CN107390151B

CN107390151B - 带有各向异性扩散方向的扩散加权磁共振图像数据的拍摄

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Publication number: CN107390151B
Application number: CN201710316331.XA
Authority: CN
Inventors: T.费维尔
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Medical Ag
Priority date: 2016-05-09
Filing date: 2017-05-08
Publication date: 2020-08-28
Anticipated expiration: 2037-05-08
Also published as: CN107390151A; DE102016207910A1; US10495714B2; US20170322281A1

Abstract

描述了一种用于拍摄带有各向异性扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据的扩散梯度的确定方法。将可实现扩散梯度向量的空间确定为长方体(Q)，其沿梯度系统(6)的物理梯度轴(Gx、Gy、Gz)定向。对于有效梯度幅值(G_eff)选择带有最小值(G_{eff_min})和最大值(G_{eff_max})的有效梯度幅值的值区间(I‑G_eff)。确定围绕物理梯度轴的原点的球壳(KS)。将球壳的位于长方体内的子区域(SB)确定为可能的备选原始向量(KUV)的端点。从备选原始向量的集合中选择附加地满足对于张量的方向条件的至少六个扩散梯度向量(DV)的组(S‑DV)。此外，描述了用于拍摄检查对象(O)的扩散加权的磁共振图像数据(DBD)的方法和扩散梯度确定装置(60)以及磁共振设备(1)。

Description

带有各向异性扩散方向的扩散加权磁共振图像数据的拍摄

技术领域

本发明涉及对于带有各向异性扩散方向的扩散加权磁共振图像数据的拍摄，用于确定扩散梯度的方法。此外，本发明涉及用于拍摄检查对象的扩散加权磁共振图像数据的方法。此外，本发明涉及扩散梯度确定装置。此外，本发明也涉及磁共振设备。

背景技术

“磁共振照片”在下文中理解为借助于在方法的范围中受控的磁共振装置产生的检查对象的内部的图像数据，但也可理解为参数图，所述参数图描绘了检查对象内的一定的参数值的空间或时间分布，且例如可从图像数据产生。磁共振图像数据的“拍摄”理解为借助于磁共振成像系统执行图像拍摄方法。

扩散加权的磁共振照片是如下磁共振照片，即借助于所述磁共振照片可测量且空间分辨地图示特别是水分子的一定的物质在身体组织内的扩散运动。扩散成像在临床工作中特别地用于中风诊断，因为与经典磁共振照片相比，在扩散加权的图像中明显更早地就识别所涉及的脑部区域。此外，扩散成像也日益使用在肿瘤学、心脏和肌肉骨骼疾病的领域中。扩散加权的磁共振断层成像的变体是扩散张量成像，其中也记录了扩散的方向相关性。扩散加权的磁共振照片在下文中包括在扩散加权的磁共振断层成像的范围中产生的磁共振照片以及在扩散张量成像的范围中产生的磁共振照片。

为产生扩散加权的磁共振照片，必须首先采集扩散编码的原始数据。这以特定的测量序列进行，所述测量序列在下文中称为扩散梯度测量序列。在此测量序列中特征是自旋通常偏转到垂直于磁共振断层成像器的主磁场的平面内之后接通梯度磁场脉冲的一定序列，所述梯度磁场脉冲将外部磁场的磁场强度在预先给定的方向上变化。在存在扩散运动时，进动中的原子核失相，这在测量信号中可见。

在扩散成像中，通常拍摄带有不同的扩散方向和权重、即带有不同的扩散编码梯度脉冲的多个图像且将其相互组合。扩散加权的强度通常通过所谓的扩散加权因数，也称为“b值”来限定。不同的扩散图像或由其组合的图像或参数图然后可用于希望的诊断目的。为可正确地估计扩散运动的影响，为了比较，在许多情况中使用另外的参考照片，其中不接通扩散编码梯度脉冲，即带有b＝0的图像。用于采集参考原始数据的脉冲测量序列除发出扩散编码梯度脉冲之外以与扩散梯度测量脉冲相同的方式建立。替代地，也可执行带有非0值的b值的参考拍摄。

在MR扩散成像中为获得发现，通常使用如下的图像或参数图，即其中以表观扩散系数(ADC＝apparent diffusion coefficient)拍摄也称为自由正态高斯扩散过程的自由扩散过程。此过程的特征在于，取决于扩散加权因数，信号强度按指数关系降低。

此模型的扩展考虑了例如在微观受限的几何中扩散的方向相关性：水分子例如可沿神经纤维比垂直于神经纤维更快地运动。扩散张量模型总是假定现在存在方向相关的自由正态高斯扩散过程而记录了此关系，且允许计算和图示所属的参数或参数值，例如涉及方向各向异性的参数。

此外，存在一系列另外的措施，以之可使用相应的模型函数来描述与高斯行为不同的情况。在此例如包括IVIM模型(IVIM＝Intra-Voxel Incoherent Motion，体素内不相干运动)，其中从由于灌注效应导致的信号幅值取决于b值的双指数下降出发。此类型的措施也包括Kurtosis模型，其中不同于信号强度与b值的指数相关性，以更高阶的张量来建模。

对于多个扩散方向和/或权重的记录实现了得到关于局部扩散几何的更精确的图像。以HARDI(High Angular Resolution Diffusion Imaging＝高夹角分辨率扩散成像)、DSI(Diffusion Spectrum Imaging＝谱扩散成像)或Q-Ball方法(见David S.Tuch,“Q-Ball Imaging”,Magnetic Resonance in Medicine 52:1358-1372(2004))可因此分辨图像体素内的更多的优选方向。

此外也存在如下方法，即以所述方法不仅考虑信号强度与b值和方向的相关性，而且考虑其与试验中的一定的间隔时间的相关性，以使用模型假定推断微观组织参数(例如，轴突直径，面体比等)。

最后所提及的一组方法提供的可能性是以尽可能高的临床价值生成新的基于扩散的对比度。

在通过扩散加权磁共振成像拍摄扩散数据时，可供使用的梯度幅值G是中央功率特征。因为梯度幅值越高，则为实现预先给定的扩散加权所需的时间越短。这例如根据Stejskal-Tanner公式得到：

b＝γ²G²τ²(Δ-τ/3) (1)

