专利名称：梯度和自旋回波磁共振成像中的重影抑制的制作方法
技术领域：
本发明涉及对放置在稳定和基本均匀的主磁场中的人体进行磁共振成像的方法，该方法包括—施加激励射频脉冲(RF脉冲)，对在至少一部分人体中的核偶极矩进行激励;
—施加多个被时间间隔分开的再聚焦RF脉冲;
—在所述时间间隔内切换多个包括梯度磁场的反转的梯度磁场，以便在被激发区域中产生多个磁共振信号;
—测量所述磁共振信号的信号采样值;以及—将所述信号采样值转换为图像。
本发明还涉及按照这种方法对放置在稳定和基本均匀的主磁场中的人体进行磁共振成像的设备，该设备包括建立主磁场的装置、产生叠加在主磁场上的梯度磁场的装置、将RF脉冲辐射向人体的装置、控制梯度磁场和RF脉冲的产生的控制装置，以及对由RF脉冲序列和被切换的梯度磁场产生的磁共振信号进行接收和取样的装置，所述控制装置准备用于—施加激励射频脉冲(RF脉冲)，用以对在至少一部分人体中的核偶极矩进行激励;
—施加多个被时间间隔分开的再聚焦RF脉冲;
—在所述时间间隔内切换多个包括梯度磁场的反转的梯度磁场，以便在被激发区域产生多个磁共振信号;
—测量所述磁共振信号的信号采样值;以及—将所述信号采样值转换为图像。
这种方法可从D.A.Feinberg和K.Oshio在《放射学》杂志第181卷第597-602页(1991年)上出版的论文“GRASE(梯度和自旋回波)MRimagingAnewfastclinicalimagingtechnique”中获知。在这一技术中采用了Carr-Purcell-Meiboom-Gill(CPMG)RF脉冲序列，在出现自旋回波期间，利用梯度反转在该RF脉冲序列中产生了多个场或梯度回波信号。在每对再聚焦RF脉冲之间通过不同的相位编码对信号进行取样。这一技术允许在k-空间中进行快速的取样并在短时间内提供了一完整图像的足够信息。
该已知方法的不足是在测量序列期间出现了一些影响图像质量的因素。例如，这些因素是由于磁铁设计和被成像物体的存在导致的稳定磁场的不均匀性、自旋-自旋弛豫T2、化学移相(shift)、物体中的移动或(血液)流动以及由于物体磁化率的微观变化引起的T2效应。这些因素在再现的图像中造成了重影，即图像中的特征在只有几个象素的相对距离处出现一次以上。这些重影在图像中是令人讨厌的，并且会严重地妨碍诊断。
因此，本发明的目的是提供显著地减少了重影并由此干扰较少的依照前言段落中的磁共振成像的方法和设备。
为此，本发明提供了具有以下特征的方法梯度磁场和RF脉冲是这样选定和施加的，以便—以第一参数基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间在k-空间的第一坐标中具有基本相同的值，其中第一干扰因素是该第一参数的函数，—以第二参数基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间在k-空间的第二坐标中具有基本相同的值，其中第二干扰因素是该第二参数的函数，—以与所述第一和第二参数不同的值测量的样值位于k-空间内，以便所述参数分别对于所述第一和第二坐标逐渐地或单调地增大或减小。
本发明基于这样的认识，即引起重影的物理因素是在测量序列期间各自逐渐成为不同参数的函数的。可以在k-空间中这样排列逐渐成为一个参数的函数的因素，使得该因素可被看作是k-空间坐标之一、比如说kx轴的基本上单调和连续的函数，并且基本上与其它坐标、比如说在三维MRI(磁共振成像)的情况下的ky轴、还有kz轴无关。如果作为另一参数的函数的因素同时位于k-空间内，使得其它参数是另一坐标、比如说ky轴的基本上单调和连续的函数并且与第一坐标无关，那么与这两个参数相关的干扰因素就被消除了。图像再现之后，在图像中的干扰重影被显著地减少。
