專利名稱：用于在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的mr成像系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于基于橫向弛豫時(shí)間(T2)或組合有縱向恢復(fù)時(shí)間(Tl)的橫向弛豫時(shí)間(T2)來在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的MR成像系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
在磁共振成像(MRI)以及特別地心血管MRI中，“T2準(zhǔn)備”或“T2_pr印”被用來對組織(例如心肌(心臟組織))進(jìn)行磁方面的準(zhǔn)備，以便由于其在T2方面的差異而產(chǎn)生不同組織類型之間的圖像對比度。這也被稱作T2加權(quán)。T2是描述橫向磁化的衰減的時(shí)間常數(shù)， 并且是局部組織水含量的函數(shù)(包括其它參數(shù))。感興趣區(qū)域(ROI)中的組織T2值越短，該ROI在經(jīng)過T2加權(quán)的MR圖像中表現(xiàn)得就越暗，并且相反，ROI中的T2越長，該ROI中的組織就越亮。這就允許臨床醫(yī)師區(qū)分具有相對較長T2值的異常區(qū)域(比如水腫)與處理相對較短T2值的健康區(qū)域。例如在心臟中，已經(jīng)知道具有長T2的區(qū)域出現(xiàn)在急性心肌梗塞的環(huán)境中。T2準(zhǔn)備還被用在冠狀動(dòng)脈血管造影術(shù)中，以便使心肌與血液之間的信號差異更明顯。鑒于心肌被T2準(zhǔn)備渲染得較暗，所以血液保持明亮，從而改進(jìn)了心肌與血液之間的圖像對比度。圖I示出犬科動(dòng)物心臟的短軸T2加權(quán)的圖像，以指示由于水腫而導(dǎo)致的升高的圖像強(qiáng)度103。T2準(zhǔn)備序列使用初始向下傾斜(tip-down)射頻(RF)脈沖來將所成像的容積的縱向磁化的大部分轉(zhuǎn)換到橫向磁化，時(shí)間延遲和RF脈沖的組合被設(shè)計(jì)成在這些脈沖和延遲期間由于T2弛豫而使某一信號減小之后使該橫向磁化再聚焦，隨后是最終的向上傾斜(tip-up) RF脈沖以便將所述經(jīng)過再聚焦的磁化的大部分返回到縱向磁化。向下傾斜與向上傾斜脈沖之間的T2弛豫提供了所成像的容積的具有不同T2弛豫速率的分量之間的所期望的圖像對比度改變。一種類型的已知 T2 準(zhǔn)備方法 MLEV (Levitt 和 Freemann, 1981 年；Levitt、Freemann等人，1982年；Brittain、Hu等人，1995年)受到MRI磁激勵(lì)場BI和/或靜磁場BO的不均勻性的負(fù)面影響。這些不均勻性隨著場強(qiáng)度增大而加劇。其他已知類型(Nezafat、Stuber 等人，2006 年；Nezafat、Derbyshire 等人，2008 年；Nezafat、Ouwerkerk 等人，2009年；Nezafat、Ouwerkerk等人,2010年)易于受到運(yùn)動(dòng)和血流的影響,從而導(dǎo)致被稱作圖像不均勻性的信號變化以及所成像的容積內(nèi)的圖像偽像。具體來說，對于諸如心臟之類的移動(dòng)的器官，所得到的心肌上的信號變化可能被誤認(rèn)為是由于病理生理而導(dǎo)致的強(qiáng)度改變。已知的MLEV 復(fù)合脈沖(Levitt、Freemann 等人，1982 年；Brittain、Hu 等人，1995年)可以部分地補(bǔ)償RF磁場BI中的缺陷，但是無法在3T (特斯拉)或更高的場強(qiáng)度下產(chǎn)生均勻的組織準(zhǔn)備(Rehwald、Jenista等人,2011年)。利用所謂的絕熱RF脈沖可以實(shí)現(xiàn)對于RF磁場BI中的缺陷的改進(jìn)的補(bǔ)償。絕熱脈沖組合RF的幅度和頻率調(diào)制，其被設(shè)計(jì)成以使其在相當(dāng)大的RF場強(qiáng)度范圍內(nèi)對RF場(BI)強(qiáng)度的變化不敏感的方式產(chǎn)生磁化的旋轉(zhuǎn)。部分地或?qū)ｉT地采用絕熱RF脈沖的已知T2準(zhǔn)備有a)絕熱反轉(zhuǎn)恢復(fù)(IR)脈沖的匹配對(Nezafat、Stuber 等人，2006 年；Nezafat、Ouwerkerk 等人，2010 年)；和 b)單個(gè)解構(gòu)的BIR4 (具有4個(gè)節(jié)段的解構(gòu)的BI不敏感旋轉(zhuǎn)，dBIR4) (Nezafat ^Derbyshire等人，2008 年；Nezafat、Ouwerkerk 等人，2009 年)。所述匹配的IR對方法包括絕熱IR脈沖，其后是時(shí)間延遲以便允許磁化演變，其后是第二完全相同的絕熱IR脈沖。通過使得IR脈沖工作，要求有完全相同的絕熱IR脈沖的匹配對來用于再聚焦(Nezafat、Stuber等人，2006年；Nezafat、Ouwerkerk等人，2010年)，但是這一要求是成問題的，因?yàn)檫@會(huì)使得所述方法易于受到運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)的影響。只有 在沒有運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)的情況下才能由第二反轉(zhuǎn)完全補(bǔ)償由第一反轉(zhuǎn)脈沖所引入的相位誤差。在存在運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)的情況下，例如在心臟中所得到的組織準(zhǔn)備是不均勻的，并且血流會(huì)產(chǎn)生偽像。各IR脈沖之間的時(shí)間延遲越長，所述模塊對于運(yùn)動(dòng)和血流的移相效應(yīng)就變得越來越敏感，并且其圖像質(zhì)量就會(huì)降低更多。dBIR4模塊受到運(yùn)動(dòng)和血流的影響，從而特別對于更長的T2準(zhǔn)備時(shí)間(40ms以上)導(dǎo)致主要的偽像和信號不均勻(Rehwald、Jenista等人,2011年)。與所描述的匹配IR對問題類似，這可能是由于dBIR4無能力完全補(bǔ)償在存在運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)的情況下的相位誤差而造成的。隨著絕熱脈沖之間的延遲變得更大，這種無能力也會(huì)增加。根據(jù)本發(fā)明的原理的一種系統(tǒng)解決了前面的限制，并且在存在運(yùn)動(dòng)、流動(dòng)以及BI和BO不均勻性的情況下具有極好的魯棒性。

發(fā)明內(nèi)容
