专利名称：扩散加权磁共振成像中用稳态序列确定adc系数的方法
技术领域：
本发明一般地涉及核自旋断层造影(同义词为磁共振断层造影，MRT)，如其在医学中用于检查患者。这里，本发明尤其涉及在扩散加权的磁共振成像中确定ADC系数的方法。
背景技术：
MRT以核自旋共振的物理现象为基础，并作为产生图像的方法成功地应用在医学和生物物理中已有超过15年的历史。在这种检查方法中，待查物体被施加一个强的恒定磁场。这样，物体中原来没有规则方向的原子的核自旋将被校准。高频波此时能够将“有序的”原子核自旋激励成特定的振荡。该振荡在MRT中产生实际的测量信号，该信号由适当的接收线圈接收。其中，通过由梯度线圈产生的不均匀磁场可以对测量物体可以在所有三个空间方向上进行编码，这通常被称为“位置编码”。
在对疾病生理过程进行评价时，特别是在人脑中，例如在中风的情况下，按照行为的新的MR技术，即扩散加权的磁共振断层造影技术被证明是特别有效的。
扩散由分子的热迁移运动造成。这里涉及的是随机过程，其也被称为布朗分子运动。在扩散加权MRT测量中考虑的分子移动距离是极小的；例如扩散的水分子按照不受限制的典型方式在任意方向上在100ms中的距离大约为20μm以及在1s内的距离为60μm。这种距离处于单个细胞(特别是人的细胞组织)的数量级中。通过使用特别强的磁-梯度场(所谓的扩散梯度)，在这种技术中该磁场持久地或者脉冲地叠加到上述位置编码的梯度场上，使得各分子(特别是水)集体扩散运动在对磁共振信号的衰减中可以被注意到。因此，根据取决于不同因素的扩散的强度，扩散出现的区域或多或少地作为暗的区域表示在实际的MRT图像中。在扩散加权的磁共振成像中信号产生的具体理论将在结合附图对图形描述中说明。
在扩散加权的成像的开始阶段，一个问题是对于如心脏运动、呼吸等以及与此相关的例如脑的波动(在液体中的脑运动)等非扩散型运动的特别的敏感性。使用扩散成像作为医疗检查方法，使得快速测量技术的持续发展，例如回波平面成像(英语为Echo-Planar-Imaging，EPI)成为可能。EPI是MRT中特别快速的测量方法。在应用单脉冲回波平面成像(Single-Shot-Echo-Planar-Imaging，SSEPI)序列时，可以减少或者避免由于不可避免的运动类型造成的图像伪影。在常规扩散加权成像序列中可能出现的运动在SSEPI中在某种程度上被“冻结”。但是，由于SSEPI相位编码造成的一个缺点是极其强烈的T2*敏感性(T2*是在考虑本地磁场不均匀性条件下横向磁化的蜕变周期)和极其强烈的相位敏感性。两者尤其在具有典型短暂T2时间的人类组织的身体成像中，均造成强烈的图像分辨伪影或者变形伪影。
“非EPI序列”(统称为稳态序列)，例如FISP(英语为Fast-Imaging-with-Steady-Precession，具有稳态精度的快速成像)和PSIF(FISP的倒置)，通常用在一般的旋转弯曲相位编码技术中(spin warp-Phasenkodiertechnik)(通过相位编码梯度的离散相位增加)，并且相对与上述伪影是不敏感的。通常在这种序列中使用一个α＜90°的HF激励脉冲接入单极性的(正的或者负的)、一般是脉冲形式的扩散梯度。这种HF脉冲α独立于扩散梯度在一个磁化向量上具有三个不同的影响特性1.使磁化向量相对于纵向方向(z轴)翻转翻转角(Flipwinkle)α，2.使磁化向量反转180°，和3.对磁化向量没有影响。
如后面要结合附图详细解释的那样，由于HF激励脉冲的这三种特性产生了纵向和横向磁化(也称为“回波路径”)的不同分支的相位变化，每个纵向和横向磁化具有一个不同的扩散时间Δi。在一个确定的回波路径的总相位变化期间，对应的T1和T2权重也取决于相位特性或者相位历史，该相位历史通过一个所施加的扩散梯度再次经历了一种扇形化。总共产生一个MRT信号，该信号通过多个回波路径的汇合而构成，因而具有不再能计算的复杂性。
