本发明涉及到磁共振成像(MRI)并特别涉及到提高这种成像的效 率的方法和系统。

在近代，已经研制出一些结构用于通过从两个或多个射频(RF) 表面线圈同时获取信号来进行MRI，每个线圈各自的空间灵敏度响应不 同。通常，使用简化数据矩阵，即K空间简化视界进行MRI扫描。形 成的图像包含具有来自两个或多个不同空间位置的信号分量的点。不 过，已经研究出称为“SENSE”算法的一种算法，这种算法能够把信号 以这样一种方式组合起来，即每个信号都正确地分配给一个唯一的空 间位置。SENSE算法利用每个RF线圈的已知空间分布图把重叠的空间 信息分解成具有更大矩阵尺寸的图像。

并行成像技术，如使用SENSE算法的成像技术，不能够只与一个 单个接收线圈一起使用，因为要把信号分开，需要两个或多个线圈的 不同响应。

这种办法的一个优点是扫描时间缩短了。不过，这种结构的缺点 是需要附加线圈，RF电子线路以及软件。

因此希望提供出改进的结构，它们在缩短扫描时间的同时力求克 服上面的缺点或至少是减轻这一缺点。特别是，希望提供出使用现有 硬件能够实现的方法和系统。

按照本发明的第一个特点，提供出进行磁共振成像的方法，其包 括的步骤是：在给定视野建立第一和第二不同空间灵敏度的分布图， 用至少一个接收线圈使用第一空间灵敏度分布图进行第一MRI测量， 利用被用来进行第一MRI测量的接收线圈或至少其中之一，但使用第 二空间灵敏度分布图进行第二MRI测量，以及把两个得到的测量结果 相组合。

因而这两个测量是使用同一接收线圈或同一组接收线圈进行的。 因此，只需要一个接收线圈，即使如果方便的话，也可以使用多个线 圈。

使用这种方法时，将会看到不需要附加线圈，因为两个不同的空 间灵敏度分布图是使用惯用数量的线圈建立的。

两个空间灵敏度分布图中的每一分布图优选地有灵敏度相对高和 灵敏度相对低的相间的区域，每个分布图相对高灵敏度的区域与另一 分布图相对低灵敏度区域相对应。

这样，从两个MRI测量得到的信号可很容易加以区分。

两个空间灵敏度分布图可以确定一个或多个灵敏度最大值以及一 个或多个灵敏度最小值，具有两个分布图其中一个分布图中灵敏度最 大值的一个或多个区域与具有两个分布图另一分布图中灵敏度最小值 的一个或多个区域相对应。

空间灵敏度分布图优选地在MRI图像采集之前通过形成各自相应 的横向磁化空间分布来建立。

尤其是，第一空间灵敏度分布图可以通过形成相应的横向磁化空 间分布来建立，然后第二空间灵敏度分布图可以在进行第一测量之前 通过形成相应的纵向磁化空间分布来建立，随后，纵向磁化空间分布 在进行第二测量之前转换成相应的横向磁化空间分布。

在这两种情况其中一种情况下，空间灵敏度分布图可以确定至少 两个这样的灵敏度最大值以及至少两个这样的灵敏度最小值，而每个 分布图中相邻最大值之间的间隔相当于所得到的组合MRI图像的两个 象素。

因此，每个灵敏度最大值相当于所形成组合MRI图像的一个单个 象素。

每个空间灵敏度分布图优选地呈正弦变化，两个分布图在空间上 由1/4个周期的相位差分开，其中一个或每个灵敏度最小值优选地基 本上为零。

通过交插两个分布图高灵敏度区的测量结果可以简单地把测量结 果组合起来。

替代地，通过对贯穿所有两个分布图中每个分布图所得到的测量 结果执行某一算法可以把测量结果组合起来。

按照本发明的第二个特点，提供了一个控制磁共振成像(MRI)设 备的系统，该系统包括选择性地建立设备的第一和第二种运行模式的 装置，每一种模式确定在给定视野的各自不同的空间灵敏度分布图， 从而使得MRI设备在其运行在第一种模式时能够使用至少一个接收线 圈进行第一测量，接着在该设备运行在第二种模式时，使用用来进行 第一MRI测量的接收线圈或至少该接收线圈其中之一来进行第二测 量，所述系统另外还包括将得到的测量结果组合起来的装置。

