CN106133545A - 利用对k空间中心的采样的零回波时间MR成像 - Google Patents

利用对k空间中心的采样的零回波时间MR成像 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种对被定位在MR设备(1)的检查体积中的目标进行MR成像的方法。本发明的目标是利用对k空间中心的采样实现“安静的”ZTE成像。根据本发明，所述目标(10)经受RF脉冲(20)和切换的磁场梯度(G)的成像序列，其中，在设定的读出磁场梯度(G)之前辐照初始RF脉冲(20)。利用在初始RF脉冲(20)之后的延迟之后斜升的读出磁场梯度(G)来采集初始MR信号。之后，所述磁场梯度(G)保持开启并且读出方向逐渐改变。在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下辐射另外的RF脉冲(22)，并且如在常规ZTE成像中采集另外的MR信号。最后，根据采集到的MR信号来重建MR图像。此外，本发明涉及一种MR设备和用于MR设备的计算机程序。

Description

利用对k空间中心的采样的零回波时间MR成像
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像的领域。本发明关注于MR成像的方法。本发明还涉及MR设备并且涉及要在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术
图像形成MR方法，其利用磁场与核自旋之间的相互作用以形成二维图像或三维图像，现今被广泛使用，尤其是在医学诊断的领域中，这是因为对于软组织的成像，它们在许多方面优于其他成像方法，其不要求电离辐射并且通常是无创的。
根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的、均匀磁场(B0场)中，该磁场的方向同时定义了测量所基于的坐标系的轴(通常为z轴)。磁场针对取决于磁场强度的个体核自旋产生不同的能级，所述个体核自旋能够通过施加定义频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的电磁交变场(RF场，也被称为B1场)来激励(自旋共振)。从宏观角度来看，个体核自旋的分布产生总体磁化，通过施加适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)能够使所述总体磁化偏离平衡状态，使得所述磁化执行绕z轴的进动运动。所述进动运动描绘了锥形的表面，所述锥形的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅度取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，所述自旋从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。
在RF脉冲终止之后，所述磁化弛豫返回到最初的平衡状态，在所述最初的平衡状态中，再次以第一时间常量T1(自旋晶格或纵向弛豫时间)建立z方向上的磁化，并且垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常量T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。借助于一个或多个接收RF线圈能够检测到磁化的变化，所述一个或多个接收RF线圈以这样的方式在MR设备的检查体积之内进行布置和取向，使得在垂直于z轴的方向上测量到磁化的变化。在施加例如90°的脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有核自旋(由局部磁场不均匀感生的)从具有相同相位的有序状态到其中所有相位角不均匀分布(失相)的状态的转变。所述失相能够借助于重聚焦脉冲(例如，180°的脉冲)来补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
为了在身体中实现空间分辨，沿三个主轴延伸的线性磁场梯度被叠加在均匀磁场上，得到自旋响应频率的线性空间相关性。然后在接收线圈中拾取的信号包含不同频率的成分，其与身体中的不同位置相关联。经由所述RF线圈获得的MR信号数据对应于空间频率域并且被称为k空间数据。所述k空间数据通常包括利用不同的相位编码采集的多条线。每条线通过收集若干样本来数字化。借助于傅里叶变换或其他适当的重建算法，k空间数据的集合被转换为MR图像。
