CN1244821C - 多重回波成像方法 - Google Patents

多重回波成像方法 Download PDF

Info

Publication number
CN1244821C
CN1244821C CNB011457481A CN01145748A CN1244821C CN 1244821 C CN1244821 C CN 1244821C CN B011457481 A CNB011457481 A CN B011457481A CN 01145748 A CN01145748 A CN 01145748A CN 1244821 C CN1244821 C CN 1244821C
Authority
CN
China
Prior art keywords
pulse
echo
phase
gradient
phase encoding
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.)
Expired - Lifetime
Application number
CNB011457481A
Other languages
English (en)
Other versions
CN1389740A (zh
Inventor
彼得·休布斯
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.)
Siemens Healthineers AG
Original Assignee
Siemens AG
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 Siemens AG filed Critical Siemens AG
Publication of CN1389740A publication Critical patent/CN1389740A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN1244821C publication Critical patent/CN1244821C/zh
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561Image 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
    • G01R33/5615Echo 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]
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561Image 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
    • G01R33/5615Echo 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]
    • G01R33/5617Echo 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] using RF refocusing, e.g. RARE
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56554Correction 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)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及一种多重回波成像方法,通过使用多个高频脉冲的磁共振方式实现,所述高频脉冲包括一个高频激发脉冲(100)和多个接续其后的高频再调焦脉冲(102),其中在每两个所述高频再调焦脉冲(102)之间至少产生两个相位编码梯度脉冲(106,108),本发明的特征是,在所述高频激发脉冲(100)和第一高频再调焦脉冲(102)之间至少产生两个补偿相位编码梯度脉冲(116,118)。

