用于在所成像的組織類型之間進行區分的mr成像系統的制作方法

專利名稱：用于在所成像的組織類型之間進行區分的mr成像系統的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種用于基于橫向弛豫時間(T2)或組合有縱向恢復時間(Tl)的橫向弛豫時間(T2)來在所成像的組織類型之間進行區分的MR成像系統。
背景技術：
在磁共振成像(MRI)以及特別地心血管MRI中，“T2準備”或“T2_pr印”被用來對組織(例如心肌(心臟組織))進行磁方面的準備，以便由于其在T2方面的差異而產生不同組織類型之間的圖像對比度。這也被稱作T2加權。T2是描述橫向磁化的衰減的時間常數， 并且是局部組織水含量的函數(包括其它參數)。感興趣區域(ROI)中的組織T2值越短，該ROI在經過T2加權的MR圖像中表現得就越暗，并且相反，ROI中的T2越長，該ROI中的組織就越亮。這就允許臨床醫師區分具有相對較長T2值的異常區域(比如水腫)與處理相對較短T2值的健康區域。例如在心臟中，已經知道具有長T2的區域出現在急性心肌梗塞的環境中。T2準備還被用在冠狀動脈血管造影術中，以便使心肌與血液之間的信號差異更明顯。鑒于心肌被T2準備渲染得較暗，所以血液保持明亮，從而改進了心肌與血液之間的圖像對比度。圖I示出犬科動物心臟的短軸T2加權的圖像，以指示由于水腫而導致的升高的圖像強度103。T2準備序列使用初始向下傾斜(tip-down)射頻(RF)脈沖來將所成像的容積的縱向磁化的大部分轉換到橫向磁化，時間延遲和RF脈沖的組合被設計成在這些脈沖和延遲期間由于T2弛豫而使某一信號減小之后使該橫向磁化再聚焦，隨后是最終的向上傾斜(tip-up) RF脈沖以便將所述經過再聚焦的磁化的大部分返回到縱向磁化。向下傾斜與向上傾斜脈沖之間的T2弛豫提供了所成像的容積的具有不同T2弛豫速率的分量之間的所期望的圖像對比度改變。一種類型的已知 T2 準備方法 MLEV (Levitt 和 Freemann, 1981 年；Levitt、Freemann等人，1982年；Brittain、Hu等人，1995年)受到MRI磁激勵場BI和/或靜磁場BO的不均勻性的負面影響。這些不均勻性隨著場強度增大而加劇。其他已知類型(Nezafat、Stuber 等人，2006 年；Nezafat、Derbyshire 等人，2008 年；Nezafat、Ouwerkerk 等人，2009年；Nezafat、Ouwerkerk等人,2010年)易于受到運動和血流的影響,從而導致被稱作圖像不均勻性的信號變化以及所成像的容積內的圖像偽像。具體來說，對于諸如心臟之類的移動的器官，所得到的心肌上的信號變化可能被誤認為是由于病理生理而導致的強度改變。已知的MLEV 復合脈沖(Levitt、Freemann 等人，1982 年；Brittain、Hu 等人，1995年)可以部分地補償RF磁場BI中的缺陷，但是無法在3T (特斯拉)或更高的場強度下產生均勻的組織準備(Rehwald、Jenista等人,2011年)。利用所謂的絕熱RF脈沖可以實現對于RF磁場BI中的缺陷的改進的補償。絕熱脈沖組合RF的幅度和頻率調制，其被設計成以使其在相當大的RF場強度范圍內對RF場(BI)強度的變化不敏感的方式產生磁化的旋轉。部分地或專門地采用絕熱RF脈沖的已知T2準備有a)絕熱反轉恢復(IR)脈沖的匹配對(Nezafat、Stuber 等人，2006 年；Nezafat、Ouwerkerk 等人，2010 年)；和 b)單個解構的BIR4 (具有4個節段的解構的BI不敏感旋轉，dBIR4) (Nezafat ^Derbyshire等人，2008 年；Nezafat、Ouwerkerk 等人，2009 年)。所述匹配的IR對方法包括絕熱IR脈沖，其后是時間延遲以便允許磁化演變，其后是第二完全相同的絕熱IR脈沖。通過使得IR脈沖工作，要求有完全相同的絕熱IR脈沖的匹配對來用于再聚焦(Nezafat、Stuber等人，2006年；Nezafat、Ouwerkerk等人，2010年)，但是這一要求是成問題的，因為這會使得所述方法易于受到運動和流動的影響。只有 在沒有運動和流動的情況下才能由第二反轉完全補償由第一反轉脈沖所引入的相位誤差。在存在運動和流動的情況下，例如在心臟中所得到的組織準備是不均勻的，并且血流會產生偽像。各IR脈沖之間的時間延遲越長，所述模塊對于運動和血流的移相效應就變得越來越敏感，并且其圖像質量就會降低更多。dBIR4模塊受到運動和血流的影響，從而特別對于更長的T2準備時間(40ms以上)導致主要的偽像和信號不均勻(Rehwald、Jenista等人,2011年)。與所描述的匹配IR對問題類似，這可能是由于dBIR4無能力完全補償在存在運動和流動的情況下的相位誤差而造成的。隨著絕熱脈沖之間的延遲變得更大，這種無能力也會增加。根據本發明的原理的一種系統解決了前面的限制，并且在存在運動、流動以及BI和BO不均勻性的情況下具有極好的魯棒性。

發明內容
