CN111712718B - 根据b0参考扫描和wassr扫描的场图 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了一种医学成像系统(100、300)。所述医学成像系统(100、300)包括处理器(104)。所述机器可执行指令(120)的运行使所述处理器(104)：接收磁共振数据，其中，所述磁共振数据包括针对多个体素的参考扫描的B0场数据(122)和针对所述多个体素中的像素的子集的WASSR扫描的水饱和数据(124)，所述水饱和数据(124)包括有限数量的采样点的数据；使用所述WASSR扫描的所述水饱和数据(124)来确定针对所述子集中的每个体素的局部绝对水饱和频率(130)；并且重建包括针对所述多个体素中每个体素的局部绝对水饱和频率的场图(132)，其中，所述重建包括使用所述参考扫描的所述B0场数据(122)来确定所述体素之间的相对频率差异，并且基于所述子集的所确定的局部绝对水饱和频率(130)将频率偏移添加到所述相对频率差异。

Description

根据B0参考扫描和WASSR扫描的场图
技术领域
本发明涉及磁共振成像，具体而言其涉及场图的重建。
背景技术
作为用于生成患者体内的图像的过程的一部分，磁共振成像(MRI)扫描器使用大的静态磁场以使原子的核自旋对齐。该大的静磁场被称为B0场或主磁场。可以使用MRI在空间上测量对象的各种量或属性。例如，可以测量氢质子的密度。也可以在空间上使用各种NMR光谱照相技术。但是，通常化合物或代谢物如此稀薄，以至于实际上不可能直接进行NMR光谱照相测量。
理论上，B0应该是恒定且均匀的场。然而，考虑到实际的MRI系统从成像区域内的对象采集磁共振数据，B0场可能包括不均匀性。MRI中不可避免的静态B0磁场的这种不均匀性，例如可以由MRI系统本身以及对象的磁化产生。即使对于百万分之几的磁场不均匀性，较大的旋磁系数值也可能导致明显的频移，这继而可能引起MR图像的几何和强度两者中的失真。制造商尝试设计MRI系统，使生成的磁场B0尽可能均匀，尤其是在成像区域。但是，即使使用理想的磁体，也可能会始终保留较小的不均匀性，例如由于成像对象的磁化。
因此，MRI可能需要校正场不均匀性的影响，以减少图像失真和模糊。此类校正需要有关实际B0场及其不均匀性的准确信息。这样的信息可以以场图的形式提供，即，每个体素处的失谐频率的图。通常，这种场只能量化体素之间的相对频率差，从而可以准确识别场的不均匀性，但不提供有关频率绝对值的信息。例如，对于具有长读出时间的快速MRI，例如回波平面成像(EPI)和螺旋扫描，需要这种场图。
此外，存在MRI技术，其不仅需要关于相对频率差的准确信息，而且还需要关于频率的绝对值的准确信息。
这样的技术例如是化学交换饱和转移(CEST)MRI。在CEST中，可以测量具有可交换质子的稀代谢产物的存在。可以使用CEST研究的代谢物质子能够与水质子交换位置。饱和脉冲可用于抑制代谢物可交换质子的MRI信号。因为质子是可交换的，所以它们与水交换位置。由于来自代谢产物的质子被饱和脉冲靶向，因此它们在一段时间内对测量的MRI信号无贡献。即使质子已经与水质子交换，这也是事实。这样具有减少水质子的测量信号的效果。通过以不同的频率偏移执行饱和脉冲并测量对水信号的影响，可以确定有关稀代谢物或其他物质的存在的信息。有许多与CEST有关的技术。一个示例是酰胺质子转移(APT)MRI。为了能够为饱和脉冲选择合适的频率偏移，需要关于场的B0的频率的局部绝对值的信息，即在每个体素处。
通常，CEST技术高度依赖于基础磁场图的准确先验知识。Hz量级的偏差可能会直接破坏CEST成像的结果，从而使结果不可靠。以WASSR数据采集的形式提供了一种用于精确测量亚Hz范围内的场图的合适方法。
Mina Kim等人在以下期刊文章中介绍并详细描述了WASSR数据采集，标题：“WAterSaturation Shift Referencing(WASSR)for chemical exchange saturation transferexperiments”,Magn Reson Med.,2009年6月,61(6),第1441–1450页。但是，WASSR的主要缺点是数据采集所需要的长的时间，因为WASSR数据采集需要几分钟的时间。
发明内容
在一个方面中，本发明在独立权利要求中提供了一种医学成像系统、一种计算机程序产品和一种方法。在从属权利要求中给出了实施例。
本发明的实施例可以实现包括针对每个体素的局部绝对水饱和频率的准确且快速的场图重建。这些局部绝对水饱和频率直接取决于B0场的局部绝对频率。
在一个方面中，本发明提供了一种医学成像系统。所述医学成像系统包括用于存储机器可执行指令的存储器。所述医学成像系统还包括用于控制所述医学成像系统的处理器。在不同的示例中，医学成像系统可以采取不同的形式。在一些示例中，所述医学成像系统是用于处理或修改图像或与图像有关的数据的系统。在其他示例中，医学成像系统可以还包括用于采集医学成像数据的部件，所述部件随后被处理或可被处理成适合于绘制的数据。
机器可执行指令的运行使处理器控制医学成像系统以接收磁共振数据。磁共振数据包括多个体素的参考扫描的B0场数据。此外，磁共振数据包括针对多个体素中的体素的子集的WASSR扫描的水饱和数据。体素的子集可以例如包括比多个体素更少的体素，即，子集可以是适当的子集。子集的所有体素可以疲被包括在所述多个体素中。水饱和数据包括有限数量的采样点的数据，例如，体素子集的每个体素的预定数量的采样点的数据。
机器可执行指令的运行还使处理器控制医学成像系统来使用WASSR扫描的水饱和数据针对子集中的每个体素确定局部绝对水饱和频率。
此外，机器可执行指令的运行使处理器控制医学成像系统来重建包括针对多个体素中的每个体素的局部绝对水饱和频率的场图。重建包括使用参考扫描的B0场数据来确定体素之间的相对频率差异，并基于确定的子集的局部绝对水饱和频率将来频率偏移添加到相对频率差异。在体素的子集包括多个体素的情况下，可以例如通过对针对子集的每个个体体素中的每个计算的频率偏移的值求平均来计算频率偏移。频率偏移因此可以使用针对子集的各个个体体素中的每个计算出的频率偏移的值来内插和/或外推。
