CN101156777B - 磁共振成像装置和磁共振成像方法 - Google Patents

磁共振成像装置和磁共振成像方法 Download PDF

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Abstract

为了易于在较低亮度下描绘诸如对象(SU)中血流的流，提供了一种磁共振成像装置(1)，包括静磁场形成单元(12)、在一个重复时间内在发射一个激发RF脉冲之后多次将多个反转RF脉冲发射到位于静磁场中的对象(SU)由此激发对象(SU)的自旋的发射单元(14)、梯度磁场施加单元(13)、采集由梯度磁场编码的磁共振信号的数据采集单元(24)，以及基于数据采集单元(24)采集的磁共振信号产生对象(SU)的图像的图像产生单元(31)。梯度磁场施加单元(13)在发射到对象(SU)的RF脉冲的发射间隔时间内，将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象(SU)。

Description

磁共振成像装置和磁共振成像方法
技术领域
本发明涉及一种磁共振成像(MRI)装置和磁共振成像方法。本发明尤其涉及执行快速自旋回波(FSE)方法的磁共振成像装置和磁共振成像方法。
背景技术
诸如磁共振成像系统或装置的图像诊断装置已知为用于成像或者拍摄关于对象的每个断层摄影平面的切片图像的装置。该图像诊断装置已经用于许多领域，诸如医学应用、工业应用等。
例如，当使用磁共振成像装置拍摄切片图像时，对象保持或者容纳在形成有静磁场的空间中，并且对应于活体的对象中的质子的自旋方向对准静磁场的方向，由此发生获得了磁化矢量的状态。
其后，通过RF线圈将具有谐振频率的电磁波施加到对象上以产生核磁共振现象，由此改变对象质子的磁化矢量。磁共振成像装置在探测线圈(接收线圈单元)从恢复原始磁化矢量的对象质子接收磁共振信号，并且基于接收得的磁共振信号产生切片图像(例如，参考专利文件1)。
同时，在对象中存在诸如血流的流，并且存在一种情况，其中抑制对应于血流(bloodstream)或血流量(bloodflow)信号的磁共振信号的强度，以使用低亮度在磁共振成像装置处绘制所述流。为此目的，提供了一种已知为双IR(反转恢复)方法，在使用切片非选择IR脉冲反转线圈灵敏性信号之后，使用切片选择IR脉冲在目标切片截面反转除了目标切片截面处之外的信号，采集磁共振信号，使目标切片截面处之外的信号进入零信号形式。
提供了已知为Flow-spoiled(流扰乱)FBI的方法，其中在FBI方法(新鲜血液成像)中(参考，例如，专利文件2)，读出方向上的扰乱脉冲(spoiling pulse)用于使得能够分离动脉血管和静脉血管。
[专利文件1]日本未审专利公开号No.2005-270304
[专利文件2]日本未审专利公开号No.2000-5144
在双IR方法中，将切片选择IR脉冲发射到具有预定厚度的目标切片截面。因而，例如当执行三维成像时，在低亮度下难以关于预定厚度或更厚的宽区域辨认出和绘制血流。
由于在Flow-spoiled FBI方法中，不能调整每个扰乱脉冲的量，当从触发脉冲的产生到实际成像或摄影开始的延迟时间最优化并且调整扰乱脉冲的梯度时，在实际扫描之前需要预备扫描。
即使在实际扫描中一采集磁共振信号，就将扰乱信号发射到对象。因而，快速自旋回波方法包括一个问题，即当采用其时，施加以获得各个回波的脉冲之间的间隔(回波间隔)扩大，因而导致难以快速成像。此外，FSE方法不足以通过扰乱脉冲处理关于血流的磁共振信号的扰乱。
发明内容
所需的是要解决前述的问题。
本发明一个方面提供了一种磁共振成像装置，包括：静磁场形成单元，其在保持对象的空间中形成静磁场；发射单元，其在发射一个激发RF脉冲之后，在一个重复时间内多次将多个反转RF脉冲发射到位于静态磁场中的对象，由此激发对象的自旋；梯度磁场施加单元，其将梯度磁场施加到对象并且编码来自由反转RF脉冲激发的自旋的磁共振信号；数据采集单元，其采集由梯度磁场编码的磁共振信号；以及图像产生单元，其基于数据采集单元采集的磁共振信号产生对象的图像，其中梯度磁场施加单元在发射到对象的RF脉冲的发射间隔时间内将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象。
优选地，梯度磁场施加单元在数据采集单元采集磁共振信号之前施加速度编码梯度脉冲。更优选地，梯度磁场施加单元针对所述多个反转RF脉冲多次将速度编码梯度脉冲施加到对象。
