CN116203482A - 磁共振成像系统及方法、计算机可读存储介质 - Google Patents

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Abstract

磁共振成像系统及方法、计算机可读存储介质。本发明提供了一种磁共振成像方法、磁共振成像系统以及计算机可读存储介质。该磁共振成像方法包括：使用多组成像序列采集k空间的多个部分以获得多个k空间数据集，每组成像序列包括预散相梯度脉冲和在预散相梯度脉冲之后施加的多个相位编码梯度，其中该多组成像序列中的预散相梯度脉冲按照面积值大小排序时依次具有标准面积差，该标准面积差为任一相位编码梯度的面积的2/N，其中，N为该多组成像序列的组数；分别从所述多个k空间数据集的每个重建磁共振图像；以及，对该多个k空间数据集进行处理，以获取磁共振图像。

Description

磁共振成像系统及方法、计算机可读存储介质
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)系统及方法、计算机可读存储介质。
背景技术
传统的磁共振平面回波成像(EPI)是一种快速成像技术，其中，整个图像可以由单个射频(RF)激发后产生的多个回波信号形成，因此能够实现快速成像。但是这种成像技术容易出现奈奎斯特(Nyquist)伪影，其可能是由诸如涡流，梯度线圈加热，梯度延迟等原因造成的。另外，由于EPI中，通常同时实施并行成像的加速技术，使得在图像边缘区域出现加速伪影。
现有技术中曾提出一些抑制奈奎斯特伪影或加速伪影的方法，但是较难同时抑制这两种不同类型的伪影，并且，伪影的抑制效果也需要进一步提升。
例如，为了解决多次采集之间相位变化和并行加速伪影的问题，提出了MUSE(multiplexed sensitivity-encoding，多灵敏度编码)方法，然而MUSE方法依然难以消除图像中的奈奎斯特伪影。
发明内容
本发明的一方面提供一种磁共振成像方法，其能够消除磁共振成像中的奈奎斯特伪影，该方法包括：
使用多组成像序列采集k空间的多个部分以获得多个k空间数据集，每组成像序列包括预散相梯度脉冲和在所述预散相梯度脉冲之后施加的多个相位编码梯度，其中所述多组成像序列中的预散相梯度脉冲按照面积值大小排序时依次具有标准面积差，所述标准面积差为任一相位编码梯度的面积的2/N，其中，N为所述多组成像序列的组数；以及，
对所述多个k空间数据集进行处理，以获取磁共振图像。
另一方面，成像序列的组数大于2。
另一方面，对多个k空间数据集进行处理的步骤包括：基于多灵敏度编码算法对所述多个k空间数据集进行处理。
另一方面，对多个k空间数据集进行处理的步骤包括：
分别对所述多个k空间数据集进行解加速以获得多个相位图；
基于所述多个相位图获取校正的线圈灵敏度图；
基于所述校正的线圈灵敏度图和所述多个k空间数据集获取所述磁共振图像。
另一方面，每组成像序列还包括射频激发脉冲、射频重聚脉冲以及扩散梯度脉冲，所述扩散梯度脉冲包括移相梯度脉冲和重新定相梯度脉冲，所述移相梯度脉冲和重新定相梯度脉冲分别对称地施加在所述射频重聚脉冲之前和之后，所述预散相梯度脉冲施加在所述重新定相梯度脉冲之后。
本发明另一方面还提供一种磁共振成像方法，包括：
使用多组成像序列采集k空间的多个部分以获得多个k空间数据集，每组成像序列包括回波平面成像序列和施加在所述回波平面成像序列部分之前的制备序列，所述多个k空间数据集的回波按照相位值排序时依次具有标准相位偏移，所述标准相位偏移为2π/N，其中，N为所述k空间数据集的个数；以及，
对所述多个k空间数据集进行处理，以获取磁共振图像。
另一方面，k空间数据集的个数大于2。
另一方面，制备序列包括自旋回波序列、梯度回波序列、扩散加权序列或者自旋回波-扩散加权序列。
本发明另一方面还提供一种计算机可读存储介质，所述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上述任一方面的磁共振成像方法。
本发明另一方面还提供一种磁共振成像(MRI)系统，包括：
梯度线圈，所述梯度线圈被配置为生成编码梯度；
射频(RF)线圈，所述射频(RF)线圈被配置为生成RF脉冲；以及
处理器，所述处理器连接到所述梯度线圈和所述RF线圈，所述处理器用于：
指示所述梯度线圈和所述RF线圈生成多组成像序列以采集k空间的多个部分并获得多个k空间数据集，每组成像序列包括预散相梯度脉冲和在所述预散相梯度脉冲之后施加的多个相位编码梯度，其中所述多组成像序列中的预散相梯度脉冲按照面积值大小排序时依次具有标准面积差，所述标准面积差为任一相位编码梯度的面积的2/N，其中，N为所述多组成像序列的组数；以及，
基于该多个k空间数据集获取磁共振图像。
