CN113366330A - 低场扩散加权磁共振成像 - Google Patents

低场扩散加权磁共振成像 Download PDF

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Abstract

一种用于操作低场磁共振成像(MRI)系统以进行扩散加权成像的方法和设备，其中低场MRI系统包括多个磁性组件，该多个磁性组件包括：B0磁体，其被配置为产生低场主磁场B0；至少一个梯度线圈，其被配置为在操作时提供对发射磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频(RF)组件，其被配置为在操作时获取发射磁共振信号。该方法包括根据至少一个脉冲序列来控制多个磁性组件中的一个或多个磁性组件，该至少一个脉冲序列具有扩散加权梯度编码时间段、然后是产生并检测到磁共振信号的多个回波时间段，其中，多个回波时间段中的至少两个回波时间段与具有相反梯度极性的相应编码回波相对应。

Description

低场扩散加权磁共振成像
相关申请
根据美国法典第35条第119(e)款，本申请要求提交于2018年7月31日并且标题为“LOW-FIELD DIFFUSION WEIGHTED IMAGING(低场扩散加权成像)”的美国临时申请62/712,565的优先权，其通过引用而全文并入于此。
背景技术
磁共振成像(MRI)为许多应用提供了重要的成像方式，并且广泛应用于临床和研究环境中以产生人体内部的图像。一般地，MR基于检测磁共振(MR)信号，MR信号是原子响应于由所施加的电磁场引起的状态变化而发射的电磁波。例如，核磁共振(NMR)技术涉及检测在被成像对象中的原子(例如，人体组织中的原子)的核自旋重新对准或弛豫时从激发原子的核发射的MR信号。可以对检测到的MR信号进行处理以产生图像，这使得在医学应用的上下文中能够对体内的内部结构和/或生物过程进行调查以用于诊断、治疗和/或研究目的。
由于能够产生具有相对高分辨率和对比度的非侵入性图像而没有其它方式的安全问题(例如，无需使被检体暴露于电离辐射(例如，x射线)或向身体引入放射性材料)，MRI为生物成像提供了一种有吸引力的成像方式。另外，MRI特别适合提供软组织对比度，这可用于对其它成像方式不能令人满意地成像的主体进行成像。此外，MR技术能够捕获其它方式不能获取的与结构和/或生物过程有关的信息。然而，MRI存在许多缺点，对于给定成像应用，缺点可能包括设备的成本相对较高、可用性有限和/或难以获得对临床MRI扫描器的访问、以及/或者图像获取过程的长度。
临床MRI的趋势一直是增加MRI扫描器的场强以改进扫描时间、图像分辨率和图像对比度中的一个或多个，这进而继续驱使成本上升。所安装的MRI扫描器中的绝对多数在1.5或3特斯拉(T)处工作，其中，1.5或3特斯拉是指主磁场B0的场强。临床MRI扫描器的粗略成本估计约为每特斯拉一百万美元，这没有包括操作这种MRI扫描器所涉及的大量操作、服务和维护成本。
另外，传统的高场MRI系统通常需要大型超导磁体和相关电子器件来生成对对象(例如，患者)进行成像的强均匀静态磁场(B0)。这种系统的大小相当大，其中典型的MRI安装包括用于磁体、电子器件、热管理系统和控制台区域的多个空间。MRI系统的大小和费用一般将其使用限制在诸如医院和学术研究中心等的设施，这些设施具有足够的空间和资源来购买和维护它们。高场MRI系统的高成本和大量空间需求导致MRI扫描器的可用性有限。正因如此，如以下进一步详细所述，通常存在如下的临床情况：MRI扫描将是有益的，但由于上文讨论的一个或多个限制因而是不实际的或不可能的。
发明内容
一些实施例涉及一种低场磁共振成像系统即低场MRI系统。所述低场MRI系统包括：多个磁性组件，其包括：B0磁体，其被配置为产生低场主磁场B0；至少一个梯度线圈，其被配置为在操作时提供对发射磁共振信号的空间编码；至少一个射频组件即至少一个RF组件，其被配置为在操作时获取所述发射磁共振信号；以及至少一个控制器。所述至少一个控制器被配置为根据至少一个脉冲序列来操作所述多个磁性组件中的一个或多个磁性组件，所述至少一个脉冲序列具有扩散加权梯度编码时间段、然后是产生并检测到磁共振信号的多个回波时间段，其中，所述多个回波时间段中的至少两个回波时间段与具有相反梯度极性的相应编码回波相对应。
一些实施例涉及一种操作低场磁共振成像系统即低场MRI系统以进行扩散加权成像的计算机实现方法，所述低场MRI系统包括多个磁性组件，所述多个磁性组件包括：B0磁体，其被配置为产生低场主磁场B0；至少一个梯度线圈，其被配置为在操作时提供对发射磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频组件即至少一个RF组件，其被配置为在操作时获取所述发射磁共振信号。所述方法包括：根据至少一个脉冲序列来控制所述多个磁性组件中的一个或多个磁性组件，所述至少一个脉冲序列具有扩散加权梯度编码时间段、然后是产生并检测到磁共振信号的多个回波时间段，其中，所述多个回波时间段中的至少两个回波时间段与具有相反梯度极性的相应编码回波相对应。
