RU2702843C2 - Спин-эхо мр-визуализация - Google Patents

Спин-эхо мр-визуализация Download PDF

Info

Publication number
RU2702843C2
RU2702843C2 RU2017125179A RU2017125179A RU2702843C2 RU 2702843 C2 RU2702843 C2 RU 2702843C2 RU 2017125179 A RU2017125179 A RU 2017125179A RU 2017125179 A RU2017125179 A RU 2017125179A RU 2702843 C2 RU2702843 C2 RU 2702843C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
segment
magnetic field
sequence
spin echo
gradient
Prior art date
Application number
RU2017125179A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2017125179A (ru
RU2017125179A3 (ru
Inventor
Тим НИЛЬСЕН
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
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 Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2017125179A publication Critical patent/RU2017125179A/ru
Publication of RU2017125179A3 publication Critical patent/RU2017125179A3/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2702843C2 publication Critical patent/RU2702843C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, 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
    • 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
    • G01R33/50—NMR imaging systems based on the determination of relaxation times, e.g. T1 measurement by IR sequences; T2 measurement by multiple-echo sequences
    • 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
    • G01R33/5613—Generating steady state signals, e.g. low flip angle sequences [FLASH]
    • 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
    • G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к области магнитно-резонансной (МР) визуализации. МР-визуализация содержит этапы: подвергания объекта воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом визуализирующая последовательность представляет собой стационарную последовательность, содержащую множество многократно применяемых блоков сбора данных, при этом каждый блок сбора данных содержит два сегмента, непосредственно следующие друг за другом, а именно: i) первый сегмент, начинающийся с излучаемого к объекту РЧ-импульса возбуждения, при этом продолжительность первого сегмента целократна заданному временному интервалу T, и ii) второй сегмент, начинающийся с излучаемого к объекту РЧ-импульса перефокусировки и содержащий считывающий градиент магнитного поля и градиент магнитного поля фазового кодирования, при этом продолжительность второго сегмента целократна временному интервалу T сбора одного или более фазокодированных сигналов спинового эха в последовательности блоков сбора данных и реконструкции одного или более МР-изображений из собранных сигналов спинового эха. Технический результат – повышение качества получаемого изображения объекта при осуществлении МР-визуализации. 3 н. и 9 з.п. ф-лы, 5 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Изобретение относится к области магнитно-резонансной (МР) визуализации. Оно касается способа МР-визуализации объекта. Изобретение также относится к МР-устройству и к компьютерной программе, подлежащей выполнению на МР-устройстве.
ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
МР-способы формирования изображений, использующие взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами для формирования двумерных или трехмерных изображений, широко применяются в настоящее время, в частности в области медицинской диагностики, поскольку для визуализации мягкой ткани они превосходят другие способы визуализации во многих отношениях, не требуют применения ионизирующего излучения и, как правило, неинвазивны.
Согласно МР-способу, в общем, тело обследуемого пациента располагают в сильном однородном магнитном поле (B0-поле), направление которого одновременно определяет ось (обычно z-ось) системы координат, на которой основано измерение. Магнитное поле создает различные уровни энергии для отдельных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля. Переходы между этими энергетическими уровнями могут возбуждаться (спиновый резонанс) путем наложения электромагнитного переменного поля (RF-поля, также именуемого B1-полем) определенной частоты (так называемой ларморовой частоты или МР-частоты). С макроскопической точки зрения распределение отдельных ядерных спинов создает общую намагниченность, которая может отклоняться от состояния равновесия путем приложения электромагнитного импульса соответствующей частоты (РЧ-импульса), когда магнитное поле простирается перпендикулярно z-оси, так что намагниченность приводит к образованию прецессионного движения вокруг z-оси. Прецессионное движение описывает коническую поверхность, угол апертуры которой называют углом поворотов спинов. Величина угла поворотов спинов зависит от мощности и продолжительности приложенного электромагнитного импульса. В случае так называемого импульса с углом 90°, например, спины отклоняются от оси z к поперечной плоскости (угол поворотов спинов 90°).
По окончании РЧ-импульса намагниченность возвращается в исходное состояние равновесия, в котором намагниченность снова выстраивается в z-направлении с первой временной постоянной T1 (время спин-решетчатой релаксации или время продольной релаксации), при этом намагниченность в направлении, перпендикулярном z-направлению, релаксирует со второй временной постоянной T2 (время спин-спиновой или поперечной релаксации). Изменение намагниченности может быть обнаружено с помощью одной или более приемных РЧ-катушек, расположенных и ориентированных в исследуемом объеме МР-устройства так, что изменение намагниченности измеряется в направлении, перпендикулярном z-оси. Затухание поперечной намагниченности сопровождается после приложения, например, импульса с углом 90°, переходом ядерных спинов (индуцированным локальными неоднородностями магнитного поля) из упорядоченного состояния с одинаковой фазой в состояние, в котором все фазовые углы однородно распределены (дефазировка). Дефазировка может быть скомпенсирована посредством импульса перефокусировки (например, импульса с углом 180°). Это создает эхо-сигнал (спиновое эхо) в приемных катушках.