D.A.Feinberg和K.Oshio在《磁共振》杂志第97卷第177-183页(1992年)上的论文“GradientechoshiftinginfastMRItechniques(GRASEimaqing)forcorrectionoffieldinhomogeneityerrorsandchemicalshift”提到通过改进GRASE序列抑制某些重影。该论文描述了通过改进读出的梯度而改变被测样值的相位。公知的移相步骤导致了k-空间中的被测样值的更为连续的位置。但是，在该公知的方法中并没有提到消除在k-空间中的不同方向上的不同干扰因素。
根据本发明方法的实施例进一步的特征在于第一参数响应在激励RF脉冲和信号采样值被测量的时刻之间的时间间隔t、第二参数响应信号采样值被测量的时刻和再聚焦自旋回波出现的时刻之间的时间间隔τ。由有限自旋-自旋弛豫时间常数T2引起的干扰因素主要是在激励RF脉冲之后的时间间隔t的函数。由磁场不匀性、水-脂肪化学移相、T2效应和某些运动重影引起的干扰因素是时间间隔τ的函数。再聚焦自旋回波出现的时刻是激励RF脉冲被再聚焦RF脉冲作为“镜象”的时刻。在三维数据采集的情形中，可以这样实施该方法，使得第一参数、例如t基本上是第一坐标、例如kz的单调函数，第二参数(τ)基本上是第二坐标(ky)的单调函数。由于产生的每个磁共振信号对应于在kz-ky平面上的一个点，所以该点可随意地选取，能够得到单调函数的非常好的近似。
根据本发明方法的实施例可以具有以下的特征以第三参数基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间沿k-空间的第三坐标具有基本相同的值，第三干扰因素是该第三参数的函数，第三参数是由运动、例如流体的流动或呼吸运动引入的相位误差。由于运动或流动、例如血液流动造成的重影与其它干扰因素无关。这一第三参数可指向k-空间kx或ky轴的方向而不是指向t或τ的方向。在三维成像序列中，这一第三参数可以沿着k-空间中的第三坐标轴(kz)。
根据本发明的第一实际实施例其特征在于沿第一方向在再聚焦RF脉冲之间施加多个梯度场反转，以便产生基本上与沿第二方向的恒定梯度场一致的梯度回波信号;在再聚焦RF脉冲以及所述一致的梯度场反转和恒定梯度场之间沿所述第一方向施加相位编码梯度，以便根据激励RF脉冲对相对时间为单调递增或递减的磁共振信号进行相位编码。在这一实施例中，按时间顺序提取的信号样值分布在k-空间中的之字形线上。在“奇”场回波期间收集之字形线的“上升”部分，在“偶”场回波期间收集之字形线的“下降”部分，或者反过来。这样一来，τ的递增相应于k-空间中沿一个方向(kx)的递增，而在随后的再聚焦RF脉冲之后提取的信号样值位于k-空间的能带中，该能带在每个再聚焦RF脉冲之后、即随着t的递增被移向其它方向(ky)。
根据本发明方法的第二实际实施例其特征在于沿第一方向在再聚焦RF脉冲之间施加多个梯度场反转，以便产生梯度回波信号;沿第二方向施加基本上与梯度场反转的反转矩相一致的梯度场尖峰脉冲;沿所述第一方向在再聚焦RF脉冲和所述梯度场反转之间施加相位编码梯度，以便根据激励RF脉冲对相对时间为单调递增或递减的磁共振信号进行相位编码。在这一实施例中，在激励RF脉冲之后，被测信号样值分布在k-空间中的沿一个方向(ky)的一些短平行线上，这些短平行线沿另一方向(kx)是相互隔开的。这就更加均匀地覆盖了k-空间，特别是，如果该轨迹包含大量的平行线的话。此外，由于交叉轨迹而在k-空间的同一点上取样两次的情形不会出现。随着τ和t的递增提取的信号样值在这一实施例中也位于沿一个方向(kx)或另一方向(ky)增大的k-空间中，但基本上与其它方向(分别为ky或kx)无关。
