通過磁共振裝置進行圖像拍攝的方法和磁共振裝置制造方法
【專利摘要】本發(fā)明涉及一種利用磁共振裝置使用磁共振序列，尤其是PETRA序列進行圖像拍攝的方法，在所述序列情況下掃描與成像區(qū)域對應的k空間，其方式是，不包含k空間中心的第一區(qū)域徑向沿著從k空間中心發(fā)散的輪輻被掃描，其中至少兩個相位編碼梯度在給予激勵脈沖之前完全上升，不包括第一區(qū)域的、余下的k空間中心第二區(qū)域笛卡爾地，尤其通過逐點成像被掃描，其中出于提高對比度的目的在特定次數的單個測量之前發(fā)出預脈沖，尤其是用于產生T1對比度的反轉脈沖，其中至少一部分最接近k空間中心放置的、k空間第二區(qū)域的測量點作為中心測量點在給予預脈沖之后隨后地，尤其立即接著至少兩種在圖像拍攝中待區(qū)分的物質中的一種的用于對比度的磁化的過零點被測量。
【專利說明】通過磁共振裝置進行圖像拍攝的方法和磁共振裝置【技術領域】
[0001]本發(fā)明涉及一種用于使用磁共振裝置在使用磁共振序列，尤其是PETRA序列的條件下進行圖像拍攝的方法，在所述PETRA序列情況下掃描與成像區(qū)域對應的k空間，其方式是,對不包含k空間中心的、k空間的第一區(qū)域徑向地沿著多個從k空間中心發(fā)散的輪輻進行掃描，其中至少兩個相位編碼梯度在給予激勵脈沖之前就完全上升，而對不包括第一區(qū)域的、余下的k空間中心第二區(qū)域笛卡爾地，尤其通過逐點成像進行掃描，其中出于提高對比度的目的在特定次數的單獨測量之前發(fā)出預脈沖，尤其是用于產生Tl對比度的反轉脈沖。除此以外本發(fā)明還涉及一種磁共振裝置。
【背景技術】 [0002]帶有超短回波時間的序列，即回波時間TE〈0.5ms，在磁共振成像中提供了新的應用領域。其實現了對于以常規(guī)的磁共振序列例如自旋回波或梯度回波序列無法顯示的材料的顯示，因為其重復時間T2明顯短于回波時間并且其信號在拍攝時間點已經衰變。此外一些帶有超短回波時間的磁共振序列極度安靜，因為僅僅最外圍的微小的梯度變化是需要的。例如這種類型的，明顯減輕患者的噪音負擔的序列有zTE序列(Zero-ΤΕ-序列)，WASPI序列(Water and Fat Suppressed Proton Projection MRI)，SWIFT 序列(Sweep Imagingwith Fourier Transform)和 PETRA 序列(Pointwise Encoding Time Reduction withRadial Acquisition)。
[0003]現有技術已經建議了多種有超短回波時間的磁共振序列，例如徑向UTE序列(“Ultrashort Echo Time”,例如參看 Sonia Nielles-Vallespin 的文章 “3D radialprojection technique with ultrashort echo times for sodium MR1: clinicalapplications in human brain and skeletal muscle，，，Magn.Reson.Med.2007; 57; 74-81頁)。在此在經歷等待時間之后在激勵脈沖后提升梯度并且同時開始數據采集。如此掃描的k空間軌道在激勵之后徑向從k空間的中心向外延伸。因此必須在基于在k空間中記錄的原始數據重建圖像數據之前借助傅立葉變換將該原始數據，例如通過再次網格化(Regridding),首先換算到笛卡爾k空間柵格上。
[0004]其它用于實現短的回波時間的方案有，逐點掃描k空間，其方式是，采集自由感應衰減(FID-Free Induction Decay)。此種方法被稱為單點成像，因為每個高頻激勵脈沖基本上在k空間中僅僅采集一個原始數據點。此種用于單點成像的方法的實例是RASP方法(“Rapid Signal Point Imaging”，0.He id.et al, SMR,第三次年會，684 頁，1995)。在此在高頻激勵脈沖之后的某固定時間點為回波時間(Echozeit )TE讀出k空間的原始數據點，其相位由梯度來編碼，所述梯度借助磁共振裝置對于每個原始數據點或測量點來改變，使得k空間被逐點掃描。
[0005]另外一種回波時間和整體拍攝時間的縮短通過PETRA序列來實現，其由DE102010041446A1 和 D.Grodzki et al.的文章 “Ultrashort Echo Time Imaging UsingPointwise Encoding Time Reduction with Radial Acquisition(PETRA)，，，MagneticResonance in Medicine67，510-518頁，2012所描述。該出版物在此通過引用而合并到本發(fā)明的公開內容中，這給出了 PETRA序列的具體實現。在PETRA序列情況下，與成像區(qū)域對應的k空間被以兩種不同類型讀出。不包含k空間中心的第一區(qū)域被如此被掃描，首先至少兩個相位編碼梯度在各自的空間方向借助磁共振裝置的梯度系統(tǒng)被接通，其中只有在被接通的相位編碼梯度的全部強度被達到之后才借助磁共振裝置的高頻發(fā)射接收設備發(fā)射非選擇性高頻激勵脈沖。在最后發(fā)射的高頻激勵脈沖之后經過時間tl借助高頻發(fā)射接收設備(或另外的，可能為專用的高頻接收設備)記錄回波信號并且將其作為原始數據點沿著通過相位編碼梯度的強度規(guī)定的徑向的k空間軌道(輪輻)來存儲。該步驟被重復，直至與成像區(qū)域對應的k空間在取決于時間tl的第一區(qū)域內沿著徑向的k空間軌道被讀出。相位編碼梯度的接通和其直至被提升(“gerampt”)的等待,例如與UTE序列相比,可以進一步縮短回波時間。然而通過已經提升了相位編碼梯度，可以不再掃描包括k空間中心的、球狀的中心區(qū)域，即k空間的第二區(qū)域。結果設置，使沒有暴露在k空間的第一區(qū)域而圍繞k空間的中心的、k空間的第二區(qū)域，以其它方式被測量，其中掃描在此笛卡爾式進行，尤其借助逐點成像方法例如RASP。因為在掃描的該第二部分記錄的原始數據已經處于笛卡爾k空間柵格中，同時徑向讀出的原始數據也必須在借助傅立葉變換能夠從原始數據重建出圖像數據之前如同上面描述的那樣換算到該笛卡爾k空間柵格，獲得另外關于費用和時間的節(jié)省。
[0006]帶有超短回波時間的磁共振序列(尤其也包括PETRA序列)的對比度位于從質子密度權重至Tl權重的區(qū)域。在關于測量恒定的重復時間和恒定的翻轉角的情況，構成所謂的決定準確對比度的穩(wěn)態(tài)。在ZTE-，WASP1-，SWIFT-和PETRA-序列中，翻轉角經常被限定在大約八到十二度，其在3到5ms的典型的重復時間的情況下導致主要是質子密度加權的對t 匕 。
[0007]為了獲得Tl以及T2對比度，建議使用分別在測量過程的至少一個部分前應用的預脈沖。也值得考慮的是，為節(jié)省時間僅僅每η個重復應用預脈沖，這例如在文章“Quiet T1-and T2_weighted brain imaging using SWIFT”(Proc.1SMRM2011, 2723 頁，R.Chamberlain et al.)所描述。
[0008]對于MPRAGE 序列(例如參見 M.Brant-Zawadzki 的文章 et al., “MP RAGE:athree-dimensional Tl—weighted,gradient—echo sequence -1nitial experience inthe brain”，Radiologyl82, 769-775頁，1992)，笛卡爾式掃描單獨的k空間行。如果在此使用預脈沖，在預脈沖之后首先等待特定的時間TVP，緊接著是Takj的采集時間，在此時間內測量數目為n=TAaj/TK次重復，其中TR如同傳統(tǒng)地標識重復時間。在采集時間之后和下一次預脈沖應用之前，還可以設置一個等待時間。在等待時間期間自旋弛豫，這可能對信噪比是具有優(yōu)勢的，但是一般情況下不會再發(fā)生完全的弛豫。
[0009]這里對用于Tl權重的反轉脈沖的例子更具體地解釋。首先通過作為反轉脈沖而構建的預脈沖使自旋反轉，使其旋轉180°的翻轉角。如果在弛豫期間有總是通過重復時間隔開的帶有小的翻轉角的激勵脈沖，則取決于各自的物質的弛豫而獲得與最大橫向磁化不對應的穩(wěn)定磁化，在該穩(wěn)定磁化情況下可以通過激勵脈沖最終“終止”弛豫，其中該穩(wěn)定磁化對于不同的物質(例如腦灰質和腦白質)而不同。從中得出Tl權重。
[0010]如果對于預脈沖中斷了數據采集，也不會發(fā)生完全的弛豫，從而不會從最大橫向磁化開始旋轉，而是要么直接從穩(wěn)定磁化開始，要么從位于最大橫向磁化和穩(wěn)定磁化之間的某個值開始。隨之在經過特定時間(起振過程)后獲得穩(wěn)態(tài)，即意味著，對于由預脈沖和測量過程構成的每個周期來說磁化的進程都是一樣的。
[0011 ] 在MPRAGE序列中現在設置，僅在穩(wěn)態(tài)中進行測量，該穩(wěn)態(tài)是在整體測量開始后的少數幾次(有時是一次)該類周期之后穩(wěn)定下來。在此經常設置，有針對地等待一些該類周期，使得測量不被來自起振過程的數據污染。
[0012]現在已知一種程序，如此優(yōu)化MPRAGE序列，使得達到在盡可能高的SNR的情況下的盡可能好的對比度，例如在腦灰質和腦白質之間。在那里設置，確定在預脈沖出現之后的一個最優(yōu)時間點TI，在此時間點一方面有盡可能好的對比度，例如橫向磁化分量之間的明顯的區(qū)分，但是同時(例如所述橫向磁化分量的)絕對值足夠大，使得信噪比足夠高。最終出現一個平衡，由其結果可以推導出最優(yōu)時間點TI，其處在弛豫過程期間以內通常在達到上面討論的穩(wěn)定磁化之前。
[0013]對于MPRAGE現在建議，有針對性地在預脈沖出現之后的最優(yōu)時間點TI測量距離k空間中心最近的、對于圖像拍攝的對比度和信噪比最有決定意義的k空間線。
[0014]因為不同的原理，該MPRAGE序列中的程序無法直接傳遞給PETRA序列。

【發(fā)明內容】

[0015]本發(fā)明要解決的技術問題是，允許一種即使在使用磁共振序列(尤其是PETRA序列)情況下也能改進對比度和信噪比的可能性，其綜合了 k空間的徑向和笛卡爾掃描。
[0016]為了解決該技術問題在一開始提到的根據本發(fā)明的方法中設置，至少一部分最接近k空間中心放置的、k空間的第二區(qū)域的測量點作為中心測量點在預脈沖出現之后隨后地、尤其緊接地在至少兩種在圖像拍攝中待區(qū)分的物質中的一種的用于對比度的磁化的過零點被測量。
[0017]因此建議，在首要的預脈沖(例如反轉脈沖)后立刻測量圍繞k空間中心的特定數目的k空間點，例如為33，43或53個點。在首要的預脈沖之后自旋系統(tǒng)仍然沒有如同上面討論的那樣在穩(wěn)態(tài)中穩(wěn)定下來，而橫向磁化已經達到比穩(wěn)態(tài)中明顯更高的值。如此早測量k空間中心區(qū)域中的點的第二個優(yōu)點是，在最大弛豫的磁化情況下第一預脈沖開始做準備，使得接下來有可能基于清晰定義的起始點而分析地確定一個時間點，在此時間點上有對于測量最優(yōu)的對比度和/或最優(yōu)的信噪比。下面更具體的進一步討論。
[0018]因為k空間中心對于圖像拍攝的對比度和信噪比是決定性的，所以可以以該方式既穩(wěn)定對比度，又提高信噪比。
[0019]對于Tl對比度必須的點是，在起振過程中存在更多橫向磁化和在待區(qū)分的物質的磁化中可以實現比穩(wěn)態(tài)中更大的比例。在用于產生T2對比度的T2預脈沖的情況下，例如一系列反轉、重聚焦和諸如此類，為了好的對比度，完全弛豫的磁化是有效的，該磁化在第一次應用預脈沖的情況下呈現，從而可以獲得一個很好的對比度，而在已經穩(wěn)定的狀態(tài)下存在次最優(yōu)對比度。結果是在“已經穩(wěn)定的狀態(tài)”，也就是穩(wěn)態(tài)下，測量位于k空間更外部的測量點(和徑向輪輻)。
[0020]在根據本發(fā)明的方法情況下恰好執(zhí)行在開始示出的MPRAGE序列情況下所進行的相反面，因為其不是始終在穩(wěn)態(tài)中測量，而是有針對地在導致穩(wěn)態(tài)的起振過程中于在首要的預脈沖之后測量k空間中心，將預脈沖和緊隨其后測量(拍攝時間段)的順序稱之為周期，也就是首要的周期。
[0021]在此尤其有效的是，當多種(例如兩種)待區(qū)分的物質中的一種的橫向磁化具有其過零點的時候，測量在預脈沖之后開始。其它磁化在此時間點已經進一步弛豫，這意味著要特別考慮按時間順序最后發(fā)生的過零點。例如如果腦灰質和腦白質作為待區(qū)分物質，對于在用于生成Tl對比度的反向脈沖的第一次應用之后的起振過程成立的是，腦白質的橫向磁化已經弛豫幾乎50%，結果提供了高的信號貢獻，與此同時腦灰質正處于其過零點。在緊隨其后的由預脈沖和采集時間段組成的測量周期中，穩(wěn)態(tài)起振并且腦白質的橫向磁化在腦灰質的橫向磁化過零的情況下明顯更低，從而沒有表現出這么多顯著的差異并且尤其存在更低的橫向磁化，這對于信噪比有負面效應。
[0022]對此要指出的是，本發(fā)明一般來說也允許在對比度和信噪比之間的沒有理想折衷的情況下實現在剩余序列中的采集時間段，從而測量也可以在不同物質的信號無法達到顯著差異的時間點進行。這一點是由于，對于對比度重要的k空間的中心已經以優(yōu)化的對比度被測量了。
[0023]由此總體上可以明顯提高對比度噪聲比并且主要是信號噪聲比，尤其是與另外一個方案對比，在該另外一個方案中純粹根據在穩(wěn)態(tài)中的一個優(yōu)化的測量時間點進行安排。
[0024]在本發(fā)明的其它實施方式中可以設置，中心點的測量在預脈沖出現之后在至少兩種在圖像拍攝中待區(qū)分的物質中的一種經過起始時間Tl乘以In (2)之后開始。如同已經說明的一樣，清晰定義的初始位置，尤其是橫向磁化的完全弛豫，實現了確定一個理想的時間點。尤其在此作為待區(qū)分的物質的一種的、在時間順序上最后的過零點的起始時間而選擇，其得到起始時間TI=In (2)*T1。在區(qū)分腦白質和腦灰質的示例中可以考慮腦灰質的橫向磁化的過零點。
[0025]還可以更進一步設置，首先測量對應k空間中心的中心測量點。如果在過零點有最佳對比度，那么建議對最接近k空間中心的測量點，尤其是位于k空間中心的對于對比度主要負責的測量點，在(例如如同剛才描述那樣計算出的)該最優(yōu)時間點進行測量，以便然后才考慮k空間中心區(qū)域的其它點。
[0026]如同已經指出的，可以設置，將距離k空間中心最接近的n3(n=2，3，4或5)個點作為中心測量點來測量。也就是例如可以將最中心的27或125個測量點作為中心測量點來測量。
[0027]在本發(fā)明的特別具有優(yōu)勢的實施中設置，中心測量點沿著k空間中的螺旋狀測量軌道，從最接近k空間中心的中心測量點出發(fā)被測量。還值得考慮的是，將中心測量點最終按照其相對k空間中心的距離進行編序地測量，方法是，選定對應的測量軌道，尤其是k空間中的螺旋狀測量軌道。在此需要注意的是，這樣的測量軌道(記錄軌道)關于相位編碼梯度也沒有大的跳躍而被執(zhí)行，從而不產生噪音增長和使得序列總體上得以保持安靜。
[0028]根據本發(fā)明的方法一般來說應用如下事實，被包含于k空間第一區(qū)域的、k空間的中心本來就以笛卡爾方式、尤其通過逐點成像被掃描，以便k空間第二區(qū)域的特定部分的測量點在其測量中被“優(yōu)選”并且其測量在記錄第一區(qū)域中的徑向輪輻之前就已經執(zhí)行。這尤其可以不用強制相位編碼梯度中的大的跳躍，其可能減弱使磁共振序列極其安靜地被執(zhí)行的優(yōu)點。[0029]在所述方法之外，本發(fā)明還涉及到一種磁共振裝置，其包括構建為用于執(zhí)行根據本發(fā)明的方法的控制裝置。磁共振裝置在現有技術中已經廣泛的為人所知并且包括控制具體圖像拍攝的控制裝置，進而可以執(zhí)行在根據本發(fā)明的方法所設置的對測量順序的介入，其中在導致穩(wěn)態(tài)的起振過程中就已經進行測量。所有的參考根據本發(fā)明的方法的實施可以類似地轉用到根據本發(fā)明的磁共振裝置，從而能夠以該裝置獲得本發(fā)明的優(yōu)點。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0030]本發(fā)明的其它特征和細節(jié)借助于附圖由下面描述的實施例得出。其中:
[0031]圖1表示根據現有技術用于采集與成像區(qū)域對應的k空間的PETRA序列，
[0032]圖2表示根據現有技術和在根據本發(fā)明的方法中在給予預脈沖的情況下的測量的流程，
[0033]圖3表示多次周期中在對于Tl對比度最有利的預脈沖的情況下不同物質的橫向磁化的曲線，和
[0034]圖4表示根據本發(fā)明的磁共振裝置。
【具體實施方式】
[0035]圖1示出作為磁共振序列的PETRA序列的進程，如同其源自現有技術，例如DE102010041446 Al中所公知的和被用于在磁共振裝置中的圖片拍攝。在此圖1的第一行示出發(fā)射的高頻激勵脈沖1，第二行示出相關的讀出時間段2。激勵脈沖I分別以在整個序列中保持恒定的重復時間TR的間隔而重復。在本實施例中接通兩個相位編碼梯度，從而在第三個方向(層方向)在此是z方向上的編碼被放棄(Gz=O)。
[0036]顯然在其中k空間的第一區(qū)域被徑向掃描的第一測量段落A中，以及在其中不被第一區(qū)域包括而包括了 k空間中心的、k空間的第二區(qū)域被掃描的第二測量段落B中，梯度僅極少被改變，在測量段落A中尤其連續(xù)，從而使得原始數據的極其安靜的采集變得可行。
[0037]在本實施例中考慮如下的情況，在該情況中為了生成腦白質和腦灰質之間的Tl對比度，作為預脈沖對于特定次數的重復給出反轉脈沖，從而整個重復(測量過程)如同通過激勵脈沖16和讀出時間17的組合得出的那樣，被分配到多個預脈沖，如同圖2示意性所示。在此示意性示出帶有緊接著的測量時間段4的預脈沖3。在此接下來將在預脈沖3之后開始測量之前的等待時間標識為TVP，在測量時間段4中的數倍于重復時間TR的測量持續(xù)時間標識為Taw和在下一個預脈沖3之前的可選的等待時間標識為T#it。在常規(guī)使用預脈沖3和分別同樣長的時間TVP，TAaj，和T#it的情況下，得出穩(wěn)態(tài)，在該穩(wěn)態(tài)中對于由預脈沖3和測量時間段4構成的每個周期，磁化曲線是一樣的。
[0038]但是在本發(fā)明的框架之內，與到測量段落A和B的劃分(在所述劃分情況下如圖2上部分所示在時間點5開始笛卡爾部分的測量)不同地，緊接著第一預脈沖3之后以尤其高的對比度在子測量段落BI中測量最接近k空間中心的測量點的一部分，其中才開始對于k空間的徑向掃描的測量段落A，然后緊接著對于笛卡爾部分的、與中心測量點不對應的其余測量點的子測量段落B (如圖2下所示)。
[0039]為了說明清楚，圖3示出對于腦白質(曲線6)和腦灰質(曲線7)的橫向磁化的時間曲線。曲線8示出各個磁化相互之間的關系。在此所述曲線緊接著時間點9 (在此時間點第一個所提供的預脈沖結束)之后開始，因而發(fā)生最大弛豫的橫向磁化的換向。
[0040]從圖3中明顯清楚地，穩(wěn)態(tài)自從第二周期II開始已經被設置，這意味著，根據曲線6，7的磁化在周期II，III，IV...中始終相同地延伸。然而在第一個預脈沖之后的周期I明顯不同，其代表了導致穩(wěn)態(tài)的起振過程。假設從一個完全弛豫的磁化出發(fā)，得出對于磁化的顯著更高的值，其中尤其引人注目的是，在對應腦灰質的曲線7的過零點的時間點，SP時間點10已經存在一個對于腦白質(曲線6)的橫向磁化的相比較于在稍后的周期II，III，IV中顯著更高的值。結果是在時間點10實現了一個出色的Tl對比度，其在稍后的周期中以此方式無法被重復。因而從時間點10起的時間段內使用子測量段落BI，以便最接近k空間中心的一些(例如是27或125個)點已經從那時起被測量。僅僅在瞬時階段，而不是在穩(wěn)態(tài)形成的最優(yōu)條件被利用。
[0041]選擇時間點10作為該中心測量點的測量的起始點，在該時間點腦灰質的橫向磁化有過零點，具體在In (2) *T1 &時。如從圖3顯而易見的是，在該時間點白色大腦物質的橫向磁化已經弛豫接近50%，從而提高了較高的信號貢獻。
[0042]對此指出，其它周期中的測量，也就是根據圖2所示首先在第一測量段落A中k空間的徑向掃描并不必須于預脈沖3之后在第一周期I中在最優(yōu)時間點10開始，而是在此明顯地可以現在其它的設置，尤其那些無法實現腦灰質和腦白質之間的顯著區(qū)別的設置，例如Sw/Se=l.5。這些都是可行的，因為對于對比度重要的k空間中心已經以最優(yōu)對比度測量過了。
[0043]在子測量段落BI中的中心測量點的測量在此如下進行，首先測量最接近k空間中心的點，尤其是位于k空間中心的那一個點，然后使用螺旋狀的記錄軌道，其被用于確保其它中心測量點按照其相對k空間中心的距離而被測量。
[0044]圖4最后示出根據本發(fā)明的磁共振裝置11的原理草圖。其具有基本上為人公知的主磁體12，患者通過患者容器13可以被推入其中。環(huán)繞患者容器13可以設置(在此為一目了然的原因而未具體示出)高頻發(fā)射接收設備，例如為身體線圈，和梯度線圈。
[0045]磁共振裝置11的運行提供控制裝置14來控制，其在圖像拍攝時以設置好的序列參數實現PETRA磁共振序列?？刂蒲b置14和操作單元15相連，所述操作單元具有顯示設備17和輸入設備16。通過此能夠設置可調節(jié)的序列參數，例如用戶希望的待記錄的徑向輪輻的數目。
[0046]控制裝置14被構建為用于執(zhí)行根據本發(fā)明的方法，即意味著其如此匹配于記錄工作，使得中心測量點在第一預脈沖出現之后的瞬時現象中被測量。
[0047]盡管本發(fā)明通過優(yōu)選的實施例在細節(jié)上具體被圖示和描述，如此并不表示本發(fā)明被所公開的實例所限制，其它方案也可以由專業(yè)人員推導出來并且不脫離本發(fā)明的保護范圍。
【權利要求】
1.一種用于利用磁共振裝置(11)在使用磁共振序列，尤其是PETRA序列的條件下進行圖像拍攝的方法，在所述PETRA序列情況下掃描與成像區(qū)域對應的k空間，其方式是，不包含k空間中心的第一區(qū)域徑向沿著從k空間中心發(fā)散的輪輻被掃描，其中至少兩個相位編碼梯度在給予激勵脈沖(I)之前將已經完全上升，而不包括第一區(qū)域的、余下的k空間中心第二區(qū)域笛卡爾地，尤其通過逐點成像被掃描，其中出于提高對比度的目的在分別確定的次數的單個測量之前發(fā)出預脈沖(3)，尤其是用于產生Tl對比度的反轉脈沖，其特征在于，至少一部分最接近k空間中心放置的、k空間的第二區(qū)域的測量點作為中心測量點在給予預脈沖(3)之后隨后地，尤其立即接著至少兩種在圖像拍攝中待區(qū)分的物質中的一種的用于對比度的磁化的過零點被測量。
2.根據權利要求1所述的方法，其特征在于，中心測量點的測量在給予預脈沖之后在至少兩種在圖像拍攝中待區(qū)分的物質中的一種的起始時間(10) Tl乘以In (2)之后開始。
3.根據權利要求1或2所述的方法，其特征在于，首先測量與k空間中心對應的中心測量點。
4.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其特征在于，距離k空間中心最近的n3(n=2, 3，4或5)個點作為中心測量點被測量。
5.根據上述權利要求中任一項所述的方法，其特征在于，所述中心測量點沿著k空間中的螺旋狀測量軌道，從距離k空間中心最近的中心測量點發(fā)散地被測量。
6.一種磁共振裝置(11)，包括構建為用于執(zhí)行上述權利要求中任一項所述的方法的控制裝置(14)。
【文檔編號】G01R33/48GK103728580SQ201310446752
【公開日】2014年4月16日 申請日期:2013年9月25日 優(yōu)先權日:2012年10月10日
【發(fā)明者】D.格羅茨基 申請人:西門子公司