CN110346742B - 用于产生b0图的方法、数据载体和磁共振设备 - Google Patents

用于产生b0图的方法、数据载体和磁共振设备 Download PDF

Info

Publication number
CN110346742B
CN110346742B CN201910265076.XA CN201910265076A CN110346742B CN 110346742 B CN110346742 B CN 110346742B CN 201910265076 A CN201910265076 A CN 201910265076A CN 110346742 B CN110346742 B CN 110346742B
Authority
CN
China
Prior art keywords
image data
value
measurement
sequence
magnetic resonance
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201910265076.XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN110346742A (zh
Inventor
M.尼特卡
G.科兹多费尔
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens Healthineers AG
Original Assignee
Siemens Healthineers AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Healthineers AG filed Critical Siemens Healthineers AG
Publication of CN110346742A publication Critical patent/CN110346742A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN110346742B publication Critical patent/CN110346742B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/443—Assessment of an electric or a magnetic field, e.g. spatial mapping, determination of a B0 drift or dosimetry
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/24—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance for measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux
    • G01R33/243—Spatial mapping of the polarizing magnetic field
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/24—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance for measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux
    • G01R33/246—Spatial mapping of the RF magnetic field B1
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/5608—Data processing and visualization specially adapted for MR, e.g. for feature analysis and pattern recognition on the basis of measured MR data, segmentation of measured MR data, edge contour detection on the basis of measured MR data, for enhancing measured MR data in terms of signal-to-noise ratio by means of noise filtering or apodization, for enhancing measured MR data in terms of resolution by means for deblurring, windowing, zero filling, or generation of gray-scaled images, colour-coded images or images displaying vectors instead of pixels
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5613—Generating steady state signals, e.g. low flip angle sequences [FLASH]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5613—Generating steady state signals, e.g. low flip angle sequences [FLASH]
    • G01R33/5614—Generating steady state signals, e.g. low flip angle sequences [FLASH] using a fully balanced steady-state free precession [bSSFP] pulse sequence, e.g. trueFISP

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及一种用于产生检查区域的B0图的方法，具有如下步骤：提供具有多个图像数据组的磁共振数据组，其中，所述图像数据组以至少两个测量序列记录，并且所述图像数据组的彼此对应的图像元素分别示出与时间相关的信号走向；以及根据所述图像数据组产生检查区域的B0图，其中，根据相关的信号走向确定B0图的图像元素的B0值。本发明还涉及一种计算机程序产品。本发明还涉及一种数据载体。本发明还涉及一种磁共振设备，利用其可以执行前面提到的方法。

