入于此。
预扫描可以在成像扫描之前被执行，其中在预扫描与成像扫描之间有一时间间隔。在一些实施例中，预扫描可以在成像扫描之前被执行以确定用来校准k空间移位的梯度延迟值。在一些实施例中，预扫描可在成像扫描之前在没有时间间隔的情况下被执行。
在步骤804，可捕获由预扫描生成的回波信号。在一些实施例中，所生成的信号可以是图6A和/或图6B及其描述中所解说的部分回波信号。在预扫描期间，该回波信号可藉由RF激励脉冲和梯度反转来生成。梯度反转可藉由散相梯度结合读出梯度(例如，图6A和/或图6B中的散相梯度602)中的第一梯度场来实现。在一些实施例中，该回波信号可在读出梯度的斜坡上升处或高台处被生成。在一些实施例中，可通过在预扫描中对梯度反转的重复来生成多个回波信号。
在步骤806，可基于在804捕获到的回波信号来生成k空间数据线。所捕获到的回波信号可被填充到k空间中。在一些实施例中，可从所捕获到的回波信号选择多个点以作为k空间数据点来填充k空间。该多个点可按有规律的间隔或变化的间隔来选择。在一些实施例中，这些间隔可由如在预扫描中设置的梯度场来决定。在一些实施例中，该多个点可根据k空间采样技术来被填充到k空间中。示例性k空间采样技术可包括笛卡尔采样、螺旋采样、径向采样、之字形采样等等。
对于三维径向采样，回波信号可沿k空间中穿过k空间中心并且在k空间的球表面(亦称为“边界区域”)上结束的轨迹来被填充。在一些实施例中，径向采样可被应用在预扫描中，并且所捕获到的回波信号可沿对应的径向条辐来被填充到k空间中。
沿不同方向(包括kx、ky和kz)上的径向条辐的k空间数据线可被捕获。在一些实施例中，可捕获沿着在沿k空间中的X轴、Y轴或Z轴的正方向和负方向上的径向条辐的k空间数据线。在一些实施例中，可以捕获沿k空间的第一轨迹的第一k空间数据线，并且可以后续捕获沿相反方向上的第二轨迹的第二k空间数据线。例如，第一轨迹和第二轨迹可以是自中心向外轨迹，并且第一轨迹可以与第二轨迹相反。在一些实施例中，第一k空间数据线和第二k空间数据线可被用来确定图像域中在坐标系的某个方向上的梯度延迟。例如，沿k空间中的X轴的正方向的第一k空间数据线和沿X轴的负方向的第二k空间数据线可被捕获以确定梯度延迟值。
在一些实施例中，k空间数据线可根据候选梯度延迟值来被更新。参见结合步骤814所作的描述。这些候选梯度延迟值可藉由多轮/多次迭代来生成。在一些实施例中，该迭代可在基于候选梯度延迟值获得了合格的梯度延迟值时停止。
在步骤808，可基于k空间数据线来生成图像信号。该k空间数据线可基于算法来被转换成图像信号。示例性算法可包括傅立叶变换(FT)、快速傅立叶变换(FT)、离散傅立叶变换(DFT)、或类似物等、或其任何组合。在一些实施例中，沿k空间数据线的非均匀k空间数据点可受到即时处理以生成对应的均匀k空间数据点，这些均匀k空间数据点被进一步转换成图像数据。仅作为示例，该中间处理可包括网格重排、内插等。例如，非均匀k空间数据点可藉由分段常数内插、线性内插、多项式内插、样条内插、多变元内插等来被转换成均匀k空间数据点。作为另一示例，非均匀k空间数据点可藉由雅可比(Jacobian)重栅格化、沃罗诺依(Voronoi)重栅格化、Jackson重栅格化、Pipe重栅格化等来被转换成均匀k空间数据点。然后，均匀k空间数据点可被变换成图像信号。在一些实施例中，该变换可藉由FT、FFT、DFT等来达成。在一些实施例中，非均匀k空间数据点可以藉由非均匀傅立叶变换(NUFFT)来被直接变换成图像信号。
在步骤810，可以生成与k空间中的诸径向条辐相对应的相位差在图像域中的空间分布。出于解说目的，径向条辐在接下来的操作中可沿kx被定位，这不应对本申请的范围构成限定。沿X轴的正方向的第一k空间数据线S+(k)、以及沿X轴的负方向的第二k空间数据线S-(k)可被捕获。在考虑由于梯度延迟导致的沿X轴的k空间移位时，第一k空间数据线S+(k)可被表达为S(k-k0)，而第二k空间数据线S-(k)可被表达为S(k+k0)。图像域中针对第一信号S+(k)的对应图像信号I+(x)以及针对第二信号S-(k)的I-(x)可分别根据以下式(1)和(2)来确定：
