使用低谐波脉冲序列的低噪声磁共振成像

摘要

公开用于磁共振成像的系统及方法，其利用正弦梯度波形来驱动MRI系统中的梯度线圈。正弦梯度波形可以施加于全部两个或多个（例如三个）梯度轴上，以产生相对纯的声学声调。在某些实施例中，可以使梯度方向在三维中成螺旋形，以生成径向枕型k‑空间轨迹。

说明书

背景

通常，磁共振成像（MRI）检查基于主磁场、射频（RF）磁场以及时变磁梯度场之间的相互作用，其中旋磁材料在诸如患者的感兴趣的受试者内具有核自旋。诸如水分子中的氢核的某些旋磁材料具有响应于外部磁场的特性行为。这些核的自旋的进动能够通过对场的操纵来影响以产生RF信号，这些RF信号能够被检测、处理且用来重建有用的图像。

用来在MRI系统中生成图像的磁场包括由主磁体产生的高度地均匀的静磁场。通过位于其中放置受试者的成像体积周围的一组梯度线圈而产生一系列的梯度场。梯度场在二维或三维中对个别平面或体积元素（像素或体素）的位置进行编码。采用RF线圈来产生RF磁场。该RF磁场扰乱一些旋磁核从其均衡方向的自旋，从而引起自旋以便围绕其均衡磁化的轴产生进动。在该进动期间，通过自旋而发射RF场，使核产生进动，并且，RF场由相同的发射RF线圈检测或由一个或多个单独的线圈检测。这些信号被放大、滤波并且数字化。然后，使用一个或多个算法来处理数字化信号，以重建有用的图像。

实际上，由于所采用的波形和这些波形在声学上相互作用的方式，对梯度线圈的驱动可导致大量的声学噪声。一个当前的用于低噪声MRI的方法可以利用非常低的顶锥角激励脉冲，这导致固有的质子密度对比度，并且约束其他类型的可获得的对比度的使用。为了解决这些问题，一些方法采用自旋准备序列来扩大可获得的对比度的范围，但这类方法涉及增加的复杂度和扫描持续时间。因而，存在用于不受到相同的约束的低噪声MRI方法的需要。

发明内容

在一个实施例中，提供用于对磁共振成像系统的梯度线圈进行驱动的方法。该方法包括如下的步骤：至少,使用第一正弦梯度波形来对与第一梯度方向相关联的第一梯度线圈进行驱动和使用第二正弦梯度波形来对与第二梯度方向相关联的第二梯度线圈进行驱动。在第一正弦梯度波形和第二正弦梯度波形与其相应的梯度零线相交时，在一个或多个交叉事件生成RF脉冲。在每个RF脉冲之后，采集相应的读出信号。使用所采集的读出信号来生成图像。

在进一步实施例中，提供一个或多个有形的非暂时性机器可读媒体，该媒体对处理器可运行的例程进行编码。在由处理器运行时，例程引起要执行的动作,包含：至少,使用第一正弦梯度波形来对与第一梯度方向相关联的第一梯度线圈进行驱动和使用第二正弦梯度波形来对与第二梯度方向相关联的第二梯度线圈进行驱动；在第一正弦梯度波形和第二正弦梯度波形与其相应的梯度零线相交时，在一个或多个交叉事件生成RF脉冲；在每个RF脉冲之后，采集相应的读出信号；以及使用所采集的读出信号来生成图像。

在另外的实施例中，提供磁共振成像（MRI）系统。MRI系统包括主场磁体、多个梯度场线圈、射频（RF）发射线圈、接收线圈阵列以及与梯度场线圈、RF发射线圈以及接收线圈阵列耦合的控制电路系统。控制电路系统配置成：至少,使用第一正弦梯度波形来对与第一梯度方向相关联的第一梯度线圈进行驱动和使用第二正弦梯度波形来对与第二梯度方向相关联的第二梯度线圈进行驱动；在第一正弦梯度波形和第二正弦梯度波形与其相应的梯度零线相交时，在一个或多个交叉事件生成RF脉冲；在每个RF脉冲之后，采集相应的读出信号；以及使用所采集的读出信号来生成图像。

