本發(fā)明涉及磁共振(mr)成像領(lǐng)域。本發(fā)明涉及一種mr成像方法。本發(fā)明還涉及mr設(shè)備和在mr設(shè)備上運(yùn)行的計(jì)算機(jī)程序。

背景技術(shù)：

圖像形成mr方法，其利用磁場(chǎng)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(xué)診斷的領(lǐng)域中，這是因?yàn)閷?duì)于軟組織的成像，它們?cè)谠S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(qiáng)的、均勻磁場(chǎng)(b0場(chǎng))中，該磁場(chǎng)的方向同時(shí)定義了測(cè)量所基于的坐標(biāo)系的軸(通常為z軸)。磁場(chǎng)針對(duì)取決于磁場(chǎng)強(qiáng)度的個(gè)體核自旋產(chǎn)生不同的能級(jí)，所述個(gè)體核自旋能夠通過應(yīng)用定義頻率(所謂的拉莫爾頻率或mr頻率)的電磁交變場(chǎng)(rf場(chǎng)，也被稱為b1場(chǎng))來激勵(lì)(自旋共振)。從宏觀角度來看，個(gè)體核自旋的分布產(chǎn)生總體磁化，通過應(yīng)用適當(dāng)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(jìn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)。所述進(jìn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)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)角的幅度取決于所應(yīng)用的電磁脈沖的強(qiáng)度和持續(xù)時(shí)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(shí)間常量t1(自旋晶格或縱向弛豫時(shí)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(shí)間常量t2(自旋-自旋或橫向弛豫時(shí)間)弛豫。借助于一個(gè)或多個(gè)接收rf線圈能夠檢測(cè)到磁化的變化，所述一個(gè)或多個(gè)接收rf線圈以這樣的方式在mr設(shè)備的檢查體積之內(nèi)進(jìn)行布置和取向，使得在垂直于z軸的方向上測(cè)量到磁化的變化。在應(yīng)用例如90°的脈沖之后，橫向磁化的衰減伴隨有核自旋(由局部磁場(chǎng)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(bǔ)償。這在接收線圈中產(chǎn)生回波信號(hào)(自旋回波)。

為了在身體中實(shí)現(xiàn)空間分辨，沿三個(gè)主軸延伸的線性磁場(chǎng)梯度被疊加在均勻磁場(chǎng)上，得到自旋響應(yīng)頻率的線性空間相關(guān)性。然后在接收線圈中拾取的信號(hào)包含不同頻率的成分，其與身體中的不同位置相關(guān)聯(lián)。經(jīng)由所述rf線圈獲得的mr信號(hào)數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)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(dāng)?shù)闹亟ㄋ惴?，k空間數(shù)據(jù)的集合被轉(zhuǎn)換為mr圖像。

對(duì)具有非常短的橫向弛豫時(shí)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(shí)間(zte)技術(shù)中，在利用高帶寬以及由此短、硬rf脈沖來激勵(lì)磁共振之前設(shè)置讀出梯度。通過這種方式，在激勵(lì)磁共振之后立即開始梯度編碼。在導(dǎo)致有效零“回波時(shí)間”(te)的rf脈沖的輻射之后立即開始對(duì)自由感應(yīng)衰減(fid)信號(hào)的采集。在fid讀出之后，僅要求最小的時(shí)間用于在能夠應(yīng)用下一rf脈沖之前來設(shè)置下一讀出梯度，由此實(shí)現(xiàn)非常短的重復(fù)時(shí)間(tr)。讀出方向是隨著逐次重復(fù)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(guān)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，magneticresonanceinmedicine，第70卷，第328-332頁(yè)，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(hào)濾波的有限持續(xù)時(shí)間引起的初始死區(qū)時(shí)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(jìn)行組合來解決，如在已知的petra技術(shù)中(參見grodzki等人，magneticresonanceinmedicine，第67卷，第510-518頁(yè)，2012年)已知的。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

根據(jù)前述內(nèi)容容易認(rèn)識(shí)到，需要一種改進(jìn)的zte成像方法。本發(fā)明的目的是使用k空間中心的采樣來實(shí)現(xiàn)“無聲(silent)”zte成像。

根據(jù)本發(fā)明，公開了一種對(duì)被定位在mr設(shè)備的檢查體積中的對(duì)象進(jìn)行mr成像的方法。本發(fā)明的方法包括以下步驟：

