CN113544526A - 使用波编码的并行mr成像 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种对放置在MR设备(1)的检查体积中的对象(10)进行MR成像的方法。所述方法包括以下步骤：通过使所述对象经受成像序列来生成MR信号，在笛卡尔k空间采样方案中采集MR信号概况，其中，每个MR信号概况是在存在沿读出方向的时间恒定磁场梯度和沿相位编码方向的正弦调制的磁场梯度的情况下被采集的，并且考虑所述磁场梯度的调制方案，根据所采集的MR信号概况来重建MR图像。本发明提出磁场梯度的正弦调制的频率在每个MR信号概况的采集期间变化。此外，本发明涉及用于执行该方法的MR设备以及要在MR设备上运行的计算机程序。
Description
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像的领域。其涉及一种对象的MR成像的方法。本发明还涉及MR设备并且涉及要在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术
当今广泛地使用图像形成MR方法，其利用磁场与核自旋之间的相互作用以形成二维或三维图像，特别是在医学诊断的领域使用，因为对于对软组织的成像，它们相对于其他方法在许多方面是有优势的，不需要电离辐射并且通常是非侵入性的。
根据一般的MR方法，对象，例如要被检查的患者的身体，被布置于强的均匀的磁场中，所述磁场的方向同时定义了测量所基于的坐标系的轴(通常是z轴)。磁场产生取决于磁场强度的针对个体核自旋不同的能级，所述能级可以通过施加具有限定频率(所谓的拉莫尔频率，或MR频率)的电磁交变场(RF场)而被激发(自旋共振)。从宏观的视角，个体核自旋的分布产生总体磁化，其可以通过施加合适的频率的电磁脉冲(RF脉冲)而被偏离出平衡态，使得自旋执行关于z轴的进动。进动描绘锥形的表面，其孔径角被称为翻转角。翻转角的幅值依赖于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，自旋被从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。
在RF脉冲结束后，磁化弛豫回初始的平衡态，其中，z方向的磁化以第一时间常数T1(自旋晶格弛豫或纵向弛豫时间)再次建立，并且在垂直于z方向的磁化以第二时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。磁化的变化可以借助于接收RF线圈检测到，其以如下的方式在MR设备的检查体积内被布置和取向：使得磁化的变化在垂直于z轴的方向被测量。横向磁化的衰减伴随有，例如，在施加90°脉冲之后，核自旋(由磁场不均匀性引起的)从具有相同相位的有序状态到所有相位角均匀地分布的状态(失相)的转变。所述失相可以借助于重新聚焦脉冲(例如，180°脉冲)来补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
为实现身体中的空间分辨，沿着主轴延伸的磁场梯度被叠加到均匀磁场上，造成自旋共振频率的空间依赖性。在所述接收天线中拾取的信号则包括不同频率的分量，所述分量可以与所述身体/对象中的不同位置相关联。经由所述接收线圈获得的信号数据对应于空间频率域，并且被称作k空间数据。k空间数据通常包括使用不同相位编码采集的多条线(也称为概况)。每条线都通过收集若干样本进行数字化。k空间数据的集合借助于图像重建算法而被转换成MR图像。
最近，已经开发了用于加速MR采集的技术，其被称为并行采集。此类别中的方法是SENSE(灵敏度编码)、SMASH(空间谐波的同时采集)和GRAPPA(广义自动校准部分并行采集)。SENSE、SMASH和GRAPPA以及其他并行采集技术使用并行地从多个RF接收线圈获得的子采样的k空间数据采集。在这些方法中，来自多个线圈的(复)信号数据以复权重通过以下方式被组合：抑制最终重建的MR图像中的子采样伪影(混叠)。这种类型的复杂阵列信号组合有时称为空间滤波，包括在k空间域(如SMASH和GRAPPA)或图像域(如SENSE)中执行的组合，以及混合的其他方法。