在此，γ为旋磁比，τ为两个(理想地被认为是矩形的)扩散梯度的每个的时长，且Δ是扩散梯度的时间间隔。例如，如果梯度G加倍，则在b值保持相同时有效时长T＝Δ-τ/3可降低到四分之一，假定梯度τ保持不变。表述“四分之一”近似地针对如下情况，即扩散梯度Δ的时间间隔的值相对于梯度时长τ的值更大。在图1中解释了用于扩散加权磁共振成像的Stejskal-Tanner序列。

因此，梯度幅值G对于单次测量的可达到的信噪比(SNR)具有直接影响。因为在缩短的扩散编码时间的情况下，例如通过回波时间TE的可能的降低，弛豫影响可降低。SNR收益例如可用于改进图像质量、降低测量时间或提高分辨率。

为尽可能最优地利用系统的每个物理轴可供使用的最大梯度幅值，通常在多个轴上同时施加梯度脉冲。在此，对于扩散编码决定性的是有效梯度的幅值的向量和

所述向量和直至

可比单轴幅值G_x,G_y,G_z更高地衰减。

在其中无突出方向的各向同性扩散过程中，原理上带有一个扩散方向的测量足以。在此情况中，梯度幅值可选择为G_x＝G_y＝G_z＝G_max，且得到的有效梯度为

即最大可能的功率。然而，此措施在例如神经或肌肉纤维的带有明显的各向异性的组织类型的情况下导致不确定的结果，因为扩散权重取决于在组织和梯度的坐标系之间的先验未知的相对定向。

此外，在确定一定的扩散度量时，例如轨迹权重，导出的扩散系数ADC或张量量值，例如各向异性分数，需要带有多个扩散方向的扩散加权的图像拍摄，对此必须满足限定的边界条件。附加的边界条件通常明显地限制了在多个轴上同时施加的可能性。

为定量化各向异性的扩散过程，例如以轨迹度量的形式，需要拍摄至少三个非共线的扩散方向。合适的方向组例如为：

正交方向：(G_x,G_y,G_z)＝(1，0，0)，(0，1，0)，(0，0，1)

在此方向组中G_eff＝G_max；

优化的正交方向：(G_x,G_y,G_z)＝(1,1,-1/2)，(1,-1/2,1)，(-1/2,1,1)，

在此方向组中

四面体方向：(G_x,G_y,G_z)＝(-1,1,1),(1,-1,1),(-1,-1,-1),(1,1,-1)

在此方向组中

八面体方向：(G_x,G_y,G_z)＝(1,0,1),(-1,0,1),(0,1,1),(0,1,-1),(0,1,-1),(1,1,0),(-1,1,0)

在此方向组中

四面体方向组虽然具有最高的性能，但以此组不可确定张量数据。

以八面体方向组可确定张量数据，因为八面体方向组包含六个各向同性地在空间内分布的非共线的方向。在此，同时涉及带有最高已知的有效梯度幅值G_eff的常规的适合于张量的方向组。

在现有技术中已知的带有更多数量的方向的方向组都具有更小的有效幅值，这在方向很多的极限情况下导致有效幅值G_eff＝G_max在单位球体上的各向同性的分布。

发明内容

本发明的任务是给出用于对于各向异性的扩散方向拍摄扩散加权的磁共振图像数据的方法，以及用于磁共振设备的适用于此的、用以实现尽可能高的性能的控制装置。

此任务通过根据本发明的用于拍摄带有各向异性扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据的扩散梯度的确定方法、根据本发明的用于拍摄检查对象的扩散加权的磁共振图像数据的方法、根据本发明的扩散梯度确定装置以及根据本发明的磁共振设备解决。

在根据本发明的用于拍摄带有各向异性扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据的扩散梯度的确定方法中，首先将可实现的扩散梯度向量的空间确定为长方体，所述长方体沿用于随后拍摄的磁共振设备的梯度系统的物理梯度轴定向，且使得长方体的棱边的延伸等于梯度系统的物理梯度轴的方向上的梯度的最大梯度幅值。磁共振设备的梯度系统通常包括多个梯度线圈以用于产生在不同的空间方向上的梯度场。此外，对于有效梯度幅值确定带有最小值和最大值的、对于有效梯度幅值的值域。然后，确定围绕物理梯度轴的原点球壳，其带有具有最小值的内径和具有最大值的外径。此外，将位于长方体内的球壳的子区域确定为可能的备选原始向量的端点。最后，从备选原始向量的集合中选择附加地满足对于张量的方向条件的至少六个扩散梯度向量的组。作为对于张量的方向条件在此方面理解为扩散梯度向量的定向的条件，考虑到所述条件可实现基于所选择的扩散梯度向量计算扩散张量。

因为为生成扩散梯度向量所使用的梯度幅值对于单次测量的可达到的信噪比具有直接影响，所以特别有利的是使得有效梯度幅值尽可能高。根据本发明的方法允许事先选择希望的有效梯度幅值且然后提供可能的待使用的扩散梯度向量。有利地，可通过更高的有效梯度幅值由于缩短的扩散编码时间而降低弛豫影响，例如通过回波时间TE的可能的降低。在信噪比方面的收益可例如用于改进图像质量、降低测量时间或提高扩散图像的分辨率。

在根据本发明的用于拍摄检查对象的扩散加权的磁共振图像数据的方法中，首先借助于根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度的确定方法确定扩散梯度向量的组。然后，通过具有所确定的扩散梯度向量的也称为扩散梯度测量序列的扩散编码梯度脉冲序列采集扩散编码的原始数据。最后，基于扩散编码的原始数据重构扩散编码的图像数据，且基于扩散编码的图像数据确定扩散行为。在重构时，可使用磁共振成像中通常可用于将原始数据变换到图像数据空间内的方法，例如基于傅里叶变换。

