CN108226835B - 基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法 - Google Patents

基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法 Download PDF

Info

Publication number
CN108226835B
CN108226835B CN201711494370.5A CN201711494370A CN108226835B CN 108226835 B CN108226835 B CN 108226835B CN 201711494370 A CN201711494370 A CN 201711494370A CN 108226835 B CN108226835 B CN 108226835B
Authority
CN
China
Prior art keywords
pulse
echo
gradient
layer
magnetic resonance
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201711494370.5A
Other languages
English (en)
Other versions
CN108226835A (zh
Inventor
蔡淑惠
罗瑶
张俊
蔡聪波
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Xiamen University
Original Assignee
Xiamen University
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Xiamen University filed Critical Xiamen University
Priority to CN201711494370.5A priority Critical patent/CN108226835B/zh
Publication of CN108226835A publication Critical patent/CN108226835A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN108226835B publication Critical patent/CN108226835B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56518—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56527—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to chemical shift effects
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法，涉及磁共振成像方法。将成像物体分成几段，通过90°段选脉冲选择一个成像段，通过180°线性扫频脉冲对段内核自旋进行时空编码，用180°硬脉冲使非成像段的核自旋回到热平衡态，用与90°段选脉冲相同的脉冲将自旋信息进行存储；采用多个90°层选脉冲依次激发多个目标层，结合频率编码维特定的散相梯度，使不同层的信号在不同采样时刻形成回波；改变层选脉冲中心频率及相关脉冲梯度，获得段内各层面的磁共振数据；修改段选脉冲的中心频率选择不同成像段；重复上述操作获得整个成像物体数据，将同时采集的多回波数据按回波数分割，对每层数据超分辨重建，得多层高分辨磁共振图像。