附图说明

在参考附图来阅读下面的详细描述时，本发明的这些及其他特征、方面以及优点将变得更好理解，其中，在遍及附图中，相似的字符表示相似的零件，其中：

图1是根据本公开的方面的配置成采集MR图像并且执行本文中所描述的图像校正技术的磁共振（MR）成像系统的实施例的图解图示；

图2A描绘根据本公开的方面的采用偏移正弦梯度波形的脉冲序列图的实施例；

图2B描绘根据本公开的方面的图2A的脉冲序列图的轴向k-空间分量；

图2C描绘根据本公开的方面的图2A的脉冲序列图的径向k-空间轨迹的示例；

图3A描绘根据本公开的方面的采用正弦梯度波形的脉冲序列图的实施例；

图3B描绘根据本公开的方面的图3A的脉冲序列图的轴向k-空间分量；

图3C描绘根据本公开的方面的图3A的脉冲序列图的径向k-空间轨迹的示例；

图4描绘根据本公开的方面的采用正弦梯度波形的脉冲序列图的进一步实施例；

图5描绘根据本公开的方面的采用间断的正弦梯度波形的脉冲序列图的实施例；

图6描绘根据本公开的方面的将方形激励脉冲施加于正弦波梯度零交叉处的效果；并且，

图7描绘根据本公开的方面的将方形激励脉冲施加于间断的正弦波梯度零交叉处的方案。

具体实施方式

将在下文中描述一个或多个特定的实施例。致力于提供对这些实施例的简明的描述，可在说明书中不描述实际实现的所有的特征。应当领会，在任何这种实际实现的开发中，如在任何工程或设计项目中，必须作出许多实现特定的决策，以实现开发者的特定目标，例如对系统相关的约束和商业相关的约束一致,该目标可从一个实现变化到另一个实现。此外，应当领会，这种开发努力可能是复杂的而费时的，但对于得益于本公开的普通技术人员，将仍然是设计、制备和制造的常规任务。

在介绍本发明的各种实施例的元件时，冠词“一”、“一个”、“该”以及“所述”意图意味着存在一个或多个元件。术语“包含”、“包括”以及“具有”意图为包括的，并且意味着可能存在除了所列出的元件之外的附加的元件。此外，下面的讨论中的任何数字的示例意图为非限制的，并且因而附加的数字的值、范围以及百分率处于所公开的实施例的范围内。

如上文所注意到的，当前的MRI方法可导致相对嘈杂的环境，其中对梯度线圈的驱动尤其导致声学噪声。如本文中所讨论的，公开了利用至少两个或全部三个梯度轴上的纯的（或基本上纯的）声调（例如，正弦波或近似于正弦波的交变极性的长倾斜的梯形）的梯度波形的各种方法。在以可能取决于所采用的脉冲序列而变化的比指定的阈值更大的重复时间（TR）（即，连续的RF脉冲之间的时间间隔）采用时，所得到的基频可能相对于环境噪声而基本上是听不见的（例如，低于60 Hz）。作为示例，对于采用垂直地偏移的梯度波形的某些预期的梯度回波（GRE）脉冲序列，10 Hz至60 Hz之间的频率分别与100 ms至16.7 ms之间的TR相对应。在其他示例中，对于其中梯度波形未偏移的某些预期的梯度回波（GRE）脉冲序列，10 Hz至60 Hz之间的频率与50 ms至8.3 ms之间的TR相对应。在进一步的示例中，对于其中梯度波形未偏移的某些预期的多回波梯度回波（GRE）脉冲序列，10 Hz至60 Hz之间的频率分别与200 ms至33.3 ms之间的TR相对应。

关于成像，在某些实施例中，RF激励脉冲可以施加于梯度的零交叉（诸如每个零交叉处或交替的零交叉处）处，允许在当前的低噪声方法中是可能的更大的顶锥角（可能高达90°）将被施加。在其他实施例中，在交替的梯度波瓣期间，可以在RF脉冲之后，立即对信号进行采样。在一个实施例中，使梯度方向在三维（3D）中成螺旋形，导致径向枕型(pin-cushion)k-空间轨迹。在采用时，这种螺旋形仅引入有限的谐波。

