CN102621510A - 用于抑制mr成像中伪影的系统 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于抑制MR成像中伪影的系统。一种用于抑制在MR成像中由组织、流体或其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影的系统。MR图像获取装置在多个心搏周期上获取表示患者的感兴趣解剖区域的多个图像切片的图像数据组。在该装置中，RF(射频)信号发生器和磁场梯度发生器提供RF脉冲和磁场梯度序列，用于感兴趣区域的RF信号激励以及用于在信号激励之后获取RF数据。该序列包括第一序列，其基本上是在使用读出磁场梯度获取图像数据之后立即出现的。第一序列包括RF脉冲，该RF脉冲具有预定回转角，该RF脉冲之后为用于将场磁化减少到基本为零的磁场梯度脉冲。第一序列之前是虚拟获取序列，该虚拟获取序列包括第一序列的元素，除了基本上没有数据获取。

Description

用于抑制MR成像中伪影的系统
本申请是由W.Rehwald等人在2011年1月27日申请的临时申请序列号为No.61/436,701的非临时申请。
技术领域
本发明涉及用于抑制在MR成像中由组织、流体或其他物质的长纵向弛豫时间(T1)引起的伪影。
背景技术
磁共振成像(MRI)获取空间频域(k-空间)中的数据，其包括被称为相位编码的多重线。使用快速傅里叶变化(FFT)将k-空间数据组转换成图像。在许多应用中，k-空间的获取分布在脉冲序列(称为“分段”)的多个应用中。可替代的，k-空间获取可以全部一次性获取，称为“单发射”成像。K-空间中任何周期失真都可以导致最终图像中的伪影，其中伪影是出现在最终图像中的特征，但是在目标对象中实际上并不存在。
在MRI中，图像伪影经常妨碍临床图像评价。一种类型的伪影(重影)源自具有长纵向恢复时间T1的流体、组织或其它物质，其被称做“长T1核素”。这种长T1核素包括心包和胸腔积液、脑脊液(CSF)(脑以及椎管中)、以及乳房植入物中的盐液。积液可能会在人体的不同部位发生，例如心脏周围以及心包膜内(心包积液)或肺中(胸腔积液)。
来自长T1核素的重影伪影在使用具有分段获取(由Wolfgang G Rehwald，Enn-Ling Chen，Raymond J.Kim在2010年9月2日申请的名称为“Long Tl ArtifactSuppression Techniques for Magnetic Resonance”的专利申请US20100219829)的反转恢复脉冲序列获得的MR图像中产生。该序列重复地完成相同方案的反转恢复(IR)脉冲和读出(RO)事件，但是在每个RO过程中获取不同组的相位编码线。图1示出了该已知分段IR序列(在该实例中中使用ECG进行门控)的时序图并且示出了在原始数据空间中所获取MR数据的布置。对于长T1核素，如果在后续反转脉冲之间没有足够的时间，则原始数据的周期失真将发生，其在傅里叶变换时引起长T1核素呈现偏移量的移位并且叠加在最终图像上。
这些重影伪影可以作为“鬼影”在多个错误位置处叠加在图像上，从而模糊患者形态以及长T1核素的真实位置。图2示出了患者中这种重影伪影的实例。在实例中，乳房植入物中的盐液(箭头201)具有非常长的T1并且在由箭头207指示的整个可见区上产生多个鬼影。
第二种伪影发生在使用反转脉冲的单发射成像中。如果在图像获取之间没有足够恢复时间的情况下获取一堆单发射图像，则长T1核素的图像强度在图像之间产生振荡。因为图像强度通常认为是来自T1中的差异(其中较亮对比是较短的T1，较暗对比是较长的T1)，这可以使图像解释变得复杂。
伪影源来自长T1核素磁化中的振荡。图3示出了短303、中307以及长T1核素309的磁化。该实例中的成像周期等于RR间隔311的两倍，其中每个RR间隔是一个心搏的持续时间。每个“成像RR”311跟随有“等待RR”313以便恢复磁化。短303和中307T1磁化在每个RR成像周期中穿过各自相同的恢复曲线并且处于“稳定状态”，但是长309T1信号的磁化不是这样的。长309T1磁化信号在曲线309所示的每个RR间隔读出过程中具有不同幅度，并且长T1核素不处于稳定状态。振荡导致原始数据中的相位误差，该相位误差沿着图像中的相位编码方向导致所述重影。
长T1重影伪影可以阻止基于所获取的MR图像来进行的临床诊断。例如，来自胸腔积液的鬼影可以叠加在感兴趣结构上，诸如心脏的长轴视图，使得不能够诊断。甚至更棘手的是，重影可能导致在诸如延时增强(心肌存活性)图像中产生不正确诊断。来自叠加在心肌上的脊髓液的较低亮度鬼影可能曲解为梗塞。这导致假阳性诊断以及可能的不恰当患者治疗。
