CN105473067B - 用于降低mr成像中声音噪声水平的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

公开了一种用于降低MRI生成的声音噪声的系统和方法。MRI装置中的系统控制导致MRI装置中的多个梯度线圈和RF线圈组装件生成各自导致生成回波系列的脉冲序列，以及从脉冲序列来采集关注对象的k空间数据的片，其中片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转。系统控制还导致所述多个梯度线圈生成具有优化梯度波形的每个脉冲序列中的梯度脉冲，所述优化梯度波形能降低由此生成的声音噪声水平；并且导致RF线圈组装件在生成RF激发脉冲之后和生成第一RF重聚焦脉冲之前生成180度预脉冲，该180度预脉冲最小化回波系列中的回波间距。

Description

用于降低MR成像中声音噪声水平的系统和方法
背景技术
本发明实施例一般涉及磁共振(MR)成像，并且更具体地涉及用于在图像采集期间降低声音噪声水平的MR脉冲序列。
当诸如人体组织的物质遭受均匀磁场(极化场B0)时，组织中自旋的各个磁矩试图与这个极化场对齐，但是绕着其以它们的特征拉莫尔(Larmor)频率按随机次序进动。如果物质或组织遭受处于x-y平面中并且接近拉莫尔频率的磁场(激发场B1)，则净对准力矩(net aligned moment)或“纵向磁化”Mz可被旋转或“倾斜”进入x-y平面中，以产生净横向磁矩Mt。在激发信号B1终止之后通过激发的自旋而发射信号，并且可以接收和处理该信号以形成图像。
当利用这些信号产生图像时，磁场梯度(Gx、Gy和Gz)被采用。通常，待成像的区域通过测量循环的序列来扫描，其中，这些梯度根据所使用的具体定位方法而改变。接收到的NMR信号的结果集合被数字化和处理以使用许多已知的重构技术中之一来重构图像。
在现有的MR系统中，遭遇的一个问题是由系统生成的大声音噪声。对于患者或对象以及对于操作者，MR系统生成的噪声水平能够变得不舒服的大。这种声音噪声的来源能够是许多并且变化的，但通常来说，噪声能够归因于包含在MR系统中的梯度线圈的振动。来自梯度线圈的噪声/振动是由于静磁场和电流相互作用所导致的应用在其上的洛伦兹(Lorentz)力，而洛伦兹力由此在梯度线圈中创造振动。梯度线圈中从振动生成的结构承载和空气传播的(airborne)噪声从而辐射声音噪声到MR系统的患者腔内。
已存在降低在MR成像期间生成的声音噪声的尝试——其中一些这类尝试关注于经由用于采集MR图像数据所使用的脉冲序列来降低声音噪声。一种这种技术称作SWIFT(带有傅里叶变换的扫描成像)。在SWIFT中，在核自旋的扫描射频激发过程中以时间共享(time-shared)的方式采集时域信号——允许以极短的横向弛豫时间T2*来捕获来自自旋的信号。用于空间编码的场梯度并不被脉冲开和关，而是以递增的方式在方向上步进，并且由于连续投影的方向以平滑的方式变化(即：x、y、z梯度的值从视图到视图只出现小的增量)，SWIFT扫描接近于无声并且对梯度时序误差和涡流不敏感。然而，SWIFT由于其固有梯度回波属性而在T1/PD对比度方面是受限的，并且因此用SWIFT可获得的图像质量受限于固有梯度回波对比度。
另一种提供了降低声音噪声的MR成像技术是与降级的梯度召回回波(GRE)序列结合的3D RADIAL成像，其能够仅以略高于背景噪声的声音水平输送T1对比度。然而，3DRADIAL不能生成临床可用的T2和流动衰减反转恢复(FLAIR)对比度。相反，虽然降级的2D快速自旋回波(FSE)和3D FSE(即“3D立方”)是提供T2和FLAIR对比度的可用技术，但这类技术不能被视作“无声的”应用，因为它们具有90dBA的声音水平，其带有10T/m/s的梯度回转率降级。虽然通过进一步降级梯度回转率来降低声音水平是可能的，但这种附加的降级是不实际的，因为这样做会由于大相位编码梯度而显著增加回波间距，这导致图像模糊、SNR损失、相位重影伪影以及运动引发的伪影。
因此将会希望具有一种能够在降低的声音噪声水平下采集T2和FLAIR对比度的系统和方法。也将会希望对不同类型的脉冲序列都能达到这种声音噪声水平的降低，并且同时最小化对图像质量的影响。
发明内容
按照本发明的一方面，一种MRI装置包括绕磁体腔定位的多个梯度线圈，耦合到脉冲生成器以发射RF脉冲序列并且布置成接收从关注对象导致的MR信号的射频(RF)线圈组装件，以及耦合到所述多个梯度线圈和RF线圈组装件来控制其操作的系统控制，该系统控制被编程为导致所述多个梯度线圈和RF线圈组装件生成各自导致形成回波系列的脉冲序列，其中每个脉冲序列包括RF激发脉冲、RF重聚焦脉冲和梯度脉冲，并且被编程为从脉冲序列来采集关注对象的k空间数据的片(blade)，其中每个片通过相应脉冲序列的回波系列来填充，并且其中片与每一其它片(every other blade)相比绕k空间的一部分旋转。该MRI装置还包括计算机，其编程来从采集的k空间数据的片来重构关注对象的图像。该MRI装置的系统控制还编程为导致所述多个梯度线圈生成具有优化梯度波形的每个脉冲序列中的梯度脉冲，所述优化梯度波形降低由此生成的声音噪声水平；并且导致RF线圈组装件在生成RF激发脉冲之后和生成第一RF重聚焦脉冲之前生成180度预脉冲，该180度预脉冲配置成最小化回波系列中的回波间距。
