用于同相零回波时间磁共振成像的系统和方法

摘要

本发明题为“用于同相零回波时间磁共振成像的系统和方法”。本发明公开了用于ZTE MRI的系统和方法。示例性方法包括：在预扫描时获得待成像对象的感兴趣区域的水和/或脂肪的拉莫尔频率，以及将MR系统的RF收发器的中心频率设置为水和脂肪的拉莫尔频率之间的值。将ZTE脉冲序列施加到对象，并且接收来自对象的响应于ZTE脉冲序列的MR信号。用中心频率来解调所接收到的MR信号，并且根据已解调MR信号生成同相ZTE图像。

说明书

技术领域

本公开涉及磁共振成像(MRI)，并且更具体地涉及同相零回波时间(ZTE)MRI。

背景技术

MRI是基于检测组织中的质子的非侵入性诊断成像工具，其可产生具有高空间分辨率、强软组织对比度和特异性以及良好深度穿透性的诊断图像。由于硬组织(例如，骨和牙齿)中的质子含量低并且横向弛豫时间(即T2)极短，因此对此类组织进行成像一直是具有挑战性的。ZTE MRI已被开发用于硬组织成像(包括例如骨、牙齿、软骨、肌腱、肺等的成像)，一般来讲，聚焦于具有极短T2的组织的应用可潜在地受益于使用ZTE MRI。

ZTE MRI是一种用于对具有超短T2的样本进行三维(3D)成像的快速、稳健且无声的方法。在该方法中，在MR信号产生时，开始进行空间编码和数据采集，并在此后不久完成。具体地，使用短硬脉冲射频(RF)激发来产生小回转角。在编码梯度是激活时施加RF激发，使得实现标称回波时间(TE)为零。ZTE采集使用3D径向中心向外k空间编码，其中三个方向上的编码梯度逐渐重新取向。一个改变三个方向上的梯度的小步骤实现几乎无声的MR成像。最小梯度变化还减少涡流效应，使得ZTE成像高度稳健。此外，反转ZTE图像的灰度将导致计算机断层摄影(CT)型图像外观。因此，已发现ZTE成像具有广泛的应用，包括肌肉骨骼(MSK)成像、PET/MR衰减校正、MR引导的放射治疗计划等(诸如在以下文献中所述：Zero TE MRbone imaging in the head，Wiesinger等人，《医学磁共振》，第75卷，第107-114页，2016年(Wiesinger et al.,Magn Reson Med75:107-114,2016)；Free-breathing,zero-TE MRlung imaging，Gibiino等人，《物理学、生物学与医药学中的磁共振材料》，第28卷，第207-215页，2015年(Gibiino et al.,Magnetic Resonance Materials in Physics,Biologyand Medicine 28:207-215,2015)；Zero TE-based pseudo-CT image conversion in thehead and its application in PET/MR attenuation correction and MR-guidedradiation therapy planning，Wiesinger等人，《医学磁共振》，第80卷，第1440-1451页，2016年(Wiesinger et al.,Magn Reson Med 80:1440-1451,2016)；以及In-phase zeroTE musculoskeletal imaging，

ZTE成像对化学位移偏共振信号干扰敏感，尤其是在脂肪-水组织界面周围。脂肪中的氢原子具有比水中的氢原子更低的拉莫尔(Larmor)频率，因为脂肪分子中的每个氢原子被影响磁场的许多其他原子(例如，碳原子)围绕。这种拉莫尔频率的差异被称为化学位移。紧接激发RF脉冲之后，脂肪信号和水信号彼此同相，但由于化学位移较小，脂肪信号和水信号开始移相。当脂肪和水异相时，由于脂肪信号从水信号中减去，因此具有组织混合物的体素可能具有减少的信号。由于边缘处的混合体素，因此这在脂肪/水组织界面处产生了特征性深色轮廓。此外，因为沿着读出方向的化学位移在采集期间改变，所以模糊伪影可能出现在所采集的MR图像中。在ZTE成像中，在3D中心向外径向读出期间演化的脂肪-水异相信号可干扰主要的同相信号。化学位移伪影可严重影响骨描绘，因为骨与软组织的差异关键地取决于均匀的、低对比度的软组织外观。

