专利名称：磁共振成像方法和磁共振成像系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及磁共振(MR)成像方法和磁共振成像(MRI)系统。
更具体地说，本发明涉及MR成像方法和MRI系统，它在短的时段内构造图像，其中清楚地区分对象中的水和脂肪。
背景技术：
需要一种MR成像方法和MRI系统，在短的时段内构造准确的图像。
用稳态自由旋进(SSFP)方法激励自旋来扫描对象，具有在短的扫描时间内产生代表高反差的强信号的优点。另一方面SSFP方法面临出现频带失真的问题，而且由于脂肪引起的强信号，难以把水和脂肪分开。
作为一种用以在所有的MR信号中间抑制脂肪引起的磁共振(MR)信号的技术，已知有(1)采取脂肪抑制脉冲的方法(例如，参见KlauzeSheffler等人所著″在稳态脂肪饱和三维真FISP过程中的磁化准备″(magnetic resonance in Medicine(医学上的磁共振)，2001，Vol.45，pp.1075-1080)，和(2)脉动平衡磁共振(FEMR)方法(参见，例如，″脉动平衡MR″，作者Shreya S.Vasanawala等人，magnetic resonancein Medicine，1999，Vol.42，pp.876-883。
然而，当静态磁场强度不均匀时，采用使用脂肪抑制脉冲的方法构造的图像或者根据FEMR技术构造的图像都有频带失真问题。而且，利用脂肪抑制脉冲实现的脂肪抑制会扰乱稳态磁场，因此不适宜于SSFP方法。
专利No.2398329(专利文档1)已经公开了一种利用以SSFP在成像对象中激励自旋来实现磁共振成像的技术，并且根据利用其回波(MR信号)相位不变的RF脉冲采集的回波和利用相位在0弧度和π弧度之间交替变化的RF脉冲采集的回波的和或差，构造水图像和脂肪图像。
根据所述方法，因为回波是利用呈现两种相位的RF脉冲采集的，所以扫描时间长并且信号处理时间长。
MR信号的相位受静态磁场强度中不均匀性影响。人们为补偿静态磁场强度上的不均匀性在设备上作了努力，但是面临限制。因而，在构造图像方面日益需要把水和脂肪分开，而同时识别，但是不受静态磁场强度影响。
由于化学位移的缘故，脂肪引起的MR信号的频率不同于水引起的MR信号的频率。有人提出，利用从所述频率之间的差推算的相位差，把水和脂肪分开的技术。
Dixon成像方法是一种采集两个分别代表由水和脂肪引起的而且彼此同相或异相的MR信号图像数据项，利用所述两图像数据项的和构造水图像，而利用其差值构造脂肪图像的技术。
然而，因为Dixon方法要求产生两个图像数据项，所以扫描时间增加。另外，脂肪引起的信号相位不同于由水引起的信号相位的速率，随着静态磁场强度降低而降低。为了采集分别由水和脂肪引起的彼此同相的，而且各自包括梯度回波的MR信号，需要长的回波时间TE。因而，信号衰减增加。Dixon方法有一个问题，就是它不能适应于提供低磁场的系统。
为了力求解决上述问题，日本公开特许公报No.2001-414(专利No.3353826，专利文档2)已经公开了一种通过使单一正交脂肪/水成像(SQFWI)方法适应于根据相位循环SSFP方法采集回波来把水和脂肪分开的技术。
在M.Miyoshi等人所著题为”通过傅立叶变换相位循环和单一正交的Dixon方法实现SSFP脂肪/水分开″(Proc.Intl.Soc.，MagneticResonance in Medicine，Vol.11，2003，pp.981)的论文1中对所述技术值了简短的介绍。
在日本公开特许公报No.2001-414和论文1中所描述的技术是为了采集回波，通过施加呈现不同相位的RF脉冲，在SSFP中激励自旋执行多次扫描；对所述回波进行二维傅立叶变换，然后二维傅立叶逆变换；为了消除静态磁场中的不均匀性的有害影响，按照SQFWI方法处理所得的信号；最后，把代表水的数据和代表脂肪的数据分开来。
B.A.Hargreaves等人所著题为″利用相位检测的脂肪抑制稳态自由旋进成像″(Proc.Intl.Soc.，Magnetic Resonance in Medicine，Vol.11，2003，pp.548)的论文2描述当在重复时间TR等于同相时间、而回波时间TE等于同相时间的一半、同相时间等于重复时间TR的一半的条件下实施SSFP方法时，采集其波形看来象是函数曲线并且其谐振频率等于2除以TR的商的方波信号。所述论文得出结论，可以成功采集共用单一相位的信号。
然而，按照论文2所描述的方法，分别由水和脂肪引起的信号相位是π(弧度)，并彼此一致。需要某种假说来把由水引起的信号和由脂肪引起的信号分开。日本特许公报No.2398329[专利文档2]日本公开特许公报No.2001-414(日本特许公报No.3353826)在日本公开特许公报No.2001-414和论文1有个缺点，就是重复时间TR必须等于同相时间和2/n的乘积，而回波时间TE必须等于同相时间除n的商(其中，n表示一个等于或者大于3的整数)。此外，重复时间TR是如此之短，以致实现所述技术的系统将规模庞大并包括特殊组件。例如，当n等于3时，若磁场强度为0.7T，则重复时间TR为6.5ms。若磁场强度为1.5T，则重复时间TR为3.1ms。因此所述系统变得规模庞大并包括特殊元件。
而且，因为至少必须执行两次扫描，所以扫描时间长。