这样，这两个测量是使用同一接收线圈或同一组接收线圈进行 的。因此，只需要一个接收线圈，即使方便的话，也可以使用多个线 圈。

现将参照附图对本发明的优选实施方案予以说明，附图中：

图1用图解说明了按本发明第一实施方案的方法中所使用的两个 空间灵敏度分布图；

图2用图解说明了按本发明第一和第二两个实施方案的方法中所 使用的脉冲序列；以及

图3用图解说明了获取本发明优选实施方案中所用信号的四种方 法。具体情况是，图3(a)，3(b)和3(c)涉及到第一实施方案， 而图3(d)涉及到第二实施方案。图3(e)和3(f)用图解说明了按 本发明其他替代的实施方案获取信号的方式。

根据横向磁化分量，即与主磁场相垂直的分量来获取磁共振图 像，该主磁场通常沿Z轴取向。在优选实施方案中，获取图像之前由 横向磁化的空间分布对合成图像强度进行加权。横向磁化以在一个方 向上延伸的空间正弦分布图的形式制备，该分布图在两维上与一系列 分别为强和弱(例如零)横向磁化交错的条带相对应。强磁化区与所 获取图像的高灵敏度区相对应。

互补的灵敏度分布图作为纵向磁化储存起来，该纵向磁化稍后在 成像序列中再调用。通过插入一个附加的梯度脉冲，然后再将一射频 脉冲插入到脉冲序列中来做到这点。

在图1图解说明的第一实施方案中，高灵敏度区之间的间距设置 成等于最终图像中象素间距的两倍，并且使用标准MRI读出技术来获 取信号。使用这一信号来建立一个图像，该图像中的每个象素主要是 代表一个高灵敏度层，该区域近似地等于该象素面积的一半。接着舍 弃剩下的横向磁化信号。然后利用适当的射频脉冲把储存的纵向磁化 转换回到横向磁化。接着获取第二个图像，在第二图像中象素都集中 在第二灵敏度分布图内的高灵敏度区，这些高灵敏度区位于第一灵敏 度分布图内的高灵敏度区的中间。然后通过把这两个图像的象素相交 插来建立组合的图像，这一组合图像的分辨率为两个分图像各自分辨 率的两倍。

图1用图解说明了依据第一和第二测量结果形成图像的象素1、 2。阴影部分表示整个灵敏度分布图与各象素相关的部分。最终图像3 包括依据第一和第二测量结果所交插的象素。实线1’代表横向磁化的 分布图，虚线2’代表所储存的纵向磁化的分布图。这两个分布图在形 状上可以看成是正弦曲线，并且彼此在相位上相隔1/4波长。

由于两个射频脉冲间纵向磁化减弱而引起的两个分图像间强度上 的差别很小。但是，这种纵向磁化减弱通常基本上小于在信号采集期 间所出现的横向磁化减弱。

这种技术可以与任何射频线圈结构一起使用。

使用的脉冲序列如图2所示，其由三个经限幅选择的射频脉冲组 成，依次的翻转角度为90°，180°和90°。180°脉冲用来对到第二个90° 脉冲时因磁场不均匀而产生的磁化相移进行重新聚焦。不过，如果磁 化相移程度小，可以把这个180°脉冲省掉并用沿限幅选择轴线的某一 重新聚焦梯度来代替。

在应用头两个90°脉冲之间，应用一个梯度使磁化部分地产生相 移。其作用就是建立横向磁化的线性相移。在旋转坐标系下，即在绕Z 轴旋转的坐标系下，横向磁化的x分量和y分量形成正弦波，该正弦 波中最大值的间隔为1/4波长。第二个90°脉冲的作用是把这两个分量 的其中之一转换成纵向磁化，只留下一个横向磁化分量，其幅度显示 为图像在位置上的正弦变化。获取第一图像之后，应用第三个90°脉冲 把这个纵向磁化再转换回横向磁化，于是获取到第二图像，然后将第 二图像与第一图像组合起来。