Description

多重回波成像方法
本发明涉及一种多重回波成像方法,通过使用多个高频脉冲的磁共振方式实现,所述高频脉冲包括一个高频激发脉冲和多个接续其后的高频再调焦脉冲,其中在每两个所述高频再调焦脉冲之间至少产生两个相位编码梯度脉冲。
基于磁共振信号(MR信号)的成像技术应用在医学领域中,用于产生目标区域的图像数组。为此要将被检查的区域定位在诊断用磁共振仪(MR仪)的高度均匀的磁场内。磁共振信号的激发是通过高频激发脉冲实现的,其频率通过拉莫尔频率确定。完成了激发以及采取了再调焦措施、例如一种高频再调焦脉冲之后,对磁共振信号进行接收,其强度与激发的粒子密度成正比。在多重回波成像方法中,通过在一次性激发后重复进行的再调焦措施,接收其他的磁共振信号。所述磁共振信号的位置编码通过附加的磁梯度场得到,该梯度场按照不同的位置改变磁共振信号的频率和相位。
然而,多重回波成像方法相对于非理想磁共振仪具有较高的灵敏度。因此对设备技术提出的严格要求也涉及梯度系统的“磁场纯度”,因为梯度系统除了产生所希望的有效磁场外,还总是产生不希望的时间动态干扰磁场。后者会造成MR信号的相位误差,对图像质量造成各种影响。所述相位误差会导致干涉,使信号不再呈结构化叠加,而是非结构化叠加。这种现象例如会造成图像中与位置相关的信号丢失。此外还会出现所谓的幻像,它是由于不同回波信号的干扰的不一致性产生的,并作用于图像数组。
以上所述时间动态干扰磁场的产生可归纳出多种原因,例如各种方式的涡流干扰和滞后效应以及与此相关的剩磁磁化作用。
一种上述类型的多重回波成像方法公开在美国专利文献US 5729139中。其中所述的方法可防止涡流和剩磁磁化对图像质量的影响。为此在接收到磁共振信号后,产生一个处在相位编码方向上的修正复位梯度。所述复位梯度由一个具有相反极性的梯度分量和一个前置相位编码梯度的梯度时间面积的对应数值以及一个修正涡流或剩磁磁化影响的校正分量组成,所述涡流或剩磁磁化是由于前置相位编码梯度造成的。该方法的缺点是,干扰分量必须是已知的。关于干扰量的附加信息应当在图像生成开始之前测定。为此所需的时间将使测定图像数据本身所需的时间减少。
在美国专利文献US 6043656中公开了一种具有梯度补偿系统的MR成像方法,它同样可补偿剩磁磁化。所述梯度补偿系统对成像梯度脉冲附加复位梯度脉冲,使得剩磁磁化保持在一个恒定的数值上。所述复位梯度脉冲或者在每个成像梯度之后附加,或者仅在成像梯度脉冲具有不同于所选择的剩磁磁化的极性时才附加。这样可减小图像变形效应。但是该方法对脉冲频率的扩展构成限制,因为对附加脉冲必须提供相应的时间。
在欧洲专利文献EP 0752596 A中也公开了一种MR成像方法,其中梯度附加脉冲与成像所需的梯度脉冲相关,以将剩磁磁化重调到零。但是其中并没有谈到多重回波序列。
本发明的任务是,提供一种多重回波成像方法,该方法无需延长测量时间即可降低由于剩磁磁化造成的图像变形效应。
以上任务的解决方法是,在所述高频激发脉冲和第一高频再调焦脉冲之间至少产生两个补偿相位编码梯度脉冲。通过该方法对作为干扰磁场的剩磁磁化对回波路径造成的影响是这样处理的,即使非结构化干扰造成的信号消失至少在具有高强度信号的回波路径上不会出现。在高频激发脉冲和第一高频再调焦脉冲之间附加的梯度脉冲不会使序列特性,例如重复时间、回波时间、分层数量等方面的特性劣化。对于补偿相位编码梯度脉冲的测量,不需要知道干扰的大小,所以也不需要在正式测量之前确定干扰的大小。
根据本发明的有利的实施方式,可以容易地确定所述补偿相位编码梯度脉冲的幅值,它等于接续其后的相位编码梯度脉冲的幅值。
根据本发明的另一种有利的实施方式,其特征是,所述补偿相位编码梯度脉冲之间的时间间隔相当于接续其后的相位编码梯度脉冲之间的时间间隔的一半。由此可以实现,在高频激发脉冲和第一高频再调焦脉冲之间产生的相位误差只有最大相位误差的一半。所述最大相位误差出现在第一高频再调焦脉冲和第二高频再调焦脉冲之间。
如以下将要更准确地描述那样,可将对图像质量有决定性影响的回波路径的相位误差的差别设定在最小程度,从而大大减小干扰信号的干涉。
与剩磁效应无关,还有类似的由于所谓的麦克斯韦尔能级(平方梯度能级)对图像质量造成的影响。为了避免由此形成的干扰,在另一种有利的实施方式中,所述补偿相位编码梯度脉冲的脉冲宽度相当于接续其后的两个相位编码梯度脉冲的脉冲宽度的一半。
根据本发明的另一种特别有利的实施方式,所述相位编码梯度脉冲的脉冲宽度在各个高频再调焦脉冲之间变化,其中的脉冲幅值基本相同。由此特别是可以避免较高的剩磁干扰磁场。所述脉冲宽度和脉冲幅值是这样选择的,梯度脉冲的时间积分相对于未加补偿的原始序列保持不变。
根据本发明的另一种有利的实施方式,其特征是,所述相位编码梯度脉冲在高频脉冲之间分别具有一个时间积分值,该值等于相应高频脉冲之间的干扰磁场的符号相反的时间积分值。干扰磁场的大小在这种特定的实施方式中必须是已知的,或者可被测定,但是所进行的补偿几乎是理想的。
本发明的其他优点在以下结合附图对四种实施方式的描述中给出,其中:
图1A至图1E表示按照现有技术,具有七个回波和单调k空间分布的涡流旋转回波序列的时间图,
图2A至图2B表示图1所示的涡流旋转回波序列的理想回波路径的相位时间图,涡流旋转回波序列向第四个回波提供信号,
图3A至图3C表示图1所示的涡流旋转回波序列受到剩磁残留磁场干扰的相位时间图,
图4A至图4C表示一个修正的涡流旋转回波序列的第一实施方式的时间图,具有在高频激发脉冲和高频再调焦脉冲之间附加的补偿相位编码梯度脉冲,
图5A至图5C表示一个修正的涡流旋转回波序列的第二实施方式,它基于图4A至图4C所示的涡流旋转回波序列构成,其中相位编码梯度脉冲的幅值基本相等,