极性彼此相反的速度编码梯度脉冲扰乱关于对象中的流的自旋的横向磁化。
特别地，对象中的流是血流。
优选地，极性彼此相反的速度编码梯度脉冲的方向是至少一个或多个轴的方向。
更优选地，极性彼此相反的速度编码梯度脉冲的面积在每个轴上不同。
梯度磁场施加单元可以具有操作单元，用于输入施加到对象的速度编码梯度脉冲的面积。
此外，基于在梯度磁场施加单元将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象的状态下以及不将其施加到对象的状态下由数据采集单元采集的磁共振信号，图像产生单元产生对象的图像。
优选地，梯度磁场施加单元根据血流的脉动产生施加和不施加速度编码梯度脉冲的状态。
本发明的另一方面提供了一种磁共振成像方法，包括这些步骤：在发射一个激发RF脉冲之后，在一个重复时间内多次将多个反转RF脉冲发射到位于静态磁场中的对象，将梯度磁场施加到对象并且编码来自由RF脉冲激发的自旋的磁共振信号，采集每一个均由梯度磁场编码的磁共振信号，并且基于采集得的磁共振信号产生对象的图像，该方法还包括在RF脉冲发射到对象的发射间隔时间内将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象的步骤。
优选地，将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象的步骤在采集磁共振信号的步骤之前执行。
在将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象的步骤中，关于对象中流的自旋的横向磁化被扰乱。
优选地，在将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象的步骤中，极性彼此相反的速度编码梯度脉冲的方向定义为至少一个或多个轴的方向。
更优选地，极性彼此相反的速度编码梯度脉冲的面积在每个轴不同。
优选地，在将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象的步骤中，梯度磁场的面积根据对象中流的速度而调整。
此外，在采集磁共振信号的步骤之前另外包括不将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象的步骤。在对象图像产生步骤中，基于在将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象的步骤和不将速度编码梯度脉冲施加到对象的步骤之后，在磁共振信号采集步骤中采集的磁共振信号，而产生对象的图像。
在根据本发明的磁共振成像装置和磁共振成像方法中，在数据采集单元采集磁共振信号之前，梯度磁场施加单元将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象，由此扰乱关于流的自旋。
在根据本发明的磁共振成像装置和磁共振成像方法中，因为采用了快速自旋回波方法，易于在低亮度下绘出诸如对象中血流的流，并且使得能够快速成像。
从如随附附图中示出的本发明优选实施例的下列描述中，本发明的其它目的和优点将变得显然。
附图说明
图1示出根据本发明一个实施例的磁共振成像装置的结构图。
图2示出在根据本发明实施例的磁共振成像装置中执行的一个脉冲序列的图。
图3示出在根据本发明实施例的磁共振成像装置中执行的一个脉冲序列的图。
图4是示出图3中所示脉冲序列中获得的磁共振信号的横向分布的图。
图5是示出(a)RF脉冲影响的对象组织的相位和所采集的磁共振信号的强度以及(b)对象组织的相位和磁共振信号的相位的图。
图6是示出在根据本发明实施例磁共振成像装置处执行的另一脉冲序列的图。
图7是示出在根据本发明实施例磁共振成像装置处执行的又一序列的图。
具体实施方式
下文中将基于图1至图7说明根据本发明的一个实施例。
(系统结构)
图1是示出说明根据本发明一个实施例的磁共振成像装置1的结构的结构图。
如图1中所示，本实施例的磁共振成像装置1具有扫描部分2和操作控制部分3。
将说明扫描部分2。
如图1中所示，扫描部分2具有静磁场磁体单元12、梯度线圈单元13、RF线圈单元或部件14、托架15、RF驱动器22、梯度驱动器23和数据采集单元24。扫描部分2执行成像序列IS，用于将RF脉冲发射到对象SU以便激发形成有静磁场的成像空间中的对象SU的自旋，并且用于将梯度脉冲发射到已对其发射RF脉冲的对象SU，由此获得对象SU中产生的磁共振信号作为成像数据。