Description

基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法
技术领域
本发明涉及磁共振成像方法，尤其涉及一种基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法。
背景技术
超快速磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)由于有着良好的时间分辨率，在功能成像(functional MRI,fMRI)[1-3]、扩散张量成像(diffusion tensorimaging,DTI)[4-6]、自由呼吸心脏成像(free-breath heart imaging)[7]等领域发挥着重要的作用。在超快速MRI中，平面回波成像(echo planar imaging,EPI)目前应用最广泛，其在时间和空间分辨率都有出色的表现[8-10]。EPI通过一系列快速切换的梯度回波进行采样，一次射频脉冲激励就可得到一张二维磁共振图像所需的全部数据。然而，EPI图像容易受到不均匀磁场和化学位移效应影响而产生畸变[11,12]。
为了克服不均匀磁场和化学位移效应的影响，Frydman小组于2006年提出一种新的单扫描MRI方法—时空编码(Spatiotemporally Encoded,SPEN)方法[13]。时空编码通过线性扫频脉冲(chirp脉冲)将二次相位引入核自旋演化。根据稳定相位理论，在二次相位调制下，在某一采样时刻，时空编码成像信号的强度只取决于对应空间位置内的局部自旋密度，因而时空编码具有空间选择性。此外，与EPI相比，二次相位的引入有效提高了相位编码维的带宽，因此时空编码方法具有较强的抵抗不均匀磁场和化学位移效应能力。通过开发超分辨率重建算法，可以重建出和EPI空间分辨率相当的时空编码成像图像[14,15]。
时空编码超快速成像凭借其优良的特性得到迅速的发展。但是，目前时空编码成像方法仍存在以下缺陷：第一，由于在采样阶段采用快速正负梯度切换来进行数据采集，因此图像易受涡流效应的影响产生伪影[16,17]；第二，时空编码使用的线性扫频脉冲特定吸收率(SAR)较大，这对单层成像没有影响，但在多层成像中，线性扫频脉冲的重复施加会导致SAR值过大，从而限制其在临床中的应用。
由此可见，开发新型超快速多层时空编码方法是很有必要的。我们已经提出了分段时空编码方法来降低SAR值[18]，本发明引入多回波技术，提出了基于分段激发的单扫描多回波多层时空编码磁共振成像方法，相比于已有的分段时空编码方法，新方法在保持低SAR值、保证图像信噪比的同时缩短了扫描时间，降低了由于涡流效应引起的伪影。
参考文献：
[1]N.Ben-Eliezer,U.Goerke,K.Ugurbil,L.Frydman,Functional MRI usingsuper-resolved spatiotemporal encoding,Magn.Reson.Imaging,30(2012)1401-1408.
[2]C.Chang,G.H.Glover,Variable-density spiral-in/out functionalmagnetic resonance imaging,Magn.Reson.Med.,65(2011)1287-1296.
[3]L.Ciobanu,E.Solomon,N.Pyatigorskaya,T.Roussel,D.Le Bihan,L.Frydman,fMRI contrast at high and ultrahigh magnetic fields:Insight fromcomplementary methods,Neuroimage,113(2015)37-43.
[4]B.M.Ellingson,O.Sulaiman,S.N.Kurpad,High-resolution in vivodiffusion tensor imaging of the injured cat spinal cord using self-navigated,interleaved,variable-density spiral acquisition(SNAILS-DTI),Magn.Reson.Imaging,28(2010)1353-1360.
