專利名稱：梯度和自旋回波磁共振成像中的重影抑制的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及對(duì)放置在穩(wěn)定和基本均勻的主磁場(chǎng)中的人體進(jìn)行磁共振成像的方法，該方法包括—施加激勵(lì)射頻脈沖(RF脈沖)，對(duì)在至少一部分人體中的核偶極矩進(jìn)行激勵(lì);
—施加多個(gè)被時(shí)間間隔分開的再聚焦RF脈沖;
—在所述時(shí)間間隔內(nèi)切換多個(gè)包括梯度磁場(chǎng)的反轉(zhuǎn)的梯度磁場(chǎng)，以便在被激發(fā)區(qū)域中產(chǎn)生多個(gè)磁共振信號(hào);
—測(cè)量所述磁共振信號(hào)的信號(hào)采樣值;以及—將所述信號(hào)采樣值轉(zhuǎn)換為圖像。
本發(fā)明還涉及按照這種方法對(duì)放置在穩(wěn)定和基本均勻的主磁場(chǎng)中的人體進(jìn)行磁共振成像的設(shè)備，該設(shè)備包括建立主磁場(chǎng)的裝置、產(chǎn)生疊加在主磁場(chǎng)上的梯度磁場(chǎng)的裝置、將RF脈沖輻射向人體的裝置、控制梯度磁場(chǎng)和RF脈沖的產(chǎn)生的控制裝置，以及對(duì)由RF脈沖序列和被切換的梯度磁場(chǎng)產(chǎn)生的磁共振信號(hào)進(jìn)行接收和取樣的裝置，所述控制裝置準(zhǔn)備用于—施加激勵(lì)射頻脈沖(RF脈沖)，用以對(duì)在至少一部分人體中的核偶極矩進(jìn)行激勵(lì);
—施加多個(gè)被時(shí)間間隔分開的再聚焦RF脈沖;
—在所述時(shí)間間隔內(nèi)切換多個(gè)包括梯度磁場(chǎng)的反轉(zhuǎn)的梯度磁場(chǎng)，以便在被激發(fā)區(qū)域產(chǎn)生多個(gè)磁共振信號(hào);
—測(cè)量所述磁共振信號(hào)的信號(hào)采樣值;以及—將所述信號(hào)采樣值轉(zhuǎn)換為圖像。
這種方法可從D.A.Feinberg和K.Oshio在《放射學(xué)》雜志第181卷第597-602頁(yè)(1991年)上出版的論文“GRASE(梯度和自旋回波)MRimagingAnewfastclinicalimagingtechnique”中獲知。在這一技術(shù)中采用了Carr-Purcell-Meiboom-Gill(CPMG)RF脈沖序列，在出現(xiàn)自旋回波期間，利用梯度反轉(zhuǎn)在該RF脈沖序列中產(chǎn)生了多個(gè)場(chǎng)或梯度回波信號(hào)。在每對(duì)再聚焦RF脈沖之間通過不同的相位編碼對(duì)信號(hào)進(jìn)行取樣。這一技術(shù)允許在k-空間中進(jìn)行快速的取樣并在短時(shí)間內(nèi)提供了一完整圖像的足夠信息。
該已知方法的不足是在測(cè)量序列期間出現(xiàn)了一些影響圖像質(zhì)量的因素。例如，這些因素是由于磁鐵設(shè)計(jì)和被成像物體的存在導(dǎo)致的穩(wěn)定磁場(chǎng)的不均勻性、自旋-自旋弛豫T2、化學(xué)移相(shift)、物體中的移動(dòng)或(血液)流動(dòng)以及由于物體磁化率的微觀變化引起的T2效應(yīng)。這些因素在再現(xiàn)的圖像中造成了重影，即圖像中的特征在只有幾個(gè)象素的相對(duì)距離處出現(xiàn)一次以上。這些重影在圖像中是令人討厭的，并且會(huì)嚴(yán)重地妨礙診斷。
因此，本發(fā)明的目的是提供顯著地減少了重影并由此干擾較少的依照前言段落中的磁共振成像的方法和設(shè)備。
為此，本發(fā)明提供了具有以下特征的方法梯度磁場(chǎng)和RF脈沖是這樣選定和施加的，以便—以第一參數(shù)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間在k-空間的第一坐標(biāo)中具有基本相同的值，其中第一干擾因素是該第一參數(shù)的函數(shù)，—以第二參數(shù)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間在k-空間的第二坐標(biāo)中具有基本相同的值，其中第二干擾因素是該第二參數(shù)的函數(shù)，—以與所述第一和第二參數(shù)不同的值測(cè)量的樣值位于k-空間內(nèi)，以便所述參數(shù)分別對(duì)于所述第一和第二坐標(biāo)逐漸地或單調(diào)地增大或減小。
本發(fā)明基于這樣的認(rèn)識(shí)，即引起重影的物理因素是在測(cè)量序列期間各自逐漸成為不同參數(shù)的函數(shù)的?？梢栽趉-空間中這樣排列逐漸成為一個(gè)參數(shù)的函數(shù)的因素，使得該因素可被看作是k-空間坐標(biāo)之一、比如說kx軸的基本上單調(diào)和連續(xù)的函數(shù)，并且基本上與其它坐標(biāo)、比如說在三維MRI(磁共振成像)的情況下的ky軸、還有kz軸無關(guān)。如果作為另一參數(shù)的函數(shù)的因素同時(shí)位于k-空間內(nèi)，使得其它參數(shù)是另一坐標(biāo)、比如說ky軸的基本上單調(diào)和連續(xù)的函數(shù)并且與第一坐標(biāo)無關(guān)，那么與這兩個(gè)參數(shù)相關(guān)的干擾因素就被消除了。圖像再現(xiàn)之后，在圖像中的干擾重影被顯著地減少。
