用于采集和重建覆盖体积的扩散加权磁共振图像序列的方法和设备与流程

1.本发明涉及一种用于创建(尤其是用于采集和重建)具有扩散对比度的磁共振(mr)图像序列的方法，其中所述mr图像覆盖直接相邻横截面的体积，并且提供对磁场不均匀性的不敏感性并提高图像质量。此外，本发明涉及一种被配置用于实现所述方法的磁共振成像(mri)设备。本发明的应用涵盖mr成像领域，尤其是医学mr成像(例如，脑成像或前列腺成像)或自然科学领域的非医学研究(例如，工件的研究)。


背景技术：

2.在本说明书中，参考以下说明本发明的技术背景的现有技术，尤其是与mr图像采集和重建相关的技术背景：
3.[1]v.baliyan等人，《世界放射学杂志》(world j radiol)，第8卷第785-798页，2016年；
[0004]
[2]c.s.schouten等人，《定量影像学》(quant imaging med surg)，第4卷第239-250页，2014年；
[0005]
[3]k.hirata等人，《医学》(medicine)，第97卷第19期e0447，2018年；
[0006]
[4]us 4 748 409 a(j.frahm等人)；
[0007]
[5]j.frahm等人，《磁共振杂志》(j magn reson)，第65卷第130-135页，1985年；
[0008]
[6]k.d.merboldt等人，《医用磁共振》(magn reson med)第23卷第179-192页，1992年；
[0009]
[7]u.g.nolte等人，《医用磁共振》(magn reson med)第44卷第731-736页，2000年；
[0010]
[8]a.a.khalil等人，《plos one》，第11卷e0161416，2016年；
[0011]
[9]a.b.bakushinsky和m.y.kokurin，《用于反问题近似解的迭代方法》(iterative methods for approximate solution of inverse problems)，施普林格出版社，荷兰多德雷赫特，2005年；
[0012]
[10]a.merrem等人，《invest radiol》，第52卷第428-433页，2017年；
[0013]
[11]a.merrem，专题论文《欠采样径向steam mri方法的发展及应用》(undersampled radial steam mri methodological developments and applications)，乔治-奥古斯都-哥廷根大学，2018年；
[0014]
[12]a.merrem等人，《核磁共振生物医学应用》(nmr biomed)，第32卷，doi:10.1002/nbm.4074，2019年；
[0015]
[13]us 8 384 383 b2(j.frahm等人)；
[0016]
[14]m.uecker等人，《核磁共振生物医学应用》(nmr biomed)，第23卷第986-994页，2010年；以及
[0017]
[15]j.frahm等人，《开放医学成像》(the open med imaging)，第8卷第1-7页，
2014年。
[0018]
扩散加权(dw)磁共振成像(mri)被称为mri方法，这种方法通过改变mr图像的信号强度提供关于动态分子过程(例如水分子的自扩散和/或传输)的信息。该技术具有高临床相关性，因为正常组织与病理组织之间的扩散特征不同，因此能够进行诊断相关对比，例如在正常组织与缺血性脑组织(即中风)之间或在正常组织与肿瘤组织(即癌症)之间进行对比。
[0019]
mri信号的扩散编码通常由dw自旋回波序列完成，该序列包括两个射频脉冲和一组自补偿强磁场梯度。自旋回波序列通常包括初始激励射频脉冲、持续时间为自旋回波时间te/2的一半的第一间隔、重聚焦射频脉冲以及在时间te(相对于初始激励脉冲的中心)处形成自旋回波之前的另一间隔te/2。对于扩散编码，自旋回波序列通常由一对完全相同的磁场梯度补充，在两个自旋回波间隔中的每一个中施加一个梯度。这些梯度可以是单极性或双极性，但也可以是更复杂的梯度波形。在没有运动的情况下，即在水分子没有发生任何空间位移的情况下，水质子的核自旋矩完全重新聚焦在自旋回波信号中，因此提供最大自旋回波信号强度，该强度仅通过t2弛豫衰减。但是，在存在分子扩散或传输的情况下，由于当受激水质子移动到具有不同磁场强度的位置时，或者更准确地说，当水质子在第一自旋回波间隔中施加编码扩散梯度与在第二自旋回波间隔中施加完全相同的重聚焦扩散梯度之间移动时，阻止对自旋矩的完全重新聚焦，因此自旋回波信号进一步减弱。相关的“扩散时间”是自旋回波序列的第一间隔和第二间隔中的这些相互补偿梯度(中心)之间的持续时间。