[5]B.Scherrer,A.Gholipour,S.K.Warfield,Super-resolutionreconstruction to increase the spatial resolution of diffusion weightedimages from orthogonal anisotropic acquisitions,Med.Image Anal.,16(2012)1465-1476.
[6]L.R.Frank,Y.Jung,S.Inati,J.M.Tyszka,E.C.Wong,High efficiency,lowdistortion 3D diffusion tensor imaging with variable density spiral fast spinechoes(3D DW VDS RARE),NeuroImage,49(2010)1510-1523.
[7]C.Frindel,M.Robini,P.Croisille,Y.M.Zhu,Comparison ofregularization methods for human cardiac diffusion tensor MRI,Med.ImageAnal.,13(2009)405-418.
[8]C.B.Ahn,J.H.Kim,Z.H.Cho,High-speed spiral-scan echo planar NMRimaging,IEEE Trans.Med.Imaging,5(1986)2-7.
[9]M.K.Stehling,R.Turner,P.Mansfield,Echo-planar imaging:Magneticresonance imaging in a fraction of a second,Science,254(1991)43-50.
[10]M.S.Cohen,F.Schmitt,Echo planar imaging before and after fMRI:Apersonal history,NeuroImage,62(2012)652-659.
[11]H.R.Zeng,R.T.Constable,Image distortion correction in EPI:Comparison of field mapping with point spread function mapping,Magn.Reson.Med.,48(2002)137-146.
[12]N.K.Chen,A.V.Avram,A.W.Song,Two-dimensional phase cycledreconstruction for inherent correction of echo-planar imaging Nyquistartifacts,Magn.Reson.Med.,66(2011)1057-1066.
[13]A.Tal,L.Frydman,Single-scan multidimensional magnetic resonance,Prog.Nucl.Magn.Reson.Spectrosc.,57(2010)241-292.
[14]N.Ben-Eliezer,M.Irani,L.Frydman,Super-resolved spatially encodedsingle-scan 2D MRI,Magn.Reson.Med.,63(2010)1594-1600.
[15]C.B.Cai,J.Y.Dong,S.H.Cai,J.Li,Y.Chen,L.J.Bao,Z.Chen,An efficientde-convolution reconstruction method for spatiotemporal-encoding single-scan2D MRI,J.Magn.Reson.,228(2013)136-147.
[16]T.K.Truong,N.K.Chen,A.W.Song,Application of k-space energyspectrum analysis for inherent and dynamic B0mapping and deblurring in spiralimaging,Magn.Reson.Med.,64(2010)1121-1127.