在论文2中描述的方法规定了脉冲序列数据库(PSD)、重复时间TR等于同相时间、回波时间TE等于同相时间的一半。例如，当磁场强度为0.7T时，重复时间TR为9.8ms。当磁场强度为1.5T时，重复时间为4.6ms。没有必要采取在论文1中描述的大规模的特殊系统配置。
然而，按照论文2所描述的方法，由水和脂肪引起的信号假定具有相反的符号(它们彼此相位差为π(弧度))。为了从脂肪引起的信号辩别由水引起的信号必须作某一假说。例如，需要水和脂肪信号的相位利用总的直方图或者任何其它的复杂处理进行辩别。此时，有一种可能性，就是水和脂肪信号的相位可以反过来识别，并招致不正确的判断。
而且，按照论文2的方法，因为水和脂肪信号的相位彼此相反，所以相应地水和脂肪信号所需要的回波时间是彼此不同的。因而，脂肪信号强度变得较低。
如上所述，从较短的处理时间和容易而准确地把水和脂肪分开的观点看，所述先有技术仍有改善余地。
发明内容
本发明的目的是提供一种能够缩短从扫描到图像构造所经过的时间(扫描时间)、容易把水和脂肪分开、准确构造水图像和(或者)脂肪图像的MR成像方法和MRI系统。
按照本发明的第一方面，提供一种利用对象引起的MR信号构造对象的体层摄影图像的MR成像方法。所述MR成像方法包括以下步骤通过实现指定以下条件的脉冲序列来从所述对象采集回波，这些条件是TR＝Tip×m和TE＝Tip×(m-1±1/n)，应当利用以稳态自由旋进(SSFP)方法激励的自旋来建立上述条件，其中TR表示重复时间，Tip表示同相时间；TE表示具有正值的回波时间；m表示自然数；以及n表示等于或者大于3的自然数，以便可以利用包含于对象中的水和脂肪引起的回波扫描所述对象，水和脂肪引起的回波彼此单一正交或者水和脂肪引起的回波之间有90°的相位差；对采集的回波进行频率变换，以便构造体层摄影图像；对变换后的数据进行静态磁场不均匀性补偿；以及按照补偿的结果重构图像，其中把水和脂肪分量彼此分开。
按照本发明的第二方面，提供一种利用对象引起的MR信号构造对象的体层摄影图像的MRI系统。所述MRI系统包括用于通过实现一个指定以下条件的脉冲序列从所述对象采集回波的装置，这些条件是TR＝Tip×m和TE＝Tip×(m-1±1/n)，应当利用以稳态自由旋进(SSFP)方法激励的自旋来建立上述条件，其中TR表示重复时间，Tip表示同相时间；TE表示具有正值的回波时间；m表示自然数；以及n表示等于或者大于3的自然数，以便可以利用包含于对象中的水和脂肪引起的回波来扫描所述对象，水和脂肪引起的回波彼此单一正交或者在水和脂肪引起的回波之间有90°的相位差；用于采集通过实现所述脉冲序列而引起的来自对象的回波的装置；用于对采集的回波进行频率变换以便构造体层摄影图像的变换装置；用于对变换后的数据进行静态磁场不均匀性补偿的装置；以及用于利用补偿的结果重构图像的装置，其中水和脂肪分量是彼此分开的。
按照本发明，即使同相时间短的高磁场强度系统也可以按照SSFP方法构造彼此分开地表示水或者脂肪的图像。
而且，按照本发明，优点是当使重复时间TR等于同相时间和m的乘积(其中m表示自然数)，用SSFP法激励自旋，因为水和脂肪引起的两个回波都受静态磁场中的不均匀性影响，所以可以构造一种对频带失真不敏感的图像。
而且，按照本发明，当使回波时间TE等于同相时间和(m-1±1/n)的乘积(其中m表示自然数；n表示等于或者大于3的自然数，并且TE取正值)时，可以采用单一正交的脂肪/水成像方法。简而言之，因为本发明不使用日本公开特许公报No.2001-414和论文1提出的相位循环方法，所以可以用1 NEX扫描对象。这导致较短的扫描时间。
使用论文2所描述的方法时，因为在”m＝1而n＝2″的条件下水和脂肪引起回波之间的相位差是π(弧度)，所以必须作某种假设。按照本发明，可以检查相邻信号，看它们是由水引起的，还是由脂肪引起的。可以准确和明确地确定回波是由水引起的还是由脂肪引起的。
正如附图举例说明的，从本发明以下的推荐实施例的描述中，本发明的其他目标和优点将显而易见。
图1是本发明一个实施例的示例的MRI系统的方框图。
图2是流程图，描述适合于本发明所述实施例的示例的总体处理方法。
图3是流程图，描述图2中所示的数据处理单元执行的处理的示例。
图4是流程图，描述在本发明中实现的单一正交脂肪/水成像(SQFWI)方法。
图5(a)到图5(e)显示包括在本发明实施例中或者在比较示例中的脉冲序列数据库(PSD)的内容。
图6显示包括在本发明实施例中的数据处理单元所包括的存储器中定义的k-空间的配置。
图7是表示本发明第二实施例的示例的MRI系统的配置的方框图。
具体实施例方式
(第一实施例)下面将参见附图，描述按照本发明第一实施例的MR成像方法和MRI系统。
(系统配置和基本操作)图1简要显示按照本发明第一实施例的MRI系统的配置。
下面将要参见图1，描述按照本发明第一实施例的MRI系统的配置及其基本操作。
按照本发明本实施例的MRI系统包括磁体系统100、数据采集单元150、RF线圈驱动单元140、梯度线圈驱动单元130、顺序控制单元160、数据处理单元170、显示单元180和操作单元190。
磁体系统100包括主磁场线圈单元102、梯度线圈单元106、RF线圈单元108。这些线圈单元基本上呈圆柱形，并同轴排列在基本上呈圆柱形的磁体系统100开孔中。
成像对象1(或者对象)，诸如要利用磁共振现象成像的躺在托板500上的人体，按照要成像的区域用输送装置(未示出)通过磁体系统100的开孔移动。
