磁共振成像设备和方法与流程

技术领域

本公开涉及磁共振成像(MRI)设备和方法，更具体地说，涉及通过使用对象的运动信息来获得MR图像的MRI设备和方法。

背景技术：

磁共振成像(MRI)设备使用磁场来捕捉目标对象的图像，并被广泛用于对疾病的精确诊断，这是因为其以期望的角度显示骨头、腰椎间盘、关节、神经韧带等的立体图像。当使用MRI设备获得医学图像时，对象的运动可能影响高质量图像的获得。

为了获得高质量磁共振(MRI)图像，需要获得关于对象在MR图像被获得的时间点的运动的信息。例如，对象的运动包括由于对象的心跳和呼吸引起的运动。

为了获得关于对象的运动的信息，用于测量对象的心跳和呼吸的单独的装置可被附着到对象。例如，心电图(ECG)控制设备可被用于获得关于对象的由于其心跳而引起的运动的信息。附着于对象的腹部的气囊可被用于获得关于对象的由于呼吸而引起的运动的信息。

为了通过单独的装置获得关于对象的运动的信息，除了获得MR图像所需要的时间之外，将单独的装置附着到对象还需要额外的时间。

技术实现要素：

提供了能够获得对象的MR图像并同时基于通过对对象执行MRI扫描而获得的MR信号获得与对象的心跳和呼吸相关的运动信息的磁共振成像(MRI)设备和方法。

此外，提供能够基于通过对对象执行MRI扫描而获得的MR信号来获得与 对象的心跳相关的运动信息并同时获得与对象的呼吸相关的运动信息的MRI设备和方法。

其它方面将在下面的描述中被部分阐明，并且部分内容将从说明书中将是明显的或者可通过本实施例的实施而被了解。

根据示例性实施例的一方面，一种磁共振成像(MRI)设备包括：信号收发器；控制器，被配置为控制信号收发器沿血流方向施加梯度磁场，其中，血流方向是血管位于对象内的方向；图像处理器，被配置为从信号收发器接收通过向对象施加梯度磁场而获得的相位信号数据，基于相位信号数据获得表示与对象的心跳相应的第一运动的运动数据，并基于所述运动数据获得MRI数据。

梯度磁场可以是双极梯度磁场。

图像处理器还可被配置为：基于所述相位信号数据获得表示与对象的呼吸相应的第二运动的运动数据。

图像处理器还可被配置为：获得关于显示主动脉和对象的腹部边界的第一横截面的投影数据，并基于所述投影数据获得所述相位信号数据。

图像处理器还可被配置为：获得关于与第一横截面不同的第二横截面的MRI数据。

图像处理器还可被配置为：基于与主动脉相应的第一相位信号数据来获得表示第一运动的第一运动数据，并基于与腹部边界相应的第二相位信号数据来获得表示第二运动的第二运动数据。

图像处理器还可被配置为：在基于第一运动数据和第二运动数据确定的时间间隔期间获得MRI数据。

图像处理器还可被配置为：使用第一读出梯度获得所述MRI数据并使用第二读出梯度获得所述运动数据，其中，第二读出梯度与第一读出梯度不同。

MRI设备还可包括：显示器，被配置为显示基于所述运动数据产生的第一图像和基于所述MRI数据产生的第二图像中的至少一个。

图像处理器还可被配置为：将高通滤波器应用到第一运动数据。

根据示例性实施例的另一方面，一种磁共振成像(MRI)设备包括：图像处理器，其中，图像处理器被配置为：通过向对象施加双极梯度磁场来获得关于第一横截面的投影数据，其中，第一横截面不显示对象的主动脉或腹部边界，主动脉和腹部边界彼此重叠；基于所述投影数据获得相位信号数据； 基于所述相位信号数据获得表示与对象的心跳相应的第一运动和与对象的呼吸相应的第二运动的运动数据；并基于所述运动数据获得MRI数据。

图像处理器还可被配置为：基于与主动脉相应的第一相位信号数据来获得第一运动数据，并基于与对象的腹部边界相应的第二相位信号数据来获得第二运动数据。

图像处理器还可被配置为：在基于第一运动数据和第二运动数据确定的时间间隔期间获得MRI数据。

图像处理器还可被配置为：获得关于与第一横截面不同的第二横截面的MRI数据。

MRI设备还可包括控制器，其中，控制器被配置为控制沿主动脉方向施加双极梯度磁场，其中，主动脉方向是主动脉位于对象内的方向。

MRI设备还可包括显示器，其中，显示器被配置为显示基于所述运动数据产生的第一图像和基于所述MRI数据产生的第二图像中的至少一个。

根据示例性实施例的另一方面，一种处理磁共振(MR)图像的方法包括：控制沿血流方向施加梯度磁场，其中，血流方向是血管位于对象内的方向；基于通过向对象施加梯度磁场而获得的相位信号数据，获得表示与对象的心跳相应的第一运动的运动数据；基于所述运动数据获得磁共振成像(MRI)数据。

梯度磁场可以是双极梯度磁场。

所述方法还可包括：基于通过向对象施加梯度磁场而获得的相位信号数据，获得表示与对象的呼吸相应的第二运动的运动数据。

获得所述运动数据的步骤可包括：通过向对象施加双极梯度磁场来获得关于显示主动脉和对象的腹部边界的第一横截面的投影数据；基于所述投影数据获得所述相位信号数据。

获得所述MRI数据的步骤可包括：基于所述运动数据，获得关于与第一横截面不同的第二横截面的MRI数据。

获得所述运动数据的步骤可包括：基于与主动脉相应的第一相位信号数据来获得第一运动数据；基于与腹部边界相应的第二相位信号数据来获得第二运动数据。

获得所述MRI数据的步骤可包括：在基于第一运动数据和第二运动数据确定的时间间隔期间获得所述MRI数据。

获得所述MRI数据的步骤可包括：通过使用第一读出梯度来获得所述MRI数据；获得所述运动数据的步骤可包括：通过使用与第一读出梯度不同的第二读出梯度来获得所述运动数据。

