CN106569159A - 用于mr成像的快速前推运动校正 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于MR成像的快速前推运动校正。提供了用于使用快速导航器生成实时前推运动校正图像的磁共振（MR）方法和系统。实时运动校正是通过使用2D EPI导航器实现的，使用同时多切片标志‑CAIPI技术来获得所述2D EPI导航器。诸如视场、体素大小和矩阵大小的导航器参数可以被选择来促进快速采集，同时提供足以检测大约几度或更多的旋转运动和大约几毫米或更多的平移运动的信息。用于获得和重构导航器数据、配准导航器图像以及提供反馈以校正检测到的运动的总时间间隔可以大约是100毫秒左右或更少。可以与其中脉冲序列不具有显著的“死区”时间间隔的广泛的MR成像技术一起使用前推运动校正。

Description

用于MR成像的快速前推运动校正
关于联邦资助研究的声明
本发明是利用由NIH授予的基金R21AG046657和R00EB012107下的政府资助而做出的。政府在本发明中具有某些权利。
技术领域
本公开涉及用于生成磁共振（MR）图像的方法和系统，并且具体地，涉及用于生成具有快速前推运动校正的磁共振图像的方法和系统，所述方法和系统可以与各种MR成像技术一起使用。
背景技术
磁共振（MR）成像是可以在没有辐射曝露的情况下产生检查主体的内部的图像的已知技术。在典型的MR成像过程中，主体被定位在MR装置中的强的、静态的、均匀基磁场B0（具有典型地介于大约0.5特斯拉与3特斯拉之间的场强）中，使得主体的核自旋变成沿基磁场定向。射频（RF）激励脉冲被引导到检查主体中以激励核磁共振，并且所激励的核磁共振的后续弛豫可以生成RF信号。在各种定向中，快速切换的梯度磁场可以叠加在基磁场上，以提供RF信号数据的空间编码。RF信号数据可以被检测并用于重构检查主体的图像。例如，获取的RF信号数据典型地被数字化并存储为k空间矩阵中的复数值。可以使用多维傅立叶变换从填充有这样的值的k空间矩阵重构相关联的MR图像。
高分辨率MR成像典型地要求利用以分钟计量的持续时间进行扫描。然而，这样的MR成像过程可能易受主体在成像数据的采集期间的运动的影响。运动效应可能例如表现为图像中的模糊或重影。即使是MRI过程期间的几毫米的移动都可能导致运动伪影，所述运动伪影可能致使结果得到的图像在诊断上不可用。
针对基于运动的图像讹误的问题的一种解决方案是丢弃并重新获取整个扫描，但是这意味着很大的时间成本。可替换地，主体镇静可以被用于某些人群（例如，儿科临床主体），但是施加了风险并且对于研究目的而言不被通常认为是符合伦理的。在研究与临床环境二者中，用于对主体运动不敏感的MR图像的采集的系统和方法是优选的。
在磁共振成像（MRI）中的运动校正系统可以分组成两种一般方法：前推和回顾。回顾方法使用关于主体的运动的信息来估计如果主体在扫描期间尚未移动的话将已经测量何种k空间数据，关于主体的运动的信息可以在图像数据采集期间获得。在已经获得成像数据之后执行对“校正后的”k空间数据的这样的估计（即，回顾性地）。
前推方法典型地使用在扫描期间获取的运动跟踪数据来使主体跟随序列的梯度轴。这样的移动信息在数据采集过程的部分之间被使用以校正紧接的后续图像数据中的检测到的运动。前推途径仅依赖于之前的测量结果来估计患者的当前位置。然而，前推系统避免了估计丢失的k空间数据的需要，从而允许直接重构同时避免了k空间数据中估计误差的可能来源。
先前已经介绍了基于导航器扫描的各种前推系统。例如，傅立叶变换同一性（identity）预测了空间域中的平移将导致傅立叶域中的相移，并且空间域中的旋转将导致傅立叶域中的旋转。因此，在刚性头部运动产生图像数据的量值和相位分量二者的相同刚性变换的假设下，有可能获取仅小区域的k空间作为“导航器（navigator）”并使用该欠采样的数据来估计刚性运动。
回波平面成像（EPI）技术可以用于获得用于运动校正的导航器图像数据。EPI可以提供多个回波用于从单个射频（RF）激励获得图像数据，例如使用针对回波的快速变化的相位编码来填充k空间的部分。EPI因此可以比诸如梯度回波（GRE）方法的其他常规MR成像技术快得多地产生图像数据。例如，在M.D. Tisdall等人的Volumetric Navigators ForProspective Motion Correction And Selective Reacquisition In NeuroanatomicalMRI, Magnetic Resonance in Medicine, 68:389–99 (2012)中描述了校正运动效应的体积（3D）EPI导航器序列的使用。在A.T. Hess等人的Real-Time Motion and B0 CorrectedSingle Voxel Spectroscopy, Magnetic Resonance in Medicine, 66(2):314–323(2011)中描述了用于光谱神经成像的基于导航器的运动校正。