一些实施例涉及一种非暂时性计算机可读介质，其编码有多个指令，所述多个指令在由至少一个计算机处理器执行时使所述至少一个计算机处理器进行操作低场磁共振成像系统即低场MRI系统以进行扩散加权成像的方法，所述低场MRI系统包括多个磁性组件，所述多个磁性组件包括：B0磁体，其被配置为产生低场主磁场B0；至少一个梯度线圈，其被配置为在操作时提供对发射磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频组件即至少一个RF组件，其被配置为在操作时获取所述发射磁共振信号。所述方法包括：根据至少一个脉冲序列来控制所述多个磁性组件中的一个或多个磁性组件，所述至少一个脉冲序列具有扩散加权梯度编码时间段、然后是产生并检测到磁共振信号的多个回波时间段，其中，所述多个回波时间段中的至少两个回波时间段与具有相反梯度极性的相应编码回波相对应。
应当理解，前述概念和以下进一步详细讨论的附加概念的所有组合(假设这些概念不相互矛盾)被设想为这里公开的发明主题的一部分。特别地，在本发明最后出现的所要求保护的主题的所有组合被设想为这里公开的发明主题的一部分。
附图说明
将参考以下附图来描述技术的各个非限制性实施例。应当理解，附图无需按比例绘制。
图1示出根据一些实施例的可被控制以进行扩散加权成像的低场磁共振成像系统的典型组件；
图2示出根据一些实施例的可用于使用低场磁共振成像系统来进行扩散加权成像的脉冲序列；
图3示出根据一些实施例的用于校正使用低场磁共振成像系统的扩散加权成像期间所引起的图像模糊的处理；
图4示出根据一些实施例的用于通过使用扩散加权成像脉冲序列中的多个回波时间段来改进图像质量的处理；以及
图5A～5C示出使用图4所示的处理而生成的图像。
具体实施方式
高场系统在MRI扫描器市场中占压倒性的主导地位，特别是对于医疗或临床MRI应用更是如此。如上文所讨论的，医学成像的一般趋势是产生具有越来越大的场强的MRI扫描器，其中绝大多数的临床MRI扫描器在1.5T或3T处工作，并在研究环境中使用较高的7T和9T的场强。如这里所使用的，“高场”一般是指目前在临床环境中使用的MRI系统，更具体地是指以1.5T或以上的主磁场(即，B0场)工作的MRI系统，但是在0.5T和1.5T之间工作的临床系统通常也被表征为“高场”。约0.2T和0.5T之间的场强被表征为“中场”，并且随着高场区中的场强不断增加，0.5T至1T之间的范围中的场强也被表征为中场。相比之下，“低场”一般是指以小于或等于约0.2T的B0场工作的MRI系统，但由于高场区的高端处的增加的场强，具有0.2T至约0.3T之间的B0场的系统有时也被表征为低场。在低场区内，以小于0.1T的B0场工作的低场MRI系统在这里被称为“甚低场”，并且以小于10mT的B0场工作的低场MRI系统在这里被称为“超低场”。
如上文所讨论的，传统MRI系统需要专门的设施。MRI系统需要电磁屏蔽的空间才能工作，并且必须在结构上加强空间的地板。必须为高电力电子器件和扫描技术人员的控制区域提供附加的空间。还必须提供对场所的安全访问。另外，必须安装专用的三相电气连接以向电子器件提供电力，这些电子器件进而通过冷却水供给来进行冷却。通常，还必须提供附加HVAC能力。这些场所要求不仅昂贵，而且还大大限制了可部署MRI系统的位置。传统的临床MRI扫描器也需要大量的专业知识来进行操作和维护这两者。这些训练有素的技术人员和服务工程师为操作MRI系统增加了大量的持续运营成本。作为结果，传统MRI通常成本过高，并且在可访问性方面受到严格限制，从而阻碍MRI成为在无论何处以及无论何时需要的情况下都能够递送范围广泛的临床成像解决方案的广泛可用的诊断工具。通常，患者必须在提前安排的时间和地点访问有限数量的设施其中之一，从而阻碍了在MRI对于辅助诊断、外科手术和患者监视等唯一有效的许多医疗应用中使用MRI。
如上文所讨论的，高场MRI系统需要特别调整的设施，以适应这些系统的大小、重量、电力消耗和屏蔽要求。例如，1.5T的MRI系统的重量通常在4～10吨之间，而3T的MRI系统的重量通常在8～20吨之间。另外，高场MRI系统一般需要大量的重且昂贵的屏蔽。许多中场扫描器甚至更重，其重量在10～20吨之间，这部分是因为使用了非常大的永磁体和/或磁轭。市售的低场MRI系统(例如，以0.2T的B0磁场工作)由于大量用于产生B0场的铁磁材料因而通常也在10吨或更多的范围内，此外还有用于屏蔽的吨位。为了适应这种重型设备，必须用强化地板(例如，混凝土地板)来建造空间(其最小尺寸通常为30～50平方米)，并且空间必须特别屏蔽以防止电磁辐射干扰MRI系统的运行。因此，可用临床MRI系统是不移动的，并且需要在医院或设施内花费大量的专用空间，而且除了为工作准备空间的相当大的成本之外，在操作和维护系统的专门知识方面还需要进一步的额外的持续成本。
另外，目前可用的MRI系统通常消耗大量电力。例如，常见的1.5T和3T的MRI系统在工作期间通常消耗20至40kW的电力，而可用的0.5T和0.2T的MRI系统通常消耗5至20kW，每种都使用专用和专门的电源。除非另有规定，电力消耗是指在关注间隔内消耗的平均电力。例如，上述的20至40kW表示传统MRI系统在图像获取过程期间所消耗的平均电力，其中图像获取过程可能包括明显超过平均电力消耗的峰值电力消耗的相对短时间段(例如，梯度线圈和/或RF线圈在脉冲序列的相对短时间段内进行脉冲的时间段)。峰值(或大的)电力消耗的间隔通常经由MRI系统本身的电力储存元件(例如，电容器)来解决。因此，平均电力消耗是更相关的数字，因为它一般决定了操作装置所需的电力连接的类型。如上文所讨论的，可用的临床MRI系统必须具有专用电源，通常需要到电网的专用三相连接以向MRI系统的组件供电。然后需要附加电子器件以将三相电力转换为MRI系统所利用的单相电力。部署传统临床MRI系统的许多物理要求造成了重大的可用性问题，并严格限制了可以利用MRI的临床应用。