Чтобы реализовать пространственное разрешение в теле, линейные градиенты магнитного поля, простирающиеся вдоль трех главных осей, накладываются на однородное магнитное поле, что приводит к линейной пространственной зависимости частоты резонанса спинов. В этом случае сигнал, полученный в приемных катушках, содержит компоненты различных частот, которые могут соответствовать различным местоположениям в теле. Данные МР-сигнала, полученные посредством РЧ-катушек, соответствуют пространственно-частотной области и называются данными k-пространства. Данные k-пространства обычно включают в себя множество каналов, полученных с различным фазовым кодированием. Каждый канал оцифровывается путем получения нескольких выборок. Набор данных k-пространства преобразуется в МР-изображение посредством преобразования Фурье.
МР-визуализация в ситуациях, когда в основном магнитном поле присутствует существенная неоднородность (например, в средах неоднородных тканей или вблизи границы раздела воздух/ткань), предпочтительно выполняется с использованием визуализирующих последовательностей спинового эха. По сравнению с последовательностями градиентного эха они менее чувствительны к потере сигнала, вызванной неоднородностью магнитного поля. С другой стороны, практические соображения, такие как сокращение времен сканирования и более высокое отношение сигнал-шум (SNR), делают применение быстрых градиентных последовательностей (также известных как быстрое полевое эхо или FFE-последовательности) весьма привлекательным. Эти последовательности повторяют один базовый блок сбора данных (продолжительность которого определяет время TR повтора последовательности) очень быстро, при этом фазовое кодирование изменяется. Кроме того, при последних усовершенствованиях в аппаратном обеспечении для генерирования градиентов магнитного поля быстрые FFE-последовательности с очень коротким временем повтора (TR << T2) и полностью сбалансированными градиентами на одном TR стали очень популярны для клинического применения. Эти последовательности широко известны как последовательности со сбалансированной стационарной свободной прецессией (bSSFP). Однако эти последовательности весьма чувствительны к неоднородности поля. Получаемые изображения демонстрируют артефакты в виде полос или потерю сигнала вследствие внутривоксельной дефазировки в присутствии неоднородностей основного магнитного поля.
Визуализирующие последовательности спинового эха медленнее, чем последовательности сбора полевого эха, поскольку последовательность спинового эха не может повторяться столь же быстро. С другой стороны, визуализация с использованием спинового эха по-прежнему востребована и широко используется, т.к. обладает преимуществом устойчивости к неоднородности основного магнитного поля. Патент США US 6 239 597 касается способа магнитно-резонансной визуализации для быстрого сбора T2-взвешенных изображений. С этой целью известная последовательность сбора данных имеет последовательные РЧ-импульсы с фиксированным или изменяющимся углом поворотов спинов с поддержанием стационарного намагничивания. Организованы периоды сбора данных, центры которых смещаются на равные величины после первых РЧ-импульсов и перед следующим РЧ-импульсом соответственно. Это позволяет управлять соотношением T1/T2-взвешивания.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Из вышеизложенного понятно, что существует потребность в усовершенствованной технологии МР-визуализации на основе спинового эха.
Согласно изобретению раскрыт способ МР-визуализации объекта, помещенного в исследуемый объем МР-устройства. Способ содержит этапы:
- подвергания объекта воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом визуализирующая последовательность представляет собой стационарную последовательность, содержащую множество многократно применяемых блоков сбора данных, при этом каждый блок сбора данных содержит два сегмента, непосредственно следующие друг за другом, а именно:
i) первый сегмент, начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса возбуждения, при этом продолжительность первого сегмента целократна заданному временному интервалу T, и
ii) второй сегмент, начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса перефокусировки и содержащий считывающий градиент магнитного поля и градиент магнитного поля фазового кодирования, при этом продолжительность второго сегмента целократна тому же временному интервалу T,
- сбора множества сигналов спинового эха с различным фазовым кодированием в последовательности блоков сбора данных, и
- реконструкции одного или более МР-изображений из полученных сигналов спинового эха.
