專利名稱：用于執(zhí)行mri參考掃描的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于執(zhí)行磁共振成像參考掃描的方法、適于檢查體積的參考掃描的磁共振成像裝置以及計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品。
背景技術(shù)：
磁共振成像(MRI)為醫(yī)學(xué)中的主要成像技術(shù)之一。MRI能夠生成軟組織的詳細(xì)圖 像。在MRI中，使用在組織內(nèi)發(fā)現(xiàn)的各組分的特定性質(zhì)來生成圖像，例如，最經(jīng)常將水用于 該目的。當(dāng)經(jīng)受強(qiáng)的外部磁場(chǎng)時(shí)，質(zhì)子1H將與該外部場(chǎng)對(duì)齊，生成磁矩。在由射頻RF脈沖 激勵(lì)之后，這一磁化將生成可被檢測(cè)到的RF信號(hào)。這一 RF信號(hào)的特征在于與磁場(chǎng)強(qiáng)度相 關(guān)的頻率。因此，將磁場(chǎng)梯度用于對(duì)用于根據(jù)所檢測(cè)信號(hào)重建圖像所需的空間信息進(jìn)行編 碼。用于以高度精確的方式執(zhí)行MRI的一個(gè)先決條件為對(duì)于檢查體積內(nèi)局部磁場(chǎng)不 均勻性、所使用來檢測(cè)由上述磁化生成的RF信號(hào)的線圈的靈敏性的確切認(rèn)知，以及具有關(guān) 于線圈計(jì)時(shí)或者換言之知道在被打開之后線圈能夠多快地以最高精確度檢測(cè)RF信號(hào)的詳
細(xì)信息。知道MR場(chǎng)不均勻性允許例如，通過施加高階勻場(chǎng)，在很大程度上對(duì)其修正。由于 各種原因，磁場(chǎng)的均勻性是重要的。所述原因之一為光譜學(xué)方面的，而且在MR成像中(這 里我們所主要關(guān)注的)，對(duì)于一些序列這是重要的，例如，平衡的場(chǎng)_回波技術(shù)(也可以被簡(jiǎn) 寫為bFFE，也被稱為真實(shí)-FISP，也被稱為FIESTA)，而且對(duì)于對(duì)水和脂肪進(jìn)行分離——尤 其是用于脂肪抑制技術(shù)，這也是重要的。必須要知道關(guān)于檢查體積的圖像點(diǎn)的線圈靈敏性的原因?yàn)?，例如，線圈具有隨著 與磁共振信號(hào)源的距離的增加而降低接收靈敏性的特性，其中，所述靈敏性分布在整個(gè)所 成像的檢查體積中不是均勻的。在以下情況時(shí)，這是尤其重要的問題，所述情況為多個(gè)接收 線圈記錄來自檢查體積中的相同圖像點(diǎn)的信號(hào)。在這種情況下，必須以這樣的方式對(duì)從所 述多個(gè)接收線圈接收到的信號(hào)進(jìn)行加權(quán)，使得使用來自所有線圈的信息可以獲取均勻的磁 共振圖像。例如，WO 2006/018780 Al公開了一種用于對(duì)檢查體積中的局部弛豫時(shí)間值進(jìn)行 定量確定的磁共振(MR)方法。因此，根據(jù)以多個(gè)回波信號(hào)測(cè)量的局部共振頻率值計(jì)算局部 磁場(chǎng)不均勻性值。EP 0545465 Al公開了一種僅利用一個(gè)測(cè)量序列的快速且簡(jiǎn)單的勻場(chǎng)方法。US 6, 275, 038 Bl公開了一種用于評(píng)估用于在切片中的一點(diǎn)獲取對(duì)象的切片的 MRI圖像的磁極化場(chǎng)中的不均勻性的方法。從而，通過使用在所述點(diǎn)的第一和第二空間圖像 的值之間的相位差，評(píng)估磁場(chǎng)不均勻性。US 7，015，696 B2公開了一種用于計(jì)算接收線圈的靈敏性分布的方法。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供了一種執(zhí)行包括多個(gè)圖像點(diǎn)的檢查體積的磁共振成像(MRI)參考掃 描的方法，使用一檢測(cè)器元件的集合執(zhí)行所述方法，所述方法包括對(duì)源自從每一圖像點(diǎn)的 第一和第二回波的第一和第二復(fù)回波信號(hào)進(jìn)行相位靈敏性采集，其中，由所述檢測(cè)器元件 的集合中的每個(gè)檢測(cè)器元件執(zhí)行所述采集。該方法還包括針對(duì)所述檢測(cè)器元件的集合中的 檢測(cè)器元件確定針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的第一和第二回波信號(hào)之間的相位差，并根據(jù)所述相位差計(jì) 算針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的局部場(chǎng)不均勻性值。該方法還包括針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)計(jì)算線圈靈敏性矩 陣，其中，所述線圈靈敏性矩陣使由所述元件的集合采集的第一或第二復(fù)回波信號(hào)彼此關(guān)聯(lián)。本發(fā)明的實(shí)施例具有如下優(yōu)勢(shì)，在僅一個(gè)參考掃描中，獲取場(chǎng)不均勻性值的體積 圖，并且同時(shí)另外地使用所述參考掃描可以計(jì)算針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的線圈靈敏性矩陣。這意 味著，在一個(gè)單一掃描中獲得了線圈靈敏性的比率的體積圖以及場(chǎng)不均勻性值的體積圖。 因此，由于僅需要一個(gè)單一掃描以尋回場(chǎng)不均勻性和線圈靈敏性二者的體積圖，針對(duì)參考 掃描的測(cè)量時(shí)間減少了。