阅读说明：本技术 磁共振成像方法、设备及存储介质 (Magnetic resonance imaging method, apparatus and storage medium ) 是由 丁海艳 司东岳 于 2020-05-27 设计创作，主要内容包括：本发明提供磁共振成像方法、设备和存储介质。该方法包括：获得心电门控触发时间Ttrigger；针对第一心动周期,确定反转恢复脉冲和T2准备脉冲之间的时间间隔TD<Sub>1</Sub>、T2准备脉冲的持续时间TE<Sub>1</Sub>、以及T2准备脉冲和第一数据采集射频脉冲之间的时间间隔TD<Sub>2</Sub>；在第一心动周期内,按照TD<Sub>1</Sub>、TE<Sub>1</Sub>、TD<Sub>2</Sub>和Ttrigger,激发前述脉冲,并且在激发第一数据采集射频脉冲时采集反转恢复T2准备图像信号,其中激发第一数据采集射频脉冲还基于呼吸导航信号的控制；在第二心动周期内,按照Ttrigger,基于呼吸导航信号的控制激发第二数据采集射频脉冲并且采集参考图像信号,两个周期内呼吸导航信号的控制是独立的；以及根据两个图像信号生成磁共振图像。该方案能够显著提高图像的对比度和空间分辨率。(The invention provides a magnetic resonance imaging method, a magnetic resonance imaging apparatus and a storage medium. The method comprises the following steps: obtaining an electrocardio-gating triggering time Ttrigger; determining a time interval TD between an inversion recovery pulse and a T2 preparation pulse for a first cardiac cycle 1 T2 duration TE of the preparation pulse 1 And a time interval TD between the T2 preparation pulse and the first data acquisition RF pulse 2 (ii) a In the first cardiac cycle, according to TD 1 、TE 1 、TD 2 And Ttrigger to fire the aforementioned pulses and to fire a first data acquisition radio frequency pulse that is also based on control of the respiratory navigation signal, and to acquire an inversion recovery T2 ready image signal when the first data acquisition radio frequency pulse is fired; in a second cardiac cycle, according to Ttrigger, a second data acquisition radio frequency pulse is excited based on the control of the respiratory navigation signal and a reference image signal is acquired, and the control of the respiratory navigation signal in the two cycles is independent; and generating a magnetic resonance image from the two image signals. The scheme can remarkably improve the contrast and the spatial resolution of the image。)

磁共振成像方法、设备及存储介质

技术领域

本发明涉及医疗成像领域，更具体地涉及一种磁共振成像方法、设备及存储介质。

背景技术

磁共振成像技术利用核磁共振现象对人体成像，已经是一种常见的医学影像检查方式，可以应用于各种医疗应用场景。例如，房颤是一种临床中最常见的心律不齐，对左心房进行射频消融以及肺静脉隔离是控制房颤的主要治疗方法。心房的纤维化程度以及射频消融后的瘢痕组织与房颤的复发有关，因此，心房纤维化以及周围组织解剖结构信息可以帮助消融术前决策，而消融产生的瘢痕损伤也能反映愈后。对心房进行磁共振成像，能够有利地帮助医生了解受试者的解剖结构信息，以利于其做出合理的医疗决策。

磁共振成像首先面临的问题在于受试者的心脏的自身运动以及呼吸运动补偿对成像质量的影响。

对于心脏的自身运动，可以采用心电门控的方法，通过体表电极检测心电信号，反映心脏运动周期，然后在心脏运动相对静止的时期进行数据采集。通常一个心动周期的采集时间在100-200ms，因此一幅图像的数据需要在多个心动周期中采集。

对于呼吸运动补偿，常用的方法包括屏气和呼吸导航。屏气序列需要受试者配合屏住呼吸，在屏气期间进行扫描，排除呼吸运动影响。一次屏气时间通常在10秒左右，受到扫描时间的限制，只能用于二维成像或多层二维成像，成像分辨率也会受到限制。这种方法也会受到受试者自身生理状况的影响，无法完成屏气会影响图像质量。呼吸导航的方法让受试者能够自由呼吸，激发位于膈肌处的一个柱状区域并进行一维成像，用于监测呼吸运动。在每个心动周期的数据采集中，只有呼吸运动到达特定位置时的数据才会被保留，这种方法实际扫描时间取决于呼吸导航效率。由于采集时间得到延长，因此可以用于三维高分辨率成像。

在一些应用场景中，例如上述对于心房瘢痕的成像，由于房壁的厚度很薄，通常为2-4mm，容易受到部分容积效应的影响，因此需要提高瘢痕和相邻血液信号的对比度，同时也需要比心室成像更高的分辨率。而由于心脏会受到自身运动以及呼吸运动的影响，现有的成像序列中普遍采用屏气的方式，这样扫描时间以及分辨率都会受到限制，而基于现有的呼吸导航方式的成像扫描时间也会受到呼吸导航效率的影响。由此，无法获得理想的磁共振图像。

综上，需要一种新的磁共振成像方法，以提高图像对比度以及空间分辨率。

发明内容

考虑到上述问题而提出了本发明。根据本发明一个方面，提供了一种磁共振成像方法，包括：

获得受试者的心电门控触发时间Ttrigger；

针对第一心动周期，确定反转恢复脉冲和T2准备脉冲之间的第一时间间隔TD₁、T2准备脉冲的持续时间TE₁、以及T2准备脉冲和第一数据采集射频脉冲之间的第二时间间隔TD₂；

在所述第一心动周期内，按照所述第一时间间隔TD₁、所述持续时间TE₁、所述第二时间间隔TD₂和所述心电门控触发时间Ttrigger，依次激发反转恢复脉冲、T2准备脉冲和第一数据采集射频脉冲，并且在激发第一数据采集射频脉冲时采集反转恢复T2准备图像信号，其中激发第一数据采集射频脉冲还基于第一呼吸导航信号的控制；

在第二心动周期内，按照所述心电门控触发时间Ttrigger，基于第二呼吸导航信号的控制激发第二数据采集射频脉冲并且采集参考图像信号，其中，所述第一呼吸导航信号的控制与所述第二呼吸导航信号的控制是独立的；以及

根据所述反转恢复T2准备图像信号和所述参考图像信号生成磁共振图像。

示例性地，在第二心动周期内，所述激发第二数据采集射频脉冲并且采集参考图像信号之前，也激发T2准备脉冲。

示例性地，所述第一心动周期是相位敏感序列中的重复单元中的第一个心动周期，所述第二心动周期是所述重复单元中的第二个心动周期。

示例性地，所述确定反转恢复脉冲和T2准备脉冲之间的第一时间间隔TD₁、T2准备脉冲的持续时间TE₁、以及T2准备脉冲和第一数据采集射频脉冲之间的第二时间间隔TD₂包括：

针对所述受试者的正常心肌组织和血液，分别获得磁共振的基本物理参数；

预设所述持续时间TE₁；

根据所述基本物理参数和所述持续时间TE₁，计算所述第一时间间隔TD₁和所述第二时间间隔TD₂。

示例性地，所述基本物理参数包括纵向弛豫时间T1和横向弛豫时间T2，所述计算所述第一时间间隔TD₁和所述第二时间间隔TD₂包括：

分别以所述正常心肌组织和所述血液为目标组织，建立目标组织的稳态磁化向量M_SS与所述纵向弛豫时间T1、所述横向弛豫时间T2、所述第一时间间隔TD₁、所述持续时间TE₁和所述第二时间间隔TD₂之间的第一数学关系；

分别以所述正常心肌组织和所述血液为目标组织，根据以下公式建立目标组织的图像信号强度

与所述稳态磁化向量M_SS、所述纵向弛豫时间T1、所述横向弛豫时间T2、所述第一时间间隔TD₁、所述持续时间TE₁和所述第二时间间隔TD₂之间的第二数学关系：

基于所述正常心肌组织的图像信号强度为0，所述血液的图像信号强度最小，根据所述第一数学关系和所述第二数学关系确定所述第一时间间隔TD₁和所述第二时间间隔TD₂

示例性地，所述第一数学关系表示为：

其中，

RX＝RR-(TD₁+TE₁+TD₂)-n×TR；

R1＝RR-n×TR；

TR表示第一数据采集射频脉冲和第二数据采集射频脉冲的重复时间；

RR表示所述受试者的心动周期；

α₁表示所述第一数据采集射频脉冲的翻转角；

α₂表示所述第二数据采集射频脉冲的翻转角；

n表示所述数据采集射频脉冲的回波数目。

示例性地，所述方法还包括：针对所述第二心动周期，预设T2准备脉冲的持续时间TE₂；

所述第一数学关系表示为：

其中，

RX＝RR-(TD₁+TE₁+TD₂)-n×TR；

R1＝RR-n×TR-TE₂；

TR表示第一数据采集射频脉冲和第二数据采集射频脉冲的重复时间；

RR表示所述受试者的心动周期；

α₁表示第一数据采集射频脉冲的翻转角；

α₂表示第二数据采集射频脉冲的翻转角；

n表示所述数据采集射频脉冲的回波数目。

示例性地，第一数据采集射频脉冲的翻转角大于第二数据采集射频脉冲的翻转角。

示例性地，第一数据采集射频脉冲和第二数据采集射频脉冲都是损毁梯度回波序列、平衡稳态自由进动序列、自旋回波序列或者平面回波序列。

示例性地，在每个心动周期内，在激发第一数据采集射频脉冲和激发第二数据采集射频脉冲之前，都分别执行压脂操作。

根据本发明另一方面，还提供了一种磁共振成像设备，包括处理器和存储器，其中，所述存储器中存储有计算机程序指令，所述计算机程序指令被所述处理器运行时用于执行上述磁共振成像方法。

根据本发明再一方面，还提供了一种存储介质，在所述存储介质上存储了程序指令，所述程序指令在运行时用于执行上述磁共振成像方法。

根据本发明实施例的磁共振成像方法、设备及存储介质，在两个心动周期分别采集了一个三维图像信号。第一心动周期采集的图像信号是利用反转恢复和T2准备脉冲获得的，其能够生成暗血对比度的相位敏感图像，第二心动周期采集的图像信号能够作为相位敏感图像重建的参考。两个图像信号的采集采用独立呼吸导航的方法，能够让图像信号的采集取得较高的导航效率。由此，可以使得所生成的磁共振图像对比度和空间分辨率更高。

上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上述和其它目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举本发明的

具体实施方式

。

附图说明

通过结合附图对本发明实施例进行更详细的描述，本发明的上述以及其它目的、特征和优势将变得更加明显。附图用来提供对本发明实施例的进一步理解，并且构成说明书的一部分，与本发明实施例一起用于解释本发明，并不构成对本发明的限制。在附图中，相同的参考标号通常代表相同信号或脉冲等。

图1示出了根据本发明一个实施例的磁共振成像方法的示意性流程图；

图2示出了根据本发明一个实施例的成像序列的示意图；

图3a和图3b分别示出了根据现有技术和本发明一个实施例的来自同一个进行心房射频消融手术后的受试者的心房磁共振图像；

图3c和图3d分别示出了图3a和图3b中的对应局部的放大图像；

图4示出了根据现有技术和本发明一个实施例的磁共振图像中不同组织之间的对比噪声比(CNR)的示意图；以及

图5示出了根据本发明另一个实施例的磁共振成像方法的示意性流程图。

具体实施方式

为了使得本发明的目的、技术方案和优点更为明显，下面将参照附图详细描述根据本发明的示例实施例。显然，所描述的实施例仅仅是本发明的一部分实施例，而不是本发明的全部实施例，应理解，本发明不受这里描述的示例实施例的限制。基于本发明中描述的本发明实施例，本领域技术人员在没有付出创造性劳动的情况下所得到的所有其它实施例都应落入本发明的保护范围之内。

为了获得更高对比度和空间分辨率的图像，本发明的实施例提供了一种磁共振成像方法。该磁共振成像方法可以应用于受试者的心房、心室甚至血管等各种目标组织中。该磁共振成像方法采用了延迟强化成像技术。对受试者注射钆造影剂，然后在大约10分钟以后进行成像。以对心房进行磁共振成像为例，此时心肌纤维化和瘢痕组织中造影剂留存会比正常心肌中多，由于造影剂会降低生物组织的纵向驰豫时间T1，因此T1加权图像中的信号会得到增强。该磁共振成像方法尤其适用于目标组织的瘢痕检测。

图1示出了根据本发明一个实施例的磁共振成像方法100的示意性流程图。如图1所示，磁共振成像方法100包括以下步骤。

步骤S110，获得受试者的心电门控触发时间Ttrigger。心脏的运动会影响成像效果。每个受试者的心率是不同的。可以通过在受试者胸部皮肤表面贴电极并且通过心电监测设备获取心电图(ECG)。在心电图中，两个R波之间的时间间隔称为心动周期(RR)。可以通过检测R波来确定心动周期。成像序列中的每个图像信号都是分别在一个心动周期内采集的。可以理解，图像信号用于生成对应的磁共振图像。

在每个心动周期中，根据心电门控信号，确定采集图像信号的时刻。由于图像信号采集需要在心脏相对静止的时候进行，例如心脏舒张期末期的一个时刻，以获得最优的心脏运动补偿，所以每一个心动周期中只有很少的一段时间适于进行数据采集。自R峰开始经过心电门控触发时间Ttrigger之后，即开始采集图像信号。通过心电门控技术可以使得所采集的图像信号较少地受到心脏运动的干扰。可以理解，心电门控触发时间Ttrigger可以由扫描人员根据经验预先设置，例如可以是500-700ms。

步骤S120，针对第一心动周期，确定反转恢复脉冲和T2准备脉冲之间的第一时间间隔TD₁、T2准备脉冲的持续时间TE₁、以及T2准备脉冲和第一数据采集射频脉冲IMG之间的第二时间间隔TD₂。

图2示出了根据本发明一个实施例的成像序列的示意图。图2中示出了该成像序列中的两个心动周期。可以理解，成像序列中包括更多成像周期，未在图2中示出。在第一心动周期中，采用了反转恢复脉冲IR、T2准备脉冲T₂ PREP₁和第一数据采集射频脉冲IMG。

利用反转恢复脉冲IR，可以将磁化向量反转，图像信号将从“-1”逐渐恢复到“+1”。如果在正常心肌信号过零点时采集数据，可以获得最大对比度的图像。

在反转恢复脉冲IR后添加T2准备脉冲T₂ PREP₁，根据不同组织的横向驰豫时间T2调整图像的对比度。T2准备脉冲T₂ PREP₁让组织磁化向量按照T2加权衰减，由于血液的T2值较大，因此磁化向量恢复较慢，从而达到黑血的效果。其中，反转恢复脉冲IR和T2准备脉冲T₂ PREP₁之间的时间间隔是第一时间间隔TD₁，T2准备脉冲T₂ PREP₁的持续时间是TE₁。

在T2准备脉冲T₂ PREP₁之后，激发第一数据采集射频脉冲IMG。T2准备脉冲T₂PREP₁和第一数据采集射频脉冲IMG之间的时间间隔是第二时间间隔TD₂。

在此步骤S120中，确定成像参数第一时间间隔TD₁、持续时间TE₁和第二时间间隔TD₂。在一个示例中，可以根据医生经验通过针对受试者进行测量或设置来人工确定。例如，对于T2准备脉冲T₂ PREP₁的持续时间TE₁，由于T2准备脉冲T₂ PREP₁会降低图像信号的强度，因此可以设置为较小值；但如果持续时间TE₁过小，则可能导致图像信号中的血液信号得不到足够的压制，导致图像的对比度降低。因此，考虑到上述因素，可以将持续时间TE₁设置为20-30ms之间的数值，例如25ms。第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂可以根据待成像的目标组织的T1和T2值进行设置。

步骤S130，在第一心动周期内，按照第一时间间隔TD₁、持续时间TE₁、第二时间间隔TD₂和心电门控触发时间Ttrigger，依次激发反转恢复脉冲IR、T2准备脉冲T₂ PREP₁和第一数据采集射频脉冲IMG。

如前所述并如图2所示，自R峰发生时刻开始计时，经历Ttrigger的时间，激发第一数据采集射频脉冲IMG。在激发第一数据采集射频脉冲IMG的时刻之前的、且与激发第一数据采集射频脉冲IMG的时刻间隔(TE₁+TD₂)的时刻，激发持续时间为TE₁的T2准备脉冲T₂PREP₁。在激发T2准备脉冲T₂ PREP₁的时刻之前的、且与激发T2准备脉冲T₂ PREP₁的时刻间隔TD₁的时刻，激发反转恢复脉冲IR。

在激发第一数据采集射频脉冲IMG时，采集反转恢复T2准备图像信号。该反转恢复T2准备图像信号是实际直接生成磁共振图像的信号。

可选地，用于采集数据的第一数据采集射频脉冲IMG是损毁梯度回波序列(Spoiled Gradient Echo，SPGR)、平衡稳态自由进动序列(Balanced Steady State FreePrecession，BSSFP)、自旋回波序列(Spin Echo，SE)或者平面回波序列(Echo-PlanarImaging，EPI)等任何能够用于磁共振成像的射频脉冲。根据需要优选采用合适的数据读取方式，能够显著降低成像过程对磁场强度均匀性的要求，使得本方案可应用于高场(如3T)磁共振系统。优选地，采用SPGR。SPGR对磁场的不均匀性不敏感，没有记忆效应，基本不存在趋近稳态的准备过程，更为适用于需要分段完成数据采集的情况，也即更适用于三维的数据扫描。

数据采集射频脉冲会使净磁化向量偏离主磁场方向。可以称在数据采集射频脉冲作用下净磁化向量偏离主磁场方向的角度为数据采集射频脉冲的翻转角。在数据采集操作中，数据采集射频脉冲的翻转角决定了可采集信号的大小，即磁化向量在与主磁场方向垂直的平面(x-y平面)上的投影大小。如果翻转前的磁化向量一样，该翻转角越大，在x-y平面上的投影越大，采集到的信号就越大。因此，在第一心动周期内激发的第一数据采集射频脉冲IMG可以采用较大的翻转角，例如：15至20度。

此外，激发第一数据采集射频脉冲IMG还基于第一呼吸导航信号iNAV₁的控制。通过监测胸膈肌位置随呼吸运动的改变，能够间接估计心脏随呼吸运动的位置改变。希望所采集的图像信号是在胸膈肌处于在期望的位置时所采集的。

在自心电门控信号的R峰开始经过时间段Ttrigger之前的一小段时间内，采集第一呼吸导航信号iNAV₁。根据该第一呼吸导航信号iNAV₁判断当前时刻是否符合预定条件，即在当前时刻胸膈肌是否在期望的位置。在一个示例中，在采集了第一呼吸导航信号iNAV₁之后，采集反转恢复T2准备图像信号。根据所采集的呼吸导航信号iNAV₁判断所采集的反转恢复T2准备图像信号是否符合呼吸运动补偿的要求，也即确定在本心动周期内采集的反转恢复T2准备图像信号是否有效。由此决定是否重新执行该采集操作或者跳转到下一步信号采集操作。在后续成像处理中，仅利用有效的反转恢复T2准备图像信号，而忽略无效的反转恢复T2准备图像信号。在另一个示例中，在采集呼吸导航信号iNAV₁之后，根据该呼吸导航信号iNAV₁判断当前时刻是否符合预定条件。在根据呼吸导航信号iNAV₁确定当前时刻符合预定条件的情况下，执行图像信号采集操作，直至完成该步骤的反转恢复T2准备信号采集操作。利用呼吸导航技术，使得在磁共振成像过程中，受试者能够自由呼吸。而且也扩大了成像视野，提高了图像的空间分辨率。

步骤S140，在第二心动周期内，按照心电门控触发时间Ttrigger，基于第二呼吸导航信号iNAV₂的控制激发第二数据采集射频脉冲REF并且采集参考图像信号。

与第一心动周期类似的，在第二心动周期内，自R峰发生时刻开始计时，经历Ttrigger的时间，激发第二数据采集射频脉冲REF。在激发第二数据采集射频脉冲REF时，采集参考图像信号。参考图像信号用于校正反转恢复T2准备图像信号的相位。由此可以保留反转恢复T2准备图像信号的强度的正负值，从而保证磁共振图像的对比度。可以称本发明的实施例的成像序列为相位敏感序列，该成像序列中包括上述第一心动周期和第二心动周期。

磁化向量在原平行主磁场方向的投影就越小，需要恢复回到稳态磁化向量的时间就越长。因此当数据采集射频脉冲的翻转角较小时，虽然可采集信号较小，但是磁化向量恢复回到稳态的速度较快。由此，在第二心动周期内激发的第二数据采集射频脉冲REF可以采用小于在第一心动周期内激发的第一数据采集射频脉冲IMG的、较小的翻转角，例如5至10度。由此，可以保证第一心动周期内采集的反转恢复T2准备图像信号足够强，能够用于生成磁共振图像；还能在第二心动周期中采集参考图像信号后使磁化向量较快恢复为稳态，进一步保证磁共振图像的质量。

第二数据采集射频脉冲REF可以采用与第一数据采集射频脉冲IMG类似的数据采集射频脉冲，例如SPGR。

与第一数据采集射频脉冲IMG类似地，第二数据采集射频脉冲REF基于第二呼吸导航信号iNAV₂的控制。为了简洁在此不再赘述。

第一心动周期内第一呼吸导航信号iNAV₁的控制与第二心动周期内第二呼吸导航信号iNAV₂的控制是独立的。对相位敏感序列中反转恢复T2准备图像信号和参考图像信号的采集分别进行呼吸导航，不需要两个图像信号同时满足呼吸接收条件，即可对其中的满足呼吸接收条件的图像信号进行采集。换言之，对于反转恢复T2准备图像信号和参考图像信号中的任一个，只需要其单独满足呼吸接收条件就可以保留所采集的数据，直到所需数据采集完成。

在一个示例中，相位敏感序列包括多个重复单元。每个重复单元包括两个心动周期，前述第一心动周期是重复单元中的第一个心动周期，前述第二心动周期是重复单元中的第二个心动周期。换言之，第一心动周期和第二心动周期是两个连续心动周期，二者在相位敏感序列中彼此交替出现。如果第一心动周期采集的反转恢复T2准备图像信号sig1满足呼吸接收条件，而第二心动周期采集的参考图像信号sig2不满足，则接收信号sig1，但拒绝信号sig2，并继续接下来的重复单元。由于两个图像信号sig1和sig2是相关联的，因此当其中一个信号采集完整时还需进行重复单元的采集模式，直到另一个信号也采集完整。此时，已经采集完整的信号无需再接收新的数据。

可以理解，k-空间是执行采集操作的数据空间。k-空间可以分为若干分段(segment)。用于填满每个分段的图像信号能够在一个心动周期内采集到。若干个心动周期采集到的图像信号组合在一起能够填满完整的k-空间(即采集完整)，以用于重建图像。这里，第一心动周期包括一个或者多个心动周期，由于两个图像信号sig1和sig2之间的关联性，第二心动周期中的心动周期的数目与第一心动周期相同。所有的第一心动周期所采集的信号sig1共同填满反转恢复T2准备图像所对应的k-空间。所有的第二心动周期所采集的信号sig2共同填满参考图像所对应的k-空间。由此，可以以参考图像信号为相位参考，利用反转恢复T2准备图像信号重建磁共振图像。

在前述示例中，第一心动周期和第二心动周期交替出现。也就是说，反转恢复T2准备图像信号和参考图像信号交替采集。由此，参考图像信号与真正有效的反转恢复T2准备图像信号更匹配，无需复杂的计算将参考图像信号与后者配准即可生成理想的磁共振图像。

替代地，在相位敏感序列中，第一心动周期和第二心动周期也可以是其他分布。比如，所有第一心动周期都在第二心动周期前面。如此，首先，采集反转恢复T2准备图像信号，直至其填满其k-空间；然后，采集参考图像信号，直至其填满其k-空间。又比如，每设置p个第一心动周期，设置q个第二心动周期。甚至，第一心动周期与第二心动周期在相位敏感序列中可以完全随意分布。

在这些替代示例中，因为第一心动周期与对应的第二心动周期在时间上可能相距较大间隔，因此，必须进行配准计算才能够确保所生成的磁共振图像的质量。

步骤S150，根据反转恢复T2准备图像信号和参考图像信号生成磁共振图像。在此步骤中，根据参考图像信号校正反转恢复T2准备图像信号的相位，即确定反转恢复T2准备图像信号的强度的正负值，由此根据反转恢复T2准备图像信号生成保持了图像对比度的磁共振图像。

上述磁共振成像方法中，在两个心动周期分别采集了一个三维图像信号。第一心动周期采集的图像信号是利用反转恢复和T2准备脉冲获得的，其能够生成暗血对比度的相位敏感图像，第二心动周期采集的图像信号能够作为相位敏感图像重建的参考。两个图像信号的采集采用独立呼吸导航的方法，能够让这两个图像信号的采集取得较高的导航效率。由此，可以使得所生成的磁共振图像对比度和空间分辨率更高。

图3a和图3b分别示出了根据现有技术和本发明一个实施例的来自同一个进行心房射频消融手术后的受试者的心房磁共振图像。图3c和图3d分别示出了图3a和图3b中的对应局部的放大图。如图3a、图3b、图3c和图3d所示，根据本发明实施例的磁共振成像方法所获得的磁共振图像中，血液明显得到了暗化，由此瘢痕组织更明显了。

图4示出了根据现有技术和本发明一个实施例的磁共振图像中不同类型组织之间的对比噪声比的示意图。在图4中的柱状图中，从左到右的每一对长方形中左边的长方形表示根据现有技术的对比噪声比，右边的长方形表示根据本发明实施例的对比信噪比。如图4所示，虽然根据本发明实施例获得的瘢痕组织和正常组织的对比信噪比比根据现有技术的略低，但是与根据现有技术获得的瘢痕组织和血液的对比信噪比相比，根据本发明实施例获得的明显更高；而且与根据现有技术获得的血液和正常组织的对比信噪比相比，根据本发明实施例获得的显著降低。

因此，根据本发明的实施例所生成的磁共振图像较理想地反映了受试者的心肌组织状态，特别是其中的瘢痕组织。由此，该磁共振成像方法尤其适用于瘢痕检测。

图5示出了根据本发明另一个实施例的成像序列的示意图。图5中也仅示出了该成像序列中的两个心动周期。图5中的第一心动周期中的各个脉冲与图2中的第一心动周期中的各个脉冲相同，为了简洁在此不再赘述。图2中的第二心动周期中的各个脉冲与图5中第二心动周期中的对应脉冲也相同，这部分脉冲也不再赘述。图5所示成像序列与图2所示成像序列不同在于，在图5的第二心动周期内，与第一心动周期内在激发第一数据采集射频脉冲IMG之前激发T2准备脉冲T₂ PREP₁类似地，在激发第二数据采集射频脉冲REF并且采集参考图像信号之前，也激发T2准备脉冲T₂ PREP₂。该第二心动周期内的T2准备脉冲T₂ PREP₂的持续时间TE₂与第一心动周期内的T2准备脉冲T₂ PREP₁的持续时间TE₁可以相同，也可以不同。

在第二心动周期内，也激发T2准备脉冲T₂ PREP₁并不影响参考图像信号的采集，更不影响反转恢复T2准备图像信号的采集。但是，通过在第二心动周期中加入T2准备脉冲T₂PREP₁能够同时获得血管造影成像，提供目标组织的解剖结构信息。例如，对于心房成像来说，在获得磁共振图像的同时，能够获得心房附近的血管造影图像，提供心房和周围肺静脉的解剖结构信息。

上述方案不仅避免了受试者多次身体检查，也显著提高了操作者的时间效率，用户体验更好。

如图2和图5所示，在激发第一数据采集射频脉冲IMG和第二数据采集射频脉冲REF之前，可以分别执行压脂操作(FS)。压脂操作有助于降低呼吸伪影，显著提高成像质量。

可以理解，上述步骤S130和步骤S140中的图像信号采集可采用并行采样技术以及其他任何方式的k-空间降采样技术。

示例性地，上述步骤S120，针对第一心动周期，确定该心动周期中反转恢复脉冲和T2准备脉冲之间的第一时间间隔TD₁、T2准备脉冲的持续时间TE₁、以及T2准备脉冲和第一数据采集射频脉冲之间的第二时间间隔TD₂包括以下步骤。首先，针对受试者的正常心肌组织和血液，分别获得磁共振的基本物理参数。然后，预设T2准备脉冲的持续时间TE₁。例如，该持续时间可以设为20-30ms之间的任意数值。最后，根据基本物理参数和持续时间TE₁，计算第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂。

在确定的磁场强度下，不同组织具有不同的物理参数数值。当生物组织发生改变，物理参数数值也会随之发生改变。T2准备脉冲的持续时间TE₁直接影响前述第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂。在该技术方案中，基于受试者的正常心肌组织和血液的磁共振的基本物理参数和预设的T2准备脉冲的持续时间TE₁，来确定第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂。由此，所确定的第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂能够更暗化正常的心肌组织和血液，提高磁共振图像的对比度。

示例性地，基本物理参数包括纵向弛豫时间T1和横向弛豫时间T2。纵向弛豫时间T1可以通过扫描前的T1参数图获得。替代地，该纵向弛豫时间T1也可以根据经验设置，例如正常心肌的纵向弛豫时间T1设置为550ms，血液的纵向弛豫时间T1设置为350ms，瘢痕组织的纵向弛豫时间T1设置为200ms。横向驰豫时间T2可以根据经验值来设置。例如，正常心肌组织的横向驰豫时间T2设置为40ms，血液的横向驰豫时间T2设置为120ms，瘢痕组织的横向驰豫时间T2设置为70ms。

上述步骤根据基本物理参数和持续时间TE₁计算所述第一时间间隔TD₁和所述第二时间间隔TD₂包括以下步骤。

1)分别以正常心肌组织和血液为目标组织，建立目标组织的稳态磁化向量M_SS与纵向弛豫时间T1、横向弛豫时间T2、第一时间间隔TD₁、持续时间TE₁和第二时间间隔TD₂之间的第一数学关系。

稳态磁化向量M_SS是激发反转恢复脉冲IR之前时刻纵向磁化向量强度

的稳态值，即认为在成像序列开始的第一个心动周期内，纵向磁化向量在前述用于成像的相位敏感序列中包括多个由第一心动周期和第二心动周期构成的重复单元的示例中，经历一个重复单元，即一次循环，经过反转恢复，T2准备脉冲导致的T2衰减，两次图像采集的扰动，以及中间时间的T1恢复过程，在下一个重复单元的第一心动周期，纵向磁化向量依然恢复到稳态，

在此步骤中，可以将目标组织的稳态磁化向量M_SS表示为纵向弛豫时间T1、横向弛豫时间T2、第一时间间隔TD₁、持续时间TE₁、第二时间间隔TD₂以及其他影响参数的数学函数。示例性地，可以利用布洛赫方程来获得该数学函数。

2)分别以正常心肌组织和血液为目标组织，根据以下公式建立目标组织的图像信号强度与稳态磁化向量M_SS、纵向弛豫时间T1、横向弛豫时间T2、第一时间间隔TD₁、持续时间TE₁和第二时间间隔TD₂之间的第二数学关系：

上述数学关系中，将目标组织的图像信号强度表示为稳态磁化向量M_SS、第一时间间隔TD₁、持续时间TE₁和第二时间间隔TD₂的数学函数。

3)基于正常心肌组织的图像信号强度为0，血液的图像信号强度最小，根据第一数学关系和第二数学关系确定第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂。

可以联立方程，让正常心肌组织的图像信号强度

和血液的图像信号强度均为0，即：

然后，基于上述第一数学关系和第二数学关系，求解上述方程，计算得到第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂。

在一些情况中，上述联立方程可能无解，即无法让正常心肌组织的图像信号强度和血液的图像信号强度

同时为0。在这种情况下，选择让正常心肌组织的图像信号强度为0，血液的图像信号强度取最小值时的第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂。

上述方案中，计算了让正常心肌组织的图像信号强度为0且血液的图像信号强度最小的第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂。根据该第一时间间隔TD₁和第二时间间隔TD₂实现的成像序列进一步保证了磁共振图像中瘢痕和相邻血液信号以及正常心肌组织之间的对比度较大。

稳态磁化向量M_SS的影响参数包括目标组织的T1值、T2值、心电门控触发时间Ttrigger，心率，数据采集射频脉冲的翻转角，重复时间和回波数目等。因此，可以基于这些影响参数建立上述第一数学关系。

在图2所示成像序列的示例中，如前所述，在第一心动周期中激发反转脉冲IR之前，磁化向量达到稳态。

在激发反转恢复脉冲IR和T2准备脉冲T₂ PREP₁之后并且在激发第一数据采集射频脉冲IMG之前的时刻，图像信号强度

可以表示如下：

在激发第一数据采集射频脉冲IMG之后的时刻，图像信号强度

可以表示如下：

其中，TR表示第一数据采集射频脉冲和第二数据采集射频脉冲的重复时间，二者相同。该重复时间根据磁共振成像系统确定最短值，例如5.4ms。α₁表示所述第一数据采集射频脉冲的翻转角，例如18度。n表示所述数据采集射频脉冲的回波数目。回波数目n可以根据采集时间(例如100至200ms)限制来给定，例如回波数目为30。

在第二心动周期中，激发第二数据采集射频脉冲REF之前的时刻，图像信号强度

可以表示如下：

其中，R1＝RR-n×TR，RR表示受试者的心动周期。

在第二心动周期中，激发第二数据采集射频脉冲REF之后的时刻，图像信号强度可以表示如下：

其中，α₂表示所述第二数据采集射频脉冲的翻转角，例如10度。

在下一个第一心动周期中的反转恢复脉冲IR之前的图像信号强度

可以表示为：

其中，RX＝RR-(TD₁+TE₁+TD₂)-n×TR。

该图像信号强度即等于稳态磁化向量M_SS，即

根据上述公式可得稳态磁化向量M_SS的数学关系表达式：

其中，

在图5所示成像序列的示例中，可以针对所述第二心动周期，先预设T2准备脉冲T₂PREP₂的持续时间TE₂。如前所述，其可以与第一心动周期中的T2准备脉冲T₂ PREP₁的持续时间TE₁相同或不同。类似地，在第一心动周期中激发反转脉冲IR之前，磁化向量达到稳态。

在激发反转恢复脉冲IR和T2准备脉冲T₂ PREP₁之后并且在激发第一数据采集射频脉冲IMG之前的时刻，图像信号强度可以表示如下：

在激发第一数据采集射频脉冲IMG之后的时刻，图像信号强度可以表示如下：

其中，TR表示第一数据采集射频脉冲和第二数据采集射频脉冲的重复时间，二者相同；α₁表示所述第一数据采集射频脉冲的翻转角；n表示所述数据采集射频脉冲的回波数目。这些参数在上述示例中进行了介绍，为了简洁，在此不再赘述。

在第二心动周期中，激发T2准备脉冲T₂ PREP₂之前的时刻，图像信号强度可以表示如下：

其中，R1＝RR-n×TR-TE₂，RR表示受试者的心动周期。

在激发T2准备脉冲T₂ PREP₂之后且激发第二数据采集射频脉冲REF之前的时刻，图像信号强度

可以表示如下：

在第二心动周期中，激发第二数据采集射频脉冲REF之后的时刻，图像信号强度可以表示如下：

其中，α₂表示所述第二数据采集射频脉冲的翻转角，例如10度。

在下一个第一心动周期中的反转恢复脉冲IR之前的图像信号强度

可以表示为：

其中，RX＝RR-(TD₁+TE₁+TD₂)-n×TR。

该图像信号强度

即等于稳态磁化向量M_SS，即

根据上述公式可得稳态磁化向量M_SS的数学关系表达式：

其中，

RX＝RR-(TD₁+TE₁+TD₂)-n×TR。

上面给出了不同示例中各自的稳态磁化向量的数学表达方式，这两种方式获得的稳态磁化向量表达均很理想地模拟了成像序列中的真实稳态磁化向量，由此进一步保证了成像效果。

根据本发明又一方面，还提供了一种磁共振成像设备。该系统包括处理器和存储器。所述存储器存储用于实现根据本发明实施例的磁共振成像的方法中的各个步骤的计算机程序指令。所述处理器用于运行所述存储器中存储的计算机程序指令，以执行根据本发明实施例的磁共振成像方法的相应步骤。

根据本发明再一方面，还提供了一种存储介质，在所述存储介质上存储了程序指令，在所述程序指令被计算机或处理器运行时使得所述计算机或处理器执行本发明实施例的磁共振成像方法的相应步骤，并且用于实现根据本发明实施例的磁共振成像装置中的相应模块。所述存储介质例如可以包括平板电脑的存储部件、个人计算机的硬盘、只读存储器(ROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、便携式紧致盘只读存储器(CD-ROM)、USB存储器、或者上述存储介质的任意组合。所述计算机可读存储介质可以是一个或多个计算机可读存储介质的任意组合。

在此处所提供的说明书中，说明了大量具体细节。然而，能够理解，本发明的实施例可以在没有这些具体细节的情况下实践。在一些实例中，并未详细示出公知的方法、结构和技术，以便不模糊对本说明书的理解。

类似地，应当理解，为了精简本发明并帮助理解各个发明方面中的一个或多个，在对本发明的示例性实施例的描述中，本发明的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。然而，并不应将该本发明的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本发明要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如相应的权利要求书所反映的那样，其发明点在于可以用少于某个公开的单个实施例的所有特征的特征来解决相应的技术问题。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本发明的单独实施例。

本领域的技术人员可以理解，除了特征之间相互排斥之外，可以采用任何组合对本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征以及如此公开的任何方法或者设备的所有过程或单元进行组合。除非另外明确陈述，本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的每个特征可以由提供相同、等同或相似目的的替代特征来代替。

此外，本领域的技术人员能够理解，尽管在此所述的一些实施例包括其它实施例中所包括的某些特征而不是其它特征，但是不同实施例的特征的组合意味着处于本发明的范围之内并且形成不同的实施例。例如，在权利要求书中，所要求保护的实施例的任意之一都可以以任意的组合方式来使用。

应该注意的是单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。单词第一、第二以及第三等的使用不表示任何顺序。可将这些单词解释为名称。这里的文字一、二、三等分别等同于与之分别对应的数字1、2、3等。因此，第一、第二以及第三等等同于与之分别对应的第1、第2和第3等。

以上所述，仅为本发明的具体实施方式或对具体实施方式的说明，本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。本发明的保护范围应以权利要求的保护范围为准。