專利名稱：使用導航器的mr成像的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及磁共振(MR)領域。本發(fā)明尤其適于與用于診斷目的的MR成像方法和 MR裝置相結合，并將特別參考其加以描述。然而，應當認識到，本發(fā)明也適用于諸如MR波譜分析(spectroscopy)的其他類似應用。當前，尤其是在醫(yī)學診斷領域中，廣泛使用MR成像方法，該方法利用磁場和核自旋之間的交互以便形成二維或三維圖像，因為對于軟組織的成像，它們在許多方面優(yōu)于其他成像方法，不需要致電離輻射并且通常不是侵入性的。根據(jù)一般的MR方法，將待檢查的患者的身體布置在強的均勻磁場中，磁場的方向同時定義測量所依據(jù)的坐標系的軸(通常為ζ軸)。磁場根據(jù)磁場強度針對各個核自旋產(chǎn)生不同的能級，可以通過施加具有定義頻率(所謂的拉莫爾頻率或MR頻率)的交變電磁場 (RF場)激勵各個核自旋(自旋共振)。從宏觀角度講，各個核自旋的分布產(chǎn)生總體磁化， 通過施加適當頻率的電磁脈沖(RF脈沖)能夠使總體磁化偏離平衡狀態(tài)，同時磁場垂直于 ζ軸(也稱為縱軸)延伸，使得磁化繞ζ軸執(zhí)行進動運動。進動運動描繪出錐形表面，錐形的孔徑角被稱為翻轉角。翻轉角的大小取決于所施加電磁脈沖的強度和持續(xù)時間。對于所謂的90°脈沖，自旋從ζ軸偏離到橫平面(翻轉角90° )。在終止RF脈沖之后，磁化弛豫返回初始平衡狀態(tài)，其中，再次以第一時間常數(shù) Tl(自旋點陣或縱向弛豫時間)建立ζ方向的磁化，并且垂直于ζ方向的方向上的磁化以第二時間常數(shù)T2(自旋-自旋或橫弛豫時間)弛豫?？梢岳媒邮誖F線圈探測磁化的變化， 在MR裝置的檢查體積之內(nèi)以某種方式布置并取向該接收RF線圈，從而在垂直于ζ軸的方向上測量磁化的變化。例如，在施加90°脈沖之后，橫向磁化的衰減伴隨著(局部磁場不均勻性誘發(fā)的)核自旋從具有相同相位的有序狀態(tài)到所有相角非均勻分布的狀態(tài)(移相)的過渡。可以利用重新聚焦脈沖(例如180°脈沖)補償移相。這樣在接收線圈中產(chǎn)生回波信號(自旋回波)。為了在身體中實現(xiàn)空間分辨率，在均勻磁場上疊加沿三個主軸延伸的線性磁場梯度，導致自旋共振頻率的線性空間相關性。那么在接收線圈中拾取的信號包含可能與身體中的不同位置相關聯(lián)的不同頻率的分量。經(jīng)由接收線圈獲得的信號數(shù)據(jù)對應于空間頻率域，并且被稱為k空間數(shù)據(jù)。k空間數(shù)據(jù)通常包括利用不同相位編碼采集的多條線。通過收集若干樣本對每條線進行數(shù)字化。利用傅里葉變換將一組k空間數(shù)據(jù)轉換成MR圖像。
背景技術：
在各種MRI應用中，被檢查對象(患者)的運動可能對圖像質量造成不利影響。采集用于重建圖像的充分多的MR信號要花費有限的一段時間。在這段有限的采集時間期間待成像的對象的運動通常會在重建的MR圖像中造成運動偽影。在常規(guī)的MR成像方法中， 當指定MR圖像的給定分辨率時，僅可以在非常小的程度上減少采集時間。對于醫(yī)學MR成像而言，運動偽影可能來自例如心臟循環(huán)、呼吸循環(huán)和其他生理過程以及患者運動。在動態(tài) MR成像掃描中，數(shù)據(jù)采集期間被檢查對象的運動導致各種模糊、配準不良、失真和重影。