图6A至图6C表示一个修正的涡流旋转回波序列的第三实施方式,它基于图4A至图4C所示的涡流旋转回波序列构成,其中在相位编码梯度脉冲之间的相位编码补偿脉冲时间相等,并与干扰磁场符号相反,以及
图7A至图7C表示一个修正的涡流旋转回波序列的第四实施方式,它基于图4A至图4C所示的涡流旋转回波序列构成,其中高频脉冲之间的相位编码梯度脉冲的时间积分值等于干扰磁场的时间积分。
图1A至图1E以七个回波序列为例说明涡流旋转回波序列的原理性构造,其中的k空间分布具有单调上升的回波序号。在图1A表示的时间图中,第一个高频脉冲100作为高频激发脉冲在目标区内产生横向磁化,该磁化通过多个接续其后的高频再调焦脉冲102(在本例中为7个)重复进行相位的再设定,并由此产生可测量的磁共振回波信号104,其时间流程如图1C所示。单个相位编码是通过给每个k空间分区分配相应的磁共振回波信号104产生的。为此在每个高频再调焦脉冲102之后直接用第一相位编码梯度脉冲106设定相位编码,在接收到磁共振回波信号104之后,所述相位编码通过一个方向相反,大小相等的第二相位编码梯度脉冲108重新复位。在每个高频再调焦脉冲102之后,根据规定的k空间分布对相位进行不同的编码。该过程被持续重复,直到分区完全被测量数据填满,并且以其整体将k空间无缝覆盖。为完整起见,图1B表示出所属的分层选择梯度脉冲110的时间流程,图1D表示出所属的频率编码梯度脉冲112的时间流程。
为了理解这里涉及的图像质量问题,主要应当观察k空间内的傅立叶中心行。在图1A至图1E所示的序列实例中,中心k空间分区对应的是第四回波。图2A和图2B是图1A至图1E所示序列的局部放大图,从激发直至该第四回波,并且显示出其具有所有信号分量的确切的信号生成过程。高频脉冲100、102的持续时间以垂直线109为限。
每个高频脉冲102都将现有磁化分为3个路径,所述路径可通过指数q={-1,0,+1}区分。其中的指数的含义是:
q=-1具有反向相位的横向分量
q=0纵向分量
q=+1没有反向相位的横向分量
在使用了n个高频脉冲102后,将有3n个磁化路径
M(q1...qi...qn)  其中qi={-1,0,+1}
其中qi表示符合以上定义的第i个高频脉冲102的作用。但所述3n个磁化路径中只有以下路径作用于第n个回波,即那些在对静态磁场和脉冲读出梯度的影响中,在回波时刻可观察到的具有已补偿的去/再相位平衡的路径(横向磁化)。
第一个回波104仅包含一个分量,即M(-1),第二个回波104包含两个分量,即M(-1 -1)和M(0 -1)。而第三个回波104则由5个分量组成,即M(-1 -1 -1),M(-1 0 -1),M(0 -1 -1),M(0 0 -1)和M(+1 -1 +1)。第四个回波104则包含13个路径,即:
M(-1 -1 -1 -1)  M(0 -1 -1 -1)  M(+1 -1 0 +1)
M(-1 -1 0 -1)   M(0 -1 0 -1)   M(+1 -1 +1 -1)
M(-1 0 -1 -1)   M(0 0 -1 -1)   M(+1 0 -1 +1)
M(-1 0 0 -1)    M(0 0 0 -1)
M(-1 +1 -1 +1)  M(0 +1 -1 +1)
图2B所示的相位图表示各个回波路径113随时间而产生的相位变化。在前面标出的13个回波路径113在第四回波104的时刻111发生结构化干涉。第四回波104的信号强度相当于所有回波强度的总合。横向分量用实线表示,纵向分量用虚线表示。
这种理想情况当然是以一种完美的MR装置为前提的。实际的装置由于不可避免的时间动态干扰磁场作用,或多或少会与这种理想情况有所不同。试验表明,一种可能的和实际上会出现的错误图像是由于梯度系统中所不希望的滞后效应导致的。在一个梯度脉冲之后,在目标区内或在成像空间内的空间磁场分布不能精确地返回到原始的初始状态,而是保留一个剩磁残留梯度。在符号交替变化的双极脉冲序列中,所保留的残留梯度的符号相同,并且基本上与最后的脉冲的幅值成正比。在单极性的变量脉冲中,剩磁残留梯度基本上与该符号相同的脉冲序列中的最大脉冲幅值成正比。
造成上述现象的原因,例如可以归结为极靴的材料特性。这种效应也可能会由梯度电流的电流实际值范围的非理想性产生。这里所涉及的图像干扰和所介绍的补偿措施并不限于这些具体原因中的某一个,而且也适用于所有在梯度脉冲后不希望产生的剩磁残留磁场。
如图1B和图1D所示,分层选择梯度110和读出梯度112(频率编码梯度)的脉冲在每个高频再调焦脉冲102之后以相同的方式重复。剩磁残留磁场可产生一种准静态磁场干扰,它以相同的方式影响不同回波路径的去/再相位平衡,并因此不产生信号分量之间的相对相位误差。和相位编码梯度脉冲106和108不同的是,各个回波104的编码不同。接续在不同的相位编码脉冲106和108之后的剩磁残留磁场表示动态时间干扰,它会导致回波路径113之间的相位差,即非结构化干扰,并因而造成结果图像中的与位置相关的信号消失。
图3C和图2B类似,表示具有所有构成第四回波104的信号分量的相位图。所表示的相位变化113是所不希望的剩磁干扰磁场114的结果,其时间流程如图3B所示。所述干扰磁场是图3A所示的相位编码梯度脉冲106和108的结果。为简化起见,在相位图中没有考虑高频脉冲100和102作用期间出现的短暂的负干扰磁场的影响,这种情况特别是在信号读出时间明显大于高频脉冲宽度时是允许的。
单个回波路径的累计相位误差Ψ(q1 q2 q3 q4)是相邻高频脉冲i和i+1之间的、在时刻ti和ti+1产生的相位误差i,i+1的线性组合。对于后者适用以下情况,即在时刻t0产生激发脉冲100,在时刻t1产生再调焦脉冲102,等等,依此类推:
