技术领域
[0001] 本
发明涉及磁共振(MR)成像领域。其涉及具有至少两个不同共振
频率的化学物类的MR成像的方法。本发明还涉及一种MR设备并且涉及一种要在MR设备上运行的
计算机程序。
背景技术
[0002] 当今，利用
磁场与核自旋之间的相互作用以形成二维或三维图像的图像形成MR方法被广泛使用，尤其是在医学诊断领域中，这是因为对于软组织的成像而言，它们在许多方面优于其他成像方法，即，不要求
电离辐射并且通常是无创的。
[0003] 通常根据MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强均匀磁场(B0场)中，所述磁场的方向同时定义了测量所基于的
坐标系的轴(一般是z轴)。根据能够通过应用具有定义的频率(所谓的拉莫尔频率，或MR频率)的电磁交变场(RF场，也被称为B1场)而被激励(自旋共振)的磁场强度，磁场产生针对个体核自旋的不同的能级。从宏观的
角度，个体核自旋的分布产生总体磁化，其能够在磁场垂直于z轴延伸时通过应用适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)而被偏转出平衡状态，使得磁化执行关于z轴的旋进运动。所述旋进运动描绘了锥体的表面，所述锥体的孔径角被称为翻转角。所述翻转角的大小取决于所应用的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，自旋被从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。
[0004] 在RF脉冲结束之后，磁化弛豫返回至初始平衡状态，其中，以第一时间常数T1(自旋晶格或纵向驰豫时间)再次建立在z方向上的磁化，并且在垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。磁化的变化能够借助在MR设备的检查体积内布置和取向的一个或多个接收RF线圈通过如下方式来探测，即，在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化。在应
用例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随着(由局部磁场不均匀性感应的)核自旋从具有相同
相位的有序状态转变到所有相位角被均匀分布(失相)的状态。失相能够借助重聚焦脉冲(例如180°脉冲)来补偿。这在接
收线圈中产生回波
信号(自旋回波)。
[0005] 为了实现身体中的空间
分辨率，沿着三个
主轴延伸的线性
磁场梯度被
叠加在均匀磁场上，引起自旋共振频率的线性空间相关性。然后，在接收线圈中拾取的信号包含能够与身体中的不同
位置相关联的不同频率的分量。经由RF线圈获得的MR信号数据对应于空间频率域，并且被称为k-空间数据。所述k-空间数据通常包括利用不同相位编码而采集的多条线。通过收集若干样本来使每条线数字化。借助于
傅立叶变换或其他适当的重建
算法将k-空间数据的集合转换为MR图像。
[0006] 具有非常短横向弛豫时间的组织(诸如骨骼或
肺)的MR成像正变得越来越重要。为了这个目的，几乎所有已知方法基本上采用三维(3D)径向k-空间
采样。在所谓的零回波时间(ZTE)技术中，在具有高带宽和由此短硬RF脉冲的磁共振的激励之前设置读出梯度。以这种方式，当激励磁共振时，梯度编码即刻开始。在导致有效地零“回波时间”(TE)的RF脉冲的辐射之后，自由感应衰减(FID)信号的采集立即开始。在FID读出之后，在能够应用下一个RF脉冲之前要求仅仅最小的时间来设置下一个读出梯度，由此实现非常短的重复次数(TR)。从重复递增地改变读出方向，直到对k-空间中的球形体积采样到所要求的程度。无需断开TR间隔之间的读出梯度，能够几乎无声地执行ZTE成像。在ZTE成像中的已知挑战是，由于由RF脉冲的有限持续时间、发射-接收切换和信号滤波引起的初始停滞时间，k-空间数据在k-空间中心稍微不完全。例如，通过径向k-空间采集和/或信号外推的