使用IR脉冲产生图像对比度的已知MR系统，通过包括虚拟心跳(DHBs)来解决伪影问题，该虚拟心跳在扫描开始处进行。DHB序列是在前导周期中进行的脉冲序列(在该情形，通常用以获取数据的反转脉冲和RF以及梯度脉冲)，但是没有存储数据(记录事件被关闭，给出虚拟读出，DR)。尽管这改善了图像质量，但其不会完全移除长T1重影。已知的“虚拟心跳”方法弱化重影伪影的强度，但不会完全将其移除，这是因为单个虚拟周期不足以将长T1流体驱动到稳定状态。为了仅使用虚拟心跳来完全移除长T1重影伪影，则需要至少四个虚拟心跳以产生4×2＝8个的额外心跳。这超出了患者呼吸保持能力。因此，已知的“虚拟心跳”方法不能完全阻止长T1重影伪影。
另一已知系统将饱和板放置在含有长T1流体的区域上。这取决于扫描器操作者的技能并且只能在其中长T1流体不是被成像结构的一部分的情况下进行。这并不是心包积液的解决办法，因为它是被成像结构(心脏)的实体部分。即使在该方法可行时，诸如在胸腔积液中，其需要扫描器操作者技能以及时间来定位饱和板并且调节其厚度。另外，饱和脉冲和k-空间中心之间的时间延迟允许一些磁化恢复，并且伪影仍旧发生。在其中具有长T1流体的区域多于一个的情况下，多个饱和板需要手动放置，使扫描器操作更加复杂。
另一已知系统使用预先抑制的模型和虚拟心跳一起，从而比单独的虚拟心跳来说更好的工作。该方法需要在反转脉冲之后精确地设置时间延迟，如果无法计算时则这是困难的，这是由于针对计算所需的参数不能精确获知或者在扫描过程中可能变化。另外，时间延迟仅对于一个长T1核素来说优化，如果存在其他的长T1核素，则该方法不能抑制它们。
其他已知方法是相位敏感反转恢复(PSIR)。该方法使用图像处理来移除重影伪影，并且不会阻止它们在第一位置中产生。另外，该方法只在长T1核素紧靠用于获取图像的一个RF线圈时才有效。根据发明原理的系统解决这些以及相关问题。
发明内容
该系统在读出(获取)每个数据段后有利地利用RF脉冲和梯度应用来抑制流体引起的重影伪影，所述流体具有长T1值(T1≥1秒)，诸如心包积液、胸腔积液、乳房植入物中的盐液以及脑脊液。该系统促使长T1磁化进入稳定状态，阻止k空间中的振荡，该振荡致使在最终图像中产生重影伪影。MR图像获取装置在多个心搏周期上获取图像数据组，图像数据组表示患者感兴趣解剖区域的一个或多个图像切片(slice)。在该装置中，RF(射频)线圈提供感兴趣区域的RF信号激励并且在信号激励之后响应于脉冲序列获取RF数据。MR图像获取装置在获取RF数据中使用该脉冲序列。该脉冲序列包括跟随以时间延迟和图像读出(获取)的反转(或饱和脉冲)以及用于移相的磁场梯度脉冲之后和之前的饱和脉冲。
在一个实施例中，MR图像获取装置在多个心搏周期上获取图像数据组，所述图像数据组表示患者感兴趣解剖区域的多个图像切片。在该装置中，RF(射频)信号发生器和磁场梯度发生器提供RF脉冲和磁场梯度序列，用于感兴趣区域的RF信号激励以及用于在信号激励之后获取RF数据。该序列包括，第一序列，该第一序列基本上是在使用读出磁场梯度获取图像数据之后立即出现。第一序列包括RF脉冲，该RF脉冲具有预定回转角，紧接着是用于将场磁化减少到基本为零的磁场梯度脉冲。第一序列之前是虚拟获取序列，虚拟获取序列包括第一序列的元素，除了基本上没有数据获取。
该系统适合各种不同类型的磁化制备(反转脉冲、T2-制备、磁化制备)。其增加了信噪比(SNR)和图像对比度，这是因为饱和脉冲远离制备模型(诸如IR脉冲)，该模型允许在下次制备之前最大量的信号恢复。其相对虚拟心跳(DHB)方法减少了扫描时间，这是因为其只获取一个DHB来使系统进入稳定状态。系统是用户友好的并且操纵相对容易，这是因为其消除了由扫描操作者来改变的参数，并且同样易于执行到脉冲序列中。系统还从具有IR脉冲的分段成像中消除伪影，并且还调整用于信号发射成像的图像对比度。
附图说明
图1示出了已知分段IR序列(使用ECG信号门控)和在原始数据空间中所获取MR数据布置的时序图。
图2示出了有关患者中重影伪影的长T1核素。
图3示出了短、中以及长T1核素的磁化。
图4示出了根据本发明原理的MR成像系统，其用于抑制由组织、流体或其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影。
图5示出了根据本发明原理的门控分段IR脉冲序列以及具有有利后期抑制的T1-驰豫曲线，该抑制是在每个读出之后进行的，以便破坏纵向和横向磁化两者，使得长T1核素磁化在第一读出(虚拟读出)之后达到稳定状态。
图6示出了根据本发明原理的具有乳房植入物的患者心脏的四腔视图，其通过门控分段反转恢复(IR)梯度回波序列并且使用不同伪影抑制方法来获取。
图7示出了根据本发明原理的后期抑制脉冲序列，其包括饱和恢复(SR)脉冲，该饱和脉冲基本上是在磁场破坏(spoiler)梯度脉冲之后和之前立即出现。
图8示出了根据本发明原理的由三个不同SR脉冲获取的三个图像。
图9示出了具有明显重影伪影的相位敏感反转恢复(PSIR)图像和具有由根据本发明原理的系统抑制的重影伪影的所获得的图像。