所述系統提供了對BI和BO不敏感、對血流和運動魯棒的T2準備以及組合有反轉恢復的T2準備。所述系統基于橫向弛豫時間(T2)或者組合有縱向弛豫時間(Tl)的T2在所成像的組織類型之間進行區分。所述系統關于要被成像的解剖ROI的磁化的絕熱再聚焦使用獨立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖。BIREF-I脈沖是經過幅度和頻率/相位調制的180度平面旋轉脈沖，其可以在存在較大BI變化的情況下實現反轉和再聚焦變換二者。再聚焦變換是通過在脈沖進行到一半時反轉有效場而實現的。由于BIREF-I的該自再聚焦屬性，其在共振時容許BI量值的較大變化，但是在非共振時(意味著在存在較差BO場的情況下)的表現則不同。因此，已經覺察到BIREF-I脈沖的限制在于易受到非共振效應的影響，這可能是其通常不被用于臨床成像或者不被用作T2準備模塊的核心元素的原因。發明人有利地認識到，BIREF-I的缺點對于臨床成像不構成限制，并且其諸如BI不敏感性和自再聚焦屬性之類的優點在價值上遠超過所述缺點。此外，通過一種相位循環方案有利地降低了 BIREF-I對于非共振的易感性。根據本發明的原理的系統改進了在存在BI和BO不均勻性的情況下的魯棒性。由于BIREF-I脈沖是自再聚焦的，因此其不需要被成對發射(play)，并且不需要演變時間以作為再聚焦事件的一部分。因此，其有效再聚焦持續時間與已知的dBIR4和匹配的IR對系統相比明顯更短，從而導致本發明的顯著更好的運動和流動魯棒性。很重要的是，BIREF-I的自再聚焦屬性允許在一個脈沖序列模塊內有不同數目的再聚焦脈沖，包括奇數和偶數。通過將本發明的系統應用于所成像的解剖ROI會修改所述ROI的磁化，從而以基于T2弛豫時間的差的增強的區分度來指示不同的組織類型。所述系統還允許基于處于組合方式的T2與Tl弛豫時間來進行組織區分。這是通過用向下傾斜脈沖替代拖尾的向上傾斜RF脈沖而實現的。一種MR成像系統基于橫向弛豫時間(T2)在所成像的組織類型之間進行區分。信號發生器生成用于T2準備的脈沖序列，其包括至少一個獨立于BI的再聚焦(BIREF-1)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區域的磁化。多個RF線圈響應于所述脈沖序列來發射RF脈沖，并且響應于所述RF脈沖的發射而采集RF數據。處理系統處理所述RF數據以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時間差的增強的區分度指示不同的組織類型。


圖I示出犬科動物心臟的短軸T2加權圖像，其指示了作為水腫的結果的升高的圖
像強度。圖2示出根據本發明的原理的用于基于橫向弛豫時間(T2)在所成像的組織類型之間進行區分的MR成像系統。圖3示出根據本發明的原理的T2準備脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的-90°的向后翻轉(flip-back)脈沖(向上90° )。圖4示出根據本發明的原理的T2準備脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的RECT 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的-90°的BIR4向后翻轉脈沖(向上90° )。圖5示出根據本發明的原理的T2準備脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的RECT 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的-90°的BIR4向后翻轉脈沖(向上90° )。圖6示出根據本發明的原理的T2準備脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的BIR4 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的-90°的向后翻轉BIR4脈沖(向上90° )。圖7示出根據本發明的原理的T2準備反轉恢復脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的RECT 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的90°的向后翻轉BIR4脈沖(向下90° )。圖8示出根據本發明的原理的T2準備反轉恢復脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的BIR4 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的90°的向后翻轉BIR4脈沖(向下90° )。圖9示出根據本發明的原理的由MR成像系統執行的用于基于橫向弛豫時間(T2)在所成像的組織類型之間進行區分的過程的流程圖。
