專利名稱：磁共振成像裝置和磁共振成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種磁共振成像(MRI)裝置和磁共振成像方法。本發(fā) 明尤其涉及執(zhí)行快速自旋回波(FSE )方法的磁共振成像裝置和磁共振 成像方法。
背景技術(shù)：
諸如磁共振成像系統(tǒng)或裝置的圖像診斷裝置已知為用于成像或者 拍攝關(guān)于對(duì)象的每個(gè)斷層攝影平面的切片圖像的裝置。該圖像診斷裝 置已經(jīng)用于許多領(lǐng)域，諸如醫(yī)學(xué)應(yīng)用、工業(yè)應(yīng)用等。例如，當(dāng)使用磁共振成像裝置拍攝切片圖像時(shí)，對(duì)象保持或者容納 在形成有靜磁場的空間中，并且對(duì)應(yīng)于活體的對(duì)象中的質(zhì)子的自旋方 向?qū)?zhǔn)靜磁場的方向，由此發(fā)生獲得了磁化矢量的狀態(tài)。其后，通過RF線圏將具有諧振頻率的電磁波施加到對(duì)象上以產(chǎn)生 核磁共振現(xiàn)象，由此改變對(duì)象質(zhì)子的磁化矢量。磁共振成像裝置在探 測線圏(接收線圈單元)從恢復(fù)原始磁化矢量的對(duì)象質(zhì)子接收磁共振 信號(hào)，并且基于接收得的磁共振信號(hào)產(chǎn)生切片圖像(例如，參考專利 文件l)。同時(shí)，在對(duì)象中存在諸如血流的流，并且存在一種情況，其中抑制 對(duì)應(yīng)于血流(bloodstream)或血流量(bloodflow )信號(hào)的磁共振信號(hào) 的強(qiáng)度，以使用低亮度在磁共振成像裝置處繪制所述流。為此目的， 提供了一種已知為雙IR(反轉(zhuǎn)恢復(fù))方法，在使用切片非選擇IR脈沖 反轉(zhuǎn)線圏靈敏性信號(hào)之后，使用切片選擇IR脈沖在目標(biāo)切片截面反轉(zhuǎn) 除了目標(biāo)切片截面處之外的信號(hào)，采集磁共振信號(hào)，使目標(biāo)切片截面 處之外的信號(hào)進(jìn)入零信號(hào)形式。提供了已知為Flow - spoiled (流擾亂)FBI的方法，其中在FBI 方法(新鮮血液成像)中(參考，例如，專利文件2)，讀出方向上的 擾亂脈沖(spoiling pulse)用于使得能夠分離動(dòng)脈血管和靜脈血管。[專利文件1日本未審專利公開號(hào)No.2005-270:304[專利文件2日本未審專利公開號(hào)No.2000-5144
在雙IR方法中，將切片選擇IR脈沖發(fā)射到具有預(yù)定厚度的目標(biāo) 切片截面。因而，例如當(dāng)執(zhí)行三維成像時(shí)，在低亮度下難以關(guān)于預(yù)定厚度或更厚的寬區(qū)域辨認(rèn)出和繪制血流。由于在Flow-spoiled FBI方法中，不能調(diào)整每個(gè)擾亂脈沖的量， 當(dāng)從觸發(fā)脈沖的產(chǎn)生到實(shí)際成像或攝影開始的延遲時(shí)間最優(yōu)化并且調(diào) 整擾亂脈沖的梯度時(shí)，在實(shí)際掃描之前需要預(yù)備掃描。即使在實(shí)際掃描中一采集磁共振信號(hào)，就將擾亂信號(hào)發(fā)射到對(duì)象。 因而，快速自旋回波方法包括一個(gè)問題，即當(dāng)采用其時(shí)，施加以獲得 各個(gè)回波的脈沖之間的間隔(回波間隔)擴(kuò)大，因而導(dǎo)致難以快速成 像。此外，F(xiàn)SE方法不足以通過擾亂脈沖處理關(guān)于血流的磁共振信號(hào) 的擾亂。發(fā)明內(nèi)容所需的是要解決前述的問題。本發(fā)明一個(gè)方面提供了一種磁共振成像裝置，包括靜磁場形成單 元，其在保持對(duì)象的空間中形成靜磁場；發(fā)射單元，其在發(fā)射一個(gè)激 發(fā)RF脈沖之后，在一個(gè)重復(fù)時(shí)間內(nèi)多次將多個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈沖發(fā)射到位 于靜態(tài)磁場中的對(duì)象，由此激發(fā)對(duì)象的自旋；梯度磁場施加單元，其 將梯度磁場施加到對(duì)象并且編碼來自由反轉(zhuǎn)RF脈沖激發(fā)的自旋的磁 共振信號(hào)；數(shù)據(jù)采集單元，其采集由梯度磁場編碼的磁共振信號(hào)；以 及圖像產(chǎn)生單元，其基于數(shù)據(jù)采集單元采集的磁共振信號(hào)產(chǎn)生對(duì)象的 圖像，其中梯度磁場施加單元在發(fā)射到對(duì)象的RF脈沖的發(fā)射間隔時(shí)間 內(nèi)將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象。優(yōu)選地，梯度磁場施加單元在數(shù)據(jù)采集單元采集磁共振信號(hào)之前施 加速度編碼梯度脈沖。更優(yōu)選地，梯度磁場施加單元針對(duì)所述多個(gè)反 轉(zhuǎn)RF脈沖多次將速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象。極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖擾亂關(guān)于對(duì)象中的流的自旋的 橫向磁化。特別地，對(duì)象中的流是血流。優(yōu)選地，極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖的方向是至少 一個(gè)或多 個(gè)軸的方向。更優(yōu)選地，極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖的面積在每個(gè)軸上不同。梯度磁場施加單元可以具有操作單元，用于輸入施加到對(duì)象的速度 編碼梯度脈沖的面積。此外，基于在梯度磁場施加單元將極性彼此相反的速度編碼梯度脈 沖施加到對(duì)象的狀態(tài)下以及不將其施加到對(duì)象的狀態(tài)下由數(shù)據(jù)采集單 元采集的磁共振信號(hào)，圖像產(chǎn)生單元產(chǎn)生對(duì)象的圖像。優(yōu)選地，梯度磁場施加單元根據(jù)血流的脈動(dòng)產(chǎn)生施加和不施加速度 編碼梯度脈沖的狀態(tài)。