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是根据一个示例性实施例的一种磁共振成像(MRI)系统的示意图；
图2是根据本发明一个示例性实施例的磁共振成像方法的流程图；
图3是图2所示方法使用的示例性成像序列的示意图；
图4是根据本发明一个示例性实施例获得的k空间数据采集轨线的示意图；
图5是根据本发明另一个示例性实施例的磁共振成像方法的流程图；
图6是根据本发明另一个示例性实施例的磁共振成像方法的流程图；
图7是根据本发明另一个示例性实施例的磁共振成像方法的流程图；
图8是根据本发明示例性实施例的方法获得的图像与通过常规方法获得的图像的比较。
附图示出了磁共振成像方法和系统的所描述的部件、系统和方法。连同以下描述，附图示出并且解释了本文描述的结构原理、方法和原理。在附图中，为了清楚起见，部件的厚度和尺寸可以被放大或以其他方式修改。没有示出或详细描述众所周知的结构、材料或操作以避免模糊所描述的部件、系统和方法。
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。此外，应当理解，对本公开的“一个实施例”或“实施例”的引用不旨在被解释为排除也包含所引用特征的附加实施方案的存在。
参考附图，本公开描述了磁共振系统以及能够抑制奈奎斯特伪影和加速伪影的磁共振成像方法。通过使用多组成像序列采集k空间的多个部分以获得多个k空间数据集，对该多组k空间数据集进行图像重建以生成磁共振图像。上述每组成像序列包括预散相梯度脉冲和在预散相梯度脉冲之后施加的多个相位编码梯度，其中该多组成像序列中的预散相梯度脉冲按照面积值大小排序时依次具有标准面积差，该标准面积差为任一相位编码梯度的面积的2/N，其中，N为该多组成像序列的组数。以这种方式，多组成像脉冲序列的回波中的伪影被衰减，使得在最终获得的MR图像中同时抑制奈奎斯特伪影和加速伪影。
参考图1，示出了根据一些实施例的示例性MRI(Magnetic Resonance Imaging，磁共振成像)系统100的示意图。MRI系统100的操作由操作者工作站110控制，该操作者工作站110包括输入设备114、控制面板116和显示器118。输入设备114可以是操纵杆、键盘、鼠标、轨迹球、触摸激活屏、语音控制或任何类似或等效的输入设备。控制面板116可以包括键盘、触摸激活屏、语音控制、按钮、滑块或任何类似或等效的控制设备。操作者工作站110耦接到计算机系统120并且与之通信，该计算机系统使得操作者能够控制显示器118上图像的产生和观看。计算机系统120包括经由电和/或数据连接模块122彼此通信的多个部件。连接模块122可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。计算机系统120可以包括中央处理单元(CPU)124、存储器126和图像处理器128。在一些实施方案中，图像处理器128可以由在CPU124中实现的图像处理功能来替代。计算机系统120可以连接到档案媒体设备、永久或备份存储器或网络。计算机系统120可以耦接到单独的MRI系统控制器130并且与之通信。
MRI系统控制器130包括经由电和/或数据连接模块132彼此通信的一组部件。连接模块132可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。MRI系统控制器130可以包括CPU131，与操作者工作站110通信的序列脉冲发生器133，收发器(或RF收发器)
135，存储器137以及阵列处理器139。在一些实施方案中，序列脉冲发生器133可以集成到MRI系统100的共振组件140中。MRI系统控制器130可以从操作者工作站110接收命令，以指示在MRI扫描期间要执行的MRI扫描序列。MRI系统控制器130还耦接到梯度驱动器系统150并且与之通信，该梯度驱动器系统耦接到梯度线圈组件142，以在MRI扫描期间产生磁场梯度。
序列脉冲发生器133可还接收来自生理采集控制器155的数据，该生理采集控制器接收来自多个不同传感器的信号(诸如来自附接到患者的电极的心电图(ECG)信号)，这些传感器连接到经历MRI扫描的对象或患者170。序列脉冲发生器133耦接到扫描室接口系统145并且与之通信，该扫描室接口系统从与共振组件140的状态相关联的各种传感器接收信号。扫描室接口系统145还耦接到患者定位系统147并且与之通信，该患者定位系统发送和接收信号以控制患者台移动到所需位置进行MRI扫描。