将按序说明扫描部分2的各个组成元件。
静磁场磁体单元12包括，例如永磁体，并且在容纳或者保持对象SU的成像空间B中形成静磁场。在此，静磁场磁体单元12以这种方式形成静磁场，即静磁场的方向沿着垂直于对象SU的体轴方向的方向延伸。附带地，静磁场磁体单元12可以由超导磁体构成。
梯度线圈单元13在形成有静磁场的成像空间B中形成梯度磁场，并且施加或者添加空间位置信息到由RF线圈部分14接收的磁共振信号。在此，梯度线圈单元13包括三个系统，设置成对应于三个轴方向，即沿着静磁场方向延伸的z方向、x方向和y方向。这些分别根据成像条件在频率编码方向上、相位编码方向上和切片选择方向上施加梯度脉冲，由此形成梯度磁场。
具体而言，梯度线圈单元13将梯度磁场施加在对象SU的切片选择方向上，并且选择由RF线圈部分14发射RF脉冲所激发的对象SU的切片。梯度线圈单元13将梯度磁场施加在对象SU的相位编码方向上，并且相位编码来自由RF脉冲激发的切片的磁共振信号。并且，梯度线圈单元13将梯度磁场施加在对象SU的频率编码方向上，并且频率编码来自由RF脉冲激发的切片的磁共振信号。
梯度线圈单元13产生用于执行相位编码的梯度磁场。除上述之外，如下面将描述的，梯度线圈单元13也产生极性彼此相反的速度编码梯度脉冲，并且分布(distribute)对象SU中流动组织的自旋的横向磁化。为了分散对象SU中流动组织的自旋的横向磁化，极性彼此相反的速度编码梯度脉冲的强度和其发生时间单独地设置。
如图1中所示，布置RF线圈单元14以围绕对象SU的成像区域。RF线圈单元14将对应于电磁波的RF脉冲发射到由静磁场磁体单元12用静磁场形成的成像空间B中的对象SU，由此激发对象SU的成像区域中质子的自旋。RF线圈单元14接收从对象SU中激发的质子产生的电磁波作为磁共振信号。
为了执行将在下文中描述的FSE(快速自旋回波)方法，RF线圈单元14在一个重复时间TR内发射一个激发RF脉冲和多个反转RF脉冲到对象SU，所述一个激发RF脉冲用于围绕z轴将所需切片中的磁矩旋转α(例如π/2，)，其中静磁场的方向作为该轴(表示以拉莫尔频率(Larmor frequency)旋转的旋转坐标系)。
托架15具有底部或者平台，其上放置有对象SU。托架15根据从控制器30提供的控制信号，在成像空间B内侧和外侧之间移动。
RF驱动器22驱动RF线圈单元14，以发射RF脉冲到成像空间B内，由此在其中形成高频磁场。RF驱动器22使用门调制器，基于从控制器30输出的控制信号，将从RF振荡器发射的信号调制成具有预定时序(timing)和预定包络的信号。其后，RF驱动器22允许RF功率放大器放大由门调制器调制的信号，并且将其输出到RF线圈单元14，并且允许RF线圈单元14发射RF脉冲。
梯度驱动器23基于从控制器30输出的控制信号，将梯度脉冲施加到梯度线圈单元13，以驱动梯度线圈单元13，由此在形成有静磁场的成像空间B中产生梯度磁场。梯度驱动器23具有与三系统梯度线圈单元13相关联的三系统驱动电路(未示出)。
数据采集单元24基于从控制器30输出的控制信号，采集由RF线圈单元14接收的磁共振信号。在此，数据采集单元24使用相位检测器，对RF线圈单元14接收的磁共振信号进行相位检测，其中RF驱动器22的RF振荡器的输出作为参考信号。其后，数据采集单元24通过使用A/D转换器将与模拟信号相对应的磁共振信号转换成数字信号，并且从那里输出该信号。
将说明操作控制台部分3。
如图1中所示，操作控制台部分3具有控制器30、图像产生器31、操作单元32、显示器或显示单元33以及存储单元34。
将按序描述操作控制台部分3的各个构成元件。
控制器30具有计算机和程序，所述程序允许计算机执行预定数据处理并且控制各个部件。在此，控制器30输入从操作单元32发送的操作数据，并且基于从操作单元32输入的操作数据输出控制信号，该控制信号用于使RF驱动器22、梯度驱动器23和数据采集单元24执行对它们的预定扫描，由此执行它们的控制。与其一起，控制器30还输出控制信号到图像产生器31、显示单元33和存储单元34以进行它们的控制。
图像产生器31具有计算机和使用计算机执行预定数据处理的程序。图像产生器31基于从控制器30输出的控制信号产生图像。图像产生器31重建关于对象SU的图像，采用通过由扫描部分2执行扫描获得的磁共振信号作为行数据。然后，图像产生器31输出产生的图像到显示器33。
