本發(fā)明涉及磁共振(mr)成像的領(lǐng)域。本發(fā)明涉及一種mr成像的方法。本發(fā)明還涉及一種mr設(shè)備以及一種要在mr設(shè)備上運行的計算機程序。

背景技術(shù)：

利用磁場與核自旋之間的相互作用以便形成二維或三維圖像的圖像形成mr方法現(xiàn)今被廣泛使用，尤其是在醫(yī)學(xué)診斷的領(lǐng)域中，因為對于軟組織的成像而言，其在許多方面優(yōu)于其他成像方法，不要求電離輻射并且通常是無創(chuàng)的。

根據(jù)一般的mr方法，待檢查的患者的身體被布置在強的、均勻磁場(b0場)中，該磁場的方向同時定義測量所基于的坐標(biāo)系的軸(通常為z軸)。磁場產(chǎn)生依賴于磁場強度的針對個體核自旋的不同能量水平。這些能量水平之間的過渡能夠通過施加具有定義的頻率(所謂的拉莫爾頻率或mr頻率)的電磁交變場(rf場，也被稱為b1場)來激勵(自旋共振)。從宏觀角度看，個體核自旋的分布產(chǎn)生總體磁化，總體磁化能夠通過施加適當(dāng)頻率的電磁脈沖(rf脈沖)而偏離均衡狀態(tài)，使得磁化執(zhí)行關(guān)于z軸的進(jìn)動運動。所述進(jìn)動運動描述錐形的表面，錐形的孔徑角被稱為翻轉(zhuǎn)角。翻轉(zhuǎn)角的幅度取決于所施加的電磁脈沖的強度和持續(xù)時間。

在rf脈沖的終止之后，磁化弛豫返回均衡的原始狀態(tài)，其中，再次利用第一時間常量t1(自旋晶格或縱向弛豫時間)建立在z方向上的磁化，并且利用第二時間常量t2(自旋-自旋或橫向弛豫時間)弛豫在垂直于z方向的方向上的磁化。能夠借助于一個或多個接收rf線圈來探測磁化的變化，所述一個或多個接收rf線圈以如下方式被布置和取向在mr設(shè)備的檢查體積內(nèi)：使得在垂直于z軸的方向上測量磁化的變化。

為了實現(xiàn)身體中的空間分辨率，沿著三個主軸延伸的線性磁場梯度被疊加在均勻磁場上，這導(dǎo)致自旋共振頻率的線性空間相關(guān)性。那么在接收線圈中所拾取的信號包含能夠與身體中的不同位置相關(guān)聯(lián)的不同頻率的分量。經(jīng)由rf線圈獲得的mr信號數(shù)據(jù)對應(yīng)于空間頻率域并且被稱為k空間數(shù)據(jù)。借助于傅里葉變換或其他適當(dāng)?shù)闹亟ㄋ惴▽空間數(shù)據(jù)的集合轉(zhuǎn)換為mr圖像。

在常規(guī)mr成像會話中發(fā)生顯著水平的聲學(xué)噪聲，其是由被放置在靜態(tài)主磁場中的磁場梯度線圈的機械振蕩所造成的。當(dāng)電流被施加到梯度線圈時所感生的洛倫茲力使所述梯度線圈物理地移動。該位移取決于靜磁場的強度、所施加的電流的幅度、以及磁場梯度切換的頻率和波形。mr成像設(shè)備的檢查體積內(nèi)的聲學(xué)噪聲的幅度取決于各種參數(shù)通常從94db到135db而改變：各自mr成像設(shè)備的硬件特性、系統(tǒng)的振動的程度、所施加的mr成像序列的類型和參數(shù)(例如，重復(fù)時間)、所采集的切片的數(shù)量等。高水平的聲學(xué)噪聲誘發(fā)所檢查的患者中的壓力或不舒適。要求聽力保護(hù)以防止聽力損傷。