医学成像系统可以例如包括用于处理医学成像数据(例如，MRI数据)的医学成像数据处理系统，以及用于采集医学成像数据的系统。
实施例可以具有加速场图的数据采集和重建的有益效果。提出了将WASSR数据采集与参考扫描的B0场图结合使用。WASSR数据采集可以使用采样点的有限集合来执行，并通过向其应用频率偏移来校正B0场图。换句话说，WASSR数据采集用于通过提供绝对频率值来校准B0场图。B0映射可以在参考扫描中执行，而WASSR数据采集仅针对有限数量的几个采样位置执行，以确定共振频率的绝对值。可以例如选择采样点，以具有非常低的共振偏移，即接近零。
根据WASSR数据采集，可以确定在所选采样点确定的绝对频率偏移，也可以根据B0映射参考扫描来确定相对频率偏移值。WASSR频率偏移可用于设置采样点处B0映射的绝对值。使用偏移频率的B0映射的相对差，可以确定场图形式的空间高分辨率绝对频率偏移图。
实施例可以允许使用专用参考扫描来采集场图信息，所述信息比对于所有体素的纯WASSR参考扫描要快得多，但是由于其具有总体偏移而缺乏所需的精度。但是，可以使用减少的WASSR数据采集来确定此总体偏移。因此，实施例允许将两个方面的优点结合起来：快速的场图参考扫描，其具有减少的并且因此更快WASSR数据的采集以获得准确的场图。实施例可以具有提供一种混合方法的有益效果，所述混合方法可以以专用参考扫描的扫描时间为代价而具有WASSR的优点。
这样的精确场图可以例如在CEST成像内使用。但是，还有许多其他MRI应用需要这种精确的场图，例如多频带SENSE或金属成像。这些其他MRI应用可能会受益于提供精确场图所必需的数据采集和重建的加速。
用于场图信息的专用参考扫描可能比WASSR参考扫描快得多，例如几秒钟的量级。
WASSR移位图可能类似于在MR扫描仪上常规采集的典型场图。但是，不可能使用基于标准梯度回波的场映射执行移位居中，因为在已知精确中心频率处没有参考体素。即使所有体素之间的频率差异都正确，体素中的中心频率仍可能关闭。专用参考扫描可能在所有体素之间产生正确的频率差，即场图的形状是正确，但仍可能具有总体偏移。
化学交换饱和转移(CEST)是指用于磁共振成像的对比度，它利用了溶质和水质子之间基于交换的磁化转移。
可以对水频率进行水饱和频谱(也称为Z频谱或CEST频谱)的不对称分析，从而量化CEST效应。但是，这种不对称分析对磁场的不均匀性非常敏感。如本文所使用的Z谱涵盖显示针对饱和脉冲的频率偏移的系统调制的数据，其可以相对于自由水信号而绘制。此技术通常称为Z谱照相。Z谱采集也可以是Z频谱采集。Z谱采集根据或适用于CEST磁共振成像协议。
为了进行精确的不对称分析，需要在不考虑空间B0场不均匀性的情况下，以逐个像素为基础对水饱和光谱进行适当居中。
水饱和偏移参考(WASSR)方法允许使用直接水饱和成像来测量每个体素中的绝对水频率。
为了确定频率误差小于1Hz的绝对水频率，WASSR方法通常需要采样16至32个点。
饱和是指没有净磁化的时间上的非平衡状态，即，相同数量的核自旋与磁场相反地和相同地对齐。可以通过对特定化学位移(即感兴趣的组织成分和水之间的共振频率差)施加频率选择性饱和脉冲来实现饱和，其将组织成分的磁化强度调整为零，从而基于其化学位移抑制这些分量。
因此，可以通过激发特定的组织类型来利用饱和来实现图像对比度，从而使它们变得饱和并显示出减小的信号甚至从图像中完全消失。
标准MR成像依赖于水分子中氢(1H)核的激发。CEST基于磁化从目标组织物质的饱和分子到水分子的转移。因此，目标组织物质的饱和效应，即由于施加的(一个或多个)饱和脉冲引起的信号降低，被转移到水中，并且可以在水中观察到。此转移发生的要求是靶组织物质包括如下的化学物质，在所述化学物质的结构中具有可与水的1H质子交换的的1H质子。
CEST成像可能包括以下内容：对于包含1H质子并且能够将这些1H质子与水的1H质子交换的感兴趣化学物质，在感兴趣化学物质中以1H质子的共振频率施加饱和射频脉冲以达到饱和状态。随着时间的流逝，所产生的磁饱和经由激发的(即饱和的)质子化学物质与未激发的水质子进行化学交换而被转移到水中。水的MRI信号的随后减少为感兴趣化学物质的浓度提供了间接度量。当应用MRI序列时，由于水中包含的饱和质子不返回或仅返回减少的信号，从其采集的信号会减少。
由于与水相比，化学物质通常只存在少量，例如10-5到10-6数量级，因此CEST可能会受益于饱和1H质子向水中的连续转移，从而导致饱和在水中的积聚。来自水中的不饱和1H质子代替了转移到水中的饱和1H质子，其也可被饱和并且在随后的转移中转移到水中。因此，考虑到感兴趣化学物质的每1H质子发生N交换，通过降低水的MRI信号，相应的感兴趣化学物质的可检测性可以放大N倍，直到达到稳态或RF饱和的结束。
但是，当执行CEST成像时，饱和转移不是影响水信号水平的唯一效应。施加饱和RF期间可能还发生其他效应。为了能够提供可靠的CEST量化，需要消除那些竞争过程的影响。主要的两个竞争效应可能是例如磁化转移对比度(MTC)和直接水饱和(DS)。
像CEST一样，MTC也基于水中的饱和质子与非饱和质子交换。但是，CEST包含具有单个转移路径的磁化转移机制。与CEST不同，MTC涉及半固体大分子，其中饱和转移可能会发生在多个步骤中，例如通过偶极耦合以及化学交换。这些半固体大分子具有短的T2*时间，并且因此具有宽的频谱。此外，MTC效应不是频谱特有的，因此受饱和脉冲的带宽而不是其光谱位置的影响更大。
直接的水饱和效应是由于饱和RF脉冲的频谱轮廓永远不完美的事实造成的。因此，以感兴趣的化学物质的质子的共振频率为中心的RF辐射在一定程度上也可能直接影响水的质子磁化。
为了消除MTC和DS的影响，可以通过如下地评估CEST效应，将对特定频谱位置(例如，相对于水中心频率的Δωppm)进行饱和时引起的水信号减少与对相反频谱位置(例如，相对于水中心频率的Δωppm)进行饱合时引起的水信号减少进行比较。这是基于以下事实：MTC和DS效应关于水中心频率对称，而CEST效应相当不对称。
