具有零回波时间和切片选择的磁共振成像的制作方法

本发明涉及核磁共振成像(mri)的领域，该领域基于利用射频(radio frequency，rf)信号向对象的核自旋进行核激发，以及作为由于该激发所生成的核磁共振信号的结果，重建对象的图像。更具体地，本发明涉及一种零回波时间(zero-echo time，zte)成像方法，该zte成像方法为具有短磁化相干时间的样本的快速mri提供了二维(2d)切片选择。

背景技术：

1、在mri领域，成像方案依赖于样本或研究对象中核子的自旋自由度的激发和检测。当在纵向方向上经受外部磁场时，这些核子具有磁能(其与场强成比例)和偶极矩(其倾向于与外部磁场线对准)。如果将具有相对于磁场的90°取向的射频(rf)脉冲应用至样本，那么净磁化向下倾斜，使得纵向磁化消失并且横向磁化出现。在该脉冲之后，磁化的横向分量随即以拉莫尔频率进动，并且不久之后，感应了可在线圈中检测到的交流电流。感应信号(例如以rf接收器所检测)(更佳地称为自由感应衰减(free induction decay，fid)信号)以横向弛豫时间常数(已知为t2*)衰减。样本温度导致磁偶极波动，这对于周围自旋构成了噪声环境。由于这种和其它相互作用，磁化相干性(也称为自旋相干性)根据t2*呈指数级衰减，从而对于在必须以rf辐射重新激发之前可获得样本信息的时间设置了上限。回顾一下，在经典意义上，mri中的磁化相干性为当样本自旋排齐并且以相同速度绕着磁场方向旋转时的物理状态。在量子力学上，相干性为其中自旋在不同能量状态(本征态)之间构建形地振荡的状态(具有相同速度或相位)。由于材料的特性在时间t2上的内在过程(诸如，例如偶极-偶极相互作用和分子翻滚)，以及由于主磁场b0的不均匀性、b0或其梯度的不正确配置，或者组织之间边界的易感性影响，这种相干性受破坏。后者影响还有助于失相(dephasing)，从而导致总(外在和内在)t2*时间(其为两种影响的总和)。其在纵向方向上还存在磁化弛豫，该磁化弛豫以另一时间常数(称为t1)描述。

2、在许多情况下(包括mri的绝大多数临床应用)，这些自旋-自旋相互作用主要为偶极-偶极类型，其相互作用强度很大程度上取决于连接偶极的线和它们所指向的方向之间的角度θ。在非固体样本中，θ由于分子运动而连续地改变，从而平均成各向同性分布，因而抑制了相邻核子之间的耦合，并且得到mri扫描仪用于图像重建的强信号。然而，这种平均效应未在固体中产生，因为核子和磁场两者在实验室坐标系中为静态的。

3、因此，硬生物组织的mri成像在技术上仍具有挑战性。特别地，磁共振在牙科临床应用中的渗透为极其有限的，主要由于牙质和牙釉质(人类牙齿的主要成分)以极其短暂信号响应于mri协议。具有短轴t2的样本的mri成像要求空间编码和数据采集在信号产生之后迅速地开始并完成。

4、当涉及描述mri rf序列时，使用了两个主要参数：回波时间(echo time，te，与rf激发脉冲的应用和rf接收器所包括的信号峰值之间的时间相关联，重复时间(repetitiontime，tr，从激发脉冲的应用开始测量，直至应用下一激发脉冲)。tr确定了每个脉冲之间所恢复的纵向磁化程度，而te决定了横向(t2*)弛豫。

5、为从最硬组织读取飞逝信号，采用了两族rf脉冲序列：傅里叶变换sweep成像(sweep imaging with fourier transform，swift)(参见例如m.weiger等人：“mri withzero echo time:hard versus sweep pulse excitation”，magnetic resonance inmedicine，66(2011)，379-89)和零回波时间(zte)与硬rf脉冲激发(即，具有矩形形式的脉冲)。zte序列(参见m.weiger等人：“sweep mri with algebraic reconstruction”，magnetic resonance in medicine，64(2010)，1685-95)为用于短t2样本的三维(3d)成像的稳健、快速且安静的方法。两个前述脉冲族依赖于在rf激发脉冲之前打开编码磁不均匀性(梯度)。此外，它们提出了工程学挑战：前者要求同时rf发射和接收(因此，swift序列产生了初始采集死区时间(dead time))，而后者需要高功率rf发射线以实现足够激发带宽。此外，swift和zte共有一个共同性质：它们本质上为体积序列。事实上，它们对3d视场(field of view，fov)的空间信息进行编码，并且然后数学算法可用于重建3d对象。