一幅扩散加权的MRT图像由表征扩散特征的按像素方式确定的DADC值(英语为Apparent-diffusion-Coefficient，表观扩散系数，ADC系数)产生，该DADC值是从分别使用的序列的测量信号以及表征实验特征的B值计算出来的。为此，在一个具有单极性扩散梯度脉冲的扩散加权PSIF序列中，当集成所有回波路径时，各T1和T2值以及所使用的实际HF脉冲的翻转角度分配α(z)必须对于所选择的层精确地已知[R.Buxton，J.of MagneticResonance in Medicine 29，235-243(1993)]。而在迄今为止应用的(稳态)序列中则不是如此，所以不可能在考虑精确的T2权重的条件下精确地计算DADC值。结果是扩散加权的图像具有强烈的伪影。
由于这个原因Y.Zur，E.Bosak，N.Kaplan在Journal of MagneticResonance in Medicine 37，716-722(1997)中建议，用双极性扩散梯度替代单极性扩散梯度。由此补偿了由于扩散梯度造成的相位变化的扇形化。由此，扩散时间Δ被完好的定义，而且可以针对不同扩散梯度的幅度从两种扩散测量中近似计算ADC。
但是，已经公知在应用双极性扩散梯度的条件下计算出来的扩散系数仍然强烈依赖于各T2值，这同样造成明显的伪影S.Ding，H.Trillaud et al.J.ofMagnetic Resonance in Medicine 34，586-595(1995)]。M.H.Cho和C.H.Cho已经在Society of Magnetic Resonance in Medicine的论文集p.911 Amsterdam(1989)中在理论上指出，如果对所测量的PSIF信号(S-)已知一个对应的FISP信号(S+)并给出一个对应的公式，则可以去除在应用双极性扩散系数时的T2加权。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，特别优选地对该公式所需要的测量量进行测量，以便可以没有伪影地计算出DADC值。
按照本发明，提出了一种用于在扩散加权的MRT成像中确定扩散加权图像的方法，该方法具有下列步骤a)借助于DESS序列(Double Echo Steady State Sequenz，双回波稳态序列)测量并存储一个非扩散加权数据组和一个扩散加权数据组，其中，对于该非扩散加权数据组依次接通两个读出梯度，而对于该扩散加权数据组在两个读出梯度之间接通一个双极性扩散梯度脉冲序列(Diffusionsgradientenpulszug)，b)在该非扩散加权数据组和扩散加权数据组的基础上，以及在一个表征扩散加权测量的特征的值的基础上，计算一个扩散加权MRT图像。
该双极性扩散梯度脉冲序列优选地由一个正的和一个负的扩散梯度脉冲组成，其各具有幅度G0以及-G0和相同的脉冲宽度δ。按照本发明，该两个脉冲直接相互跟随。这种梯度接入补偿了出现的相移的影响。
最后，扩散加权MRT图像的计算，通过扩散加权数据组和非扩散加权数据组组合的商的图像，继而对该商求对数以及用对应于扩散加权测量的b值进行加权而实现。
按照本发明，通过像素的方式建立ADC系数DADC实现扩散加权MRT图像的成像，而ADC系数也是按像素的方式从所采集的数据组中根据下列公式确定的DADC=12*bbiplnSo-*SDiff+SDiff-*So+]]>其中，So+和So-表示按FISP回波信号和PSIF回波信号形式的非扩散加权测量的数据组，以及SDiff+和SDiff-表示按FISP回波信号和PSIF回波信号形式的扩散加权测量的数据组，而其中，bbip是表示扩散加权测量的特征的值，其按照下列公式通过双极性扩散梯度的状态和所考虑的核共振自旋形式的旋磁系数γ给出bbip=16γ2G02δ3]]>如果按照本发明将S+信号与S-信号相比，用更高的带宽进行测量，则总的测量时间可以具有优点地由此而明显减少。
为了避免可能出现的伪影，优选的是将两个信号S+和S-用同样大的带宽进程测量，其中，对S-信号通过多梯度回波序列进行多次测量，并对测得的S-信号求平均。
优选地在求平均中采用平方和方法。
按照本发明也可以通过投影-重构方法来采集数据组SDiff-，SDiff+，So-，So+。