化学位移伪影的严重程度取决于成像带宽和分辨率：带宽越低，问题越严重。目前，已使用高带宽来解决伪影。然而，增大带宽可同时减小图像中的信噪比(SNR)并限制回转角，因此这并不总是期望的。因此，通常需要用于减少ZTE成像中的化学位移伪影的改进的系统和方法。

发明内容

在一个实施方案中，本公开提供了用于由磁共振(MR)系统执行的ZTE MRI的方法。该方法包括：在预扫描时获得待成像对象的感兴趣区域的水和/或脂肪的拉莫尔频率；将MR系统的射频(RF)收发器的中心频率设置为水和脂肪的拉莫尔频率之间的值；向对象施加ZTE脉冲序列；接收来自对象的响应于ZTE脉冲序列的MR信号；用中心频率来解调所接收的MR信号；以及根据已解调MR信号生成同相ZTE图像。

在另一个实施方案中，本公开提供一种MRI系统。MRI系统包括磁体，磁体被配置为生成静态磁场；梯度线圈，所述梯度线圈被配置为生成编码梯度；RF收发器；和处理器，该处理器连接到磁体、梯度线圈以及RF收发器。处理器被配置为：指示MRI系统执行预扫描，以在预扫描时获得待成像对象的感兴趣区域的静态磁场中的水和/或脂肪的拉莫尔频率；并且将RF收发器的中心频率设置为水和脂肪的拉莫尔频率之间的值。RF收发器被配置为：生成RF激发，在编码梯度是激活时将RF激发施加到对象；接收来自对象的响应于RF激发的MR信号；并且用中心频率解调所接收的MR信号。

在又一个实施方案中，本公开提供了一种用于处理由计算机系统执行的磁共振成像(MRI)数据的方法。该方法包括：接收通过零回波时间(ZTE)采集获得的k空间原始数据；用在成像对象的感兴趣区域的水和脂肪的拉莫尔频率之间的频率来解调原始数据；以及根据已解调原始数据生成同相ZTE图像。

附图说明

通过阅读以下详细描述并且参考附图，可以更好地理解本公开的各个方面，其中：

图1是根据一个示例性实施方案的一种磁共振成像(MRI)系统的示意图；

图2是根据示例性实施方案的用于MRI系统的射频(RF)系统的示意图；

图3是根据一个示例性实施方案的用于ZTE成像的脉冲序列的示意图；

图4是根据一个示例性实施方案的示出径向中心向外k空间采样的示意图；

图5是一个根据示例性实施方案的示出k空间网格的示意图；

图6是示出根据一个示例性实施方案的水和脂肪的拉莫尔频率的示意图；

图7A是根据一个示例性实施方案的用于减少ZTE MRI中的异相消除伪影的方法的流程图；

图7B是根据另一个示例性实施方案的用于减少ZTE MRI中的异相消除伪影的方法的流程图；

图8示出了根据一个示例性实施方案的骨盆中的脂肪-水化学位移效应；以及

图9示出了根据一个示例性实施方案的通过本文所公开的方法得到的同相ZTE图像与通过常规方法得到的图像的比较。

这些附图示出了用于同相ZTE MRI的所描述的部件、系统和方法的特定方面。连同以下描述，附图示出并且解释了本文描述的结构原理、方法和原理。在附图中，为了清楚起见，部件的厚度和尺寸可以被放大或以其他方式修改。没有示出或详细描述众所周知的结构、材料或操作以避免模糊所描述的部件、系统和方法的各方面。

