专利名称：磁共振成像设备及用于控制磁共振成像设备的方法
技术领域：
本发明涉及一种用于对对象(subject)进行成像的磁共振成像设备， 和一种用于控制磁共振成像设备的方法。
背景技术：
迄今为止已知一种用于在与其它体液(静脉血液等)相比更突出动 脉血液的情况下形成动脉血液图像的方法(参阅日本未审查专利公开号 No.2008-119514)。
技术问题
在专利文献1中，需要执行用于获得在舒张时的图像的扫描和用于 获得在心脏收缩时期的图像的扫描，并确定通过这些扫描而获得的图像 之间的差别，目的是获得与静脉血液相比突出(emphasize )动脉血液的 图像。因此，专利文献1伴随着成像时间间隔变长的问题。
需要解决前述问题。
发明内容
用于解决以上问题的本发明的第一磁共振成像设备是一种MRI设 备，其以与以慢于第一体液的速度流动的第二体液相比突出对象的第一
体液的方式来形成对象的图像，包括发送线圏(transmission coil)，用 于向对象发送RF脉冲；梯度(gradient)线圏，用于向对象施加梯度脉 冲；以及线圈控制装置，用于控制所述发送线圈和所述梯度线圏，其中， 线圈控制装置以这样的方式来控制发送线圈和梯度线圏，即(A)对第 一和 第二体液执行纵向磁化调节脉沖序列，用于将第 一 体液的为正值的纵向
磁化分量设置为小于第二体液的为正值的纵向磁化分量；(B)在执行纵向 》兹化调节脉冲序列后，发送纵向》兹化反脉沖，用于反转(reverse)第一 和第二体液的纵向》兹化分量，以及(C)在发送纵向》兹化反脉沖后，执行数 据获取脉沖序列，用于在流过成像区域的第 一 体液的纵向^兹化分量的绝 对值大于第二体液的纵向磁化分量的绝对值时，获取第 一体液的数据。本发明的第二磁共振成像设备是一种MRI设备，其以与以慢于第一
体液的速度流动的第二体液相比突出对象的第一体液的方式来形成对象
的图像，包括发送线圈，用于向对象发送RF脉沖；梯度线圈，用于向 对象施加梯度脉沖；以及线圈控制装置，用于控制所述发送线圈和所述 梯度线圈，其中，线圈控制装置以这样的方式来控制发送线圏和梯度线 圏，即(A)发送纵向磁化反脉沖，其用于反转第一和第二体液的为正值的 纵向磁化分量，使得第 一和第二体液分别具有为负值的纵向磁化分量；(B) 在发送纵向磁化反脉沖后，执行纵向》兹化调节脉沖序列，其用于将第一 体液的纵向；兹化分量设置为大于第二体液的纵向^兹化分量；以及(C)在发 送纵向磁化反脉沖后，执行数据获取脉沖序列，其用于在流过成像区域 的第一体液的纵向磁化分量的绝对值大于第二体液的纵向磁化分量的绝 对值时获取第 一体液的数据。
本发明的用于控制磁共振成像设备的方法是用于控制磁共振成像设 备的方法。
本发明的有利效果
在本发明的第一磁共振成像设备中，第一体液的纵向磁化分量被设 置为小于第二体液的纵向-兹化分量。其后，第一和第二体液的纵向^f兹化 分量被反相(invert)。因此，可以使得第一体液的纵向磁化分量大于第 二体液的纵向磁化分量。在第一体液的纵向磁化分量被设置成大于第二 体液的纵向磁化分量之后，当流过成像区域的第一体液的纵向磁化分量 的绝对值大于第二体液的纵向磁化分量的绝对值时，获取数据。因此， 可以在与第二体液相比更突出第一体液的情况下形成第一体液的图像。
在本发明的第二磁共振成像设备中，第 一和第二体液的纵向磁化分 量被反转，其后，第一体液的纵向磁化分量被设置成大于第二体液的纵 向磁化分量。在第一体液的纵向》兹化分量被设置成大于第二体液的纵向 磁化分量之后，当流过成像区域的第 一体液的纵向磁化分量的绝对值大 于第二体液的纵向磁化分量的绝对值时，获取数据。因此，可以在与第 二体液相比更突出第一体液的情况下形成第一体液的图《象。
通过附图所示的本发明的优选实施例的以下说明，本发明的其它目 的和优点将显而易见。
图1是根据本发明的第一实施例的MRI设备1的框图。
图2是示意地示出对象11的视场FOV的图示。
图3是用于示出用于形成动脉血液AR的图像的脉冲序列的一个示例和在哪个时刻执行脉冲序列的图示。
图4是示意地示出在执行纵向,兹化调节脉沖序列21时动脉血液AR和静脉血液VE的》兹化向量的特性的图示。
图5示出在执行脉冲序列PS的情况下动脉血液AR和静脉血液VE的纵向磁化恢复曲线(recovery curve )。
图6是示出MRI设备1的处理流程的一个示例的图示。
图7是图3的纵向磁化调节脉冲序列21的修改。
图8是示出4吏用破石卒才几(Crusher)梯度脉沖来4吏动脉血液和静脉血液的相位移位(shift)的脉冲序列的一个示例的图示。
图9是示出正在执行纵向磁化调节脉沖序列212时的动脉血液AR和静脉血液VE的特性的图示。
图10是示出执行图8所示的脉沖序列PS的情况下的动脉血液AR和静脉血液VE的纵向》兹化恢复曲线的图示。
图11是示出图8的纵向磁化调节脉冲序列212的修改的图示。
图12是示出根据第三实施例的脉冲序列的 一 个示例的图示。
图13是用于示出根据第四实施例的用于形成动脉血液AR的图像的脉沖序列的 一 个示例和在哪个时刻执行脉冲序列的图示。