所述方法还可包括：显示基于所述运动数据产生的第一图像和基于所述MRI数据产生的第二图像中的至少一个。

获得所述运动数据的步骤还可包括：将高通滤波器应用到第一运动数据。

根据示例性实施例的另一方面，一种处理磁共振(MR)图像的方法包括：通过向对象施加双极梯度磁场来获得关于第一横截面的投影数据，其中，第一横截面不显示对象的主动脉或腹部边界，主动脉和腹部边界彼此重叠；基于根据所述投影数据获得的相位信号数据，获得表示与对象的心跳相应的第一运动和与对象的呼吸相应的第二运动的运动数据；并基于所述运动数据获得磁共振成像(MRI)数据。

获得所述运动数据的步骤可包括：基于与主动脉相应的第一相位信号数据来获得第一运动数据；基于与腹部边界相应的第二相位信号数据来获得第二运动数据。

获得所述MRI数据的步骤可包括：在基于第一运动数据和第二运动数据确定的时间间隔期间获得所述MRI数据。

获得所述MRI数据的步骤可包括：获得关于与第一横截面不同的第二横截面的MRI数据。

所述方法还可包括：控制沿主动脉方向施加双极梯度磁场，其中，主动脉方向是主动脉位于对象内的方向。

所述方法还可包括：显示基于所述运动数据产生的第一图像和基于所述MRI数据产生的第二图像中的至少一个。

附图说明

从下面结合附图对示例性实施例进行的描述，这些和/或其他方面将变得清楚并更易于理解，其中：

图1是一般磁共振成像(MRI)系统的框图；

图2是根据示例性实施例的MRI设备的框图；

图3是根据示例性实施例的MRI设备的框图；

图4是根据示例性实施例的处理医学图像的方法的流程图；

图5是根据示例性实施例的用于获得MR图像的脉冲序列示意图；

图6示出根据示例性实施例的第一横截面和第二横截面；

图7A示出根据示例性实施例的第一横截面；

图7B示出根据示例性实施例的第一横截面；

图7C示出根据示例性实施例的第一横截面；

图8是根据示例性实施例的处理MR图像的方法的流程图；

图9A示出根据示例性实施例的相位信号数据；

图9B示出根据示例性实施例的基于运动数据产生的第一图像；

图9C示出根据示例性实施例的第三运动图像；

图10示出根据示例性实施例的通信器的配置。

具体实施方式

通过参考下面对示例性实施例的详细描述以及附图，可更容易地理解本公开的一个或更多个示例性实施例的优点和特征以及实现这些示例性实施例的方法。在这点上，本示例性实施例可具有不同形式，并且不应该被解释为受限于这里阐述的说明书。相反，这些示例性实施例被提供使得本公开将是彻底和完整的，并将向本领域普通技术人员充分传达本示例性实施例的构思，本公开将仅由权利要求限定。

现在将简要地描述这里使用的术语，随后将详细地描述本公开的一个或更多个示例性实施例。

这里使用的所有术语(包括描述性术语或技术术语)应被解释为具有对于本领域普通技术人员来说明显的含义。然而，根据本领域普通技术人员的意图、先前案例或新技术的出现，术语可具有不同含义。此外，一些术语可由申请人任意选择，在这种情况下，选择的术语的含义将在本公开的具体实施方式中被具体描述。因此，这里使用的术语必须基于术语的含义以及整个说明书的描述来定义。

当部件“包括”或“包含”元件时，除非存在相反的特定描述，否则该部件还可包括其它元件，而不排除其它元件。此外，本公开的示例性实施例中的术语组件或“单元”可是指软件组件或硬件组件(诸如现场可编程门阵列(FPGA)或专用集成电路(ASIC))，并执行特定功能。然而，术语“单元”不限于软件或硬件。“单元”可被形成为在可寻址存储介质中，或者可被形成 为操作一个或更多个处理器。因此，例如，术语“单元”可指诸如软件组件、面向对象的软件组件、类组件和任务组件的组件，并可包括处理、函数、属性、程序、子程序、程序代码段、驱动器、固件、微代码、电路、数据、数据库、数据结构、表、数组或变量。由组件和“单元”提供的功能可与更少数量的组件和“单元”关联，或者可被划分到另外的组件和“单元”。

现在将详细参考示例性实施例，其示例在附图中示出。在下面的描述中，不详细描述公知功能或结构以便不用不必要的细节模糊示例性实施例。当诸如“…中的至少一个”的表述在一列元素之后时，所述表述用于修饰整列元件，而不是用于修饰该列中的单个元件。

在整个说明书中，“图像”可表示由离散图像元素(例如，二维图像中的像素和三维图像中的体素)构成的多维数据。例如，图像可以是由X射线设备、计算机断层扫描(CT)设备、磁共振成像(MRI)设备、超声诊断设备或其它医学成像设备捕捉的对象的医学图像。

此外，在本说明书中，“对象”可以是人、动物或者是人或动物的一部分。例如，对象可以是器官(例如，肝脏、心脏、子宫、大脑、乳房或腹部)、血管或其组合。此外，“对象”可以是体模。体模是指具有与有机体的密度、有效原子序数和体积基本相同的密度、有效原子序数和体积的材料。例如，体模可以是具有与人体相似的性质的球形体模。

此外，在本说明书中，“用户”可以是(但不限于)医学专家，诸如医生、护士、医学实验室技术专家或修理医疗设备的技术人员。

此外，在本说明书中，“MR图像”可指通过使用核磁共振原理而获得的对象的图像。

例如，在本说明书中，“脉冲序列”是指由MRI设备重复施加的连续信号。脉冲序列可包括射频(RF)脉冲的时间参数，例如，重复时间(TR)或回声时间(TE)。

此外，在本说明书中，“脉冲序列示意图”示出在MRI设备中发生的事件的顺序。例如，脉冲序列示意图可以是根据时间显示RF脉冲、梯度磁场、磁共振(MR)信号等的示图。

MRI系统是用于通过以对比的方式表现MR信号相对于在具有特定强度的磁场中产生的射频(RF)信号的强度来获得对象的一部分的断层图像的设备。例如，如果仅使特定原子核(例如，氢原子核)共振的RF信号瞬间向位于强 磁场中的对象发射，并随后停止这样的发射，则MR信号从所述特定原子核被发射，并且因此MRI系统可接收MR信号并获得MR图像。MR信号表示从对象发射的RF信号。可根据对象的预定原子(例如，氢)的密度、弛豫时间T1、弛豫时间T2和血流等来确定MR信号的强度。

