消除非T2加权信号贡献的T2加权MR成像的制作方法

本发明涉及磁共振(mr)成像领域。其涉及mr成像的方法。本发明还涉及mr设备和要在mr设备上运行的计算机程序。

背景技术：

利用在磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维或三维图像的图像形成mr方法在当今得到广泛使用，尤其在医学诊断领域中，这是因为对于对软组织的成像，它们在许多方面优于其他成像方法，不需要电离辐射并且通常不是侵入性的。

根据通常的mr方法，要检查患者的身体被布置在强的均匀磁场(b0场)中，所述强的均匀磁场的方向同时定义测量所基于的坐标系的轴(通常为z轴)。取决于能够通过应用所定义频率(所谓的larmor频率或mr频率)的电磁交变场(rf场，也称为b1场)激励(自旋共振)的磁场强度，磁场产生针对个体核自旋的不同的能级。从宏观的角度来看，个体核自旋的分布产生总体磁化，其能够通过应用适当频率的电磁脉冲(rf脉冲)而偏离平衡状态，使得磁化执行关于z轴的进动运动。进动运动描述了圆锥的表面，所述圆锥的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅度取决于应用的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，自旋从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。

在rf脉冲终止之后，磁化弛豫回到原始的平衡状态，其中，z方向上的磁化以第一时间常数t1(自旋晶格或纵向弛豫时间)再次建立，并且在垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常数t2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。可以借助于一个或多个接收rf线圈来检测磁化的变化，所述接收rf线圈以在垂直于z轴的方向上测量磁化变化的方式被布置并取向在mr设备的检查体积内。在例如90°脉冲的应用之后，横向磁化的衰变伴随有从具有相同相位的有序状态到在其中所有相位角均匀地分布(失相)的状态的核自旋的过渡(由局部磁场不均匀性所诱导的)。失相可以借助于重聚焦脉冲(例如，180°脉冲)补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。

为了实现身体中的空间分辨率，沿着三个主轴延伸的线性磁场梯度被叠加在均匀磁场上，从而引起自旋共振频率的线性空间依赖性。然后，在接收线圈中拾取的信号包含可以与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由rf线圈获得的mr信号数据对应于空间频域，并且被称为k空间数据。k空间数据通常包括利用不同的相位编码采集的多条线。每条线通过收集多个样本来数字化。k空间数据的集合借助于傅里叶变换或其他适当的重建算法被转换为mr图像。

常常需要t2加权对比来表征mr图像中(例如心肌mr成像中)检测到的组织损伤，因为取决于损伤的类型，组织具有短的t2弛豫时间，并且因此在t2加权mr图像中表现为暗。

通常使用自旋回波(se)或快速自旋回波(tse)成像序列来采集t2加权mr图像。备选方案主要是磁化准备快速场回波(tfe)技术，其中，磁化准备序列通过激励rf脉冲使核磁化进入横向平面中，通过一个或若干重聚焦rf脉冲将该横向磁化重聚焦，并且最终通过对应的翻起(tip-up)rf脉冲将重聚焦的横向磁化带回到z轴。在横向磁化的时段期间，即在t2准备序列的初始激励rf脉冲与最后的翻起rf脉冲之间，t2衰变提供通过翻起rf脉冲存储于z方向上的期望的t2加权。结合tfe读出的这样的t2准备可以被指定为t2prep-tfe。t2prep-tfe在本领域中已知用于某些特殊应用，例如心脏/冠状动脉mri，其中，自旋回波序列较不有利。

然而，已知t2准备方案的问题是在没有t2加权的情况下的干扰信号贡献。这些产生于在t2准备序列之后由于t1弛豫的增加的纵向磁化。所采集的mr信号的这样的非t2加权污染导致重建mr图像的差的t2对比。e.r.jensita等人的在mrm70(2013)1360-68中的文章“motionandflowinsensitiveadiabatict2-preparationmodulaforcardiacmrimaginingat3tesla”提到了t2准备模块，所述t2准备模块使纵向磁化处于取决于其t2的状态中。

技术实现要素：

根据前述内容，应容易意识到，存在对利用t2加权进行mr成像的改进方法的需要。本发明的目的是实现基本上没有来自不具有t2加权的mr信号的干扰贡献的t2加权mr成像。

根据本发明，公开了一种对被定位于mr设备的检查体积中的对象进行mr成像的方法，本发明的方法包括以下步骤：

a)使对象经受第一t2准备序列，所述第一t2准备序列包括激励rf脉冲、一个或多个重聚焦rf脉冲以及翻起rf脉冲；

b)使对象经受第一读出序列，所述第一读出序列包括至少一个激励rf脉冲和切变的磁场梯度，以用于采集mr信号的第一集合；

c)使对象经受第二t2准备序列，所述第二t2准备序列包括激励rf脉冲、一个或多个重聚焦rf脉冲以及翻起rf脉冲，其中，所述第二t2准备序列的rf脉冲中的至少一个具有与所述第一t2准备序列的对应rf脉冲不同的相位；

d)使对象经受第二读出序列，所述第二读出序列包括至少一个激励rf脉冲和切变的磁场梯度，以用于采集mr信号的第二集合；

e)根据mr信号的第一集合和第二集合重建mr图像。

本发明的洞察在于，第一和第二t2准备序列的rf脉冲的相位分别影响由第一和第二读出序列采集的mr信号的相位，同时它们不影响由增加的纵向磁化产生的干扰信号贡献。因此，可以根据本发明，通过结合在最终重建的mr图像中的mr信号的第一集合和第二集合的适当叠加应用具有不同相位的第一和第二t2准备序列的rf脉冲，来消除干扰信号贡献。