Визуализирующая последовательность по изобретению состоит из двух конструктивных сегментов, первого и второго сегмента, применяемых поочередно. Сочетание первого и второго сегментов, применяемых непосредственно друг за другом, т.е. без временной задержки между этими двумя сегментам, образует один блок сбора данных. Визуализирующая последовательность повторяет данный базовый блок сбора данных быстро (например, с временем повтора, составляющим менее 20 мс), в то время как фазовое кодирование варьируется согласно требуемому получению выборок k-пространства. Каждый сегмент содержит один РЧ-импульс, который возбуждает/перефокусирует намагниченность соответствующего визуализирующего среза (или объема). Продолжительности первого и второго сегментов соответственно целократны заданному временному интервалу T визуализирующей последовательности. Время повтора представляет собой общую продолжительность обоих сегментов.
Чтобы создать сигналы спинового эха, интегралы по времени от градиентов магнитного поля, вызывающих дефазировку и рефазировку поперечной намагниченности во время первого и второго сегментов, соответственно, должны соответствовать друг другу, чтобы достичь перефокусировки. Могут применяться дополнительные градиенты магнитного поля («градиентные импульсы») для подавления сигналов спада свободной индукции (FID), связанных с РЧ-импульсами возбуждения и перефокусировки. Значение интеграла по времени градиента магнитного поля должно быть одинаковым на каждом интервале T блока сбора данных. Это распространяется на градиенты магнитного поля, приложенные во всех (трех) пространственных направлениях независимо, за исключением градиентов магнитного поля фазового кодирования, которые обычно применяются полностью сбалансированным образом.
Предложенная визуализирующая последовательность представляет собой последовательность спинового эха, которая по своей природе нечувствительна к неоднородности основного магнитного поля. Однако в отличие от традиционных последовательностей спинового эха она представляет собой стационарную последовательность, так что ее можно использовать для быстрой визуализации с высокой частотой повторения (менее 100 мс, обычно менее 20 мс). Это делает технологию по изобретению особенно полезной для 3D визуализации, а также динамической визуализации.
В контексте настоящего изобретения термин «стационарный» подразумевает, что создается ненулевое стационарное состояние для обоих компонентов ядерной намагниченности (поперечной и продольной). Время повтора визуализирующей последовательности меньше отрезков времени T1 и T2 визуализируемого объекта. Намагниченность никогда полностью не спадает. РЧ-импульсы и переключаемые градиенты магнитного поля визуализирующей последовательности поддерживают стационарное состояние намагниченности на бесконечном числе повторений.
В одном предпочтительном варианте осуществления каждый из РЧ-импульсов возбуждения и перефокусировки имеет угол поворота спина 20°-90°, предпочтительно, 50°, в то время как разность фаз между РЧ-импульсом возбуждения и РЧ-импульсом перефокусировки составляет по меньшей мере 30°, предпочтительно, по меньшей мере 50°. При таких параметрах амплитуда полученных сигналов спинового эха, а значит и SNR, может достигать максимума. Преимущество способа по изобретению над традиционной визуализацией с использованием спинового эха заключается в том, что визуализирующая последовательность не требует РЧ-импульсов с большими углами поворота спинов (например, 90°/180°-комбинаций, как в турбо спин-эхо последовательности). Это существенно уменьшает РЧ энергетическое воздействие на исследуемый объект. В частности, получение одного или более фазо-кодированных сигналов (31, 32) спинового эха в последовательности блоков (21) сбора данных выполняется так, что по меньшей мере один сигнал спинового эха получают в любом из первого или второго сегмента на целом числе временных интервалов T после импульса перефокусировки и целом числе перед либо концом упомянутого первого или второго сегмента, либо следующим сигналом спинового эха, полученным в упомянутом первом или втором сегменте.
В дополнительном предпочтительном варианте осуществления изобретения во время второго сегмента получают по меньшей мере два сигнала спинового эха. Два или более спиновых эха могут генерироваться согласно способу по изобретению посредством выбора соотношения продолжительностей первого и второго сегментов соответственно. Например, существует возможность сгенерировать два спиновых эха во время каждого второго сегмента посредством выбора соотношения продолжительности первого и второго сегментов, равного 1:3 или 2:3. Различные ʺсемействаʺ эхо-сигналов будут зависеть по-разному от характеристик намагниченности объекта (T1, T2). Следовательно, конечные МР-изображения будут обладать разными характеристиками контрастности. Это может использоваться для составления карт T1/T2, дающих количественные оценки.
В еще одном предпочтительном варианте осуществления первый сегмент дополнительно содержит переключаемый считывающий градиент магнитного поля, при этом градиентный эхо-сигнал получают во время первого сегмента. Соответствующее переключение градиента во время первого сегмента позволяет осуществлять сбор комбинированных градиентных сигналов и сигналов спинового эха. МР-изображения, обладающие разной контрастностью, могут реконструироваться из градиентных сигналов и сигналов спинового эха соответственно.
В еще одном предпочтительном варианте осуществления углы поворота спинов РЧ-импульсов возбуждения и перефокусировки варьируются в последовательности блоков сбора данных. Блоки сбора данных с различными наборами углов поворотов спинов и/или фазами РЧ-импульсов могут комбинироваться в визуализирующих последовательностях. МР-изображения, приписываемые различным наборам углов поворотов спинов, могут затем реконструироваться из полученных сигналов спинового эха. Это может использоваться, например, для картирования параметров с целью установления оптимизированных параметров последовательности для соответствующей задачи визуализации.