图14示出执行图13(b)的脉冲序列PS的情况下的动脉血液AR和静月永血液VE的纵向石兹化恢复曲线。
图15是示出在从开始执行纵向磁化调节脉沖序列21到其完成的时间段内对象11的动脉血液AR和静脉血液VE的磁化向量的特性的图示。
具体实施例方式
下面将参照附图来详细说明用于执行本发明的最佳模式。另外，本发明不限于用于执行本发明的最佳模式。(l)第一实施例
图1是根据本发明的第一实施例的磁共振成像设备(在下文中称为"MRI(磁共振成像)设备")l的方框图。MRI设备1是用于执行本发明的最佳模式的一个示例。
6MRI设备1具有线圏组件2。线圈组件2具有开孔(bore) 3，用于在其中插入对象11。线圏组件2包括超导线圏4、梯度线圏5和发送线圏6。超导线圈4向开孔3内施加静磁场B0。梯度线圈5向开孔3内施加梯度脉沖。发送线圈6向开孔3内发送RF脉冲。
MRI设备具有心跳传感器7和接收线圈8。心跳传感器7检测对象11的心跳，并生成心电(electrocardiac )信号7a。接收线圈8接收来自对象11的MR信号8a。
MRI设备1具有控制器9。控制器9具有心电信号分析装置101、线圏控制装置102和图像重建装置103。
心电信号分析装置101分析心电信号7a。
线圈控制装置102根据由心电信号分析装置101的分析结果而以脉冲序列PS的方式(参照稍后将描述的图3)生成用于控制梯度线圏5的梯度线圏控制信号5a和用于控制发送线圈6的发送线圈控制信号6a。图像重建装置103根据MR信号8a来重建图像，并生成图像信号10a。
此外，MRI设备1具有显示单元10。显示单元IO显示对应于图像信号10a的图像。
图2是示意地示出对象11的视场FOV或成像区域的图示。
图2示出心脏14、动脉15和l争脉16。动脉血液AR从上游区域UP经过视场FOV流到下游区域DW。与动脉血液AR相反，静脉血液VE从下游区域DW经过视场FOV流到上游区域UP。在第一实施例中，视场FOV包含对象11的膝关节K和它的周围区域。下面将对获取流过视场FOV的动脉血液AR的MR图像的情况进行说明。
另外，除作为成像目标的动脉血液AR之外，不作为成像目标的静脉血液VE也被包含在视场FOV。由于本实施例认为动脉血液AR被可视化，所以当静脉血液VE也连同动脉血液AR —起被可视化时，难以在视觉上识别动脉血液AR的血流的状态。因此，需要尽可能避免不作为成像目标的静脉血液VE的可视化。所以，当形成动脉血液AR的图像时，在第 一 实施例中执行以下的脉沖序列。
图3是用于示出用于对动脉血液AR进行成像的脉沖序列的一个示例和在哪个时刻执行脉沖序列的图示。
图3(a)是示出对象11的心电波形ECG的图示，且图3(b)是用于形成动脉血液AR的图像的脉冲序列PS 。图3(b)所示的脉冲序列PS包含纵向i兹化调节脉冲序列21、反脉冲22和数据获取脉冲序列23。
纵向磁化调节脉冲序列21是用于4吏动脉血液AR的纵向磁化分量Mz小于静脉血液VE的纵向石兹化分量的脉沖序列。纵向石兹化调节脉冲序列21具有两个RF脉冲(45x和-45x)，速度编码梯度脉沖Gv和破碎机梯度脉沖Gcrush。速度编码梯度脉沖Gv沿纵向或上下方向SI施加(参阅图2)。 RF脉沖45x和-45x,速度编码梯度脉冲Gv和破碎机梯度脉沖Gcrush是如下所述的脉冲。
RF脉冲45x:动脉血液AR和静脉血液VE的^兹化向量绕x轴沿正方向旋转45。。
RF脉冲-45x:动脉血液AR和静脉血液VE的磁化向量绕x轴沿负方向旋转旋转45。。
速度编码梯度脉冲Gv:速度编码梯度脉沖Gv具有正梯度脉冲P和负梯度脉冲N。正梯度脉沖P和负梯度脉沖N是在极性上互相相反的，但在梯度场的大小方面是相同的，在施加时间方面也是相同的。速度编码梯度脉冲Gv具有使动脉血液AR的磁化向量的相位和静脉血液VE的磁化向量的相位相互移位的作用。这个作用将在后面详细描述。
破碎机梯度脉冲Gcrush:其具有促使动脉血液AR的水平或横向磁化分量消失的作用(参照稍后将描述的图4(W4))。
接下来将对为什么可以通过使用纵向磁化调节脉沖序列21来使动脉血液AR的纵向磁化分量小于静脉血液VE的纵向磁化分量的原因进行说明。
图4是示意地示出正在执行纵向磁化调节脉沖序列21时的动脉血液AR和静脉血液VE的磁化向量的特性的图示。
图4(W0)、 4(W1)、 4(W2)、 4(W3)、以及4(W4)分别表示在执行图3所示的纵向石兹化调节脉冲序列21的同时所取的时间t=t0、 tl、 t2、 t3、以及t4时的动脉血液AR的磁化向量的取向。此外，图4(V0)、4(V1)、4(V2)、4(V3)、以及4(V4)分别表示在执行图3所示的纵向》兹化调节脉冲序列21的同时所取的在时间t=tO、 tl、 t2、 t3、以及t4时的静脉血液VE的,兹化向量的取向。
各个时间t=tO、 tl、 t2、 t3、以及t4的意义如下
tO: RF脉沖45x的施加开始时间，tl: RF脉沖45x的施加结束时间(速度编码梯度脉沖Gv的施加开始时
间)，
t2:速度编码梯度脉沖Gv的施加结束时间(RF脉沖-45x的施加开始时间)，