考虑到前述的，可以通过磁共振成像（MRI）系统而执行目前描述的方法，由用户（例如，放射科医师）在该系统上发起具体的成像例程。MRI系统可以执行数据采集、数据构建、图像重建/合成以及图像处理。因此，参考图1，合适的磁共振成像系统10的示例示意地图示为包括扫描仪12、扫描仪控制电路14以及系统控制电路系统16。系统10另外包括如图片归档及通信系统（PACS）18的远程访问及存储系统或装置或者诸如远程放射学设备的其他装置，使得可以现场或场外访问由系统10所采集的数据。虽然MRI系统10可以包括任何合适的扫描仪或检测器，但在所图示的实施例中，系统10包括全身扫描仪12，全身扫描仪12具有壳体20，膛22穿过壳体20而形成。工作台24可移动至膛22中，以许可患者26定位于膛22中用于对患者26内的所选择的解剖体进行成像。可当激励核自旋并且进动时，通过将某些特征用于从激励核接收数据并且通过患者26内的某些旋磁核的所选激励、患者定位的组合，对所选解剖体进行成像，如下文所描述的。

扫描仪12包括一系列的相关联的线圈，这些线圈用于产生控制的磁场用于激励待成像的受试者的解剖体内的旋磁材料。具体地，主磁体线圈28被提供用于生成与膛22一般对准的主磁场。一系列的梯度线圈30、32以及34许可生成控制的磁梯度场用于在检查序列期间，对患者26内的某些旋磁核进行位置编码。提供射频（RF）线圈36，并且线圈36配置成生成用于激励患者内的某些旋磁核的射频脉冲。

除了可以是扫描仪12的本地的线圈之外，系统10还包括配置用于接近（例如相对）患者26的放置的单独的一组接收线圈38（例如，线圈的相控阵列）。接收线圈38可以具有任何几何结构，包括封闭式几何结构和单侧式几何结构两者。作为示例，接收线圈38能够包括颈/胸/腰（CTL）线圈、头部线圈、单侧脊骨线圈等。通常，接收线圈38放置成接近于患者26或放置于患者26之上，以便于接收由患者26内的某些旋磁核在它们返回到其弛豫状态时所生成的弱RF信号（相对于由扫描仪线圈生成的发射脉冲的弱）。可以将接收线圈38关断，以便于不接收由扫描仪线圈所生成的发射脉冲或与这些发射脉冲共振，并且可以将接收线圈38接通，以便接收由弛豫旋磁核所生成的RF信号或者与其共振。

系统10的各种线圈由外部电路系统控制，以生成预期场和脉冲，并且以控制的方式读取来自旋磁材料的发射。在所图示的实施例中，主电源40将功率提供给主场线圈28。驱动器电路42被提供用于诸如使用如本文中所讨论的波形和脉冲序列来使梯度场线圈30、32以及34脉动。这种电路可以包括放大及控制电路系统，该放大及控制电路系统用于如通过由扫描仪控制电路14输出的数字化脉冲序列所定义那样将电流供应至线圈。另一个控制电路44被提供用于调节RF线圈36的操作。电路44包括切换装置，该切换装置用于在操作的活动与不活动模式之间交替，其中，RF线圈36分别传送信号和不传送信号。电路44还包括用于生成RF脉冲的放大电路系统。类似地，接收线圈38与开关46连接，开关46能够将接收线圈38在接收模式与非接收模式之间切换，使得当处于接收状态时，接收线圈38与通过从患者26内弛豫旋磁核所产生的RF信号共振，并且当处于非接收状态时，接收线圈38不与来自发射线圈（即，线圈36）的RF能量共振，以便于防止不合需要的操作。另外，接收电路48被提供用于接收由接收线圈38检测到的数据，并且可以包括一个或多个复用电路和/或放大电路。

