核磁共振成像法

1.一种借助于核磁共振产生图像的方法，该核磁共振包括在信号记录期间对磁共振信号的一个频谱成分进行压制，所述方法具有如下步骤：
-按照部分区段记录K空间，
-在记录K空间的每个部分区段之前，在时刻TI接通一个用于激励待压制的频谱成分的激励脉冲，其中，对于所述部分区段选择不同的TI值。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，按照部分区段这样记录K空间：利用不同的TI时间按照部分区段记录K空间中心。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，这样改变所述TI时间：该TI时间的分布围绕平均值TIm形成，该平均值根据用于产生图像的成像参数而被选择。
4.根据上述权利要求中1或2所述的方法，其特征在于，沿径向从内向外地径向地读出K空间的各个部分区段。
5.根据上述权利要求中1或2所述的方法，其特征在于，按照扇形的形式读出K空间，其中，这些扇形经过K空间平均点。
6.根据上述权利要求中1或2所述的方法，其特征在于，借助于三维梯度回波序列读出所述磁共振信号。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，在两个相位编码方向上径向地读出K空间。
8.根据上述权利要求中1或2所述的方法，其特征在于，在B0基本磁场大于1.5特斯拉的条件下读出所述磁共振信号。
9.根据上述权利要求中1或2所述的方法，其特征在于，待压制的信号成分是脂肪信号。
10.根据上述权利要求中1或2所述的方法，其特征在于，在两个部分区段的记录之间的时间TR是恒定的。
11.根据上述权利要求中1或2所述的方法，其特征在于，所述用于激励待压制的频谱成分的激励脉冲的接通时刻TI对于不同的部分区段线性地改变。
12.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，根据用于激励磁共振信号的B1场分布，选择所述TI时间的分布。
13.根据上述权利要求中1或2所述的方法，其特征在于，这样记录K空间的部分区段：
在时刻TI记录每个部分区段的K空间中心，其中，在时刻TI之前和之后记录每个部分区段的其它区域。

核磁共振成像法\n技术领域\n[0001] 本发明涉及一种借助于核磁共振产生图像的方法，其中，在信号记录中应该压制磁共振信号的一个频谱成分。\n背景技术\n[0002] 在人体上进行磁共振(MR)拍摄时，由于浓度的原因仅仅自由的水的以及在脂肪键(Fettbindung)中的氢核为MR信号做出贡献。它们的相对磁共振频率差为大约3.4 ppm(parts per million，百万分之一)。在许多其中MR成像的应用中值得期待的是，压制脂肪信号成分或者以及其它自旋成分的信号成分。为了压制例如脂肪成分的起干扰的信号影响，公知的是利用所谓的脂肪饱和或者反转技术来压制脂肪的频谱成分。在该技术中采用选择频率的高频脉冲(HF脉冲)，以便使得脂肪信号成分饱和或者反转，然后才开始用于产生图像的实际信号记录。在实际的MR成像之前每次采用这种脂肪压制脉冲。在快速的成像序列中这点可以意味着，将这种脂肪饱和脉冲在相对较快的顺序中(例如在数十毫秒内)入射到被检查的身体中，其中，直到重复下一次脂肪饱和脉冲的时刻处于脂肪信号的T1驰豫时间的数量级上或者更小。这点导致了脂肪信号成分的平衡状态，其中通常需要采用统一的HF脉冲，以便实现该平衡状态。在该平衡状态之前可以在脂肪磁化中出现强烈的波动。这点意味着，例如在180°反转脉冲条件下的脂肪信号成分不被精确地反转180°。\n[0003] 在高的B0基本磁场强度的条件下，还出现了这样的问题：用于使得脂肪信号成分饱和的、入射的高频场是极其不均匀的。