CN103829948B - 用于捕获磁共振图像的方法和设备 - Google Patents

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Abstract

提供一种用于捕获磁共振图像的方法和设备。当RF脉冲序列被施加以获得MR信号时，施加通过k空间的中心的脉冲序列和叶片脉冲序列，因此，可能够在短扫描时间内在k空间的中心处进行过采样。因此，对运动伪影具有鲁棒性的用于捕获MR图像的方法包括：施加射频（RF）脉冲序列；响应于施加的RF脉冲序列获得MR信号；从获得的MR信号产生MR图像。

Description

用于捕获磁共振图像的方法和设备
本申请要求于2012年11月23日在韩国知识产权局提交的第10-2012-0133941号韩国专利申请的优先权，所述专利申请的公开通过引用完整地合并于此。
技术领域
与示例性实施例一致的设备和方法涉及捕获磁共振（MR）图像，通过所述设备和方法可在k空间的中心获得密集数据。
背景技术
磁共振成像（MRI）基于在原子核暴露于磁场之后通过共振获得的信息来形成图像。原子核的共振是如下现象：如果特定的高频能量入射到被外部磁场磁化的原子核中，则处于低能状态的原子核吸收该高频能量，从而被激发到高能状态。原子核根据其类型具有不同的共振频率，并且共振受外部磁场的强度的影响。在人体中，存在许多原子核，通常，氢原子核被用于捕获患者的MR图像。
MRI系统是无创性的，与计算机断层扫描（CT）相比具有较高的组织对比度，并且不因骨组织而产生伪影。此外，MRI系统可在不改变对象的位置的情况下捕获沿期望方向的各种横断面，因此，MRI系统已与其它图像诊断设备一起被广泛使用。
基于MRI的诊断方法具有各种优点，但是例如当执行MRI来对脑部成像时，由对象的运动产生的运动伪影可导致MR图像的质量的劣化。
避免运动伪影的一种方法是消除对象运动。然而，难以消除每种运动伪影的原因，例如患者的呼吸。例如，当要求高分辨率图像时（诸如，当对脑部成像时），运动伪影对图像的质量具有很大影响，并且稳定地，脑部的MR图像的40%具有运动伪影，并且其中的10%由于运动伪影需要重新扫描。
另一方法是获得大量的有效捕获的数据以提高信噪比（SNR）或者缩短扫描时间。然而，这两个因素具有权衡关系，因此，需要折衷来同时满足两者。扫描时间直接与重复时间（TR）的量和TR的自身长度成比例，其中，每个TR表示在脉冲序列中从90°脉冲到下一90°脉冲的一个时间段。
发明内容
示例性实施例可至少解决以上的问题和/或缺点以及以上没有描述的其它缺点。此外，示例性实施例不被要求克服以上描述的缺点，并且示例性实施例可不克服以上描述的任何问题。
一个或多个示例性实施例提供一种用于捕获MR图像的方法和设备，通过所述方法和设备，缩短了扫描时间，并且获得了对运动伪影具有鲁棒性的MR信号。
一个或多个示例性实施例还提供一种计算机可读记录介质，在其上记录有用于在计算机上执行捕获MR图像的方法的程序。
根据示例性实施例的一方面，提供一种捕获磁共振图像的方法，所述方法包括：施加射频（RF）脉冲序列；响应于施加的RF脉冲序列获得MR信号；从获得的MR信号产生MR图像，其中，施加的脉冲序列包括具有k空间上的螺旋轨迹的至少一个螺旋脉冲序列和k空间上的至少一个叶片。
根据另一示例性实施例的一方面，提供一种用于捕获磁共振图像的设备，所述设备包括：射频（RF）发送器，产生用于获得MR信号的RF脉冲序列；数据处理器，响应于施加的RF脉冲序列获得MR信号；图像处理器，通过处理获得的MR信号产生MR图像，其中，施加的脉冲序列包括具有k空间上的螺旋轨迹的至少一个螺旋脉冲序列和k空间上的至少一个叶片。
所述至少一个螺旋脉冲序列可存在于二维（2D）k空间上，并且所述至少一个螺旋脉冲序列的轨迹可包括2Dk空间的中心。
所述至少一个叶片可存在于2Dk空间上，并且所述至少一个叶片的轨迹可与2Dk空间的中心处的另一脉冲序列交叉。
