磁共振对磁化率引起的磁场梯度的确定的制作方法

专利名称：磁共振对磁化率引起的磁场梯度的确定的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于放置在检查体积中的身体进行磁共振成像的设备。
而且，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，将RF脉冲的脉冲序列和切换的磁场梯度应用 于放置在MR设备的检查体积内均匀磁场中的对象(患者)。以这个方式，产 生了相位编码的磁共振信号，借助于RF接收天线来扫描该磁共振信号，以 便从该对象获得信息，并重构其图像。自从开始研发MRI， MRI与临床有 关领域的应用的数量已经增长了很多。MRI可以用于几乎身体的每一个部 分，并可以用于获得与许多人体重要功能有关的信息。在MRI扫描期间施 加的脉冲序列在确定重构图像的特性中起到了很重要的作用，重构图像的 特性例如为对象中的位置和方向、尺寸、分辨率、信噪比、对比度、对移 动的灵敏度等等。MRI设备的操作者必须选择适当的序列，并必须为各种 应用调整及优化其参数。
具有与周围不同的磁化率的对象产生了主磁场B()的局部不均匀。这适 用于金属物体(例如外科手术器械、植入物或其他设备)，含铁物质，如缺氧 血，或基于氧化铁的造影剂或标记的细胞。这还适用于被成像的身体内的 空区域，这是因为在空区域(充满了气体)与周围组织之间存在很强的磁化率 差异。这个效果的利用是用于从造影剂(例如SPIO)检测到器械(导管、可移 植支架等)定位范围中不同MR成像应用的重要工具。
常常通过用丁2或H卩权的序列来执行增强了磁化率对比度的MR成 像。用这些序列，借助于在局部磁场干扰的位置上的信号损失来产生对比 度。在由这些已知技术产生的图像中，会无法从由导致信号损失的其它影响所造成的特征中辨别出由场的不均匀性所造成的暗图像特征。
已经提出了将暗图像对比度转换为正(亮)对比度的几个概念。例如，EP 1 471 362A1公开了一种MR方法，其基于梯度回波(GE)成像序列。根据这 个已知的技术，应用了切换的磁场梯度或附加梯度的特定不平衡性，以便 产生显示了在背景组织与产生局部磁场不均匀性的对象之间的正(亮)对比 的MR图像。这个已知技术的缺点在于，为了获得最佳的正图像对比度， 或者需要与磁化率梯度的强度有关的先验知识，或者必须至少执行费事且 耗时的优化过程。
因此，容易想到需要一种改进的设备，用于具有正(亮)磁化率对比度的 图像产生的磁共振成像。因此本发明的目的是提供一种MR设备，其能够 在无需为获得最佳正对比度的在先优化的情况下，实现磁化率成像。本发 明另一 目的是提供一种MR设备，其能够产生具有正磁化率对比度的图像， 而无需使用特定或非常规MR成像序列。

发明内容
根据本发明，公开了 一种用于对放置在检査体积中的身体进行磁共振
成像的MR设备，其包括用于在检查体积中建立基本上均匀的主磁场的 模块；用于产生叠加在主磁场上的切换的磁场梯度的模块；用于向所述身 体辐射RF脉冲的模块；控制模块，用于控制所述磁场梯度和所述RF脉冲 的产生；用于接收并采样磁共振信号的模块；以及重构模块，用于从信号 采样中构成MR图像。根据本发明，该设备被设置为
a) 通过对所述身体的至少一部分施加由RF脉冲构成的MR成像序列和 切换的磁场梯度，来产生一系列MR回波信号，
b) 采集所述MR回波信号，用于从中重构MR图像数据集，
c) 通过从所述MR图像数据集的子集中计算回波偏移参数来计算梯度 图，所述回波偏移参数指示在k空间中由局部磁场梯度引起的回波位置偏 移，其中，每一个子集都包括所述MR图像数据集中的多个空间相邻的像 素或体素值。