Описанный способ по изобретению может осуществляться посредством МР-устройства, в состав которого входят по меньшей мере одна основная магнитная катушка для генерирования однородного стационарного магнитного поля в исследуемом объеме, некоторое число градиентных катушек для генерирования переключаемых градиентов магнитного поля в разных пространственных направлениях в пределах исследуемого объема, по меньшей мере одна РЧ-катушка для генерирования РЧ-импульсов в пределах исследуемого объема и/или для приема МР-сигналов от тела пациента, расположенного в исследуемом объеме, блок управления для управления временной последовательностью РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, и блок реконструкции для реконструкции МР-изображений из принятых МР-сигналов. Способ по изобретению предпочтительно реализуется путем соответствующего программирования блока реконструкции и/или блока управления МР-устройства.
Способы по изобретению предпочтительно могут быть реализованы в большинстве МР-устройств, применяемых в клинической практике в настоящее время. Для этой цели всего лишь необходимо использовать компьютерную программу, с помощью которой МР-устройство управляется так, чтобы выполнять этапы вышеупомянутого способа по изобретению. Компьютерная программа может присутствовать либо на носителе данных, либо в сети передачи данных, чтобы загружаться для установки в блоке управления МР-устройства.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
На прилагаемых чертежах раскрыты предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Следует, однако, понимать, что чертежи служат лишь целям иллюстрации, но не определяют границы изобретения. На чертежах:
Фигура 1 схематично представляет МР-устройство для реализации способов по изобретению;
Фигура 2 представляет график, иллюстрирующий визуализирующую последовательность согласно изобретению;
Фигура 3 схематично представляет вариант осуществления изобретения, в котором два спиновых эха генерируются в процессе одного блока сбора данных;
Фигура 4 схематично представляет вариант осуществления изобретения, в котором три спиновых эха генерируются в процессе одного блока сбора данных;
Фигура 5 схематично представляет вариант осуществления изобретения, в котором одно градиентное эхо и два спиновых эха генерируются в процессе одного блока сбора данных.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
На Фигуре 1 показано МР-устройство 1. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные основные магнитные катушки 2, так что вдоль z-оси через исследуемый объем создается практически однородное, постоянное во времени основное магнитное поле B0. Устройство дополнительно содержит набор шиммирующих катушек 2ʹ (первого, второго и, если требуется, третьего порядка), при этом ток, протекающий через отдельные шиммирующие катушки набора 2ʹ, контролируется в целях минимизации отклонений B0 в пределах исследуемого объема.
Система генерирования магнитного резонанса и управления применяет серии РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля для инвертирования или возбуждения ядерно-магнитных спинов, индуцирования магнитного резонанса, перефокусировки магнитного резонанса, манипулирования магнитным резонансом, пространственного и иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов и т.п. для осуществления МР-визуализации.
В частности, усилитель 3 градиентных импульсов применяет импульсы тока выборочно к градиентным катушкам 4, 5 и 6 вдоль x, y и z-осей исследуемого объема тела. Цифровой РЧ-передатчик 7 передает РЧ-импульсы или пакеты импульсов через переключатель 8 приема/передачи на РЧ-катушку 9 тела для передачи РЧ-импульсов в исследуемый объем. Обычная МР-визуализирующая последовательность состоит из пакета сегментов РЧ-импульсов малой продолжительности, которые в совокупности друг с другом и любыми приложенными градиентами магнитного поля позволяют избирательно манипулировать ядерным магнитным резонансом. РЧ-импульсы используются для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагниченности, перефокусировки резонанса или манипулирования резонансом, а также выбора участка тела 10, расположенного в исследуемом объеме. МР-сигналы также собираются РЧ-катушкой 9 для тела.
Для генерирования МР-изображений ограниченных областей тела 10 посредством параллельной визуализации набор локальных матричных РЧ-катушек 11, 12, 13 помещают смежно с областью, выбранной для визуализации. Матричные катушки 11, 12, 13 могут использоваться для приема МР-сигналов, индуцированных РЧ-передачей катушек для тела. В областях применения параллельной передачи матричные РЧ-катушки 11, 12, 13 могут также использоваться для РЧ-передачи, например, в целях РЧ шиммирования.
Получаемые в результате МР-сигналы собирают с помощью РЧ-катушки 9 для тела и/или матричных РЧ-катушек 11, 12, 13 и демодулируют с помощью приемника 14, предпочтительно включающего в себя предусилитель (не показан). Приемник 14 соединен с РЧ-катушками 9, 11, 12 и 13 через переключатель 8 приема/передачи.