其中FT可表示傅立叶变换，并且k0可表示因梯度延迟所致的k空间移位。在一些实施例中，可确定图像域中在第一图像信号与第二图像信号之间的相位差通过式(1)和(2)，可根据以下式(3)来确定第一信号I+(x)与第二信号I-(x)之间的相位差δx(沿X轴的相位差，例如相位差曲线的斜率)：
图像域中信号I+(x)与I-(x)之间的相位差δx可基于式(4)根据式(1)和(2)来确定：
经由式(3)和(4)，图像域中相位差的空间分布(例如，相位差曲线的斜率)可基于式(5)来确定。
δx＝2k0。 (5)
因此，该相位差曲线是沿X轴呈线性的；换言之，该曲线的斜率与k空间移位k0成比例。斜率δx可藉由例如简单线性回归、最小二乘、或类似物等来获得。
在步骤812，沿X轴的k空间移位值可基于图像域中相位差的空间分布来确定。沿X轴的k空间移位值Δkx′可基于斜率δx来生成。k空间移位值可根据图像域与k空间之间的关系来获得。k空间移位值可藉由傅立叶变换的移位性质来确定。在一些实施例中，k空间移位值Δkx′可根据式(6)来确定：
其中m可表示在沿X轴的径向条辐上的多个读出点的数目。
在步骤814，可基于k空间移位值来生成候选梯度延迟值。候选梯度延迟值Δt可以是图像域中在坐标系的某个方向上的梯度磁场的梯度延迟值。在一些实施例中，候选梯度延迟值Δt可通过提供预定系数来确定。在一些实施例中，候选梯度延迟值Δt可由式(7)来确定：
Δt＝C·Δk′x。 (7)
其中C可被定义为该预定系数。系数C可由操作者、或由MRI系统100来设置。在一些实施例中，系数C可基于系统的状态、时间效率、迭代的收敛、或类似物等来确定。例如，可以使用较大的系数来加速迭代的收敛。在一些实施例中，系数C可以是常数或变量。例如，系数C可以在每一轮/每一次迭代期间是一常数，诸如1、0.5、1.5等。在一些实施例中，系数C可以小于2。作为另一示例，该系数可变化，其在第一轮迭代中具有值2，而在第二轮迭代中具有值1。
在步骤816，可作出关于是否满足预设条件的确定。如果预设条件被满足，则该过程可前进至818。如果预设条件未被满足，则该过程可转入另一轮迭代，在该轮内可重复操作806到814以生成新的一组k空间数据线，并且可以基于此新的一组k空间数据线来相应地生成另一候选梯度延迟值Δt。
在一些实施例中，该预设条件可包括最大迭代轮数或次数(例如，10次)，当执行了最大迭代轮数时，该迭代可被停止。此最大轮数可由操作者来设置，根据MRI系统100的默认设置来设置，等等。在一些实施例中，该预设条件可以是针对该k空间移位值的阈值，其中当获得了合格的k空间移位值时，该迭代可被停止。针对k空间移位值的此阈值可由操作者来设置，根据MRI系统100的默认设置来设置，等等。例如，当在最近一轮迭代中获得的k空间移位值小于阈值时，该迭代可被结束。在一些实施例中，该预设条件可以是在多轮(例如，两轮或更多轮)相继迭代中获得的多个(例如，两个或更多个)k空间移位值或多个(例如，两个或更多个)梯度延迟值之间的差小于阈值。当预设条件被满足时，该过程可前进至818。
在步骤818，MRI系统100可基于候选梯度延迟值来生成梯度延迟值。来自最近一轮迭代的在814确定的候选梯度值Δt可作为梯度延迟值ΔT来被提供。梯度延迟值ΔT可对应于坐标系中的某个方向上的梯度延迟。