图10示出了根据本发明原理的由MR成像系统执行的处理流程图，该系统用于抑制由组织、流体和其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影。
具体实施方式
定义
反转恢复(IR)脉冲将纵向磁化从正z轴反转180度至负z轴。IR脉冲在主要成像脉冲序列之前用作预备脉冲以便达到不同类型的MR对比(诸如T1加权的、T2加权的)。绝热IR脉冲用于在整个成像容积中给出比非绝热RF脉冲更均匀的对比。
iPAT(集成并行获取技术)包括“并行成像”。其允许通过减少的相位编码以及增加RF线圈信息进行更快速扫描。iPAT因子2允许大约两倍速度的扫描，iPAT因子3允许大约三倍速度的扫描，依此类推。
TI＝反转时间，反转恢复脉冲和下个RF激励脉冲之间的时间。TI确定图像对比度。
T1＝纵向(或自旋晶格)驰豫时间T1衰减常数。
T2＝横向(或旋间)驰豫时间T2是衰减常数。
TR＝重复时间，连续RF激励脉冲之间的时间。
FA＝回转角，即RF回转角。对于反转脉冲，FA＝180度。
破坏梯度＝通过使其相位沿着梯度方向产生快速变化而有效移除场线圈的横向磁化而施加的磁场梯度脉冲。
分段数据获取通过重复执行脉冲序列以及在读出(获取)过程中获取不同组的k空间线而周期性记录k空间数据空间(段)的不同部分，其中脉冲序列包括反转脉冲序列和MR数据获取脉冲。
单发射数据获取在单次获取周期期间记录k空间数据的不同部分。
B0是主静态基座MRI磁场。
B1是RF传输线圈场。
来自具有长T1值(长T1核素)的重影伪影在由分段反转恢复(IR)脉冲序列获取的磁共振图像中频繁发生。在重复IR单发射成像中，长T1核素的图像强度可以在切片之间变化。这些伪影使用后期抑制系统可以得到有利抑制。典型的长T1核素是具有非常长的纵向恢复时间T1的流体(T1≥1秒)，诸如心包积液、胸腔积液、乳房植入物中的盐液以及脑脊液。什么构成“长T1核素”取决于其相对成像周期的T1值。具有在一个虚拟成像周期之后没达到稳定状态的磁化的T1核素被认为是长T1核素。在临床实践中，成像周期通常持续1600ms至2000ms，以及大于1000ms的T1被认为是“长”。在系统中，在读出(获取)每个数据段(或者在单发射成像的情形，图像切片的每个完整获取)之后，由破坏梯度处于两侧的RF脉冲组成的后期抑制模型重置磁化，从而将磁化驱动到稳定状态。来自该后期抑制模型之前的第一读出的数据没有处于稳定状态并因此排除在外，以及在稳定状态中获取的数据用于图像重建。
典型地，已知的预抑制方法只用于单一长T1核素并且需要确定时间延迟，该延迟取决于单个、并且通常不是精确已知的长T1值，还取决于其它可变参数，诸如患者心率。在临床实践中，这些参数并不是精确已知的或者它们在整个扫描中是变化的，由此降低了已知方法抑制来自单T1核素的重影的能力。相反，有利的是，该系统不需要知道长T1核素的值以抑制其引起的伪影，并且能同时抑制多种不同的长T1核素。这在临床成像中是有利的，这是由于多种并且非精确已知的长T1核素通常存在于相同的被成像区域中。该系统由此更加具有鲁棒性，更易于执行，并且通过同时抑制来自存在于图像中的多种长T1核素的伪影而具有高抑制效率。
图4示出了MR成像系统10，用于抑制从组织、流体和其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影。系统10提供后期饱和方法，其用于在反转恢复磁共振图像中抑制由长T1值核素引起的重影伪影。RF线圈4发射RF脉冲以便在测量容积M中激励氢原子核自旋并且获取合成RF回波信号。相应获得的磁共振信号在RF系统22的接收器处理单元8中以相位敏感方式来解调，并且经由各自模拟-数字转换器11而被转换成测量信号的实部和虚部，并且由成像计算机17来处理。成像计算机17从已处理的获取RF回波脉冲信号数据中重建图像。RF数据、图像数据以及控制程序的处理在系统计算机20的控制下进行。响应于预定脉冲序列控制程序，序列控制器18控制期望脉冲序列的生成以及k空间数据的相应获取。尤其是，序列控制器18控制磁场梯度在适当时间的切换、具有确定相位和幅度的RF脉冲传输以及RF回波数据形式的磁共振信号的接收。合成器19确定RF系统22和序列控制器18的操作时间控制。用于生成MR图像的合适控制程序的选择以及所生成核自旋图像的显示由使用者经由终端(控制台)21来执行，该终端包括键盘以及一个或多个屏幕。
系统10的MR图像获取装置获取多个心搏上的图像数据组，所述图像数据组表示患者感兴趣解剖区域的一个或多个图像切片。RF(射频)线圈4提供感兴趣区域的RF信号激励并且在信号激励之后响应于脉冲序列获取RF数据。脉冲序列由MR图像获取装置在获取RF数据中使用并且包括标准图像获取(以及必要时，标准预备模型)，紧接着是饱和脉冲，该饱和脉冲在磁场梯度脉冲(其用于对横向磁化移相)之后和之前。饱和恢复脉冲在已知系统中使用，用于产生T1图像对比度，如在心肌灌注成像中。系统10有利地使用与前导和后续破坏脉冲结合的饱和脉冲，其在单个分段读出之后进行，用于重影伪影的非空间选择性抑制。