Figure C0114574800083
Figure C0114574800084
其中的γ表示旋转磁场关系,r表示在剩磁梯度方向上所观察到的位置定位。=1,2是最大相位误差,它是在第一和第二再相位化脉冲102之间、在第一回波104过程中、由其最大相位编码产生的。对于单个回波路径的累计相位误差Ψ(q1 q2 q3 q4),有:
Ψ(-1 -1 -1 -1)=(-1)40,1+(-1)31,2+(-1)22,3+(-1)13,4=-(7/6)φ
Ψ(-1 -1 0 -1) =(-1)30,1+(-1)21,2+(-1)12,3            =+(5/6)φ
Ψ(-1 0 -1 -1) =(-1)30,1+(-1)21,2            +(-1)13,4=+(7/6)φ
Ψ(-1 0 0 -1)  =(-1)20,1+(-1)11,2                        =-(9/6)φ
Ψ(-1 +1 -1 +1)=(-1)20,1+(-1)11,2+(-1)12,3+(-1)03,4=-(11/6)φ
Ψ(0 -1 -1 -1) =(-1)30,1            +(-1)22,3+(-1)13,4=+(5/6)φ
Ψ(0 -1 0 -1)  =(-1)20,1            +(-1)12,3            =-(7/6)φ
Ψ(0 0 -1 -1)  =(-1)20,1                        +(-1)13,4=-(5/6)φ
Ψ(0 0 0 -1)   =(-1)10,1                                    =+(3/6)φ
Ψ(0 +1 -1 +1) =(-1)10,1            +(-1)12,3+(-1)03,4=+(1/6)φ
Ψ(+1 -1 0 +1) =(-1)10,1+(-1)11,2+(-1)02,3            =+(1/6)φ
Ψ(+1 -1 +1 -1)=(-1)20,1+(-1)21,2+(-1)12,3+(-1)13,4=-(3/6)φ
Ψ(+1 0-1 +1)  =(-1)10,1+(-1)11,2            +(-1)03,4=-(1/6)φ
这13个回波路径的累加相位误差产生10个不同的等距数值,其中3个是双重占用。最大的相位差为3。
对此可用一个数例进一步说明。相位编码脉冲的最大幅值例如为8.7mT/m,矩阵大小为512×512,视场(FOV)为360mm。则剩磁残留梯度的大小例如为0.05%×8.7mT/m=4.35μTm。相位误差是通过回波读出时间23.04ms内的作用产生的。在位置r=100mm的情况下,有:
Figure C0114574800091
并且最大相位差3大于450°。条状的信号消失在距图像中心的距离小于100mm时即会出现。
在能够了解和定量描述这种图像干扰的产生后,可以对下述各种序列修正措施加以介绍,这些措施可大大降低对图像质量的有害影响,或将其完全消除。所有这些措施都是要实现共同的目标:
累加相位Ψ(q1 q2 q3 q4)对于所有回波路径几乎或者完全是相同的,并且干扰性干涉至少不再出现在图像区。这是通过在相位编码梯度中插入附加脉冲实现的。干扰磁场的累积作用会使由指数(q1 q2 q3 q4)标出的回波路径出现更少的分裂。通过适当改变已经存在的脉冲,可以进一步降低剩磁干扰磁场的影响。
具有补偿剩磁干扰磁场影响的第一个序列实例见图4A至图4C的描述。如图4A所示,在高频激发脉冲100和第一高频再调焦脉冲102之间插入了两个附加的补偿相位编码梯度脉冲116和118。其幅值的选择应当与两个接续其后的、用于对第一回波104编码的相位编码梯度脉冲106和108的相等。它们之间的时间间隔120应当在已有序列设计允许的条件下,尽可能等于接续的相位编码梯度脉冲106和108之间的时间间隔122的一半。由此可以实现,0,1=1/21,2与该重复序列之前发出的脉冲无关。附加脉冲116、118的脉冲宽度首先是不苛刻的,只要剩磁干扰磁场相对相位编码梯度磁场的幅值比能得到满足。
但与以上所述剩磁效应无关的,还有类似的由所谓的麦克斯韦尔能级(平方梯度能级)对图像质量造成的负影响。为了避免由此造成的干扰,有利地选择附加脉冲116、118的脉冲宽度124为接续其后的用于对第一回波104编码的脉冲106、108的脉冲宽度126的一半。
类似于对图1和图3所示的未加补偿的原始序列的处理,对脉冲间相位i,i+1有:
Figure C0114574800101
Figure C0114574800102
Figure C0114574800104
并且对于累加总相位Ψ(q1 q2 q3 q4)有:
Ψ(-1 -1 -1 -1)=(-1)40,1+(-1)31,2+(-1)22,3+(-1)13,4=-(1/6)φ
Ψ(-1 -1 0 -1) =(-1)30,1+(-1)21,2+(-1)12,3            =-(1/6)φ
Ψ(-1 0 -1 -1) =(-1)30,1+(-1)21,2            +(-1)13,4=+(1/6)φ
Ψ(-1 0 0 -1)  =(-1)20,1+(-1)11,2                        =-(3/6)φ
Ψ(-1 +1 -1 +1)=(-1)20,1+(-1)11,2+(-1)12,3+(-1)03,4=-(5/6)φ
Ψ(0 -1 -1 -1) =(-1)30,1            +(-1)22,3+(-1)13,4=-(1/6)φ