所述系統(tǒng)提供了對BI和BO不敏感、對血流和運(yùn)動(dòng)魯棒的T2準(zhǔn)備以及組合有反轉(zhuǎn)恢復(fù)的T2準(zhǔn)備。所述系統(tǒng)基于橫向弛豫時(shí)間(T2)或者組合有縱向弛豫時(shí)間(Tl)的T2在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分。所述系統(tǒng)關(guān)于要被成像的解剖ROI的磁化的絕熱再聚焦使用獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖。BIREF-I脈沖是經(jīng)過幅度和頻率/相位調(diào)制的180度平面旋轉(zhuǎn)脈沖，其可以在存在較大BI變化的情況下實(shí)現(xiàn)反轉(zhuǎn)和再聚焦變換二者。再聚焦變換是通過在脈沖進(jìn)行到一半時(shí)反轉(zhuǎn)有效場而實(shí)現(xiàn)的。由于BIREF-I的該自再聚焦屬性，其在共振時(shí)容許BI量值的較大變化，但是在非共振時(shí)(意味著在存在較差BO場的情況下)的表現(xiàn)則不同。因此，已經(jīng)覺察到BIREF-I脈沖的限制在于易受到非共振效應(yīng)的影響，這可能是其通常不被用于臨床成像或者不被用作T2準(zhǔn)備模塊的核心元素的原因。發(fā)明人有利地認(rèn)識到，BIREF-I的缺點(diǎn)對于臨床成像不構(gòu)成限制，并且其諸如BI不敏感性和自再聚焦屬性之類的優(yōu)點(diǎn)在價(jià)值上遠(yuǎn)超過所述缺點(diǎn)。此外，通過一種相位循環(huán)方案有利地降低了 BIREF-I對于非共振的易感性。根據(jù)本發(fā)明的原理的系統(tǒng)改進(jìn)了在存在BI和BO不均勻性的情況下的魯棒性。由于BIREF-I脈沖是自再聚焦的，因此其不需要被成對發(fā)射(play)，并且不需要演變時(shí)間以作為再聚焦事件的一部分。因此，其有效再聚焦持續(xù)時(shí)間與已知的dBIR4和匹配的IR對系統(tǒng)相比明顯更短，從而導(dǎo)致本發(fā)明的顯著更好的運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)魯棒性。很重要的是，BIREF-I的自再聚焦屬性允許在一個(gè)脈沖序列模塊內(nèi)有不同數(shù)目的再聚焦脈沖，包括奇數(shù)和偶數(shù)。通過將本發(fā)明的系統(tǒng)應(yīng)用于所成像的解剖ROI會(huì)修改所述ROI的磁化，從而以基于T2弛豫時(shí)間的差的增強(qiáng)的區(qū)分度來指示不同的組織類型。所述系統(tǒng)還允許基于處于組合方式的T2與Tl弛豫時(shí)間來進(jìn)行組織區(qū)分。這是通過用向下傾斜脈沖替代拖尾的向上傾斜RF脈沖而實(shí)現(xiàn)的。一種MR成像系統(tǒng)基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分。信號發(fā)生器生成用于T2準(zhǔn)備的脈沖序列，其包括至少一個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-1)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區(qū)域的磁化。多個(gè)RF線圈響應(yīng)于所述脈沖序列來發(fā)射RF脈沖，并且響應(yīng)于所述RF脈沖的發(fā)射而采集RF數(shù)據(jù)。處理系統(tǒng)處理所述RF數(shù)據(jù)以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時(shí)間差的增強(qiáng)的區(qū)分度指示不同的組織類型。


圖I示出犬科動(dòng)物心臟的短軸T2加權(quán)圖像，其指示了作為水腫的結(jié)果的升高的圖
像強(qiáng)度。圖2示出根據(jù)本發(fā)明的原理的用于基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的MR成像系統(tǒng)。圖3示出根據(jù)本發(fā)明的原理的T2準(zhǔn)備脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的-90°的向后翻轉(zhuǎn)(flip-back)脈沖(向上90° )。圖4示出根據(jù)本發(fā)明的原理的T2準(zhǔn)備脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的RECT 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的-90°的BIR4向后翻轉(zhuǎn)脈沖(向上90° )。圖5示出根據(jù)本發(fā)明的原理的T2準(zhǔn)備脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的RECT 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的-90°的BIR4向后翻轉(zhuǎn)脈沖(向上90° )。圖6示出根據(jù)本發(fā)明的原理的T2準(zhǔn)備脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的BIR4 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的-90°的向后翻轉(zhuǎn)BIR4脈沖(向上90° )。圖7示出根據(jù)本發(fā)明的原理的T2準(zhǔn)備反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的RECT 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的90°的向后翻轉(zhuǎn)BIR4脈沖(向下90° )。圖8示出根據(jù)本發(fā)明的原理的T2準(zhǔn)備反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的BIR4 90° RF (射頻)脈沖(向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖(在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的90°的向后翻轉(zhuǎn)BIR4脈沖(向下90° )。圖9示出根據(jù)本發(fā)明的原理的由MR成像系統(tǒng)執(zhí)行的用于基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的過程的流程圖。