EPI导航器途径的限制之一是取决于空间分辨率和覆盖的收集导航器图像所需的额外时间，所述额外时间典型地范围在大约170到300毫秒。这使得难以将这样的导航器序列插入到不包括显著“死区（dead）”时间的许多成像脉冲序列（例如，3D快速低角度拍摄（3Dfast low angle shot）、或FLASH、成像脉冲序列）中。导航器数据还必须被处理和重构，并且导航器图像然后与（多个）在先的导航器图像配准并被用于更新MR成像装置的视场和/或扫描平面，所有这些都在成像过程中的下一脉冲序列之前进行。而且，EPI导航器可能易受导航器采集期间的运动影响，使得较长的导航器序列可能限制它们的准确性和有用性。
在另一种途径中，外部“标记”可以在MR成像过程期间贴附于主体，并且可以跟踪这样的标记的运动以确定主体的移动并因此促进成像过程期间的前推运动校正。例如在Ernst等人的美国专利No. 8,121,361中描述了基于标记的途径。然而，这样的基于标记的途径可能要求额外的和/或专门的装备，并且可能与某些成像技术不兼容和/或是较不准确的，这是因为标记可能被定位在与正被成像的关注体积相距的某个距离处。
相应地，将期望具有一种用于在磁共振成像过程期间跟踪运动的系统和方法，所述系统和方法解决了上文描述的一些缺点，包括可以实时地进行的有效运动校正。
发明内容
本公开的示例性实施例可以提供用于使用快速导航器生成实时（前推）运动校正图像的磁共振系统和方法。实时运动校正是通过使用2D EPI导航器实现的，可以使用同时多切片（SMS）标志-CAIPI（blipped-CAIPI）技术来获得所述2D EPI导航器。
诸如视场、体素大小和矩阵大小的导航器参数可以被选择来促进快速采集，同时提供足以检测大约几度或更多的旋转运动和大约几毫米或更多的平移运动的信息。用于获得和重构导航器数据、配准导航器图像以及提供反馈以校正检测到的运动的总时间间隔可以大约是100毫秒左右或更少。
例如，根据本公开的实施例，可以提供磁共振成像系统，所述磁共振成像系统被配置为获得并处理EPI导航器数据，并使用结果得到的导航器图像来确定成像过程期间主体的运动（平移和旋转）。导航器图像与一个或多个先前获得的导航器图像的比较可以被用于适配成像参数（例如，视场和/或切片平面定向）以用于后续脉冲序列，以为MR成像过程提供前推运动校正和改进的图像质量。可以在各种MR成像过程的任一个的每个脉冲序列内获得并处理导航器图像。在各种实施例中，MR系统可以将基于导航器的运动校正合并到成像序列中，诸如但不限于：T1加权自旋回波序列、T2加权自旋回波序列、流体衰减反转恢复（FLAIR）序列、以及质子密度加权（PD-加权）自旋回波或快速自旋回波序列、梯度回波序列、功能成像序列（诸如弥散图像）、对比增强灌注（例如，动态磁敏对比或DSC）、非对比灌注（例如，动脉自旋标记或ASL）、血氧水平相关（BOLD）成像，等等。
在本公开的实施例中，用于导航器的视场（FOV）在切片平面内的每个方向上可以例如介于大约100与500mm之间。在垂直于切片的方向上，FOV可以介于大约20与500nm之间。在某些实施例中，在切片平面内的每个方向上，FOV可以介于大约200与300nm之间。在另外的实施例中，在垂直于切片的方向上，FOV也可以介于50与150nm之间。例如，在一个实施例中，大约256mm×256mm×80mm的FOV可以用于导航器。
在本公开的一个实施例中，介于大约3mm与10mm之间的空间分辨率可以用于对导航器体积成像。在某些实施例中，可以使用在每个主方向上介于5mm与8mm之间的空间分辨率。在一个实施例中，可以使用在三个主方向中的每一个主方向上大约8mm的空间分辨率。空间分辨率可以对应于体素图像在特定方向上的大小。
例如介于2度与40度之间的小翻转角可以用于促进多切片EPI导航器图像数据的快速采集。在某些实施例中，翻转角可以介于大约5度与20度之间。在一个实施例中，翻转角可以是大约10度。
本公开的实施例可以使用标志受控混叠并行成像（标志-CAIPI）技术来获得SMS快速导航器数据。与标志-CAIPI技术一起使用的在相位编码方向上的切片间图像偏移可以介于例如FOV/2与FOV/7之间。
用于对导航器体积成像的RF激励（拍摄）的数目可以介于1与10之间。在另外的实施例中，在导航器体积的成像期间用于多切片激励的拍摄的数目可以介于1与6之间，或者优选地介于2与4之间。用于特定导航器的SMS拍摄的数目可以至少部分地基于正被运动校正的成像技术的特定脉冲序列中的“死区”时间的任何间隔的持续时间。
在本公开的实施例中，可以同时激励介于2个与12个之间的切片以获得导航器图像。在本公开的另外实施例中，可以使用同时的切片与拍摄的数目的各种组合。例如，可以利用每次5个切片的2次拍摄，或者利用每次2个切片的5次拍摄，或者利用单次的10切片拍摄，来获取用于10切片导航器的图像数据。在特定实施例中使用的拍摄的数目可以基于例如对导航器体积成像所期望的切片的总数目、导航器体积的大小、导航器图像的空间分辨率以及导航器序列可以插入到其中的脉冲序列中的“死区”时间量。