根据本发明的扩散梯度确定装置包括用于接收磁共振设备的梯度系统的物理梯度轴方向上的梯度的最大梯度幅值的输入接口，其中最大梯度幅值将可实现扩散梯度向量的空间确定为长方体，所述长方体沿物理梯度轴定向，使得延展等于长方体的棱边的长度。输入接口此外用于接收对于有效梯度幅值所选择的值区间，所述值区间带有对于有效梯度幅值的最小值和最大值。

根据本发明的扩散梯度确定装置此外具有球壳确定单元，所述球壳确定单元用于确定围绕物理梯度轴的原点的球壳，所述球壳带有具有最小值的内径和具有最大值的外径。根据本发明的扩散梯度确定装置的部分此外是用于确定球壳的子区域的子区域确定单元，所述子区域处于长方体内作为可能的备选原始向量的端点。最后，根据本发明的扩散梯度确定装置也包括用于从备选原始向量的集合中选择附加地满足对于张量的方向条件的至少六个扩散梯度向量的组的选择单元。

根据本发明的磁共振设备除用于以通常方式在患者测量空间内施加基本磁场的基本场磁体系统外必须具有：带有高频发送装置的发送天线系统，包括多个梯度线圈的带有梯度系统接口的梯度系统，带有高频接收装置的接收系统，和根据本发明的扩散梯度确定装置。

根据本发明的扩散梯度确定装置可优选地以软件的形式在带有相应的存储可能性的磁共振设备的合适的可编程控制装置上实现。高频发送装置、梯度系统接口和高频接收装置也可至少部分地以软件单元的形式实现，其中这些部件的另外的单元又是纯硬件单元，例如高频放大器、高频发送装置、梯度系统接口的梯度脉冲生成装置或高频接收装置的模数转换器。特别是所述单元的很大程度上的软件方面的实现的优点是，以简单的方式通过软件升级也可将目前使用的磁共振设备控制装置改装，以使其以根据本发明的方式工作。就此而言任务也通过计算机程序产品解决，所述计算机程序产品存储在可运输的存储器内和/或通过用于传输的网络提供，且因此可直接载入到可编程的磁共振设备控制装置的存储器内，所述计算机程序产品带有程序段，以在程序在控制装置内实施时实施根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度的确定方法，和/或实施根据本发明的检查对象的扩散加权的磁共振图像数据的拍摄方法的所有步骤。

此计算机程序产品可除计算机程序外如需要附加地包括例如文档和/或附加的部件的组成部分，也包括硬件部件，例如为使用软件的硬件秘钥(加密狗等)。

为运输到控制装置或控制装置上或内的存储器，可使用计算机可读取的介质，例如存储条、硬盘或其他可运输地或固定地构建的数据载体，在所述数据载体上存储由控制装置的计算机单元可读取的且可实施的计算机程序的程序部分。计算机单元为此可具有一个或多个协作的微处理器等。

如下的描述包含了本发明的特别有利的构造和扩展。在此，特别地一个权利要求类型的权利要求也类似于另一个权利要求类型的从属权利要求扩展。此外，在本发明的范围内也可将不同的实施例和权利要求的特点组合为新的实施例。

在根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的特别优选的扩展中，对于张量的方向条件为：

-不存在平行或反平行的两个扩散梯度向量，

-在三个扩散梯度向量共面时，另外三个扩散梯度向量必须线性无关，

-不允许四个扩散梯度向量共面。

所述的由Kinsley建立的法则意味着对于扩散梯度向量的选择的尽可能低的限制，且允许使用者在选择扩散梯度向量时的尽可能大的自由度。例如，由此存在根据一定的突出的扩散方向确定扩散梯度向量的可能性。方向条件的详尽论述在Wiley InterScience出版的Peter B.Kingsley“Introduction to Diffusion Tensor Imaging Mathematics:Part I.Tensors,Rotations and Eigenvectors”,Concepts in Magnetic ResonancePart A,Vol.28A(2),101–122(2006)中描述。

特别地，根据本发明的方法允许各项异性地选择扩散梯度向量组的方向，使得所述方向例如在一定的待检查的组织结构中的优选扩散方向的方向上走向。在此，有利地比通常情况达到了所确定的扩散梯度向量的更高的有效梯度幅值。

在根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的特别的构造中，确定对于有效梯度幅值的最小值，使得其大于单独的物理轴上的最大梯度幅值中的最小者的

倍，且确定有效梯度幅值的最大值，使得其小于单独的物理轴上的最大梯度幅值中的最大者的

倍。

通过此确定，有利地实现用于确定张量数据的扩散梯度向量的有效梯度幅值，其大于现有技术中有效梯度幅值，而所述现有技术中有效梯度幅值不超过单独的物理轴上的最大梯度幅值的

倍。

在根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的一个构造中，可实现扩散梯度向量的空间的长方体形成为立方体，且在x、y和z方向上的最大梯度幅值分别具有相同的值。梯度线圈经常取决于硬件具有相同的最大梯度幅值，使得可实现扩散梯度向量的空间简单地可被视作立方体。

在根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的特别的变体中，有效梯度幅值的值区间向有效梯度幅值的边界值收敛，使得有效梯度幅值的最小值和最大值等于边界值，且球壳形成为球面。即，作为区间的替代，对于有效梯度幅值确定一个具体的值。在此变体中将球面的处在长方体内的面部分确定为可能的备选原始向量的端点。虽然在此变体中在选择扩散梯度向量时的自由度不如在使用有效梯度幅值的值区间的情况中那么大，但为此在此变体中扩散梯度向量的有效梯度幅值不变，使得b值也不变，这允许在测量扩散行为时更高的精度。图像对比度在扩散成像中当然随b值改变。此外，扩散加权的原始图像在b值不改变时具有比在b值改变时更均匀的对比度。

一旦偏离高斯扩散过程的领域，则这是特别地重要的。例如，在IVIM方法中，扩散对比度与b值的相关性明确地被解释：在此情况中，与例如轨迹权重的计算相关的所有图像具有很类似的b值。

