专利名称：采用预扫描对脉冲序列进行优化的磁共振成像的制作方法
本申请是申请号为02141421.1，申请日为2002年8月30日，发明名称为“采用预扫描对脉冲序列进行优化的磁共振成像”的发明专利申请的分案申请。
背景技术：
(发明领域)本发明涉及磁共振成像，用于在物体中原子核自旋的磁共振现象的基础上，观察被成像物体的内部结构，具体涉及一种包括无造影剂(non-contrast)血管造影术的磁共振，其采用预扫描对成像扫描中所包括的脉冲序列的所需参数进行优化，以便提供具有更高精度的MR图像。
(相关技术)磁共振成像(MRI)通常是一种将拉莫尔频率下的射频(RF)信号施加给物体，使得处于静磁场中物体的原子核自旋被磁激励，并从响应磁激励所引起的MR信号重建图像的技术。
不过，用于磁共振成像的成像扫描并不总在最佳成像条件下进行。也就是说，时常在不适宜的条件下进行成像扫描，其中成像扫描所采用的、极大影响物体MR图像质量的脉冲序列的一个或多个参数没有被优化。
在这种磁共振成像领域中，目前受到广为关注的一种成像技术是，例如无造影剂MR血管造影术。即，该成像技术提供有关物体中血管和/或血流的图像的信息，而没有将造影剂(contrast agent)添加到物体中。在进行无造影剂MR血管造影时，当需要获得更多切片的血管造影信息时，优选采用三维成像扫描。
这些参数包括，例如用于抑制液流空隙现象的相移脉冲。当随血液流动而产生液流空隙现象时，导致了某些缺陷，如所获得的回波信号强度降低。因而优选预先检测这种液流空隙现象的程度，并且考虑液流空隙现象，确定每个被成像物体的成像条件。
在将无造影剂MR血管造影术应用于例如髂动脉的情形，髂动脉中血液流动的速度不仅随个体的不同而不同，而且在健康人与病人之间大体上也不一样。即使对同一个人的髂动脉进行成像，血流速度也随被扫描的区域而改变。
不过，从过去的观点看，实际上根本没有针对成像扫描之前应该进行的、成像扫描中所使用的脉冲序列的多个参数的优化进行研究。因而操作员难以在进行三维扫描之前想象出被检查物体的内部，然后精确地判断出所需读出方向液流空隙的程度。唯一可能的方法是操作员使用自己的经验或者通过反复尝试，推断出液流空隙的程度，并在成像条件中反映该推断出的液流空隙程度。可以执行一踪迹扫描(atrail scan)来推断液流空隙的程度，不过这种踪迹扫描不是定量的。因此，被迫延长了每个被检查者所需的总成像时间，从而减小了患者流量。
在进行无造影剂MR血管造影时，除了上面所述的表示液流空隙程度的值以外，成像扫描中所使用的脉冲序列的参数包括有效回波时间TEeff，表示液流补偿的信息位，反向恢复时间，回波序列间隔(ETS)，脂肪抑制脉冲的倒转角(flip angle)，施加脂肪抑制脉冲后的反向时间TI，MT(磁转移)脉冲的倒转角和再聚焦脉冲的倒转角。
从日本专利公开号No.1999-239571中可了解一种传统的扫描技术。该参考文献说明了一种使用心电图描记(ECG)选通的成像扫描，其中提出了一种用于测量ECG选通最佳延迟时间的扫描。不过，该技术仅考虑了ECG选通定时，从而这种扫描方法远远不能提供其它多种扫描参数。
发明概述本发明试图突破上述的当前状态，实现提供一磁共振成像系统和一在有或没有MR造影剂的条件下进行磁共振成像的磁共振成像方法的双重目的，该系统和方法能够在执行成像扫描之前，稳定、可靠地给出成像扫描中所使用的所需参数的最佳值。
为了实现上面的目的，作为本发明的一个方面，提供了一种磁共振成像系统，用于在所需的脉冲序列的基础上进行成像扫描，以便获得被成像物体所需区域的MR图像。该系统包括一预扫描执行装置，用于执行预扫描，以获得物体所需区域处的多个初步图像的数据，通过在每个初步图像中改变脉冲序列的所需参数的大小来执行该预扫描；一初步图像产生装置，用于从预扫描行为所获得的数据产生多个初步图像；一显示装置，用于显示多个初步图像；一选择装置，用于从所显示的多个初步图像中选择所需的初步图像；以及一设定装置，用于在该成像扫描中设定由所选择的初步图像给出的所需参数的大小。
因此，此磁共振成像系统采用进行预扫描的技术，来确定从成像扫描参数中选择出的一个或多个参数的最佳值。通过预扫描，获得其中反映所需参数的改变量的回波数据，且从所获得的回波数据产生的图像为操作者提供了实际成像扫描中所需参数的最佳大小。这种方法使MR成像和MR血管造影术(有或没有MR造影剂)均能够提供具有高对比度、低噪声和绘图质量较高的图像。
优选将预扫描执行装置构成为通过一系列检测来执行预扫描。在预扫描中，图像矩阵的矩阵尺寸小于通过成像扫描所获得的MR图像的矩阵尺寸。优选该预扫描被设置成二维扫描，该成像扫描被设置成三维扫描。
优选该预扫描执行装置被构成为在成像扫描动作之前执行预扫描。
优选该系统还包括一屏息指示装置，被构成为在预扫描和成像扫描的每个周期中指示其对象继续屏住其呼吸。
作为例子，该脉冲序列由属于SSFP(稳态自由进动)-系统的脉冲序列的一系列脉冲组成。