在本公开的实施例中，可以在大约数十毫秒的非常短的采集时间中获取2D SMSEPI导航器图像。在某些实施例中，可以在少于100ms内获得导航器图像数据。在另外的实施例中，可以在少于50ms或少于30ms内获得导航器数据。
本公开的实施例可以通过修改后续脉冲序列的某些成像参数来提供导航器图像与一个或多个先前获得的导航器图像的比较以校正主体运动。例如，常规3D前推采集校正（3DPACE）技术等可以用于通过基于导航器图像信息而更新用于后续脉冲序列的某些成像参数，来校正主体运动。
在本公开的另外的示例性实施例中，可以提供用于使用快速的基于2D EPI SMS的导航器来获得前推运动校正MR图像的示例性方法。这样的方法可以包括通过使用MR成像系统执行第一脉冲序列，来准备和发起各种MR成像过程中的任一个。2D EPI SMS导航器序列可以被插入到脉冲序列中以获得导航器图像数据。可以例如使用MR系统的图像处理单元来处理和重构导航器图像数据，以获得导航器图像。
然后可以执行用于成像过程的下一脉冲序列，并且另一导航器序列可以被插入到该脉冲序列中。也可以处理和重构该导航器图像数据以获得下一导航器图像。可以例如在相关联的脉冲序列期间执行每个导航器图像的处理/重构，在所述相关联的脉冲序列中获得了导航器图像数据。
每个导航器图像可以与先前的导航器图像配准以确定在成像过程期间在相继的脉冲序列之间已经发生的主体的任何相对运动。然后可以将反馈信息提供给磁共振系统以更新用于后续脉冲序列的视场和/或扫描平面。因此可以使用这样的反馈信息来调整用于后续脉冲序列的成像参数，以校正用于主体在脉冲序列之间的检测到的运动的数据采集。
在提供运动校正反馈信息之后，可以再一次执行用于成像过程的具有插入的2DEPI SMS导航器序列的另一脉冲序列，其中该下一脉冲序列基于运动校正反馈信息。可以重复这些步骤，直到完成成像序列为止。然后可以处理图像数据以获得关注的体积或区域的运动校正图像。
相应地，本公开的实施例可以提供可以与广泛的MR成像技术、尤其是其中脉冲序列不具有显著的“死区”时间间隔的那些技术一起使用的前推运动校正。
附图说明
根据结合附图进行的以下具体实施方式，本公开的另外的目的、特征和优点将变得清楚，所述附图示出了说明性实施例、本公开的示例性实施例的结果和/或特征，其中：
图1示意性地图示了根据本公开的实施例构建和操作的磁共振成像系统的基本部件；
图2是根据本公开的实施例的示例性前推运动校正成像方法的流程图；
图3A是将使用高分辨率3D FLASH技术和根据本公开的示例性实施例的2D SMS EPI导航器技术二者获得的两个人类主体的旋转运动的估计进行比较的数据图表；
图3B是将在用于获得图3A中示出的数据的相同成像过程期间获得的两个人类主体的平移运动的估计进行比较的数据图表；
图4示出了根据本公开的实施例在两个主体中获取的示例性2D SMS EPI导航器图像；
图5A和5B分别示出了第一主体的运动校正的磁化准备快速梯度回波（MPRAGE）图像和未校正的磁化准备快速梯度回波（MPRAGE）图像，其中运动校正是根据本公开的示例性实施例而执行的；以及
图6A和6B分别示出了第二主体的运动校正的MPRAGE图像和未校正的MPRAGE图像，其中运动校正是根据本公开的示例性实施例而执行的。
遍及附图，除非另有声明，否则相同的参考数字和字符用于标示所图示的实施例的相同特征、元件、部件或部分。类似的特征因此可以通过相同的参考数字来描述，这向技术阅读人员指示：除非另有明确声明，否则可以进行不同实施例之间的特征交换。此外，尽管现在将参照各图来详细描述本公开，但是其是结合说明性实施例而如此进行的并且不受各图中图示的特定实施例的限制。所意图的是，可以在不脱离由所附权利要求限定的本公开的真实范围和精神的情况下对所描述的实施例做出改变和修改。
具体实施方式
本公开涉及用于使用快速体积导航器为磁共振成像提供实时前推运动校正的方法和系统。图1示意性地示出了根据本公开的实施例的具有某些部件的磁共振系统1的设计。MR系统1尤其被配置为提供在它们的时间和空间特性方面尽可能精确地彼此调谐的各种磁场，以促进使用磁共振成像技术来对主体身体的部分进行的检查。
在射频（RF）屏蔽测量腔3中提供具有隧道形开口的强磁体5（典型地，低温磁体（cryomagnet）），以生成静态的强基（或极化）磁场7。基磁场7的强度典型地介于1特斯拉与3特斯拉之间，但是在某些实施例中可以提供更低或更高的场强。要检查的身体或身体部位（未示出）可以定位在基磁场7的基本上均匀的区域内，例如提供在病床9上。