t3: RF脉沖-45x的施加结束时间(破碎机梯度脉冲Gcmsh的施加开始时间)，以及
t4:破碎机梯度脉沖Gcrush的施加结束时间。
接下来将对各个时间t=t0、 tl、 t2、 t3、以及t4时的动脉血液AR和静脉血液VE的磁化向量的取向进行说明。
(1) 时间t=t0
由于时间t=t0表示开始施加RF脉沖45x的时间，所以如图4(W0)和4(V0)所示，动脉血液AR和静脉血液VE的》兹化向量在时间t=tO仍沿z轴方向取向。
(2) 时间t=tO至tl施力口 RF脉冲45x。
(3) 时间t=tl
由于RF脉冲45x的施加已完成，所以如图4(Wl)和4(Vl)所示，动脉血液AR和静脉血液VE的磁化向量在yz平面内从0°方向(z轴)向45°的方向倾斜。
(4) 时间t=tl到t2
速度编码梯度脉沖Gv在时间t=tl到t2期间被施加。速度编码梯度脉沖Gv的正梯度脉沖P和负梯度脉沖N是在极性上互相相反的，但梯度场的大小方面是相同的，且在施加时间方面也是相同的。
由于静脉血液VE在流动速率上比起动脉血液AR足够慢，所以静脉血液VE在时间tl和t2之间的移动距离可以忽略。因此，即使施加速度编码梯度脉沖Gv,静脉血液VE的每个^兹化向量的相位也不改变。实际上，在速度编码梯度脉冲Gv的施加结束时间t2时静脉血液VE的f兹化向量的相位(参阅图4的(V2))与在速度编码梯度脉沖Gv的施加开始时间tl时静脉血液VE的磁化向量的相位相同(参阅图4的(Vl))。
然而，动"永血液AR以充分快于静"永血液VE的血液流动速度运动。因此，动脉血液AR的石兹化向量的相位随着速度编码梯度脉冲Gv的施加而改变。由于在第一实施例中，沿上下方向SI(参阅图2)施加速度编码梯度脉冲Gv,所以沿上下方向SI流动的动脉血液AR的石兹化向量的相位随着速度编码梯度脉沖Gv的施加而改变。在第一实施例中，定义或规定速度编码梯度脉沖Gv，其方式为如图4(W2)所示，沿上下方向SI流动的动脉血液AR的》兹化向量的相位绕z轴改变180° 。
如上所述，即使施加了速度编码梯度脉沖Gv，静脉血液VE的磁化向量的相位也不改变(参阅图4(Vl)和4(V2))。然而，当施加速度编码梯度^K冲Gv时，沿上下方向SI流动的动"永血液AR的；兹化向量的相位改变180。(参阅图4(Wl)和4(W2))。因此，通过施加速度编码梯度脉沖Gv,可以相对于静脉血液VE的石兹化向量的相位4吏沿上下方向SI流动的动脉血液AR的；兹4匕向量的相位移位180° 。
(5) 时间t2至t3施力口 RF脉沖-45x。
(6) 时间t3
由于RF脉冲-45x的施加已完成，所以动脉血液AR和静脉血液VE的石兹化向量绕x轴旋转-45。。因此，通过RF脉冲-45x的发送，如图4(W3)和4(V3)所示，动脉血液AR和静脉血液VE的》兹化向量可以在yz平面内旋转-45° 。
(7) 时间t3至t4
应理解，参照图4(W3)和4(V3)，静脉血液VE的磁化向量具有纵向爿磁化分量Mz，而动脉血液AR的磁化向量的纵向》兹化分量Mz是零。然而，由于动脉血液AR的磁化向量具有横向磁化分量My，所以施加破碎机梯度脉沖Gcrush(参阅图3)，以使横向磁化分量My为零。
(8) 时间t4
通过破碎机梯度脉沖Gcrush的施加，如图4(W4)所示，动脉血液AR的》兹化向量的横向》兹化分量My可被设置为零。
通过如上所述地执行图3(b)所示的纵向磁化调节脉沖序列21,沿上下方向SI流动的动脉血液AR的纵向磁化分量Mz变为Mz=0，以及静脉血液VE的纵向磁化分量Mz变为Mz-l(参阅图4(W4)和4(V4))。因此，可使得沿上下方向SI流动的动脉血液AR的纵向》兹化分量Mz充分小于静脉血液VE的纵向磁化分量Mz。
在执行纵向磁化调节脉沖序列21之后，如图3(b)所示，当已经历第一等待时间Twl时，发送反脉沖22。反脉沖22是非选择性反脉沖。当在发送反脉冲22后已经历第二等待时间Tw2之后，执行数据获取脉沖序歹'J 23。
接下来将对动脉血液AR和静脉血液VE的纵向磁化分量在执行脉沖序列PS的情况下如何改变进行说明。
图5示出在执行脉冲序列PS的情况下动脉血液AR和静脉血液VE的纵向磁化恢复曲线。
图5(a)示出纵向磁化调节脉冲序列21的RF脉沖-45x、反脉沖22和数据获取脉沖序列23。
图5(b)示出就动脉血液AR和静脉血液VE的纵向》兹化分量在从执行纵向磁化调节脉冲序列21到开始数据获取的时间段内如何改变方面进行模拟时的两个纵向》兹化恢复曲线Cl和C2。
纵向；兹化恢复曲线Cl对应于静脉血液VE的纵向；兹化恢复曲线(虚线)，且纵向》兹化恢复曲线C2对应于动脉血液AR的纵向》兹化恢复曲线(实线)。
模拟条件(S1)至(S3)如下
(51) 在静脉血液VE中，通过执行纵向；兹化调节脉冲序列21,其纵向》兹化分量Mz在时间tll时变为Mz=l。
(52) 在动脉血液AR中，通过执行纵向石兹化调节脉沖序列21,其纵向石兹化分量Mz在时间tl 1时变为零。
(53) 静脉血液VE从纵向磁化分量Mz=l达到零点所需的时间是1300 ms。
下面将说明纵向》兹化恢复曲线Cl和C2。关于纵向,兹化恢复曲线Cl