按照本发明的另一方面，一种MR成像的方法包括：生成声音模型，其对MR脉冲序列采用的任何给定梯度波形提供声音噪声水平的估计；基于生成的声音模型对MR脉冲序列中的梯度脉冲确定优化梯度波形，其最小化由此生成的声音噪声水平；以及导致MR成像系统中的RF线圈组装件在多个MR脉冲序列的每个序列的重复时间(TR)间隔期间应用RF脉冲，以生成所述多个MR脉冲序列的每个序列的回波系列，其中每个MR脉冲序列中的RF脉冲包括RF激发脉冲、包括第一RF重聚焦脉冲和多个附加RF重聚焦脉冲的多个RF重聚焦脉冲、以及在RF激发脉冲和第一RF重聚焦脉冲之间应用的180度预脉冲。该方法还包括使MR成像系统中的多个梯度线圈在所述多个MR脉冲序列的每个序列的TR间隔期间应用梯度脉冲，所述梯度脉冲具有由声音模型确定的优化梯度波形。该方法还包括从所述多个MR脉冲序列来采集关注对象的k空间数据的片，其中每个片通过相应MR脉冲序列的回波系列来填充，并且其中片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转，以及从采集的k空间数据的片来重构关注对象的图像。
按照本发明的还有的另一方面，提供一种在其上已存储包含指令的计算机程序的计算机可读存储媒体，所述指令当被计算机运行时，导致所述计算机对MR脉冲序列中的梯度脉冲确定优化梯度波形，其最小化由此生成的声音噪声水平，其中优化梯度波形基于先前生成的声音模型。所述指令还导致所述计算机导致MR成像系统中的RF线圈组装件和梯度线圈组装件在多个MR脉冲序列的每个序列的重复时间(TR)间隔期间应用射频(RF)脉冲和梯度脉冲，其中所述梯度脉冲与确定的优化梯度波形一起被应用，并且其中每个MR脉冲序列中的RF脉冲包括RF激发脉冲、包括第一RF重聚焦脉冲和多个附加RF重聚焦脉冲的多个RF重聚焦脉冲、以及在RF激发脉冲和第一RF重聚焦脉冲之间应用的180度预脉冲。所述指令还导致所述计算机使用周期性旋转重叠并行行和增强重构(PROPELLER)采集技术从所述多个MR脉冲序列来采集关注对象的k空间数据的片，其中每个片通过相应MR脉冲序列的回波系列来填充，并且其中片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转，以及从采集的k空间数据的片来重构关注对象的图像。
各种其它特征和优点将从以下详细描述和附图而变得明显。
附图说明
附图图示用于实施本发明的目前所设想的实施例。
附图中：
图1是结合本发明实施例的示例性MR成像系统的示意框图。
图2是根据本发明实施例的MR成像技术的流程图。
图3A是2D PROPELLOR的k空间数据采集的图示。
图3B是3D PROPELLOR的k空间数据采集的图示。
图4是已知的2D MR脉冲序列和数据采集的图示。
图5是根据本发明实施例的修改的2D MR脉冲序列和数据采集的图示。
图6是已知的3D MR脉冲序列和数据采集的图示。
图7是根据本发明实施例的修改的3D MR脉冲序列和数据采集的图示。
具体实施方式
参考图1，显示了结合本发明实施例的示例性磁共振成像(MRI)系统10的主要组件。该系统的操作由操作者控制台12来控制，该操作者控制台12包含键盘或其它输入设备13、控制面板14、以及显示屏16。该控制台12通过链路18与分开的计算机系统20通信，以使操作者能够在显示屏16上控制图像的产生和显示。该计算机系统20包含许多通过底板20a互相通信的多个模块。这些包含图像处理器模块22、CPU模块24和存储器模块26，其可包括用于存储图像数据阵列的帧缓冲器。该计算机系统20链接至档案媒体设备、永久或备份存储器存储或网络以用于图像数据和程序的存储，并且通过高速串行链路34与分开的系统控制32相通信。输入设备13能够包括鼠标、操纵杆、键盘、跟踪球、触摸屏、光识别笔、声音控制或类似或等效的输入设备，并且可被用于交互式几何形状指示。
该控制系统32包含通过底板32a连接在一起的一组模块。这些包含CPU模块36和脉冲生成器模块38，该脉冲生成器模块38通过串行链路40连接至操作者控制台12。正是通过链路40，系统控制32接收来自操作者的指示待执行的扫描序列的命令。脉冲生成器模块38操作系统部件以执行所希望扫描序列，并且产生指示产生的RF脉冲的时序、强度和形状以及数据采集窗口的时序和长度。该脉冲生成器模块38连接一组梯度放大器42，以指示在扫描期间产生的梯度脉冲的时序和形状。该脉冲生成器模块38还能够从生理采集控制器44接收患者数据，该生理采集控制器44从连接至患者的多个不同传感器接收信号，诸如来自附连到患者的电极的ECG信号。最后，该脉冲生成器模块38连接至扫描室接口电路46，其接收来自与患者和磁系统的状况相关联的各种传感器的信号。还正是通过扫描室接口电路46，患者定位系统48接收指令以将患者移动至用于扫描的所希望位置。