Larkman等人(Journal of Magnetic Resonance Imaging,13,313-317,2001)提出了在多切片成像的情况下也在切片方向应用灵敏度编码以提高扫描效率。Breuer等人(Magnetic Resonance in Medicine,53,684-691,2005)改进了这一基本思想，提出了一种称为“controlled aliasing in parallel imaging results in higher acceleration”(CAIPIRINHA或者仅CAIPI)的方法。该技术在多切片采集期间修改每个个体切片中混叠伪影的出现，从而改进了随后的并行图像重建过程。因此，CAIPI是一种并行多切片成像技术，与仅使用纯后处理方法的其他多切片并行成像概念相比，它更有效。在CAIPI中，使用相位调制的多切片射频脉冲(类似于已知的Hadamard脉冲)同时激发任意厚度和距离的多个切片。对采集的MR信号数据进行子采样，产生看起来相对于彼此偏移的叠加的切片图像。根据傅立叶移位定理，混叠切片图像的移位由RF脉冲的相位调制方案控制。从相位编码步骤到相位编码步骤，多切片RF脉冲将个体相移应用于每个切片的MR信号。通过使用这种移位，可以改进逆重建问题的数值条件，分离所涉及切片的个体信号贡献。CAIPI也有可能在切片彼此相当接近的情况下改善叠加的切片图像的分离，使得使用的RF接收线圈的线圈灵敏度在要被成像的各个切片中不会显著不同。但是，CAIPI有局限性。
作为对已知CAIPI方法的进一步改进，已提出所谓的波-CAIPI方法用于高度加速的3D成像，具有可忽略的几何因子和低的伪影水平(参见，例如，BerkinBilgic等人的Magn.Reson.Med.2015,73(6),2152-2162)。波-CAIPI方法涉及在每个kx编码概况的读取期间沿相位和切片编码方向生成正弦调制的磁场梯度(GY,GZ)。得到的采集在所有空间方向上均匀地传播混叠，从而充分利用3D线圈灵敏度概况的优点以进行具有高水平的子采样的加速并行成像。已经表明，梯度调制的体素扩展效应对应于图像空间中具有(经变换的)点扩展函数的卷积，实现可以使用不需要数据网格化的高效重建方案。
发明内容
根据本发明，公开了一种对放置在MR设备的检查体积中的对象进行MR成像方法。所述方法包括以下步骤：
通过使所述对象经受成像序列来生成MR信号，
在笛卡尔k空间采样方案中采集MR信号概况，其中，每个MR信号概况是在存在沿读出方向的时间恒定的磁场梯度和沿相位编码方向的正弦调制的磁场梯度的情况下被采集的，并且
考虑磁场梯度的调制方案来重建MR图像。本发明提出磁场梯度的正弦调制的频率在每个MR信号概况的采集期间变化。
本发明的技术通常对应于已知的波-CAIPI方法。然而，根据本发明，提出了一种可变频率调制的波编码k空间轨迹，以进一步改善沿读出方向的混叠传播，以减少潜在的涡流相关的不利影响并减少(经变换的)点扩展函数(PSF)的旁瓣。波-CAIPI技术的已知优化策略已经证明，与调整梯度调制的周期数相比，较大幅值的波编码的磁场梯度对于改善混叠扩散效应和减少几何因子起着重要作用(参见Polak等人，ISMRM 2018，第0937页)。然而，传统的恒定频率波编码的PSF仍然遵循沿读出方向的大振荡和大幅值旁瓣的分布。此外，增加磁场梯度幅值引入涡流问题，特别是沿着波编码梯度在每个MR信号概况的采集间隔结束时以大幅值停止的方向(例如，在余弦形梯度波形的情况下)。这些残余涡流将进一步不利地影响RF切片选择概况，从而导致局部图像伪影和全局信号强度损失。本发明克服了与恒定幅值和/或恒定频率波编码相关联的这种伪影和进一步的问题。
根据本发明应用的成像序列可以是任何常规的二维或三维成像序列，或多维扩展，例如空间-时间(时间分辨)成像序列。成像序列可以是二维、三维或更高维度的自旋回波序列，优选地是快速自旋回波序列。本发明的方法还可以与二维、三维或更高维度的梯度回波序列，优选地与快速场回波序列结合应用。更高的维度可以包括频谱维度，或者，如上所述，时间维度。序列可以设计为探索化学位移(例如水/脂肪分离)、弛豫时间(T1、T2、T2*)、呼吸状态、心动周期、b值和方向、扩散等。在二维情况下，具有磁场梯度调制的本发明的实现等效于已知的束编码(BPE)技术。
