专利名称：磁共振成像系统的制作方法
技术领域：
本发明的背景技术本发明涉及一种磁共振(MR)成像法和一种磁共振成像(MRI)系统。更具体地说，本发明涉及一种能够重建良好质量图像的MR成像法和MRI系统。
专利No.2,898,329已揭示了一种根据下面步骤的MR成像法(1)在从组成K空间的视图v中获得数据fv(0)前通过顺序改变相位编码的相位对稳定状态自由进动(SSFP)中的数据重复采集；(2)通过顺序改变相位编码的相位和交替地对RF脉冲移相180度SSFP中的数据重复采集，从而从组成K空间的视图v中获得数据fv(1)；(3)对fv(0)和fv(1)进行相加和相减，以得到如下表达的数据AvAv＝0.5*Fv(0)+0.5*Fv(1)或Av＝0.5*Fv(0)-0.5*Fv(1)；和(4)根据所产生的数据Av重建图像。
根据专利No.2,898,329揭示的MR成像法，在某些情况下能够产生良好质量的图像。但是，在其它情况下能仅产生质量差的图像(例如，由不均匀磁场引起的具有伪象带的图像)。
本发明的概述因此，本发明的目的是一种在任何常用MR成像法仅提供质量差的图像的情况下提供一种能够重建良好质量图像的MR成像法和MRI系统。
根据本发明的第一种方案，提供一种具有下面描述步骤的MR成像法。也就是说，在第一步骤(1)中，在从组成K空间的视图v中获得从数据fv(0)到数据fv(N-1)范围中的数据fv(k)前通过顺序改变相位编码的相位，对稳定状态自由进动(SSFP)中的数据重复采集N次(这里N等于2的幂)。此时，射频(RF)脉冲的相位根据一个表达式360°vk/N而变化。在第二步骤(2)中，如果操作者指定傅里叶变换(FT)成像，数据fv(k)相应于RF脉冲表示的相位进行相位编码，然后再进行傅里叶变换。这样就会产生数据Fv(n)。相反，如果操作者不指定傅里叶变换成像，数据fv(k)实际上就被认为是Fv(n)。在第三步骤(3)中，为了产生数据Av，就对数据Fv(n)执行操作者选择的至少加权加法、最大强度投影(MIP)处理和均方根转换中的任一过程。
根据本发明第一个方案中提供的MR成像法，操作者能够指定是否对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换(FT)。傅里叶变换能够根据下面所述的原理指定数据的自由感应衰减(FID)分量和自旋回波分量或其激励回波分量中任一个应该占主导地位。
例如，N＝4时，如果k＝0，对所有数据采集的次数而言，RF脉冲的相位就设定为0。数据fv(0)的FID分量的极性与正Y方向(Y轴的正方向)一致，而数据的自旋回波分量或其激励回波分量与负Y方向(Y轴的负方向)一致。如果k＝1，RF脉冲的相位就顺序地设定为0，π/2，π，3π/2等。数据fv(1)的FID分量的极性与正Y方向一致，而数据的自旋回波分量或其激励回波分量与负X方向(X轴的负方向)一致。如果k＝2，RF脉冲的相位就交替地设定为0和π。数据fv(2)的FID分量的极性与正Y方向一致，而数据的自旋回波分量或其激励回波分量也与正Y方向一致。如果k＝3，RF脉冲的相位就顺序地设定为0，3π/2，π/2，π等。数据fv(3)的FID分量的极性与正Y方向一致，而数据的自旋回波分量或其激励回波分量与负X方向(X轴的负方向)一致。
由于数据Fv(0)＝fv(0)+fv(1)+fv(2)+fv(3)，FID分量被完整保留，因为由于上述极性而使自旋回波或激励回波分量被消除。实际上，情形与理想不一致。然而，在合成数据Fv(0)中，其FID分量是占主导地位。而且，由于数据Fv(1)＝fv(0)-j.fv(1)-fv(2)+j.fv(3)，自旋回波或激励回波分量被完整保留，因为FID分量由于上述极性被消除。因此，数据Fv(1)的自旋回波或激励回波分量占主导地位。通常，如果在数据Fv(n)中n假定为奇数值，FID分量就占主导地位。如果n假定为偶数值，自旋回波或激励回波分量就占主导地位。因此，能够指定FID分量和自旋回波或激励回波分量中任一个占主导地位。
此外，根据本发明第一个方案中提供的MR成像法，操作者能够从至少加权加法、MIP和均方根转换中选择任一个对数据Fv(n)执行处理。如果对数据执行加权加法处理，就可以指定FID分量和自旋回波或激励回波中任一个占主导地位。如果执行MIP处理，就能提高信噪比。而且，如果执行均方根转换，就能提高信噪比。