D.A.Feinberg和K.Oshio在《磁共振》雜志第97卷第177-183頁(yè)(1992年)上的論文“GradientechoshiftinginfastMRItechniques(GRASEimaqing)forcorrectionoffieldinhomogeneityerrorsandchemicalshift”提到通過改進(jìn)GRASE序列抑制某些重影。該論文描述了通過改進(jìn)讀出的梯度而改變被測(cè)樣值的相位。公知的移相步驟導(dǎo)致了k-空間中的被測(cè)樣值的更為連續(xù)的位置。但是，在該公知的方法中并沒有提到消除在k-空間中的不同方向上的不同干擾因素。
根據(jù)本發(fā)明方法的實(shí)施例進(jìn)一步的特征在于第一參數(shù)響應(yīng)在激勵(lì)RF脈沖和信號(hào)采樣值被測(cè)量的時(shí)刻之間的時(shí)間間隔t、第二參數(shù)響應(yīng)信號(hào)采樣值被測(cè)量的時(shí)刻和再聚焦自旋回波出現(xiàn)的時(shí)刻之間的時(shí)間間隔τ。由有限自旋-自旋弛豫時(shí)間常數(shù)T2引起的干擾因素主要是在激勵(lì)RF脈沖之后的時(shí)間間隔t的函數(shù)。由磁場(chǎng)不勻性、水-脂肪化學(xué)移相、T2效應(yīng)和某些運(yùn)動(dòng)重影引起的干擾因素是時(shí)間間隔τ的函數(shù)。再聚焦自旋回波出現(xiàn)的時(shí)刻是激勵(lì)RF脈沖被再聚焦RF脈沖作為“鏡象”的時(shí)刻。在三維數(shù)據(jù)采集的情形中，可以這樣實(shí)施該方法，使得第一參數(shù)、例如t基本上是第一坐標(biāo)、例如kz的單調(diào)函數(shù)，第二參數(shù)(τ)基本上是第二坐標(biāo)(ky)的單調(diào)函數(shù)。由于產(chǎn)生的每個(gè)磁共振信號(hào)對(duì)應(yīng)于在kz-ky平面上的一個(gè)點(diǎn)，所以該點(diǎn)可隨意地選取，能夠得到單調(diào)函數(shù)的非常好的近似。
根據(jù)本發(fā)明方法的實(shí)施例可以具有以下的特征以第三參數(shù)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間沿k-空間的第三坐標(biāo)具有基本相同的值，第三干擾因素是該第三參數(shù)的函數(shù)，第三參數(shù)是由運(yùn)動(dòng)、例如流體的流動(dòng)或呼吸運(yùn)動(dòng)引入的相位誤差。由于運(yùn)動(dòng)或流動(dòng)、例如血液流動(dòng)造成的重影與其它干擾因素?zé)o關(guān)。這一第三參數(shù)可指向k-空間kx或ky軸的方向而不是指向t或τ的方向。在三維成像序列中，這一第三參數(shù)可以沿著k-空間中的第三坐標(biāo)軸(kz)。
根據(jù)本發(fā)明的第一實(shí)際實(shí)施例其特征在于沿第一方向在再聚焦RF脈沖之間施加多個(gè)梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)，以便產(chǎn)生基本上與沿第二方向的恒定梯度場(chǎng)一致的梯度回波信號(hào);在再聚焦RF脈沖以及所述一致的梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)和恒定梯度場(chǎng)之間沿所述第一方向施加相位編碼梯度，以便根據(jù)激勵(lì)RF脈沖對(duì)相對(duì)時(shí)間為單調(diào)遞增或遞減的磁共振信號(hào)進(jìn)行相位編碼。在這一實(shí)施例中，按時(shí)間順序提取的信號(hào)樣值分布在k-空間中的之字形線上。在“奇”場(chǎng)回波期間收集之字形線的“上升”部分，在“偶”場(chǎng)回波期間收集之字形線的“下降”部分，或者反過來。這樣一來，τ的遞增相應(yīng)于k-空間中沿一個(gè)方向(kx)的遞增，而在隨后的再聚焦RF脈沖之后提取的信號(hào)樣值位于k-空間的能帶中，該能帶在每個(gè)再聚焦RF脈沖之后、即隨著t的遞增被移向其它方向(ky)。
根據(jù)本發(fā)明方法的第二實(shí)際實(shí)施例其特征在于沿第一方向在再聚焦RF脈沖之間施加多個(gè)梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)，以便產(chǎn)生梯度回波信號(hào);沿第二方向施加基本上與梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)的反轉(zhuǎn)矩相一致的梯度場(chǎng)尖峰脈沖;沿所述第一方向在再聚焦RF脈沖和所述梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)之間施加相位編碼梯度，以便根據(jù)激勵(lì)RF脈沖對(duì)相對(duì)時(shí)間為單調(diào)遞增或遞減的磁共振信號(hào)進(jìn)行相位編碼。在這一實(shí)施例中，在激勵(lì)RF脈沖之后，被測(cè)信號(hào)樣值分布在k-空間中的沿一個(gè)方向(ky)的一些短平行線上，這些短平行線沿另一方向(kx)是相互隔開的。這就更加均勻地覆蓋了k-空間，特別是，如果該軌跡包含大量的平行線的話。此外，由于交叉軌跡而在k-空間的同一點(diǎn)上取樣兩次的情形不會(huì)出現(xiàn)。隨著τ和t的遞增提取的信號(hào)樣值在這一實(shí)施例中也位于沿一個(gè)方向(kx)或另一方向(ky)增大的k-空間中，但基本上與其它方向(分別為ky或kx)無關(guān)。