所需的脉冲序列参数为，例如从由下面的参数组成的组中选择出的至少一个参数用于抑制物体液流空隙现象的脉冲的强度；与物体的自旋行为有关的有效回波时间TEeff；用于补偿由于物体中液流所导致的自旋运动的脉冲；当将反向脉冲施加于物体时所观察到的自旋的TI(反向时间)；赋予从物体获得的回波信号的ETS(回波序列间隔)时间；被用于抑制从物体的脂肪获得的信号的脂肪抑制脉冲的倒转角；当将脂肪抑制脉冲施加于物体时所观察到的TI(反向时间)时间；导致物体中自旋行为所产生的MT效应的MT(磁化转移)的强度；和用于减小物体中MT效应的再聚焦脉冲的角度。
根据上述方面的另一种结构，磁共振成像系统具体提供一所需的参数，即该脉冲序列中所包含的TI时间(反转时间)。当将反向脉冲施加于物体上时，观察到TI时间。因此，通过预扫描，确定TI时间的最佳周期，即所需参数的大小，并且将其反映到成像扫描所使用的脉冲序列中。
另外，作为根据上述方面的另一个例子，提供一种磁共振成像系统，用于在所需的脉冲序列的基础上进行三维成像扫描，以便获得被成像物体所需区域处的MR图像。该系统包括一预扫描执行装置，被构成为执行二维预扫描以获得用于物体所需区域处的多个初步图像的数据，通过在每个初步图像中改变所需脉冲序列参数的大小来进行该预扫描；一初步图像产生装置，被构成为从预扫描行为所获得的数据产生多个初步图像；和一个设定装置，被构成为在所产生的多个初步图像的基础上设定所需的成像扫描参数的大小。
而且，作为另一个方面，提供一种对磁共振成像中成像扫描所使用的脉冲序列的参数进行优化的方法。进行成像扫描以提供被成像物体所需区域处的MR图像。该方法包括以下步骤进行预扫描，以便获得用于该物体所需区域处的多个初步图像的数据，通过在每个初步图像中改变所需脉冲序列参数的大小来进行该预扫描；从预扫描行为所获得的数据产生多个初步图像；显示多个初步图像；从所显示的多个初步图像中选择所需的初步图像；以及将由所选择的初步图像给出的所需参数的大小设定到成像扫描中。
如同上面那样，可以提供一种方法，包括以下步骤进行二维预扫描，以获得用于该物体所需区域处的多个初步图像的数据，通过在每个初步图像中改变所需脉冲序列参数的大小来进行该预扫描；从由预扫描行为所获得的数据产生多个初步图像；并且在所产生的多个初步图像的基础上设定所需的成像扫描参数的大小。
附图的简要说明在附图中
图1为功能方块图，表示根据本发明一实施例的磁共振成像系统的示意结构；图2说明在本实施例中执行的“预扫描”与成像扫描之间的时间关系；图3为由主机执行的示意流程，举例说明在预扫描过程中从多个可能的参数中选择所需的参数，并且进行后处理，以便确定该所需参数的最佳数值；图4为概述“预扫描”一个例子的脉冲序列；图5为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列；图6为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列；图7为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列；图8为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列；图9为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列；图10为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列；图11为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列；图12为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列；以及图13为概述“预扫描”另一个例子的脉冲序列。
最佳实施例的详细说明现在将参照附图，描述本发明的最佳实施例。
(第一实施例)现在将参照图1至13，描述本发明的第一实施例。
图1表示根据本发明实施例的磁共振成像(MRI)系统的示意结构。
该磁共振成像系统包括一病床，作为被成像对象的患者P躺在该病床上；一用于产生静磁场的静场产生部分；一用于将位置信息添加到静磁场的磁梯度产生部分；用于发射和接收射频(RF)信号的发射/接收部分；负责整个系统的控制和图像重建的控制/计算部分；心电图描记部分，用于获得用作表示对象P心脏状态的信号的ECG信号；以及屏息指示部分，用于指示其对象暂时屏住呼吸。
该静场产生部分包括一例如超导型磁铁1，和一用于向磁铁1供给电流的静态电源2，在其中插入有被成像对象P的圆柱形孔(用作诊断空间)的轴向(Z-轴方向)产生静磁场H0。磁铁1包括磁场调节线圈(shim coil)14。在后面将描述的主机的控制下，调节线圈电源15将用于使静磁场均匀化的电流供给磁场调节线圈14。可以将对象P躺在其上的病床的上部插入磁铁1的孔中，以便病床上部可以伸缩拉动。