-使對(duì)象經(jīng)受rf脈沖的成像序列和切換的磁場(chǎng)梯度，所述成像序列是零回波時(shí)間序列，包括：

i)設(shè)置具有讀出方向和讀出強(qiáng)度的讀出磁場(chǎng)梯度；

ii)在存在所述讀出磁場(chǎng)梯度的情況下輻射rf脈沖；

iii)在存在所述讀出磁場(chǎng)梯度的情況下采集fid信號(hào)，其中，fid信號(hào)表示徑向k空間樣本，其中，fid信號(hào)的采集已在接收器死區(qū)時(shí)間(deadtime)期間開始，即開始于采集時(shí)間處，在所述采集時(shí)間處，mr設(shè)備的接收器增益在rf脈沖的輻射之后尚未穩(wěn)定；

iv)逐漸改變讀出方向；

v)通過多次重復(fù)步驟i)至iv)來對(duì)k空間中的球形體積進(jìn)行采樣；

-根據(jù)所采集的fid信號(hào)來重建mr圖像。

根據(jù)本發(fā)明，徑向zte采集主要以常規(guī)方式應(yīng)用。mr信號(hào)通過重復(fù)rf脈沖的輻射被采集為徑向k空間樣本，同時(shí)逐漸變化讀出方向直到k空間中的期望體積被采樣，并且可以根據(jù)所采集的mr信號(hào)重建mr圖像。然而，本發(fā)明提出改變讀出強(qiáng)度，使得利用不同的讀出強(qiáng)度采集fid信號(hào)中的至少一些。

優(yōu)選地，改變讀取強(qiáng)度，使得采集至少兩個(gè)fid信號(hào)，兩者具有基本上相同的讀出方向，但是具有不同讀出強(qiáng)度。

如上所述，由于由rf脈沖的持續(xù)時(shí)間、發(fā)送-接收切換和信號(hào)濾波導(dǎo)致的有限死區(qū)時(shí)間，從k空間的中心區(qū)域?qū)id信號(hào)的采集主要被破壞。換句話說，在死區(qū)時(shí)間期間，mr設(shè)備的接收器增益尚未達(dá)到其穩(wěn)定電平。本發(fā)明的一個(gè)見解是接收器增益的起始可能不穩(wěn)定，但仍然是很好地可再現(xiàn)的。因此，根據(jù)本發(fā)明通過比較rf脈沖輻射后在相同k空間位置處但在不同的獲取時(shí)間上獲取的k空間采樣來導(dǎo)出在死區(qū)時(shí)間期間時(shí)間的接收器增益變化。這使得能夠在死區(qū)時(shí)間期間，即在rf脈沖的輻射之后mr設(shè)備的接收器增益尚未穩(wěn)定的采集時(shí)間處開始fid信號(hào)的采集。根據(jù)本發(fā)明，可以在所采集的fid信號(hào)中補(bǔ)償接收器增益的時(shí)間變化，使得可以從fid信號(hào)重建mr圖像，所述fid信號(hào)沒有由在接收器死區(qū)時(shí)間期間的信號(hào)損壞導(dǎo)致的偽跡。本發(fā)明的一個(gè)見解是接收增益可以變化，但是起始變化是相當(dāng)可重現(xiàn)的，使得其可以被補(bǔ)償。所需的補(bǔ)償可以從時(shí)間rf接收器增益的單獨(dú)校準(zhǔn)、模擬獲得。時(shí)間接收器增益還可以從rf接收器裝備的硬件性質(zhì)確定。根據(jù)本發(fā)明的另一任選方面，通過比較在相同k空間位置處但在不同采集時(shí)間處的k空間樣本，在zte序列內(nèi)獲得所需的補(bǔ)償。來自相同k空間位置但不同采集時(shí)間的信號(hào)之間的信號(hào)水平的任何差異表示有效接收器增益變化。因此，可以根據(jù)該差異計(jì)算接收器增益變化。該計(jì)算的確切細(xì)節(jié)是任選實(shí)現(xiàn)細(xì)節(jié)。

因此，本發(fā)明使得能夠在zte采集方案中從k空間的中心更準(zhǔn)確地采集fid信號(hào)。因此本發(fā)明改進(jìn)了zte/無聲掃描的圖像質(zhì)量。

在本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例中，在零讀出強(qiáng)度處采集fid信號(hào)中的至少一個(gè)。零讀出強(qiáng)度處的測(cè)量結(jié)果直接提供k＝0處的缺失信息。這樣的測(cè)量結(jié)果可以在方便點(diǎn)處插入到zte序列中，例如在掃描的開始或結(jié)束處。

此外，可以從在零讀出強(qiáng)度處采集的fid信號(hào)導(dǎo)出時(shí)間接收器增益變化。fid信號(hào)的所有信號(hào)值對(duì)應(yīng)于k＝0，使得信號(hào)變化直接反映死區(qū)時(shí)間期間的接收器增益的時(shí)間變化。從在零梯度強(qiáng)度處采集的fid信號(hào)導(dǎo)出的時(shí)間接收器增益曲線然后可以用于補(bǔ)償在非零讀出強(qiáng)度處采集的fid信號(hào)中的死區(qū)時(shí)間效應(yīng)。