已經(jīng)開發(fā)出了預期式運動校正技術，諸如所謂的導航器技術，以通過預期地調(diào)節(jié)成像參數(shù)來克服運動問題，成像參數(shù)定義成像體積之內(nèi)感興趣體積的位置和取向。在導航器技術中，從跨過被檢查患者的膈膜的空間受限體積(導航器射束)采集一組MR導航器信號。為了配準MR導航器信號，可以使用所謂的2D RF脈沖。這些脈沖會激勵例如筆形射束形狀的空間受限導航器體積，利用梯度回波讀出該射束。檢測感興趣體積運動誘發(fā)的瞬時位置的其他方法是采集位于膈膜上的二維矢狀切片或采集三維低分辨率數(shù)據(jù)集。以交互方式放置相應的導航器體積，使得可以從所采集的MR導航器信號重建指示膈膜瞬時位置的位移值并將其用于實時對感興趣體積進行運動校正。導航器技術主要用于使身體和心臟檢查中呼吸運動的影響最小化，其中，呼吸運動可能嚴重劣化圖像質量。引入了基于MR導航器信號的選通和圖像校正以減少這些偽影。上述導航器技術一般可以用于MR成像的不同領域中，以便檢測成像條件的特定變化。另一范例是在造影劑推注到達感興趣的特定器官之后觸發(fā)成像序列。在測量MR導航器信號之后，通常通過RF脈沖和磁場梯度脈沖的適當成像序列生成一系列經(jīng)相位編碼的自旋回波。測量這些自旋回波作為MR成像信號，用于通過例如2D 傅里葉變換從其重建MR圖像。如上所述，理想地，將受限導航器體積放置在肝臟和肺之間的界面(局限于右側偏側膈的穹頂處)上，以便檢測被檢查患者的呼吸狀態(tài)。這是因為肺和肝臟之間的MR信號對比度高。尤其在腹部應用中，出現(xiàn)問題，即采集MR成像信號的感興趣體積與導航器體積部分交疊。通常，MR成像信號的采集與MR導航器信號的采集是交織的，沒有時間延遲。因此，在測量MR成像信號之后，感興趣體積之內(nèi)的核磁化保持飽和。MR導航器信號中所得的飽和帶(band)導致錯誤地檢測到指示膈膜位置的對比度邊緣。因此，已知的導航器方法難以用于對肝臟或腎臟進行MR成像。不可避免的是，導航器體積(至少部分)疊加在相應的感興趣體積上，不利的后果是，由于不正確地檢測到呼吸運動狀態(tài)，相當大程度上降低了圖像質量。WO 2008/041060 Al解決了如下問題在測量MR導航器信號之后，受限導航器體積之內(nèi)的核磁化保持飽和。在這種情況下，剩余的飽和具有不利后果，即導航器體積呈現(xiàn)為重建MR圖像中的飽和區(qū)域。在所援引的文獻中提出，在生成實際成像或波譜序列之前應用導航器去標記序列。導航器去標記序列的效果是將受限導航器體積之內(nèi)的核磁化轉換回縱向磁化。通過這種方式，開始MR成像信號的采集，而不受導航器的干擾。然而，問題仍然存在，當以交織方式反復應用成像序列和導航器序列時，采集MR成像信號的體積之內(nèi)的核磁化保持飽和。所援引的文獻未提出上述問題的解決方案，上述問題與MR導航器信號中飽和帶導致錯誤運動檢測相關。

發(fā)明內(nèi)容
從上文容易認識到，需要一種改進的MR成像方法。因此本發(fā)明的目的是使MR成像能夠具有可靠的運動檢測和高圖像質量。根據(jù)本發(fā)明，公開了一種對放置于靜態(tài)并且基本均勻的主磁場中的患者身體的至少一部分進行MR成像的方法。該方法包括如下步驟a)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的成像序列在空間受限的感興趣體積之內(nèi)有選擇地激勵核磁化；b)從所述感興趣體積采集至少一個MR成像信號；c)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖的去標記序列將所述感興趣體積之內(nèi)的核磁化變換回縱向磁化；d)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的導航器序列在空間受限的導航器體積之內(nèi)激勵核磁化，其中，所述導航器體積與所述感興趣體積至少部分交疊；e)從所述導航器體積采集至少一個MR導航器信號；f)從所采集的MR成像信號重建MR圖像。