CN105433944B - 用于获取对象的磁共振数据的方法及装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种获取对象的磁共振数据的方法以及用于获取对象的磁共振数据的装置，该方法包括以下步骤：a)对对象施加激发脉冲，b)对对象施加至少两个重聚焦脉冲，c)对对象施加梯度，使得在两个接连的重聚焦脉冲之间形成至少两个梯度回波，其中，选择至少两个梯度回波的时间距离，使得在各梯度回波的时间上从对象的第一种核获取的信号和从对象的第二种核获取的信号之间具有预定的相位偏移，并且，其中在读出第一个梯度回波期间施加的读出梯度和在读出最后一个梯度回波期间施加的读出梯度是非对称的。

Description

用于获取对象的磁共振数据的方法及装置
技术领域
本发明涉及一种获取对象的磁共振数据的方法以及用于获取对象的磁共振数据的装置。
背景技术
高速自旋回波(TSE)在临床医学中使用了用于T2权重成像的最重要的序列。与传统的自旋回波技术相比，该技术的主要优点在于减少了扫描时间。由激发脉冲构成的TSE回波串后跟随着一串重聚焦脉冲。在每个重聚焦脉冲之后形成的回波被分别编码，使得能够在激发脉冲后对多个K空间线条进行采样。TSE是多个用于该类技术的多个简称中的一个。其他最常用的有快速自旋回波(FSE)、驰豫增强快速采集(RARE)和快速自旋回波序列(FAISE)。
在T2权重的TSE成像中，脂肪(油脂)信号显现出为更为明亮。明亮的脂肪信号会模糊对病变的检测。已知有多种技术用于抑制脂肪信号。与脂肪分子关联的质子的共振频率比与水信号关联的质子的共振频率低百万分之3.3-3.5(ppm)。可利用该事实来抑制明亮的脂肪信号。临床医学中最重要的技术是在每次TSE激发脉冲之前使用频率选择饱和或者反相脉冲。饱和脉冲激发关联于脂肪的自旋但使得关联于水的自旋不受影响。脂肪信号从而因为扰相梯度而被散相。在准备脉冲之后立刻执行TSE回波串，即，在大部分脂肪自旋由于T1驰豫而与静场重新对齐之前。可替换地，准备模块可使用频率选择反相脉冲。在反相脉冲的一特定时间之后，由于半数的自旋已经返回至平衡状态(又是因为T1驰豫)，脂肪磁化变为零。在该时间点上，执行TSE回波串的激发脉冲。选择脂肪抑制或者反相的缺点在于这些技术依赖于均匀的B0场，尽管使用匀场技术，但在整个成像体中通常无法建立该均匀的B0场。
可使用Dixon技术来替换频谱饱和或者反相技术。Dixon技术允许将组织中的脂肪和水成分分离成分开的图像。Dixon技术科用于抑制脂肪(基于只有水图像的诊断)或者用于确定组织的局部脂肪内容的水脂定量。
Dixon重建的输入为具有在水和脂肪成分之间的不同(和已知)相移的多个复数图像。输入图像的数量和这些图像所需的相移取决于特定的Dixon技术。例如经典的2点Dixon技术需要两个图像，第一个图像是所谓的具有水和脂成分之间的180°相移的反相图像以及第二图像是所谓的具有零相移的同相图像。现代的Dixon变量通常需要多于两个的输入图像，并且在相邻的输入图像之间的期望的相移一般小于π(180°)，例如3点Dixon技术中的2π/3。
TSE Dixon的一个特定序列组在本发明的背景中是很重要的。该序列组通过读出梯度串来替换传统的TSE序列的两个接连的重聚焦脉冲之间的读出梯度。该序列组的主要优点在于其对运动不敏感和相比较短的扫描时间，随后将具体讨论这些内容。
在净梯度磁矩为零时形成梯度回波。这样设计序列使得在每个读出梯度的时候形成梯度回波。这个特定时间点称为读出(梯度)的中心。对于已知的具有特定序列组的TSEDixon技术而言，读出的中心与读出梯度的中心点重合。如果特定读出梯度的中心位于两个接连的重聚焦脉冲之间的中间(即，与自旋回波重合)，水和脂肪之间的相移将会是零。另一个图像的相移取决于相应的读出梯度的中心和自旋回波点之间的时间距离。原因在于偏离中心的自旋会积累额外的随时间线性增加的相位，并且该相位与偏离中心的频率是直接成正比的。水和脂成分的共振频率的差异因此转换成获得的图像的相位差异，该差异(对于给定的B0场强)只取决于对应的读出的中心和自旋回波点的时间距离。
