本發(fā)明涉及磁共振(MR)成像的領域。本發(fā)明關注于MR成像的方法。本發(fā)明還涉及MR設備并且涉及要在MR設備上運行的計算機程序。

背景技術(shù)：

圖像形成MR方法，其利用磁場與核自旋之間的相互作用以形成二維圖像或三維圖像，現(xiàn)今被廣泛使用，尤其是在醫(yī)學診斷的領域中，這是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，其不要求電離輻射并且通常是無創(chuàng)的。

根據(jù)一般的MR方法，要被檢查的患者的身體被布置在強的、均勻磁場(B₀場)中，該磁場的方向同時定義了測量所基于的坐標系的軸(通常為z軸)。磁場針對取決于磁場強度的個體核自旋產(chǎn)生不同的能級，所述個體核自旋能夠通過施加定義頻率(所謂的拉莫爾頻率或MR頻率)的電磁交變場(RF場，也被稱為B₁場)來激勵(自旋共振)。從宏觀角度來看，個體核自旋的分布產(chǎn)生總體磁化，通過施加適當頻率的電磁脈沖(RF脈沖)能夠使所述總體磁化偏離平衡狀態(tài)，使得所述磁化執(zhí)行繞z軸的進動運動。所述進動運動描繪了錐形的表面，所述錐形的孔徑角被稱為翻轉(zhuǎn)角。翻轉(zhuǎn)角的幅度取決于所施加的電磁脈沖的強度和持續(xù)時間。在所謂的90°脈沖的情況下，所述自旋從z軸偏轉(zhuǎn)到橫向平面(翻轉(zhuǎn)角90°)。

在RF脈沖終止之后，所述磁化弛豫返回到最初的平衡狀態(tài)，在所述最初的平衡狀態(tài)中，再次以第一時間常量T₁(自旋晶格或縱向弛豫時間)建立z方向上的磁化，并且垂直于z方向的方向上的磁化以第二時間常量T₂(自旋-自旋或橫向弛豫時間)弛豫。借助于一個或多個接收RF線圈能夠檢測到磁化的變化，所述一個或多個接收RF線圈以這樣的方式在MR設備的檢查體積之內(nèi)進行布置和取向，使得在垂直于z軸的方向上測量到磁化的變化。在施加例如90°的脈沖之后，橫向磁化的衰減伴隨有核自旋(由局部磁場不均勻感生的)從具有相同相位的有序狀態(tài)到其中所有相位角不均勻分布(失相)的狀態(tài)的轉(zhuǎn)變。所述失相能夠借助于重聚焦脈沖(例如，180°的脈沖)來補償。這在接收線圈中產(chǎn)生回波信號(自旋回波)。

為了在身體中實現(xiàn)空間分辨，沿三個主軸延伸的線性磁場梯度被疊加在均勻磁場上，得到自旋響應頻率的線性空間相關性。然后在接收線圈中拾取的信號包含不同頻率的成分，其與身體中的不同位置相關聯(lián)。經(jīng)由所述RF線圈獲得的MR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)。所述k空間數(shù)據(jù)通常包括利用不同的相位編碼采集的多條線。每條線通過收集若干樣本來數(shù)字化。借助于傅里葉變換或其他適當?shù)闹亟ㄋ惴?，k空間數(shù)據(jù)的集合被轉(zhuǎn)換為MR圖像。

對具有非常短的橫向弛豫時間的組織(例如，骨骼或肺)的MR成像變得越來越重要。用于該目的的幾乎所有已知方法基本上都采用三維(3D)徑向k空間采樣。在所謂的零回波時間(ZTE)技術(shù)中，在利用高帶寬以及由此短、硬RF脈沖來激勵磁共振之前設定讀出梯度。通過這種方式，在激勵磁共振之后立即開始梯度編碼。在導致有效零“回波時間”(TE)的RF脈沖的輻射之后立即開始對自由感應衰減(FID)信號的采集。在FID讀出之后，僅要求最小的時間用于在能夠施加下一RF脈沖之前來設定下一讀出梯度，由此實現(xiàn)非常短的重復時間(TR)。讀出方向是隨著逐次重復漸增變化的，直到k空間中的球形體積被采樣到所要求的程度。在無需關閉在TR間隔之間的讀出梯度的情況下，能夠幾乎無聲地執(zhí)行ZTE成像(參見Weiger等人，Magnetic Resonance in Medicine，第70卷，第328-332頁，2013年)。