主磁场线圈单元102在磁体系统100的开孔中产生静态磁场。所述静态磁场的方向一般与成像对象1身体轴的方向平行，因此所述静态磁场是水平磁场。
主磁场线圈单元102一般利用超导磁体实现。然而，主磁场线圈单元不局限于超导磁体的选择，而是可以是利用电阻式磁体等实现。
梯度线圈单元106产生三个磁场梯度，它们用以使主磁场线圈单元102产生的静态磁场的强度沿着三个相互垂直的轴，也就是说切片轴、相位轴和频率轴形成梯度。为了产生所述磁场梯度，梯度线圈单元106包括三个未示出的梯度线圈。梯度线圈驱动单元130连接到梯度线圈单元106，并且向梯度线圈单元106施加驱动信号，以便产生磁场梯度。梯度线圈驱动单元130包括三个包括在梯度线圈单元106内的与三个梯度线圈相关的驱动电路。
其方向对应于切片轴方向的磁场梯度将称为切片磁场梯度。其方向对应于相位轴方向的磁场梯度将称为相位编码磁场梯度。其方向对应于频率轴方向的磁场梯度将称为读出磁场梯度(或者频率编码磁场梯度)。
假如在定义于三维空间中的垂直坐标系统中的坐标轴与静态磁场空间中相互垂直的轴相关并且称为X，Y和Z轴，X、Y和Z轴中的任何一个都可以看作是切片轴。在本实施例中，切片轴应该对准成像对象1的身体轴，并且看作是Z轴。另外两个中的一个将是相位轴，而另一个轴将是频率轴。
顺便指出，切片轴、相位轴和频率轴可能是相对于X，Y和Z轴以任何的斜率倾斜的，而同时维持相互正交。
RF线圈驱动单元140连接到RF线圈单元108。RF线圈驱动单元140向RF线圈单元108发出驱动信号，并把RF脉冲施加于其上。RF线圈单元108产生高频磁场，用以在静态磁场空间中激励成像对象1中的自旋。高频磁场的产生将称作RF激励信号的发射，并且RF激励信号将称为RF脉冲。
由受激自旋引起的电磁波(即，磁共振信号)由RF线圈单元108接收。数据采集单元150连接到RF线圈单元108。数据采集单元150以数字数据形式采集由RF线圈单元108接收的回波(或者MR接收信号)。
由RF线圈单元108检测的并且由数据采集单元150采集的MR信号是定义在频率域上的信号，例如定义在傅立叶空间中的信号。
其方向对应于相位轴和频率轴方向的磁场梯度是为了对MR信号源沿着所述两轴的分布进行编码而施加的。例如，采取傅立叶空间作为频率域时，MR信号作为定义在所述二维傅立叶空间中的信号提供。所述二维傅立叶空间可以称作k空间。
相位编码磁场梯度和频率编码(读出)磁场梯度确定采样信号在所述二维傅立叶空间中的位置。
顺序控制单元160连接到梯度线圈驱动单元130、RF线圈驱动单元140和数据采集单元150中的每一个。
利用第一信号计算和控制装置，例如，第一计算机来实现顺序控制单元160。顺序控制单元160包括未示出的第一存储器。描述要向顺序控制单元160给出的指令的程序和不同类型的数据存储在第一存储器中。
当第一计算机运行存储在第一存储器的程序时，便实施顺序控制单元160的各种功能。
数据采集单元150的输出端连接到数据处理单元170。由数据采集单元150采集的数据传输到数据处理单元170。利用不同于包括在顺序控制单元160中的第一信号计算和控制装置的第二信号计算和控制装置，例如，第二计算机来实现数据处理单元170。数据处理单元170包括未示出的第二存储器。描述向数据处理单元170给出的指令的程序和不同类型的数据存储在第二存储器中。
数据处理单元170连接到顺序控制单元160。数据处理单元170处于比顺序控制单元160高的位置，并且以集中的方式管理由顺序控制单元160延伸的不同的控制。当数据处理单元170运行存储在第二存储器任何的程序时便实施具体的程序。
数据处理单元170把由数据采集单元150采集的数据存储在存储器。与k空间相关的数据空间定义在所述存储器中。数据处理单元170对定义在所述k空间的数据进行频率逆变换，例如，二维傅立叶逆变换，并因而重构扫描对象图像。
显示单元180连接到数据处理单元170。显示单元180用图形显示器等实现。重构的图像从数据处理单元170发送，并且不同的信息显示在显示单元180中。
另外，操作单元190连接到数据处理单元170。操作单元190用包括指向装置的键盘等实现。操作单元190由操作员(或用户)操纵，以此使记录在脉冲序列数据库PSD中的不同类型的指令或者信息传输到数据处理单元170。
操作员(或者用户)通过在数据处理单元170的控制下动作的显示单元180和操作单元190交互地操作MRI系统。
(MRI系统中执行的操作的简要描述)图2是概述在按照本发明的MRI系统中执行的操作的流程图。
步骤S1建立新的脉冲序列数据库MRI系统操作员利用操作单元190和显示单元180建立在本发明第一实施例使用的新的脉冲序列数据库(PSD)，它包含其例子示于图5(a)到图5(d)的脉冲序列。所建立的PSD存储在包括于数据处理单元170中的存储器内。
PSD的建立过程与传统的相同。其示例示于图5(a)到图5(d)中的PSD的内容是在本实施例中使用的新的脉冲序列并作为本发明的特征之一。
操作单元190、显示单元180和数据处理单元170作为包括在本发明中的脉冲序列指定装置。
步骤S2进行调整工作下面将要描述的调整工作对本发明并非必须的(选项)，但是由于下述原因最好进行所述调整工作。