优选地，在所述变体中有效梯度幅值选择为大于最大梯度幅值的

倍且小于最大梯度幅值的

倍，使得相对于现有技术改进了信噪比。

在根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的一个构造中，选择最大梯度幅值的

倍的值作为有效梯度幅值的值，且扩散梯度向量组具有如下形式：

(G_x,G_y,G_z)＝[(1,1,-1/2),(1,-1/2,1),(-1/2,1,1),(1,1,1/2),(1,1/2,1),(1/2,1,1)]*G_max。

此扩散梯度向量组适合于张量数据计算。其实现了比通常情况更高的有效梯度幅值且近似于是各向同性的。在此，向量组的质量不由于单独向量的倒置而改变。而是此倒置允许在所有轴上均匀扫描正和负的向量分量。

前述构造是从如下向量组中选择六个或更多向量的特殊情况：

(G_x,G_y,G_z)＝[(1,1,1/2),(1,1,-1/2),(1,-1,1/2),(1,-1,-1/2),(1,1/2,1),(1,-1/2,1),(1,1/2,-1),(1,-1/2,-1),(1/2,1,1),(1/2,-1,1),(1/2,1,-1),(1/2,-1,-1)]*G_max。

单独的向量的倒置在此一般性变体中也继续附加地可进行(即，总计24个方向向量供选择)。

在根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的优选的变体中，所选择的扩散梯度向量的方向取决于限定的和已知的在待检查的区域内的扩散的各向异性来确定。优选地，所选择的扩散梯度向量的定向在此能够选择为使得所述定向平行于或垂直于在待检查的区域内的组织结构的优选定向而延伸。有利地，扩散梯度向量在如下方向上延伸，即在所述方向上由于待检查的结构内的特殊的边界条件预计将会进行扩散，使得扩散成分在作为结果的图像对比度上特别高。

在根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的特殊的变体中，进行用于轨迹加权的扩散定量化的扩散梯度向量的确定。通常，在纯轨迹加权扩散定量化中使用四个扩散梯度向量足以，使得扩散编码就能够以最大性能可执行。然而，为了例如随后也修正梯度系统的非线性特性，必须基于张量评估产生轨迹图，从所述轨迹图可确定轨迹加权的数据。以此方式可对于任意的组织各向异性在每个位置处正确地计算轨迹加权的数据和由此导出的数据，例如ADC数据。在此情况中，张量计算通过使用位置相关的b值矩阵进行。用于通过考虑非线性特性来确定所述张量的方法在US 6,969,991B2中描述。

有利地，现在可借助于根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法确定用于张量确定的各向异性的方向组或扩散梯度向量，所述扩散梯度向量的有效梯度幅值具有比现有技术更高的性能。因为在此特定的构造中仅轨迹信息而不是来自计算的扩散张量的方向度量是相关的，所以由于非各向同性扩散方向导致的可能存在的方向优选仅起到很小的作用。虽然根据本发明的方法最终导致各向异性的方向分布，但有意义的或有利的是在给定的界限内方向“尽可能”各向同性地被选择。

例如，这通过在"The Effect of Gradient Sampling Schemes on MeasuresDerived From Diffusion Tensor MRI:A Monte Carlo Study",Magnetic Resonance inMedicine 51:807–815(2004)中描述的斥力措施来实现。在此措施中附加地任意选择N(至少为6)个方向，且然后在迭代方法中移动所述方向直至将“排斥能”至少局部地最小化。

此措施可转移到根据本发明的方法，其中当然相应地限制了可实现的方向。

在此情况中，也可对于带有不同的b值的扩散张量计算扩散梯度向量组，以可应用更复杂的扩散模型，例如前述用于考虑灌注成分的IVIM方法。

在此变体中可能出现的情况是对于较小的b值(即小的扩散梯度幅值)可选择各向同性的方向向量，且仅在大b值情况下使用根据本发明的各向异性的方向。但根据应用也可替代地对于大的和小的b值使用相同的各向异性的方向(所述方向则根据大b值确定)。

根据本发明的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法也可应用于更复杂的扩散模型，所述扩散模型对于扩散方向提出了一定的要求且因此也要求在满足前述条件的至少六个方向上的拍摄。例如，包括更高阶次的张量模型，HARDI模型或Q球模型。

在根据本发明的用于拍摄检查对象的扩散加权的磁共振图像数据的方法中，在确定扩散行为时考虑用于生成扩散梯度的梯度系统的非线性特性。

在此构造中，追求的目标是实现带有非线性特性修正的轨迹加权的扩散定量化。为此基于张量确定的合适的方法在US 6,969,991B2中描述。迄今为止的限制是使用各向同性的扩散方向：对此梯度幅值限制于

这导致更长的梯度脉冲且因此导致更长的回波时间且因此导致更低的信噪比。

在所述的有利的变体中，实现了更高的梯度幅值且因此更短的梯度脉冲，因此更短的回波时间且因此更高的信噪比。

在具体的实施形式中选择至少六个方向，执行考虑到局部b矩阵的张量评估(根据US 6,969,991 B2)，且由此例如重构轨迹加权的图像。

附图说明

本发明在下文中通过参考附图根据实施例再次详细解释。各图为：

图1示出了用于扩散加权的成像的所谓的Stejskal-Tanner实验的脉冲图，

图2示出了流程图，所述流程图带有根据本发明的实施例的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的主要步骤，