由脉冲生成器模块38产生的梯度波形被应用到具有Gx、Gy和Gz放大器的梯度放大器系统42。各个梯度放大器激发概要标记为50的梯度线圈组件中的对应的物理梯度线圈，以产生用于空间编码采集信号的磁场梯度。梯度线圈组装件50形成磁体组装件52的部分，该磁体组装件52包括极化磁体54和整体RF线圈56。在本发明的一个实施例中，RF线圈56是多通道线圈。系统控制32中的收发器模块58产生由RF放大器60放大的脉冲并且通过发送/接收开关62耦合至RF线圈56。患者中由激发核发射的结果信号可使用相同的RF线圈56感测，并且通过发送/接收开关62耦合至前置放大器64。放大的MR信号在收发器58的接收器部分中被解调、滤波和数字化。发送/接收开关62由来自脉冲生成器模块38的信号控制，以在发送模式期间将RF放大器60电连接至线圈56，以及在接收模式期间将前置放大器64连接至线圈56。发送/接收开关62还能够使分开的RF线圈(例如，表面线圈)在发送或接收模式中被使用。
由多通道RF线圈56拾取的MR信号通过收发器模块58数字化并且被传送至系统控制32中的存储器模块66。当原始k空间数据的阵列被采集到存储器模块66中时，完成扫描。这个原始k空间数据被重新布置成用于重构每个图像的多个分开的k空间数据阵列，并且这些阵列的每个都输入阵列处理器68，其操作以将数据傅立叶变换成图像数据阵列。该图像数据通过串行链路34传递到计算机系统20，其中它被存储存储器中。响应于从操作者控制台12接收的指令，该图像可以以长期存储的形式归档，或者它还可由图像处理器22处理，并且被传送至操作者控制台12并且显示在显示器16上。
图2显示了例如根据本发明的一个实施例的可由MRI系统10实现的MR成像技术70。在本发明的实施例中，计算机系统20和系统控制32可编程为执行技术70；然而，认识到的是，其它与MR系统10有关的处理和控制设备也能够实现该技术的各方面。根据本发明的实施例，技术70可与快速自旋回波(FSE)MR成像一起实现，并且能够与各种2D和3D FSE脉冲序列一起采用。例如，技术70能够与T1、PD、T2、T1FLAIR、T2FLAIR和STIR对比度的2D FSE脉冲序列，以及与T2、T1、PD和FLAIR对比度的3D FSE脉冲序列一起采用。也认识到的是，技术70也可联合旋转超快成像序列(RUFIS)来采用。
如图2所示，技术70通常分为四个组成部分或方面。如步骤72所示，技术70的第一组成部分针对执行声音建模，其对脉冲序列中采用的任何给定梯度波形提供声音估计。如步骤74所示，技术70的第二组成部分针对采集MR数据，即用有限的相位编码填充k空间，例如经由使用PROPELLER来收集k空间数据以最小化声音噪声的生成。如步骤76所示，技术70的第三组成部分针对在所应用的脉冲序列中优化梯度波形以最小化声音噪声的生成。如步骤78所示，技术70的第四组成部分针对在所应用的脉冲序列中应用附加的180度预脉冲，以最小化回波间距并因此最小化其对图像质量的影响。
在初始化技术70中，步骤72执行声音建模，以对FSE脉冲序列采用的任何给定梯度波形提供声音估计——其中这种声音建模由例如计算机系统20来执行。在生成这种声音模型中，执行对于传递函数的正弦扫描，其中播放缓慢变化频率的正弦梯度波形以及测量作为频率函数的声音响应，以便给出“可传性(transmissibility)”函数。与频率响应的已知幅度对应的未知相位的估计是假定“最小相位”条件以及根据：
arg[H(k)]≈imag(ff(uN(n)*(ifft(log|H(k)|)))) [等式1]，其中：
相位函数的添加将“可传性”变为传递函数并且导致因果响应。
然后使用传递函数的确定来估计由梯度波形导致的声音水平。这样做，采用梯度波形的导数并且从其中找到频率内容。频率内容与采用最小相位方法进行正弦扫描而获得的传递函数相乘，并且计算等价平均声压水平Leq和等价A加权的平均声压水平LAeq，其中声压描述为：
[等式2]，
其中T是可传性的传递函数，并且p是梯度波形的频率分量。
步骤72处执行的声音建模因此对FSE脉冲序列中采用的任何给定梯度波形生成声音噪声水平的估计，即平均声压水平Leq。认识到，步骤72能够独立和脱离于任何MR图像采集而执行(先验)——并且所述声音模型能够存储在存储器中，例如计算机20，并且当FSE脉冲序列用于对对象成像时能够被访问以便使用。
