CN107683419A - 磁共振成像装置和方法 - Google Patents

Abstract

提供了一种装置和方法，其用于对从被包括在射频(RF)多线圈中的多个通道线圈中的每一个通道线圈接收到的磁共振(MR)信号进行采样，使得在3D K空间的第一轴方向上相邻的两个采集的信号之间的间隔不均匀；并且通过使用接收到的MR信号来恢复MR图像。

Description

磁共振成像装置和方法

技术领域

一个或多个示例性实施例涉及磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)装置和方法，并且更具体地涉及在3D K空间中通过欠采样来获得三维(3-dimensional，3D)MR图像的MRI装置和方法。

背景技术

磁共振成像(MRI)装置是通过使用磁场来捕捉对象的图像的设备。MRI装置被广泛用于与人类患者相关的医疗问题的准确诊断，因为MRI装置可以从期望的角度提供人体的骨骼、椎间盘、关节、神经、韧带和其它部位的三维(3D)图像。

MRI装置采集磁共振(magnetic resonance，MR)信号，重建所采集的MR信号，并将重建的MR信号作为图像输出。例如，MRI装置可以通过使用包括RF(radio frequency，射频)线圈、永磁体和梯度线圈的射频(RF)多线圈来采集MR信号。

例如，用于生成RF信号的脉冲序列可以被施加到RF多线圈，并且所生成的RF信号可以被施加到对象。MR信号对应于所施加的RF信号而生成，并被采样以便恢复MR图像。

根据目前的MRI技术，MRI扫描时间可能大约一个小时。一般的MRI装置包括一个细长的管子(以下称为“MRI隧道”)，并且想要进行MRI扫描的患者在扫描过程中必须进入MRI隧道并保持静止。因此，对重症患者或幽闭恐怖症患者难以执行MRI扫描，甚至一般患者由于扫描时间长可能会感到厌烦和不便。

因此，需要用于减少MRI扫描时间的图像处理装置和方法。

为了减少MRI扫描时间，代替在K空间图像的所有点采样MR信号，即全采样，可以在K空间图像的一些点采集MR信号，并且不在K空间图像的其它点采集，即可以执行欠采样。在这种情况下，从通过欠采样采集的不完整的K空间数据中采集的信号可以通过校准来恢复。

恢复MR图像的图像处理方法的示例可以包括广义自动校准部分并行采集(Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisition，GRAPPA)。

具体地，GRAPPA是一种基于K空间的成像技术，其包括通过自校准来计算空间相关系数，并且通过使用所计算的空间相关系数来估计未采集的信号。空间相关系数是校准信号与校准信号附近的估计的源信号之间的空间交互值。空间相关系数也可以被称为卷积核。

根据GRAPPA技术，通过使用包括欠采样数据和额外采集的自动校准信号(autocalibration signal，ACS)线数据的估计线数据，可以根据通道来恢复未采集的K空间线。

发明内容

技术问题

当图像信号数据由于噪声而受损或者在通过校准恢复K空间数据的同时改变空间交互值时，在得到的MR图像中可能出现混叠伪像和放大的噪声。

因此，有必要提供一种成像方法和装置，以通过减少混叠伪像并防止放大的噪声来恢复具有改善质量的MR图像。

技术方案

提供了用于改善恢复的三维(3D)磁共振(MR)图像的质量的磁共振成像(MRI)装置和方法。

提供了用于减少MRI扫描时间的MRI装置和方法。

提供了用于减少MR图像恢复时间的MRI装置和方法。

提供了一种MRI装置和方法，所述MRI装置和方法通过仅使用3D K空间数据中的采集的信号而无需从K空间的一些区域中额外采集的校准信号来快速且准确地恢复3D MR图像，正如广义自动校准部分并行采集(GRAPPA)、或具有额外线圈信息的线圈灵敏度图，正如空间谐波同时采集(Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics，SMASH)。

额外的方面将在下面的描述中部分阐述，并且部分将从描述中显而易见，或者可以通过对所给出的示例性实施例的实践而习得。

根据示例性实施例的一方面，一种MRI装置包括：数据采集器，被配置为通过对从射频(RF)多线圈中的多个通道线圈中的每一个通道线圈中接收的相应的MR信号进行采样来采集分别与多个通道线圈相对应的多条3D K空间数据，使得3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀；以及图像处理器，被配置为使用所采集的多条数据以基于接收到的信号之间的相应空间关系来恢复3D K空间数据的完整集合。

数据采集器还可以被配置为通过对接收到的MR信号进行采样来采集多条3D K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀。

数据采集器还可以被配置为通过在垂直于第一轴方向并彼此相邻的多个平面上对接收到的MR信号进行采样来采集多条3D K空间数据，并且所述多个平面包括被全采样的至少一个第一平面、被欠采样的至少一个第二平面以及未被采样的至少一个第三平面。

通过基于线对MR信号进行采样可以形成非均匀采样模式，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀，并且非均匀采样模式可以在与多个通道线圈对应的3D K空间中被重复多次。

数据采集器还可以被配置为通过采集具有与垂直于第一轴方向第二轴方向平行的方向并被完全采样的线数据来采集多条3D-K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀。在与多条3D K空间数据中的第一轴平行的方向上形成的至少一条线可以形成在其中多对彼此相邻的接收信号之间的间隔不均匀的非均匀采样模式。

具有与垂直于多条3D K空间数据的第一轴方向的第二轴方向平行的方向的多条采集的线数据可以形成非均匀采样模式，在所述非均匀采样模式中多条采集的线数据当中的多对相邻的采集的线数据之间的间隔不均匀。

图像处理器可以被配置为从多条3D K空间数据中确定基于参考信号和多个其它接收信号之间的空间关系的第一空间相关系数，并且基于空间关系和所确定的第一空间相关系数来恢复与多条3D K空间数据相关的至少一个未采集信号。

当作为与多条3D K空间数据相关的未采集信号的第一信号与多个其它采集的信号满足空间关系时，图像处理器还可以被配置为基于所确定的第一空间相关系数来采集第一信号。

图像处理器还可以被配置为将多条3D K空间数据划分成多个块，并且通过使用包括在所划分的多条3D K空间数据中的接收信号之间的关系，来基于块恢复3D K空间数据的完整集合。

非均匀采样模式在多个块的每一个块中可以相同，所述非均匀采样模式由具有与垂直于多条3DK空间数据的第一轴方向的第二轴方向平行的方向的多条线数据形成。

数据采集器还可以被配置为从多个块中的任何一个块采集至少一个额外的信号。

数据采集器还可以被配置为从多个块中的任何一个块采集至少一个更少的信号。

由与多条3D K空间数据的第一轴方向平行的线形成的非均匀采样模型可以相对于多个块中的至少两个块而变化。

MRI装置还可以包括控制器，所述控制器被配置为将与位于3D K空间的中心区域中的块相对应的第一非均匀采样模式设置为比与位于3D K空间的外围区域的块相对应的第二非均匀采样模式更密集。

图像处理器还可以被配置为根据多个通道线圈中的每一个通道线圈来恢复完整的3D K空间数据，并且因此恢复与多个通道线圈相对应的多条完整的3D K空间数据。

图像处理器还可以被配置为通过对多条完整的3D K空间数据进行空间变换并使用多条空间变换后的完整的3D K空间数据的总和来恢复3D MR图像。

根据另一个示例性实施例的一个方面，一种MRI装置包括：RF多线圈，所述RF多线圈包括被配置为将射频信号施加到对象并响应于所施加的射频信号接收由对象的核自旋发射的相应的MR信号的多个通道线圈；数据采集器，被配置为通过对接收到的MR信号进行采样来采集分别与多个通道线圈相对应的多条3D K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀；以及图像处理器，被配置为使用所采集的多条数据来基于接收信号之间的相应的空间关系恢复3D K空间数据的完整集合。

根据另一示例性实施例的一个方面，一种MRI方法包括：通过对从RF多线圈中的多个通道线圈中的每一个通道线圈接收到的相应的MR信号进行采样来采集分别与多个通道线圈相对应的多条3D K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀；以及使用所采集的多条数据以基于接收信号之间的各个空间关系恢复3DK空间数据的完整集合。

采集可以包括通过对接收到的MR信号进行采样来采集多条3D K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀。

采集可以包括：通过在垂直于第一轴方向并且彼此相邻的多个平面上对接收到的MR信号进行采样来采集多条3D K空间数据，并且所述多个平面包括被全采样的至少一个第一平面、被欠采样的至少一个第二平面、以及未被采样的至少一个第三平面。

可以通过基于线对MR信号进行采样形成非均匀采样模式，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀，并且所述非均匀的采样模式可以在与多个通道线圈对应的3D K空间中被重复多次。

采集可以包括通过采集具有与垂直于第一轴方向第二轴方向平行的方向并被完全采样的线数据来采集多条3D K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀。在与多条3D K空间数据中的第一轴方向平行的方向上形成的至少一条线可以形成在其中多对彼此相邻的接收信号之间的间隔不均匀的非均匀采样模式。

恢复可以包括从多条3D K空间数据中确定基于参考信号与多个其它接收信号之间的空间关系的第一空间相关系数；以及基于空间关系和所确定的第一空间相关系数来恢复与多条3D K空间数据相关的至少一个未采集的信号。

至少一个未采集信号的恢复可以包括：当作为与多条3D K空间数据相关的未采集信号的第一信号与多个其它采集的信号满足空间关系时，基于所确定的第一空间相关系数来采集第一信号。

恢复可以包括将多条3D K空间数据划分成多个块；以及通过使用包括在所划分的多条3D K空间数据中的接收信号之间的关系，来基于多个块恢复3D K空间数据的完整集合。

由具有与多条3D K空间数据的第一轴方向平行的方向的线形成的非均匀采样模式可以在多个块的每一个块中相同。

由具有与垂直于多条3D K空间数据的第一轴方向的第二轴方向平行的方向的多条线数据形成的非均匀采样模式可以相对于多个块中的至少两个块而变化。

采集还可以包括将与位于3D K空间的中心区域中的块相对应的第一非均匀采样模式设置为比与位于3D K空间的外围区域中的块相对应的第二非均匀采样模式更密集。

恢复可以包括根据多个通道线圈中的每一个通道线圈来恢复3D K空间数据的完整集合。MRI方法还可以包括恢复与多个通道线圈相对应的多条完整的3D K空间数据。

MRI方法还可以包括对多条完整的3D K空间数据进行空间变换；并且通过使用多条空间变换后的完整的3D K空间数据的总和来恢复3D MR图像。

附图说明

结合附图，根据以下对示例性实施例的描述，这些方面和/或其它方面将变得显而易见且更容易理解，其中：

图1是普通磁共振成像(MRI)系统的框图；

图2是图1的MRI系统的通信单元的框图；

图3是根据示例性实施例的MRI装置的框图；

图4A是根据另一示例性实施例的MRI装置的框图；

图4B是用于描述3维(3D)K空间的图；

图5A、图5B和图5C是用于描述通过对3D K空间中的MR信号进行采样而采集的磁共振(MR)图像的图；

图6A是根据另一示例性实施例的MRI装置的框图；

图6B是用于描述图6A的MRI装置的操作的图；

图6C是用于描述图6A的MRI装置的操作的另一图；

图6D是用于描述图6A的MRI装置的操作的另一图；

图7A、图7B和图7C是用于描述根据示例性实施例的MR图像采样操作的图；

图8A、图8B和图8C是用于描述根据示例性实施例的3DK空间数据的恢复的图；

图9A是用于描述空间相关系数的采集的图；

图9B是用于描述根据块的采样模式的设置的图；

图9C、图9D、图9E和图9F是设置非均匀采样模式的示例性实施例的图；

图10A、图10B和图10C是用于描述加权矩阵的图；

图11是用于描述根据MR图像的示例性实施例的MR图像恢复的图；

图12A和图12B是根据示例性实施例的恢复后的MR图像；以及

图13是根据示例性实施例的MRI方法的流程图。

具体实施方式

一个或多个示例性实施例的优点和特征以及实现该示例性实施例的方法可以通过参考示例性实施例的以下详细描述和附图来更容易地理解。就这一点而言，本示例性实施例可以具有不同的形式，并且不应该被解释为限于本文所阐述的描述。相反，提供这些示例性实施例是为了使本公开透彻和完整，并将本示例性实施例的构思完全传达给本领域的普通技术人员，并且本发明构思将仅由所附权利要求限定。