Description

用于产生B0图的方法、数据载体和磁共振设备
技术领域
本发明涉及一种用于产生检查区域的B0图的方法。
背景技术
术语磁化率一般描述物质或组织的可磁化性。在此，在患者的情况下，在组织中依据组织组成、例如血液成分存在特别是磁化率差异。在具有不同磁化率的组织之间的边界面处，例如在从身体组织到周围的空气或者身体中的充满空气的空腔的过渡部分处，产生磁化率的跳变。这些磁化率跳变可能造成信号消失。
这从磁场强度B与磁激励H和磁化J的关联得到：
B＝μ0(H+J)。
因为磁化J依据磁化率χ也可以表示为
J＝χH
因此得到
B＝μ0μrH＝μ0(1+χ)H＝B0+μ0J。
因此，在具有不同的χ值的两种组织或物质的边界面处，形成梯度ΔB：
B＝μ0(χ1–χ2)H
存在于边界面处的附加梯度使得产生信号的磁矩的取向不相同，由此例如由于体素内部的去相位(Dephasierung)以及信号相位的变化而产生信号损失。
因为在组织中可能产生由于疾病的出血或者还有钙化，因此关于磁化率分布或者磁化率跳变的图也可能具有诊断价值。
为了量化磁化率，已知不同的方法。在Haacke等的Quantitative susceptibilitymapping:current status and future directions,Magnetic Resonance Imaging 33(2015)S.1–33中设想了多种方法。在此，总是对相位图进行分析。
已知其它可量化的参数。在此，存在与患者或者检查区域有关的参数，例如弛豫时间T1,T2和T2*、自旋密度、扩散相关参数(例如ADC)或者还有流速。但是也可以考虑与设备有关的参量、例如发射场B1的强度。
对各个组织分配参数的平均值。脑白质具有特定的T1和T2值。至少可以在一个设备处总是使用相同的测量序列来进行这种分配。
疾病可能引起患者相关参数的变化。因此，存在许多研究，其将疾病与特定参数的变化相关联。血管狭窄表现为流速的增加，癌变改变弛豫时间，等等。
因此，患者相关参数的量化对于诊断同样是有价值的。对于治疗支持也是这样。因此，存在多种相应地量化各个参数的方法。单独对于测量T1弛豫时间来说，至少可以使用十几种方法。在每一种方法中，获得的T1时间在一定范围内变化。
这与组织参数的设备相关性一起导致与为了全面应用而要花费的测量时间相比，参数图的有效性太低。替代地，常见的是记录加权图像。也就是说，使用具有短重复时间TR的自旋回波，以获得T1加权。相反，为了实现T2加权，使用长回波时间TE。可以以这种方式对许多组织参数进行加权，以便在可接受的时间内获得所需的图像数据。这也适用于磁化率测量。磁化率加权成像(susceptibility weighted imaging)的缩写是SWI。
一种更新的用于获得组织参数的方案是所谓的磁共振指纹识别，也称为MR指纹识别，或者缩写为MRF。在此，Ma D.等：Magnetic resonance fingerprinting.Nature 495,S.187–193(2013)提出了使用伪随机的测量参数。在此，在bSSFP序列中，在记录图像之后改变测量参数。具体地，改变激励脉冲的重复时间和翻转角。但是，在一个步骤(Zug)中进行测量，使得记录第一个图像之后的输出磁化是第二个图像的输入磁化。
这样获得的测量信号表明所记录的图像的每一个图像元素的信号走向。该信号走向与T1,T2和B0有关。在此，B0是如下参量，其受设备侧影响、即受从外部施加的静磁场的场分布影响，以及受身体中的磁场由于身体的可变的磁化率而产生的局部变化影响。
为了从信号走向中获得参数、即两个组织参数和一个设备参数，执行如下过程：
对于每一个参数，对于一组预先给定的值，对信号走向进行模拟。也就是说，对于T1，例如以100ms的步长创建模拟的信号走向，对于T2，以10ms的步长创建模拟的信号走向，并且对于B0，以0.1Hz的步长创建模拟的信号走向。如果对于T1取50个值，对于T2取50个值，并且对于B0取100个值，则字典将包含250000个项。在测量之后，针对字典中的每个图像元素，检查所模拟的信号走向中的哪一个与所测量的信号走向最匹配。将该过程称为匹配。然后，存储为最匹配的信号走向的T1,T2和B0的值是针对该图像元素确定的T1,T2和B0的值。
这种过程具有多个优点。一方面，利用一次测量获得多个参数图。此外，除了组织参数T1和T2之外，还可以测量设备参数B0。由此消除了组织参数与该值的依赖关系的问题。
缺点在于，在Ma使用的序列中，由于长螺旋读出对于重复时间存在下限，其在局部B0变化时导致bSSFP典型的伪影。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，给出一种用于产生B0图的方法，其具有高的SNR效率，没有伪影，因此适合用于临床例程。
上述技术问题通过用于产生检查区域的B0图的方法来解决，所述方法具有如下步骤：
-提供具有多个图像数据组的磁共振数据组，其中，所述图像数据组以至少两个测量序列记录，并且所述图像数据组的彼此对应的图像元素分别示出与时间相关的信号走向，以及
-根据所述图像数据组产生检查区域的B0图，其中，根据相关的信号走向确定B0图的图像元素的B0值。
在用于创建B0图的已知方法中，使用单个测量序列，诸如自旋回波(Spinecho)、快速自旋回波(Fast Spin Echo)、TrueFISP等。在这些测量序列中，针对性地或者随机分布地改变一个或多个测量参数，诸如回波时间TE或者重复时间TR。将模型函数拟合到改变的参量或者寻求与模拟的信号走向的一致。
如所描述的，代替一个测量序列，使用至少两个不同的测量序列。由此，如下面将更详细地描述的，能够避免伪影，并且提高所获得的B0值的品质。
像在已知方法中一样，分析逐图像元素地进行。每个图像数据组具有多个图像元素。通常，以一致的分辨率、即在所有方向上相同的图像元素数量和相同的FoV获取图像数据组。然后，可以根据彼此对应的图像元素相对于改变的参数或者相对于时间绘制信号走向。这如所述的那样逐图像元素地进行。因此，纯示例性地可以相应地使用所有图像数据组中的图像元素(23,65)来获得信号走向。
