专利名称：磁共振成像方法和磁共振成像装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及磁共振成像(MRI)方法和实现所述方法的磁共振成像装置，所述方法磁共振(MR)信号来产生图像，所述磁共振信号是利用磁共振现象检测的。
更具体地说，本发明涉及从具有多种不同对比度的各图像中产生具有有用对比度的图像的MRI方法和MRI装置。
背景技术：
利用MR图像的临床检查增强要检查对象(人体)的区域中图像的对比度。基本对比度的决定因素是T1、T2或质子浓度的加权。T1加权增强具有T1值的组织。T2加权增强具有大的T2值的组织。质子浓度加权增强具有高氢浓度的组织。
存在增强这种图像的对比度的各种检验技术。所述技术包括自旋回波技术(SE)中的T1加权；快速自旋回波技术(FSE)中的T1加权；FSE中的质子浓度加权；梯度回波技术(GRE)中的T2加权；以及稳态自由进动(SSFP)模式中的T1/T2加权。
然而，上述技术面对仅仅获取具有只取决于一部分信息的对比度的图像的问题。
例如，现有技术不能满足只增强具有大的T1和T2值的组织的需要。
此外，现有技术不能满足只增强具有特定的T1和T2值的组织的另一种需要。
另一方面，计算机成像技术被称为只选择特定组织的技术。计算机成像技术通过来自几个不同图像，例如T1加权、T2加权和质子浓度(PD)加权图像的计算结果而求得T1和T2值。
然而，如果一个像素中的图像信息包含多种组织类型，那么，所述技术面临不能精确计算的问题。
另外，所述技术受由噪音引起的计算误差的影响很大，并且不能避免计算误差的影响。
发明内容
因此，本发明的一个目的是提供一种MRI装置和一种MRI方法，所述装置和方法能够在不增加复杂的处理过程的情况下产生具有预期的新的对比度的图像。
根据本发明的第一方面，提供一种MRI方法，它包括以下步骤准备至少两个假定具有相同的回波时间(TE)和不同的重复时间(TR)的脉冲序列数据库(PSD)；根据所述两个PSD驱动MRI装置的磁体系统并且同时收集MR信号；从根据PSD收集的MR信号产生MR图像；以及根据与两幅MR图像之间的求得的差值对应的图像，对具有特定的T1值的组织加权。
具体地说，所述MRI方法根据求得的差值图像对具有大T1值的组织加权。
更准确地说，所述MRI方法根据所述求得的差值图像，对具有大的T1和T2值的组织加权。
根据本发明的第二方面，提供一种MRI方法，它包括以下步骤准备至少两个具有相同的重复时间(TR)和不同的回波时间(TE)的脉冲序列数据库(PSD)；根据所述两个PSD驱动MRI装置的磁体系统并且同时收集MR信号；从根据PSD收集的MR信号产生第一和第二MR图像；以及求得两幅MR图像之间的差值并且根据获得的差值图像对具有特定的T2值的组织加权。
根据本发明的第三方面，提供一种MRI方法，它包括以下步骤准备以下四个具有不同回波时间(TE)和重复时间(TR)的脉冲序列数据库(PSD)，其中，(1)第一PSD具有回波时间TE1和重复时间TR1；(2)第二PSD具有回波时间TE1和重复时间TR2；(3)第三PSD具有回波时间TE2和重复时间TR1；以及(4)第四PSD具有回波时间TE2和重复时间TR2，其中，第一回波时间TE1＜第二回波时间TE2，并且第一重复时间TR1＜第二重复时间TR2；根据所述四个PSD驱动MRI装置的磁体系统并且同时收集MR信号；从根据PSD收集的MR信号产生第一至第四MR图像；以及求得(第三图像-第四图像)-(第一图像-第二图像)之间的差值，并根据获得的差值图像，对具有特定的T1和T2值的组织加权。
求图像之间的差值的计算最好采用用于从一幅图中消除特定组织的删除系数乘法。
根据本发明的第四方面，提供一种MRI装置，即，一种实现根据本发明的第一方面的MRI方法的装置。
所述MRI装置包括驱动装置，用于根据至少两个假定具有相同回波时间(TE)和不同重复时间(TR)的脉冲序列数据库(PSD)驱动MRI装置的磁体系统；收集装置，用于在驱动所述磁体系统的时间收集MR信号；图像产生装置，用于从收集的MR信号产生至少两幅MR图像；以及图像加权装置，用于求得两幅产生的MR图像之间的差值，并且根据求得的差值图像对具有特定的T1值的组织加权。
具体地说，图像加权装置求出产生的第二和第一图像之间的差值图像，并根据求出的差值图像对具有大T1值的组织加权。
更具体地说，图像加权装置根据求出的差值图像对具有大T1和T2值的组织加权。
