具有增強的磁化率對比度的mr成像的制作方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及磁共振（MR)成像的領(lǐng)域。本發(fā)明關(guān)系到對被放置在MR設(shè)備的檢查體 積中的目標進行MR成像的方法。本發(fā)明還涉及MR設(shè)備以及要在MR設(shè)備上運行的計算機 程序。
【背景技術(shù)】
[0002] 利用磁場與核自旋之間的相互作用以便形成二維圖像或三維圖像的圖像形成MR 方法現(xiàn)今已得到廣泛使用，尤其是在醫(yī)學診斷的領(lǐng)域中，這是由于針對對軟組織的成像，所 述圖像形成MR方法在許多方面都優(yōu)于其他成像方法，不要求電離輻射并且通常是無創(chuàng)的。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0003] 根據(jù)一般的MR方法，要被檢查的患者的身體被布置在強的、均勻的磁場B。中，所 述強的、均勻的磁場B。的方向同時定義測量所基于的坐標系的軸（一般是z軸）。取決于 通過定義的頻率（所謂的拉莫爾頻率，或MR頻率）的電磁交變場（RF場）的施加能夠激勵 (自旋共振）的磁場強度，該磁場B。針對個體核自旋產(chǎn)生不同的能級。從宏觀的角度，個體 核自旋的分布產(chǎn)生總體磁化，能夠通過適當頻率的電磁脈沖（RF脈沖）的施加使所述總體 磁化偏離平衡狀態(tài)，同時磁場B。垂直于z軸延伸，使得磁化執(zhí)行關(guān)于z軸的進動。該進動 描述錐形的表面，所述錐形的表面的孔徑角被稱為翻轉(zhuǎn)角。該翻轉(zhuǎn)角的幅值取決于所施加 的電磁脈沖的強度和持續(xù)時間。在所謂的90°脈沖的情況中，自旋從z軸偏離到橫向平面 (翻轉(zhuǎn)角90° )。
[0004] 在RF脈沖終止之后，磁化弛豫回初始平衡狀態(tài)，在所述初始平衡狀態(tài)中，以第一 時間常數(shù)T 1 (自旋晶格或縱向弛豫時間）再次建立z方向上的磁化，并且在垂直于z方向 的方向上的磁化以第二時間常數(shù)T2(自旋-自旋或橫向弛豫時間）進行弛豫。能夠以在垂 直于z軸的方向上測量磁化的變化的方式，借助于被布置并被取向在MR設(shè)備的檢查體積內(nèi) 的接收RF線圈來檢測磁化的變化。在施加例如90°脈沖之后，橫向磁化的衰減伴隨有核自 旋的從具有相同相位的有序狀態(tài)到全部相位角被均勻分布（失相）的狀態(tài)的轉(zhuǎn)變（由局部 磁場非均質(zhì)性誘發(fā)）。失相能夠借助于重新聚焦脈沖（例如，180°脈沖）而被補償。這在 接收線圈中產(chǎn)生回波信號（自旋回波）。
[0005] 為了實現(xiàn)身體中的空間分辨，將沿著三個主軸延伸的線性磁場梯度疊加在均勻磁 場B。上，引起自旋共振頻率的線性空間依賴性。在接收線圈中拾取的信號然后包含能夠與 身體中的不同位置相關(guān)聯(lián)的不同頻率的分量。經(jīng)由接收線圈獲得的信號數(shù)據(jù)對應于空間頻 率域并且被稱為k空間數(shù)據(jù)。k空間數(shù)據(jù)通常包括利用不同相位編碼采集的多條線。通過 收集多個樣本來將每條線數(shù)字化。借助于傅立葉變換來將k空間數(shù)據(jù)的集合轉(zhuǎn)換為MR圖 像。
[0006] 在MR成像中，對特定成像序列的選擇確定不同的組織類型在結(jié)果得到的MR圖像 中的相對外觀。組織的各種性質(zhì)可以用于創(chuàng)建具有不同組織之間的可期望的對比度的MR 圖像。T2*或磁化率加權(quán)對比度產(chǎn)生于組織間的磁場的局部非均質(zhì)性。T2*加權(quán)對比度可以 用于多種應用，包括但不限于對中風和出血、腫瘤、創(chuàng)傷患者中的微出血以及隱匿性血管疾 病的增強檢測，以及用于諸如分離動脈與靜脈、對靜脈血管網(wǎng)的成像和評估神經(jīng)退行性疾 病中的鐵積聚的應用。