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CN110907871B - 用于减少磁共振成像中的阴影和模糊的方法和系统 - Google Patents

用于减少磁共振成像中的阴影和模糊的方法和系统 Download PDF

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CN110907871B
CN110907871B CN201910871314.1A CN201910871314A CN110907871B CN 110907871 B CN110907871 B CN 110907871B CN 201910871314 A CN201910871314 A CN 201910871314A CN 110907871 B CN110907871 B CN 110907871B
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Abstract

本发明题为“用于减少磁共振成像中的阴影和模糊的方法和系统”。本发明提供了各种方法和系统，以用于采集用于磁共振(MR)数据采集的多个刀片的k空间数据。多个刀片以围绕k空间的中心的旋转方式布置。刀片中的每一者包括沿刀片的相位编码方向依次索引的多个平行相位编码线。根据不对称相位编码顺序对每个刀片的相位编码线进行采样。至少两个相邻刀片的刀片相位编码顺序彼此相反。这导致MRI图像中的阴影和模糊伪像减少。

Description

用于减少磁共振成像中的阴影和模糊的方法和系统
技术领域
本文所公开的主题的实施方案涉及磁共振成像，并且更具体地，涉及用于减少阴影和模糊伪影的k空间数据采集。
背景技术
磁共振成像(MRI)是可以在不使用X射线或其他电离辐射的情况下创建人体内部的图像的医学成像模态。MRI系统包括超导磁体以产生强而均匀的静磁场B0。当人体或人体的一部分被放置在磁场B0中时，与组织水中的氢核相关联的核自旋变得极化，其中与这些自旋相关联的磁矩优先沿磁场B0的方向对准，从而导致沿该轴的小的净组织磁化。MRI系统还包括梯度线圈，该梯度线圈产生具有正交轴线的较小幅值、空间变化的磁场以通过在体内每个位置处产生特征共振频率来对磁共振(MR)信号进行空间编码。氢核由处于或接近氢核的共振频率的射频信号激发，这样为核自旋系统增加了能量。当核自旋弛豫回到其静止能量状态时，其以RF信号的形式释放吸收的能量。该RF信号(或MR信号)由一个或多个RF线圈检测并且使用重建算法转换成图像。
发明内容
在一个实施方案中，一种方法包括以围绕k空间的中心的旋转方式采集多个刀片的k空间数据，每个刀片包括以相位编码顺序采样的多个相位编码线，该多个刀片的第一刀片的相位编码顺序相对于与第一刀片相邻的第二刀片的相位编码顺序反转。以这种方式，可减少重建的MRI图像中的阴影和模糊伪影。
应当理解，提供上面的简要描述来以简化的形式介绍在具体实施方式中进一步描述的精选概念。这并不意味着识别所要求保护的主题的关键或必要特征，该主题的范围由具体实施方式后的权利要求书唯一地限定。此外，所要求保护的主题不限于解决上文或本公开的任何部分中提到的任何缺点的实施方式。
附图说明
通过参考附图阅读以下对非限制性实施方案的描述将更好地理解本发明，其中以下：
图1是根据本发明的实施方案的MRI系统的框图。
图2A示出了根据具有增强重建的周期性旋转重叠平行线(PROPELLER)采样方案采集的多个刀片的k空间数据。
图2B示出了图2A中所示刀片中的一者的相位编码线。
图3示出了基于使用常规PROPELLER采样方案采集的k空间数据构建的脑的MRI图像。
图4是根据示例性实施方案的用于采集k空间数据的方法的流程图。
图5A示出了根据示例性实施方案的利用一次激发采集的刀片的k空间数据的多个相位编码线。
图5B是根据示例性实施方案的利用一次激发采集的刀片的k空间数据的信号幅值分布。
图5C示出了图5A的相位编码线随时间所采集的信号幅值。
图6A至图6C示出了根据示例性实施方案的利用多次激发采集的刀片的k空间数据的信号幅值分布。
图7示出了用于获得图6A至图6C的信号幅值分布的相位编码顺序。
图8A示出了根据示例性实施方案采集的两个相邻刀片的k空间数据。
图8B是示出图8A的两个相邻刀片的信号幅值分布的曲线图。
图9示出了根据示例性实施方案的示例性k空间采样方案。
图10示出了基于使用图9的采样方案采集的k空间数据构建的脑的MRI图像。
图11A和图11B分别示出了具有和不具有模糊伪影的肝脏的MRI图像。
图12A和图12B分别示出了具有和不具有模糊伪影的肌肉骨骼系统的MRI图像。
具体实施方式
以下描述涉及用于在磁共振成像(MRI)系统(诸如图1中所示的MRI系统)中采集k空间数据的各种实施方案。为了减少MR图像中的运动伪影，引入了具有增强重建的周期性旋转重叠平行线(PROPELLER)成像。在PROPELLER成像中，可从以围绕k空间的中心的旋转方式采集的多个刀片的k空间数据中对k空间数据进行采样。
PROPELLER采样方案在图2A和图2B中示出。具体地讲，每个刀片的k空间数据可包括沿刀片相位编码方向依次索引的多个平行相位编码线。可根据相位编码顺序对每个刀片内的相位编码线进行采样。相位编码顺序包括相位编码线序列，其中将对相位编码线进行采样，并且其排列不一定与相位编码顺序的索引相同。在常规PROPELLER中，每个刀片的相位编码顺序保持相同。换句话讲，每个刀片的相位编码线将以相同的顺序被采样。
然而，诸如阴影和/或模糊的伪影可存在于根据常规PROPELLER采样方案采集的k空间数据重建的MR图像中。例如，图3示出了基于利用常规PROPELLER采样方案采集的k空间数据构建的脑的MRI图像。可在图3中观察到阴影伪影，其中感兴趣区域301和302内的平均像素值是不同的。
