专利名称：通过磁共振确定磁化率诱发的磁场梯度的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于对放置于检査体积内的人体进行磁共振成像的设备。
此外，本发明涉及一种用于MR成像的方法和一种用于MR设备的计 算机程序。
背景技术：
在磁共振成像(MRI)中，向MR设备的检查体积内的均匀磁场中放 置的对象(患者)施加包括了RF脉冲和切换磁场梯度的脉冲序列。通过这 种方式生成相位编码的磁共振信号，利用RF接收天线对其进行扫描，以便 获得来自对象的信息并重建其图像。自从其最初发展开始，应用MRI的临 床相关领域的数量一直在迅速增加。可以将MRI应用于身体的几乎每个部 分，可以将其用于获得关于人体若干重要机能的信息。在MRI扫描期间施 加的脉沖序列在确定重建图像特性方面起到重要作用，所述特性例如为在 对象中的位置和取向、维度、分辨率、信噪比、对比度、对运动的灵敏度 等。MRI设备的操作员必需要针对相应的应用选择适当的序列，必需要调 节和优化其参数。
磁化率偏离周围环境的对象产生主磁场BQ的局部不均匀。这适用于金 属对象(例如手术器械、移植物或其他设备)、像缺氧血的含铁物质或基于 氧化铁的造影剂或标记的细胞。对这种效应的利用是一种用于从造影剂(例 如SPIO)检测到设备(导管、可植入支架等)定位的不同MR成像应用的 重要工具。
通常通过丁2或T^加权序列执行磁化率对比度增强的MR成像。禾IJ用 这些序列，在局部磁场干扰位点处由信号损耗生成对比度。在通过这些已 知技术生成的图像中，不能将因场不均匀导致的暗图像特征与造成信号损 耗的其他效应导致的特征区分开。己经提出了若干将暗图像对比度转换成正(亮)对比度的理论。例如，
EP 1471362A1公开了一种基于梯度回波(GE)成像序列的MR方法。根据 这一已知技术，施加切换磁场梯度或额外梯度的特定的不平衡，以便生成 示出了在背景组织和产生局部磁场不均匀的对象之间的正(亮)对比度的 MR图像。该己知技术的缺点是，为了获得最佳正图像对比度，必需要有对 磁化率梯度强度的先验知识，或者必需要至少执行精细且耗时的优化过程。
发明内容
因此，容易认识到，需要一种改进的用于磁共振成像的设备，以生成 具有正(亮)磁化率对比度的图像。因此，本发明的目的是提供一种MR 设备，该设备能够进行磁化率成像而无需事先优化以获得最佳正对比度。 本发明的另一 目的是提供一种MR设备，其能够不使用特殊的或非常规MR 成像序列而产生具有正磁化率对比度的图像。
根据本发明，公开了一种用于对检查体积中放置的人体进行磁共振成 像的MR设备，其包括用于在所述检查体积中建立基本均匀的主磁场的 装置，用于生成叠加在所述主磁场上的切换磁场梯度的装置，用于向所述 人体辐射RF脉冲的装置，用于控制所述磁场梯度和所述RF脉冲的生成的 控制装置，用于对磁共振信号进行接收和采样的装置，以及用于从所述信 号样本形成MR图像的重建装置。根据本发明，将该设备布置成
a) 通过使所述人体的至少一部分经受RF脉冲和切换磁场梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信号，
b) 获取所述MR回波信号，用于从其重建MR图像数据集，
c) 通过从所述MR图像数据集的子集计算回波偏移参数来计算梯度 图，所述回波偏移参数表示k空间中的磁场梯度诱发的回波位置偏移，其 中每个子集包括所述MR图像数据集的多个空间相邻像素或体素值。
将本发明的MR设备布置成利用标准成像序列在步骤a)和b)中获取MR 图像数据集，标准成像序列常规上用于对被检査人体的解剖结构进行成像 (例如3D梯度回波序列)。所获取的MR图像数据集于是包含完整的解剖 学信息。此外，在步骤c)从解剖学图像数据集计算出梯度图。梯度图包含 关于局部磁化率诱发的磁场梯度强度的定量信息。例如，可以使用该信息来生成对应的正对比度图像或在检查体积内定位金属对象，而无需任何额 外措施。