根据本发明第一个方案中提供的MR成像法，至少可从四种处理中选择执行处理。这样，能够在任何常用MR成像法仅能产生质量差的图像的情况下产生质量好的图像。
本发明者所作的研究表明根据专利No.2,898,329揭示的MR成像法，如果对表示具有伪象带的可视图像的数据fv(0)和fv(1)执行均方根转换，就可产生无伪象带的图像。而且，如果增加重复次数N(例如，为8或更大)，并选择傅里叶变换和均方根转换，从而可在许多情况下产生质量好的图像。
根据本发明的第二个方案，提供一种包括下列步骤的MR成像法。也就是说，在第一步骤(1)中，在从组成K空间的视图v中获得从数据fv(0)到数据fv(N-1)范围中的数据fv(k)前通过顺序改变相位编码的相位，对SSFP中的数据重复采集N次(这里N等于2的幂)。此时，射频(RF)脉冲的相位根据一个表达式360°□v□k/N而变化。在第二步骤(2)中，为了产生数据Fv(n)，对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换。在第三步骤(3)中，为了产生数据Av，就对数据Fv(n)执行操作者选择的至少加权加法、MIP处理和均方根转换中的任一过程。在第四步骤(4)中。根据所产生的数据Av重建图像。
根据本发明第二个方案中提供的MR成像法，对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换。傅里叶变换能够指定数据的FID分量和自旋回波分量或其激励回波分量中任一个应该占主导地位。此外，操作者能够从至少加权加法、MIP和均方根转换中选择任个对数据Fv(n)执行处理。如果执行加权加法处理，就指定FID分量和自旋回波或激励回波中任一个占主导地位。如果执行MIP处理，就能提高信噪比。如果执行均方根转换，就能提高信噪比。如上所述，可选择至少两种处理中的一个。这样，能够在任何常用MR成像法仅能产生质量差的图像的情况下产生质量好的图像。
本发明者所作的研究表明增加重复次数N(例如，为8或更大)时，如果执行傅里叶变换和均方根转换，就可在许多情况下产生质量好的图像。
根据本发明的第三个方案，提供一种主要由下列步骤组成的MR成像法。也就是说，在第一步骤(1)中，在从组成K空间的视图v中获得从数据fv(0)到数据fv(N-1)范围中的数据fv(k)前通过顺序改变相位编码的相位，对SSFP中的数据重复采集N次(这里N等于2的幂)。此时，射频(RF)脉冲的相位根据一个表达式360°□v□k/N而变化。在第二步骤(2)中，数据fv(k)实际上可被认为是数据Fv(n)。在第三步骤(3)中，为了产生数据Av，就对数据Fv(n)执行操作者选择的至少加权加法、MIP处理和均方根转换中的任一过程。在第四步骤(4)中。根据所产生的数据Av重建图像。
根据本发明第三个方案中提供的MR成像法，操作者能够从至少加权加法、MIP和均方根转换中选择任一个对数据Fv(n)执行处理。如果执行加权加法处理，就指定FID分量和自旋回波或激励回波中任一个占主导地位。如果执行MIP处理，就能提高信噪比。如果执行均方根转换，就能提高信噪比。因此，操作者能够选择至少两种处理中的一个。这样，能够在任何常用MR成像法仅能产生质量差的图像的情况下产生质量好的图像。
本发明者所作的研究表明根据专利No.2,898,329揭示的MR成像法，如果对显示示具有伪象带的可视图像的数据fv(0)和fv(1)执行均方根转换，在某些情况下，就可产生无伪象带的图像。
根据本发明的第四种方案，在任一前述的MR成像法基础上提供一种MR成像法。特别是，一种用于获取SSFT中数据的脉冲序列能够启动FID信号和回波的同时采集。而且，每个磁场梯度表示随时间变化的强度，在一个重复时间TR过程中检测的其强度值被积分为0。
众所周知，SSFT中的数据采集采用不同的脉冲序列。例如，大家知道用于稳定状态采集(FIESTA)快速成像所使用的一种脉冲序列和用于TrueSSFT的一种脉冲序列。
根据本发明第四种方案提供的MR成像法，可采用FIESTA所使用的脉冲序列。