MRI系统包括与其它成像设备的特性不同的特性。与根据检测硬件的方向获得图像的成像设备(诸如CT设备)不同，MRI系统可获得面向可选点的2D图像或3D体积图像。与CT设备、X射线设备、正电子发射断层(PET)设备和单光子发射CT(SPECT)设备不同，MRI系统不使对象或检查者暴露在辐射中，可获得具有高软组织对比的图像，并可获得精确地捕捉异常组织所需要的神经系统图像、血管内图像、肌肉骨骼图像和肿瘤图像。

图1是普通MRI系统的框图。参照图1，普通MRI系统可包括台架20、信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作器60。

台架20防止由主磁体22、梯度线圈24和RF线圈26产生的电磁波向外发射。在台架20中的腔中形成静磁场和梯度磁场，并且RF信号向对象10发射。

可沿台架20的预定方向布置主磁体22、梯度线圈24和RF线圈26。所述预定方向可以是同轴圆柱方向。对象10可位于能够沿圆柱的水平轴被插入圆柱的台体28上。

主磁体22产生用于沿恒定方向校准对象10的原子核的磁偶极矩的静磁场或静态磁场。由于由主磁体22产生的磁场很强并且是均匀的，因此可获得精确且准确的对象10的MR图像。

梯度线圈24包括用于在以直角彼此交叉的X轴方向、Y轴方向和Z轴方向中产生梯度磁场的X线圈、Y线圈和Z线圈。梯度线圈24可通过根据对象10的区域不同地诱导共振频率来提供对象10的每个区域的位置信息。

RF线圈26可向患者发射RF信号并接收从患者发射的MR信号。具体地，RF线圈26可向包括在患者中的并具有旋进运动的原子核发送频率与旋进运动的频率相同的RF信号，停止发送RF信号，并随后接收从包括在患者中的原子核发射的MR信号。

例如，为了使原子核从低能状态转变到高能状态，RF线圈26可产生作为与原子核的类型相应的RF信号的电磁波信号，并将该电磁波信号施加到对象10。当由RF线圈26产生的电磁波信号被施加到原子核时，原子核可从低 能状态转变到高能状态。随后，当由RF线圈26产生的电磁波消失时，被施加了电磁波的原子核从高能状态转变到低能状态，从而发射具有拉莫频率(Lamor frequency)的电磁波。换句话说，当停止将电磁波信号施加到原子核时，原子核的能级从高能级改变为低能级，因此，原子核可发射具有拉莫频率的电磁波。RF线圈26可从包括在对象10中的原子核接收电磁波信号。

在一些示例性实施例中，RF线圈26可以是一个RF发送和接收线圈，其中，RF发送和接收线圈具有产生均具有与原子核的类型相应的RF的电磁波的功能以及接收从原子核发射的电磁波的功能。在一些示例性实施例中，RF线圈26可以是具有产生均具有与原子核的类型相应的RF的电磁波的功能的发送RF线圈和具有接收从原子核发射的电磁波的功能的接收RF线圈。

RF线圈26可被固定到台架20或者可以是可拆卸的。当RF线圈26是可拆卸的时，RF线圈26可以是针对对象的一部分的RF线圈，诸如头部RF线圈、胸部RF线圈、腿部RF线圈、颈部RF线圈、肩部RF线圈、腕部RF线圈或脚踝RF线圈。

RF线圈26可通过有线和/或无线与外部设备通信，并还可根据通信频带来执行双调谐通信。

RF线圈26根据结构可以是笼式线圈、表面线圈或横向电磁(TEM)线圈。

RF线圈26根据发送和接收RF信号的方法可以是发送专用线圈、接收专用线圈或发送和接收线圈。

RF线圈26可以是具有各种数量的通道(诸如16个通道、32个通道、72个通道和144个通道)的RF线圈。

台架20还可包括布置在台架20外部的显示器29和布置在台架20内部的显示器。台架20可通过分别布置在台架20外部的显示器29和布置在台架20内部显示器来向用户或对象10提供预定信息。

信号收发器30可根据预定MR顺序控制在台架20内(即，在腔中)形成的梯度磁场，并控制RF信号和MR信号的发送和接收。

信号收发器30可包括梯度放大器32、发送和接收切换器34、RF发送器36和RF接收器38。

梯度放大器32在梯度磁场控制器54的控制下，驱动包括在台架20中的梯度线圈24，并可将用于产生梯度磁场的脉冲信号供应给梯度线圈24。通过控制从梯度放大器32供应给梯度线圈24的脉冲信号，在X轴、Y轴和Z轴 方向上的梯度磁场可被同步。

RF发送器36和RF接收器38可驱动RF线圈26。RF发送器36可将处于拉莫频率的RF脉冲供应给RF线圈26，RF接收器38可接收由RF线圈26接收到的MR信号。

发送和接收切换器34可调整RF信号和MR信号的发送和接收方向。例如，发送和接收切换器34可在发送模式期间通过RF线圈26向对象10发射RF信号，并在接收模式期间通过RF线圈26从对象10接收MR信号。发送和接收切换器34可由RF控制器56输出的控制信号来控制。

监视器40可监视或控制台架20或安装在台架20上的装置。监视器40可包括系统监视器42、对象监视器44、台体控制器46和显示控制器48。

系统监视器42可监视并控制静磁场的状态、梯度磁场的状态、RF信号的状态、RF线圈26的状态、台体28的状态、测量对象的身体信息的装置的状态、供电状态、热交换器的状态和压缩机的状态。

对象监视器44监视对象10的状态。详细地讲，对象监视器44可包括用于观察对象10的移动或位置的相机、用于测量对象10的呼吸的呼吸测量器、用于测量对象10的电活动的心电图(ECG)测量器或用于测量对象10的温度的温度测量器。