此外，本发明要求保护一种用于实施按照本发明方法步骤的核自旋断层造影设备。
下面，对本发明的优点、特征和特性借助于参照附图的优选实施方式详细说明。其中，图1示意地示出了一台核自旋断层造影设备，图2A示意地示出了一个自旋回波序列的梯度脉冲电流函数在时间上变化，图2B示意地示出了在自旋回波序列中k矩阵的时间扫描，图3示意地示出了在持久施加的扩散梯度的影响下在自旋回波实验中横向磁化的相位变化Φ以及信号的形成，图4示意地示出了在自旋回波实验中相移和以扩散为条件的相移中由磁化部分共同构成的横向磁化的相位变化Φ，图5示意地示出了Stejskal-Tanner扩散加权的自旋回波序列，图6示意地示出了DESS序列的结构以及在FISP和PSIF下各磁化向量的相位变化，图7示出了按照本发明的MRT测量序列的第一实施方式，该序列具有双极性扩散梯度和FISP和PSIF测量，图8示出了按照本发明的MRT测量序列的第二实施方式，该序列具有双极性扩散梯度、FISP测量、以及PSIF测量的n次多梯度回波测量，图9示出了按照本发明的MRT测量序列的第三实施方式，该序列具有双极性扩散梯度和在应用投影-重构方法下的FISP和PSIF测量。
具体实施例方式
图1示意地示出了一台核自旋断层造影设备，用于按照本发明产生梯度脉冲。这里，核自旋断层造影设备的构造与常规断层造影设备的构造相对应。基本磁场磁铁1产生一个时间上恒定的强磁场，使例如一个人体待查部位的对象的检查区域中的核自旋被极化或者校准。核自旋共振测量所要求的基本磁场的高均匀性例如在一个球型测量空间M中被定义，待检查的人体部分被送入该空间。为了对均匀性要求提供支持以及特别是消除时间上不变的影响，在合适的位置加装了由铁氧磁性材料制成的填隙片。时间上变化的影响通过由补偿供电15控制的补偿线圈2消除。
在基本磁场磁铁1中安装了一个由三个分绕组组成的圆柱型梯度线圈系统3。每个分绕组通过一个放大器14被提供电流以便在笛卡儿坐标系中产生各自方向上的一个线性梯度磁场。其中，梯度线圈系统3的第一分绕组产生在x方向上的梯度Gx，第二分绕组产生在y方向上的梯度Gy，而第三分绕组产生在z方向上的梯度Gz。每个放大器14包括一个数模转换器，该转换器由一个序列控制18控制，用于准时地产生梯度脉冲。
在梯度线圈系统3内有一个高频天线4，它将由高频功率放大器给出的高频脉冲变换成交变磁场，该磁场用于对待检查的对象或对象的待检查部位的原子核进行激励或者对核自旋进行校准。高频天线4还将从上述核自旋出发的交变磁场，即通常由一个或多个高频线圈和一个或多个梯度线圈的脉冲序列引起的核自旋回波信号，变换成一种电压，该电压经放大器7送至高频系统22的高频接收信道8。该高频系统22包括另外一个发送信道9，在该信道中产生用于激励磁核共振的高频脉冲。其中，各高频脉冲根据由设备计算机20给定的脉冲序列在序列控制单元18中用复数数列数字地表示出。该数的序列作为实部和虚部通过各自的输入12送至高频系统22中的一个数模转换器并从那送至发送信道9。在发送信道9中将该脉冲序列调制到一个高频载波上，该载波的基本频率对应于在测量空间中核自旋的谐振频率。
通过发射接收转换器6实现由发射操作到接收操作的转换。高频天线4向测量空间M中发射高频脉冲来激励核自旋，并对产生的回波信号进行扫描。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收信道8中相位敏感地被解调制，并通过各自的模数转换器变换成测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17从由此获得的测量数据中重构出图像。测量数据、图像数据和控制程序的管理通过设备计算机20进行。根据控制程序的预先规定，序列控制18控制各所需脉冲序列的产生和对应的k空间的扫描。其中，序列控制18尤其控制梯度在时间上正确的接通、以规定的相位和幅度发送高频脉冲，以及接收核共振信号。高频系统22和序列控制18的时间基准由合成器19提供。对产生核自旋图像的相应控制程序的选择以及对该产生的核自旋图像的显示通过终端21实现，该终端包括一个键盘以及一个或多个显示器。