這又減少了患者必須要待在磁共振成像系統(tǒng)中的時(shí)間的總長(zhǎng)度。 這增加了患者的方便性并且也提高了患者的客流數(shù)量。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，所述方法還包括計(jì)算針對(duì)至少一個(gè)圖像點(diǎn)的線圈計(jì)時(shí)矩 陣，其中，所述線圈計(jì)時(shí)矩陣使由元件的集合中的每個(gè)檢測(cè)器元件采集的第一復(fù)回波信號(hào) 與第二復(fù)回波信號(hào)關(guān)聯(lián)。 這具有以下優(yōu)勢(shì)可以避免用于得到關(guān)于線圈計(jì)時(shí)的其它信息的附加的參考掃 描。另外，僅需要根據(jù)本發(fā)明的單一參考掃描以便同樣附加地獲取關(guān)于線圈計(jì)時(shí)問題的信 肩、ο根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，回波為使用編碼磁場(chǎng)梯度生成的梯度回波。優(yōu)選地，選擇回 波時(shí)間之間的差，使得對(duì)于兩個(gè)預(yù)定化學(xué)位移值，所述第一和第二回波基本同相位。例如， 所述兩個(gè)化學(xué)位移值為多水組織和脂肪的化學(xué)位移值。人類組織確實(shí)具有化學(xué)位移的顯著 變化，最顯著地為多水組織和脂肪之間的頻率的差。在實(shí)踐中，這意味著通過應(yīng)用執(zhí)行根據(jù) 本發(fā)明的參考掃描的方法，可以將第一和第二回波信號(hào)之間的相位差錯(cuò)誤地理解為局部磁 場(chǎng)不均勻性，而不是將其看作僅存在例如脂肪。通過以如下方式選擇回波時(shí)間之間的差解 決這一問題在多水組織和脂肪的示例中，第一和第二回波基本同相位而與多水組織或脂 肪的存在無關(guān)。對(duì)于3T的磁場(chǎng)，兩個(gè)回波時(shí)間之間的差應(yīng)該為大約2. 3毫秒。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，由第一 RF脈沖和編碼磁場(chǎng)梯度生成第一回波，由第二 RF脈 沖和另一編碼磁場(chǎng)梯度生成第二回波。這允許建立包括第一和第二 RF脈沖以及必須的編 碼磁場(chǎng)梯度的簡(jiǎn)單和直的前向脈沖序列。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，由包括RF脈沖和編碼磁場(chǎng)梯度的參考掃描序列生成第一 回波，由所述RF脈沖和從參考掃描序列的重復(fù)執(zhí)行得到的另一編碼磁場(chǎng)梯度生成第二回 波。在該實(shí)施例中，僅一個(gè)RF脈沖用于生成第一和第二回波，其中，由編碼磁場(chǎng)梯度的相應(yīng) 切換生成第一和第二回波。這樣的參考掃描序列的優(yōu)勢(shì)為，如果需要提供對(duì)由于例如多水 組織和脂肪的化學(xué)位移值的補(bǔ)償，與“兩個(gè)脈沖”序列相比，可以顯著減少執(zhí)行這樣的脈沖 序列的重復(fù)時(shí)間。因此，第二回波實(shí)際上為之前發(fā)射的激勵(lì)的回波，其可以通過適當(dāng)切換編 碼磁場(chǎng)梯度實(shí)現(xiàn)。這樣，兩個(gè)回波時(shí)間之間的差可以比參考掃描序列的重復(fù)時(shí)間略長(zhǎng)。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，參考掃描序列的重復(fù)時(shí)間比生成第二回波的RF脈沖和所述第二回波自身之間的回波時(shí)間短。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，編碼磁場(chǎng)梯度包括在RF脈沖之后臨時(shí)施加的第一梯度，所述第一梯度具有根據(jù)第一極性、第一幅度和第一持續(xù)時(shí)間得到的第一梯度區(qū)域。編碼磁場(chǎng) 梯度還包括在第一梯度施加完成之后臨時(shí)施加的第二梯度，所述第二梯度具有包括反相 (inverted)的第一梯度區(qū)域、第二和第三梯度區(qū)域的梯度區(qū)域，所述第二梯度區(qū)域根據(jù)第 二極性、第二幅度和第二持續(xù)時(shí)間得到，其中，所述第二極性對(duì)應(yīng)于反相的第一極性，根據(jù) 第三極性、第三幅度和第三持續(xù)時(shí)間得到第三極性區(qū)域，其中，所述第三極性對(duì)應(yīng)于反相的 第一極性。編碼磁場(chǎng)梯度還包括在第二梯度施加完成之后臨時(shí)施加的第三梯度，所述第三 梯度具有包括反相的第二梯度區(qū)域的兩倍和反相的第三梯度區(qū)域的梯度區(qū)域。使用這一臨時(shí)布置的編碼磁場(chǎng)梯度的序列使得第一和第二回波之間的時(shí)間差可 以比參考掃描序列本身的重復(fù)時(shí)間長(zhǎng)。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，磁場(chǎng)梯度為頻率編碼梯度。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，所述方法還包括施加一相位編碼梯度的集合。該相位編碼 可以在一個(gè)或兩個(gè)維度上延伸。在施加第一梯度的過程中以預(yù)定極性施加該相位編碼梯度 的集合，在施加第三梯度的過程中以反相的預(yù)定極性施加相位編碼梯度的集合。因此，使用 這樣的二維相位編碼，可以根據(jù)第一和第二回波響應(yīng)以預(yù)定方式重建圖像或體積，而忽略 由于例如存在脂肪的化學(xué)位移。