具體實(shí)施例方式定義反轉(zhuǎn)恢復(fù)(IR，inversion recovery)脈沖將縱向磁化從正z軸反轉(zhuǎn)180度到負(fù)z軸。IR脈沖被用作主成像脈沖序列之前的準(zhǔn)備脈沖以便實(shí)現(xiàn)不同種類的MR對比度(比如Tl加權(quán)的、T2加權(quán)的)。絕熱IR脈沖被用來在整個(gè)成像容積內(nèi)給出比非絕熱RF脈沖更均勻的對比度。 ΡΑΤ (集成并行采集技術(shù))包括“并行成像”。其通過減少相位編碼以及RF線圈信息的添加而允許更快的掃描。iPAT因數(shù)為2允許大約兩倍快的掃描， ΡΑΤ因數(shù)為3允許大約三倍快的掃描，并且依次類推。TI=反轉(zhuǎn)時(shí)間，即反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖與下一個(gè)RF激勵(lì)脈沖之間的時(shí)間。TI確定圖像對t 匕 。T1=縱向(或自旋-晶格)弛豫時(shí)間T1衰減常數(shù)。T2=橫向(或自旋-自旋)弛豫時(shí)間，T2是對于質(zhì)子自旋分量的衰減常數(shù)。
TR=重復(fù)時(shí)間，即連續(xù)的RF激勵(lì)脈沖之間的時(shí)間。FA=翻轉(zhuǎn)角度，即RF翻轉(zhuǎn)角度。對于反轉(zhuǎn)脈沖，F(xiàn)A=180度。絕熱RF脈沖=對于BI不均勻性和頻率偏移的效應(yīng)不敏感的經(jīng)過RF幅度和頻率調(diào)制的脈沖(在MRI中使用的傳統(tǒng)RF脈沖只經(jīng)過幅度調(diào)制)。RF再聚焦脈沖=將自旋返回到其在初始激勵(lì)RF脈沖(即把磁化從縱向方向帶到橫向平面內(nèi)的激勵(lì)RF脈沖)之后所具有的相同起始相位的射頻(RF)再聚焦(或重定相)脈沖。在自旋已達(dá)到所述相同起始相位的時(shí)間點(diǎn)，可用信號最大。該時(shí)間點(diǎn)是在此處所謂的“自旋回波”發(fā)生的時(shí)間點(diǎn)。通過反復(fù)發(fā)射RF再聚焦脈沖(BIREF-1脈沖)，所述磁化被反復(fù)再聚焦，從而導(dǎo)致反復(fù)的自旋回波。每一個(gè)自旋回波的峰值幅度處在T2衰減曲線上。在不使用再聚焦脈沖的情況下，在初始激勵(lì)RF脈沖之后，所述信號將隨著T2* (T2星號)曲線更快得多地衰減。T2*是橫向磁化衰減到其原始量值的37%所花費(fèi)的時(shí)間。梯度破壞(spoiler gradient)=被應(yīng)用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖，這是通過產(chǎn)生其相位沿著梯度方向的快速變化而實(shí)現(xiàn)的。對于T2prep模塊,梯度破壞在已經(jīng)發(fā)射了 90度向后翻轉(zhuǎn)(其也被稱作向上傾斜)脈沖之后被發(fā)射。其損壞剩余的橫向磁化，從而使得在發(fā)射了整個(gè)T2prep模塊之后磁化再次處于縱向方向上。向下傾斜脈沖=將縱向磁化帶到橫向平面內(nèi)的90度脈沖(也被稱作激勵(lì)脈沖)。向后翻轉(zhuǎn)脈沖=將磁化從橫向平面帶回到縱軸上的-90度脈沖。分段數(shù)據(jù)采集以周期性方式記錄未經(jīng)處理的數(shù)據(jù)空間的不同部分(即節(jié)段)，這是通過反復(fù)放出包括反轉(zhuǎn)脈沖序列和MR數(shù)據(jù)采集脈沖的脈沖序列并且在讀出(采集)期間采集k空間線的不同集合而實(shí)現(xiàn)的。BO是主靜態(tài)基本MRI磁場。BI是RF發(fā)射線圈場。一種系統(tǒng)提供對BI和BO不敏感、對流動(dòng)和運(yùn)動(dòng)魯棒的T2準(zhǔn)備以及組合有反轉(zhuǎn)恢復(fù)的T2準(zhǔn)備。所述系統(tǒng)提供一種絕熱T2準(zhǔn)備模塊(脈沖序列)，該模塊通過根據(jù)組織磁化的T2值對其進(jìn)行加權(quán)來準(zhǔn)備組織磁化。在心臟中，其被用于水腫成像，并且還在冠狀動(dòng)脈MR血管造影術(shù)中被用于抑制背景組織。但是其也可以被用于諸如腦部之類的其他器官，以便產(chǎn)生T2加權(quán)的MR圖像。所述系統(tǒng)給出在存在運(yùn)動(dòng)、血流、BI和BO變化的情況下魯棒的T2準(zhǔn)備。與此相對，已知的T2準(zhǔn)備脈沖序列或者太易于受到BI和BO變化的影響，或者太易于受到運(yùn)動(dòng)和血流的影響。圖2示出用于基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的MR成像系統(tǒng)10。RF線圈4發(fā)出RF脈沖以便激勵(lì)測量容積M中的核質(zhì)子自旋，并且采集所得到的RF回波信號。對應(yīng)獲得的磁共振信號在RF系統(tǒng)22的接收器處理單元8中以相位敏感的方式被解調(diào)，并且經(jīng)由相應(yīng)的模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器11被轉(zhuǎn)換成測量信號的實(shí)部和虛部，并且由成像計(jì)算機(jī)17進(jìn)行處理。成像計(jì)算機(jī)17從經(jīng)過處理的所采集的RF回波脈沖數(shù)據(jù)重構(gòu)圖像。對于RF數(shù)據(jù)、圖像數(shù)據(jù)和控制程序的處理是在系統(tǒng)計(jì)算機(jī)20的控制下執(zhí)行的。響應(yīng)于預(yù)定的脈沖序列控制程序，序列控制器18控制生成所期望的脈沖序列和對應(yīng)的k空間掃描。具體來說，序列控制器18控制在適當(dāng)?shù)臅r(shí)間切換磁梯度，以確定的頻率、相位和幅度發(fā)射RF脈沖，以及以RF回波數(shù)據(jù)的形式接收磁共振信號。合成器19確定RF系統(tǒng)22和序列控制器18的操作的定時(shí)。對用于生成MR圖像和顯示所生成的核自旋圖像的適當(dāng)控制程序的選擇由用戶經(jīng)由終端(控制臺(tái))21執(zhí)行，所述終端包含鍵盤以及一個(gè)或多個(gè)屏幕。信號發(fā)生器(序列控制器18)生成用于T2準(zhǔn)備的脈沖序列，其包括多個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦脈沖以便再聚焦要被成像的感興趣解剖區(qū)域的磁化。RF線圈4響應(yīng)于所述脈沖序列發(fā)射RF脈沖，并且響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)射而采集RF數(shù)據(jù)。處理系統(tǒng)(成像計(jì)算機(jī)17)對RF數(shù)據(jù)進(jìn)行處理以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時(shí)間差的增強(qiáng)的區(qū)分度指示不同的組織類型。圖3示出一般性的T2準(zhǔn)備脈沖序列301的構(gòu)建塊，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面的90° RF (射頻)脈沖303 (向下90° )，其后是一系列再聚焦脈沖305 (在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的-90°的向后翻轉(zhuǎn)脈沖307 (向上90° )。