專利名稱：采用預(yù)掃描對脈沖序列進(jìn)行優(yōu)化的磁共振成像的制作方法
本申請是申請?zhí)枮?2141421.1，申請日為2002年8月30日，發(fā)明名稱為“采用預(yù)掃描對脈沖序列進(jìn)行優(yōu)化的磁共振成像”的發(fā)明專利申請的分案申請。
背景技術(shù)：
(發(fā)明領(lǐng)域)本發(fā)明涉及磁共振成像，用于在物體中原子核自旋的磁共振現(xiàn)象的基礎(chǔ)上，觀察被成像物體的內(nèi)部結(jié)構(gòu)，具體涉及一種包括無造影劑(non-contrast)血管造影術(shù)的磁共振，其采用預(yù)掃描對成像掃描中所包括的脈沖序列的所需參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化，以便提供具有更高精度的MR圖像。
(相關(guān)技術(shù))磁共振成像(MRI)通常是一種將拉莫爾頻率下的射頻(RF)信號施加給物體，使得處于靜磁場中物體的原子核自旋被磁激勵，并從響應(yīng)磁激勵所引起的MR信號重建圖像的技術(shù)。
不過，用于磁共振成像的成像掃描并不總在最佳成像條件下進(jìn)行。也就是說，時常在不適宜的條件下進(jìn)行成像掃描，其中成像掃描所采用的、極大影響物體MR圖像質(zhì)量的脈沖序列的一個或多個參數(shù)沒有被優(yōu)化。
在這種磁共振成像領(lǐng)域中，目前受到廣為關(guān)注的一種成像技術(shù)是，例如無造影劑MR血管造影術(shù)。即，該成像技術(shù)提供有關(guān)物體中血管和/或血流的圖像的信息，而沒有將造影劑(contrast agent)添加到物體中。在進(jìn)行無造影劑MR血管造影時，當(dāng)需要獲得更多切片的血管造影信息時，優(yōu)選采用三維成像掃描。
這些參數(shù)包括，例如用于抑制液流空隙現(xiàn)象的相移脈沖。當(dāng)隨血液流動而產(chǎn)生液流空隙現(xiàn)象時，導(dǎo)致了某些缺陷，如所獲得的回波信號強(qiáng)度降低。因而優(yōu)選預(yù)先檢測這種液流空隙現(xiàn)象的程度，并且考慮液流空隙現(xiàn)象，確定每個被成像物體的成像條件。
在將無造影劑MR血管造影術(shù)應(yīng)用于例如髂動脈的情形，髂動脈中血液流動的速度不僅隨個體的不同而不同，而且在健康人與病人之間大體上也不一樣。即使對同一個人的髂動脈進(jìn)行成像，血流速度也隨被掃描的區(qū)域而改變。
不過，從過去的觀點(diǎn)看，實(shí)際上根本沒有針對成像掃描之前應(yīng)該進(jìn)行的、成像掃描中所使用的脈沖序列的多個參數(shù)的優(yōu)化進(jìn)行研究。因而操作員難以在進(jìn)行三維掃描之前想象出被檢查物體的內(nèi)部，然后精確地判斷出所需讀出方向液流空隙的程度。唯一可能的方法是操作員使用自己的經(jīng)驗(yàn)或者通過反復(fù)嘗試，推斷出液流空隙的程度，并在成像條件中反映該推斷出的液流空隙程度?？梢詧?zhí)行一蹤跡掃描(atrail scan)來推斷液流空隙的程度，不過這種蹤跡掃描不是定量的。因此，被迫延長了每個被檢查者所需的總成像時間，從而減小了患者流量。
在進(jìn)行無造影劑MR血管造影時，除了上面所述的表示液流空隙程度的值以外，成像掃描中所使用的脈沖序列的參數(shù)包括有效回波時間TEeff，表示液流補(bǔ)償?shù)男畔⑽?，反向恢?fù)時間，回波序列間隔(ETS)，脂肪抑制脈沖的倒轉(zhuǎn)角(flip angle)，施加脂肪抑制脈沖后的反向時間TI，MT(磁轉(zhuǎn)移)脈沖的倒轉(zhuǎn)角和再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角。
從日本專利公開號No.1999-239571中可了解一種傳統(tǒng)的掃描技術(shù)。該參考文獻(xiàn)說明了一種使用心電圖描記(ECG)選通的成像掃描，其中提出了一種用于測量ECG選通最佳延遲時間的掃描。不過，該技術(shù)僅考慮了ECG選通定時，從而這種掃描方法遠(yuǎn)遠(yuǎn)不能提供其它多種掃描參數(shù)。
發(fā)明概述本發(fā)明試圖突破上述的當(dāng)前狀態(tài)，實(shí)現(xiàn)提供一磁共振成像系統(tǒng)和一在有或沒有MR造影劑的條件下進(jìn)行磁共振成像的磁共振成像方法的雙重目的，該系統(tǒng)和方法能夠在執(zhí)行成像掃描之前，穩(wěn)定、可靠地給出成像掃描中所使用的所需參數(shù)的最佳值。
為了實(shí)現(xiàn)上面的目的，作為本發(fā)明的一個方面，提供了一種磁共振成像系統(tǒng)，用于在所需的脈沖序列的基礎(chǔ)上進(jìn)行成像掃描，以便獲得被成像物體所需區(qū)域的MR圖像。該系統(tǒng)包括一預(yù)掃描執(zhí)行裝置，用于執(zhí)行預(yù)掃描，以獲得物體所需區(qū)域處的多個初步圖像的數(shù)據(jù)，通過在每個初步圖像中改變脈沖序列的所需參數(shù)的大小來執(zhí)行該預(yù)掃描；一初步圖像產(chǎn)生裝置，用于從預(yù)掃描行為所獲得的數(shù)據(jù)產(chǎn)生多個初步圖像；一顯示裝置，用于顯示多個初步圖像；一選擇裝置，用于從所顯示的多個初步圖像中選擇所需的初步圖像；以及一設(shè)定裝置，用于在該成像掃描中設(shè)定由所選擇的初步圖像給出的所需參數(shù)的大小。
因此，此磁共振成像系統(tǒng)采用進(jìn)行預(yù)掃描的技術(shù)，來確定從成像掃描參數(shù)中選擇出的一個或多個參數(shù)的最佳值。通過預(yù)掃描，獲得其中反映所需參數(shù)的改變量的回波數(shù)據(jù)，且從所獲得的回波數(shù)據(jù)產(chǎn)生的圖像為操作者提供了實(shí)際成像掃描中所需參數(shù)的最佳大小。這種方法使MR成像和MR血管造影術(shù)(有或沒有MR造影劑)均能夠提供具有高對比度、低噪聲和繪圖質(zhì)量較高的圖像。
優(yōu)選將預(yù)掃描執(zhí)行裝置構(gòu)成為通過一系列檢測來執(zhí)行預(yù)掃描。在預(yù)掃描中，圖像矩陣的矩陣尺寸小于通過成像掃描所獲得的MR圖像的矩陣尺寸。優(yōu)選該預(yù)掃描被設(shè)置成二維掃描，該成像掃描被設(shè)置成三維掃描。
優(yōu)選該預(yù)掃描執(zhí)行裝置被構(gòu)成為在成像掃描動作之前執(zhí)行預(yù)掃描。
優(yōu)選該系統(tǒng)還包括一屏息指示裝置，被構(gòu)成為在預(yù)掃描和成像掃描的每個周期中指示其對象繼續(xù)屏住其呼吸。