MRI系统控制器130向梯度驱动器系统150提供梯度波形，该梯度驱动器系统包括Gx、Gy和Gz放大器等。每个Gx、Gy和Gz梯度放大器都激励梯度线圈组件142中的对应梯度线圈，以产生用于在MRI扫描期间对MR信号空间编码的磁场梯度。梯度线圈组件142设置在共振组件140内，该共振组件还包括具有超导线圈144的超导磁体，该超导线圈在操作中提供贯穿圆柱形成像体积146的静态均匀纵向磁场B0。共振组件140还包括RF体线圈148，其在操作中提供横向磁场B1，该横向磁场B1在整个圆柱形成像体积146中大致垂直于B0。共振组件140可还包括RF表面线圈149，其用于对经历MRI扫描的患者的不同解剖结构成像。RF体线圈148和RF表面线圈149可以被配置为在发射和接收模式、发射模式或接收模式下操作。
MRI扫描的对象或患者170可以定位在共振组件140的圆柱形成像体积146内。MRI系统控制器130中的收发器135产生由RF放大器162放大的RF激励脉冲并且通过发射/接收开关(T/R开关)164提供给RF体线圈148。
如上所述，RF体线圈148和RF表面线圈149可以用于发射RF激励脉冲和/或接收来自经历MRI扫描的患者的所得MR信号。由MRI扫描的患者体内被激发的核发出的MR信号可以被RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且通过T/R开关164发送回前置放大器166。T/R开关164可以由来自序列脉冲发生器133的信号控制，以在发射模式期间将RF放大器162电连接至RF体线圈148，并且在接收模式期间将前置放大器166连接至RF体线圈148。T/R开关164可还使得RF表面线圈149能够用于发射模式或接收模式。
在一些实施方案中，由RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且由前置放大器166放大的MR信号作为原始k空间数据阵列存储在存储器137中用于后处理。
通过对该存储的原始k空间数据进行变换/处理可以获取重建的磁共振图像。
在一些实施方案中，由RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且由前置放大器166放大的MR信号在收发器135的接收部分中被解调、滤波和数字化，并且传输至MRI系统控制器130中的存储器137。对于要重建的每个图像，该数据被重新布置成单独的k空间数据阵列，并且这些单独的k空间数据阵列中的每个被输入至阵列处理器139，该阵列处理器被操作以将数据傅立叶变换成图像数据的阵列。
阵列处理器139使用变换方法，最常见的是傅立叶变换，以从接收的MR信号创建图像。这些图像被传送到计算机系统120，并存储在存储器126中。响应于从操作者工作站110接收到的命令，图像数据可以存放在长期存储器中，或者可以由图像处理器128进一步处理并且传送到操作者工作站110以在显示器118上呈现。
在各种实施方案中，计算机系统120和MRI系统控制器130的部件可以在相同计算机系统或多个计算机系统上实现。应当理解，图1所示的MRI系统100用于说明。合适的MRI系统可以包括更多、更少和/或不同的部件。
MRI系统控制器130、图像处理器128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(例如扫描流程、成像序列)、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磁共振成像方法的程序。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。
上述“成像序列”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，例如射频激发脉冲、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、用于相位偏移(移相)的梯度脉冲、用于离散相位(散相)的梯度脉冲等。
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。
例如，可以预先设置本发明实施例中的能够同时抑制奈奎斯特伪影和加速伪影的磁共振成像序列，该成像序列可以包括制备序列和回波平面成像(EPI)序列，其中制备序列在EPI序列的前面被施加。传统的EPI是一种加速成像技术，其中，整个图像可以由单个射频(RF)激发后产生的多个回波信号形成。在k空间中，沿k空间的每条相位线生成一个回波。在k空间采集中，在相反的方向上采集两个相邻的回波，例如正向回波和反向回波。由于梯度快速变化引起的涡流、梯度线圈加热、梯度系统延迟等都有可能使得正向回波和反向回波不能彼此完美镜像，并因此在重建时将伪影引入至图像中。例如，第一个回波开始的延迟将传播至所有后来的回波中，导致奇数和偶数回波的峰值之间的定时差异。当执行傅立叶变换时，该相位误差将导致信号强度在图像的一半的相位编码方向上移位，这被称为奈奎斯特重影。另外，由于EPI中，通常同时实施并行成像的加速技术，使得在图像边缘区域出现由于卷绕引起的并行加速伪影。
