CN105283125A - 具有增强的磁化率对比度的mr成像 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种对被放置在MR设备(1)的检查体积中的目标(10)进行MR成像的方法。本发明的目标是提供一种具有改进的磁化率加权对比度的MR成像的方法。本发明的方法包括以下步骤：a)通过使所述目标(10)经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列来生成至少两个在不同回波时间时的回波信号；b)采集所述回波信号；c)针对多个相位编码步骤重复步骤a)和b)；d)根据采集到的回波信号来重建针对每个回波时间的中间MR图像；以及e)通过针对磁化率加权MR图像的每个体素计算所述中间MR图像的在各自的图像位置处的体素值的非线性组合来生成所述磁化率加权MR图像，其中，所述非线性组合对较低的体素幅值的加强多于对较高的体素幅值的加强。此外，本发明还涉及一种MR设备(1)和一种要在MR设备(1)上运行的计算机程序。

Description

具有增强的磁化率对比度的MR成像

技术领域

本发明涉及磁共振(MR)成像的领域。本发明关系到对被放置在MR设备的检查体积中的目标进行MR成像的方法。本发明还涉及MR设备以及要在MR设备上运行的计算机程序。

背景技术

利用磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维图像或三维图像的图像形成MR方法现今已得到广泛使用，尤其是在医学诊断的领域中，这是由于针对对软组织的成像，所述图像形成MR方法在许多方面都优于其他成像方法，不要求电离辐射并且通常是无创的。

发明内容

根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的、均匀的磁场B₀中，所述强的、均匀的磁场B₀的方向同时定义测量所基于的坐标系的轴(一般是z轴)。取决于通过定义的频率(所谓的拉莫尔频率，或MR频率)的电磁交变场(RF场)的施加能够激励(自旋共振)的磁场强度，该磁场B₀针对个体核自旋产生不同的能级。从宏观的角度，个体核自旋的分布产生总体磁化，能够通过适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)的施加使所述总体磁化偏离平衡状态，同时磁场B₀垂直于z轴延伸，使得磁化执行关于z轴的进动。该进动描述锥形的表面，所述锥形的表面的孔径角被称为翻转角。该翻转角的幅值取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况中，自旋从z轴偏离到横向平面(翻转角90°)。

在RF脉冲终止之后，磁化弛豫回初始平衡状态，在所述初始平衡状态中，以第一时间常数T₁(自旋晶格或纵向弛豫时间)再次建立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)进行弛豫。能够以在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化的方式，借助于被布置并被取向在MR设备的检查体积内的接收RF线圈来检测磁化的变化。在施加例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有核自旋的从具有相同相位的有序状态到全部相位角被均匀分布(失相)的状态的转变(由局部磁场非均质性诱发)。失相能够借助于重新聚焦脉冲(例如，180°脉冲)而被补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。

为了实现身体中的空间分辨，将沿着三个主轴延伸的线性磁场梯度叠加在均匀磁场B₀上，引起自旋共振频率的线性空间依赖性。在接收线圈中拾取的信号然后包含能够与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由接收线圈获得的信号数据对应于空间频率域并且被称为k空间数据。k空间数据通常包括利用不同相位编码采集的多条线。通过收集多个样本来将每条线数字化。借助于傅立叶变换来将k空间数据的集合转换为MR图像。

在MR成像中，对特定成像序列的选择确定不同的组织类型在结果得到的MR图像中的相对外观。组织的各种性质可以用于创建具有不同组织之间的可期望的对比度的MR图像。T₂*或磁化率加权对比度产生于组织间的磁场的局部非均质性。T₂*加权对比度可以用于多种应用，包括但不限于对中风和出血、肿瘤、创伤患者中的微出血以及隐匿性血管疾病的增强检测，以及用于诸如分离动脉与静脉、对静脉血管网的成像和评估神经退行性疾病中的铁积聚的应用。身体组织之间的磁化率差异能够在MR成像中被用作一种类型的对比度，所述一种类型的对比度不同于其他类型的对比度(如自旋密度、T₁加权成像或T₂加权成像)。来自具有不同磁化率的物质的信号与它们的相邻组织相比在足够长的回波时间时将变得与相邻组织异相。在此基础上，Haacke等人(US6658280B1)已证实，相位成像提供在MR成像中增强对比度的手段。特别地，相位图像自身能够提供脑成像中灰质(GM)与白质(WM)、含铁组织、静脉血管以及具有不同于背景组织的磁化率的其他组织之间的对比度。尤其地，能够在由磁化率的差异引起的来自血管和组织的MR信号之间的相位差的基础上实现血管与周围组织之间的图像对比度。在Haacke等人的途径中，幅值和相位图像被组合。相位图像被高通滤波并且然后被变换到幅度在零与一之间变化的特殊相位掩模。该掩模乘以原始幅值图像的整数倍以创建具有不同磁化率的组织之间的增强的对比度。Bhardwaj等人提出了一种备选途径(US2009/0251140A1)，其中，基于加权函数的应用，通过组合在不同的回波时间时采集的图像数据来生成磁化率加权图像。

本发明的目标是提供一种具有改进的磁化率加权对比度的MR成像的方法。

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目标进行MR成像的方法。所述方法包括以下步骤：

a)通过使所述目标经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列来生成至少两个在不同回波时间时的回波信号；

b)采集所述回波信号；

c)针对多个相位编码步骤重复步骤a)和b)；

d)根据采集到的回波信号来重建针对每个回波时间的中间MR图像；以及

e)通过针对磁化率加权MR图像的每个体素计算所述中间MR图像的在各自的图像位置处的体素值的非线性组合来生成所述磁化率加权MR图像，其中，所述非线性组合对较低的体素幅值的加强多于对较高的体素幅值的加强。

根据本发明，采集至少两个独立的MR信号数据集，其中，每个MR信号数据集包括在一个回波时间值时采集的所述回波信号。换言之，每个MR信号数据集归属于两个或更多个回波时间值中的一个。根据每个MR信号数据集来重建中间MR图像，使得每幅中间MR图像归属于各自的回波时间值。所述磁化率加权图像是通过以特定的非线性方式组合所述中间MR图像来获得的。根据本发明，以这样的方式形成对回波数据的逐体素的非线性组合，使得最低的信号幅度被加强。换言之，这意味着所述非线性组合将所述中间MR图像中的较低的信号幅度转化成对所述磁化率加权图像的较大贡献，同时将较高的信号幅度转化成对所述磁化率加权图像的较小贡献。

在一个可能的实施例中，计算所述中间MR图像的体素值的倒数值，并且针对每个图像位置组合结果得到的值。本发明从而实现了甚至在小血管与周围组织之间的改进的磁化率加权对比度。尤其地，通过有效的求平均，减少了来自周围组织的MR信号中的噪声。在(部分地)包含血管的体素中，增强了由于部分体积效应引起的幅度减小。

在本发明的优选实施例中，生成所述磁化率加权MR图像的步骤包括：

-计算每幅中间图像的在每个图像位置处的体素值的绝对值；

-通过将每个绝对值升到负指数次幂(raiseto)来计算所述倒数值，所述负指数可以是整数或者不是整数；

-针对所述磁化率加权MR图像的每个体素，对在各自的图像位置处的倒数值进行加和(addup)。在该实施例中，重要的是每个体素位置处的回波数据首先被倒置并且然后被组合。在计算倒数值的和时，可以应用另外的加权因子。此外，应当将每个图像位置处的倒数值的组合进行归一化。该思想得到对低强度回波信号数据的尤其加强(即，磁化率对比度)。

本发明的方法的所述中间MR图像可以是幅值图像或磁化率增强幅值图像或复合图像。

为了获得最优的磁化率对比度，有利的是将本发明的回波组合技术应用于已经磁化率增强的中间MR图像数据。为此，可以例如通过使用已知的相位差增强成像(PADRE)思想(WO2010/073923A1)来采集所述中间MR图像。

在所述中间图像为复合图像的情况中，所述非线性组合可以涉及对加权和的计算，其中，较大的加权因子应用于所述中间图像的具有较低幅值的体素值，而较小的加权因子应用于所述中间图像的具有较高幅值的体素值。以此方式，结果得到的磁化率加权MR图像能够被生成为复合图像(具有保留的相位信息)。

在本发明的另外的优选实施例中，用于生成和采集所述回波信号的所述成像序列为多回波梯度回波序列。换言之，通过对磁场梯度的适当切换，所述两个或更多个回波信号被生成为梯度回波。由于梯度回波不重新聚焦主磁场非均质性的效应，因此已知梯度回波序列固有地对磁化率效应敏感。多回波序列使得能够在短的扫描时间内对所要求的信号数据的采集。

所描述的本发明的方法因此能够借助于这样的MR设备而被执行，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B₀；多个梯度线圈，其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；至少一个RF线圈，其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目标的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(temporalsuccession)；以及重建单元，其用于根据接收到的MR信号来重建MR图像。本发明的方法能够通过对所述MR设备的所述重建单元和/或所述控制单元的对应编程而被实施。

能够有利地在目前临床使用中的大多数MR设备上执行本发明的方法。为此仅需要利用计算机程序，通过所述计算机程序控制所述MR设备，使得所述MR设备执行本发明的以上解释的方法步骤。所述计算机程序可以被提供在数据载体上或被提供在数据网络中，以便被下载以用于在所述MR设备的所述控制单元中的安装。

附图说明

附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅是出于图示的目的而被设计的，而非作为对本发明的限制的定义。在附图中：

图1示出了用于执行本发明的方法的MR设备；

图2示出了根据本发明(a)以及通过常规的磁化率加权MR成像(b)采集和处理的体内MR图像。

具体实施方式

参考图1，示出了MR设备1。该设备包括超导型或电阻型主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建基本上均匀的、时间恒定的主磁场B₀。该设备还包括(1阶、2阶，以及在适用时的3阶)匀场线圈2’的集合，其中，出于使在检查体积内的B₀偏差最小化的目的，流过集合2’中的个体匀场线圈的电流是可控的。

磁共振生成与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、诱导磁共振、重新聚焦磁共振、操纵磁共振、在空间上或以其他方式编码磁共振、饱和自旋等，以执行MR成像。

更具体地，梯度脉冲放大器3对全身梯度线圈4、5和6中沿着检查体积的x轴、y轴和z轴的选定的一些全身梯度线圈施加电流脉冲。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，以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列由短持续时间的RF脉冲节段的包构成，所述MR成像序列与任意施加的磁场梯度一起实现对核磁共振的选定操纵。RF脉冲用于饱和、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信号也由身体RF线圈9拾取。

为了借助于并行成像来生成身体10中的有限区域的MR图像，局部阵列RF线圈11、12、13的集合被放置为与被选择用于成像的区域邻接。阵列线圈11、12、13能够用于接收由身体线圈RF发射诱导的MR信号。

结果得到的MR信号被身体RF线圈9和/或被阵列RF线圈11、12、13拾取，并被接收器14解调，所述接收器14优选包括前置放大器(未示出)。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。

主计算机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MR成像序列，例如，快速场回波(FFE)成像等。针对选定的序列，接收器14接收在每个RF激励脉冲之后快速连续的单个或多个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，并将每个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为专用于对原始图像数据的采集的单独的计算机。

最终，数字原始图像数据被应用傅立叶变换或其他适当的重建算法的重建处理器17重建成图像表示。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。图像然后被存储在图像存储器中，在所述图像存储器中，所述图像可以被访问以用于将切片、投影或图像表示的其他部分转换成适当的格式，以用于例如经由视频监视器8(其提供对结果得到的MR图像的人类可读的显示)的可视化。

根据本发明，在两个不同的回波时间时借助于多回波梯度成像序列来生成两个或更多个回波信号。该回波信号是针对多个相位编码步骤被采集的，以便适当地覆盖k空间。然后针对每个回波时间值根据采集到的回波信号来重建中间MR图像。这意味着第一中间MR图像是根据在第一回波时间值时采集的回波信号重建的，第二中间MR图像是根据在第二回波时间值时采集的回波信号重建的，依此类推。作为下一步骤，通过针对磁化率加权MR图像的每个体素计算中间MR图像的在各自的图像位置处的体素值的非线性组合来计算磁化率加权MR图像。这是以这样的方式来完成的，即，在结果得到的磁化率加权MR图像中对较低的体素值(对应于较低的MR信号幅度)给予比较高的体素值(对应于较高的MR信号幅度)更多的加强。

本发明的方法提供了与现有技术相比改进的磁化率对比度。本发明的方法能够应用于幅值图像、复合图像和磁化率增强幅值图像(例如，PADRE图像)。

一个可能的思想在于，中间MR图像的每个体素的强度首先被倒置并且然后被组合成磁化率加权MR图像。最终，所组合的数据被归一化。根据该思想，以下给出若干范例：

$I=\sqrt[-p]{\frac{1}{N}{\Σ}_{i=1}^N\left|\right|S_i|{|}^{-p}}$

其中，I为磁化率加权MR图像在给定图像位置处的体素值。N为回波时间值的总数目，并且S_i表示中间MR图像中在各自的图像位置处归属于第i个回波值的体素值。指数p满足关系p＞0，其中，p能够为任意整数值或非整数值。

备选地，可以使用以下公式：

$I=\frac{{\Σ}_{i=1}^N\left|\right|S_i|{|}^{-p}}{{\Σ}_{i=1}^N\left|\right|S_i|{|}^{-\left(p+1\right)}},p>0$

用于计算磁化率加权MR图像的另一可能方案是：

$I=-\ln \left(\frac{1}{N}{\Σ}_{i=1}^N\exp (-|\left|S_i\right|\left|\right)\right)$

备选地，能够通过使用以下公式中的一个来计算对采集到的回波信号数据的逐体素的非线性组合，其具有对低强度回波信号数据的加强：

$I=\frac{{\Σ}_{i=1}^N\frac{S_i}{\left|\right|S_i|{|}^p}}{{\Σ}_{i=1}^N\left|\right|S_i|{|}^{-p}},p>0.$

或者

$I=\frac{{\Σ}_{i=1}^N{S}_i*\exp (-|\left|S_i\right|\left|\right)}{{\Σ}_{i=1}^N\exp (-|\left|S_i\right|\left|\right)}$

后两个公式可以在中间图像为复合图像的情况中使用。非线性组合涉及加权因子(1/||S_i||^p或exp(-||S_i||))的应用，使得较大的加权因子用于具有较低幅值||S_i||的体素值S_i，而较小的加权因子用于具有较高幅值||S_i||的体素值S_i。以此方式，结果得到的磁化率加权MR图像I也是复合图像。

本发明的方法提供了一种用于多回波磁化率加权成像的通用基础。本发明的方法能够有利地用于对脑部的MR成像。图2示出了本发明的方法与常规的幅值平均方法(例如，如在US2009/0251140A1中所描述的)相比更高的磁化率对比度。图2a示出了通过本发明的方法采集并处理的体内脑部图像。图2b示出了利用常规技术采集并处理的相同图像。两幅图像被显示为以相同的强度范围和相同的厚片厚度(10mm)。能够在图2a中观察到血管的较高对比度和较多细节。

Claims (10)

1.一种对被放置在MR设备(1)的检查体积中的目标(10)进行MR成像的方法，所述方法包括以下步骤：

a)通过使所述目标(10)经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列来生成至少两个在不同回波时间时的回波信号；

b)采集所述回波信号；

c)针对多个相位编码步骤重复步骤a)和b)；

d)根据采集到的回波信号来重建针对每个回波时间的中间MR图像；以及

e)通过针对磁化率加权MR图像的每个体素计算所述中间MR图像在各自的图像位置处的体素值的非线性组合来生成所述磁化率加权MR图像，其中，所述非线性组合对较低的体素幅值的加强多于对较高的体素幅值的加强。

2.如权利要求1所述的方法，其中，所述非线性组合是通过将所述中间MR图像的在所述各自的图像位置处的所述体素值的倒数值进行组合而被计算的。

3.如权利要求2所述的方法，其中，生成所述磁化率加权MR图像的步骤包括：

-计算所述中间图像的在每个图像位置处的所述体素值的绝对值；

-通过将每个绝对值升到负指数次幂来计算所述倒数值；

-针对所述磁化率加权MR图像的每个体素，对在所述各自的图像位置处的所述倒数值进行加和。

4.如权利要求3所述的方法，其中，所述生成所述磁化率加权MR图像的步骤还包括对在每个图像位置处的所述倒数值的所述组合进行归一化的步骤。

5.如权利要求1所述的方法，其中，所述非线性组合涉及对加权和的计算，其中，较大的加权因子应用于所述中间图像的具有较低幅值的体素值，而较小的加权因子应用于所述中间图像的具有较高幅值的体素值。

6.如权利要求5所述的方法，其中，所述中间MR图像和所述磁化率加权MR图像为复合图像。

7.如权利要求1-5中的任一项所述的方法，其中，所述中间MR图像为幅值图像或磁化率增强幅值图像。

8.如权利要求1-7中的任一项所述的方法，其中，所述成像序列为多回波梯度回波序列。

9.一种用于执行如权利要求1-8所述的方法的MR设备，所述MR设备(1)包括：至少一个主磁体线圈(2)，其用于在检查体积内生成均匀稳定的磁场B₀；多个梯度线圈(4、5、6)，其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；至少一个RF线圈(9)，其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目标(10)的MR信号；控制单元(15)，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间连续；以及重建单元(17)，其用于根据接收到的MR信号来重建MR图像，其中，所述MR设备(1)被布置为执行以下步骤：

a)通过使所述目标(10)经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列来生成至少两个在不同回波时间时的回波信号；

b)采集所述回波信号；

c)针对多个相位编码步骤重复步骤a)和b)；

d)根据采集到的回波信号来重建针对每个回波时间的中间MR图像；以及

e)通过针对磁化率加权MR图像的每个体素计算所述中间MR图像的在各自的图像位置处的体素值的非线性组合来生成所述磁化率加权MR图像，其中，所述非线性组合对较低的体素幅值的加强多于对较高的体素幅值的加强。

10.一种要在MR设备上运行的计算机程序，所述计算机程序包括用于以下的指令：

a)运行成像序列，所述成像序列生成至少两个在不同回波时间时的回波信号；

b)采集所述回波信号；

c)针对多个相位编码步骤重复步骤a)和b)；

d)根据采集到的回波信号来重建针对每个回波时间的中间MR图像；以及

e)通过针对磁化率加权MR图像的每个体素计算所述中间MR图像的在各自的图像位置处的体素值的非线性组合来生成所述磁化率加权MR图像，其中，所述非线性组合对较低的体素幅值的加强多于对较高的体素幅值的加强。