以下，将简要描述说明书中使用的术语，然后将详细描述示例性实施例。

在本说明书中使用的术语是考虑到关于示例性实施例的功能而在本领域中当前广泛使用的那些通用术语，但是该术语可以根据本领域普通技术人员的意图、先例、或本领域的新技术而变化。并且，申请人可以任意选择一些术语，并且在这种情况下，将在本说明书的详细描述中详细描述所选择的术语的含义。因此，本文使用的术语需要基于术语的含义与整个说明书中的描述一起来定义。

当部件“包括”或“包含”元件时，除非有与其相反的特定描述，否则该部件还可以包括其它元件，不排除其它元件。此外，示例性实施例的上下文中的术语“单元”是指诸如现场可编程门阵列(field-programmable gate array，FPGA)或专用集成电路(application-specific integrated circuit，ASIC)之类的软件组件或硬件组件，并且执行特定功能。然而，术语“单元”不限于软件或硬件。“单元”可以被形成以便在可寻址存储介质中，或者可以被形成以操作一个或多个处理器。因此，例如，术语“单元”可以指诸如软件组件、面向对象的软件组件、类组件、以及任务组件之类的组件，并且可以包括过程、功能、属性、进程、子例程、程序代码的段、驱动程序、固件、微代码、电路、数据、数据库、数据结构、表格、数组或变量。由组件和“单元”提供的功能可以与更少数量的组件和“单元”相关联，或者可以划分成额外组件和“单元”。

现在将详细参考示例性实施例，其示例在附图中示出。在下面的描述中，没有详细描述公知的功能或构造，以免不必要的细节模糊示例性实施例。

在本说明书中，“图像”可以指由离散图像元素(例如，二维(two-dimensional，2D)图像中的像素和三维(three-dimensional，3D)图像中的体素)组成的多维数据。例如，图像可以是由X射线装置、计算机断层扫描(computed tomography，CT)装置、磁共振成像(MRI)装置、超声波诊断装置或其它医学成像装置中的任一个装置所捕获的对象的医学图像。

此外，在本说明书中，“对象”可以是人、动物、或人或动物的一部分。例如，对象可以是器官(例如，肝脏、心脏、子宫、大脑、乳房、或腹部)、血管、或其组合。对象可以是体膜。所述体膜是指具有与有机体的密度、有效原子序数和体积大致相同的密度、有效原子序数和体积的材料。例如，幻影可以是具有与人体类似的性质的球形幻影。

此外，在本说明书中，“用户”可以是但不限于医学专家，诸如医学医生、护士、医学实验技师、或修理医疗装置的技术人员。

此外，在本说明书中，“MR图像”是指通过使用核磁共振原理获得的对象的图像。

此外，在本说明书中，“脉冲序列”是指由MRI装置重复施加的信号的连续性。脉冲序列可以包括射频(RF)脉冲的时间参数，例如，重复时间(repetition time，TR)或回波时间(echo time，TE)。

此外，在本说明书中，“脉冲序列示意图”示出了在MRI装置中发生的事件的顺序。例如，脉冲序列示意图可以是示出作为时间的函数的RF脉冲、梯度、MR信号等的图。

MRI系统是用于通过在对照比较中表示相对于在具有特定强度的磁场中生成的射频(RF)信号的MR信号的强度来采集对象的一部分的截面图像的装置。例如，如果仅与特定的原子核(例如，氢原子核)共振的RF信号朝向放置在强磁场中的对象瞬间发射，然后停止这种发射，则MR信号从特定的原子核发射，并且因此MRI系统可以接收MR信号并采集MR图像。MR信号表示从对象发射出的RF信号。MR信号的强度可以基于对象的预定原子(例如，氢)的密度、弛豫时间T1、弛豫时间T2、和/或血液的流量等中的任何一个来确定。

MRI系统包括与其它成像装置的特性不同的特性。不同于根据检测硬件的方向采集图像的成像装置(诸如CT装置)，MRI系统可以采集朝向任选点的2D图像或3D体图像。不同于CT装置、X射线装置、正电子发射断层摄影(position emission tomography，PET)装置、和单一光子发射CT(single photon emission CT，SPECT)装置，MRI系统不会使对象或检查者暴露于辐射中，可以采集具有高软组织对比度的图像，并且可以采集精确捕获异常组织所需的神经图像、血管内图像、肌肉骨骼图像、和肿瘤图像。

图1是普通MRI系统的框图。参考图1，普通MRI系统可以包括机架20、信号收发器30、监测单元(在本文中也被称为“监测器”)40、系统控制单元(在本文中也被称为“系统控制器”)50和操作单元(在本文中也被称为“操作员”)60。

机架20防止由主磁体22、梯度线圈24、和RF线圈26生成的电磁波的外部发射。在机架20的孔中形成静磁场和梯度，并且RF信号朝向对象10发射。

主磁体22、梯度线圈24、和RF线圈26可以以机架20的预定方向来排列。预定方向可以是共轴圆柱方向。对象10可以被布置在工作台28上，所述工作台28能够沿着圆柱的水平轴线被插入到圆柱中。

主磁体22生成用于使对象10的原子核的磁偶极矩在恒定方向上对齐的磁静场(magnetostatic field)或静磁场(static magnetic field)。由于主磁体22生成的磁场强而均匀，所以可以获得对象10的精确且准确的MR图像。

梯度线圈24包括x线圈、y线圈和z线圈，用于在相互正交的x轴、y轴和z轴方向上生成梯度。梯度线圈24可以通过根据对象10的区域可变地诱导共振频率，来提供对象10的每个区域的位置信息。

RF线圈26可以朝向患者发射RF信号，并接收从患者发射出的MR信号。详细地，RF线圈26可以朝向被包括在患者中并具有旋进运动的原子核发送具有与旋进运动的频率相同的频率的RF信号，停止发射RF信号，然后接收从被包括在患者中的原子核发射出的MR信号。

例如，为了诱导原子核从低能态转变到高能态，RF线圈26可以生成电磁波信号并将所述电磁波信号施加到对象10，所述电磁波信号是与原子核的一种类型相对应的RF信号。当RF线圈26生成的电磁波信号被施加到原子核时，原子核可以从低能态转变到高能态。然后，当RF线圈26生成的电磁波消失时，施加了电磁波的原子核从高能态向低能态转变，从而发射具有拉莫尔频率(Larmor frequency)的电磁波。在这方面，当停止将电磁波信号施加到原子核时，原子核的能量级从高能量级改变到低能量级，并且因此原子核可以发射具有拉莫尔频率的电磁波。RF线圈26从被包括在对象10中的原子核接收电磁波信号。

RF线圈26可以被实现为一个RF发射和接收线圈，该RF发射和接收线圈既具有生成各自具有与原子核的一种类型相对应的RF的电磁波的功能，又具有接收从原子核发射出的电磁波的功能。可替换地，RF线圈26可以被实现为具有生成各自具有与原子核的一种类型相对应的RF的电磁波的功能的发送RF线圈，以及具有接收从原子核发射出的电磁波的功能的接收RF线圈。

RF线圈26可以被固定在机架20上或者可以是可拆卸的。当RF线圈26是可拆卸的时，RF线圈26可以包括用于对象的一部分的RF线圈，诸如头部RF线圈、胸部RF线圈、腿部RF线圈、颈部RF线圈、肩部RF线圈、手腕RF线圈、或脚踝RF线圈。

RF线圈26可以经由有线和/或无线方式与外部装置通信，并且还可以根据通信频带执行双调谐通信。

RF线圈26可以包括基于发送和接收RF信号的方法的发送专用线圈、接收专用线圈、或发送和接收线圈中的任一个。

RF线圈26可以包括具有各种数量的通道(诸如16个通道、32个通道、72个通道和144个通道)中的任何通道的RF线圈。

机架20还可以包括布置在机架20外部的外部显示器29和布置在机架20内部的内部显示器(未示出)。机架20可以经由分别布置在机架20的外部和内部的外部显示器29和内部显示器向用户或对象10提供预定信息。

信号收发器30可以基于预定MR序列来控制在机架20的内部(即在孔中)形成的梯度，并且可以控制RF信号和MR信号的发送和接收。

信号收发器30可以包括梯度放大器32、发送和接收开关34、RF发送器36、和RF接收器38。

梯度放大器32驱动被包括在机架20中的梯度线圈24，并且可以在梯度磁场控制器54的控制下向梯度线圈24供应用于生成梯度的脉冲信号。通过控制从梯度放大器32供应到梯度线圈24的脉冲信号，可以合成X轴、Y轴和Z轴方向上的梯度。

RF发送器36和RF接收器38可以驱动RF线圈26。RF发送器36可以以拉莫尔频率向RF线圈26供应RF脉冲，并且RF接收器38可以接收由RF线圈26接收的MR信号。

发送和接收开关34可以调整RF信号和MR信号的发送和接收方向。例如，发送和接收开关34可以在发送模式期间经由RF线圈26朝向对象10发射RF信号，并且在接收模式期间经由RF线圈26从对象10接收MR信号。发送和接收开关34可以由RF控制器56输出的控制信号来控制。

监测单元40可以监测或控制机架20和/或安装在机架20上的设备。监测单元40可包括系统监测单元(在本文中也称为“系统监测器”)42、对象监测单元(在本文中也被称为“对象监测器”)44、工作台控制器46、和显示器控制器48。

系统监测单元42可以监测和控制磁静场的状态、梯度的状态、RF信号的状态、RF线圈26的状态、工作台28的状态、测量对象10的身体信息的设备的状态、电力供应状态、热交换器的状态、以及压缩机的状态。

对象监测单元44监测对象10的状态。详细地，对象监测单元44可以包括以下各项中的任一项：用于观察对象10的移动或位置的摄像机、用于测量对象10的呼吸的呼吸测量器、用于测量对象10的电活动的心电图(electrocardiogram，ECG)测量器、和/或用于测量对象10的温度的温度测量器。

工作台控制器46控制在其上放置有对象10的工作台28。工作台控制器46可以基于顺序控制器52的顺序控制来控制工作台28的移动。例如，在对象10的运动成像期间，工作台控制器46可以基于顺序控制器52的顺序控制来使工作台28连续地或不连续地移动，并且因此对象10可以在比机架20的视场(FOV)更大的视场中被拍摄。

显示器控制器48控制布置在机架20外部的外部显示器29和布置在机架20内部的内部显示器。详细地，显示器控制器48可以控制外部显示器29和内部显示器打开或关闭，并且可以控制屏幕图像在外部显示器29和内部显示器上输出。另外，当扬声器位于机架20内部或外部时，显示器控制器48可以控制扬声器打开或关闭，和/或可以控制声音经由扬声器输出。