具体实施方式

以下描述本公开的一个或多个具体实施方案以便提供透彻的理解。这些描述的实施方案仅为用于同相ZTE MRI的系统和方法的示例。本领域技术人员将理解，在不脱离本公开的实质的情况下，可以在实施时修改实施方案中描述的具体细节。

当介绍本公开的各种实施方案的元件时，词语“一个”、“一种”和“该”旨在意指存在这些元件中的一个或多个元件。术语“第一”、“第二”等不表示任何顺序、量或重要性，而是用于将一个元件与另一个元件区分开。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在是包含性的，并且意指除了列出的元件之外还可存在附加元件。如本文使用术语“连接到”、“耦接到”等，一个对象(例如，材料、元件、结构、构件等)可以连接到或耦接到另一个对象，而无论该一个对象是否直接连接或耦接到另一个对象，或者在该一个对象和另一个对象之间是否存在一个或多个介入对象。此外，应当理解，对本公开的“一个实施方案”或“实施方案”的引用不旨在被解释为排除也包含所引用特征的附加实施方案的存在。

总体上参考附图，本公开描述了用于同相ZTE MRI的系统和方法。ZTE MRI是用于3D成像的快速、稳健且无声的方法；尤其适用于对极短T2结构进行采样。在该方法中，在编码梯度是激活时施加RF激发，使得实现标称TE为零。使用3D径向中心向外k空间编码，其中三个方向上的编码梯度逐渐重新取向，这可减少声学噪声并且减少涡流效应，使得ZTE成像安静且稳健。在ZTE采集中，紧接在激发RF脉冲之后，脂肪信号和水信号彼此同相，但由于脂肪信号和水信号的拉莫尔频率差异(即，化学位移)较小，脂肪信号和水信号开始移相。在3D中心向外径向读出期间演化的脂肪-水异相信号开始干扰主要的同相信号，从而导致脂肪/水组织界面处的模糊和破坏性信号干扰。

目前，已使用高带宽来减少ZTE成像中的化学位移伪影。然而，增加带宽可降低图像中的SNR，并且另外需要极短的RF脉冲来限制回转角。美国专利申请号15/802,767(现公布为US 2019/0137586)通过用变化的读出梯度振幅并因此用变化的有效采样时间采集每个3D径向轮辐至少两次来解决化学位移伪影。使用基于k空间的化学位移分解，然后将所采集的数据重构为同相ZTE图像和异相干扰。该方法需要脉冲序列和图像重构修改并且增加扫描时间。

本文所公开的方法通过调节用于解调所采集的MR信号的频率来解决化学位移伪影。具体地，用于解调的频率被设置为待成像对象的感兴趣区域的水和脂肪的拉莫尔频率之间的值。例如，对于具有1.5特斯拉(T)磁场的MRI系统，用于解调的频率比水的拉莫尔频率低约110Hz，而比脂肪的拉莫尔频率高约110Hz。对于具有3T磁场的MRI系统，该频率比水的拉莫尔频率低约220Hz，而比脂肪的拉莫尔频率高约220Hz。在一些实施方案中，可通过例如在预扫描期间将MRI系统的RF收发器的中心频率设置为期望值来调节用于解调的频率。在一些实施方案中，用于解调的频率可在后处理所采集的原始数据时设置为期望值。根据本文所公开的方法获得的ZTE图像(例如，3D骨和肺图像)展示了身体、MSK、PET/MR和RTP应用所需的优异的软组织均匀性。