[17]B.Aldefeld,P.Bornert,Effects of gradient anisotropy in MRI,Magn.Reson.Med.,39(1998)606-614.
[18]T.Zhang,L.Chen,J.Huang,J.Li,S.Cai,C.Cai,Z.Chen,Ultrafast multi-slice spatiotemporally encoded MRI with slice-selective dimension segmented,J.Magn.Reson.,269(2016)138-145.
发明内容
本发明提供了一种在保持较低SAR值的情况下能够缩短采样时间，减少由于涡流效应引起的伪影，同时保证图像信噪比的基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法。
本发明包括以下步骤：
1)将待测实验样品放置在实验床上并固定好，将装有实验样品的实验床送入磁共振成像仪的检测腔；
2)在磁共振成像仪操作台上打开操作软件，先对待测实验样品进行感兴趣区域定位，再对磁共振成像仪进行调谐、频率校正、功率校正及自动匀场；
3)用一维氢谱序列测量180°硬脉冲持续时间；用测量线性扫频脉冲功率的脉冲序列测量180°线性扫频脉冲的功率；
4)导入事先编译好的分段多回波多层时空编码磁共振成像序列；确定分段数，通过array功能设置不同段的90°段选脉冲的中心频率，同时设置每一段内的层数、需同时采样的层数(回波数)及其层间间隔，设置脉冲序列参数；
5)执行步骤4)设置脉冲序列参数后的成像序列开始采样，得多回波信号；
6)对步骤5)得到的同一段内同时采集的多回波信号进行分割，再通过超分辨率算法对各层信号进行图像重建，得到多层高分辨磁共振图像。
在步骤3)中，所述测量线性扫频脉冲功率的脉冲序列是一个一维的时空编码序列，由一个线性扫频脉冲与时空编码梯度的组合和采样梯度构成，其中采样梯度与编码梯度作用在同一维上，梯度面积相等，方向相反。
在步骤4)中，所述分段多回波多层时空编码磁共振成像序列包含：90°段选脉冲、延时τ0、180°线性扫频脉冲、180°硬脉冲、90°存储脉冲、90°层选脉冲、采样回波链等；
所述90°段选脉冲结合段选梯度Gses与脉冲的中心频率对成像物体目标区域进行段选，相关参数设置与分段数目及每一段的厚度相关；
所述180°线性扫频脉冲与相位维的空间编码梯度G180结合仅对目标段核自旋进行空间编码，G180持续时间为T180；
所述180°硬脉冲将未被90°段选脉冲激发的核自旋打回热平衡状态，以此保证这些核自旋不发生信号衰减；
所述90°存储脉冲结合Gstore将时空编码信息进行存储；
所述90°层选脉冲与层选梯度Gss进行层选，重复进行多次层选，再结合频率编码维(RO维)线性散相梯度kro，使不同层的信号能在采样期同一读出梯度不同时刻进行重聚；
所述180°硬脉冲和采样回波链前的两个破坏梯度Gcr1、Gcr2(时间长度分别为Tcr1、Tcr2)保证采样期可以获得单一的时空编码信号，同时去除平面回波信号；两个梯度需要满足以下条件：
Gcr1Tcr1＝-Gcr2Tcr2
同时，为了满足全解码的条件，相位编码维(PE维)梯度Gacq及时间Tacq必须满足以下条件：
Figure BDA0001536124120000041
所述采样回波链由分别作用在频率编码维、相位编码维的梯度链组成；频率编码维的梯度链由一系列正负切换的梯度组成；相位编码维的梯度链由一系列大小相等的Gacq梯度构成；
在所述采样回波链之前，梯度kSPEN施加在相位编码维，面积为所有Gacq总面积的一半；
所述采样回波链之后施加的三个方向的破坏梯度Gsp将残余的横向磁化矢量散相，以保证不影响后续编码与采样的进行。
在步骤6)中，所述同一段内同时采集的多回波信号，每个回波可以表示为：
Figure BDA0001536124120000051
其中，γ表示磁旋比，Ly表示相位编码维的视野，表示180°硬脉冲作用后目标段核自旋的二次相位，ρ(y)表示质子密度分布，τn表示90°store脉冲作用后到第n个90°ss层选脉冲施加之前的时间间隔，T1表示纵向弛豫时间。