从SSFP中受激自旋返回的回波中的每一个都包括两个分量自由感应衰变(FID)(梯度回波)和自旋回波(SE)或者受激回波(STE)。自旋回波(SE)和受激回波(STE)一般将称为自旋回波。磁场中不均匀性对FID分量和自旋回波分量的有害影响是相互对称的。因此，很可能要发生来源于磁场不均匀性的相位差和回波时间差。
若分量之间存在相位差和时间差，则不能采集适当的回波。因此在实践中两个分量的相位及其时间在扫描之前最好彼此一致。
为了相位和时间彼此一致，首先，测量FID分量和自旋回波分量SE或者STE之间的相位差和它们之间的时间差。此时，使用的脉冲序列与SSFP成像的相同，现将参照图5加以描述，只是沿着相位编码轴施加代表相位编码磁场梯度的起皱(crusher)磁场梯度。起皱磁场梯度在施加RF脉冲之前立即施加。
因而，将自旋回波分量SE或者STE的相位复位，并只引起包括FID分量的回波分量。此后，在施加RF脉冲之后立即施加起皱磁场梯度时，只引起一个回波，包括自旋回波分量SE或者STE。
所述各结果回波之间的相位差和时间差是根据回波时间TE测量的，以此可以获得FID分量和自旋回波分量SE或者STE之间的相位差和时间差。
步骤S3扫描对象和采集数据完成上述调整工作之后，数据处理单元170、顺序控制单元160、RF线圈驱动单元140和梯度线圈驱动单元130，按照步骤51存储在数据处理单元170的存储器的PSD的内容，驱动构成磁体系统100的主磁场线圈单元102、梯度线圈单元106和RF线圈单元108。
数据采集单元150按照施加于成像对象1的不同磁场，从RF线圈单元108接收成像对象1引起的MR信号。
数据处理单元170接收由数据采集单元150采集的MR信号，将其存储在存储器中。在所述存储器中，如图6中所示，定义与k空间相关的数据空间。
数据处理单元170、顺序控制单元160、RF线圈驱动单元140和梯度线圈驱动单元130本身像传统的一样按照PSD的内容动作。
然而，如上所述，因为PSD的内容与传统的不同，从装置的动作中所得的MR信号也不同于传统的。
至此已经描述了数据处理单元170、顺序控制单元160、RF线圈驱动单元140、梯度线圈驱动单元130、主磁场线圈单元102、梯度线圈单元106和RF线圈单元108的基本操作。
数据处理单元170、顺序控制单元160、RF线圈驱动单元140、梯度线圈驱动单元130、主磁场线圈单元102、梯度线圈单元106和RF线圈单元108作为包括在本发明中的成像装置。RF线圈单元108和数据采集单元150作为包括在本发明中的数据采集单元。
步骤S4执行图像重构图3是概述要由包括在本发明中的装置170执行的步骤S3的处理的流程图。下面将简要描述所述处理的内容。
在步骤S31，数据处理单元170对定义在k空间的数据进行二维傅立叶变换，其示例如图6中所示。
在步骤S32，数据处理单元170按照图4中描述的单一正交脂肪/水成像(SQFWI)方法，执行一阶或高阶相位修正，从而补偿静态磁场中的不均匀性。
在步骤S33，为了调整其中由水和脂肪引起并彼此正交的信号的坐标系统中的坐标轴，数据处理单元170执行相位补偿(二阶相位补偿)。就是说，例如，执行0阶相位修正，以便使水信号表示在所述实数轴上，而脂肪信号表示在虚轴上。因而，水和脂肪可以容易而清晰地彼此辩别。
在步骤S34，数据处理单元170显示表示在实数轴上的数据，于是产生水图像。否则，在步骤S35，，数据处理单元170显示表示在虚轴上的数据，于是产生脂肪图像。产生水图像还是产生脂肪图像取决于用户。不用说，可以相继产生这两个图像。
图4是概述日本公开特许公报No.2001-414所公开的单一正交脂肪/水成像(SQFWI)方法的流程图。甚至在本实施例中，SQFWI方法也适合于图3中描述的步骤S32。现将描述步骤S32的处理，与日本公开特许公报No.2001-414公开的方法对比。
步骤S41，例如，RF线圈单元108和数据采集单元150，利用处于所述静态磁场空间中的成像对象上发生的磁共振现象，产生体层摄影图像，其像素由水和脂肪引起而且具有2π/n(n≥)(弧度)的相位差的信号来表示。
步骤S41的处理对应于参照图2描述并使用在本实施例中的步骤S2。日本公开特许公报No.2001-414公开的方法和在本实施例中使用的处理，正如随后参照图5描述的，在条件方面，也就是说水和脂肪引起的信号之间的相位差方面，是彼此不同的。
在本实施例中，在对应于步骤S41的步骤中，正如参照图5所描述的，使记录在PSD中的重复时间TR等于同相时间与m的乘积，并使记录于其上的回波时间TE等于同相时间除n的商(其中n表示等于或者大于3的值)，使得水和脂肪引起信号彼此同相。
当水和脂肪引起的信号彼此同相时，因为这些信号在相同的程度上受静态磁场不均匀性影响，所以静态磁场不均匀性的有害影响得以对消。
例如，当n等于4，水引起和与表示水像素相关的信号和脂肪引起和与表示脂肪像素相关的信号之间的相位差是2π/4＝π/2(弧度)。因而，水像素信号和脂肪像素信号是彼此正交的，而同时相位差为90°。
在步骤S42，数据处理单元170把水像素信号和脂肪像素信号的相位乘以n，以便使这些信号彼此同相。把其相位超过±π(弧度)的混叠分量修正到1/n的数目。检出受静态磁场不均匀性影响的相位分布，并用以修正水和脂肪像素信号的相位。于是静态磁场不均匀性的有害影响得以对消。
