CN1711965A - 在磁共振断层造影中显示具很短t2弛豫时间组织的方法 - Google Patents

Abstract

本发明一般地涉及一种核自旋断层造影(同义词为：磁共振断层造影，MRT)，如其在医学中用于检查患者。在此，本发明尤其涉及一种用于在MRT成像中确定具有短T2时间的组织的T2加权图像的方法，其特征在于，在具有非层选择的HF激励脉冲的稳态自由进动序列以及投影再现方法的范围内，每个序列流程分别读出按照半个回波形式的第一稳态信号以及按照另一个具有非常短的回波时间TE₁和TE₂＝2TR－TE₁的半个回波形式的第二稳态信号，并且将它们通过加权相加这样组合，使得在所述序列的基础上得到具有短T2时间的组织的MRT图像。

Description

在磁共振断层造影中显示具很短T2弛豫时间组织的方法

技术领域

本发明一般地涉及核自旋断层造影(同义词为：磁共振断层造影，MRT)，如其在医学中用于检查患者。在此，本发明尤其涉及一种用于对比丰富地显示具有很短T₂弛豫时间(非常快的横向磁化M_xy衰变)的组织的方法。

背景技术

MRT以核自旋共振的物理现象为基础，并作为成像方法超过20年来已成功地应用在医学和生物物理中。在这种检查方法中，对象被施加一个强的恒定磁场。这样，对象中原来没有规则方向的原子自旋将被对齐。高频波此时能够将“有序的”原子自旋激励成特定的振荡。该振荡在MRT中产生实际的测量信号，该信号借助于适当的接收线圈接收。在此，通过使用梯度线圈产生的不均匀的磁场，可以对测量物体在各个感兴趣的区域中在所有三个空间方向上进行编码，这通常被称为“位置编码”，其中感兴趣的区域也被称为FOV(英语为：Field Of View，视野)。

计算机断层造影(CT)中图像的图像对比度仅仅取决于所观察组织的电子密度，而核共振信号和因此的MR图像的特性主要通过固有的组织参数ρ、T1和T2确定。这里，ρ是质子密度、T1表征纵向磁化M_z的建立以及T2表征横向磁化M_xy的衰变。

为了避免错误的解释，在医疗程序中用不同的拍摄参数采集越来越多的MR图像，这些拍摄参数这样选择，使得单个图像的图像对比度主要地通过一个唯一的组织参数确定。在这种关联下称为T1、T2或者ρ加权图像。部分情况下还进一步并且从多幅利用不同拍摄参数获得的MR图像中计算出“纯”参数图像。

其优点在于，所计算出的参数图像的图像对比度多数情况下比加权照片的要高。这样得到的MR图像可以最后用于表征不同的正常和病态的组织。

在此，目前困难的是，利用足够的正对比度来显示具有非常短的T₂弛豫时间的组织。嵌入在相对不运动的大分子结构中的氢原子核通常极少或者根本不对图像信号作出贡献，因为在非常短的T2时间(T2＜＜TE)下横向弛豫的核共振信号在数据采集的时刻已经消退为零。

这类典型的组织主要出现在整形外科领域(膝盖中的韧带、半月板)，不过也出现在例如肺部的软组织中。所有常规的自旋回波或梯度回波序列例如用很小的强度来显示韧带裂缝，并且经常仅仅在脂肪的组织的背景下才可见。如果不是这样，就很难识别这种结构。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种可以简单的方式用高对比度来显示具有非常短的T₂弛豫时间的组织的方法。

按照本发明，在一种用于在磁共振断层造影成像中确定具有短T2时间的组织的T2加权的图像的方法中，其特征在于，在带有非层选择的HF激励脉冲的稳态自由进动序列以及投影再现方法的范围内，每个序列过程分别读出按照半个回波形式的第一稳态信号以及按照另一个具有非常短的回波时间TE₁和TE₂＝2TR-TE₁的半个回波形式的第二稳态信号，并且将它们通过加权相加这样组合，使得在所述序列的基础上得到具有短T2时间的组织的MRT图像。