系统控制单元50可以包括用于控制在机架20中形成的信号的顺序的顺序控制器52，以及用于控制机架20和安装在机架20上的设备的机架控制器58。

顺序控制器52可以包括用于控制梯度放大器32的梯度磁场控制器54和用于控制RF发送器36、RF接收器38、以及发送和接收开关34的RF控制器56。顺序控制器52可以基于从操作单元60接收到的脉冲序列来控制梯度放大器32、RF发送器36、RF接收器38、以及发送和接收开关34。在这方面，脉冲序列包括控制梯度放大器32、RF发送器36、RF接收器38、以及发送和接收开关34所需的所有信息。例如，脉冲序列可以包括与施加到梯度线圈24的脉冲信号的强度、施加时间、和施加定时相关的信息。

操作单元60可以在控制MRI系统的整体操作的同时请求系统控制单元50发送脉冲序列信息。

操作单元60可以包括用于接收和处理由RF接收器38接收的MR信号的图像处理器62、输出单元(在本文中也被称为“输出设备”)64和输入单元(在本文中也被称为作为“输入设备”)66。

图像处理器62可以处理从RF接收器38接收的MR信号，以便生成与对象10相关的MR图像数据。

图像处理器62接收由RF接收器38接收的MR信号，并对接收到的MR信号执行诸如放大、频率变换、相位检测、低频放大、和滤波的各种信号处理中的任何一个。

图像处理器62可以将数字数据排列在存储器的K空间(例如，在本文中也被称为“傅立叶空间”或“频率空间”)中，并且将数字数据经由2D或3D傅里叶变换重新排列成图像数据。

如果需要，图像处理器62可以针对图像数据执行合成处理(compositionprocess)或差计算处理。合成处理可以包括对像素执行的相加处理或对像素执行的最大强度投影(maximum intensity projection，MIP)处理。图像处理器62不仅可以将重新排列的图像数据存储在存储器(未示出)或外部服务器中，还可以将对其执行合成处理或差计算处理的图像数据存储在存储器(未示出)或外部服务器中。

图像处理器62可以并行地对MR信号执行任何信号处理。例如，图像处理器62可以并行地对由多通道RF线圈接收的多个MR信号执行信号处理，以便将多个MR信号重新排列成图像数据。

输出单元64可以将图像处理器62生成或重新排列的图像数据输出给用户。输出单元64还可以输出用户为了操纵MRI系统所需的信息，诸如用户界面(user interface，UI)、用户信息、和/或对象信息。输出单元64可以包括以下各项中的任一项：扬声器、打印机、阴极射线管(cathode-ray tube，CRT)显示器、液晶显示器(liquid crystal display，LCD)、等离子体显示面板(plasma display panel，PDP)、有机发光设备(organic light-emitting device，OLED)显示器、场发射显示器(field emission display，FED)、发光二极管(light-emitting diode，LED)显示器、真空荧光显示器(vacuum fluorescent display，VFD)、数字光处理(digital light processing，DLP)显示器、平板显示器(flat paneldisplay，FPD)、3维(3D)显示器、透明显示器、和/或本领域普通技术人员所熟知的其它各种输出设备中的任何一种。

用户可以通过使用输入单元66来输入对象信息、参数信息、扫描条件、脉冲序列、或与图像合成或差计算相关的信息。输入单元66可以包括下各项中的任一项：键盘、鼠标、跟踪球、语音识别器、手势识别器、触摸屏、和/或本领域普通技术人员所熟知的其它各种输入设备中的任何一种。

信号收发器30、监测单元40、系统控制单元50、和操作单元60是图1中的独立组件，但是对于本领域的普通技术人员来说显而易见的是，信号收发器30、监测单元40、系统控制单元50、和操作单元60的各个功能可以由另一组件执行。例如，图像处理器62将从RF接收器38接收到的MR信号转换为图1中的数字信号，但是可替换地，MR信号到数字信号的转换可以由RF接收器38或RF线圈26来执行。

机架20、RF线圈26、信号收发器30、监测单元40、系统控制单元50和操作单元60可以通过有线或无线方式互相连接，并且当它们被无线地连接时，MRI系统还可以包括用于在它们之间同步时钟信号的装置(未示出)。机架20、RF线圈26、信号收发器30、监测单元40、系统控制单元50、和操作单元60之间的通信可以通过使用任何高速数字接口来执行，诸如低压差分信令(low voltage differential signaling，LVDS)、诸如通用异步收发器(universal asynchronous receiver transmitter，UART)的异步串行通信、诸如误差同步串行通信或控制器局域网(controller area network，CAN)的低延迟网络协议、光通信、和/本领域普通技术人员所熟知的其它各种通信方法中的任何一种。

图2是根据示例性实施例的通信单元70的框图。参考图2，通信单元(在本文中也被称为“通信器”)70可以被连接到从机架20、信号收发器30、监测单元40、系统控制单元50以及操作单元60当中选择的至少一个。

通信单元70可以将数据发送到医院服务器和/或经由图像存档与通信系统(picture archiving and communication system，PACS)连接的医院中的另一医疗装置，以及从医院服务器和/或经由图像存档与通信系统(PACS)连接的医院中的另一医疗装置接收数据，并且可以根据数字成像和医学通信(digital imaging and communications inmedicine，DICOM)标准来执行数据通信。

如图2中所示，通信单元70可以通过有线或无线方式连接到网络80，以便与服务器92、医疗装置94、和/或便携式设备96通信。

详细地，通信单元70可以经由网络80发送和接收与对象的诊断相关的数据，并且还可以发送和接收由诸如CT装置、MRI装置、和/或X射线装置的医疗装置94捕获的医学图像。另外，通信单元70可以从服务器92接收对象的诊断历史或治疗计划，并使用所述诊断历史或治疗计划来促进对对象的诊断。通信单元70不仅可以与医院中的服务器92或医疗装置94执行数据通信，而且还可以与诸如医生或患者的移动电话、个人数字助理(personaldigital assistant，PDA)、和/或膝上型计算机的便携式设备96执行数据通信。

另外，通信单元70可以经由网络80将与MRI系统的故障相关的信息或与医疗图像质量相关的信息发送给用户，并且从用户接收关于该信息的反馈。

通信单元70可以包括便于与外部装置进行通信的至少一个组件。

例如，通信单元70可以包括局域通信模块72、有线通信模块74和无线通信模块76。局域通信模块72是指与预定距离内的装置执行局域通信的模块。根据示例性实施例的局域通信技术的示例包括但不限于无线局域网(wireless local area network，LAN)、无线保真(wireless fidelity，Wi-Fi)、蓝牙、ZigBee、Wi-Fi直连(Wi-Fi direct，WFD)、超宽带(ultra wideband，UWB)、红外数据协会(infrared data association，IrDA)、蓝牙低功耗(Bluetooth low energy，BLE)、和近场通信(near field communication，NFC)。

有线通信模块74是指用于通过使用电信号或光信号执行通信的模块。根据示例性实施例的有线通信技术的示例包括使用一对电缆、同轴电缆和光纤电缆中的任何一种的有线通信技术以及其它熟知的有线通信技术。

无线通信模块76向移动通信网络中的基站、外部装置、和服务器当中选择的至少一个发送无线信号，并且从移动通信网络中的基站、外部装置、和服务器当中选择的至少一个接收无线信号。在这方面，根据文本/多媒体消息的发送和接收，无线信号可以包括以下各项中的任一项：语音呼叫信号、视频呼叫信号、或者以各种格式中的任一种格式的数据。

图3是根据示例性实施例的MRI装置300的框图。

根据示例性实施例的MRI装置300可以包括能够生成、处理、和/或显示MR图像的任何类型的装置。例如，MRI装置300可以是使用从被包括在RF多线圈(未示出)中的多个通道线圈采集的MR信号的MRI装置。

例如，MRI装置300可以被包括在以上参考图1和图2描述的MRI系统中。当MRI装置300被包括在图1的MRI系统中时，图3的数据采集器310和图像处理器320可以分别与图1的信号收发器30和图像处理器62相对应。

另外，MRI装置300可以包括图像处理装置，该图像处理装置接收通过对对象的MRI扫描所采集的数据(例如，MR信号)，并且通过使用接收到的MR信号来恢复MR图像。

另外，MRI装置300可以包括服务器装置，该服务器装置接收通过对对象进行MRI扫描所采集的MR信号，并且通过使用接收到的MR信号来恢复MR图像。服务器装置可以包括位于患者进行MRI扫描的医院中、或者可以位于另一医院中的医疗服务器装置。

具体地，MRI装置300可以包括连接到图1和图2的MRI系统的服务器92、医疗装置94、或便携式设备96，并且可以从MRI系统接收MR信号并恢复MR图像。

参考图3，根据示例性实施例的MRI装置300可以包括数据采集器310和图像处理器320。

数据采集器310可以接收用于通过对对象进行MRI扫描来恢复MR图像的原始数据。原始数据可以包括由于MRI扫描操作而产生的、以分别从RF多线圈(未示出)中的多个通道线圈中的每一个通道线圈接收的RF信号形式的MR信号。

RF多线圈可以与图1的RF线圈26相对应。另外，数据采集器310可以被连接到图1的RF接收器38并从RF接收器38接收MR信号。

可替换地，数据采集器310可以包括图1的RF接收器38。当数据采集器310包括RF接收器38时，数据采集器310可以经由RF接收器38独立地接收MR信号。具体地，当MRI装置300被包括在图1的MRI系统中时，MRI装置300的数据采集器310可以与包括RF接收器38的信号收发器30相对应。

另外，数据采集器310可以通过对MR信号进行采样来采集K空间数据。K空间数据是指通过映射K空间中的、从与RF多线圈中的通道相对应的线圈接收到的RF信号而生成的信号(即MR信号)。

RF多线圈可以包括发送和接收RF信号的多个通道线圈。例如，RF多线圈可以包括n个通道线圈。n个通道线圈中的每一个线圈可以单独接收相应的MR信号。数据采集器310可以使用来自n个通道线圈的MR信号来接收分别与n个通道线圈相对应的n条K空间数据。

K空间数据可以是二维(2D)K空间数据或3D K空间数据。例如，2D K空间数据具有2D空间的空间频域，并且由与频率编码相对应的Kx轴和与相位编码相对应的Ky轴形成。另外，3D K空间数据由与空间的前进方向相对应的Kx轴、Ky轴、和Kz轴形成。Kz轴可以与切片选择梯度(slice selection gradient)相对应。

数据采集器310可以通过对由3D K空间中的对象发射的MR信号进行采样来采集3DK空间数据的不完整集合。例如，数据采集器310可以根据通道采集3D K空间数据的不完整集合，并且因此采集分别与多个通道线圈相对应的多条“不完整”3D K空间数据。在这方面，术语“不完整3D K空间数据”是指在所述K空间数据中K空间中的至少一个点的MR信号未被采样，并且因此需要恢复在K空间中的至少一个点的信号。另外，“不完整3D K空间数据”可以包括通过对从RF多线圈接收到的MR信号进行采样而采集到的数据，即执行未采集信号恢复之前的原始数据。具体地，数据采集器310可以通过欠采样来采集分别与多个通道线圈相对应的多条不完整3D K空间数据。例如，为了恢复具有256*256分辨率的二维图像，与具有256*256个点的图像网格中的一些点相对应的图像值(MR信号值)可能由于欠采样而无法采集。另外，可以通过使用采集的信号来恢复未采集的信号。

数据采集器310可以将分别与多个通道线圈相对应的多条不完整K空间数据发送到图像处理器320。

在此之前，描述了数据采集器310对MR信号进行采样并采集分别与多个通道线圈相对应的多条不完整的3D K空间数据的示例。可替换地，数据采集器310可以仅从多个通道线圈接收MR信号，并且可以由图像处理器320执行采样操作。具体地，图像处理器320可以对接收到的MR信号进行采样，并且由此采集不完整的3D K空间数据。在下文中，将描述数据采集器310通过执行采样操作来采集不完整的3D K空间数据的示例。