根据本发明的第五种方案，在任一前述的MR成像法基础上提供一种MR成像法。这里，从相应于用RF脉冲表示的每个相位执行傅里叶变换中产生的数据Fv(n)表达如下Fv(n)=ΣK=0N-1fv(k).exp{-j.n.2π.k/M}]]>根据本发明第五种方案提供的MR成像法，就能对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示每个相位执行傅里叶变换。
根据本发明的第六种方案，在任一前述的MR成像法基础上提供一种MR成像法。这里，从N＝2时执行加权加法中产生的数据Av表达如下Av＝0.5*Fv(0)+0.5*Fv(1)
根据本发明第六种方案提供的MR成像法，可使数据fv(k)的FID分量占主导地位。
根据本发明的第七种方案，在任一前述的MR成像法基础上提供一种MR成像法。这里，从N＝2时执行加权加法中产生的数据Av表达如下Av＝0.5*Fv(0)-0.5*Fv(1)根据本发明第七种方案提供的MR成像法，可使数据fv(k)的自旋回波或激励回波分量占主导地位。
根据本发明的第八种方案，在任一前述的MR成像法基础上提供一种MR成像法。这里，从解函数最大值{ }以提供一最大值的MIP处理中产生的数据Av表达如下Av＝max{Fv(0)，etc，Fv(N-1)}根据本发明第八种方案提供的MR成像法，可采用所有N个信号中最大值的一个信号。因此，在许多情况下能够提高信噪比。
根据本发明的第九种方案，在任一前述的MR成像法基础上提供一种MR成像法。这里，从均方根转换中产生的数据Av表达如下Av＝{(Fv(0)2+···+Fv(N-1)2)/N}根据本发明第九种方案提供的MR成像法，N数据项都可采用，将不会被消除。因此，在许多情况下能够提高信噪比。
根据本发明的第十种方案，提供一种主要由发射机线圈，梯度线圈单元，接收机线圈，扫描设备和数据处理设备组成的MRI系统。发射机线圈发射射频(RF)脉冲。梯度线圈单元应用磁场梯度。接收机线圈接收NMR信号。扫描设备驱动发射机线圈，梯度线圈单元和接收机线圈以获取数据。数据处理设备对获取的数据执行算术操作以产生图像。这里，在从组成K空间的视图中获取从数据fv(0)到fv(N-1)范围中的数据fv(k)前，扫描设备通过顺序改变相位编码的相位对稳定状态自由进动(SSFP)中的数据重复采集N次(这里N表示2的幂)。此时，射频(RF)脉冲的相位根据一个表达式360°□v□k/N而变化。如果操作者指定傅里叶变换(FT)成像，数据处理设备就对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换，因此产生数据Fv(n)。如果操作者不指定傅里叶变换成像，数据fv(k)实际上就被认为是Fv(n)。此后，为了产生数据Av，就对数据Fv(n)执行操作者选择的至少加权加法、最大强度投影(MIP)处理和均方根转换中的任一过程。因此，根据所产生的数据Av重建图像。
在根据本发明第十种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第一种方案中提供的MR成像法。
根据本发明的第十一种方案，提供一种主要由发射机线圈，梯度线圈单元，接收机线圈，扫描设备和数据处理设备组成的MRI系统。发射机线圈发射射频(RF)脉冲。梯度线圈单元应用磁场梯度。接收机线圈接收NMR信号。这里，在从组成K空间的视图中获取从数据fv(0)到fv(N-1)范围中的数据fv(k)前，扫描设备通过顺序改变相位编码的相位对SSFP中的数据重复采集N次(这里N表示2的幂)。此时，RF脉冲的相位根据一个表达式360°□v□k/N而变化。数据处理设备对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换以产生数据Fv(n)。此后，为了产生数据Av，就对数据Fv(n)执行操作者选择的至少加权加法、最大强度投影(MIP)处理和均方根转换中的任一过程。之后，根据所产生的数据Av重建图像。
在根据本发明第十一种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第二种方案中提供的MR成像法。