根据本发明的第五方面，提供一种MRI装置，即，一种实现根据本发明第二方面的MRI方法的装置。
所述MRI装置包括驱动装置，用于根据具有相同重复时间(TR)和不同回波时间(TE)的两个PSD，驱动MRI装置的磁体系统；收集装置，用于在驱动磁体系统的时间收集MR信号；图像产生装置，用于从收集的MR信号产生第一和第二MR图像；以及图像加权装置，用于求出所述产生的第二和第一图像之间的差值并根据求得的差值图像对具有特定的T2值的组织加权。
根据本发明的第六方面，提供一种MRI装置，即，一种实现根据本发明第三方面的MRI方法的装置。
所述MRI装置包括驱动装置，用于根据下面列出的具有不同回波时间(TE)和重复时间(TR)的4个脉冲序列数据库(PSD)驱动MRI装置的磁体系统，其中，(1)第一PSD具有回波时间TE1和重复时间TR1；(2)第二PSD具有回波时间TE1和重复时间TR2；(3)第三PSD具有回波时间TE2和重复时间TR1；以及(4)第四PSD具有回波时间TE2和重复时间TR2，其中，第一回波时间TE1＜第二回波时间TE2，并且第一重复时间TR1＜第二重复时间TR2；收集装置，用于在驱动磁体系统的时间收集MR信号；图像产生装置，用于从收集的MR信号产生第一至第四MR图像；以及图像加权装置，用于求出在(第三图像-第四图像)-(第一图像-第二图像)之间的图像差值，并根据获得的差值图像对具有特定的T1和T2值的组织加权。
图像加权装置最好通过使用从一幅图像中消除特定组织的删除系数乘法计算图像之间的差值。
本发明提供取决于回波时间TE和重复时间TR的下列组合的多个脉冲序列数据库(PSD)(1)相同的回波时间和不同的重复时间；或(2)不同的回波时间和相同的重复时间；或(3)不同的回波时间和不同的重复时间。
本发明基于这些PSD驱动磁体系统、在驱动磁体系统的时间收集MR信号、并且根据准备的各PSD中的重复时间TR或回波时间TE获得预期的组织的加权图像。
当求出图像之间的差值时，最好将一幅图像乘以特定的组织、檫除系数以便从所述图像消除特定的组织。
为了实现包含回波时间和重复时间的这些PSD，例如，有可能使用自旋回波(SE)技术、快速自旋回波(PSE)技术、梯度回波技术等等。
根据本发明，提供了多个不同的PSD。根据所述PSD驱动磁体系统，在驱动磁体系统的时间收集MR信号，并求出获得的图像之间的差值。可以根据准备的PSD中的重复时间TR或回波时间TE来获得预期的加权图像。
那就是说，本发明可以将具有相同回波时间TE和不同重复时间TR、具有不同回波时间TE和相同重复时间TR、或具有不同回波时间TE和不同重复时间TR的、具有2种或两种以上对比度的各图像组合。用这种方法有可能只对具有特定的T1和T2值的组织加权。
例如，当对特定的T1值加权时，可以同时从图像中消除水分和脂肪。由于本发明可以调整特定的T1值，因此，具有同时消除水和脂肪的优点。
另外，对特定的T2值加权的操作可以选择要观察的预期组织。由于本发明也可以调整特定的T2值，所以用户可以选择他们想要观察的组织进行观察。
而且，有可能通过对具有足够大的TR的图像和具有短的TR图像进行合成(微分)，来减小脂肪的信号强度。
最好的是，两幅或两幅以上图像的合成可以不仅使用简单的差值，而且使用乘以微分(合成)减法(multilied by the substractionfor differentiation)的合适的系数。这样的系数可以是两幅合成的图像之间的比值或固定值。
本发明可以使用核数据控制脂肪。因而，可以在具有不均匀磁场或具有弱磁场的磁体系统中控制脂肪。
同样，与使用核数据控制脂肪的PSE技术的TR相比，本发明提供易于计算对比度的优点。
不象计算T1和T2的传统的成像技术那样，即使一个像素包含多种组织，本发明也提供上述效果。
本发明只需要配置PSD以便实现预期的加权，而不必改变MRI装置中的控制装置、数据处理装置等。
从以下对附图中说明的本发明最佳实施例的说明，将明白本发明的其他目的和优点。
图1示出作为本发明第一实施例的MRI装置的配置。
图2(A)示出表示主要组织的T1恢复曲线的曲线图。
图2(B)示出表示主要组织的T2衰变曲线的曲线图。
图3示出说明SE技术的曲线图。
图4示出说明FSE技术的曲线图。
图5(A)至5(E)示出举例说明的用于FSE技术的曲线图。
图6(A)是说明T1加权的曲线图。
图6(B)是说明T2加权的曲线图。
图7是说明由根据本发明第一实施例的MRI装置进行的控制过程的第一流程图；以及图8是说明由根据本发明第一实施例的MRI装置进行的控制过程的第一流程图。
