CN115728690A - Mri系统及用于确定倾斜扫描的波形的方法和装置 - Google Patents

Abstract

本公开涉及MRI系统及用于确定倾斜扫描的波形的方法和装置。具体地提供了一种磁共振成像系统、用于确定倾斜扫描的梯度波形的方法和装置、计算机可读存储介质。该方法包括：在物理轴上生成初始物理轴梯度波形，该物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴，其中，该三个物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；将初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，逻辑轴梯度波形的拐点与初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；将逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，在磁共振成像的所述倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动梯度放大器。

Description

MRI系统及用于确定倾斜扫描的波形的方法和装置

技术领域

本发明涉及医学成像领域，尤其是涉及一种磁共振成像(MRI)系统、用于确定倾斜扫描的波形的方法和装置、计算机可读存储介质。

背景技术

磁共振成像(MRI)使用主磁体来产生具有较高场强且恒定的主磁场。当将人体或人体的一部分放置在主磁场中时，与组织中的氢原子核相关联的核自旋极化，其中与这些自旋相关联的磁矩变得优先沿磁场的方向一致，从而形成沿着该轴的净组织磁化。

MRI系统进一步包括梯度线圈，该梯度线圈利用正交轴产生在空间上变化的磁场，以通过在身体中的每个位置(切片)处产生特征共振频率来对MR信号进行空间编码。

使用射频(RF)线圈在处于氢原子核的共振频率下或接近该共振频率处产生RF能量脉冲，该RF能量脉冲会给核自旋系统添加能量。在核自旋弛豫回到其静能状态的过程中，这些核自旋以RF信号的形式释放所吸收的能量。该信号由MRI系统检测并重建为图像。

根据临床需求，上述切片可以包括沿着正交轴的正交平面，也可以包括倾斜平面，例如，当进行心脏成像时，常常需要进行倾斜平面的成像。然而，相较于正交平面扫描，获得合适的扫描参数(例如足够小的扫描序列重复时间TR、回波时间TE等)的难度较大。

发明内容

本发明的一方面提供一种磁共振成像方法，包括：

在物理轴上生成初始物理轴梯度波形，所述物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴，其中，所述物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；

将所述初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，所述逻辑轴梯度波形的拐点与所述初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；

将所述逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，

在磁共振成像的所述倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动梯度放大器。

本发明另一方面还提供一种计算机可读存储介质，包括存储的计算机程序，其中，在该计算机程序被运行时执行上述方法。

本发明另一方面还提供一种磁共振成像系统，包括：

一种磁共振成像系统，包括：

梯度线圈组件，其包括第一梯度线圈、第二梯度线圈和第三梯度线圈，所述第一梯度线圈、第二梯度线圈和第三梯度线圈分别限定第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴；

梯度线圈驱动器，其包括分别耦接到所述第一梯度线圈、第二梯度线圈和所述第三梯度线圈的第一梯度放大器、第二梯度放大器和第三梯度放大器；

处理器，所述处理器通信地耦接到所述梯度线圈驱动器并被配置为：

在所述物理轴上生成初始物理轴梯度波形，其中，所述第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；

将所述初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，所述逻辑轴梯度波形的拐点时刻与所述初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；

将所述逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，

在磁共振成像的所述倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动所述第一梯度放大器、第二梯度放大器和第三梯度放大器。

本发明另一方面提供一种用于确定倾斜扫描的梯度波形的装置，包括：

波形生成模块，其用于在物理轴上生成初始物理轴梯度波形，所述物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴，其中，所述物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；

第一波形转换模块，将所述初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，所述逻辑轴梯度波形的拐点与所述初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；

第二波形转换模块，用于将所述逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，

放大器驱动模块，用于在磁共振成像的所述倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动梯度放大器。

应理解，提供上文的简要描述是为了以简化的形式介绍在具体实施方式中进一步描述的一些概念。这并不意味着识别所要求保护的主题的关键或必要特征，其范围由详细描述之后的权利要求唯一地限定。此外，所要求保护的主题不限于解决在上文中或在本公开的任一区段中所提及的任何缺点的实现。