静脉血液VE的纵向石兹化分量Mz，在时间tll时是Mz:l(参阅模拟条件(Sl))。因此，静脉血液VE的纵向石兹化分量Mz —直保持在Mz=l直到发送反脉冲22。
在已经历第一等待时间Twl时的时间点(时间t12)，发送反脉沖22。因此，静脉血液VE的纵向磁化分量Mz从Mz=l反转为Mz=-1。
具有纵向磁化分量Mz=-1的静脉血液VE在已经历1300 ms的时间点(时间tl3)达到零点(参阅模拟条件(S3))。
(2)关于纵向磁化恢复曲线C2
动脉血液AR的纵向磁化分量Mz,在时间tll时是Mz二O(参阅模拟条件(S2))。
在已经历时间tll后，动脉血液AR的纵向；兹化分量Mz在第一等待 时间Twl期间在纵向弛豫(longitudinal relaxation )方面取得进展，且动 脉血液AR的纵向f兹化分量Mz被恢复为Mz=Ml 。然而，由于第 一等待 时间Twl是非常短的(几毫秒(msec))， Ml的值是接近于零的值。
由于在时间t12时发送反脉沖22，因此，动脉血液AR的纵向》兹化 分量Mz从Ml被反转为-Ml。然而，由于Ml的值是接近于零的值，所 以-Ml的值也是接近于零的值。
从时间tl2，动脉血液AR再次在纵向弛豫方面取得进展。动脉血液 AR的纵向磁化分量Mz在从时间t12到时间t13的数据获取开始点的时 间段内恢复为M2。 M2的值是M2=0.5左右。
虽然如上所述，动脉血液AR的纵向^兹化分量Mz在数据获取开始时 间U3是0.5左右，但静脉血液VE的纵向；兹化分量Mz是Mz=0。因此， 应理解，通过在数据获取开始时间t13时获取数据，可获得其中突出动脉 血液AR并且抑制静脉血液VE的MR图像。
另外，以上的模拟条件(S2)表明，"通过执行纵向磁化调节脉冲序列 21,动脉血液AR在其纵向》兹化分量Mz方面变为零"。然而，如参照 图4所述，纵向石兹化调节脉冲序列21可以只使得沿上下方向RL流动的 动脉血液AR的纵向磁化分量为零。因此看来，在视场FOV内沿左右方 向RL和前后方向AP流动的动脉血液AR不能被可视化。然而，在通过 执行纵向磁化调节脉沖序列21而使得纵向磁化分量变为零后，沿上下方 向SI流动的动脉血液AR在不Y又沿上下方向SI流动、而且沿左右方向 RL和前后方向AP流动的同时遍历一见场FOV。因此，由于纵向,兹化分量 Mz=M2的动脉血液AR(参阅图5)遍历^L场FOV直到数据获取开始，动 脉血液AR可以在整个一见场FOV内被可^L化。
接下来将说明MRI设备在对象11被成像或照相时的处理流程。
图6是示出MRJ设备1的处理流程的一个示例的图示。
在步骤Sll，心电信号分析装置101(参阅图1)首先接收心电信号7a 和分析心电信号。当以心电信号7a生成R波时，心电信号分析装置101 将用于执行纵向磁化调节脉冲序列21(参阅图3)的可执行指令与R波同步 地发送到线圈控制装置102(参阅图1)。当线圈控制装置102接收此可执 行指令时，其以纵向》兹化调节脉冲序列21 ^U丸行的方式控制发送线圈6
12和梯度线圈5，。
在步骤S12,线圈控制装置102这样地控制发送线圏6和梯度线圈5， 以使得在执行纵向磁化调节脉冲序列21后提供第一等待时间Twl。第一 等待时间Twl是几毫秒左右的时间。
在步骤S13,线圈控制装置102控制发送线圏6和梯度线圈5，其方 式为反脉沖22在已经历第一等待时间Twl时被发送。
在步骤S14,线圏控制装置102控制发送线圏6和梯度线圈5，其方 式为在发送反脉冲22后提供第二等待时间Tw2。第二等待时间Tw2是 1300msec左右的时间。
在步骤S15，线圈控制装置102以数据获取脉沖序列23被执行的方 式控制发送线圈6和梯度线圈5。
在第一实施例中，依照图6的流程来执行脉冲序列PS。因此，可以 使在对象11内流动的动脉血液AR可^见化，使其与以低速度流到对象11 内的静脉血液VE相比足够突出。
另外，由于图3所示的脉沖序列在第一实施例中被用作为纵向磁化 调节脉沖序列21，所以可以使用其它脉冲序列。下面将说明其它脉沖序 列的若干示例。
图7是图3所示的纵向磁化调节脉冲序列21的修改。
图7所示的纵向磁化调节脉沖序列211具有四种类型的RF脉冲(45x, 180y， -180y和-45x),速度编码梯度脉沖Gv和破碎机梯度脉沖Gcrush。
在图7所示的纵向；兹化调节脉冲序列211中，在RF脉冲45x与RF 脉冲-45x之间提供两个RF脉沖180y，并在两个RF脉沖180y之间提供 速度编码梯度脉冲Gv。当由于静磁场(BO)的非均匀性而引起的影响不可 忽略(innegligible)时，提供这样的两个RF脉沖180y,由此使得可以使 沿上下方向SI流动的动脉血液AR的纵向》兹化分量Mz为Mz=0，并使静 脉血液VE的纵向》兹化分量Mz为Mz=l。
(2)第二实施例
在第一实施例中'，使用速度编码梯度脉沖Gv来使动脉血液和静脉血 液的相位移位(参照图4(W2)和4(V2))。然而，作为使用速度编码梯度 脉冲Gv的替代，还可以使用破碎机梯度脉冲来使动脉血液和静脉血液的 相位移位。第二实施例将说明使用破碎机梯度脉冲来使动脉血液和静脉 血液的相位移位的力永冲序列。另外，根据第二实施例的MRI设备的硬件配置与第 一 实施例相同。 图8是示出使用破碎机梯度脉冲来使动脉血液和静脉血液的相位移 位的脉沖序列的一个示例的图示。