作為例子，該脈沖序列由屬于SSFP(穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動)-系統(tǒng)的脈沖序列的一系列脈沖組成。
所需的脈沖序列參數(shù)為，例如從由下面的參數(shù)組成的組中選擇出的至少一個參數(shù)用于抑制物體液流空隙現(xiàn)象的脈沖的強(qiáng)度；與物體的自旋行為有關(guān)的有效回波時間TEeff；用于補(bǔ)償由于物體中液流所導(dǎo)致的自旋運(yùn)動的脈沖；當(dāng)將反向脈沖施加于物體時所觀察到的自旋的TI(反向時間)；賦予從物體獲得的回波信號的ETS(回波序列間隔)時間；被用于抑制從物體的脂肪獲得的信號的脂肪抑制脈沖的倒轉(zhuǎn)角；當(dāng)將脂肪抑制脈沖施加于物體時所觀察到的TI(反向時間)時間；導(dǎo)致物體中自旋行為所產(chǎn)生的MT效應(yīng)的MT(磁化轉(zhuǎn)移)的強(qiáng)度；和用于減小物體中MT效應(yīng)的再聚焦脈沖的角度。
根據(jù)上述方面的另一種結(jié)構(gòu)，磁共振成像系統(tǒng)具體提供一所需的參數(shù)，即該脈沖序列中所包含的TI時間(反轉(zhuǎn)時間)。當(dāng)將反向脈沖施加于物體上時，觀察到TI時間。因此，通過預(yù)掃描，確定TI時間的最佳周期，即所需參數(shù)的大小，并且將其反映到成像掃描所使用的脈沖序列中。
另外，作為根據(jù)上述方面的另一個例子，提供一種磁共振成像系統(tǒng)，用于在所需的脈沖序列的基礎(chǔ)上進(jìn)行三維成像掃描，以便獲得被成像物體所需區(qū)域處的MR圖像。該系統(tǒng)包括一預(yù)掃描執(zhí)行裝置，被構(gòu)成為執(zhí)行二維預(yù)掃描以獲得用于物體所需區(qū)域處的多個初步圖像的數(shù)據(jù)，通過在每個初步圖像中改變所需脈沖序列參數(shù)的大小來進(jìn)行該預(yù)掃描；一初步圖像產(chǎn)生裝置，被構(gòu)成為從預(yù)掃描行為所獲得的數(shù)據(jù)產(chǎn)生多個初步圖像；和一個設(shè)定裝置，被構(gòu)成為在所產(chǎn)生的多個初步圖像的基礎(chǔ)上設(shè)定所需的成像掃描參數(shù)的大小。
而且，作為另一個方面，提供一種對磁共振成像中成像掃描所使用的脈沖序列的參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化的方法。進(jìn)行成像掃描以提供被成像物體所需區(qū)域處的MR圖像。該方法包括以下步驟進(jìn)行預(yù)掃描，以便獲得用于該物體所需區(qū)域處的多個初步圖像的數(shù)據(jù)，通過在每個初步圖像中改變所需脈沖序列參數(shù)的大小來進(jìn)行該預(yù)掃描；從預(yù)掃描行為所獲得的數(shù)據(jù)產(chǎn)生多個初步圖像；顯示多個初步圖像；從所顯示的多個初步圖像中選擇所需的初步圖像；以及將由所選擇的初步圖像給出的所需參數(shù)的大小設(shè)定到成像掃描中。
如同上面那樣，可以提供一種方法，包括以下步驟進(jìn)行二維預(yù)掃描，以獲得用于該物體所需區(qū)域處的多個初步圖像的數(shù)據(jù)，通過在每個初步圖像中改變所需脈沖序列參數(shù)的大小來進(jìn)行該預(yù)掃描；從由預(yù)掃描行為所獲得的數(shù)據(jù)產(chǎn)生多個初步圖像；并且在所產(chǎn)生的多個初步圖像的基礎(chǔ)上設(shè)定所需的成像掃描參數(shù)的大小。
附圖的簡要說明在附圖中

圖1為功能方塊圖，表示根據(jù)本發(fā)明一實(shí)施例的磁共振成像系統(tǒng)的示意結(jié)構(gòu)；圖2說明在本實(shí)施例中執(zhí)行的“預(yù)掃描”與成像掃描之間的時間關(guān)系；圖3為由主機(jī)執(zhí)行的示意流程，舉例說明在預(yù)掃描過程中從多個可能的參數(shù)中選擇所需的參數(shù)，并且進(jìn)行后處理，以便確定該所需參數(shù)的最佳數(shù)值；圖4為概述“預(yù)掃描”一個例子的脈沖序列；圖5為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列；圖6為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列；圖7為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列；圖8為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列；圖9為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列；圖10為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列；圖11為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列；圖12為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列；以及圖13為概述“預(yù)掃描”另一個例子的脈沖序列。
最佳實(shí)施例的詳細(xì)說明現(xiàn)在將參照附圖，描述本發(fā)明的最佳實(shí)施例。
(第一實(shí)施例)現(xiàn)在將參照圖1至13，描述本發(fā)明的第一實(shí)施例。
圖1表示根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的磁共振成像(MRI)系統(tǒng)的示意結(jié)構(gòu)。
該磁共振成像系統(tǒng)包括一病床，作為被成像對象的患者P躺在該病床上；一用于產(chǎn)生靜磁場的靜場產(chǎn)生部分；一用于將位置信息添加到靜磁場的磁梯度產(chǎn)生部分；用于發(fā)射和接收射頻(RF)信號的發(fā)射/接收部分；負(fù)責(zé)整個系統(tǒng)的控制和圖像重建的控制/計(jì)算部分；心電圖描記部分，用于獲得用作表示對象P心臟狀態(tài)的信號的ECG信號；以及屏息指示部分，用于指示其對象暫時屏住呼吸。
該靜場產(chǎn)生部分包括一例如超導(dǎo)型磁鐵1，和一用于向磁鐵1供給電流的靜態(tài)電源2，在其中插入有被成像對象P的圓柱形孔(用作診斷空間)的軸向(Z-軸方向)產(chǎn)生靜磁場H0。磁鐵1包括磁場調(diào)節(jié)線圈(shim coil)14。在后面將描述的主機(jī)的控制下，調(diào)節(jié)線圈電源15將用于使靜磁場均勻化的電流供給磁場調(diào)節(jié)線圈14。可以將對象P躺在其上的病床的上部插入磁鐵1的孔中，以便病床上部可以伸縮拉動。
