技术领域
[0001] 本
发明涉及磁共振(MR)成像领域。本发明涉及一种MR成像方法。本发明还涉及MR设备和在MR设备上运行的
计算机程序。
背景技术
[0002] 图像形成MR方法，其利用
磁场与核自旋之间的相互作用以形成二维图像或三维图像，现今被广泛使用，尤其是在医学诊断的领域中，这是因为对于软组织的成像，它们在许多方面优于其他成像方法，其不要求
电离辐射并且通常是无创的。
[0003] 根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的、均匀磁场(B0场)中，该磁场的方向同时定义了测量所基于的
坐标系的轴(通常为z轴)。磁场针对取决于磁场强度的个体核自旋产生不同的能级，所述个体核自旋能够通过应用定义
频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的电磁交变场(RF场，也被称为B1场)来激励(自旋共振)。从宏观
角度来看，个体核自旋的分布产生总体磁化，通过应用适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)能够使所述总体磁化偏离平衡状态，使得所述磁化执行绕z轴的进动运动。所述进动运动描绘了锥形的表面，所述锥形的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅度取决于所应用的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，所述自旋从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。
[0004] 在RF脉冲终止之后，所述磁化弛豫返回到最初的平衡状态，在所述最初的平衡状态中，再次以第一时间常量T1(自旋晶格或纵向弛豫时间)建立z方向上的磁化，并且垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常量T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。借助于一个或多个接收RF线圈能够检测到磁化的变化，所述一个或多个接收RF线圈以这样的方式在MR设备的检查体积之内进行布置和取向，使得在垂直于z轴的方向上测量到磁化的变化。在应
用例如90°的脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有核自旋(由局部磁场不均匀感生的)从具有相同
相位的有序状态到其中所有相位角不均匀分布(失相)的状态的转变。所述失相能够借助于重聚焦脉冲(例如，180°的脉冲)来补偿。这在接
收线圈中产生回波
信号(自旋回波)。
[0005] 为了在身体中实现空间分辨，沿三个
主轴延伸的线性
磁场梯度被
叠加在均匀磁场上，得到自旋响应频率的线性空间相关性。然后在接收线圈中拾取的信号包含不同频率的成分，其与身体中的不同
位置相关联。经由所述RF线圈获得的MR信号数据对应于空间频率域并且被称为k空间数据。所述k空间数据通常包括利用不同的相位编码采集的多条线。每条线通过收集若干样本来数字化。借助于傅里叶变换或其他适当的重建
算法，k空间数据的集合被转换为MR图像。
[0006] 对具有非常短的横向弛豫时间的组织(例如，骨骼或
肺)的MR成像变得越来越重要。用于该目的的已知方法基本上都采用三维(3D)径向k空间
采样。在所谓的零回波时间(ZTE)技术中，在利用高带宽以及由此短、硬RF脉冲来激励磁共振之前设置读出梯度。通过这种方式，在激励磁共振之后立即开始梯度编码。在导致有效零“回波时间”(TE)的RF脉冲的辐射之后立即开始对自由感应衰减(FID)信号的采集。在FID读出之后，仅要求最小的时间用于在能够应用下一RF脉冲之前来设置下一读出梯度，由此实现非常短的重复时间(TR)。读出方向是随着逐次重复渐增变化的，直到k空间中的球形体积被采样到所要求的程度。在无需关闭在TR间隔之间的读出梯度的情况下，能够几乎无声地执行ZTE成像(参见Weiger等人，Magnetic Resonance in Medicine，第70卷，第328-332页，2013年)。