过采样能够解决k-空间间隙。然而，间隙尺寸必须被限制在近似两个至三个尼奎斯特
停留时间，以避免显著的噪声放大以及空间响应功能的退化(见，例如，Weiger等，Magnetic Resonance in Medicine，
70，328-332，2013)。而且，US
专利申请US2007/0188172公开了旨在研究具有非常快速自旋-自旋松弛速率的对象的近零回波时间磁共振方法。
[0007] 在MR成像中，常常期望获得关于不同化学物类(诸如水和脂肪)对总体信号的相对贡献的信息，或者抑制它们中的一些的贡献，或者单独或联合地分析它们中的所有的贡献。众所周知，如果将在不同回波时间处采集的来自两个或更多个对应回波的信息进行组合，能够计算这些贡献。这可以被认作化学位移编码，其中，通过在稍微不同的回波时间处采集几个图像来定义和编码额外的维度，即，化学位移维度。具体地，对于水-脂肪分离而言，这些类型的实验常常被称为Dixon类型测量。水-脂肪分离是可能的，这是因为在脂肪和水中具有氢的已知进动频率差。在其最简单的形式中，通过对“同相”和“异相”数据集的相加或相减来生成水图像和脂肪图像，但是该途径对主磁场非均匀性相当敏感。然而，这样的基于化学编码的不同物类的分离不仅仅限于水/脂肪物类。也能够考虑具有其他化学位移的其他物类。
[0008] 已知Dixon-类型的水/脂肪分离技术依赖通过适当(自旋)回波序列的两幅或更多图像的采集，使得回波时间值能够归因于每幅图像，与所采集图像的定相结合的所述回波时间值对来自水和脂肪自旋的贡献进行编码。然而，如上所述，在ZTE成像中采集FID信号，使得术语“回波”和“回波时间”没有意义。由此，已知的Dixon技术不适用与ZTE成像结合。
发明内容
[0009] 从前述内容能够容易地认识到，需要一种ZTE成像的改进的方法。本发明的目的是实现与水/脂肪分离结合的“无声”ZTE成像。
[0010] 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进行MR成像的方法。本发明的方法包括以下步骤：
[0011] -使对象经受RF脉冲的成像序列和切换的磁场梯度，所述成像序列是零回波时间序列，包括：
[0012] i)设置具有读出方向和读出强度的读出磁场梯度；
[0013] ii)在存在读出磁场梯度的情况下辐射RF脉冲；
[0014] iii)在存在读出磁场梯度的情况下采集FID信号，其中，所述FID信号表示径向k-空间样本；
[0015] iv)逐渐改变读出方向；
[0016] v)通过多次重复步骤i)到iv)对k-空间中的球形体积进行采样，所述读出强度在重复之间改变；
[0017] –根据采集到的FID信号来重建MR图像，其中，两种或更多种化学物类对采集到的FID信号的信号贡献被分离。
[0018] 根据本发明，主要地以传统方式应用径向ZTE采集。当逐渐改变读出方向直到对在k-空间中的整个球形体积进行采样时，通过快速重复RF脉冲的辐射将FID信号采集作为径向k-空间样本。本发明提出，作为额外的度量，读出磁场梯度的强度在ZTE序列的重复中的至少一些之间改变，使得在扫描期间“
访问”每个k-空间区域至少两次，每次具有不同值的读出强度。不同读出强度的应用暗含在两个或更多个不同采样时间(即，在RF脉冲与给定k-空间位置的采样之间的时间间隔)处对每个k-空间位置进行采样。本发明的基本洞悉是在ZTE成像中具有两个或更多个不同采样时间的k-空间中的每个区域的采样导致由涉及的化学物类(例如，在脂肪和水中的氢)的(已知)进动频率差引起的采集到的FID信号的具体定相。该定相对来自不同化学物类的信号贡献进行编码。根据本发明，通过导出来自由读出强度的变化引起的采集到的FID信号的
相位差的个体贡献来执行信号贡献的分离。优选地，信号贡献的重建和分离包括以下两个步骤：(a)估计相位图，即，反应至少主磁场不均匀性和化学位移效应的图(以及还可以是
相移诱导效应，诸如在被成像对象内的