本发明的基本想法是使用重建MR图像数据集的空间相邻像素或体素 的每个子集中包含的关于局部场不均匀性的信息。本发明基于如下认识， 即在成像期间，除切换的磁场梯度之外，局部(磁化率诱发的)梯度也起 作用，该局部梯度导致回波信号最大值在k空间中的偏移。根据本发明， 从对应的像素或体素子集计算局部回波偏移参数。该回波偏移参数表示k 空间中回波位置的偏移，其中该偏移起源于影响相应子集的像素或体素的 磁场梯度。因此，可以从回波偏移参数推断出局部梯度强度。
可以简单地通过为回波偏移参数分配灰度值将磁化率梯度图转换成正 对比度图像。
本发明的设备能够仅仅通过对常规(2D或3D)解剖学MR图像数据 集进行后处理来导出检查体积内的局部磁场梯度分布和产生正磁化率对比 度图像。在不使用专用的序列和不需要额外的优化过程的情况下，就实现 了最佳正对比度成像。
优选地，根据本发明，进一步将该设备布置成通过在步骤c)中在每个 子集的相邻像素或体素上计算傅里叶变换来计算梯度图。然后可以通过确 定每个子集的傅里叶分量的最大值位置来计算回波偏移参数。傅里叶分量 最大值的位置对应于k空间中的相应回波位置。可以在MR图像数据集的 每个空间方向上的相邻像素或体素值上计算独立的一维傅里叶变换。在这 个基础上，可以通过从不同空间方向上的回波偏移参数计算梯度的强度和 方向来计算梯度图。通过这种方式，计算局部梯度矢量。这样允许分析局 部磁场梯度的方向和各向异性分布。
在本发明的实际实施例中，可以用比MR图像数据集的空间分辨率低 的空间分辨率计算梯度图。例如，如果回波偏移参数是从n个相邻像素或 体素的子集计算的，则可以用比MR图像数据集低n倍的分辨率计算磁化 率梯度图的空间分辨率。
众所周知，在MR成像中在检查体积内建立均匀的主磁场Bo是非常重 要的，目的是为了能够获取患者身体被检查部分的精确而无失真的图像。 提供均匀主磁场的通用方式是借助主磁体生成静磁场Bo并生成可调节辅助磁场来补偿静磁场的不均匀性。辅助磁场是由所谓的匀场线圈生成的，匀 场线圈的形状和电流路径能够有效地补偿主磁体生成的场的不均匀性。让
适当的匀场电流通过匀场线圈来校正静磁场Bc的过程通常被称为匀场过 程。通常在准备阶段期间一次性确定匀场电流值，匀场电流值决定了通过 每个匀场线圈的匀场电流。因此，不能通过常规匀场策略补偿例如由动态 变化的磁化率效应(患者运动)诱发的局部磁场梯度。本发明的发现是可 以有利地使用本文前面所述技术获得的梯度图来确定用于研究区的最佳匀 场电流值。因此，根据本发明，从所述梯度图导出匀场电流值，并使对应 的匀场电流通过MR设备的匀场线圈，用于产生辅助磁场，以优化所述检 查体积内的主磁场的均匀性。MR仪器的用户可以交互地选择研究区，在研 究区中自动地从所获取的MR回波信号中确定主磁场的匀场，即不需要额 外的测量。可以容易地从一个并且相同的MR信号数据集确定用于不同区 域的匀场电流值。能够有利地将这种自动匀场技术集成到动态MR成像方 法以及实时MR成像方法中，以便能够连续更新主磁场的匀场。通过这种 方式有效地使场的不理想导致的图像失真最小化，即显著改善了图像质量。
在常规MR系统中，使用诸如勒让德多项式的三维系列多项式对匀场 线圈生成的辅助磁场建模，其中每个匀场电流值对应于多项式的一个系数。 根据本发明的优选实施例可以将对应的三维多项式与梯度图匹配，从而能 够直接从多项式的系数导出匀场电流值。通过这种方式，利用常规的匀场 线圈组可以容易地使检查体积内的主磁场的不均匀性最小化。
本发明不仅涉及一种设备，而且涉及一种对MR设备的检查体积中放 置的人体的至少一部分进行磁共振成像的方法。该方法包括如下步骤