数据采集器310可以通过对从RF多线圈中的多个通道线圈中的每一个通道线圈接收到的MR信号进行采样来采集分别与多个通道线圈相对应的多条不完整的3D K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上互相相邻的多对采集的信号之间的间隔不均匀。

图像处理器320可以基于被包括在不完整的3D K空间数据中的采集的信号之间的空间关系来恢复完整的3D K空间数据。具体地，图像处理器320可以根据通道恢复3D K空间数据的完整集合，并且因此恢复分别与多个通道线圈相对应的多条3D K空间数据，以便使该组3D K空间数据完整。

下面参考图4A至图11来描述数据采集器310和图像处理器320的操作。

图4A是根据另一示例性实施例的MRI装置400的框图。

参考图4A，根据示例性实施例的MRI装置400的数据采集器410和图像处理器420可以分别与图3的数据采集器310和图像处理器320相对应。因此，与图3的MRI装置300的特征相同的MRI装置400的特征将不再描述。

与图3的MRI装置300相比，MRI装置400可以包括RF多线圈405、控制器425、显示器450、用户界面460、和通信器470中的至少一个。

RF多线圈405、控制器425、显示器450、用户接口460、和通信器470可以被包括在图1和图2的RF线圈26、系统控制单元50、输出单元64、输入单元66、和通信单元70中，或者与RF线圈26、系统控制单元50、输出单元64、输入单元66和通信单元70相对应。因此，参考图1和图2已经描述的特征这里将不再重复。

RF多线圈405可以与图1的RF线圈26相对应。RF多线圈405可以包括多个通道线圈。例如，RF多线圈405可以包括第一至第n个通道线圈，并且n个通道线圈中的每一个通道线圈可以接收作为RF信号的相应的MR信号。

RF多线圈405可以包括将射频信号施加到对象的多个通道线圈，并且响应于所施加的射频信号而接收相应的MR信号，所述MR信号是由对象的核自旋发射的射频信号。

RF多线圈405可以通过将RF信号施加到对象来刺激对象的核自旋。然后，由于所施加的RF信号，对象的核自旋可能转变成高能态，并且剩余的能量在核自旋返回到其原始能态时在外部发射。在这种情况下从核自旋发射出的能量变成以RF信号形式的MR信号，并且RF多线圈405检测从对象发射出的MR信号。然后，数据采集器410可以对3D K空间中检测到的MR信号进行采样。

数据采集器410可以对从RF多线圈405中的多个通道线圈中的每一个通道线圈接收的相应的MR信号进行采样。数据采集器410可以通过对从RF多线圈405接收的MR信号进行采样来采集分别与多个通道线圈相对应的多条不完整3D K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上相互相邻的多对采集信号之间的间隔不均匀。下面将参考图4B至图7来描述数据采集器410执行的采样操作。

图像处理器420可以基于数据采集器410所采集的不完整的3D K空间数据中的信号之间的关系来恢复K空间数据的完整集合。图像处理器420可以恢复未采集的信号，所述未采集信号与分别对应于多个通道线圈的多条不完整的3D K空间数据相关，并且因此恢复分别对应于多个通道线圈的多条3D K空间数据，以便使该组3D K空间数据完整。以下将参考图8至图11来描述由图像处理器420执行的用于采集的3D K数据的完整集合的操作。

控制器425控制MRI装置400的总体操作。当数据采集器410对3D K空间中的MR信号进行采样时，控制器425可以设置采样模式。在采集与3D K空间的某些点相对应的信号并且未采集与3D K空间的一些其它点相对应的信号的情况下，采样模式是指采集的信号所形成的模式。

在下文中，“非均匀采样模式”是指数据采集器410按照该模式对3D K空间中的MR信号进行采样使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对采集的信号之间的间隔不均匀的采样模式。

控制器425可以设置非均匀采样模式。例如，控制器425可以基于恢复的MR图像的所需图像质量来专门设置非均匀采样模式。另外，控制器425可以基于RF多线圈405的硬件形状和扫描对象区域中的至少一个来专门设置非均匀采样模式。

RF多线圈405的硬件形状可以包括RF多线圈405的物理尺寸和形状。扫描对象区域可以根据诸如头部、颈部、腹部、背部、脚踝等的身体部位来分类。例如，用于捕获头部的RF多线圈405可以具有头盔形状。作为另一示例，用于捕获腹部或腿部的RF多线圈405可以具有圆柱形状。作为另一示例，用于捕获背部的RF多线圈405可以具有板形。

非均匀采样模式可基于RF多线圈405是否被配置用于捕获头部，颈部，腹部，背部，脚踝、或任何其它身体部位或者RF多线圈405是否具有头盔形状，圆柱形，板形等而变化。

可替换地，可以将非均匀采样模式设置为基于实验的结果而确定的值。

可替换地，非均匀采样模式可以由用户设置。用户可以经由用户接口460专门设置非均匀采样模式。然后，基于经由用户接口460输入的设置，控制器425可以控制数据采集器410，使得数据采集器410根据非均匀采样模式执行采样操作。

显示器450可以显示屏幕。显示器450可以包括以下各项中的任一项：CRT显示器、LCD、PDP、OLED显示器、FED、LED显示器、VFD、DLP显示器、FPD、3D显示器、透明显示器等，并且经由上述显示器中的任何一个来显示预定的屏幕。

显示器450可以显示恢复的MR图像。另外，显示器450可以显示用于设置非均匀采样模式的用户接口屏幕。再另外，显示器450可以顺序地显示在MR图像恢复过程期间生成的图像。此外，显示器450可以显示包括所设置的非均匀采样模式的屏幕，使得用户可以在视觉上识别施加到采样操作的非均匀采样模式。

用户可以经由用户接口460输入请求、命令、或其它数据。

例如，用户接口460可以包括以下各项中的任一项：鼠标、键盘、和/或包括用于输入预定数据的硬式按键的任何其它类型的输入设备。另外，用户接口460可以包括触摸板。具体地，用户接口460可以包括耦合到显示器450中的显示面板(未示出)的触摸板(未示出)，并且在显示面板上输出用户接口屏幕。此外，当经由用户接口屏幕输入命令时，触摸板可以检测用户输入的命令。

根据示例性实施例，用户接口460可以生成用于设置非均匀采样模式的用户接口屏幕，并且检测经由所显示的用户接口屏幕输入的用户设置信息。

存储器设备465可以存储与MR图像恢复相关的数据。具体地，存储器设备465可以存储由数据采集器410采集的、分别与多个通道线圈相对应的多条不完整的3D K空间数据。另外，存储器设备465可以存储在图像恢复过程期间计算的数据，例如，多条完整的3D K空间数据等。此外，存储器设备465可以存储恢复的MR图像。

存储器设备465可以存储至少一个非均匀采样模式。例如，当用户设置非均匀采样模式时，存储器设备465可以存储用户设置的非均匀采样模式。另外，存储器设备465可以存储由控制器425设置的非均匀采样模式。

由于通信器470对应于图2的通信单元70，所以不再重复描述通信器470和通信单元70的相同特征。

根据示例性实施例，通信器470可以接收从多个通道线圈中的每一个通道线圈接收的相应的MR信号。具体地，通信器470可以从RF接收器38接收检测到的MR信号。另外，通信器470可以将接收到的MR信号发送到数据采集器410。

图4B是用于描述3D K空间475的图。

参考图4B，数据采集器410可以在3D K空间475中执行采样操作。3D K空间475是3D空间频域中的空间，其可以由与频率编码梯度相对应的Kx轴481、与相位编码梯度相对应的Ky轴482、和与切片选择梯度相对应的Kz轴483形成。另外，在3D K空间475中垂直于Kz轴483的平面可以是Kx-Ky平面490，并且垂直于Kx轴481的平面可以是Ky-Kz平面480。再另外，在图4B中，基于中心点485，3D K空间475的中心区域可以是低频空间区域，而3D K空间475的外围区域可以是射频空间区域。

数据采集器410可以在3D K空间475中执行采样操作。数据采集器410可以将通过采样采集的信号放置在3D K空间475中以采集K空间数据。

对于与多个Kx-Ky平面相对应的多个切片中的每一个切片，可以通过对MR信号进行采样来对3D K空间数据进行采样。可替换地，不管切片如何，可以在整个3D K空间上对MR信号进行采样。可以提供对3D K空间数据进行采样的各种方法。

“全采样”是指在K空间的所有点处采样信号。全采样的3D K空间数据是不包括信号未被采集的点的3D K空间数据完整的集合。术语“点”是指分别与具有期望分辨率的图像中的像素相对应的点。此外，“欠采样”是指仅在K空间的一些点处对信号采样而不是在K空间的所有点处采样的情况。欠采样的3D K空间数据是包括信号未被采集的点的不完整的3DK空间数据。

根据示例性实施例，数据采集器410可以根据非均匀采样模式对MR信号进行欠采样，并且因此采集3D K空间数据的不完整集合，并且图像处理器420可以从不完整的3D K空间数据中恢复未采集的信号，进而采集3D K空间数据的完整集合。

图5A、图5B和图5C是用于描述通过对3D K空间中的MR信号进行采样而采集的MR图像的图。

图5A示出了通过对3D K空间中的MR信号进行采样而采集的3D K空间数据的Ky-Kz平面的K空间数据550。在K空间数据550中，网格上的黑点551指示采集的信号。图5A示出了在K空间数据550中的网格上的所有点处采集信号的示例，即通过全采样来采集K空间数据550。

另外，当通过欠采样采集K空间数据时，为了恢复MR图像，必须通过从欠采样的K空间数据(即不完整的3D K空间数据)中恢复未采集信号来采集完整的K空间数据。图5B和5C示出了使用K空间数据的完整集合所恢复的MR图像。

参考图5B，可以通过使用3D K空间数据来恢复MR图像510。MR图像510可以以矢状面示图来显示对象。例如，可以通过使用Kx-Ky平面上的K空间数据来恢复矢状面示图中的MR图像510。例如，可以在要恢复的对象的横截面上设置切片，并且通过使用与该切片相对应的Kx-Ky平面上的K空间数据，MR图像510可以被恢复。

图5C以横向视图示出了MR图像530，其示出了在水平方向上切割的对象(即人的头部)的横截面。例如，可以在要恢复的对象的横截面上设置切片，并且通过使用与切片相对应的Ky-Kz平面的K空间数据，MR图像530可以被恢复。

图6A是根据另一示例性实施例的MRI装置600的框图。

参考图6A，根据示例性实施例的MRI装置600可以包括梯度磁场控制器601、RF控制器603、RF多线圈605和图像处理器620。RF多线圈605和图像处理器620可以分别与图3的数据采集器310和图像处理器320相对应。因此，与图3的MRI装置300的特征相同的MRI装置600的特征将不再描述。

此外，RF多线圈605、数据采集器610、和图像处理器620可以分别与图4A的RF多线圈405、数据采集器410、和图像处理器420相对应。而且，MRI装置600可以包括图4A的控制器425、显示器450、用户接口460、和通信器470中的至少一个。因此，与图4A的MRI装置400的特征相同的MRI装置600的特征将不再描述。

再另外，梯度磁场控制器601和RF控制器603可以分别与图1的梯度磁场控制器54和RF控制器56相对应。因此，与图1的MRI系统的特征相同的MRI装置600的特征将不再描述。