為了更好地覆蓋k-空間，這些實(shí)施例還可以具有以下特征施加每一個(gè)都包括一激勵(lì)RF脈沖、若干個(gè)再聚焦RF脈沖、梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)以及恒定或尖峰信號(hào)的梯度場(chǎng)的多個(gè)相似序列，在這些序列中，在每個(gè)序列期間橫過k-空間的軌跡通過施加梯度場(chǎng)的恰當(dāng)補(bǔ)償值而在平行于k-空間坐標(biāo)軸之一的固定方向上被移位，這一補(bǔ)償值在序列之間變化。在沿第二方向的梯度場(chǎng)為恒定的情形中，該補(bǔ)償值應(yīng)當(dāng)是時(shí)間。如果沿第二方向的梯度場(chǎng)包括梯度場(chǎng)尖峰信號(hào)，則該補(bǔ)償值應(yīng)當(dāng)是體積。這樣一來，在較后的序列期間隨之而出現(xiàn)的k-空間中的軌跡就在kx或ky方向上稍微離開了在先前的序列期間隨之出現(xiàn)的軌跡。
根據(jù)本發(fā)明方法的適用于三維數(shù)據(jù)采集和成像的實(shí)施例中，如果只需要減少兩個(gè)干擾因素，就有可能更有效地使用該方法。這一實(shí)施例其特征在于k-空間中的第一坐標(biāo)是到在與k-空間中的一坐標(biāo)軸垂直的平面上的原點(diǎn)的距離，并且第二坐標(biāo)就是所述坐標(biāo)軸。在這一情形中，k-空間的體積被一個(gè)圓柱體接一個(gè)圓柱體地進(jìn)行采樣，每個(gè)圓柱體包括一組螺旋掃描路徑。
在這一實(shí)施例中，最好是第一參數(shù)響應(yīng)激勵(lì)RF脈沖和信號(hào)樣值被測(cè)量時(shí)刻之間的時(shí)間間隔t，第二參數(shù)響應(yīng)信號(hào)樣值被測(cè)量時(shí)刻和再聚焦自旋回波出現(xiàn)時(shí)刻之間的時(shí)間間隔τ，而且梯度場(chǎng)和RF脈沖是這樣施加的以便獲得第一坐標(biāo)相對(duì)于第一參數(shù)的非線性單調(diào)遞增。充分地利用可利用的梯度功率，使得用來在k-空間中產(chǎn)生圓形軌跡的梯度在其幅值低的時(shí)候其頻率可以很高。這是接近為第二坐標(biāo)的坐標(biāo)軸的情形。
本發(fā)明還涉及按照以上描述的方法對(duì)放置在穩(wěn)定和基本均勻的主磁場(chǎng)中的人體進(jìn)行磁共振成像的設(shè)備。根據(jù)本發(fā)明，在這樣的設(shè)備中，控制裝置還被用來這樣選擇和提供梯度磁場(chǎng)和RF脈沖，即使得—以第一參數(shù)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間沿著k-空間的第一坐標(biāo)具有基本相同的值，第一干擾因素是該第一參數(shù)的函數(shù)，—以第二參數(shù)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間沿著k-空間的第二坐標(biāo)具有基本相同的值，第二干擾因素是該第二參數(shù)的函數(shù)，以及—以所述第一和第二參數(shù)的不同的值測(cè)量的信號(hào)樣值這樣位于k-空間內(nèi)，即使得所述參數(shù)分別在所述第一和第二坐標(biāo)的方向上逐漸地或單調(diào)地增大或減小。
現(xiàn)在參看附圖舉例闡明本發(fā)明的這些和其它更詳細(xì)的方面。其附圖為

圖1表示適用于本發(fā)明的方法的磁共振成像設(shè)備;
圖2是已有技術(shù)的激勵(lì)RF脈沖序列、多個(gè)再聚焦RF脈沖以及反轉(zhuǎn)梯度脈沖;
圖3表示已有技術(shù)的k-空間中的軌跡以及干擾因素和在k-空間中的坐標(biāo)軸之間的關(guān)系;
圖4是本發(fā)明第一實(shí)施例的激勵(lì)RF脈沖序列、多個(gè)再聚焦RF脈沖以及反轉(zhuǎn)梯度脈沖;
圖5表示本發(fā)明第一實(shí)施例的k-空間中的一些軌跡以及干擾因素和在k-空間中的坐標(biāo)軸之間的關(guān)系;
圖6是本發(fā)明第二實(shí)施例的激勵(lì)RF脈沖序列、多個(gè)再聚焦RF脈沖以及反轉(zhuǎn)梯度脈沖;
圖7表示本發(fā)明第二實(shí)施例的k-空間中的一些軌跡以及干擾因素和在k-空間中的坐標(biāo)軸之間的關(guān)系;
圖8是本發(fā)明用于三維圓柱掃描的實(shí)施例的激勵(lì)RF脈沖序列、多個(gè)再聚焦RF脈沖以及反轉(zhuǎn)梯度脈沖;
圖9表示在被三維圓柱形掃描橫轉(zhuǎn)的三維k-空間中的螺旋軌跡;
圖10是軌跡開始點(diǎn)的可能分布。
磁共振設(shè)備1如圖1所示。該設(shè)備包括一組用來產(chǎn)生穩(wěn)定和均勻的主磁場(chǎng)的主磁線圈2和幾組用來疊回強(qiáng)度可控并在選擇的方向上具有梯度的附加磁場(chǎng)的梯度線圈3、4和5。通常主磁場(chǎng)的方向被標(biāo)為z方向，與該方向垂直的兩個(gè)方向被標(biāo)為x和y方向。梯度線圈由電源11供電。該設(shè)備還包括發(fā)射射頻脈沖(RF脈沖)給物體或人體7的發(fā)射裝置6，該發(fā)射裝置與產(chǎn)生和調(diào)制RF脈沖的調(diào)制裝置8連接。還提供了用來接收NMR信號(hào)的裝置，這些裝置可以和發(fā)射裝置6合為同一裝置或者可以是單獨(dú)的裝置。如圖中所示，如果發(fā)射裝置和接收裝置合為同一裝置，就設(shè)置一發(fā)送—接收開關(guān)9來使接收的信號(hào)與發(fā)射的脈沖分開。接收的NMR信號(hào)輸入到接收和解調(diào)裝置10。發(fā)射裝置6、調(diào)制裝置8和梯度線圈3、4和5的電源11被控制系統(tǒng)12激勵(lì)，產(chǎn)生預(yù)定的RF脈沖和梯度場(chǎng)脈沖的序列。解調(diào)裝置與數(shù)據(jù)處理單元14(例如一計(jì)算機(jī))連接，以便將接收的信號(hào)轉(zhuǎn)換為能夠在例如可示顯示單元15上顯示的圖像。