因此，高场MRI的许多要求在许多情况下使安装成本过高，从而将其部署限制到大型机构医院或专门设施并一般将其用途限制于严格安排的预约，进而要求患者在提前安排的时间访问专用设施。因此，对高场MRI的许多限制阻碍MRI充分用作成像方式。尽管上述的高场MRI存在缺点，但对于较高场中信噪比(SNR)的显著增加的呼吁继续推动行业向越来越高的场强的方向发展以用于临床和医学MRI应用，从而进一步增加了MRI扫描器的成本和复杂度并进一步限制了其可用性并阻碍其用作通用和/或常用的成像解决方案。
低场区(特别是甚低场区)中所产生的MR信号的低SNR阻碍了相对低成本、低电力和/或便携式MRI系统的发展。传统的“低场”MRI系统在通常被表征为低场范围的高端处工作(例如，临床可用的低场系统具有约0.2T的最低限)以实现有用的图像。虽然比高场MRI系统稍微便宜，但传统的低场MRI系统共享许多相同的缺点。特别地，传统的低场MRI系统是大型、固定且不移动的安装，消耗大量电力(需要专用的三相电力挂接)，并且需要特别屏蔽的空间和大型专用空间。低场MRI的挑战阻碍了可产生有用图像的相对低成本、低电力和/或便携式MRI系统的发展。
发明人开发了能够实现便携式、低场、低电力和/或较低成本MRI系统的技术，这可以提高MRI技术在目前医院和研究设施的MRI安装之外的各种环境中的广泛可部署性。作为结果，MRI可被部署在急诊室、小型诊所、医生办公室、移动单元、现场等，并可被带至患者(例如，床边)以广泛地进行各种成像过程或方案。一些实施例包括实现便携式、低成本、低电力MRI的甚低场MRI系统(例如，0.1T、50mT、20mT等)，从而显著增加MRI在临床环境中的可用性。
在低场区中开发临床MRI系统存在许多挑战。如这里所使用的，术语临床MRI系统是指产生临床有用图像的MRI系统，其中临床有用图像是指具有足够分辨率和适当获取时间以在给定的特定成像应用的情况下针对其预期目的对医师或临床医师有用的图像。正因如此，临床有用图像的分辨率/获取时间将取决于正获得图像的目的。在低场区中获得临床有用图像的许多挑战其中之一是相对低的SNR。具体地，SNR与B0场强之间的关系是在场强高于0.2T时约为B0 5/4，并且在场强低于0.1T时约为B0 3/2。正因如此，SNR随着场强的减小而大幅下降，并在甚低场强下经历甚至更大幅的SNR下降。由于减小场强而导致的SNR的这种大幅下降是阻碍甚低场区中的临床MRI系统的发展的重要因素。特别地，在甚低场强处的低SNR的挑战阻碍了在甚低场区中工作的临床MRI系统的发展。作为结果，试图在较低场强处工作的临床MRI系统传统上实现了约0.2T范围和以上的场强。这些MRI系统仍然是大型的、重型的且昂贵的，一般需要固定的专用空间(或屏蔽帐篷)和专用电源。
发明人开发了能够产生临床有用图像的低场和甚低场MRI系统，从而允许开发使用现有技术不能实现的便携式、低成本和易于使用的MRI系统。根据一些实施例，可以将MRI系统运输到患者处，以通常在无论何时以及无论何处需要的情况下广泛提供各种诊断、外科手术、监视和/或治疗过程。
图1是MRI系统100的典型组件的框图。在图1的例示性示例中，MRI系统100包括计算装置104、控制器106、脉冲序列存储部108、电力管理系统110和磁性组件120。应当理解，系统100是例示性的，并且除了图1所示的组件之外或者代替图1所示的组件，MRI系统可以具有任何合适类型的一个或多个其它组件。然而，MRI系统一般将包括这些高级组件，但对于特定MRI系统，这些组件的实现可能有很大差异，如下文进一步详细讨论。
如图1所示，磁性组件120包括B0磁体122、匀场线圈124、RF发送和接收线圈126、以及梯度线圈128。磁体122可用于产生主磁场B0。磁体122可以是能够产生期望主磁场B0的任何合适类型的磁性组件或其组合。如上文所讨论的，在高场区中，B0磁体通常使用一般以螺线管几何形状提供的超导材料形成，要求低温冷却系统将B0磁体保持在超导状态。因此，高场B0磁体是昂贵的、复杂的，并且消耗大量电力(例如，低温冷却系统需要大量电力来维持使B0磁体保持在超导状态所需的极低温度)，需要大量的专用空间和专门的专用电力连接(例如，到电网的专用三相电力连接)。传统的低场B0磁体(例如，以0.2T工作的B0磁体)通常也使用超导材料实现，因此具有这些相同的一般要求。其它传统的低场B0磁体使用永磁体实现，为了产生传统低场系统所限于的场强(例如，由于不能在更低场强处获取有用图像而处于0.2T至0.3T之间)，该永磁体需要是重量为5～20吨的非常大的磁体。因此，传统MRI系统的B0磁体本身阻碍了便携性和可负担性这两者。
梯度线圈128可被布置为提供梯度场，并且例如可被布置为在B0场中在三个基本上正交的方向(X、Y、Z)上产生梯度。梯度线圈128可被配置为通过系统地改变B0场(由磁体122和/或匀场线圈124产生的B0场)来对发射的MR信号进行编码，以将接收的MR信号的空间位置编码为频率或相位的函数。例如，梯度线圈128可被配置成改变作为沿特定方向的空间位置的线性函数的频率或相位，但也可以通过使用非线性梯度线圈来提供更复杂的空间编码配置文件。例如，第一梯度线圈可被配置为在第一(X)方向上选择性地改变B0场以在该方向上进行频率编码，第二梯度线圈可被配置为在基本上与第一方向正交的第二(Y)方向上选择性地改变B0场以进行相位编码，并且第三梯度线圈可被配置为在基本上与第一方向和第二方向正交的第三(Z)方向上选择性地改变B0场以实现用于体积成像应用的切片选择。如上文所讨论的，传统的梯度线圈也消耗大量的电力，通常由大的、昂贵的梯度电源操作，如下文进一步详细讨论。
