专利名称：用于扩散加权的成像的快速自旋回波脉冲序列的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种核磁共振成像方法和系统。尤其涉及一种改进的在扩散(diffusion)加权的MR成像中使用的快速自旋回波脉冲序列。
任何具有磁矩的原子核都试图使其自身沿着其所在的磁场的方向排列。然而，在进行这样的排列时，原子核以特征角频率(Larmor频率)沿所述方向旋进，所述的角频率取决于磁场的强度和特定种类的原子核的特性(原子核的磁旋常数γ)。原子核呈现的这种现象在本文被称作“自旋”。
当一种物质例如人体组织处于均匀的磁场(极化磁场B0)之下时，在组织中自旋的各个磁矩试图和该极化磁场对齐，但是以随机的顺序以其特征Larmor频率围绕极化磁场旋进。沿着极化磁场的方向产生净磁矩M2，但是在垂直的或横断的平面(x-y平面)内随机取向的磁分量互相抵消。然而，如果物质或组织处于一个这样的磁场(激励磁场B1)内，该磁场存在于x-y平面内，并且其频率接近于Larmor频率，则净的对齐磁矩M2可以转动或“翻转”而进入x-y平面，从而产生净的横向磁矩Mt，其在x-y平面内以Larmor频率旋转或自旋。这种现象的实际价值在于在激励信号B1终止之后通过激励的自旋而发出的信号。有许多测量结果，其中揭示了核磁共振(“NMR”)现象。
当利用NMR产生图像时，使用一种技术从对象的特定部位获得NMR信号。一般地说，要被成像的区域(感兴趣的区域)被系列NMR测量周期进行扫描，所述测量周期根据所使用的特定的定位方法而改变。最终接收到的一组NMR信号被数字化，并被处理，以便利用许多熟知重构技术中的一种重新构成图像。为了进行这种扫描，当然需要从对象的特定部位发出NMR信号。这通过使用磁场(Gx,Gy,Gz)来实现，该磁场具有和极化磁场B0相同的方向，但是具有沿各个轴x,y,z的梯度。通过控制在每个NMR周期期间的这些梯度的强度，便可以控制自旋激励的空间分布，并可以识别产生的NMR信号。
当前使用的用于产生医疗图像的大部分NMR扫描需要许多时间才能获得所需的数据。减少扫描时间是重要的，因为减少扫描时间可以增加诊断的病人数量，改善病人的舒适度，并通过减少运动的人为现象而提高图像质量。
在短的时间间隔内获得NMR图像数据的构思从1977年就公知了，当时由Peter Mansfield(J.Phys.C.10:L55L58,1977)提出了平面回波脉冲序列。在标准脉冲序列相比，平面回波脉冲序列对于每个RF激励脉冲产生一组NMR信号。这些NMR信号可以被单独地被相位编码，使得以持续时间为20到100ms的单个脉冲序列可以获得64个视图的完全扫描。平面回波成像(“EPI”)的优点是熟知的，并且关于这脉冲序列的若干种形式在美国专利4678996、4733188、4716369、4355282、4588948和4752735中技露了。不幸的是，即使使用最新的快速梯度系统时，EPI脉冲序列也由于和涡流相关的以及由敏感性引起的图像失真而遇到困难。
一种平面回波成像方法是快速获取驰豫增强(RARE)的序列，该方法由J.Hennig等人在标题为“RARE Imaging:A Fast Imaging Methodfor Clinical MR.”的论文(Magnetic Resonance in Medicine 3,823-833(1986))中描述了。RARE序列和EPI序列之间的主要差别在于产生回波信号的方式。RARE序列利用RF再聚焦的由Carr-Purcell-Meiboom-Gill序列产生的回波，而EPI方法利用梯度恢复的回波。这“快速自旋回波”脉冲序列一般被认为对于利用一个激励获取多个k空间线是没有技术问题的。例如，它和回波平面成像相比，对于磁场的不均匀性和梯度时序误差具有小得多的敏感性。此外，因为读出的梯度总是正的，不像平面回波成像，梯度的保真度不成问题。
