CN116529621A - 利用螺旋采集的自旋回波mr成像 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种对被定位在MR设备(1)的检查体积中的对象(10)进行MR成像的方法。本发明的目的是实现具有靠近强局部主磁场不均匀性的降低水平的振铃伪影的螺旋MR成像。本发明的方法包括以下步骤：‑通过使所述对象(10)经受成像序列来生成自旋回波，所述成像序列包括跟随有RF重聚焦脉冲(32)的RF激励脉冲(31)，其中，在所述RF重聚焦脉冲(32)之后施加经调制的读出磁场梯度(34)，‑通过沿着k空间中的螺旋轨迹记录所述自旋回波来采集MR信号数据，其中，定义所述螺旋轨迹的所述读出磁场梯度(34)的波形在自旋回波中心(33)之前开始，并且‑根据所采集的MR信号数据来重建MR图像。此外，本发明涉及一种MR设备(1)和一种用于MR设备(1)的计算机程序。

Description

利用螺旋采集的自旋回波MR成像
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像的领域。其涉及一种对对象进行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
利用磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维或三维图像的图像形成MR方法现今被广泛地使用，特别是在医学诊断领域中，因为对于软组织的成像而言，它们在许多方面优于其他成像方法，不需要电离辐射并且通常是无创的。
根据一般MR方法，对象(例如，要检查的患者的身体)被布置在强的均匀磁场中，同时所述磁场的方向定义测量所基于的坐标系的轴(通常为z轴)。磁场根据磁场强度产生针对个体核自旋的不同能级，能够通过施加限定频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的电磁交变场(RF场)来激励(自旋共振)所述个体核自旋。从宏观视角来看，个体核自旋的分布产生总体磁化，所述总体磁化能够通过施加适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)而偏离平衡状态，使得所述磁化执行围绕z轴的进动运动。所述进动运动描述锥体的表面，所述锥体的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅度取决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，自旋从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。
在RF脉冲终止之后，磁化弛豫回到原始平衡状态，其中，以第一时间常数T1(自旋晶格或纵向弛豫时间)再次建立z方向上的磁化，并且垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。能够以在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化的方式借助于接收RF线圈来检测磁化的变化，所述接收RF线圈在MR设备的检查体积内布置和取向。在施加例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随(由局部磁场不均匀性诱发的)核自旋从具有相同相位的有序状态到所有相位角均匀分布(失相)的状态的转变。所述失相能够例如借助于重聚焦脉冲(例如180°脉冲)进行补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
为了实现身体中的空间分辨率，沿着三个主轴延伸的磁场梯度被叠加在均匀磁场上，从而产生自旋共振频率的线性空间相关性。然后，在接收线圈中拾取的信号包含能够与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由接收线圈获得的信号数据对应于空间频率域并且被称为k空间数据。k空间数据的集合借助于图像重建算法转换为MR图像。
螺旋成像是一种快速MR成像技术，其受益于有效的k空间覆盖和对运动和流动伪影的低敏感性。螺旋k空间轨迹允许k空间的有效且时间上灵活的采样，因为需要更短的路径来覆盖期望的k空间区域，并且信号采集可以在k空间的中心开始。然而，螺旋成像技术容易受到主磁场B0的幅度的不均匀性的影响，其引起模糊并降低图像质量。
用于螺旋MR成像的去模糊方法在本领域中是已知的。已知的是，例如，采集B0图并且基于B0图针对B0非均匀性效应校正MR信号数据(参见例如Ahunbay等人的“Rapid methodfor de-blurring spiral MR images”，Magn.Reson.Med.2000，第44卷，第491–494页；Sutton等人的“Fast,iterative image reconstruction for MRI in the presence offield inhomogeneities”，IEEE Trans.Med.Imaging.2003，第22卷，第178–188页；Nayak等人的“Efficient off-resonance correction for spiral imaging”，Magn.Reson.Med.2001，第45卷，第521–524页)。