台体控制器46控制对象10所位于的台体28的移动。台体控制器46可根据顺序控制器50的顺序控制来控制台体28的移动。例如，在对象10的移动成像期间，台体控制器46可根据顺序控制器50的顺序控制来连续地或间断地移动台体28，因此对象10可在比台架20的视场(FOV)更大的视场中被拍摄。

显示控制器48控制布置在台架20外部的显示器和布置在台架20内部的显示器。详细地讲，显示控制器48可控制显示器29和布置在台架20内部的显示器的开或关，并可控制屏幕图像被输出在显示器29和布置在台架20内部的显示器上。此外，当扬声器位于台架20内部或外部时，显示控制器48可控制扬声器的开或关，或可控制声音通过扬声器被输出。

系统控制器50可包括用于控制在台架20中形成的信号的顺序的顺序控制器52以及用于控制台架20和安装在台架20上的装置的台架控制器58。

顺序控制器52可包括用于控制梯度放大器32的梯度磁场控制器54以及用于控制RF发送器36、RF接收器38以及发送和接收切换器34的RF控制器 56。顺序控制器52可根据从操作器60接收到的脉冲序列来控制梯度放大器32、RF发送器36、RF接收器38以及发送和接收切换器34。这里，脉冲序列包括用于控制梯度放大器32、RF发送器36、RF接收器38以及发送和接收切换器34的信息。例如，脉冲序列可包括关于施加到梯度线圈24的脉冲信号的强度、施加时间和施加时序的信息。

操作器60可请求系统控制器50在控制MRI系统的整体操作的同时发送脉冲序列信息。

操作器60可包括用于接收和处理由RF接收器38接收到的MR信号的图像处理器62、输出接口64和输入接口66。

图像处理器62可处理从RF接收器38接收到的MR信号以产生对象10的MR图像数据。

图像处理器62接收由RF接收器38接收到的MR信号并对接收到的MR信号执行各种信号处理(诸如放大、频率变换、相位检测、低频放大和滤波)中的任何一种。

图像处理器62可将数字数据布置在存储器的k空间(例如，也被称为傅里叶空间或频率空间)中，并经由2D或3D傅里叶变换将数字数据重新布置为图像数据。

如果需要，图像处理器62可对图像数据执行合成(composition)处理或差计算处理。合成处理可包括对像素的加法处理或者最大强度投影(MIP)处理。图像处理器62不仅可将重新布置的图像数据存储在存储器或外部服务器中，还可将执行了合成处理或差计算处理的图像数据存储在存储器或外部服务器中。

图像处理器62可并行地对MR信号执行任何信号处理。例如，图像处理器62可并行地对由多通道RF线圈接收的多个MR信号执行信号处理，以将所述多个MR信号重新布置为图像数据。

输出接口64可将由图像处理器62产生或重新布置的图像数据输出给用户。输出接口64还可输出用户操纵MRI系统所需的信息，诸如用户界面(UI)、用户信息或对象信息。输出接口在64可以是扬声器、打印机、阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)、等离子显示面板(PDP)、有机发光装置(OLED)显示器、场发射显示器(FED)、发光二极管(LED)显示器、真空荧光显示器(VFD)、数字光处理(DLP)显示器、平板显示器(FPD)、3维(3D) 显示器、透明显示器或者本领域普通技术人员公知的其它各种输出装置中的任意一个。

用户可通过使用输入接口66输入对象信息、参数信息、扫描条件、脉冲序列或关于图像合成或差计算的信息。输入接口66可以是键盘、鼠标、轨迹球、语音识别器、手势识别器、触摸屏或本领域普通技术人员公知的其它各种输入装置中的任意一个。

信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作器60在图1中是单独的组件，但是对于本领域普通技术人员来说将明显的是：信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作器60的各个功能可由另一组件执行。例如，在图1中，图像处理器62将从RF接收器38接收到的MR信号转换为数字信号，然而，在一些示例性实施中，将MR信号转换为数字信号的操作可由RF控制器38或RF线圈26来执行。

台架20、RF线圈26、信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作器60可通过有线或无线彼此连接，当它们被无线连接时，MRI系统还可包括用于在它们之间同步时钟信号的设备。台架20、RF线圈26、信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作器60之间的通信可通过使用高速数字接口(诸如低压差分信号(LVDS))、异步串行通信(诸如通用异步收发器(UART))、低延迟网络协议(诸如误差异步串行通信或控制器局域网(CAN))或光通信来执行。

图2是根据示例性实施例的MRI设备200的框图。

根据本示例性实施例的MRI设备200可以是基于核磁共振(NMR)的原理捕捉对象的医学图像并处理捕捉到的医学图像的设备。用户(例如，执业医生)可通过使用从MRI设备200输出的医学图像来诊断患者的健康状况和疾病。

参照图2，MRI设备200可包括控制器210和图像处理器220。

根据示例性实施例，控制器210可控制向对象施加双极梯度磁场。此外，控制器210可控制沿包括在对象中的主动脉流经的同一方向(可被称为主动脉方向)施加双极梯度磁场。当双极梯度磁场被施加到主动脉时，主动脉中的血流的自旋可经受相位改变。

下面的等式(1)表示包括在对象中的运动自旋的相位和梯度磁场的幅度G之间的关系：

$\mathrm{\φ}=-\mathrm{\γ}\underset{t}{\∫}G\left(\mathrm{\τ}\right)X\left(\mathrm{\τ}\right)d\mathrm{\τ}---\left(1\right)$

其中，运动自旋的相位是发射MR信号的原子核的自旋的相位，G表示梯度磁场的关于时间的幅度，X表示自旋的位置，γ表示旋磁比。

当对象由于心跳和呼吸而移动时，对象中的自旋的位置可改变。根据等式(1)，可通过测量自旋的相位改变来测量自旋的位置改变。换句话说，可通过测量对象中的自旋的相位改变来测量对象的由于心跳和呼吸而引起的运动。

具体地，心跳可能极大地影响主动脉中的血流。通过测量与主动脉中的血流相应的自旋的相位改变，可测量由心跳引起的运动。根据示例性实施例，用户可测量与主动脉的各部分之中的接近于心脏的主动脉部分中的血流相应的自旋的相位改变。