磁梯度產(chǎn)生部分包括一處于磁鐵1中的梯度線圈部件3。該梯度線圈部件3具有三對(類)x-，y-和z-線圈3x到3z，用于產(chǎn)生在X-軸，Y-軸和Z-軸方向，即臺架相互垂直的物理軸方向，強(qiáng)度改變的磁場梯度。該磁梯度產(chǎn)生部分還包括一梯度電源4，用于將電流供給x-，y-和z-線圈3x到3z。在后面將要描述的序列發(fā)生器的控制下，梯度電源4將用于產(chǎn)生磁梯度的脈沖電流供給x-，y-和z-線圈3x到3z。
對梯度電源4提供給x-，y-和z-線圈3x到3z的脈沖電流進(jìn)行控制，從而合成了強(qiáng)度可在三個物理軸方向(即X-，Y-和Z-方向)改變的磁梯度。這種合成產(chǎn)生了施加于切片方向的切片磁梯度GS，施加于相位編碼方向的相位編碼磁梯度GE和施加于讀出方向的讀出(頻率編碼)磁梯度GR，使得有選擇地確定梯度GS，GE和GR，并隨意改變其強(qiáng)度。切片、相位編碼和讀出方向?yàn)檫壿嬢S方向，也是相互垂直的。將在邏輯軸方向產(chǎn)生的磁梯度GS，GE和GR疊加在靜磁場H0上。
發(fā)射/接收部分包括一在磁鐵1內(nèi)診斷空間中位于對象P附近的射頻(RF)線圈7，和與線圈7相連的一發(fā)射器8T和一接收器8R。發(fā)射器8T和接收器8R均在后面將要描述的序列發(fā)生器5的控制下進(jìn)行操作。發(fā)射器8T將拉莫爾頻率下的RF電流脈沖供給RF線圈7，將引起核磁共振(NMR)。接收器8R接收通過RF線圈7的MR信號(RF信號)，然后對MR信號進(jìn)行多種信號處理，從而產(chǎn)生數(shù)字化的MT數(shù)據(jù)(原始數(shù)據(jù))。
此外，控制/計(jì)算部分還包括一序列發(fā)生器5(也稱為序列控制器)，一主機(jī)6，計(jì)算器10，存儲器11，顯示裝置12，輸入裝置13和語音發(fā)生器19。
在這些組成部分中，主機(jī)6運(yùn)行預(yù)先存儲的軟件程序，使得它不僅具有向序列發(fā)生器5提供序列信息的作用，還控制整個系統(tǒng)的操作。
本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)的特征在于，在用于提供MR圖像的成像掃描之前，測量從成像掃描所采用的脈沖序列有關(guān)的多個參數(shù)中選擇出的所需參數(shù)的實(shí)際大小，然后在后面進(jìn)行的成像掃描中反映測得的最佳參數(shù)大小。實(shí)際上，如圖2所示，主機(jī)6被構(gòu)成為執(zhí)行兩種類型的掃描，包括預(yù)掃描(下面稱之為“預(yù)掃描”)和成像掃描，用于獲得重建圖像的回波數(shù)據(jù)。執(zhí)行預(yù)掃描，以對從預(yù)掃描之后進(jìn)行成像掃描的脈沖序列中所包含的多個參數(shù)中選擇的所需參數(shù)的大小進(jìn)行優(yōu)化。
脈沖序列中所包含的上述多個參數(shù)，包括(1)用于抑制物體中液流空隙現(xiàn)象(如血流)的脈沖的強(qiáng)度，(2)與物體的自旋行為有關(guān)的有效回波時間TEeff，(3)用于補(bǔ)償由于液流所導(dǎo)致的自旋運(yùn)動的脈沖，(4)當(dāng)將反向脈沖施加于物體引起自旋的反向恢復(fù)時所觀察到的反向時間TI，(5)賦予從物體獲得的回波信號的ETS(回波序列間隔)，
(6)被用于抑制從物體的脂肪獲得的信號的脂肪抑制脈沖的倒轉(zhuǎn)角(a flip angle of a fat suppression pulse)，(7)在將脂肪抑制脈沖施加于物體之后所觀察到的反向時間TI，(8)導(dǎo)致自旋行為所產(chǎn)生MT效應(yīng)的MT(磁轉(zhuǎn)移)的強(qiáng)度，(9)用于減小MT效應(yīng)的再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角，(10)脈沖序列所使用的激勵RF脈沖的倒轉(zhuǎn)角，(11)脈沖序列所使用的再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角，以及(12)脈沖序列的TR(重復(fù)時間)。
為了對物體進(jìn)行成像，取決于對物體的哪個區(qū)域和哪個血流進(jìn)行觀察，以及在被檢查的各個對象之間是否存在差別，來確定脈沖序列的類型。然后，從所確定的脈沖序列固有的多個參數(shù)中選擇所需的參數(shù)。然后通過多次改變所選擇參數(shù)的大小，重復(fù)進(jìn)行“預(yù)掃描”。具體來說，在每次自旋RF激勵的同一心臟相位，對象的指定區(qū)域經(jīng)受多次數(shù)據(jù)測量。該指定區(qū)域與成像掃描所掃描的區(qū)域相同或基本相同。這種數(shù)據(jù)測量方法提供同一成像區(qū)域處的多幀圖像數(shù)據(jù)，然后分別重建成實(shí)際空間中的MR圖像。
操作員能夠觀察這種MR圖像，以確定出例如所需的圖像質(zhì)量最高的一個圖像。這種所需圖像的確定導(dǎo)致所選擇參數(shù)大小的確定。也就是說，通過“預(yù)掃描”將所確定的大小賦予操作員所確定的圖像。
然后，操作員將此所選擇的參數(shù)大小包含到“預(yù)掃描”之后的成像掃描中。即，在成像掃描所采用的脈沖序列的多種類型的參數(shù)中，將相當(dāng)于“預(yù)掃描”中經(jīng)歷變化控制的參數(shù)賦予借助“預(yù)掃描”所確定的數(shù)值(脈沖強(qiáng)度，脈沖角度，持續(xù)時間和/或其它)。
在引入造影劑進(jìn)行MR血管造影的情況下，損傷和正常部位之間被形成具有暫時差別的對比。從而應(yīng)該對獲得對比狀態(tài)所需的時間周期進(jìn)行優(yōu)化。預(yù)掃描對于這種優(yōu)化極為有效。例如，可以進(jìn)行預(yù)掃描，以對被對照的(contrasted)大腦實(shí)質(zhì)和電子流損傷(a rain lesion)之間MT(磁化轉(zhuǎn)移)脈沖強(qiáng)度的對比度進(jìn)行優(yōu)化。
均借助例如在語音指示基礎(chǔ)上的屏息技術(shù)，實(shí)施“預(yù)掃描”和成像掃描。