于是，可以提供場(chǎng)不均勻性值的體積圖。根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，RF脈沖具有低于10°的脈沖角度，優(yōu)選地低于2°的脈沖 角度。假定所有RF脈沖具有非常小的角度，與直接回波(即梯度回波)相比，可以忽略RF 重聚焦和受激回波。同樣，通過僅使用具有小脈沖角度的RF脈沖，顯然，可以將重復(fù)時(shí)間保 持為非常短，而不必須考慮弛豫問題。在另一方面，本發(fā)明涉及適于包括多個(gè)圖像點(diǎn)的檢查體積的參考掃描的磁共振成 像裝置，所述裝置包括檢測(cè)器元件的集合，所述裝置還包括用于對(duì)源自針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的 第一和第二回波的第一和第二復(fù)回波信號(hào)的進(jìn)行相位靈敏性采集的器件，其中，所述檢測(cè) 器元件的集合中的每個(gè)檢測(cè)器元件適用于所述采集。所述裝置還包括用于為所述檢測(cè)器元 件的集合中的每個(gè)檢測(cè)器確定針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的第一和第二回波信號(hào)之間的相位差的器 件。所述裝置還包括用于根據(jù)相位差計(jì)算針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的局部場(chǎng)不均勻性值的器件以及 用于針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)計(jì)算線圈靈敏性矩陣的器件，其中，所述線圈靈敏性矩陣使由所述元 件的集合采集的第一和第二復(fù)回波信號(hào)彼此關(guān)聯(lián)。在另一方面，本發(fā)明涉及包括用于執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的方法的計(jì)算機(jī)可執(zhí)行指令的 計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品。


在下面，參照附圖，僅通過示例的方式非常詳細(xì)地描述本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例，在附 圖中圖1為磁共振成像裝置的實(shí)施例的方框圖；圖2示出了用于執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的參考掃描的方法的計(jì)時(shí)序列；圖3示出了用于執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的參考掃描的方法的另一計(jì)時(shí)序列；圖4示出了圖示說明根據(jù)本發(fā)明的參考掃描的方法的流程圖。
附圖標(biāo)記列表100數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)102屏幕104輸入設(shè)備106存儲(chǔ)器108接口110處理器112計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品114模塊116模塊120模塊122主磁體124梯度線圈126患者128RF 體線圈130主場(chǎng)控制單元132梯度線圈控制單元134RF線圈控制單元136放大器138RF 生成器140床142表面線圈144床控制單元200脈沖202脈沖024頻率編碼梯度206頻率編碼梯度208頻率編碼梯度210頻率編碼梯度214回波216回波218采樣220相位編碼梯度300脈沖301脈沖302頻率編碼梯度303脈沖304相位編碼 梯度305相位編碼梯度
306回波308回波310回波312回波314采樣316參考掃描序列318區(qū)域320區(qū)域322區(qū)域324區(qū)域326區(qū)域 330頻率編碼梯度332頻率編碼梯度
具體實(shí)施例方式圖1為磁共振成像裝置的實(shí)施例的方框圖。在圖1中僅示出了并入本發(fā)明的優(yōu)選 MRI系統(tǒng)的主要部件。磁共振成像裝置包括數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)100，由此，數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)100通 常包括計(jì)算機(jī)屏幕102 ；輸入設(shè)備104，其可以例如為鍵盤和鼠標(biāo)。在圖1中，MRI系統(tǒng)還包 括存儲(chǔ)器106和接口 108。因此，接口 108適于與通常的硬件MRI部件通信以及進(jìn)行數(shù)據(jù)交換。這些硬件部件包括例如適于控制磁體122的主場(chǎng)的主場(chǎng)控制單元103。因此可以 使得主場(chǎng)磁體122適于用作超導(dǎo)永磁體或者針對(duì)MRI系統(tǒng)的每個(gè)單獨(dú)用法被外部驅(qū)動(dòng)和切 換至打開或關(guān)閉。接口 108還與梯度線圈控制單元132通信，其中，各個(gè)梯度線圈124優(yōu)選 地為用于生成沿三個(gè)公共(mutual)軸x、y和ζ的梯度的自屏蔽梯度線圈。MRI系統(tǒng)還包 括電連接到RF控制單元134的RF線圈128。因此，RF線圈128優(yōu)選地適于用作集成到磁 體膛中的集成體線圈。使用RF生成器138，在數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)100的控制下生成RF脈沖序列，并由此例如 以預(yù)訂方式激勵(lì)個(gè)人身體126中的質(zhì)子。