施加的脉冲序列可包括两个叶片，所述两个叶片的轨迹可彼此正交。
施加的脉冲序列可包括存在于三维（3D）k空间上的多个螺旋脉冲序列。
所述多个螺旋脉冲序列的各个轨迹可垂直于3Dk空间的一个轴并且可以互相平行。
所述多个螺旋脉冲序列的各个轨迹可相对于3Dk空间的一个轴互相交叉。
所述至少一个叶片可存在于3Dk空间上，所述至少一个叶片的轨迹可在螺旋中心处与所述多个螺旋脉冲序列中的每一个交叉。
所述至少一个叶片可根据回波平面成像（EPI）方法、快速旋转回波（FSE）方法和平行成像（PI）方法中的至少一个来产生。
所述至少一个叶片可不具有相等的间隔。
根据另一示例性实施例的一方面，提供一种计算机可读记录介质，在其上记录有用于在计算机上执行捕获MR图像的方法的程序。
附图说明
通过参照附图描述特定示例性实施例，上述和/或其它方面将变得更加清楚，其中：
图1是MRI系统的示图；
图2是示出用于在MRI系统中捕获MR信号的设备的示图；
图3是示出根据示例性实施例的捕获MR图像的方法的流程图；
图4是示出使用利用增强重建的周期性旋转重叠平行线（PROPELLER）技术的2Dk空间的叶片轨迹的示图；
图5是示出根据示例性实施例的2Dk空间的脉冲轨迹的示图；
图6是示出根据示例性实施例的3Dk空间的脉冲轨迹的示图；
图7A和图7B示出根据另一示例性实施例的3Dk空间的脉冲轨迹；
图8A、图8B、图8C和图8D示出根据另一示例性实施例的叶片和轨迹的产生；
图9是示出添加了自动校准信号（ACS）线的叶片的轨迹的示图。
具体实施方式
以下参照附图来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。提供在描述中定义的内容（诸如详细的构造和元件）以帮助全面理解示例性实施例。因此，显然的是，可在没有那些具体定义的内容的情况下实施示例性实施例。此外，由于公知的功能或构造将在不必要的细节上模糊示例性实施例，因此不详细描述公知的功能或构造。
本发明构思不限于下面描述的示例性实施例，并可以以不同的形式实现。
可通过软件组件或硬件组件（诸如场可编程门阵列（FPGA）或专用集成电路（ASIC））实现示例性实施例。硬件组件可包括能够寻址的存储介质或者可被构造为通过一个或多个处理器执行。软件组件可包括面向对象的软件组件、类组件和任务组件以及处理、功能、属性、程序、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、表格、阵列和变量。由不同组件提供的功能可被组合为较小数量的组件或者可被进一步分离为另外的组件。
图1是示意性地示出根据示例性实施例的MRI系统100的总体结构的框图。MRI系统100可包括磁共振图像捕获设备110、磁共振图像处理设备130和图像显示设备150。MRI系统100的各个设备可被集成，而非如图1所示在物理上被分离。
磁共振图像捕获设备110接收用于捕获MR图像的控制信号的输入，使用所述控制信号进行操作，并从位于磁体系统112中的对象114获得用于产生MR图像的MR信号以输出到磁共振图像处理设备130。对象114在支架116上被移动至磁体系统112的孔115。
磁共振图像处理设备130从磁共振图像捕获设备110接收MR信号，重建MR信号以产生对象114的MR图像，并将产生的MR图像转发至图像显示设备150。磁共振图像处理设备130可包括用于从用户接收控制信息的用户接口、用于重建MR信号以产生MR图像的图像处理器、用于存储产生的MR图像和各种信息的存储器以及用于与磁共振图像捕获设备110和图像显示设备150连接的输入/输出单元。
图像显示设备150接收由磁共振图像处理设备130产生的MR图像，并在显示单元上显示MR图像。