因此，在相对于水中心频率为Δωppm的CEST量化度量MTRasym(Δω)可以推导为：
这里，Δω是辐照频率、饱和频率与水中心频率之间的偏移差。S(Δω)和S(-Δω)分别表示在RF饱和下在Δω和-Δω处测量的信号，并且S0表示没有RF饱和的信号测量。
为了导出针对给定交换化合物在相对于水中心频率Δωppm的定量度量MTRasym(Δω)，理论上，仅需要在相对于水中心频率在Δω和-Δω的两个谱位置的CEST测量加上在水中心频率(即0ppm)的参考扫描。但是，在实践中，由于存在B0磁场不均匀性，因此破坏了量化度量MTRasym(Δω)的导出。这些不均匀性例如可以由所使用的MRI硬件固有的缓慢变化的场不均匀性以及患者组织的特定磁化率引起。B0场的不均匀性可能导致整个谱的位置相关的位移。
由于水的直接饱和曲线的陡的斜率，即使很小的B0场差和水饱和谱的随之变化，也可能导致MTRasym的大的变化，从而导致CEST成像对磁场不均匀性极为敏感。因此，局部磁化率差异可以例如导致在CEST图像中出现伪迹信号尖峰。此外，这可能导致在量化CEST效应的幅值时甚至在完全消除CEST效应时会出现错误。
为了能够计算有意义的量化度量MTRasym(Δω)，必须知道考虑到由于B0场不均匀性引起的偏移的实际水中心频率，并且偏移差异Δω和-Δω必须被选择为针对实际水中心频率对称的位置。因此，需要了解每个体素的水中心频率的频移，以便可以在考虑到由于B0场不均匀性引起的频移的情况下执行所有测量。
初看起来，传统的场映射似乎可以解决这个问题，但是至少需要己知其处的确切水中心频率的至少一个体素，这可能会使仅基于传统声映射的任何方法都具有挑战。
WASSR方法基于采集纯的直接水饱和图像以参考绝对水频率(即，水中心频率)。为了准确测量每个图像体素中的绝对水频率，使用了足够小的功率和持续时间的RF辐射以对磁化转移效应(例如CEST和MTC)产生可忽略的干扰。
由于直接水饱和频谱的形状及其相对于其中心频率的对称性不受B0场不均匀性的影响，因此可以使用对称分析确定直接饱和曲线的中心，使频谱的上升和下降斜率之间的频率差相等。但是，中心位置受局部磁场B0的影响，由于磁化率的差异，局部磁场B0可能在体素之间变化。
为了确定单个体素中的实际水中心频率，可以应用最大对称算法。可以测量单个体素的直接水饱和谱。相对于实验地找到的水中心频率(即假定的没有B0造成的不均匀性的水中心频率)对测得的频谱进行镜像。原始谱的测量强度与镜像谱的三次样条插值强度之间的均方差被最小化。为了最小化，可以使用以下最大对称中心频率(MSCF)估计器形式的离散能量函数：
这里，xi表示了在N个点(i＝1，…，N)中采样WASSR频率位置，并且是原始频谱f(xi)的镜像内插谱，其中C是估计的原始谱的中心频率。MSCF估计器执行的均方差之和(<>)上的参数最小化(argmin)和数值优化可以例如使用Nelder-Mead单纯形直接搜索方法执行。例如，可以通过选择处于中值强度高度一半的点的中值频率来实现搜索初始化。但是其他初始化也是可能的。由于要在对称点附近采集至少一些样本才能进行对称分析，因此需要采集最少数量的点。
WASSR方法可以包括：对于选定体素的集合中的每个体素，三次样条插值从各个体素测量的WASSR频谱，初始化对各个WASSR频谱的中心频率的搜索，并使用对称分析，例如最大对称算法。所得的频移图可用于逐个体素地校正CEST频谱。
根据实施例，有限数量的采样点是2个或3个。每个体素子集中每个体素的采样点的预定数量可以例如为2或3。WASSR数据采集方法可以与采样点的最少集合(例如2到3个)一起使用，以测量基于参考扫描已知其必须接近零的体素处的场图频率。可以使用WASSR测量从参考扫描中计算出需要添加到场图的偏移量。
根据实施例，体素的子集包括具有根据参考扫描的B0场数据的最小值的体素。根据实施例，在参考扫描内识别具有B0场的最小值的体素。具有B0场的最小值的这些体素中的一些或全部可以被选择为体素的子集。WASSR扫描的采集参数可以适于以B0场的最小值采集针对该体素子集的水饱和数据。根据实施例，体素的子集包括单个体素。WASSR数据采集的采样Z谱可能接近零值，因为人们只是在寻找单个参考点，所述参考点可以针对通过参考扫描判断为具有低场图值的体素确定。这样，仅用少量的WASSR测量(例如2到3个)就可以实现较高的偏移精度。
根据实施例，医学成像系统还包括磁共振成像系统，所述磁共振成像系统被配置用于从成像区域内的对象采集磁共振数据。所述存储器还存储脉冲序列命令。脉冲序列命令被配置为根据B0场映射协议采集B0场数据，并且根据WASSR磁共振成像协议采集水饱和数据。机器可执行指令的运行使处理器利用脉冲序列命令来控制磁共振成像系统以采集磁共振数据。
根据实施例，所接收的磁共振数据还包括CEST扫描的化学交换饱和转移数据。机器可执行指令的运行还使处理器控制医学成像系统，以使用重建场图来调整针对多个体素中每个体素的化学交换饱和转移数据的局部绝对水饱和频率。此外，机器可执行指令的运行还使处理器控制医学成像系统以使用经调整的化学交换饱和转移数据来重建CEST图。
根据实施例，存储器存储另外的脉冲序列命令。所述另外的脉冲序列命令被配置为根据CEST磁共振成像协议采集化学交换饱和转移数据。机器可执行指令的运行使处理器利用其他脉冲序列命令来控制磁共振成像系统，以采集化学交换饱和转移数据。
根据实施例，CEST磁共振成像方案是酰胺质子转移加权磁共振成像方案。
酰胺质子转移(APT)加权成像是一种新兴的MRI方法，其生成的图像对比度与常规MRI不同。APT加权成像是一种化学交换饱和转移(CEST)MRI方法，其信号基于高级别脑肿瘤组织中通常存在的内源性蛋白质和肽的浓度。因此，APT加权成像不需要任何造影剂施予。
APT加权成像可以例如用于脑肿瘤的诊断和治疗后成像。APT加权成像有潜力在确定例如肿瘤的级别和术后残留肿瘤的程度方面提供更高的置信度。许多治疗途径可能依赖于对肿瘤的侵略性(即等级)的准确确定，以便在治疗方案中进行最佳选择，从而为患者提供最佳的治疗选择。
