專利名稱：用于屏氣腹部核磁共振成像的片層調整方法
技術領域：
本發明涉及核磁共振成像(“MRI”)的方法和系統。更具體地說，本發明涉及穿過腹部器官的一組片層圖像的MRI數據的采集。
當對物質比如人體組織施加均勻的磁場(極化磁場B0)時，在該組織中的自旋的各個磁矩趨于與這種極化場一致，但以它們的特征拉莫爾頻率無序地繞其進動。如果物質或組織受到一種在x-y平面中并在拉莫爾頻率附近的磁場(激勵磁場B1)的作用，一致的凈矩Mz可以被旋轉或說“傾斜”到x-y平面中以產生橫向凈磁矩Mt。在激勵信號B1結束之后受激勵的自旋發射信號，可以接收這種信號并對其進行處理以形成圖像。
當應用這些信號來產生圖像時，要應用磁場梯度(Gx、Gy和Gz)。通常，通過一序列測量周期掃描要成像的區域，在這些測量周期中這些梯度隨所應用的特定的局部方法改變。對最終所接收的NMR信號組進行數字化并應用多種公知的重構技術中的一種重構技術進行處理以重構該圖像。
在采集NMR圖像數據的過程中目標運動會在相位編碼的方向上產生模糊和“重影”。當運動為周期性或近似周期性時重影尤其明顯。對于大多數的生理運動在足夠短的周期內采集每個視圖的NMR信號以使在采集窗口內該目標可以認為是靜止的。在這種情況下模糊和重影是由于在視圖之間的目標的不一致的外部特征引起的。在下文中將改變在視圖之間的外觀的運動稱為“視圖間的運動”，這些運動例如有由患者的移動、呼吸或心動周期或蠕動產生的運動。在脈沖序列過程中當運動發展時運動還可以改變NMR信號的幅值和相位，在下文中稱這種運動為“視圖內的運動”。
如果數據采集與目標的功能循環同步以降低視圖間的運動則可以降低模糊和重影。這種方法通常稱為選通NMR掃描，其目的是在連續的功能循環的過程中在相同的點上采集NMR數據以使在每個視圖中目標“看起來”相同。選通方法的缺陷在于只可以在一小部分的目標的功能周期內采集NMR數據，只有當應用可接受的最短脈沖序列時，選通技術才能夠極大地加長數據采集時間。
在1986年2月4日公布的美國專利US4,567,893中提出了另一種消除重影假象的方法。該已有專利教導當NMR脈沖序列的重復時間為周期性信號變化的持續時間的四分之一的奇數倍時在圖像中在重影和要成像的目標之間的距離最大。應用這種技術就可以減小由于呼吸運動引起的重影。雖然這種方法真正改善了圖像質量，但是它限制了NMR脈沖序列的重復時間并且它通常導致更長的總的掃描時間。該技術還假設該運動為周期性的。
另一種降低由于周期性的信號的變化造成的不良影響的方法公開在1987年11月10日公布的題為“在NMR成像中降低由于周期性的變化引起的圖像假象的方法”的美國專利US4,706,026中。在該方法的一個實施例中，假定信號變化的周期(例如由于患者的呼吸引起的)并將視圖順序從通常的單調增加的相位編碼梯度改變為預選的順序。例如，對于給定的信號變化的周期，選擇視圖的順序以使NMR信號變化在所需的頻率按照相位編碼幅值的函數變化。在一個實施例中，選擇視圖順序以使變化周期等于總的NMR掃描時間(低頻率)，從而使重影假象盡可能的接近所成像的目標。在另一個實施例中(高頻率)，選擇視圖順序以使變化周期盡可能地短，從而使重影假象盡可能地遠離目標。