具体实施例方式
下面说明根据本发明实施例的MRI装置及MRI装置中信号的处理方法。
下面首先说明根据本发明的MRI装置的配置实例。
图1示出本发明第一实施例的MRI装置的配置。
图1中的MRI装置包括磁体系统100、数据收集部分150、射频线圈驱动部分140、梯度线圈驱动部分130、控制部分160、数据处理部分170、显示部分180及操作部分190。
磁体系统100包括主磁场线圈102、梯度线圈部分106和射频线圈部分108。磁体系统100安装在采取抗电磁波和磁屏蔽的扫描室中。
主磁场线圈102、梯度线圈部分106和射频线圈部分108都配置成近似圆筒形。作为对象的人体300躺在托架500上。根据对象检查的区域，借助于传送装置(未示出)以及托架500，人体300被推进或推出磁体系统100的内部空间(空腔)。
主磁场线圈102在磁体系统100的空腔内形成磁场。静态磁场与作为检查对象的人体300的身体轴线方向近似平行，以便形成水平磁场。
实施例举例说明包括电磁，例如超导电磁的主磁场线圈102。
在控制部分160的控制下，梯度线圈驱动部分130驱动梯度线圈106，并将梯度(斜率)加到磁体系统100中形成的静态磁场强度。梯度线圈部分106产生三种类型的梯度磁场切片梯度磁场、读出梯度磁场和相位编码梯度磁场。梯度线圈部分106具有三种类型的梯度线圈，以便产生这三种类型的梯度磁场。
射频线圈部分108具有发送线圈和接收线圈。两种专用线圈可以用于所述发送和接收线圈。或者，可以为所述发送和接收线圈只提供一种线圈。为了方便起见，本说明书假定射频线圈部分108既包括发送射频线圈又包括接收射频线圈。
在数据处理部分170的控制下，射频线圈驱动部分140驱动(激励)射频线圈部分108的发送线圈(发送射频线圈)。用这种方法，射频线圈驱动部分140形成高频磁场，用于激励作为对象的人体300的自旋。接收线圈(接收射频线圈)检测由激励的自旋产生的电磁波形式的磁共振(MR)信号。
例如，当调整到稳态自由进动(SSFP)时，接收射频线圈部分108(接收射频线圈)检测包括相互重叠的自由感应衰变(FID)信号、自旋回波(SE)信号和受激回波(STE)信号的磁共振(MR)信号。
在控制部分160的控制下，数据收集部分150接收(收集)由接收射频线圈检测的MR信号并将所述信号输出给数据处理部分170。
数据处理部分170具有计算机。计算机的存储器存储各种程序。根据这些程序，数据处理部分170与控制部分160协作收集MR信号、从收集的MR信号产生图像、计算所产生的图像之间的差值、并将各种加权操作应用于差值图像。这些处理是基于根据详细说明的方法配置的脉冲序列数据库(PSD)执行的。此外，数据处理部分170执行与MRI处理相关联的各种操作。
例如，在数据收集部分150收集MR信号后，数据处理部分170将这些MR信号存储在该部分的规定二维傅立叶空间的数据空间的存储器中。使用存储在所述存储器中的MR信号，数据处理部分170进行各种数据处理，包括例如基于最大强度投影(MIP)成像的灌注(perfusion)成像。
数据处理部分170使用显示部分180显示作为对象的MRI图像的处理结果。
根据配置的PSD，控制部分160与数据处理部分170协作控制梯度线圈驱动部分130、射频线圈驱动部分140和数据收集部分150。用这种方法，控制部分160控制作为对象的人体300的受检查区域的图像。
就是说，根据本发明，控制部分160根据配置的PSD，与数据处理部分170一起执行以下处理。实施例假定，操作员从操作部分190配置PSD，并通过数据处理部分170将PSD存储在控制部分160的存储器中。
当医生、技术人员等(后面称作为操作员)应用MRI装置时，他或她应用操作部分190指挥预期的操作和处理。数据处理部分170和控制部分160协作处理操作部分190指挥的内容。
根据所述实施例，操作员利用操作部分190配置控制部分160存储器中的PSD。
如下所述，根据PSD，控制部分160激活(激励)磁体系统100中的各种不同的磁场产生线圈。
为了操作MRI装置，操作员从操作部分190执行预期的操作。在MRI运行前，操作员为控制部分160规定所预期的PSD。