[0020]
由于分子传输过程引起的位置位移在微观尺度上，因而非常小，因此dw mri通常采用非常强的扩散编码梯度，以确保dw图像和非dw图像(即，在没有扩散编码梯度但在其他完全相同的条件下进行的图像采集)之间具有足够的对比度(即，信号强度差)。这种具有不同扩散加权的图像用于计算相关扩散特征的定量图，例如表观扩散系数(adc)的定量图。
[0021]
然而，与此同时，强磁场梯度使得可用的dw mri技术对(宏观)运动非常敏感。例如，在医学成像过程中，这种问题是指不自主的身体运动以及由于呼吸、心脏搏动或蠕动引起的运动。因此，标准做法是将扩散编码自旋回波序列与高速(最好是单次激发)读出mri序列相结合，从而产生有效“冻结”实际条件的dw图像，即没有运动引起的伪影的图像。在过去几十年中，已经就这一策略提出了几项技术建议。
[0022]
如最近发表的综述[1]中所述，克服dw mri运动敏感性的优选解决方案是使用回波平面成像(epi)读出。目前，dw epi是唯一实现商业应用的dw mri方法。尽管存在一些严重的问题，但它通常(如果并不仅限于此)用于医学mr成像，并被广泛接受用于临床应用。dw epi的主要缺点如下：epi作为一种梯度回波mri技术，依赖于施加单一射频激励脉冲和采集多个梯度回波，回波时间必然会增加，因此epi对磁场不均匀性具有明显的敏感性。例如，在人体中，这种磁场畸变是由不同组织的磁化率中存在的不可避免的差异引起的。这种磁场畸变通常会导致epi图像中出现严重的几何失真以及假阳性或假阴性信号改变，并降低诊断正确率。例如，不均匀性效应发生在大脑下部和前部(即，接近充满空气的腔或牙种植体)，甚至更频繁地发生在全身，例如对前列腺进行的mri(即，接近充满空气的直肠)。然而，在临床环境中，dw-epi目前是唯一的可选方法，因为图像具有良好的信噪比(snr)。
[0023]
dw mri的另一种解决方案是使用单次激发自旋回波mri序列(参见[2]和[3])，该
解决方案避免了对磁场不均匀性的敏感性，并仍然能够实现高速采集。该技术使用多个射频重聚焦自旋回波(而不是epi的梯度回波)，以便生成用于图像重建的多个自旋回波信号并对其进行空间编码。但是，这种方法的严重缺点是需要大量高功率射频激励(即，具有高翻转角的重聚焦脉冲)，这通常会导致违反人体内能量沉积的特定吸收速率(sar)限制。因此，这种单次激发自旋回波方法并未普遍用于人类应用。
[0024]
单次激发dw mri的又一建议是将dw自旋回波序列与包括一系列射频重聚焦受激回波的读出序列相组合。早在1984年就已经描述了单次激发steam(受激回波采集模式)mri序列(参见[4]和[5]等)。在这种情况下，多个受激回波由具有低翻转角的射频脉冲产生，从而避免出现任何sar问题。最近，已经开发了几种dw单次激发steam mri版本，这些版本解决了dw epi的敏感性问题，但其缺点是snr低于dw epi(参见[6]、[7]和[8])。因此，dw steam mri尚未在临床上获得认可。
[0025]
为了克服dw steam mri在特定脑应用中的snr不足问题，已经提出将该技术与欠采样径向采集模式相结合，并采用两步法实现图像重建，该两步法首先通过对相邻横截面的线圈灵敏度进行正则化的非线性反演来确定图像原始数据集的非dw序列的线圈灵敏度。对非dw图像及其线圈灵敏度的联合重建通过迭代正则化高斯-牛顿法来实现，如教科书[9]中所述。在第二步中，所有非dw和dw图像通过使用非dw图像的线圈灵敏度的线性反演来重建，而无需进行任何进一步的空间正则化([10]、[11])。遗憾的是，线圈灵敏度仅提供非常少的空间频率信息，使得使用弱正则化的重建无法显著改善上述问题，甚至可能导致数值不稳定性。
[0026]
针对特定前列腺应用([12])开发的另一个先前版本的dw steam mri采用多次采集方法。除了再次采用仅使用相邻线圈灵敏度的弱正则化(或者甚至不使用空间正则化)之外，该方法还需要进行更复杂的数学处理，以便从涉及不同宏观运动状态的多次采集中完成dw图像的联合重建。
[0027]