在本发明的优选实施例中，磁场梯度的正弦调制的瞬时频率在每个MR信号概况的采集时间间隔的前半段期间增加，并且在采集时间间隔的后半段期间减小回其初始值。在这种(类似镜子的)频率变化方案中，螺旋形读出轨迹在中心k空间附近更频繁地旋转，而在接近外围k空间时表现相反。通过这种方式，k空间采样间隔沿读出方向变化，这模拟了可变密度采样，以更均匀地扩展子采样引起的混叠，同时减少PSF的最大旁瓣。
在另一优选实施例中，在MR信号的采集期间改变磁场梯度调制的幅值。幅值可以被调制，例如在每个MR信号概况的采集时间间隔的开始和结束时最小。可以采用用于波编码梯度波形的附加幅值调制来减少涡流，从而改善切片选择轮廓。
根据本发明的优选实施例，在图像切片的面内方向上通过子采样来采集MR信号。在这种情况下，可以通过使用本身已知的并行图像重建算法(如SENSE、SMASH或GRAPPA)来重建图像切片的MR图像。
目前为止描述的本发明的方法可以借助于MR设备来执行，该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的静态磁场；多个梯度线圈，其用于生成检查体积内的不同空间方向上的切换的磁场梯度；RF线圈的集合，其用于接收来自身体的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲的时间序列和切换的磁场场梯度，以及重建单元。本发明的方法例如可以通过对重建单元的对应的编程和/或MR设备的控制单元来实现。
本发明的方法可以有利地在临床中当前使用的多数MR设备中实施。为此，仅需要使用控制MR设备的计算机程序，使得其执行本发明的以上解释的方法。所述计算机程序可以存在于数据载体上或者可以存在于数据网络上，使得能够被下载以安装在MR设备的控制单元中。
附图说明
随附附图公开了本发明的优选的实施例。然而，要理解，附图仅被设计用于于图示和说明的目的，并且不作为对本公开的限度的限定。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示出了说明根据本发明的可变频率波-CAIPI梯度波形与常规恒定频率波-CAIPI梯度波形相比较的图。
图3示出了根据本发明的恒定频率波-CAIPI和可变频率波-CAIPI的点扩展函数PSF的比较。
图4示出了比较具有恒定频率波-CAIPI和根据本发明的可变频率波-CAIPI的常规笛卡尔采样的三维脑扫描的中央和横向切片。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1。所述设备包括超导的或常导的主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建基本上均匀的、空间上恒定的主磁场。
磁共振生成和操纵系统应用一系列RF脉冲和切换的磁场梯度来反转或激发核磁自旋、诱发磁共振、重新聚焦磁共振、操纵磁共振、空间地或者以其他方式对磁共振进行编码、使自旋饱合，等等，以执行MR成像。
更具体地，梯度放大器3将电流脉冲应用到沿着检查体积的x、y和z轴的全身梯度线圈4、5和6中选定的全身梯度线圈。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8来将RF脉冲或脉冲包发送到全身体积RF线圈9以将RF脉冲发送到检查体积。典型的MR成像序列包括短持续时间的RF脉冲分段的包，其与任何所应用的磁场梯度一起来实现对核磁共振的选定操纵。该RF脉冲被用于饱和、激发共振、反转磁化、重新聚焦共振或者操纵共振并且选择定位在检查体积中的身体10的部分。
为了生成身体10的有限区域的MR图像，借助于平行成像，将一组局部RF线圈11、12、13放置为与被选择用于成像的区域邻接。
所得MR信号由RF线圈11、12、13拾取并由优选地包括前置放大器(未示出)的接收器14解调。接收器14经由发送/接收开关8连接到RF线圈9、11、12和13。