由于高的肿瘤生长率和导致较低的中位生存率，高级别肿瘤可能需要快速而果断的行动，包括手术切除，然后再进行其他治疗(例如放疗和/或化疗)。鉴于低级别肿瘤的的较低肿瘤生长速率，存在更广泛的潜在处置选项，从而可以在治疗益处和副作用之间进行微调的平衡。
MRI提供出色的软组织对比度和功能成像。这可以使放射科医师例如获得有关病变的位置、大小、形态、组成和生理的信息，以帮助他们进行诊断和分期。
此外，人们强烈希望拥有其他功能，例如以更高的置信度区分高等级和低等级的肿瘤。为此，例如可以使用APT加权成像。APT对比与可能与细胞增殖有关的蛋白质和肽的存在有关。由于细胞增殖是肿瘤的特征，因此APT色图可用于识别和量化肿瘤组织。
APT加权成像和其他CEST方法基于氢原子的化学交换。蛋白质中肽键的酰胺质子信号通常太低而无法在标准MRI中测量。蛋白酰胺基团与周围水之间的氢(即质子)交换允许使用不同的方法来测量这些酰胺质子。
在APT中，提供酰胺氢频率的窄射频预脉冲(即饱和脉冲)以衰减其MR信号。因为酰胺基和水不断交换氢原子，所以饱和的质子数会在水中积累，因此测得的水信号会变低。水的MRI信号的变化提供了一种间接方法来测量酰胺的存在。APT图像可以呈现为颜色图，可以通过使用不对称计算创建，从而将APT的存在显示为正色信号。
ATP信号与与细胞增殖有关的蛋白质浓度相关。该蛋白质的浓度，以及因此APT信号强度，对恶性肿瘤的等级有反应。因此，ATP成像可提供一种突出肿瘤的改进方法。
已观察到肿瘤等级和APT信号通常呈正相关：高级别的肿瘤倾向于表现出高的APT对比。因此，与对比后图像相比，APT图像可用于更加可视化肿瘤，从而使扫描更易于解读。
根据实施例，可以通过选择利用合适的参考扫描来采集场图信息。根据实施例，场图的重建包括使用参考扫描的B0场数据来重建B0场图，所述参考扫描包括根据迪克森型磁共振成像协议的针对多个回波移位或回波时间的数据。
通过快速扫描导出B0场信息的示例是使用具有多个回波(即2个或多个回波)的标准梯度回波技术，并随后应用DIXON处理技术。在MRI领域中众所周知的DIXON处理是分离水和脂肪同时估计B0场的过程。任选地，还可以估计T2*/R2*值。
根据实施例，使用参考扫描的B0场数据来重建B0场图，所述B0场数据包括针具有同相的水和脂肪信号的多个回波移位或回波时间的数据。
重建B0场图的另一个示例是使用具有回波时间的多个回波(即2个或更多)的回波进行扫描，对于所述多个回波，水和脂肪信号同相。通常使用梯度回波序列来采集该扫描。在这种情况下，可以直接从回波的相位差中导出B0场信息，而无需估计水、脂肪和/或T2*/R2*。
根据实施例，医学成像系统还包括磁共振成像系统，所述磁共振成像系统被配置用于从成像区域内的对象采集磁共振数据。所述存储器还存储脉冲序列命令。根据实施例，脉冲序列命令根据以下中的任一项：自旋回波协议、快速自旋回波协议、回波平面成像协议、梯度回波成像协议和稳态自由进动成像协议。根据实施例，脉冲序列命令被配置用于使用特定的回波移位或特定的回波时间，使得水信号和脂肪信号的相位同相。
此外，场图可以在多个其他临床扫描(例如多波段SENSE或螺旋扫描)上重复使用。这些其他临床扫描可受益于基于参考扫描结合使用WASSR序列的校准的、根据实施例的场图的高精度和快速采集/重建。根据实施例，将场图的每个体素的局部绝对水饱和频率转换成每个体素的B0场的局部绝对频率。
在另一方面，本发明提供了一种医学图像处理或用于操作医学成像系统的方法。所述方法包括接收磁共振数据。磁共振数据包括针对多个体素的参考扫描的B0场数据和针对多个体素的子像素的WASSR扫描的水饱和数据。水饱和数据包括有限数量的采样点的数据。该方法还包括使用WASSR扫描的水饱和数据来确定子集的每个体素的局部绝对水饱和频率。此外，所述方法包括针对多个体素中的每个体素重建包括局部绝对水饱和频率的场图。重建包括使用参考扫描的B0场数据来确定体素之间的相对频率差异，并基于确定的子集的局部绝对水饱和频率将来频率偏移添加到相对频率差异。
根据该方法，包括控制医学成像系统以实现医学成像系统的任何前述功能特征。
在另一方面中，本发明包括一种包括用于由控制医学成像系统的处理器执行的机器可执行指令的计算机程序产品。机器可执行指令的运行使处理器控制医学成像系统以接收磁共振数据。磁共振数据包括多个体素的参考扫描的B0场数据。此外，磁共振数据包括针对多个体素中的体素的子集的WASSR扫描的水饱和数据。水饱和数据包括有限数量的采样点的数据。
机器可执行指令的运行还使处理器控制医学成像系统来使用WASSR扫描的水饱和数据针对子集的每个体素确定局部绝对水饱和频率。
此外，机器可执行指令的运行使处理器控制医学成像系统来重建包括针对多个体素中的每个体素的局部绝对水饱和频率的场图。重建包括使用参考扫描的B0场数据来确定体素之间的相对频率差异，并基于确定的子集的局部绝对水饱和频率将来频率偏移添加到相对频率差异。
根据实施例，一种计算机程序产品包括机器可执行指令，所述机器可执行指令被配置为使医学成像系统的处理器能够对其进行控制以实现医学成像系统的上述功能中的任何一个。
应该理解，可发组合本发明的一个或多个前述实施例，只要组合后的实施例不相互排斥即可。
如本领域技术人员将认识到的，本发明的若干方面可以实现为装置、方法或计算机程序产品。因此，本发明的各方面可采取完全硬件实施例，完全软件实施例(包括固件，驻留软件，微代码等)，或者组合了软件和硬件方面的实施例的形式，其可以在本文统称为“电路”、“模块”或“系统”。此外，本发明的各个方面可以采取实现在一个或多个计算机可读介质中的计算机程序产品的形式，所述一个或多个计算机可读介质具有实现在其上的计算机可执行代码。