根据本发明的第十二种方案，提供一种主要由发射机线圈，梯度线圈单元，接收机线圈，扫描设备和数据处理设备组成的MRI系统。发射机线圈发射射频(RF)脉冲。梯度线圈单元应用磁场梯度。接收机线圈接收NMR信号。这里，在从组成K空间的视图中获取从数据fv(0)到fv(N-1)范围中的数据fv(k)前，扫描设备通过顺序改变相位编码的相位对SSFP中的数据重复采集N次(这里N表示2的幂)。此时，RF脉冲的相位根据一个表达式360°□v□k/N而变化。数据处理设备认为数据fv(k)实际上就是数据Fv(n)。此后，为了产生数据Av，对数据Fv(n)执行操作者选择的至少加权加法、最大强度投影(MIP)处理和均方根转换中的任一过程。因此，根据所产生的数据Av重建图像。
在根据本发明第十二种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第三种方案中提供的MR成像法。
根据本发明的第十三种方案，在任一前述的MRI系统基础上提供一种MRI系统。一种用于获取SSFP中数据的脉冲序列能够启动FID信号和回波的同时采集。而且，每个磁场梯度表示随时间变化的强度，在一个重复时间TR过程中检测的其强度值被积分为0。
在根据本发明第十三种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第四种方案中提供的MR成像法。
根据本发明的第十四种方案，在任一前述的MRI系统基础上提供一种MRI系统。这里，从相应于用RF脉冲表示的每个相位执行傅里叶变换中产生的数据Fv(n)表达如下Fv(n)=ΣK=0N-1fv(k).exp{-j.n.2π.k/M}]]>在根据本发明第十四种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第五种方案中提供的MR成像法。
根据本发明的第十五种方案，在任一前述的MRI系统基础上提供一种MRI系统。这里，从N＝2时执行加权加法中产生的数据Av表达如下Av＝0.5*Fv(0)+0.5*Fv(1)在根据本发明第十五种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第六种方案中提供的MR成像法。
根据本发明的第十六种方案，在任一前述的MRI系统基础上提供一种MRI系统。这里，从N＝2时执行加权加法中产生的数据Av表达如下Av＝0.5*Fv(0)-0.5*Fv(1)在根据本发明第十六种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第七种方案中提供的MR成像法。
根据本发明的第十七种方案，在任一前述的MRI系统基础上提供一种MRI系统。这里，从解决函数最大值{ }以获得一最大值的MIP处理中产生的数据Av表达如下Av＝max{Fv(0)，.....，Fv(N-1)}在根据本发明第十七种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第八种方案中提供的MR成像法。
根据本发明的第十八种方案，在任一前述的MRI系统基础上提供一种MRI系统。这里，从均方根转换中产生的数据Av表达如下Av＝{(Fv(0)2+···+Fv(N-1)2)/N}在根据本发明第十八种方案提供的MRI系统中，能够较佳地实现本发明第九种方案中提供的MR成像法。
因此，在本发明中实现的MR成像法和MRI系统能够产生无伪象带的质量好的图像。
本发明的其它目的和优点从下面如附图所示本发明最佳实施例的描述中将会变得更清楚。
附图的简述
图1是根据本发明一个实施例的MRI系统的方框图。
图2是在本发明实施例中实现MR成像的流程图。
图3是FIESTA使用的脉冲序列的实例视图。
图4是表示K空间和视图的解释图。
图5表示数据采集次序实例和RF脉冲相位的实例的视图。
图6表示数据采集次序另一个实例和RF脉冲相位的另一个实例的视图。
本发明的详细描述下面将进一步描述本发明有关附图中所示的一个实施例。
图1是根据本发明一个实施例的MRI系统的方框图。