磁梯度产生部分包括一处于磁铁1中的梯度线圈部件3。该梯度线圈部件3具有三对(类)x-，y-和z-线圈3x到3z，用于产生在X-轴，Y-轴和Z-轴方向，即台架相互垂直的物理轴方向，强度改变的磁场梯度。该磁梯度产生部分还包括一梯度电源4，用于将电流供给x-，y-和z-线圈3x到3z。在后面将要描述的序列发生器的控制下，梯度电源4将用于产生磁梯度的脉冲电流供给x-，y-和z-线圈3x到3z。
对梯度电源4提供给x-，y-和z-线圈3x到3z的脉冲电流进行控制，从而合成了强度可在三个物理轴方向(即X-，Y-和Z-方向)改变的磁梯度。这种合成产生了施加于切片方向的切片磁梯度GS，施加于相位编码方向的相位编码磁梯度GE和施加于读出方向的读出(频率编码)磁梯度GR，使得有选择地确定梯度GS，GE和GR，并随意改变其强度。切片、相位编码和读出方向为逻辑轴方向，也是相互垂直的。将在逻辑轴方向产生的磁梯度GS，GE和GR叠加在静磁场H0上。
发射/接收部分包括一在磁铁1内诊断空间中位于对象P附近的射频(RF)线圈7，和与线圈7相连的一发射器8T和一接收器8R。发射器8T和接收器8R均在后面将要描述的序列发生器5的控制下进行操作。发射器8T将拉莫尔频率下的RF电流脉冲供给RF线圈7，将引起核磁共振(NMR)。接收器8R接收通过RF线圈7的MR信号(RF信号)，然后对MR信号进行多种信号处理，从而产生数字化的MT数据(原始数据)。
此外，控制/计算部分还包括一序列发生器5(也称为序列控制器)，一主机6，计算器10，存储器11，显示装置12，输入装置13和语音发生器19。
在这些组成部分中，主机6运行预先存储的软件程序，使得它不仅具有向序列发生器5提供序列信息的作用，还控制整个系统的操作。
本发明的磁共振成像系统的特征在于，在用于提供MR图像的成像扫描之前，测量从成像扫描所采用的脉冲序列有关的多个参数中选择出的所需参数的实际大小，然后在后面进行的成像扫描中反映测得的最佳参数大小。实际上，如图2所示，主机6被构成为执行两种类型的扫描，包括预扫描(下面称之为“预扫描”)和成像扫描，用于获得重建图像的回波数据。执行预扫描，以对从预扫描之后进行成像扫描的脉冲序列中所包含的多个参数中选择的所需参数的大小进行优化。
脉冲序列中所包含的上述多个参数，包括(1)用于抑制物体中液流空隙现象(如血流)的脉冲的强度，(2)与物体的自旋行为有关的有效回波时间TEeff，(3)用于补偿由于液流所导致的自旋运动的脉冲，(4)当将反向脉冲施加于物体引起自旋的反向恢复时所观察到的反向时间TI，(5)赋予从物体获得的回波信号的ETS(回波序列间隔)，
(6)被用于抑制从物体的脂肪获得的信号的脂肪抑制脉冲的倒转角(a flip angle of a fat suppression pulse)，(7)在将脂肪抑制脉冲施加于物体之后所观察到的反向时间TI，(8)导致自旋行为所产生MT效应的MT(磁转移)的强度，(9)用于减小MT效应的再聚焦脉冲的倒转角，(10)脉冲序列所使用的激励RF脉冲的倒转角，(11)脉冲序列所使用的再聚焦脉冲的倒转角，以及(12)脉冲序列的TR(重复时间)。
为了对物体进行成像，取决于对物体的哪个区域和哪个血流进行观察，以及在被检查的各个对象之间是否存在差别，来确定脉冲序列的类型。然后，从所确定的脉冲序列固有的多个参数中选择所需的参数。然后通过多次改变所选择参数的大小，重复进行“预扫描”。具体来说，在每次自旋RF激励的同一心脏相位，对象的指定区域经受多次数据测量。该指定区域与成像扫描所扫描的区域相同或基本相同。这种数据测量方法提供同一成像区域处的多帧图像数据，然后分别重建成实际空间中的MR图像。
操作员能够观察这种MR图像，以确定出例如所需的图像质量最高的一个图像。这种所需图像的确定导致所选择参数大小的确定。也就是说，通过“预扫描”将所确定的大小赋予操作员所确定的图像。
然后，操作员将此所选择的参数大小包含到“预扫描”之后的成像扫描中。即，在成像扫描所采用的脉冲序列的多种类型的参数中，将相当于“预扫描”中经历变化控制的参数赋予借助“预扫描”所确定的数值(脉冲强度，脉冲角度，持续时间和/或其它)。
在引入造影剂进行MR血管造影的情况下，损伤和正常部位之间被形成具有暂时差别的对比。从而应该对获得对比状态所需的时间周期进行优化。预扫描对于这种优化极为有效。例如，可以进行预扫描，以对被对照的(contrasted)大脑实质和电子流损伤(a rain lesion)之间MT(磁化转移)脉冲强度的对比度进行优化。
均借助例如在语音指示基础上的屏息技术，实施“预扫描”和成像扫描。
顺便提及，“预扫描”本身并不指向对物体被成像区域的诊断成像，而是如上所述，对所需的脉冲序列参数进行优化。因此，“预扫描”的图像矩阵可能比成像扫描的图像矩阵粗略(即约略)。而且，如果用三维扫描来实现成像扫描，那么进行二维“预扫描”就足够了，结果可以节省扫描时间。另一方面，优选“预扫描”和成像扫描两者所采用的脉冲序列的类型相同。