为了更好地覆盖k-空间，这些实施例还可以具有以下特征施加每一个都包括一激励RF脉冲、若干个再聚焦RF脉冲、梯度场反转以及恒定或尖峰信号的梯度场的多个相似序列，在这些序列中，在每个序列期间横过k-空间的轨迹通过施加梯度场的恰当补偿值而在平行于k-空间坐标轴之一的固定方向上被移位，这一补偿值在序列之间变化。在沿第二方向的梯度场为恒定的情形中，该补偿值应当是时间。如果沿第二方向的梯度场包括梯度场尖峰信号，则该补偿值应当是体积。这样一来，在较后的序列期间随之而出现的k-空间中的轨迹就在kx或ky方向上稍微离开了在先前的序列期间随之出现的轨迹。
根据本发明方法的适用于三维数据采集和成像的实施例中，如果只需要减少两个干扰因素，就有可能更有效地使用该方法。这一实施例其特征在于k-空间中的第一坐标是到在与k-空间中的一坐标轴垂直的平面上的原点的距离，并且第二坐标就是所述坐标轴。在这一情形中，k-空间的体积被一个圆柱体接一个圆柱体地进行采样，每个圆柱体包括一组螺旋扫描路径。
在这一实施例中，最好是第一参数响应激励RF脉冲和信号样值被测量时刻之间的时间间隔t，第二参数响应信号样值被测量时刻和再聚焦自旋回波出现时刻之间的时间间隔τ，而且梯度场和RF脉冲是这样施加的以便获得第一坐标相对于第一参数的非线性单调递增。充分地利用可利用的梯度功率，使得用来在k-空间中产生圆形轨迹的梯度在其幅值低的时候其频率可以很高。这是接近为第二坐标的坐标轴的情形。
本发明还涉及按照以上描述的方法对放置在稳定和基本均匀的主磁场中的人体进行磁共振成像的设备。根据本发明，在这样的设备中，控制装置还被用来这样选择和提供梯度磁场和RF脉冲，即使得—以第一参数基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间沿着k-空间的第一坐标具有基本相同的值，第一干扰因素是该第一参数的函数，—以第二参数基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间沿着k-空间的第二坐标具有基本相同的值，第二干扰因素是该第二参数的函数，以及—以所述第一和第二参数的不同的值测量的信号样值这样位于k-空间内，即使得所述参数分别在所述第一和第二坐标的方向上逐渐地或单调地增大或减小。
现在参看附图举例阐明本发明的这些和其它更详细的方面。其附图为
图1表示适用于本发明的方法的磁共振成像设备;
图2是已有技术的激励RF脉冲序列、多个再聚焦RF脉冲以及反转梯度脉冲;
图3表示已有技术的k-空间中的轨迹以及干扰因素和在k-空间中的坐标轴之间的关系;
图4是本发明第一实施例的激励RF脉冲序列、多个再聚焦RF脉冲以及反转梯度脉冲;
图5表示本发明第一实施例的k-空间中的一些轨迹以及干扰因素和在k-空间中的坐标轴之间的关系;
图6是本发明第二实施例的激励RF脉冲序列、多个再聚焦RF脉冲以及反转梯度脉冲;
图7表示本发明第二实施例的k-空间中的一些轨迹以及干扰因素和在k-空间中的坐标轴之间的关系;
图8是本发明用于三维圆柱扫描的实施例的激励RF脉冲序列、多个再聚焦RF脉冲以及反转梯度脉冲;
图9表示在被三维圆柱形扫描横转的三维k-空间中的螺旋轨迹;
图10是轨迹开始点的可能分布。
磁共振设备1如图1所示。该设备包括一组用来产生稳定和均匀的主磁场的主磁线圈2和几组用来叠回强度可控并在选择的方向上具有梯度的附加磁场的梯度线圈3、4和5。通常主磁场的方向被标为z方向，与该方向垂直的两个方向被标为x和y方向。梯度线圈由电源11供电。该设备还包括发射射频脉冲(RF脉冲)给物体或人体7的发射装置6，该发射装置与产生和调制RF脉冲的调制装置8连接。还提供了用来接收NMR信号的装置，这些装置可以和发射装置6合为同一装置或者可以是单独的装置。如图中所示，如果发射装置和接收装置合为同一装置，就设置一发送—接收开关9来使接收的信号与发射的脉冲分开。接收的NMR信号输入到接收和解调装置10。发射装置6、调制装置8和梯度线圈3、4和5的电源11被控制系统12激励，产生预定的RF脉冲和梯度场脉冲的序列。解调装置与数据处理单元14(例如一计算机)连接，以便将接收的信号转换为能够在例如可示显示单元15上显示的图像。