在步骤6)中，所述通过超分辨率算法对各层信号进行图像重建的具体方法可为：首先将同一段内同时采集的多回波信号(多回波k空间数据矩阵)按照回波数对行进行等分得到每个回波的k空间数据，每个回波的k空间数据即对应一成像层的数据；将获得的每层的数据先进行一维傅里叶变换，再对相位编码维进行相位平滑处理，然后进行一维的插值，最后进行高分辨率重建。
本发明先将成像物体分成几段，通过90°段选脉冲选择一个成像段，通过180°线性扫频脉冲对段内核自旋进行时空编码，之后用180°硬脉冲使非成像段的核自旋回到热平衡态，用与90°段选脉冲相同的脉冲将自旋信息进行存储。随后采用多个90°层选脉冲依次激发多个目标层，结合频率编码维特定的散相梯度，使不同层的信号在不同采样时刻形成回波。改变层选脉冲中心频率及相关脉冲梯度，获得段内各层面的磁共振数据。修改段选脉冲的中心频率选择不同的成像段，重复上述操作获得整个成像物体的数据。将同时采集的多回波数据按回波数进行分割，对每层数据进行超分辨重建，得到多层高分辨磁共振图像。
本发明提供的基于分段激发的单扫描多回波多层时空编码磁共振成像方法能够较好地克服磁场不均匀以及化学位移效应带来的图像畸变。本发明将分段激发的时空编码多层成像同多回波技术相结合，可以有效缩短采样时间，减缓涡流效应带来的影响。同时，本发明和全重聚技术结合，进一步加强了抗不均匀磁场和化学位移效应的能力，对于磁场不均匀严重的局部区域，通过超分辨率重建依然能获得高分辨率的图像。
附图说明
图1是本发明提出的基于分段激发的单扫描双回波多层时空编码磁共振成像序列。
图2是本发明采用的k空间采样信号分割和图像重建流程图。
图3是大间隔采样示意图。
图4是不同序列在相同磁场条件下采样得到的大鼠脑部的磁共振图像。在图4中，(a)图为多扫描梯度回波图像(GEMS)；(b)图为多层自旋回波EPI图像(SE-EPI)；(c)图为多层双回波EPI图像(SER)；(d)图为多层分段时空编码图像(SeSPEN)；(e)图为多层分段双回波时空编码图像(ME-SeSPEN)。
具体实施方式
以下实施例将结合附图对本发明做进一步的说明。
本发明提供了基于分段激发的单扫描多回波多层时空编码磁共振成像方法，具体实施过程中的各个步骤如下：
(1)准备好实验样品，将待测样品放置在实验床上并固定好，将装有样品的实验床送入磁共振成像仪的检测腔；
(2)在磁共振成像仪操作台上打开操作软件，首先对待测样品进行感兴趣区域定位，然后对成像仪进行调谐、频率校正、功率校正及自动匀场；
(3)用一维氢谱序列测量180°硬脉冲持续时间；用测量线性扫频脉冲功率的脉冲序列测量180°线性扫频脉冲的功率；
所述测量线性扫频脉冲功率的脉冲序列是一个一维的时空编码序列，由一个线性扫频脉冲与时空编码梯度的组合和采样梯度构成，其中采样梯度与编码梯度作用在同一维上，梯度面积相等，方向相反；
(4)导入事先编译好的分段多回波多层时空编码磁共振成像序列；确定分段数，通过array功能设置不同段的90°段选脉冲的中心频率，同时设置每一段内的层数、需要同时采样的层数(回波数)及其层间间隔，设置脉冲序列参数；
所述基于分段多回波多层时空编码磁共振成像序列包含：90°段选脉冲、延时τ0、180°线性扫频脉冲、180°硬脉冲、90°存储脉冲、90°层选脉冲、采样回波链；
所述90°段选脉冲结合段选梯度Gses与脉冲的中心频率对成像物体目标区域进行段选，相关参数设置与分段数目及每一段的厚度相关；
所述180°线性扫频脉冲与相位维的空间编码梯度G180结合仅对目标段核自旋进行空间编码，G180持续时间为T180；
所述180°硬脉冲将未被90°段选脉冲激发的核自旋打回热平衡状态，以此保证这些核自旋不发生信号衰减；
所述90°存储脉冲结合Gstore将时空编码信息进行存储；
所述90°层选脉冲和层选梯度Gss进行层选，重复进行多次层选，再结合频率编码维(RO维)线性散相梯度kro，使不同层的信号能在采样期同一读出梯度不同时刻进行重聚；
所述180°硬脉冲和采样回波链前的两个破坏梯度Gcr1、Gcr2(时间长度分别为Tcr1、Tcr2)保证采样期可以获得单一的时空编码信号，同时去除平面回波信号。两个梯度需要满足以下条件：
Gcr1Tcr1＝-Gcr2Tcr2
同时，为了满足全解码的条件，相位编码维(PE维)梯度Gacq及时间Tacq必须满足以下条件：
