CN102772210B - 弥散加权磁共振成像 - Google Patents

Abstract

在一种磁共振设备及其操作方法中，采集三维导航数据，并且使用三维导航数据对在多次激发数据采集序列的每次激发中同期采集的图像数据中的空间变化相位误差进行校正。使用了马赛克取样方案，以将弥散加权磁共振数据和导航数据分别输入至k空间中各自形成整个k空间子集的块中。每次激发中的导航数据被输入至位于k空间中心的块中，以及，在每次激发中，对应的图像数据被输入至k空间中的偏移块中，该偏移块在至少一个空间方向偏离导航数据块。从激发到激发使该偏移改变。

Description

弥散加权磁共振成像

技术领域

本发明涉及弥散加权磁共振成像，尤其涉及对弥散加权磁共振数据中的相位误差进行校正的方法以及磁共振设备。

背景技术

脑部的多次激发弥散加权成像（DWI）对空间相关的非线性相位误差敏感，这种非线性相位误差由弥散编码梯度期间CSF（脑脊液）搏动以及心脏相关搏动动作对脑部的影响导致。图1中的相位图像示出从一次激发到下次激发这些相位误差大体上如何变化，如示例激发S1、S2、S3、S4以及S5所示。如果不施加任何校正，这在最终图像中导致严重伪影。

对于二维采集，用单独的选层射频（RF）脉冲激励各图像平面，已经证明有些技术允许这些二维非线性相位误差的校正。这些方法使用来自二维导航的信号（其映射被激励层平面内二维中的空间相位变化），并且使用此信息对相关成像数据进行校正。这些二维方法是导航校正的原始概念的延伸，所述导航校正是一维技术，其校正沿读出方向的线性相位变化。

在DWI的某些应用中，能够执行弥散编码的三维图像采集是有益的。这使得采集各向同性分辨率的数据集（其提供小病变的改进可视性）切实可行，并且允许容易与用SPACE或MPRAGE序列类型采集的三维解剖数据集进行比较。这些三维数据集允许交互且自动的后处理过程，诸如体积渲染（volumerendering）或者具有任意取向的二维层的重建。三维弥散加权数据对于弥散张量成像（DTI）中的纤维束造影研究也有价值。

然而，当执行三维数据采集时，每次激发都对整个成像体积进行激励，而非如二维情形中那样仅仅激励单个成像层。这意味着，现在需要对所有三维中的空间相位变化施加校正，这就不能使用二维多次激发成像中所使用的现有采集以及导航校正方案。所以，本发明报告的主题是一种用于成像以及导航数据的新颖三维采集方案，其适合于执行真实三维相位校正。

已经提出了一些序列用于执行三维DWI。

一种途径是在三维MPRAGE序列中在每串低翻转角激励之前增加弥散准备模块，如在（NumanoT,HommaK,HiroseT.Diffusion-weightedthree-dimensionalMP-RAGEMRimaging.MagnResonImaging.2005Apr；23(3):463-8）中所描述的。由于在这种序列中由于没有施加导航相位校正，比较容易受从一个回波串到下一回波串的相位变化影响。这种方法似乎只在麻醉的动物研究中使用。

另一方法已在人类研究中使用，它是根据有限体积的单次激发三维采集（JeongE-K,KimS-E,KholmovskiEG，ParkerDL.HighresolutionDTIoflocalizedvolumeusing3Dsingle-shotdiffusionweightedstimulatedecho-planarimaging(3DssDWSTEPI).Magn.Reson.Med.2006;56:1173-1181）。该序列对于各体积采集使用单次弥散准备，因而没有从激发到激发的相位变化问题。使用具有一系列小翻转角的受激回波途径对选定体积中的信号进行空间编码，以产生受激回波串，用EPI读出对各受激回波进行取样，以提供二维（平面内）编码。对于每一个体受激回波信号，通过施加不同层方向、相位编码梯度，产生第三维中的空间编码。为了避免与单次激发读出相关的畸变及模糊问题，将序列的施加限制于关注的较小体积。此外，受激回波采集与低翻转角检测脉冲的组合很可能导致相对低的信噪比（SNR）。