例如，当水和脂肪像素信号的相位乘以n＝4，这些信号之间的相位差变为2π(弧度)。就是说，水和脂肪像素信号是彼此同相的。把其相位超过±π(弧度)的混叠分量修正到1/n的数目(其中n＝4)。然后，检出受静态磁场不均匀性影响的相位分布，并用以修正水和脂肪像素信号的相位。于是静态磁场不均匀性的有害影响得以对消。
在步骤步骤S43，数据处理单元170根据所述相位差把水图像和脂肪图像从其静态磁场不均匀性的有害影响已经对消的像素区别出来。
如上所述，表示水的像素和表示脂肪的像素可以彼此分开，其中与表示水的像素相关的信号，也就是说水引起的信号和与表示脂肪的像素相关的信号，也就是说，脂肪引起的信号，其静态磁场不均匀性有害影响已经对消，并具有π/2(弧度)的相位差，也就是说，彼此正交。
如上所述，使水和脂肪引起的信号具有π/2(弧度)的相位差，然后把水信号和脂肪信号分开的图像构造技术，在本说明书中将称为″单一正交脂肪/水成像(SQFWI)方法″。
如上所述，在本实施例中，SQFWI方法是为了补偿静态磁场不均匀性而采取的(第一相位补偿)。对彼此正交的水和脂肪引起的信号进行采样。此后，为了简单而准确地构造图像，执行0-阶相位补偿(第二相位补偿)。因而水信号表示在实数轴上，而脂肪信号表示在虚轴上。
就是说，彼此分开地重构表示水或者脂肪的图像，必然时显示水图像或脂肪图像。
脉冲序列数据库(PSD)图5(a)到图5(d)显示PSD内容的示例，它用以扫描其自旋用稳态自由旋进(SSFP)方法激励的对象，以便使水和脂肪引起的信号相位彼此单一正交。
当我们说自旋是用SSFP方法激励时，意思是指，一直以短的间隔时间(TR＜T2)施加激励脉冲串，以便使角动量的相位，也就是说，自旋的相位将被对准，以产生磁化。SSFP方法的优点是，尽管扫描时间短，但可以产生最大强度并呈现高反差的信号。另一方面，SSFP方法具有发生频带失真的缺点，脂肪引起强信号，并难以把水和脂肪分开。本发明克服了所述缺点。
图5(a)显示用于RF信号的脉冲序列。图5(b)显示用于产生切片磁场梯度的脉冲序列。图5(c)显示用于产生相位编码磁场梯度(扭曲)的脉冲序列。图5(d)显示用于产生频率编码(读出)磁场梯度的脉冲序列。
图5(e)显示产生日本公开特许公报No.2001-414所描述的频率编码磁场梯度一般采取的脉冲序列，与用于产生图5(d)中所示本发明第一实施例使用的频率编码(读出)磁场梯度的脉冲序列对比。
(1)第一特征包括在本实施例中的PSD内容的第一个特征是，单位重复时间TR(1TR)等于同相时间。传统上，重复时间TR不局限于任何的具体数值，而是可以设置为任何的值。
正如在本实施例中所做的，把重复时间TR限制为一具体数值的理由是，使水和脂肪引起的回波彼此同相。当水和脂肪回波彼此同相时，回波受到同样静态磁场不均匀性影响。SQFWI技术可以完美地对消静态磁场不均匀性的有害影响。因而，完成一次扫描即可采集彼此分开的具有水和脂肪回波的回波。
(2)第二特征包括在本实施例中的PSD内容的第二特征是，回波时间TE不符合传统上采取的TE＝TR/2的条件，以便使水引起的回波和脂肪引起的回波彼此单一正交，而同时具有90°的相位差。
日本公开特许公报No.2001-414所描述的方法和一般采取的方法都是这样的，以便使回波与在一个重复时间1TR(TE＝TR/2)的中点产生的信号有关(如图5(e)中所示)，并且回波时间TE是从两个相邻的RF脉冲中任一个的中点到回波中点的时间。另一方面，在本发明的本实施例中，如图5(d)所示，回波时间定义为TE＝TR/3，比从相邻两个RF脉冲中任一个的中点到回波中点的的时间短。
如上所述，回波时间TE和重复时间TR之间的关系，按照本实施例，在用以产生频率编码(读出)磁场梯度的脉冲序列中指定，不同于日本公开特许公报No.2001-414等描述的回波时间和重复时间TR的典型关系。这是因为水引起的回波和脂肪引起的回波是彼此单一正交的，而同时具有90°的相位差。
由于以上所述相位关系，例如，水引起回波可以在实数轴上表示，而脂肪引起的回波在虚轴上表示并且水和脂肪回波可以清晰地彼此分开。例如，当显示表示在实数轴上的回波时，便可以产生表示包含成像对象1中水的图像。另一方面，当显示表示在虚轴上的回波时，便可以产生表示包含在成像对象1中的脂肪的图像。
下面将描述在MRI系统中按照PSD的内容执行的操作，所述PSD的内容的实例示于图5(a)到图5(d)和图5(e)中。顺便指出，在附图中脉冲序列是从左到右实现的。
在图2的步骤S3，为了激励自旋，施加如图5(a)所示的RF脉冲。此时，通过施加图5(b)中所示的切片磁场梯度G切片而选择性地激励自旋。以重复时间TR的周期重复自旋的激励。在一个重复时间1TR的过程中采集一个视图。
在图2的步骤S3，在一个重复时间1TR的过程中，如图5(d)和图5(e)所示，施加频率编码(读出)磁场梯度G-相位，并通过RF线圈单元108读出回波。
在图2的步骤S3，如图5(d)所示，在自旋激励之后和自旋的下一个激励之前立即施加相位编码磁场梯度G-相位。一对相位编码磁场梯度G-相位在强度和极性方面是彼此对称的。由于对称性，第一相位编码磁场梯度G-相位使相位编码在前进方向进行，而第二相位编码磁场梯度G-相位使相位编码在相反的方向进行。相位编码的幅度在每个重复时间1TR改变。
在图2的步骤S3，RF线圈单元108和数据采集单元150读出回波，从而对存入k空间的数据进行采样。