如以上所述的，大多数的Dixon重建技术需要在水和脂之间的特别确定的相位差ΔΦ，并且因此(对于给定的场强度)获得读出的中心和自旋回波点之间的时间距离。在确定的TSE Dixon序列组中，读出梯度的持续时间因此由读出梯度的中心之间的时间距离确定，该时间距离相关于具有相邻相移的图像。一些Dixon技术可以处理在最小相位差ΔΦmin和最大相位差ΔΦmax之间的相位差范围。在该情况下最大相位差ΔΦmax限制了读出梯度的持续时间。通过将确定的相位差ΔΦ设定为等于ΔΦmax，可变的ΔΦ范围可因此减小至固定的ΔΦ。主要的问题仍保持不变并且在该两种情况之间的差异在以下将被忽略。
读出方向的最大分辨率是直接正比于读出梯度的第零时刻。最大梯度强度和最大可用的梯度系统的转换速率被限制并且因此同样限制了读出方向上的分辨率。此外，由于在读出方向上的梯度波形的正负号需要在接连的读出梯度之间被至少反向一次，最大的可获得的梯度磁矩一般情况远小于相邻读出梯度之间的时间距离乘以最大梯度强度。
与大部分在前已经公布的TSE Dixon序列相同的是在不同的激发脉冲之后需要获得不同回波(即，具有水脂之间不同的相移)的相应的K空间数据。
这使得这些基于TSE的Dixon技术容易受到激发之间的运动的影响。FSE中的TR时间在相同的时间标准下与生理运动(由于呼吸、心跳或者蠕动)相关联的典型时间间隔相比相对较长。此外，在激发之间的B0场的起伏波动(由生理运动或者温度升高所致)导致额外的相位累积，由于水脂自身的频移，该相位累积无法与相位差进行区分。屏住呼吸是最常用的技术来减小呼吸相关的不良影响。然而，在n点Dixon技术中，在不同的激发脉冲之后获得不同的回波同样以大约因数n增加了最小扫描时间。原因在于与传统非Dixon扫描相比，激发的个数以及因此TR间隔的个数以因数n增加。为了获得至少合理的分辨率，所导致的扫描时间超过了大多数病人的屏住呼吸的能力。以下文献属于这种速度慢并且对运动敏感的技术：
[1]Peter A.Hardy等，“使用三点Dixon技术在快速自旋回波MR成像中分离脂肪和水”。JMRI 1995年，第5期，第181页-185页；
[2]Jerzy Szumowski等，“用于MRI的脂肪抑制的双回波三点Dixon方法”。MRM 34，第120页-第124页，1995年；
[3]Jingfei Ma等，“用于高效快速自旋回波Dixon成像的方法”。医用磁共振，第48期，第1021页–第1027页，2002年；
[4]Weng Dehe等，“基于三点Dixon技术利用TSE BLADE进行水脂分离”。ISMRM，2010年，第2925页；
[5]Weiguo Zhang等。“使用“三明治”回波在0.35T的单词扫描中分离水脂MR图像”。JMRI，1996年，第6期，第909页-第917页；
[6]Jingfei Ma等。“用于高效T2权重水脂成像的快速自旋回波三回波Dixon(fTED)技术”。医用磁共振，第58期，第103页–第109页，2007年；
[7]Jingfei Ma等。“用于高效T2权重水脂成像的快速自旋回波三回波Dixon(fTED)技术”。Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med，第14期，2006年，第3025页。
需要注意的是文献3中包含了具有非对称读出的TSE Dixon序列。与本发明相反，文献3的序列组属于慢速度和对运动敏感的序列组，该序列组需要在不同激发后获得不同的回波。同样其动机是不一样的。文献3中的非对称读出的意图并不是在于在读出方向上提高分辨率而是避免增加回波间距以及相比于传统TSE序列避免减小在给定成像时间中可获得的叶的个数。回波间距的增加和减小的叶个数是早期TSE Dixon技术的问题。所说的效率(“在给定成像时间内的叶个数”)仅仅在考虑单个输入图像(回波)的时间的情况下才正确，即，文献3中的TSE Dixon技术需要n倍的用于获得n点Dixon技术n个输入图像的传统扫描的采集时间。
在特定的重聚焦脉冲之后获得梯度回波串的特定K空间线的不同回波(具有水脂之间的不同相移)大大地降低了运动敏感，并且不会增加最小扫描时间(以激发数量(TR间隔)来衡量)。该想法首先由Zhang等人公布用于在0.35T扫描仪上的传统自旋回波序列。在文献5中，Zhang等人建议在类似TSE序列中在每个重聚焦脉冲后重复梯度回波串(所谓的“三明治”)。所讨论的一个选项为在不同重聚焦脉冲后获取不同的K空间线以减小扫描时间。
图1示出了由Zhang等人使用的传统的TSE Dixon序列。与已知的CPMG TSE序列相比，由具有交替的正负号的三个读出梯度串替换了单个读出梯度。第二读出梯度(具有负的正负号)的中心与自旋回波重合。相应的图像的水脂相移因此为零。其他两个读出梯度的中心从自旋回波点偏离了时间间隔ΔTE，选择该时间间隔，使得水和脂之间的相移分别为-180°和+180°。在90°激发脉冲和第一重聚焦梯度之间的读出方向上的梯度用作为第一读出梯度的预相位梯度。由于重聚焦脉冲使得所有自旋的相位反向，该梯度的正负号和在每个重聚焦脉冲之后的第一读出梯度的正负号是相同的。第一读出梯度(在梯度回波之后)的第二半部分用作为第二读出梯度的预相位梯度。相似的，第二读出梯度的第二半部分用作为第三读出梯度的预相位梯度。第三读出梯度的第二半部分具有与在激发脉冲和第一重聚焦脉冲之间的预相位梯度相同的磁矩。这因此恢复了自旋的散相，使得其在重聚焦脉冲和随后三个读出梯度的组合作用下实际上是无变化的。在图中并未示出相位编码轴。在第一个读出梯度之前和在之前的重聚焦脉冲之后进行相位编码，并且因此相位编码对所有三个回波信号而言都相同。因为用于Dixon重建的所有图像的特定傅里叶编码线是在彼此之后以相同的回波间距获得的，病者的运动的问题被最小化。由相位编码梯度造成的散相在第三读出梯度之后和在下一个重聚焦脉冲之前通过具有相同的绝对磁矩但相反正负号的相位编码归相梯度而被消除。
由于在相邻的梯度回波之间的时间ΔTE随着场强(例如，对于180°相移，在1.5T下ΔTE＝2.30ms，以及在3T下ΔTE＝1.15ms)的增加而减小，该技术只能在低场中实施，并具有临床成像所需的空间分辨率。由于在具有相反的正负号的读出梯度之间进行切换会引发神经刺激，即使是特别强大的梯度硬件也无法解决该用于人体扫描的问题。
发明内容
本发明的目的在于提供一种需要用于两点Dixon重建的两个图像的TSE Dixon序列，该两点Dixon重建具有读出梯度串并具有相比于从现有技术中已知的相应的TSE Dixon序列增强的在读出方向上的分辨率。根据本发明的Dixon序列因此同样具有现有技术中已知的确定的TSE Dixon序列组的对运动不敏感以及短采集时间等优点，并且与相应的已知序列相比，另外还提高了在读出方向上的分辨率。
由于用于获得特定相位差的读出中心之间的时间距离随着场强B0减小，本发明对于具有3T或更高的场强的高场系统来说尤其重要。
本发明的一个目的通过这样一种获取对象的磁共振数据的方法来实现，该方法包括以下步骤：
a)对对象施加激发脉冲，
b)对对象施加至少两个重聚焦脉冲，
c)对对象施加梯度，使得在两个接连的重聚焦脉冲之间形成至少两个梯度回波，其中，选择至少两个梯度回波的时间距离，使得在各梯度回波的时间上从对象的第一种核获取的信号和从对象的第二种核获取的信号之间具有预定的相位偏移，并且，其中在读出第一个梯度回波期间施加的读出梯度和在读出最后一个梯度回波期间施加的读出梯度是非对称的。