系统10(图4)无需使用者输入而提供可靠的伪影抑制并且使用非空间选择性饱和脉冲(以及梯度脉冲)，因此抑制了来自含有长T1流体的不同图象区域的伪影。系统将T1磁化驱动到稳定状态并且在没有延长呼吸保持时间的情况下同时阻止来自不同T1核素的重影，且基本完全抑制了伪影。系统10在没有减少MR信号以及减少信噪比(SNR)的情况下抑制了不同身体区域(例如心脏MR、头部/神经MR、整形外科MR)图像中的重影伪影。系统脉冲序列并不局限于特定类型的数据读出并且可以与稳态自由进动(SSFP，西门子专用名TrueFisp)、梯度回波(GRE，西门子专用名Flash，Fast Low Angle SHot)，以及TSE(涡轮自旋回波)读出脉冲序列组合在一起。系统有利地对于不同分段或单发射反转恢复脉冲序列也是有用的，不管所用的读出如何。
图5示出了门控分段IR脉冲序列501以及T1驰豫曲线503、507以及509，其具有在每个读出之后进行的有利后期抑制，以便破坏纵向和横向这两个磁化，从而长T1核素磁化在第一读出523(虚拟读出)后达到稳定状态。使用例如ECG(心电图)信号540来提供门控。系统10提供后期抑制(PS)脉冲序列520，该序列520是在每个读出(523、525、527)之后进行(在一个实施例中基本上立即进行)。脉冲序列520破坏纵向和横向这两个磁化，从而在第一读出523之后磁化达到稳定状态。来自第一读出523的数据没有达到稳定状态并且由此被抛弃，因此其被称为“虚拟读出”(DR)。各自的前导心跳530被称为“虚拟心跳”(DHB)。在虚拟读出523之后，三个核素T1驰豫曲线503、507以及509在每个成像周期期间重复它们各自单个恢复曲线。在稳定状态中获取的数据用于图像重建，以及在非稳定状态成像时期获取的数据不用于图像重建。达到稳定状态磁化是避免重影伪影的先决条件。对于每个数据读出RO来说，长T1驰豫曲线509具有相同幅度和相位(相位未示出)。
图7示出了后期抑制脉冲序列，包括饱和恢复(SR)脉冲703，该脉冲703基本上是在处于沿x、y和z坐标方向的磁场破坏梯度脉冲705和707之后和之前立即出现。在获取具有非正确地假定磁化处于稳定状态的脉冲序列的磁共振数据时，系统10(图4)抑制由具有长T1值的流体、组织和其它物质引起的伪影。饱和恢复(SR)射频(RF)脉冲703是绝热脉冲，但该绝热脉冲可以具有不同类型，例如矩形、绝热的或合成脉冲。图8示出了由三个不同SR脉冲获取的三个图像。具体而言，图像803示出了由矩形SR脉冲获取的图像，图像805示出了由绝热SR脉冲获取的图像，以及图像807示出了由合成SR脉冲获取的图像。破坏梯度脉冲705和707(图7)在每个读出之后呈现在相同梯度轴上，或者它们可以每次不同的以周期、随机或伪随机旋转方式呈现在不同轴上。包括脉冲703、705和707的脉冲序列在每个数据段读出之后结束，并且该序列包括前导虚拟心跳530(图5)。
图3(曲线307)和图5(曲线507)中长T1核素磁化的时间变化的比较示出了已知系统和根据本发明原理的系统中长T1核素磁化之间的差异。具体而言，在不使用伪影后期抑制模型(以及在前导虚拟周期存在情况下，未示出)的情况下产生的图3的曲线307表示：长T1核素磁化从一个获取到下一个获取宽泛地振荡。图5的曲线507使用图7的后期抑制脉冲序列有利地被提供，并且示出了长T1核素的磁化在不同成像周期的数据获取(读出)期间基本上是相同的并且没有振荡。长T1磁化曲线507在不同成像时期是基本相同的并且由此处于稳定状态中，以及阻止了重影。
图6示出了分别表示具有乳房植入物的患者的心脏四腔视图的图像603、605、607以及609，它们是通过门控分段反转恢复(IR)梯度回波序列并且使用不同的伪影抑制方法来获取的。白色箭头，如610表示长T1核素特征，以及灰色箭头，如612示出图像603、605和607中特征的重影。图像603示出了在没有任何伪影抑制的情况下获取的图像，并且示出了由灰色箭头表示的严重重影。图像605使用利用虚拟心跳的脉冲序列来获取，但仍然示出了相当的重影伪影。图像607使用已知的在Wolfgang G Rehwald、Enn-Ling Chen、Raymond J.Kim的在2010年9月2日申请的发明名称为“Long Tl Artifact SuppressionTechniques for Magnetic Resonance”的美国专利申请US20100219829中所述的预先抑制方法来获取，其比单独虚拟心跳减少更多的重影伪影，但是没有完全抑制伪影。图像609示出了由系统10(图4)使用图5的后期抑制和虚拟心跳脉冲序列所获取的图像，以基本完全抑制了重影伪影。用于伪影抑制的另一已知方法在Peter Kellman和Elliot McVeigh的“Ghost Artifact Cancellation Using PhasedArray Processing”(2004年8月3日)中进行了描述，其使用相位敏感重建来减少伪影。图像603-609都使用相控阵列线圈进行重建，其基本上没有减少长T1鬼影的出现。