其中，在本发明的第一实施方式中，投影再现方法在层方向上结合非常短的3D表二维地进行。

在本发明的第二实施方式中，投影再现方法在以Θ，，r为球坐标的球状分布函数v(Θ，，r)的基础上三维地进行。

在本发明的另一个实施方式中，梯度脉冲在所有空间方向上这样形成，使得第一稳态信号是一个FISP信号而第二稳态信号是一个PSIF信号，或者，所述梯度脉冲在所有空间方向上这样形成，使得第一稳态信号是一个真FISP信号而第二稳态信号是一个T₂ ^*加权的真FISP信号。

在真FISP序列的情况下，所述梯度脉冲是双极性的并相对于TR/2点对称，或者在另一种可能的实施方式中是多极性的并相对于TR/2轴对称，其中该梯度脉冲的平面内容分别对于一个轴总地给出值零。

在这种情况下，可以在TR/2下采集一个可优选地作为导航信号使用的回波信号。

在按照本发明的序列中，总体上梯度幅度的平方和应该是常数。

分别通过半傅立叶方法再现第一和第二稳态信号。

本方法的特征在于：

-短的T2时间处于毫秒范围内，

-很短的回波时间TE1和TE2处于数百微秒的范围内，

-很短的3D表的长度处于数百微秒的范围内，

-重复时间TR处于几毫秒的范围内，

-T2_lang处于数十毫秒至秒的范围内。

此外，本发明还提供了一种适合于实施上述方法的装置。

附图说明

下面，借助于附图所示优选实施方式详细说明本发明的优点、特征和特性。其中，

图1示意地示出一台核自旋断层造影仪，

图2A示意地示出具有在x和y方向上的投影梯度以及在层方向上的短3D表的DESS序列(英语为：Double Echo in Steady State，双回波稳态序列)，

图2B示意地示出具有在所有三个空间方向上的投影梯度的DESS序列，

图2C示意地示出具有在x和y方向上的投影梯度以及在层方向上的短3D表的真FISP序列，

图2D示意地示出具有在所有三个空间方向上的投影梯度的真FISP序列，

图2E示意地示出具有在所有三个空间方向上的投影梯度的轴对称的真FISP序列，

图3示意地示出将引入到所希望的T2图像的稳态信号相减的形式的组合，

图4示意地示出在SSFP序列以及其组合下的信号趋势，该序列及其组合均依赖于T₂弛豫时间，以及

图5示意地示出不同的在常规DESS序列中使用的和出现的信号变化。

具体实施方式

图1示出了用于按照本发明产生对象的核自旋图像的核自旋断层造影仪的示意图。这里，核自旋断层造影仪的构造对应于常规断层造影仪的构造。基本磁场磁铁1产生时间上恒定的强磁场，使例如人体待查部位的对象的检查区域中的核自旋极化或者对齐。核自旋共振测量所要求的基本磁场的高度均匀性被定义在球型测量空间M中，待检查的人体部分被送入其中。为了对均匀性要求提供支持以及特别是消除时间上不变的影响，在合适的位置加装了由铁氧磁性材料制成的填隙片。时间上变化的影响通过由补偿电源15控制的补偿线圈2消除。

在基本磁场磁铁1中安装了一个由三个分绕组组成的圆柱型梯度线圈系统3。每个分绕组通过一个放大器14被提供电流以便在笛卡儿坐标系中产生各方向上的线性梯度场。其中，梯度线圈系统3的第一分绕组产生x方向上的梯度G_x，第二分绕组产生y方向上的梯度G_y，而第三分绕组产生z方向上的梯度G_z。每个放大器14包括一个数模转换器，该转换器由一个序列控制器18控制，用于准时地产生梯度脉冲。