MRI是通过分别使用发送线圈和接收线圈(通常被称为射频(RF)线圈)激发MR信号并检测所发射的MR信号而进行的。发送/接收线圈可以包括用于发送和接收的单独线圈、用于发送和/或接收的多个线圈或者用于发送和接收的相同线圈。因此，发送/接收组件可以包括用于发送的一个或多个线圈、用于接收的一个或多个线圈和/或用于发送和接收的一个或多个线圈。发送/接收线圈通常也被称为Tx/Rx或Tx/Rx线圈以通用地指代MRI系统的发送和接收磁性组件的各种结构。这些术语在这里可互换使用。在图1中，RF发送和接收线圈126包括一个或多个发送线圈，该一个或多个发送线圈可用于产生RF脉冲以诱发振荡磁场B1。发送线圈可被配置为产生任何合适类型的RF脉冲。
电力管理系统110包括用以向低场MRI系统100的一个或多个组件提供工作电力的电子器件。例如，如下文更详细地讨论的，电力管理系统110可以包括一个或多个电源、梯度电力组件、发送线圈组件、以及/或者提供合适的工作电力以为MRI系统100的组件供能和对其进行操作所需的任何其它合适的电力电子器件。如图1所示，电力管理系统110包括电源112、电力组件114、发送/接收开关116和热管理组件118(例如，用于超导磁体的低温冷却设备)。电源112包括用以向MRI系统100的磁性组件120提供工作电力的电子器件。例如，电源112可以包括用以向一个或多个B0线圈(例如，B0磁体122)提供工作电力以产生低场MRI系统的主磁场的电子器件。发送/接收开关116可用于选择正在操作RF发送线圈还是正在操作RF接收线圈。
电力组件114可以包括用于对一个或多个RF接收线圈(例如，线圈126)所检测到的MR信号进行放大的一个或多个RF接收(Rx)预放大器、被配置为向一个或多个RF发送线圈(例如，线圈126)提供电力的一个或多个RF发送(Tx)电力组件、被配置为向一个或多个梯度线圈(例如，梯度线圈128)提供电力的一个或多个梯度电力组件、以及被配置为向一个或多个匀场线圈(例如，匀场线圈124)提供电力的一个或多个匀场电力组件。
在传统MRI系统中，电力组件大、昂贵、并且消耗大量的电力。通常，电力电子器件占用与MRI扫描器本身分开的空间。电力电子器件不仅需要大量空间，而且还是消耗大量电力且需要壁挂式机架来支撑的昂贵的复杂装置。因此，传统MRI系统的电力电子器件也会阻碍MRI的便携性和可负担性。
如图1所示，MRI系统100包括具有用以向电力管理系统110发送指令并从电力管理系统110接收信息的控制电子器件的控制器106(也称为控制台)。控制器106可被配置为实现一个或多个脉冲序列，脉冲序列用于确定被发送至电力管理系统110的指令以采用期望序列(例如，用于操作RF发送和接收线圈126的参数、用于操作梯度线圈128的参数等)来操作磁性组件120。如图1所示，控制器106还与被编程为处理所接收到的MR数据的计算装置104进行交互。例如，计算装置104可以处理所接收到的MR数据以使用任何合适的图像重建处理来生成一个或多个MR图像。控制器106可以向计算装置104提供与一个或多个脉冲序列有关的信息，以通过计算装置来处理数据。例如，控制器106可以向计算装置104提供与一个或多个脉冲序列有关的信息，并且计算装置可以至少部分地基于所提供的信息来进行图像重建处理。在传统MRI系统中，计算装置104通常包括被配置为相对快速地对MR数据进行计算成本高的处理的一个或多个高性能工作站。这种计算装置本身是相对昂贵的设备。
如根据前述内容应当理解，目前可用的临床MRI系统(包括高场、中场和低场系统)是需要大量专用和特别设计的空间以及专用电力连接的大型、昂贵、固定的安装。发明人开发了较低成本、较低电力和/或便携式的低场(包括甚低场)MRI系统，从而大大提高了MRI的可用性和适用性。根据一些实施例，提供了便携式MRI系统，从而允许MRI系统被带至患者并用于需要该MRI系统的位置。
如上文所讨论的，一些实施例包括便携式的MRI系统，从而允许MRI装置被移至需要它的位置(例如，急诊室和手术室、初级护理办公室、新生儿重症监护室、专科、以及紧急和移动运输车辆和现场)。开发便携式MRI系统面临着许多挑战，包括大小、重量、电力消耗以及在相对不受控制的电磁噪声环境中(例如，在特别屏蔽的空间之外)工作的能力。
便携性的一方面涉及广泛地在各种位置和环境中操作MRI系统的能力。如上文所讨论的，目前可用的临床MRI扫描器需要位于特别遮蔽的空间内以允许正确操作装置，这是造成目前可用的临床MRI扫描器的成本、缺乏可用性和不便携性的(许多)原因其中之一。因此，为了在特别遮蔽的空间之外工作、更特别地为了允许一般是便携式、车载式或以其它方式可运输的MRI，MRI系统必须能够在各种噪声环境中工作。发明人开发了噪声抑制技术，噪声抑制技术允许MRI系统在特别遮蔽的空间之外工作，从而便于便携式/可运输MRI以及无需特别遮蔽的空间的固定MRI安装这两者。虽然噪声抑制技术允许在特别遮蔽的空间之外工作，但这些技术也可用于在屏蔽环境(例如，较不昂贵、松散或临时屏蔽的环境)中进行噪声抑制，并且因此可以与已配备有限屏蔽的区域结合使用，因为这些方面就这一点来说不受限制。