附图说明

参考所附附图，通过阅读下列非限制性实施例的描述，本发明将被更好的理解，其中：

图1示意性地示出了本发明一些实施例的磁共振成像(MRI)系统的结构框图；

图2示出了倾斜扫描示例中的物理轴坐标系P1和逻辑轴坐标系L1；

图3示出了在正交平面扫描中使用的平衡式自由稳态进动序列的一部分波形图；

图4示出了在倾斜平面扫描中使用的平衡式自由稳态进动序列的一部分波形图；

图5示出了在物理轴生成的梯度序列波形的一个示例；

图6示出了将图5所示波形转换到逻辑轴的波形图；

图7示意性示出了本发明一些实施例的在倾斜扫描中确定梯度波形的方法的流程图；

图8示出了物理轴梯度波形的一个示例；

图9示出了基于该物理轴梯度波形转换生成的逻辑轴梯度波形的一个示例；

图10示出了本发明一些实施例的用于确定倾斜平面扫描的梯度波形的装置的框图。

具体实施方式

以下将描述本发明的具体实施方式，需要指出的是，在这些实施方式的具体描述过程中，为了进行简明扼要的描述，本说明书不可能对实际的实施方式的所有特征均作详尽的描述。应当可以理解的是，在任意一种实施方式的实际实施过程中，正如在任意一个工程项目或者设计项目的过程中，为了实现开发者的具体目标，为了满足系统相关的或者商业相关的限制，常常会做出各种各样的具体决策，而这也会从一种实施方式到另一种实施方式之间发生改变。此外，还可以理解的是，虽然这种开发过程中所作出的努力可能是复杂并且冗长的，然而对于与本发明公开的内容相关的本领域的普通技术人员而言，在本公开揭露的技术内容的基础上进行的一些设计，制造或者生产等变更只是常规的技术手段，不应当理解为本公开的内容不充分。

除非另作定义，权利要求书和说明书中使用的技术术语或者科学术语应当为所属技术领域内具有一般技能的人士所理解的通常意义。本说明书以及权利要求书中使用的“第一”、“第二”以及类似的词语并不表示任何顺序、数量或者重要性，而只是用来区分不同的组成部分。“一个”或者“一”等类似词语并不表示数量限制，而是表示存在至少一个。“包括”或者“包含”等类似的词语意指出现在“包括”或者“包含”前面的元件或者物件涵盖出现在“包括”或者“包含”后面列举的元件或者物件及其等同元件，并不排除其他元件或者物件。“连接”或者“相连”等类似的词语并非限定于物理的或者机械的连接，也不限于是直接的还是间接的连接。

以下描述涉及用于在MRI系统中确定倾斜扫描的波形的方法。图1示出了本发明一些实施例的磁共振成像(MRI)系统100。

该MRI系统100包括扫描仪110。扫描仪110用于对对象(例如人体)16进行磁共振扫描以生成对象16的感兴趣区域的图像数据，该感兴趣区域可以是预先确定的解剖部位或解剖组织。

磁共振成像系统100可以包括控制器130，其耦合至扫描仪110，以用于控制扫描仪110执行上述磁共振扫描的流程。

扫描仪110可以包括主磁体组件111，主磁体组件111通常包括限定在外壳内的环形超导磁体，该环形超导磁体安装在环形的真空容器内。该环形超导磁体及其外壳限定了环绕对象16的圆柱形的空间，如图1所示的成像空间120。主磁体组件111生成沿成像空间120的Z方向的恒定磁场，即B0场。

通常，上述Z方向通常是对象16定位于床112上时从头部到脚部(或从脚部到头部)延伸的方向，例如选择的层可以是Z方向任一位置处的切片。B0场中较为均匀的部分形成在主磁体的中心区域中。

扫描仪110进一步包括床112，用于承载对象16，并响应控制器130的控制以沿着Z方向行进以进出上述扫描腔120，例如，在一个实施例中，可以将对象16的成像体积定位至成像空间120的磁场强度较为均匀的中心区域，以便于对对象16的成像体积进行扫描成像。

磁共振成像系统100利用所形成的B0场将静磁场发射至位于扫描腔中的对象16，使得对象16体内的共振区域的质子的进动有序化。

扫描仪110进一步包括射频驱动器113和射频发射线圈114。射频发射线圈114例如被设置为包围对象16的待成像区域。射频发射线圈114可以包括，例如沿主磁体内围设置的体线圈，或者专用于局部成像的局部线圈。射频驱动器113可以包括射频发生器(图中未示出)、射频功率放大器(图中未示出)和栅极调制器(图中未示出)。射频驱动器113用于驱动射频发射线圈114并在空间中形成高频磁场。具体地，射频发生器基于来自控制器130的控制信号产生射频激发信号，栅极调制器将该射频激发信号调制成具有预定包络和预定定时的信号，被调制的射频激发信号由射频功率放大器放大后，输出至射频发射线圈单元114，使得射频发射线圈114向对象16发射正交于B0场的射频场B1以激发待成像的切片中的质子自旋，射频激发脉冲结束后，被激发的质子自旋弛豫回到初始磁化矢量的过程中产生磁共振信号。

上述射频发射线圈114可以连接发射/接收(T/R)开关119，通过控制该发射/接收开关119可以使得射频发射线圈在发射和接收模式进行切换，在接收模式时，射频发射线圈可以用于接收来自对象16的、具有三维位置信息的磁共振信号。