在梯度线圈系统3内有一个高频天线4，它将由高频功率放大器30给出的高频脉冲变换成交变磁场，用于对待检查对象或对象的待检查部位进行核激励或者使核自旋对齐。高频天线4还将上述核自旋发出的交变磁场，即通常由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列引起的核自旋回波信号，变换成电压，通过放大器7送至高频系统22的高频接收通道8。该高频系统22还包括发送通道9，在该通道9中产生用于激励磁核共振的高频脉冲。其中，各高频脉冲根据由设备计算机20预先给出的脉冲序列在序列控制器18中用复数数列数字地表示出。该数序列作为实部和虚部通过各自的输入12送至高频系统22中的数模转换器并从那送至发送通道9。在发送通道9中将该脉冲序列调制到高频载波上，该载波的基本频率对应于测量空间中核自旋的谐振频率。

通过发射接收转换器6实现由发射运行到接收运行的转换。高频天线4在测量空间M中发射高频脉冲来激励核自旋，并扫描所产生的回波信号。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收通道8中被相位敏感地解调制，并分别通过各模数转换器(ADC)变换成测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17从由此获得的测量数据中再现出图像。测量数据、图像数据和控制程序的管理通过设备计算机20进行。根据控制程序的预先规定，序列控制器18控制所需各脉冲序列的产生和对k空间的相应扫描。其中，序列控制器18尤其控制梯度在时间上正确的接通、具有特定相位和幅度的高频脉冲的发送以及核共振信号的接收。高频系统22和序列控制器18的时间基准由合成器19提供。产生核自旋图像的相应控制程序的选择以及对产生的核自旋图像的显示通过终端21实现，该终端21包括一个键盘以及一个或多个显示器。

按照本发明，利用由非常短的回波时间TE表征的非常快的稳态序列来运行核自旋断层造影仪。按照本发明的序列在设备计算机20中实现并由序列控制器18执行。

目的是，利用本发明的序列同时采集两个主要在T2对比度中相互不同的稳态自由进动信号(SSFP信号)。通过两个数据组的加权相减可以由此仅正(positiv)显示具有非常短的T2的组织，在此，“非常短”意味着几毫秒的范围、优选为一毫秒。这点将在下面进一步解释。

利用一个序列同时采集两个核自旋共振信号的第一可能性在于应用DESS(英语为：Double Echo Steady State，DESS双回波稳态)序列。

DESS将FISP序列与附加的PSIF序列的信号获取相结合。在图5中示出了常规的DESS序列。根据每个激励脉冲α通过读出梯度的第一再定相(rephasierenden)脉冲产生FISP回波。就这点而言，FISP表示梯度回波序列。FISP激励的横向磁化向量的去相位和再定相的相位变化在图5中用粗线示出。

FISP(英语为：Fast Imaging with Steady Precession，具有稳态进动的快速成像)的基本思路在于，将横向磁化在信号读出之后进行修复并且用于下一个序列过程。通常仅FISP就已可以产生对具有不同T2组织的良好的对比度。不过，仅在T2还足够长或者回波时间TE被相应短地选择时，横向磁化才在随后的序列过程中可见。与该条件相关联的是短重复时间TR的应用。

PSIF是一个反向展开的FISP序列(因此缩写为“PSIF”)。在PSIF技术中利用了，每个HF脉冲不仅具有一个激励的分量而且也具有一个再聚焦(refokussieren)分量。

如果观察一个PSIF序列的多个激励，则一个测量的激励再聚焦地影响到前面测量的横向成分(横向磁化)：PSIF激励的横向磁化向量的去相位和再定相的相位变化在图5的下部用细线示出。产生用读出梯度的第二再定相脉冲读出的回波。因为用第一激励产生的PSIF信号直到第二激励周期结束时才读出，所以回波时间近似等于双倍的重复时间。因此，PSIF具有特别高的T2权重。(严格地讲PSIF不属于梯度回波序列的类别；这里更多的是自旋回波序列。)