参见图1，具有CPU和存储器的序列发生器5，能够存储主机6所提供的脉冲序列信息。在该脉冲序列信息的基础上，序列发生器5用于控制由梯度电源4、发射器8T和接收器8R进行的一系列操作。在该控制的同时，序列发生器5临时接收接收器8R所产生的MR信号的数字数据，然后将这些数据传输给计算器10。
该脉冲序列信息包括根据所需的脉冲序列，操纵梯度电源4，发射器8T和接收器8R所需的所有信息。这些信息包括强度，持续时间和应该施加给x-，y-和z-线圈3x到3z的脉冲电流的作用时间。
可以采用二维(2D)扫描或三维(3D)扫描作为脉冲序列。脉冲序列如果由SSFP(稳态自由进动)-系统的序列组成，则优选采用脉冲串。这种脉冲串包括基于SE(自旋回波)技术、FE(场梯度回波)技术、FSE(快速SE)技术、FASE(快速非对称SE；也称为“半傅立叶FSE技术”)技术、EPI(回波平面成像)和其它技术的脉冲串。在结合FSE技术和半傅立叶技术的基础上获得FASE技术。
计算器10接收接收器8R经由序列发生器5发送的数字回波数据，并将这些数据映射到由所包含的存储器形成的傅立叶空间(也称为k-空间或频率空间)中。计算器10还对映射的数据进行二维或三维傅立叶变换，以便在真实空间中重建图像。如果需要，计算器10还执行图像数据的合成处理。可以由主机6，而未必总是计算器10来进行傅立叶变换。
除了回波数据和重建的图像数据以外，存储器11能存储经过多种类型处理的图像数据。显示装置12用于使图像可见。利用输入装置13向主机6提供多种类型的信息，包括操作员所需参数的类型，扫描条件，所需脉冲序列的类型及其参数，以及所需的一种或多种图像处理技术。
包括屏息指示部分的语音发生器19发出例如语音信息，通知患者根据主机6发出的命令开始或结束屏息。
此外，心电图描记部分包括一与患者身体相连的ECG传感器17，用于探测电ECG信号；以及用于执行多种类型处理的ECG装置18，包括将所探测的ECG信号数字化，并将该信号发送给序列发生器5和主机6。主机6和序列发生器5均使用该测得的ECG信号作为定时信号，在ECG选通技术的基础上执行“预扫描”和成像扫描。
下面将描述上面的磁共振成像系统的完整操作。
当开始成像时，在成像扫描之前(参见图2)，主机6指令伴随以屏息技术执行“预扫描”。如上所述实现预扫描。
具体来说，主机6从输入装置13读出涉及预扫描的扫描条件和有关参数的信息段(图3中步骤S1)。操作员考虑到预扫描之后的成像扫描，可自由设定该成像条件和与参数有关的信息。扫描条件包括扫描类型，脉冲序列的类型和相位编码方向。另一方面，与参数有关的信息包括用于ECG选通的ECG信号的R-波的延迟时间，和与脉冲序列有关的多个参数的确定值。
优选使用二维脉冲序列进行预扫描，能够对物体所需的被成像部分切片进行扫描。将脉冲序列的脉冲串确定为这样一种类型的脉冲序列，每次激励时能够获得用于重建一个切片的图像的所有数据。该脉冲序列包括FASE(即半傅立叶FSE)，FSE和EPI方法。
主机6从输入装置13读出有关可变参数的确定信息，每次测量时对可变参数的数值进行控制(步骤S2)。从前述的多个参数中选择该可变参数。操作员考虑多种因素，如所使用的脉冲序列的类型和被成像区域中的血流速度，确定有关该可变参数的信息。
在完成该确定之后，通过图3中所示的步骤S3至S19的处理，主机6从读入信息确定可变参数的类型。
(1.用于液流空隙现象的“预扫描”)首先，判断可变参数是否为与液流空隙现象有关的相移脉冲的强度(步骤S3)。如果判断结果为是，则将脉冲序列设定为在每次数据测量(data acquisition)时改变相移脉冲的强度。
图4举例说明这种脉冲序列的示意图。该示例脉冲序列被设计成借助于屏息技术和ECG选通技术，执行总共四次数据测量(Acq.1到Acq.4)。使用二维FASE方法，在每次数据测量时进行一次激励。ECG选通技术允许在ECG信号的R-波之后相同的延迟时间处开始每次数据测量，即在相同的心脏相位。可以基于其它方法形成脉冲序列，如EPI或FSE方法，并非FASE方法。不过，希望在较短的时间周期内完成伴随屏息和ECG选通技术的多次数据测量，优选是使用能够在每次数据测量时仅进行一次激励的脉冲序列，以便获得一个切片的数据。
在使用基于FASE方法的脉冲序列进行每次数据测量时，仅进行一次RF激励，随后顺序产生多个回波。与施加到读出方向(频率编码方向)的每个读出磁梯度脉冲RO(＝GR)一起，读出每个回波。图4中没有划阴影的脉冲表示这种读出磁梯度脉冲RO。而且，如图4中划阴影的脉冲所示，在每个读出梯度脉冲RO的头部和尾部，连接有相移脉冲DP。从图4可知，在每次数据测量时，对与每个读出梯度脉冲RO相连的两个相移脉冲DP进行控制(改变)。
