具有对流动引起的泄漏和/或交换伪影的抑制的使用迪克逊型水/脂肪分离的MR成像的制作方法

具有对流动引起的泄漏和/或交换伪影的抑制的使用迪克逊型水/脂肪分离的mr成像
技术领域
1.本发明涉及磁共振(mr)成像的领域。其涉及一种对放置在mr设备的检查体积中的对象进行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：

2.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。
3.根据一般的mr方法，要被检查的患者的身体被布置于强的均匀的磁场b0中，所述磁场的方向同时定义的测量所基于的坐标系的轴(通常是z轴)。磁场b0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)而被激励(自旋共振)。从宏观的视角，个体核自旋的分布产生总体磁化，其可以通过施加垂直于z轴的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
°
)。
4.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。
5.为实现身体中的空间分辨，沿着主轴延伸的恒定磁场梯度被叠加到均匀磁场上，导致自旋共振频率的线性空间依赖性。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。所述k空间数据通常包括用不同的相位编码采集的多条线。每条k空间线都通过收集若干样本进行数字化。k空间数据的集合例如借助于逆傅里叶变换而被转换成mr图像。
6.在mr成像中，通常希望获得关于水和脂肪对总信号的相对贡献的信息，以抑制其中一个的贡献或者单独地或共同地分析它们两者的贡献。如果组合来自在不同回波时间采集的来自两个或更多个对应回波的信息，则可以计算这些贡献。这可以被认为是化学位移编码，其中通过在略微不同的回波时间采集两个或更多个mr图像来定义和编码额外的维度，化学位移维度。对于水/脂肪分离，这些类型的实验通常被称为迪克逊型测量。借助于迪克逊mr成像或迪克逊水/脂肪mr成像，通过计算在不同回波时间获得的来自两个或更多个
相应回波的水和脂肪的贡献来实现水/脂肪分离。通常，这种分离是可能的，因为在脂肪和水中存在氢的已知的进动频率差。在其最简单的形式中，通过添加或减少“同相”和“异相”数据集来生成水和脂肪图像。
7.近年来已经提出了几种迪克逊型mr成像方法。除了用于水/脂肪分离的不同策略之外，已知技术的主要特征在于它们获得的回波(或“点”)的特定数量以及它们对使用的回波时间施加的约束。就扫描效率而言，通常期望对两个而不是三个或更多回波进行采样。eggers等人magn.reson.med.，65：96-107,2011)提出了一种双回波灵活迪克逊型mr成像方法。使用这种具有灵活回波时间的迪克逊型mr成像方法，不再需要采集同相和反相图像，而是任选地从水和脂肪图像合成。
8.在迪克逊成像中可以使用各种策略来采集两个不同回波时间的回波信号，包括：(i)双通策略，其中，每个回波信号在激励射频脉冲之后使用正幅值读出磁场梯度分别采集，(ii)飞返策略，其中，使用正幅值读出磁场梯度结合负幅值重绕磁场梯度在相同的激励rf脉冲之后采集两个回波信号，以及(iii)双极策略，其中，两个回波信号都是在相同的激励射频脉冲之后采集的，一个回波是使用正幅值读出磁场梯度采集的，另一个回波是使用负幅值读出磁场梯度采集的。
9.众所周知，流动是迪克逊水/脂肪成像中伪影的原因。当给定体素位置的mr信号的相位通过移动的水分子累积并被迪克逊重建算法错误解读时，就会产生这些伪影，使得该体素位置的一小部分甚至整个mr信号不恰当地分配给脂肪图像(所谓的泄漏或交换伪影)。
10.双极策略允许达到很高的采样效率，但它们会受到几种相位误差的影响。特别地，已知双极梯度是流动敏感的，因为它们导致移动自旋的mr信号中的相位偏移与其在读出磁场梯度方向上的速度成比例。如上所述，这种流动引起的相位偏移可能是mr信号不希望的错误分配到脂肪和水图像的来源(参见rahimi等人，magn.reson.med.，73：1926-1931，2015)这样的伪影在基于mr成像的血管评估(mr血管造影)中特别受关注，因为它们可能错误地提示存在血管内凝块或较高严重度的狭窄。
11.us 10175330 b2公开了一种mr成像的方法，所述方法使得能够有效补偿mr血管造影的流动伪影并结合迪克逊水/脂肪分离。使用传统的迪克逊技术在两个或更多个不同的回波时间采集mr回波信号，并且根据采集的mr回波信号来重建单回波mr图像，针对两个或更多个回波时间中的每个回波时间重建一幅单回波mr图像。使用图像分割从单回波mr图像中提取血管，以抑制在存在流动的情况下应用迪克逊方法产生的水/脂肪分离中的伪影。
12.因此，本发明的一个目的是提供一种方法，所述方法使得能够实现高效和可靠的狄克逊水/脂肪分离，特别是使用双极采集策略，同时避免流动引起的泄漏和交换伪影。


技术实现要素：

13.根据本发明，公开了一种对放置在mr设备的检查体积中的目标进行mr成像方法。所述方法包括以下步骤：