可以使用一个或多个计算机可读介质的任何组合。所述计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或者计算机可读存储介质。如在本文中使用的“计算机可读存储介质”包括任何有形存储介质，其可以存储能够由计算设备的处理器执行的指令。可以将所述计算机可读存储介质称为“计算机可读非瞬态存储介质”。所述计算机可读存储介质也可以被称为有形计算机可读介质。在一些实施例中，计算机可读存储介质还可以能够存储数据，所述数据能够被所述计算设备的处理器访问。计算机可读存储介质的范例包括但不限于：软盘、磁硬盘驱动器、固态硬盘、闪存、USB拇指驱动器、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、光盘、磁光盘和处理器的寄存器文件。光盘的范例包括压缩光盘(CD)和数字多用光盘(DVD)，例如CD-ROM、CD-RW、CD-R、DVD-ROM、DVD-RW或DVD-R盘。术语计算机可读存储介质还指代能够由所述计算机设备经由网络或通信链路访问的各种类型的记录介质。例如，可以经由调制解调器、经由互联网或经由局域网络来取回数据。体现在计算机可读介质上的计算机可执行代码可使用任何恰当的介质来传输，包括但不限于无线、有线、光缆、RF等，或上述各项的任何适当的组合。
计算机可读信号介质可以包括具有实现在其中的例如在基带内或者作为载波的一部分的计算机可执行代码的传播的数据信号。这样的传播信号可以采取多种形式中的任一种，包括但不限于，电磁的、光学的、或者它们的任意合适的组合。计算机可读信号介质可以是任何计算机可读介质，其不是计算机可读存储介质并且其能够传递、传播或传输程序用于由指令运行系统、装置或设备使用或者与其结合使用。
“计算机存储器”或“存储器”是计算机可读存储介质的范例。计算机存储器是处理器能够直接访问的任何存储器。“计算机存储设备”或“存储设备”是计算机可读存储介质的另一范例。计算机存储设备是任何非易失性计算机可读存储介质。在一些实施例中，计算机存储设备也可以是计算机存储器，或反之亦然。
用在本文中的“处理器”涵盖能够执行程序或机器可执行指令或计算机可执行代码的电子部件。对包括“处理器”的计算设备的引用应当被解读为能够包括超过一个处理器或处理内核。所述处理器例如可以是多核处理器。处理器还可以是指单个计算机系统之内的或者被分布在多个计算机系统之间的处理器的集合。术语计算设备也应被解释为可能指计算设备的集合或网络，每个计算设备均包括一处理器或多个处理器。所述计算机可执行代码可以由多个处理器运行，所述处理器可以处在相同的计算设备内或者其甚至可以跨多个计算设备分布。
计算机可执行代码可以包括令处理器执行本发明的各方面的机器可执行指令或程序。用于执行针对本发明的各方面的操作的计算机可执行代码可以以一种或多种编程语言(包括诸如Java、Smalltalk、C++等的面向对象的编程语言以及诸如"C"编程语言或类似编程语言的常规过程编程语言)的任何组合来编写并且被编译为机器可执行指令。在一些情况下，所述计算机可执行代码可以以高级语言的形式或者以预编译形式并且结合在飞行中生成机器可执行指令的解释器来使用。
所述计算机可执行代码可以作为单机软件包全部地在所述用户的计算机上、部分地在用户的计算机上、部分地在用户的计算机上并且部分地在远程计算机上、或者全部地在所述远程计算机或服务器上运行。在后者的场景中，所述远程计算机可以通过任何类型的网络(包括局域网(LAN)或广域网(WAN))或者可以对外部计算机做出的连接(例如，使用因特网服务提供商通过因特网)而被连接到用户的计算机。
本发明的各方面参考根据本发明的实施例的方法、装置(系统)和计算机程序产品的流程图图示和/或框图得以描述。应该理解，流程图、图示和/或框图的每个框或框的一部分能够在适用时通过以计算机可执行代码的形式的计算机程序指令来实施。还应当理解的是，当不相互排斥时，在不同的流程图、图示和/或框图中块的组合可以被组合。这些计算机程序指令可以被提供到通用计算机、专用计算机的处理器或者其他可编程数据处理装置以生产机器，使得经由计算机的处理器或其他可编程数据处理装置运行的指令创建用于实施流程图和/或框图的一个或多个框中指定的功能/动作的器件。
这些计算机程序指令还可以被存储在计算机可读介质中，其能够引导计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备以特定的方式工作，使得被存储在所述计算机可读介质中的所述指令产生包括实施在流程图和/或一个或多个框图框中所指定的功能/动作的指令的制品。
所述计算机程序指令还可以被加载到计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备上以令一系列操作步骤在计算机、其他可编程装置或其他设备上执行以产生计算机实施的过程，使得在计算机或其他可编程装置上运行的指令提供用于实施在流程图和/或一个或多个框图框中所指定的功能/动作的过程。
如在本文中所使用的“用户接口”是允许用户或操作者与计算机或计算机系统进行交互的接口。“用户接口”还可以被称为“人机接口设备”。用户接口可以向操作者提供信息或数据和/或接收来自操作者的信息或数据。用户接口可使来自操作者的输入能够被计算机接收，且可将输出从计算机提供给用户。换言之，用户接口可以允许操作者控制或操纵计算机，并且该接口可以允许计算机指示操作者的控制或操纵的效果。数据或信息在显示器或图形用户接口上的显示是向操作者提供信息的范例。通过键盘、鼠标、跟踪球、触摸板、指点杆、图形输入板、操纵杆、游戏板、网络摄像头、头盔、踏板、有线手套、遥控器以及加速度计接收数据都是实现从操作者接收信息或数据的用户接口部件的范例。
如在本文中所使用的“硬件接口”涵盖使得计算机系统的处理器能够与外部计算设备和/或装置进行交互或者对其进行控制的接口。硬件接口可允许处理器将控制信号或指令发送给外部计算设备和/或装置。硬件接口也可以使处理器与外部计算设备和/或装置交换数据。硬件接口的范例包括但不限于：通用串行总线、IEEE 1394端口、并行端口、IEEE1284端口、串行端口、RS-232端口、IEEE-488端口、蓝牙连接、无线局域网连接、TCP/IP连接、以太网连接、控制电压接口、MIDI接口、模拟输入接口和数字输入接口。
本文中使用的“显示器”或“显示设备”涵盖适于显示图像或数据的输出设备或用户接口。显示器可以输出视觉、音频和触觉数据。显示器的范例包括但不限于：电脑监视器、电视屏幕、触摸屏、触觉电子显示屏、盲文屏幕、阴极射线管(CRT)、存储管、双稳态显示器、电子纸、向量显示器、平板显示器、真空荧光显示器(VF)、发光二极管(LED)显示器、电致发光显示器(ELD)、等离子显示面板(PDP)、液晶显示器(LCD)、有机发光二极管显示器(OLED)、投影机和头戴式显示器。