在MUSE中，采用多次(multi-shot)EPI代替传统的单次(single-shot)EPI，并因此获得更高的图像分辨率。多次EPI中，k空间采集的轨迹线可以依次偏移
Figure BDA0003384502470000081
其中N是EPI的执行次数。
参考图2，示出了根据一个示例性实施例的磁共振成像方法200的流程图。
在步骤210中，使用多组成像脉冲序列采集k空间的多个部分以获得多个k空间数据集，该多组成像脉冲序列可以包括多次EPI，k空间的多个部分合并时形成整个k空间，例如，当采用3组成像脉冲序列，例如3次EPI时，每次采集整个k空间数据的1/3。
步骤220中，对该多个k空间数据集进行处理，以获取磁共振图像。
参考图3，示出了该方法200应用的一个示例性成像序列300的示意图。每组成像序列包括EPI序列204以及施加在EPI序列之前的制备序列202。作为一个示例，制备序列202可以包括SE-DWI(自旋回波-扩散加权)序列，例如，其可以包括依次施加的射频(RF)激发脉冲212和射频重聚脉冲214、分别伴随该射频激发脉冲212和射频重聚脉冲214施加的切片选择梯度(GSS)脉冲222和224。
进一步地，该制备序列202还可以包括用于质子扩散加权的扩散梯度(GDG)脉冲。扩散加权技术可以应用于各种器官(例如，大脑、软骨和肝脏)中的组织功能的诊断以及各种应用(例如，病理学、肿瘤学)。扩散是指分子在系统中的随机运动。在生物组织中，水分子的扩散基于组织结构和性质形成一种模式。在一些疾病状态下，扩散模式可能被干扰，并且，在受疾病影响的区域中，扩散的量可能发生变化。因此，可以通过研究扩散的变化检测组织的异常。扩散加权磁共振成像技术利用水分子的扩散以显现内部生理学。扩散加权图像的对比度反映了组织之间扩散速率的差异。扩散加权技术在常规MRI序列(例如，T2加权成像)未在图像中显示显著变化的情况下尤其有用。例如，在类似由局部缺血产生的卒中的病理状况下，T2上的信号强度在卒中发作后至少8小时为止不会变化。另一方面，DWI可以早在卒中发作后的30分钟内显示大脑中的变化，并且在发作的一小时内显示出明显的信号差异。
该扩散梯度脉冲包括移相梯度脉冲232和重新定向梯度脉冲234，移相梯度脉冲232和重新定相梯度脉冲234分别对称地施加在射频重聚脉冲214两侧(之前和之后)。
上述射频激发脉冲212可以是例如90度射频脉冲，射频重聚脉冲214可以是180度射频脉冲，其均可以通过发射线圈(例如，图1中的RF体线圈148)产生。在一些实施例中，射频激发脉冲212自身可以被选择性地调谐以仅激励水质子。切片选择梯度脉冲222和224以及扩散梯度脉冲232和234可以通过梯度线圈组件(例如，图1中的梯度线圈组件142)产生。
移相梯度脉冲232用于根据质子的位置将相移引入质子，而重新定相梯度脉冲234反转上述由移相梯度脉冲232进行的改变。对于固定自旋，其相位不受扩散梯度脉冲的影响，因为来自移相梯度脉冲232的任何相位积累都会被重新定相梯度脉冲234反转。然而，扩散自旋移动至移相梯度脉冲232和重新定相梯度脉冲234之间的不同位置，失去相位并且丢失信号。也就是说，如果质子移动，则重新定相梯度脉冲234将不能完全撤销由移相梯度脉冲232引起的相移。因此，将存在信号衰减。这种来自质子的净运动的信号衰减由Stejskal-Tanner公式给出：
S(b)＝S0e-bD (1)，
其中，S(b)是施加特定扩散梯度脉冲对时接收的信号，S0是没有任何扩散梯度的信号强度，e是常数，D是扩散或表观扩散系数(ADC)，b是用于特定扩散梯度脉冲对的扩散加权度。b的值可通过操纵扩散梯度脉冲对232和234的强度、持续时间和间距来控制。
具体地，b的值由以下给出：
Figure BDA0003384502470000101
其中，γ是氢质子的旋磁比，一个常数，G是扩散梯度脉冲的振幅，δ是扩散梯度脉冲的持续时间，Δ是施加两个扩散梯度脉冲之间的时间。在临床应用中，通常序列被设置以用于提供具有扩散方向和b-值的范围的多个图像，并且有时可以计算ADC映射。例如，可以通过改变扩散梯度脉冲对的配置获得具有不同b-值的若干DW(扩散加权)图像。在更高的b-值下，扩散的效果在图像和具有高扩散的组织中更为明显，如图像中的低信号区域所示，而具有受限的扩散的组织如高信号区域所示。
采用SE-DWI序列作为制备序列仅仅是一种应用示例，在其它示例中，制备序列202可以是其它类型的序列，例如GRE(梯度回波)序列、SE序列、DWI序列等。
