CN116520226A - 磁共振成像系统和方法 - Google Patents

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Abstract

本公开提供了一种用MRI系统产生对象的图像的方法，该方法包括在相位梯度信号波形中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲。该相位梯度信号波形被施加到该MRI系统的相位梯度线圈。该SIREN梯度脉冲的施加提供了该对象的SIREN k空间，该SIREN k空间具有带有剪切角的SIREN k空间线。然后通过应用重建技术获得来自该SIREN k空间的MR图像空间数据。最后，通过基于该剪切角使用解码算法将SIREN MR图像空间数据变换为规则图像空间数据来生成该对象的该图像。

Description

磁共振成像系统和方法
背景技术
本发明中所公开的实施方案涉及医疗成像技术，并且更具体地涉及一种用于获得磁共振成像(MRI)数据的方法和一种磁共振成像系统。
作为医学成像模式，磁共振成像(MRI)可以在不使用X射线或其他电离辐射的情况下获得人体的图像。MRI使用具有强磁场的磁体来生成静磁场B0。当人体的待成像部分位于静磁场B0中时，与人体组织中的氢核相关联的核自旋被极化，使得待成像部分的组织在宏观水平上生成纵向磁化矢量。在施加与静磁场B0的方向相交的射频场B1之后，质子的旋转方向改变，使得待成像部分的组织在宏观水平上生成横向磁化矢量。在去除射频场B1之后，该横向磁化矢量以螺旋方式衰减，直到其恢复为零。在衰变期间生成了自由感应衰减信号。该自由感应衰减信号可以作为磁共振信号被采集，并且可以基于所获取的信号重建待成像部分的组织图像。
MRI可以包括一种或多种类型的伪影，这些伪影可降低图像清晰度和分辨率。医学图像中伪影的存在可影响诊断质量。相位混叠或相位卷折是当相位编码方向上的视场(FOV)小于正被成像的身体部分时在MR图像中发生的一种此类伪影。通常，相位FOV的一侧之外的对象被投影到图像中的相位FOV的另一侧上。这种类型的伪影可以通过增加相位FOV来解决。然而，增加相位FOV也增加MRI的总扫描时间。
因此，需要一种改进的磁共振成像系统和方法。
发明内容
根据本发明技术的实施方案，提供了一种用磁共振成像(MRI)系统产生对象的图像的方法。该方法包括在施加到该MRI系统的相位梯度线圈的相位梯度信号波形中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲。该方法还包括获得该对象的SIREN k空间，其中该SIREN k空间的k空间线具有剪切角。然后从该SIREN k空间获得MR图像空间数据。该方法进一步包括通过基于该剪切角使用解码算法将SIREN MR图像空间数据变换为规则图像空间数据来生成该对象的图像。
根据本发明技术的另一个实施方案，提供了一种MRI系统，该MRI系统具有磁体，该磁体被配置为围绕布置在该MRI系统中的对象的至少一部分生成极化磁场。该MRI系统包括梯度线圈组件，该梯度线圈组件包括读出梯度线圈、相位梯度线圈、切片选择梯度线圈，该梯度线圈组件被配置为将至少一个梯度场施加到该极化磁场。进一步，射频(RF)系统被配置为向该对象施加RF场并从该对象接收磁共振信号。该MRI系统还包括处理系统，该处理系统被编程为在相位梯度信号波形中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲，其中该相位梯度信号波形被施加到该相位梯度线圈。该处理系统还被编程为获得该对象的SIREN k空间，其中该SIREN k空间的k空间线具有剪切角。然后从该SIREN k空间获得MR图像空间数据。该处理系统进一步被编程为通过基于该剪切角使用解码算法将SIREN MR图像空间数据变换为规则图像空间数据来生成该对象的图像。
根据本发明技术的又一实施方案，提供了一种用磁共振成像(MRI)系统产生对象的图像的方法。该方法包括在施加到该MRI系统的相位梯度线圈的相位梯度信号波形中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲。该方法进一步包括获得该对象的SIREN k空间数据，其中该SIREN k空间数据的k空间线具有剪切角。该方法进一步包括基于该剪切角使用解码算法将该对象的SIREN k空间数据变换成规则域k空间数据。最后，该方法包括从该规则域k空间数据生成该对象的图像。
附图说明