RF控制器603进行控制，使得分别与多个切片相对应的多个RF信号被施加到对象。RF控制器603可以调整RF信号和MR信号的发送和接收方向。例如，RF控制器603可以控制RF多线圈605，使得RF信号在发送模式期间经由RF多线圈605被施加到对象，并且MR信号在接收模式期间经由RF多线圈605被施加到对象。RF控制器603可以生成用于控制RF信号的发送和MR信号的接收的控制信号。

梯度磁场控制器601可以将与在多个切片当中的第一切片相对应的第一方向梯度调制为第一状态，并且将与第二切片相对应的第一方向梯度调制为与第一状态不同的第二状态，所述第二切片与在多个切片当中的第一切片相邻。

梯度磁场控制器601可以控制梯度线圈(例如，图1的梯度线圈24)以生成空间编码梯度。另外，空间编码梯度可以包括在X轴、Y轴、和Z轴方向上的梯度。梯度磁场控制器601可以将脉冲信号施加到在相互正交的X轴、Y轴、和Z轴方向上生成梯度的X线圈、Y线圈、和Z线圈。另外，响应于所施加的脉冲信号，可以生成X轴、Y轴、和Z轴方向的梯度。从梯度磁场控制器601接收脉冲信号的梯度线圈(例如，图1的梯度线圈24)可以提供对象的区域的位置信息，并且可以根据对象的区域而可变地诱导共振频率。

空间编码梯度可以在3D K空间上表示，并且前述的X轴、Y轴、和Z轴方向的梯度可以分别与图4B的Kx轴481、Ky轴482、和Kz轴483相对应。根据示例性实施例，X轴、Y轴、和Z轴方向的梯度可以分别与频率编码梯度、相位编码梯度和切片选择梯度相对应，频率编码方向的梯度可以与K空间的Y轴方向的梯度(即，Ky轴方向的梯度)相对应。

为了采集MR信号，如以上参考图1所述，在机架20的孔中形成磁静场和梯度，并且朝向对象10发射RF信号。然后，接收与发射的RF信号相对应的MR信号。

为了生成第一方向梯度，梯度磁场控制器601可以生成要被施加到梯度线圈(例如，图1的梯度线圈24)中的第一方向线圈的脉冲信号，作为与第一切片中的第一状态相对应的脉冲以及作为与第二切片中的第二状态相对应的脉冲。

梯度磁场控制器601可以对至少两个相邻切片中的第一方向梯度进行可变调制，以便利用非均匀采样模式采集不完整的3D K空间数据。

具体地，梯度磁场控制器601可以根据切片可变地生成相位编码梯度，以便利用非均匀采样模式采集不完整的3D K空间数据。

RF多线圈605可以在包括第一方向梯度的空间编码梯度上将多个RF信号施加到对象，并且接收与第一切片相对应的第一MR信号和与第二切片相对应的第二MR信号。

RF多线圈605通过对第一MR信号和第二MR信号进行采样来采集不完整的3D K空间数据。为了生成3D MR图像，可以设置多个切片，并且可以根据切片来采集相应的MR信号。具体地，MR信号可以根据3D K空间中的多个切片来进行采样。

图像处理器620可以基于不完整的3D K空间数据中的采集信号之间的相应关系来恢复3D K空间数据的完整集合。

另外，MRI装置600的RF多线圈605中的多个通道线圈中的每一个通道线圈可以接收MR信号，并且因此采集分别与多个通道线圈相对应的多条不完整的3D K空间数据。此外，可以通过使用分别与多个通道线圈相对应的多条3D K空间数据的完整集合来生成最终的MR图像。

以下将参考图6B和图6C来描述MRI装置600的操作。

图6B是用于描述图6A的MRI装置600的操作的图。

MRI装置600可以将RF信号施加到对象，并且在一个重复时间(TR)期间接收至少由一个切片发射的MR信号。

参考图6B的图形625，RF控制器603可以控制将分别与多个切片的RF信号622和624施加到对象。RF控制器603可以根据一定的时间间隔(例如，1TR)将RF信号622和624顺序地施加到对象。

另外，梯度磁场控制器601可以控制切片选择梯度(Gslice)630、频率编码梯度(Gfrequency)640和相位编码梯度(Gphase)650。

参考图6B，可以将与第一切片相对应的RF信号622和与第二切片相对应的RF信号624顺序地施加到对象，所述第二切片与第一切片相邻。梯度磁场控制器601可以施加包括用于选择第一切片的脉冲631和用于选择第二切片的脉冲632的切片选择梯度630。另外，梯度磁场控制器601可以施加频率编码梯度640来采集X轴方向空间信息，并且施加相位编码梯度650来采集Y轴方向空间信息。

梯度磁场控制器601可以施加包括用于采集第一切片中的X轴方向空间信息的脉冲641和用于采集第二切片中的X轴方向空间信息的脉冲642的频率编码梯度640。另外，梯度磁场控制器601可以施加包括用于采集第一切片中的Y轴方向空间信息的脉冲656和用于采集第二切片中的Y轴方向空间信息的脉冲657的相位编码梯度650。

在RF信号622和624被施加到形成梯度的机架20之后，RF多线圈605可以接收从对象发射出的MR信号651和652。MRI装置600可以通过使用响应于RF信号622而接收到的MR信号651来采集与第一切片相对应的K空间数据635，并且通过使用响应于RF信号624而接收到的MR信号652来采集与第二切片相对应的K空间数据645。

不完整的3D K空间数据中的K空间数据635可以是与第一切片相对应的数据，并且K空间数据645可以是与第二切片相对应的数据。具体地，K空间数据635和K空间数据645可以是在3D K空间中的Kx-Ky平面、Ky-Kz平面或Kx-Kz平面上进行采样的不完整的3D K空间数据。

梯度磁场控制器601可以调制第一方向梯度，使得从排列于不完整的3D K空间数据的第一轴方向上的线中采样的相邻信号之间的间隔相对于与彼此相邻的第一切片和第二切片变化。

在下文中，将参考图6B来描述将第一切片和第二切片设置在Kx-Ky平面上，第一轴方向是Y轴或Ky轴方向，并且第一方向梯度是与Ky轴方向相对应的相位编码梯度650的示例。

梯度磁场控制器601可以调制相位编码梯度，使得在与不完整的3D K空间数据的相位编码方向平行的线上彼此相邻的采集的信号之间的间隔是第一片中的第一间隔并且是与第二切片中的第一间隔不同的第二间隔。

例如，从排列在Ky轴方向上的线636中采样的相邻信号之间的间隔可以等于1。在这种情况下，Ky轴方向可以是响应于第一切片而采样的K空间数据635的第一轴方向。然后，梯度磁场控制器601可以调制与第一切片相对应的脉冲656和与第二切片相对应的脉冲657，使得从排列于Ky-轴方向上的线646采样的相邻信号之间的间隔可以等于2。在这种情况下，Ky轴方向可以是响应于第二切片而采样的K空间数据645的第一轴方向。

梯度磁场控制器601可以将与第一切片相对应的第一方向梯度中的脉冲的形状调制为不同于与第二切片相对应的第一方向梯度中的脉冲的形状。例如，梯度磁场控制器601可以将与第一切片相对应的相位编码梯度656中的脉冲的形状调制为不同于与第二切片相对应的相位编码梯度657中的脉冲的形状。相位编码梯度656中的脉冲的幅度可以在多个相邻切片中可变地设置。由于用于采集K空间数据的相位编码梯度656和657(诸如图6B的K空间数据635和645)可以被可变地设置，所以将省略对相位编码梯度656和657中的脉冲的形状的详细描述。

如上所述，MRI装置600可以施加可变梯度，使得分别与多个切片相对应的多条K空间数据中的线之间的间隔变化。

图6C是用于描述图6A的MRI装置600的操作的另一图。与图6B中所示的特征相同的图6C中所示的特征通过使用与图6B相同的附图标记来指示，并且将不再重复描述。

参考图6C，MRI装置600可以通过使用响应于RF信号622而接收到的MR信号651来采集与第一切片相对应的K空间数据635，并且通过使用响应于RF信号624而接收到的MR信号652来采集与第二切片相对应的K空间数据645。另外，MRI装置600可以通过使用响应于RF信号626而接收到的MR信号653来采集与第三切片相对应的K空间数据655，并且通过使用响应于RF信号628而接收到的MR信号654来采集与第四切片相对应的K空间数据665。第一、第二、第三和第四切片可以顺序地彼此相邻。

梯度磁场控制器601可以施加可变梯度，使得从与彼此按顺序相邻的多个切片相对应的3D K空间中的多个平面中的每一个平面采样的信号线之间的间隔。

具体地，梯度磁场控制器601可以将第一方向梯度调制成前述第一状态并在包括多个切片当中的第一切片的至少一个第一切片中施加第一方向梯度，并且将第一方向梯度调制成前述第二状态并在包括第二切片的至少一个第二切片中施加第一方向梯度，并且将第一方向梯度调制成第三状态并在与至少一个第二切片相邻的至少一个第三切片中施加第一方向梯度。第三状态可以与第一和第二状态不同。

例如，梯度磁场控制器601可以将相位编码梯度656调制成第一切片中的第一状态，将相位编码梯度657和相位编码梯度658调制成与第一切片顺序地相邻的第二和第三切片中的第二状态，并且将相位编码梯度659调制成与第三切片相邻的第四切片中的第三状态。另外，可以调制相位编码梯度，使得在分别与第二和第三切片相对应的K空间数据645和655中采集的信号线交错。

因此，在与第一切片相对应的K空间数据635中，相邻信号线之间的间隔可以等于1，并且在分别与第二和第三切片相对应的K空间数据645和655中，相邻信号线之间的间隔可以等于2，并且与第四切片相对应的K空间数据665可以是无限的(即，不在K空间数据665中对MR信号进行采样)。

如上所述，以下将参考图7A、图7B、和图7C来描述通过根据切片施加可变相位编码梯度而采集的不完整的3D K空间数据。

图6D是用于描述图6A的MRI装置600的操作的另一图。与图6B和图6C中所示的特征相同的图6D中所示的特征通过使用与图6B和图6C相同的附图标记来指示，并且将不再重复描述。

参考图6D，可以施加与第一切片相对应的相位编码梯度671，使得脉冲之间的间隔是第一间隔，并且采集全采样的K空间数据636。另外，可以施加分别与第二和第三切片相对应的相位编码梯度672和673，使得脉冲之间的间隔是第二间隔，以便采集欠采样的K空间数据646和656。第一间隔可以比第二间隔更短。另外，可以不将相位编码梯度施加到与第四切片相对应的部分。由于与第四切片相对应的K空间数据665未被采样，所以可以不将梯度施加到与第四切片相对应的部分680中。因此，如虚线区域674所示，可以不将相位编码梯度的脉冲施加到与第四切片相对应的部分。

另外，梯度磁场控制器601可以将与不完整的3D K空间数据相对应的3D K空间划分为多个块，并且根据所划分的3D K空间来调制第一方向梯度。例如，可以根据所划分的3DK空间施加可变相位编码梯度。

另外，梯度磁场控制器601可以在多个所划分的块中的至少两个块中可变地调制与第一切片相对应的第一状态和与第二切片相对应的第二状态中的至少一个。

以下将参考图10A、图10B、和图10C来描述对3D K空间的划分。

此外，MRI装置600可以在一个重复时间(TR)661期间施加RF信号(或RF脉冲)622，或者在一个重复时间662期间施加RF信号622和624。关于前者，在重复时间661期间通过施加RF信号622来采集与一个切片相对应的MR信号的方法可以被称为单切片方法。另外，关于后者，在重复时间662期间通过施加RF信号622和624来采集分别与多个切片相对应的MR信号的方法可以被称为多切片方法。MRI装置600可以使用单切片方法和多切片方法两者。