之后，所得到的磁共振信號(hào)由例如表面線圈142 檢測(cè)并借助于放大器136放大。這之后為由類似檢測(cè)器、混頻器等的專用硬件部件對(duì)所采 集的RF信號(hào)進(jìn)行處理，這在本領(lǐng)域中是公知的，在此處未示出。因此，這樣的硬件部件可以 適于用作附加的外部硬件單元或者在數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)100中實(shí)現(xiàn)。接口 108還被連接到床控制單元144，其適于控制患者126所在的床140的運(yùn)動(dòng)。 因此，床適于在朝向體線圈128的圖像采集區(qū)域的方向移動(dòng)患者。數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)100還包括適于執(zhí)行計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品112的計(jì)算機(jī)可執(zhí)行指令的處 理器110。在當(dāng)前實(shí)施例中，數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)100包括借助于數(shù)據(jù)采集模塊的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品 112，其適于控制硬件單元122-124和128-144。執(zhí)行數(shù)據(jù)采集并通過數(shù)據(jù)分析模塊116分 析所采集的數(shù)據(jù)用于圖像重建。計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品112還包括各種模塊120。這些模塊可以例如適于為檢測(cè)器元件 的集合142的給定檢測(cè)器元件確定針對(duì)給定圖像點(diǎn)的所采集的回波信號(hào)之間的相位差。所述模塊還可以包括適于根據(jù)所述相位差計(jì)算針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的局部磁場(chǎng)不均勻性值的模塊。同樣還包括適于計(jì)算針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的線圈靈敏性矩陣的模塊，其中，所述線圈靈敏性 矩陣使由檢測(cè)器元件的集合142采集的回波信號(hào)彼此關(guān)聯(lián)。因此，這樣的模塊適于生成線 圈靈敏性比率的體積圖。為了以示例性方式執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的方法，首先將患者放置于可移動(dòng)床140上。 之后，使用床控制單元144將床移動(dòng)到磁體膛中，該磁體膛包括以表面線圈142的形式的檢 測(cè)器元件。使用計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品112，生成如隨后在圖2和圖3中所描繪的相應(yīng)脈沖序列， 所述計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品還包括針對(duì)梯度線圈控制單元132的控制命令。使用檢測(cè)器元件142 的集合，對(duì)源于針對(duì)磁體膛內(nèi)被檢查體積中的每個(gè)圖像點(diǎn)的第一和第二回波的第一和第二 復(fù)回波信號(hào)執(zhí)行相位靈敏性采集，其中，所述采集由檢測(cè)器元件142的集合中的每個(gè)檢測(cè) 器元件執(zhí)行。使用模塊120中的一個(gè)，針對(duì)檢測(cè)器元件的集合中的檢測(cè)器元件確定針對(duì)每 個(gè)圖像點(diǎn)的第一和第二回波信號(hào)之間的相位差。這允許通過根據(jù)相位差計(jì)算針對(duì)每個(gè)圖 像點(diǎn)的局部磁場(chǎng)不均勻性值在另一步驟中獲取磁場(chǎng)不均勻性值的體積圖。同樣，使用針對(duì) 每個(gè)圖像點(diǎn)的相同的所采集復(fù)回波信號(hào)借助于模塊120中的一個(gè)計(jì)算線圈靈敏性矩陣，其 中，所述線圈靈敏性矩陣使由元件的集合采集的第一或第二復(fù)回波信號(hào)關(guān)聯(lián)。另外，再次通 過使用針對(duì)至少一個(gè)圖像點(diǎn)的相同的所采集的第一和第二復(fù)回波信號(hào)，借助于模塊120中 的一個(gè)計(jì)算線圈計(jì)時(shí)矩陣，其中，所述線圈計(jì)時(shí)矩陣將第一復(fù)回波信號(hào)與由元件的集合142 中的每個(gè)檢測(cè)器元件采集的第二復(fù)回波信號(hào)關(guān)聯(lián)。應(yīng)該提到，可以使用選擇性或非選擇性激勵(lì)脈沖執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的方法。片狀選 擇性(slab-selective)脈沖的優(yōu)勢(shì)在于，如果僅對(duì)患者126的身體的一部分特別感興趣， 原則上掃描時(shí)間可以變得更短。圖2示出了用于執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的參考掃描的方法的計(jì)時(shí)序列。因此，計(jì)時(shí)序列 包括由兩個(gè)脈沖200和202組成的脈沖序列。這兩個(gè)脈沖200和202為通過施加頻率編碼 梯度204在時(shí)間上分離的RF脈沖。