如果磁共振设备1投入运行，物体或人体7放置在磁场中，人体中的少量过剩核偶极矩(核自旋)就将沿磁场的方向排列。在平衡时，这就在人体7中造成与磁场平行的净磁化强度M0。在设备1中，通过将频率等于核子的拉莫频率的RF脉冲辐射到人体来控制微观磁化强度M0，由此使核偶极矩处于被激发状态并重新定向磁化强度M0。施加合适的RF脉冲可以使微观磁化强度旋转，旋转角被称为倒转角。通过施加梯度磁场而故意造成磁场的变化将局部地影响磁化状态。在施加RF脉冲之后，被改变的磁化强度将力图回复到磁场中的热平衡状态，在此过程中将发出辐射。精心选取的RF脉冲和梯度场脉冲的序列使这一辐射作为NMR信号被发射，该NMR信号提供了有关某种核子、例如氢原子核的密度和包含这些核子的物质的信息。通过分析发射的信号并以图像的形式对其显示就获得了有关物体或人体7的内部结构的信息。有关磁共振成像(MRI)和MRI设备的更详细描述请参看关于这一学科的大量著作，例如参看IRL出版社1987年出版的由M.A.Foster和J.M.S. Hutchison编辑的“Practical NMR Imaging”。
图2表示根据所谓GRASE方法的RF脉冲和磁场梯度的已知序列。该图共有四个行，标为RF的行表示作为时间的函数出现的RF脉冲，Gx和Gy表示分别在第一和第二方向、即x和y方向出现的磁梯度场，MR表示由RF和梯度脉冲引起的在人体中出现的磁共振信号。
在时刻t0施加一具有倒转角α的激励RF脉冲21，在时刻t1继之以具有倒转角β的一第一再聚焦RF脉冲22。α和β的值通常分别选为90°和180°。但是，倒转角不同于这些值的序列也是可以的。在激励RF脉冲21之后，在行MR中表示的自由感应衰减(FID)核磁共振信号51被产生，当单个进动的核磁偶极矩由于磁场的局部变化失去相位相干性(有相位差)时，该信号迅速地消失。再聚焦RF脉冲22反转了这些单个磁偶极矩的方向，没有影响局部磁场。因此，有相位差状态被反转为再定相状态，在不存在磁场梯度的情况下，再定相将在等于2·t1的时刻t2产生一NMR自旋-回波信号。但是，如在行Gx中指出的那样，在再聚焦RF脉冲22之前施加了在x方向具有梯度的磁场31，该磁场31使核自旋有相位差。在通过再聚焦RF脉冲22反转自旋之后施加了一系列磁场梯度32，每一个磁场梯度都在反转的方向上。这就补偿了自旋的有相位差状态，导致了所谓场或梯度回波的出现以及随后重新开始的再定相。梯度的每次随后反转都产生另外的回波信号，形成一系列磁共振回波信号52。通过在时刻t3、t4、t5……重复具有倒转角β(通常为180°)的再聚焦RF脉冲23、24、25……以及随后的一系列梯度场反转33、34、35……可重复这一序列，形成一系列回波信号53、54、55。通常选取时刻t3、t4、t5使得t3＝3·t1，并且再聚焦RF脉冲之间的间隔具有相等长度(2·t1)。
如行Gy所示，分别在再聚焦RF脉冲22、23、24和25之后施加了在y方向具有梯度的相位编码梯度场脉冲。这些梯度以脉冲对42-42′、43-43′、44-44′和45-45′……的形式出现，第二个脉冲取消相位编码。在x梯度场反转的时刻，在Gy梯度中施加附加的尖峰脉冲42″、43″、44″和45″……，修正回波信号的相位编码值。施加梯度磁场的结果是使磁共振(回波)信号在整个k-空间中沿图3中央部分所示的平行线分布。在第一个再聚焦RF脉冲22之后获得的信号样值是用线62表示的轨迹，在第一部分中被许多点所表示。沿轨迹的kx方向(水平)的每一部分对应读出的梯度32的两次反转之间的间隔。沿ky方向(垂直)的各个部分是由于在Gy中的尖峰脉冲42″产生的。线63、64和65是分别在再聚焦RF脉冲23、24和25之后横转的轨迹。为了得到更高的分辨率，可以施加更多些的测量序列以便覆盖k-空间中更多的点。这在图中用虚线来表示，这些虚线表示在激励和再聚焦RF脉冲的第二序列之后的相同轨迹。