a) 通过使所述人体的至少一部分经受RF脉冲和切换磁场梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信号，
b) 获取所述MR回波信号，用于从其重建MR图像数据集，
c) 通过从所述MR图像数据集的子集计算回波偏移参数来计算梯度 图，所述回波偏移参数表示k空间中的磁化率诱发的回波位置偏移，其中 每个子集包括所述MR图像数据集的多个空间相邻像素或体素值。
可以在任何通用计算机硬件上有利地实现适于执行本发明的成像过程 的计算机程序，目前将该计算机程序用于在临床上控制磁共振扫描仪。可以在适当的数据载体，例如CD-ROM或磁盘上提供该计算机程序。或者， 可以由用户从Internet服务器上下载该计算机程序。
附图公开了本发明的优选实施例。然而应当理解，设计附图仅是为了
例示而不是作为限制本发明的界定。在附图中
图1示出了根据本发明的MR扫描仪； 图2示出了说明本发明的方法的示意图。
具体实施例方式
在图1中，将根据本发明的MR成像设备1显示为方框图。仪器1包 括一组主磁性线圈2和三组梯度线圈3、 4和5，主磁性线圈用于生成静止 且基本均匀的主磁场，梯度线圈用于叠加强度可控且在选定方向上具有梯 度的额外磁场。常规上，将主磁场的方向标识为z方向，将垂直于其的两 个方向标识为x和y方向。经由电源11为梯度线圈3、 4和5供电。成像 设备1还包括用于向身体7发射射频(RF)脉冲的RF发射天线6。天线6 耦合到用于生成和调制RF脉冲的调制器9。还提供了用于接收MR信号的 接收机，接收机可以与发射天线6相同或是独立部件。如果发射天线6和 接收机是如图1所示物理上相同的天线，则将发送-接收开关8布置为将接 收到的信号与要发送的脉冲区分开。将接收到的MR信号输入到解调器10。 由控制系统12控制用于梯度线圈3、 4和5的发送-接收开关8、调制器9 和电源ll。控制系统12控制馈送到天线6的RF信号的相位和幅度。控制 系统12通常是具有存储器和程序控制的微型计算机。解调器10耦合到例 如计算机的重建装置14，用于将接收到的信号转换成可以在例如可视显示 器单元15上看到的图像。此外，MR成像设备1包括一组三个匀场线圈16、 17和18。由来自匀场电源19经由独立的匀场通道通过匀场线圈16、 17和 18的匀场电流生成辅助磁场。由控制系统12控制匀场电流的强度以优化主 磁场的均匀性。为了实际实施本发明，MR设备1包括用于执行上述方法的 程序。
图2将本发明的方法示为示意图。在第一步中，利用常规3D梯度回波成像序列(例如3DEPI)采集3D MR回波信号数据集20。然后，经过标 准图像重建技术将回波信号数据集20转换成(复合)3D MR图像数据集 21。作为下一步，计算三维梯度图22。为此，针对所有三个维度x、 y和z 中的n个独立相邻体素的子集执行1D傅里叶变换。在图2中，示范性地示 出了在一个空间维度中对单个梯度值的确定。1D傅里叶变换23包括-n/2 到n/2-l个傅里叶分量。如图2所示，与在傅里叶变换方向上作用的局部磁 场梯度成正比例地偏移这些傅里叶分量的最大值。利用最小二乘法拟合过 程，从该离散傅里叶分量23以亚傅里叶分量(sub fourier component)分辨 率确定最大值的位置。该最大值的位置确定了用于相应体素子集的回波偏 移参数SPx。重复同样的过程以确定剩余维度中的SPy和SPZ。针对所有三 个维度独立的确定最大值能够针对相应体素子集合成出表示(例如由磁化 率诱发的)磁场梯度强度和方向的矢量。针对n个体素的所有子集确定的 这些矢量的幅度构成了梯度图22。与MR图像数据集21相比，梯度图22 具有降低n倍的空间分辨率。通过线性内插，并通过为梯度22分配灰度值， 生成了具有最佳正对比度的图像数据集24。通过常规的图像分级和加窗操 作，可以很容易地将图像数据集24调节成适应弱和高磁化率梯度。为了使 磁场梯度诱发的正对比度可见，可以借助显示器单元15显示数据集24的 单个层，如图1所示。或者，可以从梯度图22导出匀场电流值，并可以使 匀场电流值确定的匀场电流通过匀场线圈16、 17、 18以产生辅助磁场，从 而优化MR设备1的检查体积内的主磁场的均匀性。为了该目的，可以将 三维多项式与梯度图22或用户定义的梯度图22的子集匹配。这使得匀场 电流值能够直接从三维多项式的系数导出。