长T1核素物质出现在整个人体(例如在脑和脊骨周围丰富的CSF)中并且该系统用于不同人体区域的MRI。该系统可用作用于分段获取的伪影抑制模型，或单发射图像堆，其中数据获取在周期时间点处重复发生，而不管获取的周期性。其可以在邻接获取之间的固定时间周期来使用或者通过使用ECG信号的门控(图3的曲线340和图5的曲线540，或通过指状脉冲(脉冲血氧测量)或通过定位光圈(导航门控)，或其他方法)来使用。对于系统10抑制伪影，与获取期间获取周期是否变化无关，诸如导致非规则RR间隔心律不齐的情形。系统具有充分鲁棒性以应付这些变化。
相位敏感反转恢复(PSIR)方法与本发明系统根本不同并且从本发明系统中受益。图9示出了具有明显重影伪影的相位敏感反转恢复(PSIR)图像以及具有由该系统抑制的重影伪影的所获取的图像。图像903是在没有任何伪影抑制的情况下获取的，图像905使用已知的虚拟心跳来获取，以及图像907在没有虚拟心跳的情况下使用已知预抑制方法来获取。图像909使用虚拟心跳由已知的预抑制方法来获取。图像911在没有虚拟心跳的情况下由后期抑制来获取，以及图像913由系统10(图4)使用图5(和图7)示意的后期抑制模型以及虚拟心跳来获取。图像6a、6b和6c分别使用矩形SR脉冲、绝热SR和合成SR脉冲来获取。重影伪影存在于图像903-911中，但是在图像913、920、922和924中受到抑制。
该系统已经在西门子MAGNETOM Verio(3特斯拉)MR系统和Avanto(1.5特斯拉)临床MR扫描器中执行，并且在不需要额外硬件的情况下也容易在其他不同MRI扫描器中执行。该系统也可以通过将其集成到现有软件部分中来执行，从而可以与不同的分段反转恢复序列一起进行。该系统可以包括代码，该代码控制迭代扫描(如在多个心搏和分段上的迭代扫描)以及代码可以由不同类型的脉冲序列来使用。该系统在更高场强MRI扫描器(即3T代替1.5T)中具有特殊价值，这是由于T1随着场强增加而增加了有关长T1核素的重影的发生。该系统10伪影抑制模型可以在多种类型的MRI和NMR(核磁共振)脉冲序列的分段读出之后结束。该模型抑制人体各种区域中以及以分段和周期(诸如门控)方式获取数据的不同脉冲序列中的伪影。该系统使MR图像变得清晰，即使在其中没有明显重影伪影可见的情形中或者在其中低图像质量归因于长T1核素之外的因素的情形中。
在获取具有非正确地假定磁化处于稳定状态的脉冲序列的磁共振数据时，系统10(图4)抑制由具有长T1值的组织、流体或其它物质引起的伪影。伪影抑制通过一起称作伪影后期抑制模型(PSM)的选择性、非选择性或容积选择性抑制脉冲和梯度来完成，该伪影后期抑制模型基本上是在分段周期脉冲序列的每个读出事件之后立即进行。在一个实施例中，脉冲序列是分段反转恢复序列，其中脉冲序列获取一系列单发射图像，或其中脉冲序列获取数据和参考数据组，诸如但并不局限于相位敏感反转恢复(PSIR)。脉冲序列使用梯度回波(GRE)读出或梯度或RF破坏梯度回波读出。在一个实施例中，脉冲序列使用稳态自由进动(SSFP)读出或涡轮自旋回波(TSE)读出。该系统使用笛卡尔、径向、椭圆或回波平面2D读出或3D读出。
系统10示出了由MR成像系统执行的处理的流程图，该系统用于抑制由组织、流体或其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影。在步骤951处开始之后的步骤952，MR图像获取装置10(图4)在一个或多个心搏周期上获取表示患者感兴趣解剖区域的一个或多个图像切片的图像数据组。响应于心搏周期同步信号，MR图像获取装置10获取图像切片。该装置包括RF(射频)信号发生器以及磁场梯度发生器。RF(射频)信号发生器(RF线圈4)在感兴趣解剖区域生成RF激励脉冲并且允许随后获取相关RF回波数据。磁场梯度发生器(梯度系统3)生成磁场梯度用于相位编码和读出RF数据获取结果。RF(射频)信号发生器和磁场梯度发生器提供RF脉冲以及磁场梯度序列，用于感兴趣区域的RF信号激励以及用于在信号激励之后获取RF数据。该序列包括第一序列，该第一序列基本上是在使用读出磁场梯度获取图像数据之后立即出现。第一序列包括具有预定回转角的RF脉冲，跟随其后的为用于将场磁化减小到基本为零的磁场梯度脉冲。第一序列之前为虚拟获取序列，该虚拟获取序列包括第一序列的元素，其包括虚拟读出读出磁场梯度，除了基本上没有数据获取以及针对此没有获取MR信号数据。该序列可以用于获取表示一系列分段图像的图像数据组。
第一序列的元素包括读出磁场梯度，其后为具有预定回转角的RF脉冲，跟随RF脉冲之后的为用于将场磁化减小到基本为零的磁场梯度脉冲。预定回转角包括基本90°并且包括饱和脉冲，以及用于将场磁化减小到基本为零的磁场梯度脉冲包括梯度破坏脉冲。在一个实施例中，第一序列包括饱和恢复脉冲，该饱和恢复脉冲基本上是在磁场梯度脉冲之后和之前立即出现，用于充分减小解剖区域的横向磁化，其基本上跟随RF数据获取立即进行。第一序列用于在跟随RF数据获取来移相横向磁化，其基本上是在分段周期脉冲序列的每个RF数据获取事件之后立即进行，并且基本上是在单发射周期脉冲序列的每个RF数据获取事件之后立即进行。第一序列包括在读出之前提供磁化预备的序列，该磁化预备包括(a)T1加权，(b)T2加权以及(c)磁化传输预备中的至少一个。同样，第一序列用于获取表示一系列单发射图像的图像数据组，以及用于在相位敏感反转恢复(PSIR)脉冲序列中获取数据和参考图像数据组。
RF脉冲，其例如包括矩形、绝热或合成脉冲，之前是用于将场磁化减小到基本为零的磁场梯度脉冲。在一个实施例中，磁场梯度脉冲在RF脉冲之前和之后并且一起将场磁化减小到基本为零。在实施例中，RF脉冲基本上是在磁场梯度脉冲之后和之前立即出现，用于充分减小解剖区域的横向磁化，以及磁场梯度脉冲在连续RF数据获取事件之后用于相同梯度轴线圈。此外在一个实施例中，RF脉冲基本上是在磁场梯度脉冲之后和之前立即出现，用于充分减小解剖区域的横向磁化，以及在连续RF数据获取事件之后以周期性地、随机地或伪随机地中至少一个在不同梯度轴之间轮流地用于不同梯度轴上。
在步骤957，成像计算机17处理所获取的RF数据，以及在步骤963，从由处于稳定状态的磁化获取的所处理RF数据来重建图像，以及排除磁化没有处于稳定状态时所获取的数据用于图像重建。图像数据的获取使用下述项中的至少一个：(a)梯度回波(GRE)读出获取，(b)RF破坏梯度回波读出，(c)稳态自由进动(SSFP)读出获取，(d)涡轮自旋回波(TSE)读出获取，(e)笛卡尔、径向、椭圆或回波平面2D读出获取以及(f)3D读出获取。图10的处理在步骤981处终止。
继续系统10(图4)的操作，基本场磁体1生成强磁场，其在时间上为恒量，用于对象检查区域(诸如待检人体的一部分)中核自旋的极化或对准。针对磁共振测量所需的基本磁场的高均匀性被提供在球形测量容积M中，例如将待检的人体部分引入其中。为了满足均匀性需求以及尤其是用于消除时间变化带来的影响，由铁磁材料制成的垫板安装在合适位置。时间变化影响通过垫片线圈2来消除，其由垫片电流供应装置15来控制。
在基本磁场1中，使用圆柱形梯度线圈系统3，其例如由三个线圈组成。每个线圈通过放大器14供应电流，以便在笛卡尔坐标系统的各个方向上生成线性梯度场。梯度场系统3的第一线圈在x方向上生成梯度Gx，第二线圈在y方向上生成梯度Gy，以及第三线圈在z方向上生成梯度Gz。每个放大器14具有数字模拟转换器，其由序列控制器18来控制，用于在适当时机生成梯度脉冲。
在梯度场系统3中，定位射频(RF)线圈4，其将由射频功率放大器16发射的射频脉冲经由多路复用器6转换成磁交替场，以便激励原子核以及对准待检对象或待检对象区域的核自旋。在一个实施例中，RF线圈4包括沿着对应于患者长度的容积M长度分段布置的多个RF线圈的子集或基本上全部。此外，线圈4的各体段RF线圈包括提供RF图像数据的多个RF线圈，其并行地被使用来生成单个MR图像。RF脉冲信号施加到RF线圈4，其响应产生磁场脉冲，磁场脉冲在被成像身体中旋转质子的自旋九十度或一百八十度用于所谓的“自旋回波”成像，或者小于或等于90度的角度用于所谓的“梯度回波”成像。响应于所施加的RF脉冲信号，RF线圈4接收MR信号，即在它们回到由静止和梯度磁场建立的平衡位置时来自体内已激励质子的信号。MR信号，其包括由RF线圈4作为由进动核自旋产生的交替场接收的核自旋回波信号，被转换成电压，该电压经由放大器7和多路复用器6被供应至射频系统22的射频接收器处理单元8。
射频系统22操作在RF信号传输模式下以激励质子以及在接收模式下以处理合成RF回波信号。在传输模式中，系统22经由传输通道9传输RF脉冲以便发起容积M中的核磁共振。具体而言，系统22处理与脉冲序列相关的各自RF回波脉冲，该脉冲序列由系统计算机20结合序列控制器18来使用，以便提供数字表示的复数的数值序列。该数值序列经由高频系统22中的数字模拟转换器12提供为实部和虚部，并且从这里提供至传输通道9。在传输通道9中，脉冲序列以射频载波信号来调制，具有对应于测量容积M中核自旋的共振频率的基本频率。从传输操作转换至接收操作经由多路复用器6来完成。系统计算机20自动(或响应于使用者经由终端21输入的命令)确定脉冲序列，用于抑制在MR成像中由组织、流体或其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影。
