CN1212145A - 利用快速自旋回波采集的多切片和多角度磁共振成像 - Google Patents

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Abstract

利用快速自旋回波(FSE)脉冲序列来进行多切片、多角度的核磁共振成像扫描。切片分组(352—356)扫描,同时每一组中的全部切片都以同一角度取向,并以交错方法采样。通过在每一个FSE脉冲序列过程中采集多个单独相位编码的回波信号(301—304),缩短总扫描时间。可以为每一切片组产生预饱和区(358—362),以减少重建的切片影象中的流动人为因素。

Description

利用快速自旋回波采集的多切片 和多角度磁共振成像
本发明的领域是核磁共振成像方法和系统。更具体地说，本发明涉及多切片、多角度核磁共振数据的采集。
当人体组织等物质受到均匀磁场(极化场B0)作用时，组织中自旋的各个磁矩试图与极化场对齐、但在其特征拉莫尔频率下绕该极化场按随机顺序进动。若物质或组织受到处于x-y平面中且接近拉莫尔频率的磁场(激发场B1)作用，则净对齐矩，Mz，可以在X-Y平面内旋转或者在X-Y平面内“倾斜”，产生净横向磁矩Mt。激发信号B1结束之后，被激发的自旋便发射信号，可以接收并处理这种信号，以形成图象。
利用这些信号产生图象时，利用磁场的梯度(Gx,Gy和Gz)。通常通过一系列的测量周期来扫描准备成像的区域，其中这些梯度按照所用的特定的定位方法来改变。对所得的一组接收到的核磁共振信号进行数字化和处理，以便利用多种熟知的重建技术中的一种重建所述图象。
早在1977年，当Peter Mansfield(J.Phys.C.10:L55-L58,1997)提出同平面回波脉冲序列时，就已经知道在短的时间周期内采集核磁共振图象数据的概念。与标准脉冲序列成对照，对于每一个射频激发脉冲，同平面回波脉冲序列都产生一组核磁共振信号。可以对这些核磁共振信号进行单独的相位编码，使得可以在持续时间为20到100毫秒的单个脉冲序内列采集64个视图的整个扫描。同平面回波成像(EPI)的优点是人所共知的，长期以来人们就感觉到需要一种在临床设施中能够较好地实施EPI的方法和设备。美国专利No.4,678,996；4,733,188；4,716,369；4,355,282；4,588,94和4,752,737公开了其他同平面回波脉冲序列。
同平面回波成像方法的一种衍生是J.Hennig等人在MagneticResonance in Medicine 1986,3,823-833题为”快速采集松弛增强(RARE,Rapid Acquisition Relaxation Enhanced)成像：临床磁共振用的一种快速成像方法”一文中所描述的快速采集松弛增强(RARE)序列。RARE序列和EPI序列之间的本质差别就在于回波信号的产生方法。RARE序列利用从Carr-Purcell-Meiboom-Gill序列产生的射频再聚焦回波，而EPI方法利用梯度复检(recalled)回波。
这两种快速成像方法都涉及来自单个激发脉冲的多个自旋回波信号的采集，其中每一个所采集的回波信号都单独进行相位编码。因此，每一个脉冲序列或每一次发射都导致对多个视图的采集。但当使用RARE快速自旋回波序列时，一般要用多次发射来采集一整套图象数据。例如，RARE脉冲序列每次发射可能采集8或16个单独的回波信号，因此，要求有256个视图的图象分别需要32或16次发射。
在几乎所有的二维临床扫描中都为多个切片图象采集核磁共振数据。可以在不增加扫描时间的情况下实现多个切片的采集，因为在其他情况下为等待纵向磁化恢复而浪费许多扫描时间。通过在每一个发射-接收(TR)周期内使不同切片用的脉冲序列”交错”，就可以利用这种在其他情况下空等的时间来采集额外的切片。