现在参考图1，示出了根据一个示例性实施方案的示例性MRI系统100的示意图。MRI系统100的操作由操作者工作站110控制，该操作者工作站包括输入设备114、控制面板116和显示器118。输入设备114可以是操纵杆、键盘、鼠标、轨迹球、触摸激活屏、语音控制或任何类似或等效的输入设备。控制面板116可以包括键盘、触摸激活屏、语音控制、按钮、滑块或任何类似或等效的控制设备。操作者工作站110耦接到计算机系统120并且与之通信，该计算机系统使得操作者能够控制显示器118上图像的产生和观看。计算机系统120包括经由电和/或数据连接122彼此通信的多个部件。计算机系统连接122可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。计算机系统120可以包括中央处理单元(CPU)124、存储器126和图像处理器128。在一些实施方案中，图像处理器128可以由在CPU124中实现的图像处理功能来替代。计算机系统120可以连接到档案媒体设备、永久或备份存储器或网络。计算机系统120耦接到单独的MRI系统控制器130并且与之通信。

MRI系统控制器130包括经由电和/或数据连接132彼此通信的一组部件。MRI系统控制器连接132可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。MRI系统控制器130可以包括CPU 131，与操作者工作站110通信的脉冲发生器/定序器133，收发器(或RF收发器)135，存储器137以及阵列处理器139。在一些实施方案中，脉冲发生器/定序器133可以集成到MRI系统100的共振组件140中。MRI系统控制器130可以从操作者工作站110接收命令，以指示在MRI扫描期间要执行的MRI扫描序列。MRI系统控制器130还耦接到梯度驱动器系统150并且与之通信，该梯度驱动器系统耦接到梯度线圈组件142，以在MRI扫描期间产生磁场梯度。

脉冲发生器/定序器133可还接收来自生理采集控制器155的数据，该生理采集控制器接收来自多个不同传感器的信号(诸如来自附接到患者的电极的心电图(ECG)信号)，这些传感器连接到经历MRI扫描的对象或患者170。并且最后，脉冲发生器/定序器133耦接到扫描室接口系统145并且与之通信，该扫描室接口系统从与共振组件140的状态相关联的各种传感器接收信号。扫描室接口系统145还耦接到患者定位系统147并且与之通信，该患者定位系统发送和接收信号以控制患者台移动到所需位置进行MRI扫描。

MRI系统控制器130向梯度驱动器系统150提供梯度波形，该梯度驱动器系统包括G

经历MRI扫描的对象或患者170可以定位在共振组件140的圆柱形成像体积146内。MRI系统控制器130中的收发器135产生由RF放大器162放大的RF激发脉冲并且通过发射/接收开关(T/R开关)164提供给RF体线圈148。

如上所述，RF体线圈148和RF表面线圈149可以用于发射RF激发脉冲和/或接收来自经历MRI扫描的患者的所得MR信号。由经历MRI扫描的患者内的受激核发出的所得MR信号可以被RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且通过T/R开关164发送回前置放大器166。T/R开关164可以由来自脉冲发生器/定序器133的信号控制，以在发射模式期间将RF放大器162电连接至RF体线圈148，并且在接收模式期间将前置放大器166连接至RF体线圈148。T/R开关164可还使得RF表面线圈149能够用于发射模式或接收模式。

在一些实施方案中，由RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且由前置放大器166放大的所得MR信号作为原始k空间数据阵列存储在存储器137中用于后处理。当对应于接收的MR信号的原始k空间数据阵列已经被采集并且临时存储在存储器137中，直到数据随后被变换以创建图像时，MR扫描完成。

在一些实施方案中，由RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且由前置放大器166放大的MR信号在收发器135的接收部分中被解调、滤波和数字化，并且传输至MRI系统控制器130中的存储器137。对于要重建的每个图像，该数据被重新布置成单独的k空间数据阵列，并且这些单独的k空间数据阵列中的每个被输入至阵列处理器139，该阵列处理器操作以将数据傅立叶变换成图像数据的阵列。

阵列处理器139使用变换方法，最常见的是傅立叶变换，以从接收的MR信号创建图像。这些图像被传送到计算机系统120，在那里它们被存储在存储器126中。响应于从操作者工作站110接收到的命令，图像数据可以存档在长期存储器中，或者可以由图像处理器128进一步处理并且传送到操作者工作站110以在显示器118上呈现。