制备序列202结束后，可以立即执行EPI序列204来进行k空间数据的快速采集。快速的图像采集可以最小化整体运动对图像的影响。EPI序列204包括预散相梯度脉冲240和在预散相梯度脉冲240之后施加的多个相位编码梯度(GPE)脉冲(241、242、243…)和多个频率编码梯度(GFE)脉冲(251、252、253…)。预散相梯度脉冲240、多个相位编码梯度脉冲和多个频率编码梯度脉冲可由梯度线圈(例如，图1中的梯度线圈组件142)产生。
如图3所示，预散相梯度脉冲240结束后，在频率编码梯度脉冲反转的每个位置处存在多个小“尖峰”，即上述多个相位编码梯度脉冲。该多个相位编码梯度脉冲快速振荡以生成多个梯度回波。该多个频率编码梯度脉冲的方向交替反转，且该多个相位编码梯度脉冲分别在所述多个频率编码梯度脉冲的方向反转时被施加。例如，尖峰241施加在负频率编码(或读出)梯度脉冲251的开始处；在负读出梯度251至正读出梯度252的反转处放置尖峰242，在正读出梯度252至负读出梯度253的反转处放置尖峰243，以此类推。尖峰具有恒定尺寸，并且每个都为先前的尖峰添加了进一步的相位编码。
在每组成像序列中，通过设置预散相梯度240的面积可以控制对应的多个梯度回波的相位，本发明实施例的磁共振成像方法中使用的多组成像序列的预散相梯度脉冲240的面积不同，具体地，该多组成像序列的预散相梯度脉冲240按照面积值大小排序时依次具有标准面积差。该标准面积差为任一相位编码梯度(241、242、243…)的面积的2/N，其中，N为该多组成像序列的组数。假如相位编码梯度脉冲的面积为A3，以5组成像序列为例，标准面积差
Figure BDA0003384502470000111
如果第一组成像序列的预散相梯度脉冲的面积为A1,那么第二组至第五组成像序列的预散相梯度脉冲的面积分别为/>
Figure BDA0003384502470000112
Figure BDA0003384502470000113
并且，本发明的实施例中，上述多组成像序列的执行顺序可以与上述按照面积值大小的排序相同或不同，也就是说，可以依次执行多组成像序列，其中的预散相梯度脉冲240的面积按照序列的执行顺序逐渐增大或减小固定值；也可以依次执行多组成像序列，其中预散相梯度脉冲240的面积值不是依次按照序列执行顺序递增或递减。这样，通过这样的方式改变预散相梯度脉冲240的面积值，当采集得到较多个k空间数据集时，基于该多个k空间数据的磁共振图像获取的最终图像中的奈奎斯特伪影和加速伪影都能够被较好地抑制。
例如，假如使用了5组成像序列，且第一组成像序列如图3所示(图3中在预散相梯度脉冲240具有初始面积A1并在其中用虚线示意了标准面积差A2)，则在第二至第五组成像序列中，预散相梯度脉冲的面积可以分别是A1+A2、A1+2A2、A1+3A2、A1+4A2，或者也可以分别是A1-A2、A1-2A2、A1-3A2、A1-4A2，以上示例中，对于第一组成像序列，存在第二组成像序列，与其预散相梯度脉冲之间的面积差为A2或-A2,对于第二组成像序列，则存在第三组成像序列，与其预散相梯度脉冲之间的面积差也为A2或-A2，以此类推。上述第一至第五组成像序列，并不一定是按照顺序依次执行的，例如，成像序列的执行顺序可以是第二、第五、第一、第四、第三组成像序列，也可以是其它任何组合的顺序。
由于预散相梯度脉冲240的面积影响相应序列中的多个梯度回波的相位，则k空间相位编码线也整体上出现了偏移。
参考图4，根据图2的脉冲序列示出了k空间数据采集轨线的示例性示意图。首先在存在频率编码梯度脉冲251的情况下沿着最低线采集k空间数据集411。当施加尖峰242时，在存在频率编码梯度脉冲梯度252的情况下沿第二最低线采集k空间数据集412，以此类推，当施加尖峰242时，在存在频率编码梯度脉冲梯度252的情况下分别获得更多k空间数据集。每个尖峰都为先前的尖峰添加了恒定的相位编码，形成通过k空间的规则路径。频率编码梯度脉冲的振幅通常较大，使得可以快速采样合适的值，并且可以在单个自由感应衰减(FID)内收集整个数据集。
重新参考图2，通过使用多组(例如3组)成像序列采集k空间的多个部分。在第一组成像序列中，预散相梯度脉冲240具有初始面积A1，通过第一组成像序列采集k空间的第一部分以获得第一k空间数据集，k空间数据采集轨迹线的示例性示意图如图4中411所示，其中，以实线示出本次EPI的数据采集轨迹，即k空间的第一部分，第一虚线412和第二虚线413为本次EPI未采集的k空间数据，即k空间的第二部分和第三部分。在第二组成像序列中，从预散相梯度脉冲240的初始面积A1中减去(也可以增加)标准面积差A2(例如
Figure BDA0003384502470000121