图3的左侧和右侧表示ky和参数τ、t之间的关系。τ被定义为取样的时刻和激励RF脉冲被再聚焦RF脉冲作为“镜象”的时刻之间的时间差，这在图2所示的序列中就是两个再聚焦脉冲中间的时刻。所示线性函数给出了ky和τ之间定性关系的令人满意的近似，这一关系基本上是线性和单调的。更详细而言，ky-τ关系是在所示线附近带状分布的许多点中的一个点。ky和t之间的关系示于右侧，覆盖了在ky-t平面上的整个矩形区域的大部分。在每个再聚焦RF脉冲之后的第一场回波期间提取的信号样值集结在最上面的斜线附近，在第二场回波期间提取的信号样值集结在第二条斜线附近，等等。虽然，这些点分布在这些参数的极值之间的ky-t平面上的大部分矩形区域中。在kx-τ和kx-t平面上也有点的相同分布，这些分布也覆盖了由极值确定的矩形区域的大部分。
由于对磁共振信号产生作用的一些与时间有关的因素成为τ或t的函数，所以在这些因素和k-空间的位置之间存在同样的复杂关系。例如，这样的因素是稳定磁场的不匀性、自旋-自施驰豫T2、化学移相、物体中的运动或(血液)流动以及T2效应。在图像再现之后，这就在再现的图像中产生重影或幻象，主要的形式是只在离特征本身的图像几个象素远的位置处重复出现该特征。
根据本发明，通过建立τ和t之间以及kx和ky之间的更加单调或连续的关系就能够减少这些重影。实现上述目的的第一实施例如图4所示。和图2一样，上面的行RF表示激励RF脉冲421和再聚焦RF脉冲422、423、424和425。下面的行MR表示磁共振信号452、453、454和455的出现。这一序列中，梯度回波不是由在方向上与在激励RF脉冲421和第一再聚焦RF脉冲422之间的有相位差的梯度431一致的梯度反转来取消，而是由在同一方向Gy上的作为相位编码梯度442-442′、443-443′、444-444′和445的梯度反转442″、443″、444″和445″来取消。恒定的梯度磁场432、433、434和435沿第一Gx方向与沿Gy方向的梯度反转的出现被同时地施加。
如图5所示，数据采集期间提取的k-空间中的轨迹形成了之字形线562、563、564和565。每条之字形线对应于两个再聚焦RF-脉冲之间的时间间隔并覆盖了沿kx方向的整个k-空间宽度，但只覆盖了沿ky方向的有限的能带。安排相位编码梯度442、443、444和445的大小的方式确保了样值点分布在ky-t平面上的具有有限宽度的能带中，ky和t之间的关系为基本上单调的。Gx梯度场的恒定值建立了时间参数τ和kx之间的线性关系。在其中ky被作为时间的函数扫描的每条能带只覆盖了沿ky方向的有限区域，这就使ky基本上与τ无关。在随后的激励RF脉冲之后，可以以相同的方式对k-空间中的同一能带进行取样。通过及时地施加恒定Gx梯度场432的合适补偿值，即对其进行稍微早一些或晚一些的激励，k-空间中的之字形线可以沿正或负kx方向移动。这就允许对k-空间中的中间位置进行取样，如线562′、563′、564′和565′所示。
通过对沿在ky方向上移动的轨迹的中间位置进行取样可以更好地覆盖k-空间。为了这样的移动，需要施加对相位编码梯度的补偿值。
图6和图7表示本发明方法的第二实施例。与图2和图4一样，在上面的行RF中表示激励RF脉冲621和再聚焦RF脉冲622、623、624和625的序列。以与图4所示第一实施例相同的方式接通和断开梯度场Gy，该梯度场由相位编码和消除梯度脉冲642-642′、643-643′、644-644′和645组成。在相位编码梯度之后是梯度反转序列642″、643″、644″和645″。与第一实施例不同的是，梯度场Gx在梯度反转出现期间不是连续的而是小的尖峰脉冲632、633、634和635，这些尖峰脉冲与Gy梯度的反转同时发生。