具體實施例方式定義反轉恢復(IR，inversion recovery)脈沖將縱向磁化從正z軸反轉180度到負z軸。IR脈沖被用作主成像脈沖序列之前的準備脈沖以便實現不同種類的MR對比度(比如Tl加權的、T2加權的)。絕熱IR脈沖被用來在整個成像容積內給出比非絕熱RF脈沖更均勻的對比度。 ΡΑΤ (集成并行采集技術)包括“并行成像”。其通過減少相位編碼以及RF線圈信息的添加而允許更快的掃描。iPAT因數為2允許大約兩倍快的掃描， ΡΑΤ因數為3允許大約三倍快的掃描，并且依次類推。TI=反轉時間，即反轉恢復脈沖與下一個RF激勵脈沖之間的時間。TI確定圖像對t 匕 。T1=縱向(或自旋-晶格)弛豫時間T1衰減常數。T2=橫向(或自旋-自旋)弛豫時間，T2是對于質子自旋分量的衰減常數。
TR=重復時間，即連續的RF激勵脈沖之間的時間。FA=翻轉角度，即RF翻轉角度。對于反轉脈沖，FA=180度。絕熱RF脈沖=對于BI不均勻性和頻率偏移的效應不敏感的經過RF幅度和頻率調制的脈沖(在MRI中使用的傳統RF脈沖只經過幅度調制)。RF再聚焦脈沖=將自旋返回到其在初始激勵RF脈沖(即把磁化從縱向方向帶到橫向平面內的激勵RF脈沖)之后所具有的相同起始相位的射頻(RF)再聚焦(或重定相)脈沖。在自旋已達到所述相同起始相位的時間點，可用信號最大。該時間點是在此處所謂的“自旋回波”發生的時間點。通過反復發射RF再聚焦脈沖(BIREF-1脈沖)，所述磁化被反復再聚焦，從而導致反復的自旋回波。每一個自旋回波的峰值幅度處在T2衰減曲線上。在不使用再聚焦脈沖的情況下，在初始激勵RF脈沖之后，所述信號將隨著T2* (T2星號)曲線更快得多地衰減。T2*是橫向磁化衰減到其原始量值的37%所花費的時間。梯度破壞(spoiler gradient)=被應用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖，這是通過產生其相位沿著梯度方向的快速變化而實現的。對于T2prep模塊,梯度破壞在已經發射了 90度向后翻轉(其也被稱作向上傾斜)脈沖之后被發射。其損壞剩余的橫向磁化，從而使得在發射了整個T2prep模塊之后磁化再次處于縱向方向上。向下傾斜脈沖=將縱向磁化帶到橫向平面內的90度脈沖(也被稱作激勵脈沖)。向后翻轉脈沖=將磁化從橫向平面帶回到縱軸上的-90度脈沖。分段數據采集以周期性方式記錄未經處理的數據空間的不同部分(即節段)，這是通過反復放出包括反轉脈沖序列和MR數據采集脈沖的脈沖序列并且在讀出(采集)期間采集k空間線的不同集合而實現的。BO是主靜態基本MRI磁場。BI是RF發射線圈場。一種系統提供對BI和BO不敏感、對流動和運動魯棒的T2準備以及組合有反轉恢復的T2準備。所述系統提供一種絕熱T2準備模塊(脈沖序列)，該模塊通過根據組織磁化的T2值對其進行加權來準備組織磁化。在心臟中，其被用于水腫成像，并且還在冠狀動脈MR血管造影術中被用于抑制背景組織。但是其也可以被用于諸如腦部之類的其他器官，以便產生T2加權的MR圖像。所述系統給出在存在運動、血流、BI和BO變化的情況下魯棒的T2準備。與此相對，已知的T2準備脈沖序列或者太易于受到BI和BO變化的影響，或者太易于受到運動和血流的影響。圖2示出用于基于橫向弛豫時間(T2)在所成像的組織類型之間進行區分的MR成像系統10。RF線圈4發出RF脈沖以便激勵測量容積M中的核質子自旋，并且采集所得到的RF回波信號。對應獲得的磁共振信號在RF系統22的接收器處理單元8中以相位敏感的方式被解調，并且經由相應的模擬-數字轉換器11被轉換成測量信號的實部和虛部，并且由成像計算機17進行處理。成像計算機17從經過處理的所采集的RF回波脈沖數據重構圖像。對于RF數據、圖像數據和控制程序的處理是在系統計算機20的控制下執行的。響應于預定的脈沖序列控制程序，序列控制器18控制生成所期望的脈沖序列和對應的k空間掃描。具體來說，序列控制器18控制在適當的時間切換磁梯度，以確定的頻率、相位和幅度發射RF脈沖，以及以RF回波數據的形式接收磁共振信號。合成器19確定RF系統22和序列控制器18的操作的定時。對用于生成MR圖像和顯示所生成的核自旋圖像的適當控制程序的選擇由用戶經由終端(控制臺)21執行，所述終端包含鍵盤以及一個或多個屏幕。信號發生器(序列控制器18)生成用于T2準備的脈沖序列，其包括多個獨立于BI的再聚焦脈沖以便再聚焦要被成像的感興趣解剖區域的磁化。RF線圈4響應于所述脈沖序列發射RF脈沖，并且響應于RF脈沖的發射而采集RF數據。處理系統(成像計算機17)對RF數據進行處理以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時間差的增強的區分度指示不同的組織類型。圖3示出一般性的T2準備脈沖序列301的構建塊，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面的90° RF (射頻)脈沖303 (向下90° )，其后是一系列再聚焦脈沖305 (在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的-90°的向后翻轉脈沖307 (向上90° )。