本发明在于对新的稳态序列的开发以及设计，通过扩散加权的MRT成像显著地改善了复杂的T2影响以及由于运动形成的伪影。按照本发明，序列存储在合成器19中并由序列控制18执行。
为了更好的理解，下面结合示意图，特别是连同一个自旋回波实验，解释扩散加权成像的理论和步骤。
在MRT中数据的记录在一个所谓的k空间(同义词频率空间)中进行。在所谓图像空间中MRT图像借助于傅立叶变换与在k空间的MRT数据相关联。处于k空间的对象的位置编码借助于在所有三个空间方向上的梯度进行。在此，对层的选择(确定对象的一个拍摄层，通常是z轴)、频率编码(确定在该层中的一个方向，通常是x轴)和相位编码(确定该层中的第二维，通常是y轴)进行区分。
即，首先例如在z方向上选择性地激励一个层。在该层中位置信息的编码通过组合相位编码和频率编码实现，借助于该编码产生两个已经提到正交梯度场，其在一个在z方向上激励的层的举例中通过同样已经提到的梯度线圈在x和y方向上产生。
在图2A和图2B中示出了一个在MRT实验中记录数据的例子。所使用的序列是自旋回波序列。在该序列中通过一个90°激励脉冲实现在x-y平面内的自旋磁化。随着时间的持续(1/2TE；TE是回波时间)出现磁化部分的相移ΔΦ，该磁化部分在x-y平面中构成了整个横向磁化。经过一定的时间(例如1/2TE)一个180°脉冲在x-y平面上这样照射，即，在不改变单个磁化部分的进动方向和进动速度的情况下，使相移的磁化成分反射。在另一个时间长度1/2TE之后磁化成分又在同一个方向上，即出现了一个称为“相移”的横向磁化的再生成。横向磁化的完整再生成被称为自旋回波。
为了测量待测量对象的一个完整的层，将成像序列对于不同的相位编码梯度例如Gy重复N次，其中，在每个序列通过时的核共振信号(自旋回波信号)的频率通过按Δt定时的模拟数字转换器(英语为Analog DigitalConverter)，在读出梯度Gx存在的条件下按等距离的时间长度Δt进行探测、数字化和存储。按照这种方式根据图2得到逐行表示的、具有N×N数据点的数字矩阵(在k空间的矩阵或者k矩阵)。具有N×N数据点的对称矩阵只是一个例子，也可以产生非对称的矩阵或者位于k空间的矩阵。由这种在k空间的数据组，可以通过对直接MRT图像的傅立叶变换，按N×N的分辨率重构所考虑的层。
读出必须在一个相对于横向磁化T2的蜕变小的时间内结束。否则k矩阵的不同行将对应于其获取的顺序被不同地加权某些位置频率被突出，而其它的则会被压制。
在一个扩散加权的自旋回波实验可能的举例中，按照图3施加一个恒定的强扩散梯度25。如果该自旋通过90°脉冲在x-y平面上被扫描，则其开始要精确地位于一个轴(例如x轴)上。在扩散梯度25的强附加场之下，自旋开始出现相移，即在一定时间之后其具有一定的角度Φ。按照图3该时间上的角度变化Φ(也称为相位Φ)取决于所加扩散梯度25的持续时间(在一个时间上有限的扩散梯度脉冲的情况下)和强度。在一定的时间(TE/2)之后180°脉冲开始照射。在该时间点上磁化达到相移Φ1。通过180°脉冲磁化在x-y平面上反转(-Φ1)并开始相移，直到在时间TE之后到达最大可能的回波23。
在造成扩散的核自旋共振物质(例如水分子)的位置改变中，在照射90°脉冲和180°脉冲之间的任意时刻τ特性不同。例如如果分子向扩散梯度强度较高的位置移动，则其与不移动的物质(相位Φ1)相比在更高本地磁场中经历更强的相移。如果在简单的情况下该移动的扩散(difffundierte)物质保持在新的位置，则其磁化在更大的相位Φ2下经历由于180°脉冲的反转。由于更高的本地磁场相位在反转之后也具有一个时间上看更陡峭的变化，这造成扩散物质的磁化在读出时刻TE具有一个附加相位Δ。这造成扩散物质的横向磁化在整体上提供了比不移动的物质更小的回波信号24。
这可以结合图4进一步看出左侧是不移动的核共振材料由磁化部分组合的横向磁化在回波时刻(TE)的矢量表示。可以看出，该磁化再次到达其在90°脉冲时刻对应的起始值的最大值(∑↑＝Imax)。在右侧可以看出，移动(扩散)的核共振物质的磁化部分在回波时刻具有一个不同的相位ΔΦ，而因此矢量和给出一个比理论上更小的磁化(∑↑＜Imax)。