身体内某些原子的核自旋的激励可以经由磁性RF激励脉冲来提供，所述磁性RF激励脉冲是使用诸如体线圈的RF天线13来辐射的。在另外的实施例中也可以提供RF线圈或天线的其他配置，并且可以针对要成像的主体解剖结构的特定部分而适配这样的配置。通过由脉冲序列控制单元17控制的脉冲生成单元15来生成RF激励脉冲。在通过射频放大器19放大之后，RF脉冲被中继到RF天线13。图1中示出的示例性RF系统是示意性图示，并且各种部件的特定配置可以不同于本公开的示例性实施例中说明的配置。例如，MR系统1可以包括取决于正被成像的身体部位而具有不同配置的多个脉冲生成单元15、多个RF放大器19和/或多个RF天线13。
磁共振系统1还包括梯度线圈21，该梯度线圈21可以提供定向地且时间上改变的梯度磁场，用于对由（多个）RF天线13发射和/或接收的RF信号的选择性激励和空间编码。梯度线圈21典型地沿三个主轴（x、y和z方向）定向，但是在某些实施例中可以使用其他或附加的定向。供应到梯度线圈21的脉冲电流可以由梯度线圈控制单元23控制，该梯度线圈控制单元23像脉冲生成单元15一样与脉冲序列控制单元27连接。通过控制供应到梯度线圈21的脉冲电流，在x、y和z方向上的瞬态梯度磁场可以叠加在静态基磁场B0上。这使得有可能设置和改变例如切片梯度磁场Gs、相位编码梯度磁场Ge和读（频率编码）梯度磁场Gr的方向和量值，这可以与RF脉冲的发射和检测同步。RF脉冲与瞬态磁场之间的这样的相互作用可以提供对RF信号的空间选择性激励和空间编码。
由激励的核自旋所发射的RF信号可以被RF天线13和/或被本地线圈23所检测、被相关联的射频前置放大器27所放大，以及被采集单元29进一步处理和数字化。在其中线圈13（诸如，例如体线圈）可以在传输模式和采集模式二者中操作（例如，其既可以用于发射RF激励脉冲又可以用于接收由核自旋所发射的RF信号）的某些实施例中，RF能量的正确中继由上游的传输-接收双工器39来调节。
图像处理单元31可以基于表示图像数据的RF信号来生成一个或多个图像。这样的图像可以经由操作者控制台33呈现给用户和/或存储在存储器单元35中。处理器装置37可以被提供为与存储器单元35相通信，并且被配置为执行存储在存储器单元35中的计算机可执行指令以控制各种个体系统部件。例如，处理器装置37可以由编程的指令配置为控制这样的部件根据本文描述的本公开的示例性实施例来生成RF脉冲的特定序列和磁场变化，处理和/或操纵图像数据等等。
本公开的实施例可以使用利用同时多切片（SMS）技术获得的EPI导航器图像数据来提供前推运动校正MR成像。这样的运动校正可以用于例如对主体的大脑或其一部分的成像（或用于对可以假定为刚性地移动的任何其他身体部位进行成像）。例如，根据本公开的实施例，图1中示出的MR系统1的梯度线圈控制单元23、脉冲生成单元15、脉冲序列控制单元27、图像处理单元31和处理器装置37可以被配置为获得和处理EPI导航器数据，并且使用结果得到的导航器图像来确定主体在成像过程期间的运动（平移和旋转）。导航器图像可以在成像过程的每个脉冲序列内被获得并被处理，并且导航器图像与一个或多个先前获得的导航器图像的比较可以被用于适配用于后续脉冲序列的成像参数（例如，视场和/或切片平面定向）。
使用对多个切片的同时采集的图像数据采集可以是非常有效的，这是因为其可以直接减少获取固定数目的切片所需的时间量。例如，如果每次RF激励（例如，每次“拍摄”）获取三个成像切片而不是一个，则总采集时间直接降低至三分之一。另外，与标准并行成像技术不同，同时多切片采集方法并未缩短读出周期或省略k空间样本。因此，它们并未引入如典型地在常规并行成像加速的情况下看到的那样的信噪比（SNR）（其中R是加速因子）的√R减小。
同时获取的靠近地间隔的切片的不混叠可能是困难的，导致高几何因子（g因子）惩罚。g因子表示与特定RF线圈配置分离通过混叠而叠加的像素的能力有关的有效SNR中的减小。为了避免对导航器数据的这样的信号损害（其可能减小由这样的导航器所确定的运动的准确性），本公开的实施例使用标志受控混叠并行成像（标志-CAIPI）技术来获得SMS快速导航器数据。在K. Setsompop等人的Blipped-Controlled Aliasing in ParallelImaging (blipped-CAIPI) for Simultaneous Multi-Slice EPI with Reduced g-Factor Penalty, Magnetic Resonance in Medicine, 67(5):1210-1224 (2012)中例如描述了标志-CAIPI技术，如应用于用于大解剖体积的成像的弥散和功能MR成像的自旋回波EPI（SE-EPI）和GER-EPI序列。
标志-CAIPI技术创建相位编码方向上的切片间图像偏移以增加混叠像素之间的距离。使用与EPI相位编码标志同时的符号调制和幅度调制的切片选择梯度标志来引起切片之间的偏移。该途径可以实现图像切片数据之间的期望偏移，而避免了典型地与诸如标志-宽带途径的其他SMS方法相关联的不期望的“倾斜体素”模糊伪影。
相应地，标志-CAIPI技术促进了以更高的时间分辨率同时地对多个切片的采集和对同时激励的切片的改进的不混叠（unaliasing）。SMS加速可以与改进的不混叠和某些导航器图像参数相组合，以与常规的基于导航器的技术相比显著地加速对准确EPI导航器的采集。