本發(fā)明的要點是在MR成像信號和導航器信號的交織采集方案中在采集MR導航器信號之前施加去標記序列。去標記序列的效果是將從中采集MR成像信號的感興趣體積之內(nèi)的核磁化變換回縱向磁化。通過這種方式，先前成像序列的效果很大程度上被抵銷，并且實際的導航器采集開始而沒有飽和帶的干擾，并且因此沒有錯誤運動校正的風險。由于在開始下一次導航器采集之前感興趣體積之內(nèi)基本沒有剩余的磁飽和，所以能夠執(zhí)行成像和 /或波譜分析而沒有對感興趣體積位置的限制。即使諸如在腹部應用中導航器體積和感興趣體積完全或部分重疊，也可能進行高質量的MR成像和/或波譜分析。必須要指出的是，可以將上述2D RF脈沖用于根據(jù)本發(fā)明采集MR導航器信號。采集位于膈膜頂部的二維矢狀切片，或者采集三維低分辨率數(shù)據(jù)集作為導航器信號也是可行的。用于在空間受限導航器體積中生成MR導航器信號的備選方法是利用后繼的切片選擇性RF脈沖來激勵核磁化。選擇受RF脈沖作用的切片，使得它們沿著期望的射束形狀的體積彼此交叉。然后在沿著切片的交線方向存在讀出梯度的條件下，可以容易地檢測到MR導航器信號作為自旋回波。可以通過這種方式監(jiān)測沿這一方向的身體的被檢查部分的運動。根據(jù)本發(fā)明的一個方面，成像采集包括若干圖像采集序列，例如，以針對若干k空間分布特性或從若干感興趣體積，諸如不同的切片，采集磁共振信號。在本發(fā)明的這一方面中，針對每個導航器采集來自若干切片的磁共振信號，那么對于在導航器之前采集的切片， 去標記相位是足夠的。特別地，然后先前的切片已經(jīng)歷延遲，并且剩余的橫向磁化強度非常根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，從至少一個MR導航器信號導出指示身體的運動的至少一個位移值，其中，在若干次重復至少步驟a)到e)期間，基于所述至少一個位移值來調(diào)節(jié)所述感興趣體積的位置。在這一實施例中，應用預期式運動校正，通過預期地調(diào)節(jié)成像參數(shù)來克服關于運動方面的問題，所述成像參數(shù)定義感興趣體積在成像體積之內(nèi)的位置和取向。例如，可以應用本發(fā)明的導航器技術使患者的呼吸運動的影響最小化，呼吸運動可能會嚴重劣化圖像質量?；蛘?，可以應用基于MR導航器信號的MR成像信號采集的選通以減少這些偽影。根據(jù)本發(fā)明的另一優(yōu)選實施例，接下來對被檢查身體施加成像序列、去標記序列和導航器序列，其中時間延遲可以忽略。由于在施加去標記序列之后MR導航器信號中的飽和帶顯著減小，所以可以迅速相繼地施加成像序列和后續(xù)導航器序列，而無需等待感興趣體積之內(nèi)核磁化的弛豫。通過這種方式能夠顯著減少總掃描時間。參照這種背景，“無時間延遲”這種表達的含義包括顯著短于相關弛豫時間T1或T2的所有延遲值。
如上所述，應當認識到，本發(fā)明也可以應用于MR波譜分析。就此而言，公開了一種 MR波譜分析方法，該方法包括如下步驟a)通過向對象施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的波譜序列在所述對象之內(nèi)的空間受限的感興趣體積之內(nèi)有選擇地激勵核磁化；b)從所述感興趣體積采集至少一個MR波譜分析信號；c)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖的去標記序列將所述感興趣體積之內(nèi)的核磁化變換回縱向磁化；d)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的導航器序列在空間受限的導航器體積之內(nèi)激勵核磁化，其中，所述導航器體積與所述感興趣體積至少部分交疊；e)從所述導航器體積采集至少一個MR導航器信號；f)從所采集的MR波譜分析信號導出MR波譜?？