在MRI系统100中，一磁组件1具有一物体插入其中的钻孔。一静磁场线圈1p，一梯度线圈单元1g，一发射机线圈1t，和一接收机线圈1r排列成似乎能包围钻孔。静磁场线圈1p将一定强度的静磁场作用于一物体。梯度线圈单元1g在一空间的X，Y和Z轴方向(定义为限幅(slice)选择，读出和相位编码的方向)产生磁场梯度。发射机线圈1t应用射频(RF)脉冲以激励物体的原子核自旋。接收机线圈1r检测物体感应的NMR信号。静磁场线圈1p，梯度线圈单元1g，发射机线圈1t，和接收机线圈1r分别与静磁场电源2，梯度驱动电路3，RF功率放大器4和前端放大器5相连接。
顺便提及，一永磁铁可代替静磁场线圈1p。
根据一存储在时序存储器电路6中的脉冲序列，相应于计算机7发出的指令可致动梯度驱动电路3。这就使包含在磁组件1中的梯度线圈单元1g产生磁场梯度。同时，一门控调制电路8将由RF振荡电路9提供的载波输出信号调制为表示设定定时和用一设定包线检测的脉冲信号。该合成信号作为RF脉冲传输给RF功率放大器4。该功率放大器4对RF脉冲的功率进行放大。然后生成的脉冲作用于包含在磁组件1中的发射机线圈1t上。之后，将被成像的所需限幅(slice)就能被选择和激励。
前端放大器5放大物体感应和经过包含在磁组件1中的接收机线圈1r检测的NMR信号，并将该生成信号传输给相位检测器10。相位检测器10使用RF振荡电路9的载波输出信号作为参考信号来检测前端放大器5输送的NMR信号的相位，然后将该信号传输给A/D转换器11。A/D转换器11将相位经过检测的模拟信号转换为数字信号，并将该数字信号传输给计算机7。
计算机7接收于操作者控制台12输入的信息，并负责控制整个系统。而且，计算机7从A/D转换器中读取数字数据，对该数据执行算术操作，从而产生图像。
之后，图像显示在显示设备13上或信息呈现在显示设备13上。
图2是描述用MRI系统100实现MR成像的流程图。
在步骤S1中，重复计数器k初始化为0。
在步骤S2中，在从组成K空间的视图v中获得数据fv(k)前通过顺序改变相位编码的相位，稳定状态自由进动(SSFP)中的数据被重复采集。此时，射频(Rf)脉冲的相位根据一个表达式360°□v□k/N而变化。
在步骤S3和S4中，步骤S2的处理从计数器k表示为1的时刻到计数器表示为N-1的时刻重复N-1次。
为了简短起见，重复的次数N应该为8。此时，RF脉冲的相位根据表达式v.k.π/4而变化。
图3表示在SSFP中数据进行采集使用的其中一个脉冲序列的实例，即，使用稳定状态采集(FIESTA)快速成像所使用的脉冲序列。
根据FIESTA脉冲序列，RF脉冲在每隔一比将被测量物体显示的横弛豫时间短的重复时间TR内被重复使用。为了获取数据fv(k)，应检测SSFP中产生的自由感应衰减(FID)信号和回波(自旋回波或激励回波)。将被采用的磁场梯度是这样的每个磁场梯度显示出随时间变化的强度，其在一个重复时间TR过程中检测的强度值被积分为0。而且，相位编码的磁场强度顺序相应于每个视图V改变强度。RF脉冲的相位相应于每个视图v和重复计数器k的值被顺序改变。
图4是表示一k空间和一k空间被扫描以获取数据所沿的轨迹的总体图。
K空间是一用读出方向和相位编码方向定义的二维空间。
这里，假定视图V#0至#31沿相位编码磁场梯度方向并置。
假定k空间被分为由视图#0至#7组成的第一磁场，由视图#8至#15组成的第二磁场，由#视图#16至#23组成的第三磁场和由视图#24至#31组成的第四磁场。
图5表示k＝0的数据采集次序的一个实例和RF脉冲相位的一个实例。
首先，数据没有被获取，但是为了获得SSFP重复应用FIESTA脉冲序列。这种应用应该称之为无效果应用。
在SSEP中，为了从组成第一磁场的视图#0至#7中顺序获取数据f0(0)至数据f7(0)就应用FIESTA脉冲。此时，对所有应用RF脉冲的相位设定为0。
此后，SSFP通过无效果应用获得。然后从组成第二磁场的视图#8至#15中顺序获取数据f8(0)至数据f15(0)。此时，对所有应用RF脉冲的相位设定为0。
此后，SSFP通过无效果应用获得。然后从组成第三磁场的视图#16至#23中顺序获取数据f16(0)至数据f23(0)。此时，对所有应用RF脉冲的相位设定为0。
此后，SSFP通过无效果应用获得。然后从组成第四磁场的视图#24至#31中顺序获取数据f24(0)至数据f31(0)。此时，对所有应用RF脉冲的相位设定为0。
图6表示数据采集次序k＝1的一个实例和RF脉冲相位的一个实例的视图。