步骤74处针对MR数据的采集，采用快速自旋回波(FSE)成像技术(2D或3D)用于数据采集。FSE脉冲序列使用单个激发RF脉冲和多相位编码步骤联合多个180度重聚焦脉冲在每个重复时间(TR)间隔来生成一系列回波。在步骤74中，FSE成像以周期性旋转重叠并行行和增强重构(PROPELLER)成像来实现，该PROPELLER成像是一种FSE技术，其中MR信号通过在单个重复时间(TR)的FSE回波系列期间收集数据来编码，使得穿过k空间的中心的矩形条带或“片”被测量——其中回波系列中的每个回波填充片内的k空间的行。在随后的各个TR的FSE回波系列中，该片在k空间中绕原点增量地旋转，由此允许对充分的k空间区域进行足够的测量以获得所需要的分辨率。
根据本发明的实施例，针对步骤74能够采用多种形式的PROPELLER——包括用于2D FSE的2D PROPELLER轨迹和用于3D FSE(即“3D立方”)的3D PROPELLER状轨迹——如分别在图3A和3B中所图示的，其中片80或圆柱82绕k空间的中心84旋转。另外，可采用PROPELLER，其中MRI系统10中的多个RF线圈接收用于在k空间内创造分立的片或条带的回波，其中每个片优选延伸穿过k空间的中心。采样回波系列，使得片不具有填充有采集数据的所有行，并且使用并行成像或局部傅里叶技术来填充部分采集的每个片。这些片绕k空间的中心随着每个回波系列增量地被旋转、被部分采样并被填充，直至采集了片数据的完整集合。
FSE-PROPELLER技术对于MR数据采集的使用与使用标准Cartesian采集的FSE技术相比用于最小化声音噪声的生成，由于FSE-PROPELLER技术采用有限相位编码。也就是说，采集的每个片(2D)或圆柱(3D)包括只沿着相位编码方向的中心k空间，其仅要求小的相位编码梯度，因此显著降低了由FSE脉冲序列导致的声音噪声水平。小相位编码梯度也提供了降低的回波间距。FSE-PROPELLER技术的附加优点还有运动鲁棒性，因为每个片的全部或部分可重构成为低分辨率图像——其中比较来自每个片的图像来确定图像间的相对运动量，并且每个片的k空间数据对于运动被校正以便提供片的组合从而产生完整的采集数据集，重构该数据集以产生运动校正的图像。
步骤76处针对在应用的脉冲序列中梯度波形的优化，在FSE-PROPELLER脉冲序列中对梯度脉冲作出修改，以便脉冲序列生成的声音噪声水平，其中这类修改例如由系统控制32来确定和控制。特定梯度波形优化是基于步骤72处执行的梯度声音建模来执行的，该声音建模为待执行的特定脉冲序列提供理想化的梯度脉冲。根据一个实施例，在执行步骤76中，系统控制32访问梯度声音模型来确定用于所述脉冲序列的优化梯度波形，其能最小化由此生成的声音噪声水平，其中然后系统控制32导致梯度线圈(在梯度线圈组装件50中)生成具有确定的优化梯度波形的每个脉冲序列中的梯度脉冲。
为了更好理解在步骤76处执行的梯度波形的优化的目的，在图4和图5中图示FSE-PROPELLER采用的典型的脉冲序列和FSE-PROPELLER的带有修改梯度脉冲的脉冲序列。首先参考图4，示出用于2D FSE-PROPELLER的标准脉冲序列86。众所周知，脉冲序列86由联合层面(slice)选择梯度90所应用的层面选择90度RF脉冲88来发起。180度重聚焦脉冲92联合层面选择梯度脉冲94在脉冲序列重复时间(TR)内重复应用。重聚焦脉冲92的数目与将被采样以填充k空间的回波96的数目一致。在应用每个层面选择梯度脉冲94后，应用相位编码梯度脉冲98。相位编码定义来自特定回波的MR数据被放置在k空间中的何处。在这一点上，相位编码梯度脉冲98在TR间隔期间的应用中增量地变化。在图示示例中，相位编码梯度98的强度在TR间隔期间增大。本领域技术人员将容易理解在本发明的范围内可以采用和考虑其它相位编码模式，如结合两个相位编码轴的3D采集方案。在每个相位编码脉冲98后应用频率编码梯度或“读出”脉冲100，使得可以采样回波。如在本领域中理解，在90度RF脉冲之后但在读出梯度100之前应用预相位(prephaser)脉冲102以将自旋回波96居中于读出梯度内。
如在图4中能够看到，层面选择梯度94和频率编码(读出)梯度100配置为桥接脉冲，它们包括其上的肩104(或“喇叭”)。这些肩104相比于桥接脉冲的中间部分106具有增高的幅度，这些肩104因此生成增高水平的声音噪声。因此，桥接的层面选择梯度94和相位编码梯度100上的肩104的存在是不希望的。
进一步针对图4中的FSE脉冲序列，通常用最高的回转速率来斜升(ramp up)以及斜降(ramp down)梯度来降低回波间距是很普遍的。梯度回转速率是梯度从零到其最大幅度升高或降低的速率，或正或负(即幅度除以以毫秒为单位的上升时间，以T/m/sec测量一一通常指示为108)。因此，回转速率越大，梯度和因此降低的回波间距越快。然而，增加的回转速率也导致增加的声音噪声水平。因此，针对声音噪声水平，在FSE脉冲序列中回转速率的增加是不希望的。
