无声多梯度回波磁共振成像的制作方法

背景技术：

本发明公开的主题涉及磁共振成像(mri)，更具体地，涉及使用自由感应衰减(freeinductiondecay,fid)和梯度回波数据(gradientechodata)产生mri数据的系统和方法。

通常，mri图像是从使用评估磁场与成像对象的特定旋磁材料例如氢原子核)的核自旋之间的相互作用的数据产生的。成像对象可浸没在强主磁场中，并且受到磁场梯度的作用。在一些应用中，射频(rf)磁场脉冲可激励旋磁原子核(gyromagneticnuclei)，并且将其从基态移动到激发态。在去除rf磁场脉冲之后，旋磁原子核可沿弛豫轨迹返回到基态。在弛豫(relaxation)期间，旋磁原子核可发出可通过采集线圈测量的rf信号。

磁场梯度可在成像过程中应用到对象。由于旋磁材料的进动角速度与磁场强度之间的关系，磁场梯度可产生进动速度的空间分布。此效应导致由旋磁原子核发出的rf信号的空间编号。所获取数据的给定分量的空间位置可基于该分量的发射频率确定。每个空间编码可对应于频率空间图的某一区域，也称为k空间图。可以采用多个梯度来覆盖k空间图的更多区域。

所测量的数据可用于生成对象的图像。在一些应用中，所述图像是旋磁原子核的分布密度图。在其他应用中，所述图像可以是时间常数相对于与主磁场平行的原子核磁化分量的弛豫进行分布的图，称为t1加权图像。在其他应用中，所述图像可以是时间常数相对于与主磁场垂直的原子核磁化分量的弛豫进行分布的图，称为t2加权图像。在一些应用中，所述图像可以是有效时间常数相对于与主磁场垂直的原子核磁化分量的弛豫进行分布的图，称为t2*加权图像。

为量化t1、t2或t2*，通常在弛豫过程中的至少两个不同时间点收集数据。t1、t2和t2*弛豫时间的量化可用于产生对象的t1、t2和t2*图。在一些情况下，可基于称为回波时间(te)的时间间隔确定时间点，该时间间隔是从rf磁场脉冲到垂直于主磁场的原子核磁化分量对齐以产生“回波”信号时之间的时间。

技术实现要素：

在一个实施例中，磁共振成像方法包括：使用磁共振成像系统从对象身上采集自由感应衰减(fid)数据集。所述fid数据集通过迭代执行自有感应衰减(fid)采集过程来获取，其中每次迭代对应于k空间辐条序列中的k空间辐条(k-spacespoke)。所述fid采集过程的迭代包括基于所述k空间辐条序列中与fid采集过程的迭代相对应的k空间辐条来更新磁场梯度；施加射频激励脉冲同时保留磁场梯度以编码与所述fid采集过程的所述迭代相对应的k空间辐条；以及采集第一数据集，所述第一数据集与对应于所述fid采集过程的迭代的k空间辐条相对应，其中所述第一数据集是所述fid数据集的至少一部分。所述k空间辐条序列中的所述k空间辐条的互连形成闭合的k空间轨迹，该闭合的k空间轨迹使因对fid采集过程的初次迭代应用射频激励脉冲而产生的fid信号重聚焦。

在另一个实施例中，描述了一种可使磁共振成像系统产生无声(silent)多梯度回波(multi-gradient-echo)磁共振图像的非瞬时计算机可读存储装置。所述存储装置可包括控制所述系统的射频激励线圈、梯度线圈和采集线圈的指令。因此，所述磁共振成像系统可使所述梯度线圈产生磁场梯度序列，每个磁场梯度之后是来自所述射频线圈的射频激励脉冲，并且每个激励脉冲之后是使用采集线圈进行的数据采集。每个磁场梯度部分地基于k空间辐条。所述多个辐条在连接时产生闭合的k空间轨迹，这导致自行重聚焦的脉冲序列(self-refocusingpulsesequence)。

在另一个实施例中，描述了一种磁共振成像系统。所述系统包括具有梯度线圈、射频线圈和采集线圈的扫描器。所述系统还包括控制电路，所述控制电路可迭代地更新所述梯度线圈产生的磁场，使用射频线圈应用非选择性射频激励脉冲，并且使用采集线圈采集数据。所述射频脉冲可在所述磁场梯度更新之后应用，并且在所述射频脉冲之后进行所述数据采集。所述磁场梯度的更新可基于将使用的k空间辐条集。所述多个辐条在级联时产生闭合的k空间轨迹，这导致自行重聚焦的脉冲序列。

技术方案1:一种磁共振成像方法，包括：使用磁共振成像系统从对象身上采集自由感应衰减(fid)数据集，其中所述fid数据集通过迭代执行自由感应衰减(fid)采集过程来获取，每个迭代与k空间辐条序列中的k空间辐条相对应，并且其中所述fid采集过程的迭代包括：

基于所述k空间辐条序列中与所述fid采集过程的所述迭代相对应的k空间辐条，更新磁场梯度；

应用射频激励脉冲，同时保留所述磁场梯度以编码与所述fid采集过程的所述迭代相对应的所述k空间辐条；以及

采集第一数据集，所述第一数据集与对应于所述fid采集过程的所述迭代的所述k空间辐条相对应，其中所述第一数据集是所述fid数据集的至少一部分；以及

其中所述k空间辐条序列中的所述k空间辐条的互连形成闭合的k空间轨迹，所述k空间轨迹使因对所述fid采集过程的初次迭代应用所述射频激励脉冲而产生的fid信号重聚焦。

技术方案2:根据技术方案1所述的方法，包括使用所述磁共振成像系统以与所述fid采集过程相同的序列和顺序，从所述对象身上采集梯度回波数据集的至少一部分，其中所述梯度回波数据集的所述部分通过执行梯度回波采集过程来获取，所述梯度回波采集过程通过重复所述fid采集过程的所述迭代但不应用射频激励来进行执行。

技术方案3:根据技术方案2所述的方法，其中所述梯度回波采集过程在所述fid采集过程之后立即执行，并且其中在所述梯度回波采集过程中获取的所述梯度回波数据集包括梯度回波数据，所述梯度回波数据与在所述fid采集过程的对应迭代中获取的所述fid数据集中的重聚焦部分相对应。

技术方案4:根据技术方案2所述的方法，其中在所述fid采集过程和所述梯度回波采集过程中，所述磁场梯度的更新与所述数据采集同时进行，以使所述k空间辐条序列中的至少一个k空间辐条呈弧形。

技术方案5:根据技术方案2所述的方法，其中所述磁场梯度的幅值至少在所述fid采集过程的所述多个迭代和所述梯度回波采集过程中大体恒定。

技术方案6:根据技术方案2所述的方法，包括使用至少所述fid数据集或所述梯度回波数据集重建所述对象的复杂图像。

技术方案7:根据技术方案2所述的方法，包括使用至少所述fid数据集、所述梯度回波数据集、后续梯度数据集或者它们的任何组合重建质子密度图、t2*图、r2*图、△b0图或者磁化率分布图或者它们的任何组合。

技术方案8:根据技术方案2所述的方法，包括根据回波时间将所采集的数据至少分成所述fid数据集和所述梯度回波数据集。

技术方案9:根据技术方案2所述的方法，包括通过对所获取的fid和梯度回波数据集进行傅里叶分析以获取化学位移图，从而执行光谱成像。

技术方案10:根据技术方案2所述的方法，其中在所述梯度回波采集过程中获取的所述梯度回波数据集包括回波输出信号和回波输入信号的混合，并且其中所述回波输出信号和回波输入信号通过低通滤波和高通滤波或相位循环进行分离，并且其中所分离的回波输出信号和回波输入信号进行组合以产生回波输入/回波输出数据集组合。

技术方案11:根据技术方案1所述的方法，其中所述k空间辐条序列中的所述k空间辐条处于频率空间的同一平面中。

技术方案12:根据技术方案1所述的方法，其中采集所述第一数据集的所述步骤在应用所述非选择性射频激励脉冲之后立即开始，以使所述磁共振成像方法是零te成像方法。

技术方案13:根据技术方案1所述的方法，包括在所述fid采集过程的所述迭代之前应用预备脉冲序列。

技术方案14:根据技术方案1所述的方法，包括使用所述磁共振成像系统以与所述fid采集过程相同的k空间辐条序列和顺序，从所述对象身上采集两个或更多个梯度回波数据集，其中所述两个或更多个梯度回波数据集通过执行两个或更多个相应的梯度回波采集过程来获取，所述两个或更多个相应梯度回波采集过程各自重复所述fid采集过程的所述迭代但不应用射频激励，并且其中所述两个或更多个相应梯度回波采集过程按序列执行。

技术方案15:一种非瞬时计算机可读存储装置，包括用于磁共振成像系统的指令，所述指令包括：

促使所述磁共振成像系统的梯度线圈随着时间的推移逐渐将磁场梯度序列应用于对象，所述磁场梯度序列中的每个磁场梯度与k空间辐条序列中的k空间辐条相对应；

促使所述磁共振成像系统的射频激励线圈将射频激励脉冲应用于所述对象，同时应用所述磁场梯度序列中的每个磁场梯度；以及

促使所述磁共振成像系统的采集线圈在每个射频激励脉冲之后立即从所述对象身上收集与射频发射相对应的自由感应衰减(fid)数据集；以及

其中所述k空间辐条序列中的所述k空间辐条的互连形成闭合的k空间轨迹，所述k空间轨迹使因应用与所述磁场梯度序列相对应的所述射频激励脉冲而产生的fid信号重聚焦。

技术方案16:根据技术方案15所述的存储装置，其中所述指令包括：

促使所述磁共振成像系统的所述梯度线圈随着时间的推移逐渐将所述磁场梯度序列应用于所述对象；以及

促使所述磁共振成像系统的所述采集线圈在所述射频激励之后从所述对象身上收集与所述射频发射的所述回波相对应的一个或多个梯度回波数据集。

技术方案17:根据技术方案16所述的存储装置，其中所述指令包括使用所述fid数据集、所述一个或多个梯度回波数据集中的至少一个梯度回波数据集，或者它们的任何组合来生成复杂图像。

技术方案18:根据技术方案17所述的存储装置，其中所述指令包括使用所述fid数据集、一个或多个梯度回波数据集中的至少一个梯度回波数据集或者它们的任何组合来生成质子密度图、t2*图、r2*图、△b0图、磁化率分布图或者它们的任何组合。

技术方案19:一种磁共振成像系统，包括：

扫描器，所述扫描器包括梯度线圈、射频线圈和采集线圈；以及

控制电路，所述控制电路配置成使所述扫描器：

促使所述梯度线圈随着时间的推移逐渐将磁场梯度序列应用于对象，所述磁场梯度序列中的每个磁场梯度与k空间辐条序列中的k空间辐条相对应，其中所述k空间辐条序列中的所述k空间辐条的互连形成闭合的k空间轨迹；

在应用所述磁场梯度序列中的每个磁场梯度的同时促使所述磁共振成像系统的射频激励线圈将射频激励脉冲应用于所述对象；

促使所述磁共振成像系统的采集线圈在每个射频激励脉冲之后立即从所述对象身上收集与射频发射相对应的自由感应衰减(fid)数据集，并且其中所述闭合的k空间轨迹使因应用与所述磁场梯度序列相对应的所述射频激励脉冲而产生的fid信号重聚焦；

促使所述梯度线圈将所述磁场梯度序列重新应用于所述对象，并且促使所述采集线圈收集与所述射频发射的回波相对应的梯度回波数据集，其中执行所述磁场梯度的所述重新应用，以使在采集所述fid数据集之后，一次或多次遵循所述闭合的k空间轨迹。

技术方案20:根据技术方案17所述的系统，其中所述系统包括容纳患者的开孔(bore)，并且其中所述控制电路配置成促使所述梯度线圈应用所述磁场梯度序列，以使所述开孔内的噪声等级与所述系统的背景噪声等级大体相同，并且其中所述控制电路配置成使用所述fid数据集产生功能性磁共振图像、诊断医疗图或者这两者。

技术方案21：一种使用磁共振成像系统执行的磁共振成像方法，所述磁共振成像系统包括梯度线圈、采集线圈和射频激励线圈，所述磁共振成像方法包括：

获取自由感应衰减(fid)数据集以及与所述fid数据集相对应的梯度回波数据集，通过：

使用所述梯度线圈随着时间的推移逐渐将磁场梯度序列应用于对象，所述磁场梯度序列中的每个磁场梯度与k空间辐条序列中的k空间辐条相对应，其中所述k空间辐条序列中的所述k空间辐条的互连形成闭合的k空间轨迹；

使用所述射频激励线圈将射频激励脉冲应用于所述对象，同时应用所述磁场梯度序列中的每个磁场梯度；

使用所述采集线圈在每个射频激励脉冲之后立即从所述对象身上收集与射频发射相对应的所述fid数据集，并且其中所述闭合的k空间轨迹使因应用与所述磁场梯度序列相对应的所述射频激励脉冲而产生的fid信号重聚焦；以及

将所述磁场梯度序列重新应用于所述对象以回溯所述闭合的k空间轨迹，同时采集所述射频发射的回波以获取所述梯度回波数据集。

附图说明

参照附图阅读以下详细说明将能更好地理解本发明的各个特征和优点，其中相同的附图标记在所有附图中表示相同的部件，其中：

图1示出了根据本发明一个实施例的用于无声多梯度回波(multi-gradient-echo)mr成像中的磁共振成像系统的示意图；

图2示出了根据一个实施例的多梯度回波mri技术的流程图；

图3示出了根据一个实施例的可用于图2中所示技术中的产生自行重聚焦多梯度编码序列的技术的流程图；

图4是根据一个实施例的脉冲序列，该脉冲序列可产生用在图3中所示技术中的无声自行重聚焦多梯度编码序列；

图5示出了根据一个实施例的k空间图，所述k空间图包括具有与图4自行重聚焦多梯度编码序列相关的辐条的片段实例；

图6示出了根据一个实施例的k空间图，所述k空间图包括与图5中提供k空间三维覆盖并且可用于图2中的技术中的片段相似的片段集；

图7示出了根据一个实施例的对利用多梯度回波mri技术产生的虚像进行成像的成像结果；以及

图8a和8b示出了根据一个实施例的利用无声多梯度回波mri技术产生的人体头部成像结果。

具体实施方式

下文将描述一个或多个具体实施例。为了简明地描述这些实施例，说明书中可能不会描述实际实施方案的所有特征。应了解，在任何工程或设计项目中开发任何此类实际实施方案时，均必须做出与各种实施方案特定相关的大量决策，以实现开发人员的特定目标，例如，是否要遵守安全相关、系统相关和业务相关的限制，这些限制可能会因实施方案的不同而有所不同。另外，应当了解，此类开发工作可能复杂而且耗时，但对受益于本发明的所属领域中的普通技术人员而言，这将仍是设计、加工和制造的常规任务。

在介绍本发明各实施例的元件时，冠词“一”、“一个”、“该”和“所述”旨在表示有一个或多个这种元件。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在于包括性含义，且表示除了所列元件外，可能还有其他元件。

在以下说明中，必须认识到，术语“循环”可具有两种不同含义。在一些情况下，“循环”可以指频率空间(或k空间)中的闭合轨迹。在其他情况下，“循环”是指方法的可重复部分。具体所指含义应当能够根据上下文进行判断。

磁共振成像(mri)使用的系统能够产生使成像对象的旋磁材料特定特性得到映射的图像。确切地说，mri系统响应于mri系统线圈产生的磁场扰动而测量成像对象的旋磁原子核的rf发射。通常，所述对象浸没在强恒定磁场中，并且受到可变磁场梯度和rf激励脉冲的作用。可以在预定的采集时间内感测rf发射。

根据从mri系统获取的数据，可获取多种类型的图像。图像类型的示例包括：强度图像；复杂(幅度和相位)图像；t1、t2或t2*加权图像；t1、t2或t2*图；以及r1、r2或r2*图，其中r1表示t1的倒数，r2表示t2的倒数，并且r2*表示t2*的倒数。基于所创建图像的类型，可应用能够使用mri系统采集适当数据的自定义脉冲序列。

本发明涉及使mri系统能够使用无声多梯度回声脉冲序列产生3d图像的方法。所述序列可使用与频率空间或k空间的片段相对应的数据集的集合。每个k空间片段可包括多个偏心辐条(center-outspokes)。一个片段中的辐条集合可使用与循环几何结构类似的采集轨迹产生，所述采集轨迹能够实现信号的自行重聚焦，如下所述。对于每个片段，可收集与fid和梯度回波相对应的数据集。可以通过对多个片段进行采样来获取与整个相关k空间体相关的数据集。

对于每个片段(k空间辐条的集合)，可以应用片段脉冲序列。片段脉冲序列可使用空间编码技术，其中可在应用与所述片段的辐条相对应的磁场梯度的同时发生rf激励脉冲。所述技术可通过rf激励脉冲来初始地产生特定数量的自由感应衰减(fid)数据集。每个fid数据集可通过在rf激励脉冲(te＝0)之后立即开始的采集来获取。在fid数据集采集期间的所有磁场梯度的应用可实现初始rf激励脉冲的重聚焦。因此，在fid数据集采集期间以相同的顺序反复应用相同的磁场，但没有rf脉冲的情况下，可以采集梯度回波数据集，其中回波时间te＝te1。后续梯度回波数据集可以以类似的方式获取，其中回波时间te＝2*te，3*te等等。

可根据本发明实施例使用的小磁场梯度更新可减少应用到mri系统线圈的强电流的大幅变化。因此，使用本说明书中所述技术可大幅减小mri系统在操作期间所产生的噪声。由线圈电流变化和电路内关联开关所引起的噪声可干扰经历医疗成像过程的患者。在医疗诊断技术中，例如在功能性磁共振成像(fmri)期间，对患者的这种干扰可能会影响诊断程序的结果。例如，当在fmri采集期间评估大脑活动与认知机能之间的关联时，噪声水平可能影响患者的认知机能。如下所述，患者所在的孔内操作期间的噪声可能与在执行成像之前的背景噪声相似。

尽管本说明书中所述的技术可使用各种类型的mri系统执行，但是图1中示意性地图示了mri系统10的一个实例。mri系统10包括扫描器12和扫描器控制系统14。扫描器12可以具有壳体20，开孔22贯穿其中。可使用可移动工作台24将患者26安置在开孔22内。扫描器12的壳体20还可以包括主磁体28，所述主磁体可建立用于数据采集的主磁场。位于扫描器12内的磁性梯度线圈30、32和34可在成像过程中提供磁场梯度，该磁场梯度提供患者26的一些旋磁原子核的位置编码。系统10的rf激励线圈36可在成像过程中生成射频(rf)脉冲，用于激励患者26的旋磁原子核的一部分。mri系统10还可设有采集线圈38，所述采集线圈可在原子核从激发态转到弛豫状态时，读出患者26内的旋磁原子核产生的rf信号。在一些实施例中，rf激励线圈36和采集线圈38可大体相同。扫描器12的各种线圈和磁体可以由主电源40供电。

磁性梯度线圈30、32、34可以由驱动器电路42控制，该驱动器电路调整流过磁性梯度线圈30、32、34的电流并且控制它们的磁场。rf激励线圈36可由驱动器电路44控制，该驱动器电路可控制激励脉冲的强度、频率、持续时间和时间。接收电路48可采集由采集线圈38检测到的弱rf信号。驱动器电路42、44和采集线圈38可通过接口50连接到控制电路52。控制电路52可包括通用处理器、专用集成电路(asic)和/或可编程逻辑装置(pld)。控制电路52可与存储电路54通信，所述存储电路可存储通过接收电路48采集的数据。存储电路54还可存储供控制电路52和驱动器电路42和44用于以特定方式分别控制梯度线圈30、32和34以及rf激励线圈36的指令。

存储电路54还可以存储用于控制接收电路48的指令。在一些实施例中，存储电路54可包括用于多片段脉冲序列的指令，所述多片段脉冲序列允许对自行重聚焦的k空间片段进行采样的无声无梯度回声脉冲序列，如下详述。存储电路54还可存储供扫描器12执行根据本说明书中实施例的可使用的预备脉冲序列、激励脉冲序列、读出脉冲序列和/或梯度编码序列的指令。存储电路54还可包括用于使用所存储的数据产生图像的指令。所述指令可使得质子密度(proton-density)、t1、t2或t2*加权图像产生。此外，扫描器控制接口14可具有接口56，所述接口允许mri系统10与其他外部设备之间的连接60，所述其他外部设备例如用于图像重建或配准的计算机集群、医疗数据库、诊断系统、pacs系统、显示器、打印机、3d可视化接口或者可使用mri图像或数据的其他任何装置。

图2示出了使用多梯度回波技术从mri系统获取图像的方法200的实施例。方法200通常可由mri系统10通过执行存储在存储电路54中的指令来执行。通过这种方式，扫描器控制器14可以是特殊配置的制品，其中具有使得本说明书中所述的方法能够由扫描器12来执行的指令。

在对象位于mri系统内的情况下，可以应用预备脉冲序列(块202)。所述预备脉冲序列(块202)可包括rf激励脉冲序列，该rf激励脉冲序列可准备成像对象的旋磁原子核的磁化，以改进数据采集。所述预备脉冲序列(块202)可包括用于选择待成像对象的空间容积的脉冲序列。在特定实施例中，所述预备脉冲序列(块202)还可准备所述样本，以优化适用于产生t1、t2或t2*加权图像的数据的产生。所述预备脉冲序列(块202)可在收集与每个自行重聚焦片段相关联的数据之前使用。

之后，可执行自行重聚焦的片段脉冲序列(块204)。如下详述，所述片段脉冲序列(块204)可包括按顺序应用梯度更新、多个rf激励脉冲和数据采集循环。所述片段脉冲序列(块204)可经由具有闭合几何结构的采集轨迹(例如，循环采集轨迹)通过多个k空间辐条对数据进行采样。所述片段脉冲序列(块204)可用于获取与片段脉冲序列(块204)相关联的k空间区域的fid和梯度回波数据。

为覆盖所需的k空间体，可通过迭代过程采集与多个k空间片段相对应的数据。为此，可应用磁场梯度以便使对象准备接受下一个k空间片段(块206)的采集，然后进行迭代(块208)。每个迭代可包括应用预备脉冲序列(块202)、与k空间片段相对应的片段脉冲序列(块204)，以及为下一个片段应用磁场梯度(块206)。在一些实施例中，例如，如果所产生的图像类型不一定需要预备脉冲，则可跳过预备脉冲序列(块202)以缩短时间。在需要对与上一次采集的片段相对应的数据加以重复或重新采样的实施例中，梯度准备(块206)可保留所用的初始磁场梯度。多个片段脉冲序列(块204)期间采集的数据可存储在存储器(块210)(例如，存储电路54)中。在一些实施方案中，所述数据可在迭代208的每次完成期间或者之后进行存储。所存储的数据可保存在存储器中以便后续使用，例如用于执行图像重建(块212)。

如上所述，方法200可用于通过多个片段脉冲序列采集与k空间区域相关联的数据。参见图3可进一步理解根据每个片段脉冲序列(块204)执行的操作，图3示出了方法300，所述方法用于执行自行重聚焦的片段脉冲序列以采集与k空间片段相关联的数据。在本说明书图3的描述中，术语“循环”应理解为方法的重复部分。初始设置阶段包括：循环计数器的初始化，所述循环计数器跟踪片段内的迭代(块301)；以及辐条计数器的梯度编码和初始化，所述辐条计数器跟踪所采样的k空间辐条(块302)。梯度编码可通过图1中的mri系统10的梯度线圈建立。根据块302建立的梯度编码的幅度可通过被采样的每个k空间片段(例如，包括多个辐条)的脉冲序列保持大体相同。

如上所述，片段脉冲序列可用于获取与多个辐条形成的k空间片段相对应的fid和梯度回波数据集。方法300可包括所述片段的第一采集过程中的fid采集过程，即，当循环计数器是1(连接303)时。在此fid采集过程中，可以应用rf激励(块304)，然后采集fid数据(块306)。针对每个k空间辐条重复该过程，直到在fid采集过程中覆盖了所有辐条，如决策块309中的yes连接所示。为获得与所述序列的下一k空间辐条相关的数据，可更新所述编码梯度，并且可增大所述辐条计数器(块310)。此梯度更新可远远小于在其他类型的mri序列期间执行的传统梯度线圈调整。这是因为仅对总梯度做微小的定向变化，以产生本说明书中所述的采集轨迹。此外，在一些应用中，还可以在数据采集期间连续执行梯度编码更新，从而可能生成平滑轨迹。在这些情况下，所得的k空间辐条可大体呈弧形，并且多个辐条集可形成平滑的轨迹，如下详述。

在每个fid采集过程中，可以应用rf激励304(例如，使用图1中的rf线圈36)。rf激励304可以是短暂的非选择性rf激励。rf激励可引起旋磁原子核围绕局部磁场进动。在一些实施方案中，rf激励(块304)可以导致旋磁旋转轴与局部磁场之间的角度远远小于90度。

在rf激励(块304)之后，采集线圈(例如，图1中的采集线圈38)可以设置成采集fid数据(块306)，以获取与在当前迭代中采样的k空间辐条相对应的fid数据集的一部分。采集(块306)可以在应用rf激励(块304)之后立即开始，从而产生te＝0或te非常小(例如，可忽略)的fid数据集308。

梯度编码更新(块310)可用于准备与fid采集过程的下一个迭代相对应的辐条。梯度编码更新(块310)可以是磁场梯度的小变化。因此，梯度更新仅导致梯度线圈中的电流的轻微变化，从而使系统10安静操作。在一些实施例中，根据块310中所示的操作执行的梯度编码更新还可采用更小的步骤进行，例如，与数据采集同时进行(块306)。所述梯度编码更新和同时进行的数据采集可产生弧形的辐条。在这些情况下，梯度更新过程可以更平滑，这将进一步减小梯度线圈中电流的变化幅度，从而使系统10运行更安静。

fid采集过程在对所有k空间辐条采样之后立即终止，如来自决策块309的连接no所示。完成与在fid采集过程中被采样的片段相对应的k空间辐条可形成循环几何结构，如上所述。在特定实施方案中，此循环几何结构可导致信号重聚焦，这可用于收集额外的回波信号。例如，确切地说，在fid采集过程(在实例中，i_loop＝1)中执行的由rf激励脉冲(块304)和梯度更新(块310)组成的系列的序列空间编码可导致在最后一个辐条(i_spoke＝每个循环的辐条数)之后将与来自fid采集过程的第一个迭代(i_spoke＝1)的rf激励脉冲相关的信号进行重聚焦。此外，后续应用与第一迭代过程((i_loop＝1)中所用的k空间辐条序列相对应的梯度更新(块310)可提供与在fid采集过程中应用的rf激励(块304)相关联的重聚焦信号序列。

如no连接311所示，第一梯度回波采集过程可遵循梯度更新(块310)。从与在fid采集过程(i_loop＝1)中被采样的rf激励(块304)相对应的后续梯度更新进行重聚焦，可提供可采集的梯度回波数据(块312)。所述梯度回波采集过程(i_loop>1)中的梯度更新(块310)可大体遵循fid采集过程(i_loop＝1)的梯度更新序列。因此，梯度回波采集过程中的k空间轨迹可大体回溯fid采集过程中的所述k空间轨迹。

如上所述，梯度回波采集过程的每个迭代在fid采集过程中均具有对应的迭代。在第一梯度回波采集过程的每个迭代开始时，可以将来自fid采集过程相应迭代的rf激励(块304)的信号进行重聚焦。每个迭代(块312)开始时执行的数据采集提供第一梯度回波数据集中与该迭代的相关k空间辐条相对应的一部分。例如，如果在fid采集过程的第一迭代(i_loop＝1并且i_spoke＝1)中采集第一辐条的fid数据集，则可在第一梯度回波采集过程的第一迭代(i_loop＝2并且i_spoke＝1)中采集该第一辐条的对应梯度回波数据集。所得的回波时间可以是te＝te1，其中te1与fid采集过程的持续时间大体相同。

可应用与辐条序列中的下一个辐条相对应的梯度更新(块310)，以获得下一个回波。梯度更新序列的幅度和定向(块310，其中i_loop>1)可以与fid采集过程的梯度更新序列(块310，其中i_loop＝1)大体相似。此外，梯度更新(块310，其中i_loop>1)之间的时间间隔可以与fid采集过程的梯度更新(块310，其中i_loop>1)之间的时间间隔大体相似。因此，fid采集过程中被采样的辐条序列可以与在第一梯度回波采集过程中被采样的辐条序列在顺序和尺寸上大体相似。通过这种方式，在第一梯度回波采集过程(块312)中获取的梯度回波数据集的集合与在fid采集过程(块306)中取得的fid数据集相对应。梯度回波采集过程的迭代继续执行，直到已采集与所述片段相对应的全部k空间辐条，如决策块309所示。

在一些实施方案中，可使用与第一梯度回波采集过程大体相似的多个梯度回波采集过程来获取与同一k空间片段相对应的多个梯度回波数据集。这可由方法300的实例表示，其中循环数大于2。如决策块322所示，如果需要所述片段内的多个梯度回波数据集(即，循环数＞2)，可重复梯度回波采集过程。例如，可通过在第一梯度回波采集过程(i_loop＝2)之后立即执行第二梯度回波采集来采集第二梯度回波数据集(i_loop＝3)。第二梯度回波数据集的所得回波时间可以是te＝2*te1，其中te1与fid采集过程的持续时间大体相同。再如，自行重聚焦脉冲序列可包括用于获取第一fid数据集的fid采集过程(i_loop＝1)、用于获取第一梯度回波数据集的第一梯度回波采集过程(i_loop＝2)、用于获取第二梯度回波数据集的与第一梯度回波采集过程类似的第二梯度回波采集过程(i_loop＝3)以及用于获取第三梯度回波数据集的与第一梯度回波采集过程类似的第三梯度回波采集过程(i_loop＝4)。由于rf激励304在fid采集过程中进行，因此第二、第三和第四梯度回波数据集可结合fid数据集(不进一步进行rf激励)一起使用，以根据所需的图像加权来改进弛豫时间t1、t2和/或t2*的测量。此外，t1、t2或t2*图及其他图像的量化和生成可以仅使用梯度回波数据集，而不使用fid数据集。

图4示出了曲线图350，此曲线图示出了根据图3中的方法300的自行重聚焦脉冲序列的实现实例。曲线图350针对rf激励线圈(线356)、采集线圈(线358)以及梯度编码线圈的大小(线360)，示意性地示出了随时间354而变化的线圈活动352。如曲线360所示，由梯度线圈提供的磁梯度场的幅度在整个脉冲序列中大体恒定。fid采集过程362可与图3中的fid采集过程(i_loop＝1)相对应，其示出了具有8个迭代与8个辐条相对应的脉冲序列的一部分。对于每个迭代，可在rf激励脉冲(线356)之后立即执行采集线圈活动(线358)。在每个后续rf激励脉冲之前，可重新定向梯度，同时大体保留所述梯度幅度(曲线360)。在fid采集过程362中，采集线圈获取fid数据的一部分，如上所述。

第一梯度回波采集过程364示出了具有8个迭代与8个辐条相对应(即，每个循环8个辐条)的脉冲序列的一部分，所述8个辐条又与fid采集过程362的8个辐条相对应。换言之，第一梯度回波采集过程364的每个辐条在fid采集过程362中均具有对应的迭代。在第一梯度回波采集过程364中，采集线圈可在梯度重新定向之间激活，这点与fid采集过程362相似。但是，第一梯度回波采集过程364涉及第一回波数据的采样，因此，不包括rf激励脉冲。在此实例中，与第一梯度回波采集过程364相似的第三迭代过程366和第四迭代过程368分别提供第二回波数据集和第三回波数据集。

如上所述，每个自行重聚焦脉冲序列获取与k空间中被多个辐条所覆盖的区域相对应的数据，如图5中的图400所示。轴kx402和轴kz404是与图像空间的空间轴x和y相对应的频率空间分量。图400示出了可用于单个自行重聚焦脉冲序列中的k空间辐条集合406的实例。所述脉冲序列的自行重聚焦质量可归因于所述序列的k空间辐条的循环几何结构。循环几何结构是指k空间辐条集合406的累积轨迹408形成闭合轨迹。换言之，某个片段的k空间辐条的互连(例如，级联)可在k空间起始点结束。图400中的实例示出了形成闭合八边形的8辐条轨迹。

在一些实施方案中，可以使用较少或较多数量的辐条(2、3、4、32、64、128、256、1024或者其他任何数量的辐条)。此外，辐条的长度可以彼此大体相同。在一些实施方案中，某一片段的所有辐条可以处于由kx402和kz404生成的平面中。在一些实施方案中，某一片段的所有辐条可以属于嵌入三维频率空间中的单一平面。在一些实施例中，某一片段的n个辐条可以在一个平面中，并且所有辐条可以具有大体相同的长度，例如，图400中所示的由8个辐条构成的k空间辐条集合406。在这些案例中，每个迭代过程内发生的梯度更新可以是2π/n的恒定相位增量。在其他实施例中，所述辐条可生成闭合的三维累积轨迹，以使所述轨迹不限定在一个平面内。此类轨迹的实例可包括三维扭曲循环几何结构。

图6示出了三维图420，所述三维图表示可由多个自行重聚焦片段获取的覆盖率。图420示出了多个片段的累积轨迹，所述多个片段嵌于轴kx402、kz404和ky422的三维频率空间中，以形成包括多个环426的球形424。在一些实施方案中，多个片段可形成椭圆球体。每个环426与单个自行重聚焦脉冲序列的累积轨迹相对应。包括环426的球形424提供频率空间整个三维容积的采样覆盖率，所述三维容积可提供足以生成真实三维图像的数据。

所采集的数据可根据回波时间分成fid数据集和一个或多个梯度回波数据集。在梯度回波采集过程中获取的梯度回波数据来源于较早fid激励的重聚焦，可包括回波输出信号(从上一个辐条移相)和回波输入信号(向下一个辐条重聚焦)的组合。回波输出和回波输入信号可使用基于滤波或rf相位循环的来源分离方法来进行分离。在重建过程中，可通过将从辐条的测量中获取的回波输入信号与从梯度回波采集过程中的后续辐条的测量中获取的回波输出信号相组合来重新组合所分离的回波输入和回波输出信号。在一些实施方案中，从辐条的测量中获取的回波输出信号可与在梯度回波采集过程内的先前辐条的回波输入信号相组合。

作为上述信号分离的滤波过程实例，可通过应用高通或低通滤波器，例如费米滤波器，来分离与每个辐条相对应的每个采集信号中的回波输入和回波输出贡献。在一些应用中，低通滤波器可提供回波输出信号贡献，并且高通滤波器可提供回波输入信号贡献。

例如，可执行两次数据采集，第一次不执行rf循环并且第二次交替执行0度/180度相位循环。在此实例中，可通过单个实验的线性组合(即，加或减)来分离回波输出和回波输入贡献。此外，可通过对平行但相反的k空间辐条应用不同的rf相位，而将相位循环并入单个数据采集中。

每个数据集可使用非笛卡尔图像重建算法进行重建，例如网格化内插、平行成像或者基于低等级/稀疏性的重建方法。fid数据集内由于有限发射接收切换而缺失的采样可通过内插来进行填充，或者可在低成像带宽下重新采集。与te＝0、te＝n*δte的标称回波时间相对应的重建图像可以进一步处理成定量t2*、δb0或磁化率分布图，其中n是迭代指数。

附加地或替代地，可采用光谱方式来处理不同的数据集，以解决不同化学位移的组织；这类似于回波平面化学位移成像(echo-planarchemicalshiftimaging,epsi)。光谱带宽和光谱分辨率分别取决于执行每个自行重聚焦k空间轨迹循环的时间和循环数。通过这种方式，本发明的方法还可实现光谱成像，从而提供空间解析的代谢图。最简单的应用是dixon或ideal类型的脂肪/水分离。

鉴于此，图7示出了使用上述方法和系统的实例获取的球形虚像的图像集合500。对于图像集合500，自行重聚焦脉冲序列在gemr750w3t扫描器(gehealthcare，waukeshawi)上实现。为获取用于生成图像集合500的数据，执行了4个迭代过程，每个迭代过程有32个辐条(每个片段共有128个辐条)，其中fid采集过程提供fid数据集，并且后续的3个迭代过程提供梯度回波数据集。数据集的分辨率是3x3x3mm三维像素，并且视野是19.2cm。重复时间tr(后续辐条之间的时间间隔)是约1ms，并且所得的回波时间te(迭代过程之间的时间间隔)是约32ms。总扫描时间是12s。行502示出了使用与图像的三个不同正交平面相对应的fid数据集生成的强度图像。行504示出了使用第一梯度回波数据集生成的强度图像。行506示出了使用多个梯度回波数据集和fid数据集生成的t2*图。所获得的数据集提供了与45ms的t2*的预期值相匹配的均匀球形图像，该预期值从传统3d笛卡尔绕相梯度回波测量中获得。

图8a示出了使用上述方法和系统的实施例获取的人体头部图像集合550。对于图像集合550，自行重聚焦脉冲序列在gemr750w3t扫描器(gehealthcare，waukeshawi)上实现。每个片段使用8个辐条的4个迭代过程获取，其中fid采集过程提供fid数据集，并且后续3个迭代过程提供梯度回波数据集。数据集的分辨率是3x3x3mm三维像素，并且视野是19.2cm。重复时间tr是1.3ms，并且采集带宽设置成±15.6khz。操作期间在开孔内测得的噪声等于背景噪声，为72dba。行552示出了使用fid数据集获取的强度图像。行554、556和558分别示出了使用第一、第二和第三梯度回波数据集分别获取的强度图像。图8b示出了人体头部的图像集合570。行572示出了使用fid和梯度回波数据集获取的r2*图。r2*可按每个三维像素的t2*的倒数计算。

本发明的技术效果包括，但不限于，根据zte采集序列使用mri系统获取三维t2*加权图的能力。这些特征可用于fmri测量、磁化加权成像、定量t2*映射以及其他应用中。

本说明书使用各个实例来揭示本发明，包括最佳模式，同时也让所属领域的任何技术人员能够实践本发明，包括制造并使用任何装置或系统，以及实施所涵盖的任何方法。本发明的可授予专利的范围由权利要求书界定，并且可包括所属领域中的技术人员得出的其他实例。如果其他此类实例的结构要素与权利要求书的字面意义相同，或如果此类实例包括的等效结构要素与权利要求书的字面意义无实质差别，则此类实例也应在权利要求书的范围内。