如果磁共振設(shè)備1投入運(yùn)行，物體或人體7放置在磁場(chǎng)中，人體中的少量過剩核偶極矩(核自旋)就將沿磁場(chǎng)的方向排列。在平衡時(shí)，這就在人體7中造成與磁場(chǎng)平行的凈磁化強(qiáng)度M0。在設(shè)備1中，通過將頻率等于核子的拉莫頻率的RF脈沖輻射到人體來控制微觀磁化強(qiáng)度M0，由此使核偶極矩處于被激發(fā)狀態(tài)并重新定向磁化強(qiáng)度M0。施加合適的RF脈沖可以使微觀磁化強(qiáng)度旋轉(zhuǎn)，旋轉(zhuǎn)角被稱為倒轉(zhuǎn)角。通過施加梯度磁場(chǎng)而故意造成磁場(chǎng)的變化將局部地影響磁化狀態(tài)。在施加RF脈沖之后，被改變的磁化強(qiáng)度將力圖回復(fù)到磁場(chǎng)中的熱平衡狀態(tài)，在此過程中將發(fā)出輻射。精心選取的RF脈沖和梯度場(chǎng)脈沖的序列使這一輻射作為NMR信號(hào)被發(fā)射，該NMR信號(hào)提供了有關(guān)某種核子、例如氫原子核的密度和包含這些核子的物質(zhì)的信息。通過分析發(fā)射的信號(hào)并以圖像的形式對(duì)其顯示就獲得了有關(guān)物體或人體7的內(nèi)部結(jié)構(gòu)的信息。有關(guān)磁共振成像(MRI)和MRI設(shè)備的更詳細(xì)描述請(qǐng)參看關(guān)于這一學(xué)科的大量著作，例如參看IRL出版社1987年出版的由M.A.Foster和J.M.S. Hutchison編輯的“Practical NMR Imaging”。
圖2表示根據(jù)所謂GRASE方法的RF脈沖和磁場(chǎng)梯度的已知序列。該圖共有四個(gè)行，標(biāo)為RF的行表示作為時(shí)間的函數(shù)出現(xiàn)的RF脈沖，Gx和Gy表示分別在第一和第二方向、即x和y方向出現(xiàn)的磁梯度場(chǎng)，MR表示由RF和梯度脈沖引起的在人體中出現(xiàn)的磁共振信號(hào)。
在時(shí)刻t0施加一具有倒轉(zhuǎn)角α的激勵(lì)RF脈沖21，在時(shí)刻t1繼之以具有倒轉(zhuǎn)角β的一第一再聚焦RF脈沖22。α和β的值通常分別選為90°和180°。但是，倒轉(zhuǎn)角不同于這些值的序列也是可以的。在激勵(lì)RF脈沖21之后，在行MR中表示的自由感應(yīng)衰減(FID)核磁共振信號(hào)51被產(chǎn)生，當(dāng)單個(gè)進(jìn)動(dòng)的核磁偶極矩由于磁場(chǎng)的局部變化失去相位相干性(有相位差)時(shí)，該信號(hào)迅速地消失。再聚焦RF脈沖22反轉(zhuǎn)了這些單個(gè)磁偶極矩的方向，沒有影響局部磁場(chǎng)。因此，有相位差狀態(tài)被反轉(zhuǎn)為再定相狀態(tài)，在不存在磁場(chǎng)梯度的情況下，再定相將在等于2·t1的時(shí)刻t2產(chǎn)生一NMR自旋-回波信號(hào)。但是，如在行Gx中指出的那樣，在再聚焦RF脈沖22之前施加了在x方向具有梯度的磁場(chǎng)31，該磁場(chǎng)31使核自旋有相位差。在通過再聚焦RF脈沖22反轉(zhuǎn)自旋之后施加了一系列磁場(chǎng)梯度32，每一個(gè)磁場(chǎng)梯度都在反轉(zhuǎn)的方向上。這就補(bǔ)償了自旋的有相位差狀態(tài)，導(dǎo)致了所謂場(chǎng)或梯度回波的出現(xiàn)以及隨后重新開始的再定相。梯度的每次隨后反轉(zhuǎn)都產(chǎn)生另外的回波信號(hào)，形成一系列磁共振回波信號(hào)52。通過在時(shí)刻t3、t4、t5……重復(fù)具有倒轉(zhuǎn)角β(通常為180°)的再聚焦RF脈沖23、24、25……以及隨后的一系列梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)33、34、35……可重復(fù)這一序列，形成一系列回波信號(hào)53、54、55。通常選取時(shí)刻t3、t4、t5使得t3＝3·t1，并且再聚焦RF脈沖之間的間隔具有相等長(zhǎng)度(2·t1)。
如行Gy所示，分別在再聚焦RF脈沖22、23、24和25之后施加了在y方向具有梯度的相位編碼梯度場(chǎng)脈沖。這些梯度以脈沖對(duì)42-42′、43-43′、44-44′和45-45′……的形式出現(xiàn)，第二個(gè)脈沖取消相位編碼。在x梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)的時(shí)刻，在Gy梯度中施加附加的尖峰脈沖42″、43″、44″和45″……，修正回波信號(hào)的相位編碼值。施加梯度磁場(chǎng)的結(jié)果是使磁共振(回波)信號(hào)在整個(gè)k-空間中沿圖3中央部分所示的平行線分布。在第一個(gè)再聚焦RF脈沖22之后獲得的信號(hào)樣值是用線62表示的軌跡，在第一部分中被許多點(diǎn)所表示。沿軌跡的kx方向(水平)的每一部分對(duì)應(yīng)讀出的梯度32的兩次反轉(zhuǎn)之間的間隔。沿ky方向(垂直)的各個(gè)部分是由于在Gy中的尖峰脈沖42″產(chǎn)生的。線63、64和65是分別在再聚焦RF脈沖23、24和25之后橫轉(zhuǎn)的軌跡。為了得到更高的分辨率，可以施加更多些的測(cè)量序列以便覆蓋k-空間中更多的點(diǎn)。這在圖中用虛線來表示，這些虛線表示在激勵(lì)和再聚焦RF脈沖的第二序列之后的相同軌跡。