图3示出了图示了可实现扩散梯度向量的空间的立方体和与此立方体相交的球面的投影，其中所属的球的半径等于有效梯度幅值的值，

图4示出了图示了可实现扩散梯度向量的空间的立方体和与此立方体相交的球壳的投影，其中球壳代表了有效梯度幅值的可能的值，

图5示出了图示了可实现的扩散梯度向量的空间的长方体和与此长方体相交的球壳的投影，其中球壳代表了有效梯度幅值的可能的值，

图6示出了解释了根据本发明的实施例的扩散梯度确定装置的方框图，

图7示出了根据本发明的实施例的磁共振设备的示意性图示。

具体实施方式

在图1中示出了Stejskal-Tanner序列100。这是迄今为止最重要的扩散加权的脉冲序列。在以RF/ADC标记的图中第一行中示出了如下脉冲：带有时长TRF₁的HF激励脉冲101，所述HF激励脉冲101在脉冲序列开始时与层选择梯度106(见第二行GS)同时接通；和带有时长TRF₂的HF再聚焦脉冲102，所述HF再聚焦脉冲102在两个扩散对比度梯度脉冲104、105(见第三行GDW)之间接通且与之同时地也接通了层选择梯度107(见第二行GS)。梯度脉冲104、105具有相同的极性且通常具有相同的幅值和时长。HF再聚焦脉冲102形成了自旋回波103(见第一行)，所述自旋回波在所示的示例中以包括多个读出窗的EPI回波读出串EPIR读出。此外，在图1的图示中在倒数第二行中示出了在读出方向(频率编码方向)上的梯度方案GR且在倒数第一行中示出了在相位编码方向上的梯度方案GP。

回波时间TE是HF激励脉冲101和回波103之间的时间。回波的形成由于所有接通的梯度沿三个轴的消失力矩导致。优选地将再聚焦脉冲的位置选择为TE/2，以便也精确地在回波时刻补偿通过不可影响的静态磁场梯度生成的力矩(例如，由于对象内的B0非均匀性)。

对于在图1中所示的带有幅值为G的对称梯形的扩散梯度104、105和消失斜坡时间T_r的Stejskal-Tanner方案，对于b值得到：

b＝γ²G²[τ²(Δ-τ/3)] (2)

其中τ为所谓的梯度时长，且Δ为在两个梯度脉冲104、105的接通之间经历的时间，即所谓的梯度脉冲104、105之间的时间间隔。前述定义的时间间隔在图1中可见。G是扩散梯度104、105的梯度强度或梯度幅值。常数γ给定了旋磁比。在等式2中，仅考虑了理想化的扩散对比度梯度104和105对于序列的b值的贡献。

作为在图1中所示的Stejskal-Tanner序列100的替代，也可使用另外的扩散序列以用于扩散加权的磁共振成像。

图2示出了流程图200，以所述流程图200解释了根据本发明的实施例的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法。在步骤2.I中首先确定关于在物理梯度轴Gx、Gy、Gz的方向上的梯度的最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}的信息。此梯度幅值从磁共振成像系统的所使用的梯度线圈的最大工作能力得到，且通常从所涉及的设备的系统技术规格可获得。最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}将可实现扩散梯度向量的空间限定为长方体，所述长方体沿物理梯度轴Gx、Gy、Gz定向，使得所述长方体的棱边的延伸等于梯度系统的物理梯度轴Gx、Gy、Gz的方向上的梯度的最大梯度幅值±G_{max_x}、±G_{max_y}、±G_{max_z}。在步骤2.II中现在确定有效梯度幅值G_eff的值。此值应在随后的选择中有利地从六个扩散梯度向量中选择，使得有效梯度幅值G_eff大于最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}的最小值的

倍，且小于最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}的最大值的

倍。

如果考虑超过六个方向(即，选择超过六个扩散梯度向量)，则通常已知仅各向同性的带有放缩因数<

的方向组(在很多方向的情况下，放缩因数＝1)。在此情况中，根据本发明的方法提供的可能性是确定相应数量的优化的各向异性的方向。在此变体中，带有放缩因数<

的扩散梯度向量相对于现有技术也提供了优点。

基于有效梯度幅值G_eff的选择的值，现在在步骤2.III中确定围绕物理梯度轴Gx、Gy、Gz的原点的球K，所述球K的半径的值等于有效梯度幅值G_eff的值。然后，在步骤2.IV中确定处在长方体内的、球K的球面KOF的部分作为可能的备选原始向量KUV的端点。最后，在步骤2.V中从备选原始向量KUV的集合中选择至少六个扩散梯度向量DV的组S-DV，所述扩散梯度向量DV附加地满足优选地根据Kingsley的基于扩散梯度向量DV确定张量的方向条件且同时具有尽可能低的各向异性。

所确定的扩散梯度向量DV的组S-DV现在可在用于拍摄检查对象O的扩散加权的磁共振图像数据的方法中起作用。在此扩散加权的磁共振成像方法中通过具有所确定的扩散梯度向量的扩散编码梯度脉冲序列采集原始数据。所述扩散编码梯度脉冲序列可例如具有在图1中所示的形式，其中此处扩散梯度GDW为简单起见仅说明了物理梯度轴Gx、Gy、Gz的维度。基于所采集的扩散编码的原始数据重构了扩散编码的图像数据。然后，基于扩散编码的图像数据确定扩散行为。

在图3中为阐述，图示了展示可实现扩散梯度向量DV的空间的立方体KU和与此立方体KU相交的球面KOF在Gx-Gy平面内的投影。立方体KU的半棱边长精确地等于最大梯度幅值G_max。在图3中所示的示例中，因此梯度幅值的最大值G_max对于所有的物理梯度轴Gx、Gy、Gz是相同的。在此，所属的球K的半径等于所选择的有效梯度幅值G_eff的值。

在图3中的左侧部分图中，球K的球面KOF与立方体KU精确地在立方体的顶角上相交。即，在此示例中，所选择的效梯度幅值G_eff的值精确地等于在所有的物理梯度轴Gx、Gy、Gz上的梯度幅值的最大值G_max的

倍。在立方体KU的顶角上的交点对应于可能的扩散梯度向量DV。当然，在此示例中仅可具有四个非共线的扩散梯度向量DV，使得不可进行张量计算，因为所述张量计算需要至少六个扩散梯度向量DV，这对应于对于扩散梯度向量DV的所述方向条件。