图8所示的脉冲序列PS具有纵向^f兹化调节脉沖序列212、反脉沖22 和数据获取脉冲序列23。
纵向；兹化调节脉沖序列212具有三个RF脉沖(90x， 180x， -9(^)和破碎 机梯度脉沖Gkl、 Gk2和Gk3。破碎机梯度脉沖Gkl和Gk2在梯度场的 极性、施加时间和大小方面互相相同，并沿上下方向SI施加(参阅图2)。 接下来将描述使用纵向；兹化调节脉沖序列212的情况下的动脉血液AR 和静脉血液VE的^f兹化向量的特性。
图9是示出在正在执行纵向磁化调节脉冲序列212的同时动脉血液 AR和静脉血液VE的^F兹化向量的特性的图。
图9(W0)、 9(Wl)、 9(W2)、以及9(W3)分别表示在执行图8所示的纵 向》兹化调节脉沖序列212的同时所取的时间t=tO、 tl、 t2和t3时的动脉 血液AR的磁化向量的取向。此外，图9(V0)、 9(Vl)、 9(V2)、以及9(V3) 分别表示在执行图8所示的纵向磁化调节脉沖序列212的同时所取的时 间t=tO、 U、 t2和t3时的静脉血液VE的-兹化向量的取向。
各个时间t=tO、 tl 、 t2、以及t3的意义如下
tO: RF脉冲90x的施加开始时间，
tl: RF脉冲90x的施加结束时间(破碎机梯度脉沖Gkl的施加开始时
间)，
t2:破碎机梯度脉冲Gk2的施加结束时间(RF脉沖-90x的施加开始时 间)，以及
t3: RF脉沖-90x的施加结束时间
接下来将描述各个时间t=tO、 tl 、 t2和t3时的动脉血液AR和静脉 血液VE的》兹化向量的取向。 时间t=tO
由于时间t=tO表示开始施加RF脉沖90x的时间，所以如图9(W0) 和9(V0)所示，动脉血液AR和静脉血液VE的磁化向量在时间t=tO时仍 沿z轴方向取向。
时间t=tO至tl
施力口 RJ脉沖90x。
14时间t=tl
由于RF脉冲90x的施加已完成，所以如图9(Wl)和9(Vl)所示，动 脉血液AR和4争脉血液VE的》兹化向量在yz平面内从0°方向(z轴)向90 ° (y轴)的方向倾斜。
时间t=tl至t2
施加破碎4几梯度脉沖Gkl和Gk2。而且，在破碎机梯度脉冲Gkl与 Gk2之间发送RF脉沖180y。
由于静脉血液VE在流动速率上比起动脉血液AR足够慢，所以静脉 血液VE在时间tl和t2之间的移动距离可忽略。因此，在破碎机梯度脉 沖Gk2的施加结束时间t2时的静脉血液VE的磁化向量的相位(参阅图9 的(V2))与在破碎机梯度脉冲Gkl的施加开始时间tl时的静脉血液VE的 石兹化向量的相位相同(参阅图9的(V1))。
然而，动脉血液AR以充分快于静脉血液VE的血液流动速度运动。 因此，动脉血液AR的石兹化向量的相位在时间t=tl与t2之间改变。由于 在第二实施例中，石皮碎4几梯度脉冲Gk 1和Gk2是沿上下方向SI施加的(参 阅图2),所以沿上下方向SI流动的动脉血液AR的》兹化向量的相位改变。 在第二实施例中，定义或规定破碎机梯度脉沖Gkl与Gk2和RF脉冲 180y，其方式为如图9(W2)所示，沿上下方向SI流动的动脉血液AR的 i兹化向量的相位绕z轴改变180° 。
因此，应理解，参照图9(W2)和9(V2),在时间t2，沿上下方向SI 流动的动脉血液AR的磁化向量的相位相对于静脉血液VE的磁化向量的 相位而移位180° 。
时间t2至t3
施力口 RF脉沖-卯x。
时间t3
由于RF脉沖-90x的施力口已完成，所以动脉血液AR和请争脉血液VE 的磁化向量绕x轴旋转-90。。因此，通过RF脉沖-90x的发送，如图9(W3) 和9(V3)所示，动脉血液AR和静脉血液VE的；兹化向量可以在yz平面内 旋转-90° 。其后，施加用于使横向；兹化分量My为零的破碎机梯度脉沖 Gk3(参阅图8)。
通过如上所述地执行图8所示的纵向磁化调节脉沖序列212,沿上下 方向SI流动的动脉血液AR的纵向》兹化分量Mz变为Mz=-1,且静脉血液VE的纵向磁化分量Mz变为Mz-l(参阅图9(W3)和9(V3))。因此，可 使得沿上下方向SI流动的动脉血液AR的纵向；兹化分量Mz充分小于静 脉血液VE的纵向磁化分量Mz。
在执行纵向磁化调节脉沖序列212之后，发送反脉沖22。反脉沖22 是非选择性反脉冲。在发送反脉冲22后已经历第二等待时间Tw2时，执 行数据获取脉冲序列23。
接下来描述动脉血液AR和静脉血液VE的纵向磁化分量在执行图8 所示的脉冲序列PS的情况下如何改变。
图10示出在执行图8所示的脉沖序列PS的情况下的动脉血液AR 和静脉血液VE的纵向磁化恢复曲线。
图10(a)示出图8所示的脉沖序列PS。另外，图中省略了破碎机梯度 脉冲Gk3。
图10(b)示出就动脉血液AR和静脉血液VE的纵向磁化分量在从执 行纵向磁化调节脉冲序列212到开始数据获取的时间段内如何改变方面 进行模拟时的两个纵向磁化恢复曲线CI和C2。