具体来说，在图4所示的例子中，在第一次数据测量Acq.1时，将两个相位脉冲DP的强度赋予“零”，在第二次数据测量Acq.2时，赋为一个“小”值，在第三次数据测量Acq.3时，赋为“中间”值，在第四次数据测量Acq.4时，赋为一个“大”值。顺便提及，在图4中，省略了相位编码梯度脉冲。
这样，当此可变参数选为相移脉冲DP时，在每个用于选择其它可变参数的步骤S7，S9，S11，S13，S15，S17，S19和S21中，判断结果为否。从而，主机6读出与预扫描中所使用的脉冲序列有关的信息，在预扫描中将可变参数设定为相移脉冲DP，并在等待下一步处理(步骤S21)之前，将该信息发送给序列发生器5。
在判断已经准备好预扫描(步骤S22)的情况下，主机6通知序列发生器5用语音信息指示对象(患者)P开始屏住呼吸(步骤S23)。另外，使用ECG选通技术，在同一心脏相位(即，单个心脏相位)实现预扫描，获得回波数据(步骤S24)。在该预扫描之后，发出另一个语音信息，释放对象(患者)P一直屏住的呼吸。
如图4所示，在用于获得总共四个图像的四次RF激励的基础上，这种预扫描能顺序获得数据。每次RF激励产生对于一个切片的回波数据。即在该例子的情形中，以单个切片和单个相位的方式获得数据。或者，假设总对同一区域进行成像，可以用多个切片、单个相位的方式进行数据测量。
如上所述，每次数据测量时控制相移脉冲DP加上每个读出梯度脉冲RO的强度，使得每次数据测量时改变自旋的相移程度。在根据四次RF激励所获得的回波数据中，反映出彼此不同的多个自旋相移程度。
在完成预扫描之后，主机6指示计算器10重建图像(步骤S26)，然后让显示装置12使这些重建的图像可见(步骤S27和S28)。在这种情形中，所显示的图像为同一切片的四幅图像。在所显示的四幅图像中，反映出由于不同脉冲强度的相移脉冲DP所导致的总共四种相移状态。
相应于该显示，主机6允许操作员控制输入装置13，以便从所显示的四幅图像中选择一个以最大的差别表示血流的图像，然后确定所选择的图像。主机6读出该具体信息(步骤S29和S30)。因此，主机6从读出的确定信息，检测赋予该确定信息的图像的相移脉冲DP的强度(步骤S31)。主机6将所探测的相移脉冲DP的强度设定为之后将要执行的成像扫描所采用的脉冲序列所使用的相移脉冲的强度(步骤S32)。
因此，在包括操作员所设定的多个参数和扫描条件、以及通过预扫描很好确定的相移脉冲DP的强度大小的条件下，进行成像扫描。作为例子，使用三维FASE方法的脉冲序列进行成像扫描，其中包括如上那样确定相移脉冲DP的强度大小。该成像扫描能获得回波数据，重建图像，处理图像，并显示图像。
因而，通过成像扫描所形成的图像被作为在血流中自旋的最佳相移状态所获得的图像提供。从而，该图像在表示血流性质方面极佳，其中去除了由于液流现象所导致的信号值减小的缺陷。
因此，在成像扫描之前执行预扫描，有可能稳定、可靠地获得被成像区域的读出方向中最佳液流空隙大小(即相移脉冲与读出梯度脉冲的比值)。可以在所获得的最佳液流空隙值的基础上进行成像扫描。
作为上面结构的一种变型，可以将包含上面多种不同强度的相移脉冲的扫描步骤所获得的数据的信号值用于血液流速的测量。
(2.用于有效回波时间TEeff的“预扫描”)现在将参照图3描述其余参数的选择。
在步骤S3处判断结果为否的情形下，流程前进到步骤S5，在步骤S5处进一步判断通过预扫描发生改变的可变参数是否被指定为有效回波时间TEeff。当步骤S5处的判断结果为是时，脉冲序列被确定为如图5所示，其中相应于多次RF激励的每一次进行数据测量，并且在不同激励中改变数据测量的有效回波时间TEeff(步骤S6)。改变有效回波时间TEeff的原因在于积极地改变从被成像区域所获得的图像的对比度。优选每个脉冲序列由基于二维FASE(即半傅立叶FSE)，EPI和PSE方法其中之一的脉冲串组成。作为例子，如果假设相应于包括一次预扫描在内的总共六次RF激励，进行六次回波数据测量，则在每次数据测量时，依次将有效回波时间TEeff近似设定为20，40，80，120，180和240ms。
在执行完脉冲序列时，由于事实上在不同数据测量时改变有效回波时间TEeff，故显示出对比度彼此不同的多个图像(步骤S21至S28)。因而操作员有可能观察哪个图像的对比度最佳，哪个图像是所需要的。根据操作员所确定的所需对比度图像，主机6能够始终将最佳有效回波时间TEeff给予成像扫描中的脉冲序列(步骤S29至S32)。即，主机6识别出操作员所确定的图像的有效回波时间TEeff，并将该有效回波时间TEeff作为成像扫描中脉冲序列的有效回波时间。
作为一种变型，通过使回波信号的读出时间彼此相等，可以使用上面的预扫描来测量T2弛豫时间。
