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的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。翻转角的幅度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，沿着主轴延伸的恒定磁场梯度被叠加到均匀磁场上，造成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。
mr成像对扩散敏感。已知的扩散加权成像(dwi)技术通常通过使用包括扩散梯度的成像序列来执行，其中，质子(水分子)沿着扩散梯度的方向的扩散减小了所采集的mr信号的幅度。扩散张量成像(dti)是一种更复杂的dwi形式，其允许确定扩散的幅度和方向。例如，dti使得能够在mr脑成像中对白质纤维进行可视化，并且能够映射白质中的与脑梗塞、多发性硬化症、癫痫等疾病相关的细微变化。所谓的部分各向异性(fa)提供了关于mr图像的每个体素位置处的扩散张量的形状的信息。fa是根据扩散张量的特征值的方差来确定的。因此，fa反映了给定图像位置处各向同性和线性扩散之间的差异。最近已经开发了一种称为扩散张量示踪成像术(dtt)的技术作为dti的变体。这种技术使得能够非侵入性地跟踪大脑中的神经纤维。通过跟踪假定对应于纤维的纵轴的最快扩散方向来重建白质纤维轨迹。
大脑dwi技术特别容易受到宏观头部运动的影响，因为运动导致的信号衰减会混淆对感兴趣的测量。mr检查过程中的对象移动在像儿童、老年人或者具有阻止他们躺卧的医学状况的患者(例如帕金森症)的人群中可能特别有问题。运动以两种主要方式影响数据：要被成像的脑组织的偏移(导致重建的mr图像中出现鬼影伪影)，以及暴露于不正确的扩散编码。
在确定扩散张量之前的追溯性运动校正方法被广泛使用。追溯性地校正运动时间的基本和普通方式采用扩散加权mr图像与参考(未加权)mr图像的共配准以及考虑每个图像位置处的运动的扩散梯度方向的随后重定向。这些操作涉及空间插值，并且这些可以通过扩散张量计算中的传播而影响局部体积效应，dwi的方差性质。
为了避免运动导致的显著伪影，通常使用单击发成像序列(例如单击发回波平面成像(epi))来采集dwi数据。然而，图像质量可能很低，并且单击发dwi中的空间分辨率受到限制。显著的几何失真和有限的空间分辨率使得难以高精度地测量扩散特性。最近已做出努力来解决单击发dwi的局限性。
us2014/0002078a1描述了一种多击发dwi技术(称为多路复用灵敏度编码–muse)，其使用并行采集并且固有地校正了由于运动引起的击发到击发的相位变化，并且因此避免了鬼影伪影。
jeong等人(magneticresonanceinmedicine，第69卷(3)，第793-802页，2013)提出了一种多击发dwi技术，其使用针对快速并行图像采集通常使用的标准sense算法的修改。该修改解释了击发到击发运动引起的相位误差。这种已知的技术被称为使用图像空间采样函数(iris)的图像重建。
但是，这些技术不考虑运动引起的不正确的扩散编码。
murataksoy的“effectsofmotionandb-matrixcorrectionforhighresolutiondtiwithshort-axispropeller-epi”中提出了直接从复k空间数据估计扩散张量，通过利用从扫描器参照系到患者参照系的旋转和平移矩阵r和δr来求解方程。使用非线性共轭梯度算法来求解该方程，其细节在“single-stepnonlineardiffusiontensorestimationinthepresenceofmicroscopicandmacroscopicmotion”中进行了描述。
技术实现要素：
根据上述内容容易理解，存在对改进的dwi技术的需要。因此，本发明的一个目的是实现具有最小化的由运动引起的扩散编码的变化导致的伪影的dwi(和dti/dtt)。
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：
-使对象经受多回波成像序列的至少一次击发，通过所述击发生成回波信号的队列，其中，所述多回波成像序列包括扩散梯度；