然后，对于所有图像元素或者关注区域ROI进行分析，以产生参数图。也就是说，不强制性地总是对所有图像元素进行分析。
因此，如果下面提到信号走向，则是指这种基本过程。使用复数、即多个信号走向，意味着分别对于一个图像元素、但是总体上对于多个图像元素执行所描述的过程。
在此使用的表述涉及重建的图像数据组并且暗示不进行笛卡尔k空间扫描。这在所有基于k空间的螺旋扫描的实施方式中也是明显的。但是这种扫描也不强制性地用于执行所述方法，而仅仅是优选的。
可以有利地根据B0图推导出磁化率图。磁化率图应当显示由于组织的局部变化、例如由于血凝块或者还有钙化引起的小规模的场变化。相反，不显示大规模的场变化，例如一般由于设备侧的基本磁场的不均匀性而产生的场变化。为了去除大规模的、缓慢改变的场变化，可以对B0图应用低通滤波器并且从原始B0图减去，以获得磁化率图。类似地，也可以对B0图应用高通滤波器，以获得磁化率图。由此，可以在不分析相位信息的情况下获得磁化率图。因此，最终必须提取高频成分。
在这一点上应当注意，刚才提到的相位信息涉及存在幅值和相位值的复杂的测量信号。下面，关于相位周期并且在这种情境下也将提到相位。但是在此意为高频脉冲的偏转方向。因此，虽然名称相同，但是却是指完全不同的元素。
优选也可以根据信号走向相应地确定B1值。换句话说，也可以根据磁共振数据组确定B1图。由此，所提出的方法具有如下优点：该设备参数从试验中作为结果一起产生，并且试验不被设计为，其不影响测量。
在记录磁共振数据组时，可以有利地存在至少两个片段，并且在至少一个片段中以TrueFISP测量序列记录图像数据组，并且在至少一个片段中以FLASH测量序列记录图像数据组。
如常见的，将准确地确定并且表征测量序列的流程的一系列HF脉冲、梯度场、等待时间和获取窗口称为序列或者测量序列。测量序列的示例是已经提到的FLASH和TrueFISP。测量序列的其它示例是梯度回波、EPI、自旋回波(Spinecho)、TSE(Turbo Spin Echo，快速自旋回波)等。
开头提到的bSSFP是平衡稳态自由进动(balanced steady state free-precession)的缩写，也称为TrueFISP。其也像FISP一样，是在稳态下使用纵向和横向磁化的序列。与此相反，在FLASH或者SPGR序列中仅使用纵向磁化。
在此，TrueFISP理解为重复时间TR之后的所有矩的和为0的序列设计。在FISP中，矩中的至少一个不被平衡。
通过这种组合，可以同时并且在伪影减少的情况下获得希望的参数。
此外，在至少一个片段中可以利用FISP测量序列记录图像数据组。使用FISP测量序列进一步有助于减少伪影。
可以有利地分别将所测量的信号走向与模拟的信号走向进行比较，以确定B0值或者B0值和至少一个另外的参数值。换句话说，也就是说，可以使用如从MR指纹识别所已知的那样的分析。模拟的信号走向可以作为字典存在。最一致确定所搜寻的参数。
特别有利的是，在对信号走向进行模拟时，可以仅覆盖减小的B0值范围。如上面所描述的，模拟基础随着每一个输入的参数而增大。已经证明，通过限制输入的B0值范围，即使包括B0，也可以将字典限制为可管理的大小。
特别是可以将B0值范围限制为从–(1/TR)/2到+(1/TR)/2的值。dB0＝x+n*(1/TR)的测量信号仅略微不同于B0＝x的测量信号。在此，x是实数，n是整数。对应地，可以建立具有有限的范围的字典。仍然包含在字典中的B0值也可以称为参考B0值。
当然，B0图不仅仅具有来自参考B0值的有限的值范围的值。优选可以在与模拟的信号走向的比较结束之后，将通过比较确定的参考B0值扩展到减小的范围之外的B0值。因此，只要这带来优点，就一直限制为较小的B0值范围，之后再扩展该范围。所描述的限制带来如下优点：更快地进行模拟，用于模拟的信号走向的存储空间更小，尤其是进行匹配时的计算时间显著减少。尤其是这种减少与对B0值范围的限制相关。
优选可以通过根据利用FISP测量序列获取的图像数据组的至少一部分计算扩展B0图，来确定扩展B0图。如下面将要描述的，在FISP测量序列中，优选改变回波时间TE。由此，可以根据这些图像数据组计算粗略的扩展B0图。利用该扩展B0图，可以将B0值变换到包含减小的B0值范围之外的值的B0值范围。但是与增补计算所需的时间相比，用于匹配的时间总体上可以大大减少。
这是可行的，因为信号走向当然包含完整的信息，并且仅由于存在的B0的准周期性，可以在该维度上对分析进行限制。
有利地可以根据信号走向分别确定T1值和T2值。从信号走向中可以确定的值越多，所述方法可以越普遍地使用。所描述的过程也使得能够确定T1值和T2值。
可以在所有测量序列中使用k空间的笛卡尔扫描。替换地，可以使用径向扫描。
有利地，可以在所使用的测量序列中的至少一个中使用k空间的螺旋扫描。优选可以在所有测量序列中并且在记录所有图像数据组时使用螺旋k空间扫描。
在此，在每一个高频脉冲之后，在一次螺旋扫描中，可以记录完整的图像数据组。序列的差异于是仅在于在重复时间TR内施加的梯度。
更确切地说，在这种设计方案中，像惯常一样定义重复时间TR，即一系列高频脉冲和信号中的两个对应的连续的点之间的时间。然后，因为在一次重复时间内在TrueFISP中也仅出现一个高频脉冲，因此不能立即看到序列之间的差异。特别是，于是相位周期施加在多个图像数据组上，而不是像在笛卡尔扫描中那样施加在多个k空间目标上。
虽然如此，所描述的测量序列仍然是由名称给出的测量序列。
有利地，在至少一个测量序列中，不在稳态下记录图像数据组。特别优选不在稳态下记录多于一半的图像数据组。此外，可以不在稳态下记录多于75％的图像数据组。优选可以不在稳态下记录所有图像数据组。
在单纯的成像中，至少大部分在稳态下记录FLASH和TrueFISP图像数据组。然而，与多次测量相比，其不提供信息，因为信号走向可以说是停滞的。
在实践中，这例如可以如下实现：使用4°的翻转角利用FLASH序列记录图像数据组，并且使用6°的翻转角也利用FLASH序列获取接下来的图像数据组，等等。在稍后描述的螺旋扫描中，这足以用于防止稳态。
为了记录图像数据组，优选可以使用接收线圈阵列。换句话说，借助并行成像来获取图像数据组。然后，可以以欠采样或者与在螺旋扫描中相比更强的欠采样的方式记录k空间。