梢岳肕R裝置執(zhí)行至此描述的本發(fā)明的MR成像或波譜分析方法，所述MR裝置包括至少一個主磁體線圈，其用于在檢查體積之內(nèi)生成均勻穩(wěn)定的磁場；若干梯度線圈， 其用于在所述檢查體積之內(nèi)沿著不同空間方向生成切換的磁場梯度；至少一個RF線圈，其用于在所述檢查體積之內(nèi)生成RF脈沖和/或用于從定位于所述檢查體積中的患者的身體接收MR信號；控制單元，其用于控制時間上相繼的RF脈沖和切換的磁場梯度；以及重建單元，其用于從MR信號重建MR圖像。可以通過對MR裝置的重建單元和/或控制單元進行相應編程設計來實現(xiàn)本發(fā)明的方法?？梢栽诋斍芭R床使用的大多數(shù)MR裝置中有利地執(zhí)行本發(fā)明的方法。為此目的，僅需要利用控制MR裝置的計算機程序，使其執(zhí)行本發(fā)明的上述方法步驟。計算機程序可以存在于數(shù)據(jù)載體上或存在于數(shù)據(jù)網(wǎng)絡中，以便被下載供安裝在MR裝置的控制單元中。


附圖披露了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。然而應當理解，附圖僅僅出于圖示說明的目的， 并不作為本發(fā)明的限制定義。在附圖中圖1示出了用于執(zhí)行本發(fā)明的方法的MR裝置；圖2示意性示出了患者身體之內(nèi)感興趣體積和導航器體積的位置；圖3(a、b)示出了圖示說明根據(jù)本發(fā)明的去標記序列的實施例的圖；圖4(a、b、c)示出了圖示說明根據(jù)本發(fā)明的去標記序列的更多實施例的圖。
具體實施例方式參考圖1，示出了 MR裝置1。該裝置包括超導或電阻主磁體線圈2，從而沿著通過檢查體積的ζ軸生成基本均勻的、時間上恒定的主磁場。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，以反轉或激勵核磁自旋、誘發(fā)磁共振、對磁共振重新聚焦、操縱磁共振、對磁共振進行空間和其他編碼、使自旋飽和等，以執(zhí)行MR成像。更具體而言，梯度脈沖放大器3施加電流脈沖以沿著檢查體積的χ、y和ζ軸選擇全身梯度線圈4、5和6中的一些。RF頻率發(fā)射器7經(jīng)由發(fā)送/接收開關8向全身體積RF線圈9發(fā)射RF脈沖或脈沖群，以向檢查體積中發(fā)射RF脈沖。典型的成像序列或導航器序列包括一組短時間的RF脈沖段，它們彼此結合在一起，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脈沖用于使飽和、激勵共振、反轉磁化、對共振重新聚焦或操縱共振并選擇定位于檢查體積中的身體10的一部分。MR信號還由全身體積RF線圈9拾取。為了利用并行成像來生成身體10的有限區(qū)域的MR圖像，鄰接用于成像的選定區(qū)域放置一組局部陣列RF線圈11、12和13。陣列線圈11、12、13可以用于接收身體線圈RF 發(fā)射誘發(fā)的MR信號。所得的MR信號被全身體積RF線圈9和/或陣列RF線圈11、12和13拾取并被接收器14解調(diào)，接收器14優(yōu)選包括前置放大器(未示出)。接收器14經(jīng)由發(fā)送/接收開關 8連接到RF線圈9、11、12和13。主計算機15控制梯度脈沖放大器3和發(fā)射器7以生成多種成像序列中的任一種， 諸如回波平面成像(EPI)、回波體積成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等。對于選定的序列，接收器14接收每個RF激勵脈沖之后迅速相繼的單個或多個MR數(shù)據(jù)線。數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16執(zhí)行對接收信號的模擬到數(shù)字轉換，并將每個MR數(shù)據(jù)線轉換成適于進一步處理的數(shù)字格式。在現(xiàn)代MR裝置中，數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16是專用于采集原始圖像數(shù)據(jù)的獨立計算機。最后，重建處理器17采用傅里葉變換或其他適當?shù)闹亟ㄋ惴▽?shù)字原始圖像數(shù)據(jù)重建成圖像表示。MR圖像可以表示貫通患者的平面切片、平行平面切片的陣列、三維體積等。然后在圖像存儲器中存儲圖像，可以例如經(jīng)由視頻監(jiān)視器18訪問圖像存儲器，以將圖像表示的切片、投影或其他部分轉換成用于可視化的適當格式，視頻監(jiān)視器18提供了所得的MR圖像的人可讀顯示。主計算機15和重建處理器17包括程序設計能力，通過該能力使它們能夠執(zhí)行本發(fā)明的上述MR成像方法。圖2示出了根據(jù)本發(fā)明的在身體10之內(nèi)的空間受限感興趣體積20和導航器體積 21的位置。公知的導航器技術能夠在空間受限的筆形射束形狀的導航器體積21之內(nèi)激勵核磁化并采集對應的MR導航器信號。圖2圖示了腹部應用，其中，從包括例如肝臟、腎臟或腎動脈的感興趣體積20采集MR成像信號。為了檢測患者的呼吸狀態(tài)，肺和膈膜之間MR信號的幅度差異大表明在膈膜/肺界面上理想地放置了導航器體積21。在圖示的腹部應用中，感興趣體積20與導航器體積21交疊。在圖3a中示意性描繪了根據(jù)本發(fā)明方法的第一序列設計。該圖示出了時間上相繼的射頻脈沖RF和磁場梯度脈沖GX、GY。在本發(fā)明的MR成像流程期間，向放放置于靜態(tài)并且基本均勻的主磁場(如圖1所示)中的患者施加這些脈沖。該序列開始于成像序列IMG，其在圖示的實施例中是梯度回波序列。成像序列IMG 包括空間選擇性RF脈沖α，通過其在感興趣體積20之內(nèi)激勵核磁化。在采集期ACQ期間采集由RF脈沖α和切換的磁場梯度GX/GY生成的MR成像信號。測量這些MR成像信號并將其用于重建診斷MR圖像，例如患者腎臟或腎動脈的MR圖像。在成像序列IMG之后，施加去標記序列UNLBL，沒有時間延遲。去標記序列在其開始包括切換的磁場梯度GX/GY，其用于重新確定核磁化的相位。之后，施加反轉的空間選擇性RF脈沖-α，將感興趣體積20之內(nèi)的核磁化變換回縱向磁化。此外，應用空間非選擇性180° RF脈沖以克服由于主磁場不均勻造成的效果。去標記序列UNLBL之后是本領域公知的導航器序列NAV，再次沒有時間延遲。圖 3a中未示出導航器序列NAV的細節(jié)。導航器序列NAV可以包括由成形RF脈沖構成的2D脈沖，在此期間迅速切換磁場梯度GX/GY。由這些脈沖在患者右膈膜穹頂處激勵受限的二維筆形射束形狀的導航器體積21之內(nèi)的核磁化。在應用導航器序列NAV期間，在導航器體積 21的縱軸方向上存在讀出梯度的條件下測量MR導航器信號，由此能夠重建導航器體積的一維圖像。使用這幅圖像監(jiān)測呼吸期間患者膈膜的位置。在測量MR導航器信號之后，施加另一交織的相繼圖示成像序列IMG、去標記序列 UNLBL和導航器序列NAV，例如用于生成MR圖像的動態(tài)系列。因為存在去標記序列UNLBL， 所以在開始下一導航器序列NAV之前，在感興趣體積20之內(nèi)基本沒有飽和的核磁化。因此， 在采集的MR導航器信號中出現(xiàn)減少的飽和帶，可以防止錯誤檢測膈膜位置，能夠可靠地導出瞬時呼吸運動狀態(tài)。為了進一步改善膈膜位置檢測的可靠性，可以考慮先前應用的體積選擇的知識?？梢允褂脤奈灰浦殿A期地調(diào)節(jié)成像參數(shù)，成像參數(shù)定義后續(xù)成像序列IMG 的感興趣體積的位置和取向。通過這種方式可以獲得一系列高質量的MR圖像。去標記序列UNLBL在典型情況下導致總掃描時間輕微擴展10到20ms。圖北中示出了根據(jù)本發(fā)明方法的另一序列設計。在本實施例中，成像序列IMG是自旋回波序列，其中，利用空間選擇性90° RF脈沖、后續(xù)180° RF脈沖來生成MR成像信號。 為了恢復感興趣體積21之內(nèi)的磁化，去標記序列包括對應的-180°和-90°反轉RF脈沖。 為了克服由于主磁場不均勻造成的效果，在去標記序列UNLBL期間可以額外施加空間選擇性180° RF脈沖，如圖3b中所示。圖4(a、b、c)示出了例示根據(jù)本發(fā)明的去標記序列更多實施例的圖。該圖示出了時間上相繼的射頻脈沖RF和磁場梯度脈沖GX、GY。在本發(fā)明的MR成像流程期間，向放置于靜態(tài)并且基本均勻的主磁場(如圖1所示)中的患者施加這些脈沖。該序列以第一成像序列IMGl開始，接著是第二成像序列IMG2，其在所示實施例中為梯度回波序列。成像序列IMG1、IMG2包括空間選擇性RF脈沖α，通過其在感興趣體積 20之內(nèi)激勵核磁化。在采集期ACQ期間采集由RF脈沖α和切換的磁場梯度GX/GY生成的 MR成像信號。測量這些MR成像信號并將其用于重建診斷MR圖像，例如患者腎臟或腎動脈的MR圖像。在成像序列IMGl和IMG2之后，施加去標記序列UNLBL，沒有時間延遲。去標記序列在其開頭包括切換的磁場梯度GX/GY，用于重新確定核磁化的相位。之后，施加反轉的空間選擇性RF脈沖-α，將感興趣體積20之內(nèi)的核磁化變換回縱向磁化。此外，應用空間非選擇性180° RF脈沖以克服由于主磁場不均勻造成的效果。去標記序列UNLBL之后是本領域公知的導航器序列NAV，再次沒有時間延遲。圖 3a中未示出導航器序列NAV的細節(jié)。導航器序列NAV可以包括由成形RF脈沖構成的2D脈沖，在此期間迅速切換磁場梯度GX/GY。由這些脈沖在患者右膈膜穹頂處激勵受限的二維筆形射束形狀的導航器體積21之內(nèi)的核磁化。在應用導航器序列NAV期間，在導航器體積 21的縱軸方向上存在讀出梯度的條件下測量MR導航器信號，由此能夠重建導航器體積的一維圖像。使用這幅圖像監(jiān)測呼吸期間患者膈膜的位置。在測量MR導航器信號之后，施加另一交織的相繼圖示成像序列IMG1、IMG2、去標記序列UNLBL和導航器序列NAV，例如用于生成MR圖像的動態(tài)系列。因為存在去標記序列 UNLBL，所以在開始下一導航器序列NAV之前，在感興趣體積20之內(nèi)基本沒有飽和的核磁化。因此，在采集的MR導航器信號中出現(xiàn)減少的飽和帶，可以防止錯誤檢測膈膜位置，能夠可靠地導出瞬時呼吸運動狀態(tài)。為了進一步改善膈膜位置檢測的可靠性，可以考慮先前應用的體積選擇的知識。可以使用對應的位移值預期地調(diào)節(jié)成像參數(shù)，成像參數(shù)定義后續(xù)成像序列IMG的感興趣體積的位置和取向。通過這種方式可以獲得一系列高質量的M R圖像。 去標記序列UNLBL在典型情況下導致總掃描時間輕微擴展10到20ms。圖4b中示出了根據(jù)本發(fā)明方法的另一序列設計。在本實施例中，成像序列IMG1、 IMG2是自旋回波序列，其中，利用空間選擇性90° RF脈沖、后續(xù)180° RF脈沖來生成MR成像信號。為了恢復感興趣體積21之內(nèi)的磁化，去標記序列包括對應的-180°和-90°反轉 RF脈沖。為了克服由于主磁場不均勻造成的效果，在去標記序列UNLBL期間可以額外施加空間選擇性180° RF脈沖，如圖北中所示。在圖如中，示出了一個范例，其中，成像序列IMGl和IMG2是增壓自旋回波序列， 去標記序列UMLBL采用反轉-180°脈沖和-90°脈沖。使用另一選擇性180°補償Btl(主磁場)的不均勻性。這種方法在實踐中導致有效地重建被激勵切片，同時避免了錯誤檢測膈膜邊緣。在實踐中，采集時間僅發(fā)生大約10-20ms的輕微擴展。