ZTE成像中的挑戰(zhàn)在于，歸因于由RF脈沖、發(fā)射-接收切換和信號濾波的有限持續(xù)時間引起的初始死區(qū)時間，k空間數(shù)據(jù)在k空間中心是略微不完整的。

該k空間間隙能夠例如通過將徑向ZTE采樣與k空間中心的額外的笛卡爾采樣進行組合來解決，如在已知的PETRA技術(shù)中(參見Grodzki等人，Magnetic Resonance in Medicine，第67卷，第510-518頁，2012年)已知的。然而，PETRA方法的缺點在于，歸因于針對k空間中心的笛卡爾采集的必要的梯度切換，成像不再是安靜的。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

根據(jù)前述內(nèi)容，容易意識到，存在對ZTE成像的改進的方法的需求。本發(fā)明的目標是利用對k空間中心的采樣來實現(xiàn)“安靜的”ZTE成像。

根據(jù)本發(fā)明，公開了一種對被定位在MR設備的檢查體積中的目標進行MR成像的方法。本發(fā)明的方法包括如下步驟：

-使所述目標經(jīng)受RF脈沖和切換的磁場梯度的成像序列，所述成像序列包括如下演替步驟：

i)輻射初始RF脈沖；

ii)設定具有讀出方向和讀出強度的讀出磁場梯度；

iii)在存在所述讀出磁場梯度的情況下采集初始MR信號，其中，所述MR信號表示徑向k空間樣本；

iv)在保持所述讀出強度恒定的同時逐漸地改變所述讀出方向；

v)在存在所述讀出磁場梯度的情況下輻射另外的RF脈沖；

vi)在存在所述讀出磁場梯度的情況下采集另外的MR信號，其中，所述另外的MR信號表示徑向k空間樣本；

vii)通過將步驟iv)到步驟vi)重復若干次來對球形k空間體積的至少部分進行采樣；

-根據(jù)采集到的MR信號來重建MR圖像。

根據(jù)本發(fā)明，徑向ZTE采集在原理上是以常規(guī)方式施加的。通過重復對RF脈沖的輻射，MR信號被采集作為徑向k空間樣本，而讀出方向逐漸改變，直到k空間中的期望體積被采樣并且MR圖像能夠根據(jù)采集到的MR信號來重建。

然而，本發(fā)明提出了，第一RF脈沖——在本發(fā)明中被稱為“初始RF脈沖”，用于與在常規(guī)ZTE成像中輻射的“另外的RF脈沖”區(qū)分開——在磁場梯度被關閉的情況下進行輻射。磁場梯度被開啟以利用在對初始RF脈沖的輻射之后的延遲來初始地設定讀出方向和讀出強度。該延遲應當長于死區(qū)時間，以便實現(xiàn)對初始MR信號的采集，同時使所述磁場梯度從零斜升到給定讀出強度。通過這種方式，實現(xiàn)了初始MR信號包括來自k＝0(即，k空間中心)的數(shù)據(jù)。

MR圖像最終是從根據(jù)本發(fā)明采集的包括“初始”MR信號和“另外的”MR信號的信號數(shù)據(jù)集來重建的。

通過從k空間中心采集數(shù)據(jù)，本發(fā)明有效地避免了由常規(guī)ZTE成像中k＝0附近的采集到的數(shù)據(jù)的間隙所引起的空間響應函數(shù)的噪聲放大和部分劣化。