14.使对象经受包括至少一个激励rf脉冲和切换的磁场梯度的成像序列，其中，在两个不同的回波时间并且在两个或更多个不同的心脏时相期间生成回波信号的对；
15.采集对象的回波信号；
16.根据所采集的回波信号数据来重建相位图像；并且
17.使用水/脂肪分离来根据所述回波信号数据重建最终诊断图像，其中，从所述相位图像导出流动区域和/或对流动引起的相位误差的估计，以抑制或补偿所述最终诊断图像中的流动引起的泄漏和/或交换伪影。
18.根据本发明，执行双回波迪克逊mr成像。采集回波信号的对，其中，每个对的第一回波信号与第一回波时间相关联，并且每个对的第二回波信号与不同于所述第一回波时间的第二回波时间相关联。使用不同的相位编码来采集若干这样的对，以根据相应的成像任务对给定的k空间区域进行采样。这意味着每个对中的两个回波信号共享相同的相位编码，并且回波信号的每个对被分配一个特定的相位编码。本发明的基本特征是每对回波信号的采集在心动周期的两个或更多个不同阶段期间重复。换言之，这意味着对k空间区域进行至少两次采样，即针对两个或更多个不同心脏时相中的每个心脏时相采样一次。结果，一组回波信号对被分配一个心脏时相，另一组回波信号对被分配另一个心脏时相。然后针对每个回波时间和每个心脏时相重建相位图像。心动周期中血流速度的变化反映在与不同心脏时相相关联的相位图像之间的局部相位偏移中。这使得相关血流的定位、相应相位误差的估计以及由此引起的泄漏和交换伪影的抑制成为可能。与不同回波时间相关联的相位图像以及相应的幅值图像是重建最终诊断图像的基础，所述最终诊断图像可以是水图像或脂肪图像，即仅示出来自水或脂肪的信号贡献的mr图像，分别使用两点迪克逊算法进行水/脂肪分离。通过将确定的流动区域和/或估计的相位误差考虑在内，例如通过适当地去除水/脂肪分离之前的单回波相位图像的相应区域中的流动引起的相位偏移，抑制了其中的流动引起的伪影。结果是高质量的诊断(水或脂肪)图像，显著降低了流动引起的泄漏或交换伪影的水平。
19.在优选的实施例中，在检测到心脏触发信号之后的不同时间延迟之后生成回波信号的对。例如，可以通过额外采集ecg信号来实现心脏触发。可以通过选择适当的触发延迟来选择不同的心脏时相。这些选择可能基于对心动周期中的血流的时间变化的先验知识，或者基于提供选定血管中的血流速度的量化信息的适当的校准测量。后一种变体也可用于权衡预期的心脏运动和血流。对于心脏或胸部的静态mr成像，在每个心动周期期间采集两对或更多对回波信号将不会增加扫描时间，因为无论如何都必须应用心脏触发并且信号采集通常仅限于心动周期的部分，以避免由心脏运动引起的伪影。
20.在进一步优选的实施例中，使用双极读出磁场梯度来采集回波信号的对。与传统的双极采集策略一样，每个对中的两个回波信号是使用具有相反极性的对应的一对时间相邻的读出磁场梯度来采集的。使用正幅值读出磁场梯度在第一个回波时间采集第一个回波，并且使用负幅值读出磁场梯度在第二个回波时间采集第二个回波(反之亦然)。
21.根据又一优选的实施例，流动区域通过诸如掩蔽、阈值处理或分割的图像处理技术从相位图像确定。
22.在更进一步的优选实施例中，在不同心脏时相期间生成的回波信号中包含的冗余信息被用于通过在重建诊断图像的步骤中进行平均来降低噪声。此外，能够从相位图像导出流速图，以支持导出有用的定量参数，例如每搏输出量。
23.因此，本发明提出了通过在不同的心脏时相中采集回波信号的对来抑制双极双回波狄克逊成像中的流动引起的泄漏和交换伪影。由本发明的方法显著减少了由于流动引起的不期望的信号交换或错误分配。
24.目前为止描述的本发明的方法可以借助于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基本均匀、静态的磁场b0；多个梯度线圈，其用于在检查体积内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个体rf线圈，其用于在检查体积内生成rf脉冲和/或用于接收来自定位于检查体积内的患者的身体的mr信号；控制单元，其用于控制rf脉冲的时间演替和切换的磁场场梯度；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。
25.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
26.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。
27.在附图中：
28.图1示出了用于执行本发明的方法的mr设备；
29.图2示出了根据本发明的使用双极读出磁场梯度的狄克逊成像序列的示意(简化)脉冲序列图；
30.图3图示了根据本发明的心脏触发；
31.图4示出了与不同回波时间和不同心脏时相相关的幅值和相位图像；并且
32.图5示出了与不同心脏时相相关联的相位差图像。
具体实施方式
33.参考图1，示出了mr设备1的框图。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b0。所述设备还包括一组(一阶、二阶，以及——如果适用的话——三阶)匀场线圈2'，其中，流动通过组2'的各个匀场线圈的电流是可控制的，以便最小化检查体积内的b0偏差。