该磁共振信号的三维位置信息通过MRI系统的梯度系统来产生，以下进行详细描述。

扫描仪110进一步包括梯度线圈驱动器115和梯度线圈组件116，梯度线圈组件116一方面在成像空间120中形成磁场梯度(变化的磁场)以便为上述磁共振信号提供三维位置信息，另一方面可以用于产生B0场的补偿磁场以对B0场进行匀场。

梯度线圈组件116可以包括三个梯度线圈系统，三个梯度线圈系统用于分别产生倾斜到互相垂直的三个空间轴(例如X轴、Y轴和Z轴)中的磁场梯度。梯度线圈驱动器115基于来自控制器130的控制信号驱动梯度线圈组件116，并因此在成像空间120中生成上述梯度磁场。梯度线圈驱动器115包括分别与上述与梯度线圈组件中的三个梯度线圈系统相对应的梯度放大器，例如，用于驱动z方向上的梯度的Gz放大器、用于驱动y方向上的梯度的Gy放大器以及用于驱动x方向上的梯度Gx放大器。

更具体地，梯度线圈组件116用于在切片选择方向(例如z方向)上施加磁场梯度以改变该区域中的场强，使该区域不同层(切片)中的成像组织的质子的进动频率不同，以实现选层。本领域技术人员理解，该层可以是三维成像体积中沿着Z向分布的多个二维切片中任意一个。当对该成像区域进行扫描时，射频发射线圈114响应上述射频激发信号，则具有与该射频激发信号相应的进动频率的层被激发。进一步地，梯度线圈组件116用于在相位编码方向(例如y方向)和频率编码方向(例如x方向)上分别施加磁场梯度，使得被激发的层的磁共振信号具有不同的相位和频率，实现相位编码和频率编码。

扫描仪110进一步包括表面线圈118，其通常靠近对象16的扫描部位(感兴趣区域)设置(例如覆盖或铺设在对象16的身体表面)，表面线圈118也用于接收上述磁共振信号。

扫描仪110进一步包括数据采集单元117，其用于响应控制器130的数据采集控制信号以采集上述(例如由体线圈或者表面线圈接收的)磁共振信号，在一个实施例中，该数据采集单元117可以包括，例如射频前置放大器(图中未示出)、相位检测器(图中未示出)以及模拟/数字转化器(图中未示出)，其中射频前置放大器用于对磁共振信号进行放大，相位检测器用于对放大后的磁共振信号进行相位检测，模拟/数字转换器用于将经相位检测的磁共振信号从模拟信号转换为数字信号。

数据采集单元117进一步用于响应控制器130的数据存储控制信号以将该数字化的磁共振信号(或回波)存储在K空间中。K空间是带有空间定位编码信息的磁共振信号原始数据的填充空间。数据采集单元117按照预设的数据填充方式将具有不同相位信息和频率信息的信号填充在K空间的相应位置中。在一个示例中，二维K空间可以包括频率编码线和相位编码线，每个层面的数据采集可以包含多个信号采集周期(或者重复时间TR)，每个信号采集周期可以对应于一次相位编码方向上的磁场梯度(递增或递减地)的变化(即每施加一次相位编码梯度，进行一次信号采集)，将每次信号采集周期中采集的磁共振信号填充至一条频率编码线。通过多个信号采集周期，可以填充多条具有不同相位信息的频率编码线，每次采集的磁共振信号具有多个分解频率。

磁共振成像系统100进一步包括图像重建器140，其用于对K空间中存储的数据进行反傅里叶变换来重建对象16的成像体积的三维图像或者一系列二维切片图像。具体地，图像重建器140可以基于与控制器130进行通信以执行上述的图像重建。

磁共振成像系统100进一步包括处理器150，处理器150可以包括用于进行图像处理的图像处理器，其可以对上述三维图像或者图像序列中的任一图像进行任何需要的图像后处理。该后处理可以是对图像在对比度、均匀度、清晰度、亮度、伪影等任一方面做出的改进或适应性调整。处理器150还可以包括波形处理器，其用于执行本发明实施例的波形确定方法，例如，基于扫描参数生成波形，进行波形转换、利用转换的波形确定梯度放大器的驱动/控制参数等。

在一种实施例中，控制器130、图像重建器140和处理器150可以分别或者共有地包括计算机处理器和存储介质，在该存储介质上记录要由计算机处理器执行的预定数据处理的程序，例如该存储介质上可以存储用于实施扫描处理(例如包括波形设计/转换等)、图像重建、图像处理等的程序，例如，可以存储用于实施本发明实施例的确定倾斜平面的梯度波形的方法的程序。上述存储介质可以包括例如ROM、软盘、硬盘、光盘、磁光盘、CD-ROM、或非易失性存储卡。

磁共振成像系统100进一步包括显示单元160，其可以用于显示操作界面以及数据采集、处理过程中产生的各种数据、图像或参数。

该磁共振成像系统100进一步操作控制台170，其可以包括用户输入设备，诸如键盘和鼠标等，控制器130可以响应用户基于操作控制台170或者设置在主磁体壳体上的操作面板/按键等产生的控制命令，来与扫描仪110、图像重建器140、处理器150、显示单元160等进行通信。