磁化率分布)，和(b)通过假设后者在空间上平稳变化根据主磁场不均匀性分离化学位移。步骤(b)包括Dixon水/脂肪成像的已知的“相位解缠”问题。适当的算法是众所周知的并且可用于现有MR环境。例如，由Eggers等人(Magnetic Resonance in Medicine，65，96-107，2011)描述了根据在任意采集时间处采样的MR信号进行水/脂肪分离的技术，其原理上适用于本发明的方法。
[0019] 必须注意，在该情境中本发明的途径不必要求在两个或更多个不同采样时间处精确地对每个k-空间位置进行采样。获得k-空间位置的分布和采样次数以便实现化学位移分离是足够的。
[0020] 在本发明的优选
实施例中，通过随机地改变读出方向和读出强度对球形k-空间体积进行采样。压缩感测可以被用于重建MR图像和/或分离两种或更多种化学物类的信号贡献。已知压缩感测(CS)的理论具有根据不规则采样的k-空间数据进行MR图像重建的巨大潜
力。在CS理论中，通过应用适当的正规化算法能够根据欠采样测量结果恢复在变换域中具有稀疏表示的信号数据集。欠采样的可能性导致明显减少的采集时间。作为信号采样和重建的数学
框架，CS规定这样的状况，在所述状况下，信号数据集能够精确地被重建或至少具有高图像
质量，在这种情况下k-空间采样
密度远低于奈奎斯特标准，并且其也提供用于这样的重建的方法(例如，见M.Lustig等人，Magnetic Resonance in Medicine，58，1182-1195，2007)。
[0021] 在本发明的又一优选实施例中，基于至少包括化学物类中的每个的MR谱的信号模型，执行信号贡献的分离。采用理论上将采集到的FID信号描述作为相应采样时间(如由所应用的读出强度确定的)的函数的信号模型。信号模型至少包括化学物类中的每个的(先验已知)谱和(未知)自旋密度。模型还可以包括在检查体积中的主磁场的(未知)空间变化，这是由于主磁场的空间不均匀性也导致需要区分由化学位移引起的定相的采集到的FID信号的相移。在不同化学物类的贡献的MR图像重建和分离的处理中，可以寻求最佳拟合采集到的FID信号的信号模型的所有未知参数值。
[0022] 根据本发明的优选实施例，根据采集到的FID信号导出相位图，其中，通过利用由主磁场的不均匀性引起的相移在空间上平稳变化而根据相位图导出主磁场的不均匀性。换言之，通过使用先前信息根据本发明可以解决由化学位移和由主磁场的不均匀性引起的FID信号的定相中的歧义性。例如，这样的先前信息可以是主磁场缓慢变化作为空间坐标的函数。
[0023] 根据本发明的又一优选实施例，通过在ZTE序列的重复之间的两个或更多个预
选定值之间切换读出强度来改变读出强度。这可以有利地组合分段的k-空间采样，其中，每个区段具有给定壁厚的空心球的形状，其中，两个或更多个预选定值的不同组合被应用于每个区段的采样。以这种方式，通过将读出强度的值和k-空间的分段进行适当匹配，能够实现对每个区段内的每个k-空间位置采样至少两次，每次具有读出强度的不同值。同时地，通过应用用于中心k-空间区段的采集的低强度的读出磁场梯度能够完成靠近k-空间中心的足够采样。较高的读出强度可以被应用于更多外围区段，以便获得期望的图像分辨率。
[0024] 到目前为止，能够借助MR设备执行所描述的本发明的方法，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积内生成均匀稳定的磁场；若干
梯度线圈，其用于在检查体积内生成在不同的空间方向上的切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，其用于生成在检查体积内的RF脉冲和/或用于接收从被定位在检查体积内的患者的身体MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间连续性；以及，重建单元。本发明的方法优选通过MR设备的重建单元和/或控制单元的对应编程来实施。
[0025] 能够在当前的临床使用中的大多数MR设备上有利地实施本发明的方法。为此，仅仅需要利用控制MR设备使得其执行本发明的上述方法步骤的计算机程序。计算机程序可以存在于数据载体上或者存在于