然而，快速自旋回波脉冲序列具有几个关键参数，这些参数如果设置不正确，则可以产生相当大的图像失真。这与射频脉冲的间隔和相位关系有关，同时也和被读出的梯度脉冲的区域有关。首先，它要求激励脉冲的中心和第一再聚焦脉冲之间的时间必须是相邻的再聚焦脉冲的中心之间的时间的一半。其次，回波和再聚焦RF脉冲应当具有相同的相角。这通常通过把激励RF脉冲的相位相对于再聚焦RF脉冲的相位被设置为90度来实现。有关这些要求的事实是，在激励和第一再聚焦RF脉冲之间的读出梯度脉冲的区域应当等于在每个相继的再聚焦脉冲之间的读出梯度脉冲的区域的一半。
对于常规的快速自旋回波(“FSE”)成像，上述基本参数可以用相对直接的正向方式进行控制。然而，存在若干成像情况，其中所需的在RF脉冲和回波之间的相位控制程度难于达到。这些情况之一是扩散加权的成像，其中使用大梯度脉冲，并且产生更大的涡流。
扩散加权的成像在脉冲序列的开始使用一对大梯度脉冲，以便使所获得的NMR信号对自旋运动能有所感受。一般地说，这种成像使用一次拍摄的EPI脉冲序列完成，然而，可能发生严重的图像失真。由Butts等人在Magn.Reson.Med.,38,741-749(1977)提出的一种解决办法是使用多次拍摄的EPI捕获，其中利用用于校正相位误差的导航仪信号。
已经尝试过扩散加权的FSE，但是在脉冲序列的开始处的大运动编码梯度产生涡流，其干扰在激励与再聚焦脉冲之间的相位关系。Norris等人在Magn.Reson.Med.,27,142-164(1992)中提出了一种用于控制FSE脉冲序列中的相位的方法，其中涉及分成两个相干的路径，并且只使用一个相干信号。这种方法的一个问题是，如果不校正，回波信号幅值的大的振荡在图像中产生严重的重影。Shick在Magn.Reson.Med.,38,638-644(1997)中提出了一种类似的方法，其中使回波信号的幅值增加。Alsop在Magn.Reson.Med,38,527-533(1997)披露了一种用于减少这些回波信号的幅值的振荡的方法。
本发明涉及一种改进的快速自旋回波序列，尤其涉及一种用于进行扩散加权的成像的快速自旋回波脉冲序列。本发明是对常规的快速自旋回波脉冲序列的一种改进，其中使用扩散准备(preparation)脉冲序列，以便产生扩散加权的横向自旋磁化，提供第一相移梯度脉冲，用于相移横向自旋磁化，提供RF脉冲，用于沿着纵轴翻转相移的横向自旋磁化的一个分量，提供第二相移梯度脉冲，用于相移横向自旋磁化的其余的分量，并且使用快速自旋回波脉冲序列，用于从沿着纵轴翻转的一个分量产生一系列的NMR回波信号。在快速自旋回波脉冲序列中的每个rf再聚焦脉冲之后，产生梯度脉冲，以便在获取每个NMR回波信号之前，相移扩散加权的自旋磁化。
本发明的一般目的在于，抑制在扩散加权的FSE获取中的图像的人为现象。所需的扩散加权的自旋磁化通过使其翻转进入纵轴而被“保留”。FSE脉冲序列使所需的扩散加权的自旋磁化翻转回到横向平面，并产生一系列的NMR回波信号。
图1是使用本发明的MRI系统的方块图；图2是形成图1的MRI系统的一部分的收发信机的电气方块图；图3表示常规的快速自旋回波脉冲序列；图4表示使用本发明的改进的快速自旋回波脉冲序列；以及图5表示在常规的快速自旋回波脉冲序列中回波信号幅值的变化。
首先参看图1，其中示出了包括本发明的优选的MRI系统的主要部分。该系统的操作由操作台100控制，操作台100包括键盘和控制板102以及显示器104。操作台100通过链路116和分开的计算机系统107联系，计算机系统107能够使操纵者控制图像的产生并在屏幕104上显示。计算机系统107包括若干个模块，它们通过底板相互联系。其中包括图像处理模块106,CPU模块108，和存储器模块113，其在本领域中叫做帧缓冲器，用于存储图像数据阵列。计算机系统107和用于存储图像数据和程序的盘存储器111以及磁带驱动器112相连，并通过高速串行链路115和单独的控制系统122联系。