权利要求
1、一种用于对放置于检查体积中的人体(7)进行磁共振成像的设备，所述设备(1)包括用于在所述检查体积中建立基本均匀的主磁场的装置(2)，用于生成叠加在所述主磁场上的切换磁场梯度的装置(3，4，5)，用于向所述人体(7)辐射RF脉冲的装置(6)，用于控制所述磁场梯度和所述RF脉冲的生成的控制装置(12)，用于对磁共振信号进行接收和采样的装置(10)，以及用于从所述信号样本形成MR图像的重建装置(14)，将所述设备(1)布置成a)通过使所述人体(7)的至少一部分经受RF脉冲和切换磁场梯度的MR成像序列，生成一系列MR回波信号(20)，b)获取所述MR回波信号，用于从其重建MR图像数据集(21)，c)通过从所述MR图像数据集的子集计算回波偏移参数(SPx，SPy，SPz)来计算梯度图(22)，所述回波偏移参数(SPx，SPy，SPz)表示k空间中的局部磁场梯度诱发的回波位置偏移，其中，每个子集包括所述MR图像数据集(21)的一定数量(n)的空间相邻像素或体素值。
2、 根据权利要求1所述的设备，其中，将所述设备进一步布置成d) 通过为所述回波偏移参数分配灰度值来将所述梯度图(22)转换成 正对比度图像(24)。
3、 根据权利要求1或2所述的设备，其中，将所述设备进一步布置成 通过对步骤c)中的每个子集的所述相邻像素或体素值计算傅里叶变换(23) 来计算所述梯度图(22)。
4、 根据权利要求3所述的设备，其中，将所述设备进一步布置成通过 针对每个子集确定所述傅里叶分量(23)的最大值的位置来计算所述回波 偏移参数(SPX, SPy， SPZ)。
5、 根据权利要求3或4所述的设备，其中，将所述设备布置成对所述 MR图像数据(21)集的每个空间方向(x， y， z)上的所述相邻像素或体 素值计算独立一维傅里叶变换(23)。
6、 根据权利要求5所述的设备，其中，将所述设备布置成通过从所述 不同空间方向(x， y， z)上的所述回波偏移参数(SPX， SPy， SPz)计算所 述局部磁场梯度的强度和方向来计算所述梯度图(22)。
7、 根据权利要求1-6的任一项所述的设备，其中，将所述设备布置成 与所述MR图像数据集(21)的空间分辨率相比，以降低的空间分辨率计 算所述梯度图(22)。
8、 根据权利要求1-7的任一项所述的设备，还包括匀场线圈(16， 17， 18)，所述匀场线圈用于产生辅助磁场以补偿所述主磁场的不均匀性，其中， 将所述设备布置为从所述梯度图(22)导出匀场电流值并使所述匀场电流 值决定的匀场电流通过每个匀场线圈(16， 17， 18)。
9、 根据权利要求8所述的设备，其中，将所述设备进一步布置成将三 维多项式与所述梯度图(22)或所述梯度图(22)的子集匹配，并从所述 三维多项式的系数导出所述匀场电流值。
10、 一种对放置于MR设备的检查体积中的人体的至少一部分进行MR 成像的方法，所述方法包括如下步骤a) 通过使所述人体的至少一部分经受RF脉冲和切换磁场梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信号(20)，b) 获取所述MR回波信号，用于从其重建MR图像数据集(21)，c) 通过从所述MR图像数据集的子集计算回波偏移参数(SPX， SPy， SPZ)来计算梯度图(22)，所述回波偏移参数表示k空间中的局部磁场梯 度诱发的回波位置偏移，其中，每个子集包括所述MR图像数据集(21)的一定数量(n)的空间相邻像素或体素值。