换言之，本发明提出结合所采集的mr信号的正确组合来改变在t2准备期间的rf脉冲中的至少一个的相位，以添加期望的(t2加权)mr信号分量，同时消除不期望的(非t2加权)mr信号分量。亦即，在t2准备序列中的不同rf相位在t2准备之后在不同的读出中产生所采集的磁共振信号的不同rf相位。这允许将磁共振信号与这些读出区分开，使得可以消除来自非t2加权分量的干扰。这可以在重建中完成。

在本发明的方法的步骤a)至d)的单次重复中不需要采集mr信号的完全采样的第一集合和第二集合。相反，在步骤e)中根据采集的mr信号数据完全重建mr图像之前，可以重复多次步骤a)至d)以对给定的k空间区域进行采样。

在优选实施例中，第一和第二t2准备序列的激励rf脉冲具有不同的相位，而第一和第二t2准备序列的另外的对应rf脉冲具有相同的相位。换言之，仅激励rf脉冲的相位变化，并且t2准备序列的剩余rf脉冲的相位保持恒定。最优选地，第一和第二t2准备序列的激励rf脉冲具有相反的相位，这意味着第一和第二t2准备序列的激励rf脉冲的相位差基本上为180°。这产生具有相反符号的mr信号的第一集合和第二集合，而在mr信号采集期间由增加的纵向磁化产生的干扰mr信号的符号保持相同。因此，可以简单地通过将mr信号的第一集合和第二集合减去来消除干扰mr信号，以形成差分mr信号的集合，根据其重建mr图像。备选地，可以根据mr信号的第一集合重建第一mr图像，并且可以根据mr信号的第二集合重建第二mr图像，其中，将第一和第二mr图像减去以形成差分mr图像。换言之，可以在k空间或图像空间中执行mr数据的减去以消除不期望的信号贡献。

在备选实施例中，例如，可以改变t2准备序列的翻起rf脉冲的相位。还可能是一个或若干重聚焦rf脉冲的90°相移。

根据本发明的另一优选实施例，第一和第二读出序列是梯度回波序列，优选是tfe(快速场回波)序列。这使得本发明的方法非常适合于特殊应用，如例如心脏/冠状动脉mr成像，其中，自旋回波序列不太有利。

优选地，第一和第二t2准备序列在空间上是非选择性的。这意味着在第一和第二t2准备序列的相应的激励rf脉冲、重聚焦rf脉冲和翻起rf脉冲的辐射期间不存在磁场梯度。无需快速切变磁场梯度，本发明的方法实现静默操作。

最近，对通过诸如零回波时间(zte)成像的技术的静默mr成像有很大的兴趣。本发明的方法特别适用于通过zte成像或类似的静默成像技术生成t2加权mr图像。在zte技术中，在具有高带宽和因此短、硬激励rf脉冲的磁共振的激励之前设置读出梯度。以这种方式，梯度编码在磁共振的激励时立即开始。在导致有效的零“回波时间”(te)的rf脉冲的辐射后立即开始对自由感应衰变(fid)信号的采集。在fid读出之后，在可以应用下一rf脉冲之前，仅需要最小时间来设置下一读出梯度，从而实现非常短的重复时间(tr)。读出方向从重复到重复逐渐变化，直到k空间中的球形体积被采样到所需的程度。在不需要关闭tr间隔之间的读出梯度的情况下，可以几乎静默地执行zte成像。因此，本发明的第一和第二读出序列可以是零回波时间序列，每个包括：

i)设置具有读出方向和读出强度的读出磁场梯度；

ii)在存在读出磁场梯度的情况下辐射激励rf脉冲；

iii)在存在读出磁场梯度的情况下采集fid信号，其中，fid信号表示径向k空间样本；

iv)逐渐改变读出方向；

v)通过重复步骤i)至iv)多次来对k空间中的球形体积进行采样，其中，所采集的fid信号分别形成mr信号的第一集合和第二集合。

到此为止描述的本发明的方法可以借助于一种mr设备执行，所述mr设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积内生成均匀的稳定磁场；多个梯度线圈，其用于在所述检查体积内的不同空间方向上生成切变的磁场梯度；至少一个rf线圈，其用于在所述检查体积内生成rf脉冲和/或用于从位于所述检查体积中的患者的身体接收mr信号；控制单元，其用于控制时间上连续的rf脉冲和切变的磁场梯度；以及重建单元。本发明的方法优选地通过mr设备的重建单元和/或控制单元的对应编程来实施。