順便提及，“預(yù)掃描”本身并不指向?qū)ξ矬w被成像區(qū)域的診斷成像，而是如上所述，對所需的脈沖序列參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化。因此，“預(yù)掃描”的圖像矩陣可能比成像掃描的圖像矩陣粗略(即約略)。而且，如果用三維掃描來實(shí)現(xiàn)成像掃描，那么進(jìn)行二維“預(yù)掃描”就足夠了，結(jié)果可以節(jié)省掃描時間。另一方面，優(yōu)選“預(yù)掃描”和成像掃描兩者所采用的脈沖序列的類型相同。
參見圖1，具有CPU和存儲器的序列發(fā)生器5，能夠存儲主機(jī)6所提供的脈沖序列信息。在該脈沖序列信息的基礎(chǔ)上，序列發(fā)生器5用于控制由梯度電源4、發(fā)射器8T和接收器8R進(jìn)行的一系列操作。在該控制的同時，序列發(fā)生器5臨時接收接收器8R所產(chǎn)生的MR信號的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)，然后將這些數(shù)據(jù)傳輸給計(jì)算器10。
該脈沖序列信息包括根據(jù)所需的脈沖序列，操縱梯度電源4，發(fā)射器8T和接收器8R所需的所有信息。這些信息包括強(qiáng)度，持續(xù)時間和應(yīng)該施加給x-，y-和z-線圈3x到3z的脈沖電流的作用時間。
可以采用二維(2D)掃描或三維(3D)掃描作為脈沖序列。脈沖序列如果由SSFP(穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動)-系統(tǒng)的序列組成，則優(yōu)選采用脈沖串。這種脈沖串包括基于SE(自旋回波)技術(shù)、FE(場梯度回波)技術(shù)、FSE(快速SE)技術(shù)、FASE(快速非對稱SE；也稱為“半傅立葉FSE技術(shù)”)技術(shù)、EPI(回波平面成像)和其它技術(shù)的脈沖串。在結(jié)合FSE技術(shù)和半傅立葉技術(shù)的基礎(chǔ)上獲得FASE技術(shù)。
計(jì)算器10接收接收器8R經(jīng)由序列發(fā)生器5發(fā)送的數(shù)字回波數(shù)據(jù)，并將這些數(shù)據(jù)映射到由所包含的存儲器形成的傅立葉空間(也稱為k-空間或頻率空間)中。計(jì)算器10還對映射的數(shù)據(jù)進(jìn)行二維或三維傅立葉變換，以便在真實(shí)空間中重建圖像。如果需要，計(jì)算器10還執(zhí)行圖像數(shù)據(jù)的合成處理?？梢杂芍鳈C(jī)6，而未必總是計(jì)算器10來進(jìn)行傅立葉變換。
除了回波數(shù)據(jù)和重建的圖像數(shù)據(jù)以外，存儲器11能存儲經(jīng)過多種類型處理的圖像數(shù)據(jù)。顯示裝置12用于使圖像可見。利用輸入裝置13向主機(jī)6提供多種類型的信息，包括操作員所需參數(shù)的類型，掃描條件，所需脈沖序列的類型及其參數(shù)，以及所需的一種或多種圖像處理技術(shù)。
包括屏息指示部分的語音發(fā)生器19發(fā)出例如語音信息，通知患者根據(jù)主機(jī)6發(fā)出的命令開始或結(jié)束屏息。
此外，心電圖描記部分包括一與患者身體相連的ECG傳感器17，用于探測電ECG信號；以及用于執(zhí)行多種類型處理的ECG裝置18，包括將所探測的ECG信號數(shù)字化，并將該信號發(fā)送給序列發(fā)生器5和主機(jī)6。主機(jī)6和序列發(fā)生器5均使用該測得的ECG信號作為定時信號，在ECG選通技術(shù)的基礎(chǔ)上執(zhí)行“預(yù)掃描”和成像掃描。
下面將描述上面的磁共振成像系統(tǒng)的完整操作。
當(dāng)開始成像時，在成像掃描之前(參見圖2)，主機(jī)6指令伴隨以屏息技術(shù)執(zhí)行“預(yù)掃描”。如上所述實(shí)現(xiàn)預(yù)掃描。
具體來說，主機(jī)6從輸入裝置13讀出涉及預(yù)掃描的掃描條件和有關(guān)參數(shù)的信息段(圖3中步驟S1)。操作員考慮到預(yù)掃描之后的成像掃描，可自由設(shè)定該成像條件和與參數(shù)有關(guān)的信息。掃描條件包括掃描類型，脈沖序列的類型和相位編碼方向。另一方面，與參數(shù)有關(guān)的信息包括用于ECG選通的ECG信號的R-波的延遲時間，和與脈沖序列有關(guān)的多個參數(shù)的確定值。
優(yōu)選使用二維脈沖序列進(jìn)行預(yù)掃描，能夠?qū)ξ矬w所需的被成像部分切片進(jìn)行掃描。將脈沖序列的脈沖串確定為這樣一種類型的脈沖序列，每次激勵時能夠獲得用于重建一個切片的圖像的所有數(shù)據(jù)。該脈沖序列包括FASE(即半傅立葉FSE)，F(xiàn)SE和EPI方法。
主機(jī)6從輸入裝置13讀出有關(guān)可變參數(shù)的確定信息，每次測量時對可變參數(shù)的數(shù)值進(jìn)行控制(步驟S2)。從前述的多個參數(shù)中選擇該可變參數(shù)。操作員考慮多種因素，如所使用的脈沖序列的類型和被成像區(qū)域中的血流速度，確定有關(guān)該可變參數(shù)的信息。
在完成該確定之后，通過圖3中所示的步驟S3至S19的處理，主機(jī)6從讀入信息確定可變參數(shù)的類型。
(1.用于液流空隙現(xiàn)象的“預(yù)掃描”)首先，判斷可變參數(shù)是否為與液流空隙現(xiàn)象有關(guān)的相移脈沖的強(qiáng)度(步驟S3)。如果判斷結(jié)果為是，則將脈沖序列設(shè)定為在每次數(shù)據(jù)測量(data acquisition)時改變相移脈沖的強(qiáng)度。
圖4舉例說明這種脈沖序列的示意圖。該示例脈沖序列被設(shè)計(jì)成借助于屏息技術(shù)和ECG選通技術(shù)，執(zhí)行總共四次數(shù)據(jù)測量(Acq.1到Acq.4)。使用二維FASE方法，在每次數(shù)據(jù)測量時進(jìn)行一次激勵。ECG選通技術(shù)允許在ECG信號的R-波之后相同的延遲時間處開始每次數(shù)據(jù)測量，即在相同的心臟相位。可以基于其它方法形成脈沖序列，如EPI或FSE方法，并非FASE方法。不過，希望在較短的時間周期內(nèi)完成伴隨屏息和ECG選通技術(shù)的多次數(shù)據(jù)測量，優(yōu)選是使用能夠在每次數(shù)據(jù)測量時僅進(jìn)行一次激勵的脈沖序列，以便獲得一個切片的數(shù)據(jù)。
在使用基于FASE方法的脈沖序列進(jìn)行每次數(shù)據(jù)測量時，僅進(jìn)行一次RF激勵，隨后順序產(chǎn)生多個回波。與施加到讀出方向(頻率編碼方向)的每個讀出磁梯度脈沖RO(＝GR)一起，讀出每個回波。圖4中沒有劃陰影的脈沖表示這種讀出磁梯度脈沖RO。而且，如圖4中劃陰影的脈沖所示，在每個讀出梯度脈沖RO的頭部和尾部，連接有相移脈沖DP。從圖4可知，在每次數(shù)據(jù)測量時，對與每個讀出梯度脈沖RO相連的兩個相移脈沖DP進(jìn)行控制(改變)。