[0007] ZTE成像中的挑战在于，归因于由RF脉冲、发射-接收切换和信号滤波的有限持续时间引起的初始死区时间，k空间数据在k空间中心是略微不完整的。
[0008] 该k空间间隙能够例如通过将径向ZTE采样与k空间中心的额外的笛卡尔采样进行组合来解决，如在已知的PETRA技术中(参见Grodzki等人，Magnetic Resonance in Medicine，第67卷，第510-518页，2012年)已知的。
发明内容
[0009] 根据前述内容容易认识到，需要一种改进的ZTE成像方法。本发明的目的是使用k空间中心的采样来实现“无声(silent)”ZTE成像。
[0010] 根据本发明，公开了一种对被
定位在MR设备的检查体积中的对象进行MR成像的方法。本发明的方法包括以下步骤：
[0011] 使对象经受RF脉冲的成像序列和切换的磁场梯度，所述成像序列是零回波时间序列，包括：
[0012] i)设置具有读出方向和读出强度的读出磁场梯度；
[0013] ii)在存在所述读出磁场梯度的情况下辐射RF脉冲；
[0014] iii)在存在所述读出磁场梯度的情况下采集FID信号，其中，FID信号表示径向k空间样本，其中，FID信号的采集已在接收器死区时间(deadtime)期间开始，即开始于采集时间处，在所述采集时间处，MR设备的接收器增益在RF脉冲的辐射之后尚未稳定；
[0015] iv)逐渐改变读出方向；
[0016] v)通过多次重复步骤i)至iv)来对k空间中的球形体积进行采样；
[0017] 根据所采集的FID信号来重建MR图像。
[0018] 根据本发明，径向ZTE采集主要以常规方式应用。MR信号通过重复RF脉冲的辐射被采集为径向k空间样本，同时逐渐变化读出方向直到k空间中的期望体积被采样，并且可以根据所采集的MR信号重建MR图像。然而，本发明提出改变读出强度，使得利用不同的读出强度采集FID信号中的至少一些。
[0019] 优选地，改变读取强度，使得采集至少两个FID信号，两者具有基本上相同的读出方向，但是具有不同读出强度。
[0020] 如上所述，由于由RF脉冲的持续时间、发送-接收切换和信号滤
波导致的有限死区时间，从k空间的中心区域对FID信号的采集主要被破坏。换句话说，在死区时间期间，MR设备的接收器增益尚未达到其稳定电平。本发明的一个见解是接收器增益的起始可能不稳定，但仍然是很好地可再现的。因此，根据本发明通过比较RF脉冲辐射后在相同k空间位置处但在不同的获取时间上获取的k空间采样来导出在死区时间期间时间的接收器增益变化。这使得能够在死区时间期间，即在RF脉冲的辐射之后MR设备的接收器增益尚未稳定的采集时间处开始FID信号的采集。根据本发明，可以在所采集的FID信号中补偿接收器增益的时间变化，使得可以从FID信号重建MR图像，所述FID信号没有由在接收器死区时间期间的信号损坏导致的伪迹。本发明的一个见解是接收增益可以变化，但是起始变化是相当可重现的，使得其可以被补偿。所需的补偿可以从时间RF接收器增益的单独校准、模拟获得。时间接收器增益还可以从RF接收器装备的
硬件性质确定。根据本发明的另一任选方面，通过比较在相同k空间位置处但在不同采集时间处的k空间样本，在ZTE序列内获得所需的补偿。来自相同k空间位置但不同采集时间的信号之间的信号
水平的任何差异表示有效接收器增益变化。因此，可以根据该差异计算接收器增益变化。该计算的确切细节是任选实现细节。
[0021] 因此，本发明使得能够在ZTE采集方案中从k空间的中心更准确地采集FID信号。因此本发明改进了ZTE/无声扫描的图像
质量。
[0022] 在本发明的优选
实施例中，在零读出强度处采集FID信号中的至少一个。零读出强度处的测量结果直接提供k＝0处的缺失信息。这样的测量结果可以在方便点处插入到ZTE序列中，例如在扫描的开始或结束处。
[0023] 此外，可以从在零读出强度处采集的FID信号导出时间接收器增益变化。FID信号的所有信号值对应于k＝0，使得信号变化直接反映死区时间期间的接收器增益的时间变化。从在零梯度强度处采集的FID信号导出的时间接收器增益曲线然后可以用于补偿在非零读出强度处采集的FID信号中的死区时间效应。