Ψ(0 -1 0 -1)  =(-1)20,1            +(-1)12,3            =-(1/6)φ
Ψ(0 0 -1 -1)  =(-1)20,1                        +(-1)13,4=+(1/6)φ
Ψ(0 0 0 -1)   =(-1)10,1                                    =-(3/6)φ
Ψ(0 +1 -1 +1) =(-1)10,1            +(-1)12,3+(-1)03,4=-(5/6)φ
Ψ(+1 -1 0 +1) =(-1)10,1+(-1)11,2+(-1)02,3            =-(5/6)φ
Ψ(+1 -1 +1 -1)=(-1)20,1+(-1)21,2+(-1)12,3+(-1)13,4=+(3/6)φ
Ψ(+1 0 -1 -1) =(-1)10,1+(-1)11,2            +(-1)03,4=-(7/6)φ
此时13个回波路径的累加相位误差只有6个不同的等距数值,其中一个数值是四重占用,另一个数值是三重占用,还有两个数值是双重占用。最大相位差只有5/3。该相位变化的时间流程如图4C所示。
为了对这种序列修正的作用进行完整的评价,还必须观察所述13个回波路径的信号强度。所述强度与由高频脉冲产生的触发角相关,因为所涉及的是分层选择高频脉冲,则沿分层截面产生的具有变化值的触发角分布,与所使用的高频脉冲形状相关。典型的情况下,高频脉冲的形状应尽可能好地达到所希望的数值(以90°激发,以180°再相位化)。由此可得到具有系数qi=-1的回波路径所表示的信号高于qi=0的回波路径的信号。具有qi=+1的路径的信号强度最低。
信号强度高的回波路径必须优先考虑,其与未加补偿的原始序列间的典型的相位差为2。通过图4所示的序列修正,该值缩小到1/3,也就是说,改善了6倍。
干扰磁场的累积作用实际上不会再导致回波路径的分裂。
从图4所示的干扰补偿序列的第一实施方式出发,在第二实施方式中,回波的不同相位编码的产生方式是,补偿相位编码梯度脉冲116,118和相位编码梯度脉冲106、108的脉冲宽度124、126基本上是可变的,而脉冲幅值不变,或者变化很小,如图5A所示。恒定脉冲宽度124、126的幅值高度在图4中的情况用虚线128表示。特别是在图5所示的方案中,高脉冲幅值以及高剩磁干扰磁场完全得到避免。在这种情况下出现的剩磁干扰磁场如图5B所示。这里脉冲宽度和脉冲幅值的选择方式是,脉冲积分相对于图1和图3中所示的未加补偿的原始序列保持不变。
通过延长的相位编码梯度脉冲106、108,会缩短信号读出过程所支配的时间,特别是在k空间边缘的傅立叶行。在对k空间进行圆形扫描时可遇到这种情况。然而这相对于矩形扫描甚至是有利的,因为通过该方式实际上不会产生信息损失,同时提高了信噪比。
在图5C所示的干扰和补偿梯度的累积作用相位图中根本就不会出现相位误差。
由于所有相位编码梯度脉冲具有近似恒定的小幅值,所以干扰磁场的脉冲间相位i,i+1实际上可达到理想状态:
Figure C0114574800121
累加相位Ψ(q1 q2 q3 q4)对于所有回波路径相同,而且不会出现干扰性干涉。
在另一个实施方式中,还附加了一种主动补偿,前提是剩磁干扰磁场的大小已知。从图4所示的序列实例出发,在相应的图6A中,在相位编码梯度中插入了另外的相位编码补偿脉冲130,它与干扰磁场114时间相等,符号相反,其时间流程如图6B所示。和以上所述序列的实施方式不同,这种补偿需要了解剩磁效应的大小(剩磁干扰磁场)。
如果剩磁效应的大小并不是普遍的系统特性,而是从设备到设备不同,则这种补偿要求进行系统校准,其中需要一次性确定每个剩磁效应的大小,并且存储起来为随后的成像所用。
脉冲间相位i,i+1通过干扰和补偿梯度的累积作用而消失。所以所有回波路径的累加相位Ψ(q1 q2 q3 q4)也随之消失,而且干扰性干涉不再出现,见图6C所示的相位图。
和图6所示的序列实例不同的是,在另一种方案中,相位编码补偿脉冲132还具有和剩磁干扰磁场不同的脉冲宽度和脉冲幅值,其方式是,其时间积分作用在高频脉冲100、102之间保持相等。特别是补偿脉冲132和相应的修正的相位编码梯度脉冲134如图7中所示的序列变化那样,与第一补偿相位编码梯度脉冲116和第一相位编码梯度脉冲106,在每个高频脉冲100、102之后保持时间相等。这与所述脉冲116和106的适当的幅值减小作用相同。所述相位编码梯度的时间流程见图7A所示。图7B表示由此造成的剩磁干扰磁场的时间流程。和上述实施方式一样,这种补偿也需要了解剩磁效应的大小。
和上述实施方式一样,所述脉冲间相位i,i+1将通过干扰和补偿梯度的累积作用而消失。所以所有回波路径的累加相位Ψ(q1 q2 q3 q4)也随之消失,并且干扰性干涉不再出现,如图7C所示。
附图标记列表
100       高频脉冲(高频激发脉冲)
102       高频脉冲(高频再调焦脉冲)
104       磁共振回波信号
106       第一相位编码梯度脉冲
108       第二相位编码梯度脉冲
109       垂直线(高频脉冲的持续时间)
110       分层选择梯度脉冲
111       时间点
112       频率编码梯度脉冲(读出梯度脉冲)
113       回波信号的相位变化
114       干扰磁场
116,118  补偿相位编码梯度脉冲
120,122  时间间隔
124,126  脉冲宽度
128       虚线
130,132  其他相位编码补偿脉冲
134       修正的第一相位编码梯度脉冲