A3为尖峰241的面积),因此，对应于该第二成像序列的k空间数据采集轨迹线如图4中的第一虚线412所示，实线411以及第二虚线413为本次EPI未采集的k空间数据，其中，轨迹线412相较411作为一个整体向下移动(本次采集中的)相邻轨迹线之间间距的/>
Figure BDA0003384502470000122
对应于该第三成像序列的k空间数据采集轨迹线变为图4中的第三虚线413，其中，相较图4中的412，轨迹线作为一个整体再次向下移动(本次采集中的)相邻轨迹线之间间距的/>
Figure BDA0003384502470000123
在对现有MUSE采集方法(例如每次移动相邻轨迹线之间间距的
Figure BDA0003384502470000124
)进行改进时，可以保持轨迹线411和413在空间中的起始位置不变，而仅将轨迹线412的起始位置相较轨迹线411的起始位置后移3小格，即(本次采集中的)相邻轨迹线之间间距的/>
Figure BDA0003384502470000125
分别基于这些k空间数据进行图像重建和处理，可以有效抑制奈奎斯特伪影和加速伪影。可以基于伪影抑制的效果选择合适数量的序列执行次数及对应的成像序列组。
图5示出了本发明另一实施例的磁共振成像方法的流程图，其中，包括步骤210和520，在步骤520中，基于多灵敏度编码(MUSE)算法对该多个k空间数据集进行处理，基于MUSE算法对多次扫描数据进行处理的具体描述可以参考文献(A robust multi-shot scanstrategy for high-resolution diffusion weighted MRI enabled by multiplexedsensitivity-encoding(MUSE)，作者：Nan-kuei Chen,Arnaud Guidon,Hing-Chiu Chang,Allen W.Song等)。
图6示出了本发明另一实施例的磁共振成像方法的流程图，其中，包括步骤210以及621-613。
在步骤621中，分别对该多个k空间数据集进行解加速(或解卷绕)以获得多个相位图。在一个实施例中，可以首先对每个k空间数据集进行预处理(例如进行k空间数据填充)，(例如通过现有的解加速伪影的算法)基于系统预设的线圈灵敏度图(Sensitivity Map)对预处理后的每个k空间数据集进行解加速以获得解加速或解卷绕的(aliased)图像，并获取每个解加速或解卷绕的(aliased)图像的相位图，该系统预设的线圈灵敏度图可以具有较少通道，例如8通道。
在步骤622中，基于该多个相位图获取校正的(或新的)线圈灵敏度图，当通过本发明实施例的方法进行N次采集以获得N个k空间数据集时，该校正的线圈灵敏度图可以具有更多通道，例如N*8个通道。
在步骤623中，基于该校正的线圈灵敏度图和多个k空间数据集获取磁共振图像，其中，可以利用校正的线圈灵敏度图对每次采集的每个通道的k空间数据集进行解加速或解卷绕处理，以获得MR。
参考图7，示出了根据本发明另一个示例性实施例的一种磁共振成像方法的流程图700。该方法可以通过MRI系统(例如，图1中的MRI系统100)进行。步骤710中，使用多组磁共振成像序列分别采集k空间的多个部分，以获取多个k空间数据集。每组成像序列包括回波平面成像(EPI)序列和施加在EPI序列之前的制备序列，该多个k空间数据集的回波按照相位值排序时依次具有标准相位偏移，例如，该多个k空间数据集可以与图3所示的数据集类似。
其中，制备序列可以与图2中所示的制备序列相似，例如，可以包括与射频重聚脉冲对称的一对扩散梯度脉冲，该扩散梯度脉冲包括移相梯度脉冲和重新定相梯度脉冲。移相梯度脉冲根据质子的位置将相移引入质子，重新定相梯度脉冲反转由移相梯度脉冲进行的改变。固定自旋的相位不受扩散梯度脉冲的影响，因为来自移相梯度脉冲的任何相位积累都会被重新定相梯度脉冲反转。如果质子移动，则重新定相梯度脉冲将不能完全撤销由移相梯度脉冲引起的相移，并且将存在信号衰减。扩散加权度可以通过调整扩散梯度的配置(例如，强度、持续时间和间距)来控制。制备序列也可以具有其它的变形，例如，也可以采用诸如单独的GRE、SE、DWI或其任意的组合序列作为制备序列。
制备序列之后的读出序列可以包括EPI序列。在EPI序列中，在预散相梯度后，在频率编码梯度脉冲反转的每个位置处存在较小的相位编码梯度脉冲，例如上述“尖峰”。尖峰具有恒定的尺寸，并且每个都为先前的尖峰添加了进一步的相位编码，形成k空间中的规则路径。根据k空间数据采集，偶数的回波与奇数的回波在相反的方向上。例如，如果奇数的回波(或线)是正向的，则偶数的回波(或线)是反向的，反之亦然。
在多个采集之间，一组中的奇数和偶数回波相对于另一组具有标准相位偏移。在一个实施例中，该标准相位偏移为2π/N，其中，N为k空间数据集的个数，且N可以大于2。以上述五组k空间数据采集作为示例，第一个k空间数据集中，k空间数据采集轨迹线具有初始相位，而在第二个k空间数据集中，轨迹线作为一个整体移动奇、偶轨迹线之间间距的
Figure BDA0003384502470000141
即相位偏移了/>
Figure BDA0003384502470000142
第三个k空间数据集中，轨迹线作为一个整体再次移动奇、偶轨迹线之间间距的/>
Figure BDA0003384502470000143
相位相较初始相位偏移了/>
Figure BDA0003384502470000144
以此类推，第四个k空间数据集中，相位相较初始相位偏移了/>
Figure BDA0003384502470000145
第五个k空间数据集中，相位相较初始相位偏移了/>
Figure BDA0003384502470000146
在步骤720中，在根据多组成像序列采集多组k空间数据之后，基于该多个k空间数据集获取MR图像，例如，可以对该多个k空间数据集进行重建和处理，以获取同时抑制并行加速伪影和奈奎斯特伪影的磁共振图像。在一些实施方案中，重建包括从k空间到图像空间的傅立叶变换，如本领域所已知。
步骤720可以与上述步骤520和620类似，在此不再赘述。
参考图8，根据一个示例性实施方案，将通过本文所公开的方法获得的图像与通过常规多次EPI方法获得的图像进行比较。使用常规方法采集图像810，其中，然而奈奎斯特重影812在图像中清晰可见。作为比较，使用本发明实施例的方法采集图像820，其中，奈奎斯特重影和加速伪影均被有效抑制。
本发明的示例性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任一实施例的磁共振成像方法。
基于上述描述，本发明的一个示例性实施例还可以提供一种磁共振成像(MRI)系统，包括：
梯度线圈，被配置为生成编码梯度；
射频(RF)线圈，被配置为生成RF脉冲；以及
处理器，连接到梯度线圈和RF线圈，该处理器用于执行上述任一实施例的磁共振成像方法。例如，该处理器用于指示梯度线圈和RF线圈生成多组成像序列以采集k空间的多个部分以获得多个k空间数据集，对该多个k空间数据集进行处理，以获取磁共振图像。上述多组成像序列的每组包括预散相梯度脉冲和在预散相梯度脉冲之后施加的多个相位编码梯度，其中该多组成像序列中的预散相梯度脉冲按照面积值大小排序时依次具有标准面积差，该标准面积差为任一相位编码梯度的面积的2/N，其中，N为该多组成像序列的组数。
除了任何先前指示的修改之外，本领域技术人员可以在不脱离本描述的实质和范围的情况下设计出许多其他变型和替换布置，并且所附权利要求书旨在覆盖此类修改和布置。因此，尽管上面已经结合当前被认为是最实际和最优选的方面对信息进行了具体和详细的描述，但对于本领域的普通技术人员将显而易见的是，在不脱离本文阐述的原理和概念的情况下，可以进行许多修改，包括但不限于形式、功能、操作方式和使用。同样，如本文所使用的，在所有方面，示例和实施方案仅意图是说明性的，并且不应以任何方式解释为限制性的。
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 (11)

1.一种磁共振成像方法，所述方法包括：
使用多组成像序列采集k空间的多个部分以获得多个k空间数据集，每组成像序列包括预散相梯度脉冲和在所述预散相梯度脉冲之后施加的多个相位编码梯度，其中所述多组成像序列中的预散相梯度脉冲按照面积值大小排序时依次具有标准面积差，所述标准面积差为任一相位编码梯度的面积的2/N，其中，N为所述多组成像序列的组数；以及，
对所述多个k空间数据集进行处理，以获取磁共振图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述多组成像序列的组数大于2。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，对所述多个k空间数据集进行处理的步骤包括：基于多灵敏度编码算法对所述多个k空间数据集进行处理。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，对所述多个k空间数据集进行处理的步骤包括：
分别对所述多个k空间数据集进行解加速以获得多个相位图；
基于所述多个相位图获取校正的线圈灵敏度图；
基于所述校正的线圈灵敏度图和所述多个k空间数据集获取所述磁共振图像。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，每组成像序列还包括射频激发脉冲、射频重聚脉冲以及扩散梯度脉冲，所述扩散梯度脉冲包括移相梯度脉冲和重新定相梯度脉冲，所述移相梯度脉冲和重新定相梯度脉冲分别对称地施加在所述射频重聚脉冲之前和之后，所述预散相梯度脉冲施加在所述重新定相梯度脉冲之后。
6.一种磁共振成像方法，所述方法包括：
使用多组成像序列采集k空间的多个部分以获得多个k空间数据集，每组成像序列包括回波平面成像序列和施加在所述回波平面成像序列之前的制备序列，所述多个k空间数据集的回波按照相位值排序时依次具有标准相位偏移，所述标准相位偏移为2π/N，其中，N为所述k空间数据集的个数；以及，
对所述多个k空间数据集进行处理，以获取磁共振图像。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，所述k空间数据集的个数大于2。
8.根据权利要求6所述的方法，其中，所述制备序列包括自旋回波序列、梯度回波序列、扩散加权序列或者自旋回波-扩散加权序列。
9.一种计算机可读存储介质，所述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至9任意一项所述的磁共振成像方法。
10.一种磁共振成像(MRI)系统，包括：
梯度线圈，所述梯度线圈被配置为生成编码梯度；
射频(RF)线圈，所述射频(RF)线圈被配置为生成RF脉冲；以及
处理器，所述处理器连接到所述梯度线圈和所述RF线圈，所述处理器用于：
指示所述梯度线圈和所述RF线圈生成多组成像序列以采集k空间的多个部分并获得多个k空间数据集，每组成像序列包括预散相梯度脉冲和在所述预散相梯度脉冲之后施加的多个相位编码梯度，其中所述多组成像序列中的预散相梯度脉冲按照面积值大小排序时依次具有标准面积差，所述标准面积差为任一相位编码梯度的面积的2/N，其中，N为所述多组成像序列的组数；以及
基于所述多个k空间数据集获取磁共振图像。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述多个k空间数据集的回波按照相位值排序时依次具有标准相位偏移，所述标准相位偏移为2π/N，N为所述k空间数据集的个数。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100037182A1 (en) * 2006-09-29 2010-02-11 Eugenio Biglieri User interface for displaying mri images
WO2010035569A1 (ja) * 2008-09-25 2010-04-01 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US9086468B2 (en) * 2012-04-12 2015-07-21 Jeffrey Duerk Multi-slice blipped TrueFISP-CAIPIRINHA
WO2014160701A2 (en) * 2013-03-27 2014-10-02 Duke University Mri with repeated k-t -sub-sampling and artifact minimization allowing for free breathing abdominal mri
CN108020796B (zh) * 2016-10-31 2021-10-29 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振扩散加权成像方法和装置
US10401462B2 (en) * 2016-12-30 2019-09-03 Uih America, Inc. System and method for calibrating gradient delay in magnetic resonance imaging
CN107563988A (zh) * 2017-07-31 2018-01-09 上海东软医疗科技有限公司 一种磁共振图像的均匀度校正方法及装置
US11119175B2 (en) 2020-01-03 2021-09-14 Ge Precision Healthcare Systems and methods for suppressing Nyquist ghost for diffusion weighted magnetic resonance imaging

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Takizawa et al. Parallel imaging of head with a dedicated multi-coil on a 0.4 T open MRI

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