在TURBINE方法（McNabJA,GallichanD,MillerKL.3Dsteady-statediffusion-weightedimagingwithtrajectoryusingradiallybatchedinternalnavigatorechoes(TURBINE).MagnResonMed.2010Jan;63(1):235-420）中，已经提出了三维DWI中导航校正的一种途径。这种技术使用了弥散加权的稳态自由进动信号，当在具有短TR的一串低翻转角脉冲中的各RF激励脉冲之后施加单极弥散编码梯度时，形成这种弥散加权的稳态自由进动信号。各RF脉冲激励来自整个测量体积的磁化强度，并且使用EPI读出对二维中的信号进行空间编码。为了提供三维中的空间编码，从一个激励到下一激励使EPI空间编码的平面绕其中心轴之一转动。因为各EPI读出对通过k空间中心的平面进行取样，根据成像数据能直接得到二维相位校正数据，并且不需要任何单独的导航信号。然而，关于和EPI编码平面垂直的相位变化则没有任何信息。这通过在测量期间采集ECG信号并且组合来自不同RF激励但在心搏周期中的类似点处所采集的数据加以解决。按这种方式，对于心搏周期中的给定点产生多次激发三维导航信号。另外，将心脏收缩早期期间即搏动影响最为明显时所采集的数据丢弃，而且在图像重建期间不予使用。

在（vonMengershausenM,NorrisDG，DrieselW.3Ddiffusiontensorimagingwith2Dnavigatedturbospinecho.MAGMA.2005；18(4)）中，关于快速自旋回波（TSE）序列也描述了使用二维数据来校正三维弥散加权采集中的相位误差的想法。

二维导航校正的读出分割EPI（re-EPI）技术在美国专利No.7,205,763中进行了描述，在下文中描述新方法之前，先对此进行简要回顾。

如图2所示，每次激发，使用具有k_x方向有限覆盖而k_y方向全覆盖的EPI读出对两种自旋回波进行取样。对于成像回波，沿读出方向施加可变散相梯度G_R，以提供沿k_x的k空间偏移，因而，对于图像所要求的k_x点的子集，采集k空间的片段。对于导航回波，施加固定散相梯度G_R，因而，这种情况下的读出片段总是位于k空间的中心。在图像重建期间，使用导航数据，以对由成像回波取样的对应读出片段执行图像域相位校正。严格地说，成像以及导航采集二者取样k空间的邻接区域，因而，在k_x方向以及k_y方向都满足尼奎斯特取样条件。这允许施加导航相位校正，却没有混叠信号影响的复杂化。

与单次激发EPI相比，减小的k_x覆盖允许EPI读出中回波之间非常短的间隔，从而，减少了磁化率伪影。EPI回波串长度中的对应减小使由于T₂*衰减所致的模糊减少，并且允许高空间分辨率，而采用单次激发EPI则是不可能的。

发明内容

根据本发明的方法提供了采集真实三维导航数据的方式，真实三维导航数据可以用来校正在每次激发时对应成像数据中的空间变化相位误差。为了使此成为可能，使用了‘马赛克’取样方案，（在每次激发）取样三维k空间中k空间点的邻接组，这些邻接组形成所需k空间全部范围的子集。从位于k空间中心的固定区域采集导航数据，以及，从沿所有三轴可以偏离该k空间中心的k空间区域采集成像数据。在每次激发，使成像数据偏移改变，因而，通过多次激发采集来取样整个k空间。因为数据点是连续的，使尼奎斯特取样条件现在在所有三维都得以满足，并且可以施加三维相位校正而没有来自混叠信号的问题。

各维被取样区域的范围典型小于对于选定分辨率所要求的k空间点的全范围。然而，采用某些扫描协议，有可能在每次激发沿一个或两个k空间轴取样k空间点的全集。在某些情况下，这种方法可以减少图像伪影，或允许更快的扫描时间。

附图说明

图1如上所述图示用二维多次激发DWI序列得到的导航图像，示出从激发到激发的非线性空间相位变化；

图2如上所述图示周知的脉冲序列以及用于二维导航校正的rs-EPI的k空间图示；

图3示意性图示根据本发明使用三维马赛克分割进行取样用于成像以及导航数据的k空间区域；

图4图示根据本发明适合于按图3所示方式取样三维k空间的脉冲序列；以及

图5是图示根据本发明构造并操作的磁共振成像系统的基本构成部分的示意性方块图。

具体实施方式

图5示意性图示产生根据本发明的梯度脉冲的磁共振断层造影设备。除了下文讨论的以外，该磁共振断层造影设备的设计与常规的断层造影设备相对应。基本场磁体1产生时间恒定强磁场，用于对象诊查区诸如待诊查人体一部分中核子自旋的极化或者对齐。在待查人体一部分引入其中的球形测量体积M中限定了磁共振数据采集所需的基本磁场的高度均匀性。为了支持均匀性要求，尤其是为了消除时间不变影响，在适当部位安装铁磁材料制成的匀场板。时间可变影响则由用匀场电源15激励的匀场线圈2消除。

在基本场磁体1中使用由三组线圈（绕组）构成的圆筒状梯度线圈系统3。各线圈由放大器14供以电流，用于产生在笛卡尔坐标系各方向上的线性梯度场。梯度场系统3的第一组线圈产生x方向的梯度G_x，第二组线圈产生y方向的梯度G_y，以及第三组线圈产生z方向的梯度G_z。各放大器14具有数模转换器，其由序列控制器18触发，用于梯度脉冲的时间精确的产生。

设于梯度场系统3内的是射频天线4，其将射频功率放大器16发出的射频脉冲转换成交变磁场，用于待诊查对象或者待诊查对象区域的核子的激励以及核子自旋的对齐。源自进动核子自旋的交变场（即通常由一个或更多的射频脉冲以及一个或更多的梯度脉冲构成的脉冲序列所导致的核子自旋回波信号）也由射频天线14转换成电压，将该电压经由放大器7供至射频系统22的射频接收通道8。射频系统22还具有发射通道9，在其中产生用于激励核子自旋的射频脉冲。各自射频脉冲数字方式表示为一系列复数，其与由系统计算机20在序列控制器18中所预先确定的脉冲序列一致。此数字系列以实部和虚部经由各自输入12供给至射频系统22中的数模转换器（DAC），并且由此供给至发射通道9。在发射通道9中，用其基频与测量体积中核子自旋的共振频率相对应的射频载波信号对此脉冲序列进行调制。

从发射模式到接收模式的切换用发射-接收双工器6保证。射频天线4辐射射频脉冲进入测量体积M，用于激励核子自旋并取样得到的回波信号。在射频系统22的接收通道8中对所采集的核磁共振信号进行相位灵敏的解调，并且在各自模数转换器中将其转换成测量信号的实部以及虚部。由图像计算机17根据这样采集的测量数据重建图像。经由系统计算机20保证测量数据、图像数据、以及控制程序的管理。基于控制程序，序列控制器18监控各自期望脉冲序列的产生以及k空间的对应取样。序列控制器18控制梯度的时间精确切换、具有限定相位及幅度的射频脉冲的发射、以及磁共振信号的接收。用于射频系统22以及序列控制器18的时基由合成器19提供。有关核磁共振图像的产生以及所产生磁共振图像的显示的对应控制程序的选择经由终端21保证，终端21具有键盘以及一个或更多的屏幕。

图3示意性图示根据本发明通过操作图5所示的系统使用三维马赛克分割进行取样用于成像以及导航数据的k空间区域。各区域由一组k_z平面构成，k_z平面形成一块邻接的k空间点。

图4示出根据本发明可以使用的脉冲序列，以按图3所示方式取样三维k空间。这种脉冲序列可以由图5中的序列控制器18或系统计算机20产生。该序列基于单次激发回波体积成像技术（EVI）（MansfieldP，HowsemanAM,OrdidgeRJ.VolumarimagingusingNMRspinechoes:echo-volumarimaging(EVI)at0.1T.J.Phys.E.1989;22:234；MansfieldP，HarveyPR,StehlingMK.Echo-volumarimaging.MAGMA1994;2:291-294），其中在单次读出期间可以在所有三个方向施加空间编码。与rs-EPI一样，使用快速切换的读出梯度来取样k_x点的子集，以及，使用预相位梯度（pre-phasegradients）来提供关于成像回波的可变k_x偏移以及关于导航回波的固定k_x偏移。

对于沿y方向的空间编码，使用了短促（blipped）相位编码梯度，但与二维rs-EPI序列（图2）相比，仅仅取样了k_y点的子集。使用预相位梯度以提供成像回波开始处的可变k_y偏移以及导航回波开始处的固定k_y偏移。在成像和导航读出期间，使这种k_y空间编码模块重复若干次。在每次施加之后，沿y方向施加又一梯度，以返回至初始k_y偏移，并且沿层编码（z）方向施加短促梯度以导航至下一k_z平面。沿z使用预相位梯度，以施加可变以及固定k_z偏移，分别用于成像回波以及导航回波。

在关于每次激发的数据采集之后，通过首先施加三维傅里叶逆变换以将成像数据以及导航数据二者都转化至图像（或真实）空间，在图像域中可以施加三维导航相位校正。然后，以逐像素为基础，将复数成像数据I（x，y，z）乘以复数导航数据N（x，y，z）的变形（version），其中所有像素量值都已归一化为1，因而，产生一组校正后的复数像素值I_cor：

$I_{\mathrm{cor}}(x,y,z)=\frac{I(x,y,z)\·N(x,y,z)}{\left|N(x,y,z)\right|}$

应当注意到，成像数据与导航数据之间180°重聚焦脉冲的存在，意味着当施加校正时不必使用导航数据的复共轭。

执行校正之后，使用三维傅里叶正变换将校正后的图像数据I_cor(x,y,z)变换回k空间，这里，将来自不同激发的数据以复数数据点的三维阵列形式存储在适当k空间坐标处。当所有要求的数据点都经过校正并存储时，通过对全体存储的数据集施加三维傅里叶反变换，产生最终的三维图像数据集。

与先前在二维导航校正的rs-EPI中描述的一样，通过在读出片段的边缘处采集附加的重叠数据点，可以使由于读出片段之间界面的不匹配所致的伪影最小化。类似地，在所有三维被取样k空间区域边缘处用三维马赛克分割来采集附加数据点可能是有益的。在这种情况下，在导航相位校正期间使用附加的数据点，然后，在存储校正的数据时将其丢弃。

先前关于二维导航描述的导航相位校正（MillerKL,PaulyJP.Nonlinearphasecorrectionfornavigateddiffusionimaging.Magn.Reson.Med.2003;50:343-353;MillerK,PaulyJM.MethodofremovingdynamicnonlinearphaseerrorsfromMRIdata.USpatentNo.6853191B1(2005)）的替代方法是施加该校正作为k空间中的直接去卷积(directdeconvolution)。这就避免为了施加该校正将数据变换至图像域的要求，而且，已经发现在二维情况下大大减少了处理时间。对于使用三维马赛克分割的序列采集的数据，扩展这种想法至三维去卷积，很可能在三维导航校正的速度以及全部图像重建方面提供明显提高。

沿z方向的相对较慢的空间编码使此方向对空间畸变以及磁化率伪影最为敏感。为了使此问题最小化，沿k_y以及k_z两个方向都可以使用并行成像技术（诸如GRAPPA），以减少被取样的k空间点的数量，从而，也减少k_z平面的采集之间的时间。成像以及导航数据集二者典型按相同的方式欠取样（unsersampled），然后，使用GRAPPA来重建二者情况下的数据。

为了减少总扫描时间，可以忽略三维k空间一侧的某些数据，并且使用局部傅里叶方法重建该数据。这种方法先前已经示出在二维rs-EPI中对减少激发次数是一种有效途径。

已经发现在二维rs-EPI中改进图像质量的另一技术是使用重采集方案（re-acquisitionscheme），以在存在用导航相位校正过程不能消除的极端相位误差时取代测量数据。按此方法，用k空间中的较大信号分布宽度（其对应于高空间频率相位误差）来识别这种不可靠的数据集。类似的重采集过程也可以与新的马赛克分割的三维序列一起使用。在这种情况下，需要考虑沿所有三个k空间轴的信号分布宽度。

虽然根据其特定的具体实施例描述了本发明，但是对于本领域技术人员来说，可以容易地对上述实施方案进行多种修改和改进，或应用于其它领域，而不偏离本发明的目的、精神和范围。所有这些改动均在本发明权利要求范围内。

Claims (4)

1.一种用于产生相位校正弥散加权磁共振数据的方法，包括以下步骤：

用多次激发的弥散加权脉冲序列操作磁共振数据采集单元，以采集弥散加权磁共振数据和导航数据，所述弥散加权磁共振数据呈现相位误差；

通过对于所述多次激发的弥散加权脉冲序列中的每次激发，将导航数据输入至所述k空间中心处的固定三维块，并且将所述弥散加权磁共振数据输入至k空间中至少一个空间方向与所述固定三维块不同的偏移三维块，各所述固定三维块和所述偏移三维块是整个k空间的子集，以及，从激发到激发使所述偏移三维块的所述偏移改变，直至所述全部k空间被所述弥散加权磁共振数据充满，将所述弥散加权磁共振数据和所述导航数据分别输入至电子存储器中代表具有k空间中心的k空间中点的三维存储单元处；以及

在具有对所述存储器进行存取的计算机化处理器中，使用在k空间中输入的所述导航数据，对在k空间中输入的所述弥散加权磁共振数据的所述相位误差进行校正，从而产生相位校正的弥散加权磁共振数据，并且使所述相位校正的弥散加权磁共振数据作为电子数据文件可用于进一步处理。

2.根据权利要求1所述的方法，包括操作所述磁共振数据采集单元，以按照包括核子自旋的激励、弥散准备、以及数据读出的序列，采集所述弥散加权磁共振数据和所述导航数据。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述核子自旋的激励包括辐射选层90度RF脉冲。

4.一种用于产生相位校正的弥散加权磁共振数据的磁共振系统，包括：

磁共振数据采集单元；

计算机化控制单元，构造成用多次激发弥散加权脉冲序列操作所述磁共振数据采集单元，以采集弥散加权磁共振数据和导航数据，所述弥散加权磁共振数据呈现相位误差；

电子存储器，其中，所述控制单元通过对于所述多次激发的弥散加权脉冲序列中的每次激发，将导航数据输入至所述k空间中心处的固定三维块，并且将所述弥散加权磁共振数据输入至k空间中在至少一个空间方向与所述固定三维块不同的偏移三维块，各所述固定三维块和所述偏移三维块是整个k空间的子集，以及，从激发到激发使所述偏移三维块的所述偏移改变，直至所述全部k空间被所述弥散加权磁共振数据充满，将所述弥散加权磁共振数据和所述导航数据分别输入在所述电子存储器中代表具有k空间中心的k空间中点的三维存储单元处；以及

具有对所述存储器进行存取的计算机化的处理器，构造成使用在k空间中输入的所述导航数据，对在k空间中输入的所述弥散加权磁共振数据中的所述相位误差进行校正，从而产生相位校正的弥散加权磁共振数据，并且使所述相位校正的弥散加权磁共振数据作为电子数据文件可用于进一步处理。