现在参考图5，根据本发明的实施例示出设计成最小化声音噪声水平的用于FSE-PROPELLER的修改的脉冲序列110。RF脉冲88、92，层面选择梯度90、94，相位编码梯度98和频率编码(读出)梯度100都使用与图4中脉冲序列86对应脉冲的相似数字来识别。在修改脉冲序列以最小化与其相关联的声音噪声水平中，能够对层面选择梯度90、相位编码梯度98和频率编码(读出)梯度100作出修改。
如图5所示，为了降低声音噪声水平，在修改的脉冲序列中降低桥接的脉冲层面选择梯度94和相位编码(读出)梯度100的最大幅度。虽然层面选择和频率编码梯度94、100上的产品梯度波形设计被保持，梯度脉冲94、100上的肩/喇叭104(图4)被移除/拉平以便使这些脉冲的幅度平坦。基于声音模型(在步骤72处确定)，移除桥接脉冲的肩104将降低修改的脉冲序列110的声音噪声水平，其中例如，声音噪声降低10dBA是可以达到的。
如图5进一步所示，梯度脉冲被进一步修改为降低声音噪声水平。例如，为了最小化声音水平，相位编码梯度98在时间方面延长以占据重聚焦脉冲层面选择梯度94和读出梯度100之间的可用时间。认识到，为最小化声音水平，其它梯度脉冲在可用时间内也可以延长。另外，降低梯度脉冲的回转速率108以降低声音噪声水平。根据本发明的一个实施例，为了最小化回波空间影响的同时最大化声音噪声水平的降低，对不同梯度脉冲采用混合的梯度回转降级。也就是说，基础梯度回转速率用于大多数梯度(例如预扫描梯度脉冲、IR预梯度脉冲和化学饱和梯度脉冲)，而读出预相位脉冲(gxl)102和读出冲击梯度(gxwl，gxwr)100使用高于基础的回转速率。根据一个实施例，对于大多数梯度的基础回转速率降级到3T/S/M。
步骤78处针对在应用的脉冲序列中应用附加180度预脉冲，在FSE-PROPELLER脉冲序列中提供该附加脉冲以便最小化回波间距并且因此最小化图像质量影响。为了更好示出步骤78处应用的附加180度预脉冲的目的，返回参考图4的典型FSE-PROPELLER脉冲序列86和图5的修改的FSE-PROPELLER脉冲序列110。如先前所阐述，图4图示标准脉冲序列，其由联合层面选择梯度90应用的层面选择90度RF脉冲88来发起。180度重聚焦脉冲92联合层面选择梯度脉冲94在TR内重复应用，重聚焦脉冲92的数目与将被采样以填充k空间的回波96的数目一致。如进一步所示，在90度RF脉冲88之后但在读出梯度100之前应用预相位脉冲102(gxl)以将自旋回波96居中于读出梯度内。
如图5所示，在修改的脉冲序列110中，在RF激发脉冲88和第一重聚焦脉冲92之间添加附加180度预脉冲112。同样在修改的脉冲序列110中，预相位脉冲102——不是在90度RF脉冲88和第一180度重聚焦脉冲92之间应用——而是在第一180度重聚焦脉冲和第二180度重聚焦脉冲之间(但在读出梯度100之前)应用。添加的预脉冲112用于最小化回波间距，以便因此最小化由修改的FSE-PROPELLER脉冲序列110中的梯度波形设计所导致的图像质量影响。也就是说，任何可能由桥接脉冲层面选择梯度94和相位编码脉冲100的幅度降低以及与梯度脉冲的降低的梯度回转速率108相关联的增加的回波时间所导致的图像质量降低能够通过对修改的FSE-PROPELLER脉冲序列110添加180度预脉冲112来减轻。另外，在第一和第二180度重聚焦脉冲92之间应用预相位脉冲102用于降低B0异质性伪影(对于3T在脑中的敏感性伪影)。
如上所述，本发明的实施例不限于2D PROPELLER的应用，也适用于3D PROPELLER状轨迹的应用。现在参考图6和7，分别图示典型的3D PROPELLER脉冲序列114和修改的3DPROPELLER脉冲序列116。如通过对比上述脉冲序列能够看到，梯度118、120、122被改变以最小化序列生成的声音噪声。特别地，在修改的脉冲序列116中移除读出梯度118上的肩124来降低梯度118的峰值幅度。另外，在修改的脉冲序列116中降低大冲击梯度118、122的幅度并且降低大相位编码梯度120的幅度。具有在一些梯度上降低的回转速率(例如3T/m/s)的梯度118、120、122的混合回转速率也被引入到修改的脉冲序列116中，连同附加RF预脉冲126来用于提高图像质量。此外，在修改的脉冲序列116中的第一和第二180度重聚焦脉冲130之间应用预相位脉冲128——而不是在90度RF激发脉冲132和第一180度重聚焦脉冲130之间应用(如在脉冲序列114中)。在第一和第二180度重聚焦脉冲130之间预相位脉冲128的这个应用用来降低B0异质性伪影(对于3T在脑中的敏感性伪影)。
有益地，本发明的实施例提供一种能够在降低的声音噪声水平下采集T2和FLAIR对比度的系统和方法。根据本发明的实施例通过采用技术70，10dBA或更多的降低能够被验证——其中对于FSE-PROPELLER成像能够达到80dBA的分贝水平。本发明的实施例达到这种声音噪声水平降低，同时最小化对图像质量的影响并且使运动鲁棒性。虽然上述本发明的实施例是针对FSE序列来阐述，认识到，本发明也能适用于其它MR脉冲序列——其中梯度优化的声音建模以及将PROPELLER的使用可移植于各种脉冲序列以达到声音噪声水平的降低。
本公开的方法和装置的技术贡献是提供一种在MR图像采集期间降低声音噪声水平的计算机实现的方法。梯度回转速率降级的PROPELLER技术同梯度波形优化和导致降低的声音噪声水平的附加重聚焦RF脉冲一同被采用。
本领域技术人员将理解，本发明的实施例可以连接到具有存储于其上的计算机程序的计算机可读存储媒体，并且由其控制。计算机可读存储媒体包括多个组件，例如一个或多个电子组件、硬件组件和/或计算机软件组件。这些组件可包括一个或多个计算机可读存储媒体，其通常存储例如软件、固件和/或汇编语言的指令来执行序列的—个或多个实现或实施例的一个或多个部分。这些计算机可读存储媒体通常是非暂态的和/或有形的。这种计算机可读存储媒体的示例包括计算机和/或存储装置的可记录数据存储媒体。该计算机可读存储媒体例如可采用例如磁、电、光、生物、和/或原子数据存储媒体中的一个或多个。此外，这种媒体可以采用例如软盘、磁带、CD-ROM、DVD-ROM、硬盘驱动和/或电子存储器的形式。没有列出的非暂态的和/或有形的计算机的其它形式可读存储媒体可随本发明的实施例所采用。
多个这类组件能够在系统的实现中合并或分开。此外，如本领域技术人员将理解，这类组件可包括在多种程序语言中任何一个所编写或使用多种程序语言中任何一个所实现的一组和/或一系列计算机指令。另外，可以采用计算机可读媒体的其它形式(例如载波)来实施表示指令序列的计算机数据信号，当一个或多个计算机运行这些指令时，其导致所述一个或多个计算机执行序列的一个或多个实现或实施例的一个或多个部分。
因此，根据本发明的一个实施例，一种MRI装置包括绕磁体腔来定位的多个梯度线圈，耦合到脉冲生成器以发射RF脉冲序列并且布置成接收从关注对象导致的MR信号的射频(RF)线圈组装件，以及耦合到多个梯度线圈和RF线圈组装件来控制其操作的系统控制，该系统控制被编程为导致所述多个梯度线圈和RF线圈组装件生成各自导致形成回波系列的脉冲序列，其中每个脉冲序列包括RF激发脉冲、RF重聚焦脉冲和梯度脉冲，并且被编程为从脉冲序列来采集关注对象的k空间数据的片，其中每个片被相应脉冲序列的回波系列所填充，并且其中片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转。该MRI装置还包括编程的计算机从采集的k空间数据的片来重构关注对象的图像。该MRI装置的系统控制还编程为导致所述多个梯度线圈生成具有优化梯度波形的每个脉冲序列中的梯度脉冲，所述优化梯度波形降低由此生成的声音噪声水平；并且导致RF线圈组装件在生成RF激发脉冲之后和生成第一RF重聚焦脉冲之前生成180度预脉冲，该180度预脉冲配置成最小化回波系列中的回波间距。
根据本发明的另一个实施例，一种MR成像的方法包括：生成声音模型，其为MR脉冲序列中采用的任何给定梯度波形提供声音噪声水平的估计；基于所生成的声音模型对MR脉冲序列中的梯度脉冲确定优化梯度波形，其最小化由此生成的声音噪声水平；并且导致MR成像系统中的RF线圈组装件在多个MR脉冲序列的每个序列的重复时间(TR)间隔期间应用RF脉冲，以生成所述多个MR脉冲序列的每个序列的回波系列，其中每个MR脉冲序列中的RF脉冲包括RF激发脉冲、包括第一RF重聚焦脉冲和多个附加RF重聚焦脉冲的多个RF重聚焦脉冲，以及在RF激发脉冲和第一RF重聚焦脉冲之间应用的180度预脉冲。该方法还包括导致MR成像系统中的多个梯度线圈在所述多个MR脉冲序列的每个序列的TR间隔期间应用梯度脉冲，所述梯度脉冲具有由声音模型确定的优化梯度波形。该方法还包括从所述多个MR脉冲序列来采集关注对象的k空间数据的片，其中每个片通过相应MR脉冲序列的回波系列来填充，并且其中片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转，以及从采集的k空间数据的片来重构关注对象的图像。
根据本发明还有的另一实施例，提供一种在其上已存储包含指令的计算机程序的计算机可读存储媒体，所述指令当被计算机运行时，导致所述计算机对MR脉冲序列中的梯度脉冲确定优化梯度波形，其最小化由此生成的声音噪声水平，其中优化梯度波形基于先前生成的声音模型。所述指令还导致所述计算机导致MR成像系统中的RF线圈组装件和梯度线圈组装件在多个MR脉冲序列的每个序列的重复时间(TR)间隔期间应用射频(RF)脉冲和梯度脉冲，其中所述梯度脉冲与确定的优化梯度波形一起被应用，并且其中每个MR脉冲序列中的RF脉冲包括RF激发脉冲、包括第一RF重聚焦脉冲和多个附加RF重聚焦脉冲的多个RF重聚焦脉冲、以及在RF激发脉冲和第一RF重聚焦脉冲之间应用的180度预脉冲。所述指令还导致所述计算机使用周期性旋转重叠并行行和增强重构(PROPELLER)采集技术从所述多个MR脉冲序列来采集关注对象的k空间数据的片，其中每个片通过相应MR脉冲序列的回波系列来填充，并且其中片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转，以及从采集的k空间数据的片来重构关注对象的图像。