因此，至此描述的本發(fā)明的方法可以借助于mr設(shè)備來執(zhí)行，其包括：用于在檢查體積內(nèi)生成均勻穩(wěn)定的磁場(chǎng)的至少一個(gè)主磁體線圈；用于在檢查體積內(nèi)生成在不同的空間方向上的切換的磁場(chǎng)梯度的多個(gè)梯度線圈；用于在檢查體積內(nèi)生成rf脈沖和/或用于從位于檢查體積中的患者的身體接收mr信號(hào)的至少一個(gè)rf線圈；用于控制rf脈沖和切換的磁場(chǎng)梯度的時(shí)間演替的控制單元；以及重建單元。本發(fā)明的方法優(yōu)選地通過mr設(shè)備的重建單元和/或控制單元的對(duì)應(yīng)編程來實(shí)施。

本發(fā)明的方法可以有利地在當(dāng)前臨床使用的大多數(shù)mr設(shè)備中執(zhí)行。為此，僅需要利用通過其控制mr設(shè)備的計(jì)算機(jī)程序，使得其執(zhí)行本發(fā)明的上述方法步驟。計(jì)算機(jī)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(luò)中，從而被下載以安裝在mr設(shè)備的控制單元中。

附圖說明

附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例。然而，應(yīng)當(dāng)理解，附圖僅僅是出于圖示說明的目的而設(shè)計(jì)的，并且不是對(duì)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)明方法的mr設(shè)備。

圖2示出了圖示根據(jù)本發(fā)明應(yīng)用的zte序列的示意圖；

圖3示出了圖示根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的k空間的徑向采樣的示意圖。

具體實(shí)施方式

參考圖1，示出了mr設(shè)備1，其能夠用于執(zhí)行本發(fā)明的方法。所述設(shè)備包括超導(dǎo)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(shí)間上恒定的主磁場(chǎng)b0。所述設(shè)備還包括一組(第1級(jí)、第2級(jí)，并且在適用時(shí)，第3級(jí))勻場(chǎng)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(gè)體勻場(chǎng)線圈的電流。

磁共振生成和操控系統(tǒng)應(yīng)用一系列rf脈沖和切換的磁場(chǎng)梯度，以反轉(zhuǎn)或激勵(lì)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(duì)磁共振進(jìn)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中的選定的線圈應(yīng)用電流脈沖。數(shù)字rf頻率發(fā)射器7經(jīng)由發(fā)送/接收開關(guān)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(shí)間的rf脈沖段的包，并且任意應(yīng)用的磁場(chǎng)梯度實(shí)現(xiàn)對(duì)核磁共振的選定操控。rf脈沖被用于使共振飽和、激勵(lì)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(hào)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(hào)。

結(jié)果得到的mr信號(hào)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(jìn)行解調(diào)。接收器14被經(jīng)由發(fā)送/接收開關(guān)8連接到rf線圈9、11、12和13。

主計(jì)算機(jī)15控制流動(dòng)通過勻場(chǎng)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(gè)rf激勵(lì)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(duì)接收到的信號(hào)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(jìn)一步處理的數(shù)字格式。在現(xiàn)代mr設(shè)備中，數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16是單獨(dú)的計(jì)算機(jī)，所述單獨(dú)的計(jì)算機(jī)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(yīng)用適當(dāng)?shù)闹亟ㄋ惴?。mr圖像表示三維體積。所述圖像然后被存儲(chǔ)在圖像存儲(chǔ)器中，所述圖像存儲(chǔ)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(dāng)?shù)母袷揭岳缃?jīng)由視頻監(jiān)視器18進(jìn)行可視化，所述視頻監(jiān)視器18提供對(duì)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)明應(yīng)用的經(jīng)修改的zte序列的示意圖。本發(fā)明采用的“無聲”zte技術(shù)的本質(zhì)是，在接通頻率-編碼讀出磁場(chǎng)梯度g1、g2的同時(shí)激勵(lì)rf脈沖20被發(fā)送。讀出磁場(chǎng)梯度g1、g2不旨在作為切片選擇梯度，這意味著rf脈沖20必須短(通常為1μs至8μs)，以便實(shí)現(xiàn)足夠的激勵(lì)帶寬。亦即，由于視場(chǎng)中的主磁場(chǎng)和疊加的應(yīng)用的自旋磁梯度場(chǎng)，rf脈沖的頻率帶寬比共振射頻范圍寬得多。

在存在讀出磁場(chǎng)梯度g1、g2的情況下，在間隔21期間發(fā)生mr信號(hào)的讀出。每個(gè)間隔21具有在100μs與3ms之間的典型持續(xù)時(shí)間。讀出磁場(chǎng)梯度g1、g2具有在每個(gè)激勵(lì)/讀出周期上保持基本上恒定的讀出強(qiáng)度和讀出方向。在每個(gè)周期之后，讀出方向非常逐漸地變化(圖2中未描繪)。讀出方向僅稍微改變，例如幾度(例如2°)。對(duì)于k空間的完全采樣，讀出方向變化，直到球形體積由足夠的密度覆蓋。