在图3中的中间部分图中，对于有效梯度幅值G_eff选择比所有物理梯度轴Gx、Gy、Gz的梯度幅值的最大值G_max的

倍更小的值，但比所有物理梯度轴Gx、Gy、Gz的梯度幅值的最大值G_max的

倍更大的值。现在，存在球K的球面KOF的处在立方体KU内的球面区域KOB。此球面区域KOB形成扩散梯度向量DV的可能的备选原始向量KUV的端点。在此示例中存在确定扩散梯度向量DV的许多可能性，所述扩散梯度向量DV适合于张量计算且仍具有大于梯度幅值的最大值G_max的通常可实现的

倍的有效梯度幅值G_eff。

在图3中右侧部分图中所示的示例中，对于有效梯度幅值G_eff选择等于所有物理梯度轴Gx、Gy、Gz的梯度幅值的最大值G_max的值。在此示例中，球面KOF的所有点处在立方体KU内。在此示例中，因此不存在涉及对于扩散梯度向量DV的可能的备选原始向量KUV的方向的限制。相应地，扩散梯度向量DV的方向的选择仅通过已多次提及的对于扩散梯度向量DV的方向条件限制。然而，以此方式确定的适合于张量计算的扩散梯度向量DV仅具有等于物理梯度轴Gx、Gy、Gz的梯度幅值的最大值G_max的有效梯度幅值G_eff。此值处在常规地就可实现的所有物理梯度轴Gx、Gy、Gz的梯度幅值的最大值G_max的值

倍以下。

在图3中中间部分图中解释的方式对应于根据本发明的实施例的用于带有各向异性的扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据拍摄的扩散梯度确定方法的实施例。

在图4中在左侧部分图中示出了图示了可实现扩散梯度向量DV的空间的立方体KU和与此立方体KU相交的球壳KS的投影，其中球壳KS可代表有效梯度幅值G_eff的值。在此变体中与在图3中在中间部分图中解释的变体相比产生了可选择的备选原始向量KUV的更大的自由度，其中代价是对于不同方向b值的轻微变化。

在图4中，球壳KS的位于立方体KU内的区域SB现在限定了可能的备选原始向量KUV的端点。在图4中所示的实施例中，球壳KS的外表面刚好与立方体KU的顶角相交。现在如果将可能的备选原始向量KUV限制到球壳KS的外表面，则如在图3中左侧部分图中的示例的情况仅产生四个允许的扩散梯度向量DV，使得张量计算不可能。但现在通过球壳KS的厚度也允许了带有更低的梯度幅值的备选原始向量KUV，这实现了更大数量的扩散梯度向量DV，使得在图4中所示的实施例中可无问题地进行张量计算。球壳KS的外表面等于有效梯度幅值的预先确定的最大值G_{eff_max}，而球壳KS的内表面等于有效梯度幅值的预先确定的最小值G_{eff_min}，但所述最小值G_{eff_min}大于在通常的扩散梯度组中的情况。来自球壳KS的备选原始向量因此实现了带有大于通常的扩散梯度组中的情况的有效梯度幅值的扩散梯度向量的选择。因此，与现有技术相比实现了所确定的扩散梯度向量DV的有效梯度幅值的提高的值。

如已提及，这与涉及单次测量的可实现的信噪比SNR的优点相关。因为在缩短的扩散编码时间的情况下例如通过回波时间TE的可能降低，可降低弛豫影响。如也已提及，SNR收益可例如用于改进图像质量、测量时间的降低或分辨率的提高。

在图4中在右侧部分图中绘出了多个可能的备选原始向量KUV，所述备选原始向量KUV可用于确定合适的扩散梯度向量。

在图5中在左侧部分图中示出了图示了可实现扩散梯度向量V的空间的长方体Q和与此长方体Q相交的球壳KS的投影。在此实施例中因此最大梯度幅值的值在物理梯度轴Gx、Gy、Gz上不同。在此实施例中，球壳KS也代表了有效梯度幅值的可能的值。在此变体中，也得到了可选择的备选原始向量KUV的更大的自由度，其中代价是b值对于不同方向的轻微变化。在图5中示出的实施例中，现在位于长方体Q内的球壳KS的部分的区域限定了可能的备选原始向量KUV的端点。

在图5中所示的实施例中，对于物理梯度轴Gx上的最大梯度幅值G_{max_x}的值选择大于图4中所示的实施例的情况的值，这导致了在图5中示出的图示了可实现扩散梯度向量的空间的长方体Q的方形或矩形形状。球壳KS的外径在图5中所示的实施例中等于有效梯度幅值的预先确定的最大值G_{eff_max}。球壳KS的内径等于有效梯度幅值的预先确定的最小值G_{eff_min}。

在图5中在右侧部分图中绘出了多个可能的备选原始向量KUV，所述备选原始向量KUV能够用于确定合适的扩散梯度向量。在此出现的情况是由于图示了可实现扩散梯度向量的空间的长方体Q的方形或矩形形状以及有效梯度幅值的最小值的选择，所有的方向不再可供用于形成扩散梯度向量。

在图6中解释了根据本发明的实施例的扩散梯度驱动装置60。此装置例如能够作为磁共振设备1(见图7)的控制装置13(见图7)的部分。扩散梯度驱动装置60包括输入接口61，所述输入接口接收关于在物理梯度轴Gx、Gy、Gz的方向上的梯度的最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}的信息。最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}将可实现扩散梯度向量的空间确定为立方体，所述立方体平行于物理梯度轴Gx、Gy、Gz定向，使得立方体的棱边的延展等于最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}的值。该信息通常从系统技术规格获得且能够例如由使用者输入或也自动地传输到扩散梯度驱动装置60上，或替代地也事先已经已知。

输入接口61此外还接收关于所选择的带有最小值G_{eff_min}和最大值G_{eff_max}的有效梯度幅值G_eff的值区间I-G_eff的信息。关于值区间I-G_eff的数据然后被传递到球壳确定单元62处，所述球壳确定单元62由此确定围绕物理梯度轴Gx、Gy、Gz的原点的球壳KS，所述球壳KS带有具有最小值G_{eff_min}的内径和带有最大值G_{eff_max}的外径。此球壳KS可例如表述为带有所述最小值和最大值以及一阶球面函数的不等式：