本领域技术人员可以理解，对对象16进行成像扫描时，控制器130可以通过序列发生器(图中未示出)来向扫描仪110的上述部件(例如射频驱动器113、梯度线圈驱动器115等)发送序列控制信号，使得扫描仪110执行预设的扫描序列。

本领域技术人员可以理解，上述“扫描序列”是指在执行磁共振成像扫描时应用的具有特定幅度、宽度、方向和时序的脉冲的组合，这些脉冲通常可以包括例如射频脉冲和梯度脉冲。该射频脉冲可以包括，例如射频发射脉冲、射频重聚脉冲、反转恢复脉冲等。该梯度脉冲可以包括，例如上述用于选层的梯度脉冲、用于相位编码的梯度脉冲、用于频率编码的梯度脉冲、用于对质子进动进行相位平衡的相位平衡脉冲等。通常，可以在磁共振系统中预先设置多个扫描序列，以使得能够选择与临床检测需求相适应的序列，该临床检测需求可以包括，例如成像部位、成像功能、成像效果等。

磁共振扫描参数包括与上述扫描序列相关的参数，例如重复时间TR、回波时间TE、回波间隔ESP，其中，TR表示相邻两个射频激发脉冲中心之间的时间，TE表示自射频激发脉冲中心到回波中心之间的时间，ESP表示相邻两次回波中心之间的时间。在一些应用中，希望获得尽可能短的TR、TE和ESP，以保证成像质量。

另外，上述的梯度场可被视为既在物理平面上取向，也由逻辑轴来取向。在物理意义上，这些场互相正交地取向以形成坐标系，可通过适当操纵施加到单独梯度场线圈的脉冲电流来旋转该坐标系。

因此，对对象16执行磁共振扫描可以包括正交平面(例如轴向成像平面、矢状成像平面或冠状成像平面)扫描和倾斜扫描，这可以基于待成像的部位和临床诊断需求来预先确定。

在正交平面扫描中，由梯度放大器驱动的梯度线圈单元116所生成的物理梯度可相对于成像系统进行配置，使得在轴向参考平面、矢状参考平面和冠状参考平面中成像时，物理梯度与逻辑轴对准/重合。例如，对于轴向成像、冠状成像或矢状成像，Gz放大器可用于生成切片选择梯度，Gy放大器用于生成相位编码梯度，并且Gx放大器可用于生成频率编码梯度。

当进行倾斜扫描时，逻辑轴坐标系相对于物理轴坐标系旋转一定角度。此时，需要在逻辑轴坐标系中定义切片选择梯度、频率编码梯度和相位编码梯度。切片选择梯度确定在患者体内的待成像的组织或解剖结构的切块。因此切片选择梯度场可与选择性射频激发脉冲同时施加以激发在相同频率下进动的倾斜切片内的自旋体积。切片厚度由射频激发脉冲的带宽和整个视场中的梯度强度来确定。

在逻辑轴坐标系内，在垂直于切片选择梯度的方向上具有频率编码梯度轴(也称为读出梯度轴)。一般来讲，在射频激发所引起的MR回波信号的形成之前和期间施加频率编码梯度。旋磁材料在该梯度的影响下的自旋根据这些自旋在整个梯度场中的空间位置来进行频率编码。通过傅里叶变换，可分析所获取的信号以借助于频率编码来识别这些信号在所选切片中的位置。

并且，通常在读出梯度之前且在切片选择梯度之后施加相位编码梯度。例如，通过使用在数据获取序列期间按顺序(在多个连续的TR)施加的略微不同的梯度振幅来按顺序引起材料的进动质子的相位变化。因此在整个视场中线性地施加相位变化，并且切片内的空间位置由极性及相对于零位积累的相位差程度来编码。相位编码梯度允许根据自旋在相位编码方向上的位置来在材料的这些自旋间产生相位差。

图2示出了倾斜扫描示例中的物理轴坐标系P1和逻辑轴坐标系L1，其中，定义了第一物理轴(X物理轴)210和第二物理轴(Y物理轴)220、相对于第一物理轴210旋转了角度ɑ(例如45度)的第一逻辑轴(X逻辑轴)230和相对于第二物理轴220旋转了角度ɑ的第二逻辑轴(Y逻辑轴)240。X物理轴、Y物理轴分别由Gx放大器和Gy放大器驱动，由于硬件限制，梯度系统发射的梯度具有最大振幅和最大切换速度的限制，例如，图2中示出了Gx放大器和Gy放大器分别能够实现的最大振幅211和221。