這種已有的方法能夠有效地降低假象，并且如果變化不是規則的且頻率已知的話則在某些方面是較理想的。在另一方面，如果不能滿足關于該運動的時間周期的假設(例如因為患者的呼吸模式的變化或無規律)，則該方法并不很好。如果發生這些，則會因為重影的聚焦(不管是盡可能地接近目標還是盡可能地遠離目標)變得模糊，造成該方法失去某些有效性。解決這種問題的方案公開在題為“在NMR成像中降低由于周期性的變化引起的圖像假象的方法”的美國專利US4,663,591中。在該方法中，當進行掃描時確定非單調的視圖順序并響應在該周期中的變化以在信號變化和梯度參數之間產生所需的關系(低頻或高頻)。當然該方法的有效性取決于用于感測患者的運動尤其是在該運動的周期性中的任何變化的裝置的精度。
校正MR圖像的運動假象的最成功的方法應用在掃描過程中所采集的導引器(navigator)信號。如在美國專利US4,937,526中所描述，在掃描的過程中周期性地采集這種導引器信號，并應用這些信號的信息來校正患者運動時的圖像數據。
當進行腹部MR成像時呼吸運動是最難對付的問題。一種方案是應用對運動不敏感的技術比如單脈沖快速自旋回波(“SSFSE”)或單脈沖回波平面(“EPI”)序列采集所有的圖像數據，這些技術在一次屏氣過程中采集整個圖像數據。然而，在這些技術中沒有一種技術能夠最佳地獲得T2-加權腹部圖像。應用SSFSE所采集的圖像更加模糊并且由于激勵回波對所采集的信號的作用造成T1對比度太大。在另一種單脈沖EPI技術中，由于在肺部和消化道中的空氣引起的磁化率梯度的原因，對于常規的臨床腹部成像它并不太可靠。此外，對于腹部成像在這些技術中沒有一種技術可以用于產生具有可接受的對比度的T1-加權圖像。
本發明是一種從患者的腹部區域中采集一組片層圖像的方法，該方法不會由于患者的呼吸造成運動假象。更具體地說，將一組片層分成許多連續的切片，其中每個切片由應用所指定的脈沖序列在單次屏氣過程中能夠采集的許多片層構成。然后通過初始化患者的屏氣過程并應用所選擇的脈沖序列采集在切片中的所有的片層的MR圖像數據來采集每個切片。從所采集的MR圖像數據中重構圖像。
本發明的另一方面為在每個切片采集之前測量患者的位置并改變MRI系統的掃描參數以便以對準的方式采集連續的切片。在采集每個切片之前應用導引器脈沖序列來測量患者的位置，在掃描過程中調整切片位置以考慮患者運動造成的偏離參考位置。
附
圖1所示為應用本發明的MRI系統的方塊圖；附圖2所示為構成附圖1的MRI系統的一部分的收發器的電路方塊圖；附圖3所示為用于實施本發明的優選實施例的快速自旋回波(FSE)脈沖序列的圖形表示；附圖4所示為說明應用附圖3的脈沖序列采集片層圖像數據的順序的患者圖形表示；附圖5所示為附圖1的MRI系統來采集圖像數據所執行的步驟流程圖；附圖6所示為依據一種變型實施例附圖1的MRI系統來采集圖像數據所執行的步驟流程圖。
首先參考附圖1，所示為并入本發明的優選MRI系統的主要部分。操作員控制臺100控制該系統的操作，該操作員控制臺100包括鍵盤和控制板102和顯示器104。控制臺100通過連接116與分離的計算機系統107進行通信，該計算機系統107使操作員能夠控制在顯示屏104上的圖像的產生和顯示。計算機系統107包括通過底板彼此進行通信的許多模塊。這些模塊包括一個圖像處理器模塊106、CPU模塊108以及在本領域中公知的作為幀緩沖器以存儲圖像數據陣列的存儲器模塊113。計算機系統107鏈接磁盤存儲器111和磁帶驅動器112以存儲圖像數據和程序，它還通過高速串行鏈路115與分離的系統控制器122進行通信。