脈沖序列301之后是梯度破壞脈沖312，其包括被應用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖，這是通過沿著梯度的方向產生其相位的快速變化而實現的。對于T2-prep模塊,所述梯度破壞脈沖在已經發射了 90度向后翻轉(其也被稱作向上傾斜)脈沖之后被發射。梯度破壞脈沖 損壞剩余的橫向磁化，從而使得在發射了整個T2prep模塊磁化之后，磁化再次處于縱向方向上。再聚焦脈沖305通過脈沖間間隔距離d均等地隔開。前導和拖尾90°脈沖與相應的再聚焦脈沖分開所述脈沖間間隔距離的一半(d/2)。所述前導和拖尾脈沖可以是絕熱、非絕熱或復合脈沖，例如矩形脈沖。d的值是各RF脈沖的總持續時間和其間的時間延遲的函數。其被稱作T2-pr印時間309。可以使用不同數目的再聚焦脈沖，并且該示例示出4個。在已知系統中應用的再聚焦脈沖或者是I)復合脈沖，特別是MLEV (Malcolm Levitt的復合去耦)脈沖，或者是絕熱RF脈沖。已知的MLEV T2準備脈沖序列在3T或更高的場強度下較差地執行，這是由于BI均勻性在較高場強度下降低并且由于MLEV沒有能力完全補償BI變化。在臨床MRI中有在較高場強度下進行成像的趨勢，從而削弱了 MLEV T2準備的有用性。已知的系統利用絕熱脈沖解決所描述的較高場下的BI不均勻性問題。具體來說，已經描述了使用解構BIR4(具有4個半通過(passage)的解構的BI不敏感旋轉脈沖)和絕熱反轉脈沖對。不幸的是，這些已知的脈沖序列會受到運動和血流的負面影響。因此，這些已知的脈沖序列會產生靜態人體模型的可接受的圖像質量，但是在對于跳動中的心臟和含有流動中的血液的血管的臨床成像中則質量較差，并且圖像質量隨著T2_pr印時間增加而降低。系統10 (圖2)有利地采用BIREF-I (獨立于BI的再聚焦)、絕熱RF脈沖在T2準備的背景中用于再聚焦磁化。BIREF-I脈沖被覺察為易于受到非共振效應的影響，這是BIREF-I脈沖通常不被用于臨床成像的原因。雖然這對于MR光譜法來說可能是一個問題，但是本發明人有利地認識到，當被用作T2準備的一部分時，其不被用于MR成像。所述系統利用經過優化的BIREF-I脈沖作為核心元素來提供T2準備。對于每個相位補償的再聚焦事件，BIREF-I脈沖只需要兩個絕熱半通過，而已知的系統則需要四次。因此，BIREF-I再聚焦事件更短并且需要更少的RF能量。組合的這兩項屬性被系統10有利地使用以便提供脈沖序列，從而實現比先前的絕熱T2準備模塊(脈沖序列)更短的脈沖間間距。系統10脈沖序列有利地提供與更短的脈沖間間距成對的更快的再聚焦(每一個相位補償的再聚焦事件的更短持續時間)以便改進優于已知的絕熱T2-prep模塊的運動和流動魯棒性，并且由于這些脈沖是絕熱的，因此其有利地對BI不均勻性不敏感。系統10 (圖2)使用經過優化的BIREF-I的對BI不敏感、運動和流動魯棒的絕熱RF再聚焦脈沖作為T2準備的元素。此外，所述系統為脈沖提供了足夠短的脈沖間間距，從而有利地抑制引入運動和流動敏感性。因此，所述系統克服了已知系統的限制，并且基本 上不受BI不均勻性、運動和血流的影響。假設相同的絕熱性，BIR4再聚焦脈沖所需的能量是BIREF-I脈沖的能量的兩倍。因此，在相等能量的T2準備脈沖序列中，與BIR4脈沖相t匕，利用BIREF-I可以發射多達兩倍的再聚焦脈沖。這允許更短的脈沖間間距并且改進了所描述的運動魯棒性。另一種絕熱脈沖，即絕熱IR脈沖(例如Silver-Hoult脈沖)具有與BIREF-I脈沖相當的能量，但是需要被成對發射以便充當相位補償的再聚焦模塊。這就導致與BIREF-I相比每個模塊的再聚焦事件減半(假設等于T2-pr印時間)，從而使得再聚焦過程對運動的魯棒性變低。此外，由于只有一對脈沖才實現對于磁化的相位補償的再聚焦，因此不管脈沖間間距如何，每一個相位補償的再聚焦事件固有地更長，并且從而受到運動的影響更大。對于給定功率，與先前的絕熱模塊相比，所述系統T2_prep模塊實現更短的脈沖間間距和更短的相位補償的再聚焦持續時間，并且從而表現出改進的MR成像運動和血流魯棒性。在一個實施例中，系統10有利地提供了組合的T2準備與反轉脈沖序列。與作為分開的脈沖序列發射T2準備脈沖序列和后續的反轉恢復脈沖序列相比，能量和脈沖序列持續時間得到減少。圖4示出利用圖3的定時的優選的T2準備脈沖序列401。脈沖序列401包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的矩形(RECT)90° RF (射頻)脈沖403 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖405 (在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的-90°的RECT向后翻轉脈沖407 (向上90° )。