总之可以得出扩散越大即在梯度磁场中核共振物质的位置变化越大，则在该区域中的核共振信号就越小。因此，强扩散区域在信号衰减中可以看出。
在MRT中的扩散加权成像要求高扩散梯度场强，因为上面描述的效果极小。在一个如图3描述的、尽管强但为恒定的扩散梯度中有这样的缺点，即回波的读出也要在一个强梯度下进行，因此按照关系带宽＝1/读出时间由强梯度得到短的读出时间，要按较高的带宽测量信号。高带宽意味着，将实际的核共振信号在一个非常宽的频带上进行测量，由此同时测量了非常多的噪声。
由于这种原因，将扩散编码和对编码后的核共振信号的读出分开。
具有脉冲扩散梯度的扩散加权自旋回波测量首先由Stejskal和Tanner公开(Stejskal and Tanner，Journal of Chemical Physics，42，288(1965))并在图5中示意地表示出脉冲形式的扩散梯度DDiff具有相对于其它磁场梯度(GS，GP，GR)高数倍的幅度(DDiff≈10×GR)，具有一个确定的时间宽度δ，并具有也被称为扩散时间的、确定的时间间隔Δ。
所示的序列一方面具有这样的优点，即可以通过使用非常小的读出梯度，用非常小的带宽读出该回波。另一方面，定义的量DDiff，δ和Δ尤其这样确定了扩散测量的时间特性，使得可以通过所谓的b值在数学上描述在扩散加权的MRT实验中梯度脉冲的影响极其后果b=γ2GDiff2δ2(Δ-δ3)[smm2]]]>其中γ表示所考虑的自旋形式(通常是氢气)的旋磁系数。用b加权的描述扩散的物理值通常被称为“扩散系数D”，并按照关系D≈Tηa3[mm2s]]]>表示一个自然常数，其中，T是温度，η和a是待测扩散材料的粘度和分子半径。确切的单位由在考虑一个这里没有给出的比例系数的条件下产生。在实际中扩散测量通过其它例如机器的稳定性、流体运动伪影等流动效应的破坏，为了测量扩散系数D必须考虑这样的效果。由于这种原因“表观扩散系数”(英语为Apparent-diffusion-Coefficient，ADC)DADC的称谓被普遍接受，为了包含一个扩散加权的MRT图像要在扩散加权的MRT实验中对该系数进行测量。
在所谓两点方法中这样得到一个层的扩散加权的MRT图像，即，首先采用不同的b值(b1和b2)对同一层测量两幅扩散加权的MRT图像，由这两幅图像按像素的方式计算DADC值并将其表示在该层的图像矩阵中。
一个扩散加权测量的核共振信号可以在数学上表示为SDiff=S0*e(-TET2)*e(-bD).]]>系数e(-bD)通常被称为“扩散加权”，并以按扩散为条件的信号衰减为特征。通过第二衰减系数 考虑到了在回波时间TE期间通过T2描述的横向磁化的蜕变。S0描述了测量和组织参数，例如自旋密度、重复时间、旋转角度等等。
通过商的建立每个像素的DADC值可以仅仅通过每个像素的两个测量值S1和S2以及通过两个不同的b值b1和b2如下计算DADC=ln(S1S2)/(b2-b1)]]>如果将这样计算出的DADC值填入到层矩阵，则得到该层的扩散加权图像。不同的b值通常通过变动扩散梯度参数G、Δ和δ获得。出于测量方法速度的原因值S1和S2优选地通过单脉冲回波平面成像(英语为Single-Shot-Echo-Planar-Imaging，SSEPI)获得。由此可以避免以运动为条件的图像伪影。但是，正如本文开始提到的，SSEPI序列具有一种通过以相位编码形式为条件的、强烈的T2敏感性或者相位敏感性，该敏感性造成极其强烈的图像分辨伪影或者变形伪影。由于目前缺少其它选择这点必须将就。
1989年M.H.Cho和C.H.Cho在“Society of Magnetic Resonance inMedicine”的论文集p.911 Amsterdam(1989)中在理论上指出，在扩散加权的MRT成像中在采用双极性扩散梯度脉冲和两个扩散加权SSFP(英语为Steady-State-Free-Precession，稳态自由进动)信号S+和S-(分别在有和没有扩散梯度时测得)已知的条件下，可以给出一个用于计算扩散系数DADC的简单公式DADC=12*bbiplnSo-*SDiff+SDiff-*So+]]>其中，So-是没有扩散梯度条件下的PSIF序列的信号，So+是没有扩散梯度条件下的FISP序列的信号，SDiff+是有双极性扩散梯度GDiff条件下的PSIF序列的信号，SDiff-是有双极性扩散梯度GDiff条件下的FISP序列的信号，而bbip是上述扩散加权的双极性PSIF以及FISP测量的b值。
