同时磁共振成像方法和用于同时多核磁共振成像的装置的制造方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及一种同时MR成像方法和用于进行同时成像的装置。本发明还涉及一 种磁共振设备。
【背景技术】
[0002] 在也称为磁共振断层成像系统的磁共振设备中，通常借助基本场磁系统使要检查 的身体经受例如1、3、5或7特斯拉的相对高的基本磁场。另外，借助梯度系统施加磁场梯 度。于是，经由高频发送系统借助合适的天线装置发出高频激发信号（HF信号），这使得由 该高频场共振地激发的特定原子的核自旋相对于基本磁场的磁力线倾斜限定的翻转角。在 核自旋弛豫时，发射高频信号、即所谓的磁共振信号，借助合适的接收天线将其接收，然后 进一步进行处理。最后，可以根据如此获取的原始数据重建希望的图像数据。这些图像数 据表示具有可磁极化的核自旋的原子核的密度或者弛豫的截面图。
[0003] 由此，为了进行特定测量，可以发出由一系列高频脉冲、特别是激发脉冲和重聚焦 脉冲以及在不同的空间方向上以与其相适应地协调的方式发出的梯度脉冲构成的特定脉 冲序列。必须在时间上与此相适应地设置读出窗口，其预先给定采集感生的磁共振信号的 时间段。在此，特别地，对于成像来说关键的是该序列内的定时，即在哪些时间间隔内哪些 脉冲彼此跟随。通常在所谓的测量协议中定义大量控制参数，测量协议是预先建立的，并且 为了进行特定测量例如从存储器调出，并且在需要时操作人员可以在现场进行改变，操作 人员可以预先给定附加控制参数，例如要测量的层的堆叠的特定层距离、层厚度等。然后， 基于所有这些控制参数计算也称为测量序列的脉冲序列。通常，仅激发一种原子类型的原 子、即氢。因此，通常针对氢优化所描述的脉冲序列或测量协议。
[0004] 为了获得关于患者的生理和新陈代谢状态的其它信息，可能有意义的是，除了基 于氢原子进行成像之外，还激发其它原子类型或同位素类型的原子或专门的同位素。
[0005] 例如，可以通过激发钠离子Na23来进行附加的图像记录。钠离子对于细胞内环境 稳定和细胞存活来说很重要。健康的组织具有145mM的细胞外钠浓度，其超过细胞内浓度 大约10倍。通过Na 23离子的MR记录，可以测量这些区间的体积和弛豫加权的信号。在这种 情境下，使用Na23离子的磁共振断层成像是用于证明使得Na 23离子梯度发生改变的病理学 过程的诊断辅助手段。通常，Na23和H 1成像在分离的操作中使用按照各个原子类型调谐的 不同的脉冲序列进行。其原因在于，Na23-MRT成像提出的要求与氢-MRT成像的要求显著不 同。一方面，Na 23-MRT成像的挑战由较差的SNR(信噪比）给出。因此，记录需要更长的测量 时间，以便获得足够的图像质量。此外，在进行Na 23-MRT成像时，接收到的信号的信号强度 明显更低。Na23的总浓度在脑组织中仅大约为50mM，并且在肌肉中大约为30mM。Na 23的MR 灵敏度比氢的灵敏度低10倍。由此导致Na23-MR成像的体内信号的信号强度比进行H1-MR 成像时的信号低大约20000倍。这种灵敏度差异可以部分地通过较短的重复时间（TR)来补 偿，因为纵向弛豫时间！\与H 1成像相比短得多。尽管如此，总灵敏度仍然低超过2000倍。
[0006] 另外，Na23具有值比H1低的耦合常数γ。由于该原因，在进行Na 23成像时，为了 借助梯度脉冲进行编码，必须施加具有比在使用氢原子进行成像时高的场强的梯度场。最 后，Na23原子在体内具有比H1原子短的横向回波时间，这需要更短的回波时间，由此需要更 快的序列。
[0007] 然而，使用不同的原子类型的串行MR成像需要增加的时间开销。另外，在进行串 行测量时，出现患者的位置可能在测量之间发生了改变的问题。此外，在进行串行记录时， 由于记录时间点不同，来自于呼吸、心跳和类似变化的影响可能对在时间上连续记录的图 像产生不同的影响。这使得难以对使用不同的原子类型的串行记录进行比较。
【发明内容】
[0008] 因此，可以看到，本发明要解决的技术问题是，开发一种更快、更不易发生错误并 且更舒适的使用不同的原子类型的原子的共振信号的MR成像方法。
[0009] 上述技术问题通过按照本发明的方法、按照本发明的装置和按照本发明的磁共振 设备来解决。
[0010] 可以看到，本发明的基本思想在于，在按照本发明的MR成像方法中，同时激发并 读出不同的原子类型。首先，发送多共振HF激发脉冲，其包括多个与不同的原子类型对应 的具有不同的频率范围的子信号。同时或者在时间上协调地发送对于不同的原子类型是公 用的梯度模式，利用其可以对接收到的信号进行单一的空间对应。在随后的读出过程中，接 收回波信号，其包括不同的原子类型的不同的单回波。将接收到的回波信号分离为单信号。 因为单信号包括不同的频率，因此非常容易地过滤出单信号。最后，由从分离的单信号中获 得的原始数据重建图像数据。
[0011] 按照本发明的装置包括具有多共振发送天线的发送单元，其被构造用于发送包括 多个与不同的原子类型对应的子信号的多共振HF激发脉冲，并且发送不同的原子类型公 用的梯度模式。所述多共振发送天线例如可以包括调谐到不同的频率的多个发送天线。替 换地，所述发送天线也可以作为单个天线在多个频率上共振。此外，按照本发明的装置包括 具有多共振接收天线的接收单元，其被构造用于接收包括不同的原子类型的不同的单回波 的回波信号。此外，按照本发明的装置包括：分离单元，其被构造用于将回波信号分离为单 信号；以及重建单元，其被构造用于根据与所分离的单信号对应的原始数据重建图像数据。
[0012] 按照本发明的磁共振设备包括按照本发明的装置。在此，按照本发明的装置的各 个单元也可以是不同的单元、例如测量控制单元、接收单元或者评价单元的部分。
[0013] 先前提及的按照本发明的装置的部件中的大多数、特别是分离单元和重建单元， 可以全部或者部分以软件模块的形式实现。就此而言，这是有利的，因为通过软件安装，也 可以将已有的硬件装置改型为用于执行按照本发明的方法。因此，本发明还包括可直接加 载到磁共振设备的可编程的控制装置的处理器中的计算机程序，具有程序代码装置，用于 在所述可编程的控制装置中执行所述程序时，执行按照本发明的方法的所有步骤。在此，控 制装置也可以包括例如测量控制单元、重建单元、评价单元等的分布式单元，或者也可以是 所要求保护的装置的部件，并且其可以对所要求保护的装置包括的单元进行控制，从而能 够执行按照本发明的方法。
[0014] 本发明的其它特别有利的构造和扩展方案由从属权利要求以及下面的描述得到， 其中，一种权利要求类别的独立权利要求也可以与另一种权利要求类别的从属权利要求类 似地扩展。
[0015] 在所述方法的一种优选构造中，发送多共振HF反转脉冲，其包括多个与不同的原 子类型对应的子信号。HF反转脉冲的发送用于重聚焦由HF激发脉冲激发的自旋。例如， 使自旋的相位旋转180°，即反转。在发出自旋回波序列时，使用这种工作方式。替换地， 在诸如GRE、Flash、Fisp、TrueFisp等的梯度回波序列的情况下，也可以发送反转的梯度脉 冲，其同样用于重聚焦所激发的原子的自旋。也可以使用自旋回波序列和梯度回波序列的 组合，例如 TSE、HASTE、TGSE 等。
[0016] 在按照本发明的方法的一种特别优选的变形中，同时测量正好两种原子类型的回 波信号。特别有利的是，在同时激发氢原子和钠原子时，可使用所述方法。当要执行高分辨 率成像以及使得Na 23离子梯度改变的病理过程的证明时，这是有利的。
[0017] 替换地，作为原子类型H1、Na23的附加或替换，在同时成像方法中激发的原子例如 还可以包括诸如F 19、017、P31、C14、Li7、Cl 35、Cl37或He的原子类型。
[0018] 在本发明的一种构造中，可以将公用的梯度模式针对氢原子的共振进行优化。因 为与氢原子对应的回波信号由于耦合常数γ的值较大而产生明显更好的图像分辨率，从 而使用H 1原子产生的图像再现大多数细节，并且相应地还针对精度或最小干扰影响进行优 化。
[0019] 然而，相反的过程也可以是有用的。因为H1总是具有大多数信号，因此可以针对 这种核设计次优、但是充分的序列，其由较低的共振核（具有较低的SNR)实现最大信号。
[0020] 在层选择的脉冲序列的情况下，可以使用按照本发明的方法，其中，HF激发脉冲并 且在需要时HF反转脉冲以层选择的方式发出。在此，在考虑公用的层选择梯度的条件下， 对于不同的频率范围，调整不同的原子类型的HF脉冲的带宽，使得层厚度相同。
[0021] 为了在以层选择的方式激发不同的原子时，实现层厚度相同，选择多共振HF激发 脉冲的子信号的带宽的比，使得其对应于不同的原子类型的旋磁因子的比。
[0022] 如果在自旋回波序列中使用按照本发明的方法，则也将多共振HF反转脉冲的子 信号的带宽的比选择为使得其对应于不同原子类型的旋磁因子的值的比。
[0023] 作为层选择激发的替换，还可以在3D序列中使用按