[0024] 因此，至此描述的本发明的方法可以借助于MR设备来执行，其包括：用于在检查体积内生成均匀稳定的磁场的至少一个主磁体线圈；用于在检查体积内生成在不同的空间方向上的切换的磁场梯度的多个
梯度线圈；用于在检查体积内生成RF脉冲和/或用于从位于检查体积中的患者的身体接收MR信号的至少一个RF线圈；用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替的控制单元；以及重建单元。本发明的方法优选地通过MR设备的重建单元和/或控制单元的对应编程来实施。
[0025] 本发明的方法可以有利地在当前临床使用的大多数MR设备中执行。为此，仅需要利用通过其控制MR设备的计算机程序，使得其执行本发明的上述方法步骤。计算机程序可以存在于数据载体上或存在于
数据网络中，从而被下载以安装在MR设备的控制单元中。
附图说明
[0026] 附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅仅是出于图示说明的目的而设计的，并且不是对本发明的限制范围的定义。在附图中：
[0027] 图1示意性地示出了用于执行本发明方法的MR设备。
[0028] 图2示出了图示根据本发明应用的ZTE序列的示意图；
[0029] 图3示出了图示根据本发明的实施例的k空间的径向采样的示意图。
具体实施方式
[0030] 参考图1，示出了MR设备1，其能够用于执行本发明的方法。所述设备包括超导或
电阻性主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建基本上均匀的、在时间上恒定的主磁场B0。所述设备还包括一组(第1级、第2级，并且在适用时，第3级)匀场线圈2’，其中，出于使检查体积之内的B0偏差最小化的目的，能够控制通过所述组2’中的个体匀场线圈的
电流。
[0031] 磁共振生成和操控系统应用一系列RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋、引发磁共振、重聚焦磁共振、操纵磁共振、空间地或以其他方式对磁共振进行编码、使自旋饱和等，以执行MR成像。
[0032] 更具体地，梯度脉冲
放大器3向沿着检查体积的x轴、y轴和z轴的全身梯度线圈4、5和6中的
选定的线圈应用电流脉冲。数字RF频率发射器7经由发送/接收
开关8向身体RF线圈9发射RF脉冲或RF脉冲包，以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括彼此一起获取的短持续时间的RF脉冲段的包，并且任意应用的磁场梯度实现对
核磁共振的选定操控。RF脉冲被用于使共振饱和、激励共振、反转共振、重聚焦共振，或操纵共振，并且选择被定位在检查体积中的身体10的部分。MR信号也被身体RF线圈9拾取。
[0033] 为了借助于并行成像来生成身体10的限定区域的MR图像，邻近选定用于成像的区域放置一组局部阵列RF线圈11、12、13。阵列线圈11、12、13能够用于接收由身体线圈RF发射所引发的MR信号。
[0034] 结果得到的MR信号被身体RF线圈9和/或被阵列RF线圈11、12、13拾取，并且由优选包括前置放大器(未示出)的接收器14进行解调。接收器14被经由发送/接收开关8连接到RF线圈9、11、12和13。
[0035] 主计算机15控制流动通过匀场线圈2’的电流以及梯度脉冲放大器3和发射器7以生成根据本发明的ZTE成像序列。接收器14在每个RF激励脉冲之后快速演替的接收多条MR数据线。
数据采集系统16执行对接收到的信号的模拟-到-数字转换，并且将每条MR数据线转换为适合于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集系统16是单独的计算机，所述单独的计算机专用于原始图像数据的采集。
[0036] 最后，数字原始图像数据被重建处理器17重建成图像表示，所述重建处理器17应用适当的重建算法。MR图像表示三维体积。所述图像然后被存储在图像