脈沖序列301之后是梯度破壞脈沖312，其包括被應(yīng)用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖，這是通過沿著梯度的方向產(chǎn)生其相位的快速變化而實(shí)現(xiàn)的。對于T2-prep模塊,所述梯度破壞脈沖在已經(jīng)發(fā)射了 90度向后翻轉(zhuǎn)(其也被稱作向上傾斜)脈沖之后被發(fā)射。梯度破壞脈沖 損壞剩余的橫向磁化，從而使得在發(fā)射了整個(gè)T2prep模塊磁化之后，磁化再次處于縱向方向上。再聚焦脈沖305通過脈沖間間隔距離d均等地隔開。前導(dǎo)和拖尾90°脈沖與相應(yīng)的再聚焦脈沖分開所述脈沖間間隔距離的一半(d/2)。所述前導(dǎo)和拖尾脈沖可以是絕熱、非絕熱或復(fù)合脈沖，例如矩形脈沖。d的值是各RF脈沖的總持續(xù)時(shí)間和其間的時(shí)間延遲的函數(shù)。其被稱作T2-pr印時(shí)間309。可以使用不同數(shù)目的再聚焦脈沖，并且該示例示出4個(gè)。在已知系統(tǒng)中應(yīng)用的再聚焦脈沖或者是I)復(fù)合脈沖，特別是MLEV (Malcolm Levitt的復(fù)合去耦)脈沖，或者是絕熱RF脈沖。已知的MLEV T2準(zhǔn)備脈沖序列在3T或更高的場強(qiáng)度下較差地執(zhí)行，這是由于BI均勻性在較高場強(qiáng)度下降低并且由于MLEV沒有能力完全補(bǔ)償BI變化。在臨床MRI中有在較高場強(qiáng)度下進(jìn)行成像的趨勢，從而削弱了 MLEV T2準(zhǔn)備的有用性。已知的系統(tǒng)利用絕熱脈沖解決所描述的較高場下的BI不均勻性問題。具體來說，已經(jīng)描述了使用解構(gòu)BIR4(具有4個(gè)半通過(passage)的解構(gòu)的BI不敏感旋轉(zhuǎn)脈沖)和絕熱反轉(zhuǎn)脈沖對。不幸的是，這些已知的脈沖序列會(huì)受到運(yùn)動(dòng)和血流的負(fù)面影響。因此，這些已知的脈沖序列會(huì)產(chǎn)生靜態(tài)人體模型的可接受的圖像質(zhì)量，但是在對于跳動(dòng)中的心臟和含有流動(dòng)中的血液的血管的臨床成像中則質(zhì)量較差，并且圖像質(zhì)量隨著T2_pr印時(shí)間增加而降低。系統(tǒng)10 (圖2)有利地采用BIREF-I (獨(dú)立于BI的再聚焦)、絕熱RF脈沖在T2準(zhǔn)備的背景中用于再聚焦磁化。BIREF-I脈沖被覺察為易于受到非共振效應(yīng)的影響，這是BIREF-I脈沖通常不被用于臨床成像的原因。雖然這對于MR光譜法來說可能是一個(gè)問題，但是本發(fā)明人有利地認(rèn)識到，當(dāng)被用作T2準(zhǔn)備的一部分時(shí)，其不被用于MR成像。所述系統(tǒng)利用經(jīng)過優(yōu)化的BIREF-I脈沖作為核心元素來提供T2準(zhǔn)備。對于每個(gè)相位補(bǔ)償?shù)脑倬劢故录珺IREF-I脈沖只需要兩個(gè)絕熱半通過，而已知的系統(tǒng)則需要四次。因此，BIREF-I再聚焦事件更短并且需要更少的RF能量。組合的這兩項(xiàng)屬性被系統(tǒng)10有利地使用以便提供脈沖序列，從而實(shí)現(xiàn)比先前的絕熱T2準(zhǔn)備模塊(脈沖序列)更短的脈沖間間距。系統(tǒng)10脈沖序列有利地提供與更短的脈沖間間距成對的更快的再聚焦(每一個(gè)相位補(bǔ)償?shù)脑倬劢故录母坛掷m(xù)時(shí)間)以便改進(jìn)優(yōu)于已知的絕熱T2-prep模塊的運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)魯棒性，并且由于這些脈沖是絕熱的，因此其有利地對BI不均勻性不敏感。系統(tǒng)10 (圖2)使用經(jīng)過優(yōu)化的BIREF-I的對BI不敏感、運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)魯棒的絕熱RF再聚焦脈沖作為T2準(zhǔn)備的元素。此外，所述系統(tǒng)為脈沖提供了足夠短的脈沖間間距，從而有利地抑制引入運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)敏感性。因此，所述系統(tǒng)克服了已知系統(tǒng)的限制，并且基本 上不受BI不均勻性、運(yùn)動(dòng)和血流的影響。假設(shè)相同的絕熱性，BIR4再聚焦脈沖所需的能量是BIREF-I脈沖的能量的兩倍。因此，在相等能量的T2準(zhǔn)備脈沖序列中，與BIR4脈沖相t匕，利用BIREF-I可以發(fā)射多達(dá)兩倍的再聚焦脈沖。這允許更短的脈沖間間距并且改進(jìn)了所描述的運(yùn)動(dòng)魯棒性。另一種絕熱脈沖，即絕熱IR脈沖(例如Silver-Hoult脈沖)具有與BIREF-I脈沖相當(dāng)?shù)哪芰浚切枰怀蓪Πl(fā)射以便充當(dāng)相位補(bǔ)償?shù)脑倬劢鼓K。這就導(dǎo)致與BIREF-I相比每個(gè)模塊的再聚焦事件減半(假設(shè)等于T2-pr印時(shí)間)，從而使得再聚焦過程對運(yùn)動(dòng)的魯棒性變低。此外，由于只有一對脈沖才實(shí)現(xiàn)對于磁化的相位補(bǔ)償?shù)脑倬劢梗虼瞬还苊}沖間間距如何，每一個(gè)相位補(bǔ)償?shù)脑倬劢故录逃械馗L，并且從而受到運(yùn)動(dòng)的影響更大。對于給定功率，與先前的絕熱模塊相比，所述系統(tǒng)T2_prep模塊實(shí)現(xiàn)更短的脈沖間間距和更短的相位補(bǔ)償?shù)脑倬劢钩掷m(xù)時(shí)間，并且從而表現(xiàn)出改進(jìn)的MR成像運(yùn)動(dòng)和血流魯棒性。在一個(gè)實(shí)施例中，系統(tǒng)10有利地提供了組合的T2準(zhǔn)備與反轉(zhuǎn)脈沖序列。與作為分開的脈沖序列發(fā)射T2準(zhǔn)備脈沖序列和后續(xù)的反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列相比，能量和脈沖序列持續(xù)時(shí)間得到減少。圖4示出利用圖3的定時(shí)的優(yōu)選的T2準(zhǔn)備脈沖序列401。脈沖序列401包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的矩形(RECT)90° RF (射頻)脈沖403 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖405 (在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的-90°的RECT向后翻轉(zhuǎn)脈沖407 (向上90° )。脈沖序列401之后是梯度破壞脈沖412，其包括被應(yīng)用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。