纵向/f兹化恢复曲线CI对应于静脉血液VE的纵向》兹化恢复曲线(虚 线)，且纵向f兹化恢复曲线C2对应于动脉血液AR的纵向,兹化恢复曲线(实 线)。
模拟条件(S1)到(S3)如下
(51) 在静脉血液VE中，通过执行纵向f兹化调节脉沖序列212,其纵 向》兹化分量Mz在时间til时变为Mz=l。
(52) 在动脉血液AR中，通过执行纵向》兹化调节脉冲序列212,其 纵向》兹化分量Mz在时间tl 1变为Mz=-1 。
(53) 静脉血液VE从纵向磁化分量Mz=-1达到零点所需的时间是 1300 ms。
下面将说明纵向^f兹化恢复曲线CI和C2。 关于纵向》兹化恢复曲线CI
在时间tll,静脉血液VE的纵向磁化分量Mz为Mz4(参阅模拟条 件(Sl))。因此，静脉血液VE的纵向磁化分量Mz仍保持在Mz^直到发 送反脉冲22。
在已经历第一等待时间Twl时的时间点(时间t12)，发送反脉冲22。 因此，静脉血液VE的纵向,兹化分量Mz从Mz=l反转为Mz=-1 。具有纵向-兹化分量Mz=-1的静脉血液VE在已经历1300 ms的时间 点(时间tl"达到零点(参阅模拟条件(S3))。 (2)关于纵向^兹化恢复曲线C2
在时间tll，动脉血液AR的纵向磁化分量Mz为Mz--l(参阅模拟条 件(S2))。
在经历时间tll后，动脉血液AR的纵向石兹化分量Mz在第一等待时 间Twl期间在纵向弛豫方面取得进展，且动脉血液AR的纵向》兹化分量 Mz恢复为Mz=-Ml。然而，由于第一等待时间Twl是非常短的(几毫秒)， 所以-Ml的值是接近于零的值。
由于反脉冲22在时间t12时净皮发送，因此，动脉血液AR的纵向石兹 化分量Mz从-Ml被反转到Ml。
从时间t12，动脉血液AR再次在纵向弛豫方面取得进展。在从t12 到时间t13的数据获取开始点的时间段内动脉血液AR的纵向；兹化分量 Mz恢复为M2。 M2的值是近似接近于"l"的值。
虽然如上所述动脉血液AR的纵向磁化分量Mz在数据获取开始时间 t13是接近于"l"的值时，但静脉血液VE的纵向磁化分量Mz是Mz二0。 因此，应理解，通过在数据获取开始时间t13获取数据，可获得其中动脉 血液AR被突出且静脉血液VE净皮抑制的MR图 <象。
另外，以上的模拟条件(S2)表明，"通过执行纵向磁化调节脉冲序列 212,动脉血液AR在其纵向石兹化分量Mz方面在时间tll变为Mz=-1"。 如参照图9所述，然而，纵向》兹化调节脉沖序列21可以只使得沿上下方 向SI流动的动脉血液AR的纵向磁化分量为"-1"。因此看来，在视场FOV 内沿左右方向RL和前后方向AP流动的动脉血液AR不能被可视化。然 而，在通过执行纵向磁化调节脉沖序列212而使得纵向磁化分量变为"-l" 后，沿上下方向SI流动的动脉血液AR在不仅沿上下方向SI流动、而且 沿左右方向RL和前后方向AP流动的同时遍历视场FOV。因此，由于纵 向磁化分量Mz-M2的动脉血液AR(参阅图5)遍历视场FOV直到数据获 取开始，动脉血液AR可以在整个一见场FOV内被可视化。
接下来将说明图8所示的纵向磁化调节脉冲序列212的修改方案。 图ll是示出图8所示的纵向磁化调节脉沖序列212的修改方案的图。 图11所示的纵向磁化调节脉沖序列213具有四种类型的RF脉沖(90x 180y， -180y和-卯x),和破石年机梯度脉冲Gkl 1到Gkl4。
17在图11所示的纵向磁化调节脉沖序列213中，在RF脉沖卯x与RF 脉冲-卯x之间提供两个RF脉沖180y。在RF脉冲90x与RF脉冲180y 之间提供破碎机梯度脉沖Gkl 1 。在两个RF脉沖180y之间提供破碎机梯 度脉冲Gkl2和Gkl3。在RF脉沖180y与RF脉沖-90x之间提供破碎机 梯度脉冲Gkl4。当由于静》兹场(BO)的非均匀性而引起的影响不可忽略时， 使用此类脉沖序列213，由此使得可以使沿上下方向SI流动的动脉血液 AR的纵向；兹化分量Mz为Mz=-1,并4吏静脉血液VE的纵向；兹化分量Mz 为Mz=l。
(3) 第三实施例
在第一和第二实施例中，只有沿上下方向SI流动的动脉血液的纵向 ^磁化分量被设置为小于静脉血液的纵向^f兹化分量。然而，第三实施例将 说明如何使沿多个方向流动的动脉血液的纵向磁化分量小于静脉血液的 纵向/f兹化分量。
另外，根据第三实施例的MRI设备的硬件配置与第 一实施例相同。
图12是根据第三实施例的脉冲序列的 一 个示例。
图12所示的脉冲序列PS具有纵向石兹化调节脉沖序列214、反脉冲 22、和数据获取脉冲序列23。
纵向磁化调节脉冲序列214具有RF脉冲(90y、 150y、 180y、 -150y、 -180y、-卯y)，速度编码梯度脉冲Gv和破碎机梯度脉沖Gk。沿上下方向 SI施加速度编码梯度脉沖Gv,并沿左右方向RL施加破碎机梯度脉冲Gk。 由于可以通过使用纵向/f兹化调节脉冲序列214来使沿上下方向SI和左右 方向RL的动脉血液和静脉血液的相位移位，所以可以更突出地使动脉血
液可视化。
(4) 第四实施例
在第 一 至第三实施例中，在执行纵向磁化调节脉沖序列后发送反脉 冲22。然而，可以在执行纵向,兹化调节脉沖序列之前发送反脉沖22。因 此，第四实施例将说明在执行纵向f兹化调节脉沖序列之前发送反脉沖22 的示例。