根据来自操作部分190的指令，数据处理部分170和控制部分160一起根据规定的PSD控制梯度线圈的驱动部分130。用这种方法，数据处理部分170和控制部分160在主磁场线圈102产生的静态磁场中，产生切片梯度磁场、读出梯度磁场、相位编码梯度磁场等等。另外，根据来自操作部分190的指令，数据处理部分170和控制部分160通过射频线圈驱动部分140激励发送线圈。用这种方法，在磁体系统100的静态磁场空间形成高频磁场，以便激励作为对象的人体300的自旋。
数据处理部分170和控制部分160根据作为对象的人体300的受检查区域，驱动传送装置(未示出)。接着，托架500进入磁体系统100的空腔中。
例如，医生把例如钆(Gd)化合物造影剂的MR造影剂静脉注射到作为对象的人体300中。
钆不会在MR图像中直接表现出来，但是它促进组织中的氢质子驰豫。在数据处理部分170中处理钆的存在，并将钆的存在间接地在显示部分180上作为MR图像表示出来。当注射造影剂后检测MR信号时，所述MR信号间接地表示造影剂的位置和浓度。
接收射频线圈连续检测作为由受激的自旋产生的电磁波的MR信号(回波信号)。
数据收集部分150连续地接收由接收射频线圈连续地检测到的MR信号，并将该信号连续地输出给数据处理部分170。
数据处理部分170运行各种与MR的处理相关联的程序。这些程序存储在构成数据处理部分170的计算机存储器中。在数据收集部分150收集MR信号后，数据处理部分170将这些MR信号存储在数据处理部分170的存储器中。所述存储器规定二维傅立叶空间的数据空间。利用存储在存储器中MR信号，数据处理部分170按照例如最大强度投影(MIP)成像技术，在显示部分180上显示整个图像。
下面主要说明控制部分160中的处理。
PSD规定了T1和T2的加权。利用操作部分190，操作员事先规定用于控制部分160或数据处理部分170的预期的PSD。控制部分160根据规定的PSD执行磁体系统100的驱动操作。
在详细说明本发明的MRI装置和MRI方法之前，下面首先说明关于本发明的MRI技术。
(1)TR表示重复时间。重复时间TR表示产生用于获得共振信号的RF脉冲的时间间隔，并确定纵向驰豫量(T1驰豫，自旋点阵驰豫)。
(2)TE表示回波(延迟)时间(下文中称作为回波时间)。回波时间TE表示在第一射频脉冲输出受激的自旋后一直到获得回波信号的时段。回波时间TE确定横磁化的自旋色散程度(横向驰豫，T2驰豫，自旋-自旋驰豫)。
(3)T1表示纵向驰豫时间(或自旋点阵驰豫时间)。
(4)T2表示横向驰豫时间(或自旋-自旋驰豫时间)。
(5)T2*表示指数函数的时间常数，所述指数函数表示用于梯度回波技术(e-t/T2*)的自由感应衰变(FID)信号。
纵向驰豫时间T1和横向驰豫时间T2是各种组织专有的特征。每一种组织具有预定的T1和T2。下面举例说明典型组织的T1和T2。
组织的横向驰豫时间T2由组织中氢原子核的自旋的相位色散速度表征。快速的相位色散减小T2。缓慢的相位色散增加T2。
由于水分子具有H-O-H的结构并是稀薄的，在氢质子之间存在非常小的自旋-自旋相互作用。与其它组织比较，水的相位色散很缓慢。因此，水的T2驰豫时间很长。
固体物质的分子结构与纯净水大不相同，它们的密度非常高。频繁地出现氢质子之间的相互作用。由于许多自旋-自旋相互作用引起的相位色散速度很快，因此固体的T2时间很短。
关于脂肪和蛋白质的结构，它们的相位色散比固体缓慢，比水快。脂肪和蛋白质的T2时间处于水和固体之间。
组织的纵向驰豫时间T1取决于组织中的氢原子核是否能够与周围的点阵交换能量。众所周知，最有效的能量供给出现在质子的自由运动与Larmor频率相匹配的时候。换句话说，在1-tesla磁场中氢质子的进动频率为42.6MHz。然而，自由运动频率取决于组织的物理状态，并且耦合的原子或附近的原子对它的影响很大。
例如，与固体中的氢质子比较，小水分子中的氢质子维持相当高的自然频率。水中的氢质子的自然运动频率比氢的Larmor频率高很多。因此，水具有长的T1时间。
固体中氢质子的自然运动频率比水中的低。固体中氢质子的自然运动频率比氢的Larmor频率稍低一些。因此，固体的T1时间比水的T1时间稍短一些。
脂肪中的氢质子的自然运动频率与MRI中使用的Larmor频率几乎相同。脂肪中碳的围绕末端碳原子-碳原子键的旋转运动频率近似为Larmor频率。这是由在质子和点阵之间能量的交换增加引起的，因此它的T1时间较短。
蛋白质的T1时间处于固体和水之间。
图2(A)示出脂肪、水和固体的T1恢复曲线。图2(B)示出脂肪、水和固体的T1衰变曲线。