聲學(xué)噪聲的缺點能夠通過新近開發(fā)的幾乎無聲的mr成像技術(shù)來克服，其中，在存在磁場梯度的情況下執(zhí)行rf激勵以及對mr信號的采集。所述磁場梯度被應(yīng)用于純頻率編碼的、徑向中心外的k空間編碼。在這些已知的方法中，空間非選擇性激勵必須均勻地覆蓋由讀出磁場梯度所跨過的全頻率帶寬，所述讀出磁場梯度通常通過輻射短、硬的rf脈沖來完成。在rf脈沖的輻射之后立即開始對自由感應(yīng)衰減(fid)信號的采集。在fid讀出之后，在能夠施加下一rf脈沖之前，僅要求最小時間來設(shè)定下一讀出磁場梯度，因此，實現(xiàn)了非常短的重復(fù)時間(tr)。確定讀出方向的磁場梯度向量從重復(fù)到重復(fù)遞增地改變，直到k空間中的球形體積被采樣到所要求的程度。這樣的徑向中心外的k空間掃描技術(shù)有時被稱為“毛毛球(kooshball)”掃描，其中，徑向k空間“輪輻(spoke)”以及其在k空間中的布置組合已知玩具球設(shè)計的細(xì)絲(串)。在不需要在整個掃描期間關(guān)閉讀出磁場梯度的情況下，能夠幾乎無聲地執(zhí)行mr成像(參見，例如，weiger等人，magneticresonanceinmedicine，第70卷，第328-332頁，2013)。此外，美國專利us5570018提到了通過使兩個正交方向(y和z)上的磁梯度場正弦曲線地改變并且使用兩倍不同的周期的方式來對磁共振信號進(jìn)行空間編碼。

固有地，已知的無聲徑向中心外的k空間編碼技術(shù)僅遞送經(jīng)重建的mr圖像的質(zhì)子密度加權(quán)的對比。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

根據(jù)前述內(nèi)容，應(yīng)當(dāng)容易意識到，存在對一種mr成像的經(jīng)改進(jìn)的方法的需求。本發(fā)明的目標(biāo)是實現(xiàn)具有t2(或t2*)加權(quán)的或擴散加權(quán)的對比的無聲/安靜的mr成像。

根據(jù)本發(fā)明，公開了一種對被定位在mr設(shè)備的檢查體積中的對象進(jìn)行mr成像的方法。本發(fā)明的方法包括如下步驟：

-在存在逐漸改變的磁場梯度的情況下，使用一系列rf脈沖來激勵磁化；

-以這樣的方式修改所述梯度的值：在稍后時間點上，形成與前述rf脈沖相對應(yīng)的一系列回波。

-在本發(fā)明的一個實施例(“場回波”實施例)中，所述方法包括如下步驟：

-使所述對象經(jīng)受成像序列，包括：

a)在存在磁場梯度的情況下輻射若干rf脈沖的同時，從初始位置到結(jié)束位置在多個中間位置上逐漸地改變磁場梯度向量；

b)在存在所述磁場梯度的情況下采集若干mr回波信號的同時，再次從所述初始位置到所述結(jié)束位置在所述多個中間位置上逐漸地改變所述磁場梯度向量；

c)通過針對不同的初始位置、中間位置和結(jié)束位置重復(fù)步驟a)和b)若干次來對k空間中的球形體積進(jìn)行采樣；

-根據(jù)所采集的mr回波信號來重建磁共振圖像。

根據(jù)該實施例，在步驟a)中，所述磁場梯度正在逐漸地改變方向(并且任選地還有強度)。在步驟a)的每次重復(fù)期間，所述磁場梯度的向量在初始位置(由磁場梯度強度和方向的初始值所確定的)處開始并且在結(jié)束位置(由磁場梯度強度和方向的結(jié)束值所確定的)處結(jié)束。針對步驟a)中的第一次(time)并且針對步驟b)中的第二次，根據(jù)本發(fā)明的方法，使將所述磁場梯度向量的所述中間位置相互連接的軌跡上的每個位置被通過兩次。所述磁場梯度貫穿步驟a)和步驟b)中的每個步驟始終保持被開啟。在步驟a)與步驟b)之間，所述磁場梯度向量應(yīng)當(dāng)以這樣的方式從所述結(jié)束位置改變返回到所述初始位置(在沒有被關(guān)閉的情況下)：在步驟a)和步驟b)的所述軌跡上，即從各自初始位置到各自結(jié)束位置并且返回到初始位置的磁場梯度(0階矩)的時間積分為(確切地)零。