Figure BDA0001536124120000071
所述采样回波链由分别作用在频率编码维、相位编码维的梯度链组成；频率编码维的梯度链由一系列正负切换的梯度组成；相位编码维的梯度链由一系列大小相等的Gacq梯度构成；
在所述采样回波链之前，梯度kSPEN施加在相位编码维，面积为所有Gacq总面积的一半；
所述采样回波链之后施加的三个方向的破坏梯度Gsp将残余的横向磁化矢量散相，以保证不影响后续编码与采样的进行。
(5)执行步骤(4)设置好参数的成像序列开始采样，数据采样完成后，执行下一步骤；
(6)对步骤(5)得到的同一段内同时采集的多回波信号进行分割，再通过超分辨率算法对各层信号进行图像重建，得到高分辨的磁共振图像；
所述同一段内同时采集的多回波信号每个回波可以表示为：
其中γ表示磁旋比，Ly表示相位编码维的视野，
Figure BDA0001536124120000073
表示180°硬脉冲作用后目标段核自旋的二次相位，ρ(y)表示质子密度分布，τn表示90°store脉冲作用后到第n个90°ss层选脉冲施加之前的时间间隔，T1表示纵向弛豫时间。
在步骤(6)中，所述超分辨率重建的步骤是首先将同一段内同时采集的多回波k空间数据矩阵按照回波数对行进行等分得到每个回波的k空间数据，每个回波的k空间数据即对应一成像层的数据；将获得的每层的数据先进行一维傅里叶变换，再对相位编码维进行相位平滑处理，然后进行一维的插值，最后进行高分辨率重建。
以下给出具体实施例：
本实施例实验在Varian 7T成像仪(Agilent Technologies,Santa Clara,CA,USA)上进行，样品为大鼠。步骤如下：准备好活体大鼠，先用异氟烷混合氧气对大鼠进行快速麻醉，而后将大鼠置于实验床上固定好并继续使用低浓度异氟烷混合氧气保持大鼠麻醉状态，将实验床送入磁共振成像仪的检测腔。在磁共振成像仪操作台上打开操作软件，首先对待测样品进行感兴趣区域定位，然后对成像仪进行调谐、频率校正、功率校正及自动匀场。为了评价本方法，在相同环境下进行了多扫描梯度回波成像、多层自旋回波EPI、多层双回波EPI、多层分段时空编码成像实验作为对比。
按照基于分段激发的单扫描多回波多层时空编码磁共振成像方法的操作流程，首先用一维氢谱序列测量180°硬脉冲持续时间；用测量线性扫频脉冲功率的脉冲序列测量180°线性扫频脉冲的功率。然后导入事先编译好的如图1所示的分段多回波多层时空编码磁共振成像序列，根据具体的实验情况，设置实验参数。采样顺序如图2所示，采用隔半段采样。本实施例的实验参数设置如下：共分2段激发，每段12层，层厚1.5mm，采样双回波，层间隔为6层。90°段选脉冲激发频率宽度为2968Hz，中心频率依次为-1484Hz、1484Hz，激发时间为2ms，180°线性扫频脉冲的激发频率宽度ΔO180为4kHz，激发时间T180为15ms，等待时间τ0为15ms，180°硬脉冲的持续时间为113μs，采样矩阵大小为128×64，成像视野FOV为45cm×45cm，破坏梯度Gsp强度为5.0gauss/cm，时间为1ms，kro梯度面积为Gro梯度面积的一半。将以上实验参数设置好后，开始采样。采样结束后，获得12个大鼠脑部的磁共振数据，将每个同时采集的双回波数据分割成两部分，如图3所示，即得到24层大鼠脑部的磁共振数据。用去卷积超分辨率算法进行重建，结果如图4中的(e)图所示。在相同的磁场环境下，跳到其他实验区，调用多扫描梯度回波序列设置相同的视野和层厚后，进行实验，获得多扫描图像作为参考图(图4中的(a)图所示)；接着在相同的磁场环境下，跳到其他实验区，分别调用多层自旋回波EPI序列、多层双回波EPI序列、多层分段时空编码序列，设置相同的视野和层厚后，进行实验，获得多层图像作为对比图(图4中的(b)图、(c)图、(d)图所示)。
从图4可以看出，多层分段多回波时空编码成像比两种EPI方法能够更好地抵抗由于磁场不均匀引起的图像畸变，比多层分段时空编码成像能够更好地抑制由于涡流效应引起的条纹伪影。多层自旋回波EPI、多层双回波EPI、多层分段时空编码成像和多层分段双回波时空编码成像的采样时间分别是17s、1008ms、512ms、622ms和484ms，可见多层分段双回波时空编码成像能够有效缩短扫描时间。