除了其它的之外，本发明在于这样修改DESS序列，使得通过同样按照本发明的两个得到的数据组(来自FISP的数据组S+和来自PSIF的数据组S-)的组合仅正显示具有短T2的组织。

这一方面通过显著地减小回波时间(S+的TE1和S-的TE2)而实现。利用非选择性的HF激励脉冲(在百微秒的范围内，与在层选择HF脉冲下的数毫秒不同)得到短得多的回波时间。另一方面，使用投影再现方法，由此可以放弃常规的(在常规的自旋扭曲技术(Spin-Warp-Technik)框架内费时的)2D相位编码表，同时仅须测量两个回波信号(S+和S-)的一半。

总之，这导致了在图2A中示出的序列模式。出于以上提到的原因该修改后的DESS序列构成了一个非常快的稳态序列：

HF脉冲α是非层选择的。采用了投影再现方法，因此可以放弃通常明显更长的2D相位编码表。为了尽管如此也能得到薄层，在层方向上接通一个非常短(在数百微秒范围内，优选为500μs)的3D表，其对被激励的空间进行相位编码。这种的短3D表导致在层方向上较低的分辨率，不过这点在本发明的范围内是可以承受的。在特别短的相位编码期间在x和y方向上同样接通短的三角形的去相位和再定相梯度脉冲(A_de，A_re)，其中通过条件A_de＞A_re保证了各个信号S+以及S-只有在时间TE1之后以及仅在时间TE2＝2TR-TE1之前出现。在此，回波时间TE1以及TE2处于数百微秒范围内，优选为300μs；重复时间TR处于数毫秒范围内，优选为3ms。

在此，在一个序列过程中分别仅半个S+以及S-信号可见。这两个半回波信号必须分别利用“半傅立叶方法”再现。就此而言，这里MRT图像也在所谓的图像空间中借助于傅立叶变换与所测量的MRT数据在k空间(频率空间)中进行关联。不过，与二维或者三维傅立叶变换断层造影不同，在投影再现的范围内紧接着层激励将保持不变的梯度G转动一个小的角度增量Δ，其中每次产生一个投影。因此，再现一个由N×N个像素组成的图像要求N个独立的投影，这些投影本身通过N个点定义。这样按照极坐标获得的投影可以通过两个正交的梯度G_x和G_y按照笛卡儿坐标进行描述，其中对一般性没有限制地成立：

在不明显延长序列长度的条件下，可以在投影再现方法的范围内取代非常短的3D表在层方向上通过同时应用按照图2B的第三投影梯度G_z进行球形扫描，即利用梯度：

其中，Θ，，r表示球坐标，而v(Θ，，r)表示所采样的轨道的对应分布函数。在此增量按照定义的步长ΔΘ，Δ进行。

图3中示出了所测量的数据组S+和S-在不受读出梯度影响下的典型信号变化。所采集的回波信号S+和S-对于具有时间上较短的以及时间上较长的横向弛豫(T2_kurz以及T2_lang)的组织的幅度(A_kurz，A_lang)和弛豫时间以及对于基于序列的回波时间TE1和TE2的依赖性可以在数学上如下表达：

$S^{+}:=A_{\mathrm{kurz}}\·e^{\frac{{\mathrm{TE}}_1}{{T2}_{\mathrm{kurz}}}}+A_{\mathrm{lang}}\·e^{\frac{\mathrm{TE}1}{{T2}_{\mathrm{lang}}}}$

$S^{-}:=A_{\mathrm{lang}}\·e^{\frac{{\mathrm{TE}}_2}{{T2}_{\mathrm{lang}}}}$

典型的值是：T2_kurz＝1ms，T2_lang＝60ms，在ADC读出时间分别为1ms的条件下幅度A_kurz＝A_lang。

S^-的数学表达不含有T2_kurz的影响对应于这样的事实：在S^-的读出时刻具有短T2的组织的横向磁化已经再次完全松驰了；与S⁺不同，后者在TE1之后经历了具有短T2常数的组织的明显T2影响。这种T2影响(T2_kurz)可以通过适当的参数选择被从测量序列中提取出：