根据图2(A)和2(B)，很清楚脂肪具有最短的T1时间，并显示最陡的T1恢复曲线。同样很清楚，液体蛋白质显示短的T1时间。很清楚，水具有最长的T1时间，并显示最平缓的T1恢复曲线。很清楚固体具有中等的T1时间。
如上所述，纵向驰豫时间取决于重复时间TR。长的TR将降低T1的作用。短的TR将增强T1的作用，即增强对比度。相反，横向驰豫时间T2取决于回波(延迟)时间TE。短的TE将降低T2(T2*)的作用。长的TE将增强T2(T2*)的作用，即增强对比度。
通过对特定的组织的加权可以获得T1加权图像和T2加权图像。
例如，T1加权图像是在短的重复时间TR内，以自旋回波(SE)技术获得的。在SE技术中利用T1加权，可以通过规定短的TE(例如，几个毫秒)和短的TR(例如，300至500ms)，以高强度将具有较大T1值的组织成像。
图3举例说明SE技术实例。
T2加权图像是利用长的重复时间TR，借助于自旋回波(SE)技术或快速自旋回波技术(PSE)成像的。在此情况下，由于产生的回波信号遵循T2的衰变，所以生成的图像就称为T2加权图像。
当应用SE技术获取T2加权图像时，在纵向磁化完全恢复后就应用于下一个RF脉冲。接着，重复时间TR变长。长的重复时间TR会引起需要非常长的成像时间的问题。为了解决这个问题就要使用FSE技术。
图4说明FSE技术的实例。
FSE技术通过利用一个90°的激励脉冲和多个180°的连续收敛脉冲来产生许多自旋回波。这些脉冲单独地用作相位编码信号以便有力地加速成像。
在FSE技术中应用T2加权，可以通过规定长的TE(例如100至200ms)和长的TR(例如2000至5000ms)而以高强度对具有较大T2值的组织成像。
在FSE技术中应用质子密度加权，可以通过规定短的TE(例如几个毫秒)和长的TR(例如2000至5000ms)而以高强度对具有较高氢浓度的组织成像。
根据T2*的衰变，例如自由感应衰变(FID)，梯度回波(GRE)技术会引起驰豫。由这种技术获得的图像称为T2*加权图像。
在GRE技术中应用T2*加权，可以通过规定用于GRE技术的长的TE(例如20ms)和长的TR(例如几百毫秒)而以高强度对具有较大T2值的组织成像。
在稳态自由进动(SSFP)模式中应用T2/T1加权，可以通过规定用于梯度回波(GRE)技术的短的TE(例如几个毫秒)和短的TR(例如10ms)而以高强度对具有高T2/T1比值的组织成像。
PSD确定重复时间TR。换句话说，MRI装置的操作员根据上述知识规定PSD和预期的加权。
图5(A)至5(E)举例说明SSFP模式中确定的PSD。
如图1所示，通过利用操作部分190，可以规定用于控制部分160的这些PSD。
图5(A)是表示加到发送射频线圈的激励信号频率的波形图。连续的RF信号是以1个TR时间间隔(周期)为基础的，并在控制部分160的控制下，以重复时间TR的时间间隔加到发送射频线圈的。如上所述，梯度线圈驱动部分130在控制部分160的控制下驱动梯度线圈部分106，并将梯度(斜率)加到磁体系统100形成的静态磁场强度。梯度线圈部分106产生三种梯度磁场切片梯度磁场、读出梯度磁场和相位编码梯度磁场。梯度线圈部分106具有三种梯度线圈以便产生这三种梯度磁场。
图5(B)是表示产生切片梯度磁场的切片脉冲的波形图。
图5(C)是表示产生读出梯度磁场的读脉冲的波形图。
图5(D)是表示产生相位编码梯度磁场的翘曲脉冲(warp pulse)的波形图。如实线所示，，翘曲脉冲形成一个波形，所述波形允许在一个TR(周期)期间相对于中心翘曲脉冲WW0的垂直信号积分产生0值。例如，第一个翘曲脉冲WP1形成垂直对称波形。同样的情况也适用于第二个翘曲脉冲WP2和第三个翘曲脉冲WP3。
图5(E)是表示由接收射频线圈检测到的作为MR信号的回波信号的波形图。数据处理部分170接收接收射频线圈的MR信号，产生对象的MRI图像，并将它显示在显示部分180。
例如，如图3所示，本发明将PSD用于自旋回波(SE)技术；并如图4和5所示，将PSD用于快速自旋回波(FSE)技术、用于梯度回波(GRE)技术、以及用于稳态自由进动(SSFP)技术。
下面说明作为本发明加权处理的第一实施例的T1加权。
例如，下面的方程1给出了SE技术或FSE技术中的MR信号的信号强度S。
S＝ρ{1-exp(-TR/T1)}exp(-TE/T2)…(1)其中ρ是氢的浓度。
这样，以下信号强度S1和S2应用于MR信号(回波信号)，该MR信号用于假定回波时间TE相同而重复时间TR不同时(即，第一和第二重复时间TR1和TR2，其中TR1＜TR2)的图像产生过程。