Главный компьютер 15 регулирует ток, протекающий через шиммирующие катушки 2ʹ, а также усилитель 3 градиентных импульсов и передатчик 7, для генерирования визуализирующей последовательности по изобретению. Приемник 14 принимает одну или множество МР-линий данных в быстрой последовательности вслед за РЧ-импульсом возбуждения. Система 16 сбора данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую МР-линию данных в цифровой формат, пригодный для дальнейшей обработки. В современных МР-устройствах система 16 сбора данных представляет собой отдельный компьютер, приспособленный для сбора исходных данных изображения.
Наконец, цифровые исходные данные изображений реконструируются в форму изображений процессором 17 реконструкции, применяющим преобразование Фурье или другие соответствующие алгоритмы реконструкции, такие как SENSE или SMASH. МР-изображение может представлять плоский срез тела пациента, массив параллельных плоских срезов, трехмерный объем и т.п. Изображение далее хранится в запоминающем устройстве для изображений, где оно доступно для преобразования срезов, проекций или других участков формы изображений в соответствующий формат для визуализиции, например, посредством видеомонитора 18, создающего доступное для восприятия человеком устройство отображения полученного МР-изображения.
Фигура 2 представляет график, иллюстрирующий вариант осуществления визуализирующей последовательности согласно изобретению. Градиенты магнитного поля GS (выбор срезов), GP (фазовое кодирование) и GM (частотное кодирование) показаны в виде функции времени t. Визуализирующая последовательность представляет собой стационарную последовательность, в которой базовый блок 21 сбора данных быстро повторяется без временной задержки между повторами. Блок 21 сбора данных содержит два сегмента 22, 23, непосредственно следующие друг за другом, а именно первый сегмент 22, начинающийся с РЧ-импульса возбуждения (не показан), испущенного в момент a. Продолжительность первого сегмента 22 равна времени TE появления эхо-сигнала изображенной последовательности. Второй сегмент 23 начинается с РЧ-импульса перефокусировки (не показан) в момент b и содержит считывающий градиент 24 магнитного поля, а также градиент 25 магнитного поля фазового кодирования. Градиент 25 фазового кодирования уравновешивается соответствующим отрицательным градиентным импульсом 26 в конце второго сегмента 23. Продолжительность второго сегмента 23 вдове превышает заданный временной интервал T (который равен времени TE появления эхо-сигнала) в изображенном варианте осуществления. Время повтора визуализирующей последовательности представляет собой общую продолжительность первого и второго сегментов 22, 23, которая в три раза превышает временной интервал T. Фазовое кодирование варьируется от повтора к повтору блока 21 сбора данных, при этом соответственно осуществляется сбор фазо-кодированных сигналов спинового эха в последовательности блоков 21 сбора данных. Интервал, во время которого осуществляется сбор МР-сигналов, отмечен позицией 27 на Фигуре 2. Дополнительные градиенты 28, 28ʹ, 29, 29ʹ применяются для подавления FID-сигналов. Кроме того, во время первого сегмента 22 применяется градиент 30. Интеграл по времени градиента GM магнитного поля на первой половине второго сегмента 23 равен интегралу по времени градиента GM магнитного поля на первом сегменте 22. Аналогичным образом интеграл по времени градиента GM магнитного поля на второй половине второго сегмента 23 равен интегралу по времени градиента GM магнитного поля на первом сегменте 22. Интеграл по времени градиента GM магнитного поля является одинаковым для каждого интервала T, что является существенно важным для стационарной визуализирующей последовательности по изобретению, поскольку это обеспечивает образование спинового эха на всех отрезках времени, целократных T. Данное условие должно соблюдаться для всех градиентных каналов GS, GP, GM независимо, при этом переменные градиенты магнитного поля фазового кодирования не учитываются. Фазовое кодирование является полностью «обратимым» (сбалансированным). Интегралы градиента по времени на протяжении первого и второго сегментов 22, 23, соответственно, соответствуют друг другу так, что перефокусировка сигнала спинового эха достигается в середине второго сегмента 23 в изображенном варианте осуществления. Наконец, из сигналов спинового эха, полученных во время повторов блока 21 сбора данных, реконструируется МР-изображение.
В варианте, показанном на Фигуре 3, два спиновых эха 31, 32 генерируются во время второго сегмента 23. Наклонные сплошные линии на графике схематично указывают изменение фазы поперечной намагниченности под воздействием приложенных градиентов магнитного поля. В данном варианте осуществления соотношение продолжительностей первого и второго сегментов 22, 23 составляет 1:3.
В варианте осуществления, показанном на Фигуре 4, соотношение продолжительностей первого и второго сегментов 22, 23 составляет 2:3, так что в середине первого сегмента 22 генерируется дополнительное спиновое эхо 41.
В варианте осуществления, показанном на Фигуре 5, соотношение продолжительностей первого и второго сегментов 22, 23 опять составляет 1:2, как и в варианте осуществления по Фигуре 2. Однако градиент магнитного поля GM инвертирован во время первого сегмента 22, так что генерируется градиентное эхо 51.
Возможны и другие сочетания продолжительностей первого и второго сегментов 22, 23 при условии, что продолжительности первого сегмента 22 и второго сегмента 23 соответственно целократны временному интервалу T. Дополнительным условием является то, что значение интеграла по времени градиента магнитного поля, вызывающего дефазировку и рефазировку поперечной намагниченности, является одинаковым на каждом интервале T.