圖3的左側(cè)和右側(cè)表示ky和參數(shù)τ、t之間的關(guān)系。τ被定義為取樣的時(shí)刻和激勵(lì)RF脈沖被再聚焦RF脈沖作為“鏡象”的時(shí)刻之間的時(shí)間差，這在圖2所示的序列中就是兩個(gè)再聚焦脈沖中間的時(shí)刻。所示線性函數(shù)給出了ky和τ之間定性關(guān)系的令人滿意的近似，這一關(guān)系基本上是線性和單調(diào)的。更詳細(xì)而言，ky-τ關(guān)系是在所示線附近帶狀分布的許多點(diǎn)中的一個(gè)點(diǎn)。ky和t之間的關(guān)系示于右側(cè)，覆蓋了在ky-t平面上的整個(gè)矩形區(qū)域的大部分。在每個(gè)再聚焦RF脈沖之后的第一場(chǎng)回波期間提取的信號(hào)樣值集結(jié)在最上面的斜線附近，在第二場(chǎng)回波期間提取的信號(hào)樣值集結(jié)在第二條斜線附近，等等。雖然，這些點(diǎn)分布在這些參數(shù)的極值之間的ky-t平面上的大部分矩形區(qū)域中。在kx-τ和kx-t平面上也有點(diǎn)的相同分布，這些分布也覆蓋了由極值確定的矩形區(qū)域的大部分。
由于對(duì)磁共振信號(hào)產(chǎn)生作用的一些與時(shí)間有關(guān)的因素成為τ或t的函數(shù)，所以在這些因素和k-空間的位置之間存在同樣的復(fù)雜關(guān)系。例如，這樣的因素是穩(wěn)定磁場(chǎng)的不勻性、自旋-自施馳豫T2、化學(xué)移相、物體中的運(yùn)動(dòng)或(血液)流動(dòng)以及T2效應(yīng)。在圖像再現(xiàn)之后，這就在再現(xiàn)的圖像中產(chǎn)生重影或幻象，主要的形式是只在離特征本身的圖像幾個(gè)象素遠(yuǎn)的位置處重復(fù)出現(xiàn)該特征。
根據(jù)本發(fā)明，通過建立τ和t之間以及kx和ky之間的更加單調(diào)或連續(xù)的關(guān)系就能夠減少這些重影。實(shí)現(xiàn)上述目的的第一實(shí)施例如圖4所示。和圖2一樣，上面的行RF表示激勵(lì)RF脈沖421和再聚焦RF脈沖422、423、424和425。下面的行MR表示磁共振信號(hào)452、453、454和455的出現(xiàn)。這一序列中，梯度回波不是由在方向上與在激勵(lì)RF脈沖421和第一再聚焦RF脈沖422之間的有相位差的梯度431一致的梯度反轉(zhuǎn)來取消，而是由在同一方向Gy上的作為相位編碼梯度442-442′、443-443′、444-444′和445的梯度反轉(zhuǎn)442″、443″、444″和445″來取消。恒定的梯度磁場(chǎng)432、433、434和435沿第一Gx方向與沿Gy方向的梯度反轉(zhuǎn)的出現(xiàn)被同時(shí)地施加。
如圖5所示，數(shù)據(jù)采集期間提取的k-空間中的軌跡形成了之字形線562、563、564和565。每條之字形線對(duì)應(yīng)于兩個(gè)再聚焦RF-脈沖之間的時(shí)間間隔并覆蓋了沿kx方向的整個(gè)k-空間寬度，但只覆蓋了沿ky方向的有限的能帶。安排相位編碼梯度442、443、444和445的大小的方式確保了樣值點(diǎn)分布在ky-t平面上的具有有限寬度的能帶中，ky和t之間的關(guān)系為基本上單調(diào)的。Gx梯度場(chǎng)的恒定值建立了時(shí)間參數(shù)τ和kx之間的線性關(guān)系。在其中ky被作為時(shí)間的函數(shù)掃描的每條能帶只覆蓋了沿ky方向的有限區(qū)域，這就使ky基本上與τ無關(guān)。在隨后的激勵(lì)RF脈沖之后，可以以相同的方式對(duì)k-空間中的同一能帶進(jìn)行取樣。通過及時(shí)地施加恒定Gx梯度場(chǎng)432的合適補(bǔ)償值，即對(duì)其進(jìn)行稍微早一些或晚一些的激勵(lì)，k-空間中的之字形線可以沿正或負(fù)kx方向移動(dòng)。這就允許對(duì)k-空間中的中間位置進(jìn)行取樣，如線562′、563′、564′和565′所示。
通過對(duì)沿在ky方向上移動(dòng)的軌跡的中間位置進(jìn)行取樣可以更好地覆蓋k-空間。為了這樣的移動(dòng)，需要施加對(duì)相位編碼梯度的補(bǔ)償值。
圖6和圖7表示本發(fā)明方法的第二實(shí)施例。與圖2和圖4一樣，在上面的行RF中表示激勵(lì)RF脈沖621和再聚焦RF脈沖622、623、624和625的序列。以與圖4所示第一實(shí)施例相同的方式接通和斷開梯度場(chǎng)Gy，該梯度場(chǎng)由相位編碼和消除梯度脈沖642-642′、643-643′、644-644′和645組成。在相位編碼梯度之后是梯度反轉(zhuǎn)序列642″、643″、644″和645″。與第一實(shí)施例不同的是，梯度場(chǎng)Gx在梯度反轉(zhuǎn)出現(xiàn)期間不是連續(xù)的而是小的尖峰脈沖632、633、634和635，這些尖峰脈沖與Gy梯度的反轉(zhuǎn)同時(shí)發(fā)生。