可以在10ms與500ms之間的范圍中選取步驟a)與步驟b)之間的時間間隔(回波時間)。在第一次通過(步驟a)期間，通常每隔1-2ms輻射硬的rf脈沖。在第二次通過(步驟b)期間，根據(jù)所述磁場梯度的瞬時強度和方向來采集mr回波信號作為徑向k空間樣本(在沒有rf脈沖的輻射的情況下)。通過重復(fù)步驟a)到步驟b)來對k空間的完全球形體積進(jìn)行采樣，其中，所述磁場梯度向量的初始位置和結(jié)束位置和/或軌跡從重復(fù)到重復(fù)而改變。最終從所采集的mr回波信號所重建的mr圖像固有地遞送t2^*對比。在本發(fā)明的可能的實施例中，所述磁場梯度向量的初始位置和結(jié)束位置在步驟a)和步驟b)的所述重復(fù)中的一個或多個重復(fù)中可以是相同的。

所述磁場梯度優(yōu)選沿著平滑軌跡改變。本發(fā)明的方法所要求的磁場梯度頻率處在通常從10hz到100hz的范圍中，其限制所使用的mr設(shè)備的硬件上的聲學(xué)噪聲以及轉(zhuǎn)換速率需求。

能夠通過使用所述梯度磁場向量的不同軌跡(導(dǎo)致由所采集的mr回波信號看到的不同的1階距)并且通過根據(jù)其計算對應(yīng)的擴散特性來獲得擴散對比mr圖像。

在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，所述磁場梯度向量在步驟a)和步驟b)中沿著相同軌跡改變，使得明確定義的徑向k空間位置能夠歸因于所采集的mr回波信號中的每個。

在另一優(yōu)選實施例中，所述磁場梯度向量沿著以磁場梯度坐標(biāo)系的原點為中心的閉合圓形軌跡改變。這導(dǎo)致本發(fā)明的方法的簡單并且直接的實施。在所述完全圓形軌跡上的磁場梯度的時間積分自動為零(在規(guī)定沿著所述圓形軌跡的磁場梯度向量的變化的速度是常量的情況下)。能夠通過將所述球形k空間體積的經(jīng)線選取作為所述磁場梯度向量的圓形軌跡來對所述完全k空間體積進(jìn)行采樣，其中，所述經(jīng)線的方位角從步驟a)和步驟b)重復(fù)到重復(fù)地被遞增。

在備選實施例(“自旋回波”實施例)中，所述方法包括如下步驟：

-使所述對象經(jīng)受成像序列，包括：

a)在存在所述磁場梯度的情況下輻射若干rf脈沖的同時，從初始位置到結(jié)束位置在多個中間位置上逐漸地改變磁場梯度向量；

b)朝向零改變所述磁場向量；

c)施加重聚焦rf脈沖；

d)朝向前述結(jié)束位置改變所述磁場向量；

e)在存在所述磁場梯度的情況下采集若干mr回波信號的同時，在所述多個中間位置上以相反的順序從所述結(jié)束位置到所述初始位置逐漸地改變所述磁場梯度向量；

f)通過針對不同的初始位置、中間位置和結(jié)束位置重復(fù)步驟a)到步驟e)若干次來對k空間中的球形體積進(jìn)行采樣；

-根據(jù)所采集的mr回波信號來重建磁共振圖像。

根據(jù)該實施例，在步驟a)中，所述磁場梯度正在逐漸地改變方向(并且任選地還有強度)。在步驟a)的每次重復(fù)期間，所述磁場梯度的向量在初始位置(由磁場梯度強度和方向的初始值所確定的)處開始并且在結(jié)束位置(由磁場梯度強度和方向的結(jié)束值所確定的)處結(jié)束。針對步驟a)中的第一次，并且針對步驟e)中的第二次但是以相反的順序，根據(jù)本發(fā)明的方法，使將所述磁場梯度向量的所述中間位置相互連接的所述軌跡上的每個位置被通過兩次。所述磁場梯度貫穿步驟a)和步驟e)中的每個步驟始終保持被開啟。

在10ms與500ms之間的范圍中可以選取步驟a)與步驟e)之間的時間間隔(回波時間)。在第一次通過(步驟a)期間，通常每隔1-2ms輻射硬的rf脈沖。在第二次通過(步驟e)期間，根據(jù)所述磁場梯度的瞬時強度和方向來采集mr回波信號作為徑向k空間樣本(在沒有rf脈沖的輻射的情況下)。通過重復(fù)步驟a)到步驟e)來對k空間的完全球形體積進(jìn)行采樣，其中，所述磁場梯度向量的初始位置和結(jié)束位置和/或軌跡從重復(fù)到重復(fù)而改變。最終從所采集的mr回波信號重建的mr圖像固有地遞送t2對比。在本發(fā)明的可能的實施例中，所述磁場梯度向量的初始位置和結(jié)束位置在步驟a)到步驟e)的所述重復(fù)中的一個或多個重復(fù)中可以是相同的。