在一些实施方案中，可通过根据图4的方法对k空间数据进行采样来减少阴影和模糊伪影，其中至少两个相邻刀片的刀片相位编码顺序是反转的，并且对每个刀片以不对称相位编码顺序进行采样。图5A示出了沿刀片相位编码方向索引的一个刀片的相位编码线。通过在一次激发之后对回波进行采样来填充刀片的相位编码线。沿图5B中的刀片相位编码方向绘制图5A的相位编码线的信号幅值。可通过根据相位编码顺序对相位编码线进行采样来实现图5B的信号幅值分布。图5C示出了根据从图5B导出的相位编码顺序随时间采样的相位编码线的信号幅值。图6A至图6C示出了不同数量的不对称视图的信号幅值分布。图6A至图6C中的每个刀片的k空间数据利用四次激发采集。图7示出了用于获得图6A至图6C的信号幅值分布的示例性相位编码顺序。图8A示出了基于本文所公开的方法采样的两个相邻刀片的k空间数据，其中相邻刀片的刀片相位编码顺序是反转的。两个相邻刀片的相位编码线的信号幅值绘制在图8B中。覆盖k空间的360度的刀片在图9中示出。通过反转至少两个相邻刀片的刀片相位编码顺序并且以不对称相位编码顺序对每个刀片内的相位编码线进行采样，可显著减少脑MRI图像中的阴影伪影，如图10所示。此外，如图11B和图12B所示，可去除图11A和图12A的常规PROPELLER成像中的模糊伪影。
图1示出了磁共振成像(MRI)装置10，该磁共振成像装置包括静磁场磁铁单元12、梯度线圈单元13、RF线圈单元14、RF体或体积线圈单元15、传输/接收(T/R)开关20、RF驱动器单元22、梯度线圈驱动器单元23、数据采集单元24、控制器单元25、患者检查床或床26、数据处理单元31、操作控制台单元32和显示单元33。在一些实施方案中，RF线圈单元14是表面线圈，其是通常被放置在对象16感兴趣的解剖结构附近的局部线圈。此处，RF体线圈单元15是传输RF信号的传输线圈，并且局部表面RF线圈单元14接收MR信号。这样，传输体线圈(例如，RF体线圈单元15)和表面接收线圈(例如，RF线圈单元14)是独立但电磁耦合的部件。MRI装置10将电磁脉冲信号传输到放置在成像空间18中的对象16，其中形成静态磁场以执行扫描以从对象16获得磁共振信号。可基于通过扫描获得的磁共振信号来重建对象16的一个或多个图像。
静磁场磁体单元12包括例如安装在环形真空容器内的环形超导磁铁。磁铁限定了围绕对象16的圆柱形空间，并且产生恒定的主静磁场B0。
MRI装置10还包括梯度线圈单元13，该梯度线圈单元在成像空间18中形成梯度磁场，以便为由RF线圈阵列接收的磁共振信号提供三维位置信息。梯度线圈单元13包括三个梯度线圈系统，每个梯度线圈系统产生沿彼此垂直的三个空间轴线中的一者的梯度磁场，并且根据成像条件在频率编码方向、相位编码方向和切片选择方向中的每一方向上产生梯度场。更具体地，梯度线圈单元13在对象16的切片选择方向(或扫描方向)上应用梯度场，以选择切片；并且RF体线圈单元15或局部RF线圈阵列可以将RF脉冲发射到对象16的所选择的切片。梯度线圈单元13还在对象16的相位编码方向上应用梯度场，以对来自由RF脉冲激发的切片的磁共振信号进行相位编码。然后梯度线圈单元13在对象16的频率编码方向上应用梯度场，以对来自由RF脉冲激发的切片的磁共振信号进行频率编码。
RF线圈单元14例如被设置为包围对象16的待成像区域。在一些示例中，RF线圈单元14可被称为表面线圈或接收线圈。在由静磁场磁体单元12形成静磁场B0的静磁场空间或成像空间18中，RF线圈单元15基于来自控制器单元25的控制信号将作为电磁波的RF脉冲传输到对象16，并且从而产生高频磁场B1。这激发了待成像的对象16的切片中的质子自旋。RF线圈单元14接收当在对象16的待成像的切片中如此激发的质子自旋返回到与初始磁化矢量对准时产生的电磁波作为磁共振信号。在一些实施方案中，RF线圈单元14可传输RF脉冲并接收MR信号。在其他实施方案中，RF线圈单元14可仅用于接收MR信号，而不用于传输RF脉冲。
在一个实施方案中，可用快速自旋回波(FSE)脉冲序列对k空间数据进行采样。例如，可传输90度激发RF脉冲以使质子磁化旋转90度，然后可传输多个180度RF脉冲以反转质子旋进的方向。在每个180度RF脉冲之后，可从RF线圈接收回波(MR信号)。在本文中，90度RF脉冲是激发，连续90度RF脉冲之间的持续时间是重复时间(TR)。可通过对一个回波进行采样来采集沿每个相位编码线的数据，并且可在TR内采集多个相位编码线。又如，可使用回波平面脉冲序列或梯度回波脉冲序列对k空间数据进行采样。
RF体线圈单元15例如被设置为包围成像空间18，并且产生与由成像空间18内的静磁场磁体单元12产生的主磁场B0正交的RF磁场脉冲以激发核。与RF线圈单元14相比，其可以与MRI装置10断开并且用另一个RF线圈单元替换，RF体线圈单元15固定地附接并连接到MRI装置10。此外，尽管局部线圈诸如RF线圈单元14可以仅从对象16的局部区域传输或接收信号，但是RF体线圈单元15通常具有更大的覆盖区域。例如，RF体线圈单元15可用于向对象16的整个身体传输或接收信号。使用仅接收的局部线圈和传输体线圈提供均匀的RF激发和良好的图像均匀性，代价是沉积在对象中的高RF功率。对于传输-接收局部线圈，局部线圈向感兴趣区域提供RF激发并接收MR信号，从而减小沉积在对象中的RF功率。应当理解，RF线圈单元14和/或RF体线圈单元15的特定用途取决于成像应用。
当以接收模式操作时，T/R开关20可以选择性地将RF体线圈单元15电连接到数据采集单元24，并且当以发射模式操作时，T/R开关可以选择性地将RF体线圈单元15电连接到RF驱动器单元22。类似地，当RF线圈单元14以接收模式操作时，T/R开关20可以选择性地将RF线圈单元14电连接到数据采集单元24，并且当以发送模式操作时，T/R开关可以选择性地将RF线圈单元电连接到RF驱动器单元22。当RF线圈单元14和RF体线圈单元15都用于单次扫描时，例如，如果RF线圈单元14被配置为接收MR信号并且RF体线圈单元15被配置为发送RF信号，则T/R开关20可以将来自RF驱动器单元22的控制信号引导到RF体线圈单元15，同时将接收的MR信号从RF线圈单元14引导到数据采集单元24。RF体线圈单元15的线圈可以被配置为以仅发射模式或发射-接收模式操作。局部RF线圈单元14的线圈可以被配置为以发送-接收模式或仅接收模式操作。