11、 根据权利要求10所述的方法，其中，通过为所述回波偏移参数(SPx， SPy， SPZ)分配灰度值来将所述梯度图(22)转换成正对比度图像(24)。
12、 根据权利要求10或11所述的方法，其中，通过如下步骤计算所 述梯度图(22):-对歩骤c)中的每个子集的所述相邻像素或体素值计算傅里叶变换 (23)，以及-通过针对每个子集确定所述傅里叶分量(23)的最大值的位置来计算 所述回波偏移参数(SPX， SPy， SPZ)。
13、 根据权利要求10-12的任一项所述的方法，其中，与所述MR图像 数据集(21)的空间分辨率相比，以降低的空间分辨率计算所述梯度图(22)。
14、 根据权利要求10-13的任一项所述的方法，其中，从所述梯度图(22) 导出匀场电流值，并使所述匀场电流值决定的匀场电流通过匀场线圈(16， 17， 18)，用于产生辅助磁场，以优化所述检査体积内的主磁场的均匀性。
15、 一种用于MR设备的计算机程序，其包括用于如下操作的指令a) 生成MR成像脉冲序列，b) 获取MR回波信号，用于从其重建MR图像数据集(21)，c) 通过从所述MR图像数据集的子集计算回波偏移参数(SPX， SPy， SPZ)来计算梯度图(22)，所述回波偏移参数(SPX， SPy， SPZ)表示k空 间中的局部磁场梯度诱发的回波位置偏移，其中，每个子集包括所述MR 图像数据集(21)的一定数量(n)的空间相邻像素或体素值。
16、 根据权利要求15所述的计算机程序，其中，所述程序还包括用于 通过为所述回波偏移参数(SPx， SPy， SPz)分配灰度值来将所述梯度图(22) 转换成正对比度图像(24)的指令。
17、 根据权利要求15或16所述的计算机程序，其中，所述程序还包 括用于从所述梯度图(22)导出匀场电流值的指令，所述匀场电流值决定 通过MR设备的匀场线圈(16， 17， 18)的匀场电流。
18、 根据权利要求17所述的计算机程序，包括用于将三维多项式与所 述梯度图(22)或所述梯度图(22)的子集匹配，并从所述三维多项式的 系数导出所述匀场电流值的指令。
全文摘要
本发明涉及一种用于对人体(7)进行磁共振成像的设备。该设备(1)包括用于在检查体积中建立基本均匀的主磁场的装置(2)，用于生成叠加在所述主磁场上的切换磁场梯度的装置(3，4，5)，用于向所述人体(7)辐射RF脉冲的装置(6)，用于控制所述磁场梯度和所述RF脉冲的生成的控制装置(12)，用于对磁共振信号进行接收和采样的装置(10)，以及用于从所述信号样本形成MR图像的重建装置(14)。根据本发明，将该设备布置成a)通过使所述人体(7)的至少一部分经受RF脉冲和切换磁场梯度的MR成像序列，生成一系列MR回波信号(20)，b)获取所述MR回波信号，用于从其重建MR图像数据集(21)，c)通过从所述MR图像数据集的子集计算回波偏移参数(SP<sub>x</sub>，SP<sub>y</sub>，SP<sub>z</sub>)来计算梯度图(22)，所述回波偏移参数(SP<sub>x</sub>，SP<sub>y</sub>，SP<sub>z</sub>)表示k空间中的磁场梯度诱发的回波位置偏移，其中每个子集包括所述MR图像数据集(21)的一定数量(n)的空间相邻像素或体素值。
文档编号G01R33/48GK101583882SQ200880002364
公开日2009年11月18日 申请日期2008年1月15日 优先权日2007年1月18日
发明者H·达恩克, P·范德默伦, T·舍夫特 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司