所述磁場梯度優(yōu)選沿著平滑軌跡改變。本發(fā)明的方法所要求的磁場梯度頻率處在通常從10hz到200hz的范圍中，其限制所使用的mr設(shè)備的硬件上的聲學(xué)噪聲以及轉(zhuǎn)換速率需求。

在備選實施例中，所述磁場梯度向量沿著閉合網(wǎng)球軌跡改變。網(wǎng)球軌跡(組合網(wǎng)球的典型接縫的曲線)被理解為由球形和雙曲線拋物面的交叉所定義的曲線。再次地，考慮所述“場回波實施例”，在完全網(wǎng)球軌跡上的磁場梯度的時間積分自動為零(在規(guī)定沿著所述軌跡的磁場梯度向量的變化的速度是常量并且所述網(wǎng)球軌跡以磁場梯度坐標(biāo)系的原點為中心的情況下)。然而，所述軌跡的長度以及因此所采集的mr回波信號的有效回波時間能夠通過對網(wǎng)球曲線的參數(shù)的適當(dāng)選擇以靶向方式來改變。以這種方式，例如獲得擴散對比mr圖像變?yōu)榭赡艿?。所述se實施例包括對位置gx,y＝0的額外偏移。

根據(jù)本發(fā)明的又一優(yōu)選實施例，在存在磁場梯度的情況下，可以在每個rf脈沖輻射之后在步驟i)中采集fid信號，其中，根據(jù)所述fid信號來重建另外的mr圖像。以這種方式，在不要求額外掃描時間的情況下能夠獲得兩幅mr圖像，例如，t2^*對比圖像(根據(jù)mr回波信號所重建的)和質(zhì)子密度對比圖像(根據(jù)fid信號所重建的)。

到目前為止所描述的本發(fā)明的方法能夠借助于mr設(shè)備來執(zhí)行，所述mr設(shè)備包括：至少一個主磁體線圈，其用于生成檢查體積內(nèi)的均勻、穩(wěn)定的磁場；若干梯度線圈，其用于生成所述檢查體積內(nèi)的不同空間方向上的切換的磁場梯度；至少一個rf線圈，其用于生成所述檢查體積內(nèi)的rf脈沖和/或用于接收來自被定位在所述檢查體積中的患者的身體的mr信號；控制單元，其用于控制rf脈沖和切換的磁場梯度的時間演替；以及重建單元。本發(fā)明的方法優(yōu)選通過對所述mr設(shè)備的重建單元和/或控制單元的對應(yīng)編程來實施。

能夠在當(dāng)前臨床上使用的大多數(shù)mr設(shè)備中有利地執(zhí)行本發(fā)明的方法。對此，僅需要利用控制mr設(shè)備以使得其執(zhí)行本發(fā)明的上文所解釋的方法步驟的計算機程序。所述計算機程序要么可以存在于數(shù)據(jù)載體上，要么可以存在于數(shù)據(jù)網(wǎng)絡(luò)中以便被下載用于安裝在mr設(shè)備的控制單元中。

附圖說明

附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。然而，應(yīng)當(dāng)理解，附圖僅僅是出于圖示說明的目的而設(shè)計的，而不應(yīng)當(dāng)作為對本發(fā)明的范圍的限定。在附圖中：

圖1示意性示出了用于執(zhí)行本發(fā)明的方法的mr設(shè)備；

圖2示出了圖示根據(jù)本發(fā)明所施加的成像序列的示圖；

圖3示出了示意性圖示根據(jù)本發(fā)明的磁場梯度向量的可能軌跡的示圖；

圖4示出了圖示根據(jù)本發(fā)明的對三維球形體積進(jìn)行采樣的磁場梯度向量的可能軌跡的示圖。

具體實施方式

參考圖1，示出了能夠被用于執(zhí)行本發(fā)明的方法的mr設(shè)備1。所述設(shè)備包括超導(dǎo)式或電阻式主磁體線圈2，使得沿著穿過檢查體積的z軸來創(chuàng)建基本上均勻、時間上恒定的主磁場b0。所述設(shè)備還包括一組(1階，2階，并且在適用的情況下，3階)勻場線圈2'，其中，出于使檢查體積內(nèi)的b0偏差最小化的目的，通過組2'中的個體勻場線圈的電流是能控制的。