在各种实施方案中，计算机系统120和MRI系统控制器130的部件可以在相同计算机系统或多个计算机系统上实现。应当理解，图1所示的MRI系统100用于说明。合适的MRI系统可以包括更多、更少和/或不同的部件。

参见图2，示出了根据一个示例性实施方案的用于MRI系统(例如，图1的MRI系统)的RF系统200的示意图。RF系统200可对应于图1的收发器135。RF系统200包括用于发射RF激发脉冲的发射部分和用于接收MR信号的接收部分。发射部分包括频率合成器212、调制器214和发射衰减器216。接收部分包括接收衰减器222、解调器224、模数转换器226和数字正交检测器228。RF系统200经由链路202耦接到MRI系统控制器(例如，图1中的MRI系统控制器130)的其他部件。链路202可对应于图1中的电/数据连接132。

RF系统200的发射部分被配置为生成具有适当中心频率、带宽、振幅和相位的RF脉冲，以便激发对象(例如，图1中的患者170)的期望切片内的核。为了生成RF脉冲，频率合成器212经由链路202从CPU(例如，图1中的CPU 131)和脉冲发生器(例如，图1中的脉冲发生器133)接收一组数字信号并且相应地产生RF载波。该组数字信号指示RF载波的频率和相位。RF载波被施加到调制器214，该调制器根据通过链路202接收到的信号来调制RF载波的振幅。该信号限定要产生的RF激发脉冲的包络，并且因此限定要产生的RF激发脉冲的带宽。已调制RF激发脉冲被施加到发射衰减器216，该发射衰减器根据通过链路202接收到的数字命令使脉冲衰减。经衰减的RF激发脉冲被施加到驱动RF线圈(例如，图1中的RF体线圈148)的功率放大器(例如，图1中的RF放大器162)。

由对象(例如，图1中的患者170)产生的MR信号由接收器线圈(例如，图1的RF体线圈148或RF表面线圈149)接收，由前置放大器(例如，图1中的前置放大器166)放大并施加到接收衰减器222的输入。接收衰减器222使MR信号衰减一定量，该一定量根据通过链路202接收的数字衰减信号来确定。MR信号包含感兴趣的狭窄频率范围(例如，±16kHz)，MR信号嵌入在等于或接近拉莫尔频率的RF载波中或由其携带。信号为振幅已调制且相位已调制的。信号强度包含在振幅已调制部分中，而空间位置包含在波的相位已调制部分中。该嵌入的信息通过解调器224中解调的过程来提取。解调是指信号以其正弦或余弦乘以等于或接近拉莫尔频率的频率。解调器224直接从频率合成器212接收RF载波的原始拷贝，并将其与MR信号混合以提取有用信息。在一些实施方案中，一个或多个低通滤波器(当前图中未示出)用于在解调之后去除高频载波分量。已解调(和经滤波)的MR信号被施加到模数转换器(ADC)226，其中这些MR信号被转换为数字信号。ADC 226的输出被施加到数字正交检测器228，该数字正交检测器产生表示接收到的MR信号的实分量和虚分量的同相(I)值和正交(Q)值。将接收到的MR信号的数字化I值和Q值的所得流输出到阵列处理器(例如，图1的阵列处理器139)，在阵列处理器处，将所得流用于重构图像。

在一些实施方案中，由对象产生的MR信号由接收器线圈接收并且由前置放大器放大，但不由RF系统200的接收部分处理。相反，MR信号作为原始k空间数据存储在存储器(例如，图1中的存储器137)中。单独的计算机系统(诸如，图像工作站)可以从存储器读取原始数据并重构MR图像。在一些实施方案中，该计算机系统组合由RF系统200的接收部分和阵列处理器139执行的功能，包括衰减、解调(和滤波)、ADC、数字正交、傅立叶变换等。然而，后处理操作处的解调不使用由RF系统200的发射部分(例如，由频率合成器212)生成的RF载波的拷贝，而是自身生成波。波的频率可与由RF系统200的发射部分生成的RF载波的频率相同或不同。在一些实施方案中，首先将原始MR信号转换为数字信号，之后进行数字解调等。