当进行该倾斜扫描，需要基于预先设置的扫描参数(例如切片方向、相位编码梯度值、TR、视场(FOV)、数据采集带宽、数据采集分辨率等)确定逻辑轴上梯度波形中每个梯度随时间的积分(即梯度波形的面积)，并基于该梯度面积来确定梯度的时序、振幅、切换率和持续时间，梯度放大器随后能够基于该时序、振幅、切换率、持续时间等来驱动梯度线圈发射梯度场。

在确定梯度波形时，可以直接在逻辑轴上进行波形设计，而为了保证较小的TR、TE、EPS等，会在逻辑轴上设置较大的波形振幅，而逻辑轴的振幅实际上包括不同物理轴梯度的分量的叠加，例如，在图2中，第一物理轴210分别为第一逻辑轴230和第二逻辑轴240贡献了部分分量，如果在逻辑轴设置较大振幅，则可能由于物理轴的最大振幅限制，无法满足设计的该较大振幅。

为了克服这一问题，需要对逻辑轴的振幅进行进一步限制，例如，在一种方式中，将逻辑轴的振幅限制在图2所示的较小的方框260内，即逻辑轴振幅不可以超出该方框260限制的范围，这又牺牲了梯度容量的使用效率，不利于减小TR、TE等参数。

虽然为简单起见在图2中示出了两个逻辑轴230和240，但应当理解，实际上可使用三个逻辑轴。例如，如果使用三个逻辑轴，则可将方框260改变为立方体。

对于一些应用，例如在利用平衡式自由稳态进动序列进行成像时，为了达到质子进动的平衡稳态，需要使逻辑轴的每个轴的波形面积之和为0，并且为了保证较短的TR，在施加射频激发脉冲和读梯度脉冲之外的时段外，施加在三个轴上的梯度在某些时段是可以重叠的。

图3示出了在正交平面扫描中使用的平衡式自由稳态进动序列的一部分波形图，图4示出了在倾斜平面扫描中使用的平衡式自由稳态进动序列的一部分波形图。图3、图4示出了切片选择轴310和410、相位编码轴320和420、以及频率编码轴330和430。其中，在图3中，切片选择轴310具有切片选择梯度脉冲311，相位编码轴320具有相位编码梯度脉冲321，频率编码轴330具有读梯度脉冲331；在图4中，切片选择度轴410具有切片选择梯度脉冲411，相位编码轴420具有相位编码梯度脉冲421，频率编码轴430具有读梯度脉冲431。在切片选择梯度脉冲311、411以及读梯度脉冲331、431的持续时间段之外，还分别在切片选择轴、相位编码轴和频率编码轴施加相位平衡梯度脉冲，以使得三个轴上的梯度面积互相抵消。该相位平衡梯度脉冲的持续时间可以与相位编码梯度脉冲的持续时间具有重叠部分。

在图3中，由于物理轴和逻辑轴重合，可以在切片选择轴310、相位编码轴320和频率编码轴330按照最大切换速度和最大幅度(满足面积需求的最大幅度)施加梯度，使得相应梯度的持续时间较短，因而该序列具有较小的TR和TE。

在图4中，由于逻辑轴的最大梯度幅度和最大切换速度被限制在较小值，需要通过延长梯度幅度的持续时间来实现需要的面积，因而延长了TR和TE。

在一些实施方式中，为了能够提升梯度容量的利用效率和保证较小的TR、TE,可以在物理轴上设计/生成初始梯度波形，并将其转换到逻辑轴进行输出，输出的逻辑轴波形可以再次转换为物理轴波形，以使梯度放大器基于转换后的物理轴波形驱动梯度线圈。

图5示出了在物理轴生成的梯度序列波形的一个示例,图6示出了将图5所示波形转换到逻辑轴的波形图，其中包括射频激发时段RF和读梯度时段Read。

在设计图5所示波形时，可以首先基于预先设置的扫描参数确定各梯度脉冲的需求面积，并基于该需求面积在物理轴上生成波形，其中梯度波形幅度和切换速率依照各物理轴的最大承受能力来确定。

在将物理轴生成的波形转换为逻辑轴波形时，进行坐标系转换，其中，逻辑轴波形与物理轴波形之间的关系描述为：

其中GphyX、GphyY和GphyZ是物理轴中的梯度波形，GlogicX、GlogicY和GlogicZ是逻辑轴中的梯度波形，

是3×3旋转矩阵。如本领域所熟知，旋转矩阵的元素由切片取向确定。

通过在物理轴生成梯度波形，可以直接基于每个物理轴的最大输出幅度和最大切换速度来进行设计，避免超出硬件的承受能力，有效利用硬件梯度容量，并保证非常小的TR。

然而，由于在物理轴生成波形且仅考虑每个物理轴的最大梯度输出和极大地减小TR，使得在物理轴的波形拐点较多(如图5所示)，波形较为复杂，并且，如图6所示，转换的逻辑轴波形变化更多，拐点多，当系统需要基于该逻辑轴波形计算每个物理轴的梯度参数时，计算非常复杂，需要消耗较大内存。例如，需要写入/记录逻辑轴波形的每个拐点的时刻和该时刻的幅度值，并基于这些时刻的幅度值计算物理轴实际的发射的梯度幅度，以控制梯度放大器对梯度线圈的控制参数。