(3.用于液流补偿的“预扫描”)在图3中步骤S5处判断结果为否的情况下，流程前进到步骤S7，进一步判断通过预扫描发生改变的可变参数是否为液流补偿脉冲。当步骤S7处的判断结果为是时，脉冲序列被确定为如图6所示，其中根据多次RF激励的每一次进行数据测量，并且在不同激励之间改变液流补偿脉冲FCP的强度(步骤S8)。该液流补偿脉冲FCP被加在读出梯度脉冲的头部和尾部(在两个临时端部处)，不过与读出梯度脉冲的极性相反。每次数据测量时改变液流补偿脉冲的强度，以便尝试改变沿被成像区域读出频率方向产生的N/2假信号成分的条件。优选类型的脉冲序列由，例如基于二维FASE(即半傅立叶FSE)，EPI和FSE方法其中之一的脉冲串组成，图6表示出一个例子，其中基于FASE方法所形成的每个脉冲序列，根据一次预扫描中所包含的多次RF激励提供回波测量。每次测量时液流补偿脉冲FCP的强度被设定为不同大小。作为例子，用单个切片和单个相位技术实现脉冲序列，不过也可以用多切片和单相位技术来实现。
在执行完脉冲序列时，由于事实上在不同测量之间改变了液流补偿脉冲FCP的强度，故显示出在读出方向上N/2假信号彼此不同的多个图像(步骤S21至S28)。因而操作员在观察和相互比较图像之后，有可能确定一所需的图像。根据操作员确定的所需图像，主机6能够始终将所确定的图像拥有的液流补偿脉冲的最佳强度，给予成像扫描中的脉冲序列(步骤S29至S32)。
(4.用于反向时间TI的“预扫描”)
在图3中步骤S7的判断结果为否的情况下，流程前进到步骤S9，在步骤S9处进一步判断通过预扫描发生改变的可变参数是否为反向时间TI。当步骤S9处的判断结果为是时，该脉冲序列被确定为如图7所示，其中根据多次RF激励中的每一次进行数据测量，并且在不同激励之间改变用于数据测量的反向时间TI(步骤S10)。改变反向时间TI的原因在于积极地改变从被成像区域获得的图像的对比度。优选每个脉冲序列由基于包含反向恢复(IR)方法的二维FASE，EPI和FSE方法其中之一的脉冲串组成。作为例子，如果假设相应于包括一次预扫描在内的总共六次RF激励进行六次回波数据测量，则每次数据测量时依次将反向恢复时间TI近似设置为100，200，300，400，500和600ms。
当执行完脉冲序列时，由于事实上在不同测量之间改变了反转时间TI的周期，故显示出对比度彼此不同的多个图像(步骤S21至S28)。从而操作员在观察和相互比较图像之后，有可能从所需对比度的观点确定一所需的图像。根据操作员确定的所需图像，主机6能够始终将所确定的图像拥有的最佳反向时间TI，给予成像扫描中的脉冲序列(步骤S29至S32)。
对于对整个心脏进行二维或三维成像而言，用于对反向时间TI进行优化的“预扫描”实际上很有用。在人与人之间，血流的循环速度不同，从而不仅影响正常心肌和冠状动脉拴塞的位置，而且还影响纵向弛豫时间T1。这将表现为反向时间的改变，反向时间是纵向磁化强度Mz达到零点时所需的时间周期。因此，可以在成像扫描之前进行用于优化反向时间TI的“预扫描”，找出最佳反向时间TI，使得能够最恰当地描绘出正常心肌，冠状动脉拴塞和血流。如果在成像扫描中使用该最佳反向时间TI，可以对整个心脏进行二维或三维成像，其中在正常心肌，冠状动脉拴塞和血流之间具有高度提高的对比度。
作为一种变型，通过使回波信号的读出时间彼此相等，可以使用上面的预扫描测量T1弛豫时间。
(5.用于回波序列间隔ETS的“预扫描”)在图3中步骤S9处的判断结果为否的情况下，流程前进到步骤S11，在步骤S11处进一步判断通过预扫描发生改变的可变参数是否是回波序列间隔ETS。当步骤S11处的判断结果为是时，脉冲序列确定为如图8中所示，其中相应于多次RF激励的每一次进行数据测量，并且在不同激励之间改变数据测量的回波序列间隔ETS(时间周期)(步骤S12)。改变回波序列间隔ETS的原因在于积极地改变图像的对比度或图像相位编码方向的模糊度。优选每个脉冲序列由基于包含反向恢复(IR)方法的二维FASE，EPI和FSE方法其中之一的脉冲串组成。作为例子，如果假设相应于包括一次预扫描在内的总共六次RF激励进行六次回波数据测量，则每次数据测量将回波序列间隔ETS依次设定为5，5.5，6，6.5，7和7.5ms。
当执行完脉冲序列时，由于事实上在不同测量之间改变了回波序列间隔，故显示出在相位编码方向对比度或模糊度彼此不同的多个图像(步骤S21至S28)。从而在观察和相互比较图像之后，操作员有可能从所需的对比度或模糊度的观点确定一所需的图像。根据操作员所确定的所需图像，主机6能够始终将所确定的图像拥有的最佳回波序列间隔ETS给予成像扫描中的脉冲序列(步骤S29至S32)。
作为一种变型，通过使回波信号的读出时间彼此相等，可以使用上面的预处理来测量T2弛豫时间。