本發(fā)明的另一方面提供了一種磁共振成像方法，包括這些步驟在 發(fā)射一個(gè)激發(fā)RF脈沖之后，在一個(gè)重復(fù)時(shí)間內(nèi)多次將多個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈 沖發(fā)射到位于靜態(tài)磁場中的對(duì)象，將梯度磁場施加到對(duì)象并且編碼來 自由RF脈沖激發(fā)的自旋的磁共振信號(hào)，采集每一個(gè)均由梯度磁場編碼 的磁共振信號(hào)，并且基于采集得的磁共振信號(hào)產(chǎn)生對(duì)象的圖像，該方 法還包括在RF脈沖發(fā)射到對(duì)象的發(fā)射間隔時(shí)間內(nèi)將極性彼此相反的 速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象的步驟。優(yōu)選地，將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象的步驟在 采集磁共振信號(hào)的步驟之前執(zhí)行。在將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象的步驟中，關(guān)于 對(duì)象中流的自旋的橫向磁化被擾亂。優(yōu)選地，在將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象的步驟 中，極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖的方向定義為至少一個(gè)或多個(gè) 軸的方向。更優(yōu)選地，極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖的面積在每個(gè)軸不同。優(yōu)選地，在將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象的步驟 中，梯度磁場的面積根據(jù)對(duì)象中流的速度而調(diào)整。此外，在采集磁共振信號(hào)的步驟之前另外包括不將極性彼此相反的 速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象的步驟。在對(duì)象圖像產(chǎn)生步驟中，基于 在將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象的步驟和不將速度 編碼梯度脈沖施加到對(duì)象的步驟之后，在磁共振信號(hào)采集步驟中采集 的磁共振信號(hào)，而產(chǎn)生對(duì)象的圖像。在根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置和磁共振成像方法中，在數(shù)據(jù)采集 單元采集磁共振信號(hào)之前，梯度磁場施加單元將極性彼此相反的速度 編碼梯度脈沖施加到對(duì)象，由此擾亂關(guān)于流的自旋。在根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置和磁共振成像方法中，因?yàn)椴捎昧?快速自旋回波方法，易于在低亮度下繪出諸如對(duì)象中血流的流，并且 使得能夠快速成像。從如隨附附圖中示出的本發(fā)明優(yōu)選實(shí)施例的下列描述中，本發(fā)明的 其它目的和優(yōu)點(diǎn)將變得顯然。


圖1示出根據(jù)本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例的磁共振成像裝置的結(jié)構(gòu)圖。圖2示出在根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的磁共振成像裝置中執(zhí)行的一個(gè)脈 沖序列的圖。圖3示出在根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的磁共振成像裝置中執(zhí)行的一個(gè)脈 沖序列的圖。圖4是示出圖3中所示脈沖序列中獲得的磁共振信號(hào)的橫向分布的圖。圖5是示出(a)RF脈沖影響的對(duì)象組織的相位和所采集的磁共振 信號(hào)的強(qiáng)度以及(b)對(duì)象組織的相位和磁共振信號(hào)的相位的圖。圖6是示出在根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例磁共振成像裝置處執(zhí)行的另一脈 沖序列的圖。圖7是示出在根據(jù)本發(fā)聽實(shí)施例磁共振成像裝置處執(zhí)行的又一序 列的圖。
具體實(shí)施方式
下文中將基于圖1至圖7說明根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例。 (系統(tǒng)結(jié)構(gòu))圖l是示出說明根據(jù)本發(fā)聽一個(gè)實(shí)施例的磁共振成像裝置l的結(jié)構(gòu) 的結(jié)構(gòu)圖。如圖1中所示，本實(shí)施例的磁共振成像裝置1具有掃描部分2和操 作控制部分3。將說明掃描部分2。如圖1中所示，掃描部分2具有靜磁場磁體單元12、梯度線圈單
元13、 RF線圈單元或部件14、托架15、 RF驅(qū)動(dòng)器22、梯度驅(qū)動(dòng)器 23和數(shù)據(jù)采集單元24。掃描部分2執(zhí)行成像序列IS，用于將RF脈沖 發(fā)射到對(duì)象SU以便激發(fā)形成有靜磁場的成像空間中的對(duì)象SU的自 旋，并且用于將梯度脈沖發(fā)射到已對(duì)其發(fā)射RF脈沖的對(duì)象SU，由此 獲得對(duì)象SU中產(chǎn)生的磁共振信號(hào)作為成像數(shù)據(jù)。 將按序說明掃描部分2的各個(gè)組成元件。靜磁場磁體單元12包括，例如永磁體，并且在容納或者保持對(duì)象 SU的成像空間B中形成靜磁場。在此，靜磁場磁體單元12以這種方 式形成靜磁場，即靜磁場的方向沿著垂直于對(duì)象SU的體軸方向的方向 延伸。附帶地，靜磁場磁體單元12可以由超導(dǎo)磁體構(gòu)成。梯度線圈單元13在形成有靜磁場的成像空間B中形成梯度磁場， 并且施加或者添加空間位置信息到由RF線圈部分14接收的磁共振信 號(hào)。在此，梯度線圈單元13包括三個(gè)系統(tǒng)，設(shè)置成對(duì)應(yīng)于三個(gè)軸方向， 即沿著靜磁場方向延伸的z方向、x方向和y方向。這些分別根據(jù)成像 條件在頻率編碼方向上、相位編碼方向上和切片選擇方向上施加梯度 脈沖，由此形成梯度磁場。具體而言，梯度線圈單元13將梯度磁場施加在對(duì)象SU的切片選 擇方向上，并且選擇由RF線圈部分14發(fā)射RF脈沖所激發(fā)的對(duì)象SU 的切片。梯度線圈單元13將梯度磁場施加在對(duì)象SU的相位編碼方向 上，并且相位編碼來自由RF脈沖激發(fā)的切片的磁共振信號(hào)。