首先，SSFP通过无效果应用获得。然后从组成第一磁场的视图#0至#7中顺序获取数据f0(1)至数据f7(1)。此时，RF脉冲的相位依次变化为0，π/4，π/2，3π/4，π，5π/4，3π/2，和7π/4。
此后，SSFP通过无效果应用获得。然后从组成第二磁场的视图#8至#15中顺序获取数据f8(1)至数据f15(1)。此时，RF脉冲的相位依次变化为0，π/4，π/2，3π/4，π，5π/4，3π/2，和7π/4。
此后，SSFP通过无效果应用获得。然后从组成第三磁场的视图#16至#23中顺序获取数据f16(1)至数据f23(1)。此时，RF脉冲的相位依次变化为0，π/4，π/2，3π/4，π，5π/4，3π/2，和7π/4。
此后，SSFP通过无效果应用获得。然后从组成第四磁场的视图#24至#31中顺序获取数据f24(1)至数据f31(1)。此时，RF脉冲的相位依次变化为0，π/4，π/2，3π/4，π，5π/4，3π/2，和7π/4。
回来参考图2，在步骤S5中，如果操作者指定傅里叶变换成像，控制就转到步骤S6。否则，控制就转到步骤S7。
在步骤S6中，为了产生数据Fv(n)，对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示每个相位进行傅里叶变换。数据Fv(n)表达如下Fv(n)=Σk=07fv(k).exp{-j.n.π.k/4}]]>然后控制转到步骤S8。
在步骤S7中，数据fv(k)实际上被认为是数据Fv(n)。然后控制就转到步骤S8。
在步骤S8中，如果操作者指定均方根转换成像，控制就转到步骤S9。否则，控制就转到步骤S10。
在步骤S9中，为了产生如下表达的数据Av，对数据Fv(n)进行均方根转换Av＝{(Fv(0)2+.....+Fv(7)2/8)然后控制就转到步骤S11。
在步骤S10中，为了产生数据Av，对数据Fv(n)执行操作者选择的加权加法或最大强度投影(MIP)处理。加权加法产生的数据Av表达如下Av＝C0.Fv(0)+C1.Fv(1)+...+C7.Fv(7)这里C0，C1，....C7表示权重。
顺便提及，N＝2时，C0＝C1＝0.5或C0＝0.5和C1＝-0.5。
从MIP处理中产生的数据Av表达如下Av＝max{Fv(0)，...，Fv(7)}这里max{ }表示提供最大值的函数。
然后控制就转到步骤S11。
图像根据数据Av进行重建。然后终止处理。
根据前述MRI系统100，操作者能够指定是否应该对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换。而且，操作者能够从至少加权加法、MIP和均方根转换中选择任一个对数据Fv(n)执行处理。这样，能够在任何常用MR成像法仅能产生质量差的图像的情况下产生质量好的图像。
在前述实施例中，k空间被划分为四个场。相反，k空间可不必划分或可划分为五个或更多场。
本发明可由许多广泛不同的实施例构成而不脱离本发明的精神和变化范围。应该明白除了后面权利要求限定的外，本发明并不局限于本说明书中描述的这些
权利要求
1.一种MRI系统，具有发射射频(RF)脉冲的发射机线圈，应用磁场梯度的梯度线圈单元，接收NMR信号的接收机线圈，驱动上述发射机线圈，梯度线圈单元和接收机线圈以获取数据的扫描设备和对获取的数据执行算术操作以重建图像的数据处理设备，其特征在于在从组成K空间的视图中获取从数据fv(0)到fv(N-1)范围中的数据fv(k)前，上述扫描设备通过顺序改变相位编码的相位对稳定状态自由进动(SSFP)中的数据重复采集N次(这里N表示2的幂)，此时，根据一个表达式360°□v□k/N变化RF脉冲的相位；如果操作者指定傅里叶变换(FT)成像，上述数据处理设备就对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换以产生数据Fv(n)；如果操作者不指定傅里叶变换成像，数据fv(k)实际上就被认为是Fv(n)；为了产生数据Av，上述数据处理没备就对数据Fv(n)执行操作者选择的至少加权加法、最大强度投影(MIP)处理和均方根转换中的任一过程；然后上述数据处理设备根据所产生的数据Av重建图像。