在梯度脈沖的這一構(gòu)造的作用下，在數(shù)據(jù)采集期間在k-空間中，橫轉(zhuǎn)的軌跡如圖7所示。數(shù)據(jù)樣值位于平行于ky軸的短線上并且只覆蓋小部分的ky區(qū)域。由于尖峰脈沖，這些線被在kx方向上的跳變所分開。和第一實(shí)施例一樣，ky基本上與τ無關(guān)并具有與t基本上線性的關(guān)系。kx和τ之間的關(guān)系不再是連續(xù)的，但由于在兩個(gè)再聚焦RF脈沖之間的大量產(chǎn)生的回波，得到的依賴關(guān)系仍然是非常令人滿意的。線762′和762″表示在新的激勵(lì)RF脈沖之后的重復(fù)序列之后而獲得的軌跡，以便提高k-空間中的數(shù)據(jù)量。這些附加的軌跡在kx方向上被在Gx方向上的梯度脈沖632′移相，該梯度脈沖在第一個(gè)被產(chǎn)生的磁共振信號(hào)之前。與相位編碼梯度的情形一樣，這些附加的梯度脈沖被在數(shù)據(jù)采集和下一個(gè)再聚焦RF脈沖的出現(xiàn)之間的負(fù)梯度脈沖所補(bǔ)償。
在三維數(shù)據(jù)采集的情況下能夠獲得k-空間坐標(biāo)和參數(shù)t和τ之間的更好的單調(diào)關(guān)系。因此可以這樣地實(shí)施方法，即使得一個(gè)參數(shù)(例如t)基本上是與讀出的方向kx垂直的坐標(biāo)kz的單調(diào)函數(shù)，其它參數(shù)(例如τ)基本上是與讀出的方向和第一坐標(biāo)垂直的坐標(biāo)ky的單調(diào)函數(shù)。由于在產(chǎn)生的每一個(gè)磁共振信號(hào)期間提取的樣值位于沿讀出方向的線上并相當(dāng)于在kz-ky平面上的一個(gè)點(diǎn)，所以該點(diǎn)可以通過適當(dāng)?shù)剡x擇Gy和Gz梯度來隨意地選取。
用于k-空間的三維螺旋掃描的RF脈沖和磁梯度場(chǎng)如圖8所示。一個(gè)激勵(lì)和幾個(gè)再聚焦RF脈沖821、822、823、824和825在上面的行RF中表示。與圖4所示的實(shí)施例相似，在激勵(lì)821和第一個(gè)再聚焦RF脈沖822之間的時(shí)間間隔中施加有相位差的梯度磁場(chǎng)831，在再聚焦RF脈沖822、823、824和825之間的時(shí)間間隔中施加恒定的磁梯度場(chǎng)。在所示的實(shí)施例中，這些梯度被施加的方向被稱為Gz。垂直于Gz方向施加一梯度場(chǎng)，通過振蕩使x和y分量具有90°的相位差的正弦形的Gx和Gy梯度磁場(chǎng)842x″-842y″、843x″-843y″、844x″-844y″和845x″-845y″而及時(shí)旋轉(zhuǎn)該梯度場(chǎng)。利用這些振蕩的梯度場(chǎng)，在kx-ky平面上的投影形成一個(gè)圓。該圓的半徑kρ由Gx和Gy梯度的幅值來確定，在所示的實(shí)施例中，該半徑在激勵(lì)RF脈沖821之后隨著增長(zhǎng)的時(shí)間t而增大。施加附加的梯度842x′-842y′、843x′-843y′、844x′-844y′和845x′-845y′以便在沿該圓的所需位置處開始取樣。這些梯度的同時(shí)施加在三維k-空間中產(chǎn)生了螺旋狀的軌跡。這在圖9中表示，圖中表示了開始點(diǎn)為901和911、半徑為kρ的一些軌跡900和910。
在這一三維的數(shù)據(jù)采集方法中，逐個(gè)圓柱地求得k-空間的體積，每個(gè)圓柱沿一組螺旋掃描路徑被取樣。最好是在序列中的較前的再聚焦RF脈沖之后對(duì)內(nèi)側(cè)圓柱、即以小的Gx和Gy梯度幅值和小的kρ求得的圓柱進(jìn)行取樣，在序列中的較后的具有較大的時(shí)間t的值的再聚焦RF脈沖之后對(duì)具有大的kρ的外側(cè)圓柱進(jìn)行取樣。半徑kρ單調(diào)地增大，但與再聚焦RF脈沖的個(gè)數(shù)、即時(shí)間t不是線性關(guān)系。如果打算充分地利用可利用的梯度功率，這就是很有利的，因此，當(dāng)其幅值很小時(shí)，旋轉(zhuǎn)的梯度對(duì)Gx、Gy的頻率可以很高。這樣一來，對(duì)于內(nèi)側(cè)圓柱，沿掃描路徑的角速度很高，所以較少的掃描路徑就足以覆蓋一圓柱。外側(cè)圓柱需要較多的掃描路徑來達(dá)到全部覆蓋。
在圖10中，通過指出在kx-ky平面中的每條掃描路徑開始點(diǎn)的位置給出了掃描路徑分布的一個(gè)例子。該圖表示以一激勵(lì)RF脈沖開始的五個(gè)序列，每個(gè)序列包括六個(gè)再聚焦RF脈沖。螺旋狀掃描路徑位于四個(gè)圓柱101、102、103和104上。在第一個(gè)再聚焦RF脈沖之后、在數(shù)據(jù)采集期間采用的掃描路徑用標(biāo)為“1”的開始點(diǎn)來表示。這些掃描路徑中的一條沿kz軸，有三條位于最內(nèi)側(cè)的圓柱101上，第五條位于第二個(gè)圓柱102上。在第二個(gè)再聚焦RF脈沖之后的具有標(biāo)為“2”的開始點(diǎn)的掃描路徑全部位于第二個(gè)圓柱102上。跟隨第三個(gè)再聚焦RF脈沖和大多數(shù)第四個(gè)再聚焦RF脈沖的掃描路徑(開始點(diǎn)標(biāo)為“3”和“4”)位于第三個(gè)圓柱103上，跟隨最后兩個(gè)再聚焦RF脈沖的掃描路徑(開始點(diǎn)為“5”和“6”)位于最外側(cè)的圓柱104上。因此，再聚焦RF脈沖的順序號(hào)和半徑kρ之間的關(guān)系基本上是單調(diào)的，但不是線性的。