本发明的方法可以有利地在当前的临床使用的大多数mr设备中执行。对此，仅需要利用控制mr设备的计算机程序，使其执行本发明的上述方法步骤。计算机程序可以存在于数据载体上或存在于数据网络中，从而下载安装在mr设备的控制单元中。

附图说明

附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图被设计为仅用于说明的目的，而不是作为本发明的限制的定义。在图中：

图1示意性地示出了用于执行本发明的方法的mr设备；

图2示出了图示本发明的t2加权mr成像流程的图。

具体实施方式

参考图1，示出了能够用于执行本发明的方法的mr设备1。所述设备包括超导或电阻式主磁体线圈2，使得沿着z轴通过检查体积创建基本上均匀的、时间上恒定的主磁场b0。所述设备还包括(一阶、二阶以及-在适用的情况下-三阶)匀场线圈的集合2’，其中，出于最小化检查体积内的b0偏差的目的，通过集合2’的个体匀场线圈的电流是可控制的。

磁共振生成和操纵系统应用一系列rf脉冲和切变的磁场梯度来反转或激励核磁自旋，诱导磁共振，重聚焦磁共振，操纵磁共振，空间地和以其他方式编码磁共振，使自旋饱和等，以执行mr成像。

更具体地，梯度脉冲放大器3沿着检查体积的x、y和z轴向全身梯度线圈4、5和6中的选定的线圈应用电流脉冲。数字rf频率发射器7经由发送/接收开关8将rf脉冲或脉冲包发送到体rf线圈9，以将rf脉冲发送到检查体积中。典型的mr成像序列包括彼此一起采取的短持续时间的rf脉冲分段的包，并且任何应用的磁场梯度实现核磁共振的选定的操纵。rf脉冲用于进行饱和，激励共振，反转磁化，重聚焦磁共振或操纵共振，并选择被定位在检查体积中的身体10的部分。mr信号还由体rf线圈9拾取。

为了借助于并行成像生成身体10的限制的区域的mr图像，将局部rf线圈11、12、13的集合放置成邻近于被选择用于成像的区域。阵列线圈11、12、13可以被用于接收由体线圈rf发送诱导的mr信号。

得到的mr信号由体rf线圈9和/或由阵列rf线圈11、12、13拾取并且由优选地包括前置放大器(未示出)的接收器14解调。接收器14经由发送/接收开关8连接到rf线圈9、11、12和13。

主计算机15控制通过匀场线圈2’以及梯度脉冲放大器3和发射器7的电流以生成根据本发明的成像序列。跟随每个rf激励脉冲，接收器14快速连续地接收多条mr数据线。数据采集系统16执行对接收到的信号的模数转换并且将每条mr数据线转换为适于进一步处理的数字格式。在现代mr设备中，数据采集系统16是独立的计算机，其专用于原始图像数据的采集。

最终地，通过应用适当的重建算法的重建处理器17将数字原始图像数据重建为图像表示。然后，将图像存储在图像存储器中，其中，其可以被访问，以用于例如经由提供对得到的mr图像的人类可读显示的视频监视器18，将图像表示的投影或其他部分转换成用于可视化的适当格式。

图2示出了图示本发明的成像流程的图。所述方法开始于第一t2准备序列t2prep1，其包括激励rf脉冲21、两个重聚焦rf脉冲22和翻起rf脉冲23。此后，应用作为zte序列的第一读出序列ro1。在短、硬、小的翻转角激励rf脉冲的辐射之前设置读出梯度(未绘制)。在该激励rf脉冲的辐射之后，立即开始采集自由感应衰减(fid)信号。在fid读出之后，在应用下一硬激励rf脉冲之前设置下一读出梯度，等等。读出方向从重复到重复逐渐变化，直到k空间中的球形体积被采样到所需程度。在第一读出序列ro1期间采集的fid信号形成mr信号的第一集合。mr信号的该第一集合包括t2加权信号贡献24和由在mr信号获取期间的增加的纵向磁化产生的干扰信号贡献25。作为下一步骤，应用包括激励rf脉冲21’的第二t2准备序列t2prep2。激励rf脉冲21和21’具有相反的相位(即180°的相位差)。第二t2准备序列t2prep2使用具有相同相位的重聚焦rf脉冲22’和翻起rf脉冲23’，如第一t2准备序列t2prep1的对应rf脉冲。在第二读出序列ro2中，采集mr信号的第二集合，其包括t2加权分量24’以及由增加的纵向磁化产生的干扰分量25’。以相同的读出方向采集mr信号的第一集合和第二集合。t2加权mr信号分量24和24’具有相反的符号，而干扰mr信号贡献25、25’的符号在两个采集ro1、ro2中是相同的。曲线24、24’、25、25’示意性地图示了在第一和第二读出序列ro1、ro2期间作为时间t的函数的相应mr信号贡献的幅度。通过将mr信号的第一集合和第二集合减去来消除干涉mr信号贡献25、25’，以形成差分mr信号的集合，最终根据差分mr信号的集合来重建mr图像。因此，最终的mr图像是完全t2加权的，没有来自非t2加权mr信号分量的任何贡献。