[13]和[14]中提出了一种极其快速的方法，该方法采用[9]中所述的先前图像及其所有线圈灵敏度的正则化，来采集和重建动态非dw mr图像序列。由于采用具有显著欠采样的梯度回波mri序列、用于空间编码的非笛卡尔轨迹以及通过正则化非线性反演进行的图像重建，采集时间可保持在几十毫秒范围内。因此，根据要研究的动态过程，可以高时间保真度实时监测被调查对象的时间变化([15])。然而，[13]和[14]中的技术主要针对收集对象的单个切片的图像，因此既没有获得覆盖被调查对象的体积，也没有获得扩散加权。尽管在[13]和[14]中也考虑了收集对象的不同切片的图像，但这仅限于几个切片，例如少于5个切片。此外，相应的应用被实现为交错多层切片数据采集，使得[13]和[14]中的技术损失了时间分辨率并增加了对运动的敏感性。
[0028]
发明目的
[0029]
本发明的目的是提供一种用于创建，尤其是采集图像原始数据并重建覆盖被调查对象体积的dw mr图像序列的改进方法，所述方法能够克服传统技术的缺点和/或实现对mr成像的新应用。具体地，本发明的目的是提供一种改进方法，所述方法用于创建无间隙覆盖体积的横截面dw mr图像序列，同时提高采集速度、降低(甚至不具有)对运动的敏感性、提高snr和/或降低(甚至不具有)对磁场不均匀性的敏感性。具体地，就医学成像而言，目的是提供一种用于创建dw mr图像序列的方法，该序列无间隙地覆盖人体的体积，同时降低(甚
至不具有)对运动的敏感度降低以及对磁场不均匀性的敏感度，从而实现适用于整个人体或人体各部位的医学mr成像方法。此外，本发明的目的是提供一种改进型mri设备，尤其适用于实施用于对体积的扩散加权mr图像的空间连续序列进行采集和重建的方法。


技术实现要素：

[0030]
上述目的是通过包括独立权利要求的特征的mr图像创建方法和/或mri设备实现的。本发明的有利实施例在从属权利要求中进行定义。
[0031]
根据本发明的第一总体方面，上述目的是通过一种用于创建被调查对象的扩散加权mr图像序列(尤其是采集图像原始数据并重建所述扩散加权mr数据)的方法实现的，其中所述mr图像序列中的每一个表示覆盖所述对象的体积的同一系列连续横截面切片。
[0032]
本发明的方法包括以下步骤：提供多个图像原始数据集序列，所述多个图像原始数据集序列是使用磁共振成像(mri)设备的至少一个射频接收器线圈收集的。
[0033]
每个图像原始数据集包括待重建的mr图像中的一个图像的图像内容，并且每个图像原始数据集指的是所述横截面切片中的一个，即，待重建的所述mr图像中的每一个表示所述横截面切片中的一个。所述横截面切片提供覆盖所述对象的所述体积的一系列直接相邻横截面。每个横截面切片的位置在垂直于成像平面的方向上通过切片移位来移位，以便覆盖所述被调查对象的所述体积。所述切片移位等于所述横截面切片的预定切片厚度。提供直接相邻横截面的所述图像原始数据意味着，所提供的所述图像原始数据没有或具有所述相邻横截面的图像内容的可忽略重叠部分，并且没有或具有所述相邻横截面的图像内容之间的可忽略间隙。所述成像平面的空间定向(例如，相对于所述mri设备的主磁场的纵向z方向)可以根据成像任务来选择，例如根据人体中待成像的器官的解剖定位来选择。所述成像平面的所述空间定向可以通过所述mri设备中的空间编码磁场梯度的方向来设置。
[0034]
此外，每个图像原始数据集包括多个数据样本，所述多个数据样本是使用具有扩散编码梯度的组合扩散加权自旋回波和单次激发受激回波序列(在下文中表示为dw单次激发steam序列)生成的。所述dw单次激发steam序列使用非笛卡尔k空间轨迹(优选地，径向k空间轨迹)对通过所述至少一个射频接收器线圈接收的mri信号(即，图像原始数据集)进行空间编码。
[0035]
所述多个图像原始数据集序列的所述扩散编码梯度具有至少两个不同的强度和至少三个不同的方向。因此，通过预定的扩散编码梯度强度(梯度幅度，其可以为零)和预定的扩散解码梯度方向来区分每个图像原始数据集序列，其中图像原始数据集的至少两个不同序列使用不同的扩散编码梯度强度，并且图像原始数据集的至少三个不同序列使用不同的扩散编码梯度方向。
[0036]
所述原始数据集序列中的至少一个是使用零强度或较低强度的扩散编码梯度生成的。该序列也可以表示为“零强度或较低强度序列”，其生成时不使用扩散编码梯度，或者其生成时使用的扩散编码梯度强度低于其余图像原始数据集序列的所述扩散编码梯度强度。所述至少一个零强度或较低强度序列是使用所有应用的扩散编码梯度强度中的最低强度或不使用扩散编码梯度收集的。
[0037]
其他原始数据集序列是使用较高强度的扩散编码梯度生成的。这些序列也可以表示为“较高强度序列”，其生成时使用的扩散编码梯度强度大于零且高于所述零强度或较低
强度序列的所述扩散编码梯度强度。
[0038]
可选地，可以对所述图像原始数据集序列进行重复采集，以有利地实现噪声降低，即，所述图像原始数据集序列可以包括具有相同强度或方向的其他图像原始数据序列。因此，利用该优选变体，可以对所述零强度或较低强度序列和/或所述较高强度序列中的至少一个进行重复收集。