對(duì)于再聚焦RF脈沖的順序號(hào)，kρ的更線性的增進(jìn)也可以是有益的。在這樣的方案中，求得代表低的空間頻率的內(nèi)側(cè)圓柱比求得具有大的kρ的外側(cè)圓柱的次數(shù)更多。內(nèi)側(cè)圓柱對(duì)物體粗糙結(jié)構(gòu)的更高的瞬時(shí)分辨率作出了貢獻(xiàn)。用高的瞬時(shí)分辨率對(duì)低的空間頻率進(jìn)行掃描的這樣一種技術(shù)可用于研究例如在MR早期胸部腫瘤X射線測(cè)定法中的襯比媒質(zhì)的進(jìn)給或沖刷。這種技術(shù)公開在EP-A0542468中。
本發(fā)明的螺旋狀掃描方法可以很容易地與在Z方向上的空間回波技術(shù)結(jié)合起來。掃描不需要以kz＝0為對(duì)稱的，這是因?yàn)槔霉曹棇?duì)稱能夠計(jì)算在“遺漏側(cè)”的值，就如共軛對(duì)稱經(jīng)常被用于二維或三維MR數(shù)據(jù)采集技術(shù)一樣。
權(quán)利要求
1.對(duì)放置在穩(wěn)定和基本均勻的主磁場(chǎng)中的人體(7)進(jìn)行磁共振成像的方法，該方法包括以下步驟-施加激勵(lì)射頻脈沖(RF脈沖)(421)，對(duì)在至少一部分人體(7)中的核偶極矩進(jìn)行激勵(lì)；-施加多個(gè)被時(shí)間間隔分開的再聚焦RF脈沖(422，423，……)；-在所述時(shí)間間隔內(nèi)切換多個(gè)包括梯度磁場(chǎng)的反轉(zhuǎn)的梯度磁場(chǎng)(432，433，……442，443，……442″，443″，……442′，443′，……)，以便在被激區(qū)域中產(chǎn)生多個(gè)磁共振信號(hào)(452，453，……)；-測(cè)量所述磁共振信號(hào)(452，453，……)的信號(hào)樣值；以及-將所述信號(hào)樣值轉(zhuǎn)換為圖像；其特征在于這樣地選擇和提供梯度磁場(chǎng)(432，433，……，442，443，……，442″，443″，……442′，443′，……)和RF脈沖(421，422，……)，以使得-以第一參數(shù)(τ)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間沿著k-空間的第一坐標(biāo)(kx)具有基本相同的值，第一干擾因素是該第一參數(shù)(τ)的函數(shù)；-以第二參數(shù)(t)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間沿著k-空間的第二坐標(biāo)(ky)具有基本相同的值，第二干擾因素是該第二參數(shù)(t)的函數(shù)；-以所述第一(τ)和第二(t)參數(shù)的不同的值測(cè)量的信號(hào)樣值這樣位于k-空間內(nèi)，即使得所述參數(shù)分別對(duì)于所述第一(kx)和第二(ky)坐標(biāo)逐漸地或單調(diào)地增大或減小。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其特征在于第一參數(shù)響應(yīng)激勵(lì)RF脈沖(421)和信號(hào)樣值被測(cè)量時(shí)刻之間的時(shí)間間隔t，第二參數(shù)響應(yīng)信號(hào)樣值被測(cè)量時(shí)刻和再聚焦自旋回波出現(xiàn)時(shí)刻之間的時(shí)間間隔τ。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2的方法，其特征在于以第三參數(shù)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間沿k-空間的第三坐標(biāo)(kz)具有基本相同的值，第三干擾因素是該第三參數(shù)的函數(shù)，第三參數(shù)是由運(yùn)動(dòng)、例如流體的流動(dòng)或呼吸運(yùn)動(dòng)引入的相位誤差。
4.根據(jù)權(quán)利要求1或2或3的方法，其特征在于沿第一方向(Gy)在再聚焦RF脈沖(422，423，……)之間施加多個(gè)梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)(442″，443″，……)，以便產(chǎn)生基本上與沿第二方向(Gx)的恒定梯度(432，433，……)一致的梯度回波信號(hào)(452，453，……);在再聚焦RF脈沖(422，423，……)以及所述一致的梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)(442″，443″，……)和恒定梯度場(chǎng)之間沿所述第一方向(Gx)施加相位編碼梯度(442，443，……)，以便根據(jù)激勵(lì)RF脈沖(421)對(duì)相對(duì)時(shí)間為單調(diào)遞增或遞減的磁共振信號(hào)(452，453，……)進(jìn)行相位編碼。
5.根據(jù)權(quán)利要求4的方法，其特征在于施加每一個(gè)都包括一激勵(lì)RF脈沖(421)、若干個(gè)再聚焦RF脈沖(422，423，……)、梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)(442″，443″，……)以及恒定梯度場(chǎng)(432，433，……)的多個(gè)相似序列，在這些序列中，在每個(gè)序列期間橫轉(zhuǎn)過k-空間的軌跡通過施加梯度場(chǎng)的為時(shí)間的恰當(dāng)補(bǔ)償值而在固定的方向上被移位，這一補(bǔ)償值在序列之間變化。