緊隨在施加第二 RF脈沖202之后，施加與頻率編碼梯 度204具有相同的極性、幅度和持續(xù)時(shí)間的另一頻率編碼梯度206。之后，施加另一頻率編 碼梯度208，這一次所述頻率編碼梯度208具有與頻率編碼梯度206反相的極性但相同的幅 度和持續(xù)時(shí)間。這引起梯度回波214的形成，所述梯度回波214源自RF脈沖202以及在回 波214出現(xiàn)時(shí)被補(bǔ)償?shù)念l率編碼梯度206和208。在頻率編碼梯度208之后，施加另一頻率編碼梯度210，在本示例中該頻率編碼梯 度對(duì)應(yīng)于頻率編碼梯度208。然而，通常，頻率編碼梯度210需要具有與頻率編碼梯度204 的反相的極性，但是具有與頻率編碼梯度204相同的梯度區(qū)域(其為梯度幅度乘以梯度持 續(xù)時(shí)間)。這引起在時(shí)間TE2處第二梯度回波216的形成?？傊?，這一第二梯度回波216是 由于RF脈沖200以及彼此互補(bǔ)的相位編碼梯度204和210。圖2的計(jì)時(shí)序列還示出了采樣218，在采樣218處執(zhí)行以回波214和216形式的對(duì) RF磁共振信號(hào)的采集。圖2中的序列還示出了相位編碼梯度220，其對(duì)于獲取回波214和 216到所成像的檢查體積的圖像點(diǎn)的三維空間分配是必要的。在頻率編碼梯度210結(jié)束之后重復(fù)在圖2中所描繪的序列。由此，在圖2中的序 列具有重復(fù)時(shí)間TR，所述重復(fù)時(shí)間由第一脈沖200和頻率編碼梯度210的結(jié)束之間的時(shí)間 距離給出。
假定僅針對(duì)空間中的一個(gè)點(diǎn)以及僅一個(gè)接收線圈來執(zhí)行圖2中所描繪的序列，通 過分析回波214和216的復(fù)振幅和相位，可以確定局部磁場(chǎng)不均勻性?；剡^來討論上述問題，由于多水組織和脂肪的化學(xué)位移中的差而帶來的化學(xué)位移 變化可能被誤解為局部磁場(chǎng)不均勻性，為了解決這一問題，兩個(gè)回波時(shí)間TEl和TE2之間的 時(shí)間距離需要滿足特定條件。例如，在主磁體工作在磁場(chǎng)Btl = 3T的情況下，脂肪相對(duì)于水 的化學(xué)位移為400Hz左右。這意味著，關(guān)于復(fù)相位，從多水組織得到的在大約每2. 5毫秒左 右的回波，將對(duì)應(yīng)于從脂肪得到的回波。將這一知識(shí)應(yīng)用到圖2，這意味著為了獨(dú)立地獲取 針對(duì)回波214和216的相同復(fù)相位而與是否回波214和216源于水或脂肪無關(guān)，兩個(gè)回波 時(shí)間之間的差應(yīng)該在大約2. 5毫秒左右。然而，目的是盡可能短地保持TR(重復(fù)時(shí)間)，在 實(shí)踐中其應(yīng)該低于2毫秒，從而允許檢查體積的參考掃描的快速執(zhí)行。這不能由大約2. 5 毫秒的兩個(gè)回波時(shí)間之間的差達(dá)到。這就引出了圖3，圖3示出了用于執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的參考掃描的方法的另一計(jì)時(shí) 序列。對(duì)比圖2，參考掃描序列316僅包括一個(gè)單獨(dú)的RF脈沖300。在圖3中描繪的RF脈 沖301和303屬于另一后續(xù)參考掃描序列316。在圖3中，示出了兩個(gè)參考掃描序列316和 316，。RF脈沖300導(dǎo)致梯度回波306以及梯度回波312。然而，梯度回波312僅僅在第 二次執(zhí)行參考掃描序列316 (以序列316’表示)之后出現(xiàn)。現(xiàn)在對(duì)其進(jìn)行詳細(xì)解釋在第一步，施加RF脈沖300。從而，頻率編碼梯度302被打開，其中，所述梯度302 具有第 一梯度區(qū)域-A，其是從所述梯度302的極性、幅度以及持續(xù)時(shí)間的整合而得到的。之后，在梯度302施加完成之后臨時(shí)施加另一梯度330。這一梯度330具有由三個(gè) 區(qū)域區(qū)域320 (區(qū)域大小+A)、區(qū)域322 (區(qū)域大小+B)和區(qū)域324 (區(qū)域大小+A)組成的 梯度區(qū)域。因此，梯度區(qū)域320對(duì)應(yīng)于頻率編碼梯度302的反相的梯度區(qū)域318。這具有這 樣的效果，即，只要梯度330達(dá)到對(duì)應(yīng)于梯度302的梯度區(qū)域的梯度區(qū)域，就對(duì)頻率編碼梯 度進(jìn)行補(bǔ)償。結(jié)果，在回波時(shí)間TEl形成回波306。之后使用采樣314讀出回波306。為了簡(jiǎn)單起見，現(xiàn)在應(yīng)該忽略回波308但在之后對(duì)其進(jìn)行討論。如上面所提到的， 頻率編碼梯度330包括具有區(qū)域大小B的梯度區(qū)域322和具有區(qū)域大小A的梯度區(qū)域324。 因此，區(qū)域322和區(qū)域324具有與區(qū)域320相同的極性。在梯度330施加完成之后臨時(shí)施加另一梯度332。這一梯度332具有積分區(qū)域大 小為-(2B+A)的梯度區(qū)域326。隨后將能夠理解用于選擇這一大小的原因。參考掃描序列316還包括兩個(gè)相位編碼梯度304和305。因此，與頻率編碼梯度 302的施加時(shí)間上并行地施加相位編碼梯度304。在施加頻率編碼梯度332的過程中施加 相位編碼梯度305。與相位編碼梯度304相比較，相位編碼梯度305具有反相的極性，使得 在下一掃描序列316’的后續(xù)RF脈沖301之前，對(duì)相位編碼梯度進(jìn)行補(bǔ)償。參考掃描序列316被重復(fù)為參考掃描序列316’，其再次以施加對(duì)應(yīng)于RF脈沖300 的RF脈沖301開始。