并且，梯 度線團(tuán)單元13將梯度磁場施加在對(duì)象SU的頻率編碼方向上，并且頻 率編碼來自由RF脈沖激發(fā)的切片的磁共振信號(hào)。梯度線圍單元13產(chǎn)生用于執(zhí)行相位編碼的梯度磁場。除上述之 外，如下面將描述的，梯度線圏單元13也產(chǎn)生極性彼此相反的速度編 碼梯度脈沖，并且分布(distribute)對(duì)象SU中流動(dòng)組織的自旋的橫向 磁化。為了分散對(duì)象SU中流動(dòng)組織的自旋的橫向磁化，極性彼此相反 的速度編碼梯度脈沖的強(qiáng)度和其發(fā)生時(shí)間單獨(dú)地設(shè)置。如圖1中所示，布置RF線團(tuán)單元14以圍繞對(duì)象SU的成像區(qū)域。 RF線圏單元14將對(duì)應(yīng)于電磁波的RF脈沖發(fā)射到由靜磁場磁體單元12 用靜磁場形成的成像空間B中的對(duì)象SU，由此激發(fā)對(duì)象SU的成像區(qū) 域中質(zhì)子的自旋。RF線圈單元14接收從對(duì)象SU中激發(fā)的質(zhì)子產(chǎn)生的 電磁波作為磁共振信號(hào)。 為了執(zhí)行將在下文中描述的FSE (快速自旋回波)方法，RF線圏 單元14在一個(gè)重復(fù)時(shí)間TR內(nèi)發(fā)射一個(gè)激發(fā)RF脈沖和多個(gè)反轉(zhuǎn)RF 脈沖到對(duì)象SU，所述一個(gè)激發(fā)RF脈沖用于圍繞z軸將所需切片中的 磁矩旋轉(zhuǎn)a (例如7T/2，)，其中靜磁場的方向作為該軸(表示以拉莫爾 頻率(Larmor frequency )旋轉(zhuǎn)的旋轉(zhuǎn)坐才示系)。托架15具有底部或者平臺(tái)，其上放置有對(duì)象SU。托架15根據(jù)從 控制器30提供的控制信號(hào)，在成像空間B內(nèi)側(cè)和外側(cè)之間移動(dòng)。RF驅(qū)動(dòng)器22驅(qū)動(dòng)RF線團(tuán)單元14，以發(fā)射RF脈沖到成像空間B 內(nèi)，由此在其中形成高頻磁場。RF驅(qū)動(dòng)器22使用門調(diào)制器，基于從 控制器30輸出的控制信號(hào)，將從RF振蕩器發(fā)射的信號(hào)調(diào)制成具有預(yù) 定時(shí)序(timing)和預(yù)定包絡(luò)的信號(hào)。其后，RF驅(qū)動(dòng)器22允許RF功 率放大器放大由門調(diào)制器調(diào)制的信號(hào)，并且將其輸出到RF線圈單元 14，并且允許RF線圍單元14發(fā)射RF脈沖。梯度驅(qū)動(dòng)器23基于從控制器30輸出的控制信號(hào)，將梯度脈沖施加 到梯度線圏單元13，以驅(qū)動(dòng)梯度線圍單元13，由此在形成有靜磁場的 成像空間B中產(chǎn)生梯度磁場。梯度驅(qū)動(dòng)器23具有與三系統(tǒng)梯度線圈單 元13相關(guān)聯(lián)的三系統(tǒng)驅(qū)動(dòng)電路(未示出)。數(shù)據(jù)采集單元24基于從控制器30輸出的控制信號(hào)，采集由RF線 團(tuán)單元14接收的磁共振信號(hào)。在此，數(shù)據(jù)采集單元24使用相位檢測 器，對(duì)RF線圍單元14接收的磁共振信號(hào)進(jìn)行相位檢測，其中RF驅(qū) 動(dòng)器22的RF振蕩器的輸出作為參考信號(hào)。其后，數(shù)據(jù)采集單元24通 過使用A/D轉(zhuǎn)換器將與模擬信號(hào)相對(duì)應(yīng)的磁共振信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信 號(hào)，并且從那里輸出該信號(hào)。將說明操作控制臺(tái)部分3。如圖1中所示，操作控制臺(tái)部分3具有控制器30、圖像產(chǎn)生器31、 操作單元32、顯示器或顯示單元33以及存儲(chǔ)單元34。將按序描述操作控制臺(tái)部分3的各個(gè)構(gòu)成元件。控制器30具有計(jì)算機(jī)和程序，所述程序允許計(jì)算機(jī)執(zhí)行預(yù)定數(shù)據(jù) 處理并且控制各個(gè)部件。在此，控制器30輸入從操作單元32發(fā)送的 操作數(shù)據(jù)，并且基于從操作單元32輸入的操作數(shù)據(jù)輸出控制信號(hào)，該 控制信號(hào)用于使RF驅(qū)動(dòng)器22、梯度驅(qū)動(dòng)器23和數(shù)據(jù)采集單元24執(zhí) 行對(duì)它們的預(yù)定掃描，由此執(zhí)行它們的控制。與其一起，控制器30還 輸出控制信號(hào)到圖像產(chǎn)生器31、顯示單元33和存儲(chǔ)單元34以進(jìn)行它 們的控制。圖像產(chǎn)生器31具有計(jì)算機(jī)和使用計(jì)算機(jī)執(zhí)行預(yù)定數(shù)據(jù)處理的程 序。圖像產(chǎn)生器31基于從控制器30輸出的控制信號(hào)產(chǎn)生圖像。圖像 產(chǎn)生器31重建關(guān)于對(duì)象SU的圖像，采用通過由掃描部分2執(zhí)行掃描 獲得的磁共振信號(hào)作為行數(shù)據(jù)。然后，圖像產(chǎn)生器31輸出產(chǎn)生的圖像 到顯示器33。操作單元32包括諸如鍵盤、指點(diǎn)裝置等的操作裝置。操作單元32 輸入來自操作者的操作數(shù)據(jù)并且將其輸出到控制器30。例如，顯示單 元33在顯示屏上以多種形式顯示關(guān)于與操作者輸入到操作單元32的 操作數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)的輸入項(xiàng)的圖像。此外，顯示單元33從圖像產(chǎn)生器31 接收關(guān)于對(duì)象SU的圖像的數(shù)據(jù)，并且將圖像顯示在顯示屏上，其中所 述圖像基于來自對(duì)象SU的磁共振信號(hào)產(chǎn)生。存儲(chǔ)單元34包括存儲(chǔ)器并且在其中存儲(chǔ)各種數(shù)據(jù)。在存儲(chǔ)單元34 中，已存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)由控制器30根據(jù)需要存取。 (操作)在使用圖1中所示的磁共振成像裝置拍攝或者成像對(duì)象SU時(shí)的脈 沖序列示出在圖2中。圖2中所示的脈沖序列示出了其中執(zhí)行FSE方法的范例。在圖2中，RF指示了 RF脈沖發(fā)射的時(shí)基，而G指示梯度脈沖施 加的時(shí)基。