Claims (27)

1. Способ МР-визуализации объекта (10), помещенного в исследуемый объем МР-устройства (1), содержащий этапы:
- подвергание объекта (10) воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля (GS, GP, GM), при этом визуализирующая последовательность представляет собой стационарную последовательность, содержащую множество многократно применяемых блоков (21) сбора данных, при этом каждый блок (21) сбора данных содержит два сегмента (22, 23), непосредственно следующие друг за другом, а именно:
i) первый сегмент (22), начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса возбуждения, при этом продолжительность первого сегмента (22) целократна заданному временному интервалу T, и
ii) второй сегмент (23), начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса перефокусировки и содержащий считывающий градиент магнитного поля (GM) и градиент магнитного поля фазового кодирования (GP), при этом продолжительность второго сегмента (23) целократна временному интервалу T,
- сбор одного или более фазокодированных сигналов (31, 32) спинового эха в последовательности многократно применяемых блоков (21) сбора данных, так что по меньшей мере один сигнал спинового эха получают в любом из первого или второго сегмента на целом числе временных интервалов T после импульса перефокусировки и целом числе временных интервалов T перед либо концом упомянутого первого или второго сегмента, либо следующим сигналом спинового эха, полученным в упомянутом первом или втором сегменте, и
- реконструкция одного или более МР-изображений из полученных сигналов (31, 32) спинового эха.
2. Способ по п.1, при этом первый сегмент также включает в себя считывающий градиент магнитного поля (GM), а интегралы по времени градиента магнитного поля (GM), приложенного во время первого и второго сегментов (22, 23), соответствуют друг другу так, чтобы создать сигналы (31, 32) спинового эха.
3. Способ по п.1 или 2, при этом интеграл по времени градиента магнитного поля в по меньшей мере одном из градиентных направлений является одинаковым на каждом временном интервале T блока сбора данных.
4. Способ по п.3, при этом интеграл по времени градиента магнитного поля является одинаковым на каждом временном интервале T блока сбора данных независимо для каждого градиентного направления за исключением направления фазового кодирования.
5. Способ по любому из пп.1-4, при этом каждый из РЧ-импульсов возбуждения и перефокусировки имеет угол поворота спина 20°-90°, предпочтительно 50°.
6. Способ по любому из пп.1-5, при этом разность фаз между РЧ-импульсом возбуждения и РЧ-импульсом перефокусировки составляет по меньшей мере 30°, предпочтительно по меньшей мере 50°.
7. Способ по любому из пп.1-6, при этом во время второго сегмента (23) получают по меньшей мере два сигнала (23) спинового эха.
8. Способ по любому из пп.1-7, при этом первый сегмент (22) дополнительно содержит переключаемый считывающий градиент магнитного поля, причем градиентный эхо-сигнал (51) получают во время первого сегмента (22).
9. Способ по любому из пп.1-8, при этом углы поворота спинов и/или фазы РЧ-импульсов возбуждения и перефокусировки варьируются в последовательности блоков (21) сбора данных.
10. Способ по любому из пп.1-9, при этом время повтора визуализирующей последовательности, т.е. продолжительность одного блока (21) сбора данных, которая представляет собой общую продолжительность первого сегмента (22) и второго сегмента (23), составляет менее 100 мс, предпочтительно менее 20 мс.
11. МР-устройство, содержащее по меньшей мере одну основную магнитную катушку (2) для генерирования однородного стационарного магнитного поля в исследуемом объеме, некоторое число градиентных катушек (4, 5, 6) для генерирования переключаемых градиентов магнитного поля в разных пространственных направлениях в пределах исследуемого объема, по меньшей мере одну РЧ-катушку (9) для генерирования РЧ-импульсов в пределах исследуемого объема и/или для приема МР-сигналов от объекта (10), расположенного в исследуемом объеме, блок (15) управления для управления временной последовательностью РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля и блок (17) реконструкции для реконструкции МР-изображений из принятых МР-сигналов, при этом МР-устройство (1) выполнено с возможностью осуществления следующих этапов:
- подвергание объекта (10) воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля (GS, GP, GM), при этом визуализирующая последовательность представляет собой стационарную последовательность, содержащую множество многократно применяемых блоков (21) сбора данных, при этом каждый блок (21) сбора данных содержит два сегмента (22, 23), непосредственно следующие друг за другом, а именно:
i) первый сегмент (22), начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса возбуждения, при этом продолжительность первого сегмента (22) целократна заданному временному интервалу T, и
ii) второй сегмент (23), начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса перефокусировки и содержащий считывающий градиент магнитного поля (GM) и градиент магнитного поля фазового кодирования (GP), при этом продолжительность второго сегмента (23) целократна временному интервалу T,
- сбор одного или более фазокодированных сигналов (31, 32) спинового эха в последовательности многократно применяемых блоков (21) сбора данных, так что по меньшей мере один сигнал спинового эха получается в любом из первого или второго сегмента на целом числе временных интервалов T после импульса перефокусировки и целом числе временных интервалов T перед либо концом упомянутого первого или второго сегмента, либо следующим сигналом спинового эха, полученным в упомянутом первом или втором сегменте, и
- реконструкция одного или более МР-изображений из полученных сигналов (31, 32) спинового эха.
12. Носитель данных, содержащий компьютерную программу, подлежащую выполнению на МР-устройстве (1), при этом компьютерная программа содержит команды для:
- генерирования визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом визуализирующая последовательность представляет собой стационарную последовательность, содержащую множество многократно применяемых блоков (21) сбора данных, при этом каждый блок (21) сбора данных содержит два сегмента (22, 23), непосредственно следующие друг за другом, а именно:
i) первый сегмент (22), начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса возбуждения, при этом продолжительность первого сегмента (22) целократна заданному временному интервалу T, и
ii) второй сегмент (23), начинающийся с излучаемого к объекту (10) РЧ-импульса перефокусировки и содержащий считывающий градиент магнитного поля (GM) и градиент магнитного поля фазового кодирования (GP), при этом продолжительность второго сегмента (23) целократна временному интервалу T,
- сбора одного или более фазокодированных сигналов (31, 32) спинового эха в последовательности многократно применяемых блоков (21) сбора данных, так что по меньшей мере один сигнал спинового эха получается в любом из первого или второго сегмента на целом числе временных интервалов T после импульса перефокусировки и целом числе временных интервалов T перед либо концом упомянутого первого или второго сегмента, либо следующим сигналом спинового эха, полученным в упомянутом первом или втором сегменте, и
- реконструкции одного или более МР-изображений из полученных сигналов (31, 32) спинового эха.
RU2017125179A 2014-12-15 2015-12-11 Спин-эхо мр-визуализация RU2702843C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP14197935.1 2014-12-15
EP14197935 2014-12-15
PCT/EP2015/079333 WO2016096623A1 (en) 2014-12-15 2015-12-11 Spin echo mr imaging

Publications (3)

Publication Number Publication Date
RU2017125179A RU2017125179A (ru) 2019-01-17
RU2017125179A3 RU2017125179A3 (ru) 2019-04-24
RU2702843C2 true RU2702843C2 (ru) 2019-10-11

Family

ID=52146138

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2017125179A RU2702843C2 (ru) 2014-12-15 2015-12-11 Спин-эхо мр-визуализация

Country Status (7)

Country Link
US (1) US11137466B2 (ru)
EP (1) EP3234624B1 (ru)
JP (1) JP6416413B2 (ru)
CN (1) CN107548464A (ru)
BR (1) BR112017012452B1 (ru)
RU (1) RU2702843C2 (ru)
WO (1) WO2016096623A1 (ru)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013205528B3 (de) * 2013-03-27 2014-08-28 Universitätsklinikum Freiburg Verfahren der Magnetresonanz mit Anregung durch einen prewinding pulse
EP3540453A1 (en) * 2018-03-13 2019-09-18 Koninklijke Philips N.V. Mr imaging with spiral acquisition
CN108982567A (zh) * 2018-06-04 2018-12-11 中国科学院电工研究所无锡分所 一种核磁共振岩心自旋回波成像方法
EP3715896B1 (en) * 2019-03-27 2023-02-15 Siemens Healthcare GmbH Minimization of signal losses in multi-echo imaging
CN111352054B (zh) * 2020-03-31 2020-10-13 浙江大学 一种振荡梯度准备的3d梯度自旋回波成像方法及设备
CN115561689A (zh) * 2021-07-02 2023-01-03 西门子医疗有限公司 具有第一材料和第二材料的对象的磁共振成像

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2063702C1 (ru) * 1992-07-20 1996-07-20 Леонид Аврамович Тютин Способ магнитно-резонансной томографии и устройство для его осуществления
US5825184A (en) * 1996-04-26 1998-10-20 Picker International, Inc. Ultra-fast imaging technique using k-space segmentation with minimum phase and amplitude errors
US6239597B1 (en) * 1999-10-14 2001-05-29 General Electric Company Method and apparatus for rapid T2 weighted MR image acquisition
US20040140803A1 (en) * 2002-10-31 2004-07-22 Michael Deimling Method to determine the ADC coefficients in diffusion-weighted magnetic resonance imaging given use of steady-state sequences