图6是示意图，表示k空间。在所述k空间中，横坐标轴与频率轴相关，而纵坐标轴与相位轴相关。多个侧向长矩形表示相位轴上数据采样位置。矩形中所写的数字表示相位编码的幅度。相位编码的幅度用π/N归一化，其中N表示相位轴方向上的样值个数。可以把相位轴方向上的采样数改为视图数。
按照日本公开特许公报No.2001-414所描述脉冲序列，如图5(e)中所示，建立TE＝TR/2，相位编码的幅度在相位轴ky中间为0。相位编码的幅度从中心向两端增加，但是增加的极性是彼此相反的。采样间隔时间，也就是说，相位编码的幅度差是π/N。顺便指出，因为m等于4，所以水引起回波和脂肪引起的回波之间的相位差为π/2(弧度)。
另一方面，在本实施例中使用的脉冲序列的情况下，如图5(d)中所示，建立TE＝TR/3，相位编码的幅度在相位轴ky的中间处为0。顺便指出，因为m等于4，所以水引起的回波和脂肪引起的回波之间的相位差为2π/3(弧度)。
按照日本公开特许公报No.2001-414所描述的相位循环技术，每一个重复时间1TR以2π·k/M为单位，多次或至少两次改变自旋取向角(flip angle)，也就是说，至少两次改变RF脉冲的相位，执行数据采集。顺便指出，M是等于或大于2的整数，而k表示0、1或M-1。对于每个重复时间1TR，2π·k/M是RF脉冲相位中的差值。当通过至少两次改变RF脉冲相位，执行扫描时，k等于0或1。
(1)当k等于0时，所述相位差是0。因而每次RF脉冲的相位不变，而自旋用RF脉冲激励，其中相位保持不变。激励自旋时，采集一组其傅立叶变换定义在k空间中的数据项。所述一组数据项(回波)将称为数据f(0)。
(2)当k等于1时，RF脉冲的相位差为2π/M。因而，用其相位每一个重复时间1TR以2π/M为单位改变的RF脉冲激励自旋。这样激励自旋时，采集另一组其傅立叶变换定义在k空间的数据项。这组数据项(回波)将称为数据f(1)。
按照本发明，只执行一次扫描。本发明是在把M设置为1并把k设置为M/2的情况下采用相位循环技术的特例。
按照日本公开特许公报No.2001-414所公开的方法至少以不同的自旋取向角执行两次扫描。因此占用很多时间。要存储在存储器的数据量大，并且数据处理时间长。
另一方面，按照本实施例，M设置为1，而k设置为0。通过以π(弧度)RF脉冲的相位为单位改变执行扫描。采集一个视图所需要的激励次数是1(1NEX)。自旋以具有相反相位的RF脉冲激励。当自旋这样激励时，采集一组其傅立叶变换定义在k空间的数据项。按照本实施例，扫描时间可以减半，并且存储器的存储能力可以减半。另外，随后将要描述的数据处理时间可以减半。按照上述方法引起的回波f用下面描述的表达式(1)提供[数学1]f(k)=A(1-E2expiξ)B(1-E2cosξ)-C(E2cosξ)E3exp(iθchemi+θ2---(1)]]>其中ξ＝φ-θ-θchemiA＝M0(1-E1)sinαB＝1-E1cosαC＝E2(E1-cosα)E1＝exp(-TR/T1)E2＝exp(-TR/T2)E3＝exp(-TR/T2)φ＝2πk/Mξ表示自旋的相位。自旋相位ξ取决于RF脉冲的相位φ、由磁场不均匀性或磁化系数所引起的相位误差θ和从化学位移推算的相位误差θchemi。M0表示初始磁化。
按照本实施例，φ等于π(弧度)。因此自旋的相位ξ等于π-θ-θchemi。
而且，因为RF脉冲的相位在重复时间TR的过程中保持不变，所以θchemi等于2π(弧度)。自旋相位ξ等于π-θ，而无论自旋是水的自旋还是脂肪的自旋。
在图3的步骤S31，数据处理单元170对回波f进行二维傅立叶变换，以便产生作为扫描结果的图像。
在图2的步骤S31，数据处理单元170对定义在k空间的数据进行二维傅立叶变换。为了重构体层摄影图像最好执行二维快速傅立叶变换(IFFT)。
因为数据很少受相位误差θ影响，所以尽管存在静态磁场的不均匀性，但通过进行二维傅立叶变换产生的体层摄影图像的水和脂肪分量也很少出现频带失真问题。
虽然水和脂肪引起的信号在施加RF脉冲时彼此同相，但所述信号在时刻TE由于旋磁比(化学位移)差异的缘故而具有2π/n(弧度)的相位差。
为了按照参照图4描述的SQFWI技术把水和脂肪分开，利用所述相位差。就是说，(1)类似于图4中的步骤S42，将回波的相位乘以n，使得水引起的回波和脂肪引起的回波彼此同相。
(2)类似于图4中的步骤S42，修正其相位超过π(弧度)的混叠分量。利用数字为1/n的混叠分量的相位分布，修正回波中的相位误差。
(3)类似于图4中的步骤S43，根据水引起的回波和脂肪引起的回波之间的相位差把水和脂肪分开，也就是说，所述相位差为90°。
就水可以准确地从脂肪分开而言，最好采用SQFWI技术。
利用SQFWI技术，以便对二维傅立叶变换进行静态磁场不均匀性补偿。使水引起信号和脂肪引起的信号的相位差为2πn彼此分开，从而产生表示水图像的数据和表示脂肪图像的数据。
(第一实施例的第一变型)
按照第一实施例，重复时间TR限制为同相时间的值。然而，也可以把重复时间TR设置为同相时间的乘以任何自然数(m)的倍数。
例如，当磁场强度是1.5T时，最短的同相时间(m＝1)是4.6ms，而第二最短同相时间(m＝2)is 9.2ms。
按照本发明，即使在采用产生高磁场强度并提供短的同相时间的磁场系统时，用SSFP方法激励自旋之后，把水引起的信号和脂肪引起的信号分开。
在上述实施例中，把回波时间TE设置为同相时间不考虑回波时间TE是从正方向还是从负方向来推算同相时间。