在RF和G，分別地，水平軸指示時(shí)間t，而垂直軸指示脈 沖強(qiáng)度。在此，G是在切片選擇方向、相位編碼方向和頻率編碼方向 上觀察到的至少一個(gè)時(shí)基。為了實(shí)施FSE方法，如圖2中所示，首先由RF驅(qū)動(dòng)器22驅(qū)動(dòng)的 RF線圏單元14產(chǎn)生脈沖角(flip angle) a 0=90°的激發(fā)RF脈沖 RFex。在產(chǎn)生010=90°的激發(fā)RF脈沖RFex之后，具有"1至017 = 180°的反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7相似地在一個(gè)重復(fù)時(shí)間TR內(nèi)由 RF驅(qū)動(dòng)器22驅(qū)動(dòng)的RF線圈單元14產(chǎn)生。在笫一激發(fā)RF脈沖RFex之后，產(chǎn)生相應(yīng)于七次的反轉(zhuǎn)RF脈沖 RFrel至RFre7，以生成對(duì)應(yīng)于7個(gè)回波的磁共振信號(hào)。通過它們對(duì)應(yīng) 的磁共振信號(hào)而互相獨(dú)立的相位編碼由梯度驅(qū)動(dòng)器23所驅(qū)動(dòng)的梯度線 圏單元13執(zhí)行。分別被執(zhí)行了相位編碼的磁共振信號(hào)被采集入數(shù)據(jù)采
集單元24。然而，在圖2中所示的脈沖序列的時(shí)基，在產(chǎn)生激發(fā)脈沖RFex之 后的預(yù)定時(shí)間間隔被分配為一時(shí)間，在該時(shí)間梯度線圈單元13產(chǎn)生極 性彼此相反的各個(gè)速度編碼梯度脈沖。該時(shí)間對(duì)應(yīng)于在回波鏈初始級(jí) 的所謂的雙極性梯度回波鏈(bipolar gradient echo train, BGET)時(shí) 間。由數(shù)據(jù)采集單元24從對(duì)象SU進(jìn)行的磁共振信號(hào)采集不在雙極性 梯度回波鏈(BGET)時(shí)間執(zhí)行。如圖2的脈沖序列中所示，產(chǎn)生激發(fā)RF脈沖RFex，并且其后由 梯度驅(qū)動(dòng)器23驅(qū)動(dòng)的梯度線圏單元13，在雙極性梯度回波鏈BGET 時(shí)間內(nèi)，將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5,施加到對(duì) 象SU。各個(gè)速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5分別在相應(yīng)RF脈沖的發(fā)射 間隔時(shí)間內(nèi)施加。即，首先在激發(fā)RF脈沖RFex和反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel的發(fā)射間隔 時(shí)間內(nèi)，施加速度編碼梯度脈沖Gvl。相似地，在相應(yīng)反轉(zhuǎn)RF脈沖 RFre的發(fā)射時(shí)間間隔中施加其它速度編碼梯度脈沖Gv2至Gv5。對(duì)應(yīng)于全部五個(gè)脈沖的速度編碼梯度脈沖Gv以圖2中所示的脈沖 序列中產(chǎn)生。速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5定義為雙極脈沖，其在關(guān) 于時(shí)間中心點(diǎn)的時(shí)基上極性互相相反，并且具有相同的時(shí)間積分值， 在該時(shí)間中心點(diǎn)，施加速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5。在圖2中，激發(fā)RF脈沖RFex和反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7發(fā) 射到對(duì)象SU。在此，流動(dòng)血流和組織被i人為保持固定地存在于對(duì)象SU 中。使用每個(gè)固定組織作為參考，在激發(fā)RF脈沖RFex和反轉(zhuǎn)RF脈 沖RFrel至RFre7發(fā)射到對(duì)象SU的時(shí)間的相位d)，分別地，關(guān)于激 發(fā)RF脈沖RFex設(shè)置為(J)=0。，而關(guān)于反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7 設(shè)置為(J) =90° 。如此防止反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7的非理想性(從 旋轉(zhuǎn)角度180。移動(dòng)或偏移)被積分，從而減少了在第二之后的磁共振 信號(hào)。用于設(shè)置這種相位的條件對(duì)應(yīng)于CPMG ( Carr - Purcell -Meiboom - Gill)條件，在該條件下，反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7的 相位定義成相對(duì)于激發(fā)RF脈沖RFex的相位移動(dòng)兀/2的預(yù)定相位。在 此，來自固定組織的磁共振信號(hào)滿足CPMG條件。另一方面，血管中血液在對(duì)象SU中流動(dòng)，同時(shí)在流動(dòng)血流的情況
下其方向不斷改變。因而，血流的每個(gè)磁共振信號(hào)受到圖2中所示的 脈沖序列中5個(gè)脈沖產(chǎn)生的速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5的影響。即，在分別發(fā)射激發(fā)RF脈沖RFex和反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre 4之后，在血流情況下，分別施加速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5。因 而，相位(|) = 60° (其中60:任意角度)設(shè)置為激發(fā)RF脈沖RFex, 而相位d)-60+6i (其中i=l至5) 。 ( 6i=ix 6a)設(shè)置為反轉(zhuǎn)RF 脈沖RFrel至RFre4。如上述關(guān)系所示，例如，6i改變以便根據(jù)速度編碼梯度脈沖Gvl 至Gv5的產(chǎn)生次序線性增加。為此目的，速度編碼梯度脈沖Gvl至 Gvl5的強(qiáng)度根據(jù)它們產(chǎn)生的次序增加。通過這種改變，關(guān)于血液的自 旋的橫向磁化被分散。因而，從血流產(chǎn)生的每個(gè)磁共振信號(hào)不滿足 CPMG條件，從而來自血流的磁共振信號(hào)的強(qiáng)度減少。