如前所述，常規(guī)zte成像的已知約束是在每個(gè)rf脈沖的中心與相應(yīng)采樣間隔的開始之間存在有限的時(shí)間。根據(jù)使用的裝備，該死區(qū)時(shí)間可以是2μs與200μs之間的任何值。因此，不能夠掃描k空間的中心。

在圖2描繪的本發(fā)明的實(shí)施例中，每個(gè)rf脈沖20的輻射與采集間隔21的開始之間的時(shí)間延遲短于圖2中由d指示的接收器死區(qū)時(shí)間。因此，由于由rf脈沖的持續(xù)時(shí)間、發(fā)送-接收切換和信號(hào)濾波導(dǎo)致的死區(qū)時(shí)間d，從k空間的中心區(qū)域?qū)id信號(hào)的采集被破壞。在死區(qū)時(shí)間d期間，mr設(shè)備1的接收器增益尚未達(dá)到其穩(wěn)定水平。

根據(jù)本發(fā)明，改變讀出梯度的強(qiáng)度，使得利用不同的讀出強(qiáng)度采集fid信號(hào)中的至少一些。如圖2中示意性描繪的，在多次采集之后，讀出強(qiáng)度從g1切換到g2。控制讀出方向，使得利用基本相同的讀出方向和不同的讀出強(qiáng)度g1、g2來采集fid信號(hào)。根據(jù)本發(fā)明，通過比較在相同的k空間位置處但在rf脈沖的輻射后的不同采集時(shí)間處采集的k空間樣本，來導(dǎo)出在死區(qū)時(shí)間d期間的時(shí)間接收器增益變化，其由mr設(shè)備1的硬件性質(zhì)確定并且變?yōu)橥ǔＪ橇己每稍佻F(xiàn)的。接收器增益變化可以例如通過將從相同k空間位置處但在不同采集時(shí)間處采集的k空間采樣彼此相除來計(jì)算。然后根據(jù)確定的時(shí)間接收器增益變化通過校正信號(hào)樣本，來從所采集的fid信號(hào)中去除死區(qū)時(shí)間效應(yīng)。最后，根拒經(jīng)校正的fid信號(hào)重建mr圖像。

本發(fā)明的前述方法使得能夠在死區(qū)時(shí)間d期間即在接收器已經(jīng)穩(wěn)定之前開始fid信號(hào)的采集。因此，本發(fā)明提供從k空間的中心對(duì)fid信號(hào)的更準(zhǔn)確的采集，使得顯著改進(jìn)了zte/無聲掃描的圖像質(zhì)量。

圖3示出了本發(fā)明的k空間采樣方案。為了圖示的目的，示意圖僅示出了kx和ky方向。然而，必須注意，通過本發(fā)明的方法執(zhí)行k空間中的球形體積的三維徑向采樣。在讀出強(qiáng)度g1處的每個(gè)rf脈沖20之后，采集多條徑向k空間線31作為mr信號(hào)。以減小的讀出強(qiáng)度g2對(duì)另外的k空間線32進(jìn)行采樣。在環(huán)形陰影區(qū)33中，梯度強(qiáng)度g1和g2處的k空間采樣交疊，使得可以根據(jù)本發(fā)明通過比較從區(qū)33采集的k空間樣本來導(dǎo)出在死區(qū)時(shí)間d期間的時(shí)間接收器增益變化。

中心球形間隙34的尺寸小于常規(guī)zte成像中的尺寸，因?yàn)閗空間樣本31、32的采集已經(jīng)在死區(qū)時(shí)間d期間開始，如上面詳細(xì)解釋的。

此外，在零讀出強(qiáng)度處采集k空間樣本集35。該測(cè)量直接提供k＝0處的信息。k空間樣本35的測(cè)量結(jié)果可以在方便點(diǎn)處插入到zte序列中，例如在掃描的開始或結(jié)束處。在圖2的示意圖中，在序列的結(jié)束處采集k＝0樣本集。時(shí)間接收器增益變化可以額外地或備選地直接從k空間樣本35導(dǎo)出。由于樣本35的fid信號(hào)的所有信號(hào)值對(duì)應(yīng)于k＝0，因此它們的信號(hào)變化直接反映死區(qū)時(shí)間d期間的接收器增益的時(shí)間變化。從在零梯度強(qiáng)度處采集的fid信號(hào)導(dǎo)出的時(shí)間接收器增益曲線然后可以用于補(bǔ)償在非零讀出強(qiáng)度處采集的k空間樣本31、32中的死區(qū)時(shí)間效應(yīng)。