然而，RF励磁线圈产生的翻转角度在对象上并不总是均匀的。这 项技术取决于达到的翻转角度，其约为90°(和180°)。在翻转角度 数值正确的地方，第一和第二图像的强度近似相等，但在别处它们的 匹配可能不当。在交插的图像中，这种失配表现为周期为两个象素的 一组条带。

为了校正这个问题及相关问题，获取了附加的预扫描图像，其中 改变各RF脉冲的相位来确定这一误差的大小并对后续图像逐个象素地 进行校正。这种校正还补偿了在第一和第二图像采集之间因纵向衰减 (T1)而引起的任何小的差别。

这种校正所用的数据与翻转角局部分布的测量结果相对应。使用 测量翻转角分布的任何其他方法也能够达到类似的校正。

梯度的幅度要选择成使正弦波的波长为获取的第一和第二图像中 各图像象素间距的两倍。这样，每个图像中峰值灵敏度区之间的距离 就是一整个象素，而峰值被获取的第一和第二图像之间的1/2象素代 替。把两个图像交插就产生出组合图像。

在这种通常用于MRI的实施方案中，在第二和第三个90°脉冲之后 使用幅度为正或负的读出梯度可以获取到信号。读出轴上的附加梯度 允许在同一读出中测量源于相干性A和B的信号，因而允许产生出两 个分隔交插的图像。相干性A和B代表实验中已接收到梯度和RF脉冲 类似关系曲线的信号的再定相。

图3用图解说明了在只对第一图像采集的第一个90°脉冲之后，在 单纯梯度回波读出时这些可能信号采集方式的实例。相位编码梯度在 图中未示出。方式(a)中应用正读出梯度，方式(b)中应用负读出 梯度，及在方式(c)中依据这两个信号重新建立两个分隔交插的图像 A和B。方式(d)涉及到以下说明的第二实施方案。在相位编码方向 上可以应用同样的原则。方式(e)和(f)给出了这种情况的实例， 其分别相应于方式(a)和(b)。

为了快速成像，可以使用回波平面读出从这两个相干性其中之一 或两者来读出信号。如果只读出一个交插的图像，与常规的回波平面 成像相比，若在相位编码方向上应用相移梯度的话，那么每次读出中 梯度换向的数目就减少一半。

可以把上述方法与回波平面成像(EPI)结合起来，以便缩短EPI 读出串的长度，或提高图像的分辨率。这是通过应用加在(a)沿相位 编码方向和(b)沿读出方向上的正弦曲线分布图来实现的。在这两种 情况下，使用两个回波平面读出串，一个在第二个90°脉冲之后，一个 在第三个90°脉冲之后。与EPI有关的一个问题是图像畸变，该图像畸 变由于主磁场B。中局部变化主要出现在沿相位编码的方向上。依据 Jezzard P等人的“Magnetic Resonance in Medicine(医学中的磁 共振)34：65-73(1995)”已经证实借助磁场分布图可以校正畸变。例 如，使用具有不同回波次数的两个图像间之相位差已经得到了这样的 图，但是如果实验对象在场强图与待校正图像的采集之间移动的话， 这些图可能不理想。

在情况(a)中，可以建立两个分隔图像，由于其有效回波次数不 同，它们具有不同的对比度。可以同时使用它们来建立B。场强图，用 此图可以对图像畸变进行校正。由于这一场强图是在对图像进行校正 的同时通过一次单独拍摄测得的，故畸变校正对实验对象的移动的敏 感远远小于对大多数其他技术的敏感程度。