脈沖序列401之后是梯度破壞脈沖412，其包括被應用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。在另一個實施例中，向下傾斜和向后翻轉脈沖可以是(非絕熱)RECT (矩形)或(絕熱)BIR4脈沖。在另一種變型中，拖尾90°脈沖是向下傾斜脈沖而不是向后翻轉脈沖。這構成了可以被用于組合的T2和Tl加權的組合的T2準備和反轉恢復(T2-pr印-IR)模塊，其與先前的模塊相比對于運動和流動具有改進的魯棒性。該經過修改的脈沖序列的應用例如包括暗血的延遲增強(獨立于流動的延遲增強-FIDDLE)以及水腫成像，二者在心血管MR成像中都具有價值。T2-pr印-IR也被用于腦部的MRI。系統10 (圖2)有利地使用BIREF-I (獨立于BI的再聚焦)絕熱RF脈沖以用于結合有臨床T2準備的成像的再聚焦磁化，比如BIREF-1、RECT與BIR4脈沖的組合。本發明人有利地認識到，在T2準備脈沖序列中，再聚焦脈沖的短脈沖間間距可以被用來改進運動和血流魯棒性，并且這樣的短脈沖間間距是通過使用BIREF-I脈沖而有利地實現的，這是因為BIREF-I脈沖實現了與用在已知系統中的其他絕熱脈沖相比更短的相位補償的再聚焦持續時間。本發明人還認識到，對于絕熱T2準備脈沖序列的給定能量，在使用4個BIREF-I再聚焦脈沖而不是2個BIR4或4個IR脈沖時，所述脈沖序列更加地運動和血流魯棒，并且利用2η個BIREF-I脈沖的再聚焦有利地比利用η個BIR4脈沖或2η個IR脈沖更加魯棒。此外，本發明人還認識到，BIREF-I再聚焦脈沖的使用允許使用不同數目的再聚焦脈沖，而不僅僅是對于匹配IR對序列的偶數。在一個實施例中，所述系統基于本發明人的以下有利認識而有利地將T2pr印與反轉恢復相組合(T2-pr印-IR):組合的T2pr印-IR需要BIR4脈沖作為拖尾向下傾斜脈沖而不是簡單的RECT，因為這樣會構成準備的改進均勻性。
圖5示出T2準備脈沖序列501，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的RECT 90° RF (射頻)脈沖503 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖505 (在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的-90°的BIR4向后翻轉脈沖507 (向上90° )。脈沖序列501之后是梯度破壞脈沖512，其包括被應用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。在其他T2準備實施例中，前導向下傾斜脈沖503可以是RECT (非絕熱RF脈沖)或BIR4脈沖(絕熱)。類似地，拖尾向后翻轉脈沖507可以是RECT (非絕熱RF脈沖)或BIR4脈沖(絕熱)。不同組合是可能的并且工作地非常良好。圖4和圖5的脈沖序列產生良好的圖像質量。圖6示出T2準備脈沖序列601，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的BIR4 90° RF (射頻)脈沖603 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖605 (在這里是4個)以及將磁化返回到縱軸的-90°的向后翻轉BIR4脈沖607 (向上90° )。脈沖序列601之后是梯度破壞脈沖612，其包括被應用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。圖7示出T2準備反轉恢復脈沖序列701，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內的RECT 90° RF (射頻)脈沖703 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖705(在這里是4個)以及將磁化返回到負縱軸的90°的拖尾BIR4脈沖707 (向下90° )。脈沖序列701之后是梯度破壞脈沖712，其包括被應用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。圖8示出T2準備反轉恢復脈沖序列801，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面的BIR4 90° RF (射頻)脈沖803 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖805(在這里是4個)以及將磁化返回到負縱軸的90°的拖尾BIR4脈沖807 (向下90° )。脈沖序列801之后是梯度破壞脈沖812，其包括被應用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。圖3-8的脈沖序列可以采用偶數或奇數個再聚焦脈沖。