在梯度脉冲的这一构造的作用下，在数据采集期间在k-空间中，横转的轨迹如图7所示。数据样值位于平行于ky轴的短线上并且只覆盖小部分的ky区域。由于尖峰脉冲，这些线被在kx方向上的跳变所分开。和第一实施例一样，ky基本上与τ无关并具有与t基本上线性的关系。kx和τ之间的关系不再是连续的，但由于在两个再聚焦RF脉冲之间的大量产生的回波，得到的依赖关系仍然是非常令人满意的。线762′和762″表示在新的激励RF脉冲之后的重复序列之后而获得的轨迹，以便提高k-空间中的数据量。这些附加的轨迹在kx方向上被在Gx方向上的梯度脉冲632′移相，该梯度脉冲在第一个被产生的磁共振信号之前。与相位编码梯度的情形一样，这些附加的梯度脉冲被在数据采集和下一个再聚焦RF脉冲的出现之间的负梯度脉冲所补偿。
在三维数据采集的情况下能够获得k-空间坐标和参数t和τ之间的更好的单调关系。因此可以这样地实施方法，即使得一个参数(例如t)基本上是与读出的方向kx垂直的坐标kz的单调函数，其它参数(例如τ)基本上是与读出的方向和第一坐标垂直的坐标ky的单调函数。由于在产生的每一个磁共振信号期间提取的样值位于沿读出方向的线上并相当于在kz-ky平面上的一个点，所以该点可以通过适当地选择Gy和Gz梯度来随意地选取。
用于k-空间的三维螺旋扫描的RF脉冲和磁梯度场如图8所示。一个激励和几个再聚焦RF脉冲821、822、823、824和825在上面的行RF中表示。与图4所示的实施例相似，在激励821和第一个再聚焦RF脉冲822之间的时间间隔中施加有相位差的梯度磁场831，在再聚焦RF脉冲822、823、824和825之间的时间间隔中施加恒定的磁梯度场。在所示的实施例中，这些梯度被施加的方向被称为Gz。垂直于Gz方向施加一梯度场，通过振荡使x和y分量具有90°的相位差的正弦形的Gx和Gy梯度磁场842x″-842y″、843x″-843y″、844x″-844y″和845x″-845y″而及时旋转该梯度场。利用这些振荡的梯度场，在kx-ky平面上的投影形成一个圆。该圆的半径kρ由Gx和Gy梯度的幅值来确定，在所示的实施例中，该半径在激励RF脉冲821之后随着增长的时间t而增大。施加附加的梯度842x′-842y′、843x′-843y′、844x′-844y′和845x′-845y′以便在沿该圆的所需位置处开始取样。这些梯度的同时施加在三维k-空间中产生了螺旋状的轨迹。这在图9中表示，图中表示了开始点为901和911、半径为kρ的一些轨迹900和910。
在这一三维的数据采集方法中，逐个圆柱地求得k-空间的体积，每个圆柱沿一组螺旋扫描路径被取样。最好是在序列中的较前的再聚焦RF脉冲之后对内侧圆柱、即以小的Gx和Gy梯度幅值和小的kρ求得的圆柱进行取样，在序列中的较后的具有较大的时间t的值的再聚焦RF脉冲之后对具有大的kρ的外侧圆柱进行取样。半径kρ单调地增大，但与再聚焦RF脉冲的个数、即时间t不是线性关系。如果打算充分地利用可利用的梯度功率，这就是很有利的，因此，当其幅值很小时，旋转的梯度对Gx、Gy的频率可以很高。这样一来，对于内侧圆柱，沿扫描路径的角速度很高，所以较少的扫描路径就足以覆盖一圆柱。外侧圆柱需要较多的扫描路径来达到全部覆盖。
在图10中，通过指出在kx-ky平面中的每条扫描路径开始点的位置给出了扫描路径分布的一个例子。该图表示以一激励RF脉冲开始的五个序列，每个序列包括六个再聚焦RF脉冲。螺旋状扫描路径位于四个圆柱101、102、103和104上。在第一个再聚焦RF脉冲之后、在数据采集期间采用的扫描路径用标为“1”的开始点来表示。这些扫描路径中的一条沿kz轴，有三条位于最内侧的圆柱101上，第五条位于第二个圆柱102上。在第二个再聚焦RF脉冲之后的具有标为“2”的开始点的扫描路径全部位于第二个圆柱102上。跟随第三个再聚焦RF脉冲和大多数第四个再聚焦RF脉冲的扫描路径(开始点标为“3”和“4”)位于第三个圆柱103上，跟随最后两个再聚焦RF脉冲的扫描路径(开始点为“5”和“6”)位于最外侧的圆柱104上。因此，再聚焦RF脉冲的顺序号和半径kρ之间的关系基本上是单调的，但不是线性的。