存储器中，所述图像存储器可以被
访问，用于将图像表示的投影或其他部分转换成适当的格式以例如经由视频监视器18进行
可视化，所述视频监视器18提供对结果得到的MR图像的人类可读的显示。
[0037] 图2示出了图示根据本发明应用的经
修改的ZTE序列的示意图。本发明采用的“无声”ZTE技术的本质是，在接通频率-编码读出磁场梯度G1、G2的同时激励RF脉冲20被发送。读出磁场梯度G1、G2不旨在作为切片选择梯度，这意味着RF脉冲20必须短(通常为1μs至8μs)，以便实现足够的激励带宽。亦即，由于视场中的主磁场和叠加的应用的自旋磁梯度场，RF脉冲的频率带宽比共振射频范围宽得多。
[0038] 在存在读出磁场梯度G1、G2的情况下，在间隔21期间发生MR信号的读出。每个间隔21具有在100μs与3ms之间的典型持续时间。读出磁场梯度G1、G2具有在每个激励/读出周期上保持基本上恒定的读出强度和读出方向。在每个周期之后，读出方向非常逐渐地变化(图
2中未描绘)。读出方向仅稍微改变，例如几度(例如2°)。对于k空间的完全采样，读出方向变化，直到球形体积由足够的
密度覆盖。
[0039] 如前所述，常规ZTE成像的已知约束是在每个RF脉冲的中心与相应采样间隔的开始之间存在有限的时间。根据使用的装备，该死区时间可以是2μs与200μs之间的任何值。因此，不能够扫描k空间的中心。
[0040] 在图2描绘的本发明的实施例中，每个RF脉冲20的辐射与采集间隔21的开始之间的时间延迟短于图2中由D指示的接收器死区时间。因此，由于由RF脉冲的持续时间、发送-接收切换和信号滤波导致的死区时间D，从k空间的中心区域对FID信号的采集被破坏。在死区时间D期间，MR设备1的接收器增益尚未达到其稳定水平。
[0041] 根据本发明，改变读出梯度的强度，使得利用不同的读出强度采集FID信号中的至少一些。如图2中示意性描绘的，在多次采集之后，读出强度从G1切换到G2。控制读出方向，使得利用基本相同的读出方向和不同的读出强度G1、G2来采集FID信号。根据本发明，通过比较在相同的k空间位置处但在RF脉冲的辐射后的不同采集时间处采集的K空间样本，来导出在死区时间D期间的时间接收器增益变化，其由MR设备1的硬件性质确定并且变为通常是良好可再现的。接收器增益变化可以例如通过将从相同k空间位置处但在不同采集时间处采集的k空间采样彼此相除来计算。然后根据确定的时间接收器增益变化通过校正信号样本，来从所采集的FID信号中去除死区时间效应。最后，根据经校正的FID信号重建MR图像。
[0042] 本发明的前述方法使得能够在死区时间D期间即在接收器已经稳定之前开始FID信号的采集。因此，本发明提供从k空间的中心对FID信号的更准确的采集，使得显著改进了ZTE/无声扫描的图像质量。
[0043] 图3示出了本发明的k空间采样方案。为了图示的目的，示意图仅示出了kx和ky方向。然而，必须注意，通过本发明的方法执行k空间中的球形体积的三维径向采样。在读出强度G1处的每个RF脉冲20之后，采集多条径向k空间线31作为MR信号。以减小的读出强度G2对另外的k空间线32进行采样。在环形阴影区33中，梯度强度G1和G2处的k空间采样交叠，使得可以根据本发明通过比较从区33采集的k空间样本来导出在死区时间D期间的时间接收器增益变化。
[0044] 中心球形间隙34的尺寸小于常规ZTE成像中的尺寸，因为k空间样本31、32的采集已经在死区时间D期间开始，如上面详细解释的。
[0045] 此外，在零读出强度处采集k空间样本集35。该测量直接提供k＝0处的信息。k空间样本35的测量结果可以在方便点处插入到ZTE序列中，例如在扫描的开始或结束处。在图2的示意图中，在序列的结束处采集k＝0样本集。时间接收器增益变化可以额外地或备选地直接从k空间样本35导出。由于样本35的FID信号的所有信号值对应于k＝0，因此它们的信号变化直接反映死区时间D期间的接收器增益的时间变化。从在零梯度强度处采集的FID信号导出的时间接收器增益曲线然后可以用于补偿在非零读出强度处采集的k空间样本31、32中的死区时间效应。