S1＝ρ{1-exp(TR1/T1)}exp(-TE/T2)S2＝ρ{1-exp(TR2/T1)}exp(-TE/T2)…(2)下面的方程3给出了在SE或FSE技术中两个MR信号的信号强度S1和S2之间的差值(S1-S2)。所述差值作为实例表示为(S1-S2)。
S1-S2＝{exp(-TR1/T1)-exp(-TR2/T1)}exp(-TE/T2)…(3)当利用T1值对信号强度之间的差值方程3进行微分时，可求出T1值的局部最大值。局部最大值用下述方程4表示。
T1max＝(TR2-TR1)/ln(TR2/TR1)…(4)例如，如图6(A)所示，假定方程4中TR1＝300ms和TR2＝1000ms，那么T1＝581ms的组织的权重最大。其它组织呈现随T1偏离581而减小的信号强度。因此，T1＝581ms的组织可以提供权重最大的加权图像。
本发明第一实施例的MRI装置执行图7流程图所示的以下处理。
(1)步骤1操作员准备以下两个具有相同回波时间TE的PSD，并且重复时间TR1和第二重复时间TR2相互不同。操作员使用操作部分190规定控制部分160的两个PSD。
操作部分190与本发明准备的PSD的装置等价。
(a)第一图像PSD(TE，TR)＝(TE，TR1)，
(b)第二图像PSD(TE，TR)＝(TE，TR2)，其中，第一重复时间TR1＜第二重复时间TR2。
第一图像PSD(TE，TR)＝(TE，TR1)表示用于对第一图像成像的第一图像的PSD中的回波时间和第一重复时间。第二图像PSD(TE，TR)＝(TE，TR2)表示用于对第二图像成像的第二图像的PSD中的回波时间和第二重复时间。
例如，可以使用自旋回波(SE)技术、快速自旋回波(FSE)技术、梯度回波技术和SSFP技术实现这些PSD。
(2)步骤2控制部分160将第一PSD用于在第一重复时间TR1激励磁体系统100。数据收集部分150收集MR信号。
控制部分160与用于驱动本发明的磁体系统的装置等价。数据收集部分150与本发明的数据收集装置等价。
(3)步骤3控制部分160将第二PSD用于在第二重复时间TR2再次激励磁体系统100。数据收集部分150收集MR信号。
(4)步骤4数据处理部分170从数据收集部分150收集的两种MR信号产生两个图像a和b。
数据处理部分170与本发明的图像产生装置等价。
(5)步骤5数据处理部分170计算两幅图像a和b之间的差值，并使用求出的差值图像产生对具有特定的T1值的组织加权的图像。所述结果显示在例如操作部分190上。
数据处理部分170与本发明的加权图像产生装置等价。
下面说明作为本发明加权处理的第二实施例的T2加权。
可以用类似于第一实施例的方法对特定的T2值加权。
在执行两个具有相同重复时间TR和不同回波时间TE(即不同的第一和第二回波时间TE1和TE2，其中TE1＜TE2)的PSD情况下，不同的回波时间TE1和TE2与信号强度Sa和Sb对应，并用以下方程5表示。
Sa＝ρ{1-exp(-TR/T1)}exp(-TE1/T2)S2＝ρ{1-exp(-TR/T1)}exp(-TE2/T2)…(5)下面的方程6给出了两个MR信号的信号强度Sa和Sb的差值(Sa-Sb)。以(Sa-Sb)作为实例(因而TE1＜TE2)表示所述差值。
Sa-Sb＝ρ(1-exp(-TR/T1))x(exp(-TE1/T2)-exp(-TE2/T2))…(6)当使用T2值对方程6微分求出T2的局部最大值时，局部最大值可用方程7表示如下。
T2＝(TE2-TE1)/ln(TE2/TE1)…(7)例如，如图6(B)所示，假定方程7中的TE1＝50ms和TE1＝300ms，那么T2＝150ms的组织的权重最大。其它组织呈现随T2偏离150ms而减小的信号强度。因而，T2＝150ms的组织可以提供最大的加权图像。
根据本发明的加权处理的第三实施例最好使用两种对比度产生图像，所述加权处理仅仅对具有特定的T1和T2值的组织加权。
例如，第三实施例将PSD用于SE技术或FSE技术。
第三实施例对具有不同的TR和TE的图像测量多次，产生具有特定对比度的图像。然后将这些图像组合，只对具有特定的T1和T2值的组织加权。
例如，SE技术的对比度通常用以下方程表示。
Σnρn(1-exp(-TRm/Tln))exp(-TEm/T2n)+NZ...(8)]]>其中，n表示出现在一个像素中的组织类型，m为分配给多个具有不同TR和TE的图像的编号，而NZ为噪音。