隨著來自血流 的每個(gè)磁共振信號(hào)的強(qiáng)度的減少，在低亮度提取顯示在顯示單元33上 的對(duì)象中諸如血流的流。由于速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5尤其產(chǎn)生 多次，關(guān)于血液的自旋的橫向磁化的分散進(jìn)一步加強(qiáng)。在速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5的施加已經(jīng)完成并且雙極性梯度 回波鏈BGET時(shí)間已經(jīng)過去之后，RF線圍單元14接收來自其中的對(duì) 象SU的磁共振信號(hào)。并且數(shù)據(jù)采集單元24采集由RF線圈單元14接 收的磁共振信號(hào)。數(shù)據(jù)采集單元24采集磁共振信號(hào)的時(shí)間被分配為數(shù) 據(jù)采集回波鏈(DAET)時(shí)間。將說明使數(shù)據(jù)采集單元24能夠在數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí)間采集 磁共振信號(hào)的序列。本序列類似于執(zhí)行采集常規(guī)磁共振成像裝置的磁 共振信號(hào)的序列。即，當(dāng)產(chǎn)生激發(fā)RF脈沖時(shí)，將切片選擇梯度磁場施 加到對(duì)象SU。當(dāng)對(duì)應(yīng)于各個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈沖的磁共振信號(hào)由RF線圏單 元14接收時(shí)，將逐步改變的相位編碼梯度磁場施加到對(duì)象SU并且將 頻率編碼梯度磁場施加到對(duì)象SU。由于如何在圖2中所示脈沖序列施加切片選擇梯度磁場、相位編碼 梯度磁場和頻率編碼梯度磁場，類似于實(shí)施已知的FSE方法的情況， 其示意性表示省略。在此，通過RF線圏單元14對(duì)分別通過七個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel 至RFre7獲得的七個(gè)磁共振信號(hào)的接收，在數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí) 間完成。當(dāng)在磁共振信號(hào)正由RF線圈單元14接收時(shí)產(chǎn)生速度編碼梯
度脈沖Gvl至Gv5時(shí)，不能接收正常自旋回波信號(hào)。然而，由于速度 編碼梯度脈沖Gvl至Gv5產(chǎn)生在數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí)間之前的雙 極性梯度回波鏈BGET時(shí)間，由RF線圈單元14接收的磁共振信號(hào)成 為正常自旋回波信號(hào)。此外，等待每個(gè)磁共振信號(hào)的接收直到數(shù)據(jù)采 集回波鏈DAET時(shí)間，使得可以保證足夠的時(shí)間來在雙極性梯度回波 鏈BGET時(shí)間內(nèi)分散關(guān)于血液的自旋的橫向磁化。
而且，由于用于分散關(guān)于血液的自旋的橫向磁化的速度編碼梯度脈 沖Gvl至Gv5多次施加到對(duì)象SU，并且在數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí) 間(在該時(shí)間，關(guān)于血液的自旋的橫向磁化的分散充分完成)期間由 RF線圏單元14接收磁共振信號(hào)，所以可以在圖像產(chǎn)生器31以低亮度 畫出對(duì)象SU中的血流。由于已經(jīng)執(zhí)行FSE方法，高速或快速成像當(dāng) 然可能。參考圖3中所示的脈沖序列以便于進(jìn)一步說明相位梯度磁場關(guān)于 圖2中所示的脈沖序列的動(dòng)作。
RF指示發(fā)射RF脈沖的時(shí)基，而G指示施加梯度脈沖的時(shí)基。分 別在RF和G，分別地，水平軸指示時(shí)間t，而垂直軸指示脈沖強(qiáng)度。 在此，G指示用于施加梯度脈沖的時(shí)基，并且是在切片選擇方向、相 位編碼方向和頻率編碼方向上觀察到的至少一個(gè)時(shí)基。附帶地，由于G 中切片選擇梯度磁場、相位編碼梯度磁場和頻率編碼梯度磁場的圖示 是已知方法，省略其。為了執(zhí)行FSE方法，如圖3中所示，脈沖角"0=90°的激發(fā)RF 脈沖RFex首先由RF驅(qū)動(dòng)器22驅(qū)動(dòng)的RF線圈單元14發(fā)射。在此， 在圖2中所示的脈沖序列中，ctl至cx7-180。的反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel 至RFre7已經(jīng)在一個(gè)重復(fù)時(shí)間TR中在ocO-90。的激發(fā)RF脈沖RFex 的發(fā)射之后施加。在圖3中所示的脈沖序列中，在雙極性梯度回波鏈 BGET時(shí)間中發(fā)射的反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre3假設(shè)為oc1=tt x (3/6)、 oc2=ttx (4/6)和cx3-丌x (5/6)以增加每個(gè)激發(fā)回波的強(qiáng) 度。該情況不同于圖2中的脈沖序列，并且不是完全CPMG方法。在 數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí)間內(nèi)發(fā)射的反轉(zhuǎn)RF脈沖RFre4至RFre7假 i殳為cx4至oc7=7r x 2。因而，在首先的激發(fā)RF脈沖RFex之后，發(fā)射相應(yīng)于七次的反轉(zhuǎn) RF脈沖RFrel至RFre7，以生成相應(yīng)于7個(gè)回波的磁共振信號(hào)。通過它們各自的磁共振信號(hào)互相獨(dú)立的相位編碼由梯度驅(qū)動(dòng)器23驅(qū)動(dòng)的梯 度線圈單元13執(zhí)行。分別執(zhí)行了相位編碼的磁共振信號(hào)被采集到數(shù)據(jù) 采集單元24中。如圖3中脈沖序列所示，發(fā)射激發(fā)RF脈沖RFex，并且其后極性 彼此相反的速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv3在雙極性梯度回波鏈BGET 時(shí)間內(nèi)由梯度驅(qū)動(dòng)器23驅(qū)動(dòng)的梯度線圏單元13施加到對(duì)象SU。此外， 以相似于圖2中所示脈沖序列的方式，各個(gè)速度編碼梯度脈沖Gvl至 Gv3分別在相應(yīng)的RF脈沖的發(fā)射間隔時(shí)間內(nèi)施加。在圖3中，激發(fā)RF脈沖RFex和反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7發(fā) 射到對(duì)象SU。使用每個(gè)固定組織作為參考，在激發(fā)RF脈沖RFex和 反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7發(fā)射到對(duì)象SU的時(shí)間的相位(J)，分別地， 關(guān)于激發(fā)RF脈沖RFex設(shè)置為(|)=0° ，而關(guān)于反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至 RFre7設(shè)置為d)=90° 。即，固定組織的磁共振信號(hào)不受速度編碼梯度 脈沖Gvl至Gv3的影響。另一方面，血管中血液在對(duì)象SU中流動(dòng)，同時(shí)在流動(dòng)的血流的情 況下其方向不斷改變。因而，血流的每個(gè)磁共振信號(hào)受到圖3中所示 的脈沖序列中3個(gè)脈沖施加的速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv3的影響。即，在分別發(fā)射激發(fā)RF脈沖RFex和反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre 3之后，在血流情況下，分別施加速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv3。因 而，d) = 0°的相位設(shè)置給激發(fā)RF脈沖RFex，而4)-7T/2+6i(其中i=l 至3 ) ° ( 6 i=i x 6 a )設(shè)置給反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre3。由于關(guān) 于血流的4)的幅度以這種方式改變，關(guān)于血液的自旋的橫向磁化分 散。參考圖4，以說明每個(gè)固定組織的磁共振信號(hào)和血流的磁共振信號(hào) 的自旋的橫向磁化的分散。圖4以舉例方式示出了在圖3的脈沖序列 中的數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí)間的點(diǎn)A獲得的磁共振信號(hào)在橫向方向 (x和y方向)觀察到的磁化Mx和My的分布，即，橫向磁化分布。 在圖4中，由虛線示出橫向磁化的分布，而箭頭指示橫向磁化矢量。圖4 (a)示出了關(guān)于固定組織的磁共振信號(hào)的橫向磁化的分布。 該分布產(chǎn)生形狀為橢圓、并且以My-0.76作為中心的分布。即，當(dāng)Mx 軸作為原點(diǎn)測量角度時(shí)，橫向磁化分布在以90。為中心的位置。接下來考慮關(guān)于血流的橫向磁化的分布。圖4 (b)示出了在上述(1> =丌/2+ 6i (其中i=l)中6 1=丌時(shí)橫向磁化的分布。圖4(c)示出 了在6 1=2 7T時(shí)橫向磁化的分布。
在圖4 (b)中，橫向磁化以半月形的形式分布。在圖4 (c)中， 橫向磁化以具有My^.20作為中心的滴的形式分布。尤其在圖4 (c) 的情況下，橫向磁化分布在Mx和My的所有方向，而其相位分布在 360°上。
圖5 (c)示出了在圖3中所示的脈沖序列中設(shè)置的對(duì)象組織的相 位6 VENC和在數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí)間的點(diǎn)A采集的磁共振信號(hào) 的強(qiáng)度(Iecho)之間的關(guān)系。圖5 (b)示出了 6VENC和該磁共振信 號(hào)的相位((J)echo)之間的關(guān)系。應(yīng)當(dāng)理解在圖5(a)中，當(dāng)6VENC(例如，6 VENC= 6 1 ) =2 TT時(shí)，磁共振信號(hào)的強(qiáng)度(Iecho)突然減少。即，如圖4(c)中所示， 來自血流的磁共振信號(hào)變小，而關(guān)于血液的自旋的橫向磁化的相位分 布在360°上。圖6中示出了另一脈沖序列，其中使用圖1中所示的磁共振成像裝 置1拍攝或者成像對(duì)象SU。在圖6中，脈沖序列不同于圖2中所示的脈沖序列，因?yàn)橛糜谑┘?每個(gè)梯度脈沖的時(shí)基G在圖2中示為一個(gè)軸，而在圖6中，用于發(fā)射 梯度脈沖的時(shí)基的數(shù)量表示為Gx、 Gy和Gz三個(gè)軸。在圖6中例如， 分別地，時(shí)基Gx對(duì)應(yīng)于如在頻率編碼方向上所觀察的時(shí)基，Gy對(duì)應(yīng) 于如在相位編碼方向上所觀察的時(shí)基，而Gz對(duì)應(yīng)于如在切片選擇方向 上觀察的時(shí)基。在圖6中所示的脈沖序列中，極性彼此相反的使用多次的速度編碼 梯度脈沖Gvx、 Gvy和Gvz，在雙極性梯度回波鏈BGET時(shí)間內(nèi)在所 有三個(gè)軸Gx、 Gy和Gz上施加到對(duì)象SU。通過梯度驅(qū)動(dòng)器23驅(qū)動(dòng)的 梯度線圏單元13，施加速度編碼梯度脈沖Gvx、 Gvy和Gvz。此外在圖6中所示的RF脈沖(激發(fā)RF脈沖RFex和反轉(zhuǎn)RF 脈沖RFrel至RFre5 )的發(fā)射間隔時(shí)間內(nèi)，施加各個(gè)速度編碼梯度脈 沖Gvx、 Gvy和Gvz。在圖2中所示的脈沖序列中，速度編碼梯度脈沖G根據(jù)它們施加 的次序在幅度上增加。另一方面，在圖6中所示的脈沖序列中，在多 個(gè)速度編碼梯度脈沖Gvx、 Gvy和Gvz中包括，根據(jù)它們施加的次序
幅度增加的那些，根據(jù)它們的次序幅度減少的那些，和幅度隨機(jī)改變 的那些。附帶地，在一個(gè)重復(fù)時(shí)間TR中在首次發(fā)射激發(fā)RF脈沖RFex之 后，發(fā)射對(duì)應(yīng)于七次的反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7，以甚至在圖6 所示的脈沖序列中以類似于圖2中所示的脈沖序列的方式生成七個(gè)磁 共振信號(hào)，由此使得可以執(zhí)行FSE方法。用固定組織作為參考，在激 發(fā)RF脈沖和反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrelzhi RFre7發(fā)射到對(duì)象SU時(shí)的相位 d)，分別地，關(guān)于激發(fā)RF脈沖設(shè)置為d)=0° ，而關(guān)于反轉(zhuǎn)RF脈沖 RFrel至RFre7設(shè)置為d) =90° 。在已經(jīng)完成多個(gè)速度編碼梯度脈沖Gvx、 Gvy和Gvz的施加并且 雙極性梯度回波鏈BGET時(shí)間已經(jīng)過去之后，RF線團(tuán)單元14接收來 自其中的對(duì)象SU的磁共振信號(hào)。并且，數(shù)據(jù)采集單元24采集由RF 線圈單元14接收的磁共振信號(hào)。數(shù)據(jù)采集單元24采集磁共振信號(hào)的 時(shí)間分配作為數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí)間。在數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí)間期間，數(shù)據(jù)采集單元24采集磁共振 信號(hào)。即使在圖6中所示的脈沖序列，磁共振信號(hào)的采集也類似于由 常規(guī)磁共振成像裝置采集磁共振信號(hào)的序列。即，當(dāng)發(fā)射激發(fā)RF脈沖 時(shí)，將切片選擇梯度磁場在Gz軸上施加到對(duì)象SU。當(dāng)對(duì)應(yīng)于各個(gè)反 轉(zhuǎn)RF脈沖的磁共振信號(hào)由RF線圈單元14接收時(shí)，將逐步改變的相 位編碼梯度磁場在Gy軸上施加到對(duì)象SU并且將頻率編碼梯度磁場在 Gx軸上施加到對(duì)象SU。附帶地，由于如何在圖6中所示脈沖序列施加切片選擇梯度磁場、 相位編碼梯度磁場和頻率編碼梯度磁場，類似于執(zhí)行已知的FSE方法 的情況，其示意性表示省略。即使在圖6中的脈沖序列，也以類似于圖2的脈沖序列的方式，在 數(shù)據(jù)采集回波鏈DAET時(shí)間內(nèi)，接收由RF線圈單元14分別通過發(fā)射 七個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel至RFre7獲得的七個(gè)磁共振信號(hào)。因而，對(duì) 于RF線圈單元14接收的磁共振信號(hào)，不需要考慮速度編碼梯度。此外，在圖2的脈沖序列中僅在一個(gè)軸的方向上施加速度編碼梯度 脈沖Gv，然而在圖6的脈沖序列中在Gvx、 Gvy和Gvz的三軸方向上 施加速度編碼梯度脈沖。因而，在對(duì)象SU中關(guān)于血流的自旋的橫向磁 化可以在所有方向上分散，從而每個(gè)來自血流的磁共振信號(hào)減小。因
而，可以以較低亮度在圖像產(chǎn)生器13處繪制對(duì)象SU中的血流。附帶 地，由于多個(gè)速度編碼梯度脈沖Gvx、 Gvy和Gvz的面積分別隨機(jī)地 在時(shí)基方向上改變，更易于執(zhí)行血流自旋的橫向磁化的分散。圖7示出了又一脈沖序列，其中使用圖1中所示的磁共振成像裝置 1成像或者拍攝對(duì)象SU。圖7中所示的脈沖序列不同于圖2中的脈沖序列，因?yàn)椋瑢⒉幌驅(qū)?象SU施加對(duì)應(yīng)于五個(gè)脈沖的包括雙極性脈沖的速度編碼梯度脈沖Gvl 至Gv5的序列2 (seq2)，添加到序列1 ( seql )，其中序列1在表示施 加梯度脈沖的時(shí)基的G、在雙極性梯度回波鏈BGET時(shí)間中向?qū)ο骃U 施加速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5。附帶地，在RF脈沖的發(fā)射間隔 時(shí)間中施加速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5。在序列1和2中，激發(fā)RF脈沖RFex和七個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈沖RFrel 至RFre7發(fā)射到對(duì)象SU，以允許執(zhí)行FSE方法。在序列1和2的數(shù)據(jù) 采集回波鏈DAET時(shí)間期間，數(shù)據(jù)采集單元24采集磁共振信號(hào)。數(shù)據(jù)采集單元24在序列1采集的磁共振信號(hào)包括這樣的磁共振信 號(hào)，其中關(guān)于血液的自旋的橫向磁化分散到對(duì)象SU，然而數(shù)據(jù)采集單 元24在序列2采集的磁共振信號(hào)不包括其中關(guān)于血液的自旋的橫向磁 化分散的磁共振信號(hào)。因而，當(dāng)圖像產(chǎn)生器31基于相應(yīng)的磁共振信號(hào)重建關(guān)于對(duì)象SU 的圖像時(shí)，從包括其中關(guān)于血液的自旋的橫向磁化被分散的磁共振信 號(hào)的磁共振信號(hào)中，減去不包括其中關(guān)于血液的自旋的橫向磁化被分 散的磁共振信號(hào)的磁共振信號(hào)，由此使得可以重建圖像。由于例如血液流過動(dòng)脈之處血液的流動(dòng)較快，尤其通過向動(dòng)脈中的 血液施加包括雙極性脈沖的速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5，關(guān)于動(dòng)脈 中血液的自旋的橫向磁化的分散變大。因而，在通過執(zhí)行序列1和序 列2之間的磁共振信號(hào)的相減(substruction)而重建的圖像中僅顯示 關(guān)于動(dòng)脈的圖像。此外，序列l(wèi)和序列2可以以這種方式定時(shí)，即在心動(dòng)周期的擴(kuò)張 /收縮階段執(zhí)行序列1，而在心動(dòng)周期的擴(kuò)張或舒張階段執(zhí)行序列2。由 于在擴(kuò)張/收縮階段期間流過動(dòng)脈的血液的流動(dòng)較快，在擴(kuò)張/收縮階段 執(zhí)行用于施加速度編碼梯度脈沖Gvl至Gv5的序列1，由此使得可以 進(jìn)一步擴(kuò)大關(guān)于動(dòng)脈血液的自旋的橫向磁化的分散。因而，在通過執(zhí)