然而，即使在应用上述类型的去模糊方法之后，伪影也经常保留在非常强的磁化率引起的磁场梯度的图像区域中。在螺旋k空间轨迹的情况下，这样的伪影作为特征振铃伪影出现在重建且去模糊的MR图像中，并且可以重叠或覆盖感兴趣的解剖细节。例如，通过脑的螺旋MR成像获得的图像通常被来自矢状窦和鼻腔的非共振信号贡献污染。这样的剩余伪影的原因在于，在强局部磁场梯度的情况下，螺旋k空间轨迹的形状相对大程度地偏离相应体素的理论螺旋形状。这在图2A和2B的二维k空间示图中进行图示。图2A示出了如在存在完全均匀的主磁场B0的情况下将获得的“理想”螺旋k空间轨迹。通过施加RF激励脉冲然后施加RF重聚焦脉冲来生成自旋回波，其中，在RF重聚焦脉冲之后施加经调制的读出磁场梯度(通常在x方向和y方向上)。经调制的读出磁场梯度的波形定义沿着其记录自旋回波信号的螺旋轨迹，其中，螺旋轨迹从k空间的中心被向外采样到其外围。在图2A和2B的示例中，轨迹的时间起始点在自旋回波中心处，即在核自旋在重新聚焦之后完全同相的时刻处。在图2B中，B0是不均匀的，在x方向上具有强梯度，使得对应的体素位置“看到”显著偏离理想螺旋形状的偏斜的k空间轨迹，尽管成像序列和读出磁场梯度的波形与图2A中相同。图2B中的k空间螺旋的局部磁场梯度诱发的失真的影响是靠近k空间中心的k空间区域(由图2B中的箭头标记)中的样本堆积。正是这种样本堆积引起了特征振铃伪影。这些伪影在实践中不能得到足够程度的补救，因为用作去模糊过程的基础的B0图对于实际场分布永远不是完全真实的，特别是在高局部磁场梯度的区域中。因此，即使在去模糊之后，相应的k空间区域仍然过度增强，并且振铃伪影仍然存在。
发明内容
根据上述内容容易意识到，存在对改进的MR成像技术的需要。本发明的目的是解决上述限制并且实现具有降低水平的伪影的螺旋MR成像。
根据本发明，公开了一种对被定位在MR设备的检查体积中的对象进行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自旋回波，所述成像序列包括跟随有RF重聚焦脉冲的RF激励脉冲，其中，在所述RF重聚焦脉冲之后施加经调制的读出磁场梯度，
-通过沿着k空间中的螺旋轨迹记录所述自旋回波来采集MR信号数据，其中，定义所述螺旋轨迹的所述读出磁场梯度的波形在自旋回波中心之前开始，并且
-根据所采集的MR信号数据来重建MR图像。
本发明的要旨不是在回波中心处开始螺旋采集，即在所有核自旋同相的时刻开始螺旋采集，如其常规所做的那样，而是将定义螺旋k空间轨迹的梯度波形的起始点移位到回波中心之前的时刻(井)。本发明的方法的结果是，在存在局部磁场梯度的情况下，首先记录的MR信号数据的k空间位置(其中，k空间螺旋的中心点应该处于理想情况下)从k空间的中心朝向k空间外围移位。磁场不均匀性仍然引起螺旋轨迹的歪斜，并且本发明的方法不防止信号样本的堆积，但是堆积的k空间位置远离k空间中心移位到存在更少相关图像信息的k空间区域，使得振铃伪影在重建MR图像中不太明显。
在优选实施例中，所述读出磁场梯度的所述波形的所述开始相对于所述自旋回波中心移位所述螺旋轨迹的总采集时间的四分之一到一半，优选地大约三分之一。以这种方式，信号堆积的位置远离k空间中心朝向k空间外围移位到足够的量，使得振铃伪影不太明显或甚至根本不再可感知。在实际实施例中，所述读出磁场梯度的所述波形可以在所述自旋回波中心之前2-15ms开始以实现期望的效应。
在可能的实施例中，重建MR图像是扩散加权的。为此目的，在所述RF重聚焦脉冲之前和之后施加扩散敏化磁场梯度，其中，在所述RF重聚焦脉冲之前施加的所述扩散敏化磁场梯度的持续时间长于在所述RF重聚焦脉冲之后施加的所述扩散敏化磁场梯度的持续时间。以这种方式，可以实现由本发明提出的时间移位不会导致回波时间的增加。
在又一实际实施例中，对所述MR图像的所述重建涉及基于B0图的去模糊。可以采用涉及单独采集B0图的用于螺旋MR成像的已知去模糊方法来针对B0非均匀性效应校正MR信号数据。这样的去模糊过程有利于补偿螺旋k空间轨迹的局部磁场梯度引起的偏斜，而不管信号堆积的发生。
至此所描述的本发明的方法能够借助于一种MR设备来执行，所述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；至少一个RF线圈，其用于在所述检查体积内生成RF脉冲，和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的对象的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元，其用于根据接收到的MR信号来重建MR图像。本发明的方法能够例如由MR设备的重建单元和/或控制单元的对应的编程来实施。
本发明的方法能够有利地在目前临床使用的多数MR设备中执行。为此，仅仅需要利用一种计算机程序，MR设备由所述计算机程序控制，使得所述MR设备执行本发明的上述方法步骤。所述计算机程序可以存在于数据载体上，或者存在于数据网络中，从而被下载以安装在MR设备的控制单元中。