在一些实施例中，当在前序操作中确定了梯度延迟值ΔT之后可执行局部搜索算法。该局部搜索算法可基于梯度延迟值ΔT来采样多个梯度延迟值ΔTi(i＝1,2,3,4,…,n)。在一些实施例中，所采样的ΔTi可位于相对于ΔT的预定范围内，例如，ΔT±2μs。在一些实施例中，ΔTi可以在该采样范围内按一间隔来被采样，例如，按0.1μs的间隔。所采样的ΔTi(i＝1,2,3,4,…,n)可被用来确定参数的值。在一些实施例中，该参数可以是与k空间中相反方向上的两个径向条辐相对应的两个图像信号之间的幅值差。在一些实施例中，可根据该确定参数来选择ΔTi(i＝1,2,3,4,…,n)之中的一个或多个梯度延迟值。在一些实施例中，所选择的一个或多个梯度延迟值ΔTi可对应于该参数的最大值、最小值、中值、或其他特征。在一些实施例中，所选择的梯度延迟值ΔTi可对应于沿第一径向条辐的第一k空间数据线与沿第二径向条辐(其沿相对于第一径向条辐相反的方向)的第二k空间数据线在图像域中的幅值差的最小值。所选择的一个或多个梯度延迟值ΔTi可替换梯度延迟值ΔT。
应当注意，以上描述是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，可在本申请的教导下达成多种变形和修改。然而，那些变形和修改并不脱离本申请的范围。
例如，该梯度延迟值可在预扫描期间藉由沿在k空间的任何方向上的径向条辐的k空间数据线来确定。作为另一示例，在此过程中确定的梯度延迟值可以是针对X、Y或Z轴、或坐标系中的任何其他方向的磁场梯度延迟。作为另一示例，关于预设条件是否被满足的确定可以在810之后被执行，其中在810内，相位差的空间分布可被确定。相应地，该预设条件可包括相位差的斜率低于阈值，要被执行的迭代的最大轮数(例如，20次)、或类似物等。
图9是根据本申请的一些实施例的用于基于梯度延迟值来生成图像的过程的流程图。在步骤902，针对k空间中一径向条辐的诸k空间移位值可基于预扫描来确定。在一些实施例中，针对沿一径向条辐的诸数据点的k空间移位值可以是不同的。在一些实施例中，针对k空间中不同方向上的径向条辐的k空间移位值可以是不同的。在一些实施例中，可在MR图像被生成之前确定针对跨k空间的所有径向条辐的k空间移位值。
在一些实施例中，针对k空间中的所有径向条辐的k空间移位值可通过重复如图8中所描述的步骤802到步骤812来被确定。在一些实施例中，针对k空间中的所有径向条辐的k空间移位值可基于坐标系中的某些方向上的梯度延迟值来确定。对坐标系中的某些方向上的梯度延迟值的确定可在本申请中别处描述，例如在图8及其描述中描述。在一些实施例中，可选择坐标系中的至少三个方向并且可以根据步骤802到步骤818来分别确定针对这三个方向的梯度延迟值ΔT1,ΔT2,ΔT3。应当注意，这三个方向可包括被取向到由另两个方向构成的平面外的方向。在一些实施例中，ΔT1,ΔT2,ΔT3可以是针对坐标系的X轴、Y轴、和Z轴的梯度延迟值。在一些实施例中，当ΔT1,ΔT2,ΔT3不是针对X轴、Y轴和Z轴的梯度延迟值时，可执行正投影运算以确定针对X轴、Y轴和Z轴的梯度延迟值。针对X轴、Y轴和Z轴的梯度延迟值可彼此不同。在一些实施例中，该差别可涉及MRI系统100的状态，包括例如梯度线圈、信号通道、或类似物等。
回到k空间，针对所有径向条辐的k空间移位值可基于针对坐标系的X轴、Y轴和Z轴的梯度延迟值来确定。在一些实施例中，可对针对X轴、Y轴和Z轴的梯度延迟值与k空间移位值之间的变换使用旋转矩阵。
在步骤904，可在成像扫描中捕获k空间数据线。成像扫描可以是用于生成图像的MRI扫描。在一些实施例中，成像扫描可以是3D径向UTE扫描。成像扫描可藉由RF脉冲结合梯度反转(例如，散相梯度602和重聚相梯度603)来实现。在一些实施例中，可应用包括多个散相梯度和重聚相梯度的多个梯度反转来生成多个回波信号以填充k空间。散相梯度和重聚相梯度可由搭载在MR扫描器110内的一组线圈来产生。
在一些实施例中，可在成像扫描中执行径向采样。对于三维径向采样，成像扫描中所捕获到的k空间数据可沿从k空间中心开始并且在k空间的球表面上结束的径向条辐来被填充到k空间中。在对当前径向条辐的填充被完成之后，该采样可继续至下一径向条辐，直至采样了胜任的k空间数据线来生成图像。