对具有非常短的横向弛豫时间的组织(例如，骨骼或肺)的MR成像变得越来越重要。用于该目的的几乎所有已知方法基本上都采用三维(3D)径向k空间采样。在所谓的零回波时间(ZTE)技术中，在利用高带宽以及由此短、硬RF脉冲来激励磁共振之前设定读出梯度。通过这种方式，在激励磁共振之后立即开始梯度编码。在导致有效零“回波时间”(TE)的RF脉冲的辐射之后立即开始对自由感应衰减(FID)信号的采集。在FID读出之后，仅要求最小的时间用于在能够施加下一RF脉冲之前来设定下一读出梯度，由此实现非常短的重复时间(TR)。读出方向是随着逐次重复渐增变化的，直到k空间中的球形体积被采样到所要求的程度。在无需关闭在TR间隔之间的读出梯度的情况下，能够几乎无声地执行ZTE成像(参见Weiger等人，Magnetic Resonance in Medicine，第70卷，第328-332页，2013年)。
ZTE成像中的挑战在于，归因于由RF脉冲、发射-接收切换和信号滤波的有限持续时间引起的初始死区时间，k空间数据在k空间中心是略微不完整的。
该k空间间隙能够例如通过将径向ZTE采样与k空间中心的额外的笛卡尔采样进行组合来解决，如在已知的PETRA技术中(参见Grodzki等人，Magnetic Resonance inMedicine，第67卷，第510-518页，2012年)已知的。然而，PETRA方法的缺点在于，归因于针对k空间中心的笛卡尔采集的必要的梯度切换，成像不再是安静的。
发明内容
根据前述内容，容易意识到，存在对ZTE成像的改进的方法的需求。本发明的目标是利用对k空间中心的采样来实现“安静的”ZTE成像。
根据本发明，公开了一种对被定位在MR设备的检查体积中的目标进行MR成像的方法。本发明的方法包括如下步骤：
-使所述目标经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列，所述成像序列包括如下演替步骤：
i)辐射初始RF脉冲；
ii)设定具有读出方向和读出强度的读出磁场梯度；
iii)在存在所述读出磁场梯度的情况下采集初始MR信号，其中，所述MR信号表示径向k空间样本；
iv)在保持所述读出强度恒定的同时逐渐地改变所述读出方向；
v)在存在所述读出磁场梯度的情况下辐射另外的RF脉冲；
vi)在存在所述读出磁场梯度的情况下采集另外的MR信号，其中，所述另外的MR信号表示径向k空间样本；
vii)通过将步骤iv)到步骤vi)重复若干次来对球形k空间体积的至少部分进行采样；
-根据采集到的MR信号来重建MR图像。
根据本发明，径向ZTE采集在原理上是以常规方式施加的。通过重复对RF脉冲的辐射，MR信号被采集作为径向k空间样本，而读出方向逐渐改变，直到k空间中的期望体积被采样并且MR图像能够根据采集到的MR信号来重建。
然而，本发明提出了，第一RF脉冲——在本发明中被称为“初始RF脉冲”，用于与在常规ZTE成像中辐射的“另外的RF脉冲”区分开——在磁场梯度被关闭的情况下进行辐射。磁场梯度被开启以利用在对初始RF脉冲的辐射之后的延迟来初始地设定读出方向和读出强度。该延迟应当长于死区时间，以便实现对初始MR信号的采集，同时使所述磁场梯度从零斜升到给定读出强度。通过这种方式，实现了初始MR信号包括来自k＝0(即，k空间中心)的数据。
MR图像最终是从根据本发明采集的包括“初始”MR信号和“另外的”MR信号的信号数据集来重建的。
通过从k空间中心采集数据，本发明有效地避免了由常规ZTE成像中k＝0附近的采集到的数据的间隙所引起的空间响应函数的噪声放大和部分劣化。
在磁场梯度从零斜升的同时对初始MR信号的采集对应于已知的超短回波时间(UTE)技术(例如，参见Rahmer等人，Magnetic Resonance in Medicine，第55卷，第1075-1082页，2006年)。因此，本发明能够被说成组合了UTE成像与ZTE成像。根据本发明，在辐射初始RF脉冲(如在UTE成像中)时关闭磁场梯度。然后，磁场梯度被开启并且在辐射另外的RF脉冲(如在ZTE成像中)时保持开启。
尽管本发明的成像序列归因于在对初始RF脉冲的辐射之后对磁场梯度的切换而并非是完全安静的，但是其与诸如例如以上提及的PETRA技术相比明显产生了显著较少的梯度切换噪声。
可以在磁梯度场被关闭的情况下施加额外的RF脉冲，并且从针对发射-接收切换的死区时间采集的(一个或多个)相关联的额外的MR信号形成额外的RF脉冲并且磁梯度场仍被关闭。这实现了沿着对应于零磁场梯度的径向方向远离k空间的中心(k＝0)对k空间进行采样。这些额外的MR信号加到在k空间的中心附近对k空间的更为完整的采样。MR图像最终是根据包括“初始”MR信号和“另外的”MR信号以及“额外的”MR信号的信号数据集来重建的。
在本发明的优选实施例中，在对所述球形k空间体积的部分进行采样之后关闭所述磁场梯度，其中，通过在延迟时段之后重复步骤i)到步骤vii)来对所述球形k空间体积的另外的部分进行采样。换言之，这意味着，应用对本发明的成像序列的若干次重复(或“击发”)，以便对所要求的k空间体积进行完全采样。这种多击发方法的优点在于，对k空间的对应的分段的采集使得能够以靶标方式在重建的MR图像中生成对比度。在该变型中，本发明的成像序列可以构成“turbo”序列(如在常规的所谓的turbo场回波“TFE”成像)，其中，“turbo因子”指定在每个初始激励RF脉冲之后的信号采集的数目。因此，本发明的方法可以被称为“turbo ZTE成像”。
为了生成期望的对比度，在辐射初始RF脉冲之前，即，在所述序列的每次重复(或者每次“击发”)之前，可以辐射至少一个磁化准备预脉冲。所述准备预脉冲可以例如是(脂肪)饱和预脉冲、磁化反转预脉冲(以生成T1常量)、T2准备预脉冲、用于生成扩散加权的准备序列，或在现有技术中本身公知的其他对比生成准备预脉冲或准备序列。
在本发明的优选实施例中，采集到的初始的MR信号和/或另外的MR信号是FID信号，如在常规ZTE成像或UTE成像中的。通过这种方式，所述方法使得能够对具有非常短的横向弛豫时间T2的组织进行成像。
至此所描述的本发明的方法能够借助于MR设备来执行，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈的，其用于在检查体积之内生成均匀、稳定的磁场；若干梯度线圈，其用于在所述检查体积之内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，其用于在所述检查体积之内生成RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积之内的患者的身体的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元。本发明的方法优选通过对MR设备的重建单元和/或控制单元的对应编程来实施。
本发明的方法能够有利地在当前临床使用中的大多数MR设备上执行。对此，仅仅需要利用计算机程序，通过所述计算机程序，所述MR设备被控制为使得其执行本发明的以上解释的方法的步骤。所述计算机程序可以存在于数据载体上或者可以存在于数据网络重，以便能够被下载以供在所述MR设备的控制单元中进行安装。
附图说明
随附的附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅仅是出于图示说明的目的而设计的，并且不是对本发明的限制范围的定义。在附图中：
图1示意性地示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2示出了图示根据本发明施加的ZTE序列的图表；
图3示出了图示根据本发明的实施例对k空间的径向采样的图表。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1，其能够用于执行本发明的方法。所述设备包括超导或电阻性主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建基本上均匀的、在时间上恒定的主磁场B0。所述设备还包括一组(第1级、第2级，并且在适用时，第3级)匀场线圈2’，其中，出于使检查体积之内的B0偏差最小化的目的，能够控制通过所述组2’中的个体匀场线圈的电流。
磁共振生成和操控系统施加一系列RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋、引发磁共振、重聚焦磁共振、操纵磁共振、空间地或以其他方式对磁共振进行编码、使自旋饱和等，以执行MR成像。
更具体地，梯度脉冲放大器3向沿着检查体积的x轴、y轴和z轴的全身梯度线圈4、5和6中的选定的线圈施加电流脉冲。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8向身体RF线圈9发射RF脉冲或RF脉冲包，以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括彼此一起获取的短持续时间的RF脉冲段的包，并且任意施加的磁场梯度实现对核磁共振的选定操控。RF脉冲被用于使共振饱和、激励共振、反转共振、重聚焦共振，或操纵共振，并且选择被定位在检查体积中的身体10的部分。MR信号也被身体RF线圈9拾取。
为了借助于并行成像来生成身体10的限定区域的MR图像，邻近选定用于成像的区域放置一组局部阵列RF线圈11、12、13。阵列线圈11、12、13能够用于接收由身体线圈RF发射所引发的MR信号。
结果得到的MR信号被身体RF线圈9和/或被阵列RF线圈11、12、13拾取，并且由优选包括前置放大器(未示出)的接收器14进行解调。接收器14被经由发送/接收开关8连接到RF线圈9、11、12和13。
主计算机15控制流动通过匀场线圈2’的电流以及梯度脉冲放大器3和发射器7以生成根据本发明的ZTE成像序列。接收器14在每个RF激励脉冲之后快速演替的接收多条MR数据线。数据采集系统16执行对接收到的信号的模拟-到-数字转换，并且将每条MR数据线转换为适合于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集系统16是单独的计算机，所述单独的计算机专用于原始图像数据的采集。
最后，数字原始图像数据被重建处理器17重建成图像表示，所述重建处理器17应用适当的重建算法。MR图像表示三维体积。所述图像然后被存储在图像存储器中，所述图像存储器可以被访问，用于将图像表示的投影或其他部分转换成适当的格式以例如经由视频监视器18进行可视化，所述视频监视器18提供对结果得到的MR图像的人类可读的显示。
图2示出了图示根据本发明施加的经修改的ZTE序列的图表。在读出磁场梯度G被关闭的情况下，利用对初始RF脉冲20的辐射来开始所述序列。初始MR信号的读出发生在间隔21期间。
如之前所提及的，常规ZTE成像的已知约束是在每个RF脉冲的中心与各自的采样间隔的开始之间存在有限的时间。取决于所使用的仪器，该“死区时间”可以是在2μs与200μs之间的任意时间。结果，k空间的中心不能够被扫描。
在图2中所描绘的本发明的实施例中，在初始RF脉冲20的辐射与采集间隔21的开始之间的时间延迟长于死区时间。同时，频率编码的磁场梯度G在采集间隔21的开始处开始从零斜升到给定的读出强度。通过这种方式，根据本发明实现对k空间中心的采样。通过从k空间中心采集数据，本发明有效地避免了由在常规ZTE成像中采集到的数据在k＝0附近的间隙所引起的空间响应函数的噪声放大和部分劣化。
由发明所采取的“安静”ZTE技术的实质是在频率编码读出磁场梯度G被开启的情况下同时发射另外的激励RF脉冲22。读出磁场梯度G并非旨在作为切片选择梯度，其意味着RF脉冲20必须是短的(通常为1μs到8μs)，以便实现足够的激励带宽。对另外的MR信号的读出在存在读出磁场梯度G的情况下发生在间隔23期间。每个间隔21具有在100μs与3ms之间的持续时间。读出磁场梯度G具有在每个激励/读出周期(除了包括初始RF脉冲20和初始读出21的初始周期以外)上基本保持恒定的读出强度和读出方向两者。在每个周期之后，读出方向仅仅非常逐渐地改变(在图2中未描绘)。读出方向仅轻微改变例如数度(例如，2°)。针对k空间的完整采样，改变读出方向直到利用足够的密度覆盖球形体积。
如在图2中所图示的，本发明的方法的本质特征在于，磁场梯度G在辐射初始RF脉冲20(如在UTE成像中)时被关闭。然后，磁场梯度G被开启并且在辐射另外的RF脉冲22(如在ZTE成像中)时保持开启。
如在图2中所进一步图示的，在对k空间的部分采样若干激励/读出周期之后，磁场梯度G被关闭。在延迟时段之后通过成像序列的对应的另外的“击发”来对k空间的另外的部分进行采样。应用对本发明的成像序列的若干次击发，以便对所要求的k空间体积进行完全采样。MR图像是根据在序列的所有击发的间隔21和23期间采集的MR信号来最终重建的。
图3示出了本发明的k空间采样方案。该图表针对图示的目的仅示出了kx和ky方向。然而，必须注意到，由本发明的方法来执行对k空间中的球形体积的三维径向采样。示出了若干径向k空间线。在初始RF脉冲(在图2中的RF脉冲20)之后，k空间线31被采集作为初始MR信号，而在每个另外的RF脉冲(图2中的RF脉冲22)之后，k空间线32被采集作为另外的MR信号。如能够在图3中看出的，初始k空间线31采样k空间中心(kx＝ky＝0)，而利用距k空间中心的特定距离开始另外的k空间线32。通过所述死区时间以及在RF脉冲与各自的采样间隔的开始之间的对应选定的延迟来确定中心球形间隙33的尺寸。

Claims (8)

1.一种对被定位在MR设备(1)的检查体积中的目标(10)进行MR成像的方法，所述方法包括如下步骤：
-使所述目标(10)经受RF脉冲(20)和切换的磁场梯度(G)的成像序列，所述成像序列包括如下演替步骤：
i)辐射初始RF脉冲(20)；
ii)随后施加具有设定的读出方向和读出强度并且具有在所述初始RF脉冲(20)之后的长于在RF发射与RF接收之间切换的死区时间的延迟的读出磁场梯度(G)；
iii)在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下采集初始MR信号，其中，所述MR信号表示径向k空间样本；
iv)在保持所述读出强度恒定的同时逐渐地改变所述读出方向；
v)在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下辐射另外的RF脉冲(22)；
vi)利用在所述另外的RF脉冲(22)之后的所述死区时间的延迟在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下采集另外的MR信号，所述另外的RF脉冲(22)具有比在随后的另外的RF脉冲(22)之间的时间短得多的脉冲持续时间，其中，所述另外的MR信号表示径向k空间样本；
vii)通过将步骤iv)到步骤vi)重复若干次来对球形k空间体积的至少部分进行采样；
-根据采集到的MR信号来重建MR图像。
2.根据权利要求1所述的MR成像的方法，其中，所述初始MR信号是在使所述磁场梯度(G)从零斜升到给定的读出强度的同时而被采集的。
3.根据权利要求1或2所述的MR成像的方法，其中，辐射额外的RF脉冲，并且在所述磁场梯度(G)被关闭的情况下利用在所述额外的RF脉冲之后的所述死区时间的延迟来采集额外的MR信号。
4.根据权利要求1-3中的任一项所述的方法，其中，在对所述球形k空间体积的部分进行采样之后关闭所述磁场梯度，其中，通过在延迟时段之后重复步骤i)到步骤vii)来对所述球形k空间体积的另外的部分进行采样。
5.根据权利要求1-4中的任一项所述的方法，其中，在辐射所述初始RF脉冲(20)之前辐射至少一个磁化准备预脉冲。
6.根据步骤1-5中的任一项所述的方法，其中，所述初始MR信号和/或所述另外的MR信号是FID信号。
7.一种MR设备，包括：至少一个主磁体线圈(2)，其用于在检查体积之内生成均匀、稳定的磁场；若干梯度线圈(4、5、6)，其用于在所述检查体积之内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度(G)；至少一个RF线圈(9)，其用于在所述检查体积之内生成RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的目标(10)的MR信号；控制单元(15)，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元(17)，其中，所述MR设备(1)被布置为执行如下步骤：
-使所述目标(10)经受RF脉冲(20)和切换的磁场梯度(G)的成像序列，所述成像序列包括如下演替步骤：
i)辐射初始RF脉冲(20)；
ii)随后施加具有读出方向和读出强度并且具有在所述初始RF脉冲(20)之后的长于在RF发射与RF接收之间切换的死区时间的延迟的读出磁场梯度(G)；
iii)在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下采集初始MR信号，其中，所述MR信号表示径向k空间样本；
iv)在保持所述读出强度恒定的同时逐渐地改变所述读出方向；
v)在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下辐射另外的RF脉冲(22)；
vi)利用在所述另外的RF脉冲(22)之后的所述死区时间的延迟在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下采集另外的MR信号，所述另外的RF脉冲(22)具有比在随后的另外的RF脉冲(22)之间的时间短得多的脉冲持续时间，其中，所述另外的MR信号表示径向k空间样本；
vii)通过将步骤iv)到步骤vi)重复若干次来对球形k空间体积的至少部分进行采样；
-根据采集到的MR信号来重建MR图像。
8.一种要在MR设备上运行的计算机程序，所述计算机程序包括用于如下动作的指令：
-生成RF脉冲(20)和切换的磁场梯度(G)的成像序列，所述成像序列包括如下演替步骤：
i)辐射初始RF脉冲(20)；
ii)随后施加具有读出方向和读出强度并且具有在所述初始RF脉冲(20)之后的长于在RF发射与RF接收之间切换的死区时间的延迟的读出磁场梯度(G)；
iii)在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下采集初始MR信号，其中，所述MR信号表示径向k空间样本；
iv)在保持所述读出强度恒定的同时逐渐地改变所述读出方向；
v)在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下辐射另外的RF脉冲(22)；
vi)利用在所述另外的RF脉冲(22)之后的所述死区时间的延迟在存在所述读出磁场梯度(G)的情况下采集另外的MR信号，所述另外的RF脉冲(22)具有比在随后的另外的RF脉冲(22)之间的时间短得多的脉冲持续时间，其中，所述另外的MR信号表示径向k空间样本；
vii)通过将步骤iv)到步骤vi)重复若干次来对球形k空间体积的至少部分进行采样；
-根据采集到的MR信号来重建MR图像。
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