安静的MR成像的制作方法

本发明涉及磁共振(mr)成像的领域。本发明涉及一种mr成像的方法。本发明还涉及一种mr设备以及一种要在mr设备上运行的计算机程序。

背景技术：

利用磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维或三维图像的图像形成mr方法现今被广泛使用，尤其是在医学诊断的领域中，因为对于软组织的成像而言，其在许多方面优于其他成像方法，不要求电离辐射并且通常是无创的。

根据一般的mr方法，待检查的患者的身体被布置在强的、均匀磁场(b0场)中，该磁场的方向同时定义测量所基于的坐标系的轴(通常为z轴)。磁场产生依赖于磁场强度的针对个体核自旋的不同能量水平。这些能量水平之间的过渡能够通过施加具有定义的频率(所谓的拉莫尔频率或mr频率)的电磁交变场(rf场，也被称为b1场)来激励(自旋共振)。从宏观角度看，个体核自旋的分布产生总体磁化，总体磁化能够通过施加适当频率的电磁脉冲(rf脉冲)而偏离均衡状态，使得磁化执行关于z轴的进动运动。所述进动运动描述锥形的表面，锥形的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅度取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。

在rf脉冲的终止之后，磁化弛豫返回均衡的原始状态，其中，再次利用第一时间常量t1(自旋晶格或纵向弛豫时间)建立在z方向上的磁化，并且利用第二时间常量t2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫在垂直于z方向的方向上的磁化。能够借助于一个或多个接收rf线圈来探测磁化的变化，所述一个或多个接收rf线圈以如下方式被布置和取向在mr设备的检查体积内：使得在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化。

为了实现身体中的空间分辨率，沿着三个主轴延伸的线性磁场梯度被叠加在均匀磁场上，这导致自旋共振频率的线性空间相关性。那么在接收线圈中所拾取的信号包含能够与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由rf线圈获得的mr信号数据对应于空间频率域并且被称为k空间数据。借助于傅里叶变换或其他适当的重建算法将k空间数据的集合转换为mr图像。

在常规mr成像会话中发生显著水平的声学噪声，其是由被放置在静态主磁场中的磁场梯度线圈的机械振荡所造成的。当电流被施加到梯度线圈时所感生的洛伦兹力使所述梯度线圈物理地移动。该位移取决于静磁场的强度、所施加的电流的幅度、以及磁场梯度切换的频率和波形。mr成像设备的检查体积内的声学噪声的幅度取决于各种参数通常从94db到135db而改变：各自mr成像设备的硬件特性、系统的振动的程度、所施加的mr成像序列的类型和参数(例如，重复时间)、所采集的切片的数量等。高水平的声学噪声诱发所检查的患者中的压力或不舒适。要求听力保护以防止听力损伤。

声学噪声的缺点能够通过新近开发的几乎无声的mr成像技术来克服，其中，在存在磁场梯度的情况下执行rf激励以及对mr信号的采集。所述磁场梯度被应用于纯频率编码的、径向中心外的k空间编码。在这些已知的方法中，空间非选择性激励必须均匀地覆盖由读出磁场梯度所跨过的全频率带宽，所述读出磁场梯度通常通过辐射短、硬的rf脉冲来完成。在rf脉冲的辐射之后立即开始对自由感应衰减(fid)信号的采集。在fid读出之后，在能够施加下一rf脉冲之前，仅要求最小时间来设定下一读出磁场梯度，因此，实现了非常短的重复时间(tr)。确定读出方向的磁场梯度向量从重复到重复递增地改变，直到k空间中的球形体积被采样到所要求的程度。这样的径向中心外的k空间扫描技术有时被称为“毛毛球(kooshball)”扫描，其中，径向k空间“轮辐(spoke)”以及其在k空间中的布置组合已知玩具球设计的细丝(串)。在不需要在整个扫描期间关闭读出磁场梯度的情况下，能够几乎无声地执行mr成像(参见，例如，weiger等人，magneticresonanceinmedicine，第70卷，第328-332页，2013)。此外，美国专利us5570018提到了通过使两个正交方向(y和z)上的磁梯度场正弦曲线地改变并且使用两倍不同的周期的方式来对磁共振信号进行空间编码。