参考图3，示出了根据一个示例性实施方案的用于ZTE成像的脉冲序列300的示意图。在脉冲序列300中，RF激发可由收发器(例如，图2中的收发器135、图2中的RF系统200)、RF放大器(例如，图1中的RF放大器162)和发射线圈(例如，RF体线圈148)产生。三个方向(即，G

图3所示的ZTE脉冲序列基于旋转超快速成像序列(RUFIS)。首先，三个方向(即，G

ZTE成像采用3D径向中心向外k空间采集，并且图4示出了k

当通过3D径向中心向外采样来填充k空间时，可以通过网格来变换所采集的k空间数据，如图5所示，然后进行傅里叶变换以形成3D MR诊断图像。在一些实施方案中，可以对k空间的至少一部分进行欠采样或过采样，并且可以使用各种方法根据所采集的k空间数据重构图像，如本领域已知的。

应当理解，图3所示的示意性脉冲序列是用于说明而非进行限制。任何适当的ZTE脉冲序列均可用于采集。用于ZTE采集的不同脉冲序列的示例包括：RUFIS(诸如在以下文献中所述：Ultra-Fast Imaging Using Low Flip Angles and FIDs，Madio等人，《医学磁共振》，第34卷，第525-529页，1995年(Madio et al.,Magn Reson Med 34:525-529,1995))、反投影重构的小角度激发(BLAST)序列(诸如在以下文献中所述：Fast Imaging inLiquids and Solids with the Back-projection Low Angle ShoT(BLAST)Technique，Hafner，《医学磁共振》，第12卷，第1047-1051页，1994年(Hafner,Magn Reson Imaging,12:1047-1051,1994))、水和脂肪抑制质子投影MRI(WASPI)序列(诸如在以下文献中所述：Density of organic matrix of native mineralized bone measured by water andfat suppressed proton projection MRI，Wu等人，《医学磁共振》，第50卷，第59-68页，2003年(Wu et al.,Magn Reson Med 50:59-68,2003))、Zero TE序列(诸如在以下文献中所述：MRI with Zero Echo Time:hard versus Sweep Pulse Excitation，Weiger等人，《医学磁共振》，第66卷，第379-389页，2011年(Weiger et al.,Magn Reson Med 66:379-389,2011))、利用径向采集的点编码时间减少(PETRA)(诸如在以下文献中所述：Ultrashort echo time imaging using pointwise encoding time reduction withradial acquisition(PETRA)，Grodzki等人，《医学磁共振》，第67卷，第510-518页，2012年(Grodzki et al.,Magn Reson Med 67:510-518,2012))或斜升混合编码(RHE)(诸如在以下文献中所述：Ramped hybrid encoding for improved ultrashort echo timeimaging，Jang等人，《医学磁共振》，第76卷，第814-825页，2016年(Jang et al.,MagnReson Med 76:814-825,2016))。

如本领域已知的，脂肪中的氢原子具有比水中的氢原子更低的拉莫尔频率。这种拉莫尔频率的差异被称为化学位移，以百万分率(ppm)为单位。通过将化学位移(以ppm为单位)乘以在特定磁场强度下质子的谐振频率(以兆赫兹为单位)来计算频率差值。脂肪和水之间的化学位移为约3.5ppm。在1.5T磁场下，质子具有63.87MHz的拉莫尔频率，因此频率差值为大约220Hz；而在3T下，质子具有127.74MHz的拉莫尔频率，因此频率差值为大约440Hz。