此外，呼吸可能显著影响腹部或胸部的运动。根据示例性实施例，用户可通过测量与腹部或胸部相应的自旋的相位改变来测量由于呼吸而引起的运动。

此外，可通过速度编码(VENC)来确定施加到对象的双极梯度磁场的幅度。按cm/sec测量的VENC可表示运动的最大可测量速度。根据示例性实施例，可通过主动脉中的血流速度来确定VENC。下面的等式(2)表示VENC和梯度磁场的强度G之间的关系：

$VENC=\mathrm{\π}/2\mathrm{\γ}\underset{t}{\∫}G\left(\mathrm{\τ}\right)\mathrm{\τ}d\mathrm{\τ}---\left(2\right)$

其中，G是梯度磁场的关于时间的强度，γ表示旋磁比。

控制器210可控制由上面的等式(2)确定强度的双极梯度磁场沿对象的主动脉流经的相同方向被施加。参照图2描述的控制器210可包括参照图1描述的梯度磁场控制器54。

根据示例性实施例，图像处理器220可基于通过向对象施加双极梯度磁场而获得的相位信号数据来获得表示由于对象的心跳和呼吸而引起的运动的运动数据，并基于所述运动数据获得MRI数据。

详细地，参照图2，图像处理器220可包括运动数据获得器222和MR数据获得器228。

根据示例性实施，运动数据获得器222可基于通过向对象施加双极梯度 磁场而获得的相位信号数据，获得表示由于对象的心跳和呼吸而引起的运动的运动数据。

根据示例性实施例，相位信号数据可包括表示包括在对象中的自旋的相位随着时间的改变的数据。

例如，相位信号数据可包括与主动脉相应的第一相位信号数据以及与腹部边界相应的第二相位信号数据。详细地，第一相位信号数据可包括表示与主动脉相应的自旋的相位改变的数据。此外，第二相位信号数据可包括表示与腹部边界相应的自旋的相位改变的数据。作为另一示例，相位信号数据可包括表示与胸部边界相应的自旋的相位改变的数据。

根据示例性实施例，运动数据可包括表示由对象的心跳引起的运动的数据以及表示由对象的呼吸引起的运动的数据。

例如，运动数据获得器222可基于与主动脉相应的第一相位信号数据来获得表示由对象的心跳引起的运动的第一运动数据。此外，运动数据获得器222可基于与腹部边界相应的第二相位信号数据来获得表示由对象的呼吸引起的运动的第二运动数据。详细地，第一运动数据可包括表示主动脉内的血流的改变的数据。此外，第二运动数据可包括表示腹部边界的运动的数据。

作为另一示例，运动数据可包括表示胸部边界的运动的数据。换言之，运动数据获得器222可基于表示与胸部边界相应的自旋的相位改变的数据，获得表示对象的胸部边界的运动的运动数据。

此外，运动数据获得器222可基于相位信号数据，与第二运动数据同时地获得第一运动数据。

根据另一示例性实施例，运动数据获得器222可通过向对象施加双极梯度磁场来获得针对第一横截面的投影数据。在一些示例性实施例中，如果例如对象的主动脉和对象的躯干边界彼此重叠，则针对第一横截面的投影数据不会示出对象的主动脉以及对象的躯干边界。在这种情况下，第一横截面可以是包括对象的主动脉和对象的躯干边界的横截面的平面。此外，在第一横截面中的躯干边界可包括腹部边界和胸部边界。例如，第一横截面可以是第一横截面(例如，图7C的700c)。当沿如图7B所示的第二读出方向705获得了针对第一横截面700c的投影数据时，针对第一横截面700c的投影数据不会示出对象中的主动脉和躯干边界，这是因为它们彼此重叠。

运动数据获得器222可基于相位信号数据来获得表示由于对象的心跳和 呼吸而引起的运动的运动数据，其中，相位信号数据是基于针对第一横截面的投影数据而获得的。

详细地，运动数据获得器222可获得针对第一横截面(例如，图7C的700c)的k-空间数据。可基于获得的k-空间数据来获得DC线。DC线包含当k-空间中的x-值是零(0)时关于y-值的改变的k-空间数据的值。可基于DC线来获得第一横截面700c中针对Y-轴的投影数据。可通过对DC线执行傅里叶逆变换来获得第一横截面700c中针对Y-轴的投影数据。投影数据可以是在特定时间间隔期间获得的位于第一横截面700c中的自旋的相位信号数据。

根据示例性实施例，MRI数据获得器228可基于表示由对象的心跳和呼吸引起的运动的运动数据来获得MRI数据。

在这种情况下，MRI数据可包括用于产生对象的MR图像的MR信号。此外，MRI数据可包括基于MR信号获得的其他类型的数据。例如，MRI数据可包括基于MR信号产生特定横截面的图像所必需的数据。

例如，MRI数据获得器228可在基于表示由于对象的心跳而引起的运动的第一运动数据以及表示由于对象的呼吸而引起的运动的第二运动数据而确定的时间间隔期间获得MRI数据。以下将参照图9B详细描述通过表示由于对象的心跳而引起的运动的第一运动数据以及表示由于对象的呼吸而引起的运动的第二运动数据确定的时间间隔(例如，图9B的945)。

用户可通过在时间间隔(例如，图9B的945)期间获得MRI数据来获得由于对象的运动减小而遭受最小质量下降的MR图像。

图像处理器220可包括参照图1描述的图像处理器62。

MRI设备200可基于通过对对象执行MRI扫描而获得的MR信号，获得表示由于对象的心跳和呼吸而引起的运动的运动数据。此外，MRI设备200可在无需附接用于测量对象的心跳和呼吸的门控(gating)装置的情况下测量对象的心跳和呼吸，同时在对象的运动被最小化的时间点获得MR图像。

图3是根据另一示例性实施例的MRI设备300的框图。

参照图3，MRI设备300可包括控制器310、图像处理器320、显示器330和信号收发器340。控制器310可包括梯度磁场控制器312。梯度磁场控制器312可包括参照图1描述的梯度磁场控制器54。图像处理器320可包括运动数据获得器322和MRI图像数据获得器328。