本发明的MR设备被设置为借助于标准成像序列在步骤a)和b)中采 集MR图像数据集，所述标准成像序列通常用于对受检查身体的解剖结构进行成像。由此，所采集的MR图像数据集包含了完整的解剖信息。另外， 从解剖图像数据集中在步骤c)中计算梯度图。所述梯度图包含与局部磁化 率引起的磁场梯度强度有关的定量信息。例如，可以用这个信息来产生相 应的正对比度图像或定位在检查体积内的金属物体，而无需额外的测量。
本发明的基本想法是使用与局部场不均匀性有关的信息，其包含在重 构的MR图像数据集中空间相邻的像素或体素的每一个子集中。本发明基 于这样的理解在成像期间除了切换的磁场梯度之外局部(磁化率引入的) 梯度也起作用，该局部梯度导致k空间中回波信号的偏移最大值。根据本 发明，从像素或体素的相应子集中计算局部回波偏移参数。这个回波偏移 参数表明在k空间中回波位置的偏移，其中，这个位移源于影响各个子集 的像素或体素的磁场梯度。因此，可以从回波偏移参数中得到局部梯度强 度。
可以简单地通过为回波偏移参数指定灰度值来将磁化率梯度图转换为 正对比度图像。
本发明的设备能够仅通过常规(2D或3D)解剖MR图像数据集的后端处 理，推导出在检査体积内局部磁场梯度分布，并产生正磁化率对比度图像。 无需使用专用序列且无需额外的优化过程，就可以实现最佳正对比度成像。
优选的，根据本发明，所述设备进一步被设置为在步骤c)中，通过 对每一个子集的相邻像素或体素值计算傅立叶变换，来计算梯度图。然后， 可以通过为每一个子集确定傅立叶分量的最大值的位置，来计算所述回波 偏移参数。傅立叶分量的最大值的位置对应于k空间中各个回波位置。可 以在MR图像数据集的每一个空间方向上对相邻像素或体素值计算独立的 一维傅立叶变换。以此为基础，可以通过从不同空间方向上的回波偏移参 数中计算梯度的强度和方向，来计算梯度图。以这个方式，计算出局部梯 度向量。这就允许对局部磁场梯度的各向异性的方向和分布进行分析。
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，如果从n个相邻像素或体素构成的子集 中计算回波偏移参数，那么就可以用低于MR图像数据集n倍的分辨率计 算磁化率梯度图的空间分辨率。
本发明的MR设备可以被设置为首先从包含MR图像数据集中较小数量的空间相邻的像素或体素值的第一子集中计算回波偏移参数。随后， 再次从包含较大数量的空间相邻的像素或体素值的子集中计算回波偏移参 数。通过这个分级方案，可以递进地提高梯度图的计算精度。
为了能够采集患者身体受检查部分的精确的无失真的图像，公知的是
在检査体积内建立均匀的主磁场Bo在MR成像中是很重要的。提供均匀主 磁场的常用方法是借助于主磁体产生静态磁场Bc,并产生可调整的辅助磁 场来补偿静态磁场的不均匀性。通过所谓的匀场线圈(shim coil)来产生该辅 助磁场，匀场线圈的形状和电流路径能够实现对主磁体所产生的场的不均 匀性进行有效补偿。通过使适当的匀场电流流经匀场线圈来修正静态磁场 的过程常常称为匀场(shimming)。常常在准备阶段期间一次确定用于决定流 经每一个匀场线圈的匀场电流的匀场电流值。结果，不能通过常规的匀场 策略来补偿由例如动态变化的磁化率影响(患者运动)所引入的局部磁场梯 度。
因此本发明的另一目的是提供一种MR设备，其能够实现对主磁场分 布的更好的匀场。
本发明的见解是由此前所述技术获得的梯度图可以有利地用于为所关 注区域确定最佳匀场电流值。因此，根据本发明，从梯度图中导出匀场电 流值，并使相应的匀场电流流经MR设备的匀场线圈，以产生辅助磁场， 来优化检査体积内主磁场的均匀性。MR设备的用户可以交互地选择所关注 区域，在所关注区域中，从所采集的MR回波信号中自动地确定主磁场的 匀场，即无需额外的测量。易于从同一个MR信号数据集中确定不同区域 的匀场电流值。这个自动匀场技术可以有利的结合在动态MR成像方法及 实时MR成像方法中，以便能够实现连续更新主磁场的匀场。以这个方式， 可以有效地将由场缺陷造成的图像失真减到最小，即显著地提高图像质量。