所述技术并不局限于n＝1，因而不限于一个像素中存在一种组织的情况。如果多种组织混合在一个像素中，则计算不会有任何问题。在这方面，本发明优于先有技术。
下面参照图8说明第三实施例。
图8中的步骤11操作员准备以下4种PSD并且规定它们用于控制部分160。
(1)第一图像PSD1(TE，TR)＝(TE1，TR1)，(2)第二图像PSD2(TE，TR)＝(TE1，TR2)，(3)第三图像PSD3(TE，TR)＝(TE2，TR1)，以及(4)第四图像PSD4(TE，TR)＝(TE2，TR2)其中TE1＜TE2并且TR1＜TR2。
步骤12至15控制部分160和数据处理部分170连续处理第一PSD1至第四PSD4。
例如，控制部分160基于PSD1激励(驱动)磁体系统。数据处理部分170收集作为结果的MR信号。对PSD2至PSD4重复执行所述处理。
步骤16数据处理部分170从收集的基于PSD1至PSD4的MR信号产生图像1至图像4。
步骤17数据处理部分170计算(图像3-图像4)-(图像1-图像2)。结果得到以下对比度。
Sn=Σnρn{exp(-TR1/T1n)-exp(-TR1/T1n)×exp(-TE2/T2n)-exp(-]]>TE2/T2n)}+NZ...(9)]]>利用T1和T2对方程9进行部分微分得到T1和T2的局部最大值。信号强度随T1或T2离开对应的局部最大值而减小。结果，有可能对具有T1和T2值的组织加权。
本发明的第四实施例提供一种消除特定组织例如脂肪的信号(图像)的方法。可以通过求出从利用足够长的TR的PSD获取的图像和从利用短的TR的其它PSD获取的图像之间的差值来抑制脂肪的信号。
为了对特定的T1值进行加权，不同重复时间TR1和TR2的各图像之间的差值给出了由以下方程式表示的对比度。
∑ρn{exp(-TR1/T1n)-exp(-TR2/T1n)}×exp(-TE/T2n)+NZ…(10)当TR2足够长，例如TRb的范围从2000至4000ms时，exp(-TR2/T1n)几乎为0，这样就允许用下述方程式11近似。
∑ρn(exp(-TR1/T1n))exp(-TE/T2n)+NZ…(11)从方程式11可以清楚看到，可以对具有长的T1和T2的组织进行加权。
由于脂肪近似展现为T1＝200ms和T2＝100ms，信号强度趋向减小。通过对比，有可能对具有较长的T1和T2(例如T1＞1000ms，和T2＞100ms)的组织，例如肿瘤、血管和脑脊髓液进行加权。
当上述实施例应用简单的减法求出两幅图像的差值时，可以在减法中应用一些系数的乘法。例如，以下方程式应用系数a。
∑ρn{exp(-TR1/T1n)-axexp(-TR2/T1n)}xexp(-TE/T2n)+NZ…(12)可以将系数固定。
例如，为了消除特定的组织例如脂肪，需要优化脂肪的删除系数a，以便满足a＝exp(-TR1/T1f)/exp(-TR2/T1f)}，其中T1f表示脂肪的T1值。用这种方法，能够可以有效地消除脂肪图像。操作员可以调整脂肪的删除系数a。
虽然已经描述了消除脂肪的上述实例，但是，也可以消除其它组织的图像。在这种情况下，操作员将利用适合于消除特定组织的删除系数。
虽然已经描述了利用SE技术、FSE技术等的实施例，但是，本发明的实施例并不局限于这些。当根据GRASS、GRASS的变型和SSFP技术来合成不同对比度的图像时，有可能获得类似于根据本发明的上述实施例的结果。
可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下配置许多各种不同的实施例。显然，除了所附权利要求书确定的之外，本发明并不局限于说明书中描述的特定实施例。
权利要求
1.一种磁共振成像方法，它包括以下步骤准备至少两个假定具有相同回波时间和不同重复时间的脉冲序列数据库；根据所述两个脉冲序列数据库驱动磁共振成像装置的磁体系统并且同时收集磁共振信号；从根据所述两个脉冲序列数据库收集的磁共振信号产生磁共振图像；以及根据与求得的两幅磁共振图像之间的差值对应的图像，对具有特定T1值的组织加权。
2.一种磁共振成像方法，它包括以下步骤准备至少两个具有相同重复时间和不同回波时间的脉冲序列数据库；根据所述两个脉冲序列数据库驱动磁共振成像装置的磁体系统并且同时收集磁共振信号；从根据所述脉冲序列数据库收集的磁共振信号产生第一和第二磁共振图像；以及求出两幅磁共振图像之间的差值，并且根据获得的磁共振图像对具有特定T2值的组织加权。