将关于所确定的球壳KS和最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}的值的信息传递到子区域确定单元63处，所述子区域确定单元63从此信息确定球壳KS的位于长方体Q内的子区域。此值必须因此除不等式(3)外也满足如下的不等式：

|Gx|<＝G_{max_x} (4)

|Gy|<＝G_{max_y} (5)

|Gz|<＝G_{max_z} (6)

由不等式3至6的不等式组的解所包括的梯度坐标可视作可能的备选原始向量KUV的端点。此备选原始向量KUV然后被传递到选择单元64处。选择单元64现在可自动地由备选原始向量的集合通过考虑到已多次提及的对于扩散梯度向量DV的方向条件选择合适的至少六个尽可能各项同性的扩散梯度向量的组，其中近似的各项同性例如通过应用排斥模型可实现，或所述选择单元64通过通信接口65与使用者或控制装置13的另外的单元(见图7)通信。例如，使用者可从由选择单元64确定的扩散梯度向量DV的多个备选数据组KS-DV中选择对于使用者表现为合适的扩散梯度向量DV的组。最后，将最终选择的扩散梯度向量DV的组S-DV通过输出接口66传递到控制装置13的另外的单元(见图7)处。

在图7中粗略地示意性地图示了根据本发明的磁共振设备1(下文中简称为“MR”设备)。MR设备一方面包括带有检查空间3或患者通道的实际的磁共振扫描器2，处在台8上的、其身体上具有例如一定的器官的检查对象的检查对象O或在此为患者或被测者能够被引入到所述检查空间3或患者通道内。

磁共振扫描器2以通常的方式装配有基本场磁体系统4、梯度系统6以及HF发送天线系统5和HF接收天线系统7。在图示的实施例中，HF发送天线系统5是固定地安装在磁共振扫描器2内的全身线圈，而HF接收天线系统7包括布置在患者或被测者身上的局部线圈(在图7中仅通过单独的局部线圈示意)。但基本上也能够使用全身线圈作为HF接收天线系统且使用局部线圈作为HF发送天线系统，只要这些线圈分别可切换到不同的模式方式中。

MR设备1此外具有中央控制装置13，所述中央控制装置13用于控制MR设备1。此中央控制装置13包括用于脉冲序列控制的序列控制单元14。以此序列控制单元14取决于所选择的成像序列控制高频脉冲(HF脉冲)和梯度脉冲的序列。此成像序列可例如在测量或控制协议中预先给定。通常，用于不同的测量的不同的控制协议存储在存储器19内且能够由操作者选择(且在需要时可改变)且然后用于执行测量。

为输出单独的HF脉冲，中央控制装置13具有高频发送装置15，所述高频发送装置15产生、放大HF脉冲且通过合适的接口(未详细图示)将所述HF脉冲馈送到HF发送天线系统5内。为控制梯度系统6的梯度线圈，中央控制装置13具有梯度系统接口16。序列控制单元14以合适的方式例如通过发送序列控制数据SD与高频发送装置15和梯度系统接口16通信，以发送脉冲序列。控制装置13此外具有(也以合适的方式与序列控制单元14通信的)高频接收装置17，以协调地采集由HF发送天线系统7接收的磁共振信号，即原始数据。重构单元18接受采集的原始数据且由此重构MR图像数据。此图像数据也可例如存储在存储器19内。

此外，图7中所示的控制装置13也包括根据本发明的实施例的扩散梯度确定装置60，所述扩散梯度确定装置60以在图2至图6中所述的方式确定合适的扩散梯度向量DV的组。所确定的合适的扩散梯度向量DV的组S-DV然后被传递到序列控制单元14，所述序列控制单元14基于以所确定的扩散梯度向量DV修改的测量协议进行脉冲序列控制。

替代地，所确定的扩散梯度向量DV的组S-DV也能够存储在存储器19内或传递到输入单元10处。替代地，扩散梯度确定装置60也可替代地例如以软件的形式整合到输入单元10内或在外部通过网络等连接到中央控制装置13上。

中央控制装置13的操作能够通过带有所述的输入装置10和显示单元9的终端进行，通过所述终端因此也能够由操作人员操作整个MR设备1。在显示单元9上也能够显示MR图像，且通过输入单元10如需要与显示单元9组合能够规划且启动测量，且如上文所解释选择且如需要修改带有合适的测量序列的特别地合适的控制协议。输入单元10因此能够特别地也用于选择通过扩散梯度确定装置60确定的合适的扩散梯度向量DV的数据组S-DV以及用于通过改变扩散梯度向量DV改变事先已存在的测量协议。在此，也能够在输入单元10和控制装置13之间将数据、例如在物理梯度轴Gx、Gy、Gz的方向上的最大梯度幅值G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z}或有效梯度幅值G_eff的值区间I-G_eff，从输入单元10传递到控制装置13处。

根据本发明的MR设备1且特别地控制装置13此外能够还具有多个另外的在此未详细图示的但通常存在于此设备上的部件，例如网络接口，以能够将整个设备与网络连接且能够交换原始数据和/或图像数据或参数图，但也包括另外的数据，例如患者相关的数据或控制协议。

如何能够通过通过HF脉冲的射入和梯度场的产生采集合适的原始数据且由此重构MR图像对于专业人员基本上是已知的且在此不详细解释。最不同的测量协议，例如EPI测量协议或另外的用于生成扩散加权的图像的测量序列也对于专业人员从原理上是已知的。

最后仍应注意的是前文中详述的方法和构造仅是实施例且基本原理也在另外的范围内能够由专业人员改变，而不偏离通过权利要求规定的本发明的范围。特别地，如已提及，用于拍摄检查对象的扩散加权的磁共振图像数据的方法不限制于借助于Stejskal-Tanner序列的扩散加权的成像。此外，所述的方法也不限制于医疗应用。为完整性起见，也应注意到不定冠词“一”或“一个”的使用不排除所涉及的特征也能够多重地存在。概念“单元”也不排除其由多个部件组成，所述多个部件如需要也能够在空间上分布。