控制系统122包括一组由底板连在一起的模块。这些模块包括CPU模块119和通过串行链路125与操作台100相连的脉冲发生器模块121，正是通过这个链路125系统控制器接收来自操纵者的表示要被进行的扫描顺序的指令。脉冲发生器模块121操作系统的各个部分，以便实现所需的扫描顺序。其产生表示要被产生的RF脉冲的时序、强度和形状，以及数据获取窗口的时序和长度的数据。脉冲发生器模块121和一组梯度放大器127相连，以便在扫描期间指示要被产生的梯度脉冲的时序和形状。脉冲发生器模块121还接收来自生理获取控制器129的病人数据，控制器129接收来自若干个和病人相连的不同的传感器的信号，例如来自电极的ECG信号，或来自感压箱的呼吸信号。最后，脉冲发生器模块121和扫描室接口电路133相连，接口电路133接收来自各个传感器的信号，这些传感器和病人以及磁系统的状态有关。也正是通过扫描室接口电路133，病人定位系统134接收指令以便把病人移动到供扫描所需的位置。
由脉冲发生器模块121产生的梯度波形被提供给包括放大器Gx,Gy,Gz的梯度放大器系统127。每个梯度放大器激励在总标号为139的部件中的一个相应的梯度线圈，以便产生用于对获取的信号作位置编码的磁场梯度。梯度线圈部件139形成磁部件141的一部分，其中包括极化磁体140和整体的RF线圈152。在系统控制器122中的收发信机模块150产生脉冲，该脉冲被RF放大器151放大，并通过发送/接收开关154被耦联到RF线圈152。由病人中的受激原子核发出的结果信号可以被同一个RF线圈152检测，并通过发送/接收开关154被耦联到前置放大器153。被放大的NMR信号在收发信机150的接收机部分被解调、滤波和数字化。发送/接收开关154被来自脉冲发生器模块121的信号控制，在发送方式期间使RF放大器151和线圈152电气相连，而在接收方式期间则和前置放大器153相连。发送/接收开关154还能使得单独的RF线圈(例如头线圈或表面线圈)能够在发送方式或接收方式中使用。
由FR线圈152拾取的NMR信号被收发信机模块150数字化，并被传递到系统控制器122中的存储器模块160。当扫描结束并且在存储器模块160中获取数据的整个阵列时，阵列处理器161操作，从而把数据进行富氏变换而成为图像数据阵列。这图像数据通过串行链路115传递给计算机系统107，在那里被存储在盘存储器111中。响应从操纵台100接收到的指令，所述图像数据可以在磁带驱动器112上被归档保存，或者可以由图像处理器106进一步处理，并被传递到操纵台100，并出现在显示器104上。
参看图1，图2，收发信机150通过功率放大器151在线圈152A产生RF激励磁场B1，并接收在线圈152B中感应的信号。如上所述，线圈152A和152B可以是分开的，如图2所示，或者是一个整体的线圈，如图1所示。RF激励磁场的基频或载波频率在频率合成器200的控制下产生，频率合成器200接收来自CPU模块119和脉冲发生器模块121的一组数字信号(CF)。这些数字信号代表在输出端201产生的RF载波信号的频率和相位。给定的RF载波被提供给调制器和上变频器202，在那里响应也是从脉冲发生器模块121接收到的信号R(t)使其幅值被调制。信号R(t)限定了要被产生的RF激励脉冲的包络，并被在模块121中通过按顺序读出一系列的存储的数字值而被产生。这些存储的数字值可以在操纵台被改变，使得能够产生任何所需的RF脉冲包络。
在输出端205产生的RF激励脉冲的幅值被激励衰减电路206衰减，衰减电路206从底板118接收数字指令TA。衰减的RF激励脉冲被提供给用于驱动RF线圈152A的功率放大器151。关于收发信机122这部分的更详细的说明，可参考美国专利4952877，在此引作参考。
仍然参见图1和图2，由对象产生的信号被接收机线圈152B拾取，并通过前置放大器153提供给接收机衰减器207的输入端。接收机衰减器207使信号进一步放大一个由从底板118接收的数字衰减信号(RA)确定的数量。
接收的信号的频率等于或接近于Larmor频率，这个高频信号由下变频器208利用两步处理进行下变频，其首先在线路201上使NMR信号和载波信号混合，然后在线路204上使得到的差值信号和2.5MHz的参考信号混合。被下变频的NMR信号被提供给模数转换器(A/D)209的输入端，其对模拟信号采样并对其数字化，并将信号提供给数字检测器和信号处理器210，信号处理器210产生相应于接收的信号的16位的同相(I)值和16位的正交(Q)值。得到的被接收的信号的数字化的I和Q值的数据流通过底板18输出到存储器模块160，在那里它们被用于重新构成图像。