-采集针对不同扩散梯度的回波信号；
-
-在所述回波信号的采集期间检测所述对象(10)的运动；
-基于检测到的运动来确定所述对象(10)的多个运动状态，其中，所述对象(10)在每个检测到的运动状态下都是静止的；
-分别针对所述对象(10)的检测到的运动状态来确定扩散梯度相对于所述对象(10)的参照系的方向；并且
-针对所确定的扩散梯度的相对方向来根据所采集的回波信号导出扩散系数。
换句话说，本发明提出了将运动引起的扩散梯度在相对方向上的变化作为额外的扩散梯度方向来处理，并将其直接用于扩散系数的计算。
在本发明的含义内的参照系例如是与被检查对象(例如患者的头部)处于固定空间关系的坐标系。
在本发明的技术中假定，当对象处于一个特定的运动状态时，不发生对象运动并且因此在对象的参照系中没有发生扩散梯度方向的变化。如果检测到运动，则成像对象的位置和取向会改变。因此，在本发明的含义内，检测到的运动在时间上将一个运动状态与另一个运动状态分开。采集的回波信号被归属到不同的运动状态。根据本发明，根据回波信号和确定的被归属到相同运动状态的扩散梯度方向来计算每个扩散系数，使得最终在对象的参照系中获得扩散张量。
利用这种方法，在计算扩散张量的元素之前，没有必要校正扩散编码的变化。
优选地，根据本发明获得的扩散系数来产生图像。所述图像可以是临床研究中常用的部分各向异性(fa)图，平均扩散率(md)图，径向扩散率(rd)图或轴向扩散率(ad)图，或根据扩散系数导出的任何其他标量度量图。
根据本发明的多回波成像序列的一次“击发”包括用于激励磁共振的初始rf脉冲，接着是至少一个(通常为180°)重聚焦rf脉冲，其中，在重新聚焦rf脉冲之前和之后施加扩散梯度。脉冲的该序列生成扩散编码的自旋回波，其被测量为不同的相位和频率编码的梯度回收回波信号的队列。这些回波信号被采集，其中，每个回波信号表示k空间分布。可以应用多回波序列的单次击发或多次击发来对k空间进行完全采样，以便能够根据采集的信号数据来重建完整的mr图像。多击发多回波成像序列可能是优选的，以实现高图像质量并以高精度测量扩散特性。
在本发明的一个实施例中，可以仅在多回波成像序列的不同击发之间检测运动。假定在这种情况下，在序列的每次击发期间不发生运动，使得每次击发可以被归属到对象的一个运动状态(多次击发可以被归属到相同的运动状态)。如果在序列的单次击发或一组击发中对k空间完全采样，则可以根据在该击发/该组击发中采集的回波数据重建完整图像，并计算被归属到该击发/该组击发的针对相对梯度方向的扩散系数。然后可以根据回波信号数据和被归属到成像序列的其他击发的相对梯度方向来计算扩散张量的其余张量元素。
类似地，可以使用信号平均来采集回波信号以提高信噪比(snr)。在这种情况下，可以检测不同信号平均步骤之间的运动，并且然后将每个信号平均步骤被归属到对象的一个运动状态。根据在一个信号平均步骤中采集的回波数据来重建mr图像，并且针对被归属到该平均步骤的相对梯度方向来计算扩散系数。然后可以根据回波信号数据和被归属到成像序列的其他信号平均步骤的相对梯度方向来计算扩散张量的其余张量元素。
对于dti，必须采集两个或更多不同扩散梯度方向的集合的信号数据，并计算针对每个不同扩散梯度方向的扩散系数。梯度方向在若干相继的步骤中变化。可以在扩散梯度方向的变化之间检测运动，使得每个扩散梯度方向然后被归属到对象的一个运动状态。根据针对每个扩散梯度方向采集的回波数据来重建mr图像，并且针对对象的参考帧中的相应梯度方向来计算扩散系数。然后可以根据回波信号数据和被归属到其他扩散梯度变化步骤的相对梯度方向来计算扩散张量的其余张量元素。
在一个可能的实施例中，在本发明的方法中使用的成像序列是多击发epi序列。
例如，可以通过已知的导航技术来检测运动。出于此目的，可以将导航回波的生成并入到根据本发明使用的成像序列中。替代地，可以通过使用k空间一致性准则，通过配准从部分采集的回波信号数据重建的低分辨率mr图像，或者通过内部和/或外部运动传感器来检测运动。如果检测到运动，则确定扩散梯度相对于对象的参照系的改变的方向并将其被归属到对象的新运动状态。