具體來說，在圖4所示的例子中，在第一次數(shù)據(jù)測量Acq.1時，將兩個相位脈沖DP的強(qiáng)度賦予“零”，在第二次數(shù)據(jù)測量Acq.2時，賦為一個“小”值，在第三次數(shù)據(jù)測量Acq.3時，賦為“中間”值，在第四次數(shù)據(jù)測量Acq.4時，賦為一個“大”值。順便提及，在圖4中，省略了相位編碼梯度脈沖。
這樣，當(dāng)此可變參數(shù)選為相移脈沖DP時，在每個用于選擇其它可變參數(shù)的步驟S7，S9，S11，S13，S15，S17，S19和S21中，判斷結(jié)果為否。從而，主機(jī)6讀出與預(yù)掃描中所使用的脈沖序列有關(guān)的信息，在預(yù)掃描中將可變參數(shù)設(shè)定為相移脈沖DP，并在等待下一步處理(步驟S21)之前，將該信息發(fā)送給序列發(fā)生器5。
在判斷已經(jīng)準(zhǔn)備好預(yù)掃描(步驟S22)的情況下，主機(jī)6通知序列發(fā)生器5用語音信息指示對象(患者)P開始屏住呼吸(步驟S23)。另外，使用ECG選通技術(shù)，在同一心臟相位(即，單個心臟相位)實(shí)現(xiàn)預(yù)掃描，獲得回波數(shù)據(jù)(步驟S24)。在該預(yù)掃描之后，發(fā)出另一個語音信息，釋放對象(患者)P一直屏住的呼吸。
如圖4所示，在用于獲得總共四個圖像的四次RF激勵的基礎(chǔ)上，這種預(yù)掃描能順序獲得數(shù)據(jù)。每次RF激勵產(chǎn)生對于一個切片的回波數(shù)據(jù)。即在該例子的情形中，以單個切片和單個相位的方式獲得數(shù)據(jù)?；蛘?，假設(shè)總對同一區(qū)域進(jìn)行成像，可以用多個切片、單個相位的方式進(jìn)行數(shù)據(jù)測量。
如上所述，每次數(shù)據(jù)測量時控制相移脈沖DP加上每個讀出梯度脈沖RO的強(qiáng)度，使得每次數(shù)據(jù)測量時改變自旋的相移程度。在根據(jù)四次RF激勵所獲得的回波數(shù)據(jù)中，反映出彼此不同的多個自旋相移程度。
在完成預(yù)掃描之后，主機(jī)6指示計(jì)算器10重建圖像(步驟S26)，然后讓顯示裝置12使這些重建的圖像可見(步驟S27和S28)。在這種情形中，所顯示的圖像為同一切片的四幅圖像。在所顯示的四幅圖像中，反映出由于不同脈沖強(qiáng)度的相移脈沖DP所導(dǎo)致的總共四種相移狀態(tài)。
相應(yīng)于該顯示，主機(jī)6允許操作員控制輸入裝置13，以便從所顯示的四幅圖像中選擇一個以最大的差別表示血流的圖像，然后確定所選擇的圖像。主機(jī)6讀出該具體信息(步驟S29和S30)。因此，主機(jī)6從讀出的確定信息，檢測賦予該確定信息的圖像的相移脈沖DP的強(qiáng)度(步驟S31)。主機(jī)6將所探測的相移脈沖DP的強(qiáng)度設(shè)定為之后將要執(zhí)行的成像掃描所采用的脈沖序列所使用的相移脈沖的強(qiáng)度(步驟S32)。
因此，在包括操作員所設(shè)定的多個參數(shù)和掃描條件、以及通過預(yù)掃描很好確定的相移脈沖DP的強(qiáng)度大小的條件下，進(jìn)行成像掃描。作為例子，使用三維FASE方法的脈沖序列進(jìn)行成像掃描，其中包括如上那樣確定相移脈沖DP的強(qiáng)度大小。該成像掃描能獲得回波數(shù)據(jù)，重建圖像，處理圖像，并顯示圖像。
因而，通過成像掃描所形成的圖像被作為在血流中自旋的最佳相移狀態(tài)所獲得的圖像提供。從而，該圖像在表示血流性質(zhì)方面極佳，其中去除了由于液流現(xiàn)象所導(dǎo)致的信號值減小的缺陷。
因此，在成像掃描之前執(zhí)行預(yù)掃描，有可能穩(wěn)定、可靠地獲得被成像區(qū)域的讀出方向中最佳液流空隙大小(即相移脈沖與讀出梯度脈沖的比值)?？梢栽谒@得的最佳液流空隙值的基礎(chǔ)上進(jìn)行成像掃描。
作為上面結(jié)構(gòu)的一種變型，可以將包含上面多種不同強(qiáng)度的相移脈沖的掃描步驟所獲得的數(shù)據(jù)的信號值用于血液流速的測量。
(2.用于有效回波時間TEeff的“預(yù)掃描”)現(xiàn)在將參照圖3描述其余參數(shù)的選擇。
在步驟S3處判斷結(jié)果為否的情形下，流程前進(jìn)到步驟S5，在步驟S5處進(jìn)一步判斷通過預(yù)掃描發(fā)生改變的可變參數(shù)是否被指定為有效回波時間TEeff。當(dāng)步驟S5處的判斷結(jié)果為是時，脈沖序列被確定為如圖5所示，其中相應(yīng)于多次RF激勵的每一次進(jìn)行數(shù)據(jù)測量，并且在不同激勵中改變數(shù)據(jù)測量的有效回波時間TEeff(步驟S6)。改變有效回波時間TEeff的原因在于積極地改變從被成像區(qū)域所獲得的圖像的對比度。優(yōu)選每個脈沖序列由基于二維FASE(即半傅立葉FSE)，EPI和PSE方法其中之一的脈沖串組成。作為例子，如果假設(shè)相應(yīng)于包括一次預(yù)掃描在內(nèi)的總共六次RF激勵，進(jìn)行六次回波數(shù)據(jù)測量，則在每次數(shù)據(jù)測量時，依次將有效回波時間TEeff近似設(shè)定為20，40，80，120，180和240ms。
在執(zhí)行完脈沖序列時，由于事實(shí)上在不同數(shù)據(jù)測量時改變有效回波時間TEeff，故顯示出對比度彼此不同的多個圖像(步驟S21至S28)。因而操作員有可能觀察哪個圖像的對比度最佳，哪個圖像是所需要的。根據(jù)操作員所確定的所需對比度圖像，主機(jī)6能夠始終將最佳有效回波時間TEeff給予成像掃描中的脈沖序列(步驟S29至S32)。即，主機(jī)6識別出操作員所確定的圖像的有效回波時間TEeff，并將該有效回波時間TEeff作為成像掃描中脈沖序列的有效回波時間。
作為一種變型，通過使回波信號的讀出時間彼此相等，可以使用上面的預(yù)掃描來測量T2弛豫時間。