身體組織之間的磁化率差異能夠在MR成像中被用作一種類型的對 比度，所述一種類型的對比度不同于其他類型的對比度（如自旋密度、T 1加權(quán)成像或T2加權(quán) 成像）。來自具有不同磁化率的物質(zhì)的信號與它們的相鄰組織相比在足夠長的回波時間時 將變得與相鄰組織異相。在此基礎(chǔ)上，Haacke等人（US 6658280B1)已證實，相位成像提供 在MR成像中增強對比度的手段。特別地，相位圖像自身能夠提供腦成像中灰質(zhì)（GM)與白質(zhì) (WM)、含鐵組織、靜脈血管以及具有不同于背景組織的磁化率的其他組織之間的對比度。尤 其地，能夠在由磁化率的差異引起的來自血管和組織的MR信號之間的相位差的基礎(chǔ)上實 現(xiàn)血管與周圍組織之間的圖像對比度。在Haacke等人的途徑中，幅值和相位圖像被組合。 相位圖像被高通濾波并且然后被變換到幅度在零與一之間變化的特殊相位掩模。該掩模乘 以原始幅值圖像的整數(shù)倍以創(chuàng)建具有不同磁化率的組織之間的增強的對比度。Bhardwaj等 人提出了一種備選途徑（US 2009/0251140A1)，其中，基于加權(quán)函數(shù)的應用，通過組合在不 同的回波時間時采集的圖像數(shù)據(jù)來生成磁化率加權(quán)圖像。
[0007] 本發(fā)明的目標是提供一種具有改進的磁化率加權(quán)對比度的MR成像的方法。
[0008] 根據(jù)本發(fā)明，公開了一種對被定位在MR設(shè)備的檢查體積中的目標進行MR成像的 方法。所述方法包括以下步驟：
[0009] a)通過使所述目標經(jīng)受RF脈沖和切換的磁場梯度的成像序列來生成至少兩個在 不同回波時間時的回波信號；
[0010] b)采集所述回波信號；
[0011] c)針對多個相位編碼步驟重復步驟a)和b);
[0012] d)根據(jù)采集到的回波信號來重建針對每個回波時間的中間MR圖像；以及
[0013] e)通過針對磁化率加權(quán)MR圖像的每個體素計算所述中間MR圖像的在各自的圖像 位置處的體素值的非線性組合來生成所述磁化率加權(quán)MR圖像，其中，所述非線性組合對較 低的體素幅值的加強多于對較高的體素幅值的加強。
[0014] 根據(jù)本發(fā)明，采集至少兩個獨立的MR信號數(shù)據(jù)集，其中，每個MR信號數(shù)據(jù)集包括 在一個回波時間值時采集的所述回波信號。換言之，每個MR信號數(shù)據(jù)集歸屬于兩個或更多 個回波時間值中的一個。根據(jù)每個MR信號數(shù)據(jù)集來重建中間MR圖像，使得每幅中間MR圖 像歸屬于各自的回波時間值。所述磁化率加權(quán)圖像是通過以特定的非線性方式組合所述中 間MR圖像來獲得的。根據(jù)本發(fā)明，以這樣的方式形成對回波數(shù)據(jù)的逐體素的非線性組合， 使得最低的信號幅度被加強。換言之，這意味著所述非線性組合將所述中間MR圖像中的較 低的信號幅度轉(zhuǎn)化成對所述磁化率加權(quán)圖像的較大貢獻，同時將較高的信號幅度轉(zhuǎn)化成對 所述磁化率加權(quán)圖像的較小貢獻。
[0015] 在一個可能的實施例中，計算所述中間MR圖像的體素值的倒數(shù)值，并且針對每個 圖像位置組合結(jié)果得到的值。本發(fā)明從而實現(xiàn)了甚至在小血管與周圍組織之間的改進的磁 化率加權(quán)對比度。尤其地，通過有效的求平均，減少了來自周圍組織的MR信號中的噪聲。在 (部分地）包含血管的體素中，增強了由于部分體積效應引起的幅度減小。
[0016] 在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，生成所述磁化率加權(quán)MR圖像的步驟包括：
[0017] -計算每幅中間圖像的在每個圖像位置處的體素值的絕對值；
[0018] -通過將每個絕對值升到負指數(shù)次冪（raise to)來計算所述倒數(shù)值，所述負指數(shù) 可以是整數(shù)或者不是整數(shù)；
[0019] -針對所述磁化率加權(quán)MR圖像的每個體素，對在各自的圖像位置處的倒數(shù)值進行 加和（add up)。在該實施例中，重要的是每個體素位置處的回波數(shù)據(jù)首先被倒置并且然后 被組合。在計算倒數(shù)值的和時，可以應用另外的加權(quán)因子。此外，應當將每個圖像位置處的 倒數(shù)值的組合進行歸一化。該思想得到對低強度回波信號數(shù)據(jù)的尤其加強（即，磁化率對 比度）。
[0020] 本發(fā)明的方法的所述中間MR圖像可以是幅值圖像或磁化率增強幅值圖像或復合 圖像。
[0021] 為了獲得最優(yōu)的磁化率對比度，有利的是將本發(fā)明的回波組合技術(shù)應用于已經(jīng)磁 化率增強的中間MR圖像數(shù)據(jù)。為此，可以例如通過使用已知的相位差增強成像（PADRE)思 想（WO 2010/073923A1)來采集所述中間MR圖像。
[0022] 在所述中間圖像為復合圖像的情況中，所述非線性組合可以涉及對加權(quán)和的計 算，其中，較大的加權(quán)因子應用于所述中間圖像的具有較低幅值的體素值，而較小的加權(quán)因 子應用于所述中間圖像的具有較高幅值的體素值。以此方式，結(jié)果得到的磁化率加權(quán)MR圖 像能夠被生成為復合圖像（具有保留的相位信息）。
[0023] 在本發(fā)明的另外的優(yōu)選實施例中，用于生成和采集所述回波信號的所述成像序列 為多回波梯度回波序列。換言之，通過對磁場梯度的適當切換，所述兩個或更多個回波信號 被生成為梯度回波。由于梯度回波不重新聚焦主磁場非均質(zhì)性的效應，因此已知梯度回波 序列固有地對磁化率效應敏感。多回波序列使得能夠在短的掃描時間內(nèi)對所要求的信號數(shù) 據(jù)的采集。
[0024] 所描述的本發(fā)明的方法因此能夠借助于這樣的MR設(shè)備而被執(zhí)行，所述MR設(shè)備 包括：至少一個主磁體線圈，其用于在檢查體積內(nèi)生成均勻穩(wěn)定的磁場B。;多個梯度線圈， 其用于在所述檢查體積內(nèi)的不同空間方向上生成切換的磁場梯度；至少一個RF線圈，其 用于在所述檢查體積內(nèi)生成RF脈沖和/或用于接收來自被定位在所述檢查體積中的目 標的MR信號；控制單元，其用于控制RF脈沖和切換的磁場梯度的時間連續(xù)（temporal succession);以及重建單元，其用于根據(jù)接收到的MR信號來重建MR圖像。本發(fā)明的方法 能夠通過對所述MR設(shè)備的所述重建單元和/或所述控制單元的對應編程而被實施。
[0025] 能夠有利地在目前臨床使用中的大多數(shù)MR設(shè)備上執(zhí)行本發(fā)明的方法。為此僅需 要利用計算機程序，通過所述計算機程序控制所述MR設(shè)備，使得所述MR設(shè)備執(zhí)行本發(fā)明的 以上解釋的方法步驟。所述計算機程序可以被提供在數(shù)據(jù)載體上或被提供在數(shù)據(jù)網(wǎng)絡中， 以便被下載以用于在所述MR設(shè)備的所述控制單元中的安裝。
【附圖說明】
[0026] 附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。然而，應當理解，附圖僅是出于圖示的目的而被 設(shè)計的，而非作為對本發(fā)明的限制的定義。在附圖中：
[0027] 圖1示出了用于執(zhí)行本發(fā)明的方法的MR設(shè)備；
[0028] 圖2示出了根據(jù)本發(fā)明（a)以及通過常規(guī)的磁化率加權(quán)MR成像（b)采集和處理 的體內(nèi)MR圖像。
【具體實施方式】
[0029] 參考圖1，示出了 MR設(shè)備1。該設(shè)備包括超導型或電阻型主磁體線圈2,使得沿著 通過檢查體積的z軸創(chuàng)建基本上均勻的、時間恒定的主磁場B。。該設(shè)備還包括（1階、2階， 以及在適用時的3階）勻場線圈2'的集合，其中，出于使在檢查體積內(nèi)的B。偏差最小化的 目的，流過集合2'中的個體勻場線圈的電流是可控的。