开头已经提到了可以进行测量参数的伪随机分布。与已知的现有技术不同，在所提出的方法中，优选保持重复时间TR恒定。
在笛卡尔扫描的情况下，得到如下设计方案：在第一设计方案中，在一个图像数据组中保持重复时间TR恒定，但是可以在多次运行同一个测量序列时并且在测量序列改变时才真正改变重复时间TR。在另一个设计方案中，在多次经历同一个测量序列时也保持重复时间TR恒定。也就是说，利用相同的重复时间TR记录一个片段中的所有FLASH。但是在改变为TrueFISP序列或者相反时，可以改变重复时间TR。也可以在稍后的片段中在重新使用FLASH序列时使重复时间TR不同。在第三设计方案中，重复时间TR在整个测量信号记录期间是恒定的。
在高频脉冲之后获取完整的图像数据组的螺旋扫描中，省去第一设计方案。然后，优选重复时间TR可以在每一个片段中或者在所有片段中都保持恒定。
就信号走向不再通过持续改变多个测量参数、而是尤其是通过改变测量序列来获得特征表达
Figure BDA0002016516910000071
而言，这是策略的改变。
根据这种路线，可以有利地在至少一个片段中利用FISP序列记录图像数据组。FISP序列又与FLASH或者TrueFISP不同地影响信号走向，并且有助于使得能够区分更多参数。
有利地，可以根据至少一个信号走向确定检查对象的至少一个参数。这解释了所描述的方法形成了确定、即量化组织参数、即例如T1或者T2的基础。
由此已经暗示了所描述的方法基于MR指纹识别的思路。在传统的量化方法中，使用唯一的测量序列，并且改变唯一的测量参数、例如TE，来确定组织参数、例如T2。在此，不应当排除借助所提出的方法以其它方式也能够获得组织参数。
优选为了对要确定的参数进行编码，在至少一个测量序列中，作为唯一的测量参数改变翻转角。如上面所描述的，要确定的参数可以是B0、B1、T1、T2、ADC等。因此，既不改变重复时间TR，也不改变回波时间TE。优选在利用FLASH测量序列和/或TrueFISP测量序列进行获取时，进行这种设计方案。
替换地或者附加地，在至少一个测量序列中，作为唯一的测量参数改变翻转角和回波时间TE。
优选在除了FISP测量序列之外的所有测量序列中可以作为唯一的测量参数改变翻转角。优选在FISP测量序列中可以作为唯一的测量参数改变翻转角和回波时间TE。
在这种情境下，关于高频脉冲的相位进行简短的讨论。高频脉冲的相位同样是测量参数，并且在使用相位周期时，改变高频脉冲的相位，如下面将要描述的。然而，其是为了补偿设备不足而改变的参量，或者是固有地属于测量序列的参量。这种测量参数在不量化参数的情况下也改变。因此，根据定义，相位周期不属于要改变的测量参数。虽然如此，所描述的相位周期仍然是本发明的组成部分，更确切地说，除了测量参数之外，还作为第二可变值属于本发明。
因此，更准确地说，为了对要确定的参数进行编码，作为依据至少一个参数影响测量信号的唯一的测量参数，改变翻转角。换句话说，为了对要确定的参数进行编码，作为唯一的测量参数，在重复时间TR、回波时间TE和翻转角α的组中，改变翻转角。这特别是适用于FLASH和/或TrueFISP测量序列。
替换地，如所描述的，在FISP测量序列中，为了对要确定的参数进行编码，可以作为唯一的测量参数，在重复时间TR、回波时间TE和翻转角α的组中，改变翻转角α和回波时间TE。
翻转角可以在多个图像数据组上遵循预先给定的分布。翻转角由此不再是伪随机的，而是随着策略改变。在一个设计方案中，翻转角可以遵循正态分布。也就是说，翻转角以小的翻转角开始。翻转角增大到最大值，然后又减小。
在另一个设计方案中，分布被设计为半正弦曲线、特别是正半波。与正态分布相比，其更陡地增大，并且在最大范围内具有更宽的平台。
在另一个设计方案中，分布被设计为sin2曲线。与正弦曲线相比，其进一步更陡地增大。
优选在一个片段中存在至少一个分布。特别是，在至少一个片段中正好存在一个分布。此外，在一个片段中可以正好存在两个分布。
有利地，可以在利用FLASH测量序列获取图像数据组的片段中，遵循正态分布。
优选翻转角可以在利用FISP或者TrueFISP测量序列记录图像数据组的片段中遵循sin2分布。
优选在不暂停的情况下连续测量图像数据组的一部分。换句话说，可以由后续序列进行初始磁化。如已经描述的，目的尤其在于产生依据测量序列和要确定的参数具有变化的信号走向。在存在测量暂停的情况下，产生的信号走向较少，因为与先前经历的片段相比，所获取的测量信号与初始磁化M0更强地相关。
有利地，在一个片段中在没有暂停的情况下连续测量所有图像数据组。然后，在两个片段之间是原则上任意长时间的暂停。
因此，优选在测量序列改变或者片段改变时也在没有暂停的情况下连续测量所有测量序列或图像数据组。
例如，在记录图像数据组的TR相对小的情况下，可以使用具有大的翻转角的FLASH。确切地说，这已经允许关于T1的陈述。但是，与当通过暂停将磁化再次弛豫到M0时相比，当随后的测量以先前的FLASH结束时的磁化启动具有较小的翻转角的FLASH时，这些陈述更好。
具有暂停的测量也不再显示信号走向，而是仅显示单个的测量点。
然而，单独使用多个测量序列仍然不能得到用于尽可能少地处理磁共振数据组中的图像数据组的最佳流程。作为优选设计方案，得到在三个连续的片段中，首先使用FISP序列，然后使用TrueFISP序列，然后使用FLASH序列。也就是说，首先记录多个FISP图像数据组，其中，只要以相同的测量序列进行，在一个片段中原则上可以记录任意多个图像数据组。但是这不意味着在一个片段中序列的所有测量参数必须保持相同。这里允许存在改变，例如用于防止稳态。如已经详细描述的，优选改变翻转角。然后是利用TrueFISP序列记录多个图像数据组的片段，然后是利用FLASH序列的片段。在最后的片段中，也利用FLASH序列获取多个图像数据组。
下面将该一系列FISP、TrueFISP和FLASH序列称为块。
有利地，可以至少重复一次所描述的系列、即块。也就是说，至少经历两次块。优选正好经历三次该系列。
有利地，利用每一个序列记录至少10个图像数据组。优选在每个片段中记录至少10个图像数据组。然后，在3个块的情况下，具有至少90个图像数据组。这与在由于测量时间的原因经常仅具有6到10个支持点的传统的参数图中相比，在信号走向中是明显更大数量的支持点。