并且，随着任一相关的扫描参数的改变(例如不同切片方向、不同相位编码梯度值/不同TR、不同视场(FOV)、数据采集带宽、不同分辨率等)，拐点数量、位置/时刻都会随时改变，这就需要随时更改记录的拐点时刻和数量以及相应的幅度值，需要不断地进行复杂计算来获得梯度放大器的控制参数。

本发明的实施例进而提出了一种在倾斜扫描中确定梯度波形的方法，图7示出了该方法的一个实施例的流程图。

如图7所示，在步骤S71中，在物理轴上生成初始物理轴梯度波形。该物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴，其中，该第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同。在步骤S72中，将该初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，该逻辑轴梯度波形的拐点与初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同。在步骤S73中，将逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形，其中可以包括计算多个物理轴对每个逻辑轴梯度波形的幅度的分量和切换速度。在步骤S74中，在MR成像的倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动梯度放大器，例如，基于物理轴梯度波形来设置梯度放大器的控制参数，例如电流幅度和切换速率。

上述“拐点”表示波形的幅度值从一个变化趋势(例如上升趋势、下降趋势或者平台期)开始转变为另一个变化趋势的时刻。

在一个实施例中，在步骤S71中，在物理轴生成初始物理轴梯度波形可以包括以下第一至第三步骤：

第一步骤中，基于预先确定的扫描参数确定逻辑轴上各梯度波形的面积需求。

第二步骤中将逻辑轴上各梯度波形的面积需求转换为物理轴上的面积需求，这可以通过下式(2)来实现：

其中，

为坐标转换系数。

第三步骤中，基于相应的物理轴上的面积需求以及物理轴最大的梯度发射幅度和最大梯度切换速度确定该拐点时刻，例如可以将物理轴的波形设置为具有能够满足该物理轴面积需求的最大幅度和切换速度。

在一个实施例中，在物理轴生成的波形均为简单的梯形或三角形。

图8示出了该初始物理轴梯度波形的一个示例，图9示出了基于该物理轴梯度波形转换生成的逻辑轴梯度波形的一个示例。如图8所示，其中包括Z物理轴810、Y物理轴820和X物理轴830，并且，Z物理轴810、Y物理轴820和X物理轴830上的梯度波形的拐点时刻相同。例如，图8所示的物理轴梯度波形具有拐点T1、T2、T3和T4，其中，在拐点T2和T3之间在Z物理轴810上形成具有第一振幅的第一脉冲811，该第一脉冲在拐点T1处开始从零幅度为爬升，并在拐点T2处达到第一幅度值，在拐点T3处幅度开始下降，并在拐点T4处下降至零幅度。相应地，在拐点T2和T3之间，在Y物理轴820上形成具有第二振幅的第二脉冲821，该第二脉冲在拐点T1处开始从零幅度为爬升，并在拐点T2处达到第二幅度值，在拐点T3处幅度开始下降，并在拐点T4处下降至零幅度，类似地，在拐点T2和T3之间，在X物理轴830上形成具有第三振幅的第三脉冲831，该第三脉冲在拐点T1处开始从零幅度为爬升，并在拐点T2处达到第三幅度值，在拐点T3处幅度开始下降，并在拐点T4处下降至零幅度。该第一脉冲811、第二脉冲821和第三脉冲831共同转换(或叠加)出图9所示的逻辑轴上的位于切片选择轴910的切片选择脉冲911。

进一步地，图8所示的物理轴梯度波形具有拐点T5、T6、T7、T8、T9、T10、T11，其中，在拐点T7和T8之间在X物理轴830上形成具有第四振幅的第四脉冲832，该第四脉冲在拐点T6处开始从零幅度爬升，并在拐点T7处达到第四幅度值，在拐点T8处幅度开始下降，并在拐点T9处下降至零幅度。相应地，在拐点T7和T8之间，在Y物理轴820上形成具有第五振幅的第五脉冲822，该第五脉冲在拐点T6处开始从零幅度为爬升，并在拐点T7处达到第五幅度值，在拐点T8处幅度开始下降，并在拐点T9处下降至零幅度，类似地，在拐点T7和T8之间，在Z物理轴810上形成具有第六振幅的第六脉冲812，该第六脉冲812在拐点T6处开始从零幅度为爬升，并在拐点T7处达到第六幅度值，在拐点T8处幅度开始下降，并在拐点T9处下降至零幅度。该第四脉冲832、第五脉冲822和第六脉冲812共同转换(或叠加)出图9所示的逻辑轴上的位于频率编码轴920的读梯度脉冲932。