MRI设备300的控制器310和图像处理器320可分别与参照图2描述的 控制器210和图像处理器220相应。因此，以下将省略针对图2已经提供的描述。

MRI设备300还可包括显示器300和信号收发器340。

显示器330可显示基于运动数据产生的第一图像和基于MRI数据产生的第二图像中的至少一个。显示器330可包括参照图1描述的输出接口64。

信号收发器340可基于来自于控制器310的信号来发送用于施加梯度磁场的信号。换言之，信号收发器340可发送用于将具有X-轴方向、Y-轴方向或Z-轴方向的梯度磁场施加到放置对象的支架内部的信号。例如，信号收发器340可控制用于施加梯度磁场的脉冲信号的产生。此外，信号收发器340可控制将脉冲信号施加到线圈，并控制接收从包括在对象中的原子核发射的RF信号。RF信号可以是由对象发射的MR信号。

信号收发器340可包括参照图1描述的信号收发器30。

图4是根据示例性实施例的处理医学图像的方法的流程图。

参照图4，MRI设备200(或300)可控制向对象施加双极梯度磁场(S 110)。

根据示例性实施例，在操作S110，MRI设备200(或300)可控制沿着与对象的主动脉流动的方向相同的方向施加双极梯度磁场。

对象可能由于心跳和呼吸而移动。详细地讲，主动脉内的血流可能由于心跳而改变，并且对象的躯干可能由于呼吸而移动。

此外，当对象移动时，包括在对象中的自旋的位置可改变。可通过测量自旋的相位改变来测量自旋的位置改变。换言之，可基于包括在对象中的自旋的相位改变来测量由于心跳和呼吸而引起的运动。

MRI设备200(300)可基于通过向对象施加双极梯度磁场而获得的相位信号数据，获得表示由于对象的心跳和呼吸而引起的运动的运动数据。

根据示例性实施例，相位信号数据可包括表示包括在对象中的自旋的相位随着时间的改变的数据。例如，相位信号数据可包括与主动脉相应的第一相位信号数据以及与腹部边界相应的第二相位信号数据。

运动数据可包括表示由对象的心跳引起的运动的数据以及表示由对象的呼吸引起的运动的数据。

例如，在操作S120，MRI设备200(或300)可基于与主动脉相应的第一相位信号数据来获得表示由对象的心跳引起的运动的第一运动数据。

此外，在操作S120，MRI设备200(或300)可基于与腹部边界相应的 第二相位信号数据来获得表示由对象的呼吸引起的运动的第二运动数据。更具体地，第一运动数据可包括表示主动脉内的血流的改变的数据。此外，第二运动数据可包括表示腹部边界的运动的数据。

此外，在操作S120，MRI设备200(或300)可通过向对象施加双极梯度磁场来获得针对第一横截面的投影数据，其中，在第一横截面中，对象的主动脉与对象的腹部边界彼此重叠，因此未被示出。

MRI设备200(300)可基于运动数据获得MRI数据(S130)。

图5是根据示例性实施例的用于获得MR图像的脉冲序列示意图500。

详细地讲，图5示出根据示例性实施例的用于经由MRI设备200获得运动数据和MRI数据的脉冲序列图500。在脉冲序列图500中，横坐标和纵坐标分别表示时间以及RF信号或磁场的强度。

MRI设备200(或300)可向RF线圈(图1的26)施加RF脉冲信号510。RF脉冲512可以是频率为ω0的α°脉冲，RF脉冲514可以是频率为ω0+Δω的α°脉冲。

MRI设备200可施加梯度G_x 520以创建沿X-轴的梯度磁场。参照图5，MRI设备200可沿X轴施加第一读出梯度522。例如，可沿第一读出方向(例如，图7A的701)施加第一读出梯度522。MRI设备200可通过使用沿第一读出方向701施加的第一读出梯度522来获得针对对象的MRI数据。

MRI设备200可施加梯度G_y 530以创建沿Y-轴的梯度磁场。参照图5，MRI设备200可施加相位编码梯度532，以沿Y轴进行相位编码。此外，MRI设备200可沿Y-轴施加第二读出梯度534。例如，可沿第二读出方向(例如，图7B的705)施加第二读出梯度534。MRI设备200可通过使用沿第二读出方向705施加的第二读出梯度534来获得针对对象的运动数据。

MRI设备200可施加梯度G_z 540以创建沿Z-轴的梯度磁场。MRI设备200可施加梯度G_z 540以选择成像片(imaging slice)。成像片可包括与Z-轴形成第一角度的横截面。例如，第一角度可包括Z-轴和心脏的长轴之间形成的角度。与Z轴形成第一角度的横截面可以是图6中示出的第二横截面620。

此外，MRI设备200可施加梯度以选择门控片(gating slice)。门控片可包括第一横截面，其中，在第一横截面中对象的主动脉和对象的腹部边界彼此重叠，因此未被示出。第一横截面可以是图6中示出的第一横截面610。

此外，MRI设备200可沿Z-轴方向施加双极梯度磁场544。Z-轴方向可 与主动脉流动的方向相应。当沿主动脉流动的方向施加双极梯度磁场544时，与主动脉相应的自旋的相位可改变。

可通过VENC确定沿Z-轴方向施加的双极梯度磁场的幅度。VENC(cm/sec)可表示运动的最大可测量速度。根据示例性实施例，可通过主动脉中的血流速度确定VENC。

图6示出根据示例性实施例的对象600的第一横截面610和第二横截面620。

参照图6，第一横截面可与Z-轴垂直。第一横截面610可包括对象600的主动脉612以及对象600的躯干的边界614。在这种情况下，对象600的躯干的边界614可包括对象600的腹部边界和胸部边界。

腹部被腹肌围绕并包括消化系统器官和泌尿系统器官中的一些器官。胸部可包括呼吸系统器官、食道、胸腺和胸肌。隔膜可位于腹部和胸部之间。对象600的躯干的边界614可随着对象600的肺扩张和收缩而移动。在这种情况下，在获得针对第一横截面610的相位信号数据之后，可基于该相位信号数据来获得运动数据。