本发明提供了一种具有增大的空间分辨率的CPMG TSE 2点Dixon序列。本发明的CPMG TSE Dixon序列借助读出梯度串在每对接连的重聚焦脉冲之间形成至少两个梯度回波。选定两个梯度回波中的每个的自旋回波点(在两个重聚焦脉冲之间的中间)的时间距离ΔT1，使得在第一和第二梯度回波时间处分别实现从脂肪质子和水质子出现的信号之间的特定期望的相移θ1和θ2。对于特定的B0场的场强而言，在两个梯度回波之间的时间距离ΔT＝|T2-T1|直接正比于Δθ＝|θ2-θ1|。第一读出梯度M01+的第二部分(在回波之后)的最大读出磁矩和第二读出梯度的最大读出磁矩M02-因此由于给定的最大振幅和梯度系统的转换速率以及期望的梯度波形(例如，单极性、双极性，具有/不具有斜坡采样)而被限制住了。根据本发明的TSE Dixon序列通过加长第一读出梯度和在第一回波之前的读出时间以及第二读出梯度和第二回波之后的读出时间，增加了两个读出梯度的总读出磁矩分别超过了2*M01+和2*M02-。两个图像的K空间是非对称的采样。每次读出期间在K空间中横穿的总距离被延长了(与对称读出相比)，并且因此在读出方向上的分辨率得以提高。K空间中未被采样的区域通过在傅里叶变换之前填零或者通过部分傅里叶重建来替换。TSE序列的CPMG条件由合适的调节在激发脉冲和第一重聚焦脉冲之间或者在每个重聚焦脉冲和在该重聚焦脉冲之后的第一个读出梯度之间的预相位读出梯度来保持。此外，可替换的，为了保持CPMG条件，在最后一个读出梯度的末端和下一个重聚焦脉冲之间添加归相读出或者“回归(flyback)”梯度。
另外，根据本发明的设计，还可获得一种CPMG TSE n点Dixon序列，该序列具有在接连的重聚焦脉冲之间的缩短的回波间隔，以例如减小随着回波串的T2衰减，并且由此锐化图像。此外，相关于自旋回波点的每个梯度回波的时间位置这样被选定，以实现从脂肪质子和水质子出现的信号之间的特定的期望的相移。本发明的序列通过获得非对称的第一个和最后一个回波而缩短了每个读出梯度串的第一个读出梯度和/或最后一个读出梯度的持续时间(相关于需用于对称读出的持续时间)。激发脉冲和第一个重聚焦脉冲之间的预相位读出梯度被调节为保持CPMG条件。
根据本发明的优选实施例，形在读出梯度回波期间施加的读出梯度是非对称的，使得从梯度回波时间点到其他读出梯度的读出梯度的一端的读出梯度的第一部分的时间周期短于从梯度回波时间点到读出梯度的另一端的读出梯度的第二部分的时间周期。
根据本发明的实施例，优选的，由于读出梯度的非对称而不能获得的K空间数据由零填充或者通过部分傅里叶重建而重建，以获得完整的K空间数据集。
根据本发明优选的实施例，读出梯度回波的至少两个读出梯度具有相同极性。
本发明还有利地设计为，在两个读出梯度之间加入预相位梯度，使得在第一梯度回波之后由在前的读出梯度获得的磁矩和根据第二梯度回波由在后的读出梯度获得的磁矩是由加入的预相位梯度补偿。
根据本发明的优选的实施例，在激发脉冲与随后的重聚焦脉冲之间或者在每个重聚焦脉冲与在该重聚焦脉冲之后的第一个读出梯度之间施加预相位梯度，使得满足CPMG条件。
根据本发明的优选的实施例，在读出梯度与随后的重聚焦脉冲之间或者在重聚焦脉冲与随后的读出梯度之间施加归相读出梯度，使得满足CPMG条件。
根据本发明的用于获取对象的磁共振数据的方法，在两个接连的重聚焦脉冲之间具有最小化的回波间距。
优选的，根据本发明的实施例，第一种核为与第一分子结合的质子，第二种核为与第二分子结合的质子。优选的是，第一种核为水质子，第二种核为脂肪质子。
本发明的另一个目的通过这样一种用于获取对象的磁共振数据的装置来实现，该装置包括：
磁体，用于产生恒定磁场，
第一线圈，对对象施加激发脉冲和重聚焦脉冲，
第二线圈，对对象施加梯度，
接收器，用于接收响应于第一线圈和第二线圈从对象获取的信号，以及，
控制单元，用于控制第二线圈在两个接连的重聚焦脉冲之间利用梯度形成至少两个梯度回波，其中，选择至少两个梯度回波的时间距离，使得在各梯度回波的时间上从对象的第一种核获取的信号和从对象的第二种核获取的信号之间具有预定的相位偏移，并且，其中在读出第一个梯度回波期间施加的读出梯度和在读出至少两个梯度回波中的最后一个梯度回波期间施加的读出梯度是非对称的。
根据本发明的优选实施例，控制单元控制第二线圈形成非对称的读出梯度，使得从梯度回波的梯度回波时间点到其他读出梯度回波一侧的读出梯度的一端的读出梯度的第一部分的时间周期短于从梯度回波时间点到读出梯度的另一端的读出梯度的第二部分的时间周期。