在此使用的处理器是用于执行存储在计算机可读介质中的机器可读指令(用于执行任务)的装置，以及可包括硬件和固件的任意一个或其组合。处理器还可以包括存储可执行的机器可读指令(用于执行任务)的存储器。处理器通过以下方式来按照信息来操作：即由可执行程序或信息装置来操纵、分析、修改、转换或传输所用信息，和/或将该信息路由至输出装置。处理器使用或具有例如计算机、控制器或微处理器的性能，并且使用可执行指令得以调节以便执行不能被通用计算机执行的专用功能。处理器可以(电气地和/或在包括可执行部件时)与允许在其间交互作用和/或通信的任何其它处理器耦合。使用者界面处理器或发生器是已知的元件，该元件包括电子电路或软件或两者的组合，用于生成显示图像或其中部分。使用者界面包括一个或多个显示图像，其允许使用者与处理器或其它装置交互作用。
在此所用的可执行应用包括编码或机器可读指令，用于调节处理器例如响应于使用者命令或输入来执行预定功能，诸如操作系统、文本数据获取系统或其它信息处理系统的那些预定功能。可执行程序是编码或机器可读指令、子程序的节段，或编码的显著部分或可执行应用的一部分，用于执行一个或多个特定处理。这些处理可包括接收输入数据和/或参数，对所接收输入数据执行操作和/或响应于接收输入参数执行功能，以及提供合成输出数据和/或参数。如在此使用的使用者界面(UI)包括一个或多个显示图像，其由使用者界面处理器来生成并且允许使用者与处理器或其它装置交互作用以及关联数据获取和处理功能。
UI还包括可执行程序或可执行应用。可执行程序或可执行应用调节使用者界面处理器来生成表示UI显示图像的信号。这些信号供应至显示装置，显示装置显示用于使用者观察的图像。可执行程序或可执行应用还接收来自使用者输入装置的信号诸如键盘、鼠标、光笔、触摸屏或允许使用者向处理器提供数据的任何其它装置。处理器，在可执行程序或可执行应用的控制下，响应于从输入装置接收的信号而操纵UI显示图像。这样，使用者可以使用输入装置与显示图像交互作用，这允许使用者与处理器或其它装置交互作用。这里的功能和处理步骤可以自动地或全部地或部分地响应于使用者命令地来执行。自动执行的动作(包括步骤)被执行以响应可执行指令或装置操作而无需使用者直接发起动作。
图4-9的系统和处理器不是排他性的。根据本发明的原理，可以派生出其它系统、处理和菜单，以达到相同目标。尽管本发明已经参照特定实施例进行了描述，但是可以理解的是在此所示和所述的实施例和变化只是用于示意目的。对本领域技术人员来说，在不脱离本发明范围的情况下可以对当前设计进行修改。系统使用在重置磁化的个体数据段的读出(获取)之后发起的脉冲序列来抑制长T1核素重影伪影，从而磁化在脉冲序列之后处于稳定状态。此外，在替代实施例中，该处理和应用可以处于链接图4单元的网络上的一个或多个(如分布式的)处理装置上。图4-9中提供的任一功能和步骤都可以在硬件、软件或两者组合中执行。

Claims (31)

1.一种用于抑制在MR成像中由组织、流体或其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影的系统，包括：
MR图像获取装置，其用于在一个或多个心搏周期上获取图像数据组，所述图像数据组表示患者的感兴趣解剖区域的一个或多个图像切片，包括，
RF(射频)信号发生器和磁场梯度发生器，用于提供RF脉冲和磁场梯度序列，用以所述感兴趣区域的RF信号激励以及用以跟随所述信号激励后获取RF数据，所述序列包括，
第一序列，其基本上是在使用读出磁场梯度获取图像数据之后立即出现，所述第一序列包括RF脉冲，该RF脉冲具有预定回转角，所述RF脉冲之后为用于将场磁化减少到基本为零的磁场梯度脉冲，以及
所述第一序列之前是虚拟获取序列，该虚拟获取序列包括所述第一序列的元素，除了基本上没有数据获取。
2.根据权利要求1所述的系统，其中
所述第一序列的所述元素包括读出磁场梯度，其后是具有所述预定回转角的RF脉冲，该RF脉冲之后是用于将场磁化减小到基本为零的磁场梯度脉冲，以及
所述预定回转角包括基本为90°和包括饱和脉冲，以及用以将场磁化减小到基本为零的所述磁场梯度脉冲包括梯度破坏脉冲。
3.根据权利要求1所述的系统，其中
所述RF脉冲之前为用于将场磁化减小到基本为零的磁场梯度脉冲。
4.根据权利要求3所述的系统，其中
所述RF脉冲之前和之后的磁场梯度脉冲一起将所述场磁化减小到基本为零。
5.根据权利要求1所述的系统，其中
所述第一序列包括饱和恢复脉冲，该恢复脉冲基本上是在磁场梯度脉冲之后和之前立即出现，用于充分减小所述解剖区域的横向磁化。
6.根据权利要求1所述的系统，其中
所述RF(射频)信号发生器在感兴趣解剖区域生成RF激励脉冲并且允许随后获取相关RF回波数据，以及
所述磁场梯度发生器生成磁场梯度用于相位编码和读出RF数据获取。
7.根据权利要求1所述的系统，其中
所述第一序列用于充分减小所述解剖区域的横向磁化，其基本上是在RF数据获取之后立即进行。
8.根据权利要求1所述的系统，其中