该商同样形象地由所产生的不同图像构成、对其求对数和用相应的b值bbip加权。
上述用于确定DADC系数的公式明显地具有这样的优点，即，稳态信号(这些信号是借助于常规的自旋弯曲相位编码技术产生的)的使用对于伪影是不敏感的，而伪影在用EPI序列进行扩散加权的MRT测量中起到了破坏作用。
采用双极性扩散梯度在技术上不成问题；对于双极性扩散加权的MRT测量各设备配置对应的b值bbip可以容易地给出。
各SSFP值(So-，So+，SDiff-和SDiff+)的实验确定在理论上是通过时间上相互跟随的FISP序列和PSIF序列或者相反来实现的。这种结合两个测量序列的措施基本上意味着一种测量时间的结合，其具有与此相关的严重缺点，即由此FISP和PSIF序列相对于流体和脉冲干扰的格外的敏感性，同时测量了极大地影响扩散加权图像质量的伪影。
在本发明中建议，为了测量对于上述公式所需的SSFP信号，同时获取信号S+和S-。这种序列被称为DESS(英语为Double Echo Steady State双回波稳态)序列。DESS为FISP序列结合了附加的PSIF序列的信号获取，并尤其为例如在液体积聚(例如在关节损伤中)的情况那样的、具有较长弛豫时间T2的组织提供了一个良好的T2对比度。为此，通常在同一个序列中产生FISP和PSIF序列，然后进行相加。
在图6中示出了一个DESS序列。根据各激励脉冲α通过读出梯度的第一再定相(rephasierenden)的脉冲产生FISP回波。就这点而言，FISP表示了读出梯度。FISP激励横向磁化矢量的、在相移和再定相的变化在图6的下部用明的阴影线表示出。
PSIF是一个反向展开的FISP序列(因此缩写为“PSIF”)。在PSIF技术中利用到了，每个HF脉冲不仅具有一个激励成分而且也具有一个再聚焦(refokussieren)成分。如果观察一个PSIF序列的多个激励，则对一个测量的激励再聚焦地影响到前面测量的横向成分(横向磁化)PSIF激励横向磁化矢量的、在相移和再定相的变化在图6的下部用暗的阴影线表示出。产生的一种回波，其用读出梯度的第二再定相脉冲读出。因为用第一激励产生的PSIF信号直到第二激励周期的结束才读出，所以回波时间等于双倍的重复时间。因此，产生的PSIF回波具有一个特别高的T2权重。严格地讲PSIF不属于梯度回波的类别；这里更多的是自旋回波序列。由此PSIF相对于现存的磁化率不敏感。
本发明在于将DESS序列应用到扩散加权的MRT成像中。为此，按照本发明将DESS序列第一次使用双极性扩散梯度进行测量，而第二次不使用双极性扩散梯度进行测量，其中，按照本发明将该双极性扩散梯度在FISP信号的读出和PSIF信号的读出之间直接接入。按照本发明，在各自序列中测得的FISP和PSIF信号(S+和S-)不是相加，而是分别存储(例如在设备计算机20中)并用在上述公式。该公式中同样需要的b值bbip通过双极性扩散梯度的幅度和脉冲宽度给出。由此，可以为测量层的每个像素计算DADC值。最后，该层所有DADC值的矩阵表示给出了一幅没有伪影的扩散加权图像。
图7示出了一个按照本发明序列的第一实施方式，该序列中在双极性扩散梯度之前以及之后对一个FISP和一个PSIF信号进行测量。在HF脉冲α期间接通层选择梯度GS。紧随其后按照一个读出梯度GA(在通过相位编码梯度GP同时的相位编码)的相移脉冲，接通一个产生FISP回波信号的、相移的读出脉冲。在HF脉冲和FISP回波之间的时间称为回波时间TE+。在获得FISP回波之后双极性地接通具有梯度幅度G0和脉冲宽度δ的扩散梯度，并随后通过另一个读出梯度的梯度脉冲读出PSIF回波S-。还在下一个HF激励脉冲之前将PSIF读出梯度再定相地接通，而相位编码梯度的相位编码通过一个相应反转的相位编码脉冲撤消。在获得PSIF回波和HF脉冲之间的时间记为TE-，使得可以通过TE-＝2*TR-te给出PSIF回波的回波时间。其中，TR是通常的重复时间，即相互跟随的HF激励脉冲之间的时间。
