专利名称：用于屏气腹部核磁共振成像的片层调整方法
技术领域：
本发明涉及核磁共振成像(“MRI”)的方法和系统。更具体地说，本发明涉及穿过腹部器官的一组片层图像的MRI数据的采集。
当对物质比如人体组织施加均匀的磁场(极化磁场B0)时，在该组织中的自旋的各个磁矩趋于与这种极化场一致，但以它们的特征拉莫尔频率无序地绕其进动。如果物质或组织受到一种在x-y平面中并在拉莫尔频率附近的磁场(激励磁场B1)的作用，一致的净矩Mz可以被旋转或说“倾斜”到x-y平面中以产生横向净磁矩Mt。在激励信号B1结束之后受激励的自旋发射信号，可以接收这种信号并对其进行处理以形成图像。
当应用这些信号来产生图像时，要应用磁场梯度(Gx、Gy和Gz)。通常，通过一序列测量周期扫描要成像的区域，在这些测量周期中这些梯度随所应用的特定的局部方法改变。对最终所接收的NMR信号组进行数字化并应用多种公知的重构技术中的一种重构技术进行处理以重构该图像。
在采集NMR图像数据的过程中目标运动会在相位编码的方向上产生�：汀爸赜啊�。当运动为周期性或近似周期性时重影尤其明显。对于大多数的生理运动在足够短的周期内采集每个视图的NMR信号以使在采集窗口内该目标可以认为是静止的。在这种情况下模糊和重影是由于在视图之间的目标的不一致的外部特征引起的。在下文中将改变在视图之间的外观的运动称为“视图间的运动”，这些运动例如有由患者的移动、呼吸或心动周期或蠕动产生的运动。在脉冲序列过程中当运动发展时运动还可以改变NMR信号的幅值和相位，在下文中称这种运动为“视图内的运动”。
如果数据采集与目标的功能循环同步以降低视图间的运动则可以降低模糊和重影。这种方法通常称为选通NMR扫描，其目的是在连续的功能循环的过程中在相同的点上采集NMR数据以使在每个视图中目标“看起来”相同。选通方法的缺陷在于只可以在一小部分的目标的功能周期内采集NMR数据，只有当应用可接受的最短脉冲序列时，选通技术才能够极大地加长数据采集时间。
在1986年2月4日公布的美国专利US4,567,893中提出了另一种消除重影假象的方法。该已有专利教导当NMR脉冲序列的重复时间为周期性信号变化的持续时间的四分之一的奇数倍时在图像中在重影和要成像的目标之间的距离最大。应用这种技术就可以减小由于呼吸运动引起的重影。虽然这种方法真正改善了图像质量，但是它限制了NMR脉冲序列的重复时间并且它通常导致更长的总的扫描时间。该技术还假设该运动为周期性的。
另一种降低由于周期性的信号的变化造成的不良影响的方法公开在1987年11月10日公布的题为“在NMR成像中降低由于周期性的变化引起的图像假象的方法”的美国专利US4,706,026中。在该方法的一个实施例中，假定信号变化的周期(例如由于患者的呼吸引起的)并将视图顺序从通常的单调增加的相位编码梯度改变为预选的顺序。例如，对于给定的信号变化的周期，选择视图的顺序以使NMR信号变化在所需的频率按照相位编码幅值的函数变化。在一个实施例中，选择视图顺序以使变化周期等于总的NMR扫描时间(低频率)，从而使重影假象尽可能的接近所成像的目标。在另一个实施例中(高频率)，选择视图顺序以使变化周期尽可能地短，从而使重影假象尽可能地远离目标。
这种已有的方法能够有效地降低假象，并且如果变化不是规则的且频率已知的话则在某些方面是较理想的。在另一方面，如果不能满足关于该运动的时间周期的假设(例如因为患者的呼吸模式的变化或无规律)，则该方法并不很好。如果发生这些，则会因为重影的聚焦(不管是尽可能地接近目标还是尽可能地远离目标)变得�：斐筛梅椒ㄊツ承┯行�。解决这种问题的方案公开在题为“在NMR成像中降低由于周期性的变化引起的图像假象的方法”的美国专利US4,663,591中。在该方法中，当进行扫描时确定非单调的视图顺序并响应在该周期中的变化以在信号变化和梯度参数之间产生所需的关系(低频或高频)。当然该方法的有效性取决于用于感测患者的运动尤其是在该运动的周期性中的任何变化的装置的精度。
校正MR图像的运动假象的最成功的方法应用在扫描过程中所采集的导引器(navigator)信号。如在美国专利US4,937,526中所描述，在扫描的过程中周期性地采集这种导引器信号，并应用这些信号的信息来校正患者运动时的图像数据。
当进行腹部MR成像时呼吸运动是最难对付的问题。一种方案是应用对运动不敏感的技术比如单脉冲快速自旋回波(“SSFSE”)或单脉冲回波平面(“EPI”)序列采集所有的图像数据，这些技术在一次屏气过程中采集整个图像数据。然而，在这些技术中没有一种技术能够最佳地获得T2-加权腹部图像。应用SSFSE所采集的图像更加�：⑶矣捎诩だ夭ǘ运杉男藕诺淖饔迷斐蒚1对比度太大。在另一种单脉冲EPI技术中，由于在肺部和消化道中的空气引起的磁化率梯度的原因，对于常规的临床腹部成像它并不太可靠。此外，对于腹部成像在这些技术中没有一种技术可以用于产生具有可接受的对比度的T1-加权图像。
本发明是一种从患者的腹部区域中采集一组片层图像的方法，该方法不会由于患者的呼吸造成运动假象。更具体地说，将一组片层分成许多连续的切片，其中每个切片由应用所指定的脉冲序列在单次屏气过程中能够采集的许多片层构成。然后通过初始化患者的屏气过程并应用所选择的脉冲序列采集在切片中的所有的片层的MR图像数据来采集每个切片。从所采集的MR图像数据中重构图像。
本发明的另一方面为在每个切片采集之前测量患者的位置并改变MRI系统的扫描参数以便以对准的方式采集连续的切片。在采集每个切片之前应用导引器脉冲序列来测量患者的位置，在扫描过程中调整切片位置以考虑患者运动造成的偏离参考位置。
附
图1所示为应用本发明的MRI系统的方块图；附图2所示为构成附图1的MRI系统的一部分的收发器的电路方块图；附图3所示为用于实施本发明的优选实施例的快速自旋回波(FSE)脉冲序列的图形表示；附图4所示为说明应用附图3的脉冲序列采集片层图像数据的顺序的患者图形表示；附图5所示为附图1的MRI系统来采集图像数据所执行的步骤流程图；附图6所示为依据一种变型实施例附图1的MRI系统来采集图像数据所执行的步骤流程图。
首先参考附图1，所示为并入本发明的优选MRI系统的主要部分。操作员控制台100控制该系统的操作，该操作员控制台100包括键盘和控制板102和显示器104。控制台100通过连接116与分离的计算机系统107进行通信，该计算机系统107使操作员能够控制在显示屏104上的图像的产生和显示。计算机系统107包括通过底板彼此进行通信的许多�？�。这些�？榘ㄒ桓鐾枷翊砥髂？�106、CPU�？�108以及在本领域中公知的作为帧缓冲器以存储图像数据阵列的存储器模块113。计算机系统107链接磁盘存储器111和磁带驱动器112以存储图像数据和程序，它还通过高速串行链路115与分离的系统控制器122进行通信。
系统控制器122包括通过底板连接在一起的一组模块。这些�？榘ㄒ籆PU�？�119和脉冲发生器模块121，该脉冲发生器�？�121通过串行链路125连接到操作员控制台100。系统控制器122通过这种链路125从操作员接收表示要执行的扫描序列的指令。脉冲发生器�？�121运行系统部件以执行所需的扫描序列。它产生表示要产生的RF脉冲的时序、强度和形状以及数据采集窗口的时序和长度的数据。脉冲发生器�？�121连接到一组梯度放大器127以指示在扫描的过程中要产生的梯度脉冲的形状和时序。脉冲发生器模块121还从生理采集控制器129中接收患者数据，生理采集控制器129从连接到患者的许多不同的传感器中接收信号比如从电极中接收ECG信号或从波纹管中接收呼吸信号。最后，脉冲发生器模块121连接到扫描室接口电路133，该扫描室接口电路133从与磁体系统和患者的状况相关的各种传感器中接收信号。患者定位系统134还通过扫描室接口电路133接收指令以将患者移动到所需的位置以进行扫描。
由脉冲发生器�？�121所产生的梯度波形施加到包括Gx、Gy和Gz放大器的梯度放大器系统127。每个梯度放大器激励在组件(以139总体表示)中的对应的梯度线圈以产生用于位置编码采集信号的磁场梯度。梯度线圈组件139形成包括极化磁体140和整个身体RF线圈152的磁体组件141的一部分。在系统控制器122中的收发器�？�150产生脉冲，通过RF放大器151放大该脉冲并通过发射/接收转换开关154将其耦合到RF线圈152。通过相同的RF线圈152感测由在患者体内的受激励的核所辐射结果信号并通过发射/接收转换开关154将其耦合到前置放大器153。在收发器150中的接收器中对所放大的NMR信号进行解调、滤波以及数字化。发射/接收转换开关154受来自脉冲发生器�？�121的信号控制以在发射模式中将RF放大器151电连接到线圈152和在接收模式中连接到前置放大器153。发射/接收转换开关154还能够使分离的RF线圈(例如头部线圈或表面线圈)应用在发射模式中或应用在接收模式中。
由RF线圈152所采集的NMR信号通过收发器�？�150数字化并传输到在系统控制器122中的存储器�？�160中。当完成扫描并将整个数据阵列已经采集在存储器�？�160中时，运行阵列处理器161以将该数据傅立叶变换到图像数据阵列中。通过串行链路115将这种图像数据传输到计算机系统107，在计算机系统107中将该数据存储在磁盘存储器111中。为响应从操作员控制台100中所接收的指令，将该图像数据放在磁带驱动器112中存档，或可以通过图像处理器106进行进一步处理并传输到操作员控制台100并在显示器104上给出。
特别参见附图1和附图2，通过功率放大器151在线圈152A上收发器150产生RF激励磁场B1并接收在线圈152B中感应的结果信号。如上文所指出，线圈152A和B可以如附图2所示为分离的，或者如附图1所示它们也可以为单个整体的线圈。在频率合成器200的控制下产生基本信号或载波即RF激励磁场的频率，该频率合成器200从CPU�？�119和脉冲发生器�？�121中接收一组数字信号(CF)。这些数字信号表示在输出201中产生的RF载波信号的频率和相位。将所指令的RF载波施加到调制器和增频变换器202，在那里根据也是从脉冲发生器�？�121中接收的信号R(t)调制它的幅值。信号R(t)确定要产生的RF激励脉冲的包络线并通过连续地读出一序列存储的数字值在�？�121中产生。这些存储的数字值由可以从操作员控制台100进行改变以使能够产生任何所需的RF脉冲包络线。
通过激励衰减器电路206衰减在输出205中产生的RF激励脉冲的幅值，该激励衰减器电路206从底板118中接收数字指令TA。被衰减的RF激励脉冲施加到驱动RF线圈152A的功率放大器151。收发器122的这一部分的更详细的描述参见美国专利US4,952,877，在此以引用参考的形式将该专利结合在本申请中。
参考附图1和2，目标产生的信号由接收器线圈152B采集并通过前置放大器153施加到接收器衰减器207的输入中。接收器衰减器207进一步将该信号放大由从底板118中所接收的数字衰减信号(RA)所确定的大小。
所接收的信号的频率为拉莫尔频率或其附近，通过降频变换器208在两步处理过程中对这种高频率信号进行降频处理，该降频变换器208首先将NMR信号与在线201上的载波信号进行混频，然后将所得差值信号与在线204上的205兆赫兹的基准信号进行混频。将经降频变换的NMR信号施加到模拟数字(A/D)转换器209的输入中，该A/D转换器209采样模拟信号并将其数字化并将其施加到数字检测器和信号处理器210中，该数字检测器和信号处理器210产生与所接收的信号相对应的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。通过底板118将所接收的信号的数字化I和Q的结果流输出到存储器�？�160中，在存储器�？�160中应用它们来重构图像。
通过基准频率发生器203从公共的20兆赫兹的主时钟信号中产生2.5兆赫兹的基准信号以及250千赫兹的采样信号和5、10和60兆赫兹的基准信号。为更详细地描述接收器，参考美国专利US4,992,736，在此以引用的方式将其结合在本申请中。
附图1的MRI系统执行一序列的脉冲序列以采集足够的NMR数据来重构所需的图像。具体参考附图3，用于实施本发明的T2-加权成像的优选实施例的快速自旋回波MR脉冲序列是一种在其中采集许多MR回波信号的2DFT RARE序列。为简明起见，在附图2中仅示出了四个回波信号301-304，但是可以理解的是可以产生和采集更多的回波信号。这些MR回波信号通过90度RF激励脉冲305产生，该90度RF激励脉冲305在出现GZ片选梯度脉冲306时产生以在穿过患者的片层中形成横向磁化。通过选择性的再聚焦脉冲307(它可以具有180度的翻转角)对这种横向磁化进行再聚焦以产生MR自旋回波信号301-304，在出现GX读梯度脉冲308时采集这种MR自旋回波信号301-304。对每个MR自旋回波信号301-304分别进行相位编码，随后通过相应的GY相位编码脉冲309-313进行反绕。改变相位编码脉冲的幅值，并以离散的值为步幅进行变化以采集分离的“视图”或ky空间采样。通过对每个信号的采样进行数字化来采集每个MR自旋回波信号，结果，在完成一幅图像的扫描时从其中采集“k-空间”数据的二维阵列，通过执行如上文所描述的2D傅立叶变换从该二维阵列中得出图像。
由于MR自旋回波信号301-304的幅值按照所成像的自旋的T2衰变常数的函数降低，因此必须采取许多措施以降低在回波信号之间的间隔。这些措施包括应用具有最小的持续时间的RF回波脉冲307和应用较高的带宽和/或更低的分辨率读数。这两个方法都导致更短的时间来结束在MR信号301-304之间的间隔中具有随后的降低的相关梯度波形。应用在美国专利US5,315,249和US5,345,176中所描述的方法来设计RF再聚焦脉冲307，它们的持续时间从3.2毫秒降低到1.92毫秒。90度的RF激励脉冲305的持续时间从4毫秒降低到2.4毫秒。在重构过程中通过在面内补零来降低每个MR回波信号的读出持续时间。这是一种十分公知的技术，它能够使沿着x或y轴采集更少的k-空间采样。以零填充丢失的采样。在优选的实施例中这种方法使得在读出具有在每个间隔中具有随后降低的每个MR信号301-304的过程中采集的采样少于256个。
本发明的第二优选实施例应用快速的梯度恢复(recalled)回波脉冲序列以采集指定数量的图像片层。当要采集T1-加权腹部图像时优选这种序列。所优选的脉冲序列描述在美国专利US5,291,891中，在此以引用的方式将其结合在本申请中。
本发明的优选实施例在附图1的MRI系统所执行的程序的控制下应用2D成像序列比如附图3的FSE脉冲序列。在附图5的流程图中示出了这种程序所执行的步骤，应用在附图4中所示的腹部的肝脏的扫描的实例解释附图5的流程图。
具体参考附图4，通过采集12个二维图像的MRI数据执行扫描，12个二维图像定向为12个轴向片层10。然而，与其应用常规的采集顺序，不如将片层划分为切片组，在该常规的采集顺序中以交错的方式从所有的12个片层中采集数据。在所示的实例中，确定了两个切片12和14，每个切片12和14都具有6个片层。确定在每个切片中的片层的数量的主要标准是在患者的单次屏气过程中应用所选择的脉冲序列能够采集整个切片。然后该扫描包括在每个相应的连续屏气过程中从一序列切片的每个切片中采集MRI数据。在附图4的实例中，完成扫描要求两次屏气过程。
具体参考附图5，当该过程启动时提示操作员输入要执行的脉冲序列的指令，如在过程块230中所示。如果应用上文所描述的FSE脉冲序列这种指令包括在每个脉冲中要采集回波数量这样的参数。还可以指定其它的快速脉冲序列比如用于T1-加权图像的破碎梯度恢复回波序列。
然后指定在扫描的过程中要采集的片层的数量和位置，如在过程块232中所示。当然这些参数取决于所成像的腹部解剖结构、所需的分辨率以及视场。例如，在应用上文所描述的FSE脉冲序列扫描肝脏的过程中，可以指定8到12个轴向片层中的任何片层。
如在过程块234中所示，然后操作员输入表示可用于采集每个切片数据的时间间隔的屏气持续数。可以将这个时间周期预设成“标准”值比如25秒，根据患者的情况和肺容量可以增加或降低这个时间。按照用户指定的重复时间(TR)和相位编码分辨率的要求，屏气持续时间可以自动地降低到最小的可能的持续时间。此外，输入切片重叠数量。这种数量表明将要重叠的邻近的切片数量以确保如果患者没有进行屏气则在每个切片采集的相同的位置上仍然能够采集所有的解剖结构。
如过程块236所示，然后系统计算要采集的分离的切片的数量和在每个切片中的片层的数量。这种计算是基于前面所输入的数据以及在每个屏气过程中尽可能多地采集所规定的片层的目的。例如，如果计算表明在指定的屏气持续时间中仅能够采集6个片层，则每个切片将包含多达6个片层，在扫描过程中所需的切片/屏气的最少数量等于所规定的片层的总数除以6。将这个信息显示给操作员，如果符合要求，如在确定块240中所指示，则开始扫描。否则，系统循环返回以使操作员能够改变所规定的扫描。例如，如果患者健康状况允许并能够很轻松地屏气，则可以增加屏气时间。
当扫描开始时，通知患者开始屏气，如在过程块242中所示。当在屏气时，如过程块244所示执行一个切片的MR图像数据的采集。还可以应用比如在美国专利US5,363,844中所描述的系统来自动地检测屏气开始，该美国专利的题目为“MR成像的屏气检测器”，在此以引用参考的方式结合在本申请中。
应用所描述的脉冲序列执行一个切片的MR成像数据的采集。以大家十分熟悉的交错方式采集在该切片中的片层以便在执行脉冲序列时没有延迟并且不会使相邻的片层中的自旋饱和。在采集切片之后，指示或通知患者呼吸。如果最后的切片已经采集，如在确定块246中所确定，则如过程块248中所示重构片层图像，否则系统循环返回以采集下一切片。
在本发明的一种变型实施例中，在采集相位数据的过程中应用导引器脉冲序列来确定在每个屏气过程中肝脏/隔膜边界的位置。在每次屏气开始时肝脏的顶部的位置可以用于在随后的屏气过程中相对于第一片层的切片校正片层的位置。如上文所讨论，应用这种肝脏/隔膜位置信息返回重新自动地彼此对准切片，或者可取的是在切片采集之前预期地应用这种位置信息来调整扫描参数，这将在下文中更详细的讨论。
具体参见附图6，一种变型的实施例除了数据采集步骤以外其它步骤基本与上文所描述的步骤相同。在过程块242中每次初始化屏气之后，在过程块254中执行导引器脉冲序列以采集NMR导引器信号。这种导引器脉冲序列是一种测量法，在该测量法中通过二维RF激励脉冲激励一列自旋。操作员设定这列自旋位置并通常定位在腹部的右边，并横切肝脏顶部附近的隔膜。在沿受激励的自旋列的纵向方向上出现读梯度(在优选的实施例中为GZ)时采集随后的NMR信号，并通过阵列处理器161将NMR导引器信号的256个采样进行傅立叶变换。二维激励RF脉冲是一种持续时间为12毫秒直径为3000毫米的高斯激励，该激励产生90度的翻转角。例如在美国专利US4,812,760中所描述，在出现两个梯度场(在优选实施例中为GX和GY)时产生这种二维的RF脉冲。接收器低通滤波器设置为沿着受激励的自旋列(z轴)的视场为260毫米。在4毫秒的采样周期中在256个点上采集NMR信号，并采用脉冲重复率TR=70毫秒。在所采集并经过傅立叶变换的NMR导引器信号中在受激励的列中的肝脏/隔膜位置出现了变形。应用边缘检测(微分滤波器)技术确定这种变形的位置，在其后有抽取肝脏/隔膜的边缘的5采样高通滤波器，这种边缘检测技术包括应用20采样宽度平均滤波器来降低更高的频率噪声。
还可以应用其它的导引器信号采集技术。例如，可以采集并分析2D矢状或冠状片层以测量呼吸运动如在附图6的过程块256所示，应用肝脏/隔膜位置的信息来改变系统的扫描参数。在采集第一切片的过程中将肝脏/隔膜位置存储作为患者的参考位置并采集第一片层的切片而不调整扫描参数。然而，在采集随后的切片的过程中，将所测量的肝脏/隔膜位置与所存储的患者的参考位置相比较，应用该差值来调整扫描参数。在优选的实施例中RF激励脉冲的频率改变这样的一个量沿着轴向方向移动所采集的片层的位置等于所计算的差值的大小Δf=γGzΔz这里γ=被激励的自旋的旋磁比，Gz=沿着z轴的梯度磁场强度，Δz=在屏气间肝脏/隔膜的位置与参考位置之间的差值。
如上文所述通过改变在输出201(附图2)中产生的RF载波信号的频率来实现这种调整。因此移动其后所采集的切片以跟随患者的运动，并采集与在第一参考切片中的那些片层对准的片层。当完成扫描时，在过程块248中重构片层图像以形成规定组的片层图像而不需要返回的对准步骤。
权利要求
1．一种应用磁共振成像(MRI)系统产生一组图像的方法，包括如下的步骤a)指定一脉冲序列(230)；b)指定该组图像的数量和位置(232)；c)将该组图像分成许多切片(236)，每个切片(12,14)包含许多相邻的图像；d)通过如下的步骤迭代地采集每个切片(12,14)来采集该组图像ⅰ)初始化患者屏气过程(242)；ⅱ)应用MRI系统执行所规定的脉冲序列以从患者身上采集用于在切片中的每个指定的图像的MR图像数据(244)；以及e)应用在步骤d)中所采集的MR图像数据重构该组图像(248)。
2．如在权利要求1中所述的方法，其中步骤e)包括对准所采集的切片(12,14)。
3．如在权利要求1中所述的方法，其中该组图像是通过穿过患者的相邻的平行片层(10)的对应组采集的二维图像。
4．如在权利要求3中所述的方法，其中该图像组是轴向图像。
5．如在权利要求3中所述的方法，其中该图像组位于患者的腹部。
6．如在权利要求1中所述的方法，其中该脉冲序列是一种快速自旋回波脉冲序列(附图3)。
7．如在权利要求1中所述的方法，其中在步骤d的ⅱ)中以交错的顺序采集用于每个切片的图像的MR图像数据。
8．如在权利要求1中所述的方法，其通过计算在患者的屏气过程中能够以指定的脉冲序列采集的指定的图像的数量来将该组图像分成许多切片。
9．如在权利要求8中所述的方法，包括手工输入表示患者的屏气持续时间的信息(234)。
10．如在权利要求1中所述的方法，其中将该图像组分成许多切片包括输入表示相邻所采集的切片(12,14)的重叠量的信息(234)。
11．如在权利要求1中所述的方法，其中步骤d包括在初始化患者屏气过程之后以MRI系统执行导引器脉冲序列(254)以采集导引器数据；以及其中步骤e)包括应用所采集的导引器数据对准所采集的切片(12,14)。
12．如在权利要求1中所述的方法，其中步骤d)包括在初始化患者屏气过程之后以MRI系统执行导引器脉冲序列(254)以采集导引器数据；以及响应所采集的导引器数据调整在MRI系统(256)上的扫描参数以调整随后在步骤d)的ⅱ)中所采集的图像切片的位置。
13．如在权利要求12中所述的方法，其中扫描参数是在执行规定的脉冲序列的过程中所产生的RF激励脉冲(305,307)的频率。
14．如在权利要求13中所述的方法，其中通过改变在MRI系统中的收发器(100)中产生的RF载波信号(201)的频率来调整扫描参数。
15．一种应用磁共振成像(MRI)系统产生一组图像的方法，包括如下步骤a)将该组图像分成许多切片(236)，每个切片(12,14)包含许多相邻的图像；b)初始化患者屏气(242)；c)以MRI系统执行导引器脉冲序列(254)以采集表示患者位置的导引器数据；d)响应该导引器数据调整在MRI系统(256)上的扫描参数；e)以经调整的扫描参数在MRI系统上执行脉冲序列以从患者身上采集在一个切片中的每个图像的MR图像数据(244)；f)重复步骤b)、c)、d)以及e)直到从所有的切片(12,14)中已经采集了MR图像数据；以及g)从所采集的MR图像数据重构该组图像(248)。
16．如在权利要求15中所述的方法，其中扫描参数是在脉冲序列中的RF激励脉冲(305,307)的频率。
17．如在权利要求15中所述的方法，其中脉冲序列是一种快速自旋回波脉冲序列(附图3)。
18．如在权利要求15中所述的方法，其中导引器数据表示患者的隔膜的位置。
全文摘要
应用快速自旋回波脉冲序列(附图3)来采集一组腹部片层图像(10)的MR图像数据。将这些片层分组成切片(12,14),在患者一次屏气的过程中采集每个切片。在每次屏气开始之后可以执行一种导引器脉冲序列以采集导引器数据,该导引器数据使切片(12,14)能够重新对准或者能够预期地调整扫描参数(256)以采集对准的每个切片(12,14)。
文档编号G01R33/567GK1319766SQ01112069
公开日2001年10月31日 申请日期2001年3月27日 优先权日2000年3月27日
发明者C·F·迈尔, G·谭 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司
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