在本公开的实施例中，可以在大约数十毫秒的非常短的采集时间中获取2D SMSEPI导航器图像。可以使用SMS成像技术利用例如每次RF激励（或拍摄）介于2个与12个之间的同时激励的切片来获得这样的导航器。例如介于2度与40度之间的小翻转角可以用于促进对多切片EPI导航器图像数据的快速采集。在某些实施例中，翻转角可以是介于大约5度与20度之间或者是大约10度。这样的翻转角提供了足够的信号用于获得导航器图像同时促进对具有多于一次RF激励的多切片图像的快速采集。
用于导航器的视场（FOV）可以例如在切片平面内的每个方向上介于大约100mm与500mm之间，并且在垂直于切片的方向上介于大约20mm与500mm之间。在某些实施例中，该FOV可以例如在切片平面内的每个方向上介于大约200mm与300mm之间。FOV也可以在垂直于切片的方向上介于大约50mm与150mm之间。例如，在一个实施例中，大约256×256×80mm3的FOV可以用于导航器。这样的FOV可以足够小以促进对导航器图像数据的快速采集，并且可以足够大以在针对其他导航器图像进行配准时提供对主体运动（平移和旋转）的准确检测。
可以使用介于大约3mm与10mm之间的空间分辨率。在某些实施例中，可以使用在每个主方向上介于5mm与8mm之间的空间分辨率。例如，在一个实施例中，可以使用大约8×8×8mm3的空间分辨率（例如，在三个主方向的每一个上的大约8mm分辨率或8mm体素大小）。这样的示例性空间分辨率可以提供准确地检测主体移动并且既快速又有效的重构所需要的导航器细节与多切片导航器图像数据的不混叠之间的平衡。
基于获取多切片图像数据所需要的时间以及结果得到的图像的准确性和分辨率，用于对导航器体积进行成像的RF激励（拍摄）的数目可以介于1与10之间。在另外的实施例中，用于在导航器体积的成像期间的多切片激励的拍摄的数目可以介于1与6之间，或者优选地介于2与4之间。例如，如果导航器序列正被插入到具有非常短的“死区”时间间隔的成像脉冲序列中，则可以使用较小数目的拍摄以减少获取导航器图像数据所需要的时间。在某些实施例中，如果导航器正被插入到具有在重复时间TR内的较长“未使用”时间间隔，则可以使用较大数目的拍摄。
在本公开的实施例中可以使用同时切片和拍摄数目的各种组合。例如，如果导航器由10个切片构成并且5个切片被同时获取（SMS5），则2次拍摄（RF激励）可以用于获取整个体积。在相同示例中，如果导航器成像过程激励并且同时获取用于2个切片（SMS2）的数据，则它将需要5次拍摄来获取整个体积。可替换地，该导航器成像可以通过利用仅单个RF激励同时获取10个切片来实现。一般地，可以同时激励介于2个与12个之间的切片以获得导航器图像。所使用的拍摄的数目可以基于例如期望对导航器体积进行成像的切片的总数目、导航器体积的大小以及导航器图像的空间分辨率。
可以基于诸如例如在正使用的RF接收线圈中的通道的数目的因子来选择每次拍摄获得的切片的数目。线圈特性可能影响SMS成像过程中图像重构的质量。例如，利用64通道RF接收线圈，可以同时激励和成像高达大约12个切片（SMS12），同时保持足够好的图像质量。32通道RF接收线圈可以将同时激励的切片限制为8个（SMS8），以避免重构的导航器图像降级。类似地，20通道RF接收线圈可以被限于4个同时激励的切片（SMS4），以获得足够质量的重构导航器图像来准确地检测运动。
对于用于获取导航器图像数据的标志-CAIPI技术，可以如例如Setsompop等人所描述的那样使用同时获取的切片之间的FOV/2到FOV/7的范围中的相位编码偏移。
可以使用如本文描述的示例性多切片参数和技术来获得导航器图像，并且该导航器图像在成像过程的每个脉冲序列内被处理。这样的导航器图像与一个或多个先前获得的导航器图像的比较可以用于适配用于后续脉冲序列的某些成像参数。例如，可以使用常规3D前推采集校正（3DPACE）技术来通过基于导航器图像信息更新用于后续脉冲序列的某些成像参数而校正主体运动。例如在Thesen等人的Prospective acquisition correctionfor head motion with image-based tracking for real-time fMRI, MagneticResonance in Medicine, 44(3):457-465 (2000)中描述了3DPACE技术。
本文描述的2D EPI快速导航器可以被结合到用于各种MR成像技术的脉冲成像序列中，以提供前推运动校正和改进的图像质量。例如，获得导航器图像数据所需要的总时间可以少于大约100ms。在某些实施例中，该总时间可以少于50ms或者甚至少于30ms。在另外的实施例中，以下步骤可以全部都在大约100ms左右的时间间隔中执行：获得、处理和重构导航器图像数据，将该导航器与先前的若干个导航器配准，以及向MR成像扫描仪提供反馈以更新FOV和/或扫描用于后续脉冲序列的平面，如下文的示例中所描述的。