图2是示出根据示例性实施例的用于在MRI系统100中获得MR信号的MR图像捕获设备210的框图。MR图像捕获设备210可包括磁体系统220、梯度控制器230、射频（RF）发送器240、数据处理器250和控制器260。磁体系统220可包括主磁体222、梯度线圈组件224和RF线圈组件226。MR图像捕获设备210还可包括用于放大信号的放大器和用于噪声处理的低通滤波器（LPF）。
根据示例性实施例，主磁体222、梯度线圈组件224和RF线圈组件226可具有圆柱形状并可沿相同的中心轴布置。如图2所示，主磁体222、梯度线圈组件224和RF线圈组件226按从最外侧至孔115的顺序被依次布置。对象114位于被移动至磁体系统220的孔115的支架116上，使得磁场和高频可被施加于对象114。
主磁体222在磁体系统220的孔115中产生静磁场B0。静磁场B0的方向可平行于或垂直于对象114的体轴270（即，对象114的纵向方向）。在下面的描述中，静磁场B0被假设为与对象114的体轴270平行的水平磁场。
氢原子核由于旋转运动而具有磁矩（还可被称为磁偶极矩）。当不存在外部磁场时，磁矩的方向是随机的。当氢原子位于静磁场中时，原子核变为沿静磁场方向排列以呈现低能状态。例如，当静磁场B0被施加于氢原子时，磁矩沿静磁场B0的方向排列。
由于氢原子核的旋转运动，磁矩倾斜α，原子核执行关于静磁场方向的旋进。原子核的旋进速度由旋进频率（即，Larmor频率F）确定，Larmor频率F是旋磁比γ与外部施加的磁场的强度B0的乘积：
F=γB0（1）
其中，旋磁比γ可以是具有根据原子核而不同的值的唯一的比例常量。
氢原子核在1.0T的磁场中具有42.58Hz的Larmor频率。如果与该Larmor频率相应的电磁波被施加于原子核，则处于低能状态的原子核迁移到高能状态。
用于产生静磁场的主磁体可以是例如永久磁体、室温下的电磁体或超导电磁体。
梯度线圈组件224沿互相垂直的三个轴（诸如坐标轴x、y和z）形成磁场梯度。所述三个轴中的一个可以是切片轴，另一个可以是频率轴，其它一个可以是相位轴。
切片轴可被设置为具有相对于体轴270倾斜特定角度的方向。例如，z轴可以是切片轴，x轴可以是频率轴，y轴可以是相位轴。因此，z轴是沿体轴270扩展的轴。
当静磁场B0在孔115内部产生时，具有相似特性的组织的信号被一次发射，从而难以识别哪个信号从哪个位置发射。为了解决该问题，产生了磁场梯度。通过使用磁场分布和相应Larmor频率逐空间地线性改变的磁场梯度，处于与感兴趣区域（ROI）相应的对象的特定位置的氢原子核可选择性地共振。
例如，可在孔中形成强度为1.3T至1.7T的静磁场。可使用梯度线圈组件224沿对象的体轴270的方向形成磁场梯度，以获得与体轴垂直的横断面的MR图像，并且施加与1.5T相应的高频的Larmor频率以使特定横断面的氢原子核选择性地共振。在另一位置的横断面上的氢原子核因为具有不同的Larmor频率而不产生共振。
梯度线圈组件224可形成沿对象的x轴、y轴和z轴方向的三个磁场梯度。为了选择性地激发与对象的体轴垂直的特定横断面，沿对象的体轴形成磁场梯度，并且在此情况下，施加切片选择梯度。为了获得关于选择的平面的2D空间信息，施加频率编码梯度和相位编码梯度。为此，为了沿切片轴、频率轴和相位轴形成磁场梯度，梯度线圈组件224具有三种类型的梯度线圈。
RF线圈组件226施加用于激发对象中的氢原子核的RF脉冲，并获得当激发的氢原子核返回到稳定状态时产生的电磁波，即，MR信号。根据示例性实施例的RF线圈组件226可向对象施加各种类型的RF脉冲，并可向对象施加包括多个RF脉冲的脉冲序列。
梯度控制器230与梯度线圈组件224连接，并输出信号以形成磁场梯度。梯度控制器230包括与用于切片轴、频率轴和相位轴的三种类型的梯度线圈相应的驱动电路。RF发送器240与RF线圈组件226连接，并将RF脉冲以及与施加的RF脉冲相关的信号输出到RF线圈组件226。
数据处理器250与RF线圈组件226连接，从RF线圈组件226接收MR信号，并将接收的MR信号处理为数字数据。数据处理器250可包括用于放大接收的MR信号的放大器、用于对MR信号的幅值进行解调的解调器、用于将解调的模拟信号转换为数字格式的模数转换器（ADC）以及用于存储转换为数字格式的MR信号的存储器。转换为数字格式的MR信号被转发至磁共振图像处理设备130，以例如通过图像处理器272产生MR图像。
控制器260控制梯度控制器230、RF发送器240和数据处理器250以获得MR信号。控制器260接收从MR图像处理设备发送的控制信号的输入以控制MR图像捕获设备210。
控制器260还可包括存储器，存储器可存储用于控制器260的操作的程序、RF脉冲和与脉冲序列的施加相关的各种数据。例如，存储器可存储关于由梯度线圈组件224形成的磁场梯度的信息、基于磁场的强度的RF脉冲的频率值、与氢原子核的磁矩的旋转角度相关的RF脉冲的持续时间或者关于与氢原子核的磁矩旋转多快相关的RF脉冲的强度的信息。存储器还可存储用于时间的基于组织的信息，其中，所述时间被消耗用于从氢原子核的磁矩由于施加的RF脉冲所导致的旋转来恢复到RF脉冲施加之前的状态（即，先前形成的静磁场的方向）。
图3是示出根据示例性实施例的捕获MR图像的方法的流程图。位于支架上的对象被移动至磁体系统220的孔。可对整个对象成像，或者可对对象的特定部分（例如，脑部）成像。当驱动信号从控制器260被输入到RF发送器240时，在步骤310，RF线圈组件226从RF发送器240接收RF脉冲序列的输入，并将RF脉冲序列施加于对象。
在步骤320，数据处理器250响应于施加的RF脉冲序列获得MR信号。例如，旋转回波（SE）方法可用于获得MR信号。在SE方法中，原子核从90°RF脉冲的施加停止的瞬间开始移相，在此状态下，发射自由感应衰减（FID）信号。其后，通过使用根据施加的180°RF脉冲的RF线圈来获得各种回波信号。此外，可通过FSE方法、反转恢复（IR）方法、梯度回波（GE）方法、场回波（FE）方法、EPI方法、PI方法等产生脉冲序列。
在步骤330，磁共振图像处理设备130通过对在步骤320获得的MR信号执行后处理来产生MR图像。产生的图像被显示在图像显示设备150上。
k空间是每个横断面的数据空间，通过对k空间执行傅里叶变换，可获得期望的图像。如果相位编码梯度和频率编码梯度的大小在施加RF脉冲序列之后逐步地改变，则可获得具有各种位置信息的原数据。原数据具有位置信息以及组织对比度信息，k空间表示可形成一个图像的一组原数据。收集的信号被存储在k空间中，并且在每个TR期间，每个切片标识基于相位编码梯度和频率编码梯度的位置信息。
当MR图像是2D图像时，其具有2Dk空间；如果MR图像是3D图像，则其具有3Dk空间。k空间的每个轴对应于空间频率。频率分量朝k空间的中心变为低频分量，从而与3Dk空间或2Dk空间的中心区域相应的数据具有作为MR信号的有效意义。因此，如果k空间的中心区域更加密集，则更加有效的数据可被过采样，因此，可获得高质量MR图像。
然而，由于如上所述获得更多数据与扫描时间之间的权衡关系，因此如果k空间的中心区域变得过度密集，则扫描时间增加，这会由于对象运动（即，在小孩的情况下）使效果变坏。
为了获得高分辨率MR图像或针对疾病指定的MR图像，可使用扩散MRI方法、灌注MRI方法或功能MRI方法。
除了通常磁场梯度之外，通过另外使用一对扩散磁场梯度，扩散MRI方法使用基于组织的扩散程度的信号强度来使由扩散导致的弱信号减小最大化。因此，扩散MRI方法对组织中的由水分子的扩散导致的微观运动进行成像来作为扩散系数的差，而不使用直接的血管或血流检验。扩散MRI方法可包括两种类型：扩散加权成像（DWI）和扩散张量成像（DTI）。DWI允许观察微水分子的运动，DTI允许分析连接两个不同组织的神经纤维和水分子的运动。扩散MRI方法的主要应用领域是急性缺血性中风（AIS），并且扩散MRI方法尤其在急性中风中起到重要作用。
灌注MRI方法是使用关于毛细管流(capillaryflow)的每个时间的血量的信息的MRI技术，其中，毛细管流是流过毛细管以向邻近组织提供氧和营养的血流(bloodstream)。对于该方法，使用顺磁性造影剂的第一流通(first-pass)方法被主要使用，并且第一流通方法易于实施且具有短扫描时间，但是需要复杂的后处理并且很容易发生错误。灌注MRI方法的主要应用领域是急性缺血性中风（AIS）和脑部肿瘤，并且灌注MRI方法被主要用于估计肿瘤的血管分布。
功能MRI方法使用如下的生理现象：如果特定脑部部分的脑部神经活动加速，则基于脑部执行针对每个脑部部分的特定功能的事实，该脑部部分的脑部血流和新陈代谢局部增加。当与正电子发射断层扫描（PET）相比时，功能MRI方法具有较高的空间分辨率和时间分辨率，并且不需要注射放射性同位素，因此，可被重复地实施。功能MRI方法已从最初的视觉皮层和运动皮层图像发展到对包括语言功能的认知功能成像的阶段。现在正在进行感觉运动功能或药物对脑部功能的影响的研究。
图4是示出使用PROPELLER技术的2Dk空间的叶片(blade)或条带轨迹的示图。叶片具有线性轨迹，其中，在所述线性轨迹中，与相位编码线对应的具有预定长度的笛卡尔脉冲序列彼此平行布置。MR图像的质量可随着形成叶片的相位编码线的数量而变化，并且叶片的相位编码线之间的间隔可以互相不同。
PROPELLER技术在以一角度绕原点旋转叶片的同时填充2Dk空间。由于k空间的中心部分被过采样，因此可实现对结构运动伪影的鲁棒性，并且可减小或基本消除运动伪影，从而可获得更佳质量的MR图像。然而，根据PROPELLER技术，当与使用笛卡尔脉冲的其它方法相比时，k空间数据的量大两倍或三倍，因此，扫描时间增加。如图4所示，应用了11个TR，TR的增加导致扫描时间的增加。用于获得完整MR图像的TR可随着叶片的相位编码线的数量和相位编码线之间的间隔而变化。扫描时间的增加可在3DMR成像中变得更大。
图5是示出根据示例性实施例的2Dk空间的脉冲轨迹的示图。在图5中，存在在2Dk空间中具有一个螺旋轨迹的一个螺旋脉冲序列510以及k空间中的两个叶片520和530。
在图5中示出的示例性实施例中，叶片520和530在螺旋脉冲序列510的中心彼此正交，从而2Dk空间中心可获得比其它区域更密集的数据采样，因此，可获得对运动伪影具有鲁棒性的MR信号。在图5的示例性实施例中，仅施加RF序列三次，仅需要三个TR，减小扫描时间并减小在MR图像中运动伪影的影响，从而减小特定吸收率（SAR）对人体的负面影响。如先前提及的，扫描时间与TR的数量和TR重复时间段成比例。
如图所示，叶片520、530彼此正交，但是叶片之间的交叉角度可变化。此外，示例性实施例可包括三个或更多个叶片和/或两个或更多个螺旋脉冲序列。
图6是示出根据示例性实施例的3Dk空间的脉冲轨迹的示图。在图6中示出的示例性实施例中，3Dk空间的脉冲轨迹被构造为使得脉冲轨迹540、542、546、548、550、552和554与3Dk空间的轴556垂直并且相互平行地层叠。为了减小TR的数量和扫描时间，叶片560、561可在位于3Dk空间的中心562附近的（即，k空间的中心区域中的）螺旋脉冲轨迹546、548和550上互相交叉。叶片560、561可不在位于3Dk空间的中心562较远的螺旋轨迹542、552上交叉，并且可在位于3Dk空间的中心562最远的螺旋脉冲轨迹540、554上省略。
图7A是示出根据另一示例性实施例的3Dk空间的脉冲轨迹的示图。在图7A的示例性实施例中，3Dk空间的脉冲轨迹被构造为使得脉冲轨迹570、572等沿3Dk空间的轴556互相交叉，从而在相邻的脉冲轨迹的平面之间形成角度。在图7B中示出的2Dk空间中，作为示例，两个叶片574、576在脉冲轨迹570上相互交叉。
在图6和图7A、图7B中示出的示例性实施例中，叶片之间的交叉角度可变化，可针对每个螺旋脉冲序列包括三个或更多个叶片，或者可包括不同数量的叶片。此外，并非图7A中示出的所有脉冲轨迹可通过叶片交叉。
图8A、图8B、图8C和图8D是示出根据另一示例性实施例的叶片和轨迹的产生的示图。图8C的FSE方法施加90°RF脉冲以获得多个回波，并在接收FID信号之后施加几次180°RF脉冲。在此情况下，每次在获得每个回波之前施加不同的相位编码梯度，并在获得回波之后，将相位编码梯度施加到相对侧，从而在一个TR中获得几个频率转换数据。FSE方法可在比SE方法更短的时间内执行扫描，因此，FSE方法可在减小伪影的同时有效地获得数据。
图8A和图8B的EPI方法是能够通过磁场梯度的高速振动在一个RF脉冲内激发旋转来获得数据的超高速图像捕获方法。EPI方法是最快的功能MRI方法之一，并用于扫描与血流的变化相关的脑部活动。
图8D的PI方法是通过使用不同RF线圈的灵敏度之间的差减小磁场梯度编码的次数来减小扫描时间的MRI方法。更具体地讲，通过在多个RF线圈对k空间下采样的同时记录图像来实现PI方法。通过下采样，可减小扫描时间，并且通过使用所述多个RF线圈，可减小可通过下采样导致的在FOV之外的区域的成像（即，混叠伪影）。
图9是示出添加了ACS线的叶片的轨迹的示图。PI方法使用RF线圈阵列，并且可应用自动校准技术，从而可通过测量的数据的线性组合来添加k空间数据。通过使用自动校准技术将ACS线添加到叶片的中心部分，可在k空间的中心部分获得更密集的数据采样。因此，在实践中，可利用较少数量的线来获得相似的数据质量。
从前述描述中显然的是，当施加了用于获得MR信号的RF脉冲序列时，施加通过k空间的中心的螺旋脉冲序列和叶片脉冲序列，从而减小扫描时间并产生对运动伪影具有鲁棒性的MR图像。
在说明书和权利要求中使用的术语不应限于通用或词汇含义，而应基于发明人可定义术语的概念以使用最佳方式描述他/她的发明的原则被解释为适合于本发明的技术精神的含义和概念。
前述示例性实施例和优点仅是示例性的，不应被解释为限制。本教导可容易地应用于其它类型的设备。此外，对示例性实施例的描述意在说明性的，而不是限制权利要求的范围，并且许多替换、修改和改变将对本领域的技术人员而言是显然的。

Claims (27)

1.一种捕获磁共振MR图像的方法，所述方法包括：
施加射频RF脉冲序列，其中，所述RF脉冲序列包括具有k空间上的螺旋轨迹的至少一个螺旋脉冲序列和k空间上的第一叶片，其中，所述第一叶片具有至少一个平行轨迹且在k空间的中心与所述螺旋轨迹交叉；
响应于施加的RF脉冲序列获得MR信号；
从获得的MR信号产生MR图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，螺旋脉冲序列的螺旋轨迹绕二维2Dk空间的中心进行螺旋。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，第一叶片的轨迹与接近2Dk空间的中心的另一脉冲序列交叉。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，所述另一脉冲序列包括第二叶片，
第一叶片的轨迹和第二叶片的轨迹彼此正交。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，施加的RF脉冲序列包括三维3Dk空间中的多个螺旋脉冲序列。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，所述多个螺旋脉冲序列的各个轨迹垂直于3Dk空间的一个轴并且互相平行。
7.根据权利要求5所述的方法，其中，所述多个螺旋脉冲序列的各个轨迹在3Dk空间的一个轴处互相交叉。
8.根据权利要求5所述的方法，其中，在3Dk空间中，第一叶片的轨迹在螺旋中心处与所述多个螺旋脉冲序列中的每一个交叉。
9.根据权利要求1所述的方法，其中，根据回波平面成像EPI方法、快速旋转回波FSE方法和平行成像PI方法中的至少一个产生第一叶片。
10.根据权利要求1所述的方法，其中，第一叶片的相位编码线之间的间隔互相不同。
11.一种用于捕获磁共振MR图像的设备，所述设备包括：
射频RF发送器，发送RF脉冲序列，其中，所述RF脉冲序列包括具有k空间上的螺旋轨迹的至少一个螺旋脉冲序列和k空间上的第一叶片，其中，所述第一叶片具有至少一个平行轨迹且在k空间的中心与所述螺旋轨迹交叉；
数据处理器，响应于施加的RF脉冲序列获得MR信号；
图像处理器，通过处理获得的MR信号产生MR图像。
12.根据权利要求11所述的设备，其中，螺旋脉冲序列的螺旋轨迹绕二维2Dk空间的中心进行螺旋。
13.根据权利要求12所述的设备，其中，第一叶片的轨迹与接近2Dk空间的中心的另一脉冲序列交叉。
14.根据权利要求13所述的设备，其中，所述另一脉冲序列包括第二叶片，
第一叶片的轨迹和第二叶片的轨迹彼此正交。
15.根据权利要求11所述的设备，其中，施加的RF脉冲序列包括三维3Dk空间中的多个螺旋脉冲序列。
16.根据权利要求15所述的设备，其中，所述多个螺旋脉冲序列的各个轨迹垂直于3Dk空间的一个轴并且互相平行。
17.根据权利要求15所述的设备，其中，所述多个螺旋脉冲序列的各个轨迹在3Dk空间的一个轴处互相交叉。
18.根据权利要求15所述的设备，其中，在3Dk空间中，第一叶片的轨迹在螺旋中心处与所述多个螺旋脉冲序列中的每一个交叉。
19.根据权利要求11所述的设备，其中，根据回波平面成像EPI方法、快速旋转回波FSE方法和平行成像PI方法中的至少一个产生第一叶片。
20.根据权利要求11所述的设备，其中，第一叶片的相位编码线之间的间隔互相不同。
21.一种磁共振成像MRI方法，包括：
产生包括螺旋序列的射频RF脉冲序列，其中，所述螺旋序列具有二维2Dk空间上的螺旋轨迹以及具有至少一个平行轨迹且在2Dk空间的中心处与所述螺旋轨迹交叉的第一叶片；
响应于将RF脉冲序列施加到放置有对象的成像区域中来收集MR信号；
从MR信号重建MR图像；
在显示器上显示MR图像。
22.根据权利要求21所述的方法，其中，RF脉冲序列还包括2Dk空间上的第二叶片，其中，第二叶片在2Dk空间的中心处与第一叶片和所述螺旋轨迹交叉。
23.根据权利要求21所述的方法，其中，RF脉冲序列包括三维3Dk空间中的多个螺旋脉冲序列，
所述多个螺旋脉冲序列中的每一个的轨迹绕3Dk空间的相同轴进行螺旋，
第一叶片的轨迹沿3Dk空间的所述相同轴的方向延伸，并在接近螺旋原点处与所述多个螺旋脉冲序列中的一些或全部的轨迹交叉。
24.根据权利要求21所述的方法，其中，RF脉冲序列包括三维3Dk空间中的多个螺旋脉冲序列和多个第一叶片，
所述多个螺旋脉冲序列中的每一个的轨迹绕3Dk空间的相同轴进行螺旋，
所述多个第一叶片中的每一个的轨迹沿与3Dk空间的所述相同轴垂直的方向延伸，并在接近螺旋原点处与所述多个螺旋脉冲序列中的一些的轨迹交叉。
25.根据权利要求24所述的方法，其中，RF脉冲序列包括3Dk空间中的多个第二叶片，
所述多个第二叶片中的每一个的轨迹沿3Dk空间的所述相同轴的方向延伸，并在接近螺旋原点处与所述多个第一叶片中的每一个的轨迹交叉。
26.根据权利要求21所述的方法，其中，RF脉冲序列包括三维(3D)k空间中的多个螺旋脉冲序列和多个第一叶片，
所述多个螺旋脉冲序列中的每一个的轨迹与3Dk空间的相同轴交叉，
所述多个第一叶片中的每一个的轨迹沿与3Dk空间的所述相同轴垂直的方向延伸，并在接近螺旋原点处与所述多个螺旋脉冲序列中的一些的轨迹交叉。
27.根据权利要求26所述的方法，其中，RF脉冲序列还包括3Dk空间中的多个第二叶片，
所述多个第二叶片中的每一个的轨迹在接近螺旋原点处与所述多个第一叶片中的每一个的轨迹交叉。
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