根据本发明的优选实施例，控制单元控制第二线圈，使得读出梯度回波的至少两个读出梯度具有相同极性。
优选的是，控制单元控制第二线圈在两个读出梯度之间加入预相位梯度，使得在第一梯度回波之后由在前的读出梯度获得的磁矩和根据第二梯度回波由在后的读出梯度获得的磁矩是由加入的预相位梯度补偿。
可替换的，优选的是，控制单元控制第二线圈在激发脉冲与随后的重聚焦脉冲之间或者在每个重聚焦脉冲与在该重聚焦脉冲之后的第一个读出梯度之间施加预相位梯度，使得满足CPMG条件。
此外，根据本发明的实施例，控制单元控制第二线圈在读出梯度与随后的重聚焦脉冲之间或者在重聚焦脉冲与随后的读出梯度之间施加归相梯度，使得满足CPMG条件。
附图说明
附图构成本说明书的一部分，用于帮助进一步理解本发明。这些附图图解了本发明的实施例，并与说明书一起用来说明本发明的原理。在附图中相同的部件用相同的标号表示。图中示出：
图1示出现有技术中具有对称读出的TSE Dixon序列的时序示意图；
图2示出根据本发明的第一实施例的具有非对称读出的序列的时序示意图；
图3示出根据本发明的第二实施例的具有非对称读出的序列的时序示意图；
图4示出图2中序列的K空间轨迹的示意图；
图5示出根据本发明的第三实施例的具有非对称读出的序列的时序示意图；
图6示出根据本发明的第四实施例的具有非对称读出的序列的时序示意图；
图7示出根据本发明的具有减小的回波间隔的3点Dixon序列的时序示意图；
图8示出根据本发明的第五实施例的具有非对称读出的序列的时序示意图。
具体实施方式
图2示出了用于2点Dixon技术的改进的序列，其具有增加的读出时间，并且因此与图1的序列相比在两个回波之间的给定的时间间隔下具有提高的分辨率。在该示出的示例和描述中，假设两个获取的图像的水和脂之间的期望的相移分别仍然为0°和180°。这使得与图1的序列的比较更为简单。然而，通过对读出梯度设计进行的调整，同样可实现其他的相移。基于同样的原因，为了使得与图1的比较更为方便，假设图1和图2中的读出带宽(以及由此的读出梯度的大小)是相同的。
与图1示出的现有技术中的序列相比，图2示出的对现有技术中的序列的第一处改进在于对于每个自旋回波(或重聚焦脉冲)只读出两个梯度回波。这对于两点Dixon技术而言是足够的。第二处改进在于第一读出梯度的第一半部分的持续时间被延长了，使得该子梯度的总磁矩为A，而不是B，并且A>B。类似的，第二读出(在第二梯度回波之后)梯度的第二部分也同样被延长了。第一读出梯度的第二部分和第二读出梯度的第一部分是没有变化的(磁矩为B)，因为这些子梯度由固定时间偏移ΔTE所限制。此外，第一和第二梯度回波的时间位置是没有变化的。在所示出的示例中，这是通过预相位读出梯度的调整而实现的。总磁矩被增加至B。为了保持CPMG条件，第三读出梯度由具有总磁矩为2A的预相位读出或者回归梯度来替换。该梯度的作用在于使得对特定重聚焦脉冲和随后的三个梯度在读出方向(两个读出梯度以及回归梯度)上的组合作用的相位的总效果为零。这是必须的。否则，在横向平面上在特定一对重聚焦脉冲之间的自旋信号会破坏性地影响在之后读出间隔中一对特定重聚焦脉冲之间在纵向方向上存储的自旋信号。第一读出梯度的第一部分的延长的持续时间使得能够在回波之前比在回波之后采样更多的点。K空间由此是非对称地被采样。这在图4中有所描述。第一读出梯度从-kxA至kxB非对称地采样K空间，其中|kxAB|>|kxB|。类似的，第二读出梯度从+kxB至-kxA采样K空间。没有获取在+kxB和+kxA之间的K空间位置。它们或者在图像重建之前由零填充或者在重建过程中由部分傅里叶重建(例如，“Margosian算法”或者迭代方法“凸集投影”)来替换。部分傅里叶重建是基于实图像的傅里叶变换或者对象是厄密共轭的，即实部是对称的并且虚部是相对于K空间中心反对称的。因此理论上只有K空间的一半需要被采样，并且另一半由共轭复数来替代。然而，实际上另一半的一小部分同样需要更正非期望的相移，其由频率偏移、硬件组延迟和涡电流等所造成。
应注意的是图1中的序列是从-kxB至+kxB对称地采样K空间。无法在此应用部分傅里叶技术。
图4中还示出了，从K空间来看，预相位读出梯度驱使从K空间的中心(kx＝0，ky＝0)至点(+kxA，0)的磁化。重聚焦脉冲抵消在预相位读出梯度期间累积的相位。从K空间来看，这意味着从在重聚焦脉冲之前的(+kxA，0)至重聚焦脉冲之后的(-kxA，0)的跳跃。在重聚焦脉冲和第一读出梯度之间，相位编码梯度将磁化从(-kxA，0)带至(-kxA，n*Δky)，其中Δky为相位编码德尔塔磁矩(线间距)，并且n为在下一个读出间隔期间的待采样的特定的线数量。在所示出的图中，对于第一个读出间隔，n＝-3，并且n假定为-3和+3之间的值。在实际成像中，ky线的总数通常多于7(在64和1024范围中)，但并不是所有的线都需要被采样。在第二读出梯度结束后，回归读出梯度将磁化的kx分量带回至+kxA，并且相位编码归相梯度(未示出)将ky分量带回至零。
图3示出改进的序列的第二实施例。该序列同样设计用于两点Dixon技术，并同样具有增大的读出磁矩和因此与图1的序列相比在两个回波之间给定的时间间隔下的增大的分辨率。与图2的序列相比，区别在与缺少了激发脉冲和第一重聚焦梯度之间的预相位读出梯度。替代的，对每个读出间隔重复进行预相位读出。在重聚焦脉冲之后优选地立即同时实施FID破碎和相位编码梯度(未示出)。归相读出(或者回归梯度)也同样被改进。预相位读出梯度现在具有相同的绝对磁矩和相反的正负号，使得在读出方向上在两个接连的重聚焦脉冲之间实施的所有梯度的净磁矩为零。
图5示出根据本发明的第三实施例的具有非对称读出的序列的时序示意图。图2和图3中示出的实施例可视为图5中示出的一般设计的特别版本。在一般的实施例中，在激发脉冲和第一重聚焦脉冲(与图2类似)只进行一次部分的预相位读出，并且在每个读出间隔期间(与图3类似)重复预相位读出的剩余部分。初始的预相位梯度的正负号相等于第一读出梯度的正负号，并且被重复的散相读出梯度的正负号与第一读出梯度的正负号相反。选择回归梯度的磁矩，使得对在读出方向上特定重聚焦脉冲和随后的四个梯度的组合作用(被重复的散相读出梯度、两个读出梯度和回归梯度)的相位的总影响为零。因此，如果被重复的散相梯度的磁矩为-C，回归梯度的磁矩为2A-C。
一般来说，在TSE成像中优选可能最小的回波间距。对于给定数量的读出间隔(重聚焦脉冲)而言，短回波间距减小整个回波串的长度，并且因此减小随回波串的T2衰减。随回波串的T2衰减导致所谓的在相位编码方向上的图像的T2模糊。由于激发脉冲的延迟点和第一重聚焦脉冲的中心之间的时间为回波间距(在两个接连的重聚焦脉冲之间的时间)的一半，最小回波间距由需要在激发脉冲结束和第一重聚焦脉冲开始之间进行的梯度的累积持续时间所限制，并且还由在两个接连的重聚焦脉冲之间进行的梯度所限制。在从图2、图3和图5示出的三种替代方案中选择时，应更倾向于选择能够实现用于所需成像参数的最短回波间距的方案
图6示出根据本发明的第四实施例的具有非对称读出的序列的时序示意图。在两个读出梯度需要具有相同的正负号时，该情况下的读出梯度波形被称为单极性的。使用单极性设计的原因在于对于同相的和反相的图像而言，水和脂相移在相同的方向。图6示出具有单极性设计的序列示图。在两个读出梯度之间需要另一个梯度，该梯度用作为第二读出梯度的预相位梯度，因此其在图6中被称为第二散相梯度。选择该梯度的磁矩，使得其能够正好补偿在第一回波之后由第一读出梯度所需的和在第二回波之前由第二读出梯度所需的磁矩。在图6中示出了最一般的设计，其中用于第一读出梯度的预相位梯度被分成了两部分。在激发脉冲和第一重聚焦脉冲之间执行第一部分，并且对每个读出间隔重复第二部分。此外，如果该第二部分(在图6中具有磁矩C)被设置为零，那么不需要回归梯度。
图7示出根据本发明的具有减小的回波间隔的3点Dixon序列的时序示意图。在TSE成像中，回波间距被定义为在接连的重聚焦脉冲之间的时间。TSE成像整体上具有短回波间距的优点。主要的原因在于短回波间距减小随着回波串的T2衰减，并且因此减小给定的回波串长度(每一个激发脉冲的重聚焦脉冲/读出间隔的数量)的所谓的图像的T2模糊。第二个原因在于短回波间距减小整个回波串的持续时间，并因此增大序列的效率，例如在给定的TR间隔中所能获取的叶的数量。
此处考虑的TSE Dixon序列组在具有相同的空间分辨率和读出带宽(读出梯度的大小和持续时间)下，与每个重聚焦脉冲具有单个读出间隔的传统TSE序列相比增大了回波间距。其至少增加了2ΔTmax，其中ΔTmax为相关于自旋回波点的读出梯度的其中一个中心的最大偏移。因此，将最小回波间距延长尤其是在低场强下的一个问题。
如之前所述的本发明的另一个目的在于实现提供具有缩短的回波间距的CPMGTSE n点Dixon序列。图7具体示出了根据本发明的3点DixonTSE序列，该序列与图1所示出的现有技术中的三点Dixon序列相比具有减小的回波间距。选择与自旋回波点相关的每个梯度的时间位置，以实现从脂肪质子和水质子出现的信号之间的特定的期望的相位偏移。本发明的序列通过非对称地获取第一和最后一个回波，缩短了每个读出梯度串的第一和/或最后一个读出梯度的持续时间。调整在激发脉冲和第一个重聚焦脉冲之间的预相位读出梯度以保持CPMG条件。
与图3中所示出的序列相似，可单独对每个读出间隔施加预相位读出。在该情况下，去除了在激发脉冲和第一重聚焦脉冲之间的预相位读出梯度。替代的，在每个重聚焦脉冲和每个读出间隔的第一个读出梯度之间，插入了具有磁矩-C的预相位梯度，并且在每个读出间隔的最后一个读出梯度和随后的重聚焦脉冲之间，插入具有磁矩-C的回归梯度。
此外，还可在激发脉冲和第一重聚焦脉冲之间实施部分的预相位读出，并为每个读出间隔单独实施部分的预相位(与图4所示出的序列类似)。
图8示出根据本发明的第五实施例的具有非对称读出的序列的时序示意图。图8为通过替换读出梯度之间的回归梯度的对图2的变换。如果需要或者优选的首先获取同相的相位回波，可对其他实施例进行相似的改进。
本发明的主要优点在于，对于两个读出梯度的中心时间的给定时间间距ΔT＝|T2-T1|而言，在读出方向上提供了增大的最大空间分辨率。以下将该分辨率进行量化：
假设在对称的情况下整个读出磁矩为2B(由Dixon偏移时间所限制)。本发明通过在读出梯度的一边增加了磁矩A-B(A>B)，并因此将读出磁矩从2B增加至A+B。从分辨率来看，由于部分傅里叶重建不改变分辨率，非对称的读出梯度等同于具有磁矩2A的对称的读出梯度。
MRI中的分辨率以傅里叶像素大小Δx的方式来测量。傅里叶像素大小Δx为由读出点个数Nx所分成的视场(FoV)。在身体成像中典型的数字为FoV＝400mm,并且读出点个数Nx为256或者更高。
傅里叶像素大小越小，分辨率越高。傅里叶像素反比与读出磁矩M0x(假设为对称读出)：
Δx＝2π/(γM0x)～1/M0x
其中γ为旋磁比。对于水质子而言，γ/(2π)＝42.576 MHz/T。
现有技术中的最大分辨率(最小像素大小)因此正比于：
Δxsym～1/2B
本发明将最大分辨率提升至：
Δxasym～1/2A
相对分辨率增益因此为：
Δxsym/Δxasym＝A/B。
以上仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (14)

1.一种获取对象的磁共振数据的方法，包括以下步骤：
a)对所述对象施加激发脉冲，
b)对所述对象施加至少两个重聚焦脉冲，
c)对所述对象施加磁场梯度，使得在两个接连的所述重聚焦脉冲之间形成至少两个梯度回波，其中，
选择至少两个所述梯度回波的时间距离，使得在各所述梯度回波的时间上从所述对象的水质子获取的信号和从所述对象的脂肪质子获取的信号之间具有预定的相位偏移，并且，
其特征在于，在读出第一个梯度回波期间施加的读出梯度和在读出最后一个梯度回波期间施加的读出梯度是非对称的。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在读出所述梯度回波期间施加的第一读出梯度是非对称的，使得从梯度回波时间点到所述第一读出梯度朝向第二读出梯度的一端的、所述第一读出梯度的第一部分的时间周期短于从所述梯度回波时间点到所述第一读出梯度的另一端的、所述第一读出梯度的第二部分的时间周期。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，由于读出梯度的非对称而不能获得的K空间数据由零填充或者通过部分傅里叶重建而重建，以获得完整的K空间数据集。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，读出所述梯度回波的至少两个所述读出梯度具有相同极性。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，在两个所述读出梯度之间加入预相位梯度，使得在第一梯度回波之后由在前的所述读出梯度获得的磁矩和根据第二梯度回波由在后的所述读出梯度获得的磁矩是由加入的所述预相位梯度补偿。
6.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，在所述激发脉冲与随后的重聚焦脉冲之间，或者在每个重聚焦脉冲与在重聚焦脉冲之后的第一个读出梯度之间施加预相位梯度，使得满足CPMG条件。
7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在所述读出梯度与随后的所述重聚焦脉冲之间或者在所述重聚焦脉冲与随后的所述读出梯度之间施加重聚焦梯度，使得满足CPMG条件。
8.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在两个接连的所述重聚焦脉冲之间具有最小化的回波间距。
9.一种用于获取对象的磁共振数据的装置，包括：
磁体，用于产生恒定磁场，
第一线圈，对所述对象施加激发脉冲和重聚焦脉冲，
第二线圈，对所述对象施加磁场梯度，
接收器，用于接收响应于所述第一线圈和所述第二线圈从所述对象获取的信号，以及，
控制单元，用于控制所述第二线圈在两个接连的所述重聚焦脉冲之间利用所述磁场梯度形成至少两个梯度回波，其中，
选择至少两个所述梯度回波的时间距离，使得在各所述梯度回波的时间上从所述对象的水质子获取的信号和从所述对象的脂肪质子获取的信号之间具有预定的相位偏移，并且，
其特征在于，在读出第一个梯度回波期间施加的读出梯度和在读出至少两个梯度回波中的最后一个梯度回波期间施加的读出梯度是非对称的。
10.根据权利要求9所述的装置，其特征在于，所述控制单元控制所述第二线圈形成非对称的第一读出梯度，使得从所述梯度回波的梯度回波时间点到所述第一读出梯度朝向第二读出梯度的一端的、所述第一读出梯度的第一部分的时间周期短于从所述梯度回波时间点到所述第一读出梯度的另一端的、所述第一读出梯度的第二部分的时间周期。
11.根据权利要求9所述的装置，其特征在于，所述控制单元控制所述第二线圈，使得读出所述梯度回波的至少两个所述读出梯度具有相同极性。
12.根据权利要求9所述的装置，其特征在于，所述控制单元控制所述第二线圈在两个所述读出梯度之间加入预相位梯度，使得在第一梯度回波之后由在前的所述读出梯度获得的磁矩和根据第二梯度回波由在后的所述读出梯度获得的磁矩是由加入的所述预相位梯度补偿。
13.根据权利要求9所述的装置，其特征在于，所述控制单元控制所述第二线圈在所述激发脉冲与随后的所述重聚焦脉冲之间或者在每个所述重聚焦脉冲与在该重聚焦脉冲之后的第一个读出梯度之间施加预相位梯度，使得满足CPMG条件。
14.根据权利要求9所述的装置，其特征在于，所述控制单元控制所述第二线圈在所述读出梯度与随后的所述重聚焦脉冲之间或者在所述重聚焦脉冲与随后的所述读出梯度之间施加重聚焦梯度，使得满足CPMG条件。
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