便携性的另一方面涉及MRI系统的电力消耗。也如上文所讨论的，目前的临床MRI系统消耗大量电力(例如，在工作期间范围为20kW至40kW的平均电力消耗)，因此需要专用电力连接(例如，能够递送所需电力的到电网的专用三相电力连接)。专用电力连接的要求是在除专门配备有适当电力连接的昂贵专用空间以外的各个位置中操作MRI系统的另一个障碍。发明人开发了低电力MRI系统，低电力MRI系统能够使用诸如标准壁式插座(例如，美国为120V/20A连接)或公共大型电器插座(例如，220～240V/30A)等的市电工作，从而允许装置在提供公共电源插座的任何地方工作。“插入墙内”的能力便于便携式/可运输MRI以及固定MRI系统安装这两者，而无需诸如三相电力连接等的特殊专用电力。
低场MR已在有限的背景下被探索用于非成像研究目的以及狭义且具体的对比度增强成像应用，但传统上被认为不适合产生临床有用的图像。例如，分辨率、对比度和/或图像获取时间一般不被认为适合于临床目的，包括但不限于组织分化、血流或灌注成像、扩散加权(DW)或扩散张量(DT)成像、功能性MRI(fMRI)等。使用低场MRI获得临床有用的图像的困难中的至少一些与如下的事实相关，即：一般而言，为高场MRI设计的脉冲序列在低场环境中是不合适的。
发明人开发了一种用于在低场环境中进行扩散加权成像的技术。目前，扩散加权成像(DWI)是唯一可以直接评估组织微观结构的MRI对比度，其对于诊断中风和其它病状是重要的。进行DWI在技术上具有挑战性，因为DWI是一种固有低SNR序列，并对MRI硬件(包括梯度线圈和放大器)提出了高要求。低成本、低场MR扫描器放大了实现DWI的技术挑战。低成本、低场MR扫描器的一个示例在标题为“Electromagnetic Shielding for MagneticResonance Imaging Methods and Apparatus”的美国专利申请公开2018/0164390中描述，其通过引用而全文并入于此。
为了至少部分地解决在低场进行DWI的一些挑战，发明人开发了这里被称为扩散加权稳态自由进动(DW-SSFP)序列的脉冲序列，该脉冲序列被专门设计用于在低场环境中的使用和/或最优性能。例如，与传统DWI序列相比，DW-SSFP序列具有较高的SNR效率以及对梯度放大器的较低要求。发明人开发了用以使得低场MR扫描器能够进行DW-SSFP序列(包括但不限于以下描述的序列)的若干创新。
图2示意性地示出根据一些实施例的DW-SSFP序列的方面的时间序列。特别地，图2示出指示RF线圈发送RF脉冲(例如，RF脉冲210)的时间的射频(RF)时间序列、指示MR接收线圈获取发射磁共振信号的时间的数据获取(DAQ)时间序列、以及指示激活x、y和z梯度以提供发射MR信号的空间编码的时间的梯度时间序列。
传统DWI序列对梯度放大器和线圈提出很大的要求。梯度线圈随着使用而变热，并且梯度线圈所产生的热量被传递到其周围(包括低场MR扫描器中产生主B0场的磁体块)。因此，磁体块所产生的B0场由于来自传统DWI序列中的过度梯度线圈使用的加热而下降。由于加热引起的所产生的B0场的变化导致重建图像沿着读出方向偏移，从而导致沿着该方向的模糊。为了至少部分地减轻B0磁体的加热引起的场漂移，如图2所示，DW-SSFP序列包括RF脉冲210，其后紧接着是获取磁共振数据的读出时间段220。
图3示出用于使用在紧接着RF脉冲210的读出时间段220期间获取的磁共振数据来校正由于B0场漂移引起的图像模糊的处理300。在动作310中，在读出时间段220期间捕获由RF脉冲产生的自由感应衰减(FID)的相位。FID的相位的斜率与B0场强成正比。然后处理300进入动作320，其中在动作310中确定的FID的相位与线性模型相拟合，以改进对由于B0场漂移引起的噪声的鲁棒性。然后，处理300进入动作330，其中使用拟合相位来去除由B0场漂移引起的引入到所获取MR信号中的相位，从而校正所得图像中的模糊。
一些低场MR扫描器(诸如美国专利申请公开2018/0164390中所描述的低场扫描器等)包括与传统高场MRI系统相比产生较低梯度幅度的梯度分量。然而，如上文所讨论的，扩散加权成像需要大量梯度编码。为了减少编码时间，期望使用可能的最大幅度梯度。然而，用于图像校正的涡流预加重需要高于任何梯度编码波形的最大梯度幅度的额外空间来进行预加重。因此，由于需要为最大值上方的涡流预加重留出空间，因此一般防止用于DW梯度编码的梯形波形使用最大梯度。为了平衡使用最大幅度梯度的期望和包括涡流预加重的需要，DW-SSFP脉冲序列的一些实施例包括非梯形的扩散加权编码梯度波形。这种波形的示例在图2中示出并且包括成形攻击边缘230。如图所示，成形攻击边缘不具有恒定斜率，而是具有随着接近最大值而减小的斜率。成形攻击边缘确保了预加重得到的波形在最大值处具有平顶。如图所示，扩散加权编码梯度波形的衰减边缘不受影响，使得可以使用预加重来减少成像块(与图2中的时间段240和250相对应)期间产生的涡流。