(6.用于脂肪抑制脉冲的倒转角的“预扫描”)在图3中步骤S11处的判断结果为否的情况下，流程前进到步骤S13，在步骤S13处进一步判断通过预扫描发生改变的可变参数是否为脂肪抑制脉冲FatSat的倒转角。当步骤S13处的判断结果为是时，脉冲序列被确定为如图9中所示，其中相应于多次RF激励的每一次进行数据测量，并且在不同激励之间改变用于数据测量的脂肪抑制脉冲FatSat的倒转角(步骤S14)。改变脂肪抑制脉冲FatSat的倒转角的原因在于积极地改变从被成像区域获得的图像的脂肪抑制确定的对比度。优选每个脉冲序列由基于包含反向恢复(IR)方法的二维FASE，EPI和FSE方法其中之一的脉冲串组成。作为例子，如果假设相应于包括一预扫描在内的总共六次RF激励进行六次回波数据测量，则每次数据测量将倒转角依次近似设定为90，95，100，105，110和120度。
当执行完脉冲序列时，由于事实上在不同测量之间改变了脂肪抑制脉冲FatSat的倒转角，故显示出脂肪对比度彼此不同的多个图像(步骤S21至S28)。从而，在观察和相互比较图像之后，操作员有可能从所需的脂肪对比度的观点确定一所需的图像。根据操作员确定的所需图像，主机6能够始终将所确定的图像拥有的最佳脂肪抑制脉冲的倒转角FatSat，给予成像扫描中的脉冲序列(步骤S29至S32)。
(7.用于在脂肪抑制之后进行反向恢复的“预扫描”)在图3中步骤S13处的判断结果为否的情况下，流程前进到步骤S15，在步骤S15处进一步判断通过预扫描发生改变的可变参数是否为施加脂肪抑制脉冲FatSat之后的反向时间TI。当步骤S15处的判断结果为是时，脉冲序列被确定为如图10所示，其中相应于多次RF激励的每一次进行数据测量，并且在不同激励之间改变脂肪抑制脉冲FatSat之后的反向时间TI(步骤S16)。改变脂肪抑制脉冲FatSat之后所作用的反向时间的原因在于，积极地改变从被成像区域获得的图像的脂肪抑制所确定的对比度。优选每个脉冲序列由基于二维FASE，EPI和FSE方法其中之一的脉冲串组成。作为例子，如果假设相应于包括一次预扫描在内的总共六次RF激励进行六次回波数据测量，则每次数据测量时将脂肪抑制脉冲FatSat之后作用的反向时间TI近似设定为10，12，14，16，18和20ms。
当执行完脉冲序列时，由于在不同测量之间改变了反向时间，故显示出对比度彼此不同的多个图像(步骤S21至S28)。从而，在观察和相互比较这些图像之后，操作员有可能从所需对比度的观点确定一所需的图像。根据操作员确定的所需图像，主机6能够始终将所确定的图像拥有的脂肪抑制脉冲FatSat之后作用的最佳反向时间TI，给予成像扫描中的脉冲序列(步骤S29至S32)。
(8.用于MT脉冲的倒转角的“预扫描”)在图3中步骤S15处的判断结果为否的情况下，流程前进到步骤17，在步骤S17处进一步判断通过预扫描发生改变的可变参数是否为MT(磁化转移)脉冲(也称为“MTC”脉冲)的倒转角。当步骤S17处的判断结果为是时，脉冲序列被确定为如图11所示，其中相应于多次RF激励的每一次进行数据测量，并在不同激励之间改变MT脉冲的倒转角(即强度)(步骤S18)。改变MT脉冲倒转角的原因在于积极地改变从被成像区域获得的图像的MT效果确定的对比度。优选每个脉冲序列由基于二维FASE，EPI和FSE方法其中之一的脉冲串组成。作为例子，如果假设相应于包括一次预扫描在内的总共六次RF激励进行六次回波数据测量，则在每次数据测量时将MT脉冲的倒转角MTCFlip依次近似设定为90，95，100，105，110和120度。
当执行完脉冲序列时，由于事实上在不同数据测量之间改变MT脉冲的倒转角，故显示出对比度彼此不同的多个图像(步骤S21至S28)。从而，在观察和相互比较图像之后，操作员可能从所需对比度的观点确定一所需的图像。根据操作员确定的所需图像，主机6能够始终将所确定的图像拥有的最佳倒转角，给予图像扫描中脉冲序列所包含的MT脉冲(步骤S29至S32)。
(9.用于再聚焦脉冲的倒转角的“预扫描”)在图3中步骤S17处的判断结果为否的情况下，流程前进到步骤S19，在步骤S19处进一步判断通过预扫描发生改变的可变参数是否为再聚焦脉冲的倒转角。当步骤S19处的判断结果为是时，脉冲序列被确定为如图12所示，其中相应于多次RF激励的每一个进行数据测量，并且在不同激励之间改变再聚焦脉冲的倒转角(即强度)(步骤S20)。改变再聚焦脉冲倒转角的原因在于积极地改变从被成像区域获得的图像的对比度。优选每个脉冲序列由基于二维FASE，EPI和FSE方法其中之一的脉冲串组成。作为例子，如果假设相应于包括一次预扫描在内的总共六次RF激励进行六次回波数据测量，则将每次数据测量时再聚焦脉冲的倒转角Flop依次近似设定为180，170，160，150，140和130度。
当执行完脉冲序列时，由于在不同测量之间改变了再聚焦脉冲的倒转角，故显示出对比度彼此不同的多个图像(步骤S21至S28)。从而，在观察和相互比较图像之后，操作员有可能根据所需对比度的观点确定一所需的图像。根据操作员确定的所需图像，主机6能够始终将所确定的图像拥有的最佳倒转角，给予用于成像扫描的脉冲序列中所包含的再聚焦脉冲(步骤S29至S32)。