RF驱动器单元22包括栅极调制器(未示出)、RF功率放大器(未示出)和RF振荡器(未示出)，用于驱动RF线圈(例如，RF线圈单元15)并在成像空间18中形成高频磁场。RF驱动器单元22基于来自控制器单元25的控制信号并且使用栅极调制器，将从RF振荡器接收的RF信号调制成具有预定包络的预定定时的信号。由栅极调制器调制的RF信号由RF功率放大器放大，然后输出到RF线圈单元15。
梯度线圈驱动器单元23基于来自控制器单元25的控制信号驱动梯度线圈单元13，并且从而在成像空间18中产生梯度磁场。梯度线圈驱动器单元23包括与梯度线圈单元13中包括的三个梯度线圈系统对应的三个驱动器电路系统(未示出)。
数据采集单元24包括前置放大器(未示出)、相位检测器(未示出)和用于采集由RF线圈单元14接收的磁共振信号的模拟/数字转换器(未示出)。在数据采集单元24中，相位检测器相位使用来自RF驱动器单元22的RF振荡器的输出作为参考信号，检测从RF线圈单元14接收并由前置放大器放大的磁共振信号，并将相位检测的模拟磁共振信号输出到模拟/数字转换器，以转换成数字信号。由此获得的数字信号被输出到数据处理单元31。
MRI装置10包括用于在其上放置对象16的检查床26。通过基于来自控制器单元25的控制信号移动检查床26，可以使对象16在成像空间18的内部和外部移动。
控制器单元25包括计算机和其上记录有要由计算机执行的程序的记录介质。程序当由计算机执行时使装置的各个部分执行与预定扫描相对应的操作。记录介质可包括例如ROM、软盘、硬盘、光盘、磁光盘、CD-ROM或非易失性存储卡。控制器单元25连接到操作控制台单元32并且处理输入到操作控制台单元32的操作信号，并且还通过向它们输出控制信号来控制检查床26、RF驱动器单元22、梯度线圈驱动器单元23和数据采集单元24。控制器单元25还基于从操作控制台单元32接收的操作信号来控制数据处理单元31和显示单元33以获得期望的图像。
操作控制台单元32包括用户输入设备，诸如触摸屏、键盘和鼠标。操作员使用操作控制台单元32，例如，输入此类数据作为成像协议，并且设置要执行成像序列的区域。关于成像协议和成像序列执行区域的数据被输出到控制器单元25。
数据处理单元31包括计算机和记录介质，在该记录介质上记录由计算机执行以执行预定数据处理的程序。数据处理单元31连接到控制器单元25，并且基于从控制器单元25接收的控制信号执行数据处理。数据处理单元31还连接到数据采集单元24，并且通过对从数据采集单元24输出的磁共振信号应用各种图像处理操作来生成光谱数据。
显示单元33包括显示设备，并且基于从控制器单元25接收的控制信号在显示设备的显示屏幕上显示图像。显示单元33显示例如关于操作者从操作控制台单元32输入操作数据的输入项目的图像。显示单元33还显示由数据处理单元31产生的对象16的二维(2D)切片图像或三维(3D)图像。
图2A至图2B示出了使用PROPELLER技术采集k空间数据的示例像到性采样方案。用于切片的k空间由正交相位编码轴Ky和频率编码轴Kx限定。相位编码轴和频率编码轴的箭头分别对应于相位编码方向和频率编码方向。相位编码轴和频率编码轴在k空间的中心207处相交。
用多个重叠刀片覆盖/采样k空间，所述多个重叠刀片相对于k空间的中心207以旋转方式布置。相邻刀片之间的旋转角度是相同的。每个刀片覆盖k空间的区域，并且具有与k空间的中心共定位的几何中心。在一些实施方案中，每个刀片覆盖k空间的矩形区域，并且刀片的尺寸(宽度和长度)是相同的。作为一个示例，如果用N个刀片对k空间进行采样，则相邻刀片相对于k空间的中心以180/N度的角度分开。每个刀片可包括跨刀片纵向延伸的多个平行相位编码线。
作为非限制性示例，在图2A中，六个刀片(201-206，以虚线示出)相对于k空间的中心207以逆时针旋转的方式布置，以覆盖360度的k空间。相邻的刀片彼此相距30度。每个刀片的相位编码线绘制为实线。
对多个刀片的k空间数据进行采集(或采样)包括在数据采集方向上采集每个刀片的k空间数据。数据采集方向可以是相对于k空间中心的逆时针或顺时针方向。例如，可在逆时针数据采集方向上采集刀片201-206的k空间数据。即，可以刀片201、202…206的顺序对刀片进行采样。在一个示例中，可首先对刀片相位编码轴和刀片频率编码轴与相位编码轴Ky和频率编码轴Kx对准的刀片进行采样。通过利用重叠刀片对k空间进行采样，对k空间的中心处的低频分量进行过采样，而以奈奎斯特速率对k空间外围的高频分量进行采样。以这种方式，可去除运动伪影。
图2B示出了图2A中的刀片的一个刀片201。作为非限制性示例，刀片201包括沿刀片201的刀片相位编码轴230平行布置的八个相位编码线221-228。刀片相位编码轴230的箭头指示刀片相位编码方向。刀片201的刀片频率编码轴240垂直于刀片相位编码轴230，并且与刀片相位编码轴230在刀片的中心相交。刀片频率编码轴240的箭头指示刀片频率编码方向。刀片201的中心与k空间的中心207重合。
刀片相位编码线(221-228)沿刀片相位编码轴230的箭头所示的刀片相位编码方向从1到8依次索引(例如，编号)。换句话讲，相位编码线的索引(数值)在相位编码方向上增加。根据相位编码顺序对相位编码线进行采样。相位编码顺序可与相位编码线索引不同。
采集刀片的k空间数据包括沿刀片的相位编码线中的每一者采集数据。在一些实施方案中，利用单次激发(诸如90°RF脉冲)采集每个刀片的k空间数据。在激发之后，采集一系列回波(或回波串)，并且用从每个回波采集的数据填充刀片的一个相位编码线。在其他实施方案中，利用多个激发来采集每个刀片的k空间数据。一个刀片的多个相位编码线可被分组成多个组，并且利用一次激发来采集每组相位编码线的k空间数据。在每个刀片内，可根据相位编码顺序对沿相位编码线的k空间数据进行采样或填充。相位编码顺序包括相位编码线的索引(编号)序列。例如，如果相位编码顺序是4、5、3、6、2、7、1、8，则相位编码线按照第4相位编码线，然后是第5相位编码线…第1相位编码线和第8相位编码线的顺序进行采样/填充。