如上文所讨论的，与高场MRI系统相比，低场MRI系统的设计具有较低的SNR。如图2所示，扩散加权编码梯度出现在相对长的时间跨度上，正因如此，要检测的可用信号减少。为了提高SNR效率，期望在扩散加权梯度编码之后的读出时间(这里也称为“成像块”)尽可能长。然而，一些低场扫描器中的B0场的不均匀性可能导致较长的读出具有模糊和图像扭曲。如图2所示，在一些实施例中，DW-SSFP序列通过在成像块中的时间段240和250期间对多个回波进行编码来扩展成像块。尽管在图2中示出两个回波，但是应当理解，根据一些实施例，在DW-SSFP序列中可以可选地使用任意数量的回波。在具有多个编码回波的读出方案中，如图所示，在第一时间段240期间测量k空间的线，使梯度极性反转，并且在第二时间段250期间再次测量k空间的相同线。这种读出方案减少了编码时间并增加了SNR效率。
DWI序列中所使用的梯度通常较大，从而导致低场MRI系统的磁分量中存在残余涡流。残余涡流导致图像沿最慢编码方向的扭曲。如上所述，扭曲也产生于不均匀的B0场。在多回波方法(其示例在图2中示出)中，对于脉冲序列中的相邻回波，扭曲在相反的方向上(例如，在时间段240期间编码的回波和在时间段250期间编码的回波具有相反的梯度极性)。通过比较具有相反梯度极性的相邻回波，可以在图像重建期间使图像去扭曲，并且可以组合图像以增加SNR。
图4示出根据一些实施例的用于使用具有极性不同的多个回波的脉冲序列来增加扩散加权成像的SNR的处理400。在动作410中，获取与DW-SSFP脉冲序列的第一梯度回波(例如，在时间段240期间编码的回波)相对应的MR信号。图5A示出基于时间段240期间所获取的MR信号而重建的图像。然后，处理400进入动作420，其中获取与DW-SSFP脉冲序列的第二梯度回波(例如，在时间段250期间编码的回波)相对应的MR信号。图5B示出基于时间段250期间所获取的MR信号而重建的图像。然后，处理400进入动作430，其中在图像重建期间对在时间段240期间获取的图像和在时间段250期间获取的图像进行去扭曲。然后，处理400进入动作440，其中组合去扭曲图像。图4C示出根据一些实施例的通过对来自图4A～B的图像进行去扭曲并组合图像以增加SNR而获得的图像。
上述实施例可以以任意多种方式实现。涉及处理或方法的性能的本发明的一个或多个方面和实施例可以利用装置(例如，计算机、处理器或其它装置)可执行的程序指令来进行处理或方法或控制处理或方法的性能。在这方面，各种发明概念可被体现为用一个或多个程序编码的计算机可读存储介质(或多个计算机可读存储介质)(例如，计算机存储器、一个或多个致密盘、光盘、磁带、闪存存储器、现场可编程门阵列或其它半导体装置中的电路结构、或其它有形计算机存储介质)，该一个或多个程序在一个或多个计算机或其它处理器上执行时进行用于实现上述的各个实施例中的一个或多个的方法。计算机可读介质可以是可运输的，使得存储在其上的程序可被加载到一个或多个不同的计算机或其它处理器上，以实现上述方面中的各个方面。在一些实施例中，计算机可读介质可以是非暂时性介质。
如这里所使用的，术语“程序”或“软件”在一般意义上是指可用于对计算机或其它处理器进行编程以实现上述的各方面的任何类型的计算机代码或计算机可执行指令集。另外，应当理解，根据一方面，在执行时进行本发明的方法的一个或多个计算机程序无需驻留在单个计算机或处理器上，而是可以以模块化的方式分布在多个不同的计算机或处理器之间以实现本发明的各方面。
计算机可执行指令可以采用多种形式，诸如由一个或多个计算机或其它装置执行的程序模块等。一般地，程序模块包括用于进行特定任务或实现特定抽象数据类型的例程、程序、对象、组件、数据结构等。通常，程序模块的功能可以根据需要在各种实施例中进行组合或分布。
另外，数据结构可以以任何合适形式存储在计算机可读介质中。为了简化说明，数据结构可被示出为具有通过数据结构中的位置相关的字段。同样，这样的关系可以通过为字段分配具有计算机可读介质中的用于传送字段之间的关系的位置的存储部来实现。然而，可以使用任何合适的机制来建立数据结构的字段中的信息之间的关系，包括通过使用建立数据元素之间的关系的指针、标签或其它机制。
上述实施例可以采用任意多种方式来实现。例如，可以使用硬件、软件或其组合来实现实施例。当在软件中实现时，软件代码可以在任何合适的处理器或处理器集合上执行，无论是在单个计算机中提供还是在多个计算机之间分配。应当理解，进行上述功能的任何组件或组件集合可以一般被视为控制以上讨论的功能的控制器。控制器可以以多种方式实现，诸如利用专用硬件或者利用使用微代码或软件进行编程以进行上述功能的通用硬件(例如，一个或多个处理器)等来实现，并且在控制器与系统的多个组件相对应的情况下以多种方式的组合实现。
此外，应当理解，作为非限制性示例，计算机可以以诸如机架型计算机、台式计算机、膝上型计算机或平板计算机等的多种形式中的任意形式体现。另外，计算机可以嵌入在装置中，该装置一般不被视为计算机，但具有适当的处理能力，包括个人数字助理(PDA)、智能手机或任何其它合适的便携式或固定电子装置。
另外，计算机可以具有一个或多个输入和输出装置。这些装置可以用于呈现用户界面等。可用于提供用户界面的输出装置的示例包括用于输出的可视呈现的打印机或显示屏以及用于输出的可听呈现的扬声器或其它声音产生装置。可用于用户界面的输入装置的示例包括键盘和指示装置，诸如鼠标、触摸板和数字化平板电脑等。作为另一示例，计算机可以通过语音识别或以其它可听格式接收输入信息。
