技术领域
[0001] 本
发明涉及磁共振(MR)成像领域。本发明涉及对被放置在MR设备的检查体积中的对象进行MR成像的方法。本发明还涉及MR设备和要在MR设备上运行的
计算机程序。
背景技术
[0002] 如今，利用
磁场与核自旋之间的相互作用来形成二维或三维图像的图像形成MR方法已被广泛使用，在医学诊断的领域中尤其如此，这是因为对于软组织的成像，该MR方法在许多方面优于其他成像方法，不需要
电离辐射并且通常是无创的。
[0003] 通常，根据该MR方法，将被检查患者的身体布置在强而均匀的磁场B0中，该磁场B0的方向同时定义
坐标系的与测量相关的轴(通常是z轴)。磁场B0会根据磁场强度针对个体核自旋产生不同的能级，该磁场强度能够通过施加定义的
频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的电磁交变场(RF场)来激励(自旋共振)。从宏观的
角度来看，个体核自旋的分布会产生整体磁化(能够通过施加适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)而使该整体磁化偏离平衡状态)，同时该RF脉冲的对应磁场B1垂直于z轴延伸，使得磁化绕z轴执行进动。进动描述了圆锥的表面，该圆锥的锥角被称为翻转角。翻转角的大小取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，磁化从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。
[0004] 在RF脉冲终止之后，磁化弛豫回到原始的平衡状态，在该平衡状态下，z方向上的磁化以第一时间常数T1(自旋晶格或纵向弛豫时间)再次建立，并且在垂直于z方向的方向上的磁化以第二较短的时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。能够借助于接收RF线圈来检测横向磁化及其变化，该RF线圈被布置和定向在MR设备的检查体积内，使得在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化。横向磁化的衰减伴随着因局部磁场不均匀性引起的RF激励后发生的失相，这种失相促进了从具有相同
信号相位的有序状态转变到所有相位角均匀分布的状态。能够借助于重新聚焦的RF脉冲(例如，180°脉冲)来补偿失相。这会在接
收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
[0005] 为了在身体中实现空间
分辨率，将沿着三个
主轴延伸的时变
磁场梯度叠加在均匀磁场B0上，从而使得自旋共振频率具有线性空间依赖性。然后，在接收线圈中拾取的信号包含不同频率的分量，这些分量能够与身体中的不同
位置相关联。经由接收线圈获得的信号数据对应于空间频域并且被称为k空间数据。k空间数据通常包括采集的以不同相位编码的多条线。通过收集大量样本将每一行数字化。借助于
傅立叶变换将一组k空间数据转换为MR图像。
[0006] 在已知的所谓的三维(3D)星形堆叠(stack-of-stars)采集方案(例如，参见WO 2013/159044 A1)中，应用了许多空间非选择性或平板选择性RF激励，在每个激励之后采集一个或多个MR信号(例如，梯度回波信号)，其中，每个MR信号表示一个k空间轮廓。从多个平行切片中采集作为径向k空间轮廓的MR信号。切片被布置在k空间中沿着切片方向的不同位置处。在切片方向(例如，kz方向)上执行标准笛卡尔相位编码，而MR信号是在每个单个切片内沿着围绕中心(kx＝ky＝0)旋转的径向“
