技术领域
与示例性实施例一致的设备和方法涉及对血管的磁共振成像(MRI)。
背景技术
MRI设备使用磁场来捕获对象的图像。因为骨、腰椎间盘、关节、神经韧带等的立体图像可按照所期望的角度被获得，因此MRI设备广泛应用于准确诊断。
MRI设备被配置为用于获取磁共振(MR)信号并将所获取的MR信号重建成将被输出的图像。具体地讲，MRI设备通过使用包括射频(RF)线圈的RF多线圈、永久磁体和梯度线圈以获取MR信号。
详细地，可将使用用于产生RF信号的脉冲序列所产生的RF信号经由RF多线圈施加到对象，并且可通过对与施加的RF信号相应的MR信号来重建MR图像。
在现有技术的MRI中，平均扫描时间约为1小时。大部分MRI设备包括细长、狭窄的孔。将要进行MRI的患者被置于孔内，并且需要在扫描过程期间保持基本上不动。因此，具有严重的医疗状况或者惧怕呆在封闭空间(具有幽闭恐惧症)的患者很难承受MRI扫描，并且大部分患者由于长时间的扫描会感到厌烦和不舒服。
因此，越来越有必要提供一种能够重建高对比度的MR图像且同时缩短MRI扫描时间的MRI设备和方法。
发明内容
示例性实施例至少解决上述问题和/或缺点以及以上没有描述的其他缺点。此外，示例性实施例不需要克服上述的缺点，并且可不克服上述任何问题。
一个或更多个示例性实施例可提供扫描血管的MRI设备和方法，所述MRI设备和方法能够重建高对比度的MR图像同时缩短MRI扫描时间。
根据示范性实施例的一方面，一种由MRI设备执行的扫描血管的方法包括：根据飞行时间(TOF)方法，在第一重复时间(TR)期间顺序地将多个RF脉冲分别施加到多个厚片(slab)中的多个交错(interleaved)的第一分组厚片；顺序地获取分别与在第一TR期间被施加的多个RF脉冲相应的多个MR信号；根据TOF方法，在第二TR期间顺序地将多个RF脉冲分别施加到多个厚片中的多个交错的第二分组厚片；顺序地获取分别与在第二TR期间被施加的多个RF脉冲相应的多个MR信号。
所述多个厚片可包括被顺序地排列的第一厚片至第四厚片。交错的第一分组厚片可包括第一厚片和第三厚片，交错的第二分组厚片可包括第二厚片和第四厚片。
顺序地将多个RF脉冲分别施加到多个厚片中的多个交错的第一分组厚片的步骤可包括：基于血液流动的方向和速度中的至少一个来产生与第一厚片和第三厚片相应的第一翻转角调度(schedule)；并且基于所产生的第一翻转角调度来调整与第一厚片相应的第一RF脉冲的翻转角和与第三厚片相应的第三RF脉冲的翻转角。
产生第一翻转角调度的步骤可包括：根据血液流进第一厚片，产生具有按预定速率增大的斜率的第一翻转角调度；并且根据血液流进第四厚片，产生具有按预定速率减小的斜率的第一翻转角调度。
顺序地将多个RF脉冲分别施加到多个厚片中的多个交错的第二分组厚片的步骤可包括：基于血液流动的方向和速度中的至少一个来产生与第二厚片和第四厚片相应的第二翻转角调度，并且基于所产生的第二翻转角调度来调整与第二厚片相应的第二RF脉冲的翻转角和与第四厚片相应的第四RF脉冲的翻转角。
产生第二翻转角调度的步骤可包括：根据血液流进第一厚片，产生具有按预定速率增大的斜率的第二翻转角调度，根据血液流进第四厚片，产生具有按预定速率减小的斜率的第二翻转角调度。
所述方法还可包括施加饱和RF脉冲。
可基于三维(3D)TOF方法来施加多个RF脉冲。
所述方法还可包括：基于在第一TR和第二TR期间所获取的多个MR信号来重建血管的3D图像。
根据示例性实施例的一方面，MRI设备包括：RF控制器，被配置为用于基于TOF方法在第一重复时间(TR)期间顺序地将多个RF脉冲分别施加到多个厚片中的多个交错的第一分组厚片；以及信号收发器，被配置为用于顺序地获取分别与在第一TR期间施加的多个RF脉冲相应的多个MR信号。RF控制器根据TOF方法在第二TR期间顺序地将多个RF脉冲分别施加到多个厚片中的多个交错的第二分组厚片，并且信号收发器顺序地获取分别与在第二TR期间施加的多个RF脉冲相应的多个MR信号。
多个厚片可包括被顺序地排列的第一厚片至第四厚片。交错的第一分组厚片可包括第一厚片和第三厚片，并且交错的第二分组厚片可包括第二厚片和第四厚片。
RF控制器还被配置为用于基于血液流动的方向和速度中的至少一个来产生与第一厚片和第三厚片相应的第一翻转角调度，并且基于所产生的第一翻转角调度来调整与第一厚片相应的第一RF脉冲的翻转角和与第三厚片相应的第三RF脉冲的翻转角。
RF控制器还被配置为用于根据血液流进第一厚片，产生具有按预定速率增大的斜率的第一翻转角调度，根据血液流进第三厚片，产生具有按预定速率减小的斜率的第一翻转角调度。
RF控制器还被配置为用于基于血液流动的方向和速度中的至少一个来产生与第二厚片和第四厚片相应的第二翻转角调度，并且基于所产生的第二翻转角调度来调整与第二厚片相应的第二RF脉冲的翻转角和与第四厚片相应的第四RF脉冲的翻转角。
RF控制器还被配置为用于根据血液流进第二厚片，产生具有按预定速率增大的斜率的第二翻转角调度，根据血液流进第四厚片，产生具有按预定速率减小的斜率的第二翻转角调度。
RF控制器还被配置为用于施加饱和RF脉冲。
RF控制器还被配置为用于基于3D TOF方法来施加多个RF脉冲。
MRI设备还可包括：图像处理器，被配置为用于基于在第一TR和第二TR期间所获取的多个MR信号来重建血管的3D图像。
根据示例性实施例的一方面，非暂时性计算机可读记录介质记录有用于在计算机上执行扫描血管的方法的程序。
附图说明
通过参照附图描述特定示例性实施例，以上和/或其它方面将变得更加清楚，其中：
图1是MRI系统的框图；
图2示出根据示例性实施例的通信器的配置；
图3是根据示例性实施例的MRI设备的框图；
图4示出正被扫描的区域被划分成厚片的示例；
图5A、5B和5C是用于解释3D飞行时间(TOF)方法的示图；
图6A是用于解释基于3D TOF技术的MRI设备的方法的示图；
图6B是用于解释基于图6A中所示的脉冲序列从厚片获取MR信号的方法的示图；
图7A是用于解释操作根据3D TOF技术的MRI设备的方法的另一示图；
图7B是用于解释基于图7A中所示的脉冲序列从厚片获取MR信号的方法的示图；
图8是根据示例性实施例的MRI设备的框图；
图9A和9B是用于解释血液流动方向和血液中原子的饱和状态的示图；
图10是用于解释产生用于调节RF脉冲的翻转角的翻转角调度的方法的示图；
图11是用于解释基于翻转角调度确定在每一个重复时间(TR)期间被施加于对象的RF脉冲的翻转角的方法的示图；
图12是用于解释获取MR信号的方法的示图；
图13示出由MRI设备重建的3D MR图像的示例；
图14是根据示例性实施例的扫描血管的方法的流程图；
图15是根据示例性实施例的在扫描血管的过程中调节RF脉冲的翻转角的方法的详细流程图。
具体实施方式
下面参照附图更加详细地描述特定示例性实施例。
在下面的描述中，即使在不同的附图中相同的附图标号也用于相同的元件。在描述中所定义的事项(诸如详细的构造和元件)被提供用于帮助对示例性实施例的全面理解。然而，清楚的是，可在没有这些具体定义的事项的情况下实践示例性实施例。此外，由于公知功能或结构会以不必要的细节模糊描述，因此公知功能或结构未被详细描述。