主计算机14控制梯度脉冲放大器3和发射器7来生成多个MR成像序列中的任何一个，例如回波平面成像(EPI)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等等。针对选定的序列，接收器14在每个RF激发脉冲之后快速地相继接收单个或多个MR数据线。数据采集系统16执行对接收到信号的模数转换并且将每个MR数据线转换为适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是独立的计算机，其专用于采集原始图像数据。
最终，数字原始图像数据通过应用傅立叶变换或其他合适的重建算法的重建处理器17而被重建为图像表示。MR图像可以表示穿过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等等。图像然后被存储在图像存储器中，其中，它可以被访问以用于例如经由提供得到的MR图像的人类可读的显示的视频监视器18来将切片、投影或者图像表示的其它部分转换为用于可视化的适当格式。
继续参考图1并且进一步参考图2-4，解释了本发明的成像方法的实施例。
根据本发明，应用成像序列(例如自旋回波序列，如已知的TSE序列)。经由具有不同空间灵敏度的RF线圈11、12、13来并行接收MR信号。在笛卡尔k空间方案中采集MR信号概况，并且在相位编码方向进行子采样。根据波-CAIPI技术，每个MR信号概况是在存在沿读出方向的时间恒定的磁场梯度和沿相位编码方向的正弦调制的磁场梯度的情况下采集的。换言之，MR信号采集是笛卡尔读出的叠加，该笛卡尔读出采用线性读出磁场梯度Gx与沿相位编码方向Gy和Gz正弦变化的磁场梯度。
根据本发明，所述磁场梯度的所述正弦调制的所述频率在每个MR信号概况的采集期间变化。磁场梯度调制的瞬时频率一般可定义为f(t)＝fc+h(t),t∈[0,Tacq]，其中，fc和h(t)分别对应恒定频率分量和时变频率分量。h(t)可以是任何一种对称、非对称、分段线性和非线性函数。在本发明的一个实施例中，使用对称的非线性函数来调制瞬时频率，即f(t)＝fc-2πfmβcos(2πfmt)，其中，参数fm和β分别控制频率变化模式和波形形状。通常，fm＝1/Tacq被选择为在采集时间间隔Tacq的前段或后段实现单调递增或递减的特性，而β是可调参数，用于优化性能并适应硬件约束，包括最大梯度强度和回转速率。据此，波编码k空间轨迹(C1(t)和C2(t))和相应的梯度波形(gy(t)和gz(t))可以表示如下：
其中，Gy和Gz分别表示沿y和z方向的最大梯度幅值。上述理想梯度波形可以针对梯度调制传递函数(即涡流补偿)的影响进行校正，并且然后被应用于MR扫描。此外，可以应用额外的预定相位和重绕梯度来维持3D TSE扫描的Carr-Purcell-Meiboom-Gill(CPMG)条件。
对于MR图像重建，利用由正弦梯度Gy和Gz创建的编码可以通过可分离点扩展函数(PSF)捕获。底层三维图像中的每个MR信号概况与PSF卷积，PSF取决于y和z方向的空间位置，以产生采集的MR图像。在混合(kx,y,z)空间中，给定(y,z)位置处的MR信号数据的每条kx线获得包含在PSF中的唯一相位调制。
图2说明了所提出的可变频率波编码的磁场梯度波形(由图2中的字母V表示)的示例实现，并且将其与恒定频率波编码波形(由字母C表示)进行了比较。梯度波形在图2a中示出，而相应的k空间轨迹在图2b中示出，每个时间针对恒定和可变频率波编码方案。图2b中的波编码k空间轨迹是根据体内成像校准的。图2a中相应的梯度波形是通过数值导数和缩放来模拟的。
利用校准的波编码k空间轨迹和采用的子采样掩码，可以合成(经变换的)PSF。图3示出了恒定(C)和可变频率(V)波编码方案的PSF的比较。图3a显示了采用的CAIPI子采样掩码，在y和z方向上具有缩减因子2以及完全采样的中心区域。图3b和3c示出了针对两个不同(y,z)位置的结果PSF。从图3可以看出，本发明的变频波编码方案改善了沿读出方向的混叠传播，并且显著降低了PSF的旁瓣幅值。