操作单元32包括诸如键盘、指点装置等的操作装置。操作单元32输入来自操作者的操作数据并且将其输出到控制器30。例如，显示单元33在显示屏上以多种形式显示关于与操作者输入到操作单元32的操作数据对应的输入项的图像。此外，显示单元33从图像产生器31接收关于对象SU的图像的数据，并且将图像显示在显示屏上，其中所述图像基于来自对象SU的磁共振信号产生。
存储单元34包括存储器并且在其中存储各种数据。在存储单元34中，已存储的数据由控制器30根据需要存取。
(操作)
在使用图1中所示的磁共振成像装置拍摄或者成像对象SU时的脉冲序列示出在图2中。
图2中所示的脉冲序列示出了其中执行FSE方法的范例。
在图2中，RF指示了RF脉冲发射的时基，而G指示梯度脉冲施加的时基。在RF和G，分别地，水平轴指示时间t，而垂直轴指示脉冲强度。在此，G是在切片选择方向、相位编码方向和频率编码方向上观察到的至少一个时基。
为了实施FSE方法，如图2中所示，首先由RF驱动器22驱动的RF线圈单元14产生脉冲角(flip angle)α0＝90°的激发RF脉冲RFex。在产生α0＝90°的激发RF脉冲RFex之后，具有α1至α7＝180°的反转RF脉冲RFre1至RFre7相似地在一个重复时间TR内由RF驱动器22驱动的RF线圈单元14产生。
在第一激发RF脉冲RFex之后，产生相应于七次的反转RF脉冲RFre1至RFre7，以生成对应于7个回波的磁共振信号。通过它们对应的磁共振信号而互相独立的相位编码由梯度驱动器23所驱动的梯度线圈单元13执行。分别被执行了相位编码的磁共振信号被采集入数据采集单元24。
然而，在图2中所示的脉冲序列的时基，在产生激发脉冲RFex之后的预定时间间隔被分配为一时间，在该时间梯度线圈单元13产生极性彼此相反的各个速度编码梯度脉冲。该时间对应于在回波链初始级的所谓的双极性梯度回波链(bipolar gradient echo train，BGET)时间。由数据采集单元24从对象SU进行的磁共振信号采集不在双极性梯度回波链(BGET)时间执行。
如图2的脉冲序列中所示，产生激发RF脉冲RFex，并且其后由梯度驱动器23驱动的梯度线圈单元13，在双极性梯度回波链BGET时间内，将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5，施加到对象SU。各个速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5分别在相应RF脉冲的发射间隔时间内施加。
即，首先在激发RF脉冲RFex和反转RF脉冲RFre1的发射间隔时间内，施加速度编码梯度脉冲Gv1。相似地，在相应反转RF脉冲RFre的发射时间间隔中施加其它速度编码梯度脉冲Gv2至Gv5。
对应于全部五个脉冲的速度编码梯度脉冲Gv以图2中所示的脉冲序列中产生。速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5定义为双极脉冲，其在关于时间中心点的时基上极性互相相反，并且具有相同的时间积分值，在该时间中心点，施加速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5。
在图2中，激发RF脉冲RFex和反转RF脉冲RFre1至RFre7发射到对象SU。在此，流动血流和组织被认为保持固定地存在于对象SU中。使用每个固定组织作为参考，在激发RF脉冲RFex和反转RF脉冲RFre1至RFre7发射到对象SU的时间的相位φ，分别地，关于激发RF脉冲RFex设置为φ＝0°，而关于反转RF脉冲RFre1至RFre7设置为φ＝90°。如此防止反转RF脉冲RFre1至RFre7的非理想性(从旋转角度180°移动或偏移)被积分，从而减少了在第二之后的磁共振信号。
用于设置这种相位的条件对应于CPMG(Carr-Purcell-Meiboom-Gill)条件，在该条件下，反转RF脉冲RFre1至RFre7的相位定义成相对于激发RF脉冲RFex的相位移动π/2的预定相位。在此，来自固定组织的磁共振信号满足CPMG条件。
另一方面，血管中血液在对象SU中流动，同时在流动血流的情况下其方向不断改变。因而，血流的每个磁共振信号受到图2中所示的脉冲序列中5个脉冲产生的速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5的影响。