这种计算机可以通过任何合适形式的一个或多个网络(包括局域网或广域网，诸如企业网和智能网(IN)或因特网等)互连。这种网络可以基于任何合适的技术，并且可以根据任何合适的协议进行操作，并且可以包括无线网络、有线网络或光纤网络。
另外，如所描述的，一些方面可被体现为一种或多种方法。作为方法的一部分进行的动作可以以任何合适的方式排序。因此，可以构造如下的实施例，其中以与图示不同的顺序进行动作，这可以包括同时进行一些动作，即使在例示性实施例中被示出为顺序动作。
这里所定义和使用的所有定义应被理解为控制字典定义、通过引用并入的文献中的定义和/或所定义术语的通常含义。
在说明书和权利要求书中，除非有明确的相反指示，否则这里所使用的不定冠词“a”和“an”应被理解为意味着“至少一个”。
在说明书和权利要求书中，这里所使用的短语“和/或”应被理解为是指这样结合的元素(即，在一些情况下结合呈现并在其它情况下分离呈现的元素)中的“任一个或这两者”。利用“和/或”列出的多个元素应当以相同的方式解释，即这样结合的元素中的“一个或多个”。除“和/或”子句具体标识的元素外，可以可选地存在其它元素，无论与这些具体标识的元素相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，在一个实施例中，对“A和/或B”的引用在与诸如“包括”等的开放式语言结合使用时，可以仅指代A(可选地包括B以外的元素)；在另一实施例中，可以仅指代B(可选地包括A以外的元素)；在又一实施例中，可以指代A和B这两者(可选地包括其它元素)；等等。
在说明书和权利要求书中，这里所使用的短语“至少一个”在引用一个或多个元素的列表时应被理解为意味着从元素列表中的任何一个或多个元素中选择的至少一个元素，但没有必要一定包括元素列表中具体列出的每个元素中的至少一个元素，并且不排除元素列表中的元素的任何组合。该定义还允许，可以可选地存在除短语“至少一个”所引用的元素列表内具体标识的元素之外的元素，无论是与具体标识的元素相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，“A和B中的至少一个”(或等效地“A或B中的至少一个”，或等效地“A和/或B中的至少一个”)在一个实施例中可以指代可选地包括多于一个A而不存在B的至少一个(并且可选地包括B以外的元素)；在另一实施例中可以指代可选地包括多于一个B而不存在A的至少一个(并且可选地包括A以外的元素)；在又一实施例中可以指代可选地包括多于一个A的至少一个以及可选地包括多于一个B的至少一个(并且可选地包括其它元素)；等等。
另外，这里所使用的短语和术语是为了描述的目的，并且不应被视为限制性的。这里使用“包括”、“包含”或“具有”、“含有”、“涉及”及其变形意味着包含其后列出的项目及其等同项以及附加项目。
在权利要求书中，以及在上面的说明书中，诸如“包含”、“包括”、“携带”、“具有”、“含有”、“涉及”、“持有”和“涵盖”等的所有过渡性短语应被理解为是开放式的，即意味着包括但不限于。只有过渡性短语“由…组成”和“基本上由…组成”应分别为封闭或半封闭的过渡性短语。

Claims (20)

1.一种低场磁共振成像系统即低场MRI系统，包括：
多个磁性组件，包括：
B0磁体，其被配置为产生低场主磁场B0；
至少一个梯度线圈，其被配置为在操作时提供对发射磁共振信号的空间编码；
至少一个射频组件即至少一个RF组件，其被配置为在操作时获取所述发射磁共振信号；以及
至少一个控制器，其被配置为根据至少一个脉冲序列来操作所述多个磁性组件中的一个或多个磁性组件，所述至少一个脉冲序列具有扩散加权梯度编码时间段、然后是产生并检测到磁共振信号的多个回波时间段，其中，所述多个回波时间段中的至少两个回波时间段与具有相反梯度极性的相应编码回波相对应。
2.根据权利要求1所述的低场MRI系统，其中，所述至少一个控制器还被配置为至少部分地基于在所述多个回波时间段中的各回波时间段期间所检测到的磁共振信号来重建至少一个图像。
3.根据权利要求2所述的低场MRI系统，其中，所述多个回波时间段包括第一编码回波具有第一梯度极性的第一回波时间段以及紧接在所述第一回波时间段之后的、第二编码回波具有与所述第一梯度极性相反的第二梯度极性的第二回波时间段。
4.根据权利要求3所述的低场MRI系统，其中，重建所述至少一个图像包括：
至少部分地基于在所述第一回波时间段期间所检测到的磁共振信号来重建第一多个图像；
至少部分地基于在所述第二回波时间段期间所检测到的磁信号来重建第二多个图像；
对所述第一多个图像和所述第二多个图像进行去扭曲；以及
对去扭曲后的第一多个图像和第二多个图像进行组合以重建所述至少一个图像。
5.根据权利要求2所述的低场MRI系统，其中，所述至少一个脉冲序列还包括RF脉冲、然后是读出时间段，其中，所述读出时间段在时间上与所述扩散加权梯度编码时间段重叠。
6.根据权利要求5所述的低场MRI系统，其中，所述至少一个控制器还被配置为：
在所述读出时间段期间确定自由感应衰减的相位；
使所确定的相位与线性模型相拟合；以及
至少部分地基于拟合相位来重建所述至少一个图像，以校正由于所述主磁场B0中的漂移而引起的图像模糊。
7.根据权利要求1所述的低场MRI系统，其中，所述扩散加权梯度编码时间段包括具有非对称的攻击边缘和衰减边缘的扩散加权梯度脉冲，使得所述扩散加权梯度脉冲不是梯形形状。
8.根据权利要求7所述的低场MRI系统，其中，所述扩散加权梯度脉冲的攻击边缘具有变化的斜率。