所述第一序列用于在RF数据获取之后移相横向磁化，其基本上是在分段周期脉冲序列的每个RF数据获取事件之后立即进行。
9.根据权利要求1所述的系统，其中
所述第一序列用于在RF数据获取之后移相横向磁化，其基本上是在单发射周期脉冲序列的每个RF数据获取事件之后立即进行。
10.根据权利要求1所述的系统，其中
所述RF脉冲包括(a)矩形、(b)绝热以及(c)合成脉冲中的至少一个。
11.根据权利要求1所述的系统，其中
所述第一序列包括在读出之前提供磁化预备的序列，该磁化预备包括(a)T1加权、(b)T2加权以及(c)磁化传输预备中的至少一个。
12.根据权利要求1所述的系统，其中
所述RF脉冲基本上是在磁场梯度脉冲之后和之前立即出现，用于充分减小所述解剖区域的横向磁化，以及所述磁场梯度脉冲在连续RF数据获取事件之后用在相同梯度轴线圈上。
13.根据权利要求1所述的系统，其中
所述RF脉冲基本上是在磁场梯度脉冲之后和之前立即出现，用于充分减小所述解剖区域的横向磁化，以及在连续RF数据获取事件之后以周期性地、随机地和伪随机地中至少一个在不同梯度轴之间轮流地用于不同梯度轴上。
14.根据权利要求1所述的系统，其中
所述第一序列用于获取表示一系列单发射图像的图像数据组。
15.根据权利要求1所述的系统，其中
所述第一序列用于在相位敏感反转恢复(PSIR)脉冲序列中获取数据和参考图像数据组。
16.根据权利要求1所述的系统，其中
所述虚拟获取序列包括虚拟读出磁场梯度，针对此没有获取MR信号数据。
17.根据权利要求1所述的系统，其中
所述图像数据的获取使用梯度回波(GRE)读出磁场梯度。
18.根据权利要求1所述的系统，其中
所述图像数据的获取使用(a＝)梯度回波(GRE)读出获取，以及(b)RF破坏梯度回波读出中的至少一个。
19.根据权利要求1所述的系统，其中
所述图像数据的获取使用稳态自由进动(SSFP)读出获取。
20.根据权利要求1所述的系统，其中
所述图像数据的获取使用涡轮自旋回波(TSE)读出获取。
21.根据权利要求1所述的系统，其中
所述图像数据的获取使用笛卡尔、径向、椭圆或回波平面2D读出获取。
22.根据权利要求1所述的系统，其中
所述图像数据的获取使用3D读出获取。
23.根据权利要求1所述的系统，其中
响应于心搏周期同步信号，所述MR图像获取装置获取所述一个或多个图像切片。
24.根据权利要求1所述的系统，其中
所述序列用于获取表示一系列分段图像的图像数据组。
25.根据权利要求1所述的系统，其中
所述饱和脉冲使得磁化回到稳定状态，以及
所述MR图像获取装置处理所获取的RF数据以及由所述磁化处于稳定状态中所获取的经处理RF数据来重建图像。
26.根据权利要求24所述的系统，其中
所述MR图像获取装置由所述磁化处于稳定状态下获取的经处理的RF数据来重建图像，以及在图像重建中排除使用磁化没有处于稳定状态时所获取的数据。
27.一种用于抑制在MR成像中由组织、流体或其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影的系统，包括：
MR图像获取装置，其用于在多个心搏周期上获取图像数据组，所述图像数据组表示患者的感兴趣解剖区域的一个或多个图像切片，以及包括，
RF(射频)信号发生器和磁场梯度发生器，用于提供RF脉冲和磁场梯度序列，用以所述感兴趣区域的RF信号激励以及用以跟随所述信号激励后获取RF数据，
所述序列由所述MR图像获取装置来使用于获取RF数据并且随获取RF数据之后充分减小所述解剖区域的磁化，所述脉冲序列包括饱和脉冲，该饱和脉冲基本上是在磁场梯度脉冲之后和之前立即出现，用于移相所述解剖区域的横向磁化。
28.根据权利要求27所述的系统，其中
所述序列用于充分减小所述解剖区域的横向磁化，其基本上是在RF数据获取之后立即进行。
29.根据权利要求27所述的系统，其中
所述序列用于在RF数据获取之后移相横向磁化，其基本上是在分段周期脉冲序列的每个RF数据获取事件之后立即进行。
30.一种用于抑制在MR成像中由组织、流体或其它物质的长纵向驰豫时间(T1)引起的伪影的方法，包括以下活动：
通过患者的感兴趣解剖区域的RF(射频)信号激励，在多个心搏周期上获取表示所述感兴趣区域的多个图像切片的图像数据组，以及在所述信号激励之后响应于脉冲序列获取RF数据，所述脉冲序列用于获取RF数据并且在获取RF数据之后充分减小所述解剖区域的磁化，所述脉冲序列包括饱和脉冲，该饱和脉冲在磁场梯度脉冲之后和之前，用于移相横向磁化以及将磁化减小到稳定状态；
处理所获取的RF数据；以及
从所述磁化处于稳定状态所获取的经处理的RF数据来重建图像。
31.根据权利要求30所述的方法，其中
所述重建步骤从所述磁化处于稳定状态获取的经处理的RF数据来重建图像，以及排除使用磁化没有处于稳定状态时所获取的数据用于图像重建。
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