例如，当磁场强度是1.5T时，最短的同相时间是4.6ms。回波时间TE可以设置为同相时间除以3的商，也就是说，1.53ms，或者可以设置为从同相时间减去同相时间除以3的商算出的数值，也就是说，3.067ms。
采取第二最短同相时间时，重复时间TR设置为同相时间乘以2的乘积，也就是说，9.2ms。回波时间TE可以设置为同相时间除以3的商加上通过同相时间而算出的数值，也就是说，6.13ms，或者可以设置为从同相时间减去同相时间除以3的商算出的数值，也就是说，3.067ms。
另外，n可以等于4。在这种情况下，回波时间TE可以是从同相时间减去同相时间除以4商而算出的数值，也就是说，3.45ms，或者可以把同相时间除以4的商加上同相时间算出的数值，也就是说，5.75ms。
就是说，按照本发明，重复时间TR和回波时间TE可以按照下面的条件表达式(1)决定。
用于以SSFT方法激励的自旋的PSD的典型内容(1)重复时间TR＝TIp×m(2)回波时间TE＝TIp×(m-1±1/n)(条件表达式1)
其中TIp表示同相时间，m表示自然数，n表示等于或者大于3的自然数，回波时间TE取正值。
扫描时间与比较示例中使用的扫描时间的对比按照日本公开特许公报No.2001-414所描述的并且通过使SQFWI技术适应相位循环SSFP方法来把水和脂肪分开的方法，PSD的内容必须规定TR＝TIp×2/n和TE＝TIp/n(其中n表示等于或者大于3的整数)。当n设置为3时，若磁场强度是0.7T，则重复时间TR是6.5ms。若磁场强度是1.5T，则重复时间TR短到3.1ms。提供这样高磁场强度的系统，成本非常高。
另外，日本公开特许公报No2001-414所描述的方法要求两次或更多次数据采集。
按照论文2所描述的方法，PSD的内容指定TR＝TIp和TE＝TIp/2。按照所述方法，当磁场强度为0.7T时，重复时间TR为9.8ms。当磁场强度为1.5T时，重复时间TR为4.6ms。这在构建磁场系统方面没有问题。然而，没有论述把水和脂肪分开的问题。
(第一实施例的第二变型)在上述实施例中，采取二维傅立叶变换作为通过将其分解为频率分量来分析回波的方法。或者，可以采取任何其它的频率分析方法。
当采取二维傅立叶变换时，最好用二维快速傅立叶变换进行快速计算。
(第一实施例的第三变型)由数据采集单元150进行的数据采集的对象是全回波。然而，按照本实施例，所述回波时间TE不相当于重复时间TE的一半。因此，数据采集的对象可以是部分回波或全回波。按照本发明的方法为数据采集提供了自由度。
采集部分回波时，数据处理单元170可以对部分回波执行二维傅立叶变换和二维傅立叶逆变换。否则，为了用0进行填充，可以对部分回波进行内插。
(第一实施例的优点)因为SQFWI技术适合于根据PSD内容实施的SSFP方法，所以在用SSFP方法激励水和脂肪中的自旋之后，可以构造其水和脂肪分量可以彼此分开的图像。
为了实施SSFP方法，按照在本实施例中使用的PSD的内容，把重复时间TR设置为同相时间乘以m的乘积(其中m表示自然数)。因而，水引起的信号和脂肪引起的信号相似地受静态磁场不均匀性影响。最后，静态磁场不均匀性的有害影响可以对消。
另外，在本实施例中，和日本公开特许公报No.2001-414所描述的方法(即，相位循环SSFT脂肪/水图像构造方法)不同，它不必多次改变RF脉冲的相位并执行多次扫描。结果是扫描时间缩短。另外，存储的数据数量少了并且存储器的存储能力小了。而且，数据处理单元170所要求的信号处理时间缩短。
按照论文2描述的方法，水引起的信号和脂肪引起的信号彼此相位相差π(弧度)。在没有假说的情况下，所述方法不能准确地把脂肪和水区分。反之，按照本实施例的方法，水信号和脂肪信号彼此单一正交。就是说，水信号和脂肪信号具有2π/n(弧度)的相位差。因而，水信号可以表示在实数轴上，而脂肪信号可以表示在虚轴上。最后，可以根据水和脂肪信号之间的相位差准确和明确地地识别水信号和脂肪信号的相位。
(第二实施例)图7显示按照本发明第二实施例的MRI系统的配置。
除了磁体系统100’除外，图7中所示的MRI系统具有与图1中所示的MRI系统相同的部件。下面主要描述所述磁体系统100′。
磁体系统100′包括主磁场磁体单元102′、梯度线圈单元106′和RF线圈单元108′。
每一个主磁场磁体单元102’和线圈单元都包括一对彼此相对的磁体或线圈，在它们之间存在一个空间。另外，所述磁体和线圈基本上呈圆盘形并共享同一中心轴。成像对象1躺在托板500上通过输送装置(未示出)被带入磁体系统100′的开孔。
主磁场磁体单元102′在磁体系统100′的开孔内产生静态磁场。静态磁场的方向垂直于对象1的身体轴方向。就是说，主磁场磁体单元102′产生所谓垂直磁场。主磁场磁体单元102′用例如永久磁铁形成。然而，主磁场磁体单元102′不局限于永久磁铁，而是可以用超导磁体或电阻式磁体形成。
梯度线圈单元106′产生三个磁场梯度，用以使静态磁场强度沿着三个彼此垂直的轴线，也就是说，切片轴、相位轴和频率轴形成梯度。为了产生磁场梯度，梯度线圈单元106′包括三个未示出的梯度线圈。
假定在其中产生静态磁场的空间中形成的彼此垂直的坐标轴是X、Y和Z轴，则任何一轴都可以视为切片轴。其余两个轴中的一个视为相位轴，而另一个轴视为频率轴。另外，切片轴、相位轴和频率轴相对于X，Y和Z轴可以以任何斜率倾斜，而同时维持相互正交。即使在本实施例的系统中，也将把对象1身体轴的方向视为Z轴方向。