图4a和4b分别显示了脑部扫描的中央和横向切片。在图4a和4b的顶行(由“完整”表示)中，示出了从完整采样的MR信号数据重建的切片图像。针对左列中的图像采用了传统的笛卡尔采样方案(由“笛卡尔”表示)。中间列的图像(用“波C”表示)采用了恒定频率波编码，而右列的图像(用“波V”表示)采用了可变频率波编码。在图4a和4b的底行中的图像(由“子”指示)是从子采样的MR信号数据重建的，在相位编码方向上具有缩减因子3，并且在切片编码方向上具有缩减因子2。如从图4a和4b中可以看出，对于3x2波-CAIPI体内脑加速实验，本发明的可变频率波编码方法在中央和横向图像切片中都可以提供更好的混叠抑制结果。在图4a的底行可以清楚地看到，残余混叠伪影通过可变频率波编码减少了。此外，可变频率波编码可以显著减少由于涡流引起的横向切片中的切片轮廓退化造成的信号损失。在图4b的中间列中可以清楚地看到明显的信号下降，其在右列中不存在。
Claims (9)
1.一种对放置在MR设备(1)的检查体积中的对象(10)进行MR成像的方法，所述方法包括以下步骤：
通过使所述对象(10)经受成像序列来生成MR信号，
在笛卡尔k空间方案中采集MR信号概况，其中，每个MR信号概况是在存在沿读出方向的时间恒定的磁场梯度和沿相位编码方向的正弦调制的磁场梯度的情况下被采集的，并且
考虑所述磁场梯度的调制方案来重建MR图像，
其中，所述磁场梯度的所述正弦调制的频率在每个MR信号概况的采集期间变化。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述成像序列是二维、三维或更高维度的自旋回波序列，优选地是快速自旋回波序列。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述成像序列是二维、三维或更高维度的梯度回波序列，优选地是快速场回波序列。
4.根据权利要求1-3中的任一项所述的方法，其中，所述磁场梯度的所述正弦调制的瞬时频率在每个MR信号概况的采集时间间隔的前半段期间增加，并且在所述采集时间间隔的后半段期间减小回其初始值。
5.根据权利要求1-4中的任一项所述的方法，其中，在对所述MR信号的所述采集期间，所述磁场梯度调制的幅值被改变。
6.根据权利要求1-5中的任一项所述的方法，其中，所述MR信号经由具有不同空间灵敏度概况的至少两个RF线圈(11、12、13)利用子采样来获得，其中，所述MR图像是使用如SENSE、SMASH或GRAPPA的并行图像重建算法来重建的。
7.根据权利要求1-6中的任一项所述的方法，其中，所述成像序列包括用于同时激发两个或更多个空间分离的图像切片的多切片RF脉冲，其中，基于所述至少两个RF线圈(11、12、13)的空间灵敏度概况，来自不同图像切片的MR信号贡献被分离。
8.一种用于执行根据权利要求1-7中所述的方法的MR设备，所述MR设备(1)包括用于在检查体积内生成均匀静态磁场的至少一个主磁体线圈(2)、用于在所述检查体积内在不同空间方向上生成切换的磁场梯度的若干梯度线圈(4、5、6)、至少一个或多个RF线圈(11、12、13)、用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间相继的控制单元(15)，以及重建单元(17)，其中，所述MR设备(1)被布置为执行以下步骤：
通过使所述对象(10)经受成像序列来生成MR信号，
在笛卡尔k空间方案中采集MR信号概况，其中，每个MR信号概况是在存在沿读出方向的时间恒定的磁场梯度和沿相位编码方向的正弦调制的磁场梯度的情况下被采集的，并且
考虑所述磁场梯度的调制方案，根据所采集的MR信号概况来重建MR图像，
其中，所述磁场梯度的所述正弦调制的频率在每个MR信号概况的采集期间变化。
9.一种要在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操作的指令：
生成成像序列，
在笛卡尔k空间方案中采集MR信号概况，其中，每个MR信号概况是在存在沿读出方向的时间恒定的磁场梯度和沿切片和相位编码方向的正弦调制的磁场梯度的情况下采集的，其中，所述MR信号经由在所述检查体积内具有不同空间灵敏度概况的至少两个RF线圈(11、12、13)的集合并行接收，并且
考虑所述磁场梯度的调制方案，根据所采集的MR信号概况来重建MR图像，其中，所述磁场梯度的所述正弦调制的频率在每个MR信号概况的采集期间变化。
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