CN108697371A - 通过使用具有延迟的自旋回波的多重激发获得磁共振图像的磁共振成像设备和方法 - Google Patents

通过使用具有延迟的自旋回波的多重激发获得磁共振图像的磁共振成像设备和方法 Download PDF

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Abstract

一种磁共振成像(MRI)设备，包括：射频(RF)发送器，被配置为向对象发送多个激发RF脉冲，并在发送多个激发RF脉冲之后的重复时间(TR)周期内向对象发送重聚RF脉冲；控制器，被配置为控制RF发送器发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第一附加梯度磁场，以便破坏由所述多个激发RF脉冲生成的多个自由感应衰减(FID)信号，并发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第二附加梯度磁场，以便产生与破坏的所述多个FID信号相应的多个自旋回波信号；RF接收器，被配置为获取产生的所述多个自旋回波信号。

Description

通过使用具有延迟的自旋回波的多重激发获得磁共振图像的 磁共振成像设备和方法
技术领域
本公开涉及一种用于通过使用射频(RF)脉冲和梯度磁场来获取自旋回波信号的方法和设备。
背景技术
磁共振成像(MRI)系统可以是用于通过经由对照比较的方式来表示磁共振(MR)信号相对于在具有特定强度的磁场中产生的RF信号的强度以获取对象的一部分的截面图像的设备。例如，如果瞬间向放置在强磁场中的对象发射仅使特定原子核(例如，旋转核)共振的RF脉冲，然后停止发射，则从特定原子核发出MR信号，并且因此，MRI系统可接收MR信号并获得MR图像。MR信号可表示从对象发出的RF信号。可根据对象中的预定原子(例如，氢)的密度、T1弛豫时间、T2弛豫时间、血液流动等来确定MR信号的强度。
MRI系统具有不同于其他成像设备的特性的特性。与诸如根据检测硬件的方向获取图像的计算机断层扫描(CT)设备的成像设备不同，MRI系统可获取面向可选点的2D图像或3D体图像。与CT设备、X-射线设备、正电子发射断层扫描(PET)设备和单光子发射CT(SPECT)设备不同，MRI系统不会使对象或检查者暴露于辐射，MRI系统可获得具有高软组织对比度的图像，并且还可获取清晰地显示异常组织所需的神经图像、血管内图像、肌肉骨骼图像和肿瘤图像。
发明内容
技术方案
提供了磁共振成像(MRI)设备和方法，借此可在一个重复时间(TR)周期内获取大量自旋回波信号。
提供了MRI设备和方法，借此可通过使用少量的射频(RF)脉冲来获取大量自旋回波信号。
提供了MRI设备和方法，借此可在期望的时间获取自旋回波信号。
另外的方面将部分地在下面的描述中进行阐述，并且部分地将从所述描述中清楚，或者可通过实践所呈现的示例性实施例来学习。
有益效果
使用根据示例性实施例的序列可允许在相同时间段内获取比在一般自旋回波序列的情况下更多的回波。此外，因为可从自旋回波获取针对MR图像的所有数据，所以可获得更准确的MR图像。
附图说明
从下面结合附图对示例性实施例的描述中，这些和/或其他方面将变得清楚并且更容易理解，其中：
图1A示出根据示例性实施例的自旋回波脉冲序列的脉冲序列示意图；
图1B是根据示例性实施例的GRASE序列的脉冲序列示意图；
图2是根据示例性实施例的由磁共振成像(MRI)设备执行的通过使用一系列激发射频(RF)脉冲和多个附加梯度磁场来产生一系列自旋回波的方法的流程图；
图3是根据示例性实施例的用于通过使用两(2)个连续激发RF脉冲和多个附加梯度磁场来获取MR信号的脉冲序列的脉冲序列示意图；
图4示出根据示例性实施例的MRI设备向对象施加切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场的示例；
图5A和图5B示出根据示例性实施例的MRI设备基于自旋回波信号确定k-空间的示例；
图6A和图6B示出根据示例性实施例的通过减少施加到对象上的附加梯度磁场的数量而被修改的序列；
图7A和图7B示出根据示例性实施例的通过调节频率编码梯度磁场而被修改的序列；
图8A至图8C示出根据示例性实施例的用于通过使用三(3)个连续激发RF脉冲和多个附加梯度磁场来获取MR信号的脉冲序列的脉冲序列示意图；
图9A至图9C示出根据示例性实施例的基于由序列产生的连续自旋回波信号产生MR图像的示例；
图10是根据示例性实施例的MRI设备的框图；
图11是根据另一示例性实施例的MRI设备的示意图；
图12是根据示例性实施例的通信器的配置的框图。
最佳实施例
根据示例性实施例的一方面，一种磁共振成像(MRI)设备包括：射频(RF)发送器，被配置为向对象发送多个激发RF脉冲，并且在发送所述多个激发RF脉冲之后，在重复时间(TR)周期内向对象发送重聚RF脉冲；控制器，被配置为控制RF发送器向对象发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第一附加梯度磁场，以便破坏由所述多个激发RF脉冲生成的多个自由感应衰减(FID)信号，并且在发送重聚RF脉冲之后，控制RF发送器向对象发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第二附加梯度磁场，以便产生与破坏的所述多个FID信号相应的多个自旋回波信号；RF接收器，被配置为获取产生的所述多个自旋回波信号。
所述多个激发RF脉冲可具有多个翻转角。
所述多个激发RF脉冲可激发对象的相同切片。
所述多个第一附加梯度磁场中的每一个的面积可以是基于以下项中的至少一项被确定的：对象的切片的厚度、由所述多个激发RF脉冲激发的切片和所述多个FID信号中的每一个的大小。
可将所述多个第一附加梯度磁场和所述多个第二附加梯度磁场添加到切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场中的至少一个。
所述多个激发RF脉冲可包括a_激发RF脉冲和b_激发RF脉冲，所述多个第一附加梯度磁场可包括与a_激发RF脉冲相应的a_第一附加梯度磁场和与b_激发RF脉冲相应的b_第一附加梯度磁场，a_第一附加梯度磁场可具有第一面积，b_第一附加梯度磁场可具有与第一面积不同的第二面积。
在获取所述多个自旋回波信号之后，控制器还可被配置为控制RF发送器发送具有与所述多个第二附加梯度磁场中的每一个相同的面积的梯度磁场，其中，该梯度磁场具有与所述多个第二附加梯度磁场中的每一个相反的符号，以便破坏所述多个自旋回波信号中的每一个。
控制器还可被配置为基于与由所述多个激发RF脉冲生成的所述多个FID信号相应的所述多个自旋回波信号来获取k-空间，并基于获取的所述k-空间来获得对象的MR图像。
控制器还可被配置为基于与由所述多个激发RF脉冲生成的所述多个FID信号相应的所述多个自旋回波信号来获取多个k-空间，并获得对象的与获取的所述多个k-空间相应的多个MR图像。
控制器还可被配置为通过对获得的对象的所述多个MR图像进行组合来获得对象的图像。
根据示例性实施例的另一方面，一种获取自旋回波信号的方法包括：向对象发送多个激发RF脉冲；在发送多个激发RF脉冲之后，在重复时间(TR)周期内向对象施加重聚射频(RF)脉冲；向对象发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第一附加梯度磁场，以便破坏由所述多个激发RF脉冲生成的多个自由感应衰减(FID)信号；并且在发送重聚RF脉冲之后，向对象发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第二附加梯度磁场，以便产生与破坏的所述多个FID信号相应的多个自旋回波信号。
所述多个激发RF脉冲可具有多个翻转角。
所述多个激发RF脉冲可激发对象的相同切片。
所述多个第一附加梯度磁场中的每一个的面积可以是基于以下项中的至少一项被确定的：对象的切片的厚度、由所述多个激发RF脉冲激发的切片和所述多个FID信号中的每一个的大小。
可将所述多个第一附加梯度磁场和所述多个第二附加梯度磁场添加到切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场中的至少一个。
所述多个激发RF脉冲可包括a_激发RF脉冲和b_激发RF脉冲，所述多个第一附加梯度磁场可包括与a_激发RF脉冲相应的a_第一附加梯度磁场和与b_激发RF脉冲相应的b_第一附加梯度磁场，a_第一附加梯度磁场可具有第一面积，b_第一附加梯度磁场可具有与第一面积不同的第二面积。
所述方法还可包括：在产生所述多个自旋回波信号之后，发送具有与所述多个第二附加梯度磁场中的每一个相同的面积的梯度磁场，其中，该梯度磁场具有与所述多个第二附加梯度磁场中的每一个相反的符号，以便破坏所述多个自旋回波信号中的每一个。
所述方法还可包括：基于与由所述多个激发RF脉冲生成的所述多个FID信号相应的所述多个自旋回波信号来获取k-空间，并基于获取的所述k-空间来获得对象的MR图像。
所述方法还可包括：基于与由所述多个激发RF脉冲生成的所述多个FID信号相应的所述多个自旋回波信号来获取多个k-空间，并获得对象的与获取的所述多个k-空间相应的多个MR图像。
所述方法还可包括：通过对获得的对象的所述多个MR图像进行组合来获得对象的图像。
具体实施方式
本申请要求于2016年2月19日在韩国知识产权局提交的10-2016-0019784号韩国专利申请的权益，其公开内容通过引用整体并入本文。
参照用于说明本公开的示例性实施例的附图，以便充分理解本公开、其优点以及通过实现本公开而完成的目标。就此而言，本示例性实施例可具有不同的形式，并且不应该被解释为限于这里阐述的描述。相反地，提供这些示例性实施例是为了使本公开彻底和完整，并且将本示例性实施例的构思完全传达给本领域普通技术人员，并且本公开将仅由所附权利要求限定。
在下文中，将简要描述说明书中使用的术语，然后将详细描述本公开。
本说明书中使用的术语是考虑到关于本公开的功能的当前在本领域中广泛使用的那些通用术语，但是这些术语可根据本领域普通技术人员的意图、先例或本领域的新技术而改变。此外，一些术语可由申请人任意选择，并且在这种情况下，将在本说明书的详细描述中详细描述所选术语的含义。因此，这里使用的术语必须基于术语的含义与整个说明书中的描述被定义。
当部件“包括”或“包含”元件时，除非存在与之相反的特定描述，否则该部件还可包括其他元件，不排除其他元件。此外，示例性实施例中的术语“单元”可指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))，并且执行特定功能。然而，术语“单元”不限于软件或硬件。“单元”可被形成为位于可寻址存储介质中，或者可被形成为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、类组件和任务组件)，并且可包括进程、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、数组或变量。由组件和“单元”提供的功能可与较少数量的组件和“单元”相关联，或者可分成附加组件和“单元”。如这里所使用的，术语“和/或”包括相关的列出项目中的一个或更多个的任意和所有组合。当诸如“…中的至少一个”的表述在元件列表之后时，所述表述修饰整个元件列表而不是修饰列表的单个元件。
现在将详细参照示例性实施例，其中，在附图中示出了示例性实施例的示例。在以下描述中，不会详细描述公知的功能或构造，以免不必要的细节模糊示例性实施例。
在整个说明书中，“图像”可指由离散的图像元素(例如，二维(2D)图像中的像素和三维(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、磁共振成像(MRI)设备、超声诊断设备或其他医学成像设备捕获的对象的医学图像。
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、胸部或腹部)、血管或器官和血管的任意组合。对象可以是体模。体模指具有与生物体的密度、有效原子数和体积大致相同的密度、有效原子数和体积的材料。例如，体模可以是具有与人体类似的特性的球形体模。
此外，在本说明书中，“用户”可以是(但不限于)医学专家(诸如医师)、护士、医学实验室技术专家或修理医疗设备的技术人员。
此外，在本说明书中，“MR图像”指通过使用核磁共振原理获得的对象的图像。
此外，在本说明书中，“脉冲序列”指由MRI设备反复施加的信号的连续性。脉冲序列可包括射频(RF)脉冲的时间参数，例如，重复时间(TR)或回波时间(TE)。
此外，在本说明书中，“脉冲序列示意图”示出了在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、梯度磁场、MR信号等的示图。
在本说明书中，梯度磁场的大小可指梯度的斜率。此外，梯度磁场的符号可与梯度的斜率的符号相同。例如，如果梯度磁场具有负号，则梯度的斜率可以是负的。此外，梯度磁场的面积可被定义为梯度磁场的大小乘以施加梯度磁场的时间。
图1A是根据示例性实施例的自旋回波的脉冲序列示意图。
参照图1A，在自旋回波序列中，在90°激发RF脉冲101之后，可向对象施加至少一个180°重聚RF脉冲102至104。在施加90°激发RF脉冲101和至少一个180°重聚RF脉冲102至104期间，向对象施加与90°激发RF脉冲101和至少一个180°重聚RF脉冲102至104相应的用于选择要成像的切片的切片选择梯度磁场111至114。尽管在图1A中未示出，但是在180°重聚RF脉冲102至104之后，可分别施加频率编码梯度磁场。
当90°激发RF脉冲101使选择的切片中的自旋同相时，可在x-y平面内形成横向磁化。
当停止施加90°激发RF脉冲101时，由于外部磁场的不均匀性和组织中的自旋-自旋相互作用而导致同相的自旋移相，并且因此，可产生自由感应衰减(FID)信号。FID信号以衰减率T2*进行衰减。当在从施加90°激发RF脉冲101起经过时间段TE1/2之后施加一个180°重聚RF脉冲(例如，102)时，在从开始施加180°重聚RF脉冲102的时间起经过时间段TE1/2之后，被移相的自旋可返回同相，并且可产生与FID信号相应的自旋回波信号131。在这种情况下，因为可通过施加180°重聚RF脉冲102来去除由于外部磁场不均匀性引起的自旋的移相，所以可根据T2弛豫(衰减)来获取自旋回波信号131。
为了获取自旋回波信号131，可在产生自旋回波信号131期间向对象施加频率编码梯度磁场122。为了在自旋回波信号达到其最大值时的时间点TE处使由频率编码梯度磁场122引起的自旋的移相最小化，可在180°重聚RF脉冲102之前向对象施加具有与频率编码梯度磁场122相同符号的附加梯度磁场121。
图1B是根据示例性实施例的GRASE序列的脉冲序列示意图。
参照图1B，GRASE序列是用于通过一起获得自旋回波信号131和自旋回波信号132以及在自旋回波信号131和自旋回波信号132之前或之后的梯度回波信号141至144而在一个TR内获取许多回波的序列。
在GRASE序列中，可通过向对象施加双叶梯度磁场而不是180°重聚RF脉冲来获取梯度回波信号141至144。向对象施加双叶梯度磁场以加速自旋的移相，然后在特定时间点使移相后的自旋重新定相。通过使用梯度磁场而不是180°重聚RF脉冲来产生回波信号的方法可被称为梯度回波(GRE)技术。
例如，在通过在180°重聚RF脉冲102之前施加面积为1/2的频率编码梯度磁场121来加速自旋的移相之后，可通过在180°重聚RF脉冲102之后施加面积为1的频率编码梯度磁场151来对移相后的自旋进行重新定相。作为重新定相的结果，可在频率编码梯度磁场151的中心处产生与由90°激发RF脉冲101生成的FID信号相应的梯度回波信号141。
然后，为了返回到仅施加面积为1/2的频率编码梯度磁场121的状态，可施加具有与频率编码梯度磁场151的大小相同但符号相反的频率编码梯度磁场153。
随后，为了获取自旋回波信号131，可从开始施加180°重聚RF脉冲102的时间起经过时间段TE1/2之前并且在经过时间段TE1/2之后施加频率编码梯度磁场122。此外，为了消除由于施加的频率编码梯度磁场122引起的自旋的移相，可施加具有与频率编码梯度磁场122的大小相同但符号相反的频率编码梯度磁场155。
然后，为了产生梯度回波信号142，可施加面积为1的频率编码梯度磁场156。由于在180°重聚RF脉冲102之前施加的频率编码梯度磁场121的面积为1/2并且频率编码梯度磁场156的面积为1，所以可在频率编码梯度磁场156的中心处产生梯度回波信号142。
因为GRE技术使用梯度磁场而不是180°重聚RF脉冲来产生梯度回波信号，所以与使用自旋回波序列的情况相比，可更大程度地发生自旋的移相。换句话说，可根据T2*弛豫而不是T2弛豫来获取梯度回波信号。因此，梯度回波序列对组织的磁化率更敏感。磁化率的灵敏度可导致不利影响，诸如在空气和组织之间的交界处的伪影增加。例如，伪影可能出现在捕获的空气/组织交界面的图像中，例如腹腔或鼻窦。
此外，由于体素中的自旋的移相快速地进行，所以梯度回波信号可变得对主磁场不均匀性敏感，并且在基于梯度回波信号产生的图像中可发生化学位移伪影。
因此，虽然GRASE序列与自旋回波序列相比能够在相同的时间量内获取更多的回波，但是因为GRASE序列包括使用GRE技术获取的梯度回波，所以GRASE序列可能受到上述问题的影响。
此外，如果一个k-空间是基于连续获取的自旋回波和梯度回波确定的，并且图像是基于确定的k-空间产生的，则产生的图像与从相同类型的回波产生的图像相比可表现出各种问题。此外，如果基于从连续获取的多个自旋回波和多个梯度回波中的一自旋回波和一梯度回波分别产生两个图像，则在相同切片的这两个图像中的数据之间可能存在较大差异。
因此，有必要使用在一个TR内产生许多回波的序列，其中，所述回波全部是自旋回波。
图2是根据示例性实施例的由磁共振成像(MRI)设备(图10的100)执行的通过使用一系列激发射频(RF)脉冲和多个附加梯度磁场来产生一系列自旋回波的方法的流程图。
MRI设备100可在TR周期内，在向对象施加多个激发RF脉冲之后向对象施加重聚RF脉冲(S210)。
所述多个激发RF脉冲可具有不同的翻转角。此外，所述多个激发RF脉冲可激发对象的相同切片。所述多个激发RF脉冲可以是两个连续的激发RF脉冲。
MRI设备100可通过向对象施加分别与所述多个激发RF脉冲相应的多个第一附加梯度磁场，来破坏由所述多个激发RF脉冲分别生成的多个FID信号(S220)。
例如，如果所述多个激发RF脉冲包括a激发RF脉冲和b激发RF脉冲，则所述多个第一附加梯度磁场可包括分别与a激发RF脉冲和b激发RF脉冲相应的a_第一附加梯度磁场和b_第一附加梯度磁场。在这种情况下，a_第一附加梯度磁场和b_第一附加梯度磁场可具有不同的面积或者相同的面积。
可基于由所述多个激发RF脉冲激发的对象的切片的厚度和FID信号的大小中的至少一个来确定所述多个第一附加梯度磁场中的每一个的面积。
此外，可将第一附加梯度磁场添加到切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场中的至少一个。
在施加重聚RF脉冲之后，MRI设备100可通过向对象施加分别与所述多个激发RF脉冲相应的多个第二附加梯度磁场来获取分别与破坏的FID信号相应的自旋回波信号(S230)。
可将第二附加梯度磁场添加到切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场中的至少一个。
在获取自旋回波信号之后，MRI设备100可通过施加具有与第二附加梯度磁场相同的面积但相反的符号的梯度磁场来再次破坏自旋回波信号。
MRI设备100可基于分别与由多个激发RF脉冲生成的FID信号相应的自旋回波信号来获取一个k-空间，并且基于获取的k-空间来获得对象的MR图像。
可选地，MRI设备100可基于分别与由多个激发RF脉冲生成的多个FID信号相应的多个自旋回波信号来获取多个k-空间，并且可获得分别与获取的多个k-空间相应的对象的多个MR图像。此外，MRI设备100可通过对获得的对象的所述多个MR图像一起组合来获得单个MR图像。
图3是根据示例性实施例的针对用于通过使用两(2)个连续激发RF脉冲和附加梯度磁场来获取MR信号的脉冲序列的脉冲序列示意图。
参照图3，在向对象施加第一重聚RF脉冲310之前，MRI设备100可向对象连续地施加a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210。
a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210可以是90°RF脉冲或具有小于或大于90°的翻转角的RF脉冲。此外，a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210可具有不同的翻转角。根据示例性实施例，为了施加具有彼此不同的翻转角的a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210，可不同地设置a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210的强度或施加时间。
在施加两个激发RF脉冲(即，a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210)期间，MRI设备100可施加第一切片选择梯度磁场120和第二切片选择梯度磁场220以选择对象的切片。当向对象施加a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210时，所选择的对象的切片中的自旋可在x-y平面方向上产生横向磁化。
a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210可激发相同切片中的自旋。例如，如果a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210具有相同的频率或者第一切片选择梯度磁场120和第二切片选择梯度磁场220被设置为相同的值，则a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210可激发相同的切片中的自旋。
此外，根据示例性实施例，a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210可激发不同的切片中的自旋。例如，a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210可具有不同的频率，第一切片选择梯度磁场120和第二切片选择梯度磁场220可被设置为不同的值。
在停止先前向对象施加的a激发RF脉冲110之后，当形成横向磁化的自旋开始移相时，可从对象产生FID信号。MRI设备100可破坏由激发RF脉冲110产生的FID信号，以便防止由激发RF脉冲110产生的FID信号与由将被连续地施加的b激发RF脉冲210产生的FID信号混合。根据示例性实施例，MRI设备100可向对象施加a_第一附加梯度磁场150。
FID信号的破坏可指通过向对象施加附加梯度磁场来加速由于激发RF脉冲而在x-y平面中形成横向磁化的自旋的移相。
在停止先前向对象施加的a_第一附加梯度磁场150之后，MRI设备100可向对象施加b激发RF脉冲210。在停止b激发RF脉冲210之后，MRI设备100也可通过向对象施加b_第一附加梯度磁场250来破坏由b激发RF脉冲210产生的FID信号。在这种情况下，由于b激发RF脉冲210而形成横向磁化的自旋的移相也可由b_第一附加梯度磁场250被加速。
b_第一附加梯度磁场250可具有与a_第一附加梯度磁场150的面积相同的面积或不同的面积。可基于由a激发RF脉冲110或b激发RF脉冲210激发的对象的切片的厚度和由a激发RF脉冲110或b激发RF脉冲210生成的FID信号的大小中的至少一个，来确定a_第一附加梯度磁场150或b_第一附加梯度磁场250的面积。例如，如果被激发的切片的厚度是5mm，并且破坏FID信号需要4π的相分散，则附加梯度磁场的面积可被计算为9.396mT*ms/m(相位/(gamma*delta_z))＝4π/(2π×42.57kHz/mT×0.005m)。可使用“MRI脉冲序列手册”的第10.5章中描述的方法来计算附加区域的面积。
此外，附加梯度磁场150、附加梯度磁场152、附加梯度磁场153、附加梯度磁场154、附加梯度磁场155、附加梯度磁场250、附加梯度磁场251、附加梯度磁场253、附加梯度磁场254和附加梯度磁场255每个都可用作切片选择梯度磁场Gs、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场Gr之一，或者可经由两个或三个梯度磁场被分散。当附加梯度磁场150、附加梯度磁场152、附加梯度磁场153、附加梯度磁场154、附加梯度磁场155、附加梯度磁场250、附加梯度磁场251、附加梯度磁场253、附加梯度磁场254和附加梯度磁场255中的每一个被用作一个梯度磁场时，MRI设备100可通过将附加梯度磁场150、附加梯度磁场152、附加梯度磁场153、附加梯度磁场154、附加梯度磁场155、附加梯度磁场250、附加梯度磁场251、附加梯度磁场253、附加梯度磁场254和附加梯度磁场255添加到切片选择梯度磁场来使自旋的移相最大化从而选择最厚的切片。
在停止先前向对象施加的b_第一附加梯度磁场250之后，MRI设备100可向对象施加第一重聚RF脉冲310。在施加第一重聚RF脉冲310的期间，MRI设备100可向对象施加第三切片选择梯度磁场320。
第一重聚RF脉冲310可同时对在施加a激发RF脉冲110之后被移相的自旋和在施加b激发RF脉冲210之后被移相的自旋进行重新定相。例如，第一重聚RF脉冲310可在与a激发RF脉冲110形成自旋回波序列的同时，与b激发RF脉冲210形成自旋回波序列。
在施加第一重聚RF脉冲310之后，MRI设备100可向对象施加b_第二附加梯度磁场251，以便获取响应于b激发RF脉冲210而产生的第一自旋回波信号160。b_第二附加梯度磁场251可具有与b_第一附加梯度磁场250相同的面积但相反的符号。
可通过b_第一附加梯度磁场250对由于b激发RF脉冲210而形成横向磁化的自旋进行移相，并且第一重聚RF脉冲310可将移相后的自旋的相位改变180度(即，改变相位的符号)。可通过施加b_第二附加梯度磁场251再次对所产生的自旋进行重新定相。
此外，根据示例性实施例，b_第一附加梯度磁场250和b_第二附加梯度磁场251可被称为破碎梯度磁场。
在通过b_第二附加梯度磁场251对自旋进行重新定相之后，可产生与破坏的由b激发RF脉冲210生成的FID信号相应的第一自旋回波信号160。
为了获取第一自旋回波信号160，MRI设备100可向对象施加第一频率编码梯度磁场230。在这种情况下，当在施加b激发RF脉冲210和施加第一重聚RF脉冲310之间的时间间隔是τ1时，第一自旋回波信号160在施加第一重聚RF脉冲310之后的时间间隔τ1的时间点处达到最大值，并且可确定第一频率编码梯度磁场230的大小和符号，使得自旋在该时间点处同相。
在获取第一自旋回波信号160之后，可向对象施加具有与b_第二附加梯度磁场251相同的面积但相反的符号的b_第三附加梯度磁场253，以便再次破坏第一自旋回波信号160。
在停止施加b_第三附加梯度磁场253之后，MRI设备100可向对象施加a_第二附加梯度磁场152，以便获取由a激发RF脉冲110产生的回波信号。在这种情况下，a_第二附加梯度磁场152的面积可以是a_第一附加梯度磁场150的面积和b_第一附加梯度磁场250的面积的总和。由于a激发RF脉冲110而形成横向磁化的自旋可通过a_第一附加梯度磁场150和b_第一附加梯度磁场250被移相，并且第一重聚RF脉冲310可将移相后的自旋的相位改变180度(即，改变相位的符号)。可通过施加具有与a_第一附加梯度磁场150的面积和b_第一附加梯度磁场250的面积的总和相等的面积的a_第二附加梯度磁场152来对所产生的自旋进行重新定相。
在通过a_第二附加梯度磁场152对自旋进行重新定相之后，可产生与破坏的由a激发RF脉冲110生成的FID信号相应的第二自旋回波信号260。
为了获取第二自旋回波信号260，MRI设备100可向对象施加第二频率编码梯度磁场130。在这种情况下，当在施加a激发RF脉冲110和施加第一重聚RF脉冲310之间的时间间隔是τ3时，第二自旋回波信号120在第一重聚RF脉冲310之后的时间间隔τ3的时间点处达到其最大值，并且可确定第二频率编码梯度磁场130的大小和符号，使得自旋在该时间点处同相。
在获取第二自旋回波信号260之后，MRI设备100可向对象施加具有与a_第二附加梯度磁场152相同的面积但相反的符号的a_第三附加梯度磁场153，以便再次破坏第二自旋回波信号260。
在获取并破坏第一自旋回波信号160和第二自旋回波信号260之后，MRI设备100可向对象施加第二重聚RF脉冲410和第四切片选择梯度磁场420。
第二重聚RF脉冲410可对在第一重聚RF脉冲310之后被移相的自旋进行重新定相。例如，第二重聚RF脉冲410可在同时与第一重聚RF脉冲310和a激发RF脉冲110形成自旋回波序列的同时，与b激发RF脉冲210形成自旋回波序列。
在停止向对象施加第二重聚RF脉冲410之后，MRI设备100可向对象施加a_第四附加梯度磁场154和b_第四附加梯度磁场254，以便再次产生破坏的回波信号。例如，MRI设备100可向对象施加a_第四附加梯度磁场154，以便产生与由a_第三附加梯度磁场153破坏的第二自旋回波信号260相应的第三自旋回波信号360。a_第四附加梯度磁场154可具有与a_第三附加梯度磁场153的大小相同的大小，但是由于第二重聚RF脉冲410而具有与a_第三附加梯度磁场153的符号相反的符号。
当再次产生第三自旋回波信号360时，MRI设备100可向对象施加第三频率编码梯度磁场140，以便获取自旋回波信号360。
在获取第三自旋回波信号360之后，MRI设备100可向对象施加a_第五附加梯度磁场155，以便再次破坏第三自旋回波信号360。
此外，MRI设备100可向对象施加b_第四附加梯度磁场254，以便产生与由第b_第三附加梯度磁场253破坏的第一自旋回波信号160相应的第四自旋回波信号460。当产生第四自旋回波信号460时，MRI设备100可向对象施加第四频率编码梯度磁场240，以便获取第四自旋回波信号460。
在获取第四自旋回波信号460之后，可向对象施加b_第五附加梯度磁场255，以便再次破坏第四自旋回波信号460。
可在一个TR内施加多个重聚RF脉冲，并且可重复地产生与a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210相应的自旋回波。
在经过一个TR周期之后，可通过施加分别具有与a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210相同的角度的激发RF脉冲来重复地产生自旋回波信号。
如参照图3所述，由激发RF脉冲生成的自旋信号可通过使用附加梯度磁场来移位到特定位置。这样的回波移位方法可基于具有观察链的回波移位原理(PRESTO)(一种结合具有观察链的回波移位原理的功能MRI技术(PRESTO)，Liu，Soebering，Duyn，et al.1993和MRI脉冲序列手册的第16.3章)。
图4示出根据示例性实施例的MRI设备100向对象施加切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场的示例。
参照图4，为了防止由于除了附加梯度磁场之外的梯度磁场引起的自旋的移相，MRI设备100可向对象施加每个梯度磁场，使得由除了附加梯度磁场之外的梯度磁场引入的自旋的相变是零(0)。
例如，第一切片选择梯度磁场120可由用于选择对象的切片的正梯度磁场120_2和正梯度磁场120_3以及具有与正梯度磁场120_2和正梯度磁场120_3相同的面积和相反的符号的负梯度磁场120_1和负梯度磁场120_4构成。
此外，第一频率编码梯度磁场230可由正梯度磁场230_2和正梯度磁场230_3以及具有与正梯度磁场230_2和230_3相同的面积和相反的符号的负梯度磁场230_1和负梯度磁场230_4构成。
此外，第三切片选择梯度磁场320可包括彼此具有相同的面积和相同的符号的第一梯度磁场320_1和第二梯度磁场320_2。第一梯度磁场320_1可以双相自旋，并且当自旋的相位的符号由于180°重聚RF脉冲310而被改变时，第二梯度磁场320_2可对自旋进行重新定相。
图5A和图5B示出根据示例性实施例的MRI设备100基于自旋回波信号确定k-空间的示例。
参照图5A，MRI设备100可基于分别与由多个激发RF脉冲生成的FID信号相应的自旋回波信号来获取一个k-空间510。
MRI设备100可通过顺序地增加或减少相位编码梯度磁场来分别从多个自旋回波信号获取针对k-空间510的不同的Ky值。例如，MRI设备100可基于第一自旋回波信号至第四自旋回波信号160、260、360和460来获取针对k-空间510的不同的Ky值，并基于所产生的k-空间510获得被激发的切片的MR图像。
参照图5B，MRI设备100可基于分别与分别由多个激发RF脉冲生成的多个FID信号相应的第一自旋回波信号至第四自旋回波信号160、260、360和460来获取多个k-空间(第一k-空间至第四k-空间520、530、540和550)。
例如，MRI设备100可在获取预定数量的自旋回波信号的同时固定相位编码梯度磁场，并基于多个自旋回波信号来分别获取针对不同k-空间的Ky值。详细地，MRI设备100可基于第一自旋回波信号160来获取针对第一k-空间520的Ky值，并基于第二自旋回波信号260来获取针对第二k-空间530的Ky值。
MRI设备100可基于获取的第一k-空间520至第四k-空间550来获得多个MR图像。此外，MRI设备100可将获得的多个MR图像组合为单个MR图像。例如，MRI设备100可通过从获得的MR图像进行数据插值来产生单个MR图像。
图6A和图6B示出根据示例性实施例的通过减少施加到对象上的附加梯度磁场的数量而被修改的序列。
参照图6A，a_第一附加梯度磁场150可具有与b_第一附加梯度磁场250相同的面积。
当针对a_第一附加梯度磁场150和b_第一附加梯度磁场250的面积是单位面积A时，针对b_第二附加梯度磁场251和b_第三附加梯度磁场253的面积也可以是单位面积A。因此，附加梯度磁场的面积可分别是单位面积A或单位面积A的倍数。
此外，在同一间隔内具有相反符号的梯度磁场可彼此抵消。
例如，因为在获取第一自旋回波信号160和第二自旋回波信号260之间将被施加到对象的a_第二附加梯度磁场152和b_第三附加梯度磁场253具有相反的符号，并且a_第二附加梯度磁场152具有b_第三附加梯度磁场253的两倍大小，所以正面积A和负面积A可彼此抵消。因此，在施加第一自旋回波信号之后，MRI设备100可在获取第二自旋回波信号260之前仅向对象施加具有正面积A的附加梯度磁场。
图6B示出在成对的附加可消除梯度磁场(即，图6A的梯度磁场152和梯度磁场253以及梯度磁场155和梯度磁场254)彼此抵消之后获得的序列。
因此，因为不向对象施加不必要的梯度磁场，所以可减少由于施加梯度磁场而对MRI设备100的负荷以及放置在MRI孔内的患者的不便。
图7A和图7B示出根据示例性实施例的通过调节频率编码梯度磁场而被修改的序列。
参照图7A，施加负梯度磁场230_1以便在自旋回波信号160达到其最大值时使由于梯度磁场引起的自旋的移相最小化，并且负梯度磁场230_1可被移位到第一重聚RF脉冲310之前。
参照图7B，在使负梯度磁场230_1移位之后获得的梯度磁场710可由于第一重聚RF脉冲310而具有与负梯度磁场230_1的符号相反的符号。
返回参照图7A，因为梯度磁场130_1和梯度磁场140_1具有相同的符号和相同的面积，所以在第二重聚RF脉冲410之前和之后施加的用于调节自旋的相位的梯度磁场130_1和梯度磁场140_1可彼此抵消。
通过调节频率编码梯度磁场，图7A的序列可被修改为如图7B所示。
图8A至图8C是根据示例性实施例的针对用于通过使用三(3)个连续激发RF脉冲和多个附加梯度磁场来获取MR信号的脉冲序列的脉冲序列示意图。
参照图8A至图8C，在向对象施加第一重聚RF脉冲310之前，MRI设备100可连续地向对象施加a激发RF脉冲110、b激发RF脉冲210和c激发RF脉冲810。
此外，在施加a激发RF脉冲110、b激发RF脉冲210和c激发RF脉冲810三者期间，MRI设备100可分别施加用于选择对象的切片的切片选择梯度磁场120、切片选择梯度磁场220和切片选择梯度磁场820。
在停止已向对象施加的c激发RF脉冲810之后，MRI设备100可通过向对象施加c_第一附加梯度磁场850来破坏由c激发RF脉冲810生成的FID信号。
第一重聚RF脉冲310可同时对在a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210之后被移相的自旋和在c激发RF脉冲810之后被移相的自旋进行重新定相。例如，第一重聚RF脉冲310可在与c激发RF脉冲810形成自旋回波序列的同时，分别与a激发RF脉冲110和b激发RF脉冲210形成自旋回波序列。
在施加第一重聚RF脉冲310之后，MRI设备100可施加c_第二附加梯度磁场851，以便获取由c激发RF脉冲810产生的第五自旋回波信号860。c_第二附加梯度磁场851可以是具有与c_第一附加梯度磁场850相同的符号和相同的面积的梯度磁场。
由于c激发RF脉冲810而形成横向磁化的自旋可通过c_第一附加梯度磁场850被移相，并且第一重聚RF脉冲310可将移相后的自旋的相位改变180度(即，改变相位的符号)。可通过施加c_第二附加梯度磁场851对所产生的自旋再次进行重新定相。
在通过c_第二附加梯度磁场851对自旋进行重新定相之后，可产生与破坏的由c激发RF脉冲810生成的FID信号相应的第五自旋回波信号860。
在获取第五自旋回波信号860之后，可向对象施加具有与c_第二附加梯度磁场851相同的面积但相反的符号的c_第三附加梯度磁场852，以便再次破坏第五自旋回波信号860。
在停止c_第三附加梯度磁场852之后，MRI设备100可向对象施加b_第二附加梯度磁场853，以便获取由b激发RF脉冲210产生的回波信号。在这种情况下，b_第二附加梯度磁场853的面积可以是c_第一附加梯度磁场850和b_第一附加梯度磁场250的面积的总和。由于b激发RF脉冲210而形成横向磁化的自旋可通过b_第一附加梯度磁场250和c_第一附加梯度磁场850被移相，并且第一重聚RF脉冲310可将移相后的自旋的相位改变180度(即，改变相位的符号)。可通过施加b_第二附加梯度磁场853对所产生的自旋再次进行重新定相。
在通过b_第二附加梯度磁场853对自旋进行重新定相之后，可产生与破坏的由b激发RF脉冲210生成的FID信号相应的第一自旋回波信号160。
在获得第一自旋回波信号160之后，MRI设备100可向对象施加具有与b_第二附加梯度磁场853相同的面积但相反的符号的b_第三附加梯度磁场854，以便再次破坏第一自旋回波信号160。
在停止b_第三附加梯度磁场854之后，MRI设备100可向对象施加a_第二附加梯度磁场855，以便获取由a激发RF脉冲110产生的回波信号。在这种情况下，a_第二附加梯度磁场855的面积可以是c_第一附加梯度磁场850、b_第一附加梯度磁场250和a_第一附加梯度磁场150的面积的总和。由于a激发RF脉冲110而形成横向磁化的自旋可通过a_第一附加梯度磁场150、b_第一附加梯度磁场250和c_第一附加梯度磁场850被移相，并且第一重聚RF脉冲310可将移相后的自旋的相位改变180度(即，改变相位的符号)。可通过施加a_第二附加梯度磁场855对所产生的自旋再次进行重新定相。
在通过a_第二附加梯度磁场855对自旋进行重新定相之后，可产生与破坏的由a激发RF脉冲110生成的FID信号相应的第二自旋回波信号260。
在获取第二自旋回波信号260之后，MRI设备100可向对象施加具有与a_第二附加梯度磁场855相同的面积和相反的符号的a_第三附加梯度磁场856，以便再次破坏第二自旋回波信号260。
类似地，在施加第二重聚RF脉冲410之后，MRI设备100可通过施加附加梯度磁场857、附加梯度磁场858、附加梯度磁场859、附加梯度磁场861、附加梯度磁场862和附加梯度磁场863来产生第三自旋回波信号360、第四自旋回波信号460和第六自旋回波信号870。
参照图8B，MRI设备100可分别将多个附加梯度磁场的面积设置为等于单位面积A或单位面积A的数倍。例如，可将a_第一附加梯度磁场150、b_第一附加梯度磁场250和c_第一附加梯度磁场850的面积分别设置为等于单位面积A。
参照图8C，通过将附加梯度磁场的面积设置为等于单位面积A或单位面积A的数倍，MRI设备100可抵消在同一间隔内具有相反符号的梯度磁场。
图9A至图9C示出根据示例性实施例的基于由序列产生的连续自旋回波信号来产生MR图像的示例。
参照图9A，根据示例性实施例，第一MR图像1210可以是使用自旋回波序列而捕获的MR图像。
第二MR图像1220可以是使用一般GRASE序列而捕获的MR图像。由于梯度回波对磁化率的敏感性更强，所以当与第一MR图像1210相比时，第二MR图像1220中的部分可能会失真。
参照图9B，MRI设备100可基于通过向对象施加两个连续的激发RF脉冲1111和激发RF脉冲1113、重聚脉冲1115和附加梯度磁场1125而生成的连续自旋回波信号来产生MR图像。
图9B中的第一行至第五行分别表示施加到对象的RF脉冲、切片选择梯度磁场1120、相位编码梯度磁场1130、频率编码梯度磁场1140和模数转换(ADC)信号。
MRI设备100可向对象施加两个连续的激发RF脉冲1111和激发RF脉冲1113。此外，MRI设备100可将附加梯度磁场1125添加到切片选择梯度磁场1120，并向对象施加合成的梯度磁场。
参照图9C，第三MR图像1240可以是使用图9B的序列捕获的图9A中所示的对象的MR图像。
通过对图9A中的第二MR图像1220和图9C中的第三MR图像1240进行比较，可看出第三MR图像1240中的与第二MR图像1220中的失真部分1221和失真部分1223相应的部分1221和部分1223中未发生失真。
因此，使用根据示例性实施例的序列可允许在相同时间段内获取比在一般自旋回波序列的情况下更多的回波。此外，因为可从自旋回波获取针对MR图像的所有数据，所以可获得更精确的MR图像。
图10是根据示例性实施例的MRI设备的框图。
参照图10，根据本示例性实施例的MRI设备100可包括RF发送器36、RF接收器38、控制器50和图像处理器62。
控制器50可整体控制MRI设备100。例如，控制器50可基于由用户设置的MR脉冲序列来整体控制MRI设备100。
RF发送器36可根据控制器50的控制向对象施加激发RF脉冲和重聚RF脉冲。例如，RF发送器36可在TR周期内在多个激发RF脉冲后施加重聚RF脉冲。
RF发送器36可向对象施加具有不同翻转角的多个激发RF脉冲。例如，RF发送器可向对象施加具有不同强度的激发RF脉冲或在不同的时间施加激发RF脉冲。
RF发送器36可向对象施加多个激发RF脉冲，使得激发RF脉冲激发对象的相同切片。例如，RF发送器36可向对象施加具有相同频率的多个激发RF脉冲。
MRI设备100可包括梯度磁场放大器。梯度磁场放大器可根据控制器50的控制向对象施加切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场。
控制器50可控制梯度磁场放大器，使得向对象施加分别与多个激发RF脉冲相应的多个第一附加梯度磁场。当向对象分别施加多个第一附加梯度磁场时，可破坏分别由多个激发RF脉冲生成的FID信号。
此外，控制器50可控制梯度磁场放大器，使得在重聚RF脉冲之后向对象施加分别与多个激发RF脉冲相应的多个第二附加梯度磁场。通过向对象施加分别与多个激发RF脉冲相应的多个第二附加梯度磁场，可产生分别与破坏的FID信号相应的自旋回波信号。
RF接收器38可根据控制器50的控制来接收从对象发出的RF回波信号。例如，RF接收器38可获取产生的自旋回波信号。
控制器50可基于由多个激发RF脉冲激发的对象的切片的厚度和FID信号的大小中的至少一个来确定第一附加梯度磁场的面积。
控制器50可将第一附加梯度磁场和第二附加梯度磁场添加到切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场中的至少一个。
当多个激发RF脉冲包括a激发RF脉冲和b激发RF脉冲，并且第一附加梯度磁场包括分别与a激发RF脉冲和b激发RF脉冲相应的a_第一附加梯度磁场和b_第一附加梯度磁场时，控制器50可控制梯度磁场放大器，使得a_第一附加梯度磁场和b_第一附加梯度磁场具有不同的面积。
在获取自旋回波信号之后，控制器50可控制梯度磁场放大器，使得向对象施加具有与第二附加梯度磁场相同的面积但相反的符号的梯度磁场。当向对象施加具有与第二附加梯度磁场相同的面积但相反的符号的梯度磁场时，产生的自旋回波信号可再次被破坏。
图像处理器62可基于分别与由多个激发RF脉冲分别生成的FID信号相应的自旋回波信号来获取一个k-空间，并基于获取的k-空间来获得对象的MR图像。
此外，图像处理器62可基于分别与由多个激发RF脉冲分别生成的FID信号相应的自旋回波信号来获取多个k-空间，并获得对象的分别与获取的多个k-空间相应的多个MR图像。
此外，图像处理器62可通过将获得的对象的多个MR图像组合在一起来获得单个MR图像。
图11是根据另一示例性实施例的MRI设备100的示意图。
参照图11，根据图11的示例性实施例的MRI设备100可包括：信号收发器30(包括RF发送器36和RF接收器38)、操作站60(包括图像处理器62)、台架20和监视器40。
台架20防止由主磁铁22、梯度线圈24和RF线圈26产生的电磁波的外部发射。在台架20的孔中形成静磁场和梯度，并且朝向对象10发射RF信号。
可沿台架20的预定方向布置主磁铁22、梯度线圈24和RF线圈26。预定方向可以是同轴圆筒方向。可将对象10放置在台28上，台28能够沿着圆筒的水平轴插入圆筒中。
主磁铁22产生用于沿恒定方向将对象10的原子核的磁偶极矩对准的静磁场或静态磁场。由于由主磁体22产生的磁场强且均匀，因此，可获得对象10的精确且准确的MR图像。
梯度线圈24包括用于沿以直角相互交叉的X-轴、Y-轴和Z-轴方向产生梯度的X线圈、Y线圈和Z线圈。梯度线圈24可根据对象10的区域通过不同地引起共振频率来提供对象10的每个区域的位置信息。
RF线圈26可朝向患者发射RF信号并接收从患者发出的MR信号。详细地，RF线圈26可向包括在患者体内并具有进动运动的原子核发送具有与进动运动的频率相同频率的RF信号，停止发送RF信号，并且然后接收从包括在患者体内的原子核发出的MR信号。
例如，为了将原子核从低能态转变到高能态，RF线圈26可产生电磁波信号并向对象10施加电磁波信号，该电磁波信号是与原子核的类型相应的RF信号。当向原子核施加由RF线圈26产生的电磁波信号时，原子核可从低能态转变到高能态。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态转变到低能态，从而发射具有拉莫尔频率的电磁波。换句话说，当停止向原子核施加电磁波信号时，原子核的能级从高能级改变为低能级，并且因此原子核可发射具有拉莫尔频率的电磁波。RF线圈26可接收来自包括在对象10中的原子核的电磁波信号。
RF线圈26可被实现为一个RF发送和接收线圈，该RF发送和接收线圈具有产生分别具有与原子核的类型相应的RF的多种电磁波的功能和接收从原子核发出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线圈具有产生分别具有与原子核的类型相应的RF的多种电磁波的功能，接收RF线圈具有接收从原子核发出的电磁波的功能。
RF线圈26可被固定到台架20或者可以是可拆卸的。当RF线圈26是可拆卸的时，RF线圈26可以是针对对象的一部分的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、腕部RF线圈或脚踝RF线圈。
RF线圈26可经由电线和/或无线地与外部设备进行通信，也可根据通信频带执行双重调谐通信。
RF线圈26根据结构可以是笼式线圈、表面线圈或者横向电磁(TEM)线圈。
RF线圈26根据发送和接收RF信号的方法可以是发送专用线圈、接收专用线圈或发送和接收线圈。
RF线圈26可以是具有各种数量的通道(诸如16通道、32通道、72通道和144通道)的RF线圈。
台架20还可包括被布置在台架20外部的显示器29和被布置在台架20内部的显示器。台架20可通过被布置在台架20外部的显示器29和被布置在台架20内部的显示器向用户或对象10提供预定的信息。
信号收发器30可根据预定的MR序列控制在台架20内部(即，孔中)形成的梯度，并控制RF信号和MR信号的发送和接收。
信号收发器30可包括梯度放大器32、发送和接收开关34、RF发送器36和RF接收器38。
梯度放大器32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提供用于产生梯度的脉冲信号。通过控制从梯度放大器32向梯度线圈24提供的脉冲信号，可对X-轴、Y-轴和Z-轴方向的梯度进行合成。
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38可接收由RF线圈26接收的MR信号。
发送和接收开关34可调节RF信号和MR信号的发送和接收方向。例如，发送和接收开关34可在发送模式期间通过RF线圈26朝向对象10发射RF信号，并且在接收模式期间通过RF线圈26接收来自对象10的MR信号。发送和接收开关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可监视并控制静磁场的状态、梯度的状态、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。详细地，对象监视器44可包括用于观察对象10的移动或位置的相机、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控制放置对象10的台28的移动。台控制器46可根据序列控制器50的序列控制来控制台28的移动。例如，在对象10的运动成像期间，台控制器46可根据序列控制器50的序列控制来连续地或间断地移动台28，并且因此可在大于台架20的视场(FOV)的FOV中拍摄对象10。
显示器控制器48控制被布置在台架20外部的显示器29和被布置在台架20内部的显示器。详细地，显示器控制器48可控制被布置在台架20外部的显示器29和被布置在台架20内部的显示器打开或关闭，并且可控制屏幕图像输出在显示器29和显示器上。此外，当扬声器位于台架20的内部或外部时，显示器控制器48可控制扬声器打开或关闭，或者可控制声音经由扬声器输出。
控制器50可包括用于控制在台架20中形成的信号的序列的序列控制器52和用于控制台架20和安装在台架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、和用于控制RF发送器36、RF接收器38以及发送和接收开关34的RF控制器56。根据从操作站60接收的脉冲序列，序列控制器52可控制梯度放大器32、RF发送器36、RF接收器38和发送和接收开关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以及发送和接收开关34所需的所有信息。例如，脉冲序列可包括关于施加到梯度线圈24的脉冲信号的强度、施加时间和施加时序的信息。
操作站60可请求控制器50在控制MRI设备100的整体操作的同时发送脉冲序列信息。
操作站60可包括用于对由RF接收器38接收的MR信号进行接收和处理的图像处理器62、输出接口64和输入接口66。
图像处理器62可对从RF接收器38接收的MR信号进行处理，以便产生对象10的MR图像数据。
图像处理器62接收由RF接收器38接收的MR信号并对接收的MR信号执行各种信号处理(诸如放大、频率变换、相位检测、低频放大和滤波)中的任意一种。
图像处理器62可将数字数据排列在存储器的k-空间(例如，也被称为傅里叶空间或频率空间)中，并经由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，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。合成处理可以是对像素执行的加法处理或对像素执行的最大强度投影(MIP)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或外部服务器中，而且可将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或外部服务器中。
图像处理器62可并行地对MR信号执行任意信号处理。例如，图像处理器62可并行地对由多通道RF线圈接收的多个MR信号执行信号处理，以便将多个MR信号重新排列为图像数据。
输出接口64可向用户输出由图像处理器62产生或重新排列的图像数据。输出接口64还可输出用户操纵MRI设备100所需的信息，诸如用户界面(UI)、用户信息或对象信息。输出接口64可以是扬声器、打印机、阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)、等离子体显示板(PDP)、有机发光器件(OLED)显示器、场发射显示器(FED)、发光二极管(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(FPD)、三维(3D)显示器、透明显示器、或本领域普通技术人员公知的其他各种输出装置中的任意一种。
用户可通过使用输入接口66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。输入接口66可以是键盘、鼠标、轨迹球、语音识别器、手势识别器、触摸屏、或本领域普通技术人员公知的其他各种输入装置中的任意一种。
信号收发器30、监视器40、控制器50和操作站60在图11中是单独的组件，但是对于本领域普通技术人员显而易见的是，信号收发器30、监视器40、控制器50和操作站60的各自功能可由另一组件来执行。例如，图像处理器62将从RF接收器38接收的MR信号转换成图1中的数字信号，但是可选地，可由RF接收器38或RF线圈26执行MR信号到数字信号的转换。
台架20、RF线圈26、信号收发器30、监视器40、控制器50和操作站60可通过电线或无线地彼此连接，并且当它们无线地连接时，MRI系统还可包括用于在它们之间使时钟信号同步的设备。可通过使用高速数字接口(诸如低压差分信令(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(CAN))、光学通信、或者本领域普通技术人员公知的其他各种通信方法中的任意一种，来执行台架20、RF线圈26、信号收发器30、监视器40、控制器50和操作站60之间的通信。
图12是根据示例性实施例的通信器70的配置的框图。
参照图12，通信器70可被连接到从图11的台架20、信号收发器30、监视器40、控制器50和操作站60中选择的至少一个。
通信器70可向通过图像存档和通信系统(PACS)连接的医院中的医院服务器或另一医疗设备发送数据并且从医院中的医院服务器或另一医疗设备接收数据，并且根据医学数字成像和通信(DICOM)标准执行数据通信。
如图12所示，通信器70可通过电线或无线地连接到网络80，以与服务器92、医疗设备94或便携式装置96通信。
详细地，通信器70可通过网络80发送和接收与对象的诊断有关的数据，并还可发送和接收由医疗设备94(诸如CT设备、MRI设备或X-射线设备)捕获的医疗图像。此外，通信器70可从服务器92接收对象的诊断历史或治疗计划，并使用接收到的对象的诊断历史或治疗计划对对象进行诊断。通信器70不仅可以与医院中的服务器92或医疗设备94执行数据通信，而且可以与便携式装置96(诸如移动电话、个人数字助理(PDA)或医生或患者的笔记本电脑)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疗图像质量的信息，并从用户接收关于该信息的反馈。
通信器70可包括至少一个可与外部设备通信的组件。
例如，通信器70可包括局域通信模块72、有线通信模块74和无线通信模块76。局域通信模块72指用于在预定距离内与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)、低功耗蓝牙(BLE)和近场通信(NFC)。
有线通信模块74指用于通过使用电信号或光学信号来执行通信的模块。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、同轴电缆和光纤电缆的有线通信技术，以及其他公知的有线通信技术。
无线通信模块76向从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发送无线信号，并从在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、或各种格式中的任意一种格式下的数据。
本公开的上述示例性实施例可被写成计算机程序，并且可在使用计算机可读记录介质执行程序的通用数字计算机中实现。
计算机可读记录介质的示例包括磁存储介质(例如，ROM、软盘、硬盘等)、光学记录介质(例如，CD-ROM或DVD)等。
尽管已参照附图描述了一个或更多个示例性实施例，但本领域技术普通人员将理解：在不脱离由权利要求限定的精神和范围的情况下可对示例性实施例进行形式和细节上的各种改变。因此，以上示例性实施例及其所有方面仅是示例而非限制性的。
示例性实施例可通过记录有计算机可执行指令(诸如由计算机执行的程序模块)的非暂时性计算机可读记录介质来实现。非暂时性计算机可读记录介质可以是可由计算机访问的任意可用介质，并且包括易失性和非易失性介质两者以及可拆卸和不可拆卸介质两者。此外，非暂时性计算机可读记录介质可包括计算机存储介质和通信介质。计算机存储介质包括通过用于存储信息(诸如计算机可读指令、数据结构、程序模块或其他数据)的任意方法或技术实现的易失性和非易失性两者以及可拆卸和不可拆卸介质两者。通信介质通常体现为计算机可读指令、数据结构、程序模块、调制数据信号的其他数据、或其他传输机制，并且可包括任意信息传输介质。
此外，在本说明书中，术语“单元”可指硬件组件(诸如处理器或电路)和/或由硬件组件(诸如处理器)执行的软件组件。
提供以上描述是为了进行说明，并且本领域普通技术人员将理解，在不脱离由权利要求定义的必要特征和精神以及范围的情况下，可在形式和细节上进行各种改变。因此，以上示例性实施例及其所有方面仅是示例而非限制性的。例如，被定义为集成组件的每个组件可以以分布式方式来实现。同样，被定义为单独组件的组件可以以集成方式来实现。
本发明的范围不是由其详细描述限定，而是由所附权利要求限定，并且所附权利要求及其等同物的所有改变或修改将被解释为包括在该范围中。

Claims (15)

1.一种磁共振成像MRI设备，包括：
射频RF发送器，被配置为向对象发送多个激发RF脉冲，并且在发送所述多个激发RF脉冲之后，在重复时间TR周期内向对象发送重聚RF脉冲；
控制器，被配置为：控制RF发送器向对象发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第一附加梯度磁场，以便破坏由所述多个激发RF脉冲生成的多个自由感应衰减FID信号，并且在发送重聚RF脉冲之后，控制RF发送器向对象发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第二附加梯度磁场，以便产生与破坏的所述多个FID信号相应的多个自旋回波信号；和
RF接收器，被配置为获取产生的所述多个自旋回波信号。
2.如权利要求1所述的MRI设备，其中，所述多个激发RF脉冲具有多个翻转角。
3.如权利要求1所述的MRI设备，其中，所述多个第一附加梯度磁场中的每一个的面积是基于以下项中的至少一项被确定的：对象的切片的厚度、由所述多个激发RF脉冲激发的切片、以及所述多个FID信号中的每一个的大小。
4.如权利要求1所述的MRI设备，其中，所述多个第一附加梯度磁场和所述多个第二附加梯度磁场被添加到切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场中的至少一个。
5.如权利要求1所述的MRI设备，其中，所述多个激发RF脉冲包括a_激发RF脉冲和b_激发RF脉冲，
其中，所述多个第一附加梯度磁场包括与a_激发RF脉冲相应的a_第一附加梯度磁场和与b_激发RF脉冲相应的b_第一附加梯度磁场，并且
其中，a_第一附加梯度磁场具有第一面积，b_第一附加梯度磁场具有与第一面积不同的第二面积。
6.如权利要求1所述的MRI设备，其中，在获取所述多个自旋回波信号之后，控制器还被配置为控制RF发送器发送具有与所述多个第二附加梯度磁场中的每一个相同的面积的梯度磁场，其中，该梯度磁场具有与所述多个第二附加梯度磁场中的每一个相反的符号，以便破坏所述多个自旋回波信号中的每一个。
7.如权利要求1所述的MRI设备，其中，控制器还被配置为基于与由所述多个激发RF脉冲生成的所述多个FID信号相应的所述多个自旋回波信号来获取k-空间，并基于获取的所述k-空间来获得对象的MR图像。
8.如权利要求1所述的MRI设备，其中，控制器还被配置为基于与由所述多个激发RF脉冲生成的所述多个FID信号相应的所述多个自旋回波信号获取多个k-空间，并获得对象的与获取的所述多个k-空间相应的多个MR图像。
9.一种获取自旋回波信号的方法，所述方法包括：
向对象发送多个激发RF脉冲；
在发送所述多个激发RF脉冲之后，在重复时间TR周期内向对象施加重聚射频RF脉冲；
向对象发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第一附加梯度磁场，以便破坏由所述多个激发RF脉冲生成的多个自由感应衰减FID信号；并且
在发送重聚RF脉冲之后向对象发送与所述多个激发RF脉冲相应的多个第二附加梯度磁场，以便产生与破坏的所述多个FID信号相应的多个自旋回波信号。
10.如权利要求9所述的方法，其中，所述多个第一附加梯度磁场中的每一个的面积是基于以下项中的至少一项被确定的：对象的切片的厚度、由所述多个激发RF脉冲激发的切片、以及所述多个FID信号中的每一个的大小。
11.如权利要求9所述的方法，其中，所述多个第一附加梯度磁场和所述多个第二附加梯度磁场被添加到切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场中的至少一个。
12.如权利要求9所述的方法，其中，所述多个激发RF脉冲包括a_激发RF脉冲和b_激发RF脉冲，
其中，所述多个第一附加梯度磁场包括与a_激发RF脉冲相应的a_第一附加梯度磁场和与b_激发RF脉冲相应的b_第一附加梯度磁场，并且
其中，a_第一附加梯度磁场具有第一面积，b_第一附加梯度磁场具有与第一面积不同的第二面积。
13.如权利要求9所述的方法，还包括：在产生所述多个自旋回波信号之后，发送具有与所述多个第二附加梯度磁场中的每一个相同的面积的梯度磁场，其中，该梯度磁场具有与所述多个第二附加梯度磁场中的每一个相反的符号，以便破坏所述多个自旋回波信号中的每一个。
14.如权利要求9所述的方法，还包括：
基于与由所述多个激发RF脉冲生成的所述多个FID信号相应的所述多个自旋回波信号来获取k-空间；并且
基于获取的所述k-空间来获得对象的MR图像。
15.如权利要求9所述的方法，还包括：
基于与由所述多个激发RF脉冲生成的所述多个FID信号相应的所述多个自旋回波信号来获取多个k-空间；并且
获得对象的与获取的所述多个k-空间相应的多个MR图像。
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