严格地说，零回波时间(即，TE＝0)仅对其中脂肪信号和水信号完全对准并且同相的中心k空间样本(即，k＝0)有效。K空间样本的有效回波时间随着沿3D中心向外径向轮辐距k空间中心的距离而线性增加。较晚的k空间样本受到不期望的脂肪-水化学位移异相偏移贡献的影响。更具体地，脂肪-水异相贡献的累积随着k空间样本的有效回波时间而变化。以3T的磁场强度为例。约440Hz的脂肪-水频率差值对应于0、2.3ms(1/440Hz)、4.6ms(2/440Hz)等的同相回波时间，以及1.15ms(0.5/440Hz)、3.45ms(1.5/440Hz)、5.75ms(2.5/440Hz)等的异相回波时间。

在现有的ZTE采集方法中，将RF收发器(例如，图1中的收发器135、图2中的RF系统200)的中心频率设置为水的拉莫尔频率。本公开将RF收发器的中心频率变为水和脂肪的拉莫尔频率之间的值。在一些实施方案中，中心频率被设置为对应于脂肪和水的拉莫尔频率的中点的值。也就是说，对于3T的磁场，中心频率比水的拉莫尔频率低约220Hz(而比脂肪的拉莫尔频率高约220Hz)，或者对于1.5T的磁场，中心频率比水的拉莫尔频率低约110Hz(而比脂肪的拉莫尔频率高约110Hz)。在一些实施方案中，中心频率被设置为基本上对应于中点的值，例如，在中点频率±水和脂肪的拉莫尔频率之间的差值的25％的范围内。

在一些实施方案中，可在预扫描操作时调节RF收发器的中心频率。通常，在每个MR成像序列之前执行预扫描，在预扫描中优化RF收发器的特性。由于磁体内患者的存在可非常轻微地改变进动频率，因此预扫描操作涉及确定准确的拉莫尔频率，使得可计算适当的偏移。可使用本领域中已知的任何适当的预扫描序列来确定待成像对象中的感兴趣区域的精确拉莫尔频率。例如，美国专利号4,806,866描述了用于测量拉莫尔频率的预扫描序列。可以处理响应于预扫描序列的MR信号以产生信号振幅与RF频率的曲线图。图6示出了此类曲线图的示例。在图6中，对应于水信号的峰值振幅的频率f

在一些实施方案中，MR系统的操作者可以检查曲线图，并且经由操作者工作站(例如，图1中的操作者工作站110)将RF收发器的中心频率手动调节到期望值。例如，期望值可以是水的拉莫尔频率f

在操作者确认配置之后，可以相应地执行MR诊断扫描。具体地，经调节的中心频率f

当使用硬脉冲时，发射侧的带宽远高于接收侧的带宽。因此，与改变中心接收频率(即，用于解调的频率)产生的影响相比，改变中心发射频率产生的影响可忽略不计。因此，在一些实施方案中，可在后处理而不是在预扫描时调节用于解调的频率。具体地，在预扫描时，确定对象的感兴趣区域的水和/或脂肪的拉莫尔频率。将水的拉莫尔频率f

施加具有表2中的参数的ZTE脉冲序列(例如，图3中的脉冲序列300)，并且(在例如，图1中的RF表面线圈149处)接收并(在图1中的前置放大器166处)放大响应的MR信号。然后将MR信号作为原始k空间数据存储在存储器(例如，图1中的存储器137)中。可以对原始k空间数据执行后处理以构建MR图像。在后处理期间，可以解调原始数据以及进行其他过程。对于解调，将原始数据的正弦或余弦乘以频率f

参考图7A，示出了根据一个示例性实施方案的用于同向ZTE MRI的方法的流程图700。该方法可以通过MRI系统(例如，图1中的MRI系统100)进行。在操作702处，在预扫描时获得待成像对象的感兴趣区域的水和/或脂肪的拉莫尔频率。可使用任何适当的预扫描序列来测量水和/或脂肪的精确拉莫尔频率。在一些实施方案中，在预扫描时测量水和脂肪的拉莫尔频率两者。在一些实施方案中，可测量它们中的一者，而另一者可通过已知的公式来计算。