这样选择TE1和TE2，使得下式成立：

T2_lang＞＞TE1，并且同时

T2_lang＞＞TE2

则在相减S⁺-S^-之后通过展开在指数中带有A_lang以及T2_lang的项，得到项 $\frac{{\mathrm{TE}}_2-{\mathrm{TE}}_1}{{T2}_{\mathrm{lang}}},$ 因为 $\frac{{\mathrm{TE}}_2-{\mathrm{TE}}_1}{{T2}_{\mathrm{lang}}}<<1,$ 该项可以忽略。

因此，相减S⁺-S^-得到“仅含T2_kurz”的图像：

$\mathrm{\&Delta;}:{=A}_{\mathrm{kurz}}\&CenterDot;e^{-\frac{{\mathrm{TE}}_1}{{T2}_{\mathrm{kurz}}}}$

其基本上在具有非常短的T2时间的组织中为正反差的。

在图4中示出了信号趋势Δ对于T2弛豫时间的依赖性。S⁺以及S^-信号对T2的依赖性对于不同的回波时间TE₁＝0.5ms和TE₂＝6ms与两条实线的曲线变化相对应。差值信号(点曲线)在2至5ms范围内的非常短的T2弛豫时间下具有一个明显的最大值。

也就是说，对于具有非常短的T2弛豫时间的组织的显示基于使用非常快的稳态序列，在该稳态序列中同时测量两个具有不同的T2权重的信号。这种序列不必一定通过修改后的DESS序列(按照图2A，2B)实现，作为第二可能性其也可以是根据真FISP采集技术利用不同的回波时间产生的两个SSFP信号。

在图2C中示出了一个这样的混合真FISP SSFP序列。在一个非常短的非层选择HF激励脉冲之后在层方向上接通一个非常短的3D表，并且立刻随后产生一个真FISP S₁信号，该信号通过接通两个双极性投影梯度G_x和G_y在时间TR-TE2之后再次被再聚焦和T2^*加权地读出：

$S_2=S_1\&CenterDot;e^{-\frac{\mathrm{TR}-{\mathrm{TE}}_2}{T{2}^{*}}}$

(出于清楚的原因省略了各个梯度脉冲的斜坡)。

在此，也使用了(二维)投影再现方法(G_x＝G sin，G_y＝G cos其中G_x ²+G_y ²＝常数)，其中，为了产生真FISP信号S₁和S₂必须这样设置双极性，使得各个梯度平面积分在每个方向上为零：

$\underset{i}{\mathrm{\&Sigma;}}{G}_i\&CenterDot;t_i=0,$

其中，G_i表示梯度幅度，而t_i表示梯度持续时间，i＝x，y。

图2D中的序列与图2C中的序列的差别仅仅在于，投影再现是三维的。也就是说，在扫描范围内的增量通过球坐标Θ，实现，其中在方向i＝z上得到双极性的对称。

按照图2E，在三维投影再现方法中在所有三个空间方向G_x，G_y，G_z上多极性地(在这种情况下三个脉冲交替地)接通梯度，其中，一方面再次给出真FISP条件

$\underset{i}{\mathrm{\&Sigma;}}{G}_i\&CenterDot;t_i=0$ 对于i＝x，y，z

并且相对于两个HF脉冲的中心轴(在TR/2下)出现序列的轴对称。最后，在所述对称轴的位置上形成一个附加的轴对称回波信号

$S_3=S_1\&CenterDot;e^{-\frac{\mathrm{TR}}{2T_2^{*}}}$

对该信号不一定必须进行分析或者利用，但是可以将其用作导航信号。总的来说，按照图2E的序列形成对运动敏感的信号采集。

如同按照图2A和2B的序列一样，从具有按照图2C、2D或2E的序列的S₁获得的TE1图像的对比度(例如，脂肪-韧带-肌肉)非常小。从S₂获得的、与S₁同时在TE2下拍摄的图像具有与S₁图像类似的对比度，不过其中，具有非常短的横向弛豫时间T₂的组织的信号在时刻TE2由于T₂衰变而完全消退。在此也可以通过对两个数据组S₁和S₂的加权相减仅正显示具有非常短T₂的组织。