即，在分别发射激发RF脉冲RFex和反转RF脉冲RFre1至RFre4之后，在血流情况下，分别施加速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5。因而，相位φ＝θ0°(其中θ0：任意角度)设置为激发RF脉冲RFex，而相位φ＝θ0+θi(其中i＝1至5)°(θi＝i×θa)设置为反转RF脉冲RFre1至RFre4。
如上述关系所示，例如，θi改变以便根据速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5的产生次序线性增加。为此目的，速度编码梯度脉冲Gv1至Gv15的强度根据它们产生的次序增加。通过这种改变，关于血液的自旋的横向磁化被分散。因而，从血流产生的每个磁共振信号不满足CPMG条件，从而来自血流的磁共振信号的强度减少。随着来自血流的每个磁共振信号的强度的减少，在低亮度提取显示在显示单元33上的对象中诸如血流的流。由于速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5尤其产生多次，关于血液的自旋的横向磁化的分散进一步加强。
在速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5的施加已经完成并且双极性梯度回波链BGET时间已经过去之后，RF线圈单元14接收来自其中的对象SU的磁共振信号。并且数据采集单元24采集由RF线圈单元14接收的磁共振信号。数据采集单元24采集磁共振信号的时间被分配为数据采集回波链(DAET)时间。
将说明使数据采集单元24能够在数据采集回波链DAET时间采集磁共振信号的序列。本序列类似于执行采集常规磁共振成像装置的磁共振信号的序列。即，当产生激发RF脉冲时，将切片选择梯度磁场施加到对象SU。当对应于各个反转RF脉冲的磁共振信号由RF线圈单元14接收时，将逐步改变的相位编码梯度磁场施加到对象SU并且将频率编码梯度磁场施加到对象SU。
由于如何在图2中所示脉冲序列施加切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场，类似于实施已知的FSE方法的情况，其示意性表示省略。
在此，通过RF线圈单元14对分别通过七个反转RF脉冲RFre1至RFre7获得的七个磁共振信号的接收，在数据采集回波链DAET时间完成。当在磁共振信号正由RF线圈单元14接收时产生速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5时，不能接收正常自旋回波信号。然而，由于速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5产生在数据采集回波链DAET时间之前的双极性梯度回波链BGET时间，由RF线圈单元14接收的磁共振信号成为正常自旋回波信号。此外，等待每个磁共振信号的接收直到数据采集回波链DAET时间，使得可以保证足够的时间来在双极性梯度回波链BGET时间内分散关于血液的自旋的横向磁化。
而且，由于用于分散关于血液的自旋的横向磁化的速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5多次施加到对象SU，并且在数据采集回波链DAET时间(在该时间，关于血液的自旋的横向磁化的分散充分完成)期间由RF线圈单元14接收磁共振信号，所以可以在图像产生器31以低亮度画出对象SU中的血流。由于已经执行FSE方法，高速或快速成像当然可能。
参考图3中所示的脉冲序列以便于进一步说明相位梯度磁场关于图2中所示的脉冲序列的动作。
RF指示发射RF脉冲的时基，而G指示施加梯度脉冲的时基。分别在RF和G，分别地，水平轴指示时间t，而垂直轴指示脉冲强度。在此，G指示用于施加梯度脉冲的时基，并且是在切片选择方向、相位编码方向和频率编码方向上观察到的至少一个时基。附带地，由于G中切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场的图示是已知方法，省略其。
为了执行FSE方法，如图3中所示，脉冲角α0＝90°的激发RF脉冲RFex首先由RF驱动器22驱动的RF线圈单元14发射。在此，在图2中所示的脉冲序列中，α1至α7＝180°的反转RF脉冲RFre1至RFre7已经在一个重复时间TR中在α0＝90°的激发RF脉冲RFex的发射之后施加。在图3中所示的脉冲序列中，在双极性梯度回波链BGET时间中发射的反转RF脉冲RFre1至RFre3假设为α1＝π×(3/6)、α2＝π×(4/6)和α3＝π×(5/6)以增加每个激发回波的强度。该情况不同于图2中的脉冲序列，并且不是完全CPMG方法。在数据采集回波链DAET时间内发射的反转RF脉冲RFre4至RFre7假设为α4至α7＝π×2。