在大部分临床扫描中，在隔行扫描过程中采集的切片都一个接一个地排列在各平行的平面内。但是，有些临床应用切片不是平行的。例如，在对脊柱成像的应用中，其中穿过不同脊骨的切片由于脊椎的弯曲而以不同的角度取向。正如美国专利No.4,871,966所公开的，为了在隔行扫描中从以不同角度取向的切片中采集数据，必须在扫描的过程中改变成像梯度，以便把各个切片旋转到要求的取向。这种多角度隔行扫描的一个困难是，诸如美国专利No.4,715,383所公开的流动人为因素抑制技术无法以最高的效率使用。这种方法在每一组交错的脉冲序列之前使用饱和射频脉冲，来抑制来自图象切片的起源于流动自旋”上游”的信号。为了达到最高效率，饱和区(band)应该是与所述图象切片组实际上邻接的，而当交错的切片以不同的角度取向、而且在不同的组中彼此隔开时，这是不可能做到的。
以不同的角度采集多个切片的另一种临床应用，是颞下颚关节(TMJ)成像。在这种情况下，各单独的切片在其视野上彼此相交，而若象美国专利No.4,871,966所讲述的，它们全是在同一个TR周期中采集的，则相交处的自旋变得饱和，而它们的核磁共振信号将变得幅度减低。
本发明是一种从以不同角度取向的多个图象切片采集数据的方法。更具体地说，本发明的方法采用快速自旋回波脉冲序列来从一个图象切片采集一组n个回波信号，在每一个发射-接收(TR)周期中所述脉冲序列重复m次以便从m个单独的但彼此平行的切片采集n个回波信号，并且在从所述m个单独的切片采集所有核磁共振数据之后，重复所述过程以便从所述m个单独的切片得到的额外的一组以不同角度取向的平行的切片。产生预饱和射频(rf)脉冲，以抑制所述m个单独的切片中的图象人为因素。
本发明的一般目的是进行多切片、多角度扫描，其中在每一个TR周期中从以同一角度取向的切片采集核磁共振数据。这使得可以应用使实际上与所述n个切片的组邻接的区(band)饱和的预饱和脉冲。
本发明的另一个目的是进行多切片、多角度扫描，其中总扫描时间可与交错、多切片、多角度扫描相比拟。本发明不是在每一个TR周期中采集不同角度下的交错的切片，而是在每一个TR周期过程中采集m个切片中的每一个的n个视图。若n设成等于要在扫描过程中采集数据的不同切片的角度数，则总采集时间便与交错、多切片、多角度扫描相同。
本发明的再一个目的是进行多切片、多角度扫描，其中避免在切片相交处自旋饱和造成的人为因素。因为核磁共振数据是在不同的TR周期中从以不同角度取向的切片采集的，所以相交处的自旋不会饱和。故可消除所造成的图象人为因素。
从以下描述中将会看出本发明的上述的和其他目的和优点。在描述中，参照作为描述的一部分的附图，其中以举例说明的方法表示本发明的最佳实施例。但是这样的实施例并不一定代表本发明的全部范围，因此，请参考用于阐明本发明范围的权利要求书。
图1是采用本发明的磁共振成像系统的方框图；
图2是表示用于实施本发明的最佳快速自旋回波脉冲序列的图解；
图3是利用图2的脉冲序列由图1的磁共振成像系统完成的扫描流程图；
图4是利用图3举例说明的扫描采集的脊椎的典型的切片图象的图形表示。
首先参照图1，其中示出包括本发明的最佳的磁共振成像系统的主要部件。所述系统的操作受操作台100的控制，后者包括键盘和操作面板102及显示器104。操作台100通过链路116与单独的计算机系统107通讯，后者使操作者能够控制图象在屏幕104上的产生和显示。计算机系统107包括若干模块，后者通过底板彼此通讯。这些模块包括图象处理模块106、CPU模块108和现有技术已知的作为帧缓冲区的存储器模块113，用来储存图象数据阵列。计算机系统107连接到用来存储图象数据和程序的磁盘存储器111和磁带驱动器112，并通过高速串行链路115与单独的系统控制器122联系。