磁共振(MR)数据在本文中被定义为由在磁共振成像扫描期间使用磁共振装置的天线对由原子自旋发射的射频信号的所记录的测量结果。MRF磁共振数据是磁共振数据。磁共振数据是医学图像数据的范例。磁共振成像(MRI)图像或MR图像在本文中被定义为包含在磁共振数据内的解剖数据的经重建的二维或三维可视化。这种可视化可使用计算机来执行。Z谱采集是磁共振数据，其适合用于重建Z谱图或图像。
附图说明
在下文中，将仅通过举例的方式并且参考附图来描述本发明的优选实施例，在附图中：
图1图示了医学成像系统的示例；
图2是图示操作图1的医学成像系统的方法的流程图；
图3图示了医学成像系统的另一示例；并且
图4是图示操作图3的医学成像系统的方法的流程图。
附图标记列表
100 医学成像系统
102 计算机
104 处理器
106 硬件接口
108 用户接口
110 存储器
120 机器可执行指令
122B0场数据
124 水饱和数据
126 化学交换饱和转移数据
128B0场图
130 局部绝对水饱和频率
132 场图
134 经调整的化学交换饱和转移数据
136 CEST图
300 医学成像系统
302 磁共振成像系统
304 磁体
306 磁体的膛
308 成像区
309 感兴趣区域
310 磁场梯度线圈
312 磁场梯度线圈电源
314 射频线圈
316 收发器
318 对象
320 对象支撑件
330 脉冲序列命令
具体实施方式
在这些附图中，类似地编号的元件是等价元件或执行相同功能。如果功能是等价的，则将不一定在后来的附图中讨论先前已经讨论过的元件。
图1示出了医学成像系统100的示例。医学成像系统100包括计算机102。所述计算机包括处理器104，所述处理器被显示为任选地连接到硬件接口106。处理器104还任选地显示为连接到用户接口108。处理器104被示为连接到存储器110。存储器110可以是处理器104可访问的存储器的任何组合。这可以包括诸如主存储器、高速缓存的存储器以及诸如闪存RAM、硬盘驱动器或其他存储设备的非易失性存储器。在一些示例中，存储器110可以被认为是非瞬态计算机可读介质。
硬件接口106可以例如用于控制医学成像系统100的其他部件，例如磁共振成像系统(如果有的话)。硬件接口106还可以包括网络部件，以便处理器104可以经由计算机网络发送和接收数据。
存储器110被示为包含机器可执行指令120。机器可执行指令120使处理器104能够控制医学成像系统100的其他部件和/或执行数学运算和/或图像处理功能。
存储器110还被示为包含针对多个体素的参考扫描的B0场数据122。此外，存储器110可以包含针对体素的子集(例如单个体素)的WASSR扫描的的水饱和数据124。水饱和数据124可以包括有限数量的采样点的数据，例如2或3个采样点。另外，存储器110可以包含CEST扫描的化学交换饱和转移数据126。
存储器110还被示为包含使用B0场数据122重建的B0场图128。此外，使用WASSR扫描的水饱和数据124，存储器110可以包含用于子集的每个体素的局部绝对水饱和频率130。存储器110可以还包含场图132，场图132包括针对多个体素中的每个体素的局部绝对水饱和频率。可以使用子集的体素的局部绝对水饱和频率130以及B0场图128来重建该场图132。
在场图132用于除CEST以外的MRI技术的情况下，存储器110可以包含另一MRI扫描的其他MRI数据替代CEST扫描的化学交换饱和转移数据126。
存储器110还被示出为包含经调整的化学交换饱和转移数据134。已经针对多个体素中的每个体素调整了相应化学交换饱和转移数据134的局部绝对水饱和频率。此外，存储器110可以包含使用经调整的化学交换饱和转移数据134重建的CEST图136。在一些情况下，CEST协议可以是APTw磁共振成像协议。在这种情况下，存储器110所包含的CEST图136可以是APTw图。
如果场图132用于CEST以外的MRI技术，则可以使用MRI数据代替CEST图136来重建另一图像。
图2示出了图示操作图1的医学成像系统100的方法的流程图。首先在步骤200中，医学成像系统100接收磁共振数据。磁共振数据包括针对所述多个体素的参考扫描的B0场数据，针对所述多个体素的子像素的WASSR扫描的水饱和数据，以及针对所述多个体素中每个体素的CEST扫描的化学交换饱和转移数据。根据示例性实施例的体素的子集可以包括单个体素。此外，水饱和数据可以仅包括有限数量的采样点的数据，例如2个或3个。在步骤202中，使用参考扫描的B0场数据来重建B0场图。B0场图提供了多个体素之间的相对频率差。在步骤204中，针对子集中的每个体素确定局部绝对水饱和频率。在步骤206，重建场图。场图包括多个体素中的每个体素的局部绝对水饱和频率。使用B0场图提供的体素之间的相对频率差来确定各个体素的各个局部绝对水饱和频率。相对频率差的数据与子集的确定的局部绝对水饱和频率所提供的频率偏移相组合。在步骤208中，使用重建场图来调整多个体素中的每个体素的化学交换饱和转移数据的局部绝对水饱和频率。在步骤210中，使用经调整的化学交换饱和转移数据重建CEST图。
图3图示了医学成像系统300的另一示例。图3中的医学成像系统300类似于图1中的医学成像系统100。图3中的医学成像系统300被示出为额外地包括磁共振成像系统302。
该磁共振成像系统302包括磁体304。磁体304是具有通过其的膛306的超导圆柱型磁体。使用不同类型的磁体也是可能的；例如，也可以使用分体圆柱形磁体和所谓的开放磁体。分裂圆柱磁体类似于标准的圆柱磁体，除了低温恒温器已经分裂成两部分，以允许访问所述磁体的等平面，从而使磁体可以例如与带电粒子束治疗相结合地使用。开放磁体有两个磁体部分，一个在另一个之上，中间的空间足够大以容纳对象：两个部分区的布置类似于亥姆霍兹线圈的布置。开放式磁体是流行的，因为对象较少地受限。在圆柱磁体的低温恒温器内部有超导线圈的集合。在圆柱磁体304的膛306内，存在成像区308，在成像区108中，磁场足够强和均匀以执行磁共振成像。示出了成像区308内的感兴趣区域309。所采集的磁共振数据通常针对感兴趣区域采集。对象318被示出为由对象支撑件320支撑，使得对象318的至少一部分在成像区308和感兴趣区域309内。