(3.用于液流補(bǔ)償?shù)摹邦A(yù)掃描”)在圖3中步驟S5處判斷結(jié)果為否的情況下，流程前進(jìn)到步驟S7，進(jìn)一步判斷通過預(yù)掃描發(fā)生改變的可變參數(shù)是否為液流補(bǔ)償脈沖。當(dāng)步驟S7處的判斷結(jié)果為是時，脈沖序列被確定為如圖6所示，其中根據(jù)多次RF激勵的每一次進(jìn)行數(shù)據(jù)測量，并且在不同激勵之間改變液流補(bǔ)償脈沖FCP的強(qiáng)度(步驟S8)。該液流補(bǔ)償脈沖FCP被加在讀出梯度脈沖的頭部和尾部(在兩個臨時端部處)，不過與讀出梯度脈沖的極性相反。每次數(shù)據(jù)測量時改變液流補(bǔ)償脈沖的強(qiáng)度，以便嘗試改變沿被成像區(qū)域讀出頻率方向產(chǎn)生的N/2假信號成分的條件。優(yōu)選類型的脈沖序列由，例如基于二維FASE(即半傅立葉FSE)，EPI和FSE方法其中之一的脈沖串組成，圖6表示出一個例子，其中基于FASE方法所形成的每個脈沖序列，根據(jù)一次預(yù)掃描中所包含的多次RF激勵提供回波測量。每次測量時液流補(bǔ)償脈沖FCP的強(qiáng)度被設(shè)定為不同大小。作為例子，用單個切片和單個相位技術(shù)實(shí)現(xiàn)脈沖序列，不過也可以用多切片和單相位技術(shù)來實(shí)現(xiàn)。
在執(zhí)行完脈沖序列時，由于事實(shí)上在不同測量之間改變了液流補(bǔ)償脈沖FCP的強(qiáng)度，故顯示出在讀出方向上N/2假信號彼此不同的多個圖像(步驟S21至S28)。因而操作員在觀察和相互比較圖像之后，有可能確定一所需的圖像。根據(jù)操作員確定的所需圖像，主機(jī)6能夠始終將所確定的圖像擁有的液流補(bǔ)償脈沖的最佳強(qiáng)度，給予成像掃描中的脈沖序列(步驟S29至S32)。
(4.用于反向時間TI的“預(yù)掃描”)
在圖3中步驟S7的判斷結(jié)果為否的情況下，流程前進(jìn)到步驟S9，在步驟S9處進(jìn)一步判斷通過預(yù)掃描發(fā)生改變的可變參數(shù)是否為反向時間TI。當(dāng)步驟S9處的判斷結(jié)果為是時，該脈沖序列被確定為如圖7所示，其中根據(jù)多次RF激勵中的每一次進(jìn)行數(shù)據(jù)測量，并且在不同激勵之間改變用于數(shù)據(jù)測量的反向時間TI(步驟S10)。改變反向時間TI的原因在于積極地改變從被成像區(qū)域獲得的圖像的對比度。優(yōu)選每個脈沖序列由基于包含反向恢復(fù)(IR)方法的二維FASE，EPI和FSE方法其中之一的脈沖串組成。作為例子，如果假設(shè)相應(yīng)于包括一次預(yù)掃描在內(nèi)的總共六次RF激勵進(jìn)行六次回波數(shù)據(jù)測量，則每次數(shù)據(jù)測量時依次將反向恢復(fù)時間TI近似設(shè)置為100，200，300，400，500和600ms。
當(dāng)執(zhí)行完脈沖序列時，由于事實(shí)上在不同測量之間改變了反轉(zhuǎn)時間TI的周期，故顯示出對比度彼此不同的多個圖像(步驟S21至S28)。從而操作員在觀察和相互比較圖像之后，有可能從所需對比度的觀點(diǎn)確定一所需的圖像。根據(jù)操作員確定的所需圖像，主機(jī)6能夠始終將所確定的圖像擁有的最佳反向時間TI，給予成像掃描中的脈沖序列(步驟S29至S32)。
對于對整個心臟進(jìn)行二維或三維成像而言，用于對反向時間TI進(jìn)行優(yōu)化的“預(yù)掃描”實(shí)際上很有用。在人與人之間，血流的循環(huán)速度不同，從而不僅影響正常心肌和冠狀動脈拴塞的位置，而且還影響縱向弛豫時間T1。這將表現(xiàn)為反向時間的改變，反向時間是縱向磁化強(qiáng)度Mz達(dá)到零點(diǎn)時所需的時間周期。因此，可以在成像掃描之前進(jìn)行用于優(yōu)化反向時間TI的“預(yù)掃描”，找出最佳反向時間TI，使得能夠最恰當(dāng)?shù)孛枥L出正常心肌，冠狀動脈拴塞和血流。如果在成像掃描中使用該最佳反向時間TI，可以對整個心臟進(jìn)行二維或三維成像，其中在正常心肌，冠狀動脈拴塞和血流之間具有高度提高的對比度。
作為一種變型，通過使回波信號的讀出時間彼此相等，可以使用上面的預(yù)掃描測量T1弛豫時間。
(5.用于回波序列間隔ETS的“預(yù)掃描”)在圖3中步驟S9處的判斷結(jié)果為否的情況下，流程前進(jìn)到步驟S11，在步驟S11處進(jìn)一步判斷通過預(yù)掃描發(fā)生改變的可變參數(shù)是否是回波序列間隔ETS。當(dāng)步驟S11處的判斷結(jié)果為是時，脈沖序列確定為如圖8中所示，其中相應(yīng)于多次RF激勵的每一次進(jìn)行數(shù)據(jù)測量，并且在不同激勵之間改變數(shù)據(jù)測量的回波序列間隔ETS(時間周期)(步驟S12)。改變回波序列間隔ETS的原因在于積極地改變圖像的對比度或圖像相位編碼方向的模糊度。優(yōu)選每個脈沖序列由基于包含反向恢復(fù)(IR)方法的二維FASE，EPI和FSE方法其中之一的脈沖串組成。作為例子，如果假設(shè)相應(yīng)于包括一次預(yù)掃描在內(nèi)的總共六次RF激勵進(jìn)行六次回波數(shù)據(jù)測量，則每次數(shù)據(jù)測量將回波序列間隔ETS依次設(shè)定為5，5.5，6，6.5，7和7.5ms。
當(dāng)執(zhí)行完脈沖序列時，由于事實(shí)上在不同測量之間改變了回波序列間隔，故顯示出在相位編碼方向?qū)Ρ榷然蚰：缺舜瞬煌亩鄠€圖像(步驟S21至S28)。從而在觀察和相互比較圖像之后，操作員有可能從所需的對比度或模糊度的觀點(diǎn)確定一所需的圖像。根據(jù)操作員所確定的所需圖像，主機(jī)6能夠始終將所確定的圖像擁有的最佳回波序列間隔ETS給予成像掃描中的脈沖序列(步驟S29至S32)。
作為一種變型，通過使回波信號的讀出時間彼此相等，可以使用上面的預(yù)處理來測量T2弛豫時間。
(6.用于脂肪抑制脈沖的倒轉(zhuǎn)角的“預(yù)掃描”)在圖3中步驟S11處的判斷結(jié)果為否的情況下，流程前進(jìn)到步驟S13，在步驟S13處進(jìn)一步判斷通過預(yù)掃描發(fā)生改變的可變參數(shù)是否為脂肪抑制脈沖FatSat的倒轉(zhuǎn)角。當(dāng)步驟S13處的判斷結(jié)果為是時，脈沖序列被確定為如圖9中所示，其中相應(yīng)于多次RF激勵的每一次進(jìn)行數(shù)據(jù)測量，并且在不同激勵之間改變用于數(shù)據(jù)測量的脂肪抑制脈沖FatSat的倒轉(zhuǎn)角(步驟S14)。改變脂肪抑制脈沖FatSat的倒轉(zhuǎn)角的原因在于積極地改變從被成像區(qū)域獲得的圖像的脂肪抑制確定的對比度。優(yōu)選每個脈沖序列由基于包含反向恢復(fù)(IR)方法的二維FASE，EPI和FSE方法其中之一的脈沖串組成。作為例子，如果假設(shè)相應(yīng)于包括一預(yù)掃描在內(nèi)的總共六次RF激勵進(jìn)行六次回波數(shù)據(jù)測量，則每次數(shù)據(jù)測量將倒轉(zhuǎn)角依次近似設(shè)定為90，95，100，105，110和120度。