系统控制器122包括一起连接到底板上的一组模块。这些模块包括CPU模块119和脉冲发生器模块121，后者通过一个串行链路125与操作台100连接。通过这个链路125系统控制器122接收来自操作者的指明要进行的扫描顺序的命令。脉冲发生器模块121操作这些系统组件来进行要求的扫描顺序。它产生表示准备产生的射频脉冲的定时、幅度和形状的数据以及数据采集窗口的定时和长度。脉冲发生器模块121连接到一组梯度放大器127，以指明准备在扫描过程中产生的梯度脉冲的定时和形状。脉冲发生器模块121还从生理采集控制器129接收病人数据，生理采集控制器129从若干与病人连接的传感器接收信号，诸如来自电极的心电图信号和来自感压箱(bellows)的呼吸信号。最后，脉冲发生器模块121连接到扫描室接口电路133，后者从若干与病人的状态和磁系统相联系的各种传感器接收信号。病人定位系统134也通过扫描室接口电路133接收为扫描而把病人移动到要求位置的命令。
脉冲发生器模块121产生的梯度波形加在包括Gx,Gy和Gz放大器的梯度放大器系统127上。在整个用139标示的组件中，每一个梯度放大器都驱动相应的梯度线圈，以产生用于位置编码采集信号的磁场梯度。梯度线圈组件139构成磁体组件141的一部分，后者包括极化磁体140和整体射频线圈152。系统控制器122中的收发两用模块150产生脉冲，后者由射频放大器151放大，并用收发转换开关154耦合到射频线圈152。在病人身上被激发的核所发射的作为结果产生的信号被同一个射频线圈152检测，并通过收发转换开关154耦合到前置放大器153。放大后的核磁共振信号被收发两用模块150的接收器部分解调、滤波和数字化。收发转换开关154受来自脉冲发生器模块121的信号控制，以便在发射方式期间在电气上把射频放大器151连接到线圈152，而在接收方式期间连接到前置放大器153。收发转换开关154还启动单独的射频线圈(例如，头部线圈和面部线圈)，以便或者用于发射方式或者用于接收方式。
由射频线圈152拾取的核磁共振信号由收发两用模块150数字化，并传送到系统控制器122中的存储器模块160。当扫描完成并将整个数据阵列都采集入存储器模块160时，阵列处理器161工作以便进行傅里叶变换，把所述数据变换成图象数据阵列。这些图象数据通过串行链路115传送到计算机系统107，在这里存入磁盘存储器111。响应从操作台100接收的命令，这些图象数据可以送到磁带驱动器112，或者它可以由图象处理器106进一步处理，并呈现在显示器104上。
为了更详细地描述收发两用模块150，可参照包括在此作参考的美国专利No.4,952,877和4,922,736。
具体参照图2，实施本发明的最佳实施例用的快速自旋回波磁共振脉冲序列是2DFT RARE序列，其中采集多个磁共振回波信号。为了清楚起见，在图2中只表示4个回波信号301-304，但是显然可以产生和采集多一些或少一些。这些磁共振回波信号是由90°射频激发脉冲产生的，后者是在有Gz切片选择梯度脉冲306存在的情况下产生的，以便在穿过病人的切片中提供横向磁化。这横向磁化由选择性再聚焦脉冲307(它可以具有180°取向改变角)再聚焦，以便产生磁共振自旋回波信号301-304，后者是在有Gx读出梯度脉冲308存在的情况下采集的。每一个磁共振自旋回波信号都单独地进行相位编码，随后由各个Gy相位编码脉冲309-313回卷。相位编码脉冲的幅度是变化的，并且通过离散的数值，逐级采集单独的”视图”或Ky空间的样值。每一个磁共振回波信号都是通过对每一个信号的样值数字化而采集的，结果，一幅图象的扫描完成时，便采集到”k-空间”数据的二维阵列，如上所述，由此通过进行二维傅里叶变换可产生图象。
因为磁共振自旋回波信号301-304的幅度是作为正在成像的自旋的衰变常数T2的函数而减小的，所以要采取一些措施来减小回波信号之间的间隔。这些措施包括应用持续时间最短的射频回波信号307，使用高的带宽和/或较低分辨率的读出。这两者的结果都会得出较少的时间来显示相关梯度波形，并随后缩小磁共振信号301-304之间的间隔。射频再聚焦脉冲307是利用美国专利No.5,315,249和5,345,176所公开的方法设计的，并缩短其持续时间，例如从3.2ms缩短到1.92ms。90°射频激发脉冲305的持续时间从4ms缩短到2.4ms。每一个磁共振回波信号读出的持续时间在重建过程中利用平面内零填充来缩短。这是人们熟知的技术，它使得能够沿着x或y轴采集较少的k空间样值。丢失的样值用零填充。在最佳的实施例中，在每一个磁共振信号301-304的读出过程中，这使得可以采集少于256个的样值，而随后缩小回波间隔。