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；至少一个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对象的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示出了在本发明的实施例中使用的成像序列的图解；
图3示出了具有和不具有本发明的梯度不一致性补偿的fa图。
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。
更具体而言，梯度放大器3应用电流脉冲以选择沿着检查体积的x、y和z轴的全身梯度线圈4、5和6。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。mr信号也被全身体积rf线圈9拾取。
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。该阵列线圈11、12、13可以被用于接收由身体线圈rf发射所诱发的mr信号。
得到的mr信号由全身体体积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。
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成像序列中的任何一个，例如扩散加权回波平面成像(dw-epi)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执行所接收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(诸如sense，smash或grappa)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并进一步参考图2和3，下面解释本发明的方法的实施例。
如图2中所示，身体10经受多回波成像序列的多次击发。成像序列是自旋回波扩散加权多击发epi序列。第二个180°rf重新聚焦脉冲之后是导航回波采集nav。用于实际扩散成像的回波信号采集img以及导航回波采集nav可以通过sense来加速。使用成像序列的多次击发来应用不同的扩散梯度方向。图2中的虚线表示在第一180°rf重聚焦脉冲之前和之后施加的扩散梯度。回波信号是针对不同的扩散梯度采集的。
使用导航回波来检测对象的运动。根据检测到的运动来确定相对于身体10的扩散梯度方向，意味着针对身体10的每个检测到的运动状态，相对于身体10的参照系确定扩散梯度的方向。如此确定的相对梯度方向的集合被归属到身体10的每个运动状态。
例如，对于扩散梯度的三个不同方向，使用图2所示的成像序列来采集回波信号。在成像序列的四次击发中采集完整的k空间回波信号数据集。使用三个信号平均步骤(信号平均数nsa＝3)。这意味着执行3x4x3＝36次击发。每组12次击发具有相同的扩散梯度方向。检测到运动，其造成对例如身体10的五个不同的运动状态的识别。根据所述导航回波来针对每个运动状态确定所述扩散梯度相对于所述身体10的参照系的方向。在这个示例中，这五个相对梯度方向分别被归属到成像序列的8、10、4、6、8次击发的组。在采集这五组中的每一组期间都没有发生任何运动。上面提到的iris或muse技术可以用于重建每组击发的图像，从而校正运动引起的相位不一致。然后在图像空间中将这五幅图像配准，并且导出针对五个相对梯度方向的扩散系数。
图3示出了具有和不具有本发明的扩散梯度不一致性补偿的fa图。图3a示出了没有任何运动的fa图。在图3b和3c中，在采集期间发生了被成像的头部旋转40°。图3b显示了仅利用相位和幅度不一致校正(使用muse或iris方案)导出的fa图。图3c示出了根据本发明使用相位和幅度不一致性校正(muse/iris)以及梯度方向考虑而导出的fa图。图3b中的白色箭头示出了由运动引起的不一致扩散编码引起的伪影的位置。该伪影在图3c中不可见。
为了进一步展示本发明的效果，在图3的图像数据中分别在胼胝体的膝部和压部(gcc和scc)中选择两个感兴趣的区域。下表显示了不使用本发明的方法(通过比较图3a和3b所基于的数据)和使用本发明的方法(通过比较图3a和图3c所基于的数据)确定的扩散张量的主特征向量的角度偏差(ad)，以及以相同的方式，fa的均方根误差(rmse)。