辐条”采集的。这样就形成了由堆叠的圆盘(“星形堆叠”)组成的圆柱形k空间。从技术上讲，这是通过在切片的面内方向上同时生成磁场梯度并调制其幅度来实现的。能够使用不同的方案来选择k空间轮廓采集步骤的时间顺序。例如，在采集不同角度位置处的k空间轮廓之前，能够按顺序采集沿着切片方向的所有相位编码步骤。这样可以确保笛卡尔
采样的周期保持较短，从而使切片堆叠内具有较高的数据一致性并为星形堆叠方法保留径向采样的一般运动鲁棒性。笛卡尔相位编码步骤可以从中心切片向k空间外围(从中心向外)执行，或者以从－kz，max向+kz，max的线性顺序执行。对于角度排序，成像序列能够使用具有多次交织的等距角度采样，或者也能够使用所谓的黄金角度方案。在等距方案中，角度距离是根据ΔΦ＝180°/n总来计算的，其中，n总是辐条的总数。使用多次交织(或“旋转”)来采集辐条可以是有益的，因为交织会降低k空间中的时间相干性。
因此，运动不一致性会在k空间中散播开并且伪影被衰减。在黄金角度方案中，k空间轮廓的角度每次增加ΔΦ＝111.25°，其对应于180°乘以黄金比率。因此，后续采样的辐条总是在填充先前采样的一组辐条内的最大间隙的同时添加补充信息。结果，任何一组后续采集的辐条都会大致均匀地
覆盖k空间，这例如使得能够重建时间子
帧并使黄金角度方案非常适合于动态成像研究。
[0007] 类似地，在也已知的螺旋堆采集方案中，在每个非选择性或平板选择性RF激励之后，采集表示螺旋k空间轮廓的一个或多个MR信号。像在星形堆叠方法中一样，切片也被布置在k空间中沿着切片方向的不同位置处，其中，在切片方向上执行标准笛卡尔相位编码，而在每个单个切片内沿着起源点在k空间中心(kx＝ky＝0)的螺旋轨迹采集MR信号。
[0008] 前述的3D径向星形堆叠方案和3D径向螺旋形堆叠方案为临床MR成像提供了若干有前景的优势，例如，高运动鲁棒性、良性
混叠伪影和k空间中心的连续更新。
[0009] 3D径向星形堆叠成像和3D径向螺旋形堆叠成像为中心k空间的固有
过采样提供了机会。
[0010] 然而，信号调制(特别是例如在快速自旋回波成像中典型使用的长回波串)会导致对比度污染，而不能提供放射科医生通常需要的对比度。
发明内容
[0011] 从前述内容可以容易地认识到，在诊断上强烈需要一种改进的技术来解决因使用长回波串所造成的对比度污染。因此，本发明的目的是使得能够使用能增强对重建的MR图像的对比度进行控制的星形堆叠采集方案或螺旋形堆叠采集方案。
[0012] 根据本发明，公开了一种对被
定位在MR设备的检查体积中的对象的身体进行MR成像的方法。所述方法包括以下步骤：
[0013] a)通过使所述对象经受包括RF脉冲和切换的磁场梯度的多回波成像序列的多次发射来生成MR信号，其中，每次发射生成一串回波信号；
[0014] b)根据星形堆叠方案或螺旋形堆叠方案来采集所述回波信号，其中，所述回波信号被采集为在k空间中沿着切片方向的不同位置处布置的径向k空间轮廓或螺旋k空间轮廓(S1-S12)，其中，在所述成像序列的每次发射中采集来自不同k空间切片的回波信号，并且其中，以不同弛豫时间加权从每个k空间切片采集所述回波信号；以及
[0015] c)使用经k空间加权的
图像对比度滤波器根据所采集的回波信号来重建具有期望对比度的至少一幅MR图像。
[0016] 根据本发明，在每次发射中例如借助于多回波成像技术来采集来自不同k空间切片的回波信号，在多回波成像技术中，生成在(笛卡尔)切片方向上被不同相位编码的一串回波信号。回波信号的弛豫时间加权在采集整个信号数据集期间改变，使得以不同弛豫时间加权采集归属于每个给定的k空间切片的回波信号。在该
实施例中，通过在每次发射中在不同切片中开始所述采集来实现对每个k空间切片的TSE对比度的改变。以这种方式，能够在整个采集期间从k空间的中心采集具有不同对比度的回波信号的集合。通过多个经不同相位编码的径向k空间轮廓或螺旋k空间轮廓对k空间切片进行采样，使得能够采用已知的经k空间加权的图像对比度(KWIC)滤波技术来通过对图像重建所基于的k空间数据进行适当滤波而重建具有期望的弛豫时间加权的MR图像(参见Song等人的Magn.Reson.Med.，第44卷，第825-832页，2000年)。根据本发明采用的KWIC技术通过对k空间的中心进行径向扫描或螺旋扫描来利用固有的实质性过采样，该过采样包含关于图像对比度的关键信息。因此，通过对k空间数据进行适当滤波，本发明使得能够为在采集期间施加的每个弛豫时间加权重建经个体弛豫时间加权的MR图像。与期望的图像对比度相对应，能够大大减少不必要的弛豫时间加权所带来的污染。
[0017] 可以通过改变成像序列的回波时间来改变回波信号的弛豫时间加权。通过改变(反转恢复)预脉冲之后的延迟(例如，反转)时间，可以进一步改变弛豫时间加权。
[0018] 为了估计回波信号的弛豫时间加权，可以从所采集的回波信号导出对应的弛豫时间图(例如，(定量)T2图)，这允许根据所导出的相应的图来补偿所采集的回波信号的变化。以这种方式，能够根据如此补偿的回波信号来重建“
去模糊”的MR图像(参见Neumann等人的Magn.Reson.med.，第1680-1686页)。
[0019] 为了实现对信号数据的快速采集，本发明的方法所采用的成像序列可以是例如快速自旋回波(TSE)序列或快速场回波(TFE)序列或平衡(快速)场回波序列或回波平面成像(EPI)序列或GRASE序列。可以通过改变在发射之间对k空间线的采集顺序来改变弛豫时间加权。在k空间中的切片堆叠中的给定位置处的k空间轮廓的T2加权取决于该串回波信号中的对应回波信号的位置。因此，能够通过改变在发射之间对k空间线的采集顺序来容易地改变弛豫时间加权。替代地，可以通过改变个体回波信号的回波移位来改变弛豫时间加权。还可以使用翻转角扫掠和/或不同的平衡方案(参见下文)。
[0020] 因此，还能够根据所采集的回波信号来重建不同回波时间时的个体图像。因此，不仅能够有利地从所采集的回波信号中导出T1图和/或T2图和/或T2*图，而且还可以根据已知的狄克逊方案来重建B0图和/或
水图和/或脂肪图和/或者
磁化率图。随后还可以通过考虑B0图来将这些图用于提供无失真的MR图像。能够合成具有期望的水/脂肪/
铁外观的MR图像。
[0021] 通常，至少在k空间的外围对归属于特定弛豫时间的所采集的回波信号数据进行欠采样。因此，压缩感测(CS)可以有利地用于MR图像的重建和/或用于从欠采样的信号数据导出相应的弛豫时间图。归属于特定弛豫时间加权的(经KWIC滤波的)k空间轮廓甚至可以在k空间中不规则地分布。已知CS理论在减少信号数据方面具有巨大潜
力。在CS理论中，能够通过应用合适的正则化
算法从欠采样的测量结果中恢复在变换域中具有稀疏表示的信号数据集。作为用于信号采样和重建的数学
框架，CS规定了即使在k空间采样
密度远低于奈奎斯特准则的情况下也能够精确地或至少以高图像
质量来重建信号数据集的条件，并且CS还提供了用于这种重建的方法。
[0022] 还可以通过以下方式来减少所采集的数据量，其中，使用并行图像重建算法来重建至少一幅MR图像。并行成像算法可以与压缩感测相结合，以进一步减少采集的数据量。
[0023] 此外，能够从根据本发明的单个星形堆叠采集或螺旋形堆叠采集产生纯质子密度(PD)和/或T2和/或T1对比度加权的MR图像(参见Neumann等人的Magn.Reson.Med.，第1680-1686页)。也能够根据单次采集的信号数据来合成具有“混合”(PD、T2、T1)对比度的MR图像。
[0024] 为了在采集多次发射期间进一步优化在k空间的中心具有不同对比度的回波信号的k空间分布，可以根据黄金角度方案来选择径向k空间轮廓的角度顺序。如上所述，在黄金角度方案中，在每次采集时，k空间轮廓的角度增加ΔΦ＝111.25°，其对应于180°乘以黄金比率。因此，后续采样的径向k空间辐条总是在填充先前采样的一组辐条内的最大间隙的同时添加补充信息。结果，任何一组后续采集的辐条都会大致均匀地覆盖k空间。
[0025] 根据本发明，在成像序列的每次发射中采集来自不同k空间切片的回波信号。优选地，在不同的角度位置处采集另外的k空间轮廓之前，在相同的角度位置处采集来自至少两个不同切片的k空间轮廓。换句话说，在采集不同的(黄金角度)位置处的k空间轮廓之前，在每次发射中顺序地采集沿着切片方向的相位编码步骤。这样可以确保(在切片方向上的)笛卡尔采样的周期保持较短，从而使切片堆叠内具有较高的数据一致性并为星形堆叠方法保留一般运动鲁棒性。
[0026] 在本发明的另外的优选实施例中，成像序列涉及RF脉冲的翻转角扫掠，其中，在图像重建中考虑归属于每个采集的回波信号的翻转角。k空间轮廓的弛豫加权能够受到TSE采集中通常使用的翻转角扫掠的影响。在对弛豫时间加权的估计中，需要例如经由对应的模型来包括关于翻转角扫掠的信息。此外，还能够调节翻转角扫掠，以提高对弛豫加权的估计
精度。例如，在k空间轮廓的总数很小的情况下，能够使用翻转角扫掠来减少在TSE发射期间的弛豫时间加权的数量。
[0027] 本发明的方法还可以包括以下步骤：估计和校正所采集的信号数据中的因运动引起的位移误差和相位误差。例如，可以将根据个体发射的中心k空间数据重建的低分辨率MR图像相互比较，以补偿因患者运动引起的位移误差和相位误差。在进一步处理之前，应当根据本发明在k空间数据中校正这些因素。这使得本发明的方法相对于在信号采集期间被检查对象的运动是鲁棒的。由于根据本发明改变弛豫时间加权还会改变每个重建的低分辨率MR图像的对比度，因此可能需要额外的措施来精确地确定和校正对象运动。可以使用诸如互相关和归一化的互信息之类的相似性度量方法来对准所获得的多对比度低分辨率图像。
[0028] 根据又一优选实施例，所述k空间轮廓的径向密度可以根据k空间中的切片位置而改变，其中，所述径向密度在更为中心的k空间位置处较高，而在更外围的k空间位置处较低。在该实施例中，径向k空间采样密度(即，每个切片的取向不同的径向k空间轮廓的数量)在切片之间是变化的。在被定位在更靠近k空间中心(kz＝0)的切片中，k空间轮廓的径向密度较高，而在被定位在更远离k空间中心的切片中，k空间轮廓的径向密度较低。该方法在以图像
能量为主导的中心k空间中最大程度地减小总采集时间并同时提供过采样(即，比奈奎斯特准则所要求的径向采样密度更高的径向采样密度)。这支持了根据本发明的KWIC滤波技术的应用。径向采样密度可以逐渐减小到外围的k空间区域中的较低径向采样密度。在外围区域中，径向k空间采样密度甚至可以低于奈奎斯特
阈值，而对图像质量没有显著影响。
[0029] 当前所描述的本发明的方法能够借助于MR设备来执行，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈、多个
梯度线圈、至少一个身体RF线圈、控制单元以及重建单元，所述至少一个主磁体线圈用于在检查体积内生成均匀、稳定的磁场B0，所述多个梯度线圈用于在所述检查体积内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度，所述至少一个身体RF线圈用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的患者的身体的MR信号，所述控制单元用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替，所述重建单元用于根据所接收的MR信号来重建MR图像。本发明的方法能够通过对MR设备的重建单元和/或控制单元进行对应的编程来实施。
[0030] 本发明的方法能够有利地在目前临床上使用的大多数MR设备上执行。为此，仅仅需要利用控制MR设备的计算机程序而使得该MR设备执行本发明的上述方法步骤。该计算机程序可以存在于数据载体上，或者可以存在于
数据网络中以便下载以安装在MR设备的控制单元中。
附图说明
[0031] 附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅是出于说明的目的设计的，且并不作为限制本发明的定义。在附图中：
[0032] 图1示出了用于执行本发明方法的MR设备；
[0033] 图2示意性地图示了本发明的星形堆叠采集方案；
[0034] 图3示意性地图示了本发明的星形堆叠采集方案的另外的实施例；
[0035] 图4以
框图图示了根据本发明的对比度确定的流程。
具体实施方式
[0036] 参考图1，以框图示出了MR设备1。该设备包括超导式或
电阻式主磁体线圈2，使得沿着穿过检查体积的z轴创建基本上均匀的、在时间上恒定的主磁场B0。该设备还包括一组(一阶、二阶，并且在适用情况下为三阶)匀场线圈2’，其中，流过该组匀场线圈2’的个体匀场线圈的
电流是可控制的，以便最大程度地减少检查体积内的B0偏差。
[0037] 磁共振生成和操纵系统施加一系列RF脉冲和切换的磁场梯度以反转或激励核磁自旋，引发磁共振，重新聚焦磁共振，操纵磁共振，在空间上编码磁共振和以其他方式编码磁共振，使自旋饱和等，从而执行MR成像。
[0038] 更具体地，梯度
放大器3沿着检查体积的x轴、y轴和z轴将电流脉冲或
波形施加到全身梯度线圈4、5和6中的
选定的一个。数字RF频率发射器7经由发送/接收
开关8将RF脉冲或脉冲包发射到身体RF线圈9，从而将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括短持续时间的RF脉冲段的包，这些脉冲段与任何施加的磁场梯度一起实现了对
核磁共振信号的选定操纵。RF脉冲用于使共振饱和，激励共振，反转磁化，重新聚焦共振或操纵共振并选择被定位在检查体积中的身体10的部分。MR信号也被身体RF线圈9拾取。
[0039] 为了生成身体10的有限区域的MR图像或者为了借助于并行成像的扫描
加速，将一组局部阵列RF线圈11、12、13放置为邻近被选择用于成像的区域。阵列线圈11、12、13能够用于接收由身体线圈RF发射所引起的MR信号。
[0040] 结果得到的MR信号由身体RF线圈9和/或阵列RF线圈11、12、13拾取并由优选包括前置放大器(未示出)的接收器14解调。接收器14经由发送/接收开关8被连接到RF线圈9、11、12和13。
[0041] 主机计算机15控制匀场线圈2’以及梯度脉冲放大器3和发射器7，以生成多个MR成像序列中的任何一个，例如，回波平面成像(EPI)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等。对于选定的序列，接收器14在每个RF激励脉冲之后快速相继地接收单条或多条MR数据线。
数据采集系统16对所接收的信号执行
模数转换并将每条MR数据线转换为适合于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集系统16是专
门用于采集原始图像数据的单独的计算机。
[0042] 最终，数字原始图像数据由重建处理器17重建成图像表示，重建处理器17应用傅立叶变换或其他合适的重建算法，例如，SENSE或GRAPPA。MR图像可以表示穿过患者的平面切片、平行的平面切片的阵列、三维体积等。图像然后被存储在图像
存储器中，在图像存储器中可以
访问图像以例如经由视频监视器18将图像表示的切片、投影或其他部分转换成合适的格式以进行
可视化，该视频监视器18提供结果得到的MR图像的人类可读显示。
[0043] 主机计算机15被编程为运行上文和下文中描述的本发明的方法。
[0044] 图2图示了根据本发明的星形堆叠成像的k空间采样，其中，使用TSE成像序列来采集回波信号。在包括空间非选择性或平板选择性RF激励的多次发射中的每次发射中，采集一串回波信号，其中，每个回波信号表示k空间轮廓。从多个(在图2a的实施例中为七个)平行的k空间切片21、22、23、24、25、26、27中采集作为径向k空间轮廓的回波信号。切片被布置在沿着切片方向kz的不同位置处。在kz方向上执行笛卡尔相位编码，同时在沿着绕中心(kx＝ky＝0)旋转的径向“辐条”S1、S2、S3、S4、S5、S6、S7、S8的每个单个切片内采集回波信号。这引起包括堆叠圆盘的圆柱形k空间覆盖。在所描绘的实施例中，在采集不同角度位置处的k空间轮廓之前，顺序地采集沿着切片方向kz的相位编码步骤。对于辐条S1-S8的角度排序，采用上面描述的黄金角度方案。辐条角度每次增加ΔΦ＝111.25°。不同的发射由指向负kz方向的箭头指示。在不同的黄金角度位置对k空间轮廓进行采样之前，执行沿着切片方向的相位编码步骤的相继采集，这对于确保高度的数据一致性和一般运动鲁棒性至关重要。本发明提出在采集k空间辐条S1-S8期间改变TSE对比度或TSE顺序。能够例如通过在不对称TSE技术中常用的TSE回波移位来实现对TSE对比度的改变。改变TSE对比度或TSE顺序实现了在每个k空间切片21-27中采集不同TSE对比度的集合。能够例如通过使用
迭代SENSE、CS并结合KWIC滤波来重建经个体弛豫时间加权的MR图像。KWIC技术从包含关于图像对比度的关键信息的中心k空间区域中仅选择具有期望的T2加权的k空间辐条S1-S8的部分。通过对k空间数据进行滤波，使得能够重建具有期望的弛豫时间对比度的MR图像。来自不想要的弛豫时间加权的污染被限制在外围的k空间区域并因此在最终MR图像中被大大减少。个体对比度的重建能够用于估计弛豫衰减(T2)并导出对应的T2映射。例如能够通过逐
像素确定在经不同T2加权的MR图像中的信号衰减来获得T2图。然后能够使用估计的弛豫衰减对TSE数据进行“去模糊”。能够根据单个星形堆叠采集来重建纯PD和T2加权的MR图像。还能够基于用户偏好来合成混合对比度(T2、PD)。
[0045] 在图3中图示的实施例中，还根据星形堆叠方案来执行k空间采样。向下的箭头指示所使用的多回波成像序列的后续发射A、B、C、D。从五个平行的k空间切片21-25采集径向k空间轮廓。在采集不同角度位置处的k空间轮廓之前，顺序地采集沿着切片方向kz的相位编码步骤。在该实施例中，通过在每次发射中在不同切片中开始采集来实现对每个k空间切片的TSE对比度的改变。发射A在切片21中开始采集，然后依次通过切片22-25，最后，利用发射A的最后的回波，从切片21中采集了在不同角度位置处的另外的k空间辐条。然后，发射B在切片22中开始，并且循环采集切片23-25和21-23。该方案通过另外的发射C和D得以延续。TSE对比度的这种改变实现了在每个k空间切片21-25中采集不同的TSE对比度的集合，使得能够重建经个体弛豫时间加权的MR图像。
[0046] 图4示意性地图示了本发明的方法。在步骤31中以不同的弛豫时间加权在成像序列的多次发射中采集完整的k空间数据之后，在步骤32中通过使用适当的相似性度量根据单个发射数据重建低分辨率图像来估计和校正运动。然后，在步骤34中，重建具有对应的不同对比度的个体MR图像33a-33e，并且将所获得的对比度加权拟合到对比度模型中以估计所采集的信号的弛豫加权。然后在步骤35中根据对比度模型来补偿所采集的回波信号，以便减少最终的MR图像中的模糊伪影。然后在步骤39中根据经补偿的MR信号数据来重建纯对比度图像(例如，经T2加权的MR图像和经质子密度加权的MR图像)。作为拟合流程的结果，在步骤36中额外地获得对比度图(T2图)。在步骤37中输入关于期望的对比度的用户偏好。在此
基础上，在步骤38中根据回波信号来重建具有对应合成的组合对比度的MR图像。