本书面描述使用包括最佳模式的示例来公开本发明，并且还使本领域技术人员能够实践本发明，包括制作和使用任何设备或系统及执行任何结合的方法。本发明可取得专利的范围由权利要求来限定，并且且可包括本领域技术人员想到的其它示例。如果这类其它示例具有与权利要求的字面语言没有不同的结构元件，或者如果它们包括具有与权利要求的字母语言的非实质差异的等效结构元件，则预计它们处于权利要求的范围之内。

Claims (21)

1.一种磁共振(MRI)装置，包括：
多个梯度线圈，绕磁体的腔来定位；
射频(RF)线圈组装件，耦合到脉冲生成器以发射RF脉冲并且布置成接收从关注对象导致的MR信号；
系统控制，耦合到所述多个梯度线圈和所述射频(RF)线圈组装件以控制其操作，所述系统控制编程为：
导致所述多个梯度线圈和所述射频(RF)线圈组装件生成各自导致形成回波系列的脉冲序列，所述脉冲序列的每个序列包括RF激发脉冲、RF重聚焦脉冲和梯度脉冲；
从所述脉冲序列来采集所述关注对象的k空间数据的片，每个片通过相应脉冲序列的回波系列来填充，并且所述片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转；以及
计算机，编程为从所采集的k空间数据的片来重构所述关注对象的图像；
其中所述系统控制还编程为：
导致所述多个梯度线圈生成具有优化梯度波形的每个脉冲序列中的梯度脉冲，所述优化梯度波形降低由此生成的声音噪声水平；以及
导致所述射频(RF)线圈组装件在生成所述RF激发脉冲之后和生成第一RF重聚焦脉冲之前生成180度预脉冲，所述180度预脉冲配置成最小化所述回波系列中的回波间距。
2.如权利要求1所述的磁共振(MRI)装置，其中所述计算机还编程为生成声音模型，所述声音模型在所述脉冲序列中采用的任何给定梯度波形提供声音噪声水平的估计。
3.如权利要求2所述的磁共振(MRI)装置，其中所述计算机在编程为生成所述声音模型中编程为：
以缓慢变化频率播放正弦梯度波形；
测量作为频率函数的来自所述正弦梯度波形的声音响应以提供可传性函数；
估计与所述声音响应的频率幅度对应的相位以提供可传性传递函数；
基于所述可传性传递函数来估计由梯度波形导致的声音噪声水平，其中估计所述声音噪声水平包括：
采用梯度波形的导数；
确定所述梯度波形导数的频率内容；以及
将所述频率内容与所述可传性传递函数相乘以计算等价平均声压水平和等价A加权的平均声压水平。
4.如权利要求2所述的磁共振(MRI)装置，其中，在导致所述多个梯度线圈生成具有优化梯度波形的梯度脉冲中，所述系统控制还编程为：
访问所述声音模型以确定用于所述脉冲序列的优化梯度波形，其将最小化由此生成的声音噪声水平；以及
导致所述多个梯度线圈生成具有所确定的优化梯度波形的每个脉冲序列中的梯度脉冲。
5.如权利要求1所述的磁共振(MRI)装置，其中相应脉冲序列中的梯度脉冲包括层面选择梯度、相位编码梯度、以及频率编码梯度。
6.如权利要求5所述的磁共振(MRI)装置，其中在导致所述多个梯度线圈生成具有优化梯度波形的梯度脉冲中，所述系统控制还编程为降低所述频率编码梯度和所述层面选择梯度的至少一个的最大幅度。
7.如权利要求5所述的磁共振(MRI)装置，其中在降低所述频率编码梯度和所述层面选择梯度的至少一个的最大幅度中，所述系统控制还编程为从形成所述频率编码梯度和所述层面选择梯度的至少一个的桥接脉冲移除高幅度肩，以便使所述桥接脉冲的幅度平坦。
8.如权利要求5所述的磁共振(MRI)装置，其中在导致所述多个梯度线圈生成具有优化梯度波形的梯度脉冲中，所述系统控制还编程为延长所述相位编码梯度的时间方面的长度。
9.如权利要求5所述的磁共振(MRI)装置，其中在导致所述多个梯度线圈生成具有优化梯度波形的梯度脉冲中，所述系统控制还编程为降低所述梯度脉冲的回转速率。
10.如权利要求9所述的磁共振(MRI)装置，其中所述系统控制还编程为导致对于所述层面选择梯度、相位编码梯度和频率编码梯度的混合梯度回转降级，以便控制所述回波系列中的回波间距。
11.如权利要求1所述的磁共振(MRI)装置，其中所述脉冲序列包括快速自旋回波(FSE)序列，所述RF激发脉冲包括90度脉冲以及所述RF重聚焦脉冲包括180度脉冲。
12.如权利要求11所述的磁共振(MRI)装置，其中在导致所述多个梯度线圈生成梯度脉冲中，所述系统控制还编程为导致所述多个梯度线圈在第一和第二180度RF重聚焦脉冲之间、而不是在90度RF激发脉冲和第一180度重聚焦脉冲之间应用预相位梯度脉冲，以便降低B0异质性伪影。
13.如权利要求1所述的磁共振(MRI)装置，其中在采集与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转的k空间数据的片中，所述系统控制编程为实现2D周期性旋转重叠并行行和增强重构(PROPELLER)技术和3D PROPELLER状技术之一。
14.一种磁共振(MR)成像的方法，包括：
生成声音模型，所述声音模型为MR脉冲序列中采用的任何给定梯度波形提供声音噪声水平的估计；
基于所生成的声音模型来确定用于MR脉冲序列中的梯度脉冲的优化梯度波形，所述优化梯度波形最小化由此生成的声音噪声水平；
导致MR成像系统中的RF线圈组装件在多个MR脉冲序列的每个序列的重复时间(TR)间隔期间应用射频(RF)脉冲，以便为所述多个MR脉冲序列的每个序列生成回波系列，其中每个MR脉冲序列中的射频(RF)脉冲包括：
RF激发脉冲；
多个RF重聚焦脉冲，包括第一RF重聚焦脉冲和多个附加的RF重聚焦脉冲；以及
180度预脉冲，被应用在所述RF激发脉冲和所述第一RF重聚焦脉冲之间；
导致所述MR成像系统中的多个梯度线圈在所述多个MR脉冲序列的每个序列的TR间隔期间应用梯度脉冲，所述梯度脉冲具有从所述声音模型确定的优化梯度波形；
从所述多个MR脉冲序列采集关注对象的k空间数据的片，每个片通过相应MR脉冲序列的回波系列来填充，并且所述片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转；以及
从所采集的k空间数据的片来重构所述关注对象的图像。
15.如权利要求14所述的方法，其中生成声音模型还包括：
以缓慢变化频率来播放正弦梯度波形；
测量作为频率的函数的来自所述正弦梯度波形的声音响应以提供可传性函数；
估计与所述声音响应的频率幅度对应的相位以提供可传性传递函数；
基于所述可传性传递函数来估计由梯度波形导致的声音噪声水平，其中估计所述声音噪声水平包括：
采用梯度波形的导数；
确定所述梯度波形导数的频率内容；以及
将所述频率内容与所述可传性传递函数相乘以计算等价平均声压水平和等价A加权的平均声压水平。
16.如权利要求14所述的方法，其中每个相应的MR脉冲序列中的梯度脉冲包括层面选择梯度、相位编码梯度和频率编码梯度；以及
其中导致所述多个梯度线圈应用具有优化梯度波形的梯度脉冲包括以下至少之一：
降低所述频率编码梯度和所述层面选择梯度的至少一个的最大幅度；
延长所述相位编码梯度的时间方面的长度；以及
降低所述梯度脉冲的至少一部分的回转速率。
17.如权利要求16所述的方法，还包括对于所述层面选择梯度、相位编码梯度和频率编码梯度的混合梯度回转降级，以便控制所述回波系列中的回波间距。
18.如权利要求14所述的方法，其中所述多个MR脉冲序列包括2D或3D快速自旋回波(FSE)脉冲序列；以及
其中采集与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转的k空间数据的片被编程为实现2D的周期性旋转重叠并行行和增强重构(PROPELLER)技术和3D PROPELLER状技术之一。
19.一种在其上已存储包括指令的计算机程序的非暂态计算机可读存储媒体，所述指令在由计算机运行时，导致所述计算机：
确定用于MR脉冲序列中的梯度脉冲的优化梯度波形，所述优化梯度波形最小化由此生成的声音噪声水平，其中所述优化梯度波形基于先前生成的声音模型；
导致MR成像系统中的RF线圈组装件和梯度线圈组装件在多个MR脉冲序列的每个序列的重复时间(TR)间隔期间应用射频(RF)脉冲和梯度脉冲，其中所述梯度脉冲与所确定的优化梯度波形一起被应用，并且其中每个MR脉冲序列中的射频(RF)脉冲包括：
RF激发脉冲；
多个RF重聚焦脉冲，包括第一RF重聚焦脉冲和多个附加的RF重聚焦脉冲；以及
180度预脉冲，被应用在所述RF激发脉冲和所述第一RF重聚焦脉冲之间；
使用周期性旋转重叠并行行和增强重构(PROPELLER)采集技术从所述多个MR脉冲序列来采集关注对象的k空间数据的片，每个片通过相应MR脉冲序列的回波系列来填充，并且所述片与每一其它片相比绕k空间的一部分旋转；以及
从所采集的k空间数据的片来重构所述关注对象的图像。
20.如权利要求19所述的计算机可读存储媒体，其中每个相应的MR脉冲序列中的梯度脉冲包括层面选择梯度、相位编码梯度和频率编码梯度；以及
其中，在导致梯度线圈组装件应用具有所确定的优化梯度波形的梯度脉冲中，所述指令还导致所述计算机：
降低所述频率编码梯度和所述层面选择梯度的至少一个的最大幅度；
延长所述相位编码梯度的时间方面的长度；或
降低所述梯度脉冲的至少一部分的回转速率。
21.如权利要求20所述的计算机可读存储媒体，其中在导致所述梯度线圈组装件应用具有所确定的优化梯度波形的梯度脉冲中，所述指令还导致所述计算机应用具有混合梯度回转降级的梯度脉冲，以便控制所述回波系列中的回波间距。
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