系統控制器122包括通過底板連接在一起的一組模塊。這些模塊包括一CPU模塊119和脈沖發生器模塊121，該脈沖發生器模塊121通過串行鏈路125連接到操作員控制臺100。系統控制器122通過這種鏈路125從操作員接收表示要執行的掃描序列的指令。脈沖發生器模塊121運行系統部件以執行所需的掃描序列。它產生表示要產生的RF脈沖的時序、強度和形狀以及數據采集窗口的時序和長度的數據。脈沖發生器模塊121連接到一組梯度放大器127以指示在掃描的過程中要產生的梯度脈沖的形狀和時序。脈沖發生器模塊121還從生理采集控制器129中接收患者數據，生理采集控制器129從連接到患者的許多不同的傳感器中接收信號比如從電極中接收ECG信號或從波紋管中接收呼吸信號。最后，脈沖發生器模塊121連接到掃描室接口電路133，該掃描室接口電路133從與磁體系統和患者的狀況相關的各種傳感器中接收信號。患者定位系統134還通過掃描室接口電路133接收指令以將患者移動到所需的位置以進行掃描。
由脈沖發生器模塊121所產生的梯度波形施加到包括Gx、Gy和Gz放大器的梯度放大器系統127。每個梯度放大器激勵在組件(以139總體表示)中的對應的梯度線圈以產生用于位置編碼采集信號的磁場梯度。梯度線圈組件139形成包括極化磁體140和整個身體RF線圈152的磁體組件141的一部分。在系統控制器122中的收發器模塊150產生脈沖，通過RF放大器151放大該脈沖并通過發射/接收轉換開關154將其耦合到RF線圈152。通過相同的RF線圈152感測由在患者體內的受激勵的核所輻射結果信號并通過發射/接收轉換開關154將其耦合到前置放大器153。在收發器150中的接收器中對所放大的NMR信號進行解調、濾波以及數字化。發射/接收轉換開關154受來自脈沖發生器模塊121的信號控制以在發射模式中將RF放大器151電連接到線圈152和在接收模式中連接到前置放大器153。發射/接收轉換開關154還能夠使分離的RF線圈(例如頭部線圈或表面線圈)應用在發射模式中或應用在接收模式中。
由RF線圈152所采集的NMR信號通過收發器模塊150數字化并傳輸到在系統控制器122中的存儲器模塊160中。當完成掃描并將整個數據陣列已經采集在存儲器模塊160中時，運行陣列處理器161以將該數據傅立葉變換到圖像數據陣列中。通過串行鏈路115將這種圖像數據傳輸到計算機系統107，在計算機系統107中將該數據存儲在磁盤存儲器111中。為響應從操作員控制臺100中所接收的指令，將該圖像數據放在磁帶驅動器112中存檔，或可以通過圖像處理器106進行進一步處理并傳輸到操作員控制臺100并在顯示器104上給出。
特別參見附圖1和附圖2，通過功率放大器151在線圈152A上收發器150產生RF激勵磁場B1并接收在線圈152B中感應的結果信號。如上文所指出，線圈152A和B可以如附圖2所示為分離的，或者如附圖1所示它們也可以為單個整體的線圈。在頻率合成器200的控制下產生基本信號或載波即RF激勵磁場的頻率，該頻率合成器200從CPU模塊119和脈沖發生器模塊121中接收一組數字信號(CF)。這些數字信號表示在輸出201中產生的RF載波信號的頻率和相位。將所指令的RF載波施加到調制器和增頻變換器202，在那里根據也是從脈沖發生器模塊121中接收的信號R(t)調制它的幅值。信號R(t)確定要產生的RF激勵脈沖的包絡線并通過連續地讀出一序列存儲的數字值在模塊121中產生。這些存儲的數字值由可以從操作員控制臺100進行改變以使能夠產生任何所需的RF脈沖包絡線。
通過激勵衰減器電路206衰減在輸出205中產生的RF激勵脈沖的幅值，該激勵衰減器電路206從底板118中接收數字指令TA。被衰減的RF激勵脈沖施加到驅動RF線圈152A的功率放大器151。收發器122的這一部分的更詳細的描述參見美國專利US4,952,877，在此以引用參考的形式將該專利結合在本申請中。
