专利名称：医学磁共振成像回波平面成像测量中的动态失真校正方法
技术领域：
本发明一般地涉及核自旋断层造影(同义语磁共振断层造影MRT),如 其在医学中用于对患者进行检查那样。在此本发明尤其涉及用于减少在相位编 码方向上的畸变或失真的方法，这些畸变或失真是在应用回波平面成像序列 (EPI序列)时出现的并且影响图像质量以及由此在很大程度上影响诊断。
背景技术：
MRT基于核自旋共振的物理现象，并作为成像方法成功地应用于医疗和生 物物理学已有超过15年的历史。在该纟企查方法中，对物体施加强的恒定;兹场。 由此使物体内原本无规则取向的原子的核自旋定向。高频波现在可以将该"有 序，，的核自旋激励成进动运动。该进动在MRT中产生可借助适当的接收线圈 接收的实际测量信号。在此通过采用由梯度线圈产生的不均匀磁场，可以在所 有三个空间方向上对测量对象进行空间编码。
在一种可能的产生MRT图像的方法中，例如首先选择激励z方向上的一 个层。对该层中的位置信息的编码通过借助两个正交的梯度场的组合相位和频 率编码来实现，该两个正交的梯度场在该激励z方向上的层的例子中由上述在 x方向和y方向上的梯度子线圈产生。将成像序列对于相位编码梯度、如Gp的 不同值重复M次，在此在每个序列过程中在存在读出梯度GR的情况下对核共 振信号N次进行数字化并存储。以这种方式获得具有NxM个数据点的数字矩 阵(k空间中的矩阵)。由该数据组可以通过两维傅立叶变换直接再现出所观察 的层的、分辨率为NxM个像素的MR图像。
在所谓的回波平面成像(Echo Planar Imaging, EPI)中，采用多个相位编码 的回波来填充原始数据矩阵。该技术的基本思想在于，在一个(选择的)高频 激励之后在读出梯度(GR)中产生一系列回波，这些回波通过用相位编码梯度 (Gp)的适当调制而与k空间平面中的不同的行相对应。
图1示出回波平面脉冲序列的可能形式。在一个激励脉冲和一个再聚焦脉冲之后，通过正弦形振荡的频率编码梯度在读出方向上和相位编码方向上产生 多个梯度回波。在该图中相位编码通过在振荡的频率编码梯度的过零点的区域 内的小梯度脉冲(尖头信号)来实现，并以这种方式导致如图2所示的位置频
率矩阵(k矩阵)的曲折形的变化。在此应注意替代EPI还可以实现笛卡尔EPI (尖头(blipped) EPI)、非笛卡尔EPI (螺旋EPI)，或例如单射快速自旋回波 (TSE)读出序列。
尽管有很多局限性，EPI序列仍表现出很高的医用潜力(特别是在功能成 像中以及在灌注测量和扩散测量中)，因为由于极短的测量时间(MR图像采集 小于100ms)可以大大降低例如由呼吸或者血液或脑液的脉动而造成的运动伪 影。
如已所述，对此的原因在于在EPI中整个2D MR图像是仅利用一个激励 脉沖采集的。通过曲折形k空间扫描给出具有高读出速度的扫描方向(读出方 向)和具有低读出速度的扫描方向(相位编码方向)。通过由此得出的低带宽首 先在相位编码方向上出现对图像中磁场的空间非均匀性进行镜像的敏感性伪 影。磁场非均匀性主要是通过对象自身或者是通过对象内(体内)空间变化的 敏感性引起的。对此的一个例子是介于空气和颅骨或大脑之间(空气相对于骨/ 水)的、测试对象(Proband)鼻咽腔中的边界面。由此得出的伪影4皮称为"静 态效应"，因为它们基于磁场的静态非均匀性、即没有梯度场的活动或患者运动 而使测量结果畸变。
除了 "静态效应"还有通过对象区域内的时间上的敏感性变化对测量的图 像质量的动态影响。因此例如患者在功能MRI测量中的 一次轻微转动就已经可 能使测量或测量结果发送明显的畸变。同样由于患者的呼吸(通过肺中空气量 的改变)以及患者的脉搏跳动(脑脉动)可以导致局部^兹场变化。这种情况也 导致图像质量的损害。
现有技术中有多种可以校正"静态效应"的方法， 一些在此用于在准备阶 段采集的场图(英语fieldmap,场图)，其它方法则基于参考扫描的采用，但 优化的时间分辨的校正"动态效应"的问题仍未解决。目前人们或者仍假设在 整个MR实验期间使开始的磁场非均匀性保持恒定(但在介入测量时由于持续 的患者呼吸、脉动、有时还会有卧榻的移动或头部本身和/或四肢的运动而使这 是不可能的)或者采用时间集中的基于预扫描的校正方法，但这些方法大大延 长了总测量时间并由此导致患者的额外负担。
发明内容
因此本发明要解决的技术问题是，提出一种在快速MR成像(例如EPI或 BOLD-EPI)中动态校正几何失真的方法，使得在重复的测量中时间分辨率的损 失最小。