34.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励核磁自旋、引发磁共振、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，以执行mr成像。
35.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身体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。rf脉冲用于使磁共振饱和、激励磁共振、反转磁化、重新聚焦磁共振或操纵磁共振。特别地，它们用于选择位于检查体积中的身体10的部分。mr信号也被身体rf线圈9拾取。
36.为了生成身体10的有限区域的mr图像，将一组局部阵列rf线圈11、12、13放置为与被选择用于成像的区域邻接。阵列线圈11、12、13可以用于经由身体rf线圈接收由rf发射引
起的mr信号。
37.得到的mr信号由身体rf线圈9和/或通过阵列rf线圈11、12、13来拾取并且通过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。
38.主计算机15控制匀场线圈2'以及梯度脉冲放大器3和发射器7以生成本发明的成像序列。针对选定的序列，接收器14在每个rf激励脉冲之后快速相继地接收单个或多个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。
39.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(诸如sense)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。
40.主计算机15和重建处理器17被编程为运行上面和下面描述的本发明的方法。
41.在图2中，描绘了根据本发明的使用双极读出磁场梯度的狄克逊成像序列的示意性脉冲序列图。该图显示了频率编码方向(m)、相位编码方向(p)和切片选择方向(s)上的切换的磁场梯度。此外，所述图还示出了射频激励脉冲以及采集回波信号的时间间隔，由acq1和acq2表示。该图涵盖了回波信号的一个对的采集。通过使用不同相位编码(p)多次重复所描绘的序列来采集若干这样的回波信号的对，以完全覆盖所需的k空间区域。使用具有相反极性的对应的一对读出磁场梯度(m)来采集回波信号的每个对。选择双极读出梯度的时序和幅值以偏移回波信号的采集窗口acq1、acq2，从而提供不同的回波时间te1和te2，以及相应地提供来自水质子和脂肪质子的信号贡献的不同相位偏移。这些信号贡献的迪克逊型分离基于在重建诊断水或脂肪图像的最后步骤中的这些相位偏移。
42.根据本发明，回波信号的每个对的采集在心动周期的两个或更多个不同时相期间重复。这在图3中进行了图示。示出了从患者身体10采集的ecg信号的两个相继的qrs复合波。指示了与不同心脏时相相关联的两个采集窗口aw1和aw2。针对每个采集窗口aw1、aw2执行一次对回波信号的对的采集。在实践中，在检测到心脏触发信号(例如ecg信号的r峰)之后的不同时间延迟之后采集回波信号的对。通过选择适当的触发延迟来选择不同的心脏时相。对应的两个触发延迟d1和d2如图3中所示。
43.根据本发明，根据采集的回波信号数据来重建相位图像。针对每个回波时间te1、te2和采集窗口aw1、aw2重建一幅相位图像。胸部区域的一组对应的图像如图4中所示。提供了与两个采集窗口aw1、aw2(行)和两个回波时间te1、te2(列)相关联的针对两个心脏时相的幅值(左)和相位(右)图像。在所描绘的实施例中，主动脉中的血流速度在第一选择的心脏时相(aw1)中接近最大值并且在第二选择的心脏时相(aw2)中接近最小值。因此，在第一回波时间te1，流动引起的相位偏移明显更大。
44.针对一个心脏时相aw1、aw2的相位图像(即图4中的一行的相位图像)的差异反映了主磁场的不均匀性、化学位移和流动，而一个回波时间te1或te2处的相位图像(即图4中一列的相位图像)的差异主要仅来自流动。实际上，由于所谓的偶数回波重定相位效应，在
一个回波时间的相位图像的差异主要在第一个回波时间te1看到。相位图像之间的任何显著运动可以以常规方式校正，例如使用基于对应幅值图像的配准。
45.对于相关血流的定位，即在频率编码方向上的血流的定位，首先消除在所有心脏时相(aw1、aw2)的相位图像中一致的化学位移引起的相位偏移可能是有利的。这可以通过对每个心脏时相的图像分别应用水/脂肪分离来实现。替代地，可以直接根据每个回波时间te1、te2时的相位图像计算相位差图像。
46.从图4中的相位图像导出的相位差图像如图5中所示。与第一回波时间te1相关联的相位差图像允许例如通过掩蔽、阈值化、分割等来定位主动脉中的相关血流(由白色箭头指示)。最后，重建涉及水/脂肪分离的诊断图像。其中，通过在水/脂肪分离之前去除所确定的区域中的流动引起的相位偏移，或者通过限制水/脂肪分离算法使得在所确定的流动区域中血液信号被自动分配到水信号，实现了对泄漏或交换伪影的抑制。后一种方法可能涉及减少或消除水/脂肪分离中估计的主场不均匀性的任何空间平滑，例如选择性地跨越这些区域的边界。此过程的结果是高质量的诊断(水或脂肪)图像，显著降低了流动引起的泄漏或交换伪影的水平。