2.5MHz的参考信号以及250MHz的采样信号和5,10,60MHz的参考信号通过参考频率发生器203由公共的20MHz的主时钟信号产生。关于接收机的更详细的说明，可以参看美国专利4992736，在此引作参考。
参看图3，其中示出了常规的被称为2DFT RARE序列的快速自旋回波NMR脉冲序列。为清楚起见，在图3中只示出了4个回波信号301-304，但是可以理解，在每次“拍摄”中会产生并获取更多的回波信号。这些NMR回波信号由90°RF激励脉冲305产生，激励脉冲305在Gz切片选择梯度脉冲306出现时产生，以便翻转纵向磁化，并在一通过病人的切片中提供横向磁化。这横向磁化由每个选择的180°RF再聚焦脉冲307再聚焦，从而产生NMR自旋回波信号301-304，这些信号在出现Gx读出梯度脉冲时被获取。每个NMR自旋回波信号301-304由各个Gy相位编码脉冲单独进行相位编码。每个相位编码脉冲的幅值是不同的，并通过256个值被分级，以便在整个扫描期间获取256个单独的视野，这使得能够沿y方向重新构成具有256个单独的像素的图像。每个NMR自旋回波信号借助于对每个信号的256个采样进行数字化而获得。结果，在完成一个图像的扫描时，便执行了图3的脉冲序列的16(256/16=16)次拍摄，并且获得了256乘256个复数的元素阵列。这种快速自旋回波脉冲序列的一种改型包括碎石形(crusher)梯度脉冲316。这些碎石形梯度脉冲316具有相等的面积，并在紧接每个再聚焦RF脉冲307的前后被立即加上。
通过对这图像数据阵列进行2D富氏变换并且然后计算所得的每个复数元素的绝对值来使图像重构。这样便产生了256×256个像素的图像，其中每个像素的亮度由其在变换的阵列中的相应元素的幅值确定。
在图3的常规的快速自旋回波脉冲序列中，RF激励脉冲305具有90°的翻转角，RF再聚焦脉冲一般具有180°的翻转角。不过，实际上，可以使用范围在90°和180°之间的其它的翻转角。此外，符号“90°x”和“180°y”表示在RF脉冲305和再聚焦脉冲307之间的RF相角是90°。这个正交关系是重要的，因为在这种相位关系被保持时所产生的回波信号都具有相同的符号。与此相反，当所有RF脉冲同相时，所产生的回波信号则改变符号。因此，如果在RF脉冲305和再聚焦脉冲307之间的RF相角是0°，当使用180°的再聚焦脉冲时，回波信号的幅值将发生振荡。因此，常规的快速自旋回波脉冲序列对于正确地保持在RF脉冲305和再聚焦脉冲307之间的正交相位关系是敏感的。
图5示出了这种常规的快速自旋回波脉冲序列的相位敏感性，其表示“同相”的RF激励脉冲对回波信号幅值的影响。曲线330表示当使用180°的RF再聚焦脉冲时回波信号的幅值是如何交替改变符号的。曲线332和334分别说明当RF聚焦脉冲的翻转角被减少到135°和90°时回波信号的幅值。随着回波数的增加回波信号的幅值快速衰减到0。这是由于在自旋回波和受激回波之间的抵消而引起的。还注意到信号幅值振荡的周期等于360°除以聚焦脉冲的翻转角。
参见图4，用于实施本发明的脉冲序列的优选实施例是以纵向磁化的扩散准备为前序的标准FSE序列。扩散准备由在各个z,y和x梯度轴当中使用大的运动编码梯度脉冲来实现。这些运动编码梯度350,352和354是由选择的90°RF激励脉冲356和选择的180°RF再聚焦脉冲358构成的自旋回波序列的一部分。RF激励脉冲356在由切片选择梯度脉冲360确定的切片位置中产生横向磁化，RF脉冲358在第二切片选择梯度脉冲362出现时对横向磁化进行再聚焦。因而，对运动敏感的横向磁化在由虚线64指示的时刻被再聚焦。
快速自旋回波(FSE)脉冲序列由在切片选择梯度脉冲306出现时而产生的90°的RF激励脉冲305开始。如上所述，在合适的时刻提供180°RF再聚焦脉冲307和相位编码梯度脉冲309，以便产生在读出梯度脉冲308期间所需的NMR回波信号(图4中未示出)。图4中只示出了FSE脉冲序列的一部分。本领域的技术人员可以理解，实际上的数量和在拍摄中所需的的NMR回波信号那样多。一般在扩散加权的成像中ETL的FDE拍摄等于40至72。