Claims (9)

1.一种多重回波成像方法,通过使用多个高频脉冲的磁共振方式实现,所述高频脉冲包括一个高频激发脉冲(100)和多个接续其后的、在一个相位编码方向上的高频再调焦脉冲(102),其中,在所述高频再调焦脉冲(102)之间至少各产生两个相位编码梯度脉冲(106,108),其特征在于,在所述高频激发脉冲(100)和第一高频再调焦脉冲(102)之间的相位编码方向上至少产生两个补偿相位编码梯度脉冲(116,118),其中,所述补偿相位编码梯度脉冲(116,118)的幅值等于接续其后的相位编码梯度脉冲(106,108)的幅值。
2.根据权利要求1所述的多重回波成像方法,其特征是,所述补偿相位编码梯度脉冲(116,118)的时间间隔(120)相当于接续其后的两个相位编码梯度脉冲(106,108)的时间间隔(122)的一半。
3.根据权利要求2所述的多重回波成像方法,其特征是,所述补偿相位编码梯度脉冲(116,118)的脉冲宽度(124)相当于接续其后的两个相位编码梯度脉冲(106,108)的脉冲宽度(126)的一半。
4.根据权利要求1所述的多重回波成像方法,其特征是,所述相位编码梯度脉冲(106,108)的脉冲幅值在各个高频再调焦脉冲(102)之间变化。
5.根据权利要求1所述的多重回波成像方法,其特征是,所述相位编码梯度脉冲(106,108)的脉冲宽度(126)在高频再调焦脉冲(102)之间变化。
6.根据权利要求5所述的多重回波成像方法,其特征是,所述相位编码梯度脉冲(106,108)的脉冲幅值基本上大小相等。
7.根据权利要求1所述的多重回波成像方法,其特征是,所述相位编码梯度脉冲(106,108)在高频脉冲(102)之间分别具有一个时间积分值,该值等于对应高频脉冲(102)之间的干扰磁场(114)的符号相反的时间积分值。
8.根据权利要求1所述的多重回波成像方法,其特征是,所述高频脉冲(100,102)之间产生相对干扰磁场(114)时间相等且符号相反的其他相位编码补偿脉冲(130,132)。
9.根据权利要求8所述的多重回波成像方法,其特征是,处在所述高频脉冲之间的其他相位编码补偿脉冲(132)和在相位编码梯度脉冲(106,108,116,118)之间出现的干扰磁场(114)一样,具有相等且符号相反的时间积分值。
CNB011457481A 2000-12-20 2001-12-20 多重回波成像方法 Expired - Lifetime CN1244821C (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE10063676A DE10063676B4 (de) 2000-12-20 2000-12-20 Multiecho-Bildgebungsverfahren
DE10063676.4 2000-12-20