图7A、图7B和图7C是根据示例性实施例的用于描述MR图像采样操作的图。

参考图7A，如上所述，用Kx轴704、Ky轴703、和Kz轴702示出3D K空间。

参考图7B中，示出了垂直于Kx轴704的平面(即，Ky-Kz平面)上的K空间数据710。具体地，图7B示出了通过对施加RF信号和梯度而接收到的MR信号进行采样所采集的不完整的3D K空间数据的横截面处的K空间数据710，以上参考图6B和图6C描述了所述K空间数据。

根据示例性实施例，K空间数据710指示在与通过数据采集器的采样而采集的一个通道线圈相对应的单条不完整的3D K空间数据中的Ky-Kz平面上的K空间数据。

在K空间数据710中，采集的信号被示出为黑色圈715，并且在非采样点处的信号(即，未被采集的信号)被示出为无色圈725或没有任何标记717。

数据采集器410可以通过对MR信号进行采样来采集不完整的3D K空间数据，使得在第一轴方向上互相相邻的多对采集的信号之间的间隔不均匀。关于图7B的第一轴方向上的线705，对MR信号进行采样，使得在第一轴方向(例如，在Kz轴702方向上)上相邻的多对采集的信号之间的间隔不均匀。参考图7B的线705，采集的信号723和与采集的信号723相邻的采集的信号724相隔一列，但是采集的信号724和与采集的信号724相邻的采集的信号726相隔三列，并且采集的信号726和与采集的信号726相邻的采集的信号727相隔一列。类似地，在根据非均匀采样模式采样的不完整的3D K空间数据中，在第一轴方向上的线705上彼此相邻的采集的信号(例如，Kz轴702方向)以不均匀的间隔间隔开，诸如一列-三列-一列。因此，与两个相邻信号在平行于第一轴方向的线上不均匀地分隔开的情况相对应的采样模式可以被称为“非均匀采样模式”。相反，在3D K空间中的轴上的两个相邻信号可以以“均匀采样模式”中的相同间隔分隔开。

另外，当垂直于第一轴(例如，Kz轴702)的每条线被称为“列”时，“相隔一列”指示列(例如，列711)直接与另一列(例如，列712)相邻。具体地，列711和列712为“相隔一列”，列712和列715为“相隔三列”，并且列715和列716为“相隔一列”。

在与不完整的3D K空间数据中的第一轴(例如，Kz轴702)平行的方向上形成的至少一条线705可以根据非均匀采样模式进行采样，其中多对相邻的采集的信号之间的间隔不均匀。

如上所述，非均匀采样模式可以指示在与第一轴(例如，Kz轴702)平行的线705上采集的信号所形成的模式。

另外，当重复由在K空间数据710中平行于第一轴(例如，Kz轴702)的多条线处采集的信号所形成的模式时，非均匀采样模式可以指示由在平行于Kz轴702的多条线形成的块中采集的信号所形成的模式。例如，由在K空间数据710的块706和块707中采集的信号来形成相同的模式。在块706中采集的信号不被均匀地分隔开。在这种情况下，由在块706中采集的信号所形成的模式可以被称为非均匀采样模式。

再另外，在平行于与不完整的3D K空间数据中的第一轴方向(Kz轴702方向)垂直的第二轴方向703的采集的线数据711、712、713、和714当中，多对相邻的多条采集的线数据可以不被均匀地分隔开，并且因此可以形成非均匀采样模式。具体地，由采集的线数据711、712、713、和714形成的块720中采集的信号所形成的模式可以被称为非均匀采样模式。

此外，非均匀采样模式可以在3D K空间中被重复多次。具体地，非均匀采样模式可以在整个3D K空间中重复。例如，由在块720中采集的信号所形成的非均匀采样模式可以在块720和块721中重复。另外，非均匀采样模式可以在3D K空间的一些区域中重复。

再另外，数据采集器410可以对MR信号进行采样，使得整个3D K空间的第一轴方向上相邻的多对采集信号之间的间隔不均匀，并且采集分别与多个通道线圈相对应的多条不完整的3D K空间数据。

在由数据采集器410采集的不完整的3D K空间数据中，可以对与在Ky-Kz平面上的K空间数据710中采样的点相对应的每个Kx点进行采样。图7C示出了由数据采集器410采集的不完整的3D K空间数据中的Kx-Ky平面上的K空间数据。

参考图7C，K空间数据730是与列711相对应的、在Kx-Ky平面上的K空间数据，其依次与列731相对应。另外，K空间数据740是与列712相对应的、在Kx-Ky平面上的K空间数据，其依次与列741相对应。再另外，K空间数据750是与列713相对应的、在Kx-Ky平面上的K空间数据，其依次与列751相对应。再另外，K空间数据760是与列714相对应的、在Kx-Ky平面上的K空间数据，其依次与列761相对应。此外，未采样的线在图7C中用虚线742示出。

另外，参考图7C，K空间数据730、K空间数据740、K空间数据750、和K空间数据760可以分别与图6C的K空间数据635、K空间数据645、K空间数据655、和K空间数据665相对应。

可以对与在Ky-Kz平面上的K空间数据710中采样的点相对应的所有Kx点进行采样。在K空间数据740中，例如，在列741中未采样的点743可以不在与包括点743的Kx轴704平行的行744的所有点处被采样，并且在列741中未采样的点745可以在与包括点745的Kx轴704平行的行746的所有点处被采样。

具体地，如图7C中所示，数据采集器410可以采集由多个平面形成的不完整的3D K空间数据，所述多个平面包括被全采样的至少一个第一平面(例如730)、被有规律地欠采样的至少一个第二平面(例如，740和750)、以及未被采样的至少一个第三平面(例如，760)。所述至少一个第一平面、至少一个第二平面、和至少一个第三平面可以垂直于第一轴(例如，Kz轴702)并且彼此相邻。另外，“有规律地欠采样”指示连续的采集信号线之间的间隔是相同的。例如，在第二平面上的K空间数据(例如，740或750)中，所有连续的采集信号线可以是两行分隔开的。例如，参考第二平面上的K空间数据(例如，740)，可以在线746中采集信号，可以不在与行746相邻的线747上采集信号，并且可以在跟随线747的线748上采集信号。因此，行746和线748其中的信号间隔两行。

另外，不完整的3D K空间数据可以由与垂直于Kx轴704的多个Ky-Kz平面相对应的K空间数据(例如，710)形成。可替换地，不完整的3D K空间数据可以由与垂直于Kz轴702的多个Kx-Ky平面相对应的K空间数据(例如，730)形成。

图8A、图8B和图8C是根据示例性实施例的用于描述3D K空间数据的恢复的图。图8A的K空间数据810与图7B的K空间数据710相对应。列816与图7B的列712相对应。因此，参考图7A、图7B和图7C已经描述的特征将不在这里重复。

图像处理器420可以基于在不完整的3D K空间数据中采集的信号之间的相应的关系来恢复3D K空间数据的完整集合。

具体地，图像处理器420可以基于参考信号与从不完整的3D K空间数据采集的多个其它信号之间的空间关系来确定第一空间相关系数。另外，图像处理器420可以基于空间关系和所确定的第一空间相关系数来恢复与不完整的3D K空间数据相关的至少一个未采集信号。

图8A示出了恢复与不完整的3D K空间数据中的平面相对应的K空间数据810相关的未采集信号的示例。

例如，图像处理器420可以基于在不完整的3D K空间数据中采集的参考信号821与其它采集的信号822、823、824、和825之间的空间关系来确定第一空间相关系数。空间关系可以指示与参考信号821和其它采集信号822、823、824、和825中的每一个信号之间的相应的空间间隔相对应的关系。具体地，可以根据参考信号821与其它采集的信号822、823、824、和825中的每一个信号之间的间隔来定义空间关系。参考图8A，当参考信号821与其它采集的信号822、823、824、和825之间的相应间隔具有值826、值827、值828、和值829，并且相应间隔形成如块820中所示的形状(在下文中，为“X”形)815，参考信号821与其它采集的信号822、823、824、和825可以具有“第一空间关系”。尽管为了便于描述，其它采集的信号822、823、824、和825位于图8A中的相同的Ky-Kz平面上，但是与参考信号821形成第一空间关系的采集的信号可以位于与参考信号821所在的Ky-Kz平面不同的Ky-Kz平面。为了获取第一空间相关系数，可以将采集的信号中的任何一个设置为参考信号，并且可以将参考信号与其它采集的信号之间的关系定义为“第一空间关系”。

图9A是用于描述空间相关系数的获取的图。

当定义了参考信号821与其它采集的信号822、823、824、和825之间的第一空间关系时，可以通过使用满足第一空间关系的参考信号821以及其它采集的信号822、823、824、和825来获取第一空间相关系数。在图9A的图(a)中，采集的信号951与其它采集的信号822、823、824、和825相对应，参考信号952与参考信号821相对应，未采集的信号953与未采集的信号841相对应。

参考图9A的图(a)，矩阵方程的左侧910包括其它采集的信号的信号值，而矩阵方程的右侧920包括参考信号的信号值。此外，Kc指示空间相关系数。

另外，右侧920的多个信号值可以与包括在平行于Kx轴的线(图7C的行746)上的参考信号821的信号值相对应。再另外，左侧910可以包括在平行于Kx轴的线上、包括其它采集的信号822、823、824、和825的信号值。

具体地，空间相关系数是预定信号值与相邻估计信号值之间的空间交互值。可以通过执行使用相邻信号和空间相关系数的矩阵计算来计算要被估计的目标信号值。

参考图9A的图(a)，左侧910可以包括其它采集的信号822、823、824、和825，而右侧920可以包括参考信号821的信号值。因此，由于左侧910和右侧920是所有采集的信号值，作为空间相关系数Kc的第一空间相关系数可以通过计算在图9A的图(a)中示出的矩阵的逆来确定。

在这种情况下，空间相关系数Kc可以被称为卷积核或者加权矩阵W。

另外，前述的空间相关系数Kc和前述的逆矩阵可以通过使用各种方法中的任何一种来获取和计算。具体地，空间相关系数Kc和逆矩阵计算在Mario Bertero和PatriziaBoccacci所写的论文“成像反问题介绍(Imaging inverse Problems in Introduction)”或由Albert Tarantola所写的论文“模型参数估计的反问题理论与方法(InverseProblems Theory and Methods for Model Parameter Estimation)”中描述，因此，将省略对空间相关系数Kc和逆矩阵计算的详细描述。以下将参照图10A、图10B、和图10C来描述用于计算空间相关系数Kc的示例性公式。

当第一空间相关系数被确定时，图像处理器420可以基于第一空间关系和第一空间相关系数来恢复与不完整的3D K空间数据相关的至少一个未采集的信号。具体地，当作为与不完整的3D K空间数据相关的未采集的信号的第一信号与多个采集的信号满足第一空间关系时，图像处理器420可以基于所确定的第一空间相关系数来采集第一信号。

参考图8B中所示的块850，与其它采集的信号852、853、854、和855形成“X”形859并且满足第一空间关系的未采集的信号851被设置为参考信号。于是可以通过使用第一空间相关系数来采集未采集的信号851。将不再重复描述与块820的特征相同的块850的特征。

参考图9A的图(b)，由于已经确定了第一空间相关系数Kc，所以在左侧930其它采集的信号852、853、854和855的信号值被替换，将左侧930乘以第一空间相关系数Kc，并且因此可以计算包括未采集的信号851(即参考信号)的信号值的右侧940。在这种情况下，“乘以”可以指矩阵乘法。