RF线圈单元108′接收电磁波，也就是说，躺在静态磁场空间中的对象1中自旋引起的磁共振信号，自旋是通过施加RF脉冲激励的。所述信号由RF线圈单元108′接收，传输到数据采集单元150。
即使在图7中所示的MRI系统中，类似于图1所示的MRI系统，也执行上述处理。
如上所述，按照本实施例，可以按照SSFP方法实现能产生不受频带失真影响的图像的磁共振成像系统。另外，可以实现能够把水和脂肪分开的磁共振成像系统，用于利用以SSFP方法激励的水和脂肪的自旋来成像。
在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以配置出许多差别很大的本发明的实施例。应该明白，本发明不局限于本说明书所描述的具体的实施例，后附的权利要求书所定义者除外。
权利要求
1.一种用于利用对象引起的磁共振信号构造所述对象的体层摄影图像的磁共振成像方法，所述方法包括以下步骤通过实现规定以下条件的脉冲序列来从所述对象采集回波，所述条件是应该利用以稳态自由旋进(SSFP)方法激励的自旋来建立TR＝TIp×m和TE＝TIp×(m-1±1/n)，其中TR表示重复时间，TIp表示同相时间，TE表示具有正值的回波时间，m表示自然数，而n表示等于或者大于3的自然数，以便可以对所述对象进行扫描，其中，包含在所述对象中的水引起的回波和包含在所述对象中脂肪引起的回波彼此单一正交或者由水和脂肪引起的所述各回波之间存在90°的相位差；通过对所述采集的回波进行频率变换来构造体层摄影图像；对所述变换后的数据进行静态磁场不均匀性补偿；以及按照所述补偿的结果重构图像，其中，把所述图像中的水和脂肪分量彼此分开。
2.一种用于利用对象引起的磁共振信号构造所述对象的体层摄影图像的磁共振系统，它包括用以实现脉冲序列的装置，所述脉冲序列规定这样的条件应该利用以稳态自由旋进(SSFP)方法激励的自旋来建立TR＝TIp×m和TE＝TIp×(m-1±1/n)，其中TR表示重复时间，TIp表示同相时间，TE表示具有正值的回波时间，m表示自然数，而n表示等于或者大于3的自然数，以便可以对所述对象进行扫描，其中，包含在所述对象中的水引起的回波和包含在所述对象中脂肪引起的回波彼此单一正交或者由水和脂肪引起的所述各回波之间存在90°的相位差；用于通过实现所述脉冲序列从所述对象采集回波的装置；用于通过对所述采集的回波进行频率变换来构造体层摄影图像的装置；用于对所述变换后的数据进行静态磁场不均匀性补偿的装置；和用于按照所述补偿结果重构图像的装置，其中，将所述图像的水和脂肪分量彼此分开。
3.如权利要求2所述的磁共振系统，其中所述变换装置采用二维傅立叶变换作为频率变换，以便构造所述体层摄影图像。
4.如权利要求3所述的磁共振系统，其中所述变换装置采用二维快速傅立叶变换作为二维傅立叶变换。
5.如权利要求2到4中任何一个所述的磁共振系统，其中所述补偿装置采用单一正交脂肪/水成像技术，把与通过所述变换装置产生的数据相关的信号的相位乘以n，使水引起的信号和脂肪引起的信号彼此同相，修正其相位超过(弧度)的混叠分量，检测受静态磁场不均匀性影响的相位分布，根据检测的相位分布，修正与所述变换装置产生的数据相关的信号相位，使修正后的混叠分量减小到1/n，以补偿静态磁场的不均匀性。
6.如权利要求5所述的磁共振系统，其中执行0阶修正，以便使水引起的信号可以表示在实数轴上，而脂肪引起的信号可以表示在虚轴上，用从实数轴取出的数据构造水图像，而用从虚轴取出的数据构造脂肪图像。
7.如权利要求2到6中任何一个所述的磁共振I系统，其中用于采集回波的所述装置采集全回波，而所述变换装置对所述全回波执行所述频率变换。
8.如权利要求2到6中任何一个所述的磁共振I系统，其中用于采集回波的所述装置采集部分回波，而所述变换装置对所述部分回波执行所述频率变换。
9.如权利要求3所述的磁共振系统，其中所述磁共振系统包括磁体系统，所述磁体系统包括主磁场线圈单元，用以产生与成像对象身体轴平行的水平静态磁场；梯度线圈单元，用以产生磁场，所述磁场使所述静态磁场强度分别在彼此垂直的切片轴、频率轴和相位轴的方向上产生梯度；以及RF线圈单元，它在所述成像对象中激励自旋并检测所述受激自旋；以及在通过所述梯度线圈单元和所述RF线圈单元产生磁场时实现所述脉冲序列。
10.如权利要求2所述的磁共振系统，其中还包括用于在采集回波之前调整每一个回波的自由感应衰变(FID)分量及其自旋回波分量以便使其相位和时间彼此一致的装置。
全文摘要
本发明的目的是产生图像，即使扫描时间短，其水和脂肪分量也可以容易地彼此分开。(1)实现下面描述的脉冲序列以便用与包含于对象的脂肪引起回波单一正交的包含于对象中的水引起的回波扫描对象。(2)从对象采集回波。(3)对采集的回波进行二维傅立叶变换以便产生体层摄影图像。(4)对变换后的数据采用单一正交脂肪/水成像(SQFWI)技术以补偿静态磁场不均匀性。(5)将水回波和脂肪回波彼此分开以便重构所需的图像。利用以稳态自由旋进(SSFP)方法激励的自旋实现的脉冲序列规定TR＝T
文档编号G01R33/565GK1650801SQ20051000804
公开日2005年8月10日 申请日期2005年2月3日 优先权日2004年2月3日
发明者三好光晴 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司