在常规MR系统中，使用三维系列多项式，例如勒让德多项式，来建 模由匀场线圈产生的辅助磁场，其中每一个匀场电流值都对应于多项式的 一个系数。本发明的优点是可以直接从所关注区域内的梯度值中导出线性 匀场电流值，并且可以使用常规的一组匀场线圈。为了在指定的所关注区 域内进行匀场，可以通过例如对该区域内的梯度值求平均来确定匀场电流 值。本发明不仅涉及设备，还涉及一种用于对放置在MR设备的检查体积
中的身体的至少一部分进行磁共振成像的方法。该方法包括以下步骤
a) 通过对所述身体的至少一部分施加由RF脉冲构成的MR成像序列和 切换的磁场梯度，来产生一系列MR回波信号，
b) 采集所述MR回波信号，用于从中重构MR图像数据集，
c) 通过从所述MR图像数据集的子集中计算回波偏移参数，来计算梯度 图，所述回波偏移参数指示在k空间中由局部磁场梯度引起的回波位置偏 移，其中，每一个子集都包括所述MR图像数据集中的多个空间相邻的像 素或体素值。
可以有利地在任何常用计算机硬件上实现适于执行本发明的成像过程 的计算机程序，目前其在临床用于控制磁共振扫描器。可以在适当的数据 载体上提供该计算机程序，例如CD-ROM或磁盘。作为替代方案，也可以 由用户从互联网服务器下载它。


附图公开了本发明的优选实施例。然而，应明白仅是为了说明而设计 了附图，而不是作为本发明限制的定义。在附图中
图l显示了根据本发明的MR扫描器；
图2显示了说明本发明方法的图示。
具体实施例方式
在图1中，将根据本发明的MR成像设备1显示为框图。设备l包括: 一组主磁线圈2，用于产生固定且基本均匀的主磁场；和三组梯度线圈3、 4和5，用于以可控制的强度叠加附加磁场，并在选定方向上具有梯度。传 统上，将主磁场方向标记为z方向，与其垂直的两个方向是x和y方向。 由电源11为梯度线圈3、 4和5供电。成像设备1还包括RF发射天线6， 用于向身体7发出射频(RF)脉冲。天线6耦合到调制器9，用于产生并调制 RF脉冲。还提供了接收器，用于接收MR信号，接收器可以与发射天线6 是同一个或者是分离的。如果发射天线6和接收器如图1所示在物理上是 同一天线，那么就布置发送-接收切换器8来将待发射的脉冲与接收的信号分开。接收的MR信号输入到解调器10中。由控制系统12控制发送-接收 开关8、调制器9和用于梯度线圈3、 4和5的电源11。控制系统12控制 输入到天线6的RF信号的相位和幅度。控制系统12常常是具有存储器和 程序控制的微机。解调器10耦合到重构模块14，例如计算机，用于将接收 的信号变换为图像，例如可以在视觉显示单元15上观看所述图像。而且， MR成像设备1包括一组三个匀场线圈16、 17和18。由匀场电流源19分 别经由分离的匀场通道穿过匀场线圈16、 17和18的匀场电流产生辅助磁 场。匀场电流的强度受控制系统12控制，以优化主磁场的均匀性。对于本 发明的实际应用，MR设备1包括用于执行上述方法的程序。
图2以图示说明了本发明的方法。在第一步骤中，借助于常规3D梯度 回波成像序歹U(例如3DEPI)采集3DMR数据集20。随后，通过标准图像重 构技术，将回波信号数据集20变换为(复杂)3DMR图像数据集21。作为下 一个步骤，计算三维梯度图22。为此，分别在所有的三个维度x、 y和z中 对由n个相邻体素构成的子集执行1D傅立叶变换。在图2中，示范性地显 示了在一个空间维度中单一梯度值的确定。1D傅立叶变换23包括-n/2到 n/2-l个傅立叶分量。如由图2所见的，这些傅立叶分量的最大值以与在该 方向的傅立叶变换中起作用的局部磁场梯度成正比的方式发生偏移。从离 散的傅立叶分量23中，借助于最小二乘法逆合过程来以子傅立叶分量分辨 率确定该最大值的位置。该最大值位置为体素的各个子集确定了回波偏移 参数SP^为在其他维度中SPy和SPz的确定重复相同的过程。