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN1389740A CN1389740A (zh) 2003-01-08
CN1244821C true CN1244821C (zh) 2006-03-08

Family

ID=7668047

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNB011457481A Expired - Lifetime CN1244821C (zh) 2000-12-20 2001-12-20 多重回波成像方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US6667617B2 (zh)
JP (1) JP3987337B2 (zh)
KR (1) KR100669567B1 (zh)
CN (1) CN1244821C (zh)
DE (1) DE10063676B4 (zh)

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1647224B1 (en) * 2003-07-17 2012-06-06 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging method and system
US8482281B2 (en) * 2010-04-01 2013-07-09 General Electric Company Apparatus and method for parallel transmission of RF pulses in a spin echo sequence
KR101126162B1 (ko) * 2010-06-14 2012-03-22 아주대학교산학협력단 다중 에코 mr 영상의 혈류인공물 제거 방법
DE102011082010B4 (de) * 2011-09-01 2013-03-14 Siemens Aktiengesellschaft Rephasierung von Spinsystemen in einer ersten und zweiten Schicht in Schicht-Multiplexing-Messsequenzen zur Magnetresonanzbildgebung
CN102594461A (zh) * 2012-03-23 2012-07-18 斯肯威(上海)工业检测科技有限公司 一种组合调制超声波脉冲收发方法及装置
DE102012205587B4 (de) * 2012-04-04 2013-12-24 Siemens Aktiengesellschaft Schichtspezifische Phasenkorrektur bei Schicht-Multiplexing
DE102012218422B3 (de) 2012-10-10 2014-02-27 Siemens Aktiengesellschaft Schnelle MR-Bildaufnahme mit erhöhtem Kontrast
DE102013206026B3 (de) 2013-04-05 2014-08-28 Siemens Aktiengesellschaft Optimierte Gradientenecho-Multiecho-Messsequenz
EP3748386A1 (en) 2019-06-03 2020-12-09 Siemens Healthcare GmbH Minimization of effects of concomitant fields in multi echo magnetic resonance imaging

