发明被本 领域技术人员周知的细节所模糊。然而，附图被包括以描述并解释所公开的主体的说明性 范例。
[0077] 图1图示了磁共振成像系统100的范例。磁共振成像系统100包括磁体104。磁 体104是具有通过其的膛106的超导圆柱型磁体100。也可能使用不同类型的磁体，比如也 可能使用分离圆柱磁体和所谓开放磁体两者。分离圆柱磁体与标准圆柱磁体相似，除了低 温恒温器被分离成两段以允许对磁体的等平面的访问，比如可以结合带电粒子射束治疗来 使用这样的磁体。开放磁体具有两个磁体段，一个在另一个上面，中间具有足够大以至于能 够接收对象的空间：对所述两段区域的布置与亥姆霍兹（Helmholtz)线圈的布置相似。开 放磁体是普及的，这是因为对象受较少限制。在圆柱磁体的低温恒温器里面存在超导线圈 的集合。在圆柱磁体104的膛106内存在成像区108,在所述成像区108中磁场足够强且足 够均匀以执行磁共振成像。
[0078] 在磁体的膛106内还存在磁场梯度线圈110的集合，所述磁场梯度线圈组110的 集合被用于采集磁共振数据以对磁体104的成像区108内的目标体积的磁自旋在空间上进 行编码。磁场梯度线圈110被连接到磁场梯度线圈电源112。磁场梯度线圈110旨在是代 表性的。典型地，磁场梯度线圈110含有三个单独的线圈组，以用于沿三个正交空间方向在 空间上进行编码。磁场梯度电源向磁场梯度线圈供应电流。向磁场梯度线圈110供应的电 流被控制为时间的函数，并且可以是倾斜的和/或脉冲的。
[0079] 邻近成像区108是射频线圈114,所述射频线圈114用于操纵成像区108内的磁 自旋的取向，并且用于接收来自也在成像区108内的自旋的无线点发射。射频天线可以含 有多个线圈元件。射频天线也可以被称为通道或天线。射频线圈114被连接到射频收发器 116。可以由单独的发射和接收线圈以及单独的发射器和接收器来代替射频线圈114和射 频收发器116。应当理解，射频线圈114和射频收发器116是代表性的。射频线圈114也旨 在表示专用发射天线和专用接收天线。类似地收发器116也可以表示单独的发射器和接收 器。
[0080] 磁场梯度线圈电源112和收发器116被连接到计算机系统126的硬件接口 128。 计算机系统126还包括处理器130。处理器130被连接到硬件接口 128、用户界面132、库 134和计算机存储器136。
[0081] 计算机存储器136被示为含有控制模块160。控制模块160含有计算机可执行代 码，所述计算机可执行代码使得处理器130能够控制磁共振成像系统100的操作和功能。其 还实现了磁共振成像系统100的基本操作，例如对磁共振数据的采集。计算机存储器136 还被示为含有程序/实用程序164,所述程序/实用程序164具有程序模块的集合，所述程 序模块的集合含有计算机可执行代码，所述计算机可执行代码使得处理器130能够执行如 本文中所描述的本发明的实施例的功能和/或方法论。
[0082] 库134被示为含有在k-空间上的能量分布。库的k-空间能量分布168可以与不 同的解剖结构和应用相对应。在图3中示出了针对不同解剖结构的能量分布的图示性范 例。例如，针对肩膀305和腿303,能量不同地集中靠近k-空间的中心，并且也以不同的方 式向k-空间的外围衰减。
[0083] k-空间能量分布的每个可以基于多个采集前测量结果，以更好地反映若干对象上 和若干成像对比（Τ1-、Τ2_和质子密度加权成像）上的能量分布的统计性能。它们也可以 基于特定的应用，例如标记、黑血液、高对比度MRA、仅脂肪成像等。
[0084] 可以基于使用可以用作任何分析流程的地面实况的解剖模型的模拟来生成所存 储的k-空间能量分布168。在另一范例中，可以使用不同解剖结构的多幅完全采样（即奈 奎斯特采样）高分辨率图像来生成所存储的k-空间能量分布168,所述多幅完全采样高分 辨率图像是在加速（诊断）扫描的时间之前的时间采集的，如参考图2所描述的，所述加速 (诊断）扫描被用于压缩感测重建。
[0085] 在其上分布能量的与k-空间相关联的图像FOV(即存储的能量分布）可以高于预 定的FOV阈值。可以使用在诊断扫描中使用的FOV来确定阈值。例如，阈值可以等于用于 诊断扫描的F0V，所述FOV使用库来生成用于压缩感测的欠采样样式。也可以使用诊断扫描 的图像分辨率来确定与所存储的k-空间能量分布相关联的图像分辨率（例如其可以高于 诊断扫描的分辨率）。
[0086] 将参考图2来详细描述MRI系统100的操作。
[0087] 在关于图2公开的第一范例中，MRI系统100可以被用于例如在诊断扫描中对目 标体积（例如患者118的头）进行成像。为此，在步骤201中，可以执行对待成像的目标体 积的选择。所述选择可以指示头和头（例如图3的301)的k-空间中的能量分布。
[0088] 在步骤203中，例如可以从MRI系统100的用户接收表示k-空间域的欠采样的程 度的减小因子。沿着相位编码方向（例如沿着ky-kz平面）执行本文中所描述的欠采样， 尽管频率编码方向通常被完全采样。欠采样意味着低于奈奎斯特采样的采样。奈奎斯特采 样可以考虑用于诊断扫描的图像FOV和分辨率。
[0089] 在步骤205中，可以从能量分布301和减小因子导出采样密度函数。为此，将能量 分布归一化为概率分布函数（Pdf)即具有1的面积。对没有重复和不考虑顺序的N r个样 本（例如，以奈奎斯特采样的采样数量NO除以接收到的减小因子R)的随机选择能够被近 似为针对每个位置的具有重复但具有未知数量的迭代N>N R的罐（urn)问题。则在每个位 置处的采样密度函数与该位置被选择至少一次的概率（P(S>0))相对应。这能够借助于逆 概率：P(s>0) = I-P (S = 0)来计算。在一个迭代选择位置的概率由在该位置的pdf给出， 并且被用于计算在N次重复中不选择该位置的概率（P(S = O) = (Ι-pdf) Λ N)。因此，可 以使用方程sdf = l-(l-pfd). Λ (N)和归一化约束根据pdf来导出采样密度函数（sdf) (Ν 是需要选择的具有重复的采样的数量，以便在拒绝重复采样之后的以Nr个样本结束）。使 用一个或多个迭代来满足归一化约束。在每次迭代中，更新/增加样本的数量N。归一化约 束要求sdf的积分等于N r= N0/R。亦即，在整个k-空间域中，采样密度函数可以具有对N R =MV(接收到的减小因子）的积分。并且，在k-空间域的每个k-空间间隔中，采样密度 函数可以具有对（针对该间隔以奈奎斯特采样的样本数量V(局部减小因子）的积分。局 部减小因子是要被用于所述k-空间间隔中的欠采样的减小因子。
[0090] 在步骤207中，采样密度函数接着被用于导出采样样式。可以利用对（例如在覆盖 采样密度函数的部分的每个k-空间区域中的）导出的采样密度的使用并使用泊松盘采样 随机地导出采样样式。在步骤209中，可以使用所导出的采样样式来控制MRI系统100,以 使用沿着所导出的采样样式对k-空间域进行采样的脉冲序列来采集欠采样k-空间数据。
[0091] 在步骤211中，然后对采集到的欠采样数据应用压缩感测重建以重建头的图像。
[0092] 在另外的范例中，MRI系统100可以被用于使用SENSE成像方法和压缩感测方法 的组合来对目标体积进行成像。在这种情况下，MRI系统100的多个RF线圈可以被用于并 行数据采集。在2D和3D笛卡尔采样的情况下可以应用组合的SENSE和压缩感测。
[0093] 也可以针对组合的SENSE和压缩感测应用以上参考图2描述的欠采样方法。此外， 从SENSE参考扫描导出的线圈灵敏度信息可以被用于将线圈几何结构的信息并入针对加 速扫描的采样密度估计中。这可以使用采集前k-空间数据在加速扫描开始之前进行。例 如，在3D笛卡尔采样的情况下，可以在2D相位编码空间（ky-kz)中执行欠采样。可以根据 线圈阵列的能力来调整对应的采样密度，以支持在两个相位编码方向上的加速度。例如，被 布置为2x4线圈元件的线圈阵列可以允许在第二维度中的更高的加速因子，在所述第二维 度中更多的线圈元件是可用的。欠采样k-空间的导出的采样密度可以考虑实际接收线圈 几何结构和所采用的加速因子（对于两个空间方向是不同的）。因此，在均匀线圈几何结构 或在全部两个方向上相等的并行成像加速因子的情况下，被表示为针对二次2D相位编码 空间（k y_kz)的采样密度的同心圆的采样密度变化可以分别改变成采样密度的同心椭圆的 结构。考虑潜在的线圈灵敏度，导出对应的最优并行成像加速因子的另一方法可以考虑在 不同方向（k y/kz)上的不同并行成像编码能力。对于给定的总的减小并行成像因子Rp，可以 通过使用线圈灵敏度图来获得在两个相位编码方向上的减小因子的最优分布Rp = Mz。 这可以通过求解优化问题来实现，使关于两个减小因子（Ry，Rz)的最大g因子
[0095] 最小化以找最优。其中，S指代线圈阵列的线圈灵敏度图，F是2D傅里叶变换， M是利用减小因子Ry和Rz生成的采样样式，并且上标H指代厄米特操作（Hermitian operation)(复杂的共辄和转置）。用这种方式选择的两个减小因子形成输入，从而导出采 样