本发明的技术问题通过一种在医学磁共振成像回波平面测量中动态校正 失真的方法来解决，该方法的特征在于，以周期/交替的方式就相位信息、相位 编码方向，或回波时间来区别相邻的图像采集(图像拍摄)，并基于该区别分别 计算场图(Feldkarte)和/或位移图(Verschiebungskarte),利用这些场图和/或 位移图来校正至少 一个失真的结果图像。
按照本发明，利用公知的方法，例如基于PLACE方法(对附加坐标编码 的相位标记(Phase Labeling for Additional Coordinate Encoding ); PLACE: Offset in Phasenkodierrichtimg; Qing-San Xiang， Frank Q. Ye: Correction for geometric distortion and N/2 ghosting in EPI by phase labeling for additional coordinate encoding (PLACE). Magnetic Resonance in Medicine, 57(4): 731-741， 2007 )。
其它可能的方法例如是梯度反转方法(Gradient-Reversal-Verfahren )，其基 于相位编码方向(正/负)的交替或基于相位编码方向和读出方向的更迭 (Gradient Reversal: Umdrehen der Phasenkodierrichtimg; Hsuan Chang， J. Michael Fitzpatrick: A technique for accurate magnetic resonance imaging in the presence of eld inhomogeneities. IEEE Trans. Med. Imaging, 11(3): 319-329， 1992 )，或者基于 场图的回波时间变化方法(基于回波时间的移动；Peter Jezzard, Robert S. Balaban: Correction for Geometric Distortion in Echo Planar Images from B0 Field Variations, Magnetic Resonance in Medicine, 34:65-73， 1995 )。
优选对位移图的计算和/或所述校正在图像处理计算机上实时且并行地进行。
此外，在PLACE中，优选将偏移选择为对称于k空间的中心来改变。
此外优选，为了例如使波动或时间上的伪影最小化，利用统计方法对时间 上的位移图进行滤波或更改。
在本发明同样优选的实施方式中，对位移图进行组合或求平均，其中，所 述平均例如是全局平均或矩形波(Boxcar)平均。
此外优选的是，仅在相对于在前的校正是显著的时候才进行新的校正。本发明还涉及用于实施本发明方法的设备。
同样本发明还涉及一种计算机软件产品，当其在与核自旋断层造影设备连 接的计算装置上运行时，可以实现本发明的方法。
以下结合附图借助实施例对本发明的其它优点、特征和特性进行详细描
述。其中示出
图1示意性示出EPI序列的序列图2示意性示出在根据图1的EPI序列下真实的k矩阵曲折形扫描； 图3示出根据图1的EPI测量的理想曲折形k空间扫描； 图4示出在PLACE方法的情况下两个具有在相位编码方向上-1尖头相差 的、前后接续的EPI测量的k空间轨道；
图5示出采集的图像、位移图以及校正的图像的可能的对应模式；
图6A-6D示出按照本发明的利用MR模型的动态失真校正的EPI结果图像。
具体实施例方式
EPI成像的特征在于在数据记录时的交替的读出梯度脉冲序列(图l),利 用该脉冲序列来顺序地曲折形地记录k空间矩阵的所有行(图2和图3中被理 想化)。如在本文开始所述的，患者体内(呼吸、四肢运动、脉动、脑脉动等)
观察到(图6A )。
本发明在于，给出在相位编码方向上时间分辨率损失最小化的失真校正， 其远远优于时间集中的基于预扫描的方法。
在功能EPI测量中通常采集200-300幅图像。现在在采用PLACE方法的情 况下将该思想以在相位编码方向上的偏移应用到每次重复(图像测量的每个k 空间扫描)。在此两个相邻即直接接续的重复间的偏移至少为错开+1或-1个尖 头(blip)。图4中例如示出两个k空间轨迹，它们通过在相位编码方向上的-1 个尖头的错开来区分。
因此图4示出具有0、 -1序列的EPI序列的一段。也可以实现其它的交替 序列，如具有-1、 1、 -1、 1、 -l...或-l、 0、 1、 -1、 0、 1…或0、 2、 O...序列的序列。