磁体的膛306内还有磁场梯度线圈310的集合，其用于采集初级磁共振数据，以在磁体304的成像区308内对磁自旋进行空间编码。磁场梯度线圈310连接到磁场梯度线圈电源312。磁场梯度线圈310旨在是代表性的。通常，磁场梯度线圈310包含用于在三个正交空间方向上空间地编码的三个分立的线圈的集合。磁场梯度电源将电流供应到所述磁场梯度线圈。供应给磁场梯度线圈310的电流根据时间来进行控制并且可以是斜变的或脉冲的。
与成像区308相邻的是射频线圈314，其用于操纵成像区308内的磁自旋的取向，并且用于接收来自也在成像区308内的自旋的射频发射。射频天线可包含多个线圈元件。射频天线还可以被称为通道或天线。射频线圈314连接到射频收发器316。射频线圈314和射频收发器316可以由独立的发送线圈和接收线圈以及独立的发射器和接收器替代。要理解的是，射频线圈314和射频收发器316是代表性的。射频线圈314旨在还表示专用的发射天线和专用的接收天线。类似地，收发器316也可以表示单独的发射器和接收器。射频线圈314也可以具有多个接收/发射元件，并且射频收发器316可以具有多个接收/发射通道。例如，如果执行诸如SENSE的并行成像技术，则射频线圈314可以具有多个线圈元件。
收发器316和梯度控制器312被示为连接到计算机系统102的硬件接口106。计算机存储器110被示为额外地包含脉冲序列命令330。处理器104可以使用脉冲序列命令330来控制磁共振成像系统302以采集磁共振数据。脉冲序列命令330可以被配置为根据B0场映射协议来采集B0场数据，根据WASSR磁共振成像协议来采集水饱和数据，以及根据CEST磁共振成像协议来采集化学交换饱和转移数据。
图4示出了图示操作图3的医学成像系统300的方法的流程图。图4所示的方法类似于图2中所示的方法。图4中的方法开始于步骤400。在步骤400中，脉冲序列命令被使用以采集磁共振数据，即，针对所述多个体素的参考扫描的B0场数据，针对所述多个体素的子集的WASSR扫描的水饱和数据以及针对所述多个体素中每个体素的CEST扫描的化学交换饱和转移数据。在步骤400之后，所述方法前进到图2的方法的步骤200，并且此后该方法与图2所示的方法相同。
图2和图4中图示的方法可以例如由如图1和图3中所示的机器可执行指令120来实现。
示例可以提供MRI技术以获得对磁化转移不对称性(MTRasym)的准确评估，其例如用作酰胺质子转移加权或化学交换饱和转移图像。该技术包括MR图像采集和处理流程。图像采集涉及采集针对多个体素的参考扫描的B0场数据，针对多个体素的子像素的WASSR扫描的水饱和数据的有限集合，以及包括针对多个体素进行扫描的CEST的化学交换饱和转移数据扫描，例如ATP扫描。B0场数据可用于重建B0场图，用于通过标准狄克逊方法确定磁场不均匀性。水信号的MTRasym是从化学交换饱和传递数据得出的，所述数据可以针对由于B0场不均匀性的频率偏移进行调整。
酰胺质子转移(APT)是一种基于MR的内源性胞质蛋白或肽分子成像技术。它基于化学交换饱和转移(CEST)效应，并且经由交换速率来反映蛋白质浓度以及局部pH值。APTMRI在肿瘤学(肿瘤中增强的蛋白浓度，放射性坏死和活动性或复发性肿瘤的区分)和神经病学(卒中缺血性酸中毒)中有望应用。酰胺质子的检测基于使用水共振附近的对称射频(RF)饱和频率偏移±Δω(例如，±3.5ppm)关于水信号的磁化传递不对称(MTRasym)分析，而发现APT加权信号(APTW)是图像信号的减少，例如+3.5ppm附近。测量信号幅值的不对称性作为饱和频率偏移的函数，固有地对混淆信号贡献敏感，例如大约-3.5ppm。多张图像S[ω]可以利用可变的饱和频率偏移Δω-记录，所谓的针对MTRasym＝(S[-ω]-S[+ω]/S0的评估的Z-谱-。
尽管已经在附图和前面的描述中详细图示和描述了本发明，但是这样的图示和描述应当被认为是图示性或示范性的，而非限制性的。本发明不限于公开的实施例。
本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求书，在实践请求保护的本发明时能够理解并且实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或者其它单元可以实现权利要求书中记载的若干项的功能。尽管特定措施是在互不相同的从属权利要求中记载的，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。可以将计算机程序存储/分布在与其它硬件一起提供或者作为其它硬件的一部分提供的诸如光存储介质或者固态介质的合适介质上，但是还可以以诸如经因特网或者其它有线或无线电信系统的其它形式分布。权利要求书中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。

Claims (14)

1.一种医学成像系统(100、300)，其中，所述医学成像系统(100、300)包括：
存储器(110)，其用于存储机器可执行指令(120)；
处理器(104)，其用于控制所述医学成像系统(100、300)，其中，所述机器可执行指令(120)的运行使所述处理器(104)控制所述医学成像系统(100、300)以进行以下操作：
接收磁共振数据，其中，所述磁共振数据包括针对多个体素的参考扫描的B0场数据(122)和针对所述多个体素中的体素的子集的WASSR扫描的水饱和数据(124)，所述体素的子集具有比所述多个体素少的体素，所述水饱和数据(124)包括所述体素的子集中的每个体素的有限数量的采样点的数据；
使用所述WASSR扫描的所述水饱和数据(124)来确定针对所述体素的子集中的每个体素的局部绝对水饱和频率(130)；并且
重建包括针对所述多个体素中的每个体素的局部绝对水饱和频率的场图(132)，其中，所述重建包括使用所述参考扫描的所述B0场数据(122)来确定所述体素之间的相对频率差异，并且基于所述体素的子集的所确定的局部绝对水饱和频率(130)将频率偏移添加到所述相对频率差异。
2.根据权利要求1所述的医学成像系统(100、300)，其中，所述有限数量的采样点为2个或3个。
3.根据前述权利要求中的任一项所述的医学成像系统(100、300)，其中，体素的所述子集包括具有根据所述参考扫描的所述B0场数据(122)的最小值的体素。
4.根据权利要求1或2所述的医学成像系统(100、300)，其中，所述体素的子集是单个体素。
5.根据权利要求1或2所述的医学成像系统(100、300)，其中，所述医学成像系统(100，300)还包括磁共振成像系统(302)，所述磁共振成像系统被配置用于从成像区(308)内的对象(318)采集所述磁共振数据，其中，所述存储器(110)还存储脉冲序列命令(330)，其中，所述脉冲序列命令(330)被配置为根据B0场映射协议来采集所述B0场数据(122)，并且根据WASSR磁共振成像协议来采集所述水饱和数据(124)，其中，所述机器可执行指令(120)的运行使所述处理器(104)利用所述脉冲序列命令(330)来控制所述磁共振成像系统(302)以采集所述磁共振数据。
6.根据权利要求1所述的医学成像系统(100、300)，其中，接收的所述磁共振数据还包括CEST扫描的化学交换饱和转移数据(126)，其中，所述机器可执行指令(120)的所述运行还使所述处理器(104)控制所述医学成像系统(100、300)以进行以下操作：
使用重建的场图(132)来针对所述多个体素中的每个体素调整所述化学交换饱和转移数据(126)的所述局部绝对水饱和频率；
使用经调整的化学交换饱和转移数据(134)来重建CEST图(136)。
7.根据权利要求6所述的医学成像系统(100、300)，其中，所述存储器(110)存储另外的脉冲序列命令(330)，其中，所述另外的脉冲序列命令(330)被配置为根据CEST磁共振成像协议来采集所述化学交换饱和转移数据(126)，其中，所述机器可执行指令(120)的运行使所述处理器(104)利用所述另外的脉冲序列命令(330)来控制所述磁共振成像系统(302)以采集所述化学交换饱和转移数据(126)。
8.根据权利要求6至7中的任一项所述的医学成像系统(100、300)，其中，所述CEST磁共振成像协议是酰胺质子转移加权磁共振成像协议。
9.根据权利要求1或2所述的医学成像系统(100、300)，其中，所述场图(132)的重建包括根据迪克逊型磁共振成像协议，使用所述参考扫描的所述B0场数据(122)来重建B0场图(128)，所述B0场数据包括针对多个回波偏移或回波时间的数据。
10.根据权利要求9所述的医学成像系统(100、300)，其中，所述B0场图(128)是使用所述参考扫描的所述B0场数据(122)来重建的，所述B0场数据包括具有同相的水信号和脂肪信号的多个回波偏移或回波时间的数据。
11.一种操作医学成像系统(100、300)的方法，其中，所述方法包括：
接收磁共振数据，其中，所述磁共振数据包括针对多个体素的参考扫描的B0场数据(122)和针对所述多个体素中的体素的子集的WASSR扫描的水饱和数据(124)，所述体素的子集具有比所述多个体素少的体素，所述水饱和数据(124)包括所述体素的子集中的每个体素的有限数量的采样点的数据；
使用所述WASSR扫描的所述水饱和数据(124)来确定针对所述体素的子集中的每个体素的局部绝对水饱和频率(130)；并且
重建包括针对所述多个体素中的每个体素的局部绝对水饱和频率的场图(132)，其中，所述重建包括使用所述参考扫描的所述B0场数据(122)来确定所述体素之间的相对频率差异，并且基于所述体素的子集的所确定的局部绝对水饱和频率(130)将频率偏移添加到所述相对频率差异。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，所述医学成像系统(100，300)还包括磁共振成像系统(302)，所述磁共振成像系统被配置用于从成像区(308)内的对象(318)采集所述磁共振数据，其中，所述方法还包括：
根据B0场映射协议来采集所述B0场数据(122)并且根据WASSR磁共振成像协议来采集所述水饱和数据(124)。
13.一种包括机器可执行指令(120)的计算机可读介质，所述机器可执行指令用于由控制医学成像系统(100、300)的处理器(104)运行，其中，所述机器可执行指令(120)的运行使所述处理器(104)控制所述医学成像系统(100、300)以进行以下操作：
接收磁共振数据，其中，所述磁共振数据包括针对多个体素的参考扫描的B0场数据(122)和针对所述多个体素中的体素的子集的WASSR扫描的水饱和数据(124)，所述体素的子集具有比所述多个体素少的体素，所述水饱和数据(124)包括所述体素的子集中的每个体素的有限数量的采样点的数据；
使用所述WASSR扫描的所述水饱和数据(124)来确定针对所述体素的子集中的每个体素的局部绝对水饱和频率(130)；并且
重建包括针对所述多个体素中的每个体素的局部绝对水饱和频率的场图(132)，其中，所述重建包括使用所述参考扫描的所述B0场数据(122)来确定所述体素之间的相对频率差异，并且基于所述体素的子集的所确定的局部绝对水饱和频率(130)来将频率偏移添加到所述相对频率差异。
14.根据权利要求13所述的计算机可读介质，其中，所述计算机可读介质还包括脉冲序列命令(330)，其中，所述脉冲序列命令(330)被配置为根据B0场映射协议来采集所述B0场数据(122)，并且根据WASSR磁共振成像协议来采集所述水饱和数据(124)，其中，所述机器可执行指令(120)的运行还使所述处理器(104)控制所述医学成像系统(100，300)以采集所述磁共振数据。
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