数据网络中，以便被下载用于安装在MR设备的控制单元中。
附图说明
[0026] 附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，所述附图被设计仅仅是为了图示说明的目的，并非作为本发明的限制的定义。在附图中：
[0027] 图1示意性地示出了用于实施本发明的方法的MR设备；
[0028] 图2示出了图示根据本发明应用的ZTE序列的图示；
[0029] 图3图示了根据本发明的实施例使用两个不同读出强度的k-空间的径向采样；
[0030] 图4图示了本发明的分段的k-空间采样途径；
[0031] 图5和6图示了在本发明的方法的图像重建步骤中用于根据主磁场的空间不均匀性分离化学位移的
迭代方案；
[0032] 图7图示了根据本发明的又一实施例的随机k-空间采样。
具体实施方式
[0033] 参考图1，示出了能够被用于实施本发明的方法的MR设备1。所述设备包括超导或
电阻主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建基本均匀、在时间上恒定的主磁场B0。所述设备还包括(第1级、第2级以及在适当情况下第3级)匀场线圈2’的集合，其中，流过集合2’的个体匀场线圈的
电流是可控的，以便达到使检查体积内的B0偏差最小化的目的。
[0034] 磁共振生成和操纵系统应用一系列的RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋、感应磁共振、重聚焦磁共振、操纵磁共振、在空间上并且以其他方式编码磁共振、饱和自旋等来执行MR成像。
[0035] 更具体地，梯度脉冲
放大器3沿着检查体积的x、y和z轴向全身梯度线圈4、5和6中的选择的那些应用电流脉冲。数字RF频率发射器7经由发送/接收
开关8向身体RF线圈9发射RF脉冲或脉冲包，以向检查体积中发射RF脉冲。典型的MR成像序列包括具有短持续时间的RF脉冲段的包，其与彼此和任何所应用的磁场梯度一起实现对
核磁共振的选定操纵。RF脉冲用于使饱和、激励共振、反转磁化、重聚焦共振或操纵共振，并且选择被定位在检查体积中的身体10的一部分。MR信号也由身体RF线圈9来拾取。
[0036] 为了借助平行成像来生成身体10的限制区域的MR图像，局部阵列RF线圈11、12、13的集合被放置为邻近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发射而感应的MR信号。
[0037] 得到的MR信号由身体RF线圈9和/或由阵列RF线圈11、12、13来拾取，并且由优选包括前置放大器(未示出)的接收器14来解调。接收器14经由发送/接收开关8被连接到RF线圈9、11、12以及13。
[0038] 主机15控制流过匀场线圈2’以及梯度脉冲放大器3和发射器7的电流以生成根据本发明的ZTE成像序列。接收器14跟随每个RF激励脉冲快速连续地接收多个MR数据线。
数据采集系统16执行对接收到的信号的
模数转换，并且将每个MR数据线转换为适用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
门用于原始图像数据的采集的单独的计算机。
[0039] 最终，数字原始图像数据由重建处理器17被重建为图像表示，所述重建处理器应用适当的重建算法。MR图像表示三维体积。然后，图像被存储在图像
存储器中，其中，能够访问所述图像，以将投影或图像表示的其他部分转换成适当的格式，以例如经由视频监测器18进行
可视化，所述视频监测器18提供得到的MR图像的人类可读的显示。