通過改變第一和最后一個脈沖以及通過改變再聚焦脈沖的數目來導出其他脈沖序列實施例。系統10被用在對于不同身體部分的MR成像(例如神經科、整形外科)中，而不僅僅是心臟和血管，并且可以被用在MR血管造影中以便均勻地抑制組織。所述系統可以與相位敏感的成像方法以及與不同類型的讀出(比如梯度回波(GRE)、穩態自由進動(SSFP)以及快速自旋回波(TSE)) —起使用，并且所述系統可以被用于獨立于流動的暗血延遲增強(FIDDLE)以及在不存在或存在對比劑的情況下使用。所述系統可用于單次攝影和分段成像，用于2D和3D成像，用于笛卡爾、徑向、橢圓或者任何其他采集軌跡。圖9示出由MR成像系統10 (圖2)執行用于基于橫向弛豫時間(T2)在所成像的組織類型之間進行區分的過程的流程圖。在步驟911處開始之后的步驟912中，系統計算機20基于響應于用戶命令將要執行的組織區分的類型自適應地選擇脈沖間間距間隔。在步驟915中，信號發生器(序列控制器18)生成用于T2準備的脈沖序列，其包括通過所選的脈沖間間距間隔分隔開的許多獨立于BI的再聚焦脈沖，以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區域的磁化。再聚焦脈沖之前是前導脈沖并且之后是拖尾脈沖，所述前導脈沖和拖尾脈沖與再聚焦脈沖分隔開所述脈沖間間距間隔的基本上一半。在一個實施例中，拖尾脈沖包括向下傾斜脈沖并且其后是用于顯著減少要被成像的感興趣解剖區域的橫向磁化的梯度脈沖。前導脈沖包括非絕熱脈沖、絕熱脈沖、矩形脈沖、具有4個絕熱半通過(BI不敏感旋轉，BIR4)脈沖的BI不敏感脈沖、具有I個絕熱半通過脈沖的BI不敏感脈沖或者具有I個絕熱快速通過脈沖的BI不敏感脈沖。在一個實施例中，拖尾脈沖包括具有4個半通過(BI不敏感旋轉，BIR4)脈沖的BI不敏感脈沖，并且在另一個實施例中，拖尾脈沖包括矩形脈沖。絕熱再聚焦脈沖的類型是通過脈沖間間距間隔分隔開的獨立于BI的再聚焦脈沖(BIREF-I)類型的脈沖。
所述脈沖間間距間隔在連續的各對絕熱脈沖之間是基本上恒定的。在一個實施例中，用于T2準備的脈沖序列包括通過脈沖間間距間隔分隔開并且之前是前導縱向到橫向磁化脈沖且之后是拖尾橫向到縱向磁化脈沖的偶數個獨立于BI的再聚焦脈沖，所述前導脈沖和拖尾脈沖通過所述脈沖間間距間隔的基本上一半與再聚焦脈沖分隔開。RF線圈4在步驟917中響應于所述脈沖序列發射RF脈沖，并且在步驟920中響應于RF脈沖的發射而采集RF數據。在步驟923中，處理系統(成像計算機17)對所述RF數據進行處理以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時間差的增強的區分度指示不同的組織類型。圖9的過程終止于步驟931。繼續系統10 (圖2)的操作，基本場磁體I生成在時間上恒定的強磁場，以用于對象(諸如例如待檢查人體的一部分)的檢查區域內的核自旋的極化或對準。在例如將待檢查人體的各部分帶入其中的球形測量容積M中提供對磁共振測量所要求的基本磁場的高度均勻性。為了滿足均勻性要求并且特別是為了消除時不變的影響，將由鐵磁性材料制成的墊板安裝在適當的位置處。通過勻場線圈2消除時變影響，所述勻場線圈2由勻場電流源15控制。在基本磁場I中使用圓柱形梯度線圈系統3，其例如由三個繞組構成。每一個繞組由放大器14供應電流，以便在笛卡爾坐標系的相應方向上生成線性梯度場。梯度場系統3的第一繞組在X方向上生成梯度Gx，第二繞組在y方向上生成梯度Gy，并且第三繞組在z方向上生成梯度Gz。每個放大器14包含一個數字-模擬轉換器，其由序列控制器18控制來在適當時間生成梯度脈沖。在梯度場系統3內定位射頻(RF)線圈4，其將由射頻功率放大器16經由多路復用器6發出的射頻脈沖轉換成交變磁場，以便激勵待檢查對象或者待檢查對象的區域的原子核并且對準核自旋。在一個實施例中，RF線圈4包括沿著對應于患者的長度的容積M的長度的各分段中設置的多個RF線圈當中的子集或者基本上全部。此外，線圈4的單獨的分段RF線圈包括提供RF圖像數據的多個RF線圈，所述RF圖像數據被并行地使用來生成單個MR圖像。RF脈沖信號被應用于RF線圈4，其作為響應產生磁場脈沖，所述磁場脈沖將所成像的身體中的質子的自旋旋轉九十度或一百八十度以用于所謂的“自旋回波”成像，或者旋轉小于或等于90度的角度以用于所謂的“梯度回波”成像。響應于所應用的RF脈沖信號，RF線圈4接收MR信號，即在身體內的受激質子返回由靜磁場和梯度磁場建立的平衡位置時來自所述受激質子的信號。所述MR信號(包括由RF線圈4作為從進動核自旋得到的交變場而接收到的核自旋回波信號)被轉換成電壓，該電壓經由放大器7和多路復用器6被提供到射頻系統22的射頻接收器處理單元8。射頻系統22操作在RF信號發射模式下以便激勵質子，并且操作在接收模式下以便處理所得到的RF回波信號。在發射模式下，系統22經由發射通道9發射RF脈沖以便在容積M中發起核磁共振。具體來說，系統22對與由結合有序列控制器18的系統計算機20使用的脈沖序列相關聯的相應RF回波脈沖進行處理，以便提供復數的數字表示的數值序列。