在磁場梯度從零斜升的同時對初始MR信號的采集對應于已知的超短回波時間(UTE)技術(shù)(例如，參見Rahmer等人，Magnetic Resonance in Medicine，第55卷，第1075-1082頁，2006年)。因此，本發(fā)明能夠被說成組合了UTE成像與ZTE成像。根據(jù)本發(fā)明，在輻射初始RF脈沖(如在UTE成像中)時關閉磁場梯度。然后，磁場梯度被開啟并且在輻射另外的RF脈沖(如在ZTE成像中)時保持開啟。

盡管本發(fā)明的成像序列歸因于在對初始RF脈沖的輻射之后對磁場梯度的切換而并非是完全安靜的，但是其與諸如例如以上提及的PETRA技術(shù)相比明顯產(chǎn)生了顯著較少的梯度切換噪聲。

可以在磁梯度場被關閉的情況下施加額外的RF脈沖，并且從針對發(fā)射-接收切換的死區(qū)時間采集的(一個或多個)相關聯(lián)的額外的MR信號形成額外的RF脈沖并且磁梯度場仍被關閉。這實現(xiàn)了沿著對應于零磁場梯度的徑向方向遠離k空間的中心(k＝0)對k空間進行采樣。這些額外的MR信號加到在k空間的中心附近對k空間的更為完整的采樣。MR圖像最終是根據(jù)包括“初始”MR信號和“另外的”MR信號以及“額外的”MR信號的信號數(shù)據(jù)集來重建的。

在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，在對所述球形k空間體積的部分進行采樣之后關閉所述磁場梯度，其中，通過在延遲時段之后重復步驟i)到步驟vii)來對所述球形k空間體積的另外的部分進行采樣。換言之，這意味著，應用對本發(fā)明的成像序列的若干次重復(或“擊發(fā)”)，以便對所要求的k空間體積進行完全采樣。這種多擊發(fā)方法的優(yōu)點在于，對k空間的對應的分段的采集使得能夠以靶標方式在重建的MR圖像中生成對比度。在該變型中，本發(fā)明的成像序列可以構(gòu)成“turbo”序列(如在常規(guī)的所謂的turbo場回波“TFE”成像)，其中，“turbo因子”指定在每個初始激勵RF脈沖之后的信號采集的數(shù)目。因此，本發(fā)明的方法可以被稱為“turbo ZTE成像”。

為了生成期望的對比度，在輻射初始RF脈沖之前，即，在所述序列的每次重復(或者每次“擊發(fā)”)之前，可以輻射至少一個磁化準備預脈沖。所述準備預脈沖可以例如是(脂肪)飽和預脈沖、磁化反轉(zhuǎn)預脈沖(以生成T₁常量)、T₂準備預脈沖、用于生成擴散加權(quán)的準備序列，或在現(xiàn)有技術(shù)中本身公知的其他對比生成準備預脈沖或準備序列。

在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，采集到的初始的MR信號和/或另外的MR信號是FID信號，如在常規(guī)ZTE成像或UTE成像中的。通過這種方式，所述方法使得能夠?qū)哂蟹浅６痰臋M向弛豫時間T₂的組織進行成像。

至此所描述的本發(fā)明的方法能夠借助于MR設備來執(zhí)行，所述MR設備包括：至少一個主磁體線圈的，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)的不同空間方向上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/或用于接收來自被定位在所述檢查體積之內(nèi)的患者的身體的MR信號；控制單元，其用于控制RF脈沖和切換的磁場梯度的時間演替；以及重建單元。本發(fā)明的方法優(yōu)選通過對MR設備的重建單元和/或控制單元的對應編程來實施。

本發(fā)明的方法能夠有利地在當前臨床使用中的大多數(shù)MR設備上執(zhí)行。對此，僅僅需要利用計算機程序，通過所述計算機程序，所述MR設備被控制為使得其執(zhí)行本發(fā)明的以上解釋的方法的步驟。所述計算機程序可以存在于數(shù)據(jù)載體上或者可以存在于數(shù)據(jù)網(wǎng)絡重，以便能夠被下載以供在所述MR設備的控制單元中進行安裝。