固有地，已知的无声径向中心外的k空间编码技术仅递送经重建的mr图像的质子密度加权的对比。

技术实现要素：

根据前述内容，应当容易意识到，存在对一种mr成像的经改进的方法的需求。本发明的目标是实现具有t2(或t2*)加权的或扩散加权的对比的无声/安静的mr成像。

根据本发明，公开了一种对被定位在mr设备的检查体积中的对象进行mr成像的方法。本发明的方法包括如下步骤：

-在存在逐渐改变的磁场梯度的情况下，使用一系列rf脉冲来激励磁化；

-以这样的方式修改所述梯度的值：在稍后时间点上，形成与前述rf脉冲相对应的一系列回波。

-在本发明的一个实施例(“场回波”实施例)中，所述方法包括如下步骤：

-使所述对象经受成像序列，包括：

a)在存在磁场梯度的情况下辐射若干rf脉冲的同时，从初始位置到结束位置在多个中间位置上逐渐地改变磁场梯度向量；

b)在存在所述磁场梯度的情况下采集若干mr回波信号的同时，再次从所述初始位置到所述结束位置在所述多个中间位置上逐渐地改变所述磁场梯度向量；

c)通过针对不同的初始位置、中间位置和结束位置重复步骤a)和b)若干次来对k空间中的球形体积进行采样；

-根据所采集的mr回波信号来重建磁共振图像。

根据该实施例，在步骤a)中，所述磁场梯度正在逐渐地改变方向(并且任选地还有强度)。在步骤a)的每次重复期间，所述磁场梯度的向量在初始位置(由磁场梯度强度和方向的初始值所确定的)处开始并且在结束位置(由磁场梯度强度和方向的结束值所确定的)处结束。针对步骤a)中的第一次(time)并且针对步骤b)中的第二次，根据本发明的方法，使将所述磁场梯度向量的所述中间位置相互连接的轨迹上的每个位置被通过两次。所述磁场梯度贯穿步骤a)和步骤b)中的每个步骤始终保持被开启。在步骤a)与步骤b)之间，所述磁场梯度向量应当以这样的方式从所述结束位置改变返回到所述初始位置(在没有被关闭的情况下)：在步骤a)和步骤b)的所述轨迹上，即从各自初始位置到各自结束位置并且返回到初始位置的磁场梯度(0阶矩)的时间积分为(确切地)零。

可以在10ms与500ms之间的范围中选取步骤a)与步骤b)之间的时间间隔(回波时间)。在第一次通过(步骤a)期间，通常每隔1-2ms辐射硬的rf脉冲。在第二次通过(步骤b)期间，根据所述磁场梯度的瞬时强度和方向来采集mr回波信号作为径向k空间样本(在没有rf脉冲的辐射的情况下)。通过重复步骤a)到步骤b)来对k空间的完全球形体积进行采样，其中，所述磁场梯度向量的初始位置和结束位置和/或轨迹从重复到重复而改变。最终从所采集的mr回波信号所重建的mr图像固有地递送t2^*对比。在本发明的可能的实施例中，所述磁场梯度向量的初始位置和结束位置在步骤a)和步骤b)的所述重复中的一个或多个重复中可以是相同的。

所述磁场梯度优选沿着平滑轨迹改变。本发明的方法所要求的磁场梯度频率处在通常从10hz到100hz的范围中，其限制所使用的mr设备的硬件上的声学噪声以及转换速率需求。

能够通过使用所述梯度磁场向量的不同轨迹(导致由所采集的mr回波信号看到的不同的1阶距)并且通过根据其计算对应的扩散特性来获得扩散对比mr图像。

在本发明的优选实施例中，所述磁场梯度向量在步骤a)和步骤b)中沿着相同轨迹改变，使得明确定义的径向k空间位置能够归因于所采集的mr回波信号中的每个。

在另一优选实施例中，所述磁场梯度向量沿着以磁场梯度坐标系的原点为中心的闭合圆形轨迹改变。这导致本发明的方法的简单并且直接的实施。在所述完全圆形轨迹上的磁场梯度的时间积分自动为零(在规定沿着所述圆形轨迹的磁场梯度向量的变化的速度是常量的情况下)。能够通过将所述球形k空间体积的经线选取作为所述磁场梯度向量的圆形轨迹来对所述完全k空间体积进行采样，其中，所述经线的方位角从步骤a)和步骤b)重复到重复地被递增。