第二横截面620可与Z-轴形成第一角度，并包括对象600的心脏622。如图6中所示，第一角度可以是在Z-轴与心脏622的长轴之间形成的角度。

图7A示出根据示例性实施例的第一横截面700a。

如参照图6所描述的，第一横截面700a可以是与Z-轴垂直的横截面。

第一横截面700a可示出对象的手臂711和712、收缩的躯干720和扩张的躯干730。收缩的躯干720或扩张的躯干730可包括对象的腹部和胸部。换言之，在第一横截面700a与收缩的躯干720或扩张的躯干730的边界彼此相交处形成的线可包括腹部的边界和胸部的边界。此外，主动脉715可在第一横截面700a中被绘制出。根据示例性实施例，心脏716可在第一横截面700a中被示出。

图7A中示出的第一读出方向701可与通过施加参照图5描述的第一读出梯度522而创建的梯度磁场的方向相应。换言之，第一读出方向701可与X-轴方向相应。此外，第一读出方向701可以是用于获得针对对象的MRI数据的读出方向。

图7B示出根据示例性实施例的第一横截面700b。

如参照图7A所描述的，第一横截面700b可示出对象的手臂711和712、 收缩的躯干720和扩张的躯干730。躯干可包括对象的胸部和腹部。此外，主动脉715可在第一横截面700b中被绘制出。根据示例性实施例，心脏716可在第一横截面700b中被示出。

图7B中示出的第二读出方向705可与通过施加参照图5描述的第二读出梯度524而创建的梯度磁场的方向相应。换言之，第二读出方向705可与Y-轴方向相应。此外，第二读出方向705可以是用于获得针对对象的运动数据的读出方向。

根据示例性实施例，用户可沿图7A中示出的第一读出方向701获得对象的MR图像，并沿图7B中示出的第二读出方向705获得针对对象的运动数据。换言之，用于获得MR图像的第一读出方向701可不同于用于获得运动数据的第二读出方向705。

图7C示出根据示例性实施例的第一横截面700c。

详细地讲，图7C示出由于对象的呼吸而引起的运动。

根据示例性实施例，MRI设备可沿第二读出方向705获得针对第一横截面700c的k-空间数据。可基于获得的k-空间数据来获得DC线。DC线包含当k-空间中的x-值是零(0)时关于y-值的变化的k-空间数据的值。可基于DC线来获得第一横截面700c中针对Y-轴的投影数据。可通过对获取的DC线执行傅里叶逆变换来获得第一横截面700c中针对Y-轴的投影数据。

投影数据可以是在特定时间间隔期间获得的位于第一横截面700c中的自旋的相位信号数据。所述特定时间间隔可包括重复时间(TR)。例如，TR可以是图5中示出的TR2。用户可将TR设置为4.7msec。此外，所述特定时间间隔可包括回波时间(TE)。例如，TE可以是TE2。用户可将TE设置为例如2.4msec。

用户可基于获得的各条投影数据来获得相位信号数据。例如，可基于第一横截面700c中的针对Y-轴的投影数据来获得相位信号数据。例如，相位信号数据(例如，图9的911)可包括投影数据的集合。

相位信号数据可包括与主动脉715相应的第一相位信号数据。第一相位信号数据可表示与被施加了双极梯度磁场的主动脉715中的血流相应的自旋的相位改变。此外，第一相位信号数据可表示主动脉715中的血流的运动。

相位信号数据可包括与对象的躯干720和730的边界相应的第二相位信号数据。详细地讲，第二相位信号数据可包括与腹部边界相应的数据。此外， 第二相位信号数据可包括与胸部边界相应的数据。第二相位信号数据可包括针对Y-轴方向的投影数据中的表示在与腹部/胸部的边界相应的区域的相位相关的改变的数据。

参照图7C，从由于对象的呼吸而收缩的躯干720变为由于呼吸而扩张的躯干730并再恢复所需要的时间可被称为一个呼吸周期。当对象呼吸时，躯干720和730的前面可沿第一方向724和第二方向725移动，而躯干720和730的背面可沿第三方向722和第四方向723移动。第一方向724和第三方向722可与Y-轴方向相应，第二方向725和第四方向723可与Z-轴方向相应。第一横截面700c可示出与躯干720和730的前面相应的腹部边界的运动以及与躯干720和730的背面相应的腹部边界的运动。此外，第一横截面700c可示出与躯干720和730的前面相应的胸部边界的运动以及与躯干720和730的背面相应的胸部边界的运动。

此外，当第一横截面700c与Z-轴垂直时，第一横截面700c可将与躯干720和730的前面相应的腹部边界的运动指示为表示第一方向724的箭头。此外，当第一横截面700c与Z-轴垂直时，第一横截面700c可将与躯干720和730的背面相应的腹部边界的运动指示为表示第三方向722的箭头。

根据示例性实施例，当获得了第一横截面700c中针对Y-轴的相位信号数据时，可获得与主动脉相应的第一相位信号以及与改变腹部/胸部的边界的运动相应的第二相位信号数据，以便不彼此重叠。

图8是根据示例性实施例的处理MR图像的方法的流程图。图8是参照图4描述的获得由于对象的心跳和呼吸而产生的运动数据的操作S120的详细流程图。

MRI设备200(300)可针对第一横截面获得k-空间中的DC线(S210)。

详细地，MRI设备200(300)可沿第二读出方向(图7的705)获得针对第一横截面(图7C的700c)的k-空间数据。第二读出方向705可与用于获得MR图像的成像片的第一读出方向(图7A的701)不同。可通过使用当k-空间中的x-值是零时关于y-值的改变的k-空间数据的值来获得DC线。