該數值序列作為實部和虛部經由高頻系統22中的數字-模擬轉換器12提供，并且從該處被提供到發射通道9。在發射通道9中，利用射頻載波信號對所述脈沖序列進行調制，所述射頻載波信號的基頻對應于測量容積M中的核自旋的共振頻率。從發射到接收操作的轉換是經由多路復用器6完成的。系統計算機20自動(或響應于經由終端21輸入的用戶命令)確定脈沖序列定時參數，以便基于橫向弛豫時間(T2)在MR成像的組織類型之間進行 區分。這里所使用的處理器是用于執行存儲在計算機可讀介質上的機器可讀指令以便執行任務的設備，并且可以包括硬件和固件當中的任一項或其組合。處理器還可以包括存儲器，其存儲可被執行來實施任務的機器可讀指令。處理器對信息采取動作，這是通過操縱、分析、修改、轉換或傳送信息以便由可執行程序或信息設備使用，以及/或者通過將信息路由到輸出設備而實現的。處理器可以使用或者包括例如計算機、控制器或微處理器的能力，并且利用可執行指令來調節所述處理器以便執行并非由通用計算機執行的專用功能。處理器可以與任何其他處理器相耦合(通過電氣方式以及/或者作為包括可執行組件)，從而允許其間的交互和/或通信。用戶界面處理器或發生器是包括用于生成顯示圖像或其各部分的電子電路或軟件或這二者的組合的已知元件。用戶界面包括一個或多個顯示圖像，從而允許與處理器或其他設備進行用戶交互。 如這里所使用的可執行應用包括用于例如響應于用戶命令或輸入調節處理器以便實施預定功能的代碼或機器可讀指令，諸如操作系統、背景數據采集系統或其他信息處理系統的預定功能。可執行規程是一段代碼或機器可讀指令、子例程、或者其他不同的代碼區段或者用于執行一項或多項具體過程的可執行應用的一部分。這些過程可以包括接收輸入數據和/或參數、對接收到的輸入數據執行操作和/或響應于接收到的輸入參數執行功能以及提供所得到的輸出數據和/或參數。如這里所使用的用戶界面(UI)包括一個或多個顯示圖像，其由用戶界面處理器生成并且允許與處理器或其他設備的用戶交互以及相關聯的數據采集和處理功能。所述UI還包括可執行規程或可執行應用。可執行規程或可執行應用對用戶界面處理器進行調節，以便生成表示UI顯示圖像的信號。這些信號被提供到顯示設備，所述顯示設備顯示圖像以便由用戶觀看。可執行規程或可執行應用還接收來自用戶輸入設備的信號，所述用戶輸入設備諸如鍵盤、鼠標、光筆、觸摸屏或者允許用戶向處理器提供數據的任何其他裝置。處理器在可執行規程或可執行應用的控制下響應于接收自輸入設備的信號操縱UI顯示圖像。按照這種方式，用戶利用輸入設備與顯示圖像進行交互，從而允許用戶與處理器或其他設備進行交互。這里的功能和過程步驟可以被自動執行或者完全或部分地響應于用戶命令而執行。自動執行的活動(包括步驟)是在沒有用戶直接發起所述活動的情況下響應于可執行指令或設備操作而自動執行的。圖2-9的系統和處理并非排他性的。根據本發明的原理可以導出其他系統、過程和菜單以實現相同的目的。雖然已參照具體實施例描述了本發明，但是應當理解的是，此處所示出并描述的實施例和變型僅僅是用于說明的目的。在不背離本發明的范圍的情況下， 本領域技術人員可以對當前的設計實施修改。一種系統提供對磁場不敏感、對血流和運動魯棒的T2準備以及組合有反轉恢復脈沖序列的T2準備，通過根據組織磁化的T2值對其進行加權來準備組織磁化。此外，在替換實施例中，所述過程和應用可以位于鏈接圖2的各單元的網絡上的一個或多個(例如分布式)處理設備上。在圖2-9中所提供的任何功能和步驟可以用硬件、軟件或者二者的組合來實施。
權利要求
1.一種用于基于橫向弛豫時間(T2)在所成像的組織類型之間進行區分的MR成像系統，包括 信號發生器，其生成用于T2準備的脈沖序列，所述脈沖序列包括至少一個獨立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區域的磁化； 多個RF線圈，其響應于所述脈沖序列發射RF脈沖，并且響應于RF脈沖的發射而采集RF數據；以及 處理系統，其處理RF數據以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時間差的增強的區分度指示不同的組織類型。
2.根據權利要求I的系統,其中， 至少兩個獨立于BI的再聚焦脈沖(BIREF-I)通過至少一個脈沖間間距間隔分隔開。
3.根據權利要求2的系統，其中， 連續的脈沖間間距間隔基本上是恒定的。
4.根據權利要求2的系統，其中， 所述脈沖間間距間隔是基于要被執行的組織區分的類型而自適應地選擇的。
5.根據權利要求2的系統，其中， 所述至少兩個獨立于BI的再聚焦脈沖(BIREF-I)具有相位循環方案。
6.根據權利要求5的系統，其中，所述循環方案基本上是MLEV方案。
7.根據權利要求2的系統，其中， 用于T2準備的所述脈沖序列包括通過脈沖間間距間隔分隔開并且之前是前導脈沖且之后是拖尾脈沖的至少兩個獨立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖，所述前導脈沖和拖尾脈沖通過所述脈沖間間距間隔的基本上一半與所述再聚焦脈沖分隔開。