如上面已經(jīng)解釋地，頻率編碼梯度302和頻率編碼梯度330 (尤其是 梯度區(qū)域320)的設(shè)計(jì)引起梯度回波310的形成。因此，這一梯度回波310對(duì)應(yīng)于梯度回波 306。相對(duì)于施加第一 RF脈沖300的時(shí)間，在時(shí)間TE2，形成另一回波312。這一回波312 也是梯度回波，其為RF脈沖300以及梯度302、330、332、302，和330，的結(jié)果?？紤]在圖3 的底部描述的梯度區(qū)域就能夠?qū)Υ擞枰岳斫?。因此，其變得清晰，在時(shí)間TE2，上述提到的頻率編碼梯度被補(bǔ)償?shù)搅?。這樣的補(bǔ)償引起梯度回波的形成，在圖3的示例中，引起梯度回波 312的形成?，F(xiàn)在，圖3的計(jì)時(shí)序列向左的延伸也解釋了回波308的出現(xiàn)。回波308為經(jīng)補(bǔ)償 的頻率編碼梯度以及RF脈沖的結(jié)果，所述RF脈沖是剛好在在先的參考掃描序列中的RF脈 沖300之前施加的。為了克服人類組織確實(shí)具有化學(xué)位移的顯著變化的問題(這尤其是由于多水組 織和脂肪之間的頻率的差造成的)，如果兩個(gè)回波時(shí)間的差TE2-TE1對(duì)應(yīng)于例如多水組織 和脂肪之間的反相的頻率差可以使回波306和312成為同相位，其中，對(duì)于3T，該回波時(shí)間 的差為大約2. 5毫秒。然而，盡管TE2-TE1為大約2. 5毫秒，參考掃描序列316的重復(fù)時(shí)間 TR可以仍然保持低于兩個(gè)回波時(shí)間之間的差。應(yīng)該注意到，也可能以如下方式布置所描繪的序列作為對(duì)之前兩次發(fā)射(shot) 的響應(yīng)測(cè)量第二回波，從而達(dá)到例如對(duì)于重復(fù)時(shí)間2毫秒的5毫秒的理論回波時(shí)間差。這 可以例如對(duì)于如1. 5T的較低磁場(chǎng)是必要的，其中，由于多水組織和脂肪間的化學(xué)位移的頻 率差為大約200Hz，這對(duì)應(yīng)于為了確保兩個(gè)回波同相位，在存在5毫秒的回波的情況下的必 要時(shí)間差。在這種情況下，以以下方式布置頻率編碼梯度第二回波在參考掃描序列316的 第三次執(zhí)行的重復(fù)的過程中出現(xiàn)。
回過來參照?qǐng)D3，為了獲取場(chǎng)不均勻性值的體積圖，將第一和第二回波相位進(jìn)行相 互比較，這意味著將回波306與回波312進(jìn)行比較。為了確定線圈靈敏性，將由一個(gè)線圈獲 得的回波306與由另一線圈獲得的回波306進(jìn)行比較。在理論上，對(duì)于檢查體積中的空間 中的相同點(diǎn)，兩個(gè)線圈都應(yīng)該得到完全相同的信號(hào)輸出，這意味著若形成兩個(gè)線圈的信號(hào) 輸出之間的比率，所述比率應(yīng)該等于1。然而，在實(shí)踐中，由于與空間中引起回波信號(hào)306的 點(diǎn)的距離一個(gè)線圈比另一線圈可能更遠(yuǎn)，來自較遠(yuǎn)的線圈的信號(hào)可能確實(shí)比來自較靠近信 號(hào)源的線圈的信號(hào)大。于是，這些兩個(gè)信號(hào)之間的比率不再等于1。將比率的概念延伸到 多個(gè)線圈，針對(duì)空間中的一個(gè)給定點(diǎn)，獲得多個(gè)回波信號(hào)的振幅的比率。然而，這并不僅僅 局限于振幅，而是還可以包括復(fù)值，即振幅和相位。這引起空間中的一個(gè)點(diǎn)到靈敏性的陣 列，所述陣列擴(kuò)展到包括在空間中的多個(gè)點(diǎn)的整個(gè)檢查體積就得到復(fù)線圈靈敏性矩陣中。為了計(jì)算線圈敏感性矩陣，當(dāng)然，在給定回波的集合中的任意回波可以彼此關(guān)聯(lián)。 這意味著例如由所有線圈元件檢測(cè)到的所有回波306可以彼此關(guān)聯(lián)，由所有線圈元件檢測(cè) 的所有回波312可以彼此關(guān)聯(lián)等。對(duì)于線圈計(jì)時(shí)問題，應(yīng)該對(duì)給定線圈將回波306和回波312的幅度相互進(jìn)行比較。 在對(duì)檢測(cè)器元件施加脈沖300和301之后，在將其開啟之后立即達(dá)到其最大靈敏性的情況 下，忽略通常比TE2所對(duì)應(yīng)的時(shí)間長(zhǎng)的弛豫效應(yīng)，回波306和312的幅度應(yīng)該相等。然而，在 檢測(cè)器元件需要特定時(shí)間以達(dá)到最大靈敏性以檢測(cè)回波信號(hào)的情況下，在時(shí)間TEl之后， 可能仍然沒有達(dá)到所述靈敏性，但是可以在施加RF脈沖301之后回波312出現(xiàn)的時(shí)間之后 達(dá)到所述靈敏性，其中所述時(shí)間TEl為在施加RF脈沖300之后回波306出現(xiàn)的時(shí)間。在這 種情況下，回波306的回波振幅與回波312的振幅的幅度比率不相等。從而，這給出了關(guān)于 線圈計(jì)時(shí)的信息。這樣類型的影響難于以除了在圖3中描述的雙回波比較的方式之外的其 他方式進(jìn)行測(cè)量。圖4示出了圖示說明根據(jù)本發(fā)明的參考掃描的方法的流程圖。在步驟400，由磁共振成像裝置的檢測(cè)器元件的集合中的每個(gè)檢測(cè)器元件對(duì)源自針對(duì)包括多個(gè)圖像點(diǎn)的檢查 體積的每個(gè)圖像點(diǎn)的第一和第二回波的第一和第二復(fù)回波信號(hào)執(zhí)行相位靈敏性采集。在步驟400之后，給出了分析所采集的回波信號(hào)的三種不同方式。一個(gè)可能性為 在步驟402，確定第一和第二復(fù)回波信號(hào)之間的相位差，這允許在后續(xù)步驟404計(jì)算局部磁 場(chǎng)不均勻性圖?？商娲?，在步驟400之后，使用由所述元件的集合獲取的針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn) 的第一或第二復(fù)回波信號(hào)，可以計(jì)算線圈靈敏性矩陣。