在常规PROPELLER采样方案中，每个刀片的刀片相位编码顺序是相同的。例如，通过以4、5、3、6、2、7、1、8的相位编码顺序对相位编码线进行采样来填充第一刀片(诸如刀片201)中的k空间数据。然后，以4、5、3、6、2、7、1、8的相同相位编码顺序对在数据采集方向(诸如逆时针方向)上与第一刀片相邻的第二刀片(诸如刀片202)中的k空间数据进行采样。第一刀片的刀片频率编码轴和刀片相位编码轴相对于k空间的中心在数据采集方向上(诸如逆时针)以180/N角旋转，以获得第二刀片的刀片频率编码轴和刀片相位编码轴。可基于其刀片频率轴和刀片相位编码轴来限定第二刀片的相位编码线。通过以相同的相位编码顺序对相位编码线进行采样来填充第一刀片和第二刀片的K空间数据。在对所有刀片的k空间数据进行采样之后，可基于刀片的k空间数据重建MRI图像。
图3示出了使用常规PROPELLER技术重建的健康大脑的MRI图像。具体地讲，当采集刀片的k空间数据时，刀片相位编码顺序对于所有刀片保持相同。在重建的MRI图像中存在阴影伪影。阴影伪影对应于图像的不同区域中的变化的信号幅值。例如，当比较第一感兴趣区域(ROI)301和第二ROI 302内的平均像素值时，第二ROI 302与第一ROI 301中的平均像素值之间的差值是第一ROI 301中的平均像素值的40％。然而，实际上，第一ROI 301和第二ROI 302对应于脑的左半球和右半球中的相同组织类型，并且应具有基本上相同的信号强度。第一ROI和第二ROI之间的仿真信号强度之间的差值是由阴影伪影引起的。当医生比较来自MRI图像的不同区域的信号强度时，诸如当比较脑左半球和右半球的信号时，阴影伪影可能导致误诊。
图4示出了用于在使用MRI装置(诸如图1的MRI装置10)执行PROPELLER成像时减少阴影和模糊伪影的示例性方法400。具体地讲，相邻刀片的刀片相位编码顺序是反转的。在另一个实施方案中，根据不对称相位编码顺序采集每个刀片的k空间数据。方法400可由图1的控制器单元25根据存储在非暂态存储器中的指令执行。
在402处，响应于操作者的指令，移动检查床(诸如图1的检查床26)以将对象(诸如患者)定位在成像空间(诸如图1的成像空间18)中。
在404处，在控制器单元处接收关于患者信息和成像协议的操作者输入。具体地讲，操作者输入可包括基于将要扫描的解剖结构的成像协议选择。可基于所选择的协议来确定PROPELLER成像参数。PROPELLER成像参数可包括数据采集方向、覆盖k空间的刀片数量、每个刀片的相位编码线数量、采集每个刀片的k空间数据的激发次数、有效回波时间、回波间距、激发脉冲重复时间等。数据采集方向可以是相对于k空间中心的顺时针或逆时针方向。在一些实施方案中，可基于成像协议来确定数据采集方向。在一些实施方案中，数据采集方向可以是预先确定的并且保存在成像系统的存储器中。可基于成像解剖结构、成像时间帧和期望的信噪比、对比度和空间分辨率中的一者或多者来确定PROPELLER成像参数。例如，如果期望在MRI扫描期间运动，则可增加刀片数量和每个刀片的相位编码线数量。如果需要在短时间帧内完成MRI扫描，诸如在成像造影剂的情况下，则可减少刀片数量和每个刀片的相位编码线数量。如果期望低信噪比，则可增加刀片的数量。每个刀片的激发次数也可随每个刀片的相位编码线数量的增加而增加。
在406处，基于包括每个刀片的RF激发次数、有效回波时间和每个刀片的相位编码线的数量的参数来确定k空间中的信号幅值分布。信号幅值分布是刀片沿刀片相位编码方向的相位编码线的信号幅值。在每次RF激发之后，可在应用相位梯度和频率梯度之后对包括以回波数依次编号的多个回波的回波串进行采样。可通过对回波串的一个回波进行采样来填充一个相位编码线的k空间数据。在RF激发之后，回波串的信号幅值随时间呈指数下降。沿刀片相位编码轴的回波的信号幅值(或沿相位编码线的k空间数据的信号幅值)的分布基于刀片的多个相位编码线被填充的顺序而变化。通过对具有较低回波数的回波进行采样来填充较高信号幅值相位编码线，其中回波数是在RF激发之后产生的回波的数量(例如，回波数为三对应于在RF激发后产生的第三回波)。为了减少PROPELLER成像中的阴影和模糊伪影，使用不对称信号幅值分布。
在一些实施方案中，利用一次RF激发来采集每个刀片的k空间数据。可基于相位编码线的数量、有效回波时间和回波间隔来确定信号幅值分布。图5A至图5B示出了示例性刀片和当使用一次RF激发采集该刀片的k空间数据时该刀片的信号幅值分布。
图5A示出了多个刀片的k空间数据中的一个刀片。该刀片包括在刀片相位编码方向上(由刀片相位编码轴501的箭头指示)依次从1到32索引的32个相位编码线。相位编码线平行于刀片频率编码轴502。刀片相位编码轴501与刀片频率编码轴502在k空间的中心507处相交。
图5B示出了k空间中的示例性信号幅值分布522。y轴示出了归一化信号幅值。信号幅值如y轴箭头所示增加。x轴501是刀片相位编码轴。x轴的箭头指示刀片相位编码方向。作为一个示例，沿每个相位编码线的k空间数据是通过对激发之后产生的一系列回波中的一者进行采样来采集的。每个相位编码线的信号幅值是对应于该相位编码线的所接收的回波的最大信号幅值。随着激发之后回波的最大信号幅值随时间呈指数下降，相位编码线的信号幅值也随时间呈指数下降。较高的信号幅值对应于较低的回波数，其对应于在时间上更接近相应RF激发的回波。例如，信号幅值分布522在第28相位编码线处达到峰值。因此，第28相位编码线的回波数为一，即，通过对在RF激发之后接收的第一回波进行采样来填充第28相位编码线。每个相位编码线(或相位编码线的每个索引)对应于信号幅值分布522的一个信号幅值。
在一些实施方案中，信号幅值分布相对于峰值信号幅值是不对称的。例如，在图5B中，信号幅值分布相对于523处的峰值信号幅值是不对称的。