有利地，TrueFISP序列在至少一个片段中可以具有至少一个相位周期。相位周期应当理解为特定或者所有高频脉冲的预先给定的一系列相位。这是与翻转角无关的参量。
优选是180°的相位周期。然后，TrueFISP序列的高频脉冲的相位从x向–x交替，或者从y向–y交替，或者相反。
替换地，相位周期可以设计为90°的相位周期。然后，相位例如可以从x向y、向–x、向–y改变，然后由从头开始改变。
进一步替换地，相位周期可以设计为270°的相位周期。在此，优选每一个分布使用一个相位周期。也就是说，在翻转角的3个分布中，也可以使用3个不同的相位周期。在分布更多的情况下，也可以使用更多的相位周期。
有利地，可以在一个片段中在TrueFISP序列中使用两个相位周期。作为一个相位周期，可以使用180°的相位周期，作为另一个相位周期，可以使用90°的相位周期。优选可以使用180°的相位周期作为第一相位周期。通过改变相位周期，可以改变或者避免由于周期而产生的伪影、例如“暗带”的位置。
有利地，在FISP序列中使用预先给定的相位。优选每一次记录FISP序列时，使用相同的相位。
有利地，在使用FLASH序列时，可以使用RF扰相(Spoiling)。RF扰相意为，使用避免对磁化的可能的T2加权的相位周期。优选可以取117°的附加相位或者其倍数。在此，要使用的相位从先前的相位通过加上117°的倍数得到。最初的相位可以任意选择，并且必须不是117°的倍数。关于倍数，117°也计为一倍。
开头提到的技术问题的解决方案还通过计算机程序产品或者计算机程序来实现，计算机程序产品或者计算机程序可以用于对控制装置进行控制，控制装置控制磁共振设备的图像产生单元，计算机程序产品或者计算机程序执行前面提到的根据本发明的方法。
此外，本发明涉及一种用于控制装置的数据载体，数据载体具有数据，控制装置用于控制磁共振设备的数据产生单元，用于执行所描述的方法。有利地，数据产生单元可以是图像产生单元。
此外，本发明涉及一种具有控制装置的磁共振设备。磁共振设备的特征在于，控制装置被构造为用于执行所描述的方法。
在此，前面提到的方法在控制设备中的实现可以作为软件或者也可以作为(固定地接线的)硬件来进行。
根据本发明的磁共振设备的其它有利的设计方案对应于根据本发明的方法的相应的设计方案。因此，为了避免不必要的重复，参考相应的方法特征和其优点。
附图说明
本发明的其它优点、特征和特点从下面对本发明的有利的设计方案的描述中得到。
附图中：
图1示出了磁共振设备，
图2示出了FLASH测量序列，
图3示出了FISP测量序列，
图4示出了TrueFISP测量序列，以及
图5示出了利用多个测量序列的记录方法，
图6-图8示出了磁共振数据组，以及
图9示出了B0图和磁化率图。
具体实施方式
图1示出了具有发射线圈装置2的磁共振设备1。发射线圈装置2可以设计为身体线圈。但是，其也可以是发射线圈阵列。发射线圈装置2以虚线示出。
为了获取数据，磁共振设备1具有接收线圈装置3。接收线圈装置3优选是具有线圈4、5、6和7的线圈阵列。线圈4、5、6和7同时、因此并行地读出测量信号。
为了对试验进行控制，磁共振设备1具有控制装置8。
此外，磁共振设备1具有作为控制装置8的一部分或者独立于其的数据载体9，在数据载体9上存储有用于执行磁共振测量的计算机程序10。
为了清楚起见，未示出磁共振设备1的其它部件，例如梯度线圈或者患者卧榻。
图2示出了FLASH测量序列曲线图11。像通常一样，利用GR将梯度轴标记为读取方向，利用GP将梯度轴标记为相位编码方向，并且利用GS将梯度轴标记为层选择方向。ACQ表示用于高频脉冲和获取窗口的轴。
FLASH是具有高频脉冲12的基于梯度回波的序列，高频脉冲12的翻转角小于90°。可以在回波时间TE内设置T2*对比度，并且可以在重复时间TR内设置T1对比度。为了进行加权测量，高频脉冲一般具有4°和30°之间的翻转角。为了利用高频脉冲12仅激励一个层，与高频脉冲12同时在层选择方向GS上施加层选择梯度13。为了补偿其在横向平面上对磁化的去相位影响，在层选择梯度13之后立即施加层重聚相梯度14。
在相位编码方向GP上使用相位编码梯度15。如读取方向GR上的读取梯度16一样，以震荡的方式施加相位编码梯度15。优选进行这一点，以便以螺旋形状对k空间进行扫描。如在上面已经描述的，替代地也可以进行笛卡尔或者径向扫描。
对应地可以获取测量信号17。
在这种情境下非常重要的是在重复时间TR内记录整个图像数据组。也就是说，FLASH测量序列11(以及所讨论的其它测量序列)是一种单拍(single-shot)序列，因为唯一的高频脉冲12足以获得完整的图像数据组。
可以通过非均匀傅立叶变换将这样获取的原始数据组转换为图像数据组。该图像数据组可能有伪影，对于匹配，这足够了。
在图像右侧示出了第二高频脉冲12，使得在记录第一个图像数据组之后，在不暂停的情况下开始第二个图像数据组。如稍后将更详细地描述的，第二高频脉冲12可以具有与第一高频脉冲12不同的翻转角。此外，可以改变相位，以实现相位周期。
SNR问题可以通过并行成像来减小，因为在此要记录较少的k空间数据，由此可以缩短重复时间TR。
图3示出了FISP测量序列18。在FISP测量序列18中，为了记录完整的图像数据组，同样仅使用一个高频脉冲19。
如关于FLASH测量序列11所给出的那样施加层选择梯度13、层重聚相梯度14、相位编码梯度15和读取梯度16。
附加地存在相位倒回梯度21。相位倒回梯度21确保在重复时间TR内相位方向上的梯度矩的和等于零。
在层方向GS上，在重复时间TR内梯度矩的和不为零。
在读取方向GR上使梯度平衡，但是这不是强制性的。也就是说，读取方向GR上的梯度的和在重复时间内也可以不等于0。因为记录螺旋轨迹，因此得到的总和矩总是相等，因为各个梯度矩在重复时间内总是具有相同的走向。
第二图像数据组以第二高频脉冲20开始。第二高频脉冲20优选具有与先前的高频脉冲19相同的相位，但是不同的翻转角。
图4示出了TrueFISP测量序列22。在此，原则上可以参考关于FLASH测量序列11以及还有关于FISP测量序列18的描述。