图像处理器420可以通过使用参考图9A的图(b)描述的方法来恢复K空间数据810中的未采集的信号。参考图8A的块840，未采集的信号841和采集的信号823、825、842、和843形成“X”形847，并且因此满足第一空间关系。因此，未采集的信号841被设置为参考信号。因此，如参考图9A的图(b)所示，可以通过使用第一空间相关系数和与未采集信号841形成“X”形847并满足第一空间关系的采集的信号823、825、842、和843的相应信号值来采集未采集的信号841。而且，图像处理器420可以将与采集的信号满足第一空间关系的未采集信号中的每一个信号设置为参考信号，并且因此恢复未采集的信号。例如，块845中的未采集信号846可以通过使用类似于以上关于块840所描述的方法来恢复。

当图像处理器420通过使用第一空间相关系数来恢复与采集的信号满足第一空间关系的未采集的信号时，可以采集图8C中所示的K空间数据860。而且，为了获取用于采集K空间数据860中的未采集的信号的第二空间相关系数，图像处理器420可以定义第二空间关系，该第二空间关系是作为采集的信号之一的参考信号与其它采集的信号之间的空间关系。

具体地，参考图8C，图像处理器420可以基于作为在K空间数据860中采集的信号的参考信号861与其它采集的信号862、863、864、和865之间的相应的间隔来定义空间关系。当参考信号861和其它采集的信号862、863、864、和865具有值871、值872、值873、和值874，并且相应的间隔形成块870中所示的形状(在下文中，“+”形状)875，参考信号861和其它采集的信号862、863、864、和865可以具有“第二空间关系”。

当参考信号861与其它采集的信号862、863、864、和865之间的第二空间关系被定义时，可以通过使用满足第二空间关系的参考信号861和其它采集的信号862、863、864、和865来确定第二空间相关系数。由于第二空间相关系数可以通过使用与参考图8A和图9A描述的第一空间相关系数相同的方法来计算，所以将省略对计算第二空间相关系数的方法的详细描述。

当第二空间相关系数被获取时，图像处理器420可以基于第二空间关系和第二空间相关系数来恢复与不完整的3D K空间数据相关的至少一个未采集的信号。具体地，参考块880，与其它采集的信号863、882、883、和884形成“+”形状885并满足第二空间关系的未采集的信号881被设置为参考信号，并且未采集的信号881可以通过使用第二空间相关系数来采集。由于未采集的信号881的信号值可以通过使用与以上参考图8B描述的未采集的信号851的信号值相同的方法来恢复，所以将省略对该恢复方法的详细描述。

此外，图像处理器420可以将与在K空间数据860中的采集的信号满足第二空间关系的未采集的信号中的每一个信号设置为参考信号，并且因此恢复未采集的信号。例如，包括块890的未采集的信号891的、K空间数据860中的所有未采集的信号可以被恢复。因此，图像处理器420可以恢复3D K空间数据的完整集合，其中信号值在3D K空间中的所有点处。

如上所述，在不使用关于针对通道线圈的灵敏度的信息或者包括3D K空间数据中被全采样的多条线的自动校准信号(autocalibration signal，ACS)区域的情况下，MRI装置400可以获取空间相关系数。具体地，MRI装置400可以通过仅使用根据非均匀采样模式采样的不完整的3D K空间数据中包括的采集的信号之间的空间关系来确定用于恢复未采集的信号的至少一个空间相关系数。另外，可以通过使用所确定的至少一个空间相关系数来采集3D K空间数据的完整集合。

图9B是用于描述根据块设置采样模式的图。

参考图9B，控制器425可以将3D K空间960划分成多个块，并且恢复每个块的未采集的的信号。具体地，图像处理器420可以将不完整的3D K空间数据划分成多个块，并且可以基于所划分的K空间数据中的采集的信号之间的相应的关系来恢复每个块的3D K空间数据的完整集合。

参考图9B，3D K空间960可以被划分成九个块。具体地，3D K空间960可以在Ky轴972方向上被划分成三个块和在Kz轴973方向上被划分成三个块，使得3D K空间960被划分成总共九个块(3*3＝9)。另外，可以在每个块上执行参考图8A、图8B、图8C、和图9A所描述的未采集的信号恢复。如参考图7A、图7B、和图7C所描述的，可以对与Kx轴704平行的线进行全采样。因此，可以不在Kx轴971方向上划分块，并且因此在没有块划分的情况下，可以对与Kx轴971平行的线进行全采样。

具体地，由平行于不完整的3D K空间数据中的第一轴方向(例如，Kx轴971方向)的线形成的非均匀采样模式在多个块中可以是相同的。可替换地，控制器425可以在多个块中的至少一个块中设置不同的非均匀采样模式。

具体地，控制器425可以控制数据采集器410，使得数据采集器410从多个块中的任何一个块中采集至少一个额外的信号。另外，控制器425可以控制数据采集器410，使得数据采集器410从多个块中的任何一个块中采集至少一个更少的信号。因此，控制器425可以在多个块中的至少一个块中设置不同的非均匀采样模式。具体地，由平行于不完整的3D K空间数据的第一轴方向的线形成的非均匀采样模式可以相对于多个块中的至少两个块而变化。

具体地，控制器425可以将与位于3D K空间960的中心区域中的块相对应的第一非均匀采样模式设置为比与位于3D K空间960的外围区域中的块相对应的第二非均匀采样模式更密集。参考图9B，位于3D K空间的中心区域的块980的非均匀采样模式可以比3D K空间960中的其它块的非均匀采样模式更密集地包括采集的信号。

以下将参考图9C、图9D、图9E、和图9F来描述非均匀采样模式的设置。

图9C、图9D、图9E、和图9F是设置非均匀采样模式的示例性实施例的图。

图9C示出了Ky-Kz平面上的不完整的3D K空间数据985的示例。控制器425可以采集具有一个非均匀采样模式的不完整的3D K空间数据985，使得非均匀采样模式在整个3DK空间中重复。

图9D是Ky-Kz平面上的不完整的3D K空间数据987的另一示例。相对于3D K空间中的其它区域989，控制器425可以在中心区域988中设置不同的非均匀采样模式。例如，控制器425可以设置不同于其它区域989的第二非均匀采样模式的中心区域988的第一非均匀采样模式，使得在中心区域988中比在其它区域989中更密集地采集信号。

可替换地，控制器425可以通过在中心区域988中进行全采样来采集信号，而通过在其它区域989中施加非均匀采样模式来采集信号，使得在中心区域988中比在其它区域989中更密集地采集该信号。

图9E是Ky-Kz平面上的不完整的3D K空间数据990的另一示例。控制器425可以将3D K空间划分成多个区域，并且将相应的非均匀采样模式分别施加到所划分的区域中个每一个区域。例如，如图9E中所示，控制器425可以在作为3D K空间的中心区域的第一区域991、靠近第一区域991的第二区域992、以及除了第一区域991和第二区域992以外的外围区域993上施加不同的非均匀采样模式。

例如，控制器425可以将不同的相应的非均匀采样模式施加到第一区域991、第二区域992、和外围区域993，使得在3D K空间的中心区域中更密集地采集信号。

可替换地，控制器425可以将第一非均匀采样模式施加到第一区域991，并且将第二非均匀采样模式施加到外围区域993，使得在第一区域991中比在外围区域993中更密集地采集信号。另外，可以对第二区域992进行全采样以采集信号。

可替换地，控制器425可以将相同的非均匀采样模式施加到第一区域991和外围区域993中的每一个施区域，并且采集第一区域991和外围区域993中的信号，并且对第二区域992进行全采样以采集信号。

图9F是Ky-Kz平面上的不完整3D K空间数据995的另一示例。控制器425可以将3DK空间划分成第一区域996、第二区域997、第三区域998、和第四区域999，使得3D K空间被区分为中心区域和外围区域，然后在第一区域996、第二区域997、第三区域998、和第四区域999上施加不同的非均匀采样模式。

例如，控制器425可以对第一区域996、第二区域997、第三区域998、和第四区域999中的每一个区域施加不同的非均匀采样模式，使得基于相应的区域到3D K空间的中心的接近度来增大采集的信号的密度。

可替换地，控制器425可以通过对第一区域996和第三区域998进行全采样来采集信号，并且将不同的非均匀采样模式施加到第二区域997和第四区域999。具体地，控制器425可以将第一非均匀采样模式设置到第二区域997并且将第二非均匀采样模式设置到第四区域999，使得在第二区域997中比在第四区域999中更密集地采集信号。

可替换地，控制器425可以将3D K空间960划分成多个块，并且分别对块中的每一个块执行未采集的信号恢复操作。可替换地，控制器425可以同时对块中的每一个块执行未采集的信号恢复操作。具体地，控制器425可以同时对图9B中所示的九个块中的每一个块执行空间相关系数Kc的采集和未采集的信号恢复操作。

可替换地，控制器425可以顺序地对多个块执行对空间相关系数Kc的采集和未采集的信号恢复操作。具体地，控制器425可以对第一块981执行空间相关系数Kc的采集和未采集的信号恢复操作，然后顺序地对第二块982执行空间相关系数Kc的采集和未采集信号恢复操作。接下来，控制器425可以对第三块983执行空间相关系数Kc的采集和未采集信号恢复操作，然后对第四块984执行空间相关系数Kc的采集和未采集信号恢复操作。

图10A、10B、和10C是用于描述加权矩阵W的图。如上所述，加权矩阵W可以指空间相关系数Kc。

图10A示出了RF多线圈405或605包括n个线圈，即第一通道线圈(线圈#1)1011、第二通道线圈(线圈#2)1012至第N通道线圈(线圈#N)1013的示例。

图像处理器420可以从RF多线圈405或605中的多个线圈1011、1012、和1013中的每一个线圈中采集空间相关系数Kc。

具体地，可以通过使用从第一通道线圈1011接收的MR信号来计算与第一通道相对应的空间相关系数Kc。另外，可以通过使用从第二通道线圈1012接收的MR信号来计算与第二通道相对应的空间相关系数Kc信号。此外，可以通过使用从第N通道线圈1013接收的MR信号来计算与第N通道相对应的空间相关系数Kc。

当如上所述的空间相关系数Kc被称为加权矩阵W时，可以通过使用块组(g)、线圈编号(j)、加速因子(r)、线圈的数量(Nc)等来计算加权矩阵W。

图10B示出了用于计算参考图9A所描述的空间相关系数Kc的公式。具体地，图10B的公式是用于计算空间相关系数Kc的公式的示例。

参考图10B的公式，左侧1050、右侧1070、以及加权矩阵1060可以分别与如图9A的图(a)中所示的矩阵计算的右侧920、左侧910、和空间相关系数Kc相对应。

图10C示出了在图10B中所示的公式中使用的因子。

参考图10B和图10C，g指示块组。当从与一个通道线圈相对应的3D-K空间(例如，图9B的3D K空间960)采集的不完整的3D K空间数据被划分成多个块时，块(例如，第一块981)可以是块组。

例如，假设通过对从通道线圈接收到的MR信号进行采样而采集的不完整的3D K空间数据具有256*256*256的大小。在这种情况下，不完整的3D K空间数据具有朝向Kx轴的256条线、朝向Ky轴的256条线、以及朝向Kz轴的256条线。如图7C中所示，可以在Kx轴方向上对不完整的3D K空间数据进行全采样，并且可以对与Kz轴方向平行的线进行采样，使得多对相互相邻的信号之间的间隔不均匀。如图9B中所示，当不完整的3D K空间数据在Ky轴方向上被划分成三个块并在Kz轴方向上被划分成三个块时，在单一块中，256/3＝约85条线可以被包括在Ky-轴方向上，并且256/3＝约85条线可以被包括在Kz-轴方向上。