扫描仪控制电路14包括接口电路50，接口电路50用于输出用于对梯度场线圈30、32、34和RF线圈36进行驱动的信号。另外，接口电路50从接收电路系统48和/或接收线圈38接收表示在检查序列中产生的磁共振信号的数据。接口电路50在操作上与控制电路52连接。控制电路52基于经由系统控制电路16而选择的所定义的协议来运行用于对电路42和电路44进行驱动的命令。控制电路52还用来将定时信号提供给开关46，以便于使RF能量的传输和接收同步。此外，控制电路52接收磁共振信号，并且在将数据传送至系统控制电路16之前，可以执行随后的处理。扫描仪控制电路14还包括一个或多个存储器电路54，这些存储器电路54在操作期间存储配置参数、脉冲序列描述、检查结果等。在某些实施例中，存储器电路54可以存储用于实现本文中所描述的至少一部分的图像处理技术的指令。

接口电路56与控制电路52耦合用于在扫描仪控制电路14与系统控制电路16之间交换数据。这种数据可以包括将被执行的特定检查序列的选择、这些序列的配置参数以及所采集的数据，其可以从扫描仪控制电路14以原始的形式或被处理的形式传送，用于随后的处理、存储、传输以及显示。

系统控制电路16的接口电路58从扫描仪控制电路14接收数据，并且将数据和命令传送回到扫描仪控制电路14。接口电路58与控制电路60耦合，控制电路60可以包括多用或专用计算机或工作站中的一个或多个处理电路。控制电路60与存储器电路62耦合，存储器电路62存储用于操作MRI系统10的编程代码，并且，在一些配置中，存储图像数据，用于以后的重建、显示以及传输。附加的接口电路64可以被提供用于与诸如远程访问及存储装置18的外部系统组件交换图像数据、配置参数等。最后，系统控制电路60可以包括各种外围装置，这些外围装置用于促进操作人员接口，并且用于产生所重建的图像的硬拷贝。在所图示的实施例中，这些外围设备包括打印机66、监测器68以及包括诸如键盘或鼠标的装置的用户接口70。

应当注意到，在本文中所描述的采集之后，系统10可以简单将所采集的数据存储于例如存储器电路（例如，存储器56、62）中，用于以后本地和/或远程地访问。因而，当本地和/或远程地访问时，可以由专用或通用计算机内所包含的一个或多个处理器操纵所采集的数据。一个或多个处理器可以访问所采集的数据，并且运行存储于一个或多个非暂时性机器可读媒体上的例程，这些媒体共同地存储用于执行包括本文中所描述的图像采集、处理和/或重建步骤的方法的指令。

如本文中所讨论的，本方法包括使用基于正弦梯度波形的脉冲序列用于对梯度线圈30、32、34进行驱动来产生相对纯的声学声调。如果以比可取决于所讨论的脉冲序列而变化的给定的阈值更大的重复时间（TR）采用，则相关联的基频是大约10 Hz至60 Hz或更低，其在图像采集的上下文中基本上是听不见的。

转到图2A-2C，描绘平静(quiet)梯度回波（GRE）脉冲序列200的实施例的一部分，脉冲序列200利用正弦波形210来随着时间驱动梯度线圈30、32以及34。在脉冲序列200的某些实现中，10 Hz的频率与100 ms的TR相对应，60 Hz的频率与16.7 ms的TR相对应等（即，频率的倒数与以毫秒为单位的TR相对应。如图2A中所示，基本上使正弦波形210在每个梯度轴（即，Gx（204）、Gy（206）以及Gz（208））上展开(play out)。如将领会，在其他实施例中，可以使用交变极性的长倾斜的梯形来近似正弦波210。