作为已经提到的组成部分的补充，在TrueFISP测量序列22中存在读取倒回梯度23和层去相位梯度24。由此，TrueFISP测量序列22在重复时间TR内“完全平衡”，也就是说，在重复时间TR内，所有方向上的梯度矩的和等于零。在TrueFISP测量序列22中，高频脉冲19和20的翻转角的量值也发生变化。
如已经描述的，TrueFISP测量序列22可以具有相位周期。如已经描述的，可以使用90°的相位周期。然后，第一高频脉冲19具有相位
Figure BDA0002016516910000132
第二高频脉冲20具有相位
Figure BDA0002016516910000131
第三高频脉冲25具有相位
Figure BDA0002016516910000133
第四高频脉冲具有相位
Figure BDA0002016516910000134
第五高频脉冲具有相位
Figure BDA0002016516910000135
第六高频脉冲具有相位
Figure BDA0002016516910000136
等等。
然后，180°的相位周期以180°的步长跳变，而不是以90°的步长，并且270°的相位周期以270°的步长跳变。
在所有的测量序列11、18和22中，示出了用于记录图像数据组的方案以及接下来的图像数据组的高频脉冲和层选择方向GS上的梯度，以示出流程。
图5示意性地示出了用于记录磁共振数据组的记录方法。在此，在轴26上绘制了所记录的图像数据组的数量，并且在轴27上绘制了不同的参量。作为第一参量，以°为单位绘制了从原点处的0°到轴点28处的90°的翻转角。轴26从图像数据组1延伸到图像数据组3100。
3000个图像数据组分布在11个片段29、30、31、32、33、34、35、36、37、38和39上。
在第一片段29中，经由曲线40针对两百个图像数据组绘制了在进行记录时使用的FISP测量序列18的翻转角。如关于图3所描述的，在施加具有特定翻转角的高频脉冲之后，记录一个完整的图像数据组，然后施加具有接下来的翻转角的接下来的高频脉冲，并且记录另一个图像数据组。图5在片段29中对应地示出了对应于sin2曲线的翻转角分布。最大翻转角的大小为24°，并且使用恒定的相位。
对于第100个图像数据组，纯示例性地绘出了线41。对应的翻转角为曲线40的最大翻转角。
在第二片段30中，以根据图4的TrueFISP序列22获取了400个图像数据组。在此，使用根据曲线42和43的翻转角。在曲线42中，翻转角直到45°，而在曲线43中，翻转角直到72°。
对于片段30，也纯示例性地对于翻转角针对第400个图像数据组绘出了线44。这里，翻转角为1°。
在片段30中，特殊之处在于使用两个不同的相位周期。在经历曲线42的翻转角时，使用00相位周期或者不使用相位周期，而在经历曲线43时，使用180°相位周期。00相位周期表示固定的相位。
在之后的片段31中，在曲线45中给出了以FLASH序列11记录450个图像数据组的翻转角。这些翻转角小于FISP或者TrueFISP序列中的翻转角，并且运行到6°。其分布也是sin2分布。
除了翻转角的变化之外，在重复经历FLASH序列时，还施加用于实现RF扰相的相位周期。在此，如所描述的，使相位增加117°的多倍。
该一系列测量序列11、18和22一起形成块45。在图5中总共使用三次块45。在此，单独按照测量序列的类型，而不按照图像数据组的数量或者翻转角曲线进行安排。
在片段32中，又以FISP序列18记录200个图像数据组。如在片段29中一样，相位是恒定的，但是最大翻转角为45°。其位于曲线46上。
在片段33中是要以TrueFISP序列22获取的200个图像数据组。这里使用90°的相位周期，最大翻转角位于50°处。翻转角绘制在曲线47上。
如在片段31中一样，接下来的片段34中的大约450个图像数据组要以FLASH序列记录。曲线48示出了最大值为14°的sin2分布。
片段35中的曲线49运行到72°，并且示出了第三次使用FISP序列18时的高频脉冲19的翻转角。在经历其时，相位也是恒定的。
在利用根据图4的TrueFISP序列22获取另外200个图像数据组时，使用270°的相位周期。在曲线50中绘制的翻转角运行到65°。
利用根据图2的FLASH序列11记录接下来的片段37中的大约450个图像数据组。曲线51示出了直至最大20°的翻转角走向，其又具有sin2分布。
利用FISP序列记录图像数据组的两个曲线52和53位于最后的片段38中。其又示出了翻转角走向。如在前面的片段中一样，在FISP测量序列18中使用恒定的相位。
总而言之，可以说，在所有片段中，优选与具体的图像数量和各自的最大翻转角无关地使用具有sin2分布的翻转角走向。如上面所描述的，也可以在一个片段中记录明显较少的图像数据组，但是优选至少10个。
图6至图8示出了具有图像数据组55、56和57的磁共振数据组54。图像数据组55、56和57对于通过根据图5的方法获得的3000个图像数据组来说是示例性的。所需要的后处理一般是已知的。
图像数据组55、56和57分别映射检查区域58。图像数据组55以FISP测量序列18记录，图像数据组56以TrueFISP测量序列22记录，并且图像数据组57以FLASH序列11记录。翻转角分别是曲线40至53中的可能的翻转角中的一个。但是信号也分别与经历的历史有关。
分析逐图像元素地进行。纯示例性地绘出了图像元素59。在所有图像数据组55至57中，使用相同位置的图像元素、即图像元素59来获得信号走向。对于其它图像元素，分别确定信号走向并且进行分析。例如可以根据阈值识别并且忽略仅存在噪声信号的区域60，以使分析时间最少。
图9示出了根据磁共振数据组54可确定的B0图61。通过逐图像元素地进行分析，如上面所描述的，可以针对每个图像元素59确定B0值、B1值、T1值和T2值。原则上，其它参数也是可以的。然后，可以如在创建参数图时常见的那样，由所确定的所有B0值组成B0图61。
在此，如所描述的，可以通过参考B0图和扩展B0图计算B0图61。
借助低通滤波器，可以根据B0图61计算磁化率图62。由此可以避免使用相位图。