相应地，根据本公开的实施例的运动校正系统和方法可以被结合到各种MR成像过程中，各种MR成像过程包括在相关联的脉冲成像序列期间具有很少“死区”时间的那些MR成像过程，所述相关联的脉冲成像序列构成这些成像过程。可以与本公开的实施例一起使用的磁共振成像过程包括但不限于：T1加权自旋回波序列、T2加权自旋回波序列、流体衰减反转恢复（FLAIR）序列、以及质子密度加权（PD-加权）自旋回波或快速自旋回波序列、梯度回波序列、功能成像序列（诸如弥散图像）、对比增强灌注（例如，动态磁敏对比或DSC）、非对比灌注（例如，动脉自旋标记或ASL）、血氧水平相关（BOLD）成像，等等。导航器脉冲序列可以被插入到与这些MR成像过程相关联的成像序列的个体成像序列中。
在图2的流程图200中示出了根据本公开的另外的示例性实施例的用于使用快速的基于2D EPI SMS的导航器来获得前推运动校正MR图像的示例性方法。在该示例性方法的第一步骤210中，可以通过使用脉冲生成单元15（例如由脉冲生成单元15）执行第一脉冲序列来发起MR成像过程，该脉冲生成单元15由图1中示出的MR成像系统1的脉冲序列控制单元17所控制。可以使用例如脉冲生成单元15和脉冲序列控制单元17将2D EPI SMS导航器序列插入到成像脉冲序列中，以获得导航器图像数据。可以例如使用图像处理单元31处理和重构导航器图像数据，以获得导航器图像。
下一步骤220包括执行用于成像过程的下一脉冲序列，并将另一2D EPI SMS导航器序列插入到该脉冲序列中。还可以在步骤230中处理和重构该导航器图像数据以获得下一导航器图像。可以例如在脉冲序列期间执行导航器图像的处理/重构。
下一步骤240包括确定成像过程是否完成。如果是，则成像过程在步骤260中结束，并且可以按照期望处理和重构所获得的图像数据。如果成像过程未完成，则在步骤250中，例如使用图像处理单元31和/或处理器装置37将导航器图像与先前的导航器图像配准，以确定在获得用于先前导航器的图像数据和用于当前导航器的图像数据之间已经发生的主体的任何相对运动。然后，可以将反馈信息提供到脉冲生成单元15和/或提供到磁共振系统1的其他部件，以更新用于后续脉冲序列的视场和/或扫描平面。这样的反馈信息因此可以用于调整用于后续脉冲序列的成像参数，以针对脉冲序列之间的主体的检测到的运动校正数据采集。
在提供了运动校正反馈信息之后，可以在步骤220中执行用于成像过程的具有插入的2D EPI SMS导航器序列的另一脉冲序列，其中该下一脉冲序列基于运动校正反馈信息。可以重复步骤220-250，直到成像过程在步骤260中结束为止。
可以使用图1中示出的示例性系统100来执行方法200，其中系统1的部件被配置为提供本文描述的特定导航器序列和处理/重构/配准/反馈步骤，以促进在成像过程期间的前推运动校正。本文描述的各种参数和特征可以在根据本公开的另外的实施例的公开方法中使用。
相应地，如本文所描述的且通过下文的示例所说明的，本公开的实施例可以在MR成像过程期间提供非常快速的基于导航器的前推运动校正。可以使用同时多切片（SMS）计算利用同时获取的切片之间的标志-CAIPI相位偏移来获得这样的导航器，以避免模糊伪影和不合乎期望的“倾斜体素”效应。如本文描述的某些空间分辨率、FOV值和拍摄/SMS参数的组合促进了在非常短时间中的导航器图像数据的采集，其中这样的导航器还提供了足够的空间信息来准确地检测在MR成像过程中的脉冲序列之间主体的运动。本文描述的前推运动校正系统和方法也不要求额外的硬件，诸如，例如在成像过程期间贴附到主体的外部标记。
示例1
为了论证本文描述的前推运动校正系统和方法的准确性，获取两个人类主体的2D SMSEPI导航器图像。让每个主体在成像过程期间将他们的头部校正到（相对于特定起始位置的）十二个不同位置和定向。使用3T MAGNETOM® Skyra扫描仪（德国埃朗根的西门子医疗有限公司）获得图像。以下参数用于对这些导航器进行成像：FOV：256×256×80mm3；空间分辨率：8×8×8 mm3（对于32×32×10的体素矩阵大小，例如10个8mm厚的切片）；10°的翻转角；两次拍摄SMS，其中每次拍摄同时激励5个切片（SMS-5）；以及用于标志-CAIPI技术的FOV/4的切片之间的相对偏移。
针对由5个切片组成的每个切片组的采集时间是14毫秒，导致针对整个导航器体积（每5切片的两次拍摄）的28ms的总采集时间。
为了比较，也使用常规高空间分辨率（1mm3）3D快速低角度拍摄（3D FLASH）MR成像技术（梯度回波（GRE）技术）、使用3T MAGNETOM® Skyra扫描仪在相同的十二个位置/定向对相同主体进行成像。针对3D FLASH扫描的扫描时间近似为每个位置两分钟。成像的导航器体积然后被共配准（co-registered），并且针对这两种成像技术中的每一个从图像导出运动估计。
在图3A和3B中分别针对2D SMS EPI导航器技术和高分辨率3D FLASH技术二者示出针对主体图像的运动估计（旋转和平移）。从SMS导航器图像（具有8mm3的分辨率）导出的旋转运动估计示出了与从3D FLASH图像（具有1mm3分辨率）导出的那些旋转运动估计的极好的相关性，如在图3A中所示。图3A中的所有数据点基本上处于45度线上，表明两种技术产生相同的旋转运动估计。
类似地，针对2D SMS EPI导航器技术和高分辨率3D FLASH技术在图3B中示出了针对主体图像的平移运动估计。再一次，从这两个图像集合导出的平移运动估计展现出极好的相关性。这些结果表明了根据本公开的实施例的较低分辨率且快得多的2D SMS EPI导航器系统和方法产生与要求相当更长的采集时间的更高分辨率3D FLASH技术相同的旋转和平移运动估计。
示例2
为了提供在MR成像期间利用本文描述的前推运动校正系统和方法可标识的运动的范围的指示，利用2.5分钟长的SMS导航器序列扫描五个健康志愿者，在所述2.5分钟长的SMS导航器序列期间，指导五个主体自由移动他们的头部。导航器参数与上文示例1中使用的那些参数相同，即：使用3T MAGNETOM® Skyra扫描仪（德国埃朗根的西门子医疗有限公司）获得图像；FOV：256×256×80mm3；空间分辨率：8×8×8 mm3（32×32×10的体素矩阵大小，例如10个8mm厚的切片）；10°的翻转角；两次拍摄SMS，其中每次拍摄同时激励5个切片（SMS-5）；以及用于标志-CAIPI技术的FOV/4的切片之间的相对偏移。
导航器图像被追溯性地配准，以导出运动估计的范围，在所述范围内预计SMS导航正确地起作用。从导航器图像导出的运动的范围如下：
旋转 (度):X-轴:-8.6到5.4
Y-轴:-8.4到8.0
Z-轴:-6.7到8.5
平移 (mm):X-轴:--19.0到16.0
Y-轴:-11.4到4.3
Z-轴:-16.5到15.0
这些结果表明：尽管导航器图像数据的切片GRAPPA重构间接使用空间相关线圈灵敏度信息来分离切片，但是在所有五个主体的头部位置范围内观察到良好的重构保真度。相应地，本文描述的系统和方法能够前推地检测在临床环境中典型地可能遇到的在MR成像过程期间在运动（平移和旋转）的范围内的主体运动。
示例3
为了论证本文描述的前推运动校正系统和方法对于MR成像过程的有效性，使用具有32通道接收线圈的3T MAGNETOM® Skyra扫描仪（德国埃朗根的西门子医疗有限公司）利用常规磁化准备快速采集梯度回波（MPRAGE）序列来对两个主体进行成像。用于MPRAGE扫描的参数是：空间分辨率：1×1×1mm3；GRAPPA加速因子：3；总扫描时间：4分钟。
根据本公开的实施例的2D SMS EPI导航器被插入到MPRAGE序列的TI间隙中。以下参数被用于在MPRAGE序列期间获得的导航器：FOV：256×256×80mm3；空间分辨率：8×8×8mm3（32×32×10的体素矩阵大小）；10°的翻转角；两次拍摄SMS，其中每次拍摄同时激励5个切片（SMS-5）；以及用于标志-CAIPI技术的FOV/4的切片之间的相对偏移。
在每个TR期间，基于3DPACE技术从EPI导航器切片创建低分辨率体积并将其用于前推运动校正。包括以下内容的整个导航器处理和重构过程在大约100ms内完成：获得导航器图像数据，切片的基于GRAPPA的不混叠，使用3D PACE技术将导航器与在先导航器的配准，基于检测到的主体运动向扫描仪装置提供反馈，以及针对后续序列的视场更新。
为了评估运动校正的有效性，使用快速EPI SMS导航器利用运动校正MPRAGE过程并且利用常规的未运动校正MPRAGE序列来扫描两个健康主体。有意地指导两个主体在两个扫描期间遵循预定义的运动协议。
图4示出了使用本文描述的示例性2D EPI SMS-5过程在两个主体中获取的样本EPI导航器图像。尽管有高SMS加速（针对每次拍摄同时获取5个切片），但在没有任何明显残留切片泄漏的情况下获得了良好的图像质量。
分别在图5A和5B中示出了在具有和没有前推运动校正情况下针对第一主体的MPRAGE成像扫描结果。对于运动校正成像过程而言，最大检测到的旋转和平移值是6.3度和4.2mm，并且对于没有运动校正的成像过程而言，最大检测到的旋转和平移值是6.0度、3.4mm。这些检测到的运动范围对于两个过程是可比较的。然而，与图5B中示出的未校正图像相比，图5A中示出的具有前推运动校正的扫描展现出显著改进的图像质量。在图6A和6B中分别示出在具有和没有前推运动校正情况下针对第二主体的MPRAGE成像扫描结果。再一次，与图6B中示出的未校正图像相比，图6A中使用根据本公开的实施例的快速2D EPI SMS导航器的运动校正扫描示出了极大改进的图像质量。
前文仅仅说明了本公开的原理。按照本文的教导，对所描述的实施例的各种修改和替换对于本领域技术人员将是显而易见的。因此将意识到的是，本领域技术人员将能够设计出尽管未在本文明确描述但体现本公开的原理并因此处于本公开的精神和范围内的许多技术。本文引用的所有专利和出版物通过引用以其整体并入本文中。

Claims (20)

1.一种用于生成关注区域的实时运动校正MR图像的磁共振（MR）成像系统，包括：
脉冲序列生成器，被配置为将导航器序列插入到用于获得MR图像的多个MR成像序列中的每一个中，以获得导航器图像数据；
图像处理器装置，被配置为基于导航器数据来重构导航器图像；
处理装置，被配置为通过将导航器图像与先前导航器图像进行比较来确定关注区域的运动，并且基于所确定的运动来修改后续成像序列，
其中使用包括介于1次与10次之间的拍摄的2D回波平面成像技术来获得导航器图像数据；
其中每次拍摄被配置为同时激励导航器图像的介于2个与12个之间的切片；
其中导航器图像的视场在导航器图像的每个切片内的每个方向上介于100mm与500mm之间，并且在垂直于导航器切片的方向上介于20mm与500mm之间；以及
其中在每个方向上用于导航器图像的空间分辨率介于3mm与10mm之间；以及
其中用于获得导航器图像数据的总时间少于100ms。
2.如权利要求1所述的MR成像系统，其中使用标志-CAIPI技术来获得导航器图像数据，并且其中切片之间在相位编码方向上的图像偏移介于FOV/2与FOV/7之间。
3.如权利要求1所述的MR成像系统，其中使用包括介于1次与6次之间的拍摄的2D回波平面成像技术来获得导航器图像数据。
4.如权利要求1所述的MR成像系统，其中使用包括介于2次与4次之间的拍摄的2D回波平面成像技术来获得导航器图像数据。
5.如权利要求1所述的MR成像系统，其中视场在导航器图像的每个切片内的每个方向上介于200mm与300mm之间。
6.如权利要求1所述的MR成像系统，其中视场在垂直于导航器切片的方向上介于50mm与150mm之间。
7.如权利要求1所述的MR成像系统，其中在每个方向上用于导航器图像的空间分辨率介于5mm与8mm之间。
8.如权利要求1所述的MR成像系统，其中用于2D回波平面成像技术的翻转角介于2度与40度之间。
9.如权利要求1所述的MR成像系统，其中用于2D回波平面成像技术的翻转角介于5度与20度之间。
10.如权利要求1所述的MR成像系统，其中用于导航器图像数据的总采集时间少于100ms。
11.如权利要求1所述的MR成像系统，其中用于导航器图像数据的总采集时间少于50ms。
12.如权利要求1所述的系统，其中成像序列包括以下中的至少一个：T1加权自旋回波序列、T2加权自旋回波序列、FLAIR序列、质子密度加权自旋回波序列、快速自旋回波序列、梯度回波序列、功能成像序列、弥散图像序列、对比增强灌注序列、非对比灌注序列以及血氧水平相关序列。
13.一种用于生成关注区域的实时运动校正磁共振（MR）图像的方法，包括以下步骤：
（a）提供多个脉冲序列以从能够用于生成MR图像的关注区域获得图像数据；
（c）将2D多切片EPI导航器序列插入在多个脉冲序列中的每一个内；
（d）基于导航器序列来生成关注区域的一部分的导航器图像；
（e）基于导航器图像与先前导航器图像的比较来确定关注区域的运动；
（f）基于所确定的运动来修改后续脉冲序列的属性以校正运动效应；以及
（h）基于图像数据来生成关注区域的运动校正MR图像，
其中使用包括介于1次与10次之间的拍摄的2D回波平面成像技术来获得导航器图像；
其中每次拍摄被配置为同时激励导航器图像的介于2个与12个之间的切片；
其中视场在导航器图像的每个切片内的每个方向上介于100mm与500mm之间，并且在垂直于导航器切片的方向上介于20mm与500mm之间；以及
其中在每个方向上用于导航器图像的空间分辨率介于3mm与10mm之间；以及
其中用于获得导航器图像数据的总时间少于100ms。
14.如权利要求13所述的方法，其中多个脉冲序列中的每一个包括以下中的至少一个：T1加权自旋回波序列、T2加权自旋回波序列、FLAIR序列、质子密度加权自旋回波序列、快速自旋回波序列、梯度回波序列、功能成像序列、弥散图像序列、对比增强灌注序列、非对比灌注序列以及血氧水平相关序列。
15.如权利要求13所述的方法，其中使用标志-CAIPI技术来获得导航器图像数据，并且其中切片之间在相位编码方向上的图像偏移介于FOV/2与FOV/7之间。
16.如权利要求13所述的方法，其中使用包括介于1次与6次之间的拍摄的2D回波平面成像技术来获得导航器图像数据。
17.如权利要求13所述的方法，其中视场在导航器图像的每个切片内的每个方向上介于200mm与300mm之间，以及其中视场在垂直于导航器切片的方向上介于50mm与150mm之间。
18.如权利要求13所述的方法，其中在每个方向上用于导航器图像的空间分辨率介于5mm与8mm之间。
19.如权利要求13所述的方法，其中用于2D回波平面成像技术的翻转角介于2度与40度之间。
20.如权利要求13所述的方法，其中用于导航器图像数据的总采集时间少于100ms。
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