对于再聚焦RF脉冲的顺序号，kρ的更线性的增进也可以是有益的。在这样的方案中，求得代表低的空间频率的内侧圆柱比求得具有大的kρ的外侧圆柱的次数更多。内侧圆柱对物体粗糙结构的更高的瞬时分辨率作出了贡献。用高的瞬时分辨率对低的空间频率进行扫描的这样一种技术可用于研究例如在MR早期胸部肿瘤X射线测定法中的衬比媒质的进给或冲刷。这种技术公开在EP-A0542468中。
本发明的螺旋状扫描方法可以很容易地与在Z方向上的空间回波技术结合起来。扫描不需要以kz＝0为对称的，这是因为利用共轭对称能够计算在“遗漏侧”的值，就如共轭对称经常被用于二维或三维MR数据采集技术一样。
权利要求
1.对放置在稳定和基本均匀的主磁场中的人体(7)进行磁共振成像的方法，该方法包括以下步骤-施加激励射频脉冲(RF脉冲)(421)，对在至少一部分人体(7)中的核偶极矩进行激励；-施加多个被时间间隔分开的再聚焦RF脉冲(422，423，……)；-在所述时间间隔内切换多个包括梯度磁场的反转的梯度磁场(432，433，……442，443，……442″，443″，……442′，443′，……)，以便在被激区域中产生多个磁共振信号(452，453，……)；-测量所述磁共振信号(452，453，……)的信号样值；以及-将所述信号样值转换为图像；其特征在于这样地选择和提供梯度磁场(432，433，……，442，443，……，442″，443″，……442′，443′，……)和RF脉冲(421，422，……)，以使得-以第一参数(τ)基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间沿着k-空间的第一坐标(kx)具有基本相同的值，第一干扰因素是该第一参数(τ)的函数；-以第二参数(t)基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间沿着k-空间的第二坐标(ky)具有基本相同的值，第二干扰因素是该第二参数(t)的函数；-以所述第一(τ)和第二(t)参数的不同的值测量的信号样值这样位于k-空间内，即使得所述参数分别对于所述第一(kx)和第二(ky)坐标逐渐地或单调地增大或减小。
2.根据权利要求1的方法，其特征在于第一参数响应激励RF脉冲(421)和信号样值被测量时刻之间的时间间隔t，第二参数响应信号样值被测量时刻和再聚焦自旋回波出现时刻之间的时间间隔τ。
3.根据权利要求1或2的方法，其特征在于以第三参数基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间沿k-空间的第三坐标(kz)具有基本相同的值，第三干扰因素是该第三参数的函数，第三参数是由运动、例如流体的流动或呼吸运动引入的相位误差。
4.根据权利要求1或2或3的方法，其特征在于沿第一方向(Gy)在再聚焦RF脉冲(422，423，……)之间施加多个梯度场反转(442″，443″，……)，以便产生基本上与沿第二方向(Gx)的恒定梯度(432，433，……)一致的梯度回波信号(452，453，……);在再聚焦RF脉冲(422，423，……)以及所述一致的梯度场反转(442″，443″，……)和恒定梯度场之间沿所述第一方向(Gx)施加相位编码梯度(442，443，……)，以便根据激励RF脉冲(421)对相对时间为单调递增或递减的磁共振信号(452，453，……)进行相位编码。
5.根据权利要求4的方法，其特征在于施加每一个都包括一激励RF脉冲(421)、若干个再聚焦RF脉冲(422，423，……)、梯度场反转(442″，443″，……)以及恒定梯度场(432，433，……)的多个相似序列，在这些序列中，在每个序列期间横转过k-空间的轨迹通过施加梯度场的为时间的恰当补偿值而在固定的方向上被移位，这一补偿值在序列之间变化。