磁共振生成和操縱系統(tǒng)施加一系列rf脈沖和切換的磁場梯度以反轉(zhuǎn)或激勵核磁自旋、誘發(fā)磁共振、重聚焦磁共振、操縱磁共振、空間地并且以其他方式編碼磁共振、使自旋飽和等以執(zhí)行mr成像。

更具體地，梯度脈沖放大器3沿著檢查體積的x、y和z軸向全身梯度線圈4、5和6中的選定的梯度線圈應(yīng)用電流脈沖。數(shù)字rf頻率發(fā)射器7經(jīng)由發(fā)送/接收開關(guān)8向身體rf線圈9發(fā)射rf脈沖或脈沖包，以將rf脈沖發(fā)射到檢查體積中。典型的mr成像序列包括彼此一起進(jìn)行的短持續(xù)時間的rf脈沖段的包，并且任何施加的磁場梯度實現(xiàn)對核磁共振的選定操縱。rf脈沖被用于使飽和、激勵共振、反轉(zhuǎn)磁化、重聚焦共振或操縱共振并且選擇被定位在檢查體積中的身體10的一部分。還由身體rf線圈9來拾取mr信號。

為了借助于并行成像來生成身體10的有限區(qū)域的mr圖像，一組局部陣列rf線圈11、12、13被鄰近于選擇用于成像的區(qū)域來放置。陣列線圈11、12、13能夠被用于接收由身體線圈rf傳輸所誘發(fā)的mr信號。

所得到的mr信號由身體rf線圈9和/或由陣列rf線圈11、12、13來拾取，并且由優(yōu)選包括前置放大器(未示出)的接收器14來解調(diào)。接收器14經(jīng)由發(fā)送/接收開關(guān)8被連接到rf線圈9、11、12和13。

主計算機15控制通過勻場線圈2'以及梯度脈沖放大器3和發(fā)射器7的電流以生成根據(jù)本發(fā)明的mr成像序列。跟隨每個rf激勵脈沖，接收器14快速連續(xù)地接收多條mr數(shù)據(jù)線。數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16執(zhí)行對所接收到的信號的模數(shù)轉(zhuǎn)換并且將每條mr數(shù)據(jù)線轉(zhuǎn)換為適于進(jìn)一步處理的數(shù)字格式。在現(xiàn)代mr設(shè)備中，數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16是單獨的計算機，其專用于對原始圖像數(shù)據(jù)的采集。

最終，通過應(yīng)用適當(dāng)重建算法的重建處理器17，所述數(shù)字原始圖像數(shù)據(jù)被重建為圖像表示。mr圖像表示三維體積。所述圖像然后被存儲在圖像存儲器中，其中，其可以被訪問以用于將圖像表示的投影或其他部分轉(zhuǎn)換為用于可視化(例如，經(jīng)由提供所得到的mr圖像的人類可讀顯示的視頻監(jiān)視器18)的適當(dāng)格式。

圖2示出了圖示根據(jù)本發(fā)明所施加的mr成像序列的示圖。由本發(fā)明采用的無聲“毛毛球”類型掃描技術(shù)的本質(zhì)在于：與頻率編碼讀出磁場梯度gx、gy、gz(從其僅gx被示出在圖2中)被開啟同時地發(fā)射激勵rf脈沖20。所述讀出磁場梯度gx并不旨在作為切片選擇梯度，其隱含了rf脈沖20必須是短的(通常為1μs到10μs)，以便實現(xiàn)足夠的激勵帶寬。

在步驟a)期間，在存在磁場梯度的情況下輻射rf脈沖20的同時，磁場梯度gx從初始值到結(jié)束值逐漸地、即連續(xù)地(例如，正弦地)改變。在步驟a')期間，磁場梯度gx的逐漸變化繼續(xù)，同時磁場梯度gx以這樣的方式從結(jié)束值改變返回到初始值：在步驟a)和步驟a')上的磁場梯度gx的時間積分為零(其對應(yīng)于gx的正弦變化的一個完全振蕩周期)。在步驟b)中，gx的逐漸變化繼續(xù)，其中，在存在磁場梯度gx的情況下執(zhí)行若干mr回波信號采集21的同時，gx再次從初始值到結(jié)束值而改變。