图13是用于示出第四实施例中的用于形成动脉血液AR的图像的脉 沖序列的一个示例和在哪个时刻执行脉沖序列的图示。
图13(a)是示出对象11的心电信号波形ECG的图示，且图13(b)是用 于形成动脉血液AR的图像的脉沖序列。在图13(b)的脉冲序列PS中示意地示出了反脉沖22、纵向^f兹化调节 脉冲序列21和数据获取脉冲序列23。
第四实施例的纵向^f兹化调节脉沖序列21与图3所示的纵向^f兹化调节 脉沖序歹'J 21相同。接下来说明动脉血液AR和静脉血液VE的纵向磁化 分量在执行图13的脉冲序列PS的情况下如何改变。
图14示出执行图13(b)的脉冲序列PS的情况下的动脉血液AR和静 脉血液VE的纵向磁化恢复曲线。
纵向》兹化恢复曲线Cl对应于静脉血液VE的纵向》兹化恢复曲线(虚 线)，且纵向》兹化恢复曲线C2对应于动脉血液AR的纵向石兹化恢复曲线(实 线)。
下面将iit明纵向^f兹化恢复曲线Cl和C2。
在时间tl 1,发送反脉冲22。因此，动脉血液AR和静脉血液VE的 纟从向；兹4b分量Mz^U人Mz=l反转为Mz=-1。
在经历时间tl 1后，动脉血液AR和静脉血液VE的纵向^F兹化分量Mz 在第一等待时间Twl期间在纵向弛豫方面取得进展，且动脉血液AR和 静脉血液VE的纵向磁化分量Mz分别恢复为Mz=-Ml 。然而，由于第一 等待时间Twl是非常短的(几毫秒)，所以-Ml的值是接近于-1的值。
在时间t0,执行纵向》兹化调节脉沖序列21。
图15是示出在从开始执行纵向磁化调节脉冲序列21到其结束的时 间段内对象11的动脉血液AR和静脉血液VE的磁化向量的特性的图。
由于可以以类似于根据第一实施例的图4的方式进行图15的说明， 所以省略图15的详细说明。由于在图15中动脉血液AR和静脉血液VE 的纵向》兹化分量Mz在时间t=t0时是负值(Mz二Ml),所以通过执行纵向 磁化调节脉沖序列21，静脉血液VE的纵向磁化分量Mz在时间t=t4变 为负值(Mz=-M2)。另 一 方面，动脉血液AR在时间t=t4变为Mz=0 。
在时间t4之后，动脉血液AR和静脉血液VE在纵向弛豫方面取得 进展，且静脉血液VE的纵向磁化分量Mz在时间t13时达到零点。另一 方面，动脉血液AR的纵向》兹化分量Mz在从时间t4到时间U3的数据获 取开始点的时间^:内恢复为M3。 M3的值是0.5左右的值。
如上所述，动脉血液AR的纵向》兹化分量Mz在数据获取开始时间113 时是Mz 0.5。另 一方面，静脉血液VE的纵向磁化分量Mz是Mz=0。 因此，应理解，通过在数据获取开始时间U3获取数据，可获得其中动脉
19血液AR被突出且静脉血液VE被抑制的MR图^f象。
在第 一 至第四实施例中，在静脉血液VE的纵向^f兹化分量达到零点的 时间tl3开始数据获取。然而，如果可以突出动脉血液AR并抑制静脉血 液VE，则可以在静脉血液VE的纵向^f兹化分量达到零点之前开始数据获 取。可选地，可以在静脉血液VE的纵向》兹化分量达到零点之后开始数据 获取。
已描述了获得静脉血液VE被抑制的MR图像的第 一 至第四实施例中 的每一个。然而，通过使用本发明，可以获得除静脉血液VE之外的其它 体液被抑制的MR图像。例如，在关节液或大脑液(cerebral fluid )的纵 向-兹化分量达到零点时开始数据获耳又，由此可以获得动脉血液AR被突出 而关节液或大脑液被抑制的MR图 <象。
虽然在第一至第四实施例中只使用一个反脉冲22，但也可以使用多 个反脉冲22。作为反脉沖22，例如可以优选地使用绝热"永冲(Adiabatic pulse)。使用绝热脉冲可实现传输磁场(B1)的非均匀性的降低。
虽然在第一至第四实施例中反脉沖22是非选择性反脉冲，但可以使 用选择性反脉沖来代替非选择性反脉沖。
虽然在第一至第四实施例中在静脉血液VE的纵向磁化分量达到零 点时开始数据获取，但也可以将静脉血液VE的纵向磁化分量设置为在数 据获取脉沖序列23开始后达到零点。
在第 一 至第四实施例中，在静脉血液V E的纵向^f兹化分量达到零点时 获取数据。然而，当期望使其它体液(关节液，大脑液等等)的信号强度小 于静脉血液VE的信号强度时，作为静脉血液VE的替代，可以在其它体 液的纵向磁化分量达到零点时获取数据。
虽然在第一至第四实施例中，基于心电信号7a来执行脉冲序列，但 也可以在不使用心电信号7a的情况下执行脉冲序列。可以通过提供用于 分析对象的呼吸或气息的呼吸分析装置而与对象的呼吸同步地执行脉冲 序列。
在第一至第四实施例中，当期望抑制脂肪时，在数据获取开始之前 发送STIR(Short TI Inversion Recovery,短TI反转恢复)脉冲，由此使得 可以获得脂肪被抑制的图像。
在不背离本发明的精神和范围的情况下，可以配置本发明的许多迥
异实施例。应理解，除在随附权利要求中限定之外，本发明不限于在本说明书所描述的特定实施例。
权利要求