在所描绘的示例中，相应的正弦曲线210相对于相应的梯度轴而垂直地偏移，使得零线上方和下方的部分（即，波瓣）不相等。作为示例，对于给定的梯度和正弦脉冲序列，正波瓣可以是对应的负波瓣的面积的两倍（或某个其他合适的分数），或反之亦然。在所描绘的实现中，如图所示，梯度波形210的垂直偏移将导致可忽略不计的声级中的提高。具体地，这被认为是如下的情况：因为，对于两个函数A（t）和B（t），傅里叶变换是线性的。因此，FFT（A+B）= FFT（A）+ FFT（B）。在本上下文中，函数A（t）是重复的正弦波形210，并且B（t）是恒定的。由于FFT（B）是在零频率的δ函数，因而这将不会对声级作出重大的贡献，声级将仍然与用于非偏移的正弦波的相同。

在某些实施例中，可以使用交变极性的梯形来近似正弦波。在这类实施例中，如果梯形的斜面足够地长（例如，大约对应的梯形平顶的一半长），则梯形可以提供正弦波的合理的近似，并且因此可能仅引入有限的谐波。在这类实施例中，可以针对每个数据读出而采用在斜面上的采样，但仍然可以使用径向重建。

在所描绘的示例中，非选择性的RF脉冲220施加于每个第一波瓣之前（例如，每个负波瓣214的开始之前）的梯度零交叉处。在所描绘的示例中，在读出周期222期间，对信号进行采样，读出周期222在此被描绘为以给定的循环的第二波瓣（例如，正波瓣216）的峰值为中心。在这种实现中，负波瓣214能够被认为是读出预移相器(prephaser)，并且每个回波将集中于正波瓣峰值上，导致某种程度的T2*对比度。

每个读出间隔222与通过k-空间的中心的对应的线230（图2B）的横越(traversal)相对应。梯度正弦曲线210的每个循环在梯度Gx、Gy以及Gz之间具有不同的相对振幅，对于每个循环，产生对应的线230的不同的取向。所得到的k-空间的采样232（图2C）在三维中由径向线组成，所有的径向线基本上通过 k-空间的原点。由于数据采样（即，读出222）发生于非恒定的梯度期间，因而沿着k-空间的每个线230的采样间隔是不均匀的。能够使用常规的网格技术来对数据执行三维图像重建。

转到图3A-3C，描绘平静GRE脉冲序列300的另一个实施例的细节，其中，使用正弦波形210来驱动梯度线圈30、32、34。在该示例中，RF激励脉冲220施加于正弦波形210相对于梯度轴（即，Gx线204、Gy线206以及Gz线208）的每个零交叉处。在脉冲序列300的某些实现中，10 Hz的频率与50 ms的TR相对应，60 Hz的频率与8.3 ms的TR相对应等（即，频率的倒数的一半与以毫秒为单位的TR相对应。在一个实现中，可以相对于先前的方法而施加更大的顶锥角（高达90°）。与前述示例不同，在所描绘的实现中，每个正弦循环的第一（即，负）梯度波瓣314下的面积是相应的第二（即，正）梯度波瓣316下的面积的负数。

在该示例中，在读出间隔222期间，在每个RF脉冲220之后，执行读出，导致k-空间的非线性的采样。每个读出222与基本上开始于k-空间的中心处并且向外辐射的对应的线330（图3B）的横越相对应。梯度正弦曲线210的每个循环在梯度Gx、Gy以及Gz之间具有不同的相对振幅，产生对应的线330的不同的取向。所得到的k-空间的采样332（图3C）在三维中由径向线组成，所有的径向线基本上起源于 k-空间的原点。由于数据采样222发生于非恒定的梯度期间，因而沿着k-空间的每个线330的采样间隔是不均匀的。能够使用常规的网格技术来对数据执行三维图像重建。在该实施例中，捕获短T2*信号，并且，短T2*信号能够被认为是超短波回波时间（UTE）序列。

转到图4，可以采用图3A的脉冲序列的多回波版本的进一步实现。在图4中图示这种实现的示例，图4描绘用来使用正弦波形210来驱动梯度线圈30、32、34的平静GRE脉冲序列350的多回波版本的细节。在脉冲序列350的某些实现中，10 Hz的频率与200 ms的TR相对应，60 Hz的频率与33.3 ms的TR相对应等（即，频率的倒数的两倍与以毫秒为单位的TR相对应。在这种实施例中，仅每隔n个周期（例如，每隔2个周期、每隔3个周期等）而施加RF激励脉冲220，其中针对每个RF激励脉冲220而采集（如由读出间隔222示出）n组数据（例如，2组、3组等）。在一个这种实施例中，使用每个组所采集的数据来重建单独的图像。