在一些实施方案中，确定信号幅值分布522包括确定信号幅值分布的峰值的位置。可基于有效回波时间和回波间隔(即，回波串内的连续回波之间的持续时间)来确定峰值位置。例如，峰值信号幅值和k空间507的中心之间的距离521可通过将有效回波时间除以回波间隔来确定。又如，选择峰值信号幅值的位置，使得在距相应激发的有效回波时间处采样的相位编码线位于k空间的中心。以这种方式，重建图像具有期望的对比度。
在一些实施方案中，信号幅值分布522被确定为使得信号幅值的最大变化率(诸如第28相位编码线和第29相位编码线之间的信号幅值分布的变化率)位于远离k空间中心507的位置。信号幅值的变化率是相邻相位编码线的信号幅值的变化。在一些实施方案中，信号幅值分布522被确定为使得k空间中心处的信号幅值的变化率低(例如，信号幅值分布可被选择为使k空间中心处的变化率相对于其他信号幅值分布最小化)。
在一些实施方案中，当使用一次RF激发采集每个刀片的k空间数据时，信号幅值分布522从523处的峰值穿过k空间中心507到刀片的边界(诸如第1相位编码线)单调地减小。
在一个实施方案中，可利用多次RF激发来采集每个刀片的k空间数据。可基于相位编码线的数量、有效回波时间、回波间隔和多个不对称视图来确定k空间中的信号幅值分布。不对称视图的数量对应于相对于信号幅值分布中的峰值信号幅值具有相同信号幅值的相位编码线的数量的分配。选择不对称视图的数量，使得k空间中心处的信号幅值的变化率低，并且峰值信号周围的信号幅值的变化率也相对低。图6A至图6C示出了使用多次RF激发采集的刀片的k空间数据的信号幅值分布的示例。
图6A至图6C是具有不同数量的不对称视图的信号幅值分布。使用四次激发来采集每个刀片的k空间数据。x轴是沿刀片相位编码轴的相位编码线的索引。每个x轴的箭头指示刀片相位编码方向。y轴是相位编码线的归一化信号幅值。
在一些实施方案中，确定信号幅值分布包括确定信号幅值的峰值的位置、k空间的中心处的信号幅值变化率和信号幅值的最大变化率。类似于图5B中所示的每个刀片一次激发的信号幅值分布，可基于有效回波时间来确定信号幅值分布的峰值的位置。峰值与k空间中心之间的距离701、702和703随有效回波时间和回波间隔之间的商数的增加而增加。
在一些实施方案中，确定信号幅值分布包括基于k空间中心处的信号幅值变化率和信号幅值的最大变化率来选择多个不对称视图。如本文所用的不对称视图的数量是指从零到激发次数除以二范围内的整数。例如，如果使用四次激发来采集刀片的k空间数据，则不对称视图的数量可以是0、1或2。由于通过四次激发来采集刀片的相位编码数据，因此刀片的四个相位编码线具有相同的信号幅值。不对称视图的数量对应于相对于信号幅值分布中的峰值信号幅值具有相同信号幅值的相位编码线的数量的分配。
例如，在图6A中，不对称视图的数量为零，即在第90相位编码线处的最大信号幅值与第91相位编码线处的最小信号幅值之间没有布置相位编码线。在图6B中，不对称视图的数量为一，即在每个信号幅值处，在峰值信号幅值的具有更高相位编码线索引的一侧、在第80相位编码线处的最大信号幅值与第96相位编码线处的刀片边界之间布置有一条相位编码线。在每个信号幅值处，在第8相位编码线处的最小信号幅值与第80相位编码线处的最大信号幅值之间布置有三条相位编码线。在图6C中，不对称视图的数量为二，即在每个信号幅值处，在峰值幅值具有较高相位编码线索引的一侧、从第70相位编码线到第96相位编码线处的刀片边界布置有两条相位编码线。在峰值幅值具有较低相位编码线索引的另一侧、在第70相位编码线处的最大信号幅值与第22相位编码线处的最小信号幅值之间布置有两条相位编码线。
在一些实施方案中，不对称视图的数量被确定为使得k空间的中心处的信号幅值分布变化率(即，连续相位编码线之间的信号幅值变化)最小化(例如，相对于其他信号幅值分布)，并且信号幅值分布的最大变化率最小化(例如，相对于其他信号幅值分布)。随着不对称视图的数量增加，k空间中心处的信号幅值分布的变化率可增加，并且最大变化率减小。例如，图6A相对于图6B和图6C具有k空间中心处最低的变化率，而图6C相对于图6A和图6B具有最低的最大变化率。因此，在k空间中心处的信号幅值分布变化率与最大变化率之间存在折衷。在一些实施方案中，图6B的信号幅值分布可被选择用于满足k空间中心处的低变化率和低最大变化率两者。此外，可基于特定成像协议来调整不对称视图的数量。
返回图4，在408处，基于406处的k空间中的信号幅值分布来确定每个刀片的相位编码顺序。相位编码顺序是对每个刀片的相位编码线进行采样的顺序。在一些实施方案中，每个刀片的相位编码线沿刀片相位编码方向递增地索引。相位编码顺序指示其中相位编码线将被采样或用k空间数据填充的顺序。可不必以与相位编码线被索引的相同顺序对相位编码线进行采样。图5C示出了从图5B的信号幅值分布522导出的相位编码顺序。图7示出了从图6A至图6C的信号幅值分布导出的相位编码顺序。
图5C示出了根据从信号幅值分布522导出的相位编码顺序随时间采样的相位编码线的信号幅值。x轴是时间，并且时间如箭头所示增加。y轴是相位编码线的归一化信号幅值。信号幅值如y轴箭头所示增加。利用在时间T0处发生的一次激发(诸如90度RF脉冲)对相位编码线进行采样。在T0处激发之后，激发后的一系列回波的信号幅值531呈指数衰减。沿信号幅值531的每个点对应于特定相位编码线的信号幅值。对应于回波数1的相位编码线在T1处被填充，对应于回波数2的相位编码线在T2处被采样等。
在图5B中，信号幅值的值与回波数呈负相关。由于信号幅值在第28相位编码线处达到峰值，因此首先对第28相位编码线(对应于回波数1)进行采样。由于从第28相位编码线到第1相位编码线信号幅值减小，因此在对第28相位编码线进行采样之后，以递减顺序从第27相位编码线到第1相位编码线对相位编码线依次进行采样。在对第1相位编码线进行采样之后，以从32到29的降序顺序对相位编码线依次进行采样。在一些实施方案中，如果使用一次RF激发来采集刀片的k空间数据，则可基于信号幅值分布来确定一个相位编码顺序。在一些实施方案中，如果通过多次激发来采集刀片的相位编码数据，则可基于一个信号幅值曲线来确定多个相位编码顺序。