在备选实施例(“自旋回波”实施例)中，所述方法包括如下步骤：

-使所述对象经受成像序列，包括：

a)在存在所述磁场梯度的情况下辐射若干rf脉冲的同时，从初始位置到结束位置在多个中间位置上逐渐地改变磁场梯度向量；

b)朝向零改变所述磁场向量；

c)施加重聚焦rf脉冲；

d)朝向前述结束位置改变所述磁场向量；

e)在存在所述磁场梯度的情况下采集若干mr回波信号的同时，在所述多个中间位置上以相反的顺序从所述结束位置到所述初始位置逐渐地改变所述磁场梯度向量；

f)通过针对不同的初始位置、中间位置和结束位置重复步骤a)到步骤e)若干次来对k空间中的球形体积进行采样；

-根据所采集的mr回波信号来重建磁共振图像。

根据该实施例，在步骤a)中，所述磁场梯度正在逐渐地改变方向(并且任选地还有强度)。在步骤a)的每次重复期间，所述磁场梯度的向量在初始位置(由磁场梯度强度和方向的初始值所确定的)处开始并且在结束位置(由磁场梯度强度和方向的结束值所确定的)处结束。针对步骤a)中的第一次，并且针对步骤e)中的第二次但是以相反的顺序，根据本发明的方法，使将所述磁场梯度向量的所述中间位置相互连接的所述轨迹上的每个位置被通过两次。所述磁场梯度贯穿步骤a)和步骤e)中的每个步骤始终保持被开启。

在10ms与500ms之间的范围中可以选取步骤a)与步骤e)之间的时间间隔(回波时间)。在第一次通过(步骤a)期间，通常每隔1-2ms辐射硬的rf脉冲。在第二次通过(步骤e)期间，根据所述磁场梯度的瞬时强度和方向来采集mr回波信号作为径向k空间样本(在没有rf脉冲的辐射的情况下)。通过重复步骤a)到步骤e)来对k空间的完全球形体积进行采样，其中，所述磁场梯度向量的初始位置和结束位置和/或轨迹从重复到重复而改变。最终从所采集的mr回波信号重建的mr图像固有地递送t2对比。在本发明的可能的实施例中，所述磁场梯度向量的初始位置和结束位置在步骤a)到步骤e)的所述重复中的一个或多个重复中可以是相同的。

所述磁场梯度优选沿着平滑轨迹改变。本发明的方法所要求的磁场梯度频率处在通常从10hz到200hz的范围中，其限制所使用的mr设备的硬件上的声学噪声以及转换速率需求。

在备选实施例中，所述磁场梯度向量沿着闭合网球轨迹改变。网球轨迹(组合网球的典型接缝的曲线)被理解为由球形和双曲线抛物面的交叉所定义的曲线。再次地，考虑所述“场回波实施例”，在完全网球轨迹上的磁场梯度的时间积分自动为零(在规定沿着所述轨迹的磁场梯度向量的变化的速度是常量并且所述网球轨迹以磁场梯度坐标系的原点为中心的情况下)。然而，所述轨迹的长度以及因此所采集的mr回波信号的有效回波时间能够通过对网球曲线的参数的适当选择以靶向方式来改变。以这种方式，例如获得扩散对比mr图像变为可能的。所述se实施例包括对位置gx,y＝0的额外偏移。

根据本发明的又一优选实施例，在存在磁场梯度的情况下，可以在每个rf脉冲辐射之后在步骤i)中采集fid信号，其中，根据所述fid信号来重建另外的mr图像。以这种方式，在不要求额外扫描时间的情况下能够获得两幅mr图像，例如，t2^*对比图像(根据mr回波信号所重建的)和质子密度对比图像(根据fid信号所重建的)。

到目前为止所描述的本发明的方法能够借助于mr设备来执行，所述mr设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于生成检查体积内的均匀、稳定的磁场；若干梯度线圈，其用于生成所述检查体积内的不同空间方向上的切换的磁场梯度；至少一个rf线圈，其用于生成所述检查体积内的rf脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的患者的身体的mr信号；控制单元，其用于控制rf脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元。本发明的方法优选通过对所述mr设备的重建单元和/或控制单元的对应编程来实施。

