产生时间连续的磁共振图像的磁共振成像方法

暂无

产生时间连续的磁共振图像的磁共振成像方法\n技术领域\n[0001] 本发明涉及产生连续的磁共振图像的磁共振成像方法。 \n背景技术\n[0002] 这种磁共振成像方法公在J.Tsao等人的在MRM46(2001)652-660中的“统一加速图象采集的线性预先信息(prior-information)驱动方法的论文中(Unifying linearprior-information-driven metods for accelerated imageacquisition”by J.Tsao et al.in MRM46(2001)652-660)。 \n[0003] 这种公知的磁共振成像方法涉及以更快速的图像采集来采集和重构策略。这种公知的磁共振成像方法作为广泛使用的线性采集加速技术(BLAST)在磁共振成像的技术领域中比较熟悉。在这种公知的方法中从磁共振信号的训练组中重构静态参考图像。 [0004] -从静态参考图像中识别在连续的磁共振图像中的变化的似然性分布， [0005] -采集磁共振信号组的动态数列，和 \n[0006] -基于所识别的变化的似然性的分布和静态参考图像从动态数列的磁共振信号的相应组中重构连续的磁共振图像。 \n[0007] 根据这种公知的方法减少磁共振信号组动态数列的采样以加速采集。通过限制重构到其中变化是可能的区域可以十分有效地进行磁共振信号的采样。连续的磁共振图像基于静态参考图像连同后来采集的磁共振信号组的动态数列进行重构；这种动态数列充分考虑在导致静态参考图像的磁共振信号的训练组的采集之后发生的变化。 [0008] 虽然这种公知的方法成功地减小了信号采集时间，但是它具有几种公知的局限，首先要求在对象具有很小或没有运动时的静态参考图像的采集。这不可能用于包含连续运动的情况，比如心脏成像。其次，这种公知的方法假设已知变化的似然性的空间分布，但它并没有描述估计它的技术。因此，这种公知的方法限制于通过其它的装置获得这种空间分布的应用。因此，已经显示当前需要缩短信号采集时间以更好地处理快速且连续的对象运动并进一步减小图像假像。 \n发明内容\n[0009] 本发明的一个目的是提供一种磁共振成像方法，其中相对于该公知的方法要求相同或者甚至更短的信号采集时间，但没有相关的限制，同时实现了减小图像假像并且因此改善了图像质量。 \n[0010] 根据本发明实现了这种目的，其中通过连续扫描在k-空间中的相应的点组来采集磁共振信号的连续组以使 \n[0011] -连续扫描构造k-空间的采样 \n[0012] -连续扫描以完全采样密度更加频繁地覆盖k-空间的预定部分，和 [0013] -从磁共振信号的连续组中重构连续的磁共振图像。 \n[0014] 根据本发明，k-空间的完全采样从磁共振信号的连续组中构造，其中在每个时刻在时间上磁共振信号的单个组可以被欠采样。因此，在采集越来越多的磁共振信号的连续组时在时间上构造采样并且可以实现甚至完全采样。此外，重复地再访问(revisited)k-空间的预定部分以实现在整体上比k-空间的完全采样更早的预定的完全采样。这种完全采样的k-空间的预定部分作为训练数据组使用，基于这种训练数据组在磁共振信号的单个组中的欠采样引起了混叠假像。可取的是，重复地再访问的k-空间的预定的部分包含k-空间的中心区，比如在位于kz＝0或ky＝0周围的ky-kz平面中的一个或几个波带。 [0015] 本发明依赖于这样的理解：磁共振信号一般集中在k-空间的中心部分。因此，通过在不同的时刻在k-空间的中心部分上的不同的位置上的连续采样，改变的似然性的分布可以从训练数据中识别。在单独通过几何空间或者通过几何空间和时间频率所跨越的空间中识别这种分布。 \n[0016] 本发明进一步依赖于这种理解：通过规定，静态参考图像不随时间改变。因此，通过在不同的时刻上的k-空间的不同的部分的连续采样，实现了以k-空间的完全采样密度的采样。因此产生了完全采样图像，可选择地它可用于获得静态参考图像。然后，对于k-空间的外围区，或者对于整个k-空间，如果在不同的扫描(separate scan)中采集训练数据，则可以仅采集磁共振信号的子采样。这减小了扫描k-空间的外围所要求的时间，或者在预先设定的可用的时间中，可以较大的程度地朝外地扫描k-空间的外围。基于所识别的改变的似然性的分布以及可选择的静态参考图像可以消除在来自k-空间的子采样部分的 磁共振信号中包含的任何混叠或者重叠。在这方面的完全采样表示比对等的(reciprocal)“视场”更小的以波数步长的采样密度。子采样包含以小于完全采样密度的采样密度的k-空间的采样。 \n[0017] 在本发明的磁共振成像方法的优选实施方案中，设置成产生连续的磁共振图像，其中 \n[0018] -在不同的扫描中或者在相同的扫描中通过连续地扫描在k-空间中的相应的点组采集两组连续的磁共振信号以使 \n[0019] -第一组连续地扫描已知的磁共振信号要集中的k-空间的中心部分或者其他部分以产生连续的训练数据 \n[0020] -第二组以欠采样的方式连续地扫描在k-空间中的相应的点组以产生连续的欠采样数据的动态数列 \n[0021] -可选择从磁共振信号的训练组中形成静态参考图像， \n[0022] -在单独通过几何空间或者几何空间和时间频率所跨越的空间中从静态参考图像和/或者训练数据中识别在连续的磁共振图像中的改变的似然性的分布，和 [0023] -基于所识别的改变的似然性分布以及静态参考图像(如果可用话)从动态数列的磁共振信号的相应组中重构连续的磁共振图像。该改变的似然性从一个时间点到一个时间点地更新，因此本发明的方法考虑了改变的似然性的时间变化。 \n[0024] 在优选的实施方案中k-空间的中央部分以比k-空间的周围区域以更高的采样密度(例如以完全采样密度)连续地采样。所采集的数据然后分为两组磁共振信号以进行重构：训练数据和欠采样数据。这两组数据可以共享某些公用的数据点。训练数据用于识别改变的似然性的分布，同时可选择地使用欠采样数据来确定静态参考图像。静态参考图像可选择地从训练数据和/或欠采样数据中重构，或者从在具有很小或没有运动的时间周期中单独采集的数据中重构。 \n[0025] 然后，基于所识别的改变的似然性分布以及静态参考图像(如果可用话)从子采样的磁共振信号中重构连续的磁共振图像。因此，稀疏采样(即子采样)、采样和从k-空间的中心部分的训练数据的低分辨率采样都集中在单个扫描中。 \n[0026] 在另一优选的实施方案中，通过具有空间灵敏度分布的接收器天线系统采集磁共振信号。该天线系统包含多个信号通道，这些信号通 道处理来自相应的接收器天线(比如表面线圈)的磁共振信号。通常，空间灵敏度分布仅显示非常低的时间变化，或者空间灵敏度分布不随时间变化。这种较低的变化可能由作为接收器天线使用并置于待检查的患者的身体上的表面线圈的轻微运动引起。这种轻微的运动可以由待检查的患者的呼吸运动引起。接收器天线系统的空间灵敏度分布从静态参考图像或者从子采样的磁共振信号中重构的任何时间平均图像中导出。重构这种图像的时间平均应该足够长以使k-空间(至少中心部分)已经被完全采样。也基于接收器天线系统的导出的空间灵敏度从子采样的磁共振信号中重构连续的磁共振图像。 \n[0027] 信号通道处理来自相应的接收器天线的磁共振信号，接收器天线比如为表面线圈。对于每个信号通道，连续组的磁共振信号基于训练数据和可选择地从相同的信号通道和数据中获得的静态参考图像分别独立地采集和重构。这产生了每个信号通道的连续磁共振图像的单独序列。通过逐个基于体素计算图像强度的均方根，组合来自多个信号通道的连续磁共振图像而不用已知的预先线圈灵敏度分布。 \n[0028] 在稳态自由处理成像(SSFP)中运用本发明特别有利。在3T或更大的比如7T的高静磁场下功率节省显著。本发明允许实质减少数据采集，允许实质的减小的功率节省。 [0029] 此外，本发明显示在结合标记技术比如CSPAMM使用时特别有利。CSPAMM产生在感兴趣区(例如包括患者心脏的区域)中的标记图形(tagging pattern)。这种标记技术已经被证明在扩展例如心脏动力学的理解方面非常有价值。CSPAMM标记可用于产生三维的标记图形。可取的是，在本发明于标记技术一起在中心区域使用时，在ky-kz空间中的一个或多个中心波带被完全采样，只要在k-t空间中沿共享的网格图形(grid pattern)对低分辨率训练数据和外部区域进行子采样。相对完全采样，实现了在扫描时间上净减少2.5倍。 [0030] 根据本发明，磁共振图像的信号采集和重构的并行成像(parallelimaging)技术并入在公知的BLAST方法中，通过扩展到k-t空间，即通过磁共振信号的波形矢量跨越的空间，即k-空间和时间。并行成像技术比如SENSE和SMASH包含以欠采样的方式接收磁共振信号以使所接收的磁共振信号包括自空间位置的叠加的贡献，该空间位置是间隔开的“视场”的整数数量。然后基于改变的似然性的分布以及可选择 地静态参考图像和接收器天线系统的系统的空间灵敏度分布将这种叠加分解为单独的空间位置的贡献。可取的是，接收器天线系统使用表面线圈组。 \n[0031] 为采集磁共振信号的训练组可以从非常多的采集策略中选择采集策略。可以使用一定程度的欠采样来减小训练组的采集时间。在仅采集训练组一次或者可以刷新几次时，通过对训练组的欠采样可以获得相对较少的时间。更可取的是，采集训练组以使静态参考图像具有很高的空间分辨率并具有非常少量的假像。这显著地实现了以高k-空间采用密度采集训练组或者在使用一定程度的欠采样时基于接收器天线系统的非常精确确定的空间灵敏度分布可以实现混叠假像的消除。 \n[0032] 通过利用MR信号的子采样减小磁共振(MR)信号的采集所要求的时间。这种子采样包含减少以各种方式可以实现的在k-空间中采样点的数量。注意，MR信号通过属于几个接收器天线比如接收器线圈优选表面线圈的信号通道拾取。通过几个信号通道的采集能够实现信号的并行采集以进一步减小信号采集的时间。 \n[0033] 由于子采样，因此采样的数据包含在成像的对象中的几个位置的贡献。基于改变的似然性分布和可选择的静态参考图像以及与信号通道关联的灵敏度分布从子采样的MR信号中重构磁共振图像。注意，灵敏度分布例如是接收器天线(比如接收器线圈)的空间灵敏度分布。可取地，使用表面线圈作为接收器天线。重构的磁共振图像被看作由与在相应的波长上的亮度/对比度关联的大量的空间谐波分量构成。磁共振图像的分辨率通过最小的波长(它是由最高的波数(k-值)表示)确定。所包含的最大的波长(即最小的波数)是磁共振图像的视场(FOV)。分辨率由视场和采样数的比率确定。 \n[0034] 子采样可以如下地实现：相应的接收器天线采集MR信号以使在k-空间中它们的分辨率比磁共振图像的分辨率所要求的分辨率更粗。采样的最小的波数(即在k-空间中的最小步长大小)增加，同时维持采样的最大波数。因此，在应用子采样时图像分辨率仍然保持相同，同时最小的k-空间步长增加，即FOV减小。通过减小在k-空间中的采样密度可以实现子采样，例如通过在k-空间的扫描中跳行以便扫描比磁共振图像的分辨率所要求的更加宽地间隔的在k-空间中的行。通过减小视场可以实现子采样，同时维持最大的k-值以便因此减小采样点的 数量。由于减小的视场，采样的数据包含正成像的对象的几个位置的贡献。 \n[0035] 注意，在接收器线圈图像从来自相应的接收器线圈的子采样的MR信号中重构时，这种接收器线圈图像包含由减小的视场引起的混叠假像。从接收器线圈图像和灵敏度分布中，分解开在来自图像中的不同位置的接收器线圈图像的单个位置的贡献并重构磁共振图像。这种已知的MR成像方法一般简称为SENSE方法。在国际申请WO99/54746-A1中详细讨论了这种SENSE方法。 \n[0036] 可替换地，可以将子采样的MR信号组合成组合的MR信号，这种MR信号提供了对应于全部视场的k-空间的采样。具体地，根据所谓的SMASH方法子采样的MR信号接近根据灵敏度分布组合的低阶空间谐波。SMASH方法公开在国际申请WO98/21600中。子采样也可以在空间上实施。在MR信号的空间分辨率小于磁共振图像的分辨率的情况下，对应于磁共振图像的全部分辨率的MR信号基于灵敏度分布形成。空间子采样具体实现为在不同的信号通道例如来自单个的接收器线圈的MR信号形成了对象的几个部分的贡献的组合。这些部分例如是同时被激励的片层。通常，在每个信号通道中的MR信号形成了来自几个部分例如片层的贡献的线性组合。这种线性组合包含与信号通道即接收器线圈的信号通道关联的灵敏度分布。因此，相应的信号通道的MR信号和相应的部分(片层)的MR信号通过灵敏度矩阵相关，该灵敏度矩阵表示由灵敏度分布引起的在相应的信号通道中的对象的几个部分的贡献的权重。通过灵敏度矩阵的求逆，导出属于对象的相应部分的MR信号。特别是导出来自相应的片层的MR信号并重构这些片层的磁共振图像。 \n[0037] 本发明也涉及磁共振成像系统。本发明的一个目的是提供一种实施根据本发明的磁共振成像方法的磁共振成像系统。这种磁共振成像系统被设置成 \n[0038] -采集磁共振信号的训练组， \n[0039] -以欠采样的方式采集磁共振信号组的动态数列， \n[0040] -可选择地从训练数据和/或欠采样数据中或者从具有很小或没有运动的时间周期中单独采集的数据中重构静态参考图像， \n[0041] -在单独通过几何空间或通过几何空间和时间频率跨越的空间中从静态参考图像和/或训练数据中识别在连续的磁共振图像中的变化 的似然性的分布， [0042] -基于所识别的变化的似然性的分布和可选择地静态参考图像从动态数列的磁共振信号的相应组中重构连续的磁共振图像， \n[0043] 其特征在于 \n[0044] -以欠采样的方式并通过具有空间灵敏度分布的接收器天线系统采集磁共振信号，以及其中 \n[0045] -可选择地也基于空间灵敏度分布重构连续的磁共振图像。 \n[0046] 根据本发明的磁共振成像系统的功能优选通过专用处理器或通过适合编程的计算机或(微)处理器实施，这些处理器具有专门为执行根据本发明的一种或多种磁共振成像方法设计的集成电子器件或光电电路。 \n[0047] 本发明也涉及具有执行磁共振成像方法的指令的计算机程序。本发明的进一步目的是提供一种计算机程序，通过该计算机程序可以实施根据本发明的一种或多种磁共振成像方法。根据本发明的计算机程序包括如下指令： \n[0048] -采集磁共振信号的训练组， \n[0049] -以欠采样的方式采集磁共振信号组的动态数列， \n[0050] -可选择地从训练数据和/或欠采样数据中或者从具有很小或没有运动的时间周期中单独采集的数据中重构静态参考图像， \n[0051] -在单独通过几何空间或通过几何空间和时间频率跨越的空间中从静态参考图像和/或训练数据中识别在连续的磁共振图像中的变化的似然性的分布， \n[0052] -基于所识别的变化的似然性的分布和可选择地静态参考图像从动态数列的磁共振信号的相应组中重构连续的磁共振图像， \n[0053] 其特征在于 \n[0054] -以欠采样的方式并通过具有空间灵敏度分布的接收器天线系统采集磁共振信号，以及其中 \n[0055] -可选择地也基于空间灵敏度分布重构连续的磁共振图像。 \n[0056] 在根据本发明的这种计算机程序装入到磁共振成像系统的计算机中时，磁共振成像系统能够执行根据本发明的一种或多种磁共振成像方法。例如，根据本发明的磁共振成像系统是其计算机装有根据本发明的计算机程序的磁共振成像系统。这种计算机程序存储在载体比如 CD-ROM中。然后通过例如借助于CD-ROM播放器从载体中读入计算机程序并将计算机程序存储在磁共振成像系统的计算机的存储器中将该计算机程序装入到计算机中。 附图说明\n[0057] 参考下文描述的实施例和附图阐述本发明的这些方面和其他方面，在附图中： [0058] 附图1所示为在x-f空间中的支持系统(Support)(灰色形状，左边)。x和f分别表示空间坐标和时间频率。在k-t空间采样之后Support与点扩展函数卷积，由此导致可能的混叠。 \n[0059] 附图2(a)所示为在空间和时间上周期性的并形成网格图形的k-t空间采样模式。\n圆点表示在k-t空间中的采样的位置。在这个实例中，每第8个相位编码线在每次帧t(b)上采集。通过对k-t采样模式进行反向傅立叶变换获得在离散的x-f空间上的对应的点扩展函数。注意在点扩展函数上仅有8个非零点。 \n[0060] 附图3为重构的结果。 \n[0061] 附图4示意性地示出了本发明所使用的磁共振成像系统。 \n具体实施方式\n[0062] 快速的动态成像要求足够的采样k-t空间，即磁共振信号的波矢量所跨越的空间，即k-空间和时间。已有的k-t空间成像方法使用(或说搜索)防止在对等的(reciprocal)x-f空间即几何(实际)空间和频率上图像信号产生混叠的适合的采样模式。\n因此，基本的限制在于x-f空间信号的最大压缩(packing)。在本发明中，提出了BLAST方法的空间延伸，这种方法允许以加权的最小二乘方的方式部分地解决混叠。这种模式比如从有助于进一步解决混叠的并行成像延伸到多线圈的使用。 \n[0063] 介绍 \n[0064] 在动态成像中，随着时间在离散位置上采集数据。由于傅立叶变换的特性，在k-t空间中的采样导致了在对等的x-f空间中的图像信号与点扩展函数的卷积。如果k-t空间采样模式是网格状图形(即点阵)，则所得的点扩展函数形成了x-f空间信号的周期性复制(附图1)。因此，如果采样点阵可以被调整以使x-f空间信号的复制不严重重叠(即混叠)，则可以从所采集的k-t空间数据中获得几乎无误差的重 构。然而，为避免任何严重的混叠要对采样模式进行严格要求，因为它涉及在x-f空间中的图像信号的几何压缩(geometric packing)。 \n[0065] 如果在x-f空间中的某些部分允许某些混叠，则以k-t空间的采样模式可以进一步增加效率。如果信号的估计可用，以加权的最小二乘方方式仍然可以部分地解决所得的混叠。这种方法是BLAST(广泛使用的线性采集加速技术)方法到k-t空间的延伸，使用参考图像作为预先信息来部分地解决混叠。如果具有不同的灵敏度的多个接收器线圈比如可用在SENSE(灵敏度编码)方法中，附加的数据可用于在这种模式的多个线圈方式中进一步解决混叠。 \n[0066] 方法 \n[0067] 在BLAST中，经重构的图像确定为下列线性系统的解(数据一致性约束)： [0068] \n[0069] 这里FT{.}表示傅立叶变换； 是在第1的k-空间位置上的测量数据。\nBLAST将 确定为使下式范数最小化的式(1)的可行的解 \n[0070] \n[0071] 这里 是静态参考图像，显示了基线信号； 是动态\n参考图像，突出了自基线的变化的可能面积；λ是改善线性系统的规则化定值的标量(scalar-valued regularise)。在k-t空间形成中， 表示空间坐标和时间频率，而 表示k-空间的位置和时间。式(2)的多线圈方式是： \n[0072] \n[0073] 这里 和 分别表示灵敏度映射和从第j线圈测量的数据。 \n[0074] 所提出的易于实施的方法形式将采集分为训练和采集阶段(虽然其它的方案也是可以的)(附图2)。在训练阶段，通过在全视场以较低的空间分辨率采样k-空间获得预先信息来重构 根据在从训练和采集阶段所采集的图像之间的相似性(例如相反)，可以将 设定到几种可能的选择，包括： \n[0075] 1.在x-f空间中的训练数据的傅立叶重构的幅值； \n[0076] 2.在乘以傅立叶重构的训练数据的模糊的阈值形式的x-f空间中固定的时间频率滤波以突出变化的可能面积。 \n[0077] 对于 的任何选择，它的时间频率DC(“直流”)项设定为零，因为下面分别估计DC项。 \n[0078] 在采集阶段，k-空间被粗采样。为简单起见，在附图2中示出序列交错的模式，但其它的采样模式也是可能的。 设定为零，除了时间频率DC项之外，它从在采集阶段的所有的数据的时间平均中确定。通过式(1)或(3)的最小二乘方拟合到粗采样的数据对图像进行重构(根据式(2)加权)。如果k-t空间采样模式是周期性的，则计算以类似于笛卡儿SENSE或多区域MR I的简易性极大地简化。 \n[0079] 结果&讨论 \n[0080] 使用先前重构的心脏图像序列显示模拟结果。在用于训练的低分辨率(16个相位编码线)中使用40帧，同时使用在其余的160帧中的数据的仅25％进行重构，模拟四倍的加速。具有单个或6个接收器线圈的重构与原始图像进行比较。误差值指示相对均方根(RMS)重构误差(100％＝RMS原始信号强度)。在两种情况下误差都是＜2％。如所预计，对于多线圈情况由于来自附加的线圈的数据的缘故误差较低。 \n[0081] 结果显示出优良的单/多线圈法实现有效且灵活的动态成像。增加的加速度可以允许在x-f空间中的轻微重叠，这通过使用预先信息部分地解决，轻微的重叠导致了可忽略的重构误差。最后，k-t空间采样不需要对每个特定的情况最佳，附图4以图形方式显示了其中使用本发明的磁共振成像系统。 \n[0082] 磁共振成像系统包括产生稳定且均匀的磁场的一组主线圈10。主线圈例如被构造成使它们包围着隧道形状的检查空间。要检查的患者滑入这个隧道形检查空间。磁共振成像系统也包括多个梯度线圈11、12，由此产生具有空间变化尤其是在单个方向上以时间梯度形式变化的磁场以叠加在均匀的磁场上。梯度线圈11、12连接到可控制的电源单元21。\n通过电源单元21给梯度线圈11、12施加电流向其供电。梯度的强度、方向和持续时间通过控制电源单元来控制。磁共振成像系统也包括分别用于产生RF激励脉冲和用于拾取磁共振信号的发射和接收线圈13、15。发射线圈13优选被构造成可以包围待检查对象的(一 部分)身体的身体线圈。身体线圈通常设置在磁共振成像系统中以使在磁共振成像系统中设置的要检查的患者30由身体线圈13包围。身体线圈13作为发射RF激励脉冲和RF聚焦脉冲的发射天线用。可取地，身体线圈13包含发射的RF脉冲的空间均匀的强度分布。接收线圈15优选是表面线圈15，它设置在要检查的患者30的身体上或其附近。这种表面线圈15具有接收在空间上也是不均匀的磁共振信号的高灵敏度。这意味着单个表面线圈15主要对来自不同的方向(即来自在要检查的患者的身体的空间中的不同的部位)的磁共振信号敏感。线圈灵敏度分布表示表面线圈组的空间灵敏度。发射线圈尤其是表面线圈连接到解调器24并且通过解调器24对所接收的磁共振信号(MS)进行解调。所解调的磁共振信号(DMS)应用到重构单元。重构单元从所解调的磁共振信号(DMS)中并基于表面线圈组的灵敏度分布重构磁共振图像。线圈灵敏度分布事先已经测量并例如用电子学方法存储在包括在重构单元中的存储器单元中。重构单元从解调的磁共振信号(DMS)中导出一个或多个图像信号，该图像信号表示一个或多个可能连续的磁共振图像。这意味着这种磁共振图像的图像信号的信号电平表示相关的磁共振图像的亮度值。重构单元25在实际中优选被构造为数字图像处理单元25，对该数字图像处理单元进行编程以从解调的磁共振信号中并基于线圈灵敏度分布重构磁共振图像。特别是对数字图像处理单元25进行编程以根据所谓的SENSE技术或者所谓SMASH技术执行重构。来自重构单元的图像信号应用到监视器26以使监视器26能够显示磁共振图像(一个或多个)的图像信息。也可以将图像信号存储在缓冲单元27中以等待进一步的处理，例如以硬拷贝的形式打印。 \n[0083] 为了形成待检查患者的磁共振图像或者连续磁共振图像的数列，患者的身体暴露在检查空间中充满的磁场中。稳定且均匀的磁场(即主磁场)使待检查的患者的身体中的较小过量的自旋在主磁场方向取向。这在该身体中产生了(小)净宏观磁化。这些自旋例如是核自旋比如氢原子核(质子)，但也可能涉及电子自旋。磁化局部受到施加的梯度磁场的影响。例如，梯度线圈12施加选择梯度以选择或多或少的身体片层。随后，发射线圈将RF激励脉冲施加到待检查的患者的要成像的部位中的检查空间。RF激励脉冲激励在所选择的片层中的自旋，即净磁化然后执行绕主磁场的方向的进动运动。在这个操作中以在主 磁场中的RF激励脉冲的频率段内的拉莫尔频率激励这些自旋。然而，在远大于这种薄片层的身体部分中激励自旋也是非常可能的；例如可以在身体中基本在三个方向上延伸的三维部分中激励自旋。在RF激励之后自旋慢慢返回到他们的初始状态并宏观的磁化返回到它的(热)均衡状态。松弛的自旋然后发射磁共振信号。因为施加读出梯度和相位编码梯度，磁共振信号具有对例如在所选择的片层中的空间位置进行编码的多个频率分量。k-空间通过读出梯度和相位编码梯度的施加通过磁共振信号被扫描。根据本发明，特别是相位编码梯度的施加导致了相对于磁共振图像的预定的空间分辨率的k-空间的子采样。例如，对于磁共振图像的预定的分辨率太小的多个行(例如一半该数量的行)被扫描，尽管采样的最佳化可用于进一步改善重构。