附圖說明

隨附的附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。然而，應當理解，附圖僅僅是出于圖示說明的目的而設計的，并且不是對本發(fā)明的限制范圍的定義。在附圖中：

圖1示意性地示出了用于執(zhí)行本發(fā)明的方法的MR設備；

圖2示出了圖示根據(jù)本發(fā)明施加的ZTE序列的圖表；

圖3示出了圖示根據(jù)本發(fā)明的實施例對k空間的徑向采樣的圖表。

具體實施方式

參考圖1，示出了MR設備1，其能夠用于執(zhí)行本發(fā)明的方法。所述設備包括超導或電阻性主磁體線圈2，使得沿著通過檢查體積的z軸創(chuàng)建基本上均勻的、在時間上恒定的主磁場B₀。所述設備還包括一組(第1級、第2級，并且在適用時，第3級)勻場線圈2’，其中，出于使檢查體積之內(nèi)的B₀偏差最小化的目的，能夠控制通過所述組2’中的個體勻場線圈的電流。

磁共振生成和操控系統(tǒng)施加一系列RF脈沖和切換的磁場梯度，以反轉(zhuǎn)或激勵核磁自旋、引發(fā)磁共振、重聚焦磁共振、操縱磁共振、空間地或以其他方式對磁共振進行編碼、使自旋飽和等，以執(zhí)行MR成像。

更具體地，梯度脈沖放大器3向沿著檢查體積的x軸、y軸和z軸的全身梯度線圈4、5和6中的選定的線圈施加電流脈沖。數(shù)字RF頻率發(fā)射器7經(jīng)由發(fā)送/接收開關8向身體RF線圈9發(fā)射RF脈沖或RF脈沖包，以將RF脈沖發(fā)射到檢查體積中。典型的MR成像序列包括彼此一起獲取的短持續(xù)時間的RF脈沖段的包，并且任意施加的磁場梯度實現(xiàn)對核磁共振的選定操控。RF脈沖被用于使共振飽和、激勵共振、反轉(zhuǎn)共振、重聚焦共振，或操縱共振，并且選擇被定位在檢查體積中的身體10的部分。MR信號也被身體RF線圈9拾取。

為了借助于并行成像來生成身體10的限定區(qū)域的MR圖像，鄰近選定用于成像的區(qū)域放置一組局部陣列RF線圈11、12、13。陣列線圈11、12、13能夠用于接收由身體線圈RF發(fā)射所引發(fā)的MR信號。

結(jié)果得到的MR信號被身體RF線圈9和/或被陣列RF線圈11、12、13拾取，并且由優(yōu)選包括前置放大器(未示出)的接收器14進行解調(diào)。接收器14被經(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控制流動通過勻場線圈2’的電流以及梯度脈沖放大器3和發(fā)射器7以生成根據(jù)本發(fā)明的ZTE成像序列。接收器14在每個RF激勵脈沖之后快速演替的接收多條MR數(shù)據(jù)線。數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16執(zhí)行對接收到的信號的模擬-到-數(shù)字轉(zhuǎn)換，并且將每條MR數(shù)據(jù)線轉(zhuǎn)換為適合于進一步處理的數(shù)字格式。在現(xiàn)代MR設備中，數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16是單獨的計算機，所述單獨的計算機專用于原始圖像數(shù)據(jù)的采集。

最后，數(shù)字原始圖像數(shù)據(jù)被重建處理器17重建成圖像表示，所述重建處理器17應用適當?shù)闹亟ㄋ惴āR圖像表示三維體積。所述圖像然后被存儲在圖像存儲器中，所述圖像存儲器可以被訪問，用于將圖像表示的投影或其他部分轉(zhuǎn)換成適當?shù)母袷揭岳缃?jīng)由視頻監(jiān)視器18進行可視化，所述視頻監(jiān)視器18提供對結(jié)果得到的MR圖像的人類可讀的顯示。