转到图7，曲线图801示出了对一个刀片的k空间数据进行采样的时间线。曲线图801的x轴是时间，并且时间如箭头所示增加。曲线图801的y轴是相位编码线的归一化信号幅值，并且信号幅值如箭头所示增加。在采集刀片的k空间数据时，分别在时间T0、T1、T2和T3处发起四次RF激发。在每次激发之后，信号幅值801、802、803和804首先增加，然后随时间呈指数减小。
相位编码顺序810是用于对相位编码线进行采样以获得图6A中所示的信号幅值分布的一个示例性序列。相位编码顺序810的相位编码线被分组成四个组811、812、813和814。每组包括24条相位编码线，并且每组对应于一次激发后产生的回波。在T0处的第一次激发后，首先填充组811中的相位编码线。例如，首先填充第90相位编码线。然后，填充第86相位编码线，然后填充第82相位编码线，依此类推。以降序填充相位编码线，直到第2相位编码线。最后填充第94相位编码线。在T1处的第二激发之后，填充组812中的相位编码线。例如，首先填充第89相位编码线。然后，填充第85相位编码线。以降序填充相位编码线，直到第1相位编码线。最后填充第93相位编码线。在T2处的第三激发之后，填充组813中的相位编码线。例如，首先填充第88相位编码线。然后，填充第84相位编码线。以降序填充相位编码线，直到第4相位编码线。最后填充第96和第92相位编码线。在T3处的第四激发之后，填充组814中的相位编码线。例如，首先填充第87相位编码线。然后，填充第83相位编码线。以降序填充相位编码线，直到第3相位编码线。最后填充第95和第91相位编码线。
相位编码顺序820是用于对相位编码线进行采样以获得图6B中所示的信号幅值分布的一个示例性序列。类似于相位编码顺序810，相位编码顺序820的相位编码线被分组成四个组821、822、823和824。每组包括24条相位编码线。每组相位编码线的k空间数据用一次激发填充。在T0、T1、T2和T3处的激发之后分别填充组821、822、823和824的k空间数据。与810的相位编码顺序不同，具有最高幅值的信号用第77、第78、第79和第80相位编码线进行采样。因此，沿图6B中的刀片相位编码方向的最大信号幅值的位置与图6A不同。
相位编码顺序830是用于对相位编码线进行采样以获得图6C中所示的信号幅值分布的一个示例性序列。相位编码顺序830的相位编码线被分组成四个组831、832、833和834。每组包括24条相位编码线。每组相位编码线的k空间数据用一次激发填充。在T0、T1、T2和T3处的激发之后分别填充组831、832、833和834的k空间数据。与810的相位编码顺序不同，具有最高幅值的信号用第68、69、70和71相位编码线进行采样。
在一些实施方案中，在数据采集期间可跳过相位编码顺序中的相位编码索引中的一者或多者。换句话讲，可不通过对激发之后的回波进行采样来采集相位编码线中的一者或多者的数据。相反，可基于其他相位编码线的数据来估计这些相位编码线的数据。通过跳过相位编码顺序中的相位编码索引中的一者或多者，可减少每个刀片的k空间数据的数据采集时间。然而，跳过一个或多个相位编码索引不会改变k空间中的信号幅值分布。
在一些实施方案中，可在扫描之前确定用于多个成像协议的一组相位编码顺序，并将其保存在成像系统的存储器中。在扫描期间，可在404处基于所选择的协议从保存的相位编码顺序中选择相位编码顺序。
返回图4，在410处，调整梯度波形以采集刀片的k空间数据。例如，通过旋转由当前刀片和k空间之间的旋转角度更新的变换矩阵来调整梯度波形，使得刀片相位编码方向和刀片频率方向的取向旋转到期望的刀片位置。
在412处，基于在408处确定的相位编码顺序和在404处确定的激发的次数来采集当前刀片的k空间数据。采集刀片的k空间数据包括根据相位编码顺序对每个刀片的多个相位编码线进行采样。在一个示例中，通过对激发之后产生的一个回波进行采样来填充刀片的每条相位编码线。又如，可跳过相位编码顺序中的相位编码线索引中的一者或多者，并且基于其他相位编码线的数据来填充跳过的相位编码线。采集k空间数据还可包括数据处理过程，以去除每个刀片内的所采集的k空间数据中的运动伪影。
在414处，控制器确定是否采集了所有刀片的k空间数据。如果采集了所有刀片的k空间数据，则在418处在刀片的k空间数据上重建图像，这将在下文更详细地描述。如果没有采集所有刀片的k空间数据，则方法400前进到416。
在416处，采集数据采集方向上的下一个相邻刀片的k空间数据。在一个示例中，下一个刀片相对于当前刀片成角度或旋转180/N度，其中N是要采集k空间数据的刀片的数量。可通过将当前刀片的刀片相位编码轴和刀片频率编码轴相对于k空间的中心旋转180/N度(这也导致刀片相位编码方向相对于k空间的中心旋转180/N度)来获得下一个刀片的位置。然后，可通过反转相邻刀片的相位编码顺序来获得下一个刀片的刀片相位编码顺序。
图8A和图8B示出了两个相邻刀片的刀片相位编码顺序以及刀片的相位编码线的信号幅值。在图8A中，x轴是k空间的频率编码轴(Kx)，y轴是k空间的相位编码轴(Ky)。x轴和y轴的箭头指示k空间的频率编码方向和相位编码方向。频率编码轴和相位编码轴在k空间的中心907处相交。首先采集刀片911的k空间数据。刀片911包括在刀片相位编码方向913上递增索引的32条相位编码线。此处，仅示出了第1相位编码线901和第32相位编码线902。刀片相位编码方向913平行于k空间的相位编码轴并且在相同方向上(例如，在正Ky方向上)延伸。在采集刀片911的k空间数据之后，采集刀片912的k空间数据。刀片912相对于k空间的中心907以逆时针旋转180/N度的角度(示出为数据采集方向910)定位。为了获得刀片912的刀片相位编码方向914，刀片相位编码方向913在数据采集方向910上逆时针旋转180/N度。刀片相位编码方向914相对于k空间的相位编码轴成角度(例如，刀片相位编码方向914不与Ky平行)延伸。刀片912的相位编码线在刀片相位编码方向914上递增地索引。
图8B示出了沿数据采集方向910(此处，相对于k空间的中心逆时针方向)的两个相邻刀片911和912的相位编码线的信号幅值。曲线921对应于刀片911的信号幅值曲线，曲线922对应于刀片912的信号幅值曲线。x轴是沿刀片旋转方向910布置的两个刀片的相位编码索引。与刀片911相比，以反转编码顺序对刀片912进行采样。在一个示例中，可通过反转(或翻转)刀片的信号幅值分布来反转相位编码顺序。在一些实施方案中，可通过反转沿相位编码方向的相位编码索引的顺序来反转相位编码顺序，而保持相位编码方向不变。在一些实施方案中，可通过反转相位编码方向来反转相位编码顺序，而相位编码索引保持不变。
图9示出了覆盖360度k空间的六个刀片。x轴是频率编码轴Kx，并且y轴是相位编码轴Ky。六个刀片的k空间数据(1011-1016)以相对于k空间1007的中心逆时针旋转的方式布置。六个刀片1011、1012、1013、1014、1015和1016的刀片相位编码方向分别是1001、1002、1003、1004、1005和1006。
返回图4，在旋转刀片并反转刀片相位编码顺序之后，方法400循环回到412以采集后续刀片的k空间数据。旋转刀片、反转刀片相位编码顺序以及采集后续刀片的k空间数据的过程重复，直到确定已采集了所有刀片的k空间数据。在确定已采集最后一个刀片的k空间数据时，方法400前进至418，此处在收集了所有刀片的k空间数据之后基于k空间数据重建MRI图像。基于k空间数据重建MRI图像包括将k空间数据转换为图像空间。重建图像还可包括用于去除所采集的刀片的k空间数据中的运动伪影的数据处理过程。
在420处，可显示重建的图像。例如，可经由图1的显示单元33显示图像。附加地或另选地，重建的图像可保存在存储器中，例如系统10的存储器或远程存储器。
以这种方式，在MRI扫描期间，可以围绕k空间的中心的旋转方式采集多个刀片的k空间数据。每个刀片可包括沿相应刀片相位编码方向依次索引的多个相位编码线。在数据采集期间，以相位编码顺序对多个相位编码线进行采样。相位编码顺序是对相位编码线进行采样的顺序。为了减少阴影和模糊伪影，第一刀片的刀片相位编码顺序相对于与第一刀片相邻的第二刀片的刀片相位编码顺序反转。此外，每个刀片的相位编码顺序可被选择为产生不对称信号幅值分布。
扫描协议可限定除其他元件之外的被扫描的解剖结构和MRI扫描的各种参数，包括有效回波时间和每个刀片的激发次数。每个刀片的有效回波时间和激发次数可用于选择相位编码顺序。
选择对相位编码线进行采样的顺序使得信号幅值分布满足本发明人在此已认识到将减少阴影伪影的若干标准。这些标准包括不对称分布，使得围绕峰值信号幅值的分布不是对称的。该标准还包括使k空间中心处的分布的斜率(例如，变化率)最小化并使分布的最大斜率最小化。此外，选择相位编码顺序，使得在有效回波时间对k空间的中心进行采样。
通过图6A至图6C可以认识到，如果为每个刀片提供多于一次激发，则目标信号幅值分布的附加变化是可能的。然而，可能仍期望满足上述标准。具体地讲，当如图6C所示不对称视图的数量被设置为二时，分布可能不会使k空间中心处的变化率最小化。图6B可被选择为使k空间中心处的变化率最小化，同时还提供k空间边缘处相对低的变化率。然而，各种不同的分布可能期望取决于扫描协议，并且可有效地减少阴影伪影。
在一些示例中，每个扫描协议可包括与扫描协议相关联的预定义的相位编码顺序。在此类示例中，可从存储器检索预定义的相位编码顺序，例如当选择扫描协议时并且在数据采集期间，可以预定义的顺序对相位编码线进行采样。在其他示例中，扫描协议可包括可用于选择相位编码顺序的各种参数，诸如有效回波时间、回波间隔和每个刀片的激发次数。如上所述，这些参数可用于确定相位编码顺序。在一些示例中，操作者可选择相位编码顺序，操作者可选择不对称视图的数量，或者操作者可提供可用于选择适当相位编码顺序的其他输入。
在选择相位编码顺序之后，根据相位编码顺序采集第一刀片的k空间数据。然后，采集相邻刀片的k空间数据。可根据相位编码顺序但进行反转来采集相邻刀片的k空间数据。例如，用于采集第一刀片的数据的相位编码顺序可包括图5C中所示的顺序(例如，28、27、26…2、1、32、31、30和29)。使用反转的相位编码顺序来采集第二刀片的数据(例如，5、6、7…30、31、32、1、2、3和4)。
图10示出了由使用本文所公开的方法采集的k空间数据重建的健康大脑的MRI图像。与图3中所示的阴影伪影相比，刀片阴影伪影显著减少。例如，第二ROI 1102中平均像素值之间的差值是第一ROI 1101中平均像素值的2％。
图4的k空间采样方法还可减少模糊伪影。图11A和图11B分别示出了具有和不具有模糊伪影的肝脏的MRI图像。用于重建图11A所示图像的k空间数据使用常规PROPELLER成像来采集。用于构建图11B所示图像的k空间数据使用利用相邻刀片的反转刀片相位编码顺序和用于每个刀片的不对称相位编码顺序的PROPELLER成像来采集。图11A中的箭头指向组织/空气界面边界处的模糊和雾度。在图11B中，与图11A相比，模糊和雾度伪影减少，并且组织/空气边界更清晰。
图12A和图12B分别示出了具有和不具有模糊伪影的肌肉骨骼系统的MRI图像。用于重建图12A所示图像的k空间数据使用常规PROPELLER成像来采集。用于构建图12B所示图像的k空间数据使用利用相邻刀片的反转刀片相位编码顺序和用于每个刀片的不对称相位编码顺序的PROPELLER成像来采集。图12A中的箭头指向组织/空气界面边界处的模糊和雾度。在图12B中，与图12A相比，模糊和雾度伪影减少，并且组织/空气边界更清晰。
反转至少两个相邻刀片的k空间数据的刀片相位编码顺序并且以不对称相位编码顺序对相位编码线进行采样的技术效果在于减小了成像切片上的信号幅值的波动。此外，改善了图像的清晰度，尤其是组织边界处的清晰度。基于每个刀片的激发次数来确定不对称相位编码顺序的技术效果在于相位编码顺序对于系统缺陷对图像质量的影响更加稳健。
如本文所用，以单数形式列举并且以单词“一个”或“一种”开头的元件或步骤应当被理解为不排除多个所述元件或步骤，除非明确说明此类排除。此外，对本发明的“一个实施方案”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。此外，除非明确地相反说明，否则“包含”、“包括”或“具有”具有特定特性的元件或多个元件的实施方案可包括不具有该特性的附加此类元件。术语“包括”和“在…中”用作相应术语“包含”和“其中”的通俗语言等同物。此外，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标记，而不旨在对其对象施加数字要求或特定位置次序。
该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使相关领域中的普通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。本发明可取得专利权的范围由权利要求书限定，并且可包括本领域普通技术人员想到的其他示例。如果此类其它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，则此类其它示例旨在落入权利要求书的范围内。

Claims (11)

1.一种用于磁共振成像(MRI)的方法，包括：
以围绕k空间的中心的旋转方式采集多个刀片的k空间数据，每个刀片包括以相位编码顺序采样的多个相位编码线，所述多个刀片的第一刀片的刀片相位编码方向相对于与所述第一刀片相邻的第二刀片相位的刀片相位编码方向反转；
基于所述k空间中的所述多个相位编码线的信号幅值分布来确定所述第一刀片的所述相位编码顺序；
确定k空间中的所述信号幅值分布，并且其中确定所述信号幅值分布包括确定以下中的至少一者：峰值信号幅值的位置、所述k空间中心的所述中心处的所述信号幅值分布的变化率和所述信号幅值分布的所述变化率的最大值；以及
通过对利用多次激发产生的多个回波中的回波进行采样，沿所述多个相位编码线的相位编码线中的每一者对数据进行采样，并且其中确定所述信号幅值分布还包括选择多个不对称视图以减小所述k空间的所述中心处的所述变化率并减小所述信号幅值的所述变化率的所述最大值，其中所述不对称视图的数量对应于所述峰值信号幅值和所述刀片的所述k空间数据的边界之间的特定信号幅值的所述相位编码线的数量。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述信号幅值分布相对于所述信号幅值分布中的峰值是不对称的。
3.根据权利要求1所述的方法，其中基于有效回波时间确定所述峰值信号幅值的所述位置。
4.根据权利要求1所述的方法，其中所述信号幅值分布从所述峰值信号幅值穿过所述k空间的所述中心到最小信号幅值单调地减小。
5.一种磁共振成像(MRI)装置，包括：
多个梯度场线圈，所述多个梯度场线圈被配置为编码位置信息；
控制器单元，所述控制器单元耦合到所述梯度场线圈，以用于调整在k空间中采样数据的位置；以及
存储可执行指令的存储器，所述可执行指令在被执行时，使得所述控制器单元：
以围绕k空间的中心的旋转方式采集多个刀片的k空间数据，每个刀片包括以相位编码顺序采样的多个相位编码线，所述多个刀片的第一刀片的刀片相位编码方向相对于与所述第一刀片相邻的第二刀片相位的刀片相位编码方向反转；
基于所述k空间中的所述多个相位编码线的信号幅值分布来确定所述第一刀片的所述相位编码顺序；
通过确定以下中的至少一者：峰值信号幅值的位置、所述k空间中心的所述中心处的所述信号幅值分布的变化率和所述信号幅值分布的所述变化率的最大值，来确定k空间中的所述信号幅值分布；以及
通过对利用多次激发产生的多个回波中的回波进行采样，
沿所述多个相位编码线的相位编码线中的每一者对数据进行采样，并且其中确定所述信号幅值分布还包括选择多个不对称视图以减小所述k空间的所述中心处的所述变化率并减小所述信号幅值的所述变化率的所述最大值，其中所述不对称视图的数量对应于所述峰值信号幅值和所述刀片的所述k空间数据的边界之间的特定信号幅值的所述相位编码线的数量。
6.根据权利要求5所述的装置，其中所述信号幅值分布相对于所述信号幅值分布中的峰值是不对称的。
7.根据权利要求5所述的装置，其中基于有效回波时间确定所述峰值信号幅值的所述位置。
8.根据权利要求5所述的装置，其中所述信号幅值分布从所述峰值信号幅值穿过所述k空间的所述中心到最小信号幅值单调地减小。
9.一种非暂态计算机可读介质，所述非暂态计算机可读介质包括指令，所述指令在被执行时使得处理器：
以围绕k空间的中心的旋转方式采集多个刀片的k空间数据，每个刀片包括以相位编码顺序采样的多个相位编码线，所述多个刀片的第一刀片的刀片相位编码方向相对于与所述第一刀片相邻的第二刀片相位的刀片相位编码方向反转；
基于所述k空间中的所述多个相位编码线的信号幅值分布来确定所述第一刀片的所述相位编码顺序，并且其中所述信号幅值分布相对于所述信号幅值分布中的峰值是不对称的；
通过确定以下中的至少一者：峰值信号幅值的位置、所述k空间中心的所述中心处的所述信号幅值分布的变化率和所述信号幅值分布的所述变化率的最大值，来确定k空间中的所述信号幅值分布；以及
通过对利用多次激发产生的多个回波中的回波进行采样，沿所述多个相位编码线的相位编码线中的每一者对数据进行采样，并且其中确定所述信号幅值分布还包括选择多个不对称视图以减小所述k空间的所述中心处的所述变化率并减小所述信号幅值的所述变化率的所述最大值，其中所述不对称视图的数量对应于所述峰值信号幅值和所述刀片的所述k空间数据的边界之间的特定信号幅值的所述相位编码线的数量。
10.根据权利要求9所述的计算机可读介质，其中基于有效回波时间确定所述峰值信号幅值的所述位置。
11.根据权利要求9所述的计算机可读介质，其中所述信号幅值分布从所述峰值信号幅值穿过所述k空间的所述中心到最小信号幅值单调地减小。
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