磁共振成像系统被配置为布置为对所述一组磁共振图像进行重建，其中，重建软件被安装在计算系统中，或者其中，计算系统有权访问远程重建设施。所述重建软件可以被安装在远程服务器上，例如在甚至可以访问数据网络医学机构中，其中，重建软件可以在“云”中可用。在这些远程配置中，计算系统被配备有布置为在远程定位的重建功能处重建所述一组磁共振图像的功能。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而应当理解，附图仅被设计用于图示的目的，而不作为对本发明的范围的限定。在附图中：
图1示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2A、2B各自示出了图示没有主磁场不均匀性(图2A)和具有主磁场不均匀性(图2B)的螺旋采样的k空间的示图；
图3示意性地示出了本发明的成像序列；
图4示出了图示第二实施例中的本发明的螺旋采集方案的k空间的示图；
图5示出了通过采用本发明的方法的具有明显的振铃伪影(左图)和具有降低的伪影水平(右图)的T1加权MR脑图像。
具体实施方式
参考图1，示意性地示出了MR设备1。所述设备包括超导或电阻式主磁体线圈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。
磁共振生成和操控系统施加一系列RF脉冲和切换的磁场梯度以反转或激励核磁自旋、诱发磁共振、重新聚焦磁共振、操控磁共振、在空间上和以其他方式编码磁共振、使自旋饱和等，以执行MR成像。
更具体地，梯度脉冲放大器3沿着检查体积的x轴、y轴和z轴向全身梯度线圈4、5和6中的选定的全身梯度线圈施加电流脉冲。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8向全身体积RF线圈9发射RF脉冲或脉冲群，以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括短持续时间的RF脉冲段的群，彼此一起得到的所述RF脉冲段的群和任何施加的磁场梯度实现核磁共振的选定的操控。RF脉冲被用于使共振饱和、激励共振、反转磁化、重新聚焦共振或操控共振和选择位于检查体积中的身体10的部分。MR信号也由全身体积RF线圈9拾取。
为了生成身体10的限制的区域的MR图像，局部阵列RF线圈11、12、13的集合被放置为邻近于被选定用于成像的区域。阵列线圈11、12、13能够被用于接收由体线圈RF发射所诱发的MR信号。
得到的MR信号由全身体积RF线圈9和/或由阵列RF线圈11、12、13拾取并且由优选地包括前置放大器(未示出)的接收器14来解调。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15控制梯度脉冲放大器3和发射器7以生成多个MR成像序列中的任一个(例如自旋回波成像)以沿着根据本发明的螺旋k空间轨迹采集MR信号。针对选定的序列，接收器14沿着相应的k空间轨迹接收单个或多个MR数据。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信号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。
最后，由重建处理器17将数字原始图像数据重建为图像表示，所述重建处理器在傅里叶变换或其他适当的重建算法之前应用来自螺旋采集的数据的插值或重新划分。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。然后，图像被存储在图像存储器中，其中，可以例如经由视频监测器18访问所述图像，以将图像表示的切片、投影或其他部分转换为用于可视化的适当格式，所述视频监测器提供得到的MR图像的人类可读显示。
MR设备1例如通过主计算机15和重建处理器17的适当编程来布置，以执行如上文和下文所述的本发明的成像方法。
继续参考图1并且还参考图3-5，解释了本发明的成像方法的实施例。
图3示意性地示出了根据本发明的成像序列。成像序列是以RF激励脉冲31开始的自旋回波序列。在持续时间TE/2(TE是回波时间)的延迟之后，辐射RF重聚焦脉冲32。这使得生成自旋回波(未描绘)，其自旋回波中心33位于t＝TE处(其中，在RF激励脉冲31的时间处t＝0)。在RF重聚焦脉冲32之后施加经调制的读出磁场梯度34。为了简单起见，图3仅示出了例如在x方向上生成的读出磁场梯度波形的一个分量。在垂直方向(y方向)上生成另一经调制的读出磁场梯度分量(未描绘)以获得期望的螺旋k空间轨迹。根据本发明，定义螺旋k空间轨迹的读出磁场梯度34的波形在自旋回波中心33之前开始。读出磁场梯度34的波形的起始点35相对于自旋回波中心33移位大约2-15ms。在RF重聚焦脉冲32之前和之后施加扩散敏化磁场梯度36、37，其中，在RF重聚焦脉冲32之前施加的扩散敏化磁场梯度36的持续时间长于在RF重聚焦脉冲33之后施加的扩散敏化磁场梯度37的持续时间。这使得能够根据沿着螺旋k空间轨迹记录的MR信号数据来重建扩散加权MR图像。与标准Stejskal-Tanner方案(采用对称扩散敏化梯度)的偏离具有以下效果：起始35到回波中心33之前的位置的移位不会导致回波时间TE的增加。