在前述示例中，由于块组的数量等于九，所以“g”可以具有从1到9的值。由于“j”指示线圈编号，所以当RF多线圈405包括多个线圈时，“j”指示RF多线圈405中的线圈的数量。具体地，根据图10A中所示的示例，线圈编号“j”可以具有1和N之间的值(其中N是自然数)。

“B”指示块大小。具体地，“By”指示Ky轴方向上的块大小，并且“Bz”指示Kz轴方向上的块大小。根据前述的示例，By可以等于85，其是一个块中的线的数量，并且Bz也可以等于一个块中的线的数量。

“n”指示组中的块编号，即与线圈相对应的不完整的3D K空间数据中的预定块的块编号。具体地，在3D K空间960中排列第一的第一块981的块编号可以是1，并且在3D K空间960中排列第二的第二块982的块编号可以是2。

“Nc”指示RF多线圈405中的线圈的数量。“Nb”指示与当前块相邻的块的数量。具体地，在K空间数据中的当前块(例如，块920)附近排列的块的数量可以是8，其是3D K空间960中除当前块920之外的块的数量。

“Nr”和“Nl”可以分别指示在3D K空间的Kx轴方向上排列的频率编码数据中位于选定点的左侧和右侧的数据的条数。“r”指示加速因子。M(by,r)或M(bz,r)指示非均匀采样模式，其是在块b中具有加速因子r的非均匀采样掩模。

具体地，图10B的“Sg,j”指示从不完整的3D K空间数据中的预定块中选择的点处的信号值，并且“Sg,c”指示在预定块中的其它点处采集的信号值。另外，“Wg,j,r”指示施加在块中的加权矩阵，并且参考前述的空间相关系数Kc。具体地，参考图10B，“Sg,j(Ky+By(ny-1),Kx，Kz+Bz(nz-1))”1050指示在Ky轴方向上的“ky+By(ny-1)”点处和在Kz轴方向上的“Kz+Bz(nz-1)”点处与Kx轴方向平行的线的信号值、以及前述参考信号的信号值。另外，“Sg,c(Ky+M(by,r),Kx+h*？Kx,Kz+M(bz,r)”1070指示与参考线数据中的信号值形成空间关系的采集的信号的信号值。

例如，空间相关系数Kc(即，加权矩阵1060)可以通过使用图10B的公式来计算，并且还可以通过使用图10B的公式计算未采集的信号。

图11是用于描述根据MR图像的示例性实施例的MR图像恢复的图。

图像处理器420可以根据RF多线圈405中的多个通道线圈中的每个通道线圈来恢复3D K空间数据的完整集合，并且因此恢复与多个通道线圈相对应的3D K空间数据的完整集合中的多条数据。

参考图11，当RF多线圈405包括n个通道线圈(即，线圈1至线圈N)时，图像处理器420可以对分别与n个通道线圈相对应的n个不完整的3D K空间数据集1110和1120执行相应的未采集的信号恢复操作。因此，可以采集分别与n个通道线圈(线圈1至线圈N)相对应的n个3D K空间数据的完整集合1115和1125。图11示出了其中将要施加到不完整的3D K空间数据(例如，不完整的3D K空间数据1110)的非均匀采样模式与图7B的非均匀采样模式相同的示例。

另外，图像处理器420可以通过对分别与多个通道线圈相对应的完整的3D K空间数据1115和1125进行空间变换，来根据通道生成多个MR图像1117和1127，然后通过使用MR图像1117和1127采集最终的MR图像1150。

具体地，图像处理器420可以通过对完整的3D K空间数据1115和1125进行空间变换来根据通道生成MR图像1117和1127，然后可以获取MR图像1117和1127的总和，以便恢复3D MR图像1150。

具体地，为了将完整的3D K空间数据1115和1125从频域改变到空间域，可以执行逆傅里叶变换或逆快速傅立叶变换。然后，可以获取逆快速傅里叶变换后的MR图像1117和1127的平方和或复数和，以获取最终的MR图像1150。

图12A和12B是根据示例性实施例恢复的MR图像。

参考图12A，基于通过使用非均匀采样模式采样的不完整的3D K空间数据来恢复最终的MR图像1210。最终的MR图像1210显示了散布的混叠伪像。

参考图12B，通过对最终的MR图像1210进行图像处理以改善图像质量来采集图像1250。

当通过恢复欠采样的K空间数据来生成恢复的K空间数据并且通过使用恢复的K空间数据来生成最终的MR图像时，为了顺序地改善最终的MR图像的质量，可以执行图像质量改善处理功能，诸如降噪、边缘增强、对比度增强、和/或任何其它合适的图像处理功能。

当混叠伪像散布在MR图像中时，可以顺序地执行图像质量改善处理以移除MR图像中的混叠伪像，从而减少混叠伪像。因此，根据本示例性实施例，可以最终采集具有最小化的噪声或缺陷的图像1250。

图13是根据示例性实施例的MRI方法1300的流程图。根据示例性实施例的MRI方法1300可以包括与以上参考图1至图12描述的示例性实施例相同的特征和发明构思。因此，以上参考图1至图12已经描述的特征将不再重复描述。

参考图13，在操作1310中，MRI方法1300可以包括对从RF多线圈中的多个通道线圈中的每一个通道线圈接收到的相应的MR信号进行采样，使得在3D K空间的第一轴方向上相互相邻的多对采集的信号之间的间隔不均匀，并且采集分别与多个通道线圈相对应的多条不完整的3D K空间数据。由于操作1310与如上所述的数据采集器410的操作相同，所以将省略对操作1310的进一步详细描述。

接下来，在操作1320中，基于在不完整的3D K空间数据中的采集的信号之间的关系来恢复3D K空间数据的完整集合。由于操作1320与如上所述的图像处理器420的操作相同，所以将省略操作1320的进一步详细描述。

根据一个或多个示例性实施例的MRI装置和MRI方法可以改善恢复的MR图像的质量。具体地，通过采集根据非均匀采样间隔进行欠采样的3D K空间数据，可能防止由于混叠伪像引起的质量降低并且改善恢复的MR图像的质量。

另外，根据一个或多个示例性实施例的MRI装置和MRI方法可以通过根据非均匀间隔的欠采样来促进MR图像的快速采集。再另外，即使不使用如在广义自动校准部分并行采集(GRAPPA)中的额外的校准信号，或者如空间谐波同时采集(SMASH)中的线圈灵敏度图，也可以获取空间相关系数，并且可以快速获取具有改善的图像质量的MR图像。

此外，由于通过使用根据一个或多个示例性实施例的MRI装置和MRI方法来根据块对K空间进行采样，所以可以在包括低频率区域和无线电频率区域的K空间图像的所有区域中执行有效的图像恢复。

示例性实施例可以被编写为计算机程序，并且可以在使用暂时或非暂时性计算机可读记录介质运行程序的通用数字计算机中实施。

非暂时性计算机可读记录介质的示例包括磁存储介质(例如，ROM、软盘、硬盘等)、光学记录介质(例如，CD-ROM或DVD)、和/或任何其它合适的介质。

虽然已经参考本发明构思的示例性实施例具体示出和描述了本发明构思，但是本领域普通技术人员将会理解，在不脱离以下权利要求限定的本发明构思的精神和范围的情况下，可以在形式和细节上进行各种改变。因此，以上的示例性实施例及其所有方面仅仅是示例，而不是限制性的。

Claims (15)

1.一种磁共振成像MRI装置，包括：

数据采集器，被配置为通过对从射频RF多线圈中的多个通道线圈中的每一个通道线圈接收到的相应的磁共振MR信号进行采样来采集分别与多个通道线圈相对应的多条三维3DK空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀；以及

图像处理器，被配置为使用所采集的多条数据以基于接收到的信号之间的相应的空间关系来恢复3D K空间数据的完整集合。

2.根据权利要求1所述的MRI装置，其中，所述数据采集器还被配置为通过对接收到的MR信号进行采样来采集所述多条3D K空间数据，使得在所述3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀。

3.根据权利要求1所述的MRI装置，其中，所述数据采集器还被配置为通过在垂直于所述第一轴方向并彼此相邻的多个平面上对接收到的MR信号进行采样，来采集所述多条3D K空间数据，并且所述多个平面包括被全采样的至少一个第一平面、被欠采样的至少一个第二平面、以及未被采样的至少一个第三平面。

4.根据权利要求1所述的MRI装置，其中，通过基于线对所述MR信号进行采样来形成非均匀采样模式，使得在所述3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀，并且所述非均匀采样模式在与所述多个通道线圈对应的所述3D K空间中被重复多次。

5.根据权利要求1所述的MRI装置，其中，所述数据采集器还被配置为通过采集具有与垂直于第一轴方向的第二轴方向平行的方向并且被完全采样的线数据来采集所述多条3DK空间数据，使得在所述3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀，并且

其中，在与所述多条3D K空间数据中的第一轴平行的方向上形成的至少一条线形成非均匀采样模式，在所述非均匀采样模式中多对彼此相邻的接收信号之间的间隔不均匀。

6.根据权利要求1所述的MRI装置，其中，具有与垂直于所述多条3D K空间数据的第一轴方向的第二轴方向平行的方向的多条采集的线数据形成非均匀采样模式，在所述非均匀采样模式中所述多条采集的线数据当中的多对相邻的采集的线数据之间的间隔不均匀。

7.根据权利要求1所述的MRI装置，其中，所述图像处理器还被配置为从所述多条3D K空间数据中确定基于参考信号与多个其它接收信号之间的空间关系的第一空间相关系数，并且基于所述空间关系和所确定的第一空间相关系数来恢复与所述多条3D K空间数据相关的至少一个未采集的信号。

8.根据权利要求7所述的MRI装置，其中，当作为与所述多条3D K空间数据相关的未采集的信号的第一信号与所述多个其它采集的信号满足所述空间关系时，所述图像处理器还被配置为基于所确定的第一空间相关系数来采集第一信号。

9.根据权利要求1所述的MRI装置，其中，所述图像处理器还被配置为将所述多条3D K空间数据划分成多个块，并且通过使用被包括在所划分的多条3D K空间数据中的接收信号之间的关系，基于所述多个块来恢复所述3DK空间数据的完整集合。

10.根据权利要求9所述的MRI装置，其中，由具有与垂直于所述多条3D K空间数据的第一轴方向的第二轴方向平行的方向的多条线数据形成的非均匀采样模式在所述多个块中的每一个块中相同。

11.根据权利要求10所述的MRI装置，其中所述数据采集器还被配置为从所述多个块中的任一个块采集至少一个额外的信号。

12.根据权利要求10所述的MRI装置，其中所述数据采集器还被配置为从所述多个块中的任一个块采集至少一个更少的信号。

13.根据权利要求9所述的MRI装置，其中，由与所述多条3D K空间数据的第一轴方向平行的线形成的非均匀采样模式相对于所述多个块中的至少两个块而变化。

14.根据权利要求13所述的MRI装置，还包括控制器，所述控制器被配置为将与位于所述3D K空间的中心区域中的块相对应的第一非均匀采样模式设置为比与位于所述3D K空间的外围区域中的块相对应的第二非均匀采样模式更密集。

15.一种磁共振成像MRI方法，包括：

通过对从射频RF多线圈中的多个通道线圈中的每一个通道线圈接收到的相应的磁共振MR信号进行采样，来采集分别与多个通道线圈相对应的多条三维3D K空间数据，使得在3D K空间的第一轴方向上彼此相邻的多对接收信号之间的间隔不均匀；并且

使用所采集的多条数据以基于接收到的信号之间的相应的空间关系来恢复3D K空间数据的完整集合。