这点导致，待反转的信号成分经历了不同的翻转角。其结果是，在用于产生图像的信号记录中，脂肪信号成分还不希望地不同强度地构成被检测的信号以及由此构成信号强度。\n[0004] 对于三维梯度回波序列来说，可以根据诸如脂肪压制的重复时间和翻转角、梯度回波序列的翻转角等的序列参数，计算应该在其入射脂肪压制脉冲的最佳时刻(也参见Gunnar Brix et al.“Fast and Precise T1 Imaging Usinga Tomrop Sequence”，Magnetic Resonance Imaging，Vol.8，pp 351-356，1990)。不过，在进行实际的MR信号记录之前定义HF脉冲的时刻的该最佳时刻TI，强烈地取决于3D梯度回波序列的激励角。在图1中作为激励角的函数表示出了用于脂肪压制的该最佳时刻TI。图1示出了对于在实际的成像中水质子的不同激励角时刻TI的变化。如在图1中可以看出的那样，对于不同的角度时刻TI剧烈地改变。对于小的翻转角需要长的TI时间，而对于较大的翻转角则应该缩短TI时间，以便得到最佳的脂肪压制。\n[0005] 因为如上面提到的那样在高的基本磁场强度B0的条件下用于激励的入射B1场可能是不均匀的，这点导致了不均匀的脂肪压制。即使采用一种所谓的非B1敏感的绝热的RF脉冲用于脂肪压制，其也导致不均匀的脂肪压制，因为在实际的成像序列中非敏感的B1场激励是不可能的。不过，这点导致用于脂肪压制的最佳时刻对于被检查的组织的不同区域是不同的。在成像序列本身中采用绝热的激励脉冲将导致不可接收的SAR值(特异性吸收率)，从而在检查区域中入射过多的功率。此外，绝热的激励脉冲将显著地延长激励脉冲的时间长度，这点对于拍摄时间起到了负面的影响。\n发明内容\n[0006] 因此，在上述的情况下，本发明要解决的技术问题是，实现一种其中避免了诸如脂肪的频谱成分的不同成分的影响的MR成像。\n[0007] 按照本发明，提出了一种借助于核磁共振产生图像的方法，其中在信号记录期间对诸如脂肪信号的磁共振信号的一个频谱成分进行压制。根据本发明的第一步骤，按照部分区段记录K空间。K空间是所谓的位置频率空间或者原始数据空间，该空间在信号记录中由数据填充。然后通过随后对K空间的傅立叶变换获得实际的MR图像。在产生图像时，在记录K空间的每个部分区段之前，在时刻TI接通一个用于激励待压制的频谱成分的激励脉冲，以便在实际的信号记录之前分别压制不希望的频谱成分。按照本发明的一个发明，此时对于K空间的部分区段选择不同的TI值。这意味着，用于为K空间的不同部分区段压制预定的频谱成分的时刻TI不是恒定的，而是改变的。如果此时利用改变的时刻TI按照部分区段记录K空间，则改变应用用于压制频谱成分的HF脉冲的时刻。这意味着，在K空间的不同部分区段呈献对待压制的信号成分的不同的加权。在重建的MR图像中这意味着，待压制的频谱成分的总的信号成分被抹去或者涂掉。这点在MR图像中形成不希望的信号成分的均匀分布，这意味着不希望的信号成分的整体上的均匀分布。\n[0008] 按照本发明的另一方面，此时可以按照部分区段这样记录K空间：在不同的TI时间按照部分区段记录K空间中心。K空间中心是原始数据空间在kx＝ky＝kz＝0周围的区域，即靠近kx＝ky＝kz＝0。在K空间中心记录的信号绝对图像对比度，而外侧的K空间区域决定图像中的对比度。通过在不同的TI时间记录K空间中心形成了对于图像对比度不同TI时间，从而整体上形成了待压制的频谱成分的抹去的对比度，这导致了改善的对比度以及减弱了待压制的信号对图像对比度的影响。\n[0009] 按照本发明的一种实施方式，从内向外地径向地读出K空间的各个部分区段。