當(dāng)執(zhí)行完脈沖序列時，由于事實(shí)上在不同測量之間改變了脂肪抑制脈沖FatSat的倒轉(zhuǎn)角，故顯示出脂肪對比度彼此不同的多個圖像(步驟S21至S28)。從而，在觀察和相互比較圖像之后，操作員有可能從所需的脂肪對比度的觀點(diǎn)確定一所需的圖像。根據(jù)操作員確定的所需圖像，主機(jī)6能夠始終將所確定的圖像擁有的最佳脂肪抑制脈沖的倒轉(zhuǎn)角FatSat，給予成像掃描中的脈沖序列(步驟S29至S32)。
(7.用于在脂肪抑制之后進(jìn)行反向恢復(fù)的“預(yù)掃描”)在圖3中步驟S13處的判斷結(jié)果為否的情況下，流程前進(jìn)到步驟S15，在步驟S15處進(jìn)一步判斷通過預(yù)掃描發(fā)生改變的可變參數(shù)是否為施加脂肪抑制脈沖FatSat之后的反向時間TI。當(dāng)步驟S15處的判斷結(jié)果為是時，脈沖序列被確定為如圖10所示，其中相應(yīng)于多次RF激勵的每一次進(jìn)行數(shù)據(jù)測量，并且在不同激勵之間改變脂肪抑制脈沖FatSat之后的反向時間TI(步驟S16)。改變脂肪抑制脈沖FatSat之后所作用的反向時間的原因在于，積極地改變從被成像區(qū)域獲得的圖像的脂肪抑制所確定的對比度。優(yōu)選每個脈沖序列由基于二維FASE，EPI和FSE方法其中之一的脈沖串組成。作為例子，如果假設(shè)相應(yīng)于包括一次預(yù)掃描在內(nèi)的總共六次RF激勵進(jìn)行六次回波數(shù)據(jù)測量，則每次數(shù)據(jù)測量時將脂肪抑制脈沖FatSat之后作用的反向時間TI近似設(shè)定為10，12，14，16，18和20ms。
當(dāng)執(zhí)行完脈沖序列時，由于在不同測量之間改變了反向時間，故顯示出對比度彼此不同的多個圖像(步驟S21至S28)。從而，在觀察和相互比較這些圖像之后，操作員有可能從所需對比度的觀點(diǎn)確定一所需的圖像。根據(jù)操作員確定的所需圖像，主機(jī)6能夠始終將所確定的圖像擁有的脂肪抑制脈沖FatSat之后作用的最佳反向時間TI，給予成像掃描中的脈沖序列(步驟S29至S32)。
(8.用于MT脈沖的倒轉(zhuǎn)角的“預(yù)掃描”)在圖3中步驟S15處的判斷結(jié)果為否的情況下，流程前進(jìn)到步驟17，在步驟S17處進(jìn)一步判斷通過預(yù)掃描發(fā)生改變的可變參數(shù)是否為MT(磁化轉(zhuǎn)移)脈沖(也稱為“MTC”脈沖)的倒轉(zhuǎn)角。當(dāng)步驟S17處的判斷結(jié)果為是時，脈沖序列被確定為如圖11所示，其中相應(yīng)于多次RF激勵的每一次進(jìn)行數(shù)據(jù)測量，并在不同激勵之間改變MT脈沖的倒轉(zhuǎn)角(即強(qiáng)度)(步驟S18)。改變MT脈沖倒轉(zhuǎn)角的原因在于積極地改變從被成像區(qū)域獲得的圖像的MT效果確定的對比度。優(yōu)選每個脈沖序列由基于二維FASE，EPI和FSE方法其中之一的脈沖串組成。作為例子，如果假設(shè)相應(yīng)于包括一次預(yù)掃描在內(nèi)的總共六次RF激勵進(jìn)行六次回波數(shù)據(jù)測量，則在每次數(shù)據(jù)測量時將MT脈沖的倒轉(zhuǎn)角MTCFlip依次近似設(shè)定為90，95，100，105，110和120度。
當(dāng)執(zhí)行完脈沖序列時，由于事實(shí)上在不同數(shù)據(jù)測量之間改變MT脈沖的倒轉(zhuǎn)角，故顯示出對比度彼此不同的多個圖像(步驟S21至S28)。從而，在觀察和相互比較圖像之后，操作員可能從所需對比度的觀點(diǎn)確定一所需的圖像。根據(jù)操作員確定的所需圖像，主機(jī)6能夠始終將所確定的圖像擁有的最佳倒轉(zhuǎn)角，給予圖像掃描中脈沖序列所包含的MT脈沖(步驟S29至S32)。
(9.用于再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角的“預(yù)掃描”)在圖3中步驟S17處的判斷結(jié)果為否的情況下，流程前進(jìn)到步驟S19，在步驟S19處進(jìn)一步判斷通過預(yù)掃描發(fā)生改變的可變參數(shù)是否為再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角。當(dāng)步驟S19處的判斷結(jié)果為是時，脈沖序列被確定為如圖12所示，其中相應(yīng)于多次RF激勵的每一個進(jìn)行數(shù)據(jù)測量，并且在不同激勵之間改變再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角(即強(qiáng)度)(步驟S20)。改變再聚焦脈沖倒轉(zhuǎn)角的原因在于積極地改變從被成像區(qū)域獲得的圖像的對比度。優(yōu)選每個脈沖序列由基于二維FASE，EPI和FSE方法其中之一的脈沖串組成。作為例子，如果假設(shè)相應(yīng)于包括一次預(yù)掃描在內(nèi)的總共六次RF激勵進(jìn)行六次回波數(shù)據(jù)測量，則將每次數(shù)據(jù)測量時再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角Flop依次近似設(shè)定為180，170，160，150，140和130度。
當(dāng)執(zhí)行完脈沖序列時，由于在不同測量之間改變了再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角，故顯示出對比度彼此不同的多個圖像(步驟S21至S28)。從而，在觀察和相互比較圖像之后，操作員有可能根據(jù)所需對比度的觀點(diǎn)確定一所需的圖像。根據(jù)操作員確定的所需圖像，主機(jī)6能夠始終將所確定的圖像擁有的最佳倒轉(zhuǎn)角，給予用于成像掃描的脈沖序列中所包含的再聚焦脈沖(步驟S29至S32)。
如上所述，根據(jù)多個實(shí)施例的磁共振成像系統(tǒng)采用執(zhí)行“預(yù)掃描”的技術(shù)，以確定從成像掃描的參數(shù)中選擇出的一個所需參數(shù)的最佳數(shù)值。通過預(yù)掃描獲得的其中反映了所需參數(shù)改變量的回波數(shù)據(jù)，和從所獲得的回波數(shù)據(jù)產(chǎn)生的圖像，為操作員提供了實(shí)際成像掃描中所需參數(shù)的最佳數(shù)值。該方法使有造影劑(contrast)或無造影劑MR血管造影術(shù)能夠提供高對比度、低噪聲并且血流描繪更為精確的圖像。