在另一個(gè)實(shí)施例中，向下傾斜和向后翻轉(zhuǎn)脈沖可以是(非絕熱)RECT (矩形)或(絕熱)BIR4脈沖。在另一種變型中，拖尾90°脈沖是向下傾斜脈沖而不是向后翻轉(zhuǎn)脈沖。這構(gòu)成了可以被用于組合的T2和Tl加權(quán)的組合的T2準(zhǔn)備和反轉(zhuǎn)恢復(fù)(T2-pr印-IR)模塊，其與先前的模塊相比對于運(yùn)動(dòng)和流動(dòng)具有改進(jìn)的魯棒性。該經(jīng)過修改的脈沖序列的應(yīng)用例如包括暗血的延遲增強(qiáng)(獨(dú)立于流動(dòng)的延遲增強(qiáng)-FIDDLE)以及水腫成像，二者在心血管MR成像中都具有價(jià)值。T2-pr印-IR也被用于腦部的MRI。系統(tǒng)10 (圖2)有利地使用BIREF-I (獨(dú)立于BI的再聚焦)絕熱RF脈沖以用于結(jié)合有臨床T2準(zhǔn)備的成像的再聚焦磁化，比如BIREF-1、RECT與BIR4脈沖的組合。本發(fā)明人有利地認(rèn)識到，在T2準(zhǔn)備脈沖序列中，再聚焦脈沖的短脈沖間間距可以被用來改進(jìn)運(yùn)動(dòng)和血流魯棒性，并且這樣的短脈沖間間距是通過使用BIREF-I脈沖而有利地實(shí)現(xiàn)的，這是因?yàn)锽IREF-I脈沖實(shí)現(xiàn)了與用在已知系統(tǒng)中的其他絕熱脈沖相比更短的相位補(bǔ)償?shù)脑倬劢钩掷m(xù)時(shí)間。本發(fā)明人還認(rèn)識到，對于絕熱T2準(zhǔn)備脈沖序列的給定能量，在使用4個(gè)BIREF-I再聚焦脈沖而不是2個(gè)BIR4或4個(gè)IR脈沖時(shí)，所述脈沖序列更加地運(yùn)動(dòng)和血流魯棒，并且利用2η個(gè)BIREF-I脈沖的再聚焦有利地比利用η個(gè)BIR4脈沖或2η個(gè)IR脈沖更加魯棒。此外，本發(fā)明人還認(rèn)識到，BIREF-I再聚焦脈沖的使用允許使用不同數(shù)目的再聚焦脈沖，而不僅僅是對于匹配IR對序列的偶數(shù)。在一個(gè)實(shí)施例中，所述系統(tǒng)基于本發(fā)明人的以下有利認(rèn)識而有利地將T2pr印與反轉(zhuǎn)恢復(fù)相組合(T2-pr印-IR):組合的T2pr印-IR需要BIR4脈沖作為拖尾向下傾斜脈沖而不是簡單的RECT，因?yàn)檫@樣會(huì)構(gòu)成準(zhǔn)備的改進(jìn)均勻性。
圖5示出T2準(zhǔn)備脈沖序列501，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的RECT 90° RF (射頻)脈沖503 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖505 (在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的-90°的BIR4向后翻轉(zhuǎn)脈沖507 (向上90° )。脈沖序列501之后是梯度破壞脈沖512，其包括被應(yīng)用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。在其他T2準(zhǔn)備實(shí)施例中，前導(dǎo)向下傾斜脈沖503可以是RECT (非絕熱RF脈沖)或BIR4脈沖(絕熱)。類似地，拖尾向后翻轉(zhuǎn)脈沖507可以是RECT (非絕熱RF脈沖)或BIR4脈沖(絕熱)。不同組合是可能的并且工作地非常良好。圖4和圖5的脈沖序列產(chǎn)生良好的圖像質(zhì)量。圖6示出T2準(zhǔn)備脈沖序列601，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的BIR4 90° RF (射頻)脈沖603 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖605 (在這里是4個(gè))以及將磁化返回到縱軸的-90°的向后翻轉(zhuǎn)BIR4脈沖607 (向上90° )。脈沖序列601之后是梯度破壞脈沖612，其包括被應(yīng)用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。圖7示出T2準(zhǔn)備反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列701，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面內(nèi)的RECT 90° RF (射頻)脈沖703 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖705(在這里是4個(gè))以及將磁化返回到負(fù)縱軸的90°的拖尾BIR4脈沖707 (向下90° )。脈沖序列701之后是梯度破壞脈沖712，其包括被應(yīng)用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。圖8示出T2準(zhǔn)備反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列801，其包括將磁化從縱軸向下傾斜到橫向平面的BIR4 90° RF (射頻)脈沖803 (向下90° )，其后是一系列BIREF-I再聚焦脈沖805(在這里是4個(gè))以及將磁化返回到負(fù)縱軸的90°的拖尾BIR4脈沖807 (向下90° )。脈沖序列801之后是梯度破壞脈沖812，其包括被應(yīng)用來有效地去除橫向磁化的磁場梯度脈沖。圖3-8的脈沖序列可以采用偶數(shù)或奇數(shù)個(gè)再聚焦脈沖。通過改變第一和最后一個(gè)脈沖以及通過改變再聚焦脈沖的數(shù)目來導(dǎo)出其他脈沖序列實(shí)施例。系統(tǒng)10被用在對于不同身體部分的MR成像(例如神經(jīng)科、整形外科)中，而不僅僅是心臟和血管，并且可以被用在MR血管造影中以便均勻地抑制組織。所述系統(tǒng)可以與相位敏感的成像方法以及與不同類型的讀出(比如梯度回波(GRE)、穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)(SSFP)以及快速自旋回波(TSE)) —起使用，并且所述系統(tǒng)可以被用于獨(dú)立于流動(dòng)的暗血延遲增強(qiáng)(FIDDLE)以及在不存在或存在對比劑的情況下使用。所述系統(tǒng)可用于單次攝影和分段成像，用于2D和3D成像，用于笛卡爾、徑向、橢圓或者任何其他采集軌跡。圖9示出由MR成像系統(tǒng)10 (圖2)執(zhí)行用于基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的過程的流程圖。在步驟911處開始之后的步驟912中，系統(tǒng)計(jì)算機(jī)20基于響應(yīng)于用戶命令將要執(zhí)行的組織區(qū)分的類型自適應(yīng)地選擇脈沖間間距間隔。