權利要求
1.一種對放置于靜態(tài)并且基本均勻的主磁場中的身體(10)的至少一部分進行磁共振 (MR)成像的方法，所述方法包括如下步驟a)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖(α)和切換的磁場梯度(GX/GY)的成像序列(IMG)在空間受限的感興趣體積00)之內(nèi)有選擇地激勵核磁化；b)從所述感興趣體積采集至少一個MR成像信號；c)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖(-α)的去標記序列(UNLBL)將所述感興趣體積00)之內(nèi)的所述核磁化變換回縱向磁化；d)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的導航器序列(NAV) 在空間受限的導航器體積之內(nèi)激勵核磁化，其中，所述導航器體積與所述感興趣體積OO)至少部分交疊；e)從所述導航器體積采集至少一個MR導航器信號；f)從所采集的MR成像信號重建MR圖像。
2.根據(jù)權利要求1所述的方法，其中，從若干感興趣體積采集若干MR成像信號，并且所述去標記序列將所述感興趣體積OO)之內(nèi)的所述核磁化變換回縱向磁化。
3.根據(jù)權利要求1或2所述的方法，其中，由自旋回波序列采集所述MR成像信號，并且所述去標記序列包括反轉的180° RF脈沖和90° RF脈沖。
4.根據(jù)權利要求1到3所述的方法，其中，從所述至少一個MR導航器信號導出指示所述身體(10)的運動的至少一個位移值，并且其中，在若干次重復至少步驟a)到e)期間基于所述至少一個位移值調(diào)節(jié)所述感興趣體積OO)的位置。
5.根據(jù)權利要求1到4所述的方法，其中，接下來無時間延遲地向所述部分施加所述成像序列(IMG)、所述去標記序列(UNLBL)和所述導航器序列(NAV)。
6.根據(jù)權利要求1-5中的任一項所述的方法，其中，所述導航器序列(NAV)和/或所述去標記序列(UNLBL)包括至少一個成形的RF脈沖(α、-α)和/或至少一個切換的磁場梯度(GX、GY)。
7.根據(jù)權利要求1-6中的任一項所述的方法，其中，所述去標記序列包括至少一個空間選擇性或非選擇性180° RF脈沖。
8.—種磁共振(MR)波譜分析的方法，所述方法包括如下步驟a)通過向對象施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的波譜序列在所述對象之內(nèi)的空間受限的感興趣體積之內(nèi)有選擇地激勵核磁化；b)從所述感興趣體積采集至少一個MR波譜分析信號；c)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖的去標記序列將所述感興趣體積之內(nèi)的所述核磁化變換回縱向磁化；d)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的導航器序列在空間受限的導航器體積之內(nèi)激勵核磁化，其中，所述導航器體積與所述感興趣體積至少部分交疊；e)從所述導航器體積采集至少一個MR導航器信號；f)從所采集的MR波譜分析信號導出MR波譜。