严格地讲，一个PSIF回波由多个不是必须相互跟随的HF脉冲的再聚焦组成，这导致了针对横向及纵向磁化的相位变化的一种复杂的扇形化(英语为Splitting，分裂)。该扇形化可以简单地通过所谓回波路径表示，这些回波路径各自具有不同的时间变化，特别是具有不同的扩散时间Δi，i指示直到形成一个确定回波路径的各PSIF回波HF脉冲的数目。由于扩散梯度脉冲的双极性以及由于由多少反转的读出梯度脉冲同时读出两个回波FISP和PSIF，抵消了特别是PSIF信号产生的复杂性。这种情况又反映在按照Cho的公式的简单中。
将图7中按照本发明的序列与图6中常规的DESS序列进行比较，则看出，在图7中没有给定DESS序列的完全的对称。其不必如此，但却是本发明一个优选的方面，并具有下列的理由FISP回波S+在本质上具有比PSIF回波S-更高的信号噪声比(英语为Signal-to-Noise-Ratio，SNR)，PSIF回波S-由于HF激励脉冲的相对低的再聚焦部分信号噪声比相对小。因此，PSIF回波S-要求一个时间上长的读出脉冲(更长的ADC，其中这里ADC再次表示读出的模拟数字转换器)。FISP回波S+的读出可以在一个短数倍的时间中实现，其中，为此读出梯度必须具有一个相应更高的幅度。换言之，这意味着FISP回波可以用更宽的带宽测量，而没有SNR损失，由此，从测量的总的时间区间来看，合计起来极大地减少了测量时间。
如果用不同的带宽按照本发明的第一实施方式对FISP回波和PSIF回波进行测量，则可能(例如由于化学移动)导致，FISP图像与所产生的PSIF图像比较在位置上移动地获得。在按照Cho的公式建立商时这会引起明显的和因此起干扰作用的伪影。为了避免这点，本发明的第二实施方式在于，使用一个所谓的n重回波序列(n重梯度列)来读出PSIF回波，如图8中为n＝3所示。一个这种n重回波序列由多个(典型为2n)与FISP回波读出脉冲同样脉冲宽度的其它梯度脉冲组成。这提供了n个用与FISP回波相同的带宽进行测量的PSIF回波信号。通过对单独获得的PSIF回波信号的相加和随后的求平均(例如构成平方和)，仍然给出如按照图7的较长时间的读出(ADC)相同的灵敏度(SNR)。
另外，还可以将上面描述的、按照本发明同时的双极性扩散加权获取技术，按照图9用于公知的MRT投影-重构方法中。该投影-重构方法(Lauterbur，New York 1973)是在磁共振断层造影中最老的成像方法的一种，并由于不同原因目前正经历这一种复兴。它是一个可以从一系列的投影中计算数字图像的方法。为此，(如同在所有其它MRT的成像方法，特别是在2维或者3维傅立叶变换断层造影那样)按照图9通过一个层选择梯度GS对待检查空间中的一个轴上的层进行激励或者选择。紧随其后将一个保持相同的梯度GBild转动一个小的角度增量ΔΦ，其中每次产生一个投影。这样，一个由N×N像素组成的图像的重构需要N个独立的投影，这些投影本身通过N个点定义。这样在平面坐标中获得的投影可以按笛卡儿方式通过两个正交的梯度Gx和Gy描述，其中不经限制一般地成立Gy＝GBildsin(φ)，Gx＝GBildcos(φ)。
将按照本发明的序列与该投影-重构方法的结合起到了明显地减少运动伪影的作用。
最后，要通过一个粗略的估算将双极性扩散加权MRT与单极性的进行比较。具有单极性梯度脉冲的经典的Stejskal-Tanner扩散加权序列(如图5所示)，按照前面已经说明的数学公式bmono=γ2GDiff2δ2(Δ-δ3)]]>计算。如果扩散时间Δ等于扩散梯度的脉冲宽度δ(Δ＝δ)，则成立bmono=23γ2GDiff2δ3.]]>如果在双极性扩散梯度接通中采用相同的脉冲宽度，则还成立δbip=12δmono.]]>这意味着，对于按照本发明的双极性序列的b值bbip=2mal18bmono=14bmono]]>据此在Cho的公式中所需的b值bbip可以如下计算bbip=16γ2G02δ3.]]>上述的估算表明，对于一个使用单极性技术可比较的组织扩散效果，在双极性的方法中必须施加一个具有高出数倍幅度的扩散梯度。