8.根據權利要求2的系統，其中， 用于T2準備的所述脈沖序列包括通過脈沖間間距間隔分隔開并且之前是前導縱向到橫向磁化脈沖且之后是拖尾橫向到縱向磁化脈沖的至少兩個獨立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖，所述前導脈沖和拖尾脈沖通過所述脈沖間間距間隔的基本上一半與所述再聚焦脈沖分隔開。
9.根據權利要求7的系統，其中， 所述前導脈沖包括非絕熱脈沖或絕熱脈沖。
10.根據權利要求7的系統，其中， 所述前導脈沖包括矩形脈沖或者具有4個絕熱半通過(BI不敏感旋轉，BIR4)脈沖的BI不敏感脈沖。
11.根據權利要求7的系統，其中， 所述前導脈沖包括矩形脈沖或者具有I個絕熱半通過脈沖的獨立于BI的脈沖。
12.根據權利要求7的系統，其中， 所述前導脈沖包括矩形脈沖或者具有I個絕熱快速通過脈沖的獨立于BI的脈沖。
13.根據權利要求I的系統，其中， 用于T2準備的所述脈沖序列包括至少一個獨立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖，并且其之前是前導脈沖且之后是拖尾脈沖，所述拖尾脈沖之后是用于顯著減少要被成像的所述感興趣的解剖區域的橫向磁化的梯度脈沖。
14.根據權利要求I的系統,其中， 所述脈沖序列是用于T2準備和反轉恢復，并且包括任何數目的獨立于BI的再聚焦脈沖并且其之前是前導脈沖且之后是包括向下傾斜脈沖的拖尾脈沖。
15.根據權利要求13的系統，其中， 所述拖尾脈沖包括具有4個半通過(BI不敏感旋轉，BIR4) 脈沖的BI不敏 感脈沖或矩形脈沖。
16.根據權利要求13的系統，其中， 所述拖尾脈沖包括非絕熱脈沖或絕熱脈沖。
17.根據權利要求14的系統，其中， 所述拖尾向下傾斜脈沖包括具有4個半通過(BI不敏感旋轉，BIR4)脈沖的BI不敏感脈沖。
18.根據權利要求14的系統，其中， 所述拖尾脈沖包括矩形脈沖。
19.一種用于基于橫向弛豫時間(T2)在所成像的組織類型之間進行區分的MR成像系統，包括 信號發生器，其生成用于T2準備的脈沖序列，所述脈沖序列包括至少一個獨立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區域的磁化，所述再聚焦脈沖之前是前導脈沖并且之后是拖尾脈沖； 多個RF線圈，其響應于所述脈沖序列發射RF脈沖，并且響應于RF脈沖的發射而采集RF數據；以及 處理系統，其處理RF數據以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時間差的增強的區分度指示不同的組織類型。
20.根據權利要求19的系統，其中， 至少兩個獨立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖通過至少一個脈沖間間距間隔分隔開；以及 連續的脈沖間間距間隔基本上是恒定的。
21.根據權利要求19的系統，其中， 所述脈沖間間距間隔是基于要被執行的組織區分的類型而自適應地選擇的。
22.根據權利要求19的系統，其中， 所述兩個或更多個獨立于BI的再聚焦脈沖(BIREF-I)具有相位循環方案。
23.根據權利要求22的系統，其中，所述循環方案基本上是MLEV方案。
24.一種能夠由MR成像系統使用的用于基于橫向弛豫時間(T2)在所成像的組織類型之間進行區分的方法，其包括以下活動 生成用于T2準備的脈沖序列，其包括偶數個獨立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區域的磁化； 響應于所述脈沖序列發射RF脈沖，并且響應于RF脈沖的發射而采集RF數據；以及處理RF數據以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時間差的增強的區分度指示不同的組織類型。
全文摘要
本發明涉及用于在所成像的組織類型之間進行區分的MR成像系統。系統提供對B1和B0不敏感、對血流和運動魯棒的T2準備以及組合有反轉恢復的T2準備。一種MR成像系統基于橫向弛豫時間(T2)或者組合有縱向恢復時間(T1)的橫向弛豫時間在所成像的組織類型之間進行區分。信號發生器生成用于T2準備或者組合的T2準備和反轉恢復的脈沖序列，其包括一個或多個獨立于B1的再聚焦(BIREF-1)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區域的磁化，以及絕熱或非絕熱向下傾斜和向后翻轉脈沖的不同組合。多個RF線圈響應于所述脈沖序列發射RF脈沖，并且響應于RF脈沖的發射而采集RF數據。處理系統處理RF數據以便提供顯示圖像。
文檔編號A61B5/055GK102772209SQ20121001855
公開日2012年11月14日 申請日期2012年1月20日 優先權日2011年1月27日
發明者E-L.陳, R.J.金, W.G.勒瓦爾德 申請人:杜克大學, 美國西門子醫療解決公司