圖2示出了圖示根據(jù)本發(fā)明施加的經(jīng)修改的ZTE序列的圖表。在讀出磁場梯度G被關閉的情況下，利用對初始RF脈沖20的輻射來開始所述序列。初始MR信號的讀出發(fā)生在間隔21期間。

如之前所提及的，常規(guī)ZTE成像的已知約束是在每個RF脈沖的中心與各自的采樣間隔的開始之間存在有限的時間。取決于所使用的儀器，該“死區(qū)時間”可以是在2μs與200μs之間的任意時間。結(jié)果，k空間的中心不能夠被掃描。

在圖2中所描繪的本發(fā)明的實施例中，在初始RF脈沖20的輻射與采集間隔21的開始之間的時間延遲長于死區(qū)時間。同時，頻率編碼的磁場梯度G在采集間隔21的開始處開始從零斜升到給定的讀出強度。通過這種方式，根據(jù)本發(fā)明實現(xiàn)對k空間中心的采樣。通過從k空間中心采集數(shù)據(jù)，本發(fā)明有效地避免了由在常規(guī)ZTE成像中采集到的數(shù)據(jù)在k＝0附近的間隙所引起的空間響應函數(shù)的噪聲放大和部分劣化。

由發(fā)明所采取的“安靜”ZTE技術(shù)的實質(zhì)是在頻率編碼讀出磁場梯度G被開啟的情況下同時發(fā)射另外的激勵RF脈沖22。讀出磁場梯度G并非旨在作為切片選擇梯度，其意味著RF脈沖20必須是短的(通常為1μs到8μs)，以便實現(xiàn)足夠的激勵帶寬。對另外的MR信號的讀出在存在讀出磁場梯度G的情況下發(fā)生在間隔23期間。每個間隔21具有在100μs與3ms之間的持續(xù)時間。讀出磁場梯度G具有在每個激勵/讀出周期(除了包括初始RF脈沖20和初始讀出21的初始周期以外)上基本保持恒定的讀出強度和讀出方向兩者。在每個周期之后，讀出方向僅僅非常逐漸地改變(在圖2中未描繪)。讀出方向僅輕微改變例如數(shù)度(例如，2°)。針對k空間的完整采樣，改變讀出方向直到利用足夠的密度覆蓋球形體積。

如在圖2中所圖示的，本發(fā)明的方法的本質(zhì)特征在于，磁場梯度G在輻射初始RF脈沖20(如在UTE成像中)時被關閉。然后，磁場梯度G被開啟并且在輻射另外的RF脈沖22(如在ZTE成像中)時保持開啟。

如在圖2中所進一步圖示的，在對k空間的部分采樣若干激勵/讀出周期之后，磁場梯度G被關閉。在延遲時段之后通過成像序列的對應的另外的“擊發(fā)”來對k空間的另外的部分進行采樣。應用對本發(fā)明的成像序列的若干次擊發(fā)，以便對所要求的k空間體積進行完全采樣。MR圖像是根據(jù)在序列的所有擊發(fā)的間隔21和23期間采集的MR信號來最終重建的。

圖3示出了本發(fā)明的k空間采樣方案。該圖表針對圖示的目的僅示出了k_x和k_y方向。然而，必須注意到，由本發(fā)明的方法來執(zhí)行對k空間中的球形體積的三維徑向采樣。示出了若干徑向k空間線。在初始RF脈沖(在圖2中的RF脈沖20)之后，k空間線31被采集作為初始MR信號，而在每個另外的RF脈沖(圖2中的RF脈沖22)之后，k空間線32被采集作為另外的MR信號。如能夠在圖3中看出的，初始k空間線31采樣k空間中心(k_x＝k_y＝0)，而利用距k空間中心的特定距離開始另外的k空間線32。通過所述死區(qū)時間以及在RF脈沖與各自的采樣間隔的開始之間的對應選定的延遲來確定中心球形間隙33的尺寸。