在情况(b)中，可以使用两个连续回波对EPI序列每个梯度变向 的K空间分隔线进行编码。这就使复盖K空间的速度能够像在相位编 码方向上两倍那么快，而对梯度硬件又没有重大的额外要求。像在上 述方法的其他应用中一样，获取第一和第二图像，将这两个图像(在 这种情况下是在读出方向上)交插来形成最终图像。与常规的EPI相 比，畸变程度减小了近一半。

在第二实施方案中，使用类似的方法获取两个图像来制备横向磁 化。每个图像以在一个方向上信号强度和相位的正弦曲线变化形式显 示出空间灵敏度的分布图，两个分布图在相位上间隔为1/4周期。不 过，这两个分布图并不限于具有与特定象素位置相关的最大值或最小 值。

第二实施方案的方法使用RF脉冲和梯度来得到在来自对象的信号 幅度和/或相位上有唯一空间变化的多个图像。用数量减少的傅里叶编 码(K空间复盖)可以拍摄取得多个图像。这种方法能够与任何现有的 并行成像程序相结合。如使用并行方法一样，空间响应的变化可以在 动态扫描之前绘制并可使用这一信息来建立一个单个完整的图像。如 用第一实施方案一样，在图像采集之前对两个分图像绘制出这些空间 灵敏度分布图。用缩小的视野获取每个分图像，同时使用“SENSE”算 法或等效的算法把这两个分图像相组合来建立具有全视野的组合图 像。

在这一实施方案中，磁化的波长和相位以及生成图像的强度并未 固定。因而，可以调节射频脉冲的相位和相移幅度的大小，使得空间 响应对给定线圈或待成像实验对象产生出最佳信噪比。当这种方法与 回波平面成像一起使用时，可以利用相移梯度的大小和视野缩小结果 来调节信号，使得在读出内出现两个回波。这两个回波具有数值不同 的T2*，T2*为控制横向磁化相移，即归零净横向磁化相移的时间常数。 因此可以使用这两个回波来生成具有不同T2*数值的分隔图像。

与用第一实施方案一样，所用的脉冲序列如图2中所示，而且上 述的脉冲序列说明同样适用于第二实施方案。

但是，梯度幅度设置得远低于第一实施方案中使用的梯度幅度， 而且得到的灵敏度中空间正弦曲线变化按视野的比例出现。得到的两 个图像使用“SENSE”算法或等效的算法组合起来。

图3(d)用图解说明了第二实施方案的信号采集。可以改变相移 梯度的大小和RF脉冲的相位来操纵灵敏度分布图，并且可以沿任何轴 线使用该相移梯度。

在上述的两个实施方案中，使用90°相移线圈能够达到信噪比提高 为20.5。

在这两种实施方案中，例如通过在脉冲序列中包括附加的180°RF 脉冲可以操纵图像对比度和/或生成另外的回波。

将会看到本发明的方法和系统有很多优点。与常规的成像相比 较，读出时间和相位编码步骤的数目减少高达1/2的系数。此外，对 射频传输或灵敏度图采集的专用线圈结构没有要求。另外，可以把相 位信息包括在第二实施的灵敏度图中以改进重建方法。序列可以与有 可接受的均匀度的任何发送-接收线圈一起使用，因而其能够在各种不 同情况下易于使用。这与现有技术的多线圈结构有很大不同，在多线 圈结构中线圈的几何形状受其空间灵敏度分布图的制约。

此外，图像上灵敏度的变化可以依据待成像的对象通过改变相移 梯度的大小和调节射频脉冲的相位来进行调节使信噪比达到最大值。 利用两个分图像间不存在噪声相关也可以提高信噪比。另外，与常规 的“SENSE”图像相比，图像上信噪比的均匀性提高了，在“SENSE” 图像中，朝向视野中心处的图像品质往往会降低。

从本发明优选方法和系统能够带来的另外好处包括回波平面成 像、二维傅里叶变换MRI扫描以及梯度-回波MRI方法的扫描时间缩短 了50％。在回波平面成像的情况下，这使图像畸变减小了一半。

在第二实施方案中，希望更充分地利用磁共振相位信息来得到最 好的图像质量。