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4792758A (en) 1987-11-19 1988-12-20 Picker International, Inc. Steady-state echo magnetic resonance imaging
EP0567194A3 (en) * 1992-04-24 1994-05-18 Philips Electronics Nv Method and apparatus for rapid spin echo magnetic resonance imaging
JPH09506A (ja) * 1995-06-21 1997-01-07 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP3688773B2 (ja) * 1995-10-31 2005-08-31 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
JPH09285457A (ja) * 1996-04-25 1997-11-04 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
DE19860488C1 (de) * 1998-12-28 2000-10-26 Siemens Ag Impulssequenz für ein Kernspintomographiegerät
JP3796446B2 (ja) * 2002-01-23 2006-07-12 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｍｒｉ装置
US7834625B2 (en) 2008-01-03 2010-11-16 Allegheny-Singer Research Institute Split-echo with fractional temporal-interpolation
JP5300279B2 (ja) * 2008-01-31 2013-09-25 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
DE102008044828B3 (de) * 2008-08-28 2010-04-15 Siemens Aktiengesellschaft Verwendung eines Magnetresonanz-Sequenzmodells zur formalen Beschreibung einer Messsequenz
EP2239592A1 (en) * 2009-04-08 2010-10-13 Universitätsklinikum Freiburg Simultaneous excitation and acquisition of signal from multiple slices in the RARE sequence (multiplex RARE)
JP2011229673A (ja) * 2010-04-27 2011-11-17 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置
CN102959388B (zh) * 2010-06-24 2016-02-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 利用压缩感测重建的动态对比度增强mr成像
EP2500742A1 (en) * 2011-03-17 2012-09-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Restriction of the imaging region for MRI in an inhomogeneous magnetic field
US8497680B2 (en) * 2011-03-24 2013-07-30 University Hospital Of Basel Magnetic resonance method for quantification of molecular diffusion using double echo steady state sequences
DE102011082266B4 (de) * 2011-09-07 2015-08-27 Siemens Aktiengesellschaft Abbilden eines Teilbereichs am Rand des Gesichtsfeldes eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage
JP5917077B2 (ja) * 2011-10-13 2016-05-11 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
KR101343029B1 (ko) * 2011-11-08 2013-12-18 한국과학기술원 자기 공명 영상 장치 및 그 제어 방법
JP6275148B2 (ja) * 2012-10-02 2018-02-07 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 金属耐性ｍｒ撮像基準スキャン
US9551770B1 (en) * 2013-01-24 2017-01-24 Abbas Nasiraei Moghaddam Functional magnetic resonance imaging by spatially modulating steady-state signal in steady-state free precession
GB2526965B (en) * 2013-01-25 2017-12-27 Koninklijke Philips Nv Metal resistant MR imaging
DE102013201616B3 (de) * 2013-01-31 2014-07-17 Siemens Aktiengesellschaft TSE-basierte, gegen lokale B0-Feldvariationen unempfindliche MR-Mulitschicht-Anregung
DE102013205208B4 (de) * 2013-03-25 2015-02-12 Siemens Aktiengesellschaft Multiecho-Magnetresonanz-Messsequenz mit erhöhter Auflösung
CN104166111B (zh) 2013-05-28 2015-07-01 上海联影医疗科技有限公司 磁共振图像采集与重建方法及装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2063702C1 (ru) * 1992-07-20 1996-07-20 Леонид Аврамович Тютин Способ магнитно-резонансной томографии и устройство для его осуществления
US5825184A (en) * 1996-04-26 1998-10-20 Picker International, Inc. Ultra-fast imaging technique using k-space segmentation with minimum phase and amplitude errors
US6239597B1 (en) * 1999-10-14 2001-05-29 General Electric Company Method and apparatus for rapid T2 weighted MR image acquisition
US20040140803A1 (en) * 2002-10-31 2004-07-22 Michael Deimling Method to determine the ADC coefficients in diffusion-weighted magnetic resonance imaging given use of steady-state sequences

Also Published As

Publication number Publication date
BR112017012452B1 (pt) 2022-03-15
EP3234624A1 (en) 2017-10-25
RU2017125179A (ru) 2019-01-17
US20170350954A1 (en) 2017-12-07
CN107548464A (zh) 2018-01-05
JP6416413B2 (ja) 2018-10-31
JP2017537763A (ja) 2017-12-21
US11137466B2 (en) 2021-10-05
WO2016096623A1 (en) 2016-06-23
BR112017012452A2 (pt) 2018-02-20
RU2017125179A3 (ru) 2019-04-24
EP3234624B1 (en) 2018-11-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2702843C2 (ru) Спин-эхо мр-визуализация
US10274566B2 (en) Dixon-type water/fat separation MRI using high-SNR in-phase image and lower-SNR at least partially out-of-phase image
JP5547800B2 (ja) 並列信号収集を利用したｍｒ撮像
JP6356809B2 (ja) 水／脂肪分離を有するゼロエコー時間ｍｒイメージング
CN107592912B (zh) 利用rf线圈灵敏度映射的并行mr成像
JP6684781B2 (ja) ゼロエコー時間ｍｒイメージング
US20120046539A1 (en) Dual-contrast mr imaging using fluid-attenuation inversion recovery (flair)
JP6074126B1 (ja) ｋ空間中心のサンプリングを用いるゼロエコー時間ＭＲ撮像
RU2603598C2 (ru) Быстрое формирование магнитно-резонансного изображения с двойной контрастностью
JP6684824B2 (ja) 非ｔ２強調信号寄与を除去したｔ２強調ｍｒ撮像
CN112384819B (zh) 具有水-脂肪分离的零回波时间mr成像
EP2511696A1 (en) MRI of chemical species having different resonance frequencies using an ultra-short echo time sequence
US10379184B2 (en) Quiet MR imaging