而最后，采用题为”用于倾斜核磁共振成像的缓变功率利用分析仪”的美国专利No.5,399,969所描述的方法，就可以使快速自旋回波(FSE)脉冲序列中的全部梯度脉冲能够针对倾斜的切片角度有效而方便地产生。考虑到梯度放大器当前的限制，并在当前这些限制的范围内产生持续时间最短的梯度脉冲。没有这些特点，就必须针对最坏的情况降低梯度脉冲的幅度，从而要求延长其持续时间，结果是增大回波间隔。
本发明最佳的实施例的FSE扫描在由图1磁共振系统执行的程序的指导下完成。由所述程序执行的步骤示于图3，下面将利用图4举例说明的实例扫描加以解释。在多角度或方向下多切片的完整扫描是利用本方法完成的。在图4这个实例中，准备对脊柱中5个脊骨成像。5个图象切片都是准备通过每一个脊骨采集的，而每一”组”切片352-356都以不同的角度取向。位于每一组切片352-356的一侧的自旋，如同附此作参考的美国专利No.4,715,383所讲述的，都是准备饱和的，以便抑制流动人为因素。这些饱和区用虚线358-362表示，它们与各自的切片组352-356基本上是邻接的，而且以同一角度取向。每一组切片352-356的位置和取向，以及每一组中的切片数，与准备由FSE脉冲序列采用的特定参数一起是由操作者指定。在所述实施例中，每一组采集5个切片，而把每一次FSE发射(shot)中的磁共振回波数设置为5(亦即，ETL=5)。
现具体参照图3，完成通常的预扫描功能之后，正如处理框370所指出的，计算机系统把梯度波形和其他脉冲序列参数下载到脉冲发生器121。这些参数是第一切片组352和相关的饱和区358用的。正如处理框372所指出的，产生一个(或若规定额外的饱和区则产生多个)预饱和脉冲，并进入一种循环，在其中从切片组中的每一个切片采集磁共振数据。更具体地说，图2的FSE脉冲序列在处理框374中完成，以便从一个切片采集一组视图(在本例中5个视图)，然后在处理框376中改变激发脉冲的频率，以便从所述组中的下个切片采集同一组视图。当正如判决框378所判决的，从所述组中每一个切片均已采集磁共振数据时，系统在判决框380等待预先规定的TR周期过去，然后循环回去以便在框372产生另一个预饱和脉冲。在处理框382改变相位编码梯度，使得在下一个迭代中采集所述组中不同组的5个视图。
当正如判决框384所判决的，已经从所述组切片中采集全部相位编码视图时，正如处理框388所指出的，重建所述组用的切片图象。为所述组中的每一个切片采集一个二维k空间数据阵列，而图象的重建是二维k空间数据阵列的二维快速傅里叶转换。
然后系统循环回到处理框370，以便正如处理框386所指出的，为下一组切片重复数据采集。新的梯度波形和预饱和参数下载到脉冲发生器121，并为下一组切片重复上述过程。当采集完扫描中的最后一组时，正如判决框390所指出的，扫描完成，而过程在392处退出。
以交错的方法单独地采集每一组切片，而不是在一次交错采集中采集全部切片，所达到的若干优点应该是明显的。首先，预饱和区358-362可以对每一组精确定位，以便最大限度地抑制流动人为因素。例如，预饱和区362最优地定位，以便为切片组356抑制流动人为因素，但它与组355中的切片重叠一部分。在单一的交错采集中不可能进行这种布置，因为预饱和区362会使切片组355中的自旋饱和。但是，按照本发明单独地采集每一组切片，就可以完全避免这个问题。在视野内两组切片相交时，也会发生同样的饱和问题。本发明避免了这些相交处自旋饱和造成的强度减弱问题。