分别为全部 三个维度确定最大值实现了表示体素的各个子集的(例如由磁化率引入的) 磁场梯度的强度和方向的向量进行合成。为n个体素的全部子集所确定的 这些向量的量值组成了梯度图22。与MR图像数据集21相比，梯度图22 具有降低了 n倍的空间分辨率。通过线性内插以及通过为梯度22指定灰度 值，产生了具有最佳正对比度的图像数据集24。图像数据集24易于借助常 规图像级别和开窗操作而适用于较弱和较高的磁化率梯度。为了将由磁场 梯度引入的正对比度可见化，可以借助于显示单元15来显示数据集24的 单个切片，如图1所示。作为替代方案，可以从梯度图22中导出匀场电流 值，并且可以使由该匀场电流值确定的匀场电流流经匀场线圈16、 17、 18， 以产生辅助磁场，从而优化MR设备1的检査体积内的主磁场的均匀性。
权利要求
1、用于对放置在检查体积中的身体(7)进行磁共振成像的设备，该设备(1)包括用于在所述检查体积中建立基本上均匀的主磁场的模块(2)，用于产生叠加在所述主磁场上的切换的磁场梯度的模块(3、4、5)，用于向所述身体(7)辐射RF脉冲的模块(6)，控制模块(12)，用于控制所述磁场梯度和所述RF脉冲的产生，用于接收并采样磁共振信号的模块(10)，以及重构模块(14)，用于从信号采样中构成MR图像，所述设备(1)被设置为a)通过对所述身体(7)的至少一部分施加由RF脉冲构成的MR成像序列和切换的磁场梯度，来产生一系列MR回波信号(20)，b)采集所述MR回波信号，用于从中重构MR图像数据集(21)，c)通过从所述MR图像数据集的子集中计算回波偏移参数(SPx，SPy，SPz)来计算梯度图(22)，所述回波偏移参数(SPx，SPy，SPz)指示在k空间中由局部磁场梯度引起的回波位置偏移，其中，每一个子集都包括所述MR图像数据集(21)中的多个(n个)空间相邻的像素或体素值。
2、 如权利要求l所述的设备，其中，所述设备进一步被设置为d) 通过为所述回波偏移参数指定灰度值，来将所述梯度图(22)转换为正 对比度图像(24)。
3、 如权利要求1或2所述的设备，其中，所述设备进一步被设置为-在步骤c)中，通过对每一个子集的相邻像素或体素值计算傅立叶变换(23)， 来计算所述梯度图(22)。
4、 如权利要求3所述的设备，其中，所述设备进一步被设置为通过 为每一个子集确定傅立叶分量(23)的最大值的位置，来计算所述回波偏移参 数(SPx,SPy，SPz)。
5、 如权利要求3或4所述的设备，其中，所述设备被设置为在所述 MR图像数据集(21)的每一个空间方向(x,y，z)上，对所述相邻的像素或体素 值计算独立的一维傅立叶变换(23)。
6、 如权利要求5所述的设备，其中，所述设备被设置为通过从所述 不同空间方向(x，y，z)上的所述回波偏移参数(SPx，SPy，SPz)中计算所述局部磁 场梯度的强度和方向，来计算所述梯度图(22)。
7、 如权利要求l-6任意一项所述的设备，其中，所述设备被设置为 以比所述MR图像数据集(21)的空间分辨率低的空间分辨率，计算所述梯度 图(22)。
8、 如权利要求1-7任意一项所述的设备，其中，所述设备进一步被设 置为从包含所述MR图像数据集(21)中的小数量(n)的空间相邻的像素或体 素值的子集中计算回波偏移参数(SPx,SPy，SP》，并且再次从包含较大数量的 空间相邻的像素或体素值的子集中计算所述回波偏移参数(SPx,SPy，SPz)，以 提高精度。
9、 如权利要求l-8任意一项所述的设备，还包括匀场线圈(16、 17、 18)， 用于产生辅助磁场，以补偿所述主磁场的不均匀性，其中，所述设备被设 置为从所述梯度图(22)中导出匀场电流值，并使由所述匀场电流值确定的 匀场电流流经每一个匀场线圈(16、 17、 18)。