在其他可替代方式中，在步驟400之后，在步驟408，可以通過將由元件的集合的 每個(gè)檢測(cè)器元件采集的第一復(fù)回波信號(hào)與第二復(fù)回波信號(hào)進(jìn)行關(guān)聯(lián)來計(jì)算線圈計(jì)時(shí)矩陣。
權(quán)利要求
一種執(zhí)行包括多個(gè)圖像點(diǎn)的檢查體積的磁共振成像(MRI)參考掃描的方法，所述方法使用檢測(cè)器元件的集合(142)執(zhí)行，所述方法包括-對(duì)源自針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的第一回波(214；306；310)和第二回波(216；308；312)的第一復(fù)回波信號(hào)和第二復(fù)回波信號(hào)的相位靈敏性采集，其中，由所述檢測(cè)器元件的集合(142)中的每個(gè)所述檢測(cè)器元件執(zhí)行所述采集；-針對(duì)所述檢測(cè)器元件的集合(142)中的檢測(cè)器元件確定針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的所述第一回波信號(hào)和所述第二回波信號(hào)之間的相位差；-根據(jù)所述相位差計(jì)算針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的局部磁場(chǎng)不均勻性值；-導(dǎo)出針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的線圈靈敏性矩陣，其中，通過計(jì)算由所述元件的集合采集的所述第一復(fù)回波信號(hào)或所述第二復(fù)回波信號(hào)的復(fù)比率導(dǎo)出所述線圈靈敏性矩陣。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括導(dǎo)出針對(duì)所述圖像點(diǎn)中的至少一個(gè)的線圈計(jì)時(shí) 矩陣，其中，通過計(jì)算由所述元件的集合(142)中的每個(gè)檢測(cè)器元件采集的所述第一復(fù)回 波信號(hào)與所述第二復(fù)回波信號(hào)的比率導(dǎo)出所述線圈計(jì)時(shí)矩陣。
3.根據(jù)前述權(quán)利要求的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述回波(214；216 ；306 ；308 ；310 ； 312)為使用編碼磁場(chǎng)梯度生成的梯度回波。
4.根據(jù)前述權(quán)利要求的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述RF脈沖(200；202 ；300 ；301 ； 303)具有低于10度的脈沖角度，優(yōu)選地低于2度的脈沖角度。
5.根據(jù)權(quán)利要求3或4所述的方法，其中，選擇所述回波時(shí)間之間的差使得對(duì)于兩個(gè)預(yù) 定化學(xué)位移值，所述第一回波和所述第二回波基本上為同相。
6.根據(jù)權(quán)利要求3到5所述的方法，其中，所述第一回波(214)由第一RF脈沖(200) 和編碼磁場(chǎng)梯度(204 ；208)生成，并且所述第二回波(216)由第二 RF脈沖(202)和另一編 碼磁場(chǎng)梯度(206 ；210)生成。
7.根據(jù)權(quán)利要求3到5所述的方法，其中_所述第一回波(306)由參考掃描序列(316)的第一次執(zhí)行生成，所述參考掃描序列 (316)包括RF脈沖(300)和編碼磁場(chǎng)梯度(320 ；330)；_所述第二回波(312)是通過施加以所述參考掃描序列(316)的所述第一次執(zhí)行的 所述RF脈沖(300)以及從所述參考掃描序列的重復(fù)執(zhí)行得到的另一編碼磁場(chǎng)梯度(302; 330 ；332 ；302，；330，)而生成的。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，所述參考掃描序列的重復(fù)時(shí)間比生成所述第二 回波的所述RF脈沖與所述第二脈沖自身之間的所述回波時(shí)間短。
9.根據(jù)上述權(quán)利要求7或8的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述編碼磁場(chǎng)梯度(302；330 ； 332)包括-在所述RF脈沖(300)之后臨時(shí)施加第一梯度(302)，所述第一梯度具有根據(jù)第一極 性、第一幅度以及第一持續(xù)時(shí)間得到的第一梯度區(qū)域(318)；-在所述第一梯度(302)施加完成之后，臨時(shí)施加第二梯度(330)，所述第二梯度具有 梯度區(qū)域(320)，所述梯度區(qū)域(320)包括反相的第一梯度區(qū)域(318)、第二梯度區(qū)域(322) 和第三梯度區(qū)域(324)，所述第二梯度區(qū)域根據(jù)第二極性、第二幅度和第二持續(xù)時(shí)間得到， 其中，所述第二極性對(duì)應(yīng)于反相的第一極性，所述第三梯度區(qū)域根據(jù)第三極性、第三幅度和 第三持續(xù)時(shí)間得到，其中，所述第三極性對(duì)應(yīng)于反相的第一極性；-在所述第二梯度(330)施加完成之后臨時(shí)施加第三梯度(332)，所述第三梯度具有包 括反相的第二梯度區(qū)域(322)的兩倍和反相的第三梯度區(qū)域(324)的梯度區(qū)域(326)。