Claims (2)

1.基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法，其特征在于包括以下步骤：
1)将待测实验样品放置在实验床上并固定好，将装有实验样品的实验床送入磁共振成像仪的检测腔；
2)在磁共振成像仪操作台上打开操作软件，先对待测实验样品进行感兴趣区域定位，再对磁共振成像仪进行调谐、频率校正、功率校正及自动匀场；
3)用一维氢谱序列测量180°硬脉冲持续时间；用测量线性扫频脉冲功率的脉冲序列测量180°线性扫频脉冲的功率；
4)导入事先编译好的分段多回波多层时空编码磁共振成像序列；确定分段数，通过array功能设置不同段的90°段选脉冲的中心频率，同时设置每一段内的层数、需同时采样的层数及其层间间隔，设置脉冲序列参数；所述分段多回波多层时空编码磁共振成像序列包含：90°段选脉冲、延时τ0、180°线性扫频脉冲、180°硬脉冲、90°存储脉冲、90°层选脉冲、采样回波链；
所述90°段选脉冲结合段选梯度Gses与脉冲的中心频率对成像物体目标区域进行段选，相关参数设置与分段数目及每一段的厚度相关；
所述180°线性扫频脉冲与相位维的空间编码梯度G180结合仅对目标段核自旋进行空间编码，G180持续时间为T180；
所述180°硬脉冲将未被90°段选脉冲激发的核自旋打回热平衡状态，以此保证这些核自旋不发生信号衰减；
所述90°存储脉冲结合Gstore将时空编码信息进行存储；
所述90°层选脉冲与层选梯度Gss进行层选，重复进行多次层选，再结合频率编码维线性散相梯度kro，使不同层的信号能在采样期同一读出梯度不同时刻进行重聚；
所述180°硬脉冲和采样回波链前的两个破坏梯度Gcr1、Gcr2保证采样期获得单一的时空编码信号，时间长度分别为Tcr1、Tcr2，同时去除平面回波信号；两个梯度需要满足以下条件：
Gcr1Tcr1＝-Gcr2Tcr2
同时，为了满足全解码的条件，相位编码维梯度Gacq及时间Tacq满足以下条件：
Figure FDA0002264250410000011
所述采样回波链由分别作用在频率编码维、相位编码维的梯度链组成；频率编码维的梯度链由一系列正负切换的梯度组成；相位编码维的梯度链由一系列大小相等的Gacq梯度构成；
在所述采样回波链之前，梯度kSPEN施加在相位编码维，面积为所有Gacq总面积的一半；
所述采样回波链之后施加的三个方向的破坏梯度Gsp将残余的横向磁化矢量散相，以保证不影响后续编码与采样的进行；
5)执行步骤4)设置脉冲序列参数后的成像序列开始采样，得多回波信号；
6)对步骤5)得到的同一段内同时采集的多回波信号进行分割，再通过超分辨率算法对各层信号进行图像重建，得到多层高分辨磁共振图像；
所述同一段内同时采集的多回波信号，每个回波表示为：
其中，γ表示磁旋比，Ly表示相位编码维的视野，
Figure FDA0002264250410000022
表示180°硬脉冲作用后目标段核自旋的二次相位，ρ(y)表示质子密度分布，τn表示90°存储脉冲作用后到第n个90°层选脉冲施加之前的时间间隔，T1表示纵向弛豫时间；
所述通过超分辨率算法对各层信号进行图像重建的具体方法为：首先将同一段内同时采集的多回波信号按照回波数对行进行等分得到每个回波的k空间数据，每个回波的k空间数据即对应一成像层的数据；将获得的每层的数据先进行一维傅里叶变换，再对相位编码维进行相位平滑处理，然后进行一维的插值，最后进行高分辨率重建。
2.如权利要求1所述基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法，其特征在于在步骤3)中，所述测量线性扫频脉冲功率的脉冲序列是一个一维的时空编码序列，由一个线性扫频脉冲与时空编码梯度的组合和采样梯度构成，其中采样梯度与编码梯度作用在同一维上，梯度面积相等，方向相反。
CN201711494370.5A 2017-12-31 2017-12-31 基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法 Active CN108226835B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201711494370.5A CN108226835B (zh) 2017-12-31 2017-12-31 基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201711494370.5A CN108226835B (zh) 2017-12-31 2017-12-31 基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN108226835A CN108226835A (zh) 2018-06-29
CN108226835B true CN108226835B (zh) 2020-01-14