在操作704处，MRI系统的RF收发器的中心频率被设置为脂肪和水的拉莫尔频率之间的值。预扫描的一个目的是优化RF收发器的特性，包括将收发器的中心频率设置为期望值。在一些实施方案中，期望的中心频率是脂肪和水的拉莫尔频率之间的中点。在一些实施方案中，期望的中心频率基本上为中点，例如，中点±水和脂肪的拉莫尔频率之间的差值的25％。

在操作706处，施加ZTE脉冲序列以扫描对象。任何适当的ZTE脉冲序列均可用于采集，包括但不限于RUFIS、BLAST序列、WASPI序列、PETRA、RHE等或它们的任何组合。

在操作708处，接收来自对象的响应于ZTE脉冲序列的MR信号。在操作710处，解调接收到的MR信号。用于解调的频率是在操作704处设置的收发器的中心频率。在操作712处，根据已解调MR信号生成同相ZTE图像。可使用任何适当的方法来重构图像，该方法通常包括将数据从k空间傅里叶变换到图像空间。

参考图7B，示出了根据另一个示例性实施方案的用于同向ZTE MRI的方法的流程图750。该方法可由处理系统诸如计算机系统来执行。计算机系统可以是与MRI系统分开的图像工作站。在操作752处，接收ZTE原始数据。ZTE原始数据是指由对象响应于ZTE脉冲序列而生成的MR信号。在一些实施方案中，MR信号可(在图1中的前置放大器166处)被放大。原始数据可直接或间接地从执行ZTE MRI的MRI系统接收。在操作754处，通过在水和脂肪拉莫尔频率之间的值处的频率解调原始数据。例如，用于解调的频率可以是水和脂肪的拉莫尔频率的中点。在操作756处，根据已解调MR信号生成同相ZTE图像。可使用任何适当的方法来重构图像，该方法通常包括将数据从k空间傅里叶变换到图像空间。

因此，根据本公开所述的方法获得的同相ZTE图像展示了改善的化学位移偏共振行为和相应减少的脂肪-水异相图像干扰。参见图8，示出了根据一个示例性实施方案的骨盆中的脂肪-水化学位移效应。在图8中，顶行为线性标度，底行为反转的灰度。左列上的图像为以±125kHz的成像带宽采集的ZTE图像；中间列上的图像是以±62.5kHz的带宽采集的ZTE图像；并且右列上的图像为以±31.25kHz的带宽采集的ZTE图像。可以看出，对于±125KHz的最高成像带宽，软组织看起来是均匀的，几乎像CT一样，其中骨被清楚地描绘出。相比之下，在±31.25kHz下采集的ZTE图像示出主要围绕脂肪-水界面的显著异相伪影，从而严重劣化ZTE骨描绘。

参考图9，根据一个示例性实施方案，将通过本文所公开的方法获得的同向ZTE图像与通过常规方法获得的ZTE图像进行比较。使用常规方法采集左列上的图像，其中用于解调的频率是水的拉莫尔频率。使用本文所公开的方法采集右列上的图像，其中用于解调的频率比水的拉莫尔频率低220Hz(即，在3T处的脂肪-水化学位移的一半)。显然，同相ZTE图像展示了显著减少的异相信号伪影。

除了任何先前指示的修改之外，本领域技术人员可以在不脱离本描述的精神和范围的情况下设计出许多其他变型和替换布置，并且所附权利要求书旨在覆盖此类修改和布置。因此，尽管上面已经结合当前被认为是最实际和最优选的方面对信息进行了具体和详细的描述，但对于本领域的普通技术人员将显而易见的是，在不脱离本文阐述的原理和概念的情况下，可以进行许多修改，包括但不限于形式、功能、操作方式和使用。同样，如本文所使用的，在所有方面，示例和实施方案仅意图是说明性的，并且不应以任何方式解释为限制性的。