在步驟915中，信號發(fā)生器(序列控制器18)生成用于T2準(zhǔn)備的脈沖序列，其包括通過所選的脈沖間間距間隔分隔開的許多獨(dú)立于BI的再聚焦脈沖，以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區(qū)域的磁化。再聚焦脈沖之前是前導(dǎo)脈沖并且之后是拖尾脈沖，所述前導(dǎo)脈沖和拖尾脈沖與再聚焦脈沖分隔開所述脈沖間間距間隔的基本上一半。在一個(gè)實(shí)施例中，拖尾脈沖包括向下傾斜脈沖并且其后是用于顯著減少要被成像的感興趣解剖區(qū)域的橫向磁化的梯度脈沖。前導(dǎo)脈沖包括非絕熱脈沖、絕熱脈沖、矩形脈沖、具有4個(gè)絕熱半通過(BI不敏感旋轉(zhuǎn)，BIR4)脈沖的BI不敏感脈沖、具有I個(gè)絕熱半通過脈沖的BI不敏感脈沖或者具有I個(gè)絕熱快速通過脈沖的BI不敏感脈沖。在一個(gè)實(shí)施例中，拖尾脈沖包括具有4個(gè)半通過(BI不敏感旋轉(zhuǎn)，BIR4)脈沖的BI不敏感脈沖，并且在另一個(gè)實(shí)施例中，拖尾脈沖包括矩形脈沖。絕熱再聚焦脈沖的類型是通過脈沖間間距間隔分隔開的獨(dú)立于BI的再聚焦脈沖(BIREF-I)類型的脈沖。
所述脈沖間間距間隔在連續(xù)的各對絕熱脈沖之間是基本上恒定的。在一個(gè)實(shí)施例中，用于T2準(zhǔn)備的脈沖序列包括通過脈沖間間距間隔分隔開并且之前是前導(dǎo)縱向到橫向磁化脈沖且之后是拖尾橫向到縱向磁化脈沖的偶數(shù)個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦脈沖，所述前導(dǎo)脈沖和拖尾脈沖通過所述脈沖間間距間隔的基本上一半與再聚焦脈沖分隔開。RF線圈4在步驟917中響應(yīng)于所述脈沖序列發(fā)射RF脈沖，并且在步驟920中響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)射而采集RF數(shù)據(jù)。在步驟923中，處理系統(tǒng)(成像計(jì)算機(jī)17)對所述RF數(shù)據(jù)進(jìn)行處理以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時(shí)間差的增強(qiáng)的區(qū)分度指示不同的組織類型。圖9的過程終止于步驟931。繼續(xù)系統(tǒng)10 (圖2)的操作，基本場磁體I生成在時(shí)間上恒定的強(qiáng)磁場，以用于對象(諸如例如待檢查人體的一部分)的檢查區(qū)域內(nèi)的核自旋的極化或?qū)?zhǔn)。在例如將待檢查人體的各部分帶入其中的球形測量容積M中提供對磁共振測量所要求的基本磁場的高度均勻性。為了滿足均勻性要求并且特別是為了消除時(shí)不變的影響，將由鐵磁性材料制成的墊板安裝在適當(dāng)?shù)奈恢锰帯Ｍㄟ^勻場線圈2消除時(shí)變影響，所述勻場線圈2由勻場電流源15控制。在基本磁場I中使用圓柱形梯度線圈系統(tǒng)3，其例如由三個(gè)繞組構(gòu)成。每一個(gè)繞組由放大器14供應(yīng)電流，以便在笛卡爾坐標(biāo)系的相應(yīng)方向上生成線性梯度場。梯度場系統(tǒng)3的第一繞組在X方向上生成梯度Gx，第二繞組在y方向上生成梯度Gy，并且第三繞組在z方向上生成梯度Gz。每個(gè)放大器14包含一個(gè)數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器，其由序列控制器18控制來在適當(dāng)時(shí)間生成梯度脈沖。在梯度場系統(tǒng)3內(nèi)定位射頻(RF)線圈4，其將由射頻功率放大器16經(jīng)由多路復(fù)用器6發(fā)出的射頻脈沖轉(zhuǎn)換成交變磁場，以便激勵(lì)待檢查對象或者待檢查對象的區(qū)域的原子核并且對準(zhǔn)核自旋。在一個(gè)實(shí)施例中，RF線圈4包括沿著對應(yīng)于患者的長度的容積M的長度的各分段中設(shè)置的多個(gè)RF線圈當(dāng)中的子集或者基本上全部。此外，線圈4的單獨(dú)的分段RF線圈包括提供RF圖像數(shù)據(jù)的多個(gè)RF線圈，所述RF圖像數(shù)據(jù)被并行地使用來生成單個(gè)MR圖像。RF脈沖信號被應(yīng)用于RF線圈4，其作為響應(yīng)產(chǎn)生磁場脈沖，所述磁場脈沖將所成像的身體中的質(zhì)子的自旋旋轉(zhuǎn)九十度或一百八十度以用于所謂的“自旋回波”成像，或者旋轉(zhuǎn)小于或等于90度的角度以用于所謂的“梯度回波”成像。響應(yīng)于所應(yīng)用的RF脈沖信號，RF線圈4接收MR信號，即在身體內(nèi)的受激質(zhì)子返回由靜磁場和梯度磁場建立的平衡位置時(shí)來自所述受激質(zhì)子的信號。所述MR信號(包括由RF線圈4作為從進(jìn)動(dòng)核自旋得到的交變場而接收到的核自旋回波信號)被轉(zhuǎn)換成電壓，該電壓經(jīng)由放大器7和多路復(fù)用器6被提供到射頻系統(tǒng)22的射頻接收器處理單元8。射頻系統(tǒng)22操作在RF信號發(fā)射模式下以便激勵(lì)質(zhì)子，并且操作在接收模式下以便處理所得到的RF回波信號。在發(fā)射模式下，系統(tǒng)22經(jīng)由發(fā)射通道9發(fā)射RF脈沖以便在容積M中發(fā)起核磁共振。具體來說，系統(tǒng)22對與由結(jié)合有序列控制器18的系統(tǒng)計(jì)算機(jī)20使用的脈沖序列相關(guān)聯(lián)的相應(yīng)RF回波脈沖進(jìn)行處理，以便提供復(fù)數(shù)的數(shù)字表示的數(shù)值序列。該數(shù)值序列作為實(shí)部和虛部經(jīng)由高頻系統(tǒng)22中的數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器12提供，并且從該處被提供到發(fā)射通道9。在發(fā)射通道9中，利用射頻載波信號對所述脈沖序列進(jìn)行調(diào)制，所述射頻載波信號的基頻對應(yīng)于測量容積M中的核自旋的共振頻率。從發(fā)射到接收操作的轉(zhuǎn)換是經(jīng)由多路復(fù)用器6完成的。系統(tǒng)計(jì)算機(jī)20自動(dòng)(或響應(yīng)于經(jīng)由終端21輸入的用戶命令)確定脈沖序列定時(shí)參數(shù)，以便基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在MR成像的組織類型之間進(jìn)行 區(qū)分。這里所使用的處理器是用于執(zhí)行存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上的機(jī)器可讀指令以便執(zhí)行任務(wù)的設(shè)備，并且可以包括硬件和固件當(dāng)中的任一項(xiàng)或其組合。