在步骤906，所捕获的k空间数据线可基于在步骤902确定的k空间移位值来被校准。在一些实施例中，针对所有径向条辐的k空间移位值可在成像扫描之前、期间、或之后被确定。在一些实施例中，k空间移位值可对应于在成像扫描的径向条辐上的k空间数据线的移位。例如，可以使用k空间移位值Δkr′来校准k空间坐标中从(0,0,0)到(kx,ky,kz)的径向条辐的起始点移位。相应地，径向条辐上的每个k空间数据点的位置可基于k空间移位值来被校正。
在步骤908，可基于经校准的k空间数据线来生成图像。可基于由成像扫描生成的经校准k空间数据线来重构图像。用于生成图像的重构方法可包括傅立叶变换(FT)、快速傅立叶变换(FFT)、非均匀快速傅立叶变换(NUFFT)等。在一些实施例中，非均匀k空间数据点可藉由中间处理来被转换成图像信号。在一些实施例中，非均匀k空间数据点可受到中间处理以生成对应的均匀k空间数据点。仅作为示例，该中间处理可包括网格重排、内插等。例如，非均匀k空间数据点可藉由分段常数内插、线性内插、多项式内插、样条内插、多变元内插等来被转换成均匀k空间数据点。作为另一示例，非均匀k空间数据点可藉由雅可比(Jacobian)网格重排、沃罗诺依(Voronoi)网格重排、Jackson网格重排、Pipe网格重排等来被转换成均匀k空间数据点。然后，均匀k空间数据点可被变换成图像信号。在一些实施例中，该变换可藉由FT、FFT、DFT等来达成。在一些实施例中，非均匀k空间数据点可以藉由非均匀傅立叶变换(NUFFT)来被直接变换成图像信号。在一些实施例中，可执行切趾法(Apodization)以校正网格重排内核的作用。在一些实施例中，用于重构不同图像的图像信号可被采集以生成组合图像。在一些实施例中，每个图像的图像信号可始发自用于从被成像对象的不同区域接收信号的多个梯度线圈之一。
在一些实施例中，一个或多个后处理技术可被应用于重构出的图像。这些后处理技术可涉及几何处理、算术处理、图像增强、图像复原、3D图像重构、或类似物等、或其任何组合。仅作为示例，后处理技术可包括图像放大、畸变校正、图像锐化、图像柔化、伪彩色处理、维纳滤波等。在一些实施例中，图像可被压缩成标准格式以用于处置、打印、存储、或传送MRI数据，例如，医学数字成像和通信(DICOM)。在一些实施例中，重构出的图像可被进一步处理并且可以生成关于重构出的图像的报告。在一些实施例中，重构出的图像和/或所生成的报告可被输出到有关设备(例如，以被打印、显示、或类似等)。在一些实施例中，图像可藉由成像扫描通过重复902到906直至获得了k空间中所想要的辐上的梯度延迟值来生成，并且图像是基于在这些梯度延迟值的基础上经校正的k空间数据线来生成的。
应当注意，以上描述是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，多种变形和修改可在本申请的启发下被付诸实践。然而，那些变形和修改并不脱离本申请的范围。例如，该过程中的步骤的次序可被修改从而904在902之前被处理，即，在成像扫描中沿径向条辐的k空间数据线的采样可在针对该径向条辐的k空间移位值被确定之前执行。
图10A到图10C解说根据本申请的一些实施例的通过采用均匀梯度波形在没有梯度延迟校正的情况下重构出的三个MR图像。图10A到10C中的图像中的箭头指向这些图像中可能与梯度延迟有关的伪影。图10D到图10F解说根据本申请的一些实施例的通过采用均匀梯度波形在梯度延迟被校正了的情况下重构出的三个MR图像。在这些图像中没有观察到显见的伪影。图10G到图10I解说根据本申请的一些实施例的通过采用非均匀梯度波形在没有梯度延迟校正的情况下重构出的三个MR图像。图10G到10I中的图像中的箭头指向这些图像中可能与梯度延迟有关的幻象的伪影。图10J到图10L解说根据本申请的一些实施例的通过采用非矩形梯度波形在梯度延迟被校正了的情况下重构出的三个MR图像。在这些图像中没有观察到显见的伪影。非均匀梯度波形的校正在本公开别处描述。例如，参见图8及其描述。