2.一种MRI系统，具有发射RF脉冲的发射机线圈，应用磁场梯度的梯度线圈单元，接收NMR信号的接收机线圈，驱动上述发射机线圈，梯度线圈单元和接收机线圈以获取数据的扫描设备和对获取的数据执行算术操作以重建图像的数据处理设备，其特征在于在从组成K空间的视图中获取从数据fv(0)到fv(N-1)范围中的数据fv(k)前，上述扫描设备通过顺序改变相位编码的相位对SSFP中的数据重复采集N次(这里N表示2的幂)，此时，根据一个表达式360°□v□k/N变化RF脉冲的相位；上述数据处理设备就对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换以产生数据Fv(n)；为了产生数据Av，上述数据处理设备就对数据Fv(k)执行操作者选择的至少加权加法、最大强度投影(MIP)处理和均方根转换中的任一过程；然后上述数据处理设备根据所产生的数据Av重建图像。
3.一种MRI系统，具有发射RF脉冲的发射机线圈，应用磁场梯度的梯度线圈单元，接收NMR信号的接收机线圈，驱动上述发射机线圈，梯度线圈单元和接收机线圈以获取数据的扫描设备和对获取的数据执行算术操作以重建图像的数据处理设备，其特征在于在从组成K空间的视图中获取从数据fv(0)到fv(N-1)范围中的数据fv(k)前，上述扫描设备通过顺序改变相位编码的相位对SSFP中的数据重复采集N次(这里N表示2的幂)，此时，根据一个表达式360°□v□k/N变化RF脉冲的相位；上述数据处理设备实际上认为数据fv(k)就是数据Fv(n)；为了产生数据Av，上述数据处理设备对数据Fv(k)执行操作者选择的至少加权加法、最大强度投影(MIP)处理和均方根转换中的任一过程；然后上述数据处理设备根据所产生的数据Av重建图像。
4.根据权利要求1至3任一项所述的MRI系统，其特征在于一种用于获取SSFP中数据的脉冲序列能够启动自由感应衰减(FID)信号和回波的同时采集，采用的磁场梯度是这样的每个磁场梯度显示出随时间变化的强度，其在一个重复时间TR过程中检测的强度值被积分为0。
5.根据权利要求1或2所述的MRI系统，其特征在于从相应于用RF脉冲表示的每个相位执行傅里叶变换中产生的数据Fv(n)表达如下Fv(n)=ΣK=0·N-1fv(k).exp{-j.n.2π.k/M}]]>
6.根据权利要求1至3任一项所述的MRI系统，其特征在于从N＝2时执行加权加法中产生的数据Av表达如下Av＝0.5*Fv(0)+0.5*Fv(1)
7.根据权利要求1至3任一项所述的MRI系统，其特征在于从N＝2时执行加权加法中产生的数据Av表达如下Av＝0.5*Fv(0)-0.5*Fv(1)
8.根据权利要求1至3任一项所述的MRI系统，其特征在于从解函数最大值{ }以提供一最大值的MIP处理中产生的数据Av表达如下Av＝max{Fv(0)，.....，Fv(N-1)}
9.根据权利要求1至3任一项所述的MRI系统，其特征在于从均方根转换中产生的数据Av表达如下Av＝{(Fv(0)2+···+Fv(N-1)2)/N}
全文摘要
本发明涉及一种磁共振(MR)成像法和一种磁共振成像(MRI)系统。本发明的目的是产生无伪象带的图像。在从组成K空间的视图中获取从数据fv(0)到fv(N－1)范围中的数据fv(k)前，扫描设备通过顺序改变相位编码的相位对稳定状态自由进动(SSFP)中的数据重复采集N次(这里N表示2的幂)。此时，射频(RF)脉冲的相位根据一个表达式360°□v□k/N而变化。如果操作者指定傅里叶变换(FT)成像，数据处理设备就对数据fv(k)相应于用RF脉冲表示的每个相位进行傅里叶变换，因此产生数据Fv(n)。如果操作者不指定傅里叶变换成像，数据fv(k)实际上就被认为是Fv(n)。此后，为了产生数据Av，就对数据Fv(n)执行操作者选择的至少加权加法、最大强度投影(MIP)处理和均方根转换中的任一过程。图像根据数据Av进行重建。
文档编号G01R33/48GK1395904SQ0212726
公开日2003年2月12日 申请日期2002年6月21日 优先权日2001年6月21日
发明者山崎亚纪, 尾田善洋, 安立直刚 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司