處理器還可以包括存儲(chǔ)器，其存儲(chǔ)可被執(zhí)行來實(shí)施任務(wù)的機(jī)器可讀指令。處理器對信息采取動(dòng)作，這是通過操縱、分析、修改、轉(zhuǎn)換或傳送信息以便由可執(zhí)行程序或信息設(shè)備使用，以及/或者通過將信息路由到輸出設(shè)備而實(shí)現(xiàn)的。處理器可以使用或者包括例如計(jì)算機(jī)、控制器或微處理器的能力，并且利用可執(zhí)行指令來調(diào)節(jié)所述處理器以便執(zhí)行并非由通用計(jì)算機(jī)執(zhí)行的專用功能。處理器可以與任何其他處理器相耦合(通過電氣方式以及/或者作為包括可執(zhí)行組件)，從而允許其間的交互和/或通信。用戶界面處理器或發(fā)生器是包括用于生成顯示圖像或其各部分的電子電路或軟件或這二者的組合的已知元件。用戶界面包括一個(gè)或多個(gè)顯示圖像，從而允許與處理器或其他設(shè)備進(jìn)行用戶交互。 如這里所使用的可執(zhí)行應(yīng)用包括用于例如響應(yīng)于用戶命令或輸入調(diào)節(jié)處理器以便實(shí)施預(yù)定功能的代碼或機(jī)器可讀指令，諸如操作系統(tǒng)、背景數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)或其他信息處理系統(tǒng)的預(yù)定功能。可執(zhí)行規(guī)程是一段代碼或機(jī)器可讀指令、子例程、或者其他不同的代碼區(qū)段或者用于執(zhí)行一項(xiàng)或多項(xiàng)具體過程的可執(zhí)行應(yīng)用的一部分。這些過程可以包括接收輸入數(shù)據(jù)和/或參數(shù)、對接收到的輸入數(shù)據(jù)執(zhí)行操作和/或響應(yīng)于接收到的輸入?yún)?shù)執(zhí)行功能以及提供所得到的輸出數(shù)據(jù)和/或參數(shù)。如這里所使用的用戶界面(UI)包括一個(gè)或多個(gè)顯示圖像，其由用戶界面處理器生成并且允許與處理器或其他設(shè)備的用戶交互以及相關(guān)聯(lián)的數(shù)據(jù)采集和處理功能。所述UI還包括可執(zhí)行規(guī)程或可執(zhí)行應(yīng)用。可執(zhí)行規(guī)程或可執(zhí)行應(yīng)用對用戶界面處理器進(jìn)行調(diào)節(jié)，以便生成表示UI顯示圖像的信號。這些信號被提供到顯示設(shè)備，所述顯示設(shè)備顯示圖像以便由用戶觀看。可執(zhí)行規(guī)程或可執(zhí)行應(yīng)用還接收來自用戶輸入設(shè)備的信號，所述用戶輸入設(shè)備諸如鍵盤、鼠標(biāo)、光筆、觸摸屏或者允許用戶向處理器提供數(shù)據(jù)的任何其他裝置。處理器在可執(zhí)行規(guī)程或可執(zhí)行應(yīng)用的控制下響應(yīng)于接收自輸入設(shè)備的信號操縱UI顯示圖像。按照這種方式，用戶利用輸入設(shè)備與顯示圖像進(jìn)行交互，從而允許用戶與處理器或其他設(shè)備進(jìn)行交互。這里的功能和過程步驟可以被自動(dòng)執(zhí)行或者完全或部分地響應(yīng)于用戶命令而執(zhí)行。自動(dòng)執(zhí)行的活動(dòng)(包括步驟)是在沒有用戶直接發(fā)起所述活動(dòng)的情況下響應(yīng)于可執(zhí)行指令或設(shè)備操作而自動(dòng)執(zhí)行的。圖2-9的系統(tǒng)和處理并非排他性的。根據(jù)本發(fā)明的原理可以導(dǎo)出其他系統(tǒng)、過程和菜單以實(shí)現(xiàn)相同的目的。雖然已參照具體實(shí)施例描述了本發(fā)明，但是應(yīng)當(dāng)理解的是，此處所示出并描述的實(shí)施例和變型僅僅是用于說明的目的。在不背離本發(fā)明的范圍的情況下， 本領(lǐng)域技術(shù)人員可以對當(dāng)前的設(shè)計(jì)實(shí)施修改。一種系統(tǒng)提供對磁場不敏感、對血流和運(yùn)動(dòng)魯棒的T2準(zhǔn)備以及組合有反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列的T2準(zhǔn)備，通過根據(jù)組織磁化的T2值對其進(jìn)行加權(quán)來準(zhǔn)備組織磁化。此外，在替換實(shí)施例中，所述過程和應(yīng)用可以位于鏈接圖2的各單元的網(wǎng)絡(luò)上的一個(gè)或多個(gè)(例如分布式)處理設(shè)備上。在圖2-9中所提供的任何功能和步驟可以用硬件、軟件或者二者的組合來實(shí)施。
權(quán)利要求
1.一種用于基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的MR成像系統(tǒng)，包括 信號發(fā)生器，其生成用于T2準(zhǔn)備的脈沖序列，所述脈沖序列包括至少一個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區(qū)域的磁化； 多個(gè)RF線圈，其響應(yīng)于所述脈沖序列發(fā)射RF脈沖，并且響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)射而采集RF數(shù)據(jù)；以及 處理系統(tǒng)，其處理RF數(shù)據(jù)以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時(shí)間差的增強(qiáng)的區(qū)分度指示不同的組織類型。
2.根據(jù)權(quán)利要求I的系統(tǒng),其中， 至少兩個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦脈沖(BIREF-I)通過至少一個(gè)脈沖間間距間隔分隔開。
3.根據(jù)權(quán)利要求2的系統(tǒng)，其中， 連續(xù)的脈沖間間距間隔基本上是恒定的。
4.根據(jù)權(quán)利要求2的系統(tǒng)，其中， 所述脈沖間間距間隔是基于要被執(zhí)行的組織區(qū)分的類型而自適應(yīng)地選擇的。
5.根據(jù)權(quán)利要求2的系統(tǒng)，其中， 所述至少兩個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦脈沖(BIREF-I)具有相位循環(huán)方案。
6.根據(jù)權(quán)利要求5的系統(tǒng)，其中，所述循環(huán)方案基本上是MLEV方案。
7.根據(jù)權(quán)利要求2的系統(tǒng)，其中， 用于T2準(zhǔn)備的所述脈沖序列包括通過脈沖間間距間隔分隔開并且之前是前導(dǎo)脈沖且之后是拖尾脈沖的至少兩個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖，所述前導(dǎo)脈沖和拖尾脈沖通過所述脈沖間間距間隔的基本上一半與所述再聚焦脈沖分隔開。