參考附圖1和2，目標產生的信號由接收器線圈152B采集并通過前置放大器153施加到接收器衰減器207的輸入中。接收器衰減器207進一步將該信號放大由從底板118中所接收的數字衰減信號(RA)所確定的大小。
所接收的信號的頻率為拉莫爾頻率或其附近，通過降頻變換器208在兩步處理過程中對這種高頻率信號進行降頻處理，該降頻變換器208首先將NMR信號與在線201上的載波信號進行混頻，然后將所得差值信號與在線204上的205兆赫茲的基準信號進行混頻。將經降頻變換的NMR信號施加到模擬數字(A/D)轉換器209的輸入中，該A/D轉換器209采樣模擬信號并將其數字化并將其施加到數字檢測器和信號處理器210中，該數字檢測器和信號處理器210產生與所接收的信號相對應的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。通過底板118將所接收的信號的數字化I和Q的結果流輸出到存儲器模塊160中，在存儲器模塊160中應用它們來重構圖像。
通過基準頻率發生器203從公共的20兆赫茲的主時鐘信號中產生2.5兆赫茲的基準信號以及250千赫茲的采樣信號和5、10和60兆赫茲的基準信號。為更詳細地描述接收器，參考美國專利US4,992,736，在此以引用的方式將其結合在本申請中。
附圖1的MRI系統執行一序列的脈沖序列以采集足夠的NMR數據來重構所需的圖像。具體參考附圖3，用于實施本發明的T2-加權成像的優選實施例的快速自旋回波MR脈沖序列是一種在其中采集許多MR回波信號的2DFT RARE序列。為簡明起見，在附圖2中僅示出了四個回波信號301-304，但是可以理解的是可以產生和采集更多的回波信號。這些MR回波信號通過90度RF激勵脈沖305產生，該90度RF激勵脈沖305在出現GZ片選梯度脈沖306時產生以在穿過患者的片層中形成橫向磁化。通過選擇性的再聚焦脈沖307(它可以具有180度的翻轉角)對這種橫向磁化進行再聚焦以產生MR自旋回波信號301-304，在出現GX讀梯度脈沖308時采集這種MR自旋回波信號301-304。對每個MR自旋回波信號301-304分別進行相位編碼，隨后通過相應的GY相位編碼脈沖309-313進行反繞。改變相位編碼脈沖的幅值，并以離散的值為步幅進行變化以采集分離的“視圖”或ky空間采樣。通過對每個信號的采樣進行數字化來采集每個MR自旋回波信號，結果，在完成一幅圖像的掃描時從其中采集“k-空間”數據的二維陣列，通過執行如上文所描述的2D傅立葉變換從該二維陣列中得出圖像。
由于MR自旋回波信號301-304的幅值按照所成像的自旋的T2衰變常數的函數降低，因此必須采取許多措施以降低在回波信號之間的間隔。這些措施包括應用具有最小的持續時間的RF回波脈沖307和應用較高的帶寬和/或更低的分辨率讀數。這兩個方法都導致更短的時間來結束在MR信號301-304之間的間隔中具有隨后的降低的相關梯度波形。應用在美國專利US5,315,249和US5,345,176中所描述的方法來設計RF再聚焦脈沖307，它們的持續時間從3.2毫秒降低到1.92毫秒。90度的RF激勵脈沖305的持續時間從4毫秒降低到2.4毫秒。在重構過程中通過在面內補零來降低每個MR回波信號的讀出持續時間。這是一種十分公知的技術，它能夠使沿著x或y軸采集更少的k-空間采樣。以零填充丟失的采樣。在優選的實施例中這種方法使得在讀出具有在每個間隔中具有隨后降低的每個MR信號301-304的過程中采集的采樣少于256個。
本發明的第二優選實施例應用快速的梯度恢復(recalled)回波脈沖序列以采集指定數量的圖像片層。當要采集T1-加權腹部圖像時優選這種序列。所優選的脈沖序列描述在美國專利US5,291,891中，在此以引用的方式將其結合在本申請中。
本發明的優選實施例在附圖1的MRI系統所執行的程序的控制下應用2D成像序列比如附圖3的FSE脈沖序列。在附圖5的流程圖中示出了這種程序所執行的步驟，應用在附圖4中所示的腹部的肝臟的掃描的實例解釋附圖5的流程圖。
具體參考附圖4，通過采集12個二維圖像的MRI數據執行掃描，12個二維圖像定向為12個軸向片層10。然而，與其應用常規的采集順序，不如將片層劃分為切片組，在該常規的采集順序中以交錯的方式從所有的12個片層中采集數據。在所示的實例中，確定了兩個切片12和14，每個切片12和14都具有6個片層。確定在每個切片中的片層的數量的主要標準是在患者的單次屏氣過程中應用所選擇的脈沖序列能夠采集整個切片。然后該掃描包括在每個相應的連續屏氣過程中從一序列切片的每個切片中采集MRI數據。在附圖4的實例中，完成掃描要求兩次屏氣過程。
具體參考附圖5，當該過程啟動時提示操作員輸入要執行的脈沖序列的指令，如在過程塊230中所示。如果應用上文所描述的FSE脈沖序列這種指令包括在每個脈沖中要采集回波數量這樣的參數。還可以指定其它的快速脈沖序列比如用于T1-加權圖像的破碎梯度恢復回波序列。
然后指定在掃描的過程中要采集的片層的數量和位置，如在過程塊232中所示。當然這些參數取決于所成像的腹部解剖結構、所需的分辨率以及視場。例如，在應用上文所描述的FSE脈沖序列掃描肝臟的過程中，可以指定8到12個軸向片層中的任何片層。
如在過程塊234中所示，然后操作員輸入表示可用于采集每個切片數據的時間間隔的屏氣持續數。可以將這個時間周期預設成“標準”值比如25秒，根據患者的情況和肺容量可以增加或降低這個時間。按照用戶指定的重復時間(TR)和相位編碼分辨率的要求，屏氣持續時間可以自動地降低到最小的可能的持續時間。此外，輸入切片重疊數量。這種數量表明將要重疊的鄰近的切片數量以確保如果患者沒有進行屏氣則在每個切片采集的相同的位置上仍然能夠采集所有的解剖結構。
如過程塊236所示，然后系統計算要采集的分離的切片的數量和在每個切片中的片層的數量。這種計算是基于前面所輸入的數據以及在每個屏氣過程中盡可能多地采集所規定的片層的目的。例如，如果計算表明在指定的屏氣持續時間中僅能夠采集6個片層，則每個切片將包含多達6個片層，在掃描過程中所需的切片/屏氣的最少數量等于所規定的片層的總數除以6。將這個信息顯示給操作員，如果符合要求，如在確定塊240中所指示，則開始掃描。否則，系統循環返回以使操作員能夠改變所規定的掃描。例如，如果患者健康狀況允許并能夠很輕松地屏氣，則可以增加屏氣時間。
當掃描開始時，通知患者開始屏氣，如在過程塊242中所示。當在屏氣時，如過程塊244所示執行一個切片的MR圖像數據的采集。還可以應用比如在美國專利US5,363,844中所描述的系統來自動地檢測屏氣開始，該美國專利的題目為“MR成像的屏氣檢測器”，在此以引用參考的方式結合在本申請中。
應用所描述的脈沖序列執行一個切片的MR成像數據的采集。以大家十分熟悉的交錯方式采集在該切片中的片層以便在執行脈沖序列時沒有延遲并且不會使相鄰的片層中的自旋飽和。在采集切片之后，指示或通知患者呼吸。如果最后的切片已經采集，如在確定塊246中所確定，則如過程塊248中所示重構片層圖像，否則系統循環返回以采集下一切片。
在本發明的一種變型實施例中，在采集相位數據的過程中應用導引器脈沖序列來確定在每個屏氣過程中肝臟/隔膜邊界的位置。在每次屏氣開始時肝臟的頂部的位置可以用于在隨后的屏氣過程中相對于第一片層的切片校正片層的位置。如上文所討論，應用這種肝臟/隔膜位置信息返回重新自動地彼此對準切片，或者可取的是在切片采集之前預期地應用這種位置信息來調整掃描參數，這將在下文中更詳細的討論。
具體參見附圖6，一種變型的實施例除了數據采集步驟以外其它步驟基本與上文所描述的步驟相同。在過程塊242中每次初始化屏氣之后，在過程塊254中執行導引器脈沖序列以采集NMR導引器信號。這種導引器脈沖序列是一種測量法，在該測量法中通過二維RF激勵脈沖激勵一列自旋。操作員設定這列自旋位置并通常定位在腹部的右邊，并橫切肝臟頂部附近的隔膜。在沿受激勵的自旋列的縱向方向上出現讀梯度(在優選的實施例中為GZ)時采集隨后的NMR信號，并通過陣列處理器161將NMR導引器信號的256個采樣進行傅立葉變換。二維激勵RF脈沖是一種持續時間為12毫秒直徑為3000毫米的高斯激勵，該激勵產生90度的翻轉角。例如在美國專利US4,812,760中所描述，在出現兩個梯度場(在優選實施例中為GX和GY)時產生這種二維的RF脈沖。接收器低通濾波器設置為沿著受激勵的自旋列(z軸)的視場為260毫米。在4毫秒的采樣周期中在256個點上采集NMR信號，并采用脈沖重復率TR=70毫秒。在所采集并經過傅立葉變換的NMR導引器信號中在受激勵的列中的肝臟/隔膜位置出現了變形。應用邊緣檢測(微分濾波器)技術確定這種變形的位置，在其后有抽取肝臟/隔膜的邊緣的5采樣高通濾波器，這種邊緣檢測技術包括應用20采樣寬度平均濾波器來降低更高的頻率噪聲。
還可以應用其它的導引器信號采集技術。例如，可以采集并分析2D矢狀或冠狀片層以測量呼吸運動如在附圖6的過程塊256所示，應用肝臟/隔膜位置的信息來改變系統的掃描參數。在采集第一切片的過程中將肝臟/隔膜位置存儲作為患者的參考位置并采集第一片層的切片而不調整掃描參數。然而，在采集隨后的切片的過程中，將所測量的肝臟/隔膜位置與所存儲的患者的參考位置相比較，應用該差值來調整掃描參數。在優選的實施例中RF激勵脈沖的頻率改變這樣的一個量沿著軸向方向移動所采集的片層的位置等于所計算的差值的大小Δf=γGzΔz這里γ=被激勵的自旋的旋磁比，Gz=沿著z軸的梯度磁場強度，Δz=在屏氣間肝臟/隔膜的位置與參考位置之間的差值。
如上文所述通過改變在輸出201(附圖2)中產生的RF載波信號的頻率來實現這種調整。因此移動其后所采集的切片以跟隨患者的運動，并采集與在第一參考切片中的那些片層對準的片層。當完成掃描時，在過程塊248中重構片層圖像以形成規定組的片層圖像而不需要返回的對準步驟。
權利要求
1．一種應用磁共振成像(MRI)系統產生一組圖像的方法，包括如下的步驟a)指定一脈沖序列(230)；b)指定該組圖像的數量和位置(232)；c)將該組圖像分成許多切片(236)，每個切片(12,14)包含許多相鄰的圖像；d)通過如下的步驟迭代地采集每個切片(12,14)來采集該組圖像ⅰ)初始化患者屏氣過程(242)；ⅱ)應用MRI系統執行所規定的脈沖序列以從患者身上采集用于在切片中的每個指定的圖像的MR圖像數據(244)；以及e)應用在步驟d)中所采集的MR圖像數據重構該組圖像(248)。
2．如在權利要求1中所述的方法，其中步驟e)包括對準所采集的切片(12,14)。
3．如在權利要求1中所述的方法，其中該組圖像是通過穿過患者的相鄰的平行片層(10)的對應組采集的二維圖像。
4．如在權利要求3中所述的方法，其中該圖像組是軸向圖像。
5．如在權利要求3中所述的方法，其中該圖像組位于患者的腹部。
6．如在權利要求1中所述的方法，其中該脈沖序列是一種快速自旋回波脈沖序列(附圖3)。
7．如在權利要求1中所述的方法，其中在步驟d的ⅱ)中以交錯的順序采集用于每個切片的圖像的MR圖像數據。
8．如在權利要求1中所述的方法，其通過計算在患者的屏氣過程中能夠以指定的脈沖序列采集的指定的圖像的數量來將該組圖像分成許多切片。
9．如在權利要求8中所述的方法，包括手工輸入表示患者的屏氣持續時間的信息(234)。
10．如在權利要求1中所述的方法，其中將該圖像組分成許多切片包括輸入表示相鄰所采集的切片(12,14)的重疊量的信息(234)。
11．如在權利要求1中所述的方法，其中步驟d包括在初始化患者屏氣過程之后以MRI系統執行導引器脈沖序列(254)以采集導引器數據；以及其中步驟e)包括應用所采集的導引器數據對準所采集的切片(12,14)。
12．如在權利要求1中所述的方法，其中步驟d)包括在初始化患者屏氣過程之后以MRI系統執行導引器脈沖序列(254)以采集導引器數據；以及響應所采集的導引器數據調整在MRI系統(256)上的掃描參數以調整隨后在步驟d)的ⅱ)中所采集的圖像切片的位置。
13．如在權利要求12中所述的方法，其中掃描參數是在執行規定的脈沖序列的過程中所產生的RF激勵脈沖(305,307)的頻率。
14．如在權利要求13中所述的方法，其中通過改變在MRI系統中的收發器(100)中產生的RF載波信號(201)的頻率來調整掃描參數。
15．一種應用磁共振成像(MRI)系統產生一組圖像的方法，包括如下步驟a)將該組圖像分成許多切片(236)，每個切片(12,14)包含許多相鄰的圖像；b)初始化患者屏氣(242)；c)以MRI系統執行導引器脈沖序列(254)以采集表示患者位置的導引器數據；d)響應該導引器數據調整在MRI系統(256)上的掃描參數；e)以經調整的掃描參數在MRI系統上執行脈沖序列以從患者身上采集在一個切片中的每個圖像的MR圖像數據(244)；f)重復步驟b)、c)、d)以及e)直到從所有的切片(12,14)中已經采集了MR圖像數據；以及g)從所采集的MR圖像數據重構該組圖像(248)。
16．如在權利要求15中所述的方法，其中掃描參數是在脈沖序列中的RF激勵脈沖(305,307)的頻率。
17．如在權利要求15中所述的方法，其中脈沖序列是一種快速自旋回波脈沖序列(附圖3)。
18．如在權利要求15中所述的方法，其中導引器數據表示患者的隔膜的位置。
全文摘要
應用快速自旋回波脈沖序列(附圖3)來采集一組腹部片層圖像(10)的MR圖像數據。將這些片層分組成切片(12,14),在患者一次屏氣的過程中采集每個切片。在每次屏氣開始之后可以執行一種導引器脈沖序列以采集導引器數據,該導引器數據使切片(12,14)能夠重新對準或者能夠預期地調整掃描參數(256)以采集對準的每個切片(12,14)。
文檔編號G01R33/567GK1319766SQ01112069
公開日2001年10月31日 申請日期2001年3月27日 優先權日2000年3月27日
發明者C·F·邁爾, G·譚 申請人:Ge醫療系統環球技術有限公司