考虑到关于本公开的功能，在说明书中使用的术语是目前在本领域广泛使用的通用术语，但是术语可根据本领域的普通技术人员的目的、判例或本领域中的新技术而变化。此外，某些术语可由申请人任意地选择，并且所选择的术语的含义将在本说明书的详细描述中进行详细的描述。因此，这里所用的术语必需基于所述术语的含义结合整个说明书中的描述而被定义。
将被理解的是，虽然术语“第一”、“第二”等可在这里用于描述各种元件和/或组件，但是这些元件和/或组件不应该受到这些术语的限制。这些术语仅用来将一个元件或组件与另一元件或组件区分开。例如，在不脱离示例性实施例的教导的情况下，第一元件或组件可以称为第二元件或组件，或反之亦然。如这里所使用的，术语“和/或”包括一个或更多个相关所列项的任意组合和所有组合。当诸如“...中的至少一个”的表述在一列元件之后时，该表述修饰整列元件，而不修饰该列中的单个元件。
当部分“包括”或“包含”元件时，除非有与此相反的具体描述，否则所述部分还可包括其他元件，而不排除其他元件。此外，在本发明的实施例中的术语“单元”表示软件组件或硬件组件，诸如现场可编程门阵列(FPGA)或专用集成电路(ASIC)，并且执行特定的功能。然而，术语“单元”并不限于软件或硬件。“单元”可被形成以便位于可寻址存储介质中，或者可被形成以便操作一个或更多个处理器。因此，例如，术语“单元”可指组件(诸如软件组件)、面向对象的软件组件、类组件以及任务组件，并且可包括处理、功能、属性、过程、子例程、程序代码段、驱动器、固件、微代码、电路、数据、数据库、数据结构、表、数组或者变量。由组件和“单元”提供的功能可与更少数量的组件和“单元”相关联，或者可被划分成另外的组件和“单元”。
贯穿整个说明书，“图像”可表示由离散的图像元素(例如，二维(2D)图像中的像素和3D图像中的体素)形成的多维数据。例如，图像可以是由X射线设备、计算机断层扫描(CT)设备、MRI设备、超声诊断设备或者另一医疗成像设备所获取的对象的医学图像。
此外，在本说明书中，“对象”可以是人、动物或者人或动物的一部分。例如，对象可以是器官(例如，肝脏、心脏、子宫、大脑、乳房或腹部)、血管或者它们的组合。物体可以是体模。体模是指具有与有机体的密度、有效原子序数和体积近似相同的密度、有效原子序数和体积的材料。例如，体模可以是具有类似于人体的属性的球形体模。
此外，在本发明书中，MRI是指通过使用核磁共振原理所获得的对象的图像。
此外，在本说明书中，“脉冲序列”是指由MRI设备重复应用的信号的连续性。脉冲序列可包括RF脉冲的时间参数，例如，反复时间(TR)或回波时间(TE)。
此外，在本发明书中，“脉冲序列示意图”示出在MRI设备中发生的事件的顺序。例如，脉冲序列示意图可以是根据时间示出RF脉冲、梯度脉冲、MR信号等的示图。
此外，在本说明书中，“TR”可以是在RF脉冲的重复之间的时间。例如，TR可定义为从当具有预定幅度的RF脉冲被发送时的时间点到当具有相同幅度的RF脉冲再次被发送时的时间点的时间间隔。
此外，在本说明书中，“TE”可定义为从当RF脉冲被发送时的时间点到当该RF脉冲的MR信号被获得时的时间点的时间间隔。
此外，在本说明书中，“空间编码”可指通过施加线性梯度磁场来获得沿着磁场梯度的轴(方向)的空间信息，所述线性梯度磁场引起除了由RF信号引起的质子自旋的移相之外的质子自旋的额外相移。
MRI设备是一种用于通过以对比比较的方式表示MR信号相对于在具有特定强度的磁场中产生的RF信号的强度来获取对象的部分的截面图像的设备。例如，如果仅使特定原子核(例如，氢原子核)产生共振的RF信号在瞬间被射向置于强磁场中的对象，然后停止该发射，则从所述特定原子核发出MR信号，并因此MRI设备可以接收MR信号并获取MR图像。MR信号表示从对象发出的RF信号。MR信号的强度可根据对象的预确原子(例如，氢原子)的密度、弛豫时间T1、弛豫时间T2和血流等来确定。
MRI设备包括与其他成像设备的特性不同的特性。与诸如根据检测硬件的方向获取图像的CT设备的成像设备不同，MRI设备可获取朝向任选点的二维或3D体图像。与CT设备、X射线设备、正电子位置发射断层扫描(PET)设备和单光子发射CT(SPECT)设备不同，MRI设备不使人暴露于辐射，可获取高软组织对比度的图像，并且可获取神经图像、血管内图像、肌肉骨骼图像、以及准确捕获异常组织所需的肿瘤图像。
图1是MRI系统的块图。
参照图1，MRI系统可包括台架20、信号收发器30、监视器40、系统控制器50(即，微处理器)以及操作台60。
台架20防止由主磁体22、梯度线圈或多个梯度线圈24、RF线圈或多个RF线圈26所产生的电磁波向外部发射。静磁场和磁场梯度形成在台架20中的孔18中，并且RF信号被射向对象10。
主磁体22、梯度线圈24和RF线圈26可沿台架20的预定方向排列。所述预定方向可以是同轴圆筒的方向。对象10可被放置在台28上，其中，台28能够沿着圆筒的水平轴被插入到圆筒中。
主磁体22产生用于使对象10的原子核的磁偶极矩在恒定方向上对齐的静磁场或静态磁场。由于主磁体22所产生的磁场强且均匀，因此可获取对象10的精准的MR图像。用于产生彼此按直角交叉的X轴、Y轴和Z轴的磁场梯度的X线圈、Y线圈和Z线圈。
梯度线圈24包括用于产生在彼此按直角交叉的X轴、Y轴和Z轴方向上的磁场梯度的X线圈、Y线圈和Z线圈。梯度线圈24可通过根据对象10的区域不同地诱导共振频率来提供对象10的每个区域的位置信息。
RF线圈26可向患者发射RF信号并且接收从患者发出的MR信号。具体地讲，RF线圈26可朝向具有旋进运动的原子核向患者发射具有与旋进运动的频率相同的频率的RF信号，停止发射RF信号，然后接收从患者发出的MR信号。
例如，为了将原子核从低能状态转变到高能状态，RF线圈26可产生电磁波信号并且将所述电磁波信号施加到对象物体10，其中，所述电磁波信号是与原子核的类型相应的RF信号。当由RF线圈26产生的电磁波信号被施加到原子核时，原子核可从低能状态转变到高能状态。然后，当由RF线圈26产生的电磁波消失时，被施加了电磁波的原子核从高能状态转变为低能状态，由此发射具有拉莫尔频率的电磁波。换言之，当停止将电磁波信号施加到原子核时，原子核的能量级从高能级改变成低能级，因此原子核可发射具有拉莫尔频率的电磁波。RF线圈26可从包含在对象10中的原子核接收电磁波信号。
RF线圈26可被实现为一个RF发送与接收线圈，该RF发送和接收线圈具有产生均具有与原子核的类型相应的RF的电磁波的功能以及接收从原子核发射的电磁波的功能两者。可选地，RF线圈26可被实现为发送RF线圈和接收RF线圈，其中，发送RF线圈具有产生均具有与原子核的类型相应的RF的电磁波的功能，接收RF线圈具有接收从原子核发射的电磁波的功能。
RF线圈26可被固定在台架20上，或者RF线圈26可以是可拆卸的。当RF线圈26是可拆卸的时，RF线圈26可以是针对对象的部分的RF线圈，诸如头部RF线圈、胸部RF线圈、腿部RF线圈、颈部RF线圈、肩部RF线圈、腕RF线圈或踝RF线圈。
RF线圈26可有线地和/或无线地与外部设备通信，并且还可根据通信频带进行双调通信。
RF线圈26根据结构可以是鸟笼线圈、表面线圈或横向电磁(TEM)线圈。
RF线圈26根据发送与接收RF信号的方法可以是发送专属线圈、接收专属线圈或发送和接收线圈。
RF线圈26可以是具有多个通道数量(例如16通道、32通道、72通道、144通道)的RF线圈。
下面，假设RF线圈26是包括分别与多个通道(例如，第一通道至第N通道)相应的N个线圈的RF多线圈。在这种情况下，RF线圈26也可被称为多通道RF线圈和RF多线圈。
台架20还可包括布置在台架20外部的显示器29和布置在台架20内部的显示器(未示出)。台架20可通过分别布置在台架20外部的显示器29和布置在台架20内部的显示器向用户或对象10提供预定信息。
信号收发器30可根据预定MR序列控制形成于台架20内部(即形成在孔内)的梯度磁场，并且控制RF信号与MR信号的发送与接收。
信号收发器30可包括梯度放大器32、发送与接收转换器34、RF发送器36和RF接收器38。
梯度放大器32可驱动包括在台架20中的梯度线圈24，并且可在梯度磁场控制器54的控制下向梯度线圈24提供用于产生梯度磁场的脉冲信号。通过控制从梯度放大器32提供给梯度线圈24的脉冲信号，在X轴方向、Y轴方向和Z轴方向上的磁场梯度可被合成。
RF发送器36和RF接收器38可驱动RF线圈26。RF发送器36可向RF线圈26提供拉莫尔频率的RF脉冲，RF接收器可接收被RF线圈26接收的MR信号。
发送与接收转换器34可调整RF信号和MR信号的接收方向和发送方向。例如，发送与接收转换器34可在发送模式期间通过RF线圈26向物体10发送RF信号，并且可在接收模式期间通过RF线圈26从物体10接收MR信号。发送和接收转换器34可被RF控制器56输出的控制信号控制。
监视器40可监视或控制台架20或安装在台架20上的装置。监视器40可包括系统监视器42、对象监视器44、台控制器46和显示器控制器48。
系统监视器42可监视和控制静磁场的状态、梯度磁场的状态、RF信号的状态、RF线圈26的状态、台28的状态、测量对象10的身体信息的装置的状态、电源状态、热交换器的状态和压缩机的状态。
对象监视器44监视对象10的状态。具体地讲，对象监视器44可包括用于观察对象10的运动或位置的相机、用于测量对象10的呼吸的呼吸测量仪、用于测量对象10的电活动的心电图(ECG)测量仪或用于测量对象10的温度的温度测量仪。
台控制器46可控制台28的运动，其中，对象10被放置在台28上。台控制器46可根据序列控制器52的序列控制来控制台28的运动。例如，在对象10的移动成像期间，台控制器46可根据序列控制器52的序列控制连续地或不连续地移动台28，因此，对象10可在比台架20的视场(FOV)更大的FOV中被拍摄。
显示器控制器48可控制布置在台架20外部的显示器29和布置在台架20内部的显示器。具体地讲，显示器控制器48可控制布置在台架20外部的显示器29和布置在台架20内部的显示器打开或者关闭，并且可控制屏幕图像在布置在台架20外部的显示器29和布置在台架20内部的显示器上输出。此外，当扬声器位于台架20内部或外部时，显示器控制器48可控制扬声器打开或关闭，或者可控制声音通过扬声器输出。
系统控制器50可包括用于控制形成于台架20内的信号的序列的序列控制器52和用于控制台架20和被安装在台架20上的装置的台架控制器58。
序列控制器52可包括用于控制梯度放大器32的梯度磁场控制器54以及用于控制RF发送器36、RF接收器38和发送与接收转换器34的RF控制器56。序列控制器52可根据从操作台60接收的脉冲序列来控制梯度放大器32、RF发射器36、RF接收器38和发送与接收转换器34。这里，脉冲序列包括控制梯度放大器32、RF发送器36、RF接收器38和发送与接收转换器34所需的全部信息。例如，脉冲序列可包括关于被施加到梯度线圈24的脉冲信号的强度、施加时间和施加时序的信息。
操作台60可请求系统控制器50发送脉冲序列信息，同时控制MRI系统的全部操作。
操作台60可包括用于接收和处理由RF接收器38所接收的MR信号的图像处理器62、输出单元64(诸如输出发送器)和输入单元66(诸如输入接收器)。
图像处理器62可处理从RF接收器38接收的MR信号以便产生对象10的MR图像数据。
图像处理器62接收被RF接收器接收的MR信号，并且对所接收的MR信号执行各种信号处理(例如放大、频率变换、相位检测、低频放大和过滤)中的至少一种。
例如，图像处理器62可将数字数据排列在存储器的k空间中，并且通过2D或3D傅里叶变换将数字数据重新排列成图像数据。
如果需要，则图像处理器62可对图像数据执行合成处理或差分计算处理。合成处理可包括最大强度投影(MIP)处理或对像素的加法处理。图像处理器62不仅可将重新排列的图像数据存储在存储器(未示出)或附加服务器中，还可将被执行了合成处理或差分计算处理的图像数据存储在存储器(未示出)或附加服务器中。
图像处理器62可并行地对MR信号执行任何的信号处理。例如，图像处理器62可对由多通道RF线圈所接收的多个MR信号并行地执行信号处理，以便将所述多个MR信号重新排列成图像数据。
输出单元64可向用户输出由图像处理器62所产生的或重新排列的图像数据。输出单元64也可输出用户操纵MRI系统所需的信息，诸如用户界面(UI)、用户信息或对象信息。输出单元64的示例可包括扬声器、打印机、阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)、等离子显示面板(PDP)、有机发光二极管(OLED)显示器、场发射显示器(FED)、LED显示器、真空荧光显示器(VFD)、数字光处理(DLP)显示器、平板显示器、3D显示器、透明显示器以及其它各种适当的输出装置。
用户可通过使用输入单元66来输入对象信息、参数信息、扫描条件、脉冲序列或关于图像合成或差分计算的信息。输入单元66可以是键盘、鼠标、轨迹球、语音识别器、手势识别器、触摸屏或任何其它适当的输入装置。
信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作台60在图1中是分离的组件，但是本领域的普通技术人员应该清楚，信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作台60的各自的功能可被另一组件执行。例如，在图1中，图像处理器62将从RF接收器38接收的MR信号转换为数字信号，但是可选地，将MR信号转换为数字信号的操作可被RF接收器38或RF线圈26执行。
台架20、RF线圈26、信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作台60可有线地或无线地相互连接，并且当它们被无线地连接时，MRI系统还可包括用于在它们之间对时钟信号进行同步的设备(未示出)。可通过使用高速数字接口(诸如低电压差分信令(LVDS))、异步串行通信(诸如通用异步收发器(UART))、低延迟网络协议(诸如误差同步串行通信或控制器局域网络(CAN))、光通信或任何其他适当的通信方法来执行在台架20、RF线圈26、信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作台60之间的通信。
图2是根据示例性实施例的通信器70的框图。参照图2，通信器70可被连接到从选择图1的台架20、信号收发器30、监视器40、系统控制器50和操作台60中选择的至少一个。
通信器70可向通过图片归档与通信系统(PACS)连接的医院中的医院服务器或另一医学设备发送数据，以及从所述医院服务器或另一医学设备接收数据，通信器70根据医学数字成像和通信(DICOM)标准执行数据通信。
如图2所示，通信器70可有线地或无线地连接到网络80以与服务器92、医学设备94或便携装置96进行通信。
具体地讲，通信器70可通过网络80发送和接收与对象的诊断相关的数据，并且也可发送和接收由医学设备94(诸如CT设备、MRI设备或X射线设备)所捕获的医学图像。此外，通信器70可从服务器94接收对象的诊断历史或治疗方案，并且可使用所述诊断历史或治疗方案来诊断对象。通信器70不仅可与医院中的服务器92或医学设备94执行数据通信，而且可与便携装置96(诸如医生或患者的移动电话、个人数据助理(PDA)或膝上型电脑)执行数据通信。
此外，通信器70可通过网络80向用户发送关于MRI系统的故障或关于医学图像质量的信息，并且可从用户接收关于该信息的反馈。
通信器70包括至少一个能与外部设备通信的组件。
例如，通信器70可包括局域通信元件72、有线通信元件74和无线通信元件76。局域通信元件72是指用于与预定距离内的设备执行局域通信的模块。根据示例性实施例的局域通信技术的示例包括但不限于无线局域网(LAN)、Wi-Fi、蓝牙、ZigBee、Wi-Fi直连(WFD)、超宽带(UWB)、红外数据协会(IrDA)、蓝牙低功耗(BLE)和近场通信(NFC)。
有线通信元件74是指用于通过使用电信号或光信号执行通信的模块。根据示例性实施例的有线通信技术的示例包括使用双绞线电缆、同轴电缆和光纤电缆的有线通信技术以及其他任何适当的有线通信技术。
无线通信元件76向从移动通信网络中的基站、外部设备和服务器选择的至少一个发送无线信号，以及从自移动通信网络中的基站、外部设备和服务器中选择的至少一个接收无线信号。这里，根据文本/多媒体消息的发送和接收，无线信号可以是语音呼叫信号、视频呼叫信号或各种格式中的任何一种的数据。
图3是根据示例性实施例的MRI设备300的框图。
根据示例性实施例的MRI设备300可以是用于重建和/或处理MR图像的任何设备。具体地讲，MRI设备300可以是被配置为用于通过包括在RF多线圈(未示出)中的多个通道线圈向对象施加RF脉冲并且通过使用经由所述多个通道线圈获取的MR信号来产生MR图像的设备。
例如，MRI设备300可被包括在参照图1和图2所描述的MRI系统中。当MRI设备300被包括在参照图1所描述的MRI系统中时，在图3所示出的RF控制器310和信号收发器320可分别相应于参照图2所描述的RF控制器56和信号收发器30。RF多线圈可相应于参照图1所描述的RF线圈26。
例如，MRI设备300可以是服务器设备，该服务器设备被配置为用于提供将向对象施加的脉冲序列，接收通过执行MRI扫描而获取的MR信号，并通过使用所接收的MR信号来重建MR图像。这里，服务器设备可以是放置在患者进行MRI扫描的医院中或放置在另一医院中的医学服务器设备。
具体地讲，MRI设备300可以是与参照图1和图2描述的MRI系统相连接以被操作的服务器92、医学设备94或便携式装置96，并且可接收由MRI系统获取的MR信号来重建MR图像。
参照图3，MRI设备300可包括RF控制器310和信号收发器320。
为了获取对象的MR图像，RF控制器310可控制关于经由RF多线圈(未示出)施加的RF脉冲的信号强度的信息、施加时间和施加时序的信息。这里，RF多线圈可相应于参照图1所描述的MRI系统中的RF线圈26。
例如，RF控制器310可连接到参照图1所描述的操作站60，并且可从操作站60接收RF脉冲序列。例如，RF控制器310可相应于参照图1所描述的RF控制器56。
RF控制器310可控制分别与多个厚片相应的多个RF信号被施加到对象。厚片可以是具有预定厚度的平面单元区域，其中，数据从厚片被获取以重建MR图像。具体地讲，基于3D飞行时间(TOF)方法，RF控制器310可向对象施加分别与多个厚片相应的多个RF脉冲。3D TOF方法是用于对对象中的血管进行成像的技术，并且可被用于通过使用流动相关增强效应或流入量效应对流入对象的预定体积的质子进行成像。具体地讲，在3D TOF方法中，在对象的预定体积的组织中的原子由于饱和脉冲而变得饱和后，当新流入所述预定体积中的血液中的原子(即，血液中未受饱和脉冲影响的原子)被RF脉冲激发时，在所述血液中的原子发射具有比所述组织中的原子更大强度的信号。3D TOF方法使用这个现象来对血管进行成像。下面将参照图5对3D TOF方法进行更加详细的描述。
例如，RF控制器310可顺序地向对象施加分别与多个交错厚片相应的RF脉冲。例如，使厚片交错是指按照特定间隔(诸如对象中的空间距离)排列厚片。例如，如果第一厚片至第四厚片被顺序排列为彼此平行，则第一厚片和第三厚片可被分组，第二厚片和第四厚片可被分组，使得第一厚片、第二厚片、第三厚片和第四厚片可被设置为相互交错。第一厚片至第四厚片顺序地放置，但是不一定被放置为在空间上彼此相邻。此外，第一厚片至第四厚片可具有相同的厚度或不同的厚度。
因此，RF控制器310可在一个TR期间向多个交错厚片顺序地施加分别与不同厚片相应的不同RF脉冲。
具体地讲，RF控制器310可将多个厚片分组成多个分组，每个分组包括与另一分组的厚片交错的厚片。例如，RF控制器310可向对象反复地施加分别与第一分组中的多个厚片相应的RF脉冲。此后，RF控制器310可向对象反复地施加分别与第二分组中的多个厚片相应的RF脉冲。
图4示出将扫描的区域400划分成多个厚片的示例。
如图4所示，RF控制器310可将扫描的区域400划分成相互平行排列的第一厚片401至第四厚片404。例如，第一厚片401至第四厚片404中的每一个可以是具有5厘米(cm)的厚度的体区域。
RF控制器310可将第一厚片401至第四厚片404分组成包括交错厚片的两个分组。例如，RF控制器310可将第一厚片401和第三厚片403分组为第一分组，并将第二厚片402和第四厚片404分组为第二分组。例如，每个分组中的厚片不是相互毗邻的，而是被布置为在区域400中按规律间隔(即，以交错的方式)相互隔开。这样的排列可通过抑制被施加到对象的RF脉冲影响相邻厚片来阻止所获取的MR信号的强度减弱。
根据示例性实施例，RF控制器310可在每个TR期间向对象顺序地施加分别与第一分组中的第一厚片401和第三厚片403相应的第一RF脉冲和第三RF脉冲。
在向对象顺序地施加分别与第一厚片401和第三厚片403相应的第一RF脉冲和第三RF脉冲之后，RF控制器310可在每个TR期间向对象顺序地施加分别与第二分组中的第二厚片402和第四厚片404相应的第二RF脉冲和第四RF脉冲。
参照图3，MRI设备300可在一个TR期间施加分别与分组的厚片相应的RF脉冲，从而减少扫描血管所需的扫描时间。
例如，扫描时间可由厚片的数量、TR、相位编码操作的次数、切片编码操作的次数、激励次数(NEX)(或采集次数)、使用具有相同幅度的相位编码梯度对MR信号的采集的次数等来确定。这里，TR可以是从施加一个RF脉冲到施加下一个RF脉冲的时间(诸如20ms)。具体地讲，TR可包括甚至在当与被施加的RF脉冲相应的MR信号被获取时的时间点(诸如5ms)之后所需要的特定时间间隙(诸如15毫秒)。这是因为需要特定时间量再次激发先前被RF脉冲激发的厚片中的原子。
根据示例性实施例，如上所述，RF控制器310可在一个TR期间向对象施加多个交错的RF信号。具体地讲，在RF脉冲被施加之后，可使用上述的特定时间间隔来施加与另一厚片相应的RF脉冲。因此，根据示例性实施例，扫描时间可被减少到在一个TR期间被顺序地施加的RF脉冲的数量(例如，被分组的厚片的数量)分之一。例如，参照图4所述，如果RF控制器310在一个TR期间施加两个RF脉冲，则与当交错方法未被使用时的情况相比，扫描时间可被缩短1/2。
信号收发器320可通过对对象执行MRI扫描来获取重建MR图像所需的原始数据。例如，原始数据可以是作为经由RF多线圈(未示出)中的多个通道线圈分别接收的RF信号的MR信号。例如，信号收发器320可连接到参照图1描述的RF接收器38，并且从RF接收器38接收MR信号。
根据示例性实施例，信号收发器320可顺序地获取分别与在TR期间被施加的RF脉冲相应的多个MR信号。具体地讲，信号收发器320可通过对从3D K空间中的对象发出的MR信号进行采样来获取3D数据。
例如，如果如参照图4所述，在TR期间第一RF脉冲和第三RF脉冲被顺序地施加到对象，则信号收发器320可顺序地获取分别与第一RF脉冲和第三RF脉冲相应的MR信号。此外，如果在TR期间第二RF脉冲和第四RF脉冲被顺序地施加到对象，则信号收发器320可顺序地获取分别与第二RF脉冲和第四RF脉冲相应的MR信号。
例如，信号收发器320可通过对顺序地获取的MR信号进行采样来获取3D数据。
此外，获取的MR信号可被提供给图像处理器(未示出)。图像处理器可基于从信号收发器320接收的3D数据来重建血管的3D图像。
根据示例性实施例，信号收发器320可从对象发出的MR信号进行欠采样。例如，图像处理器240可从信号收发器320接收经欠采样的K空间数据，并且通过诸如在广义自动校准部分并行采集(GRAPPA)中使用额外的校准信号或者诸如在空间谐波并行采集(SMASH)中使用具有额外线圈信息的线圈灵敏度图来重建血管的图像。此外，图像处理器可通过使用灵敏度编码(SENSE)、利用局部灵敏度的并行成像(PILS)等来重建图像。
图像处理器可根据3D TOF方法通过获取从大体积发出的MR信号来重建具有高信噪比(SNR)和高空间分辨率的图像。具体地讲，3D TOF可在获取具有高血流速度的区域中的血管的图像是有利的。
如上所述，信号收发器320可通过对MR信号进行采样来获取3D K空间数据。然而，根据示例性实施例，信号收发器320可接收从对象发出的MR信号，并且所述采样可通过图像处理器来执行。换言之，图像处理器可通过对所接收的MR信号进行采样来获取3D K空间数据。
图5A至图5C是用于解释3D TOF方法的示图。3D TOF方法是用于对对象的血管进行成像的技术，并且可用于基于流动相关增强效应或流入量效应使流入厚片的血液显影。具体地讲，RF控制器310可施加具有比T1弛豫时间(即原子的纵向豫驰时间)更短的TR的RF脉冲。更具体地，在3D TOF方法中，当厚片内的静态组织中的原子的纵向磁化未完全恢复时所述原子被再次激发(即，静态组织中的原子变饱和)，相应地，来自流动血液的MR信号比来自静态组织的MR信号更强。3D TOF方法可使用来自血液的MR信号的强度与来自静态组织的MR信号的强度之间的差来重建图像。
例如，参照图5A，在施加RF脉冲以获取数据之前，RF控制器310可施加饱和脉冲。在从血液获取MR信号之前，饱和脉冲可被施加以使厚片501中的静态组织饱和。
此外，如图5A所示，一个或更多个血管531、532和533可被包括在厚片501中，并且含有血液536。此外，饱和的血液颜色显得暗，而不饱和的血液颜色显得亮。例如，厚片501中的血液538是饱和的，厚片501外的血液536是不饱和的。
此后，参照图5B，RF控制器310可按照短TR的间隔重复地向对象施加与厚片501相应的RF脉冲。因此，已经饱和的静态组织在重复施加RF脉冲期间保持饱和的状态。然而，新流入厚片501的血液502、503和504可以是不饱和的。此外，当将按照短TR的间隔向对象施加RF脉冲时，血液502、503和504中的原子也会变得饱和。具体地讲，由于血液502以低速流经第一血管531，因此血液502在厚片501内的第一血管531中停留很长一段时间，使得血液502中的原子可饱和。另一方面，由于血液504以高速流经第一血管533，因此新进入并快速经过第三血管533的血液504中的原子可能仍不饱和。
参照图5C，信号收发器320可根据血液的饱和度来获取具有不同强度的MR信号。为了方便说明，图5C中假设亮区域是指获取具有更大强度的MR信号的区域。具体地讲，由于流经第一血管的血液502已经饱和，因此信号收发器320未从第一血管531中流动的血液502获取信号，其中，所述信号与从静态组织(附图标记511)获取的信号没有区别。然而，由于流经第三血管533的血液504仍然不饱和，不同于周围饱和的静态组织，因此信号收发器320可从第三血管533中流动的血液504获取MR信号，其中，所述MR信号与从静态组织(附图标记513)获取的MR信号具有明显区别。
换言之，通过MRI设备300所获取的MR信号的强度可根据血液的饱和度而变化，并且血液的饱和度会受血液流动速度影响。通过这种方式，MRI设备300可对获得在血液按照高速流动的区域中的血管的图像是有益的。
图6A是用于解释MRI设备根据3D TOF技术进行操作的方法的示图。例如，在一个TR期间施加与一个厚片相应的RF信号之后，用于通过使用TOF技术执行扫描的MRI设备可接收从对象发出的MR信号。
参照图6A，在施加一个RF脉冲或更多个RF脉冲之前，MRI设备可向对象施加一个饱和脉冲或更多个饱和脉冲613a，以使厚片中的静态组织饱和。
此后，MRI设备可向对象施加与一个厚片相应的RF脉冲611。具体地讲，MRI设备可按照特定时间的间隔(即，一个TR)重复地向对象施加RF脉冲611。例如，可通过MR图像的分别率等来确定被重复施加的与一个厚片相应的RF脉冲的次数。
MRI设备可获取分别与被施加给对象的RF脉冲611相应的MR信号。具体地讲，MRI设备可在从RF脉冲611分别被施加给对象的时间过去特定时间(即，一个TR)之后获取MR信号。
此外，TR可包括在MRI设备获取MR信号之后所需的特定时间间隙620。这是因为被RF脉冲所激发的血液中的原子进行恢复需花费特定时间量。将在下面参照图7A更加详细地描述由MRI设备300执行的通过使用特定时间间隙620来缩短扫描时间的方法。
图6B是用于解释由MRI设备执行的基于图6A所示的脉冲序列600从多个厚片获取MR信号的方法的示图。当图6A的脉冲序列600被使用时，MRI设备可向对象重复地施加与一个厚片相应的RF脉冲以获取分别与所施加的RF脉冲相应的信号，然后向对象施加与下一个厚片相应的RF脉冲。
参照图6B，在从第一厚片401获取MR信号之后，MRI设备可分别从第二厚片402到第四厚片404顺序地获取MR信号。因此，总扫描时间可以是分别从第一厚片401至第四厚片404获取MR信号所需的扫描时间631、632、633和634之和。因此，随着厚片数量的增加，总扫描时间可与厚片的数量成比地增加。
此外，MRI设备可在每个TR期间施加分别与不同厚片相应的RF脉冲，并且可获取分别与所施加的RF脉冲相应的MR信号。然而，即使在这种情况下，总扫描时间也未减少。
图7A是用于解释根据示例性实施例的操作根据3D TOF方法的MRI设备的方法的示图。
参照图7A，RF控制器310可在一个TR期间向对象施加分别与多个厚片中的被分组的厚片相应的第一RF脉冲711和第二RF脉冲712。
具体地讲，如参照图6A所描述的，RF控制器310可通过使用特定时间间隙620在一个TR期间向对象施加分别与被分组的厚片相应的第一RF脉冲711和第二RF脉冲712。例如，在同一TR期间，RF控制器310可顺序地施加与作为被分组的厚片之一的第一厚片401相应的第一RF脉冲711，然后施加与第三厚片403(即，第一厚片401分组的另一厚片)相应的第二RF脉冲712。
图6A和图7A中所示的TR可彼此相等或者不等。此外，虽然图7A示出脉冲序列700不包括饱和脉冲(图6A的613a)，但是脉冲序列700除了包括图7A所示的脉冲之外，还可包括饱和脉冲613a。
图7B是用于解释由MRI设备300执行的基于图7A中所示的脉冲序列700来从多个厚片获取MR信号的方法的示图。当图7A的脉冲序列700被使用时，MRI设备300可在一个TR期间向对象重复地施加与多个厚片相应的RF脉冲，从而获取分别与所施加的RF脉冲相应的MR信号。
参照图7B，在从第一厚片401和第三厚片403获取MR信号之后，MRI设备300可从第二厚片402和第四厚片404获取MR信号。此外，分别从第一厚片401和第三厚片403获取MR信号所需的扫描时间731基本上类似于从图6B的单个第一厚片获取MR信号所需的扫描时间631。
因此，与图6B中示出的总扫描时间相比，获取分别与第一厚片401至第四厚片404相应的MR信号所需的总扫描时间可被减少到被分组的厚片的数量分之一(例如，1/2)。
图8是根据示例性实施例的MRI设备800的框图。
参照图8，在根据示例性实施例的MRI设备800中，RF控制器810和信号收发器820可分别相应于参照图3所描述的RF控制器310和信号收发器320。因此，这里将省略以上已针对图3所提供的MRI设备800的描述。
MRI设备800还可包括梯度控制器830、RF多线圈840、图像处理器850、显示器860和通信单元870中的至少一个。
梯度磁场控制器830、RF多线圈840、图像处理器850、显示器860和通信单元870可分别相应于参照图1和图2所描述的梯度磁场控制器54、RF线圈26、图像处理器62、输出单元64和通信单元70。因此，下面将省略以上已参照图1和图2提供的描述。
RF控制器810可通过使用3D TOF方法向对象顺序地施加包括饱和脉冲的多个RF脉冲。例如，基于交错方法，RF控制器810可在TR期间向对象施加多个RF脉冲。
具体地讲，RF控制器810可在一个TR期间向对象施加分别与多个厚片中的被分组的厚片相应的RF脉冲。如果多个厚片包括第一厚片至第四厚片，则被分组的厚片可以是彼此不相邻的第一厚片和第三厚片或者可以是彼此不相邻第二厚片和第四厚片。然而，如果多个厚片包括第一厚片和第二厚片，则被分组的厚片可以是第一厚片和第二厚片。
根据示例性实施例，RF控制器810可基于血液流动的方向来调整分别与被分组的厚片相应的RF脉冲的翻转角。具体地讲，如果多个厚片包括第一厚片至第四厚片，则当血液首先流进第一厚片时，RF控制器810可调整分别与被分组的第一厚片和第三厚片相应的RF脉冲的翻转角，使得翻转角逐渐增加。下面将参照图9A、图9B、图10和图11来更详细地描述通过RF控制器810执行的调整RF脉冲的翻转角的方法。
例如，RF控制器810可调整RF脉冲和MR信号的发送和接收的方向。例如，RF控制器810可控制RF信号经由发射模式下的RF多线圈840向对象发送，并且控制MR信号经由接收模式下的RF多线圈840从对象被接收。RF控制器810可产生用于控制RF脉冲的发送和MR信号的接收的控制信号。
梯度磁场控制器830可相应于参照图1所描述的梯度磁场控制器56。梯度磁场控制器830可向对象施加用于形成分别与多个厚片相应的磁场梯度(在下文中，简称为‘梯度’)的梯度脉冲。例如，梯度磁场控制器830可控制梯度线圈(图1的24)以便产生空间编码梯度。例如，空间编码梯度可包括沿X轴方向、Y轴方向、Z轴方向的梯度。具体地讲，梯度磁场控制器830可向X线圈、Y线圈和Z线圈施加脉冲信号以产生沿彼此垂直的X轴方向、Y轴方向和Z轴方向的梯度。响应于所施加的脉冲信号，可产生沿X轴方向、Y线圈和Z轴方向的梯度。从梯度磁场控制器830接收脉冲信号的梯度线圈24可通过根据对象的区域诱发不同谐振频率来提供对象的每区域的位置信息。
例如，沿X轴方向、Y轴方向和Z轴方向的梯度可分别相应于图6A和图7A中所示的频率编码梯度Gfrequency、相位编码梯度Gphase和切片选择梯度Gslice。根据示例性实施例，沿频率编码方向的梯度可相应于沿K空间的Y轴方向的梯度。
RF多线圈840可包括通道。例如，RF多线圈840可包括第一通道至第n通道，其中，第一通道至第n通道中的每个通道可接收作为RF信号的MR信号。
例如，RF多线圈840可包括这样的通道：RF脉冲经由该通道被施加到对象，并且从对象的原子核自旋发出的MR信号经由该通道被接收。信号收发器820可获取通过该通道检测到的MR信号。
信号收发器820可对经由在RF多线圈840中的所述通道获取的MR信号进行采样。具体地讲，信号收发器820可通过对通过RF多线圈840获取的MR信号进行采样来产生3D K空间数据。信号收发器820可向图像处理器850提供所产生的3D K空间数据。
具体地讲，在分别与被分组的厚片相应的RF脉冲在每个TR期间被施加到对象之后，信号收发器820可获取分别与所施加的RF脉冲相应的MR信号。
例如，信号收发器820可获取分别与具有经调整的翻转角的RF脉冲相应的MR信号。因此，信号收发器820可从血液获取强度在特定水平保持恒定的MR信号。将在下面参照图12进行详细描述由信号收发器820执行的获取强度保持恒定的MR信号的方法。
图像处理器850可从由信号收发器820所提供的3D K空间数据重建MR图像。
显示器860显示屏幕。具体地讲，显示器860可通过上述各种类型的显示器来显示预定屏幕，其中，所述各种类型的显示器包括CRT显示器、LCD、PDP、OLED显示器、FED、发光二极管(LED)显示器、VFD、DLP显示器、平板显示器、3D显示器和透明显示器。根据示例性实施例，显示器860可显示所重建的MR图像。
图9A和图9B是用于解释血液流动方向和血液中原子的饱和状态的示图。
MRI设备800可基于从多个厚片(即，第一厚片901至第四厚片904)所获取的MR信号来重建血管的图像。具体地讲，MRI设备800可通过获取从流经血管(即，静态组织911和913)的血液912和914发出的高强度MR信号来重建图像。因此，可能需要使血液912和914中的原子保持不饱和，其中，血液912和914正流经第一厚片901至第四厚片904中的血管。
参照图9A和图9B，根据示例性实施例，MRI设备800可在每个TR期间顺序地向对象施加分别与被分组的第一厚片901和第三厚片903相应的RF脉冲。如图9A所示，当流入第一厚片901的血液912中的原子从第一厚片901移动到第三厚片903时，血液912中的原子逐渐饱和。因此，达到第三厚片903的血液912可发射具有比血液912在处于第一厚片901时所发射的MR信号的强度更低的强度的MR信号。
此外，如图9B所示，血液914可首先流进第四厚片904。当血液914从第三厚片903移动到第一厚片901时，原子可逐渐饱和，使得到达第一厚片901的血液914发射具有比血液914在处于第三厚片903时更低强度的信号。
因此，RF控制器810可调整分别与一些交错厚片(诸如第一厚片901和第三厚片903)相应的RF脉冲的翻转角，以便保持从血液获取的MR信号的强度恒定。现在更加详细地描述通过RF控制器810执行的调整RF脉冲的翻转角的方法。
图10是用于解释通过RF控制器810执行的产生用于调整RF脉冲的翻转角的翻转角调度的方法的示图。
参照图10，RF控制器810可调整在一个TR期间被施加到对象并分别与被分组的厚片(例如，图9的第一厚片901和第三厚片903)相应的RF脉冲的翻转角。具体地讲，RF控制器810可产生针对将在每一个TR期间施加到对象的RF脉冲的翻转角调度1040。这里，翻转角调度1040可以是基于厚片的体积和翻转角的最小值和最大值所确定的曲线图。
例如，血液1020可首先流进第一厚片901并且流向第三厚片903。例如，RF控制器810可基于血液流动的方向产生从第一厚片901向第三厚片903线性增加的翻转角调度。由血液1020中的原子所发射的MR信号的强度可根据相应RF脉冲的翻转角的幅度而变化。具体地讲，随着RF脉冲的翻转角增加，原子可发射具有更高强度的MR信号。当由RF脉冲所激发的原子接近饱和状态时，原子可发射具有更低强度的MR信号。
因此，由于不饱和血液1021流入第一厚片901，因此RF控制器810可调整与第一厚片901相应的RF脉冲以具有小翻转角。例如，RF控制器810可调整与接近饱和的血液1022流经的第三厚片903相应的RF脉冲以具有相对大的翻转角。通过执行这样的调整，RF控制器810可控制由血液1021、1022所发射的MR信号的强度恒定。
具体地讲，RF控制器810可基于血液流动速度确定翻转角调度1040的斜率。例如，如果血液1020经过第一厚片901和第三厚片903花费10个TR，则翻转角调度1040可以是具有80％斜率的线性图。作为另一示例，如果血液1020在一个TR期间全部经过第一厚片901和第三厚片903，则翻转角调度可以是具有0％斜率的线性图。
虽然参照图10描述了RF控制器810产生对于血液901进入第一厚片901的翻转角调度，但是RF控制器810可产生对于血液进入第三厚片903的翻转角调度。例如，如果血液首先流进第三厚片903，则RF控制器810可产生从第一厚片901向第三厚片903线性减小的翻转角调度。
此外，尽管参照图10描述了翻转角调度线性增大(或减小)，但是示例性实施例不限制于此。根据示例性实施例，翻转角调度可指数地增大(或减小)。
图11是通过RF控制器810执行的基于翻转角调度来确定在每个TR期间施加到对象的RF脉冲的翻转角的方法的示图。
参照图11，RF控制器810可基于翻转角调度1100确定分别与被分组的厚片(例如，图9的第一厚片901和第三厚片903)相应的RF脉冲的翻转角。为了便于解释，假设RF控制器810(即，在6个TR期间)针对每个厚片重复地施加六次RF脉冲以便获取MR图像。
具体地讲，RF控制器810可从与第一厚片901相应的第一区间1110选取第一点至第六点1111、1112、1113、1114、1115和1116。例如，RF控制器810可从与第三厚片903相应的第二区间1120选取第一点至第六点1121、1122、1123、1124、1125和1126。
RF控制器810可在一个TR期间顺序地施加分别与第一厚片901和第三厚片903相应的RF脉冲。因此，RF控制器810可在第一TR期间可顺序地向对象施加具有与第一区间1110中的第一点1111相应的翻转角的RF脉冲和具有与第二区间1120中的第一点1121相应的翻转角的RF脉冲。例如，RF控制器810可在第二TR期间顺序地向对象施加具有与第一区间1110中的第二点1112相应的翻转角的RF脉冲和具有与第二区间1120中的第二点1122相应的翻转角的RF脉冲。通过这种方式，RF控制器810可在每个TR期间向对象顺序地施加具有分别与第一区间1110和第二区间1120中的点相应的翻转角的RF脉冲。
虽然以上描述了施加分别与第一厚片901至第四厚片904中的一些厚片(即，第一厚片901和第三厚片903)相应的RF脉冲的方法，但是RF控制器810也可通过使用同样的方法分别向其他厚片施加RF脉冲。
图12是用于解释由信号收发器820执行的获取MR信号的方法的示图。信号收发器820可在TR期间顺序地获取分别与施加到对象的RF脉冲相应的MR信号。具体地讲，信号收发器820可在TR期间顺序地获取分别与第一厚片1201至第四厚片1204中的被分组的第一厚片1201和第三厚片1203相应的MR信号。此后，信号收发器820可在TR期间顺序地获取分别与被分组的第二厚片1201和第四厚片1204相应的MR信号。
在图12中，图1200-1示出当RF控制器810未调整RF脉冲的翻转角时由信号收发器820获取的MR信号的强度。此外，图1200-2示出在RF控制器810调整RF脉冲的翻转角之后由信号收发器820获取的MR信号的强度。正如图1200-1所见，分别与被分组的第一厚片1201和第三厚片1203相应的MR信号的强度线性地减小。如上所述，这可能是因为，血压中的发射MR信号的原子根据血液流动的方向和速度逐渐饱和。另一方面，正如图1200-2所见，分别与被分组的第一厚片1201和第三厚片1203相应的MR信号的强度可保持恒定。这可能是因为被施加到对象的RF脉冲的翻转角已根据血液流动的方向和速度被调整。
信号收发器820可通过对强度在特定水平保持恒定的MR信号进行采样来获取3D K空间数据。例如，图像处理器850可基于由信号收发器820提供的3D K空间数据来重建具有在血管与静态组织之间的平均对比度的3D MR图像。
图13示出由MRI设备800重建的3D MR图像的示例。
参照图13，图像处理器850可基于通过采集或欠采集获取的3D K空间数据来重建3D MR图像。具体地讲，图像处理器850可重建分别与多个厚片相应的3D MR图像，并且通过合成已重建的3D MR图像来重建单个3D MR图像。
具体地讲，图像1300-1和图像1300-2分别示出了分别与多个厚片(诸如被分组的第一厚片和第三厚片和被分组的第二厚片和第四厚片)相应的3D MR图像。图像1300-3示出了与多个厚片相应的一个3D MR图像。正如图像1300-1至图像1300-3所见，重建的3D MR图像可以是具有在血管与静态组织之间的平均对比度的图像。
图14是根据示例性实施例的扫描血管的方法1400的流程图。根据示例性实施例的方法1400可包括与以上参照图1至图13所述的根据示例性实施例的通过MRI设备300和/或800执行和实现的操作和功能相同的操作和功能。因此，以上已提供的描述的将被省略。
参照图14，在方法1400中，多个RF脉冲可在第一TR期间分别被顺序地施加到多个厚片中的多个第一分组厚片(操作S1410)。由于操作S1410可与RF控制器310的操作基本上相同，所以这里将省略其详细描述。
根据示例性实施例，在方法1400中，在操作S1410之前，饱和RF脉冲可被施加到对象。饱和RF脉冲可被施加以使静态组织饱和以便对血管进行扫描。
根据方法1400，可将被扫描的区域划分成多个厚片，并且可通过使用TOF方法施加分别与所述多个厚片相应的RF脉冲和梯度脉冲。具体地讲，在方法1400中，所述多个厚片可被分划为至少一个分组，每个分组包括相互之间设置有间隙的多个厚片。例如，如果多个厚片包括顺序排列的第一厚片至第四厚片，则多个厚片可被分组成第一分组和第二分组，其中，第一分组包括第一厚片和第三厚片，第二分组包括第二厚片和第四厚片。例如，交错可以是指MRI设备300可在一个TR期间顺序地向对象施加分别与不同厚片相应的不同RF脉冲。
在方法1400中，分别与在第一TR期间施加的多个RF脉冲相应的多个MR信号可被顺序地获取(操作S1420)。由于操作S1420可与信号收发器320的操作基本上相同，因此这里将省略其详细描述。
此外，在方法1400中，多个RF脉冲可在第二TR期间分别被顺序地施加到多个厚片中的多个第二分组厚片(例如，第二厚片和第四厚片)(操作S1430)。然后，分别与在第二TR期间被施加的多个RF脉冲相应的多个MR信号可被顺序地获取(操作S1440)。由于操作S1430和操作S1440分别类似于操作S1410和操作S1420，因此这里将省略其详细描述。此外，第一TR和第二TR可彼此相等或相似(例如，20ms)。
根据方法1400，通过施加分别与多个交错的厚片相应的RF脉冲并获取分别与施加的RF脉冲相应的MR信号，可减少扫描血管所需的扫描时间。
图15是根据示例性实施例的调整在扫描血管的方法中的RF脉冲的翻转角的方法1500的详细流程图。根据示例性实施例的方法1500可包括与以上参照图1至图13所述的MRI设备300和/或800执行和实现的功能和操作相同的操作和功能。因此，将省略以上已提供的描述。
参照图15，在方法1500中，可基于血液流动的方向和速度来产生翻转角调度(操作S1510)。由于操作S1510可与RF控制器810的操作基本上相同，因此这里将省略其详细描述。
在方法1500中，可基于产生的翻转角调度来调整被施加到对象的RF脉冲的翻转角(操作S1520)。由于操作S1520可与信号收发器820的操作基本上相同，因此这里将省略其详细描述。
如上所述，方法1500可减少扫描时间，并且还可通过调整被施加到对象的RF脉冲的翻转角来提供具有在血管和静态组织之间的平均对比度的MR图像。
示例性实施例可被编写为计算机程序并且可在通用数字计算机中实现，其中，通用数字计算机使用非暂时计算机可读记录介质执行程序。
此外，当计算机的处理器需要与在远程位置的其他计算机或服务器进行通信以执行上述功能时，处理器可还包括以下信息：关于计算机的处理器会如何通过使用通信模块(例如，有线和/或无线通信模块)与在远程位置的任何其他计算机或服务器进行通信的信息、关于在通信期间处理器将发送或接收哪个信息或媒体的信息。
此外，用于实现示例性实施例的功能程序、与其相关的代码和代码段等可由本领域的技术人员在考虑读取所述记录介质并执行程序的计算机的系统环境的情况下容易地推断出或修改。
记录有上述程序的非暂时计算机可读记录介质的示例包括ROM、RAM、CD-ROM、磁带、软盘、光学介质存储装置等。
例如，非暂时计算机可读记录介质也可分布在联网的计算机系统上以便计算机可读代码以分布式方式被存储和执行。例如，在多个分布式计算机中的至少一个计算机可执行一部分上述功能并向其他分布式计算机中的至少一个发送执行结果，并且接收该结果的计算机也可执行一部分上述功能并向分布式计算机中的其余计算机提供执行结果。
虽然已描述了本发明构思的示例性实施例中的所有组件被组合为一个组件或被组合以被操作，但是示例性实施例不限制于此。换言之，在不脱离本发明范围的情况下，所有组件可选择性地被组合为至少一个组件以被操作。此外，虽然所有组件中的每一个组件可使用一个独立的硬件装置来实现，但是各个组件中的一些或所有组件可选择性地与另一个组件组合，并被实现为计算机程序，其中，该计算机程序具有在一个或多个硬件设备中执行与另一个组件组合的组件中的一些或所有组件的功能的程序模块。配置计算机程序的代码和代码段可由本发明所属领域中的普通技术人员容易地推断出。计算机程序可被存储在非短暂性计算机可读介质中并且被计算机读取和执行，从而实现本发明构思的示例性实施例。存储有计算机程序的存储介质的示例可包括磁记录介质、光学记录介质等。
此外，应当理解，在本说明书中使用的术语“包含”、“包括”、“包含有”和/或“包括有”规定所陈述的元件或组件的存在，除非有特殊描述与之相反，但是不排除一个或更多个元件和/或组件的存在或添加。除非另有定义，否则这里所使用的包括技术术语或科学术语的所有术语具有与示例性实施例所属领域的普通技术人员通常理解的含义相同的含义。一般性术语(诸如在词典中定义的术语)还应当被解释为与它们在相关领域的上下文中的含义一致，并且将不会以理想化或过于正式的意义来解释，除非在此明确定义。
上述示例性实施例和优点仅是示例性的，并不被解释为限制性的。本发明的教导可容易地应用于其它类型的设备。此外，示例性实施例的描述旨在说明，而非限制权利要求的范围，并且许多替换、修改和改变对于本领域的技术人员来说将是明显的。