Claims (12)

1.一种用于产生检查区域(58)的B0图(61)的方法，具有如下步骤：
-提供具有多个图像数据组(55,56,57)的磁共振数据组(54)，其中，所述图像数据组(55,56,57)以至少两个测量序列(11,18,22)记录，并且所述图像数据组(55,56,57)的彼此对应的图像元素(59)分别示出与时间相关的信号走向，其中
-不在稳态下记录多于一半的图像数据组，
-根据所述图像数据组(55,56,57)产生检查区域(59)的B0图(61)，其中，根据相关的信号走向确定B0图(61)的图像元素(59)的B0值，其中，
-将所测量的信号走向分别与模拟的信号走向进行比较，以确定B0值或者B0值和至少一个另外的参数值，以及其中
-在对信号走向进行模拟时，仅覆盖减小的B0值范围，
其特征在于，
-在与模拟的信号走向的比较结束之后，将通过比较确定的参考B0值扩展到减小的范围之外的B0值。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，根据B0图(61)推导出磁化率图(62)。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，从B0图(61)中去除低频场变化，以获得磁化率图(62)。
4.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，根据信号走向确定B1值。
5.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在记录磁共振数据组(54)时，存在至少两个片段(29,30,31,32,33,34,35,36,37,38,39)，并且在至少一个片段(30,33,36)中以TrueFISP测量序列(22)记录图像数据组(55,56,57)，并且在至少一个片段(31,34,37)中以FLASH测量序列(11)记录图像数据组(55,56,57)。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，在至少一个片段(29,32,35,38)中，以FISP测量序列(18)记录图像数据组(55,56,57)。
7.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，所述B0值范围被限制为从–(1/TR)/2到+(1/TR)/2的值。
8.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，计算扩展B0图，并且通过将参考B0图与扩展B0图进行比较，逐图像元素地确定相位信息，以便将参考B0值变换到如下B0值范围，该B0值范围包含减小的B0值范围之外的值。
9.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，根据信号走向分别确定T1值和T2值。
10.一种用于控制装置(8)的数据载体(9)，所述数据载体具有数据，所述控制装置用于控制磁共振设备(1)的数据产生单元，用于执行根据权利要求1至9中任一项所述的方法。
11.根据权利要求10所述的数据载体(9)，其特征在于，所述数据产生单元是图像产生单元。
12.一种具有控制装置(8)的磁共振设备(1)，其特征在于，所述控制装置(8)被构造为用于执行根据权利要求1至9中任一项所述的方法。
CN201910265076.XA 2018-04-06 2019-04-03 用于产生b0图的方法、数据载体和磁共振设备 Active CN110346742B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP18166126.5 2018-04-06
EP18166126.5A EP3550318A1 (de) 2018-04-06 2018-04-06 Verfahren zur erzeugung einer b0-karte mittels eines magnetresonanz-fingerabdruckverfahrens