[0040] 图2示出了图示根据本发明应用的ZTE序列的图示。“无声”ZTE技术的本质在于，在开启“频率-编码”读出磁场梯度G的情况下同时发射激励RF脉冲20。读出磁场梯度G并不旨在作为切片选择梯度，其暗含RF脉冲20必须极其短(通常1μs至8μs)，以便实现足够的激励带宽。在存在读出磁场梯度G的情况下，在RF脉冲20之后立即进行在间隔21期间的FID信号的读出。每个间隔21具有在100μs和3ms之间的持续时间。读出磁场梯度G具有读出强度和读出方向，两者在每个激励/读出周期上保持大体恒定。在每个周期之后，仅仅非常缓慢地改变读出方向。读出方向仅仅稍微改变，例如几度(例如2°)。在实际范例中，在一个空间方向上的磁场梯度在大约45ms从零斜升到“全”。对于k-空间的全采样，改变读出方向直到以足够的密度
覆盖球形体积。
[0041] ZTE技术的已知约束是在每个RF脉冲20的中心和采样间隔21的开始之间具有有限时间。根据使用的设备，该“停滞时间”可以是在2μs和20μs之间的任何。这意味着不能够扫描k-空间的中心。然而，必须考虑不能够采样的中心k-空间体积的尺寸取决于读出强度。磁场梯度的强度越低，在停滞时间期间将不被采样的中心k-空间区域越小。在另一方面，应用尽可能弱的读出梯度不是可行的。
[0042] 根据本发明，读出磁场梯度G的强度在ZTE序列的重复之间改变。这在图3的图示中进行了图示，其示出了k-空间位置k和采样时间t的互相依赖(k实际上表示三维，为了图示的目的仅仅绘制了一维)。不同读出强度“低G”和“高G”的应用暗含在两个或更多个不同采样时间(即，在RF脉冲与给定k-空间位置的采样之间的时间间隔)处对每个k-空间位置进行采样。如在图3中能够看到的，在扫描期间，即在ts1(使用读出强度“高G”)和在ts2(使用读出强度“低G”)，“访问”k-空间位置k范例两次。具有两个或更多个不同采样时间的每个k-空间位置的采样导致由例如在脂肪和水中的氢的进动频率差引起的采集到的FID信号的具体定相。如在Dixon-类型MR成像中应用的本身已知“相位解缠”技术，根据本发明这被用于分离来自脂肪和水的信号贡献。
[0043] 图4图示了利用分段的k-空间采样途径的本发明的实施例，其中，每个区段具有给定壁厚的空心球的形状。k-空间将要被采样直到k最大。所要求的梯度强度将是(近似)：
[0044]
[0045] 其中，γ是陀螺磁比率，并且TR是ZTE序列的重复时间。该值将被称为：
[0046] G参考
[0047] 引入变量a：
[0048]
[0049] 其中，T停滞时间是停滞时间，在所述停滞时间期间不可能进行信号采集。a的典型值是5。在本发明的该实施例中，利用梯度强度的以下集合来采集FID信号：
[0050] a1G参考，a0G参考，a-1G参考，a-2G参考，a-3G参考，…
[0051] 数学上地，这是无穷级数。然而，实际上超过a-3G参考或a-4G参考可以停止采集。应当利用G＝0执行一个额外的采集。
[0052] 必须注意，与传统ZTE扫描(采用仅仅利用a0G参考的采集)相比较，该
进程不导致大量额外采集。考虑所提出的分段的内部k-空间球体的要求的采样密度，仅仅需要采集有限数量的额外径向k-空间样本。因此，ZTE序列的要求周期的总数可以是具有可比较成像参数的传统ZTE扫描中的周期数的仅仅两倍。
[0053] 如图4中能够看到的，利用两个不同读出强度的不同组合对每个区段1-4进行采样。同时地，实现中心k-空间(区段4)的最佳覆盖。例如通过选择
[0054] 并且在a2G参考处启动可能容易地增加每个区段的读出强度的数量。
[0055] 参考图5和图6，下面解释在本发明的方法的图像重建步骤中用于根据主磁场不均匀性分离化学位移的迭代方案。
[0056] 在该实施例中，重建和水/脂肪分离包括两个步骤：(a)估计相位图，即，反映主磁场不均匀性和化学位移效应两者的图(以及还可以是相移诱导效应)，和(b)通过假设后者在空间上平稳变化而根据主磁场不均匀性分离化学位移。步骤(b)包含Dixon水/脂肪成像的周知“相位解缠”问题。由于合适的算法是众所周知的，并且可用于现有MR环境，此处这不需要进行进一步阐述。
[0057] 迭代地执行步骤(a)。重建步骤包括计算空间上的信息的两个集合：(i)磁化密度(即“水和脂肪”MR图像)，和(ii)对相位图的估计。在每个迭代步骤中，计算这些集合，直到给定分辨率(即，在k-空间中的实心球内)。
[0058] 假设对信息的以上两个集合的初始估计可用于k-空间区域的小中心区域。在图5示出的实施例中，假设对于区域4和3(用在t＝0的
黑体横线指示)磁化密度和相位图两者是已知的。作为迭代的下一步骤，将要计算估计，包括区域2。
[0059] 图5中的虚线表示对于区域2的k-空间采样的集合的“平均”采样时间。对于由区域2包围的球体(即，在该实施例中，区域4和3)，相位图是已知的。该知识被应用于重建区域2。
重建区域2的两个数据集，就像使用k-空间采样的“平均”(虚线)计时，例如通过使用分段的均匀性校正方法对它们进行采集(见Douglas C.Noll等人，IEEE Transactions on Medical Imaging，10，629-637，1991)。为了这个目的，如在图5中描绘的，将区域2子分段为区域2a、…、2d是有用的。以这种方式，由磁场不均匀性引起的一些
变形有意地被留在数据中。直到该点重建的数据表现为就像利用在图6中示出的采样计时对它进行采集。
[0060] 如前所述，对于中心k-空间区域，磁化密度和相位图两者是已知的。因此，在任何采样时间能够“模拟”信号数据。以这种方式，如由图6中的黑体虚线指示的，模拟数据60被添加在中心k-空间区域。根据这两个数据集，计算平均和差。将平均和差变换成空间域实现对磁化密度和相位图的高分辨率(即，包括区域2)估计的计算。在下一步骤中，执行包括区域1的该处理，以及完成重建步骤(a)。通过来自G＝0k-空间样本的相位图的、第0级估计可以开始迭代，其能够被认为是在k-空间中的最中心“区域”。
[0061] 在此
基础上，如上所述，通过假设后者在空间上平稳变化，在步骤(b)中能够执行根据主磁场不均匀性分离化学位移。对于Dixon水/脂肪成像本领域已知的算法可以被用于根据磁化密度和(不均匀性-校正)相位图来重建分离的水和脂肪图像。
[0062] 参考图7下面讨论的是本发明的另一实施例。
[0063] 在该实施例中，沿着x、y和z-轴的梯度线圈受控，使得在各个方向上的读出强度假设在ZTE序列的重复之间的相互独立的随机值，“噪声”是频率限制到大约15Hz或更少，以便不被听到。以一毫秒的每个周期的通常持续时间来采集FID信号。在例如，200秒扫描时间之后，200.000FID信号是可用的，以读出方向和读出强度的分布进行采集。
[0064] 图7的图示示出了与对于给定半径kr的k-空间中的切向分量有关的采样时间t。中心虚线表示“平均采样时间”或“参考采样时间”t参考。在图示中的每个点表示具有在到达kr的时刻具有其特征采样时间t的FID信号。得到的数据能够被认为包括几百万点，每个具有其特征值kx、ky、kz和t。其(复合)值是
[0065] si＝s(ki,ti)，
[0066] 其中，i是点的指数。
[0067] 对于重建和水/脂肪分离的步骤，下文中再次关注于对相位图的估计的分量(a)。
[0068] 在k-空间中的区域尺寸被定义使得其能够确保在大多数情况下其包括具有大体不同值t的至少两点si。对于每个点，计算
[0069]
[0070] 此处，N(ki)应当被解读为“ki的附近”，以及δi应当被解读为“存在于附近的点”。本质上，sA,i能够被解释为“密度补偿数据点”。
[0071] 而且，sB,i被计算为
[0072]
[0073] 其能够被解释为“由数据点的实际采样时间的差和附近的平均采样时间的加权的信号，在采样时间的局部方差上正规化”。本质上，其表示信号关于采样时间的斜率。
[0074] 如下一步骤，sC,i被计算为
[0075]
[0076] 其提供对信号从已经在t参考处测量如何的偏离程度的估计。
[0077] 根据差sA,i-sB,i重建三维图像I参考。使用压缩感测途径可以执行该重建。根据数据点sB,i重建另一三维图像I斜率。如下一步骤，计算
[0078]
[0079] 其中，i是虚数单位，并且γ是陀螺磁比率。结果是对相位图的直接估计(以特斯拉为单位)。在此基础上，同样地，通过假设后者在空间上平稳变化能够执行根据主磁场不均匀性分离化学位移，并且本身已知的算法之后能够被用于重建分离的水和脂肪图像。