通過重復(fù)步驟a)、步驟a')和步驟b)若干次來對k空間中的球形體積進(jìn)行采樣，其中，梯度向量軌跡相應(yīng)地從重復(fù)到重復(fù)而改變。最終，根據(jù)所采集的mr回波信號來重建t2^*對比mr圖像。在所描繪的實施例中，回波時間對應(yīng)于gx的正弦變化的一個振蕩周期的持續(xù)時間，其可以在例如10ms與500ms之間的范圍中。

參考示出磁場梯度坐標(biāo)gx和gy的圖3，在下文在兩個維度上解釋本發(fā)明的基本思想。如上文參考圖2所解釋的，在施加rf脈沖20的同時，磁場梯度向量(由磁場梯度的方向和強度所確定的)在步驟a)期間從初始位置a到結(jié)束位置b在多個中間位置上連續(xù)地改變。從位置a到位置b的實心箭頭表示在步驟a)期間的磁場梯度向量的軌跡。所述中間位置被定位在該軌跡上。在步驟a')中，所述磁場梯度向量還沿著圓形軌跡30改變。由于從位置a到位置b并且進(jìn)一步從位置b返回到位置a的軌跡是以原點為中心的，在整條軌跡上的磁場向量(gx、gy)的時間積分為零。在步驟b)(由圖3中的虛線箭頭所指示的)中，磁場梯度向量第二次確切地跟隨從位置a到位置b的相同軌跡，使得一系列mr回波出現(xiàn)，每個mr回波對應(yīng)于rf脈沖20中的一個。在步驟b)中，這些mr回波信號是沿著(非常輕微彎曲的)徑向k空間“輪輻”來采集的，并且mr圖像是根據(jù)其來重建的。所述徑向k空間輪輻被圖示為圖3的示圖中的虛線徑向線。在所描繪的實施例中，所述磁場梯度以恒定強度保持被開啟，同時貫穿步驟a)和步驟b)始終相對于其方向連續(xù)地改變。

在步驟a'中，所述磁場梯度向量的軌跡可以被不同地選取，例如用于獲得由步驟a')的持續(xù)時間所確定的特定回波時間，只要在步驟a)和步驟a')上的時間梯度積分為零。

通常，如在圖3中所示的完全圓形軌跡上的磁場梯度的變化可以取100ms，其中rf脈沖的重復(fù)時間為1ms。這意指將采集100個k空間輪輻。在對應(yīng)的rf脈沖之后，這些k空間輪輻中的每個被采集100ms，因此，磁化已經(jīng)經(jīng)歷t2^*衰減。這導(dǎo)致對應(yīng)的t2^*對比mr圖像。

圖4圖示了本發(fā)明的原理到三維的擴展。梯度磁場向量(gx，gy，gz)的圓形軌跡可以被選取作為所示的球形體積的經(jīng)線40。在根據(jù)本發(fā)明的每個圓形雙圓弧之后，方位角稍微變化，使得下一圓形軌跡形成另一經(jīng)線，直到由對應(yīng)的k空間輪輻覆蓋完全球形體積。

然而，如已經(jīng)提到的，可以選擇磁場梯度軌跡的不同形狀。另一可想到的軌跡是也在圖4中所示的網(wǎng)球軌跡41。網(wǎng)球軌跡41的中心也與梯度坐標(biāo)系的原點相符合，使得在完全軌跡41上的磁場梯度向量的時間積分為零。可以由一系列不同的網(wǎng)球軌跡來覆蓋所述球形體積。網(wǎng)球軌跡41的優(yōu)點在于，在一個完全軌跡之后，磁場梯度(0階矩)的時間積分為零，但是1階矩(moment)在網(wǎng)球軌跡41與沿著經(jīng)線40的軌跡之間不同。這將造成對運動對和擴散的不同的靈敏度。為了獲得擴散對比mr圖像，例如，因此可以沿著軌跡40和軌跡41兩者，即在磁場梯度軌跡的1階矩的兩個不同值處，來采集mr回波信號。

使用網(wǎng)球軌跡41，所檢查的對象10的宏觀運動將引起所采集的mr回波信號中從一個軌跡變化到下一軌跡的相位效應(yīng)(在軌跡通常在時間上是100ms遠(yuǎn)的情況下)。在沿著一條網(wǎng)球軌跡41的k空間采樣之后，k空間的中心已經(jīng)被足夠密集地采樣以允許對低分辨率三維相位圖的重建。該相位圖能夠被用作固有導(dǎo)航器，其允許對連續(xù)的網(wǎng)球軌跡之間的運動誘發(fā)的差異的校正。能夠以這種方式來避免運動偽影。