在该示例中，在不同的回波时间采集每个组数据。可以将多个回波时间数据组用于各种应用。例如，多个回波时间数据组可以用于通过经由每个像素而拟合时间曲线来进行定性成像，允许获得T2*的估计。另外，多个回波时间数据组可以用于强调某些解剖特征，例如腱、半月板、软骨等。例如，在其中n>

转到图5，描绘合适的平静快速自旋回波脉冲序列400的示例的细节。在所描绘的示例中，采用间断的正弦波形210，用于对梯度线圈30、32、34进行驱动。在该示例中，对于每个梯度线圈，提供作为脉冲序列400的一部分的以中断或间断间歇的全循环正弦波形。例如，在一个实施例中，每个正弦波210具有每个循环之间的恒定的幅度的间断（描绘为周期性的平坦间隔410）。在所描绘的示例中，在出现于正弦波脉冲之间的恒定的幅度的这些平坦间隔410期间，RF脉冲220施加于梯度线圈30、32以及34处。如果Gy梯度206上的相位编码的波形的相对振幅被布置，使得在RF激励脉冲（图5中的220的第一脉冲）之后，在时间TE横越k-空间的中心，则能够通过调整TE而对序列400的T2对比度的程度进行调谐。备选地，如果在脉冲序列400之前，使后面有延迟时间TI的非选择性的反向脉冲展开，则能够通过调整TI而对T1对比度进行调谐。

转到图6，描绘来自图3的平静GRE脉冲序列300的脉冲序列500的细节。在该细节中，对于顶尖= π/2，PW_RF1 = 0.5 ms、视场（FOV）= 24 cm、t-读出= 8 ms、nsamp = 256的情况，将方形激励脉冲220施加于梯度零交叉510（在此，x梯度零交叉）处的效果示出为使用布洛赫方程来建模。

由于在施加RF脉冲210时，在时间间隔期间，梯度波形210在幅度上改变，因而造成不均匀的MR激励。在这些情形下，激励磁化的幅度510跨读出视场而是均匀的，但相位512在变化。具体地，在所建模的示例中，横向磁化的幅度（图表510）跨FOV为1，但其中在读出方向上的净相位滚动（图表512）跨FOV而稍低于π/2。在一个实现中，这可以通过在重建中调整相位或通过在梯度斜面在相反的方向上的情况下采集nex = 2而解决，在所述情况下，相位滚动将变为零，但在FOV的边缘处幅度可能略受影响。

备选地，转到图7，在平静GRE脉冲序列600的备选的实施例中，在施加每个RF脉冲220期间，正弦梯度波形210的每个波瓣与零梯度振幅的部分510交错。因而，在该实施例中，当梯度波形220在幅度上改变时，不施加RF脉冲220。

本发明的技术效果包括使用正弦梯度波形来驱动MRI系统中的梯度线圈。正弦波梯度波形可以施加于全部三个梯度轴上，以产生相对纯的声学声调。以合适的TR使用正弦波梯度波形导致大约10 Hz至大约60 Hz的基频，该基频基本上是听不见的。在某些实施例中，可以使梯度方向在三维中成螺旋形，以生成径向枕型k-空间轨迹。

本书面描述使用包括最佳模式的示例来公开本发明，并且还使本领域任何技术人员实施本发明，包括制作并且使用任何装置或系统和执行任何合并的方法。本发明的可取得专利范围由权利要求定义，并且可以包括本领域技术人员所想到的其他示例。如果这类其他示例具有与权利要求书的文字语言完全相同的结构元件，或者如果它们包括具有与权利要求书的文字语言的非实质差异的等效结构元件，则它们意图处于权利要求书的范围之内。