图11A到图11C解说根据本申请的一些实施例的通过采用均匀梯度波形在没有梯度延迟校正的情况下重构出的三个MR图像。图11A到11C中的图像中的箭头指向可能与梯度延迟有关的伪影。图11D到图11F解说根据本申请的一些实施例的通过采用均匀梯度波形在梯度延迟被校正了的情况下重构出的三个MR图像。在这些图像中没有观察到显见的伪影。图11G到图11I解说根据本申请的一些实施例的通过采用非均匀梯度波形在没有梯度延迟校正的情况下重构出的三个MR图像。图11G到11I中的图像中的箭头指向可能与梯度延迟有关的伪影。图11J到图11L解说根据本申请的一些实施例的通过采用非均匀梯度波形在梯度延迟被校正了的情况下重构出的三个MR图像。在这些图像中没有观察到显见的伪影。非均匀梯度波形的校正在本公开别处描述。例如，参见图8及其描述。
应当注意，以上描述仅是为了解说的目的而提供的，而并非旨在限定本申请的范围。本公开中的图像产生规程可在减小、移除或消除其他类型的运动伪影(包括例如血管波动、心脏运动、以及被扫描的对象的随机运动、或类似物等、或其任何组合)方面见效。本公开中的图像产生规程可被应用于全身MR成像，并且所产生的图像可以具有更清楚的结构细节。
上文已对基本概念做了描述，显然，对于本领域技术人员来说，上述发明披露仅仅作为示例，而并不构成对本申请的限定。虽然此处并没有明确说明，本领域技术人员可能会对本申请进行各种修改、改进和修正。该类修改、改进和修正在本申请中被建议，所以该类修改、改进、修正仍属于本申请示范实施例的精神和范围。
同时，本申请使用了特定词语来描述本申请的实施例。如“一个实施例”、“一实施例”、和/或“一些实施例”意指与本申请至少一个实施例相关的某一特征、结构或特点。因此，应强调并注意的是，本说明书中在不同位置两次或多次提及的“一实施例”或“一个实施例”或“一替代性实施例”并不一定是指同一实施例。此外，本申请的一个或多个实施例中的某些特征、结构或特点可以进行适当的组合。
此外，本领域技术人员可以理解，本申请的各方面可以通过若干具有可专利性的种类或情况进行说明和描述，包括任何新的和有用的工序、机器、产品或物质的组合，或对他们的任何新的和有用的改进。相应地，本申请的各个方面可以完全由硬件执行、可以完全由软件(包括固件、常驻软件、微码等)执行、也可以由硬件和软件组合执行。以上硬件或软件均可被称为“数据块”、“模块”、“引擎”、“单元”、“组件”或“系统”。此外，本申请的各方面可能表现为位于一个或多个计算机可读介质中的计算机产品，该产品包括计算机可读程序编码。
计算机可读信号介质可能包含一个内含有计算机程序编码的传播数据信号，例如在基带上或作为载波的一部分。该传播信号可能有多种表现形式，包括电磁形式、光形式等等、或合适的组合形式。计算机可读信号介质可以是除计算机可读存储介质之外的任何计算机可读介质，该介质可以通过连接至一个指令执行系统、装置或设备以实现通讯、传播或传输供使用的程序。位于计算机可读信号介质上的程序编码可以通过任何合适的介质进行传播，包括无线电、电缆、光纤电缆、射频信号、或类似介质、或任何上述介质的组合。
本申请各部分操作所需的计算机程序编码可以用任意一种或多种程序语言编写，包括面向对象编程语言如Java、Scala、Smalltalk、Eiffel、JADE、Emerald、C++、C#、VB.NET、Python等，常规程序化编程语言如C语言、Visual Basic、Fortran 2003、Perl、COBOL 2002、PHP、ABAP，动态编程语言如Python、Ruby和Groovy，或其他编程语言等。该程序编码可以完全在用户计算机上运行、或作为独立的软件包在用户计算机上运行、或部分在用户计算机上运行部分在远程计算机运行、或完全在远程计算机或服务器上运行。在后种情况下，远程计算机可以通过任何网络形式与用户计算机连接，比如局域网(LAN)或广域网(WAN)，或连接至外部计算机(例如通过因特网)，或在云计算环境中，或作为服务使用如软件即服务(SaaS)。
此外，除非权利要求中明确说明，本申请所述处理元素和序列的顺序、数字字母的使用、或其他名称的使用，并非用于限定本申请流程和方法的顺序。尽管上述披露中通过各种示例讨论了一些目前认为有用的发明实施例，但应当理解的是，该类细节仅起到说明的目的，附加的权利要求并不仅限于披露的实施例，相反，权利要求旨在覆盖所有符合本申请实施例实质和范围的修正和等价组合。例如，虽然以上所描述的系统组件可以通过硬件设备实现，但是也可以只通过软件的解决方案得以实现，如在现有的服务器或移动设备上安装所描述的系统。
同理，应当注意的是，为了简化本申请披露的表述，从而帮助对一个或多个发明实施例的理解，前文对本申请实施例的描述中，有时会将多种特征归并至一个实施例、附图或对其的描述中。但是，这种披露方法并不意味着本申请对象所需要的特征比权利要求中提及的特征多。实际上，实施例的特征要少于上述披露的单个实施例的全部特征。
一些实施例中使用了描述成分、属性数量的数字，应当理解的是，此类用于实施例描述的数字，在一些示例中使用了修饰词“大约”、“近似”或“大体上”来修饰。除非另外说明，“大约”、“近似”或“大体上”表明所述数字允许有±20％的变化。相应地，在一些实施例中，说明书和权利要求中使用的数值参数均为近似值，该近似值根据个别实施例所需特点可以发生改变。在一些实施例中，数值参数应考虑规定的有效数位并采用一般位数保留的方法。尽管本申请一些实施例中用于确认其范围广度的数值域和参数为近似值，在具体实施例中，此类数值的设定在可行范围内尽可能精确。
针对本申请引用的每个专利、专利申请、专利申请公开物和其他材料，如文章、书籍、说明书、出版物、文档、物件等，特此将其全部内容并入本申请作为参考。与本申请内容不一致或产生冲突的申请历史文件除外，对本申请权利要求最广范围有限制的文件(当前或之后附加于本申请中的)也除外。需要说明的是，如果本申请附属材料中的描述、定义、和/或术语的使用与本申请所述内容有不一致或冲突的地方，以本申请的描述、定义和/或术语的使用为准。最后，应当理解的是，本申请中所述实施例仅用以说明本申请实施例的原则。其他的变形也可能属于本申请的范围。因此，作为示例而非限制，本申请实施例的替代配置可视为与本申请的教导一致。相应地，本申请的实施例不仅限于本申请明确介绍和描述的实施例。

Claims (10)

1.一种磁共振成像方法，包括：
向对象施加脉冲序列，获取第一组MR信号和第二组MR信号，所述脉冲序列至少包括成像脉冲和预扫描脉冲；
将所述第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间，获取第一数据线；
将所述第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间，获取第二数据线；
基于所述第一数据线和所述第二数据线确定候选k空间移位；
执行多次迭代，每一次迭代包括：
基于前次迭代获得的候选k空间移位确定候选梯度延迟；
基于所述候选梯度延迟更新所述第一数据线和所述第二数据线；以及
基于经更新的第一数据线和经更新的第二数据线来更新候选k空间移位；
将在末次迭代中获得的候选梯度延迟确定为所述梯度延迟；以及
基于所述梯度延迟重建所述对象的磁共振图像。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括通过基于所述梯度延迟校准所述第一数据线或所述第二数据线来获得经校准的数据线，所述对象的磁共振图像基于所述经校准的数据线重建获得。
3.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一轨迹和所述第二轨迹穿过所述k空间中心，且所述第一轨迹与所述第二轨迹相反。
4.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述成像脉冲包括UTE梯度脉冲，所述预扫描脉冲包括散相梯度脉冲。
5.如权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括对所述第一数据线或所述第二数据线执行重栅格化。
6.一种磁共振系统，包括：
MRI扫描仪，其配置成用于向对象施加脉冲序列以获取第一组MR信号和第二组MR信号，所述脉冲序列至少包括成像脉冲和预扫描脉冲；以及
处理模块，其配置成：
用于将所述第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间中来获得第一数据线；
将所述第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间中来获得第二数据线；
基于所述第一数据线和所述第二数据线来确定候选k空间移位；
执行多次迭代，每一次迭代包括：
基于前次迭代获得的候选k空间移位来确定候选梯度延迟；
基于所述候选梯度延迟更新所述第一数据线和所述第二数据线；以及
基于经更新的第一数据线和经更新的第二数据线来更新候选k空间移位；
将在末次迭代中获得的候选梯度延迟确定为所述梯度延迟；以及
基于所述梯度延迟重建所述对象的磁共振图像。
7.如权利要求6所述的系统，其特征在于，进一步包括所述处理模块被配置成基于所述梯度延迟校准所述第一数据线或所述第二数据线来获得经校准的数据线，所述对象的磁共振图像根据所述经校准的数据线重建获得。
8.如权利要求6所述的系统，其特征在于，所述成像脉冲包括UTE梯度脉冲，并且所述预扫描脉冲包括散相梯度脉冲。
9.一种存储指令的非瞬态计算机可读介质，所述指令在由计算机执行时使所述计算机实现一种方法，所述方法包括：
分别获取第一组MR信号和第二组MR信号，所述第一组MR信号和第二组MR信号通过脉冲序列激发所述对象产生，所述脉冲序列至少包括成像脉冲和预扫描脉冲；
将所述第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间，获得第一数据线；
将所述第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间，获得第二数据线；
基于所述第一数据线和所述第二数据线确定候选k空间移位；
执行多次迭代，每一次迭代包括：
基于前次迭代获得的候选k空间移位确定候选梯度延迟；
基于所述候选梯度延迟更新所述第一数据线和所述第二数据线；以及
基于经更新的第一数据线和经更新的第二数据线更新候选k空间移位；
将在末次迭代中获得的候选梯度延迟确定为所述梯度延迟；以及
基于所述梯度延迟来重构所述对象的图像。
10.一种确定磁共振系统中梯度延迟的方法，包括：
向对象施加脉冲序列，获取第一组MR信号和第二组MR信号，所述脉冲序列至少包括成像脉冲和预扫描脉冲；
将所述第一组MR信号沿第一轨迹填充到k空间中获得第一数据线；
将所述第二组MR信号沿第二轨迹填充到k空间中获得第二数据线；
响应于基于迭代过程确定的所述第一数据线和所述第二数据线来迭代地基于k空间移位确定所述梯度延迟，所述迭代过程包括在所述迭代过程的每一次迭代之后基于由所述迭代过程的最近期迭代所确定的经更新的梯度延迟来迭代地更新所述第一数据线和所述第二数据线。
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