6.根據(jù)權(quán)利要求1或2或3的方法，其特征在于沿第一方向(Gy)在再聚焦RF脈沖(622，623，……)之間施加多個(gè)梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)(642″，643″，……)，以便產(chǎn)生梯度回波信號(hào)(652，653，……);在第二方向(Gx)上施加基本上與梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)(642″，643″，……)的反轉(zhuǎn)時(shí)刻一致的梯度場(chǎng)尖峰信號(hào)(632，633，……);沿所述第一方向(Gy)在再聚焦RF脈沖(622，623，……)和所述梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)(642″，643″，…)之間施加相應(yīng)編碼梯度(642，643，……)，以便根據(jù)激勵(lì)RF脈沖對(duì)相對(duì)時(shí)間為單調(diào)遞增或遞減的磁共振信號(hào)(652，653，……)進(jìn)行相位編碼。
7.根據(jù)權(quán)利要求6的方法，其特征在于施加每一個(gè)都包括一激勵(lì)RF脈沖(621)、若干個(gè)再聚焦RF脈沖(622，623，……)、梯度場(chǎng)反轉(zhuǎn)(642″，643″，……)以及梯度場(chǎng)尖峰信號(hào)(632，633，……)的多個(gè)相似序列，在這些序列中，在每個(gè)序列期間橫轉(zhuǎn)過k-空間的軌跡通過施加梯度場(chǎng)的為體積的恰當(dāng)補(bǔ)償值而在固定方向上被移位，這一補(bǔ)償值在序列之間變化。
8.根據(jù)權(quán)利要求1或2的方法，其特征在于k-空間中的第一坐標(biāo)是到與k-空間中的一坐標(biāo)軸(kz)垂直的平面(kx-ky)中的原點(diǎn)的距離(kρ)，第二坐標(biāo)軸是所述坐標(biāo)軸(kz)。
9.根據(jù)權(quán)利要求8的方法，其特征在于第一參數(shù)響應(yīng)激勵(lì)RF脈沖和信號(hào)樣值被測(cè)量時(shí)刻之間的時(shí)間間隔t，第二參數(shù)響應(yīng)信號(hào)樣值被測(cè)量時(shí)刻和再聚焦自旋回波出現(xiàn)時(shí)刻之間的時(shí)間間隔τ，這樣施加梯度場(chǎng)和RF脈沖使得第一坐標(biāo)(kρ)相對(duì)于第一參數(shù)(t)非線性單調(diào)地增在。
10.按照前述任一權(quán)利要求的方法對(duì)放置在穩(wěn)定和基本均勻的主磁場(chǎng)中的人體(7)進(jìn)行磁共振成像的設(shè)備，該設(shè)備包括建立主磁場(chǎng)(2)的裝置、產(chǎn)生疊加在主磁場(chǎng)上的梯度磁場(chǎng)(3，4，5)的裝置、將RF脈沖輻射向人體(7)的裝置(6，8)、控制梯度磁場(chǎng)和RF脈沖的產(chǎn)生的控制裝置(12)，以及對(duì)由RF脈沖序列和被切換的梯度磁場(chǎng)產(chǎn)生的磁共振信號(hào)進(jìn)行接收和取樣的裝置(6，10)，所述控制裝置(12)是這樣設(shè)計(jì)的—施加激勵(lì)射頻脈沖(RF脈沖)(421)，對(duì)在至少一部分人體(7)中的核偶極矩進(jìn)行激勵(lì);—施加多個(gè)被時(shí)間間隔分開的再聚焦RF脈沖(422，423，……);—在所述時(shí)間間隔內(nèi)切換多個(gè)包括梯度磁場(chǎng)的反轉(zhuǎn)的梯度磁場(chǎng)(432，433，……，442，443，……，442″，443″，……，442′，443′，……)，以便在被激區(qū)域產(chǎn)生多個(gè)磁共振信號(hào)(452，453，……);—測(cè)量所述磁共振信號(hào)(452，453，……)的信號(hào)樣值;以及—將所述信號(hào)樣值轉(zhuǎn)換為圖像;其特征在于，控制裝置(12)還被設(shè)計(jì)用來這樣選擇和提供梯度磁場(chǎng)(432，433，……，442，443，……，442″，443″，……，442′，443′，……)和RF脈沖(421，433，……)，以使得—以第一參數(shù)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間沿著k-空間的第一坐標(biāo)(kx)具有基本相同的值，第一干擾因素是該第一參數(shù)的函數(shù)，—以第二參數(shù)基本相同的值測(cè)量的信號(hào)樣值位于k-空間內(nèi)，該k-空間沿著k-空間的第二坐標(biāo)(ky)具有基本相同的值，第二干擾因素是該第二參數(shù)的函數(shù)，—以所述第一和第二參數(shù)的不同的值測(cè)量的信號(hào)樣值這樣位于k-空間內(nèi)，使得所述參數(shù)分別在所述第一(kx)和第二(ky)坐標(biāo)的方向上逐漸地或單調(diào)地增大或減小。
全文摘要
在根據(jù)GRASE(梯度和自旋回波)序列的MRI數(shù)據(jù)采集中這樣排列k-空間中的軌跡(562，563)，使得在該空間中的不同的坐標(biāo)(k
文檔編號(hào)A61B5/055GK1102320SQ9410826
公開日1995年5月10日 申請(qǐng)日期1994年7月6日 優(yōu)先權(quán)日1993年7月9日
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