6、考虑到mri信号在硬组织成像中的快速衰减，快速信号编码和采集为必需的，其中激发和mri信号记录之间不存在死区时间。用以处理这些要求的一个可能选项是利用3d径向中心向外k空间编码和应用rf zte序列，其中该k空间为表示在所获得的mri图像中的空间频率的阵列，该阵列例如通过将傅里叶变换应用于所述mri图像来获得。中心频率对应于图像对比度，使得该点周围的k值的恢复为至关重要的。mri的目标是收集最大数量的k空间(频率空间)内容，从而以可靠方式重建3d样本。值得指出的是，zte技术使激发和采集之间的死区时间最小化，从而使k空间中心处的间隙最小化。特别地，径向采集点式编码时间减少(pointwise encoding time reduction with radial acquisition petra)技术(参见例如m.grodzki等人：“ultrashort echo time imaging using pointwise encoding timereduction with radial acquisition(petra)”，magnetic resonance in medicine，67(2012)，510-18)能够克服这种限制并且点式填充k空间中的剩余死区时间间隙。

7、其他研究人员已执行初步研究，其目标是向mri方法带来空间或切片选择能力。例如，各种类型的自旋锁定(spin-locking，sl)序列公开于r.a.wind等人：“spatialselection in nmr by spin-locking”，journal of physics c，11(1978)，l223-26。特别地，sl开始于常规共振(π/2)x’脉冲，该脉冲沿着方向x’旋转样本的初始纵向(沿着z轴线)磁化，该方向x’在实验室坐标系中以拉莫尔频率进动；并且因此在共振射频激发的旋转坐标中为静态的。一旦磁化沿着-y’方向(其始终正交于x’和z两者)指向，则sl包括围绕±y’的较长锁场脉冲的应用。如果在该脉冲期间应用了线性磁不均匀性，那么仅对于垂直于磁梯度的样本切片发生锁定效应，rf激发对于该磁梯度为共振的。在sl脉冲期间，样本3d fov的其余自旋失相(丢失其相干性)；并且切片选择可以这种方式实施。

8、在参考文献中，存在由rf激发和梯度脉冲的不同组合所限定的许多mri序列，这些组合选择成最佳适合于特定应用。在标准mri序列中，延迟进动定制激发(delayalternating with nutation for tailored excitation,dante)脉冲序列提供了窄带宽相干旋转和高带宽脉冲的组合。为使这种方法兼容短t2样本，dante脉冲可基于mrev序列(90°脉冲，其消除序列末端的偶极相互作用的影响)而与偶极去耦脉冲合并，例如，如d.g.cory等人：“dante slice selection for solid-state nmr imaging”，journal ofmagnetic resonance(1969)，90(1990)，544-50。

9、另一实例为应用磁化存储(magnetization storage，ms脉冲以将横向磁化(其经受退相干性和t2*衰减)转移至纵向尺寸z，其中其受保护免于退相干性并且仅经受缓慢弛豫，该缓慢弛豫特征在于远大于t2*的另一时间常数t1。在ms脉冲(其可为简单(π/2)-x’)之后，如果磁化沿着-y'指向，那么不存在自旋进动并且因此扫描仪检测器上没有感应到信号。然而，在该时间期间，磁场梯度可打开和关闭而不影响切片内自旋相位(当其磁化为纵向时，这些相位为无意义的)，并且可用于使切片外相干性失相。