10.根據(jù)前述權(quán)利要求6到9中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述磁場(chǎng)梯度為頻率編碼梯度。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，還包括施加相位編碼梯度(304;305)的集合，其中 -在施加所述第一梯度的過程中以預(yù)定極性施加所述相位編碼梯度(304)的集合；以及-在施加所述第三梯度的過程中以所述預(yù)定極性的反相施加所述相位編碼梯度(305) 的集合。
12.一種適于對(duì)包括多個(gè)圖像點(diǎn)的檢查體積進(jìn)行參考掃描的磁共振成像裝置，所述裝 置包括檢測(cè)器元件的集合(142)，所述裝置還包括_用于對(duì)源自針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的第一回波和第二回波的第一復(fù)回波信號(hào)和第二復(fù)回波 信號(hào)進(jìn)行相位靈敏性采集的器件(114)，其中，所述檢測(cè)器元件的集合(142)中的每個(gè)所述 檢測(cè)器元件適于進(jìn)行所述采集；-用于針對(duì)所述檢測(cè)器元件的集合(142)中的檢測(cè)器元件確定針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的所述 第一回波信號(hào)和所述第二回波信號(hào)之間的相位差的器件(116;120)；-用于根據(jù)所述相位差計(jì)算針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的局部磁場(chǎng)不均勻性值的器件(120)； -用于導(dǎo)出針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的線圈靈敏性矩陣的器件(120)，其中，所述用于導(dǎo)出所述 線圈靈敏性矩陣的器件適于通過計(jì)算由所述元件的集合采集的所述第一復(fù)回波信號(hào)或所 述第二復(fù)回波信號(hào)的復(fù)比率導(dǎo)出所述線圈靈敏性矩陣。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的裝置，還包括用于導(dǎo)出針對(duì)所述圖像點(diǎn)中的至少一個(gè)的線 圈計(jì)時(shí)矩陣的器件(120)，其中，所述用于導(dǎo)出所述線圈計(jì)時(shí)矩陣的器件適于通過計(jì)算由所 述元件的集合中的每個(gè)檢測(cè)器元件采集的所述第一復(fù)回波信號(hào)與所述第二復(fù)回波信號(hào)的 比率導(dǎo)出所述線圈靈敏性矩陣。
14.根據(jù)權(quán)利要求12或13所述的裝置，還包括用于生成編碼磁場(chǎng)梯度的器件(132)和 RF脈沖生成器(138)，其中，所述用于生成所述編碼磁場(chǎng)梯度的器件和所述RF脈沖生成器 適于-由包括RF脈沖(300)的參考掃描序列(316)和編碼磁場(chǎng)梯度(320 ；330)生成所述 第一回波(304)；_由所述RF脈沖(300)和從所述參考掃描序列的重復(fù)執(zhí)行得到的另一編碼磁場(chǎng)梯度 (302 ；330 ；332 ；302，；330，)來生成第二回波(312)。
15.一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品(112)，其包括用于執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求1到11中的任一項(xiàng)所 述的方法步驟的計(jì)算機(jī)可執(zhí)行指令。
全文摘要
本發(fā)明涉及執(zhí)行包括多個(gè)圖像點(diǎn)的檢查體積的磁共振成像(MRI)參考掃描的方法，使用一組檢測(cè)器元件(142)執(zhí)行所述方法，所述方法包括源自針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的第一(214；306；310)和第二(216；308；312)回波的第一和第二復(fù)回波信號(hào)的相位靈敏性采集，其中，由該組檢測(cè)器元件(142)中的每個(gè)所述檢測(cè)器元件執(zhí)行所述采集；針對(duì)該組檢測(cè)器元件(142)中的檢測(cè)器元件確定針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的第一和第二回波信號(hào)之間的相位差；根據(jù)所述相位差計(jì)算針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的局部磁場(chǎng)不均勻性值；導(dǎo)出針對(duì)每個(gè)圖像點(diǎn)的線圈靈敏性矩陣，其中，通過計(jì)算由該組元件獲取的所述第一和第二復(fù)回波信號(hào)的復(fù)比率導(dǎo)出所述線圈靈敏性矩陣。
文檔編號(hào)G01R33/58GK101849194SQ200880114919
公開日2010年9月29日 申請(qǐng)日期2008年11月3日 優(yōu)先權(quán)日2007年11月8日
發(fā)明者M·富德勒 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司