能够在当前临床上使用的大多数mr设备中有利地执行本发明的方法。对此，仅需要利用控制mr设备以使得其执行本发明的上文所解释的方法步骤的计算机程序。所述计算机程序要么可以存在于数据载体上，要么可以存在于数据网络中以便被下载用于安装在mr设备的控制单元中。

附图说明

附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅仅是出于图示说明的目的而设计的，而不应当作为对本发明的范围的限定。在附图中：

图1示意性示出了用于执行本发明的方法的mr设备；

图2示出了图示根据本发明所施加的成像序列的示图；

图3示出了示意性图示根据本发明的磁场梯度向量的可能轨迹的示图；

图4示出了图示根据本发明的对三维球形体积进行采样的磁场梯度向量的可能轨迹的示图。

具体实施方式

参考图1，示出了能够被用于执行本发明的方法的mr设备1。所述设备包括超导式或电阻式主磁体线圈2，使得沿着穿过检查体积的z轴来创建基本上均匀、时间上恒定的主磁场b0。所述设备还包括一组(1阶，2阶，并且在适用的情况下，3阶)匀场线圈2'，其中，出于使检查体积内的b0偏差最小化的目的，通过组2'中的个体匀场线圈的电流是能控制的。

磁共振生成和操纵系统施加一系列rf脉冲和切换的磁场梯度以反转或激励核磁自旋、诱发磁共振、重聚焦磁共振、操纵磁共振、空间地并且以其他方式编码磁共振、使自旋饱和等以执行mr成像。

更具体地，梯度脉冲放大器3沿着检查体积的x、y和z轴向全身梯度线圈4、5和6中的选定的梯度线圈应用电流脉冲。数字rf频率发射器7经由发送/接收开关8向身体rf线圈9发射rf脉冲或脉冲包，以将rf脉冲发射到检查体积中。典型的mr成像序列包括彼此一起进行的短持续时间的rf脉冲段的包，并且任何施加的磁场梯度实现对核磁共振的选定操纵。rf脉冲被用于使饱和、激励共振、反转磁化、重聚焦共振或操纵共振并且选择被定位在检查体积中的身体10的一部分。还由身体rf线圈9来拾取mr信号。

为了借助于并行成像来生成身体10的有限区域的mr图像，一组局部阵列rf线圈11、12、13被邻近于选择用于成像的区域来放置。阵列线圈11、12、13能够被用于接收由身体线圈rf传输所诱发的mr信号。

所得到的mr信号由身体rf线圈9和/或由阵列rf线圈11、12、13来拾取，并且由优选包括前置放大器(未示出)的接收器14来解调。接收器14经由发送/接收开关8被连接到rf线圈9、11、12和13。

主计算机15控制通过匀场线圈2'以及梯度脉冲放大器3和发射器7的电流以生成根据本发明的mr成像序列。跟随每个rf激励脉冲，接收器14快速连续地接收多条mr数据线。数据采集系统16执行对所接收到的信号的模数转换并且将每条mr数据线转换为适于进一步处理的数字格式。在现代mr设备中，数据采集系统16是单独的计算机，其专用于对原始图像数据的采集。

最终，通过应用适当重建算法的重建处理器17，所述数字原始图像数据被重建为图像表示。mr图像表示三维体积。所述图像然后被存储在图像存储器中，其中，其可以被访问以用于将图像表示的投影或其他部分转换为用于可视化(例如，经由提供所得到的mr图像的人类可读显示的视频监视器18)的适当格式。

图2示出了图示根据本发明所施加的mr成像序列的示图。由本发明采用的无声“毛毛球”类型扫描技术的本质在于：与频率编码读出磁场梯度gx、gy、gz(从其仅gx被示出在图2中)被开启同时地发射激励rf脉冲20。所述读出磁场梯度gx并不旨在作为切片选择梯度，其隐含了rf脉冲20必须是短的(通常为1μs到10μs)，以便实现足够的激励带宽。

在步骤a)期间，在存在磁场梯度的情况下辐射rf脉冲20的同时，磁场梯度gx从初始值到结束值逐渐地、即连续地(例如，正弦地)改变。在步骤a')期间，磁场梯度gx的逐渐变化继续，同时磁场梯度gx以这样的方式从结束值改变返回到初始值：在步骤a)和步骤a')上的磁场梯度gx的时间积分为零(其对应于gx的正弦变化的一个完全振荡周期)。在步骤b)中，gx的逐渐变化继续，其中，在存在磁场梯度gx的情况下执行若干mr回波信号采集21的同时，gx再次从初始值到结束值而改变。