MRI设备200(300)可对DC线执行一维(1D)傅里叶逆变换(S220)。

通过使用1D傅里叶逆变换，k-空间数据可被变换为1D空间中的数据。

MRI设备200(或300)可通过执行1D傅里叶逆变换来获得投影数据(S230)。

投影数据可以是在特定时间间隔期间获得的位于第一横截面中的自旋的相位信号数据。

MRI设备200(或300)可基于根据投影数据而获得的相位信号数据，获得表示由于对象的心跳而引起的运动的第一运动数据(S240)。

MRI设备200(或300)可基于根据投影数据而获得的相位信号数据，获得表示由于对象的呼吸而引起的运动的第二运动数据(S250)。

操作S240可与操作S250同时执行、在操作S250之前执行、或者在操作S250之后执行。

图9A示出根据示例性实施例的相位信号数据911。

图9A示出沿时间轴912和第一轴914分布的相位信号数据911。如图9A中所示，可基于色坐标916使用颜色来指示相位信号数据911的相位值。

详细地讲，第一轴914可以是与用于第一横截面的读出方向相应的轴。相位信号数据911可以是多条投影数据的集合。例如，所述多条投影数据可包括多条投影数据901、903、905和913。所述多条投影数据901、903、905和913可以是由线表示的1D数据。为了方便，参照图9A，可使用包括在四边形区域内的颜色来指示所述多条投影数据901、903、905和913的相位值。

例如，可基于投影数据913中的第一局部数据917来获得与主动脉相应的第一相位信号数据。此外，可基于第一局部数据917来获得表示由于心跳而引起的运动的第一运动数据。第一局部数据917可以是由线表示的1D数据。为了方便，参照图9A，可使用包括在四边形区域中的颜色来指示第一局部数据917的相位值。详细地讲，可获得与第一局部数据917相应的多条投影数据的相位改变。因此，可获得表示由于心跳而引起的运动的第一运动数据。

此外，可基于投影数据913中的第二局部数据915来获得与腹部或胸部的边界相应的第二相位信号数据。此外，可基于第二局部数据915来获得表示由于呼吸而引起的运动的第二运动数据。第二局部数据915可以是由线表示的1D数据。为了方便，参照图9A，可使用包括在四边形区域中的颜色来指示第二局部数据915的相位值。详细地讲，可获得与第一局部数据915相应的多条投影数据之间的相位相关。因此，可获得表示由于呼吸而引起的运动的第二运动数据。

图9B示出根据示例性实施例的基于运动数据而产生的第一图像920。

第一图像920可包括示出由于心跳而引起的运动的第一运动图像923以及示出由于呼吸而引起的运动的第二运动图像921。

第一图像920中的第一运动图像923和第二运动图像921可具有同一时间轴922。此外，可通过向第一运动数据应用高通滤波器来获得第一运动图像923。

图9C示出根据示例性实施例的第三运动图像930。

参照图9C，第三运动图像930可包括第一时间间隔(图9B的927)期间获得的第一运动数据。详细地讲，第三运动图像930可示出对象的一个心动周期。在R峰935，由于对象的心跳而引起的最大运动可能出现。在继R峰935之后的T峰之前或之后，由于对象的心跳而引起的小运动可能出现。根据示例性实施例，为了最小化由于对象的运动而导致的图像质量下降，可在T峰937之后的第二时间间隔933期间获得MR图像。

此外，可基于第一运动图像(图9B的923)中示出的第一运动数据以及第二运动图像(图9B的921)中示出的第二运动数据来确定时间间隔(图9B的945)。通过在时间间隔945期间获得MRI数据，用户可获得由于对象的运动减小而遭受最小质量下降的MR图像。

图10是根据本公开的示例性实施例的通信器70的框图。

参照图10，通信器70可连接到从图1的支架20、信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作器60选择的至少一个。

通信器70可将数据发送到通过图像存档和通信系统(PACS)连接的医院中的医院服务器或另一医疗设备并从医院中的所述医院服务器或另一医疗设备接收数据，并根据医学数字成像和通信(DICOM)标准执行数据通信。

如图10中所示，通信器70可通过有线或无线地连接到网络80，以与服务器92、医疗设备94或便携式装置96通信。

详细地讲，通信器70可通过网络80发送和接收与对象的诊断相关的数据，并还可发送和接收由医疗设备94(诸如，CT设备、MRI设备或X-射线设备)捕获的医学图像。此外，通信器70可从服务器92接收对象的诊断历史或治疗计划，并使用所述诊断历史或治疗计划来诊断对象。通信器70可不仅与医院中的服务器92或医疗设备94执行数据通信，而且可与便携式装置96(诸如，医生或患者的移动电话、个人数字助理(PDA)或笔记本电脑)执行数据通信。

另外，通信器70可通过网络80向用户发送关于MRI系统的故障的信息或关于医疗图像质量的信息，并从用户接收关于所述信息的反馈。

通信器70可包括实现与外部设备的通信的至少一个组件。

例如，通信器70可包括局域通信模块72、有线通信模块74和无线通信模块76。局域通信模块72指用于与预定距离内的设备执行局域通信的模块。根据本公开的示例性实施例的局域通信技术的示例包括但不限于：无线局域网(LAN)、Wi-Fi、蓝牙、Zigbee、Wi-Fi直连(WFD)、超宽带(UWB)、红外数据协会(IrDA)、蓝牙低功耗(BLE)和近场通信(NFC)。

有线通信模块74指用于通过使用电信号或光信号执行通信的模块。根据本公开的示例性实施例的有线通信技术的示例包括使用双绞电缆、同轴电缆和光纤电缆的有线通信技术以及其他公知的有线通信技术。

无线通信模块76将无线信号发送到从移动通信网络中的基站、外部设备和服务器选择的至少一个，并从自移动通信网络中的基站、外部设备和服务器选择的至少一个接收无线信号。这里，根据文本/多媒体消息的发送和接收，无线信号可以是语音呼叫信号、视频呼叫信号或以各种格式中的任何一种格式的数据。

图2的MRI设备200和图3的MRI设备300可以是外部服务器92、外部医疗设备94或外部便携式装置96。换言之，MRI设备200和MRI设备300可连接到参照图1描述的通信器70以被操作。

示例性实施例可被编写为计算机程序，并可在使用非暂时性计算机可读记录介质运行程序的通用数字计算机中实现。

非暂时性计算机可读记录介质的示例包括磁存储介质(例如，ROM、软盘、硬盘等)、光学记录介质(例如，CD-ROM或DVD)等。

尽管已参照附图描述了一个或更多个示例性实施例，但是本领域中的普通技术人员将理解，在不脱离由权利要求限定的本公开的精神和范围的情况下，可在其中进行形式和细节上的各种改变。因此，以上示例性实施例及其所有方面仅是示例而不是限制。