此外，按照本发明的序列的扩散梯度脉冲GDiff的双极性具有这样的优点，即，可以补偿扩散梯度脉冲的非线性或者变形，其以通过梯度磁场的建立和去除而在金属导电平面(冷却电路、填隙片等等)上感应的涡流为条件。
权利要求
1.一种用于在扩散加权磁共振成像中确定扩散加权图像的方法，该方法包括以下步骤a)借助于双回波稳态序列测量并存储一个非扩散加权数据组和一个扩散加权数据组，其中，对于该非扩散加权数据组依次接通两个读出梯度，而对于该扩散加权数据组在两个读出梯度之间接通一个双极性扩散梯度脉冲序列，b)在该非扩散加权数据组和扩散加权数据组的基础上，以及在一个表征扩散加权测量特征的值的基础上，计算扩散加权磁共振图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述双极性扩散梯度脉冲序列由一个正的和一个负的扩散梯度脉冲组成，它们分别具有幅度G0和-G0，并具有相同的脉冲宽度δ，其中，这两个扩散梯度脉冲相互直接跟随。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，所述扩散加权磁共振图像的计算，是通过扩散加权数据组和非扩散加权数据组组合的商的图像，继而对该商求对数以及用对应于扩散加权测量的b值进行加权而实现的。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，通过逐像素显示ADC系数DADC构成扩散加权磁共振图像，该ADC系数DADC是按照以下公式逐像素地从所采集的数据组确定的DADC=12*bbiplnSo-*SDiff+SDiff-*So+]]>其中，So+和So-表示按FISP回波信号和PSIF回波信号形式的非扩散加权测量的数据组，以及SDiff+和SDiff-表示按FISP回波信号和PSIF回波信号形式的扩散加权测量的数据组，其中，bbip表示扩散加权测量特征值，其按照下列公式通过双极性扩散梯度的状态和所考虑的核共振自旋形式的旋磁系数γ给出bbip=16γ2Go2δ3.]]>
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，将所述S+信号与所述S-信号进行比较，用更高的带宽进行测量。
6.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，对所述两个信号S+和S-用同样大的带宽进行测量，其中，对所述S-信号通过一个多梯度回波序列进行多次测量，并对测得的S-信号求平均。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述求平均通过平方和方法实现。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，通过投影-重构的方法实现所述数据组SDiff-，SDiff+，So-，So+的采集。
9.一种核自旋断层造影设备，用于实施根据权利要求1至7中任一项所述的方法。
全文摘要
本发明涉及一种用于在扩散加权MRT成像中确定扩散加权图像的方法，该方法包括以下步骤a)借助于DESS序列(Double Echo Steady State Sequenz，双回波稳态序列)测量并存储一个非扩散加权数据组和一个扩散加权数据组，其中，对于该非扩散加权数据组依次接通两个读出梯度，而对于该扩散加权数据组在两个读出梯度之间接通一个双极性扩散梯度脉冲序列，b)在该非扩散加权数据组和扩散加权数据组的基础上，以及在一个表征扩散加权测量特征的值的基础上，计算一个扩散加权MRT图像。
文档编号G01R33/563GK1499218SQ20031010299
公开日2004年5月26日 申请日期2003年10月31日 优先权日2002年10月31日
发明者迈克尔·戴姆林, 迈克尔 戴姆林 申请人:西门子公司