10、在mri领域，近期已公开了一个特殊脉冲序列，该特殊脉冲序列设计成并用于同时移除偶极-偶极相互作用(从而延长短暂信号的相干时间)和不均匀失相，还称为组合哈恩和固体回波(combined hahn and solid echo，chase)，参见a.m.waeber等人：“pulsecontrol protocols for preserving coherence in dipolar-coupled nuclear spinbaths”，nature communications，10(2019)，1–9。其最简单型式chase-5组合了四个基于wahuha和mrev序列的固体回波脉冲与单个180°脉冲，以用于将例如不期望磁场不均匀性的贡献动态地重新定相。chase-5块中的这五个脉冲可视为较大chase脉冲块的单个子块。例如，第一chase-5子块{(π/2)-x,(π/2)y,πx,(π/2)y,(π/2)x}之后为第二chase-5子块{(π/2)x,(π/2)-y,π-x,(π/2)-y,(π/2)-x}以形成chase-10脉冲块，该chase-10脉冲块纠正了有限脉冲持续时间(chase-5需要远短于t2的脉冲)。甚至更长脉冲块可设计成并入其它影响。

11、虽然体积(3d)编码在一些情况下为方便的，但激发和获得样本的2d切片的图像(切片选择)为显著较快的。目前，不存在特别地设计用于短t2材料或组织的2d切片选择的脉冲序列。由于用以激发zte中的完整3d fov的不充分rf带宽，上述序列swift和zte被认为必然为3d并且所观察的切片选择过程仅为无意的和有害的。本发明的目标是能够解决mri中2d切片选择(slice selection，ss)的前述问题，并且更特别地，以用于以极短t2(低于1ms，即，硬组织)使样本成像。

技术实现思路

1、如先前章节已概述，短t2材料(诸如硬组织)的mri图像重建仅对于3d fov为可能的。本发明通过提供一种基于zte脉冲序列(下文称为切片选择零时间回波(sliceselective zero time echo，ss-zte))的特定设计的2d fov(切片)的方法，克服了现有技术的前述限制。

2、在第一方面，本发明提供了一种用于使样本的2d切片成像的mri方法，该样本放置于沿着纵向方向取向的磁场(b0)内，使得该样本的磁化初始地平行于磁场的所述方向。这种方法特征在于基于zte序列而执行样本的成像扫描，其中该成像扫描包括用于单个径向轮辐(考虑到k空间中的径向编码方向，如在标准zte中)的四个下述步骤：

3、a)激发步骤包括开启切片选择梯度脉冲(gss)(其负责选择待成像样本的2d切片)，然后是至少一个rf激发脉冲(b1)(其提供了样本中所有自旋的磁化朝向横交于b0的平面的相干旋转)，跟随在开启切片选择梯度脉冲(gss)(其负责选择待成像样本的2d切片)之后。

4、b)切片选择步骤包括选择性地锁定样本磁化，使得仅所选的2d切片在fov内保持激发。这样，在该步骤中，包括至少一个rf脉冲的序列应用于样本磁化的选择性锁定(selective locking，sl)。

5、c)保持步骤包括数个设计成保持2d切片磁化相干性的rf和磁脉冲，同时，选择梯度gss关闭并且图像编码梯度gro打开，2d切片磁化相干性不受后继gss和gro重新配置的影响。

6、d)包括fid信号的采集的最终步骤向由gro所限定的每个径向轮辐提供了编码。

7、步骤a)至d)沿着数个读取方向顺序地执行，以收集k空间平面中的对应数量的径向轮辐，其中仅样本的2d切片贡献所采集信号。最后，从磁性fid信号所收集并布置于k空间中的所有数据与数学工具(例如，反傅里叶变换)一起用于重建样本2d切片的图像。

8、切片选择(ss)步骤b)的具体实施方式可包括自旋锁定脉冲或dante序列，它们将激发和切片选择合并成组合序列。保持步骤c)的具体实施方式可基于磁化存储脉冲或chase序列。下述段落简要地描述了这些步骤的一些。

9、在本发明的特定实施例中，切片选择步骤b)可实施为标准自旋锁定脉冲(sl)。

10、本发明的另一特定实施例包括具有至少一个旋转回波sl脉冲的切片选择步骤b)。这些序列分成两个片段，这两个片段具有等同持续时间但相位相反。利用它们的优点是补偿b1的不均匀性，该不均匀性可诱导mri重建中的伪影。

11、在本发明的另一种实施方式中，激发步骤a)和切片选择步骤b)两者可合并为独特同核偶极去耦型式(unique homonuclear dipolar-decoupled version)的dante选择-激发序列。回顾一下，dante序列由自由自旋演化和短硬rf脉冲(即，矩形脉冲)的周期交替序列组成，使得其在rf发射器中的实施方式为相对简单的。这些序列能够对样本的2d切片进行切片选择，同时保持其磁化的相干性。

12、在本发明的其它实施例中，步骤c)的保持脉冲序列开始于硬rf脉冲，以使磁化的横向分量旋转至纵向轴。一旦磁化为纵向的，则gss梯度降低至零并且gro在垂直(图像编码)方向上降低。gro的存在允许采集步骤中的读取过程，并且还破坏了2d切片d)之外的其余相干性。最后，由于gro处于其目标值，激发rf脉冲应用至样本，从而使其净磁化以特定角度(更好地称为翻转角度(θx))旋转朝向横向方向。该角度通常用于限定场回波脉冲序列的激发角度。实际上，θx为通过以拉莫尔频率施加rf激发脉冲，净样品磁化相对于主磁场方向所旋转或倾斜的角度。

13、本发明的一个另选实施例包括保持步骤c)与如先前段落中的ms脉冲一起实施，但包括额外扰流梯度脉冲；该额外扰流梯度脉冲在gss终止和gro开始之间交替，负责所述2d切片之外的剩余磁化的增加扰流，该剩余磁化在b)的大sl脉冲期间尚未完全地丢失。

14、本发明的目标的额外实施例包括ss-zte序列，其中保持步骤c)包括chase序列。更特别地，该chase序列可为单个chase-5脉冲串，其中切片选择梯度gss在第一90°脉冲之前线性地降低至零并且在最后脉冲之后上升，并且读取梯度(gss)首先上升并然后降低(与gss)相反，如在图4中。该保持步骤设法保持2d切片磁化相干性并且保持于横向平面中，同时打开(关闭)编码(切片选择)梯度。因为磁化已为横向的，所以编码可立即开始而不存在死区时间。更复杂的chase序列(例如chase-10)可用于对于磁化相干性的进一步改善。另外，可使用gss和gro的更复杂降低，但必须强调，其相应时间间隔在量子自旋方向的每一者上沿着chase序列进行补偿，使得在chase序列之后，2d选择切片未发生梯度失相。

15、本发明目标的另一种特别方便实施方式包括保持步骤c)与ms脉冲一起实施，和采集步骤d)遵循zte方案。因为ms步骤之后为激发脉冲，该激发脉冲使2d切片旋转至翻转角度θx，所以存在死区时间。因此，petra序列还可用于提供更佳图像重建。这种组合解决了死区时间的问题，该死区时间与rf电子器件在发射和接收模式之间切换所需的时间相关联。该死区时间阻碍了k空间中心周围的特定数据范围的采集，然而，petra能够克服这种限制条件。

16、本发明目标的另一种实施方式由涉及chase序列的保持步骤c)组成，使得死区时间可并入在脉冲(τ)之间的等待时间，从而允许采集时间的进一步减少，该采集时间对于硬组织成像为特别关键的。因此，这种实施方式能够扫描k空间，而在中心无间隙。

17、本发明的另一目标涉及一种mri设备，包括：

18、——磁体，可操作以提供磁场(b0)；

19、——rf发射器，配置成将rf场(b1)发射至置于磁场中的样本；

20、——rf接收器，布置成接收磁共振信号；

21、——数据采集单元，记录磁共振信号；和

22、——器具，用于处理由数据采集单元所提供的信息；

23、其中，有利地，rf发射器配置成根据所描述实施例的任一者而产生zte序列，使得仅样本的2d切片利用所施加的rf场获得磁化。

24、还可能的是具有并入同一物理元件(rf线圈)中的rf发射器和接收器。

25、本发明的另一目标为根据先前实施例的任一者而将mri脉冲序列应用于临床牙科应用的颌面部的mri成像、生理治疗应用的骨骼或肌腱的成像(对其特别有用的是mri技术，能够使表现出极短t2时间的样本成像)。

26、本发明的最后目标涉及根据先前实施例的任一者而利用mri脉冲序列以使固体样本成像，这在下述领域的任一者为特别有用的：考古学、矿物学/宝石学、土壤勘探、贵重矿物的分析和固体化学组分的分析。