在图4中图示了本发明的方法的效果。在存在磁化率引起的磁场梯度的情况下，首先记录的MR信号数据的k空间位置(其中，k空间螺旋的中心点应该处于理想情况下)从k空间的中心朝向k空间外围移位。磁场不均匀性仍然引起螺旋轨迹的相同偏斜，如从与图2B的比较可以看出的。而且，本发明的方法不防止信号样本的堆积(分别由图2b和图4中的箭头标记)，但是堆积的k空间位置远离k空间中心移位到存在更少相关图像信息的k空间区域的显著程度。因此，振铃伪影不太明显。
这可以在图5中看到。以常规方式采集左MR脑图像的MR信号数据，其中，螺旋k空间轨迹的采集精确地开始于自旋回波中心。在鼻腔附近产生的振铃伪影由箭头标记。回波时间为31ms。本发明的方法被应用于采集图5的右图像的MR数据。除了螺旋采集的起始点在回波中心之前10ms的时间移位之外，使用与左图像中相同的成像参数。如可以看到的，振铃伪影比在左图像中更不明显。在两者图像的重建期间应用基于单独采集的B0图的常规去模糊。

Claims (6)

1.一种对被定位在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：
-通过使所述对象(10)经受成像序列来生成自旋回波，所述成像序列包括跟随有RF重聚焦脉冲(32)的RF激励脉冲(31)，其中，在所述RF重聚焦脉冲(32)之后施加经调制的读出磁场梯度(34)，
-通过沿着k空间中的螺旋轨迹记录所述自旋回波来采集MR信号数据，其中，定义所述螺旋轨迹的所述读出磁场梯度(34)的波形在自旋回波中心(33)之前开始，其中，在所述RF重聚焦脉冲(32)之前和之后施加扩散敏化磁场梯度(36、37)，以便对所采集的MR信号进行扩散加权，并且在所述RF重聚焦脉冲(32)之前施加的所述扩散敏化磁场梯度(36)的持续时间比在所述RF重聚焦脉冲(32)之后施加的所述扩散敏化磁场梯度(37)的持续时间更长，并且
-布置为根据所采集的MR信号数据来重建扩散加权MR图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述读出磁场梯度(34)的所述波形的所述开始相对于所述自旋回波中心(33)被移位所述螺旋轨迹的总采集时间的四分之一到一半，优选地大约三分之一。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，定义所述螺旋轨迹的所述读出磁场梯度的所述波形在所述自旋回波中心(33)之前2-15ms开始。
4.根据权利要求1-3中的任一项所述的方法，其中，对所述MR图像的所述重建涉及基于B0图的去模糊。
5.一种MR设备，包括：至少一个主磁体线圈(2)，其用于在检查体积内生成均匀的静态磁场B0；多个梯度线圈(4、5、6)，其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；至少一个RF线圈(9)，其用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的对象(10)的MR信号；控制单元(15)，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元(17)，其用于根据接收到的MR信号来重建MR图像，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自旋回波，所述成像序列包括跟随有RF重聚焦脉冲(32)的RF激励脉冲(31)，其中，在所述RF重聚焦脉冲(32)之后施加经调制的读出磁场梯度(34)，
-通过沿着k空间中的螺旋轨迹记录所述自旋回波来采集MR信号数据，其中，定义所述螺旋轨迹的所述读出磁场梯度(34)的波形在自旋回波中心(33)之前开始，其中，在所述RF重聚焦脉冲(32)之前和之后施加扩散敏化磁场梯度(36、37)，以便对所采集的MR信号进行扩散加权，并且在所述RF重聚焦脉冲(32)之前施加的所述扩散敏化磁场梯度(36)的持续时间比在所述RF重聚焦脉冲(32)之后施加的所述扩散敏化磁场梯度(37)的持续时间更长，并且
-布置为根据所采集的MR信号数据来重建扩散加权MR图像。
6.一种要在MR设备上运行的计算机程序，所述计算机程序包括用于执行以下操作的指令：
-通过施加成像序列来生成自旋回波，所述成像序列包括跟随有RF重聚焦脉冲(32)的RF激励脉冲(31)，其中，在所述RF重聚焦脉冲(32)之后施加经调制的读出磁场梯度(34)，
-通过沿着k空间中的螺旋轨迹记录所述自旋回波来采集MR信号数据，其中，定义所述螺旋轨迹的所述读出磁场梯度(34)的波形在自旋回波中心(33)之前开始，其中，在所述RF重聚焦脉冲(32)之前和之后施加扩散敏化磁场梯度(36、37)，以便对所采集的MR信号进行扩散加权，并且在所述RF重聚焦脉冲(32)之前施加的所述扩散敏化磁场梯度(36)的持续时间比在所述RF重聚焦脉冲(32)之后施加的所述扩散敏化磁场梯度(37)的持续时间更长，并且
-布置为根据所采集的MR信号数据来重建扩散加权MR图像。
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