继续参考图8，在拐点T5处，在X物理轴830、Y物理轴820和Z物理轴810上分别生成第七梯度脉冲833、第八梯度脉冲823和第九梯度脉冲813，该第七至第九梯度脉冲833、823和813分别在拐点T4处从零开始爬升，在拐点T5处达到第七幅度、第八幅度和第九幅度后开始下降，并在拐点T6处下降至零幅度。并且，该第七至第九梯度脉冲833、823和813共同转换(或叠加)出分别位于图9所示的相位平衡梯度脉冲913、923和933，其中，该相位平衡梯度脉冲913、923和933分别位于切片选择轴910、相位编码轴920和频率编码轴930上。

类似地，如图8所示，在拐点T10处，在X物理轴830、Y物理轴820和Z物理轴810上分别生成第十梯度脉冲834、第十一梯度脉冲824和第十二梯度脉冲814，该第十至第十二梯度脉冲834、824和814分别在拐点T9处从零开始爬升，在拐点T10处达到第十幅度、第十一幅度和第十二幅度后开始下降，并在拐点T11处下降至零幅度。并且，该第十至第十二梯度脉冲834、824和814共同转换(或叠加)出分别位于图9所示的相位平衡梯度脉冲914、924和934，其中，该相位平衡梯度脉冲914、924和934分别位于切片选择轴910、相位编码轴920和频率编码轴930上。

可选地，步骤S73包括以下步骤：

记录逻辑轴梯度波形的拐点时刻及该拐点时刻的波形幅度；以及，

基于记录的拐点时刻和相应的波形幅度计算该第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴的梯度波形的切换速率和幅度。

在一个示例中，该逻辑轴梯度波形的拐点时刻及该拐点时刻的波形幅度可以通过以下列表或类似地方式记录在磁共振成像系统的计算机系统中。

拐点时刻	T1	T2	T3	…	Tn
						切片选择轴波形幅度	A<sub>Z</sub>1	A<sub>Z</sub>2	A<sub>Z</sub>3		A<sub>Z</sub>n
相位编码轴波形幅度	A<sub>Y</sub>1	A<sub>Y</sub>2	A<sub>Y</sub>3		A<sub>Y</sub>n
						频率编码轴波形幅度	A<sub>X</sub>1	A<sub>X</sub>2	A<sub>X</sub>3		A<sub>X</sub>n

当相关的扫描参数改变时，n的值不变，T1～Tn的时刻值以及相应的幅度值被改变。

计算时，利用已知的坐标转换系数(如式(1)所示)和逻辑轴各轴的波形幅度，计算每个物理轴在对应时刻下对相应波形幅度的贡献量(或分量)。

图8、图9所示的拐点数量和位置可以基于需要进行增减，然而，由于使得X、Y、Z物理轴上的拐点时刻保持了一致，例如，在同一时刻开始，同一时刻结束，同一时刻停止爬升、同一时刻开始下降等，避免了在一个物理轴上的脉冲波形持续期间(开始施加的时刻后到结束施加的时刻前)在另一个物理轴上开始施加或结束另一个脉冲波形。因此产生较少的拐点数量。并且，该拐点数量一旦确定，无论怎样修改扫描参数，拐点的数量不会改变。这使得转换的逻辑轴梯度波形的拐点数也是少的且固定的，使得在计算梯度放大器的控制参数时，无需进行大量的计算，无需在系统中写入过多的拐点时刻以及相应的幅度值。并且，由于依然在物理轴生成梯度波形，能够最大限度地利用硬件的梯度发射能力，获得幅度较大的梯度波形以及相应的较小的TR、TE。

本发明实施例的方法可以应用于稳态进动平衡序列，以通过较大的硬件容量利用率和较小的运算量/内存消耗来获得足够小的TR，来消除由于稳态进动平衡序列对主磁场均匀性较为敏感而带来的图像伪影。

上述稳态进动平衡序列可以包括，例如FIESTA(Fast Imaging EmployingSTeady-state Acquisition)序列、TrueFISP(True Fast Image Steady-statePrecession)序列以及具有相似功能的其它序列等。

本发明的实施例还可以提供一种计算机可读存储介质，其包括存储的计算机程序，其中，在该计算机程序被运行时执行上述本发明任一实施例的用于确定倾斜扫描的梯度波形的方法。

基于上述描述，本发明的实施例可以提供一种磁共振成像系统，其包括：

梯度线圈组件，其包括第一梯度线圈、第二梯度线圈和第三梯度线圈，所述第一梯度线圈、第二梯度线圈和第三梯度线圈分别限定第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴；