如上所述，根据多个实施例的磁共振成像系统采用执行“预扫描”的技术，以确定从成像扫描的参数中选择出的一个所需参数的最佳数值。通过预扫描获得的其中反映了所需参数改变量的回波数据，和从所获得的回波数据产生的图像，为操作员提供了实际成像扫描中所需参数的最佳数值。该方法使有造影剂(contrast)或无造影剂MR血管造影术能够提供高对比度、低噪声并且血流描绘更为精确的图像。
另外，几乎无需进行由于图像描绘不好等原因而进行的再次成像。因此，随着操作员工作量的显著减小，总的来说能够缩短患者所需的扫描时间。将提高患者流量。
在前面的实施例中，本发明的预扫描执行装置(或部件)由磁铁1，电源2和4，线圈部件3，序列发生器5，主机6，RF线圈，接收器8R和发射器8T组成。作为一个例子，本发明的初步图像产生装置(或部件)由序列发生器6，计算器10和存储器11构成。本发明的显示装置(或部件)由主机6和显示部件12构成。本发明的选择装置(或部件)由主机6和输入装置13构成，而本发明的设定装置由主机6的部分功能来实现。屏息指示装置(或部件)由主机6和语音发生器19构成。
可以对磁共振成像系统的上述结构进行如下所述的多种改变。
在上述实施例中，在预扫描过程中大小发生改变的可变参数一般为一种类型，不过不限于一种类型。图13中表示出多个可变参数的一个例子，其中同时选择用于液流空隙的相移脉冲DP和液流补偿脉冲FCP，并且如同前面的实施例，在预扫描中每次激励时改变两个参数的大小。因此，即使仅进行一次预扫描，相应于多次RF激励，也能对于两个参数中的每一个得到多个图像。换句话说，同时获得对于液流空隙和液流补偿的初步图像。这种设定多个参数的方法，将节省预扫描中回波数据的测量时间，而仍然能同时将相互独立的最佳数值赋予两个脉冲。
通过预扫描对数值进行优化的参数可以包括脉冲序列所使用的RF脉冲(如激励RF脉冲)的倒转角，脉冲序列所使用的再聚焦脉冲的倒转角，和脉冲序列的TR(重复时间)。从而，例如，通过对激励RF脉冲的倒转角进行优化，有可能降低RF功率。
另外，在图13所示的脉冲序列中，从施加液流补偿脉冲FCP开始，改变可变参数的大小。或者，可以在液流补偿脉冲FCP之前，对所施加的相移脉冲DP的大小进行改变(在该情形中，图13中的箭头向下)。
上述的实施例和其变型旨在有或没有MR造影剂的条件下进行的MR血管造影术(MRA)，不过不限于这种MRA。本发明可以应用于没有MR造影剂条件下进行的MR成像。
虽然上述实施例包含多种特殊性，不过不应该将这些构成对本发明范围的限制，仅提供对本发明某些当前最佳实施例的说明。本领域技术人员在不偏离所附权利要求的范围和其等价范围的条件下，可以将本发明改变或修改成多种不同的形式。作为例子，上面的实施例和其变型中所描述的系统，涉及一种无造影剂MR血管造影术(即在不加入MR造影剂的条件下进行MR血管造影)，不过本发明不限于此。被成像的物体不限于血流，可以为任何其它的物体，如可以在本发明原理基础上对纤维组织进行成像。
权利要求
1.一种磁共振成像系统，用于在所需脉冲序列的基础上进行成像扫描，以便获得被成像物体所需区域处的MR图像，该系统包括一预扫描执行装置，被构成为执行预扫描，以获得该物体所需区域处的多个初步图像的数据，通过在每个初步图像中改变脉冲序列的所需参数的大小来进行该预扫描；一初步图像产生装置，被构成为从预扫描行为所获得的数据产生多个初步图像；一显示装置，被构成为显示多个初步图像；一选择装置，被构成为从所显示的多个初步图像中选择所需的初步图像；以及一设定装置，被构成为将从所选择的初步图像给出的所需参数的大小设定到成像扫描中，其中所需的参数为从由下面的参数组成的组中选择出的至少一个参数与物体的自旋行为有关的有效回波时间TEeff；当将反向脉冲施加于物体时所观察到的用于补偿自旋的脉冲；当将反向脉冲施加于物体时所观察到的自旋的反向时间(TI)；赋予从物体获得的回波信号的回波序列间隔时间(ETS)；被用于抑制从物体的脂肪获得的信号的脂肪抑制脉冲的倒转角；当将脂肪抑制脉冲施加给物体时所观察到的反向时间(TI)；导致物体中自旋行为所产生的MT效应的磁转移(MT)的强度；用于减小物体中MT效应的再聚焦脉冲的角度；脉冲序列所使用的再聚焦脉冲的倒转角；脉冲序列所使用的再聚焦脉冲的正转角；以及脉冲序列的重复时间(TR)。
全文摘要
采用预扫描事先对成像扫描使用的脉冲序列中所包含的所需参数的数值进行优化。通过在每个初步图像中改变所需参数的大小而进行该预扫描，使得可以获得物体所需区域处的多个初步图像的数据。例如，该参数为TI(反向时间)，且其数值为TI的周期。将所获得的数据生成用于显示的多个初步图像。然后从所显示的多个初步图像中选择一所需的初步图像，并将从所选择的初步图像给出的所需参数的数值设定于该脉冲序列中。从而在实际成像之前，所需的脉冲参数可具有最佳数值。
文档编号G01R33/50GK1775173SQ20051012862
公开日2006年5月24日 申请日期2002年8月30日 优先权日2001年8月31日
发明者宮崎美津惠, 高井博司 申请人:株式会社东芝