6.根据权利要求1或2或3的方法，其特征在于沿第一方向(Gy)在再聚焦RF脉冲(622，623，……)之间施加多个梯度场反转(642″，643″，……)，以便产生梯度回波信号(652，653，……);在第二方向(Gx)上施加基本上与梯度场反转(642″，643″，……)的反转时刻一致的梯度场尖峰信号(632，633，……);沿所述第一方向(Gy)在再聚焦RF脉冲(622，623，……)和所述梯度场反转(642″，643″，…)之间施加相应编码梯度(642，643，……)，以便根据激励RF脉冲对相对时间为单调递增或递减的磁共振信号(652，653，……)进行相位编码。
7.根据权利要求6的方法，其特征在于施加每一个都包括一激励RF脉冲(621)、若干个再聚焦RF脉冲(622，623，……)、梯度场反转(642″，643″，……)以及梯度场尖峰信号(632，633，……)的多个相似序列，在这些序列中，在每个序列期间横转过k-空间的轨迹通过施加梯度场的为体积的恰当补偿值而在固定方向上被移位，这一补偿值在序列之间变化。
8.根据权利要求1或2的方法，其特征在于k-空间中的第一坐标是到与k-空间中的一坐标轴(kz)垂直的平面(kx-ky)中的原点的距离(kρ)，第二坐标轴是所述坐标轴(kz)。
9.根据权利要求8的方法，其特征在于第一参数响应激励RF脉冲和信号样值被测量时刻之间的时间间隔t，第二参数响应信号样值被测量时刻和再聚焦自旋回波出现时刻之间的时间间隔τ，这样施加梯度场和RF脉冲使得第一坐标(kρ)相对于第一参数(t)非线性单调地增在。
10.按照前述任一权利要求的方法对放置在稳定和基本均匀的主磁场中的人体(7)进行磁共振成像的设备，该设备包括建立主磁场(2)的装置、产生叠加在主磁场上的梯度磁场(3，4，5)的装置、将RF脉冲辐射向人体(7)的装置(6，8)、控制梯度磁场和RF脉冲的产生的控制装置(12)，以及对由RF脉冲序列和被切换的梯度磁场产生的磁共振信号进行接收和取样的装置(6，10)，所述控制装置(12)是这样设计的—施加激励射频脉冲(RF脉冲)(421)，对在至少一部分人体(7)中的核偶极矩进行激励;—施加多个被时间间隔分开的再聚焦RF脉冲(422，423，……);—在所述时间间隔内切换多个包括梯度磁场的反转的梯度磁场(432，433，……，442，443，……，442″，443″，……，442′，443′，……)，以便在被激区域产生多个磁共振信号(452，453，……);—测量所述磁共振信号(452，453，……)的信号样值;以及—将所述信号样值转换为图像;其特征在于，控制装置(12)还被设计用来这样选择和提供梯度磁场(432，433，……，442，443，……，442″，443″，……，442′，443′，……)和RF脉冲(421，433，……)，以使得—以第一参数基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间沿着k-空间的第一坐标(kx)具有基本相同的值，第一干扰因素是该第一参数的函数，—以第二参数基本相同的值测量的信号样值位于k-空间内，该k-空间沿着k-空间的第二坐标(ky)具有基本相同的值，第二干扰因素是该第二参数的函数，—以所述第一和第二参数的不同的值测量的信号样值这样位于k-空间内，使得所述参数分别在所述第一(kx)和第二(ky)坐标的方向上逐渐地或单调地增大或减小。
全文摘要
在根据GRASE(梯度和自旋回波)序列的MRI数据采集中这样排列k-空间中的轨迹(562，563)，使得在该空间中的不同的坐标(k
文档编号A61B5/055GK1102320SQ9410826
公开日1995年5月10日 申请日期1994年7月6日 优先权日1993年7月9日
发明者M·富德勒 申请人:菲利浦电子有限公司