梯度线圈驱动器，其包括分别耦接到所述第一梯度线圈、第二梯度线圈和所述第三梯度线圈的第一梯度放大器、第二梯度放大器和第三梯度放大器；

处理器，该处理器通信地耦接到梯度线圈驱动器并被配置为：

在该物理轴上生成初始物理轴梯度波形，其中，第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；

将初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，该逻辑轴梯度波形的拐点时刻与初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；

将逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，

在磁共振成像的该倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动该第一梯度放大器、第二梯度放大器和第三梯度放大器。

图10示出了本发明一个实施例的用于确定倾斜平面扫描的梯度波形的装置的框图，其包括以下模块：

波形生成模块101，其用于在物理轴上生成初始物理轴梯度波形，所述物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴，其中，所述物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；

第一波形转换模块102，将所述初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，所述逻辑轴梯度波形的拐点与所述初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；

第二波形转换模块103，用于将所述逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，

放大器驱动模块104，用于在磁共振成像的所述倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动梯度放大器。

提供以上具体的实施例的目的是为了使得对本发明的公开内容的理解更加透彻全面，但本发明并不限于这些具体的实施例。本领域技术人员应理解，还可以对本发明做各种修改、等同替换和变化等等，只要这些变换未违背本发明的精神，都应在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种用于确定倾斜扫描的梯度波形的方法，包括：

在物理轴上生成初始物理轴梯度波形，所述物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴，其中，所述第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；

将所述初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，所述逻辑轴梯度波形的拐点与所述初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；

将所述逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，

在磁共振成像的所述倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动梯度放大器。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，将所述逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形的步骤包括：

记录所述逻辑轴梯度波形的拐点时刻及该拐点时刻的波形幅度；以及，

基于记录的拐点时刻和相应的波形幅度计算所述第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的切换速度和幅度。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，在物理轴上生成初始物理轴梯度波形的步骤包括：

基于预先确定的扫描参数确定逻辑轴上各梯度波形的面积需求；

将所述逻辑轴上各梯度波形的面积需求转换为物理轴上的面积需求；以及，

基于相应的物理轴上的面积需求以及物理轴最大的梯度发射幅度和梯度切换速度确定所述拐点时刻。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述倾斜扫描采用的扫描序列包括稳态进动平衡序列，其中，在所述序列的一个重复时间内，施加在频率编码轴、相位编码轴和切片选择轴上的梯度波形的面积和为0。

5.一种计算机可读存储介质，包括存储的计算机程序，其中，在所述计算机程序被运行时执行权利要求1-4任一项所述的方法。

6.一种磁共振成像系统，包括：

梯度线圈组件，其包括第一梯度线圈、第二梯度线圈和第三梯度线圈，所述第一梯度线圈、第二梯度线圈和第三梯度线圈分别限定第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴；

梯度线圈驱动器，其包括分别耦接到所述第一梯度线圈、第二梯度线圈和所述第三梯度线圈的第一梯度放大器、第二梯度放大器和第三梯度放大器；

处理器，所述处理器通信地耦接到所述梯度线圈驱动器并被配置为：

在所述物理轴上生成初始物理轴梯度波形，其中，所述第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；

将所述初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，所述逻辑轴梯度波形的拐点时刻与所述初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；

将所述逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，

在磁共振成像的所述倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动所述第一梯度放大器、第二梯度放大器和第三梯度放大器。

7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述处理器用于：

记录所述逻辑轴梯度波形的拐点时刻及该拐点时刻的波形幅度；以及，

基于记录的拐点时刻和相应的波形幅度计算所述第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的切换速度和幅度。

8.根据权利要求6所述的系统，其中，所述处理器用于：

基于预先确定的扫描参数确定逻辑轴上各梯度波形的面积需求；

将所述逻辑轴上各梯度波形的面积需求转换为物理轴上的面积需求；以及，

基于相应的物理轴上的面积需求以及物理轴最大的梯度发射幅度和梯度切换速度确定所述拐点时刻。

9.根据权利要求6所述的系统，其中，所述倾斜扫描采用的扫描序列包括稳态进动平衡序列，其中，在所述序列的一个重复时间内，施加在频率编码轴、相位编码轴和切片选择轴上的梯度波形的面积和为0。

10.一种用于确定倾斜扫描的梯度波形的装置，包括：

波形生成模块，其用于在物理轴上生成初始物理轴梯度波形，所述物理轴包括第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴，其中，所述第一物理轴、第二物理轴和第三物理轴上的梯度波形的拐点时刻相同；

第一波形转换模块，将所述初始物理轴梯度波形转换为逻辑轴梯度波形，所述逻辑轴梯度波形的拐点与所述初始物理轴梯度波形的拐点时刻相同；

第二波形转换模块，用于将所述逻辑轴梯度波形再次转换为物理轴梯度波形；以及，

放大器驱动模块，用于在磁共振成像的所述倾斜扫描期间利用转换后的物理轴梯度波形来驱动梯度放大器。

Images