本发明是一种对上述的脉冲序列的改进，其中沿着读出梯度轴Gx加上相移梯度脉冲370，以便使在扩散加权处理期间产生的横向磁化移相。这意味着在每个节拍(voxel)内横向磁化的自旋相位在横向(即x,y)平面内分布在360度的范围内。然后，在出现切片选择梯度脉冲374时施加90°的RF脉冲372，从而使沿y轴取向的自旋磁化翻转回到纵向z轴。然后施加沿着Gy相位编码轴施加的第二相移梯度脉冲367，以便使在横向平面内剩余的残留横向磁化相移。90°RF激励脉冲305使由RF脉冲372沿z轴“保留”的无人为现象的自旋磁化翻转回到横向平面内，在那里它以Carr-purcell-Meiboom-Gill序列产生NMR回波信号。
为了重新聚焦横向磁化的刚刚被扩散加权的部分，在每个RF再聚焦脉冲307加上之后立即沿Gx读出轴施加再相移梯度脉冲380。所述再相移(rephase)梯度脉冲380抑制任何可能在扩散准备序列期间被恢复的T1加权的信号分量。此外，再相移梯度脉冲380和相移梯度脉冲370的大小相同。在获取每个扩散加权的回波信号之后，施加相同大小的重绕机梯度脉冲382。重绕机梯度脉冲382用于确保满足CPMG条件，其要求在相邻的再聚焦脉冲307之间的梯度面积是在激励脉冲305和第一再聚焦脉冲307之间的梯度面积的两倍。
不脱离本发明的构思可以对优选实施例作出各种改变。移相梯度脉冲370的极性可以反向，并且可以沿任何方向施加第二相移梯度脉冲。梯度脉冲370、380和382也可以沿任何方向施加，只要所有3个梯度沿相同方向施加即可。还可以作出本领域技术人员熟知的其它各种改变，例如使用具有小于180°翻转角的再聚焦脉冲。
权利要求
1．一种用于利用MRI系统产生扩散加权的图像的方法，包括以下步骤a)执行扩散加权脉冲序列，其中通过rf激励脉冲产生横向磁化，并且通过施加双极梯度脉冲对横向磁化进行扩散加权；b)通过施加第一梯度脉冲使扩散加权的横向磁化移相；c)通过施加rf脉冲保留扩散加权的横向磁化的一个分量，所述rf脉冲使所述横向磁化分量翻转为纵轴方向；d)通过施加第二梯度脉冲使横向磁化移相；e)执行快速自旋回波脉冲序列，其中保留的扩散加权的磁化通过rf激励脉冲被翻转成为横向平面，并通过相应的rf再聚焦脉冲序列产生一系列NMR回波信号；以及f)由获取的NMR回波信号重构图像。
2．如权利要求1所述的方法，其特征在于沿着3个轴施加双极梯度脉冲。
3．如权利要求1所述的方法，其特征在于在每个rf再聚焦脉冲之后，在获取相应的NMR回波信号之前，在快速自旋回波脉冲序列期间施加第三梯度脉冲，并且每个所述第三梯度脉冲的大小和第一梯度脉冲相同。
4．如权利要求3所述的方法，其特征在于在每个NMR回波信号被获取之后，在快速自旋回波脉冲序列期间施加第四梯度脉冲，并且每个所述第四梯度脉冲的大小和第三梯度脉冲基本相同，但极性相反。
5．如权利要求4所述的方法，其特征在于每个NMR回波信号在沿着一个梯度轴定向的读出梯度脉冲期间被获取，并且在每个NMR回波信号之前产生沿着第二梯度轴定向的相位编码梯度脉冲。
6．如权利要求5所述的方法，其特征在于所述双极梯度脉冲沿着所述每个梯度轴被施加。
7．如权利要求5所述的方法，其特征在于第一、第三和第四梯度脉冲的取向沿着读出梯度轴。
8．如权利要求7所述的方法，其特征在于第二梯度脉冲的取向沿着相位编码梯度轴。
9．如权利要求8所述的方法，其特征在于在施加每个所述rf激励脉冲和每个所述rf再聚焦脉冲期间施加切片选择梯度脉冲。
10．如权利要求1所述的方法，其特征在于双极梯度脉冲由相同极性的两个大的梯度脉冲构成，并在所述两个大的梯度脉冲之间产生rf脉冲。
11．如权利要求1所述的方法，其特征在于步骤a)到步骤e)被重复，以便获取用于重构图像的其它NMR回波信号。
全文摘要
在MPI系统中使用扩散加权的快速自旋回波(FSE)脉冲序列来获得用于产生图像的数据。每个FSE脉冲序列由扩散加权脉冲序列引导,通过组合梯度脉冲和在FSE脉冲序列形成之前施加的RF脉冲使得产生图像的人为现象的扩散加权的自旋磁化的部分被抑制。
文档编号G01R33/561GK1234508SQ9910232
公开日1999年11月10日 申请日期1999年2月13日 优先权日1998年2月13日
发明者G·C·麦金农 申请人:通用电气公司