9.一種MR成像裝置，包括主磁體線圈O)，其用于在檢查體積之內(nèi)生成均勻、穩(wěn)定的磁場，若干梯度線圈0、5、6)，其用于在所述檢查體積之內(nèi)沿不同空間方向生成切換的磁場梯度，至少一個RF線圈(9、11、12、13)，其用于在所述檢查體積之內(nèi)生成RF脈沖和/或從定位于所述檢查體積中的患者的身體(10)接收MR信號，控制單元(16)，其用于控制時間上相繼的RF脈沖和切換的磁場梯度，以及重建單元(18)，其用于從所述MR信號重建MR圖像，其中，所述裝置(1)被配置成執(zhí)行如下步驟a)通過向一部分施加包括至少一個RF脈沖(α)和切換的磁場梯度(GX/GY)的成像序列(IMG)在空間受限的感興趣體積00)之內(nèi)有選擇地激勵核磁化；b)從所述感興趣體積00)采集至少一個MR成像信號；c)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖(-α)的去標記序列(UNLBL)將所述感興趣體積OO)之內(nèi)的核磁化變換回縱向磁化；d)通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的導航器序列(NAV) 在空間受限的導航器體積之內(nèi)激勵核磁化，其中，所述導航器體積與所述感興趣體積OO)至少部分交疊；e)從所述導航器體積采集至少一個MR導航器信號；f)從所采集的MR成像信號重建MR圖像。
10. 一種運行于MR裝置上的計算機程序，所述計算機程序包括用于如下操作的指令a)生成包括至少一個RF脈沖(α)和切換的磁場梯度(GX/GY)的成像序列(IMG)；b)從空間受限的感興趣體積OO)采集至少一個MR成像信號；c)通過生成包括至少一個RF脈沖(-α)的去標記序列(UNLBL)將所述感興趣體積 (20)之內(nèi)的核磁化變換回縱向磁化；d)生成包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的導航器序列(NAV)；e)從空間重構的導航器體積采集至少一個MR導航器信號，其中，所述導航器體積與所述感興趣體積OO)至少部分交疊；f)從所采集的MR成像信號重建MR圖像。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種對放置于靜態(tài)并且基本均勻的主磁場中的身體(10)的至少一部分進行磁共振(MR)成像的方法。該方法包括如下步驟-通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖(α)和切換的磁場梯度(GX/GY)的成像序列(IMG)在空間受限的感興趣體積(20)之內(nèi)有選擇地激勵核磁化；-從所述感興趣體積(20)采集至少一個MR成像信號；-通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖和切換的磁場梯度的導航器序列(NAV)在空間受限的導航器體積(21)之內(nèi)激勵核磁化，其中，所述導航器體積(21)與所述感興趣體積(20)至少部分交疊；-從所述導航器體積(21)采集至少一個MR導航器信號；-從所采集的MR成像信號重建MR圖像。本發(fā)明的目的是使MR成像能夠有可靠的運動檢測和高的圖像質量。為此目的，本發(fā)明提出，在應用導航器序列(NAV)之前，通過向所述部分施加包括至少一個RF脈沖(-α)的去標記序列(UNLBL)將感興趣體積(20)之內(nèi)的核磁化變換回縱向磁化。
文檔編號G01R33/483GK102597795SQ201080049823
公開日2012年7月18日 申請日期2010年10月26日 優(yōu)先權日2009年11月5日
發(fā)明者G·M·貝克 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司