Claims

1.一种用于确定用于拍摄带有各向异性扩散方向的扩散加权的磁共振图像数据的扩散梯度(DV)的方法，所述方法具有如下步骤：

-将可实现扩散梯度向量的空间确定为长方体(Q)，所述长方体沿梯度系统(6)的物理梯度轴(Gx、Gy、Gz)定向，且使得长方体(Q)的棱边的延伸等于梯度系统(6)的物理梯度轴(Gx、Gy、Gz)的方向上的梯度(G_x、G_y、G_z)的最大梯度幅值(G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z})，

-对于有效梯度幅值(G_eff)选择带有最小值(G_{eff_min})和最大值(G_{eff_max})的有效梯度幅值(G_eff)的值区间(I-G_eff)，

-确定围绕物理梯度轴(Gx、Gy、Gz)的原点的球壳(KS)，使其带有具有最小值(G_{eff_min})的内径和具有最大值(G_{eff_max})的外径，

-将球壳(KS)的位于长方体(Q)内的子区域(SB)确定为可能的备选原始向量(KUV)的端点，

-从备选原始向量(KUV)的集合中选择附加地满足对于张量的方向条件的至少六个扩散梯度向量(DV)的组(S-DV)。

2.根据权利要求1所述的方法，其中对于张量的方向条件为：

-不存在平行或反平行的两个向量，

-在三个向量共面时，另外三个向量必须线性无关，

-不允许四个向量共面。

3.根据权利要求1所述的方法，其中有效梯度幅值(G_eff)的最小值(G_{eff_min})大于最大梯度幅值(G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z})中的最小者的

倍，且有效梯度幅值(G_eff)的最大值(G_{eff_max})小于最大梯度幅值(G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z})中的最大者的

倍。

4.根据权利要求1所述的方法，其中可实现扩散梯度向量的空间的长方体(Q)形成为立方体(KU)，且最大梯度幅值(G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z})分别具有相同的值(G_max)。

5.根据权利要求1所述的方法，其中有效梯度幅值(G_eff)的值区间(I-G_eff)向边界值收敛，使得有效梯度幅值(G_eff)的最小值(G_{eff_min})和最大值(G_{eff_max})等于边界值，且球壳(KS)形成为球面(KOF)。

6.根据权利要求5所述的方法，其中将球面(KOF)的处在长方体(Q)内的面部分(KOB)确定为可能的备选原始向量(KUV)的端点。

7.根据权利要求4所述的方法，其中有效梯度幅值(G_eff)的值区间(I-G_eff)向边界值收敛，使得有效梯度幅值(G_eff)的最小值(G_{eff_min})和最大值(G_{eff_max})等于边界值，且球壳(KS)形成为球面(KOF)，以及其中选择最大梯度幅值(G_max)的

倍的值作为有效梯度幅值(G_eff)的值，且扩散梯度向量组(G_x、G_y、G_z)具有如下形式：

8.根据权利要求1所述的方法，其中所选择的扩散梯度向量(DV)的方向取决于限定的和已知的在待检查的区域内的扩散的各向异性而被确定。

9.根据权利要求8所述的方法，其中所选择的扩散梯度向量(DV)的定向选择为使得所述定向平行于或垂直于在待检查的区域内的组织结构的优选定向而延伸。

10.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其中对于轨迹加权的扩散定量化进行扩散梯度向量(DV)的确定。

11.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其中对于带有不同的b值的扩散张量计算扩散梯度向量(DV)的组(S-DV)。

12.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其中各向异性地选择扩散梯度向量(DV)的组(S-DV)的方向。

13.一种用于拍摄检查对象(O)的扩散加权的磁共振图像数据的方法，所述方法带有至少如下步骤：

-借助于根据权利要求1至12中任一项所述的方法确定扩散梯度向量(DV)的组，

-通过具有所确定的扩散梯度向量(DV)的扩散编码梯度脉冲序列采集扩散编码的原始数据，

-基于扩散编码的原始数据重构扩散编码的图像数据，

-基于扩散编码的图像数据确定扩散行为。

14.根据权利要求13所述的方法，其中在确定扩散行为时考虑了用于产生扩散梯度的梯度系统的非线性特性。

15.一种扩散梯度确定装置(16)，所述扩散梯度确定装置(16)具有：

-输入接口(61)，所述输入接口(61)用于

-接收梯度系统(6)的物理梯度轴(Gx、Gy、Gz)方向上的梯度(G_x、G_y、G_z)的最大梯度幅值(G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z})，所述最大梯度幅值将可实现扩散梯度向量的空间确定为长方体(Q)，所述长方体沿物理梯度轴(Gx、Gy、Gz)定向，使得长方体(Q)的棱边的延展等于梯度系统(6)的物理梯度轴(Gx、Gy、Gz)方向上的梯度(G_x、G_y、G_z)的最大梯度幅值(G_{max_x}、G_{max_y}、G_{max_z})，

-接收选择的有效梯度幅值(G_eff)的带有最小值(G_{eff_min})和最大值(G_{eff_max})的值区间(I-G_eff)，

-球壳确定单元(62)，所述球壳确定单元(62)用于确定围绕物理梯度轴(Gx、Gy、Gz)的原点的球壳(KS)，所述球壳带有具有最小值(G_{eff_min})的内径和具有最大值(G_{eff_max})的外径，

-子区域确定单元(63)，用于将球壳(KS)的处于长方体(Q)内的子区域(SB)确定为可能的备选原始向量(KUV)的端点，

-选择单元(64)，所述选择单元(64)用于从备选原始向量(KUV)的集合中选择附加地满足对于张量的方向条件的至少六个扩散梯度向量(DV)的组(S-DV)。

16.一种磁共振设备(1)，所述磁共振设备(1)带有基本场磁体(4)、HF发送天线系统(5)、梯度系统(6)、HF接收天线系统(7)和根据权利要求15所述的扩散梯度确定装置。

17.一种计算机可读取介质，在所述计算机可读取介质上存储了由计算机单元可读取且可实施的程序段，以当所述程序段在计算机单元上实施时实施根据权利要求1至14中任一项所述的方法的所有步骤。