通过径向地读出K空间区段保证了，不同的部分区段分别包含了K空间中心一个区段，在不同的TI时间读出K空间中心。即，如果K空间的划分使得一个单个的部分区段覆盖了K空间中心，则属于该片段的TI时间决定了待压制的成分的信号分量，因为K空间中心的信号决定了信号强度。通过径向地读出实现了不同的时刻TI为待压制的成分的对比度做出贡献。\n[0010] 可以这样改变K空间各部分区段之间的TI时间：该TI时间的分布围绕平均值TIm形成。该平均值TIm可以例如根据用于在压制了频谱成分之后产生实际的图像的成像参数而被选择。这点导致在K空间内部的、具有待压制的频谱成分的微小不同信号分量的片段。\nTI时间围绕TIm值的分布的一种可能性是线性的分布。TI时间围绕TIm值的其它分布自然也是可能的。例如，可以根据用于在成像序列中激励磁共振信号的B1场分布来选择TI时间的分布。该B1场分布是将磁化从平衡位置偏转翻转角α的高频脉冲的场分布。\n[0011] 优选地，待压制的信号成分是脂肪信号。不过，也可以将本发明用于压制在磁共振信号中的其它频谱成分。\n[0012] 按照一种实施例，可以将K空间的部分区段作为扇形构成，其中这些扇形分布通过圆心。在该实施例中将整个待记录的K空间划分成类似于蛋糕块的部分区段，其中，每个部分区段包含K空间中心中一个区域。对K空间的其它划分自然也是可能的。对K空间的其它径向对称的细分也是可能的，例如螺旋形地读出K空间。不过，另一方面也可以，按照对于实际的成像序列的激励角的认知从图1中确定正确的TI值，并且这样地读出K空间：\n在一个部分区段中利用一个与从图1中计算的TI值对应的TI值读出K空间中心。然后，优选地这样选择对于其它部分区段的随后激励，使得它们围绕所计算的TI值对称。\n[0013] 优选地，对于实际的产生图像采用三维梯度回波序列。在本发明中，三维并不意味着利用预定的层厚度依次地测量多个层，因为在这种情况下在层厚度方向上的分辨率典型地比在平面上的差许多。在本发明的关联中，三维数据组意味着在所有三个空间方向上具有近似于各向同性的分辨率。为此，不是选择性地激励各个层并且依次测量，而是利用一个通过附加的相位编码梯度的第三维度的分辨率来激励整个空间。优选地，在两个相位编码方向上对K空间进行径向记录，而K空间的信号读出在该第三方向上相互平行地进行。\n[0014] 本发明的一个特别的应用领域是，具有诸如2至3特斯拉的高场强的基本磁场强度B0的MR设备。在这种高的基本磁场强度的条件下，在水和脂肪部分之间的信号中的化学差别被放大，从而脂肪信号分量对成像的负面影响加强。该负面影响尤其可以在高的场强的条件下利用按照本发明的方法被减小。\n[0015] 在一个时间段TR中记录K空间的单个部分区段，其中，在一种优选的实施方式中，将从记录一个部分区段到记录下一个部分区段的TR保持为恒定。正如更前面提到的那样，按照本发明改变对于不同的部分片段的时刻TI。根据一种实施方式，此时可以线性地改变时刻TI，这意味着，线性地改变从饱和脉冲至实际的信号记录之间的时间距离。对时刻TI的其它改变形式自然也是可能的。例如，根据另一种实施方式，可以利用对B1场分布的认知根据已知的B1场分布来选择对时刻TI的改变。\n[0016] 通常，在时刻TI进行对K空间的读出或者记录，其中，在开始时读出K空间中心并且径向地向外记录K空间的每个部分区段。在另一种实施方式中，此时也可以这样记录K空间的部分区段：再次首先记录K空间中心。此时可以这样记录一个部分区段：进一步利用可供使用时间，在时刻TI之前的时间间隔中已经记录了一个K空间片段的区域。在此这样进行：在该时刻TI之前和之后记录每个部分区段的其它区域。\n附图说明\n[0017] 下面对照附图对本发明作进一步的说明。在此，附图中：\n[0018] 图1示出了在产生图像之前入射饱和脉冲的时刻TI与在成像时所采用的翻转角α之间的依赖关系，\n[0019] 图2示意地示出了用于在3D梯度回波序列中脂肪饱和的本发明方法的时间顺序，[0020] 图3示出了根据带有压制频谱成分的本发明的序列图，\n[0021] 图4示出了在图3的序列图中磁化的进展，\n[0022] 图5示出了按照第一实施方式将K空间划分成部分区段，\n[0023] 图6示出了按照第二实施方式的K空间的划分，以及\n[0024] 图7a和图7b示出了对于K空间的一个部分区段的另一种记录方案。\n具体实施方式\n[0025] 正如在说明书引言部分提到的那样，对于信号读出之前的脂肪压制的最佳时刻取决于在三维梯度回波序列中采用的翻转角。此时为了产生避免由于脂肪信号分量引起的不同信号强度，提出了一种如图2所示的方法。在三维梯度回波序列中为了产生图像将K空间细分成部分区段。如在图2中示出的那样，采用不同的部分区段21，以便利用原始数据填充K空间。在每个部分区段中分别进行N个相位编码步骤。在每个部分区段21的测量之前此时接入一个脂肪压制模式22。时刻TI被定义为相对于在部分区段21中的实际信号记录的、随着接入HF脉冲而采用脂肪压制片段的时刻。在图2中示出的例子中，从一个部分区段到下一个部分区段的时间TR是恒定的。从图2中得出，分别在属于一个部分区段的N个相位编码步骤之前，接入脂肪压制脉冲。按照本发明，此时时刻TI不是恒定的，这意味着，在图2中示出的对于TI1、TI2和TI3的值是不相等的。而是改变TI时间。例如，可以对TI时间进行线性的改变。这意味着，在读出分别N个相位编码步骤之前采用脂肪压制脉冲的时刻线性地改变。在三维梯度回波序列中采用的翻转角α是恒定的，从而通过图1的图形可以计算出理论上最佳的TI时间。按照一种实施方式，此时可以这样选择TI时间，使得其被选择为比该最佳的TI时间线性地延长或缩短。\n[0026] 在图3中示出了在读出三维片段时的序列图示。为了激励起压制作用的脂肪信号入射一个β脉冲10，其在示出的例子中为180°脉冲(∏脉冲)，以便反转脂肪信号分量。\n在反转脉冲之后在时间间隔TI1之后利用接入多个α脉冲11进行实际的图像拍摄，其中，如在梯度回波序列中通常一样地接入梯度-G层-G相位-G读出。重复时间trep给出两个α脉冲之间的时间间隔。这意味着，通过读出梯度的双极性接入诱导出信号12。在下一个α脉冲之前施加一个破坏梯度13用于破坏残余磁化。脂肪信号总体的平衡状态此时取决于两个α脉冲之间的重复时间。如果该重复时间比脂肪的T1时间长，则平衡状态由激励脉冲所主导。不过，在三维梯度回波序列中每5至10ms应用一次β脉冲10，从而该时间间隔不再大于脂肪的T1时间。因此，加强了β脉冲的重复时间对于平衡状态的影响。\n[0027] 例如，图4中示意性地示出了对于一个序列的脂肪分量的磁化Mz的特性，在该序列中对于β脉冲的重复时间大约为500ms，以及对于α脉冲的重复时间约为5ms。在图4中支持了在一个180°脉冲之后的磁化，其中可以看出其没有完全返回到其平衡状态。通过下列公式给出了紧靠第一α脉冲之前的磁化值Q：\n[0028] \n[0029] \n[0030] 其中，ETII＝e-TII/T1，Etrepeat＝e-trepeat/T1以Er＝e-tr/T1。\n[0031] M0是在α脉冲入射之前的磁化，MZSS是平衡磁化，而Q是在应用反转脉冲短暂之前的磁化与平衡磁化的比值。在图1中示出了所有其余的参数。在此，N是激励脉冲的数量。通常要等待，直到组分信号成分的磁化为0，然后才开始利用实际的信号读出。采用上述公式(1)意味着Q＝0。由此可以如下地计算对于在180°脉冲之后的脂肪成分的过零的TI值：\n[0032] \n[0033] 由此，对于在图4中示出的序列并且利用按照TInull＝80的脉冲的数量，得到TInull的值为一个115ms的值，这点与在图4中示出的值很好地一致。对于在TInull之前已经采用了激励脉冲α的情况，必须将一个稍微不同组用于计算中。可以显示出在平衡状态之后的磁化Mn按照一个由下列公式给出的有效时间常数τeff驰豫：\n[0034] \n[0035] 利用该假设随后可以根据下列公式计算可能的TInull：\n[0036] TInull＝ln(0.5)·τeff (4)\n[0037] 正如在图3和4中所示出的那样，可以根据三维梯度回波序列的成像参数计算最佳的TI值。\n[0038] 图5示出了一种可以如何将三维K空间划分为不同的部分区段的可能性。在图3中示出了在两个相位编码方向Ky和Kz上的K空间，信号读出在平行于Kx的方向上进行。信号读出如在图2和3中所示出的那样进行。在图5中所示出的实施方式中将K空间按照所谓的蛋糕块进行细分。在图5中示出了三个不同的蛋糕块31、32和33，它们分别对应于图\n2中的一个部分区段21。在读出蛋糕块31、32和33之前分别接入一个用于使得脂肪信号分量饱和的饱和脉冲，并且随后在TI结束之后读出K空间区段31、32和33。该时刻TI此时对于不同的部分区段被改变。如在图5中可以看出的那样，部分区段31、32和33径向地从K空间中心点35发出。K空间中心是围绕该K空间中心点35的区域。通过在图5中示出的对K空间的划分保证了，在不同的TI时间围绕K空间中心点35记录围绕K空间中心的区域。这些不同的TI时间导致了待压制的脂肪信号的不同信号强度分量。因为K空间中心决定对比度，而围绕该中心的外部K空间区域决定MR图像的分辨率，在图5中示出的划分允许在所产生的MR图像中的整体上均匀的对比度。脂肪信号分量被“涂掉”。\n[0039] 在图6中示出了对K空间的径向对称的读出的另一个例子。在图6中示出的实施例中，螺旋形地构成K空间区段。第一部分区段通过虚线4 1示出。另一个部分区段通过实线42示出。再次按照第一TI时间读出部分区段41，而按照另一个TI时间读出部分区段42。信号读出同样按照与Kx轴平行的方向进行。在图5所示的将K空间划分为片段中在此实现了，由在不同的TI时间被读出的不同的部分区段覆盖K空间中心。由此，实现了如在图5中一样的效果，即，脂肪信号的信号强度的“涂掉”，这点导致了整体上均匀的图像对比度。\n[0040] 自然也可以考虑对K空间的其它径向划分，在这些划分中按照不同的部分区段读出K空间中心。\n[0041] 在图7a和7b中示出了另一种记录方案。图7a示出了在180°脉冲之后的脂肪信号成分的磁化51。该磁化在预定的TI值的条件下(＝TInull)具有成分Mz＝0。在上面讨论的实施方式中，在磁化的过零之后开始信号读出，因为在该时刻不能通过后续的α脉冲激励磁化的Z成分。如在迄今为止的实施方式中那样，首先读出在图7b中用零(Null)表示的K空间中心。然后，按照迄今为止的实施方式在零之后按照顺序12345读出部分区段(见图7b)。在图7a中示出的实施方式与迄今为止的实施方式的区别在于，不再等待到时刻TI，然后再开始实际的成像序列、即α脉冲。为了有意义地利用整个拍摄的可供使用的时间，在值TInull之前就读出K空间区段52的部分区域，即按照如图7a中示出的顺序\n531024读出，作为比较，在上面描述的实施方式中在时刻TInull开始按照顺序012345读出区段012345。\n[0042] 总之，通过利用不同的TI时间和一种K空间的径向记录技术实现了，减小待压制的频谱成分在图像中的信号影响。