另外，幾乎無需進(jìn)行由于圖像描繪不好等原因而進(jìn)行的再次成像。因此，隨著操作員工作量的顯著減小，總的來說能夠縮短患者所需的掃描時間。將提高患者流量。
在前面的實(shí)施例中，本發(fā)明的預(yù)掃描執(zhí)行裝置(或部件)由磁鐵1，電源2和4，線圈部件3，序列發(fā)生器5，主機(jī)6，RF線圈，接收器8R和發(fā)射器8T組成。作為一個例子，本發(fā)明的初步圖像產(chǎn)生裝置(或部件)由序列發(fā)生器6，計(jì)算器10和存儲器11構(gòu)成。本發(fā)明的顯示裝置(或部件)由主機(jī)6和顯示部件12構(gòu)成。本發(fā)明的選擇裝置(或部件)由主機(jī)6和輸入裝置13構(gòu)成，而本發(fā)明的設(shè)定裝置由主機(jī)6的部分功能來實(shí)現(xiàn)。屏息指示裝置(或部件)由主機(jī)6和語音發(fā)生器19構(gòu)成。
可以對磁共振成像系統(tǒng)的上述結(jié)構(gòu)進(jìn)行如下所述的多種改變。
在上述實(shí)施例中，在預(yù)掃描過程中大小發(fā)生改變的可變參數(shù)一般為一種類型，不過不限于一種類型。圖13中表示出多個可變參數(shù)的一個例子，其中同時選擇用于液流空隙的相移脈沖DP和液流補(bǔ)償脈沖FCP，并且如同前面的實(shí)施例，在預(yù)掃描中每次激勵時改變兩個參數(shù)的大小。因此，即使僅進(jìn)行一次預(yù)掃描，相應(yīng)于多次RF激勵，也能對于兩個參數(shù)中的每一個得到多個圖像。換句話說，同時獲得對于液流空隙和液流補(bǔ)償?shù)某醪綀D像。這種設(shè)定多個參數(shù)的方法，將節(jié)省預(yù)掃描中回波數(shù)據(jù)的測量時間，而仍然能同時將相互獨(dú)立的最佳數(shù)值賦予兩個脈沖。
通過預(yù)掃描對數(shù)值進(jìn)行優(yōu)化的參數(shù)可以包括脈沖序列所使用的RF脈沖(如激勵RF脈沖)的倒轉(zhuǎn)角，脈沖序列所使用的再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角，和脈沖序列的TR(重復(fù)時間)。從而，例如，通過對激勵RF脈沖的倒轉(zhuǎn)角進(jìn)行優(yōu)化，有可能降低RF功率。
另外，在圖13所示的脈沖序列中，從施加液流補(bǔ)償脈沖FCP開始，改變可變參數(shù)的大小?；蛘?，可以在液流補(bǔ)償脈沖FCP之前，對所施加的相移脈沖DP的大小進(jìn)行改變(在該情形中，圖13中的箭頭向下)。
上述的實(shí)施例和其變型旨在有或沒有MR造影劑的條件下進(jìn)行的MR血管造影術(shù)(MRA)，不過不限于這種MRA。本發(fā)明可以應(yīng)用于沒有MR造影劑條件下進(jìn)行的MR成像。
雖然上述實(shí)施例包含多種特殊性，不過不應(yīng)該將這些構(gòu)成對本發(fā)明范圍的限制，僅提供對本發(fā)明某些當(dāng)前最佳實(shí)施例的說明。本領(lǐng)域技術(shù)人員在不偏離所附權(quán)利要求的范圍和其等價范圍的條件下，可以將本發(fā)明改變或修改成多種不同的形式。作為例子，上面的實(shí)施例和其變型中所描述的系統(tǒng)，涉及一種無造影劑MR血管造影術(shù)(即在不加入MR造影劑的條件下進(jìn)行MR血管造影)，不過本發(fā)明不限于此。被成像的物體不限于血流，可以為任何其它的物體，如可以在本發(fā)明原理基礎(chǔ)上對纖維組織進(jìn)行成像。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像系統(tǒng)，用于在所需脈沖序列的基礎(chǔ)上進(jìn)行成像掃描，以便獲得被成像物體所需區(qū)域處的MR圖像，該系統(tǒng)包括一預(yù)掃描執(zhí)行裝置，被構(gòu)成為執(zhí)行預(yù)掃描，以獲得該物體所需區(qū)域處的多個初步圖像的數(shù)據(jù)，通過在每個初步圖像中改變脈沖序列的所需參數(shù)的大小來進(jìn)行該預(yù)掃描；一初步圖像產(chǎn)生裝置，被構(gòu)成為從預(yù)掃描行為所獲得的數(shù)據(jù)產(chǎn)生多個初步圖像；一顯示裝置，被構(gòu)成為顯示多個初步圖像；一選擇裝置，被構(gòu)成為從所顯示的多個初步圖像中選擇所需的初步圖像；以及一設(shè)定裝置，被構(gòu)成為將從所選擇的初步圖像給出的所需參數(shù)的大小設(shè)定到成像掃描中，其中所需的參數(shù)為從由下面的參數(shù)組成的組中選擇出的至少一個參數(shù)與物體的自旋行為有關(guān)的有效回波時間TEeff；當(dāng)將反向脈沖施加于物體時所觀察到的用于補(bǔ)償自旋的脈沖；當(dāng)將反向脈沖施加于物體時所觀察到的自旋的反向時間(TI)；賦予從物體獲得的回波信號的回波序列間隔時間(ETS)；被用于抑制從物體的脂肪獲得的信號的脂肪抑制脈沖的倒轉(zhuǎn)角；當(dāng)將脂肪抑制脈沖施加給物體時所觀察到的反向時間(TI)；導(dǎo)致物體中自旋行為所產(chǎn)生的MT效應(yīng)的磁轉(zhuǎn)移(MT)的強(qiáng)度；用于減小物體中MT效應(yīng)的再聚焦脈沖的角度；脈沖序列所使用的再聚焦脈沖的倒轉(zhuǎn)角；脈沖序列所使用的再聚焦脈沖的正轉(zhuǎn)角；以及脈沖序列的重復(fù)時間(TR)。
全文摘要
采用預(yù)掃描事先對成像掃描使用的脈沖序列中所包含的所需參數(shù)的數(shù)值進(jìn)行優(yōu)化。通過在每個初步圖像中改變所需參數(shù)的大小而進(jìn)行該預(yù)掃描，使得可以獲得物體所需區(qū)域處的多個初步圖像的數(shù)據(jù)。例如，該參數(shù)為TI(反向時間)，且其數(shù)值為TI的周期。將所獲得的數(shù)據(jù)生成用于顯示的多個初步圖像。然后從所顯示的多個初步圖像中選擇一所需的初步圖像，并將從所選擇的初步圖像給出的所需參數(shù)的數(shù)值設(shè)定于該脈沖序列中。從而在實(shí)際成像之前，所需的脈沖參數(shù)可具有最佳數(shù)值。
文檔編號G01R33/50GK1775173SQ20051012862
公開日2006年5月24日 申請日期2002年8月30日 優(yōu)先權(quán)日2001年8月31日
發(fā)明者宮崎美津惠, 高井博司 申請人:株式會社東芝