[0039]
每个图像原始数据集包括k空间中具有等效空间频率内容的一组均匀分布的线，其中每个图像原始数据集的所述线穿过k空间的中心并覆盖连续的空间频率范围，并且选择每个图像原始数据集的线数，使得在根据奈奎斯特-香农采样定理(也称为惠特克-卡切尼柯夫-香农采样定理)定义的采样率限制以下对每个图像原始数据集进行欠采样。采用欠采样径向轨迹进行空间编码有利地提供了以高采集速度收集的图像原始数据。每个图像原始数据集的所述线在图像原始数据集中的位置与相邻横截面切片不同。
[0040]
此外，本发明的方法包括以下步骤(第一重建步骤)：对使用零强度或较低强度的扩散编码梯度生成的图像原始数据集序列(即，零强度或较低强度序列)执行正则化非线性逆重建过程，以提供不具有扩散加权或具有较低扩散加权(与其余mr图像相比)的线圈灵敏度和mr图像序列。所述线圈灵敏度和mr图像中的每一个表示所述横截面切片中的一个，并且所述线圈灵敏度和mr图像中的每一个通过同时估计所述至少一个接收器线圈的灵敏度和所述图像内容且根据所述至少一个接收器线圈的所述灵敏度和所述图像内容的当前估计与所述至少一个接收器线圈的所述灵敏度和相邻横截面切片的所述图像内容的估计之间的差异来创建。
[0041]
此外，本发明的方法包括以下步骤(第二重建步骤)：对具有零强度或较低强度以及较高强度的扩散编码梯度的所有图像原始数据集序列(即，所有收集的图像原始数据集序列)执行正则化线性逆重建过程，以提供不具有扩散加权或具有较低扩散加权的至少一个mr图像序列和具有较高强度的至少一个mr图像序列，所述mr图像中的每一个表示所述横截面切片中的一个，并且通过使用在所述第一重建步骤中针对同一横截面切片确定的所述至少一个接收器线圈的所述灵敏度且根据所述图像内容的当前估计与相邻横截面切片的所述图像内容的估计之间的差异来创建。优选地，提供具有较高强度的至少三个mr图像序列，以获得空间中至少三个正交方向的dw图像。
[0042]
有利地，与[10]和[11]相比，所有非dw和dw图像都是作为完全空间正则化的线性逆问题的解获得的。具体地，在所述第一重建步骤中，本发明将所述非线性逆问题的所述正则化扩展到直接相邻图像(具有低和高空间频率分量)及其所有相关联的线圈灵敏度。此外，所述第二重建步骤中的所述线性逆问题涉及对直接相邻图像的正则化，同时使用在所述第一重建步骤中确定的所述线圈灵敏度。所得到的重建可以实现较高程度的数据欠采样，从而提高采集速度。这些重建进一步实现了计算鲁棒性以及高空间保真度，并提高了每个横截面图像的质量。
[0043]
事实上，所述第一重建步骤和所述第二重建步骤中的数值解在形式上采用了最初为动态实时mri开发的类似正则化([13]和[14])，但现在是在空间上而不是在时间上进行正则化。换言之，本发明利用连续的直接相邻图像(第一步骤和第二步骤)和线圈灵敏度(第一步骤)的相似性，因此在使用前一图像及其线圈灵敏度的时间正则化时，实现了先前针对时间保真度所证明的相似程度的空间保真度([15])。
[0044]
换言之，所述非线性逆重建过程是一个迭代过程，其在每个迭代步骤中求解非线性mri信号方程的正则化线性化，该方程将待测量的未知自旋密度及其线圈灵敏度映射到从所述至少一个接收器线圈采集的数据。类似地，所述线性逆重建过程是一个迭代过程，其在每个迭代步骤中求解正则化的线性mri信号方程，该方程将待测量的未知自旋密度映射到从所述至少一个接收器线圈采集的数据，同时使用在所述非线性重建过程中确定的所述线圈灵敏度。在这两种情况下，优选地使用所述迭代正则化高斯-牛顿法来完成所述非线性和线性逆重建。发明人已经发现，采用[13]和[14]中所述给定图像平面的时间连续图像的相似性的逆重建过程可以用于重建所述连续横截面切片的空间连续图像，即不同成像平面的图像。这是一个令人惊讶的结果，因为在本发明之前未曾预料到相邻横截面切片具有足够的相似性来成功地应用正则化逆重建过程，即使对象具有所述自旋密度的阶跃变化。与[13]和[14]相反，本发明的方法并非主要提供时间变化(动态)mr图像序列，而是提供所述对象的空间分布(静态)mr图像序列，其中所述空间分布(静态)mr图像进一步具有扩散对比度。
[0045]
与[11]和[12]相比，本发明依赖于dw单次激发steam mri采集，结合通过直接相邻图像的正则化对所有图像进行的线性逆重建。因此，根据本发明的方法适用于提高空间分辨率，因为与[11]和[12]相比，在所述第一重建步骤和所述第二重建步骤中，分别将较高的空间频率引入非线性和线性反演。有利地，本发明为医学成像提供了独特优势，并且可直接应用于不同的器官系统，尤其是人脑和前列腺。
[0046]
总之，本发明提供了一种用于体积的dw单次激发steam mri的技术，该技术没有敏感性伪影，并且与先前的方法相比具有更高的图像质量。本发明获取了一系列直接相邻横截面的非dw和dw数据集，这些横截面无间隙地覆盖被调查对象的体积。它通过在所述第一重建步骤中对非dw数据集进行非线性逆重建来确定最佳线圈灵敏度，而对所有非dw和dw图像的主要重建是作为对相邻图像进行空间正则化的线性逆问题的解来完成的。本发明提供(i)对磁场不均匀性没有任何敏感性的体积的dw mri，并因此避免了几何失真、信号空隙和假阳性以及与dw epi相反的负信号变化。与前面的dw steam mri方法相比，本发明进一步提供了(ii)更高程度的数据欠采样并因此减少了测量时间，(iii)更高的计算稳定性、速度和空间保真度，(iv)更高的空间分辨率和snr，(v)对不同器官系统的普遍适用性，以及(vi)在医学成像的情况下，提供了临床上可行的扫描时间。
[0047]
根据本发明的第二总体方面，上述目的是通过一种mri设备实现的，所述mri设备被配置用于创建被调查对象的扩散加权mr图像序列，并且包括mri扫描仪和控制设备。所述mri扫描仪包括主磁场设备、至少一个射频激励线圈、三个磁场梯度线圈和至少一个射频接收器线圈。根据本发明，所述控制设备与计算机设备一样，适用于控制所述mri扫描仪以收集所述多个图像原始数据集序列，并利用根据本发明的所述第一方面或其实施例中的一个所述的方法重建mr图像序列。
[0048]
根据本发明的优选实施例，所述用于创建dw mr图像序列的方法还包括以下步骤：对所述mr图像序列进行所述被调查对象的定量图计算，包括对以下各项中的至少一项的像素级计算：在梯度方向上平均的平均扩散加权mri信号；扩散特性的表示，尤其是扩散张量；所述扩散张量的轨迹；表观扩散系数；分数各向异性；以及扩散方向的表示，尤其是主扩散方向的表示。所述定量图的所述计算对医学成像而言具有独特优势，因为所述定量图为单
独连续诊断提供了基础。
[0049]
根据本发明的另一优选实施例，所述第一重建步骤和所述第二重建步骤中的至少一个的所述重建过程包括抑制图像伪影的滤波过程。有利地，滤波可提高所述图像质量。在特别优选的变体中，所述滤波过程包括应用空间滤波器，尤其是用于每个mr图像的非局部均值滤波器。
[0050]
本发明的另一个优点在于，可以通过高度欠采样选择所述图像原始数据，即相对于全采样参考(例如，用于使用旋转直线并且根据采样定理进行径向编码)，所述全采样参考根据n/2与每条线的数据样本数的乘积得出。所述欠采样程度可以至少为5倍，尤其是至少为10倍，从而以与实时mri相同的方式(例如，参见[14])加速数据采集。因此，可以减少每个图像原始数据集的线数。具体地，对于医学成像，已经发现每个图像原始数据集的线数等于或小于30，尤其是等于或小于20，足以获得高质量mr图像序列。
[0051]
根据本发明的另一优选实施例，可以选择每个图像原始数据集的所述线，使得连续图像原始数据集的所述线相对于彼此按预定的角位移旋转。作为一个优点，这种旋转提高了所述图像重建中所述正则化的效果。
[0052]
根据本发明的另一优选实施例，零强度或较低强度的所述扩散编码梯度的所述强度等于或低于100s mm-2
的b值，尤其是零。在扩散编码梯度强度低于该限制的情况下，将使用所述第一重建步骤计算出的所述线圈灵敏度以有利的方式用于所述第二重建步骤，提高了信号质量。作为进一步的优点，所得到的不具有扩散加权或具有较低扩散加权的图像(序列)为与具有较高扩散加权的相应图像(序列)的组合提供了更好的参考，以计算所述表观扩散系数等各种扩散特征的定量图(序列)，例如在医学mr成像中，所述表观扩散系数对于诊断目的非常重要。
[0053]
与较低强度的所述扩散编码梯度相反，较高强度的所述扩散编码梯度的所述强度优选地等于或高于b＝200s mm-2
的b值，尤其是等于或高于b＝800s mm-2
的b值，并且等于或低于b＝3000s mm-2
的b值。例如，高达1000s mm-2
的b值通常用于标准神经成像应用[1]。
[0054]
在本发明的另一优选变体中，在收集每个图像原始数据集之前，使用用于频率选择性饱和的射频脉冲和磁场梯度模块。有利地，所述频率选择性饱和可以根据成像任务实现特定对比度。
[0055]
有利地，用于重建mr图像序列的本发明方法可以在利用所述mri设备的所述至少一个射频接收器线圈收集所述图像原始数据期间实施和/或之后立即执行。在这种情况下，提供所述一系列图像原始数据集包括以下步骤：在包括所述至少一个接收器线圈的所述mri设备中布置所述对象，对所述对象使用所述dw单次激发steam序列，并且使用所述至少一个接收器线圈收集所述一系列图像原始数据集序列。在所述图像原始数据收集结束后，可以快速完成对所述mr图像序列的重建。
[0056]
根据替代实施例，用于重建所述mr图像序列的本发明方法可以独立于在预定测量条件下收集所述图像原始数据来执行。在这种情况下，例如，可以从数据存储器(如在数据云存储器中)接收所述图像原始数据集和/或通过传输来自远程mri设备的数据来接收所述图像原始数据集。
附图说明
[0057]
参照附图描述本发明的更多细节和优点，附图示意性地示出了：
[0058]
图1：用于根据本发明的mr成像方法的优选实施例的原始数据采集的、具有扩散编码梯度的组合扩散加权自旋回波和单次激发受激回波序列；
[0059]
图2：根据本发明的mri设备的优选实施例；
[0060]
图3：示出了根据本发明的mr成像方法的优选实施例的特征的流程图；
[0061]
图4：示出了根据本发明的mr成像方法的第一重建步骤的流程图；
[0062]
图5：示出了根据本发明的mr成像方法的第二重建步骤的流程图；以及
[0063]
图6和图7：本发明的dw mrl的临床相关应用示例。
[0064]
优选实施方式
[0065]
下面特别参考本发明的原始数据采集和重建过程的数据流、本发明的mri设备的基本组件和实际应用示例来描述本发明的优选实施例。
[0066]
如[13]或[14]中所公开的，优选地提供k空间轨迹的设计细节以及逆重建的数学公式和实现方式。具体地，如[13]中所公开的，优选地实现正则化非线性逆重建过程，以重建被调查对象的mr图像的时间序列。因此，[13]的全部内容通过引入方式并入本说明书中，尤其是关于第一重建步骤中被调查对象的横截面mr图像序列的图像重建的所有细节。[13]中应用于原始数据集和mr图像序列的时间序列的所有过程步骤可以相同方式应用于使用零强度或较低强度序列生成的原始数据集的切片序列。在第二重建步骤中实现线性逆重建过程遵循非线性逆重建过程，但使用在第一重建步骤中确定的线圈灵敏度。在这两种情况下，数值优化都是通过对相邻横截面进行空间正则化的迭代正则化高斯-牛顿法完成的。线性逆重建过程并不限于应用正则化高斯-牛顿法。或者，可以使用其他已知的数值方法来求解逆问题。
[0067]
mri设备的进一步细节、使用可用软件工具对数学公式进行的数值实现以及用于提供定量图的可选的其他图像处理步骤或计算步骤在传统mri技术已知的范围内未进行描述。此外，下文示例性地参考并行mr成像，其中图像原始数据包括使用多个射频接收器线圈接收的mri信号。需要强调的是，本发明的应用并不限于并行mr成像，而是甚至可以使用单个接收器线圈。
[0068]
图1示意性地示出了利用图2所示mri设备100的实施例应用和收集的、具有扩散编码梯度的组合扩散加权自旋回波和单次激发受激回波序列的实施例。mri设备100包括mri扫描仪10，mri扫描仪10具有主磁场设备11、至少一个射频激励线圈12、三个磁场梯度线圈13和射频接收器线圈14。主磁场设备11产生与mr扫描仪孔的纵轴(例如，z轴)平行的静态主磁场。待调查的对象1容纳在mri设备100中。此外，mri设备100包括控制设备20，其适用于控制mri扫描仪10以收集图像原始数据集序列，并利用图3至图5所示实施例的步骤s1重建mr图像序列。控制设备20包括至少一个gpu 21，其优选地用于实现分别在图4和图5中所示的非线性和线性反演算法。
[0069]
根据图3，本发明方法的优选实施例包括提供使用dw单次激发steam序列收集的多个图像原始数据集序列的原始数据采集步骤s1、对零强度或较低强度序列进行正则化非线性逆重建的第一重建步骤s2、使用相同横截面切片的零强度或较低强度序列的至少一个线圈灵敏度对所有非dw和dw图像序列进行正则化线性逆重建的第二重建步骤s3以及计算定
量图的计算步骤s4。
[0070]
因此，本发明方法的一部分包括对不具有扩散编码梯度或具有较低扩散编码梯度的多个切片重建横截面steam mr图像序列，其中通过对相邻图像及其线圈灵敏度进行正则化的非线性逆重建过程获得steam mr图像和相关联的线圈灵敏度(第一重建步骤s2)。本发明方法的另一部分包括通过对相邻图像进行正则化对相同切片的所有非dw和dw steam mr图像进行线性逆重建(第二重建步骤s3)。该步骤可以与特定应用所需的零强度或较低强度或较高强度的尽可能多的不同扩散编码梯度一起应用(例如，具有不同强度或不同定向的梯度，或者具有用于改善snr的类似强度)。
[0071]
原始数据采集
[0072]
为了提供原始数据，(尤其是采集原始数据)，在被调查对象1的体积中定义了具有恒定切片厚度的多个直接相邻切片2，例如患者的器官，如图2的插图中示意性示出的。根据器官的尺寸、所采用的切片厚度、测量时间和/或待获取的成像分辨率来选择切片2的数量和厚度。作为人脑成像的实际示例，定义了大约50个切片，切片厚度为3mm。对于每个切片，应用不同的dw单次激发steam序列，如下所述。
[0073]
在本发明方法的原始数据采集步骤s1中，提供了多个图像原始数据集序列，这些序列与dw单次激发steam序列一起收集，如图1所示。每个图像原始数据集代表切片中的一个。对对象1(例如，患者的组织或器官)使用图1所示的dw单次激发steam序列，该序列对使用射频接收器线圈14接收的mri信号进行编码。对k空间中的每条线重复括号中的部分。dw单次激发steam序列被构建为沿着非笛卡尔k空间轨迹收集数据样本。通过改变射频激励脉冲来实现等于切片厚度的切片移位a。
[0074]
图1中的每个dw单次激发steam mri序列将一个前导自旋回波序列(具有或不具有扩散编码梯度)与一个单次激发steam mri读出序列相结合。图1所示的用于获得图6和图7所示临床相关应用的版本是指一个优选示例，该示例具有双脉冲自旋回波序列(se＝自旋回波)中的一对单极扩散编码梯度(阴影线)以及单次激发steam mri序列(ste＝受激回波，gs＝切片选择梯度，rf＝射频脉冲，虚线＝扰流器梯度)中的径向编码梯度(g
x
，gy)。通常，扩散编码自旋回波模块可能有不同变体，例如包括更复杂的梯度波形或采用两个或更多个重聚焦脉冲。
[0075]
在本发明的实际实现方式中，图1所述的dw单次激发steam序列被应用n次。例如，原始数据集序列中的一个(零强度或较低强度序列)不使用前导自旋回波序列中的扩散编码梯度生成，而其他原始数据集序列则使用较高强度的扩散编码梯度生成。具有最小重复次数(n＝4)的实现方式表示仅使用一个零强度或较低强度的扩散编码梯度的应用以及使用较高强度和不同方向的三个扩散编码梯度的应用。然而，数字n也可以对应于几百次重复，例如当使用128个梯度方向和多个平均值以实现纤维示踪成像等高级后处理应用时。
[0076]
为了避免对扩散特性的方向性差异产生歧义，dw mri技术的临床应用通常分别使用3个或6个不同定向的扩散编码梯度在至少3个方向(但优选地为6个方向)上测量dw图像。此类协议用于计算在扩散编码方向上平均的平均dw图像，以便获得具有“各向同性”(即，与方向无关)扩散加权的图像。
[0077]
此外，dw mri的临床应用通常依赖于两种或多种不同的梯度强度(例如，以0和1000s mm-2
的b值为特征)。这类信息与具有多个梯度方向的dw图像一起用于计算与方向无
关的平均dw图像、扩散张量、adc的对应映射以及其他扩散特征(例如，分数各向异性映射)。对于dw mri的特定应用，可以应用两种以上的梯度强度，例如，高达10种。
[0078]
为了提高snr，可以重复收集原始数据集的零强度或较低强度原始数据序列和/或较高强度原始数据集序列。可以根据mri方法的应用条件来选择重复次数。
[0079]
图像重建
[0080]
首先，通过正则化非线性逆重建过程(图3中的第一重建步骤s2)获得具有零扩散加权或较低扩散加权的mr图像序列，该过程联合估计每个图像及其相关联的线圈灵敏度，同时利用与直接相邻图像及其线圈灵敏度的空间相似性(例如，使用迭代正则化高斯-牛顿法)。
[0081]
与[13]不同的是，每个图像原始数据集表示连续横截面切片2中的另一个，如图2中的示意性插图所示。
[0082]
图4概括了原始数据采集步骤s1(提供测得的原始数据)和可选的预处理步骤s1.1(预处理测量数据)之后的数据流，该数据流包括[13]中所述的第一重建步骤s2。
[0083]
利用预处理步骤s1.1，对图像原始数据进行梯度延迟校正s1.1a(其中校正k空间线可能与k空间中心存在非预期移位)，并进行插值步骤s1.1b(其中将非笛卡尔数据内插到笛卡尔网格上)。步骤s1.1a和步骤s1.1b可以如[13]中所公开的那样实现。
[0084]
随后，在第一重建步骤s2中，通过[13]中所述的正则化非线性逆重建过程重建对象1的线圈灵敏度和mr图像序列。从对第一横截面切片的mr图像和线圈灵敏度的初始推测s21开始，通过对接收器线圈的灵敏度和图像内容进行迭代同时估计s22来创建每个mr图像。步骤s22包括使用迭代正则化高斯-牛顿法的非线性逆重建，该方法包括基于卷积的共轭梯度算法s23。根据特定成像任务的图像质量要求来选择迭代次数(牛顿步骤数)。最后，输出重建的线圈灵敏度序列以在第二重建步骤中进行进一步的处理(s25)。
[0085]
作为步骤s2的结果，获得横截面steam mr图像序列和相关联的线圈灵敏度，每个表示切片2中的一个，其中steam mr图像和相关联的线圈灵敏度不使用扩散编码梯度或使用较低扩散编码梯度生成。优选地，对于步骤s3中的进一步处理，仅使用线圈灵敏度，同时丢弃步骤s2中获得的mr图像。
[0086]
随后，如图5所示，执行图3所示的第二重建步骤s3。作为第一重建步骤s2的结果，在步骤s31中提供各个横截面图像的复合线圈灵敏度。如图5中的步骤s32所示，线圈灵敏度用于通过使用空间正则化的线性反演来计算具有任意扩散加权的相同横截面的所有steam mr图像序列。线性逆重建还采用迭代正则化高斯-牛顿法，同时根据特定成像任务的图像质量要求来选择迭代次数(牛顿步骤数)。
[0087]
在步骤s32中，对具有零强度或较低强度的扩散编码梯度的每个图像原始数据集序列和具有较高强度扩散解码梯度的每个图像原始数据集序列执行正则化线性逆重建过程。相应地，处理具有零强度或较低强度扩散编码梯度的至少一个图像原始数据集序列相应地导致至少一个mr图像序列不具有扩散加权或具有较低扩散加权。此外，处理具有较高强度扩散编码梯度的至少一个图像原始数据集序列相应地导致至少一个mr图像序列具有较高强度。
[0088]
换言之，无论其扩散加权如何，都通过对相邻图像的线性反演和正则化来计算所有mr图像序列(线圈灵敏度序列是固定的，如图3中的步骤s2所示)。每个序列中的每个mr图
像代表横截面切片中的一个。每个mr图像是通过使用用于同一横截面切片(线性反转)的至少一个接收器线圈的灵敏度并且根据对图像内容(即当前的图像原始数据集)的当前估计与相邻横截面切片的图像内容(即先前图像原始数据集(正则化))的估计之间的差异来创建的。结果，在步骤s33中提供待获取的mr图像以用于进一步处理。
[0089]
分别在第一重建步骤s2和第二重建步骤s3中进行的前几个图像的非线性和线性逆重建并没有完全受益于空间正则化。具体地，对于每个序列的第一图像的逆重建，不存在先验信息，即不存在来自相邻切片的图像。该问题可以通过多种方式规避。首先，可以丢弃前几个(例如，5个)图像的输出和显示。其次，可以扩展数据采集以包括待覆盖的目标体积之外的几个附加切片。或者第三，以重建时间为代价，可以通过使用来自初始重建的最后一个图像及其线圈灵敏度对重建进行初始化，以相反的顺序重复重建。
[0090]
可以在步骤s1中重复收集原始数据集的零强度或较低强度序列和较高强度序列，以提高snr。可以对具有相同扩散加权的多个mr图像进行平均，以用于进一步处理。同样，还可以遵循图像数据的常规处理、存储、显示或记录的其他步骤。使用零或较低或较高扩散加权计算其他mr图像对于在步骤s4中计算图具有优势(见下文)。
[0091]
对于医学成像，通过重建步骤s3获得的mr图像序列用于计算被调查对象的定量图(图3中的步骤s4)。定量图的计算涉及对各种扩散特性的像素级计算，例如在梯度方向上平均的平均扩散加权mri信号和表观扩散系数。步骤s4按照传统技术已知的方式来实现。
[0092]
实验示例
[0093]
下面特别参考医学成像领域的应用来描述本发明的实验示例。所有示例均涉及针对健康人类受试者的研究。
[0094]
图6示出了代表本发明dw mri在人脑中的临床相关应用的示例。该示例总结了正常人脑dw单次激发steam mri研究的三个选定横截面(从上到下)，其中在2分钟30秒的测量时间内采集了总共51个直接相邻横截面的无扩散加权图像和有扩散加权图像(b＝0和1000s mm-2
，6个扩散方向)。结果表示非dw图像(左)、平均dw图像和计算得出的adc图(右)。无论图像表示的横向脑切片的敏感性差异很小(顶行)还是很强(底行)，所有图像都没有dw epi测量中常见的不均匀性伪影(即几何失真和信号变化)。
[0095]
同样的发现结果也适用于腹部扫描。图7呈现了正常人前列腺dw单次激发steam mri研究的选定结果，该研究对应于另一个具有高度临床重要性的领域。在这种情况下，非dw图像、平均dw图像(b＝0和600s mm-2
，6个梯度方向)和三个横截面的adc图(与图6中的组织相同)是从在4分30秒的测量时间内采集的总共31个直接相邻横截面中选择的。
[0096]
本发明的应用不限于医学成像(如上述示例中所述)，而是可以相应地对工件或其他技术对象等其他对象进行成像。
[0097]
对于在不同实施例中实现本发明而言，上述说明书、附图和权利要求书中公开的本发明特征具有单独的、组合的或子组合的重要意义。