通过重复步骤a)、步骤a')和步骤b)若干次来对k空间中的球形体积进行采样，其中，梯度向量轨迹相应地从重复到重复而改变。最终，根据所采集的mr回波信号来重建t2^*对比mr图像。在所描绘的实施例中，回波时间对应于gx的正弦变化的一个振荡周期的持续时间，其可以在例如10ms与500ms之间的范围中。

参考示出磁场梯度坐标gx和gy的图3，在下文在两个维度上解释本发明的基本思想。如上文参考图2所解释的，在施加rf脉冲20的同时，磁场梯度向量(由磁场梯度的方向和强度所确定的)在步骤a)期间从初始位置a到结束位置b在多个中间位置上连续地改变。从位置a到位置b的实心箭头表示在步骤a)期间的磁场梯度向量的轨迹。所述中间位置被定位在该轨迹上。在步骤a')中，所述磁场梯度向量还沿着圆形轨迹30改变。由于从位置a到位置b并且进一步从位置b返回到位置a的轨迹是以原点为中心的，在整条轨迹上的磁场向量(gx、gy)的时间积分为零。在步骤b)(由图3中的虚线箭头所指示的)中，磁场梯度向量第二次确切地跟随从位置a到位置b的相同轨迹，使得一系列mr回波出现，每个mr回波对应于rf脉冲20中的一个。在步骤b)中，这些mr回波信号是沿着(非常轻微弯曲的)径向k空间“轮辐”来采集的，并且mr图像是根据其来重建的。所述径向k空间轮辐被图示为图3的示图中的虚线径向线。在所描绘的实施例中，所述磁场梯度以恒定强度保持被开启，同时贯穿步骤a)和步骤b)始终相对于其方向连续地改变。

在步骤a'中，所述磁场梯度向量的轨迹可以被不同地选取，例如用于获得由步骤a')的持续时间所确定的特定回波时间，只要在步骤a)和步骤a')上的时间梯度积分为零。

通常，如在图3中所示的完全圆形轨迹上的磁场梯度的变化可以取100ms，其中rf脉冲的重复时间为1ms。这意指将采集100个k空间轮辐。在对应的rf脉冲之后，这些k空间轮辐中的每个被采集100ms，因此，磁化已经经历t2^*衰减。这导致对应的t2^*对比mr图像。

图4图示了本发明的原理到三维的扩展。梯度磁场向量(gx，gy，gz)的圆形轨迹可以被选取作为所示的球形体积的经线40。在根据本发明的每个圆形双圆弧之后，方位角稍微变化，使得下一圆形轨迹形成另一经线，直到由对应的k空间轮辐覆盖完全球形体积。

然而，如已经提到的，可以选择磁场梯度轨迹的不同形状。另一可想到的轨迹是也在图4中所示的网球轨迹41。网球轨迹41的中心也与梯度坐标系的原点相符合，使得在完全轨迹41上的磁场梯度向量的时间积分为零。可以由一系列不同的网球轨迹来覆盖所述球形体积。网球轨迹41的优点在于，在一个完全轨迹之后，磁场梯度(0阶矩)的时间积分为零，但是1阶矩(moment)在网球轨迹41与沿着经线40的轨迹之间不同。这将造成对运动对和扩散的不同的灵敏度。为了获得扩散对比mr图像，例如，因此可以沿着轨迹40和轨迹41两者，即在磁场梯度轨迹的1阶矩的两个不同值处，来采集mr回波信号。

使用网球轨迹41，所检查的对象10的宏观运动将引起所采集的mr回波信号中从一个轨迹变化到下一轨迹的相位效应(在轨迹通常在时间上是100ms远的情况下)。在沿着一条网球轨迹41的k空间采样之后，k空间的中心已经被足够密集地采样以允许对低分辨率三维相位图的重建。该相位图能够被用作固有导航器，其允许对连续的网球轨迹之间的运动诱发的差异的校正。能够以这种方式来避免运动伪影。