10、 用于对放置在MR设备的检查体积中的身体的至少一部分进行MR 成像的方法，该方法包括以下步骤a) 通过对所述身体的至少一部分施加由RF脉冲构成的MR成像序列和 切换的磁场梯度，来产生一系列MR回波信号(20)，b) 采集所述MR回波信号，用于从中重构MR图像数据集(21)，c) 通过从所述MR图像数据集的子集中计算回波偏移参数(SPx,SPy,SPz)来计算梯度图(22)，所述回波偏移参数指示在k空间中由局部磁场梯度引起 的回波位置偏移，其中，每一个子集都包括所述MR图像数据集(21)中的多 个(n个)空间相邻的像素或体素值。
11、 如权利要求10所述的方法，其中，通过为所述回波偏移参数 (SPx，SPy，SP。指定灰度值，来将所述梯度图(22)转换为正对比度图像(24)。
12、 如权利要求10或11所述的方法，其中，通过以下步骤来计算所 述梯度图(22):-在步骤c)中，对每一个子集的所述相邻的像素或体素值计算傅立叶变 换(23)，并且-通过为每一个子集确定傅立叶分量(23)的最大值的位置，来计算所述 回波偏移参数(SPx，SPy,SP》。
13、 如权利要求10-12任意一项所述的方法，其中，以比所述MR图像 数据集(21)的空间分辨率低的空间分辨率，计算所述梯度图(22)。
14、 如权利要求10-13任意一项所述的方法，其中，从所述梯度图(22) 中导出匀场电流值，并使由所述匀场电流值确定的匀场电流流经匀场线圈 (16、 17、 18)，从而产生辅助磁场，以优化在所述检査体积内的主磁场的不 均匀性。
15、 一种用于MR设备的计算机程序，包括用于以下的指令a) 产生MR成像脉冲序列，b) 采集MR回波信号，用于从中重构MR图像数据集(21)，c) 通过从所述MR图像数据集的子集中计算回波偏移参数(SPx，SPy,SP》 来计算梯度图(22)，所述回波偏移参数(SPx,SPy,SPz)指示在k空间中由局部 磁场梯度引起的回波位置偏移，其中，每一个子集都包括所述MR图像数 据集(21)中的多个(n个)空间相邻的像素或体素值。
16、 如权利要求15所述的计算机程序，其中，所述程序进一步包括用于以下的指令通过为所述回波偏移参数(SPx,SPy，SPz)指定灰度值，来将所述梯度图(22)转换为正对比度图像(24)。
17、 如权利要求15或16所述的计算机程序，其中，所述程序进一步 包括用于以下的指令从所述梯度图(22)中导出匀场电流值，该匀场电流值 确定了流经MR设备的匀场线圈(16、 17、 18)的匀场电流。
全文摘要
本发明涉及一种用于身体(7)的磁共振成像的设备。该设备(1)包括用于在所述检查体积中建立基本上均匀的主磁场的模块(2)；用于产生叠加在所述主磁场上的切换的磁场梯度的模块(3、4、5)；用于向所述身体(7)辐射RF脉冲的模块(6)；控制模块(12)，用于控制所述磁场梯度和所述RF脉冲的产生；用于接收并采样磁共振信号的模块(10)；以及重构模块(14)，用于从信号采样中构成MR图像。根据本发明，该设备被设置为a)通过对身体(7)的至少一部分施加由RF脉冲构成的MR成像序列和切换的磁场梯度，来产生一系列MR回波信号(20)；b)采集所述MR回波信号，用于从中重构MR图像数据集(21)；c)通过从所述MR图像数据集的子集中计算回波偏移参数(SP_x，SP_y，SP_z)来计算梯度图(22)，所述回波偏移参数(SP_x，SP_y，SP_z)指示在k空间中由局部磁场梯度引起的回波位置偏移，其中，每一个子集都包括所述MR图像数据集(21)中的多个(n)空间相邻的像素或体素值。
文档编号G01R33/38GK101427146SQ200780013987
公开日2009年5月6日 申请日期2007年4月2日 优先权日2006年4月21日
发明者H·达恩克, T·舍夫特 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司