1.一种磁共振成像设备(1)，其以与以慢于第一体液(AR)的速度流动的第二体液(VE)相比突出对象(11)的第一体液(AR)的方式来形成对象(11)的图像，包括发送线圈(6)，用于向对象(11)发送RF脉冲；梯度线圈(5)，用于向对象(11)施加梯度脉冲；以及线圈控制装置(102)，用于控制发送线圈(6)和梯度线圈(5)，其中，线圈控制装置(102)用以下方式控制发送线圈(6)和梯度线圈(5)(A)对第一和第二体液执行纵向磁化调节脉冲序列(21)，用于将第一体液(AR)的为正值的纵向磁化分量设置为小于第二体液(VE)的为正值的纵向磁化分量；(B)在执行纵向磁化调节脉冲序列(21)后，发送纵向磁化反脉冲(22)，用于反转第一和第二体液的纵向磁化分量，以及(C)在发送纵向磁化反脉冲(22)后，执行数据获取脉冲序列(23)，用于在流过成像区域的第一体液(AR)的纵向磁化分量的绝对值大于第二体液(VE)的纵向磁化分量的绝对值时，获取第一体液(AR)的数据。
2. —种石兹共振成像设备(l),其以与以慢于第一体液(AR)的速度流动 的第二体液(VE)相比突出对象(ll)的第一体液(AR)的方式来形成对象(ll) 的图像，包括发送线圏(6)，用于向对象(11)发送RF脉冲； 梯度线圈(5)，用于向对象(ll)施加梯度脉冲；以及 线圈控制装置(102),用于控制发送线圈(6)和梯度线圏(5)， 其中，线圏控制装置(102)用以下方式控制发送线圈(6)和梯度线圖(5):(A) 发送纵向磁化反脉冲(22)，用于反转第一和第二体液的为正值的 纵向磁化分量，使得第一和第二体液分别具有为负值的纵向磁化分量；(B) 在发送纵向磁化反脉冲(22)后，执行纵向磁化调节脉冲序列(21)， 用于将第一体液(AR)的纵向磁化分量设置为大于第二体液(VE)的纵向磁 化分量；以及(C) 在发送纵向磁化反脉冲(22)后，执行数据获取脉冲序列(23),用 于在流过成像区域的第一体液(AR)的纵向^F兹化分量的绝对值大于第二体 液(VE)的纵向磁化分量的绝对值时获取第 一体液(AR)的数据。
3. 如权利要求1或2所述的磁共振成像设备(1),其中，线圏控制装 置(102)用以下方式控制发送线圏(6)和梯度线圏(5):在执行纵向磁化调节 脉沖序列(21)的同时使第 一 体液(AR)的磁化向量的相位和第二体液(VE) 的^兹化向量的相位移位。
4. 如权利要求3所述的磁共振成像设备(1),其中，线圈控制装置(102) 用以下方式控制梯度线圏(5):梯度线圏(5)施加速度编码梯度脉冲，使得 第 一体液(AR)的磁化向量的相位和第二体液(VE)的磁化向量的相位相互 移位。
5. 如权利要求3所述的磁共振成像设备(l),其中，线圈控制装置(102) 用以下方式控制梯度线圈(5)和发送线圈(6):为了使第一体液(AR)的磁化 向量的相位和第二体液(VE)的磁化向量的相位移位，梯度线圈(5)施加第 一破碎机梯度脉沖和第二破碎机梯度脉沖，且发送线圈(6)在第 一破碎机 梯度脉沖和第二破碎机梯度脉沖之间发送第一 RF脉沖。
6. 如权利要求3所述的磁共振成像设备(1),其中，线圈控制装置(102) 用以下方式控制发送线圈(6)和梯度线圏(5)::(A) 梯度线圈(5)施加速度编码梯度脉冲，使得在预定的方向上流动的 第二体液(VE)的》兹化向量的相位和第 一 体液(AR)的》兹化向量的相位相互 移位，以及(B) 为了使在与预定方向不同的方向上流动的第二体液(VE)的^f兹化向 量的相位和第 一体液(AR)的》兹化向量的相位相互移位，梯度线圏(5)施加 第 一破碎机梯度脉冲和第二破碎机梯度脉沖，且发送线圈(6)在第 一破碎 机梯度脉冲和第二破碎机梯度脉沖之间发送第一 RF脉沖。
7. 如权利要求1至6中的任一项所述的磁共振成像设备(l)，其中， 纵向磁化反脉冲(22)是非选择性RF反脉冲。
8. 如权利要求7所述的磁共振成像设备(l)，其中，纵向磁化反脉冲 (22)是绝热脉沖。
9. 如权利要求1至8中的任一项所述的磁共振成像设备(l), 其中，第一体液(AR)是动脉血液，以及其中，第二体液(VE)是静脉血液、关节液或大脑液。
全文摘要
本发明涉及磁共振成像设备及用于控制磁共振成像设备的方法。磁共振成像设备以与慢于第一体液的速度流动的第二体液相比突出对象的第一体液的方式来形成对象的图像。线圈控制装置用以下方式控制发送线圈和梯度线圈(A)对第一和第二体液执行纵向磁化调节脉冲序列，用于将第一体液的为正值的纵向磁化分量设置为小于第二体液的为正值的纵向磁化分量；(B)在执行纵向磁化调节脉冲序列后，发送纵向磁化反脉冲，用于反转第一和第二体液的纵向磁化分量，以及(C)在发送纵向磁化反脉冲后，执行数据获取脉冲序列，用于在流过成像区域的第一体液的纵向磁化分量的绝对值大于第二体液的纵向磁化分量的绝对值时，获取第一体液的数据。
文档编号A61B5/055GK101658421SQ200910167490
公开日2010年3月3日 申请日期2009年8月25日 优先权日2008年8月25日
发明者三好光晴 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司