本发明的另一个优点是，只要为一组采集了二维k空间数据阵列，所述组中的切片即可重建。这样，即使下一组的数据仍在采集之中，便已能完成图象重建过程。
应该指出，切片组彼此的角度可能是比图4所描述的大得多。具体地说，本发明在诸如需要径向(saggital)和轴向图象时，在正交切片采集中是有用的。在这样的正交图象采集中，切片相交处很可能是切片图象感兴趣的区域。若切片是用传统的方法采集的，例如，在正交的角度上交替采集切片，则切片相交会在相交处建立由相交处组织的射频饱和引起的图象人为因素区。本发明使得正交的图象得以快速获得，而不产生这样的射频饱和效应。
当对小的结构成像，而其中只需要少数几组切片，而且组中切片的相交又不可避免地落在感兴趣的区域时，本发明的这种特征特别有用。尤其是在反差成像的情况下，例如，用顺磁反差剂成像，其中图象必须在注射反差剂之后在尽可能短的时间内采集时，本发明使两个或多个正交图象组的采集变得实际可行。一个例子是垂体腺瘤的成象，其中组织的体积小和反差剂的使用使得其他成像方法不那么理想。本发明减少扫描时间，在利用反差剂进行的研究中，其中必须在反差剂加入之前和之后获取图象，本发明特别有帮助。在还需要正交图象的这种研究中，本发明缩短扫描时间的好处要加大4倍。
可以从这里描述的最佳的实施例作出许多变化，这一点也应该是明显的。例如，在每一组中采集的切片数不必相同，即使每一组数据含有相同的切片数，也不必为所有的组中的全部切片进行数据采集。另外，组不必是彼此邻接得很近的单一簇切片，而可以是多于一个这样的簇。例如，在T2加权成像中最好增大FSE脉冲序列中的回波数(ETL)，并减少总的扫描时间，增大每组的切片数。在这种情况下，可以集结组中的切片，以便对两个感兴趣的单独的区域(例如，两个单独的脊椎骨)成像。

Claims (10)

1．一种从以多个不同角度取向的多个切片采集磁共振数据的方法，其特征在于包括下列步骤：
a)定义多个切片组(352,356)，每个切片组含有以所述多个不同角度中的一个取向的多个切片；
b)通过使对来自所述组中每一个切片的磁共振数据的采集交错，利用其中产生多个磁共振回波信号(301-304)的快速自旋回波脉冲序列，从一个切片组采集磁共振数据(374)；
c)重复步骤b)直至重建图象用的全部磁共振数据都从所述切片组采集为止(384)；
d)从磁共振数据重建所述组中的切片的图象(388)；
e)对于在步骤a)定义的每一个切片组重复步骤b),c)和d)(390)。
2．权利要求1的方法，其特征在于：步骤b)包括在从切片组采集磁共振数据之前产生与所述切片组相邻的预饱和区(372)。
3．权利要求1的方法，其特征在于：步骤c)包括在两次重复步骤b)之间等待一个发射-接收(TR)周期(380)。
4．权利要求1的方法，其特征在于：步骤a)中所定义的每一个组中的切片数相同。
5．权利要求4的方法，其特征在于：不从某些切片组中的某些切片采集磁共振数据。
6．权利要求1的方法，其特征在于：执行步骤d)来重建一个切片组的图象，同时执行步骤b)来为另一个切片组采集磁共振数据。
7．权利要求1的方法，其特征在于：重复步骤c)来对组中的每一个切片采集二维k空间数据阵列，并且每一个二维k空间数据阵列的一部分用零填充。
8．权利要求1的方法，其特征在于：对于每一个切片组快速自旋回波脉冲序列是不同的。
9．权利要求1的方法，其特征在于：快速自旋回波脉冲序列包括产生成像梯度脉冲(306,414,308,309-313)，并且，对于每一个切片组将成像梯度脉冲在持续时间上和幅度上优化。
10．权利要求1的方法，其特征在于：来自所述切片组(352-256)中的一个组的切片与来自所述切片组中的另一个组的切片相交，并且步骤e)包括在重复步骤b),c)和d)之前等待一个TR周期(380)。
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