3.一种磁共振成像方法，它包括以下步骤准备四个与第一和第二回波时间以及第一和第二重复时间组合的脉冲序列数据库，其中(1)第一脉冲序列数据库具有回波时间TE1和重复时间TR1；(2)第二脉冲序列数据库具有回波时间TE1和重复时间TR2；(3)第三脉冲序列数据库具有回波时间TE2和重复时间TR1；以及(4)第四脉冲序列数据库具有回波时间TE2和重复时间TR2，其中，第一回波时间TE1＜第二回波时间TE2，并且第一重复时间TR1＜第二重复时间TR2；根据所述四个脉冲序列数据库驱动磁共振成像装置的磁体系统并且同时收集磁共振信号；从根据所述脉冲序列数据库收集的磁共振信号产生第一至第四磁共振图像；以及根据获得的差值图像，求出(第三图像-第四图像)-(第一图像-第二图像)之间的差值，并对具有特定的T1和T2值的组织加权。
4.如权利要求1至3中任意一个所述的磁共振成像方法，其特征在于求图像之间的所述差值的计算应用用于从一幅图像中消除特定组织的删除系数乘法。
5.一种磁共振成像装置，它包括驱动装置，用于根据至少两个假定具有相同回波时间和不同重复时间的脉冲序列数据库驱动磁共振成像装置的磁体系统；收集装置，用于在驱动所述磁体系统期间收集磁共振信号；图像产生装置，用于从所述收集到的磁共振信号产生至少两幅磁共振图像；以及图像加权装置，用于求出所述两幅产生的磁共振图像之间的差值，并根据求出的差值图像对具有特定T1值的组织加权。
6.如权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于所述图像加权装置根据所述求出的差值图像对具有大的T1值的组织加权。
7.如权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于所述图像加权装置根据所述求出的差值图像对具有大的T1和T2值的组织加权。
8.一种磁共振成像装置，它包括驱动装置，用于根据两个具有相同重复时间和不同回波时间的两个脉冲序列数据库驱动磁共振成像装置的磁体系统；收集装置，用于在驱动所述磁体系统期间收集磁共振信号；图像产生装置，用于从所述收集的磁共振信号产生第一和第二磁共振图像；以及图像加权装置，用于求出所述产生的第二和第一图像之间的差值，并根据求出的差值图像对具有特定T2值的组织加权。
9.一种磁共振成像装置，它包括驱动装置，用于根据下面所示的、与第一和第二回波时间及第一和第二重复时间组合的四个脉冲序列数据库驱动磁共振成像装置的磁体系统，其中，(1)第一脉冲序列数据库具有回波时间TE1和重复时间TR1；(2)第二脉冲序列数据库具有回波时间TE1和重复时间TR2；(3)第三脉冲序列数据库具有回波时间TE2和重复时间TR1；及(4)第四脉冲序列数据库具有回波时间TE2和重复时间TR2，其中，第一回波时间TE1＜第二回波时间TE2，并且第一重复时间TR1＜第二重复时间TR2；收集装置，用于在驱动所述磁体系统期间收集磁共振信号；图像产生装置，用于从所述收集的磁共振信号产生第一至第四磁共振图像；以及图像加权装置，用于求出(第三图像-第四图像)-(第一图像-第二图像)之间的图像差值，并根据获得的差值图像对具有特定的T1和T2值的组织加权。
10.如权利要求5至9中任意一个所述的磁共振成像装置，其特征在于所述图像加权装置通过应用用于从一幅图像中消除特定组织的删除系数乘法来计算图像之间的所述差值。
全文摘要
本发明的目的在于同时提供具有预期的新对比度的图像，例如T1加权的和T2加权的图像。(1)提供4个脉冲序列数据库(PSD)(步骤11)。所述提供的PSD是第一图像PSD(TE，TR)＝(TE1，TR1)；第二图像PSD(TE，TR)＝(TE1，TR2)；第三图像PSD(TE，TR)＝(TE2，TR1)；以及第四图像PSD(TE，TR)＝(TE2，TR2)，其中TE1＜TE2和TR1＜TR2。(2)基于所述4个PSD来驱动MRI装置的磁体系统，收集MR信号(步骤12至15)。(3)从根据PSD收集的MR信号产生4幅MR图像S1至S4(步骤16)。(4)求出图像之间的差值(S3－S4)－(S1－S2)，以便获得基于与求出的差值对应的图像的T1加权的和T2加权的图像。
文档编号G01R33/48GK1618399SQ200410095768
公开日2005年5月25日 申请日期2004年11月19日 优先权日2003年11月21日
发明者三好光晴 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司