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3175939B2 (ja) * 1990-11-30 2001-06-11 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
US5280244A (en) * 1992-03-19 1994-01-18 General Electric Company Gradient moment nulling in a fast spin echo NMR pulse sequence
JP3505294B2 (ja) * 1995-03-28 2004-03-08 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Mri装置
JP3707829B2 (ja) * 1995-06-22 2005-10-19 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
GB9513544D0 (en) * 1995-07-04 1995-09-06 Marconi Gec Ltd Magnetic resonance methods and apparatus
US5612619A (en) * 1995-07-31 1997-03-18 Feinberg David A Grase-type three-dimensional MR pulse sequences
US5578924A (en) * 1995-11-15 1996-11-26 General Electric Company Methods for the simultaneous detection of multiple magnetic resonance images
DE19652559B4 (de) * 1995-12-26 2009-10-01 General Electric Co. Verfahren zur Magnet-Resonanz-Angiographie unter Verwendung eines Zustroms mit Quer-Spin-Magnetisierung
US6011392A (en) 1997-04-10 2000-01-04 General Electric Company Method for reducing Maxwell term artifacts in fast spin echo MR images
US6181134B1 (en) * 1998-03-09 2001-01-30 The Mclean Hospital Corporation Magnetic resonance imaging of the distribution of a marker compound without obtaining spectral information
EP1044380A2 (en) * 1998-07-02 2000-10-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method to reduce artefacts in the magnetic resonance image due to spurious magnetic signals
US6043656A (en) * 1998-11-23 2000-03-28 General Electric Company Method for compensating an MRI system for residual magnetization
JP2000185026A (ja) * 1998-12-22 2000-07-04 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd Mrイメージング方法およびmrイメージング装置
JP2000201904A (ja) * 1999-01-19 2000-07-25 General Electric Co <Ge> 高速スピン・エコ―磁気共鳴画像のマクスウェル項によるア―ティファクトを減少させる核磁気共鳴システム
US6369568B1 (en) * 1999-06-03 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Fast spin echo phase correction for MRI system

Also Published As

Publication number Publication date
CN1389740A (zh) 2003-01-08
DE10063676A1 (de) 2002-07-04
JP2002200057A (ja) 2002-07-16
KR20020070771A (ko) 2002-09-11
DE10063676B4 (de) 2006-08-17
KR100669567B1 (ko) 2007-01-15
US6667617B2 (en) 2003-12-23
JP3987337B2 (ja) 2007-10-10
US20020135366A1 (en) 2002-09-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1231177C (zh) 磁共振成像方法及实施该方法的装置
JP5361160B2 (ja) 3次元磁気共鳴画像化用測定シーケンスおよび磁気共鳴装置
CN1499218A (zh) 扩散加权磁共振成像中用稳态序列确定adc系数的方法
CN1130570C (zh) 磁共振成象方法和装置
CN1196930C (zh) 相位误差测量方法、校正方法和装置、磁共振成像装置
CN1265762C (zh) 线圈灵敏图生成方法和平行成像方法以及磁共振成像装置
CN1244821C (zh) 多重回波成像方法
CN1851494A (zh) 改进发送侧加速的体积选择磁共振成像的方法和设备
CN1711965A (zh) 在磁共振断层造影中显示具很短t2弛豫时间组织的方法
CN1252487C (zh) 磁共振成像设备和磁共振血管照相术成像方法
CN1576875A (zh) 磁场非单调变化时在自旋回波图像中避免外围干扰的方法
JP3890181B2 (ja) 磁気共鳴イメージング・システムにおける較正方法及びシステム
CN1765320A (zh) Ssfp脉冲序列中的相位循环方法和磁共振成像设备
CN1336558A (zh) 测磁场的方法、产生梯度线圈方法、梯度线圈和磁共振成像设备
JP6278803B2 (ja) マルチエコー測定シーケンスの実行方法および磁気共鳴装置
CN1769921A (zh) 在磁共振断层造影中避免皱褶伪影的优化方法
KR20150098577A (ko) 2차원 용적 세그먼트에 관련된 mr-데이터를 취득하기 위한 방법 및 그에 상응하게 설계된 자기 공명 유닛
CN1192743C (zh) Mr成像方法,相位误差测量方法和mri系统
CN1336557A (zh) 数据采集方法、补偿磁场偏移的方法以及磁共振成像装置
CN1841083A (zh) 在磁共振光谱学中避免线性相位误差的方法
KR20160035989A (ko) 화학 시프트를 고려하여 mr 이미지를 재구성하기 위한 방법 및 자기 공명 시스템
CN1192245C (zh) 磁共振成象方法和装置
CN1350831A (zh) Mr成象方法,相差测量方法和mri装置
JP3712491B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置
JP2009540874A (ja) 磁気共鳴装置及び方法

Legal Events

Date Code Title Description
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
TR01 Transfer of patent right
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20211228

Address after: Erlangen

Patentee after: Siemens Healthineers AG

Address before: Munich, Germany

Patentee before: SIEMENS AG

CX01 Expiry of patent term
CX01 Expiry of patent term

Granted publication date: 20060308