现在，由现有技术的方法已公知，从相位编码方向上的两个相邻但偏移的 k空间轨迹可以导出关于患者体内磁场非均匀性的信息。由这些所获得的信息 又可以计算出所谓的场图(英语field map )或所谓的位移图(英语diaplacement map)。场图以Hz表示磁场畸变或磁场偏移，而位移图则包含由于该磁场畸变 或磁场非均匀性而在相位编码方向上畸变或移动的像素的最初的位置(或相对 于该最初位置的偏移)。
一种非常新的产生位移图的方法是所谓的PLACE方法(对附加坐标编码 的相位标记)。利用该方法，为了静态校正方法的测试目的，由两个介入前的 EPI图像的错开的k空间轨迹的相位信息计算出相位编码方向上的像素失真(像 素畸变/像素移动)。通过对两幅图像使用计算出的位移图，可以使每个像素又 移动到其最初的位置并示出算法的品质。
作为其它方法例如实现了梯度反转方法。该方法在两个输入图像之间变换 相位编码方向，这导致压缩或伸展(Stauchung bzw. Streckung ),由此产生出位移图。
根据现有技术产生位移图的其它方法基于相位编码方向和读出方向的更 迭。根据现有技术的产生场图的方法基于回波时间的变化。
因此，在本发明方法的一个实施例中这样使用PLACE方法在具有数百 图像的EPI测量中，由每个相邻的k空间侧移动的图像对计算出位移图，并将 该位移图应用到该图像对的一个(畸变/失真的)图像上，从而对该图像去畸变， 即进行4交正。
为了更好地理解借助图5的简单例子进行描述。所示出的是有5幅失真图 像VB1、 VB2、 VB3、 VB4、 VB5的序列，这些图像是在EPI测量中通过k空 间侧交替的序列在相位编码方向上彼此位移地采集的。图5中未示出移动的度 量。可能的例如是-1、 1、 -1、 1、 -1、 l...或-l、 0、 1、 -1、 0、 1、 -1、 0、 1…或 0、 -1、 0、 -1序列，等等。在根据图5的EPI测量中以五次重复可以计算出4 个位移图Dl、 D2、 D3、 D4。
在该例中，该计算优选利用PLACE算法进行
由失真图像VB1和失真图像VB2借助PLACE来计算位移图Dl,由VB2 和VB3来计算位移图D2,等等，直到产生了位移图D4。
计算出的位移图又可以立即用于对失真图像VB1-VB5进行失真校正，在此由于组合分析而须将位移图Dl至D4之一应用到两个相邻的失真图像上(图 5中的示例并不将D1的普遍性局限在应用于KB1和KB2上)。通过这种方式 又得到5幅但是无失真的校正后的图像KB1至KB5。图中的箭头标示出计算路 径。
在图6A-6D中示出在模型上的各个方法步骤的结果图像。图6A示出明显 畸变的输出图像VB1。图6B示出计算位移图所需的相位图像。由两个相邻的 相位图像基于PLACE算法来计算位移图Dl (图6C)，将其应用到VB1,得到 明显没有失真的校正图像KB1 (图6D)。
综上所述，本发明涉及一种新型的动态校正方法。该方法以将已有的公知 静态失真校正方法(如PLACE算法)和特殊匹配的EPI序列相组合的方式， 对在相位编码方向上k空间的移动从采集到采集(以固定的周期性)进行改变， 并使得能够产生当前的位移图。
在图5的对应模式中，分别从两个前后接续的失真的采集的EPI图像(如 VB2、 VB3)中采集一个位移图(D2)。位移图D2又用于校正由其产生该位移 图的失真图像VB3。
因此要在采集其它EPI图像时重新对校正进行计算或不断进行更新并实时 动态地应用。
与此相反，目前在现有技术中的静态校正方法仅产生一个位移图(通过两 次预扫描或两次参考扫描)，然后将该位移图不变地应用于整个测量的全部失真 的EPI图像。以这种方式尽管可以考虑静态磁场非均匀性但不能考虑患者体内 的》兹场变化或动态敏感性。
代之以实时动态方法，还可以将校正离线地作为后处理动态地在图像计算 机上或图像处理计算机上实施。但这有可能使得须对结果(校正后的图像的输 出和显示)等待较长的时间。
可以有不同的对动态位移图的組合模式。因此不必一定要单独应用位移 图；还可以有利地将多个位移图综合在一起，例如分为组(矩形波平均 (Boxcar德tel))或作为整体(全局平均)。
尽管多个位移图的平均导致时间分辨率的损失，但其优点是可以避免在时 间上的强烈跳动。强烈跳动(强畸变差别)例如出现在患者的突然转动，因此 包含在这样的运动时的时间窗的位移图可能无法使用。
为了保证动态校正方法的一定程度即所需程度的稳固性，优选采用判断相 对于在前校正的校正显著性的质量标准。已经提到在相位编码方向上改变时序列对称的优点。在其中对靠外的k空 间点进行对称于中心的改变的序列顺序(例如-l、 +1、 -1、十l...)的优点是，仅边 缘地改变了图像中的量级(即强度)信息(这样校正后的图像就具有基本上相
同的强度分布)。与此相对的例子是非对称系列0、 2、 0，...或O、 -1、 0、 -l...， 它们可以导致不期望的强强度差别的相邻图像(在两个相邻图像之一中的清晰 边沿上的轻微干扰)。
最后要提到配置磁共振断层造影设备以实施本发明的方法所需克服的困难。
主要的困难首先在于，要开发稳定的PLACE模块并将其在程序技术上稳 固地绑定到ICE程序中。ICE (作为特定于制造商的后处理环境的"图像计算 环境'，)是定义接口的软件环境，用于从图像产生到图像显示的过程。
在此示出，(PLACE算法的)PLACE模块对图像噪声有强烈的反应，并且 还对实际图像区域外的噪声以不期望的方式进行反应。对这些在图像区域内部 以及尤其是在图像区域外部的噪声必须加以识别并计算出来。
为了能够尽可能快地实时进行校正计算，须这样构建和实现PLACE算法， 使得全部、特别是相邻的EPI序列或它们的轨迹不具有任何相关性，由此使得 全部所需的图像处理步骤都能够有效地并行化。这使得计算时间非常短，因为 通过并行化使MRT图像计算机的每个CPU的每个处理器或每个核都能满载并 由此使MRT设备的计算能力得到最佳利用。
另 一个开销最高的步骤曾是访问序列控制器的软件，通过该软件这样改变 标准EPI序列，使其提供(对称的)更改的移动的图像。
总之，为了按照现有技术来在程序技术上配置MRT设备使其能够在EPI 测量中实施按照本发明的动态失真校正方法，整体上需要很多技术上和时间上 开销很大的开发工作。
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权利要求
1. 一种在医学磁共振成像回波平面测量中动态校正失真的方法，其特征在于，以周期/交替的方式就相位信息、相位编码方向，或回波时间来区别相邻的图像采集，并基于该区别分别计算场图和/或位移图(D1-D4)，利用这些场图和/或位移图(D1-D4)来校正至少一个失真的结果图像(VB1-VB5)。
2. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，基于PLACE方法、梯度反 转方法、回波时间变化方法或其它根据现有技术公知的方法来计算所述场图和/ 或位移图(Dl-D4)。
3. 根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，对位移图(Dl-D4)的 计算和/或所述;^交正在图像处理计算机上实时且并行地进行。
4. 根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，在采用PLACE 方法时，对称于k空间的中心来改变偏移。
5. 根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，为使波动和/ 或时间上的伪影最小化，利用统计方法对时间上的位移图和/或场图进行滤波或 更改。
6. 根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，对位移图 (Dl-D4)进行组合或求平均。
7. 根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述平均是全局平均或矩形 波平均。
8. 根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，仅在相对于在 前的校正是显著的时候才进行新的校正。
9. 一种用于实施根据权利要求1至8中任一项所述的方法的设备。
10. —种计算机软件产品，其特征在于，当其在连接于核自旋断层造影设 备的计算装置上运行时，实现根据权利要求1至8中任一项所述的方法。
全文摘要
本发明一般地涉及核自旋断层造影(同义语磁共振断层造影，MRT)，如其在医学中用于对患者进行检查那样。在此本发明尤其涉及一种在医学磁共振成像回波平面测量中动态校正失真的方法，其特征在于，以周期/交替的方式就相位信息、相位编码方向，或回波时间来区别相邻的图像采集，并基于该区别分别计算场图和/或位移图(D1-D4)，利用这些场图和/或位移图(D1-D4)来校正至少一个失真的结果图像(VB1-VB5)。
文档编号G01R33/565GK101498774SQ20091000337
公开日2009年8月5日 申请日期2009年1月22日 优先权日2008年1月31日
发明者约瑟夫·普福弗, 马库斯·沃格勒 申请人:西门子公司