9.根据权利要求1所述的低场MRI系统，其中，
所述多个回波时间段包括第一编码回波具有第一梯度极性的第一回波时间段以及紧接在所述第一回波时间段之后的、第二编码回波具有与所述第一梯度极性相反的第二梯度极性的第二回波时间段，
所述至少一个脉冲序列还包括RF脉冲、然后是读出时间段，其中，所述读出时间段在时间上与所述扩散加权梯度编码时间段重叠，以及
所述扩散加权梯度编码时间段包括具有非对称的攻击边缘和衰减边缘的扩散加权梯度脉冲，使得所述扩散加权梯度脉冲不是梯形形状，其中，所述扩散加权梯度脉冲的攻击边缘具有变化的斜率。
10.根据权利要求9所述的低场MRI系统，其中，所述至少一个控制器还被配置为：
至少部分地基于在所述第一回波时间段期间所检测到的磁共振信号来重建第一多个图像；
至少部分地基于在所述第二回波时间段期间所检测到的磁信号来重建第二多个图像；
对所述第一多个图像和所述第二多个图像进行去扭曲；
对去扭曲后的第一多个图像和第二多个图像进行组合以产生组合图像；
在所述读出时间段期间确定自由感应衰减的相位；
使所确定的相位与线性模型相拟合；以及
至少部分地基于拟合相位和组合图像来重建至少一个图像。
11.根据权利要求1所述的低场MRI系统，其中，所述B0磁体被配置为产生具有等于或小于约0.2T且大于或等于约0.1T的强度的B0场。
12.根据权利要求1所述的低场MRI系统，其中，所述B0磁体被配置为产生具有等于或小于约0.1T且大于或等于约50mT的强度的B0场。
13.根据权利要求1所述的低场MRI系统，其中，所述B0磁体被配置为产生具有等于或小于约50mT且大于或等于约20mT的强度的B0场。
14.根据权利要求1所述的低场MRI系统，其中，所述B0磁体被配置为产生具有等于或小于约20mT且大于或等于约10mT的强度的B0场。
15.一种操作低场磁共振成像系统即低场MRI系统以进行扩散加权成像的计算机实现方法，所述低场MRI系统包括多个磁性组件，所述多个磁性组件包括：B0磁体，其被配置为产生低场主磁场B0；至少一个梯度线圈，其被配置为在操作时提供对发射磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频组件即至少一个RF组件，其被配置为在操作时获取所述发射磁共振信号，所述方法包括：
根据至少一个脉冲序列来控制所述多个磁性组件中的一个或多个磁性组件，所述至少一个脉冲序列具有扩散加权梯度编码时间段、然后是产生并检测到磁共振信号的多个回波时间段，其中，所述多个回波时间段中的至少两个回波时间段与具有相反梯度极性的相应编码回波相对应。
16.根据权利要求15所述的计算机实现方法，其中，所述多个回波时间段包括第一编码回波具有第一梯度极性的第一回波时间段以及紧接在所述第一回波时间段之后的、第二编码回波具有与所述第一梯度极性相反的第二梯度极性的第二回波时间段，以及其中所述方法还包括：
至少部分地基于在所述第一回波时间段期间所检测到的磁共振信号来重建第一多个图像；
至少部分地基于在所述第二回波时间段期间所检测到的磁信号来重建第二多个图像；
对所述第一多个图像和所述第二多个图像进行去扭曲；以及
对去扭曲后的第一多个图像和第二多个图像进行组合以重建至少一个图像。
17.根据权利要求15所述的计算机实现方法，其中，所述至少一个脉冲序列还包括RF脉冲、然后是读出时间段，其中，所述读出时间段在时间上与所述扩散加权梯度编码时间段重叠，以及其中所述方法还包括：
在所述读出时间段期间确定自由感应衰减的相位；
使所确定的相位与线性模型相拟合；以及
至少部分地基于拟合相位来重建至少一个图像，以校正由于所述主磁场B0中的漂移而引起的图像模糊。
18.根据权利要求15所述的计算机实现方法，其中，所述扩散加权梯度编码时间段包括具有攻击边缘的扩散加权梯度脉冲，所述攻击边缘具有变化的斜率。
19.一种非暂时性计算机可读介质，其编码有多个指令，所述多个指令在由至少一个计算机处理器执行时使所述至少一个计算机处理器进行操作低场磁共振成像系统即低场MRI系统以进行扩散加权成像的方法，所述低场MRI系统包括多个磁性组件，所述多个磁性组件包括：B0磁体，其被配置为产生低场主磁场B0；至少一个梯度线圈，其被配置为在操作时提供对发射磁共振信号的空间编码；以及至少一个射频组件即至少一个RF组件，其被配置为在操作时获取所述发射磁共振信号，所述方法包括：
根据至少一个脉冲序列来控制所述多个磁性组件中的一个或多个磁性组件，所述至少一个脉冲序列具有扩散加权梯度编码时间段、然后是产生并检测到磁共振信号的多个回波时间段，其中，所述多个回波时间段中的至少两个回波时间段与具有相反梯度极性的相应编码回波相对应。
20.根据权利要求19所述的非暂时性计算机可读介质，其中，所述多个回波时间段包括第一编码回波具有第一梯度极性的第一回波时间段以及紧接在所述第一回波时间段之后的、第二编码回波具有与所述第一梯度极性相反的第二梯度极性的第二回波时间段，以及其中所述方法还包括：
至少部分地基于在所述第一回波时间段期间所检测到的磁共振信号来重建第一多个图像；
至少部分地基于在所述第二回波时间段期间所检测到的磁信号来重建第二多个图像；
对所述第一多个图像和所述第二多个图像进行去扭曲；以及
对去扭曲后的第一多个图像和第二多个图像进行组合以重建至少一个图像。
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