因而，在首先的激发RF脉冲RFex之后，发射相应于七次的反转RF脉冲RFre1至RFre7，以生成相应于7个回波的磁共振信号。通过它们各自的磁共振信号互相独立的相位编码由梯度驱动器23驱动的梯度线圈单元13执行。分别执行了相位编码的磁共振信号被采集到数据采集单元24中。
如图3中脉冲序列所示，发射激发RF脉冲RFex，并且其后极性彼此相反的速度编码梯度脉冲Gv1至Gv3在双极性梯度回波链BGET时间内由梯度驱动器23驱动的梯度线圈单元13施加到对象SU。此外，以相似于图2中所示脉冲序列的方式，各个速度编码梯度脉冲Gv1至Gv3分别在相应的RF脉冲的发射间隔时间内施加。
在图3中，激发RF脉冲RFex和反转RF脉冲RFre1至RFre7发射到对象SU。使用每个固定组织作为参考，在激发RF脉冲RFex和反转RF脉冲RFre1至RFre7发射到对象SU的时间的相位φ，分别地，关于激发RF脉冲RFex设置为φ＝0°，而关于反转RF脉冲RFre1至RFre7设置为φ＝90°。即，固定组织的磁共振信号不受速度编码梯度脉冲Gv1至Gv3的影响。
另一方面，血管中血液在对象SU中流动，同时在流动的血流的情况下其方向不断改变。因而，血流的每个磁共振信号受到图3中所示的脉冲序列中3个脉冲施加的速度编码梯度脉冲Gv1至Gv3的影响。
即，在分别发射激发RF脉冲RFex和反转RF脉冲RFre1至RFre3之后，在血流情况下，分别施加速度编码梯度脉冲Gv1至Gv3。因而，φ＝0°的相位设置给激发RF脉冲RFex，而φ＝π/2+θi(其中i＝1至3)°(θi＝i×θa)设置给反转RF脉冲RFre1至RFre3。由于关于血流的φ的幅度以这种方式改变，关于血液的自旋的横向磁化分散。
参考图4，以说明每个固定组织的磁共振信号和血流的磁共振信号的自旋的横向磁化的分散。图4以举例方式示出了在图3的脉冲序列中的数据采集回波链DAET时间的点A获得的磁共振信号在横向方向(x和y方向)观察到的磁化Mx和My的分布，即，横向磁化分布。在图4中，由虚线示出横向磁化的分布，而箭头指示横向磁化矢量。
图4(a)示出了关于固定组织的磁共振信号的横向磁化的分布。该分布产生形状为椭圆、并且以My＝0.76作为中心的分布。即，当Mx轴作为原点测量角度时，横向磁化分布在以90°为中心的位置。
接下来考虑关于血流的横向磁化的分布。图4(b)示出了在上述φ＝π/2+θi(其中i＝1)中θ1＝π时横向磁化的分布。图4(c)示出了在θ1＝2π时横向磁化的分布。
在图4(b)中，横向磁化以半月形的形式分布。在图4(c)中，横向磁化以具有My＝0.20作为中心的滴的形式分布。尤其在图4(c)的情况下，横向磁化分布在Mx和My的所有方向，而其相位分布在360°上。
图5(c)示出了在图3中所示的脉冲序列中设置的对象组织的相位θVENC和在数据采集回波链DAET时间的点A采集的磁共振信号的强度(Iecho)之间的关系。图5(b)示出了θVENC和该磁共振信号的相位(φecho)之间的关系。
应当理解在图5(a)中，当θVENC(例如，θVENC＝θ1)＝2π时，磁共振信号的强度(Iecho)突然减少。即，如图4(c)中所示，来自血流的磁共振信号变小，而关于血液的自旋的横向磁化的相位分布在360°上。
图6中示出了另一脉冲序列，其中使用图1中所示的磁共振成像装置1拍摄或者成像对象SU。
在图6中，脉冲序列不同于图2中所示的脉冲序列，因为用于施加每个梯度脉冲的时基G在图2中示为一个轴，而在图6中，用于发射梯度脉冲的时基的数量表示为Gx、Gy和Gz三个轴。在图6中例如，分别地，时基Gx对应于如在频率编码方向上所观察的时基，Gy对应于如在相位编码方向上所观察的时基，而Gz对应于如在切片选择方向上观察的时基。
在图6中所示的脉冲序列中，极性彼此相反的使用多次的速度编码梯度脉冲Gvx、Gvy和Gvz，在双极性梯度回波链BGET时间内在所有三个轴Gx、Gy和Gz上施加到对象SU。通过梯度驱动器23驱动的梯度线圈单元13，施加速度编码梯度脉冲Gvx、Gvy和Gvz。
此外，在图6中所示的RF脉冲(激发RF脉冲RFex和反转RF脉冲RFre1至RFre5)的发射间隔时间内，施加各个速度编码梯度脉冲Gvx、Gvy和Gvz。
在图2中所示的脉冲序列中，速度编码梯度脉冲G根据它们施加的次序在幅度上增加。另一方面，在图6中所示的脉冲序列中，在多个速度编码梯度脉冲Gvx、Gvy和Gvz中包括，根据它们施加的次序幅度增加的那些，根据它们的次序幅度减少的那些，和幅度随机改变的那些。
附带地，在一个重复时间TR中在首次发射激发RF脉冲RFex之后，发射对应于七次的反转RF脉冲RFre1至RFre7，以甚至在图6所示的脉冲序列中以类似于图2中所示的脉冲序列的方式生成七个磁共振信号，由此使得可以执行FSE方法。用固定组织作为参考，在激发RF脉冲和反转RF脉冲RFre1zhi RFre7发射到对象SU时的相位φ，分别地，关于激发RF脉冲设置为φ＝0°，而关于反转RF脉冲RFre1至RFre7设置为φ＝90°。
在已经完成多个速度编码梯度脉冲Gvx、Gvy和Gvz的施加并且双极性梯度回波链BGET时间已经过去之后，RF线圈单元14接收来自其中的对象SU的磁共振信号。并且，数据采集单元24采集由RF线圈单元14接收的磁共振信号。数据采集单元24采集磁共振信号的时间分配作为数据采集回波链DAET时间。
在数据采集回波链DAET时间期间，数据采集单元24采集磁共振信号。即使在图6中所示的脉冲序列，磁共振信号的采集也类似于由常规磁共振成像装置采集磁共振信号的序列。即，当发射激发RF脉冲时，将切片选择梯度磁场在Gz轴上施加到对象SU。当对应于各个反转RF脉冲的磁共振信号由RF线圈单元14接收时，将逐步改变的相位编码梯度磁场在Gy轴上施加到对象SU并且将频率编码梯度磁场在Gx轴上施加到对象SU。
附带地，由于如何在图6中所示脉冲序列施加切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和频率编码梯度磁场，类似于执行已知的FSE方法的情况，其示意性表示省略。
即使在图6中的脉冲序列，也以类似于图2的脉冲序列的方式，在数据采集回波链DAET时间内，接收由RF线圈单元14分别通过发射七个反转RF脉冲RFre1至RFre7获得的七个磁共振信号。因而，对于RF线圈单元14接收的磁共振信号，不需要考虑速度编码梯度。
此外，在图2的脉冲序列中仅在一个轴的方向上施加速度编码梯度脉冲Gv，然而在图6的脉冲序列中在Gvx、Gvy和Gvz的三轴方向上施加速度编码梯度脉冲。因而，在对象SU中关于血流的自旋的横向磁化可以在所有方向上分散，从而每个来自血流的磁共振信号减小。因而，可以以较低亮度在图像产生器13处绘制对象SU中的血流。附带地，由于多个速度编码梯度脉冲Gvx、Gvy和Gvz的面积分别随机地在时基方向上改变，更易于执行血流自旋的横向磁化的分散。
图7示出了又一脉冲序列，其中使用图1中所示的磁共振成像装置1成像或者拍摄对象SU。
图7中所示的脉冲序列不同于图2中的脉冲序列，因为，将不向对象SU施加对应于五个脉冲的包括双极性脉冲的速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5的序列2(seq2)，添加到序列1(seq1)，其中序列1在表示施加梯度脉冲的时基的G、在双极性梯度回波链BGET时间中向对象SU施加速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5。附带地，在RF脉冲的发射间隔时间中施加速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5。
在序列1和2中，激发RF脉冲RFex和七个反转RF脉冲RFre1至RFre7发射到对象SU，以允许执行FSE方法。在序列1和2的数据采集回波链DAET时间期间，数据采集单元24采集磁共振信号。
数据采集单元24在序列1采集的磁共振信号包括这样的磁共振信号，其中关于血液的自旋的横向磁化分散到对象SU，然而数据采集单元24在序列2采集的磁共振信号不包括其中关于血液的自旋的横向磁化分散的磁共振信号。
因而，当图像产生器31基于相应的磁共振信号重建关于对象SU的图像时，从包括其中关于血液的自旋的横向磁化被分散的磁共振信号的磁共振信号中，减去不包括其中关于血液的自旋的横向磁化被分散的磁共振信号的磁共振信号，由此使得可以重建图像。
由于例如血液流过动脉之处血液的流动较快，尤其通过向动脉中的血液施加包括双极性脉冲的速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5，关于动脉中血液的自旋的横向磁化的分散变大。因而，在通过执行序列1和序列2之间的磁共振信号的相减(substruction)而重建的图像中仅显示关于动脉的图像。
此外，序列1和序列2可以以这种方式定时，即在心动周期的扩张/收缩阶段执行序列1，而在心动周期的扩张或舒张阶段执行序列2。由于在扩张/收缩阶段期间流过动脉的血液的流动较快，在扩张/收缩阶段执行用于施加速度编码梯度脉冲Gv1至Gv5的序列1，由此使得可以进一步扩大关于动脉血液的自旋的横向磁化的分散。因而，在通过执行序列1和序列2之间的磁共振信号的相减而重建的图像中仅动脉图像可以更清楚地显示。附带地，为了使得图像重建同步于心动周期，可以在磁共振成像装置中提供脉率计以测量对象SU的心率。
虽然已经在图2、3和6中所示的脉冲序列在双极性梯度回波链BGET时间中施加了极性彼此相反的速度编码梯度脉冲，可以任意设置每个速度编码梯度脉冲的幅度和周期。因而，由于可以改变速度编码梯度脉冲的面积，可以调整关于血流的磁共振信号的横向磁化的分散程度。通过操作操作单元32以输入操作数据可以执行对每个速度编码梯度脉冲的幅度和周期的设置。
由于可以对速度编码梯度脉冲执行上述设置，关于对象中的流的自旋的横向磁化的分散可以量化。因而，在实际扫描之前执行的用以调整现有技术中每个扰乱脉冲的梯度的预备扫描，变得并非必要。
不脱离本发明的精神和范围，可以配置本发明许多广泛不同的实施例。应当理解，本发明不局限于在说明书中所述的特定实施例，除非如随附权利要求中所定义的。
附图标记
22 RF驱动器
23 梯度驱动器
24 数据采集单元
30 控制器
31 图像产生器
32 操作单元
33 显示单元
34 存储单元

Claims (10)

1.一种磁共振成像装置(1)，包括：
静磁场形成单元(12)，其在保持对象(SU)的空间(B)中形成静磁场；
发射单元(14)，其在一个重复时间内在发射一个激发RF脉冲之后多次将多个反转RF脉冲发射到位于静磁场中的对象(SU)，由此激发对象(SU)的自旋；
梯度磁场施加单元(13)，其将梯度磁场施加到对象(SU)，并且编码来自反转RF脉冲所激发的自旋的磁共振信号；
数据采集单元(24)，其采集由梯度磁场编码的磁共振信号；以及
图像产生单元(31)，其基于数据采集单元(21)所采集的磁共振信号来产生对象(SU)的图像，
其中梯度磁场施加单元(13)在发射到对象(SU)的RF脉冲的发射间隔时间内，将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象(SU)。
2.根据权利要求1的磁共振成像装置(1)，其中在数据采集单元(24)采集磁共振信号之前，梯度磁场施加单元(13)施加速度编码梯度脉冲。
3.根据权利要求1的磁共振成像装置(1)，其中对于所述多个反转RF脉冲，梯度磁场施加单元(13)多次将速度编码梯度脉冲施加到对象(SU)。
4.根据权利要求2或3的磁共振成像装置(1)，其中极性彼此相反的速度编码梯度脉冲扰乱关于对象(SU)中的流的自旋的横向磁化。
5.根据权利要求4的磁共振成像装置(1)，其中对象(SU)中流是血流。
6.根据权利要求1的磁共振成像装置(1)，其中极性彼此相反的速度编码梯度脉冲的方向定义为至少一个或多个轴的方向。
7.根据权利要求6的磁共振成像装置(1)，其中极性彼此相反的速度编码梯度脉冲的面积在每个轴是不同的。
8.根据权利要求1的磁共振成像装置(1)，还包括操作单元(32)，用于输入由梯度磁场施加单元(13)施加到对象(SU)的速度编码梯度脉冲的面积。
9.根据权利要求1的磁共振成像装置(1)，其中图像产生单元(31)基于数据采集单元(24)在梯度磁场施加单元(13)将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象(SU)的状态下和不将其施加到对象(SU)的状态下采集的磁共振信号，产生对象(SU)的图像。
10.一种磁共振成像方法，包括如下步骤：
在一个重复时间内在发射一个激发RF脉冲之后多次将多个反转RF脉冲发射到位于静态磁场中的对象(SU)；
将梯度磁场施加到对象(SU)并且编码来自RF脉冲所激发的自旋的磁共振信号；
采集每一个均由梯度磁场所编码的磁共振信号；以及
基于采集得的磁共振信号来产生对象(SU)的图像，
该方法还包括如下步骤：
在发射到对象(SU)的RF脉冲的发射间隔时间内将极性彼此相反的速度编码梯度脉冲施加到对象(SU)。
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