8.根據(jù)權(quán)利要求2的系統(tǒng)，其中， 用于T2準(zhǔn)備的所述脈沖序列包括通過脈沖間間距間隔分隔開并且之前是前導(dǎo)縱向到橫向磁化脈沖且之后是拖尾橫向到縱向磁化脈沖的至少兩個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖，所述前導(dǎo)脈沖和拖尾脈沖通過所述脈沖間間距間隔的基本上一半與所述再聚焦脈沖分隔開。
9.根據(jù)權(quán)利要求7的系統(tǒng)，其中， 所述前導(dǎo)脈沖包括非絕熱脈沖或絕熱脈沖。
10.根據(jù)權(quán)利要求7的系統(tǒng)，其中， 所述前導(dǎo)脈沖包括矩形脈沖或者具有4個(gè)絕熱半通過(BI不敏感旋轉(zhuǎn)，BIR4)脈沖的BI不敏感脈沖。
11.根據(jù)權(quán)利要求7的系統(tǒng)，其中， 所述前導(dǎo)脈沖包括矩形脈沖或者具有I個(gè)絕熱半通過脈沖的獨(dú)立于BI的脈沖。
12.根據(jù)權(quán)利要求7的系統(tǒng)，其中， 所述前導(dǎo)脈沖包括矩形脈沖或者具有I個(gè)絕熱快速通過脈沖的獨(dú)立于BI的脈沖。
13.根據(jù)權(quán)利要求I的系統(tǒng)，其中， 用于T2準(zhǔn)備的所述脈沖序列包括至少一個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖，并且其之前是前導(dǎo)脈沖且之后是拖尾脈沖，所述拖尾脈沖之后是用于顯著減少要被成像的所述感興趣的解剖區(qū)域的橫向磁化的梯度脈沖。
14.根據(jù)權(quán)利要求I的系統(tǒng),其中， 所述脈沖序列是用于T2準(zhǔn)備和反轉(zhuǎn)恢復(fù)，并且包括任何數(shù)目的獨(dú)立于BI的再聚焦脈沖并且其之前是前導(dǎo)脈沖且之后是包括向下傾斜脈沖的拖尾脈沖。
15.根據(jù)權(quán)利要求13的系統(tǒng)，其中， 所述拖尾脈沖包括具有4個(gè)半通過(BI不敏感旋轉(zhuǎn)，BIR4) 脈沖的BI不敏 感脈沖或矩形脈沖。
16.根據(jù)權(quán)利要求13的系統(tǒng)，其中， 所述拖尾脈沖包括非絕熱脈沖或絕熱脈沖。
17.根據(jù)權(quán)利要求14的系統(tǒng)，其中， 所述拖尾向下傾斜脈沖包括具有4個(gè)半通過(BI不敏感旋轉(zhuǎn)，BIR4)脈沖的BI不敏感脈沖。
18.根據(jù)權(quán)利要求14的系統(tǒng)，其中， 所述拖尾脈沖包括矩形脈沖。
19.一種用于基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的MR成像系統(tǒng)，包括 信號發(fā)生器，其生成用于T2準(zhǔn)備的脈沖序列，所述脈沖序列包括至少一個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區(qū)域的磁化，所述再聚焦脈沖之前是前導(dǎo)脈沖并且之后是拖尾脈沖； 多個(gè)RF線圈，其響應(yīng)于所述脈沖序列發(fā)射RF脈沖，并且響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)射而采集RF數(shù)據(jù)；以及 處理系統(tǒng)，其處理RF數(shù)據(jù)以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時(shí)間差的增強(qiáng)的區(qū)分度指示不同的組織類型。
20.根據(jù)權(quán)利要求19的系統(tǒng)，其中， 至少兩個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖通過至少一個(gè)脈沖間間距間隔分隔開；以及 連續(xù)的脈沖間間距間隔基本上是恒定的。
21.根據(jù)權(quán)利要求19的系統(tǒng)，其中， 所述脈沖間間距間隔是基于要被執(zhí)行的組織區(qū)分的類型而自適應(yīng)地選擇的。
22.根據(jù)權(quán)利要求19的系統(tǒng)，其中， 所述兩個(gè)或更多個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦脈沖(BIREF-I)具有相位循環(huán)方案。
23.根據(jù)權(quán)利要求22的系統(tǒng)，其中，所述循環(huán)方案基本上是MLEV方案。
24.一種能夠由MR成像系統(tǒng)使用的用于基于橫向弛豫時(shí)間(T2)在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的方法，其包括以下活動(dòng) 生成用于T2準(zhǔn)備的脈沖序列，其包括偶數(shù)個(gè)獨(dú)立于BI的再聚焦(BIREF-I)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區(qū)域的磁化； 響應(yīng)于所述脈沖序列發(fā)射RF脈沖，并且響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)射而采集RF數(shù)據(jù)；以及處理RF數(shù)據(jù)以便提供顯示圖像，所述顯示圖像以基于T2弛豫時(shí)間差的增強(qiáng)的區(qū)分度指示不同的組織類型。
全文摘要
本發(fā)明涉及用于在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分的MR成像系統(tǒng)。系統(tǒng)提供對B1和B0不敏感、對血流和運(yùn)動(dòng)魯棒的T2準(zhǔn)備以及組合有反轉(zhuǎn)恢復(fù)的T2準(zhǔn)備。一種MR成像系統(tǒng)基于橫向弛豫時(shí)間(T2)或者組合有縱向恢復(fù)時(shí)間(T1)的橫向弛豫時(shí)間在所成像的組織類型之間進(jìn)行區(qū)分。信號發(fā)生器生成用于T2準(zhǔn)備或者組合的T2準(zhǔn)備和反轉(zhuǎn)恢復(fù)的脈沖序列，其包括一個(gè)或多個(gè)獨(dú)立于B1的再聚焦(BIREF-1)脈沖以用于再聚焦要被成像的感興趣解剖區(qū)域的磁化，以及絕熱或非絕熱向下傾斜和向后翻轉(zhuǎn)脈沖的不同組合。多個(gè)RF線圈響應(yīng)于所述脈沖序列發(fā)射RF脈沖，并且響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)射而采集RF數(shù)據(jù)。處理系統(tǒng)處理RF數(shù)據(jù)以便提供顯示圖像。
文檔編號A61B5/055GK102772209SQ20121001855
公開日2012年11月14日 申請日期2012年1月20日 優(yōu)先權(quán)日2011年1月27日
發(fā)明者E-L.陳, R.J.金, W.G.勒瓦爾德 申請人:杜克大學(xué), 美國西門子醫(yī)療解決公司