应该指出的是，ADC读出时间应该在T2_kurz的数量级上，以便使图像中的分辨率损失通过对测量数据的非对称T₂滤波作用而保持为极小。出于该原因应该利用高的读出带宽进行测量。

此外还要注意，只有当比值T₁/T₂不过高时才可以使用同时采集的SSFP信号S⁺，S^-以及S₁，S₂，因为否则稳态信号(在非常短的T₂时间的情况下)演变成简单的梯度回波信号并且信号S⁺，S^-以及S₁和S₂消失。

最后还要提及，所提出的序列的回波时间与 $t=\frac{\mathrm{\&phi;}}{2\mathrm{\&pi;\&gamma;\&delta;}{B}_0}$ 在 $\mathrm{\&phi;}=\frac{\mathrm{\&pi;}}{2}$ 下相比要小，因此不出现干扰的“反对效应”(δ＝3.3ppm是脂肪质子相对于水质子的化学偏移值)。

已知的是，在空间单元包含脂肪和水的位置上的梯度回波图像，可以通过对于回波时间TE的磁化向量的不同相位状态显示出信号触发伪影。不过，由于S^-信号具有自旋回波特性，至于脂肪-水磁化，其对于S⁺信号总是具有翻转的相位关系。

一种一般地从一开始就去掉这种触发伪影的可能性在于，例如使用非常短的频谱选择、但非位置选择的所谓的1_λ1-1_λ2-HF激励脉冲，该脉冲具有在翻转和返回脉冲(例如九λ₁＝0°，λ₂＝130°)之间的合适的相位状态λ。

Claims (16)

1.一种用于在磁共振断层造影成像中确定具有短T2时间的组织的T2加权图像的方法，其特征在于，在具有非层选择高频激励脉冲的稳态自由进动序列以及投影再现方法的范围内，每个序列过程分别读出半个回波形式的第一稳态信号以及另一个具有很短回波时间TE₁和TE₂＝2TR-TE₁的半个回波形式的第二稳态信号，并且将它们通过加权相加这样组合，使得在所述序列的基础上得到具有短T2时间的组织的磁共振断层造影图像。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述投影再现方法在层方向上结合非常短的3D表二维地进行。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述投影再现方法在以Θ，φ，r为球坐标的球状分布函数v(Θ，φ，r)的基础上三维地进行。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，在所有空间方向上这样形成梯度脉冲，使得第一稳态信号是一个FISP信号而第二稳态信号是一个PSIF信号。

5.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，在所有空间方向上这样形成梯度脉冲，使得第一稳态信号是一个真FISP信号而第二稳态信号是一个T₂ ^*加权的真FISP信号。

6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述梯度脉冲是双极性的并相对于TR/2点对称。

7.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述梯度脉冲是多极性的并相对于TR/2轴对称，其中该梯度脉冲的平面内容分别对于一个轴总地给出值零。

8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，在TR/2下采集一个用作导航信号的回波信号。

9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其特征在于，梯度幅度的平方和是常数。

10.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，分别通过半傅立叶方法再现所述第一和第二稳态信号。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其特征在于，所述短T2时间处于毫秒范围内。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的方法，其特征在于，所述很短的回波时间TE1和TE2处于数百微秒的范围内。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，很短的3D表的长度处于数百微秒的范围内。

14.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，重复时间TR处于几毫秒的范围内。

15.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，T2_lang处于数十毫秒至秒的范围内。

16.一种用于实施根据权利要求1至15所述的方法的装置。

Images