当参考附图阅读以下详细描述时，将更好地理解本发明的这些和其他特征、方面和优点，附图中相同的符号在整个附图中表示相同的部分，其中：
图1是根据本发明技术的实施方案的示例性磁共振成像(MRI)系统的示意图；
图2是MRI系统的k空间轨迹的示意图；
图3是常规MRI系统的脉冲序列图的示意图；
图4是根据本发明技术的实施方案的MRI系统的脉冲序列图的示意图；
图5是根据本发明技术的实施方案的用图4的脉冲序列图获得的k空间轨迹的示意图；
图6是描绘根据本发明技术的实施方案的规则笛卡尔图像空间和SIREN图像空间的比较的示意图；
图7是描绘根据本发明技术的实施方案的在规则笛卡尔图像空间和SIREN图像空间两者中的相位混叠效应的示意图；
图8是描绘根据本发明技术的实施方案将SIREN图像空间变换为经解码的SIREN图像空间的示意图；
图9是描绘根据本发明技术的实施方案的由于将SIREN图像空间变换为经解码的SIREN图像空间而导致的图像切割效应的示意图；
图10是描绘根据本发明技术的实施方案的剪切角变化对相位混叠效应的影响的示意图；
图11是描绘根据本发明技术的实施方案的SIREN解码对图10中的图像的影响的示意图；
图12是根据本发明技术的实施方案的用MRI系统生成对象的MR图像的方法的流程图；并且
图13是根据本发明技术的实施方案的用MRI系统生成对象的MR图像的另一方法的流程图。
具体实施方式
在下面将描述一个或多个具体的实施方案。为了提供这些实施方案的简明描述，可能未在说明书中描述实际具体实施的所有特征。应当理解，在任何此类实际具体实施的开发中，如在任何工程或设计项目中，必须做出许多特定于具体实施的决策以实现开发者的具体目标，诸如遵守可能因具体实施而不同的系统相关和业务相关约束。此外，应当理解，此类开发努力可能是复杂且耗时的，但对于受益于本公开的普通技术人员来说仍然是设计、制作和制造的常规任务。
当介绍本实施方案的各种实施方案的元件时，冠词“一个”、“一种”、“该”和“所述”旨在意指存在这些元件中的一个或多个元件。术语“包括”、“包含”和“具有”旨在是包含性的，并且意指除了列出的元件之外还可存在附加元件。此外，以下讨论中的任何数值示例旨在非限制性的，并且因此附加的数值、范围和百分比在所公开的实施方案的范围内。此外，术语“电路”和“电路系统”和“控制器”可包括单个部件或多个部件，这些部件为有源的和/或无源的，并且被连接或以其它方式耦接在一起以提供所述功能。
在磁共振成像(MRI)中，将对象置于磁体中。当对象处于由磁体生成的磁场中时，核(诸如质子)的磁矩尝试与磁场对准，但在核的拉莫尔频率下以随机顺序围绕磁场进动。磁体的磁场被称为B0并且在纵向或z方向上延伸。在采集MR图像的过程中，处于x-y平面中且接近拉莫尔频率的磁场(称为激励场B1)由射频(RF)线圈生成，并且可用于将核的净磁矩Mz从z方向朝横向或x-y平面旋转或“倾斜”。在激励信号B1终止之后，核发射信号，该信号被称为MR信号。为了使用MR信号来生成对象的图像，使用磁场梯度脉冲(Gx、Gy和Gz)。梯度脉冲用于扫描通过k空间、空间频率的空间或距离的反向。在所采集的MR信号和对象的图像之间存在傅里叶关系，因此可以通过重建MR信号来导出对象的图像。对象的图像可包括二维(2D)或三维(3D)图像。
现在将参考附图以举例的方式描述本公开的实施方案，其中图1是磁共振成像(MRI)系统10的示意图。系统10的操作可以从操作者控制台12进行控制，该操作者控制台包括输入装置13、控制面板14和显示屏16。输入装置13可为鼠标、操纵杆、键盘、跟踪球、触摸致动屏、光棒、语音控制器和/或其它输入装置。输入装置13可用于交互式几何形状指定。控制台12通过链路18与计算机系统20通信，该计算机系统使得操作者能够控制显示屏16上的图像的产生和显示。链路18可以是无线或有线连接。计算机系统20可包括通过背板20a彼此通信的模块。计算机系统20的模块可包括例如图像处理器模块22、中央处理单元(CPU)模块24和存储器模块26，该存储器模块可包括例如用于存储图像数据阵列的帧缓冲器。计算机系统20可链接到档案媒体设备、永久或备份存储器或用于存储图像数据和程序的网络，并且通过高速信号链路34与MRI系统控件32通信。MRI系统控件32可与计算机系统20分开或与其集成。计算机系统20和MRI系统控件32共同形成“MRI控制器”33或“控制器”。
在示例性实施方案中，MRI系统控件32包括由底板32a连接的模块。这些模块包括CPU模块36以及脉冲发生器模块38。CPU模块36通过数据链路40连接到操作者控制台12。MRI系统控件32通过数据链路40接收来自操作者的命令以指示待执行的扫描序列。CPU模块36操作系统部件以执行期望的扫描序列，并且产生指示所产生的RF脉冲的定时、强度和形状以及数据采集窗口的定时和长度的数据。CPU模块36连接到由MRI控制器32操作的部件，包括控制梯度放大器42、生理采集控制器(PAC)44和扫描室接口电路46的脉冲发生器模块38。
在一个示例中，CPU模块36从生理采集控制器44接收受检者数据，该生理采集控制器从连接到对象的传感器接收信号，诸如从附接到患者的电极接收的ECG信号。如本文所用，对象是人(或患者)、动物或体膜。CPU模块36经由扫描室接口电路46接收来自传感器的与患者和磁体系统的状况相关联的信号。扫描室接口电路46还使得MRI控制器33能够命令患者定位系统48将患者移动到用于扫描的期望位置。
全身RF线圈56用于将波形朝向受检者解剖结构传输。全身RF线圈56可以为身体线圈。RF线圈也可以为局部线圈，其可以放置成比身体线圈更靠近受检者解剖结构。RF线圈56也可为表面线圈。包含RF接收器信道的RF线圈可用于接收来自受检者解剖结构的信号。典型的表面线圈将具有八个接收通道；然而，不同数量的通道是可能的。已知使用身体线圈56和表面线圈两者的组合来提供更好的图像质量。
脉冲发生器模块38可操作梯度放大器42以实现扫描期间产生的梯度脉冲的所需定时和形状。由脉冲发生器模块38产生的梯度波形可应用于具有Gx、Gy和Gz放大器的梯度放大器系统42。每个梯度放大器在梯度线圈组件50中激发相应的物理梯度线圈，以产生用于空间编码所采集信号的磁场梯度。具体地，Gx对应于流量/频率编码梯度，Gy对应于相位编码梯度，并且Gz对应于切片选择梯度。梯度线圈组件50可形成磁体组件52的一部分，该磁体组件还包括极化磁体54(在操作中，该极化磁体在被磁体组件52包围的整个目标空间55中提供纵向磁场B0)和全身RF线圈56(在操作中，该线圈提供横向磁场B1，该横向磁场在整个目标空间55中大致垂直于B0)。MRI系统控件32中的收发器模块58产生可被RF放大器60放大的脉冲，所述RF放大器通过发射/接收开关62耦接到RF线圈56。由受检者解剖结构中的受激核发射的所得信号可由接收线圈(未示出)感测并通过发射/接收开关62提供给前置放大器64。放大的MR信号在收发器58的接收器部分中被解调、滤波和数字化。发射/接收开关62由来自脉冲发生器模块38的信号控制，以在发射模式期间将RF放大器60电连接到线圈56，并且在接收模式期间将前置放大器64连接到接收线圈。
通过收发器模块58将由目标的激励产生的MR信号数字化。MR系统控件32然后通过傅里叶变换处理数字化的信号以产生k-空间数据，该k-空间数据经由MRI系统控件32传输到存储器模块66或其它计算机可读介质。“计算机可读介质”可包括例如被配置成使得电、光或磁状态可通过常规计算机以可感知和可再现的方式固定的结构(例如，印刷到纸张或显示在屏幕、光盘或其它光学存储介质上的文本或图像、“闪存”存储器、EEPROM、SDRAM或其它电存储介质；软盘或其它磁盘、磁带或其它磁存储介质)。
当在计算机可读介质66中采集到原始k-空间数据的阵列时，扫描完成。对于每个要重建的图像，该原始k-空间数据被重新布置成单独的k-空间数据阵列，并且这些k-空间数据阵列中的每一个被输入到阵列处理器68，该阵列处理器操作以使用重建算法诸如傅里叶变换将数据重建成图像数据的阵列。当获得完整的k-空间数据时，其表示受检者身体的整个体积，并且如此获得的k-空间可被称为参考k-空间。类似地，当仅获得部分k-空间数据时，图像可被称为部分k-空间。该图像数据通过数据链路34传送到计算机系统20，并存储在存储器中。响应于从操作者控制台12接收到的命令，该图像数据可归档在长期存储装置中，或者可由图像处理器22进一步处理并且传送到操作者控制台12，并且呈现在显示器16上。
MR信号由复数表示，其中k空间处的每个位置由复数表示，其中I和Q正交MR信号是实分量和虚分量。可以使用过程诸如k空间MR数据的傅里叶变换，基于I正交MR信号和Q正交MR信号重建复合MR图像。复合MR图像是具有由复数表示的每个像素的MR图像，该复数也具有实分量和虚分量。所接收的MR信号的量值M可以被确定为所接收的MR信号的I正交分量和Q正交分量的平方和的平方根，如下面等式(3)中所示：
并且所接收的MR信号的相位φ也可以如下面等式(2)来确定：
如先前所讨论，当视场(FOV)小于正被成像的身体部分时，在MR图像中发生相位混叠伪影。通常，FOV的一侧之外的对象被投影到图像中的该FOV的另一侧上。根据本发明技术的一个实施方案，脉冲发生器模块38生成到相位梯度(Gy)的读出编码成像中剪切(在此后被称为“SIREN”)梯度脉冲，该SIREN梯度脉冲导致在读出编码方向上的剪切。由于这种剪切，所以相位混叠方向从原始相位方向改变。因此，当FOV外部的对象被投影到FOV的另一侧时，它们移出感兴趣区域，如将在后续段落中解释的。最后，可以将仅有的感兴趣区域解码回原始位置以采集相位混叠伪影减少的图像。
图2是根据本发明技术的实施方案的k空间轨迹200的示意图。k空间200也被称为规则笛卡尔k空间，并且由最大kx或ky值Kx，最大和Kx，最大限定，该最大kx或ky值由最大频率或相位编码梯度限定。k空间200是。一般而言，k空间200表示从MR信号直接获得的原始数据，其中k空间kx-ky值对应于MR图像的空间频率。在一个实施方案中，针对每行202k空间数据采集多个激发(NEX)图像。
图3是描绘MRI系统的脉冲序列图300的示意图。脉冲序列图300可以由图1的MRI系统控件32的不同模块生成。在图3中，曲线302示出了激励RF线圈56的RF信号波形。曲线308示出了读出梯度信号波形Gx，曲线316示出了相位梯度信号波形Gy，并且曲线322示出了切片选择梯度信号波形Gz。梯度信号波形308、316和322中的每个梯度信号波形激励梯度线圈组件50中的对应物理梯度线圈。RF信号波形302包括90°RF脉冲304，之后是180°RF脉冲306。90°RF脉冲和180°RF脉冲的这种组合在每个时间间隔TR(重复时间)处重复，并且被称为自旋回波。使用每次重复，填充k空间200的k空间线202。如本领域技术人员将理解的，180°RF脉冲补偿由磁场不均匀性引起的横向磁化的损失。应当注意的是，脉冲序列图300仅仅是表示规则笛卡尔采集的一个示例。然而，在其他实施方案中，也可以使用不同的脉冲序列图，诸如梯度回波序列或扩散加权序列图。
读出梯度信号波形308示出了具有振幅R1的失相波瓣310、具有振幅R2的主读出波瓣312和具有振幅R3的扰流器波瓣314。如本领域技术人员将理解的，失相波瓣310导致自旋根据其在梯度内的位置而失相。主读出波瓣312使这些自旋回到相位中以产生回波，并且扰流器波瓣314在下一激励脉冲之前去除任何残余横向磁化。
相位梯度信号波形316示出了第一相位编码梯度318(具有峰值振幅P1)和第二相位编码梯度320(具有峰值振幅P2)。针对脉冲序列的每个重复时间以相等持续时间(由水平阴影线标记指示)施加具有不同振幅的第一相位编码梯度318，以在每次重复时提供不同程度的相位编码。一般而言，第一相位编码梯度318的振幅确定k空间200的哪条线202被填充。如果振幅为正，则k空间200的上半部分中的k空间线202被填充。另一方面，如果第一相位编码梯度318的振幅是负的，则k空间200的下半部分中的k空间线202被填充。第二相位编码梯度320被称为复卷器梯度，并且在每个循环结束时被施加相反的极性(如梯度318的极性)。这些复卷器梯度的目的是确保在每个重复间隔中MR信号的相位的稳定性，即，以产生净零相移并有助于相干横向磁化的发展。
切片选择梯度信号波形322具有被称为主切片选择梯度的一个向上波瓣324(具有振幅S1)和被称为切片重新定相波瓣的一个向下波瓣326(具有振幅S2)。正好在90°RF脉冲304之后施加切片重新定相波瓣326。如本领域技术人员将理解的，切片重新定相波瓣326帮助校正伴随主切片选择梯度324的施加而发生的横向磁化的相位分散。
图4是描绘根据本发明技术的实施方案的MRI系统的脉冲序列图400的示意图。脉冲序列图400可以由图1的MRI系统控件32的不同模块生成。图4中所示的实施方案使用与上述图3中所示实施方案的对应部件类似的元件编号。与图3类似，图4的脉冲序列图400包括RF信号波形302、读出梯度信号波形308Gx和切片选择梯度信号波形322Gz。然而，图3中的相位梯度信号波形316已经被置换为图4的新的相位梯度信号波形410Gz。梯度信号波形308、410和322中的每个梯度信号波形激励梯度线圈组件50中的对应物理梯度线圈。具体地，梯度线圈组件50包括读出梯度线圈、相位梯度线圈和切片选择梯度线圈。梯度信号波形308、410和322分别激励读出梯度线圈、相位梯度线圈和切片选择梯度线圈。RF信号波形302包括90°RF脉冲304，之后是180°RF脉冲306。90°RF脉冲和180°RF脉冲的这种组合在每个时间间隔TR(重复时间)处重复。使用每次重复，填充k空间的k空间线。如本领域技术人员将理解的，在一个实施方案中也可以使用部分采样k空间。在部分k空间中，不填充k空间的所有线，而是跳过k空间的一些线。
相位梯度信号波形410示出了SIREN失相器梯度412、第一相位编码梯度414、SIREN梯度416和第二相位编码梯度418。分别地，SIREN失相器梯度412是在第一相位编码梯度414之前施加的，并且SIREN梯度是在第一相位编码梯度414与第二相位编码梯度418之间施加的。类似于梯度318和320，施加第一相位编码梯度414和第二相位编码梯度418以分别填充k空间和创建净零相移。进一步，在施加失相波瓣310时同时施加SIREN失相器梯度412，并且在施加主读出波瓣312时同时施加SIREN梯度416。施加SIREN梯度416的效应是其导致如在图5中可看到的在读出编码方向上的剪切。此外，由于SIREN梯度416，可以减少图像中的相位混叠伪影，如下面将解释的。应当注意的是，本发明不限于图4的脉冲序列图400。在另一个实施方案中，用于获得MR图像的不同脉冲序列图也可以与SIREN梯度416一起使用。例如，脉冲序列图可以是扩散加权序列、反转恢复序列、梯度回波序列等。
图5是根据本发明技术的实施方案的k空间轨迹500的示意图。如与k空间200相比，在k空间500中，k空间线502相对于x轴倾斜达剪切角θ。这个剪切角是由施加到梯度线圈组件50的y或相位梯度线圈的SIREN梯度416引起。因此，k空间500也被称为SIREN k空间数据。剪切角θ的值取决于主读出波瓣312的振幅R2和SIREN梯度416的振幅P4。在一个实施方案中，剪切角是被给定为以下的θ：
图6是描绘规则笛卡尔图像空间602与SIREN图像空间604的比较的示意图600。本领域技术人员应当理解的是，图像空间602和604是在将傅里叶变换施加至相应的k空间200和500之后获得的。规则笛卡尔图像空间602是脉冲序列图300的结果，并且SIREN图像空间604是脉冲序列图400的结果。应当注意的是，在规则笛卡尔图像空间602或SIREN图像空间604中没有示出相位混叠效应。相位混叠效应将在图7中示出。与规则笛卡尔图像空间602对应的对象图像606是笔直图像，而与SIREN图像空间604对应的对象图像608是倾斜达剪切角θ的倾斜图像。由于这种剪切角，所以图像606中的(x,y)坐标将移位到图像608中的坐标(x+y*tanθ,y)。换句话说，y坐标将是相同的，但是x坐标将在图像606中移位y*tanθ因子。应当注意的是，由于这种坐标移位，点610、612落在图像空间604之外，并且因此被从最终图像中切割掉。然而，这些点在感兴趣图像608之外，并且因此不会引起任何问题。进一步，在一个实施方案中，为了使图像608笔直，向SIREN图像空间数据604施加将坐标从(x+y*tanθ,y)变换到(x,y)的数学变换或解码/去剪切算法。在另一实施方案中，代替使用解码算法来变换图像，可以首先将SIREN k空间500本身变换为规则k空间数据(也被称为直域k空间数据)，并且然后可以使用该规则k空间数据来使用傅里叶逆变换(IFT)生成对象的规则图像(或笔直图像)。
图7是描绘规则笛卡尔图像空间702和SIREN图像空间704两者中的相位混叠效应的示意图700。当视场(FOV)小于正被成像的身体部分时，在MR图像中发生相位混叠伪影。在这种情况下，FOV的一侧之外的对象被投影到图像中的该FOV的另一侧上。在图7中，规则笛卡尔FOV由框706表示，而SIREN FOV由框712表示。如可以看出的，由于相位混叠效应，落在FOV 706之外的对象708被投影在图像空间中的点710处，这导致图像伪影。通过增加FOV直到对象点708，可以避免这种相位混叠效应。然而，用于成像的扫描时间随着FOV增加而增加。
类似于规则笛卡尔，对于SIREN采集，在FOV 712之外的对象714也被投影在点716处。然而，在SIREN采集中，图像被剪切了角度θ，如上所述。因此，即使对象714被投影在FOV712的另一侧上，投影716也落在感兴趣区域或主图像空间718之外。因此，当将去剪切算法施加至SIREN图像空间704时，在经去剪切的图像中不存在由于相位混叠引起的伪影。
图8是描绘将SIREN图像空间802变换为经解码的SIREN图像空间804的示意图800。在将解码/去剪切算法施加至SIREN图像空间802以便获得未剪切图像之后，获得了经解码的SIREN图像空间804。在一个实施方案中，去剪切算法是数学变换因子。如先前所讨论的，在SIREN图像空间802中，在FOV之外的对象806被投影在落在感兴趣区域或主图像空间810之外的点808处。现在当施加去剪切算法时，图像空间802被去剪切以生成经解码的SIREN图像空间804。在经解码的SIREN图像空间804中，所有的x坐标向左侧移动等于y*tanθ的距离。因此，甚至图像空间802中的投影对象808也移动相同的距离到达仍然在感兴趣区域或主图像空间812之外的点810。应当注意的是，剪切角θ决定对象806的投影将落在图像空间802或804中的何处。例如，如果剪切角等于零，则不存在剪切因子，并且然后对象806的投影将在如在规则笛卡尔图像空间702中所示的主图像上，从而导致最终图像中的伪影。此外，应当注意的是，当去剪切算法被施加至SIREN图像空间802时，图像的一部分可以被切割掉，如关于图6的点610、612所解释的。
图9是描绘由于将SIREN图像空间902变换为经解码的SIREN图像空间904而导致的图像切割效应的示意图900。在变换之后，主要从经解码的SIREN图像空间904切割掉阴影拐角906和908。如可以看到的，如果感兴趣图像910的任何部分没有落在阴影部分906和908之下，则即使阴影部分906和908被从最终图像中切除也没有问题。然而，在一些情况下，可能发生的是主图像910的一部分落入阴影部分内并且可能被切割。在此类情况下，可能需要减小剪切角，该剪切角可引入一点相位混叠效应。因此，剪切角的选择取决于医学应用，即，其取决于正在对身体的哪个部分成像。或者，在一些实施方案中，可以在频率或x方向上增加FOV，这覆盖图像的更多区域并且避免图像切割。通过增加X方向上的FOV，扫描时间可增加。然而，这种情况下扫描时间的增加可能不如如果在Y或相位方向上增加FOV的情况下那么大。此外，在另一实施方案中，可将掩模施加至将在最终图像中被切割的区域。将掩模施加截断区域将减少系统的处理时间。
图10是描绘根据本发明技术的实施方案的剪切角变化对相位混叠效应的影响的示意图1000。具体地，图10示出了与六个不同剪切因子(tanθ)0、0.2、0.4、0.6、0.8和1.0对应的对象1002的六个不同图像A、B、C、D、E、F。对象1002具有在FOV之下的部分1004和在部分1004之上但在FOV之外的另一部分1006。然而，由于相位混叠效应，部分1006被投影/重叠在部分1004的底侧上。当剪切因子从0增加到1时，部分1006开始从部分1004偏移。可以看出的是，在图像D、E和F中，部分1006完全在感兴趣区域1004之外。然而，与此同时，部分1004也根据剪切因子而被剪切。
此外，应当注意的是，在图像A中，存在由于外周信号效应(annefact effect)引起的一个伪影1010。如本领域技术人员将理解的，在具有非线性梯度场的区域处(诸如在拐角或边界处)生成的MR信号导致MR图像中的外周信号效应。使用本文提出的SIREN技术，当剪切因子从0增加到1时，外周信号伪影1010也移出感兴趣区域，即部分1006。
图11是描绘根据本发明技术的实施方案的SIREN解码对图10中的图像的影响的示意图1100。具体地，图11示出了三个图像D、E、F以及分别在对该三个图像施加去剪切算法之后该三个图像的SIREN解码版本G、H、I。三个图像D、E、F分别对应于等于0.6、0.8和1.0的剪切因子(tanθ)。如从图像G、H和I可以看出的，去剪切算法的施加使得图像D、E、F不被剪切。然而，与此同时每个图像的一部分也在该过程期间被切割。例如，由于SIREN解码，所有图像G、H、I中的两个拐角1102和1104都被切割。被切割的拐角的大小取决于剪切因子tanθ。例如，在三个图像中，与剪切因子tanθ＝0.6对应的图像G具有最小拐角区域切割，而与剪切因子tanθ＝1.0对应的图像I具有最大拐角区域切割。因此，剪切因子或剪切角θ是基于医学应用(即，哪个身体部分正被成像)和视场来确定的。
在一个实施方案中，一旦剪切角θ已知，则SIREN梯度416的振幅P4可被确定为：
P4＝R2tanθ (2)
其中R2是主读出波瓣或脉冲312的振幅。此外，SIREN失相器梯度脉冲412下方的面积(即，SIREN失相器面积)被设定为等于SIREN梯度416下方的面积(即，SIREN面积)的一半。基于SIREN失相器面积(Ad)，SIREN失相器的振幅P3可以被确定为：
其中d1和d2是SIREN失相器梯度脉冲412的基础和峰值脉冲持续时间，并且等于二相波瓣或脉冲310的基础和峰值脉冲持续时间。
图12是根据本发明技术的实施方案的用MRI系统10生成对象的MR图像的方法1200的流程图。在步骤1202处，该方法包括在MRI系统的相位梯度信号波形410中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲416。一般而言，MRI系统包括三种梯度信号波形：读出梯度信号波形308、切片选择梯度信号波形322和相位梯度信号波形410，如图4所示。读出梯度信号波形308包括二相波瓣或脉冲310、主读出脉冲312和扰流器脉冲314。除了SIREN梯度脉冲416之外，相位梯度信号波形410还包括SIREN失相器梯度412、第一相位编码梯度414和第二相位编码梯度418。SIREN梯度416的施加导致在步骤1204处获得的对象的SIREN MR k空间500。SIREN MR k空间500具有如图5所示的剪切角θ。
在步骤1206处，该方法包括获得MR图像空间数据。在一个实施方案中，将重建技术施加至SIREN MR k空间500以获得如图8中所示的MR图像空间数据802。重建技术可包括傅里叶逆变换。来自SIREN MR k空间500的剪切角θ也反映在MR图像空间数据802中。因此，在步骤1208处，基于剪切角θ将MR图像空间数据(也被称为“SIREN图像空间数据”)变换为规则域图像空间数据804(也被称为“经解码的图像空间数据”)，以生成对象的图像。在一个实施方案中，施加将MR图像空间数据802的坐标从(x+y*tanθ,y)变换为(x,y)的数学变换或解码/去剪切算法，以生成规则域图像空间数据804或对象的伪影减少的图像。
图13是根据本发明技术的实施方案的用MRI系统10生成对象的MR图像的另一方法1300的流程图。方法1200和方法1300之间的主要区别在于，在方法1300中，SIREN MR k空间本身被变换为规则域k空间，而不是将MR图像空间数据变换为规则域图像空间数据。因此，在步骤1302处，方法1300包括在MRI系统的相位梯度信号波形410中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲416。除了SIREN梯度脉冲416之外，相位梯度信号波形410还包括SIREN失相器梯度412、第一相位编码梯度414和第二相位编码梯度418。SIREN梯度416的施加导致在步骤1304处获得的对象的SIREN MR k空间500。SIREN MR k空间500具有如图5所示的剪切角θ。
在步骤1306处，该方法包括基于剪切角将SIREN k空间数据变换为规则域k空间数据(也被称为“经解码的k空间数据”)。在一个实施方案中，将数学变换或解码/去剪切算法施加至SIREN k空间数据以将其变换为规则域k空间数据。最后，在步骤1308处，基于该规则域k空间数据生成对象的图像。在一个实施方案中，将重建技术施加至规则域k空间数据以获得对象的MR图像。
本发明技术的优点之一是其减少或消除了图像中的相位混叠伪影和外周信号伪影。此外，该技术可以施加至对象的2D以及3D图像采集。当期望对象的3D图像时，还在切片选择梯度信号波形322中提供附加的SIREN梯度脉冲。此外，使用本发明技术，不需要增加FOV来减少相位混叠伪影，并且因此这减少了扫描时间。
该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域技术人员能够实践本发明，包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何包含的方法。本发明的专利范围由权利要求书限定，并且可包括本领域技术人员想到的其他示例。如果此类其他示例具有与权利要求书的字面语言没有区别的结构元素，或者如果它们包括与权利要求书的字面语言具有微小差别的等效结构元素，则此类其他示例旨在落入权利要求书的范围内。

Claims (20)

1.一种用磁共振成像(MRI)系统产生对象的图像的方法，所述方法包括：
在施加到所述MRI系统的相位梯度线圈的相位梯度信号波形中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲；
获得所述对象的SIREN k空间，其中所述SIREN k空间的k空间线具有剪切角；
从所述SIREN k空间获得MR图像空间数据；以及
通过基于所述剪切角使用解码算法将SIREN MR图像空间数据变换为规则图像空间数据来生成所述对象的所述图像。
2.根据权利要求1所述的方法，所述方法进一步包括将读出梯度信号波形施加到所述MRI系统的读出梯度线圈，其中所述读出梯度信号波形包括失相脉冲和主读出脉冲。
3.根据权利要求2所述的方法，其中所述相位梯度信号波形包括第一相位编码梯度脉冲和第二相位编码梯度脉冲，并且其中在所述第一相位编码梯度脉冲与所述第二相位编码梯度脉冲之间施加所述SIREN梯度脉冲。
4.根据权利要求2所述的方法，其中基于所述剪切角和所述主读出脉冲的振幅来确定所述SIREN梯度脉冲的振幅。
5.根据权利要求2所述的方法，其中在所述主读出脉冲的同时施加所述SIREN梯度脉冲。
6.根据权利要求1所述的方法，所述方法进一步包括在施加到所述MRI系统的所述相位梯度线圈的所述相位梯度信号波形中的所述SIREN梯度脉冲之前提供SIREN失相器梯度脉冲。
7.根据权利要求6所述的方法，其中在所述SIREN失相器梯度脉冲下的面积是在所述SIREN梯度脉冲下的面积的一半。
8.根据权利要求1所述的方法，其中基于医学图像应用、视场或它们的组合来确定所述剪切角。
9.根据权利要求1所述的方法，其中从所述SIREN k空间获得MR图像空间数据包括将傅里叶逆变换施加至所述SIREN k空间。
10.根据权利要求1所述的方法，其中所述解码算法将SIREN MR图像空间的x轴坐标移位因子y*tanθ，其中y是所述SIREN MR图像空间的对应y轴坐标，并且θ是所述剪切角。
11.根据权利要求1所述的方法，其中当所述对象的所述图像具有截断区域时，所述方法包括使用所述SIREN MR图像空间数据的所述y轴中的较大视场。
12.根据权利要求1所述的方法，其中当所述对象的所述图像是3D图像时，所述方法包括在所述MRI系统的切片选择梯度信号波形中提供附加的SIREN梯度脉冲。
13.一种磁共振成像(MRI)系统，所述MRI系统包括：
磁体，所述磁体被配置为围绕布置在所述MRI系统中的对象的至少一部分生成极化磁场；
梯度线圈组件，所述梯度线圈组件包括读出梯度线圈、相位梯度线圈、切片选择梯度线圈，所述梯度线圈组件被配置为将至少一个梯度场施加到所述极化磁场；
射频(RF)系统，所述RF系统被配置为向所述对象施加RF场并从所述对象接收磁共振信号；
处理系统，所述处理系统被编程为：
在相位梯度信号波形中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲，其中所述相位梯度信号波形被施加到所述相位梯度线圈；
获得所述对象的SIREN k空间，其中所述SIREN k空间的k空间线具有剪切角；
从所述SIREN k空间获得MR图像空间数据；以及
通过基于所述剪切角使用解码算法将SIREN MR图像空间数据变换为规则图像空间数据来生成所述对象的所述图像。
14.根据权利要求13所述的MRI系统，其中所述处理系统被编程为将读出梯度信号波形施加到所述MRI系统的读出梯度线圈，其中所述读出梯度信号波形包括失相脉冲和主读出脉冲。
15.根据权利要求14所述的MRI系统，其中所述相位梯度信号波形包括第一相位编码梯度脉冲和第二相位编码梯度脉冲，并且其中在所述第一相位编码梯度脉冲与所述第二相位编码梯度脉冲之间施加所述SIREN梯度脉冲。
16.根据权利要求14所述的MRI系统，其中基于所述剪切角和所述主读出脉冲的所述振幅来确定所述SIREN梯度脉冲的振幅。
17.根据权利要求13所述的MRI系统，其中所述处理系统被编程为通过将傅里叶逆变换施加至所述SIREN k空间来从所述SIREN k空间获得MR图像空间数据。
18.根据权利要求13所述的MRI系统，其中所述解码算法将SIREN MR图像空间的所述x轴坐标移位因子y*tanθ，其中y是所述SIREN MR图像空间的所述对应y轴坐标，并且θ是所述剪切角。
19.根据权利要求13所述的MRI系统，其中当所述对象的所述图像是3D图像时，所述处理系统被编程为在所述MRI系统的切片选择梯度信号波形中提供附加的SIREN梯度脉冲。
20.一种用磁共振成像(MRI)系统产生对象的图像的方法，所述方法包括：
在施加到所述MRI系统的相位梯度线圈的相位梯度信号波形中提供读出编码成像中剪切(SIREN)梯度脉冲；
获得所述对象的SIREN k空间数据，其中所述SIREN k空间数据的k空间线具有剪切角；
基于所述剪切角使用解码算法将所述对象的SIREN k空间数据变换成规则域k空间数据；以及
从所述规则域k空间数据生成所述对象的所述图像。
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