Family

ID=62642400

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201711494370.5A Active CN108226835B (zh) 2017-12-31 2017-12-31 基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN108226835B (zh)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108742626B (zh) * 2018-06-15 2022-09-06 上海联影医疗科技股份有限公司 T1参数图成像方法及磁共振成像系统
CN109752682A (zh) * 2019-01-22 2019-05-14 奥泰医疗系统有限责任公司 基于相位图的中心频率校正方法
CN112051531B (zh) * 2020-09-14 2022-10-28 首都医科大学附属北京天坛医院 多次激发无导航磁共振扩散成像方法及装置
CN112965018B (zh) * 2021-03-16 2022-04-01 厦门大学 基于时空编码螺旋磁共振成像的多回波采样及重建方法
CN113625210B (zh) * 2021-07-08 2024-03-12 华东师范大学 一种对多个基团和/或分子同时选择性检测的方法
CN114041778B (zh) * 2022-01-13 2022-06-24 康达洲际医疗器械有限公司 一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像方法与系统
CN115267627B (zh) * 2022-06-22 2023-04-28 浙江大学 一种基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法及装置
CN116930836B (zh) * 2023-09-18 2023-11-24 哈尔滨医科大学 多核素同步一体化成像最佳脉冲功率测量方法和系统

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102525465A (zh) * 2010-11-30 2012-07-04 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像设备和方法
CN103561645A (zh) * 2011-06-09 2014-02-05 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置以及翻转角决定方法
CN105548928A (zh) * 2015-12-04 2016-05-04 厦门大学 一种基于分段激发时空编码的多层超快速磁共振成像方法
CN107045115A (zh) * 2017-05-04 2017-08-15 厦门大学 基于双回波的单扫描定量磁共振t2*成像方法

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9121915B2 (en) * 2010-12-09 2015-09-01 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Multi-dimensional cardiac and respiratory imaging with MRI
EP3011356A1 (en) * 2013-06-19 2016-04-27 Yeda Research and Development Co., Ltd. Methods for spatial and spectral selectivity in magnetic resonance imaging and spectroscopy

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102525465A (zh) * 2010-11-30 2012-07-04 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像设备和方法
CN103561645A (zh) * 2011-06-09 2014-02-05 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置以及翻转角决定方法
CN105548928A (zh) * 2015-12-04 2016-05-04 厦门大学 一种基于分段激发时空编码的多层超快速磁共振成像方法
CN107045115A (zh) * 2017-05-04 2017-08-15 厦门大学 基于双回波的单扫描定量磁共振t2*成像方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN108226835A (zh) 2018-06-29

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN108226835B (zh) 基于分段激发的多回波多层时空编码磁共振成像方法
US7298143B2 (en) Reduction of susceptibility artifacts in subencoded single-shot magnetic resonance imaging
JP4832786B2 (ja) 磁気共鳴断層撮影の拡散強調画像のためのマルチショット方法
JP6037652B2 (ja) 拡散強調磁気共鳴データの生成方法、磁気共鳴システムおよびコンピュータ読み取り可能な記憶媒体
US10288703B2 (en) MRI method of hybrid acquisition in 3D TSE
US9766313B2 (en) MR imaging using apt contrast enhancement and sampling at multiple echo times
CN104965184B (zh) 基于时空编码单扫描磁共振成像的螺旋采样及重建方法
US20090292197A1 (en) Magnetic resonance device and method
Pipe Pulse sequences for diffusion-weighted MRI
CN106574954A (zh) 针对epi的具有奈奎斯特伪影校正的并行mr成像
JP2003500135A (ja) サブサンプリングを具備する磁気共鳴撮像方法
US20120046539A1 (en) Dual-contrast mr imaging using fluid-attenuation inversion recovery (flair)
US10761169B2 (en) Method and apparatus for recording a magnetic resonance data set with magnetic resonance signals from at least two slices
US6906516B2 (en) Artifact reduction in SSFP MRI using weighted sum of combined signals
Zhang et al. Ultrafast multi-slice spatiotemporally encoded MRI with slice-selective dimension segmented
CN110730912A (zh) 并行多切片mr成像
Dai et al. Distortion-free diffusion imaging using self-navigated Cartesian Echo-planar time resolved acquisition and joint magnitude and phase constrained reconstruction
EP2511696A1 (en) MRI of chemical species having different resonance frequencies using an ultra-short echo time sequence
WO2023035930A1 (zh) 一种减少图像失真的磁共振平面回波成像方法
US11016155B2 (en) Method, apparatus and storage medium for recording a magnetic resonance dataset
CN112965018A (zh) 基于时空编码螺旋磁共振成像的多回波采样及重建方法
Wu et al. Multiple‐frequency excitation wideband MRI (ME‐WMRI)
Zhang et al. Autocalibrated parallel imaging reconstruction with sampling pattern optimization for GRASE: APIR4GRASE
Wu et al. Single‐frequency excitation wideband MRI (SE‐WMRI)
Zhang et al. Hybrid-space reconstruction with add-on distortion correction for simultaneous multi-slab diffusion MRI

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant