一种扩散张量磁共振成像方法
阅读：576发布：2020-05-12
专利汇可以提供一种扩散张量磁共振成像方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 公开一种心肌 纤维 结构的 扩散张量 磁共振成像 方法，该方法包括：检测 受检对象 的隔膜 位置 ；判断受检对象的隔膜位置是否落入接受区间，若落入所述接受区间则进行后续步骤，若未落入所述接受区间则继续进行检测受检对象的隔膜位置及其后续步骤；进行具有两个心电触发的激励回波的平面回波成像序列，从而获得心肌纤维结构的扩散张量图像数据。通过本发明，受检对象可以在自由呼吸时获取心脏DTI图像数据，呼吸运动的影响大幅减小并且扫描所需时间大幅缩短；同时，本发明并未向磁共振系统中引入更多复杂性和限制性。，下面是一种扩散张量磁共振成像方法专利的具体信息内容。
1.一种心肌纤维结构的扩散张量磁共振成像方法，该方法包括: 检测受检对象的隔膜位置； 判断所述受检对象的隔膜位置是否落入接受区间，若落入所述接受区间则进行后续步骤，若未落入所述接受区间则继续进行检测受检对象的隔膜位置及其后续步骤； 进行具有两个心电触发的激励回波的平面回波成像序列，从而获得心肌纤维结构的扩散张量图像数据。
2.如权利要求1所述的一种心肌纤维结构的扩散张量磁共振成像方法，其特征在于，将在设定时段内检测所述受检对象的隔膜位置所得的平均值作为所述接受区间的中值，利用所述接受区间的中值加减设定参数获得所述接受区间的范围。
3.如权利要求1或2所述的一种心肌纤维结构的扩散张量磁共振成像方法，其特征在于，利用低分辨率的二维梯度回波序列检测所述受检对象的隔膜位置。
4.如权利要求2所述的一种心肌纤维结构的扩散张量磁共振成像方法，其特征在于，所述设定时段是50-60秒。
5.如权利要求2所述的一种心肌纤维结构的扩散张量磁共振成像方法，其特征在于，所述设定参数是2.5毫米。
6.如权利要求1-5任一所述的心肌纤维结构的扩散张量磁共振成像方法，其特征在于，在所述具有两个心电触发 的激励回波的平面回波成像序列的第一个和第三个射频脉冲之前使用压脂模块。
一种扩散张量磁共振成像方法
技术领域
背景技术
[0003] 在现有技术中，具有两个心电触发(Electrocardiogram Trigger, ECG)的激励回波(STEAM)的平面回波成像(Echo Planar Imaging，EPI)技术是常见的心脏DTI获取模式方法。该项技术是在STEAM EPI序列中加入两个心电触发(Electrocardiogram Trigger,ECG)并且在两个连续的心跳周期(即，连续两次ECG之间的时段)中的相同相位延迟((6)处施加同样的采用扩散编码梯度脉冲。具体地，按照时序将STEAM EPI序列分为两部分:第一部分包括第一个90度射频脉冲(RF)、第一个扩散编码梯度脉冲(DG)、第二个90度射频脉冲(RF)和STEAM混合时间(STEAM Mixing Time);第二部分包括第三次个90度射频脉冲(RF)和第二次个扩散编码梯度脉冲(DG)。两个心电触发(ECG)分别设置在STEAM EPI序列的第一部分之前和STEAM EPI序列的第二部分之前。由此可见，执行一次具有两个ECG的STEAM EPI序列扫描包含了两个心跳周期，每个心电触发延迟相同的时间后再施加对应的扩散编码梯度，这样就可以保证第一次心电触发(ECG)与第一次扩散梯度脉冲之间的相位延迟(0 )等于二次心电触发( ECG)与第二次扩散梯度脉冲之间的相位延迟(0 )，由此可以有效地避免心肌运动造成的信号衰减。当然根据用户不同需求可以人为调整心电触发与扩散编码梯度之间的延迟时间以获得不同心跳周期的信号，如心脏收缩期和舒张期的信号。
[0004] 以上述具有两个ECG的STEAM EPI技术，根据Bloch-Terrey函数，可以根据式(I)计算扩散敏感度 b (diffusion sensitivity)。
[0005] b=K2 (A - 6 /3) (I)
[0006] 其中，K=2ji y S G是空间调制向量，其中，G和5分别是扩散编码梯度脉冲的幅度和时间，Y是质子旋磁比。A是两个扩散编码梯度脉冲之间的间隔。
[0008] 1gf/ / Ilj) = -(A - S /3)K DK ( 2 )
[0009] 其中，I为扩散加权图像数据，即加入扩散编码梯度的图像数据Jtl为无扩散加权图像数据，即未加扩散编码梯度的图像数据$是所要测量的扩散张量。应用六个或六个以上不同方向扩散张量编码梯度进行扫描后，通过相应的数据后处理，可以获得所测量的心脏扩散张量D邊终重构出心肌纤维的结构。
[0010] 但是，上述具有两个ECG的STEAM EPI技术存在的问题在于:现有的技术仍然无法有效消除呼吸运动的影响，因此信号采集时都需要病人严格的屏气配合，即多次的间歇屏气，而对于某些病人呼吸配合可能是一个比较大的挑战。另外，由于多次的间歇屏气往往会导致扫描时间的延长，一般来说说，利用现有的技术获取心脏DTI数据需要30分钟左右的扫描时间。
发明内容
[0011] 有鉴于此，本发明提供一种心肌纤维结构的扩散张量磁共振成像方法，该方法包括:检测受检对象的隔膜位置；判断受检对象的隔膜位置是否落入接受区间，若落入所述接受区间则进行后续步骤，若未落入所述接受区间则继续进行检测受检对象的隔膜位置及其后续步骤；进行具有两个心电触发的激励回波的平面回波成像序列，从而获得心肌纤维结构的扩散张量图像数据。
[0012] 优选地，将在设定时段内检测受检对象的隔膜位置所得的平均值作为所述接受区间的中值，利用所述接受区间的中值加减设定参数获得所述接受区间的范围。
[0013] 优选地，利用低分辨率的二维梯度回波序列检测受检对象的隔膜位置。
[0014] 优选地，所述设定时段是50-60秒。
[0015] 优选地，所述设定参数是2.5毫米。
[0016] 优选地，在所述具有两个心电触发的激励回波的平面回波成像序列的第一个和第三个射频脉冲之前使用压脂模块。
[0017] 从上述方案中可以看出，本发明实施例中，通过将具有两个心电触发(Electrocardiogram Trigger, ECG)的激励回波(STEAM)的平面回波成像(EchoPlanar Imaging, EPI)技术与二维(2D)预期呼吸运动校正(Prospective AcquisitionCorrEction，PACE)技术结合，受检`对象可以在自由呼吸时获取心脏DTI图像数据。发明人的扫描实验数据表明，呼吸运动的影响大幅减小并且扫描所需时间大幅缩短，从而解决了现有技术中的问题。
[0018] 与此同时，本发明的技术方案并未向序列中引入更多复杂性和限制性，DTI图像数据可以通过现有图像重建算法完成；而且，可以从原始数据中最终重建出所需的3D心肌纤维图像，整个扫描过程可以在5分钟内完成。实验结果表明从最终的3D心肌纤维图像中可获得基本的心室纤维螺旋结构。附图说明
[0019] 下面将通过参照附图详细描述本发明的优选实施例，使本领域的普通技术人员更清楚本发明的上述及其它特征和优点，附图中:
[0020] 图1为根据本发明实施例的结合2D PACE的具有两个心电触发的STEAM平面回波成像序列的示意图。
[0021] 图2为根据本发明实施例的结合2D PACE的具有两个心电触发的STEAM平面回波成像方法的框图。
[0022] 图3A为利用本发明得到的受检对象的心脏短轴位方向上第三层二维DWI图像和第四层二维DWI图像。
[0024] 图3C为利用本发明得到的受检对象的心脏短轴位方向上第一层心肌内水分子平均扩散轨迹图像。
[0025] 图3D为利用本发明得到的受检对象的左心室的三维心肌纤维结构图。
具体实施方式
[0026] 为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，以下举实施例对本发明进一步详细说明。
[0027] 如上所述，呼吸运动对于获取心脏DTI存在巨大影响，在现有心脏DTI中通常迫使受检对象多次间歇的屏气来减弱呼吸运动的影响。为了解决该问题，图1给出了根据本发明具体实施例的心脏DTI的STEAM平面回波成像序列的示意图，在本具体实施例中，如图1所示，在获取心脏DTI数据的过程中采用二维(2D)预期呼吸运动校正(ProspectiveAcquisition CorrEction,PACE)技术对呼吸运动进行校正,使得在测量过程中受检对象可以自由呼吸。
[0028] 具体而言，在所应用的二维PACE技术中，通过使用低分辨率的二维梯度回波序列检测隔膜位置:首先，利用一个短暂的“学习时间”对受检对象的呼吸状况进行分析并且自动计算隔膜位置的“接受区间”的中值，并通过人为设定或者系统自动设置来确定“接受区间”的范围；然后，开始门控式的数据获取过程:仅当隔膜位置落入“接受区间”时允许进行DTI数据获取。换而言之，在“接受区间”内的隔膜位置证明受检对象的呼吸运动幅度相对平稳，一般为呼气末期。因此当在隔膜位置在“接受区间”内时获得DTI数据时，呼吸运动的影响可以大大降低。
[0029] 在本具体实施例中，发明人通过低分辨率的二维梯度回波序列，利用50~60秒的“学习时间”获取多个隔膜位置，通过计算各个所获取的隔膜位置的平均值得出隔膜位置的“接受区间”的中值；发明人选取隔膜位置的“接受区间”的范围既可通过人为设定，也可通过系统自动设置。本领域技术人员可以根据需要确定“学习时间”以及“接受区间”的范围。
[0030] 此外，为了压制脂肪信号，在第一个射频和第三个射频脉冲之前使用FatSat (FS)压脂模块。由于在较长的STEAM混合时间中残余的脂肪信号有可能恢复，因此很有必要在第三个射频脉冲之前使用FatSat (FS)压脂模块。
[0031] 以下参考图2，通过各个步骤详细介绍本发明的具体实施例。其中，为了得到重建心肌纤维结构图，需要获取原始数据并对原始数据进行扩散张量计算得到扩散张量图像(Diffusion Tensor Images, DTI),该原始数据是各个不同方向上的扩散加权图像(Diffusion Weighted Images, DWI)。进行本发明的具体实施例的以下序列和重建步骤获取扩散加权图像。
[0032] 步骤S200，确定隔膜位置的“接受区间”。
[0033] 通过使用低分辨率的二维梯度回波序列检测隔膜位置:利用一个短暂的“学习时间”对受检对象的呼吸状况进行分析并且自动计算隔膜位置的“接受区间”的中值，并通过人为设定或系统自动设置来确定“接受区间”的范围。
[0034] 在本具体实施例中，发明人通过低分辨率的二维梯度回波序列，利用50~60秒的“学习时间”获取多个隔膜位置，通过计算各个所获取的隔膜位置的平均值得出隔膜位置的“接受区间”的中值；隔膜位置的“接受区间”的范围既可通过人为设定，也可通过系统自动设置，优选“接受区间”的中值的±2.5毫米作为隔膜位置的“接受区间”的范围。本领域技术人员可以根据需要确定“学习时间”以及“接受区间”的范围。
[0035] 步骤S201，检测受检对象的隔膜位置。
[0036] 在所应用的二维PACE技术中，确定隔膜位置的“接受区间”后，继续使用低分辨率的二维梯度回波序列检测隔膜位置。
[0037] 步骤S202，判断受检对象的隔膜位置是否落入“接受区间”。若落入“接受区间”，则进入步骤S203，若未落入“接受区间”，则再次进行步骤S201。
[0038] 仅当隔膜位置落入“接受区间”时允许进行DTI数据获取。换而言之，在“接受区间”内的隔膜位置证明受检对象的呼吸运动相对平稳，因此当在隔膜位置在“接受区间”内时获得DTI数据时，呼吸运动的影响可以大大降低。当隔膜位置未落入“接受区间”时，继续进行检测，直至检测到受检对象的隔膜位置落入“接受区间”才开始执行的下一步骤。
[0039] 步骤S203,进行具有两个心电触发(Electrocardiogram Trigger, ECG)的激励回波(STEAM)的平面回波成像(EPI)序列。
[0040] 首先，如背景技术所述，进行第一次心电触发(ElectrocardiogramTrigger, ECG),随后进行STEAM EPI序列的第一部分；然后，进行第二次心电触发(Electrocardiogram Trigger, ECG),随后进行 STEAM EPI 序列的第二部分。其中，STEAMEPI序列的第一部分包括第一个90度射频脉冲(RF)、第一个扩散编码梯度脉冲(DG)、第二个90度射频脉冲(RF)和STEAM混合时间(STEAM Mixing Time)； STEAM EPI序列的第二部分包括第三个90度射频脉冲(RF)和第二次扩散编码梯度脉冲(DG)。
[0041] 执行一次具有两个ECG的STEAM EPI STEAM EPI序列包含了两个心跳周期，每个心电触发延迟相同的时间后再施加对`应的扩散编码梯度，这样就可以保证第一次心电触发(ECG)与第一次扩散梯度脉冲之间的相位延迟(0 )等于二次心电触发(ECG)与第二次扩散梯度脉冲之间的相位延迟(0 )，由此可以有效地避免心肌搏动造成的信号衰减。当然根据用户不同需求可以人为调整心电触发与扩散编码梯度之间的延迟时间以获得不同心跳周期的信号，如心脏收缩期和舒张期的信号。
[0042] 在本具体实施例中，发明人对受检对象在心脏短轴位方向的5层不同位置的6个不同方向扩散编码梯度采集扩散加权图像数据I (即，加入扩散编码梯度的图像数据)以及各层对应的无扩散加权图像数据I。(即，未加扩散编码梯度的图像数据)。
[0043] 此外，为了压制脂肪信号，在第一个射频和第三个射频脉冲之前使用FatSat (FS)压脂模块。由于在较长的STEAM混合时间中残余的脂肪信号有可能恢复，因此很有必要在第三射频脉冲之前的FatSat (FS)压脂模块。
[0044] 由此，获得各个方向上经过扩散加权图像数据I和无扩散加权图像数据ItlB，通过式(3)来计算扩散系数D:1nduration TE
[0045] Iaz-1 e 71 ^+亓 e-,y:GV(A-沖 (3 )0
Zt
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[0046] 其中，RRduration是心跳周期(即，连续两次ECG之间的时间间隔)，T1是纵向弛豫时间，T2是横向弛豫时间，TE是回波时间，y是质子旋磁比，G是扩散编码梯度脉冲的幅度，6是扩散编码梯度脉冲的时间，△是两个扩散编码梯度脉冲之间的间隔。[0047] S204,判断是否得到全部数据。
[0048] 判断是否获得全部数据，若未获得全部数据则继续对受检对象进行二维预期呼吸运动校正然后采集对应的数据，若已获得全部数据则进行下一步骤。
[0049] 在本具体实施例中，发明人对受检对象在心脏短轴位方向的5层不同位置的6个不同方向扩散编码梯度采集扩散加权图像数据I (即，加入扩散编码梯度的图像数据)以及各层对应的无扩散加权图像数据Itl (即，未加扩散编码梯度的图像数据)，在本步骤判断是否已经采集完所有5层不同位置的6个不同方向扩散编码梯度的扩散加权图像数据I以及各层对应的无扩散加权图像数据工0。
[0050] 步骤S205，对经过扩散加权图像数据I和无扩散加权图像数据Itl进行傅里叶变换(FFT)，从而获取各个不同方向上的DWI图像数据。[0051 ] 步骤S206，针对各个不同方向上的DWI图像数据，进行扩散张量计算从而获取DTI图像数据。
[0052] 计算方法详见背景技术。
[0053] 为了验证本发明的可行性，发明人将这一新的方法扫描了一个健康的受检对象的心脏，经过一定的数据后处理可得到二维部分各向异性图和三维心肌纤维的结构图。实验扫描都是在一台西门子1.5T全身成像仪完成的，采用12个单元的矩阵体线圈，整个扫描过程志愿者都处于自由呼吸的状态，由于不需要受检对象屏气，因而扫描时间仅为5分钟，而同样参数情况下原有的方法则需要30分钟以上。
[0054] 图3A、图3B、图3C和图3D显示的是受检对象在心脏收缩期的扫描结果，其中，图3A是根据本发明的具体实施例的心脏短轴位方向上第三层数据和第四层数据的扩散示意图，图3B是根据本发明的具体实施例的心脏短轴位方向上5层数据不同位置的二维部分各向异性图，图3C是根据本发明的具体实施例的基于第一层数据重建得到的心脏短轴位方向上心肌内水分子平均扩散轨迹图，图3D是根据本发明的具体实施例的基于5层数据重建得到的左心室心肌纤维三维结构图。由短轴位方向第一层的水分子平均扩散轨迹图可以看出在左心室中心肌内膜水分子扩散方向和心肌外膜水分子扩散方向是不一致的，反映出心肌内膜和外膜的纤维走向的差异性。而重建得到的左心室心肌纤维三维结构图可以反映出左心室心肌纤维的基本结构特征，从心顶往心尖方向看心肌外膜纤维是左手螺旋上升的结构。由于整个扫描过程无需志愿者屏气且扫描时间是在一个比较合理临床应用的范围，因此这一个方法为人体心肌结构检测提供了一种有效的手段，对于理解心肌结构形变和心脏病理性机理关系有着潜在的应用价值。
[0055] 本发明公开一种心肌纤维结构的扩散张量磁共振成像方法，该方法包括:检测受检对象的隔膜位置；判断受检对象的隔膜位置是否落入接受区间，若落入所述接受区间则进行后续步骤，若未落入所述接受区间则继续进行检测受检对象的隔膜位置及其后续步骤；进行具有两个心电触发的激励回波的平面回波成像序列，从而获得心肌纤维结构的扩散张量图像数据。通过本发明，受检对象可以在自由呼吸时获取心脏DTI图像数据，呼吸运动的影响大幅减小并且扫描所需时间大幅缩短；同时，本发明并未向磁共振系统中引入更多复杂性和限制性 。
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