行序列1和序列2之間的磁共振信號(hào)的相減而重建的圖像中僅動(dòng)脈圖 像可以更清楚地顯示。附帶地，為了使得圖像重建同步于心動(dòng)周期， 可以在磁共振成像裝置中提供脈率計(jì)以測量對(duì)象SU的心率。雖然已經(jīng)在圖2、 3和6中所示的脈沖序列在雙極性梯度回波鏈 BGET時(shí)間中施加了極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖，可以任意設(shè) 置每個(gè)速度編碼梯度脈沖的幅度和周期。因而，由于可以改變速度編 碼梯度脈沖的面積，可以調(diào)整關(guān)于血流的磁共振信號(hào)的橫向磁化的分 散程度。通過操作操作單元32以輸入操作數(shù)據(jù)可以執(zhí)行對(duì)每個(gè)速度編 碼梯度脈沖的幅度和周期的設(shè)置。由于可以對(duì)速度編碼梯度脈沖執(zhí)行上述設(shè)置，關(guān)于對(duì)象中的流的自 旋的橫向磁化的分散可以量化。因而，在實(shí)際掃描之前執(zhí)行的用以調(diào) 整現(xiàn)有技術(shù)中每個(gè)擾亂脈沖的梯度的預(yù)備掃描，變得并非必要。不脫離本發(fā)明的精神和范圍，可以配置本發(fā)明許多廣泛不同的實(shí) 施例。應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明不局限于在說明書中所述的特定實(shí)施例，除 非如隨附權(quán)利要求中所定義的。附圖標(biāo)記 22RF驅(qū)動(dòng)器 23梯度驅(qū)動(dòng)器 24數(shù)據(jù)采集單元 30控制器 31圖像產(chǎn)生器 32操作單元 33顯示單元 34存儲(chǔ)單元
權(quán)利要求
1、一種磁共振成像裝置(1)，包括靜磁場形成單元(12)，其在保持對(duì)象(SU)的空間(B)中形成靜磁場；發(fā)射單元(14)，其在一個(gè)重復(fù)時(shí)間內(nèi)在發(fā)射一個(gè)激發(fā)RF脈沖之后多次將多個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈沖發(fā)射到位于靜磁場中的對(duì)象(SU)，由此激發(fā)對(duì)象(SU)的自旋；梯度磁場施加單元(13)，其將梯度磁場施加到對(duì)象(SU)，并且編碼來自反轉(zhuǎn)RF脈沖激發(fā)的自旋的磁共振信號(hào)；數(shù)據(jù)采集單元(24)，其采集由梯度磁場編碼的磁共振信號(hào)；以及圖像產(chǎn)生單元(31)，其基于數(shù)據(jù)采集單元(21)采集的磁共振信號(hào)產(chǎn)生對(duì)象(SU)的圖像，其中梯度磁場施加單元(13)在發(fā)射到對(duì)象(SU)的RF脈沖的發(fā)射間隔時(shí)間內(nèi)，將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象(SU)。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1的磁共振成像裝置(1)，其中在數(shù)據(jù)采集單元 (24)采集磁共振信號(hào)之前，梯度磁場施加單元(13)施加速度編碼梯度脈沖。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1或2的磁共振成像裝置(1)，其中對(duì)于所述多 個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈沖，梯度磁場施加單元(13)多次將速度編碼梯度脈沖施 加到對(duì)象(SU)。
4、 根據(jù)權(quán)利要求2或3的磁共振成像裝置(1),其中極性彼此相 反的速度編碼梯度脈沖擾亂關(guān)于對(duì)象(SU )中的流的自旋的橫向磁化。
5、 根據(jù)權(quán)利要求4的磁共振成像裝置(1),其中對(duì)象(SU)中流 是血流。
6、 根據(jù)權(quán)利要求l至5中任意一項(xiàng)的磁共振成像裝置(1)，其中 極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖的方向定義為至少一個(gè)或多個(gè)軸的 方向。
7、 根據(jù)權(quán)利要求6的磁共振成像裝置(1)，其中極性彼此相反的 速度編碼梯度脈沖的面積在每個(gè)軸是不同的。
8、 根據(jù)權(quán)利要求1至7中任意一項(xiàng)的磁共振成像裝置(1)，還包 括操作單元(32 )，用于輸入由梯度磁場施加單元(13 )施加到對(duì)象(SU ) 的速度編碼梯度脈沖的面積。
9、 根據(jù)權(quán)利要求1 - 8中任意一項(xiàng)的磁共振成像裝置(1 )，其中圖 像產(chǎn)生單元(31 )基于數(shù)據(jù)采集單元(24 )在梯度磁場施加單元(13 ) 將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象(SU)的狀態(tài)下和不 將其施加到對(duì)象(SU)的狀態(tài)下采集的磁共振信號(hào)，產(chǎn)生對(duì)象(SU) 的圖像。
10、 一種磁共振成像方法，包括如下步驟在一個(gè)重復(fù)時(shí)間內(nèi)在發(fā)射一個(gè)激發(fā)RF脈沖之后多次將多個(gè)反轉(zhuǎn) RF脈沖發(fā)射到位于靜態(tài)磁場中的對(duì)象(SU);將梯度磁場施加到對(duì)象(SU)并且編碼來自RF脈沖激發(fā)的自旋 的磁共振信號(hào)；采集每一個(gè)均由梯度磁場編碼的磁共振信號(hào)；以及基于采集得的磁共振信號(hào)產(chǎn)生對(duì)象(SU)的圖像，該方法還包括如下步驟在發(fā)射到對(duì)象(SU)的RF脈沖的發(fā)射間隔時(shí)間內(nèi)將極性彼此相 反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象(SU)。
全文摘要
為了易于在較低亮度下描繪諸如對(duì)象(SU)中血流的流，提供了一種磁共振成像裝置(1)，包括靜磁場形成單元(12)、在一個(gè)重復(fù)時(shí)間內(nèi)在發(fā)射一個(gè)激發(fā)RF脈沖之后多次將多個(gè)反轉(zhuǎn)RF脈沖發(fā)射到位于靜磁場中的對(duì)象(SU)由此激發(fā)對(duì)象(SU)的自旋的發(fā)射單元(14)、梯度磁場施加單元(13)、采集由梯度磁場編碼的磁共振信號(hào)的數(shù)據(jù)采集單元(24)，以及基于數(shù)據(jù)采集單元(24)采集的磁共振信號(hào)產(chǎn)生對(duì)象(SU)的圖像的圖像產(chǎn)生單元(31)。梯度磁場施加單元(13)在發(fā)射到對(duì)象(SU)的RF脈沖的發(fā)射間隔時(shí)間內(nèi)，將極性彼此相反的速度編碼梯度脈沖施加到對(duì)象(SU)。
文檔編號(hào)A61B5/055GK101156777SQ20071016227
公開日2008年4月9日 申請(qǐng)日期2007年10月8日 優(yōu)先權(quán)日2006年10月6日
發(fā)明者三好光晴 申請(qǐng)人:Ge醫(yī)療系統(tǒng)環(huán)球技術(shù)有限公司