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN110346742A CN110346742A (zh) 2019-10-18
CN110346742B true CN110346742B (zh) 2022-10-28

Family

ID=61913009

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201910265076.XA Active CN110346742B (zh) 2018-04-06 2019-04-03 用于产生b0图的方法、数据载体和磁共振设备

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10955499B2 (zh)
EP (1) EP3550318A1 (zh)
CN (1) CN110346742B (zh)

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11373392B2 (en) * 2018-04-06 2022-06-28 Case Western Reserve University System and method for magnetic resonance fingerprinting using a plurality of pulse sequence types
CN110807492B (zh) * 2019-11-06 2022-05-13 厦门大学 一种磁共振多参数同时定量成像方法及系统

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103826535A (zh) * 2011-09-28 2014-05-28 国立大学法人熊本大学 图像分析装置、图像分析方法及图像分析程序
CN104833931A (zh) * 2014-02-10 2015-08-12 西门子公司 用于控制磁共振成像系统的方法和装置
CN107072592A (zh) * 2014-11-11 2017-08-18 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及定量性磁化率匹配方法

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10168405B2 (en) * 2014-11-11 2019-01-01 Samsung Electronics Co., Ltd. Method and apparatus for quantifying properties of an object through magnetic resonance imaging (MRI)
US9971006B2 (en) * 2015-03-25 2018-05-15 Siemens Healthcare Gmbh Magnetic resonance method and apparatus to generate a residual map as an indicator of signal model consistency
US10180476B2 (en) * 2015-11-25 2019-01-15 The General Hospital Corporation Systems and methods for segmented magnetic resonance fingerprinting dictionary matching
US11041925B2 (en) * 2016-10-06 2021-06-22 Koninklijke Philips N.V. Direct measurement of the B0-off-resonance field during magnetic resonance fingerprinting

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103826535A (zh) * 2011-09-28 2014-05-28 国立大学法人熊本大学 图像分析装置、图像分析方法及图像分析程序
CN104833931A (zh) * 2014-02-10 2015-08-12 西门子公司 用于控制磁共振成像系统的方法和装置
CN107072592A (zh) * 2014-11-11 2017-08-18 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及定量性磁化率匹配方法

Non-Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
"Contrast and Resolution Mixing for Magnetic Resonance Fingerprinting";Gergor K等;《Magnetic Rwsonance in Medicine》;20171231;第1404页 *
"Development of magnetic resonance fingerprinting (MRF) combined with FISP and multi-echo SPGR acquisition for proton density, T1, T2,T2* and field mapping";DONGYEOB HAN等;《Magnetic Rsonance in Medicine》;20170407;第3711页 *
"Towards Judging the Encoding Capability of Magnetic Resonance Fingerprinting Sequences";KARSTEN SOMMER等;《Magnetic Rwsonance in Medicine》;20161231;第429页 *
"Towards Predicting the Encoding Capability of Magnetic Resonance Fingerprinting Sequences";KARSTEN SOMMER等;《Magnetic Rsonance Imaging》;20170630;第41卷;第7-14页 *
DONGYEOB HAN等."Development of magnetic resonance fingerprinting (MRF) combined with FISP and multi-echo SPGR acquisition for proton density, T1, T2,T2* and field mapping".《Magnetic Rsonance in Medicine》.2017,第3711页. *

Also Published As

Publication number Publication date
US20190310334A1 (en) 2019-10-10
EP3550318A1 (de) 2019-10-09
CN110346742A (zh) 2019-10-18
US10955499B2 (en) 2021-03-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10663545B2 (en) Method and apparatus for low-artifact magnetic resonance fingerprinting scan
JP5719968B2 (ja) Ｍｒデータを収集する方法及び装置
JP6270668B2 (ja) 多点ディクソン法
US20190340463A1 (en) System and method for magnetic resonance fingerprinting using a plurality of pulse sequence types
JP6581584B2 (ja) 水／脂肪分離を用いた位相感応型反転回復ｍｒｉ
US10088539B2 (en) Silent multi-gradient echo magnetic resonance imaging
CN110604569B (zh) 确定图像元中的参数值的方法、磁共振设备和数据载体
US20160116560A1 (en) Mr imaging with enhanced susceptibility contrast
JP2020523075A (ja) 可変コントラストのスタック・オブ・スター収集を使用したｍｒイメージング
JP2008136871A (ja) 最適化された等方性拡散強調を伴うシングルショット磁気共鳴イメージングのための装置および方法
CN110346742B (zh) 用于产生b0图的方法、数据载体和磁共振设备
JP2005524453A (ja) 可変フリップ角でのｓａｒ低減状態自由歳差運動ｍｒｉ獲得
US11313931B2 (en) System and method for quantifying T1, T2 and resonance frequency using rosette trajectory acquisition and read segmented reconstruction
JP6684824B2 (ja) 非ｔ２強調信号寄与を除去したｔ２強調ｍｒ撮像
JP2012505708A (ja) 磁気共鳴イメージング法における到達時刻マッピング法
US20200033432A1 (en) Method and apparatus for identifying at least one material comprised in a voxel
JP2018042671A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4929239B2 (ja) Ｍｒｉ装置
US20190254596A1 (en) Method for generating a magnetic resonance image dataset, computer program product, data medium, and magnetic resonance system
CN110623666B (zh) 磁共振指纹方法
US20230280431A1 (en) Method and device for acquiring and reconstructing a sequence of diffusion-weighted magnetic resonance images covering a volume
JP2004154401A (ja) Ｍｒ位相画像の再構成方法、ｍｒ強度画像の再構成方法及びその方法を用いた磁気共鳴イメージング装置
WO2021259494A1 (en) Method and device for acquiring and reconstructing a sequence of diffusion-weighted magnetic resonance images covering a volume
CN117930106A (zh) 一种利用k空间中心线频率确定心脏成像频率的方法
CN118135096A (zh) 基于磁共振指纹超高场T1，T2和T1ρ定量测量方法

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant