CN109310361B - 用于快速磁共振成像的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

一种磁共振成像的系统(100)和方法。该方法包括产生经由感兴趣区域(ROI)的主磁场，将选层梯度施加于所述ROI的一个层面，将至少两个射频脉冲施加于所述层面以产生至少两个回波，将第一编码梯度和第二编码梯度施加在所述回波上，以及基于所述回波生成MR图像。

Description

用于快速磁共振成像的系统和方法
技术领域
本申请一般涉及磁共振成像(MRI)，更具体地，涉及用于MRI中的快速成像的系统和方法。
背景技术
磁共振成像(MRI)是一种被广泛使用的医疗技术，所述技术通过利用强大的磁场和射频(RF)技术生成感兴趣区域(ROI)的图像。当对象被执行MRI扫描时，各种RF脉冲序列可以被传输到所述对象的ROI。传输RF脉冲序列和接收磁共振信号的时间决定MRI扫描的采集时间(TA)。考虑到这些脉冲序列的大功率，所述对象在RF脉冲序列下的长时间曝光可能对所述对象造成物理损害。因此，为了安全起见，期望减少采集时间。
发明内容
在本申请的第一方面，提供了一种用于生成磁共振(MR)图像的方法。所述方法可以包括产生经由感兴趣区域(ROI)的主磁场；将选层梯度施加于所述ROI的一个层面；将至少两个射频脉冲施加于所述ROI的所述层面以产生至少两个回波；在第一方向上将第一编码梯度施加于每个回波，同时在第二方向上将第二编码梯度施加于每个回波，其中，所述第一编码梯度的用于采集k空间的中心区域的振幅低于当所述第一编码梯度的用于采集所述k空间的边缘区域的振幅；基于所述编码梯度生成至少两个欠采样k空间数据集；以及通过将至少一个图像重建方法应用于所述欠采样的k空间数据集来生成MR图像。
在本申请的第二方面，本申请提供一种磁共振成像(MRI)系统，所述MRI系统可以包括MRI扫描仪、控制单元和处理单元。所述MRI扫描仪可以包括主磁场发生器，被配置为产生经由感兴趣区域(ROI)的主磁场；梯度场发生器，被配置为将选层梯度施加于所述ROI的一个层面，在第一方向上生成第一编码梯度，以及在第二方向上生成第二编码梯度；以及射频发送/接收单元，被配置为将至少两个RF脉冲发送到所述ROI的所述层面以产生至少两个回波。所述梯度磁场发生器可以被配置为在第一方向上将所述第一编码梯度施加于每个回波，同时在第二方向上将所述第二编码梯度施加于每个回波，所述第一编码梯度的用于采集k空间的中心区域的振幅低于当所述第一编码梯度的用于采集所述k空间的边缘区域的振幅。
在一些实施例中，所述RF脉冲包括快速自旋回波(FSE)。
在一些实施例中，所述第一方向上的所述第一编码梯度的波形包括三个稳定阶段和两个变化阶段。
在一些实施例中，所述第一方向上的所述第一编码梯度的波形包括具有平滑变化的函数的一部分。在一些实施例中，所述平滑变化的函数包括高斯函数或调和函数。
在一些实施例中，所述第二方向上的所述第二编码梯度包括振荡波形。在一些实施例中，所述波形以周期性方式或非周期方式振荡。
在一些实施例中，所述在所述第一方向上施加所述第一编码梯度，包括：对两个不同的回波分别施加至少两个不同的编码梯度。
在一些实施例中，所述第一方向上的所述第一编码梯度进一步包括散相梯度和聚相梯度中的至少一个。
在一些实施例中，所述第二方向上的所述第二编码梯度进一步包括散相梯度和聚相梯度中的至少一个。
在一些实施例中，在所述k空间的所述中心区域的欠采样k空间数据集的分布密度大于在所述k空间的所述边缘区域的欠采样k空间数据集的分布密度。
在一些实施例中，所述图像重建方法包括压缩感知、并行成像技术或部分傅立叶重建中的至少一种。
本申请的一部分附加特性可以在下面的描述中进行说明。通过对以下描述和相应附图的研究或者对实施例的生产或操作的了解，本申请的一部分附加特性对于本领域技术人员是明显的。本申请的特征可以通过对以下描述的具体实施例的各种方面的方法、手段和组合的实践或使用得以实现和达到。
附图说明
本申请将通过示例性实施例进行进一步描述。这些示例性实施例将通过附图进行详细描述。这些实施例并非限制性的，在这些实施例中，相同的符号表示相同的部件，其中：
图1是根据本申请的一些实施例所示的磁共振成像(MRI)系统的框图；
图2是根据本申请的一些实施例所示的MRI系统的框图；
图3是根据本申请的一些实施例所示的执行MR扫描的流程图；
图4是根据本申请的一些实施例所示的磁共振成像过程中的示例性T1弛豫和示例性T2弛豫的示意图；
图5是根据本申请的一些实施例所示的用于磁共振成像的示例性回波链的示意图；
图6是根据本申请的一些实施例所示的处理单元的框图；
图7是根据本申请的一些实施例所示的处理单元执行的过程的流程图；
图8是根据本申请的一些实施例所示的图像处理模块的框图；
图9是根据本申请的一些实施例所示的成像过程的流程图；
图10是根据本申请的一些实施例所示的k空间采样的流程图；
图11是根据本申请的一些实施例所示的单个重复时间(TR)内的二维快速自旋回波脉冲序列的示意图；
图12A-12F是根据本申请的一些实施例的示例性x方向编码梯度；
图13A-13F是根据本申请的一些实施例的示例性y方向编码梯度；
图14是根据本申请的一些实施例所示的k空间轨迹的基线的分布的示意图；
图15是根据本申请的一些实施例所示的k空间采样的示意图；
图16是根据本申请的一些实施例所示的水模的k空间采样的示意图；
图17A-17C是根据本申请的一些实施例所示的分辨率水模的MR图像；
图18A-18C是根据本申请的一些实施例所示的Shepp Logan水模的MR图像；
图19是根据本申请的一些实施例所示的膝盖的k空间采样的示意图；以及
图20A-20C是根据本申请的一些实施例所示的膝盖的MR图像。
具体实施方式
以下描述是为了使本领域的普通技术人员能够实施和利用本申请，并且该描述是在特定的应用场景及其要求的环境下提供的。对于本领域的普通技术人员来讲，显然可以对所公开的实施例作出各种改变，并且在不偏离本申请的原则和范围的情况下，本申请中所定义的普遍原则可以适用于其他实施例和应用场景。因此，本申请并不限于所描述的实施例，而应该被给予与权利要求一致的最广泛的范围。
应当理解，当模块或单元被称为“在之上”、“连接到”或“耦合到”另一个模块或单元时，可以是直接在其他模块或单元或可以存在的中间模块或单元上、连接或耦合到其他模块或单元或可以存在的中间模块或单元。相反，当模块或单元被称为“直接在之上”、“直接连接到”或“直接耦合到”另一模块或单元时，可能不存在中间模块或单元。在本申请中，术语“和/或”可包括一个或以上相关所列条目的任何和所有组合。
本申请中所使用的术语仅用于描述特定的示例性实施例，并不限制本申请的范围。如本申请使用的单数形式“一”、“一个”及“该”可以同样包括复数形式，除非上下文明确提示例外情形。还应当理解，如在本申请说明书中，术语“包括”、“包含”仅提示存在所述特征、整体、步骤、操作、组件和/或部件，但并不排除存在或添加一个或以上其他特征、整体、步骤、操作、组件、部件和/或其组合的情况。
本申请一般涉及磁共振成像(MRI)，更具体地，涉及用于MRI中的快速成像的系统和方法。可以通过操纵被称为k空间的虚拟空间来生成MRI图像。这里使用的术语“k空间”可以指表示MR图像中的空间频率的数字阵列(矩阵)。在一些实施例中，k空间可以是MR图像的2D或3D傅里叶变换。操纵k空间的方式，被称为k空间采样，可以影响采集时间(TA)。如这里所使用的，术语“采集时间”可以指采集整个脉冲序列的信号的时间。例如，术语“采集时间”可以指从开始填充k空间到采集整个k空间数据集的时间。传统上，提供两个k空间采样方法，笛卡尔采样和非笛卡尔采样，以操纵k空间。在笛卡尔采样中，k空间轨迹是直线，而在非笛卡尔采样中，例如辐射采样或螺旋采样，k空间轨迹可以比笛卡尔采样中的k空间轨迹更长。
笛卡尔采样可以取决于其编码梯度。可以通过减少相位编码步数和/或增加模数转换器(ADC)带宽来实现减少笛卡尔采样中的采集时间。然而，在笛卡尔扫描中，ADC的带宽可能受到所需空间分辨率和所需视场(FOV)大小的限制。在非笛卡尔采样中，空间采样可以同时在多个维度中执行，k空间轨迹可以比笛卡尔采样的k空间轨迹更长。
当在二维快速自旋回波中应用辐射采样和螺旋采样这样的非笛卡尔采样时，可能生成伪影。一方面，在辐射采样和螺旋采样这样的常见的非笛卡尔采样中，可以将具有不同强度的回波填充到k空间中，并且所得到的图像可能包含由于例如T2弛豫引起的条纹伪影。另一方面，在辐射采样和螺旋采样这样的常见非笛卡尔采样中，轨迹可以通过k空间的中心区域。因此，这些轨迹可以对重建图像具有相同的贡献，这可能使得图像对比度难以调整。
为了减少数据采集时间，通常有意地对MRI数据进行欠采样。然而，这可能导致SNR(信噪比)降低和图像劣化。
非笛卡尔采样可以优于笛卡尔采样，因为它可以具有更长的k空间轨迹，并且当获取一个回波时可以采集更多数据。为了及时接收采样数据，可能需要增加ADC的带宽。然而，所述带宽可能受到一些物理特性的限制，所述物理特性包括例如SNR。
因此，期望开发一种系统和方法，所述系统和方法能够单独使用非笛卡尔采样或结合一些图像重建方法来减少2D FSE中的采集时间。
图1是根据本申请的一些实施例所示的磁共振成像系统的框图。如图所示，MRI系统100可以包括MRI扫描仪110、控制单元120、处理单元130和显示单元140。MRI扫描仪110可以包括梯度磁场发生器111、射频(RF)发送/接收单元112和主磁场发生器113。主磁场发生器113可以在MRI过程中创建静磁场B0。主磁体可以是各种类型，包括例如永磁体、超导电磁体、电阻电磁体等。梯度磁场发生器111可以在x、y和/或z方向上产生附加到主磁场B0上的磁场梯度。梯度磁场可以编码位于MRI扫描仪110中的对象的空间信息。
RF发送/接收单元112可以包括RF发送线圈和/或接收线圈。这些RF线圈可以将RF信号发送到感兴趣区域(ROI)或从感兴趣区域接收MR信号。在一些实施例中，接收线圈和发射线圈可以是相同的，或者是不同的。在一些实施例中，梯度磁场发生器111和/或主磁场发生器113和/或RF发送/接收单元112的功能、大小、类型、几何形状、位置、数量和/或量级可以根据一个或以上的具体条件确定或更改。例如，根据功能和尺寸的不同，RF线圈可以分类为体积线圈和局部线圈。在本申请的一些实施例中，所述体积线圈可包括鸟笼线圈、横向电磁线圈、表面线圈、鞍形线圈等。在本申请的一些实施例中，所述局部线圈可包括鸟笼线圈、螺线管线圈，鞍形线圈、柔性线圈等。在一些实施例中，在本申请中可以采用具有至少两个线圈元件(有时称为相控阵列线圈)的多通道阵列线圈来接收MR信号。具体地，多通道阵列线圈可以用于通过在每个通道中同时接收MR信号来执行并行成像。
控制单元120可以控制处理单元130，显示单元140，和/或MRI扫描仪110的梯度磁场发生器111和/或主磁场发生器113和/或RF发送/接收单元112。控制单元120可以从MRI扫描仪110、处理器130和/或显示单元140接收信息或者将信息发送到MRI扫描仪110、处理器130和/或显示单元140。根据本申请的一些实施例，控制单元120可以接收例如用户提供的来自显示单元140的命令，并根据接收到的命令调整梯度磁场发生器111和/或主磁场发生器113和/或RF发送/接收单元112以拍摄ROI的图像。
在一些实施例中，取决于用在主磁场发生器113中的主磁体的磁体类型，控制单元120可以向梯度磁场发生器111和/或主磁场发生器113提供某些控制信号以控制由主磁场发生器113产生的主磁场的各种参数。在一些实施例中，控制单元120可以为梯度磁场发生器111和/或主磁场发生器113提供指令以生成特定的梯度波形序列。在一些实施例中，控制单元120可以为RF发送/接收单元112提供指令以生成特定脉冲序列和/或从ROI接收MR信号。在一些实施例中，控制单元120可以向处理单元130提供时间信息，所述时间信息包括数据采集的长度，所使用的k空间数据采集的类型等，用于从RF发送/接收单元112采集数据。在一些实施例中，控制单元120可以向处理单元130提供重建信息，以将k空间数据变换为图像。
处理单元130可以处理从不同单元接收的不同种类的信息。为了进一步理解本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。根据本申请的一些实施例，例如，处理单元130可以根据来自控制单元120的命令或指令从RF发送/接收单元112获取数据以填充k空间。处理单元130还可以接收将k空间数据变换为频域数据的信息，所述频域数据可以是二维(2D)或三维(3D)数据集。如这里所使用的，术语“频域数据”可以指在频域中显示的数据，在所述频域中可以显示在一个频率范围内的每个给定频带内的信号量的特征。处理单元130还可以接收信息以将频域数据映射或变换为光学数据。例如，在单色显示器中，频域数据可以被映射或变换为像素的亮度值。在彩色显示器中，频域数据可以被映射或转换成像素的亮度和伪色值。处理单元130还可以接收信息以将光学数据变换为信号，所述信号可以显示为用户观看的图像。在一些实施例中，处理单元130可以处理由用户或操作员经由显示单元140提供的数据，并将所述数据转换为特定命令或指令(例如，计算机可读命令或指令)，并将命令或指令提供给控制单元120。
显示单元140可以接收输入和/或显示输出信息。输入和/或输出信息可包括程序、软件、算法、数据、文本、数字、图像、语音等，或其任何组合。例如，用户或操作员可以输入一些初始参数或条件以启动扫描。又例如，可以从外部资源，例如软盘、硬盘、无线终端等，或其任何组合导入一些信息。
应当注意，上述MRI系统100的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，可以根据具体的实施方案变化或改变MRI系统100的组装和/或功能。仅作为示例，可以将一些其他组件，例如，对象定位单元、梯度放大器单元和其他设备或单元添加到MRI系统100中。注意，MRI系统可以是传统或单模态医疗系统或多模态系统，包括例如正电子发射断层扫描-磁共振成像(PET-MRI)系统、计算机断层扫描-磁共振成像(CT-MRI)系统、远程医疗MRI系统等等。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
图2是根据本申请的一些实施例所示的MRI系统100的框图。如图所示，主场和匀场线圈201可以产生主磁场，所述主磁场可以施加于暴露在场内的对象。主场和匀场线圈201还可以控制所生成的主场的均匀性。梯度线圈202可以位于主场和匀场线圈201内。梯度线圈202可以产生第二磁场或被称为梯度场。梯度线圈202可以使由主场和匀场线圈201产生的主场失真，使得对象的质子的磁取向可以根据它们在梯度场内的位置而变化。梯度线圈202可包括X线圈、Y线圈和/或Z线圈(图中未示出)。在一些实施例中，Z线圈可以基于圆形(Maxwell)线圈设计，而X线圈和Y线圈可以基于鞍形(Golay)线圈配置设计。三组线圈可以产生用于位置编码的三个不同的磁场。梯度线圈202可以实现MR信号的空间编码用于图像构建。梯度线圈202可以与X梯度放大器204、Y梯度放大器205或Z梯度放大器206中的一个或以上连接。所述三个放大器的一个或以上可以连接到波形发生器216。波形发生器216可以生成适用于X梯度放大器204、Y梯度放大器204和/或Z梯度放大器204的梯度波形。放大器可以放大波形。放大后的波形可以应用于梯度线圈202中的一个线圈，以分别在x轴、y轴或z轴上产生磁场。梯度线圈202可以被设计用于封闭式MRI扫描仪或开放式MRI扫描仪。在一些场景中，梯度线圈202的所有三组线圈可以被通电并且由此可以产生三个梯度场。在本申请的一些实施例中，X线圈和Y线圈可以被通电以在x方向和y方向上产生梯度场。
RF(射频)线圈203可以产生第三磁场，所述第三磁场产生用于图像构建的MR信号。在一些情况下，RF线圈203可以包括发射线圈和接收线圈。在一些实施例中，RF线圈203可以与RF电子设备209连接，RF电子设备209可以被配置或用作波形发射器和/或波形接收器上的一个或以上集成电路(IC)。RF电子设备209可以与RF放大器207和模数转换器(ADC)208连接。波形发生器216可以生成RF信号。除了由例如主场和匀场线圈201和梯度线圈202产生的磁场之外，RF信号可以首先由RF放大器207进行放大，由RF电子设备209处理，并应用在RF线圈203上以产生第三磁场。在本申请的一些实施例中，波形发生器201可周期性地或非周期性地产生一系列RF波形。例如，波形发生器216可以产生具有90°翻转角的激发RF脉冲和具有180°翻转角的多个重聚RF脉冲。注意，激发RF脉冲可以具有非90°的翻转角，例如，范围从0°到180°的任何大小的翻转角。本申请中的其它地方提到的具有90°翻转角的激发RF脉冲仅出于说明目的，并且不是为了限制本申请的范围。
如本申请中其他地方所述，重聚RF脉冲的翻转角可以是180°以外的值。此外，波形发生器216可以周期性地或非周期性地产生一系列RF波形。例如，波形发生器216可以产生具有90°翻转角的激发RF脉冲和具有相同翻转角或可变翻转角的多个重聚RF脉冲。激发RF脉冲的翻转角也可以是可变的。激发RF脉冲可用于产生第三磁场，并且通过施加一个或以上重聚RF脉冲，可产生一个或以上MR信号。例如，可以生成具有多个回波的回波链。回波链长度(ETL)可以是固定的也可以是可变的。例如，对于要成像的相同组织，ETL可以是固定的。对于不同的组织，ETL可以是可变的。此外，即使对于相同的组织，ETL也可以是可变的。可以通过RF线圈203的接收线圈接收回波链。可以将回波链发送到RF电子设备209，以及将回波链发送到ADC 208以进行数字化。可以在电子设备209中解调和过滤回波链。随后，回波序列可以由图像处理器211，例如，在CPU213的帮助下，处理以产生一个或以上图像。控制台214可以通过链接与CPU 213进行通信，并允许一个或以上的操作员控制在图像显示器212上的图像的产生和/或显示。控制台214可包括输入设备、控制面板(图中未示出)等。所述输入设备可以是键盘、触摸屏、鼠标、遥控器等，或其任何组合。
CPU 213可以控制波形发生器216中的波形的产生，以及图像处理器211中的图像的产生。CPU 213可以是中央处理单元(CPU)、专用集成电路(ASIC)、专用指令集处理器(ASIP)、图形处理单元(GPU)、物理处理单元(PPU)、微控制器单元、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、ARM等，或其任何组合。
数据存储器215可以存储接收到的MR信号。当完成MRI扫描并且获得扫描对象(例如，组织或身体的特定部位)的整个数据时。可以通过但不限于CPU 213、图像处理器211等或其任何组合来执行数据的傅立叶变换。在变换完成之后，可以生成一个或以上期望的图像。所述图像可以存储在数据存储器215中。可以将图像进一步传送到图像显示器212以进行显示。匀场控制器210可用于控制由主场和匀场线圈201产生的主磁场的均匀性。
在本申请的一些实施例中，可以根据本申请中其他地方描述的一个或以上标准来获取改进的或优化的翻转角度序列。翻转角度序列可包括一组重聚RF脉冲的翻转角。翻转角的计算可以由CPU 213执行。重聚RF脉冲可以被分成一定数量的相位。每个相位可以包括一个或以上重聚RF脉冲。可以根据一个或多个等式或函数来计算每个相位的重聚RF脉冲的翻转角。可以基于所计算的重聚RF脉冲的翻转角产生信号演变。
应当注意，上述MRI系统的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
图3是根据本申请的一些实施例所示的执行MR扫描的流程图。在步骤301，可以选择一个或以上协议。协议可以被设计用于一个或以上组织成像、疾病和/或临床场景。协议可以包含定向在不同平面和/或具有不同参数的一定数量的脉冲序列。所述脉冲序列可包括自旋回波序列、梯度回波序列、扩散序列、反转恢复序列等，或其任何组合。例如，自旋回波序列可以包括快速自旋回波(FSE)、快速自旋回波(TSE)、具有弛豫增强的快速采集(RARE)、半傅里叶采集单发涡轮自旋回波(HASTE)、快速梯度自旋回波(TGSE)等，或其任何组合。当要进行MR扫描时，操作员可以选择用于扫描的协议。例如，对于头颅扫描，操作者可以选择被称为“常规成人大脑”、“威利斯的MR血管造影圈”和许多其他协议中的任何一种协议。如上所述的这些协议或其他协议可以存储在如图2所讨论的数据存储器215中，或者存储在其他存储设备(例如，MR系统100可访问的外部存储设备或服务器)中。
在步骤302，设置参数。所述参数可以由控制台214通过用户界面设置，所述用户界面可以显示在，例如，图2中指定的图像显示器212上。所述参数可以包括图像对比度和/或比率、ROI、层面厚度、成像类型(例如，T1加权成像、T2加权成像、质子密度加权成像等)、T1、T2、自旋回波类型(自旋回波、快速自旋回波(FSE)、快速恢复FSE、单发FSE、梯度回波、带有稳态处理的快速成像等等)、翻转角度值、采集时间(TA)、回波时间(TE)、重复时间(TR)、回波链长度(ETL)、相位数、激发次数(NEX)、反转时间、带宽(例如，RF接收器带宽、RF发射器带宽等)等或其任何组合。
根据本申请的一些实施例，术语“相位”可以指与根据一些原理划分的与一个回波链对应的一系列翻转角(或翻转角度序列)的片段、节、部分或段。每个相位中的相位数和/或回波数可取决于具体条件。在一些实施例中，可以根据考量将回波链分成若干个相位，所述考量包括例如参考信号表的特征、期望的信号演变等。仅作为示例，回波链的参考信号表可以分为三个段，而不管它们的值是什么或它们的趋势如何变化(例如，首先是指数衰减、其次是基本持平、最后是指数衰减)，然后回波链可以相应地分为三个相位。在一些实施例中，参考信号表可能缺乏可以基于该特征将其划分为不同的相位的明显的特征，。例如，仅需要关注与所得感兴趣信号相关的一个或多个特定回波。例如，期望对应于两个回波的信号满足一个或以上阈值；回波链可能属于单相，这样两个感兴趣的回波位于同一相位；回波链可以分为两个或以上相位，并且感兴趣的两个回波可以位于相同相位或不同相位。在一些实施例中，可能根本没有参考信号表，可以基于，例如，随机分割、等分、特定规则等或其任何组合来确定每个相位中的相位的数量和/或回波的数量。所述特定规则可以包括算术级数、几何级数、Cauchy序列、Farey序列、外观序列等，或其变体，或其任何组合。
应当注意，以上实施例是出于说明目的而非是为了限制本申请的范围。相位的数量和长度的确定可以是变化的，可改变的或可根据本申请的精神调整。例如，回波链中的相位数可以是一个、两个、三个或更多、或等于回波的数量。在一些实施例中，若干回波可以位于一个相位中，并且其余的回波属于一个或多个其他相位或者不被分配到任何相位。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
在步骤303，可以执行准备MR扫描。所述准备可以包括在扫描区域内放置对象(例如，ROI的选定部分)、设置扫描范围、调整和匹配匀场线圈、调整中心频率、调整发射器衰减/增益、调整信号接收衰减/增益、设置虚拟周期等，或其任何组合。
在步骤304，可以扫描ROI的所选部分。所述扫描可以包括定位器扫描、用于并行成像的校准扫描、自动预扫描等，或其任何组合。例如，定位器扫描可以产生低分辨率和大视场角(FOV)的定位器图像。这种定位器图像可以在后续步骤中利用。在该步骤中，一个或以上脉冲序列可以施加在所选部分上，所述脉冲序列包括例如激发RF脉冲和一系列重聚RF脉冲。重聚RF脉冲的翻转角可以是固定的或可变的。在本申请的一些实施例中，在步骤302中，翻转角不是手动设置。可替换的，翻转角可以被自动计算并且可以为翻转角的计算执行优化过程，直到实现期望的信号演变。
在步骤305，可以接收生成的MR信号。如图2所示，步骤305可以由RF线圈203执行。MR信号可以对应于一个或以上回波链。应当注意，步骤305和步骤306可以重复，直到获取足够的数据以生成图像或直到生成图像。可以对MR信号执行一个或以上操作以产生所选部分的图像。所述操作可以包括频率编码、相位编码、重建等，或其任何组合。根据梯度和RF波形的类型对MR信号进行采样。示例性图像重建方法可以包括并行成像、傅里叶重建、约束图像重建、压缩感知等，或其任何组合。对于维度，傅立叶变换可以包括一维(1D)傅立叶变换、二维(2D)傅里叶变换、三维(3D)傅立叶变换。对于类型，傅立叶变换可以包括离散傅里叶变换、逆傅里叶变换、快速傅里叶变换(FFT)、非均匀快速傅里叶变换(NUFFT)、部分傅立叶变换等，或其任何组合。部分傅立叶变换的示例性算法可以包括零填充、零差处理、迭代零差处理等，或其任何组合。并行成像的示例性算法可以包括空间谐波同步采集(SMASH)、AUTO-SMASH、VD-AUTO-SMASH、灵敏度编码(SENSE)、广义自动校准部分并行采集(GRAPPA)等或其任何组合。在步骤306，可以生成所选部分的一个或以上图像。所述图像可以显示在，例如，图像显示器212(图2中所示)或其他显示设备(例如，外部显示设备)上。
应当注意，上述流程图是出于说明的目的而提供的，并非是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员，可以根据本申请简化各种变化与修改。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。例如，步骤301、步骤302和步骤303可以以不同于上面图3描述的顺序执行。可替换地，步骤301、步骤302和步骤303可以同时执行。
MRI是一种可以使用强大的主磁场来调整对象(或其一部分)的核自旋的非侵入性成像技术。当对象暴露在磁场(主磁场B0)中时，对象的核自旋趋向于与场B0一致，但仍可能以拉莫尔频率进动。受磁场B0的影响，对象的核自旋的整体运动可以简化为净磁化(M)，即许多单个核自旋的和。净磁化强度M可以分解为纵向分量(沿z轴，与磁场B0对齐)和横向分量(在XY平面内)。在主磁场B0的作用下，M可以构成宏观角度上的纵向磁化矢量。第二磁场、RF场(场B1)可以施加于M，以拉莫尔频率振荡，使M在远离磁场B0的方向进动。在通过射频激发期间，纵向磁化可能减小并且可能出现横向磁化。仅作为示例，如果施加具有90°翻转角的激发RF脉冲，则当RF发射器关闭时，不再存在纵向磁化，仅存在横向磁化。横向磁化可以在RF接收线圈中感应出电流信号，感应电流可以被称为MR信号。
在具有90°激发RF脉冲的RF激发关闭之后，横向磁化可能衰减。注意，激发RF脉冲可以具有非90°的翻转角，例如，范围从0°到180°的任何大小的翻转角。本申请中的其它地方提到具有90°翻转角的激发RF脉冲仅出于说明目的，并且不是为了限制本申请的范围。在一些实施例中，衰减可以通过指数曲线近似表示，如图4中所示的T2弛豫。所述T2弛豫(自旋-自旋弛豫)可能是由于自旋脱离相位(或称为“散相”)引起的。由于至少一些核自旋可以一起移动，它们的磁场可以彼此相互作用，并且可以引起它们的进动速率的变化。由于这些相互作用是随机的和暂时的，它们可能导致相位的累积损失并导致横向磁化衰减。T2可定义为横向磁化降至1/e或图4中的最大值的约37％所需的时间。T1弛豫(自旋晶格弛豫)可以由核自旋与其周围晶格之间的能量交换产生，在此期间自旋从高能态转变为热平衡态。如图4所示，T1可以定义为纵向磁化达到(1-1/e)或最大值的约63％所需的时间。同时，纵向磁化可以以近似指数的形式恢复，这可以被称为图4中所示的T1-弛豫。应当注意，对于不同的对象(例如，组织)，即使它们经受相同的磁场，它们的T1和/或T2通常也彼此不同。例如，对于1.5T的场强，脑的白质、灰质和脑脊液(CSF)的T1分别为约350～500、400～600、3000～4000毫秒。还应注意，对于相同磁体下相同对象的相同组织，T1和T2可彼此不同。例如，对于1.5T的场强，脑的白质的T1可以是约350～500毫秒，而脑的白质的T2可以是约90～100毫秒，这比T1短。无论是否存在T1弛豫，T2弛豫都可能存在。一些过程可能导致或影响T2-弛豫但不影响T1-弛豫。T1弛豫可能比T2弛豫慢。T1值可以长于或等于相应的T2值。
可以利用T2弛豫来生成MR信号以对对象成像。基于自旋回波的方法可以用在MRI系统中以延长T2弛豫时间。术语“自旋回波”或“自旋回波序列”通常可以指在施加，例如，包括激发RF脉冲和重聚RF脉冲的两个RF脉冲之后形成的一个回波或几个回波。自旋回波和/或自旋回波序列包括单自旋回波、多回波自旋回波序列、快速自旋回波(FSE或TSE)序列等。
以单自旋回波为例，90°激发RF脉冲可以使自旋倾斜进入横向平面。然后重聚RF脉冲可以翻转自旋。重聚RF脉冲可用于减少或防止由主磁场的不均匀性引起的散相并保持实际的T2弛豫。单自旋回波可以在T2弛豫的过程中产生一个MR信号(例如，回波)。MR信号可以用于生成图像。
又例如，多自旋回波序列可以被解释如下：在获取第一回波之后，可能存在直到下一个重复时间(TR)的间隔。通过施加另一个重聚RF脉冲，可以出现另一个回波并且利用相同的相位编码来检测另一个回波以构建另一个图像。另一个图像可以具有不同的对比度，并且可以用于表征ROI的某些特征，例如，ROI中的一个或以上病变。多自旋回波可以通过使用交错扫描方式，不增加总采集时间，构建对象的相同位置的若干层面的若干图像。术语“重复时间”或“TR”可以指施加两个连续激发RF脉冲之间的时间。这里的术语“层面”可以指由空间激发RF脉冲激发的平面区域。
图5是根据本申请的一些实施例所示的可应用于基于快速自旋回波的磁共振成像的示例性翻转角度序列的图。根据快速自旋回波技术，在检测到第一回波之后，在激发RF脉冲和同一TR内的最后一个重聚RF脉冲之间的时间间隔内，检测回波链，所述回波链可包括一个或以上回波以填补同一层面中的k空间线。因为可以在一个TR内检测到多个回波，所以可以减少填充k空间所需的重复次数，这样可以更快地填充k空间，并且可以减少层面采集时间。这可以通过施加几个180°重聚RF脉冲来获取回波链来实现。如本申请中其他地方所述，重聚RF脉冲的翻转角可以是180°以外的值。在每个回波之后，可以取消当前的相位编码，并且可以在下面的回波中施加不同的相位编码。在同一TR内接收的回波数称为回波链长度(ETL)。回波链长度(ETL)可以是一个、两个、三个或多于三个。在一些实施例中，使用具有180°翻转角的重聚RF脉冲，特定吸收比率(SAR)可以显著增加并且T2弛豫在成像期间是明显的。在这种情况下，可能需要设置短ETL，例如，不超过30个。在一些实施例中，使用具有可变翻转角的重聚RF脉冲，ETL可以更长，例如，大于30个。ETL可以是几百个或更多。
如图5所示，在多自旋回波的一些实施例中，回波时间(TE)被称为激发RF脉冲的中点和自旋回波的中点之间的时间。如图5所示，如这里所使用的，“中点”可以指当对应于脉冲，例如，激发RF脉冲、重聚的RF脉冲，的回波的强度达到的最大值时。对于多回波链，回波时间可以表示为TE1、TE2等。在快速自旋回波的一些实施例中，由于对应于中心k空间线的回波是可以用于确定图像对比度的回波，所以激发RF脉冲的中点与对应于中心k空间的回波的中点之间的时间被称为有效回波时间(有效TE或TEeff)。
在根据本申请的一些实施例中，不同对象(例如，不同组织)之间的特征，例如，T1值、T2值和/或质子密度(或自旋密度)，的差异可以提供显示磁共振成像的解剖结构和/或病理变化。可以使用几种加权成像类型来强调上述特征并构建特定图像。示例性成像类型可包括T1加权成像(T1WI)、T2加权成像(T2WI)、质子密度加权成像(PDWI)等，或其任何组合。例如，在T1加权成像中，强调了不同对象的纵向弛豫的差异，但是可以抑制或不再强调其他特征，例如，横向弛豫的差异的影响。T1加权成像可以具有短TE和TR时间。另一方面，T2加权成像利用对象的横向弛豫，抑制或不再强调其他特征，例如，纵向弛豫。T2加权成像可以需要长TE和TR时间。又例如，质子密度加权成像可以反映不同对象的质子(以水或大分子等形式)的浓度。
应当注意，上述自旋回波序列的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，重聚的RF脉冲的翻转角可以是180°以外的值；所述翻转角可以是从0～180°中选择的任何适当值。在不脱离本申请的范围的情况下，可以根据变化或修改来改变或选择TR或ETL。
图6是根据本申请的一些实施例所示的处理单元130的框图。如图1和图6中所示的处理单元130可以在成像过程之前、期间或之后处理信息。处理单元130可以具有一些其他变化，图6用于说明目的提供。处理单元130可以实现为中央处理单元(CPU)、专用集成电路(ASIC)、专用指令集处理器(ASIP)、图形处理单元(GPU)、物理处理单元(PPU)、微控制器单元、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、ARM等，或其任何组合。如图6所示，处理单元130可包括计算模块601、图像处理模块602和存储模块603。
计算模块601可以用于计算从控制单元120和/或显示单元140接收的不同种类的信息。来自控制单元120的信息可包括关于MRI扫描仪110、梯度磁场发生器111、主磁场发生器113、对象位置(例如，在MRI系统内)、RF发送/接收单元112等或其任何组合的信息。在一些实施例中，所述信息可以是对象位置、主磁场和/或梯度磁场强度、射频相位和/或振幅等。来自显示单元140的信息可以包括来自用户和/或其他外部资源的信息。来自用户的示例性信息可包括关于图像对比度和/或比率、ROI、层面厚度、成像类型(例如，T1加权成像、T2加权成像、质子密度加权成像等)、T1、T2、自旋回波类型(自旋回波、快速自旋回波(FSE)、快速恢复FSE、单发FSE、梯度回波、带有稳态处理的快速成像等等)、翻转角度值、采集时间(TA)、回波时间(TE)、重复时间(TR)、回波链长度(ETL)、相位数、激发次数(NEX)、反转时间、带宽(例如，RF接收器带宽、RF发射器带宽等)等或其任何组合的参数。
图像处理模块602可以处理从ROI获取的磁共振(MR)信号这类的数据，并将所述数据重建为MR图像。图像处理模块602可以包括或不包括图像重建模块。图像处理模块602可以对由磁场进行空间编码的MR信号进行空间解码。信号的强度或大小，以及诸如相位数、弛豫时间(T1或T2)、磁化传递等的其他属性可以被确定。图像重建过程中图像处理模块602可以采用不同种类的图像重建技术。所述图像重建方法可以包括并行成像、傅里叶重建、约束图像重建、压缩感知等，或其任何组合。对于维度，傅立叶变换可以包括一维(1D)傅立叶变换、二维(2D)傅里叶变换、三维(3D)傅立叶变换。对于类型，傅立叶变换可以包括离散傅里叶变换、逆傅里叶变换、快速傅里叶变换(FFT)、非均匀快速傅里叶变换(NUFFT)、部分傅立叶变换等，或其任何组合。并行成像的示例性算法可以包括空间谐波同步采集(SMASH)、灵敏度编码(SENSE)等或其任何组合。部分傅立叶变换的示例性算法可以包括零填充、零差处理、迭代零差处理等，或其任何组合。
在本申请的一些实施例中，所接收的MR信号，例如，通过施加至少两个重聚RF脉冲而产生的回波，可以用于k空间采样。k空间采样可以基于施加于接收到的MR信号的编码梯度来执行。k空间采样可以包括笛卡尔采样、非笛卡尔采样等。编码梯度可包括选层梯度、相位编码梯度、频率编码梯度等，或其任何组合。编码梯度的波形可以是周期性的，也可以是非周期性的。对于快速成像，可以对k空间进行欠采样，并且可以生成一个或以上欠采样的k空间数据集。上述图像重建方法可用于基于欠采样数据集重建MR图像。仅作为示例，可以同时对MR信号执行x方向编码梯度和y方向编码梯度，以生成欠采样的k空间数据集。作为其他示例，可以不管顺序如何而执行x方向编码梯度和y方向梯度。
存储模块603可以存储由计算模块601和/或图像处理模块602使用的信息。所述信息可以包括程序、软件、算法、数据、文本、数字、图像和一些其他信息。这里提供的这些实施例用于说明目的，而不是是为了限制本申请的范围。存储模块603中存储的算法可以包括递归、二分法、穷举搜索(或强力搜索)、贪婪算法、分而治之算法、动态编程方法、迭代方法、分支定界算法、回溯算法等，或其任何组合。
应当注意，上述处理单元的描述仅用于说明目的，并非是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，处理单元的组装和/或功能可以变化或改变。在一些实施例中，计算模块601和图像处理模块602可以共享一个存储模块603。在一些实施例中，计算模块601和图像处理模块602可以分别具有它们自己的存储块。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
图7是根据本申请的一些实施例所示的处理单元130执行的过程的流程图。参考图7，在步骤701，可以发送RF信号。所述RF信号可以用于激发对象的ROI以生成MR信号。在一些实施例中，RF信号可包括激发RF脉冲和至少两个重聚RF脉冲。在RF信号之后，可以生成至少两个MR信号，例如，至少两个回波。所述回波可以是自旋回波或梯度回波。
在步骤702，可以接收在步骤701生成的MR信号。在一些实施例中，在步骤702，通过在回波上施加编码梯度来对回波进行空间编码，可以接收一个或以上回波。所述编码梯度可包括选层梯度、相位编码梯度、频率编码梯度等，或其任何组合。k空间采样可以基于MR信号的处理来执行。
在步骤703，可以基于接收的MR信号生成MR图像。在一些实施例中，图像重建方法可以应用于MR信号，例如回波，以生成MR图像。在一些实施例中，可以对在步骤702中描述的回波进行欠采样，使得可以生成欠采样的k空间数据集并且可以部分地填充k空间。使用压缩感知(CS)、并行成像和部分傅立叶变换此类的图像重建方法，可以生成一个或以上MR图像。
应当注意，上述流程图仅用于说明的目的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员，可以在本申请的教导下进行各种修改和变化。然而，这些修改和变化可能不脱离本申请的范围。
图8是根据本申请的一些实施例所示的图像处理模块602的框图。参考图8，图像处理模块602可以包括信号获取块801、k空间采样块802、傅立叶变换块803、图像重建块804、参数配置块805和梯度配置块806。
信号获取块801可以获取信号，例如MR信号。所述MR信号可以包括自旋回波、梯度回波等，或其任何组合。
k空间采样块802可以执行k空间采样。在本申请的一些实施例中，可以基于由信号获取块801获取的MR信号来执行k空间采样。
傅里叶变换块803可以执行傅立叶变换。傅里叶变换可以包括逆傅立叶变换、离散傅立叶变换、快速傅里叶变换、部分傅立叶变换、非均匀快速傅里叶变换等，或其任何组合。
图像重建块804可以生成MR图像。在本申请的一些实施例中，由信号获取块801获取的MR信号可以被k空间采样块802欠采样，以生成欠采样的k空间数据集。欠采样的k空间数据集可用于生成一个或以上MR图像。
图像重建块804可以接收欠采样的k空间数据集并基于欠采样的k空间数据集执行图像重建。图像重建可以基于一个或以上图像重建方法来执行。示例性图像重建方法可包括压缩感知(CS)、并行成像、部分傅立叶变换等，或其任何组合。
参数配置块805可以设置与MR图像有关的参数。所述参数可以包括缩小因子、图像分辨率、图像对比度和/或比率、ROI、层面厚度、成像类型(例如，T1加权成像、T2加权成像、质子密度加权成像等)、T1、T2、自旋回波类型(自旋回波、快速自旋回波(FSE)、快速恢复FSE、单发FSE、梯度回波、带有稳态处理的快速成像等等)、翻转角度值、采集时间(TA)、回波时间(TE)、重复时间(TR)、回波链长度(ETL)、相位数、激发次数(NEX)、反转时间、带宽(例如，RF接收器带宽、RF发射器带宽等)等或其任何组合。
梯度配置块806可以控制施加于MR信号的各种梯度。梯度可以包括选层梯度、相位编码梯度、频率编码梯度等，或其任何组合。
应当注意，提供图像处理模块的描述是为了说明的目的，而不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员，可以在本申请的教导下进行各种修改和变化。但是，这些变化与修改不会偏离本申请。
图9是根据本申请的一些实施例所示的图像处理的流程图。在步骤901，可以获取MR信号。所述MR信号的数字化可以称为信号获取或信号采样。由接收线圈接收的MR信号可以是具有空间编码信息的无线电波，其可以属于模拟信号而不是数字信号。在一些实施例中，数字信号可以比模拟信号更有效地传播。数字信号可以被很好地定义并且是有序的，电子电路可以更容易地为从混乱的噪声中区分数字信号。这是数字信号在通信中的许多优点之一。因此，模拟信号可以被转换成数字信号。所述模数转换可以包括采样、保持、量化和编码。在一些实施例中，用于信号获取的设备可以是模数转换器(ADC)。根据工作原理，ADC的类型可以包括直接转换ADC、逐次逼近ADC、跃升-比较ADC、威尔金森ADC、集成ADC、delta编码ADC、管道ADC、sigma-delta ADC、时间交织ADC和时间延伸ADC。上述ADC的一个或以上可以用在这里公开的系统和方法中。
应该注意的是，上述仅出于说明性目的而提供，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，在一些实施例中，采样和保持的过程可以组合以进行一个采样/保持过程。在一些实施例中，量化和编码的过程可以同时实现。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
在步骤902，可以处理数字化MR信号。在一些实施例中，由于缺少某些信息(例如，控制信息、标识信息等)，在步骤901中通过模数转换(ADC数据)获取的数据不能直接用于图像重建。因此，可能需要将一些图像重建的信息添加到ADC数据中。这些信息可包括关于扫描计数器、ADC数据的类型、生理信号的选通数据等的信息，或其组合。处理ADC数据的方法可以包括数据登记、重建之前的预处理等，或其任何组合。
在步骤903，可以基于处理后的MR信号执行k空间采样。k空间采样可以包括用至少两个k空间轨迹填充k空间。填充方法可根据特定条件而变化。例如，k空间轨迹可以是笛卡尔轨迹或非笛卡尔轨迹。非笛卡尔轨迹可以是辐射状、螺旋、锯齿形、螺旋桨等，或其任何组合。k空间可以被欠采样、过采样或完全采样。所述数据可以以任何顺序，例如，从中心向外、从左到右，从上到下填充到k空间中。从步骤903生成的数据可以称为k空间数据。
应该注意的是，上述仅出于说明性目的而提供，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，在一些实施例中，k空间可以在中心区域被过采样并且在边缘区域被欠采样。可替换地，k空间可以在中心区域被完全采样并且在边缘区域被欠采样。所述采样可以根据某些条件而变化。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
在步骤904，可以对k空间数据执行逆傅里叶变换。k空间数据可以变换为频域数据，所述频域数据可以是二维(2D)或三维(3D)数据集。示例性图像重建方法可以包括并行成像、傅里叶重建、约束图像重建、压缩感知等，或其变体，或其任何组合。对于维度，傅立叶变换可以包括一维(1D)傅立叶变换、二2维(2D)傅里叶变换、三维(3D)傅立叶变换。对于类型，傅立叶变换可以包括离散傅里叶变换、逆傅里叶变换、快速傅里叶变换(FFT)、非均匀快速傅里叶变换(NUFFT)、部分傅立叶变换等，或其任何组合。部分傅立叶变换的示例性算法可以包括零填充、零差处理、迭代零差处理等，或其任何组合。并行成像的示例性算法可以包括空间谐波同步采集(SMASH)、AUTO-SMASH、VD-AUTO-SMASH、灵敏度编码(SENSE)、广义自动校准部分并行获取(GRAPPA)等或其任何组合。
在步骤905，可以处理频域数据以生成MR图像。在一些实施例中，频域数据可以被映射到光学数据中，用于进一步的图像处理。例如，在单色显示器中，频域数据可以被映射为像素的亮度值。在彩色显示器中，频域数据可以被映射为像素的亮度和伪色值。光学数据可以变换为驱动显示器上的像素的信号。
应该注意的是，上述仅出于说明性目的而提供，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，在一些实施例中，在步骤905之后，可以对生成的图像进行进一步处理，例如几何变换和图像质量的调整。所述几何变换可以包括自旋、裁剪、镜像、变焦等，或其任何组合。所述图像质量的调整可以包括伪色处理、锐化、图像增强等，或其任何组合。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
图10是根据本申请的一些实施例所示的k空间采样的流程图。在步骤1001，可以开启选层梯度。选层梯度可以选择ROI的层面。在本申请的一些实施例中，可以在施加RF脉冲时开启选层梯度。RF脉冲可以是激发RF脉冲、重聚RF脉冲等。当RF脉冲的施加停止时，可以关闭选层梯度。
在步骤1002，可以开启第一编码梯度，以及在步骤1003，可以开启第二编码梯度。如本申请中其他地方所述，第一编码梯度和第二编码梯度可以在空间上编码由图像处理模块接收的MR信号。在一些实施例中，第一编码梯度可以是相位编码梯度，第二编码梯度可以是频率编码梯度。作为示例，首先施加相位编码梯度，随后施加频率编码梯度。相应地，可以生成笛卡尔k空间轨迹。笛卡尔k空间轨迹可包括一定数量的直线。
在本申请的一些实施例中，第一编码梯度和第二编码梯度可以同时施加于MR信号。相应地，可以生成非笛卡尔k空间轨迹。非笛卡尔k空间轨迹可以是辐射状、螺旋等，或其组合。在步骤1004，可以基于第一编码梯度和第二编码梯度编码MR信号。
在步骤1005，可以基于在步骤1004中生成的编码后的MR信号来执行k空间采样。具体地，用于k空间采样的示例性轨迹可以包括笛卡尔轨迹或非笛卡尔轨迹。非笛卡尔轨迹可以是辐射状、螺旋、锯齿形、螺旋桨等，或其任何组合。k空间可以被欠采样、过采样或完全采样。在一些实施例中，k空间可以在中心区域被完全采样并且在边缘区域被欠采样。如这里所使用的，如果k空间相对于Ky＝0的线对称，则中心区域可以指其中Ky的绝对值小的区域。边缘区域可以指其中Ky的绝对值大的区域。数据可以以任何顺序，例如，从中心向外，从左到右，从上到下等填充到k空间中。
应当注意，上述流程图是出于说明的目的而提供的，并非是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员，可以在本申请的教导下进行各种修改和变化。但是，这些修改和变化并不背离本申请的范围。例如，步骤1002和步骤1003可以同时或依次执行。
图11是根据本申请的一些实施例所示的单个重复时间(TR)内的2D FSE脉冲序列的图。图11中所示的2D FSE脉冲序列适用于本申请中其他地方描述的MRI系统中的应用。2DFSE脉冲序列1100可以包括激发RF脉冲1101和至少两个重聚RF脉冲，例如，重聚RF脉冲1102、重聚RF脉冲1103、重聚RF脉冲1104和重聚RF脉冲1105。激发RF脉冲1101连同选层梯度1111可用于将ROI的纵向磁化的一部分倾斜到横向平面中。在激发RF脉冲1101之后，至少两个重聚RF脉冲可以被发送以产生至少两个回波。重聚RF脉冲可以伴随选层梯度。产生的回波数可以通过重聚RF脉冲的数量来确定。
如图11所示，回波1141可以由重聚RF脉冲1112产生、回波1142可以由重聚RF脉冲1113产生、回波1143可以由重聚的RF脉冲1114产生。x方向编码梯度和y方向编码梯度可用于对回波进行空间编码。例如，x方向编码梯度1121和y方向编码梯度1131可以施加于回波1141，使得回波1141在空间上编码。空间编码回波可以对应于k空间轨迹。空间编码回波可用于执行k空间采样并随后构建MR图像。
在本申请的一些实施例中，x方向编码梯度和y方向编码梯度可同时应用于回波以产生k空间轨迹。应当注意，k空间轨迹可以包括分别对应于MRI中的笛卡尔采样或非笛卡尔采样的直线或曲线。非笛卡尔采样可包括辐射采样和螺旋采样。
应当注意，由重聚RF脉冲产生的回波可以是翻转角为180°的回波。在本申请的一些实施例中，其中翻转角变化的翻转角度序列可用于重聚的RF脉冲。例如，由于T2弛豫，一个回波链中的每个回波的强度可以不同。如本申请所用，T2弛豫可以指由于组织特定特征，在自旋回波序列中的90°脉冲之后产生的自旋偶极子的渐进散相。因此，如果回波链长度(ETL)是4，为了减小回波之间的差异，可以将重聚RF脉冲的翻转角设置为小于或等于180°，例如，依次为140°、155°、165°、180°。
在2D FSE中，可以在重复时间(TR)中获取至少两个回波。在一些实施例中，可以在本申请中采用非笛卡尔坐标系。选层梯度可以在z方向上施加以选择要成像的ROI的层面。x方向编码梯度和y方向编码梯度可以用于空间编码MR信号，例如，回波，以完成k空间采样。可以通过用一定数量的k空间轨迹填充k空间来执行k空间采样。示例性k空间采样方法可以包括笛卡尔采样和非笛卡尔采样。对于笛卡尔采样，k空间可以用笛卡尔轨迹，例如，直线，填充。对于非笛卡尔采样，k空间可以用除笛卡尔轨迹之外的非笛卡尔轨迹，例如，辐射或螺旋轨迹，填充。在获取回波的过程中，可以在x和y轴上采用编码梯度来填充二维k空间，其中，Kx和Ky可以用作坐标。
在采集回波的过程中，x方向编码梯度的振幅可以保持为正或负。当采集k空间的高空间频率信息(例如，边缘、细节、锐转变)时，x方向编码梯度的振幅可以大于采集k空间的低空间频率信息(例如，对比、一般形状)时x方向编码梯度的振幅。从高空间频率信息的采集到低空间频率信息的采集，x方向编码梯度的振幅可以逐渐变化。在一些实施例中，x方向编码梯度的从高振幅到低振幅的转变可以是急剧的。
图12A-12F示出了根据本申请的一些实施例的示例性x方向编码梯度。为了进一步说明本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。
图12A是根据本申请的一些实施例所示的x方向编码梯度的示例性波形。如图12A所示，x方向编码梯度的波形可包括三个稳定阶段(阶段A、阶段B和阶段C)和两个变化阶段。阶段A和阶段C可用于采集k空间中的高空间频率信息。阶段B可用于采集k空间中的低空间频率信息。字母t可以表示采集回波的持续时间。阶段A、阶段B和阶段C的振幅可以保持不变。两个变化阶段可以是线性函数。在一些实施例中，两个变化阶段可以是非线性函数。
图12B是根据本申请的一些实施例所示的x方向编码梯度的示例性波形。如图12B所示，x方向编码梯度可以是平滑变化的函数的一部分。所述函数可以是高斯函数、调和函数等，或其任何组合。如图12B所示，x方向编码梯度的边缘(A和C)具有较大振幅，可用于采集高空间频率信息。x方向编码梯度的中心区域(B)具有较低振幅，可用于采集低空间频率信息。字母t可以表示采集回波的持续时间。
在一些实施例中，x方向编码梯度的波形可以如图12E和图12F所示是不对称的，而不是对称的。图12E中，由B表示的具有较低振幅的部分可用于采集低空间频率信息(例如，接近k空间的中心区域)。图12E中，具有较高振幅的部分A和C可用于获取高空间频率信息(例如，k空间的边缘区域)。同样，图12F中，具有较低振幅的部分B可用于获取低空间频率信息(例如，靠近k空间的中心区域)。图12F中，具有较高振幅的部分A和C可用于获取高空间频率信息(例如，k空间的边缘区域)。
在一些实施例中，当k空间被欠采样时，如图12E和图12F所示的x方向编码梯度可用于执行k空间采样。
应当注意，x方向编码梯度具有较低振幅的部分可以位于x方向编码梯度的波形中的任何位置，例如，在波形的中心、在波形的左侧或波形的右侧。
应当注意，上述x方向编码梯度波形的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域的普通技术人员来说，根据本申请的教导可以做出多种变化和修改。例如，在一些实施例中，x方向编码梯度中用于采集的k空间的高空间频率信息和低空间频率信息的持续时间可以相等或不相等。作为其他示例，采集高空间频率信息的时间可以比采集低空间频率信息的时间更长或更短。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
在一些实施例中，在施加x方向编码梯度之前可以存在散相梯度和/或在施加x方向编码梯度之后可以存在聚相梯度。在采集回波的过程中，散相梯度可以用于确定回波的k空间轨迹的起点。所述聚相梯度可以调整回波的状态。在一些实施例中，聚相梯度可以消除由散相梯度引起的影响。
为了进一步理解本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。图12C是根据本申请的一些实施例所示的x方向散相梯度、x方向聚相梯度和x方向编码梯度的示例性波形。如图12C所示，包括三个稳定阶段和两个变化阶段的第一编码梯度的波形可用于采集回波。字母A可以表示散相梯度，字母B可以表示聚相梯度。字母t可以表示采集回波的持续时间。散相梯度和聚相梯度的振幅可以具有相同的方向(正或负)。替换地，散相梯度和聚相梯度的振幅可以具有相反的方向(正或负)。散相梯度和聚相梯度的示例性波形可以是梯形波、方波、三角波等，或其组合。
应当注意，以上描述的散相梯度和聚相梯度仅用于说明的目的，并非是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，两个连续回波的x方向上的散相梯度的振幅可能略有不同。例如，在一些实施例中，当采集不同的回波时，可以调整散相梯度以使得k空间轨迹的起始点不同。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
用于获取不同回波的x方向编码梯度可以具有相同的模式或不同的模式。在一些实施例中，可以通过调整振幅、波形、采集回波的持续时间和/或每个阶段的持续时间来使x方向编码梯度的模式不同。
为了进一步理解本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。图12D是根据本申请的一些实施例所示的可用于采集两个连续回波的两个连续x方向编码梯度的波形。如图12D所示，实线可以表示可以用于采集回波n的x方向编码梯度，虚线可以表示可以用于采集回波m的x方向编码梯度。字母t可以表示采集回波的持续时间。两个x方向编码梯度都有三个稳定阶段和两个变化阶段。然而，每个阶段可以具有不同的振幅和不同的时间间隔。如图12D所示，回波m的x方向编码梯度的第一稳定阶段的振幅可以大于回波n的相应振幅。回波m的x方向编码梯度的变化阶段的时间间隔可以长于回波n的相应时间间隔。采集回波m的高空间频率信息的x方向编码梯度的时间可以短于回波n的相应时间。采集回波m的低空间频率信息的x方向编码梯度的时间可以长于回波n的相应时间。
应当注意，以上对x方向编码梯度的波形的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，用于采集不同回波的x方向编码梯度的波形可以是不同的。在一些实施例中，回波m的x方向编码梯度可包括三个稳定阶段和两个变化阶段。而回波n的x方向编码梯度可以是平滑函数的一部分。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
在本申请的一些实施例中，当采集回波时，y方向编码梯度可以与x方向编码梯度同时施加。在回波采集过程中，y方向编码梯度的振幅可以在零附近振荡，k空间轨迹也可以在基线周围振荡。所述基线可以对应于k空间中的Ky值。y方向编码梯度的振幅的振荡可以是周期性的或非周期性的。
为了进一步说明本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。图13A是根据本申请的一些实施例所示的y方向编码梯度的示例性波形。如图13A所示，y方向编码梯度可以是梯形波。y方向编码梯度的振幅周期性地振荡。字母t可以表示采集回波的持续时间。图13B是根据本申请的一些实施例所示的y方向编码梯度的示例性波形。如图13B所示，y方向编码梯度可以是三角波。y方向编码梯度的振幅周期性地振荡。字母t可以是采集回波的持续时间。
应当注意，上述y方向编码梯度波形的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，在一些实施例中，y方向编码梯度的波形可以是锯齿波、方波、正弦波等，或其任何组合。在一些实施例中，在一个周期内，y方向编码梯度的波形可以是上述任何波的混合。在一些实施例中，在一个周期内，可能存在一种波形但具有不同的振幅。在一些实施例中，采集一个回波的持续时间中的周期数可以是一个、两个、三个或更多个。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
图13C是根据本申请的一些实施例所示的y方向编码梯度的示例性波形。如图13C所示，y方向编码梯度在采集回波的持续时间内是梯形波、三角波和正弦波的混合。y方向编码梯度可以以非周期方式振荡。字母t可以表示采集回波的持续时间。
应当注意，上述y方向编码梯度的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，y方向编码梯度可以以如图13C中所描述的随机方式振荡。另外，y方向编码梯度可以以非周期但常规的方式振荡。例如，在一些实施例中，y方向编码梯度的振幅可以以渐变(增大或减小)的方式振荡。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
用于采集不同回波，例如，两个连续回波的y方向编码梯度可以相同或不同。在一些实施例中，当采集不同的回波时，通过调整振幅、波形、采集回波的持续时间和/或y方向编码梯度的振荡方法可以使y方向编码梯度的模式不同。
为了进一步理解本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。图13D是根据本申请的一些实施例所示的用于采集不同回波的两个示例性y方向编码梯度的波形。如图13D所示，实线可以表示第一回波的y方向编码梯度的波形。虚线可以表示不同于第一回波的第二回波的y方向编码梯度的波形。字母t可以表示采集回波的持续时间。用于采集第一回波的y方向编码梯度在采集回波的持续时间内可以是例如梯形波、锯齿波和正弦波的混合。第一回波的y方向编码梯度可以以非周期方式振荡。第二回波的y方向编码梯度在采集回波的持续时间内也可以是混合波，所示混合波可以包括的梯形波、锯齿波和正弦波的组合。然而，两个y方向编码梯度在振幅和/或时间间隔方面可以是不同的。第二回波的y方向编码梯度可以以非周期方式振荡。
应当注意，上述y方向编码梯度波形的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，用于采集不同回波的y方向编码梯度可以在振幅、波形、采集回波的持续时间中的周期数、振荡方法(周期性或非周期性)等或其任何组合方面不同。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
在一些实施例中，在施加y方向编码梯度之前可以存在散相梯度。在采集回波的过程中，基线的Ky的值可以通过散相梯度来确定。对于不同的回波，基线的Ky值可以相同或不同。
为了进一步说明本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。图13E是根据本申请的一些实施例所示的示例性y方向编码梯度。如图13E所示，包括三角波、梯形波和正弦波的组合的非周期波形可用于采集回波。字母A可以表示散相梯度。字母t可以表示采集取回波的持续时间。
在一些实施例中，在施加y方向编码梯度之后可以存在聚相梯度。所述聚相梯度可以调整信号的状态。在一些实施例中，聚相梯度可以消除由散相梯度引起的影响。
为了进一步说明本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。图13F是根据本申请的一些实施例所示的示例性y方向编码梯度。如图13F所示，y方向编码梯度可以是包括三角波、梯形波和正弦波的非周期波形。字母A可以表示散相梯度、字母B可以表示聚相梯度。字母t可以表示采集回波的持续时间。
应当注意，以上描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，在一些实施例中，散相梯度和聚相梯度的振幅在方向上可以是相同的(正或负)。替代地，散相梯度和聚相梯度的振幅在方向上可以是相反的。所述散相梯度和聚相梯度的波形可以是梯形波、方波、三角波等。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
当采集不同的回波时，k空间中的基线的密度分布可以通过采用不同的散相梯度来设置。
图14是根据本申请的一些实施例所示的k空间轨迹的基线的分布的示意图。如图14所示，水平排列的点可以表示对应于基线的Ky的值。字母A和字母C可以表示对应于高频区域的k空间的边缘区域，字母B可以表示对应于低频区域的k空间的中心区域。在图14中，在k空间的低频区域中，基线的密度可以高于其在高频区域的密度。
应当注意，以上关于基线的密度分布的描述仅仅是为了说明的目的而提供的，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，在一些实施例中，基线的密度可以是均匀的。在一些实施例中，基线的密度可以以另一种方式变化。例如，基线的密度可以从一侧到另一侧逐渐变化(增加或减少)。在一些实施例中，基线的密度在k空间的中心区域中可以是低的，而在k空间的边缘区域中可以是高的。在一些实施例中，基线的密度可以以交替方式分布。在一些实施例中，基线的密度也可以以随机方式分布。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
图15是根据本申请的一些实施例所示的k空间采样的示意图。可以通过非笛卡尔采样的八个k空间轨迹对k空间进行采样。应当注意，用于执行k空间采样的回波数，以及k空间中的基线分布可以预设。基线的分布可以基于由本申请中其他地方描述的散相梯度控制的Ky的值来调整。
在图15中，垂直分布的黑点可以表示对应于由垂直排列在k空间中的虚线所表示的基线的Ky的值。实线可以表示回波的k空间轨迹。k空间轨迹可以基于其基线振荡。在对应于k空间的高频区域的k空间的边缘区域中，基线的密度可以低于与低频区域对应的k空间的中心区域中的基线密度。k空间轨迹的振幅可以与k空间中的基线密度相关。如图15所示，在基线密度低的区域中，k空间轨迹可以急剧波动。在基线密度高的区域中，k空间轨迹可以逐渐波动。如图15所示，k空间轨迹的波形可以不同，但它们都基于基线振荡。
实施例
为了进一步理解本申请，下面给出几个实施例，但这些实施例并不限制本申请的范围。
图16是根据本申请的一些实施例所示的水模的k空间采样的示意图。如图16所示，2D FSE序列被用于获取MR图像。k空间的大小为408×408。Kx方向和Ky方向的降低因子均为3.2。总降低因子为10。产生了122个回波并用于k空间采样。ADC从回波中采集了128个数据点。
应该注意的是，上述仅出于说明性目的而提供，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，在不脱离本申请的范围的情况下，可以根据变化或修改来改变或选择k空间的原始大小、降低因子、所获取的回波的数量以及从回波采集的数据点的数量。
图17A是分辨率水模的原始图像。图17B是通过非均匀快速傅里叶变换(NUFFT)重建的分辨率水模的图像。图17C是通过压缩感知重建的分辨率水模的图像。
如图17B所示，与分辨率水模的原始图像相比，当根据图16中的欠采样模式获取的k空间数据通过非均匀快速傅里叶变换(NUFFT)和零填充重建时，重建后的图像不清楚，并且在重建后的图像中几乎看不到原始图像中的一些点。
如图17C所示，当根据图16中的欠采样模式获取的k空间数据通过压缩感知重建时，在重建后的图像中可以恢复原始图像的细节。
图18A是Shepp Logan水模的原始图像。图18B是通过非均匀快速傅立叶变换(NUFFT)和零填充重建的Shepp Logan水模的图像。图18C是基于压缩感知重建的SheppLogan水模的图像。
如图18B所示，与Shepp Logan水模的原始图像相比，如果根据图16中的欠采样模式获取的k空间数据通过非均匀快速傅里叶变换(NUFFT)重建，并且使用零来替换没有采样的数据，则重建后的图像不清晰，并且在重建后的图像中几乎看不到原始图像中的一些点。
如图18C所示，当根据图16中的欠采样模式获取的k空间数据通过压缩感知重建时，在重建后的图像中可以恢复原始图像的细节。
图19是根据本申请的一些实施例所示的膝盖的k空间采样的示意图。参考图19，2DFSE序列被用于获取MR图像。k空间的原始大小为384×384。Kx和Ky方向的降低因子均为2。总降低因子为4。产生了192个回波并用于k空间采样。ADC从回波中采集了192个数据点。
应该注意的是，上述仅出于说明性目的而提供，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，在不脱离本申请的范围的情况下，可以根据变化或修改来改变或选择k空间的原始大小、降低因子、所获取的回波的数量以及从回波采集的数据点的数量。
图20A是膝盖的原始图像。图20B是通过非均匀快速傅里叶变换(NUFFT)重建的膝盖的图像。图20C是通过压缩感知重建的膝盖的图像。
如图20B所示，与膝盖的原始图像相比，如果根据图19中的欠采样模式获取的k空间数据通过非均匀快速傅立叶变换(NUFFT)和零填充重建，则重建后的图像不清楚。
如图20C所示，当根据图19中的欠采样模式获取的k空间数据通过压缩感知重建时，在重建后的图像中可以恢复原始图像的细节。
应该注意的是，上述仅出于说明性目的而提供，并不是为了限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可作出多种变化和修改。例如，本申请中公开的非笛卡尔采样可以与包括并行成像、压缩感知、部分傅里叶变换等或其任何组合的技术组合。然而，这些变化和修改不会背离本申请的范围。
上文已对基本概念做了描述，显然，对于阅读此申请后的本领域的普通技术人员来说，上述发明公开仅作为示例，并不构成对本申请的限制。虽然此处并没有明确说明，本领域技术人员可能会对本申请进行各种修改、改进和修正。该类修改、改进和修正在本申请中被建议，所以该类修改、改进、修正仍属于本申请示范实施例的精神和范围。
同时，本申请使用了特定词语来描述本申请的实施例。例如“一个实施例”、“一实施例”、和/或“一些实施例”意指与本申请至少一个实施例相关的某一特征、结构或特性。因此，应当强调并注意的是，本说明书中在不同位置两次或以上提及的“一实施例”或“一个实施例”或“一替代性实施例”并不一定是指同一实施例。此外，本申请的一个或以上实施例中的某些特征、结构或特性可以进行适当的组合。
此外，本领域的普通技术人员可以理解，本申请的各方面可以通过若干具有可专利性的种类或情况进行说明和描述，包括任何新的和有用的过程、机器、产品或物质的组合，或对其任何新的和有用的改良。相应地，本申请的各个方面可以完全由硬件执行、可以完全由软件(包括韧体、常驻软件、微代码等)执行、也可以由硬件和软件组合执行。以上硬件或软件均可被称为“单元”、“模块”或“系统”。此外，本申请公开的各方面可以采取体现在一个或以上计算机可读介质中的计算机程序产品的形式，其中计算机可读程序代码包含在其中。
计算机可读信号介质可能包含一个内含有计算机程序编码的传播数据信号，例如在基带上或作为载波的一部分。此类传播信号可以有多种形式，包括电磁形式、光形式等或任何合适的组合形式。计算机可读信号介质可以是除计算机可读存储介质之外的任何计算机可读介质，该介质可以通过连接至一个指令执行系统、装置或设备以实现通讯、传播或传输供使用的程序。位于计算机可读信号介质上的程序编码可以通过任何合适的介质进行传播，包括无线电、电缆、光纤电缆、RF、或类似介质等或其任意组合。
本申请各部分操作所需的计算机程序编码可以用任意一种或以上程序语言编写，包括面向主体编程语言如Java、Scala、Smalltalk、Eiffel、JADE、Emerald、C++、C#、VB.NET、Python等，常规程序化编程语言如C语言、Visual Basic、Fortran 2003、Perl、COBOL 2002、PHP、ABAP，动态编程语言如Python、Ruby和Groovy，或其他编程语言等。该程序编码可以完全在用户计算机上运行、或作为独立的软件包在用户计算机上运行、或部分在用户计算机上运行部分在远程计算机运行、或完全在远程计算机或服务器上运行。在后种情况下，远程计算机可以通过任何网络形式与用户计算机连接，比如局域网(LAN)或广域网(WAN)，或连接至外部计算机(例如通过因特网)，或在云计算环境中，或作为服务使用如软件即服务(SaaS)。
此外，除非权利要求中明确说明，本申请所述处理元素和序列的顺序、数字字母的使用、或其他名称的使用，并非用于限定本申请流程和方法的顺序。尽管上述披露中通过各种示例讨论了一些目前认为有用的发明实施例，但应当理解的是，该类细节仅起到说明的目的，附加的权利要求并不仅限于披露的实施例，相反，权利要求旨在覆盖所有符合本申请实施例实质和范围的修正和等价组合。例如，虽然以上所描述的系统组件可以通过硬件设备实现，但是也可以只通过软件的解决方案得以实现，如在现有的服务器或移动设备上安装所描述的系统。
同理，应当注意的是，为了简化本申请披露的表述，从而帮助对一个或以上发明实施例的理解，前文对本申请实施例的描述中，有时会将多种特征归并至一个实施例、附图或对其的描述中。然而，本申请的方法不应被解释为反映一种意图，即所要求的对象需要的特征多于每个权利要求中明确记载的特征。相反，本申请的实施例具有比上述单个公开实施例更少的特征。

Claims (28)

1.一种生成磁共振(MR)图像的方法，所述方法包括：
产生经由感兴趣区域(ROI)的主磁场；
将选层梯度施加于所述感兴趣区域的一个层面；
将至少两个射频脉冲施加于所述感兴趣区域的所述层面以产生至少两个回波；
对于所述至少两个回波中的每个回波，在第一方向上将第一编码梯度施加于所述回波，同时在第二方向上将第二编码梯度施加于所述回波，其中，所述第一编码梯度的振幅始终保持为正或负，所述第一编码梯度中用于采集k空间的中心区域的振幅低于用于采集所述k空间的边缘区域的振幅；
基于所述第一方向上的所述第一编码梯度和所述第二方向上的所述第二编码梯度，生成至少两个欠采样的k空间数据集；以及
通过将至少一个图像重建方法应用于所述欠采样的k空间数据集来生成磁共振图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述射频脉冲包括快速自旋回波(FSE)。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一方向上的所述第一编码梯度的波形包括三个稳定阶段和两个变化阶段。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一方向上的所述第一编码梯度的波形包括平滑变化的函数的一部分。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述平滑变化的函数包括高斯函数或调和函数。
6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二方向上的所述第二编码梯度包括振荡波形。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述波形以周期性方式或非周期方式振荡。
8.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在所述第一方向上施加所述第一编码梯度，包括：
对两个不同的回波分别施加至少两个不同的编码梯度。
9.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一方向上的所述第一编码梯度进一步包括散相梯度和聚相梯度中的至少一个。
10.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二方向上的所述第二编码梯度进一步包括散相梯度和聚相梯度中的至少一个。
11.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在所述k空间的所述中心区域的欠采样k空间数据集的分布密度大于在所述k空间的所述边缘区域的欠采样k空间数据集的分布密度。
12.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述图像重建方法包括压缩感知、并行成像技术或部分傅立叶重建中的至少一种。
13.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一方向垂直于所述第二方向。
14.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，沿着第三方向的选层梯度与所述第一方向和所述第二方向正交。
15.一种磁共振成像(MRI)系统，包括：磁共振成像扫描仪、控制单元和处理单元，所述磁共振成像扫描仪包括：
主磁场发生器，被配置为产生经由感兴趣区域(ROI)的主磁场；
梯度磁场发生器，被配置为将选层梯度施加于所述感兴趣区域的一个层面，在第一方向上生成第一编码梯度，以及在第二方向上生成第二编码梯度；
射频发送/接收单元，被配置为将至少两个射频脉冲发送到所述感兴趣区域的所述层面以产生至少两个回波，
其中所述梯度磁场发生器被配置为：对于所述至少两个回波中的每个回波，在所述第一方向上将所述第一编码梯度施加于所述回波，同时在所述第二方向上将所述第二编码梯度施加于所述回波，所述第一编码梯度的振幅始终保持为正或负，所述第一编码梯度中用于采集k空间的中心区域的振幅低于用于采集所述k空间的边缘区域的振幅；以及
所述处理单元，被配置为基于所述第一方向上的所述第一编码梯度和所述第二方向上的所述第二编码梯度，生成至少两个欠采样的k空间数据集，以及通过将至少一个图像重建方法应用于所述欠采样的k空间数据集来生成磁共振图像。
16.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述至少两个射频脉冲包括快速自旋回波(FSE)。
17.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述第一方向上的所述第一编码梯度的波形包括三个稳定阶段和两个变化阶段。
18.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述第一方向上的所述第一编码梯度的波形包括具有平滑变化的函数的一部分。
19.根据权利要求17所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述第一方向上所述第一编码梯度的波形的所述振幅包括三个稳定阶段和两个变化阶段。
20.根据权利要求18所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述第一方向上的所述第一编码梯度的波形的所述振幅包括平滑变化的函数的一部分。
21.根据权利要求18所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述平滑变化的所述函数包括高斯函数或调和函数。
22.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述第二方向上的所述第二编码梯度包括振荡波形。
23.根据权利要求22所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述振荡波形以周期性方式或非周期性方式振荡。
24.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述在所述第一方向上施加所述第一编码梯度，包括：对两个不同的回波分别施加至少两个不同的编码梯度。
25.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述第一方向上的所述第一编码梯度进一步包括散相梯度和聚相梯度中的至少一个。
26.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述第二方向上的所述第二编码梯度进一步包括散相梯度和聚相梯度中的至少一个。
27.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，在所述k空间的所述中心区域的欠采样k空间数据集的分布密度大于在所述k空间的所述边缘区域的欠采样k空间数据集的分布密度。
28.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其特征在于，所述图像重建方法包括压缩感知、并行成像技术或部分傅立叶重建中的至少一种。
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