共振成像装置及其弥散加权图像获得方法

共振成像装置及其弥散加权图像获得方法
【专利摘要】本发明公开了磁共振成像装置及其弥散加权图像获得方法。该方法通过径向采样形成径向k空间并从该径向k空间获得弥散加权图像，所述弥散加权图像获得包括：接收从患者生成的回波信号，并且通过采样接收到的回波信号来形成具有多条采样线的k空间，其中在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向在两个相邻的取样线处彼此交叉。
【专利说明】共振成像装置及其弥散加权图像获得方法
【技术领域】
[0001]本发明涉及磁共振成像，具体地，涉及一种用于通过使用磁共振图像诊断多种疾病的磁共振成像装置，及其弥散加权图像获得方法。
【背景技术】
[0002]通常，医学成像装置是被配置为通过获得病人的信息来提供图像的装置。医学成像装置可以包括X光机、超声波诊断装置、计算机断层扫描装置、以及磁共振成像(MRI)装置。
[0003]在以上医学成像装置当中，磁共振成像装置具有相对灵活的图像拍摄条件，并且提供具有诊断信息和软组织的高对比度的各种图像，由此在使用医学图像的诊断领域占据重要地位。
[0004]磁共振成像(MRI)是指通过使用对人体无害的磁场以及作为特定电离辐射的射频(RF)信号、基于原子核的特性在身体的氢原子核(或不限于氢的其他原子核)处生成磁共振现象而获得身体组织的密度和物理化学特性的图像。
[0005]更详细地，磁共振成像装置是被配置为在原子核被施加了恒磁场的状态下向原子核提供恒定频率和能量之后通过将从原子核发出的能量转换成为信号来诊断人体的内部的图像诊断装置。
[0006]因为包括在原子核中的质子提供有自旋角动量和磁偶极子，所以当被施加了磁场时，质子沿磁场的方向排列，并且原子核围绕磁场的方向执行旋进。通过使用旋进，可以通过核磁共振现象获得人体的图像。
`[0007]同时，在磁共振成像领域，弥散加权图像用于现有技术中以便使用图像对比度获得组织的各种形状，并且弥散加权图像是指具有根据通过在若干方向上施加弥散梯度磁场而在人体的组织内部生成的分子的弥散的程度和方向加权的对比度的差的图像。
[0008]在现有技术中，随着对弥散加权图像的需要已经增加，需要开发能够降低获得图像需要的时间同时最小化运动伪影的技术。

【发明内容】

[0009]因此，本发明的一方面提供一种磁共振成像装置，被配置为通过径向采样形成径向k空间以从该径向k空间获得弥散加权图像，及其弥散加权图像获得方法。
[0010]本发明的附加方面和/或优点将在下面的描述中被部分地阐明，以及从该描述中将部分地明显，或者可以通过实践本本发明而学习到。
[0011]根据本发明的一个方面，如下执行通过向患者施加弥散梯度磁场来获得磁共振成像装置的弥散加权图像的方法。可以接收从患者生成的回波信号。可以通过采样接收到的回波信号来形成具有多条采样线的k空间。在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场可以具有互相不同的方向。
[0012]通过采样接收到的回波信号形成具有所述多条采样线的k空间可以包括通过径向采样接收到的回波信号来形成具有多个径向采样线的径向k空间。
[0013]在形成组成k空间的采样线的时候以互相不同的方向施加弥散梯度磁场可以包括允许在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此交叉。
[0014]在形成组成k空间的采样线的时候以彼此不同的方向施加弥散梯度磁场可以包括允许在形成采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此正交。
[0015]可以施加在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场以在偶数采样线和奇数采样线处具有约90度的角度差。
[0016]在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度可以是约零度，而在形成奇数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度可以是约90度。
[0017]在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场可以以这样的方式施加:在奇数采样线处的弥散梯度磁场的角度比紧接的前一偶数采样线处的弥散梯度磁场的角度大大约90度。
[0018]在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度可以与在形成前一偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度相比增加。
[0019]可以通过进一步执行以下步骤获得所述方法。当k空间被形成时可以通过使用滤波反向投影(FBP)方法从k空间的数据重构弥散加权图像。
[0020]根据本发明的另一方面，一种磁共振成像装置包括静磁场线圈单元、梯度线圈单元、RF线圈接收单元、图像 处理单元以及控制单元。所述静磁场线圈单元可以被配置为向患者施加静磁场。所述梯度线圈单元可以在静磁场中形成弥散梯度磁场。所述RF线圈接收单元可以被配置为向患者施加RF脉冲，并且接收从患者生成的回波信号。所述图像处理单元可以通过采样从RF线圈接收单元接收到的患者的回波信号来形成具有多条采样线的k空间。所述控制单元可以被配置为控制梯度线圈单元以使得在形成组成k空间的每个采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向彼此不同。
[0021]所述图像处理单元可以通过径向采样从RF线圈单元接收到的患者的回波信号来形成具有多个径向采样线的径向k空间。
[0022]所述控制单元可以控制梯度线圈单元，以使得在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此交叉。
[0023]所述控制单元可以控制梯度线圈单元，以使得在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此正交。
[0024]所述控制单元可以控制梯度线圈单元，以使得在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场在偶数采样线和奇数采样线处具有约90度的角度差。
[0025]所述控制单元可以控制梯度线圈单元，以使得在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度大约是零度，并且在形成奇数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度大约是90度。
[0026]所述控制单元可以控制梯度线圈单元，以使得在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场当中的、在形成奇数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度与紧接的前一偶数采样线上的弥散梯度磁场的角度相比增加约90度。
[0027]所述控制单元可以控制梯度线圈单元，以使得在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度与在形成紧接的前一偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度相比增加。
[0028]当k空间被形成时，所述图像处理单元通过使用滤波反向投影(FBP)方法从k空间中的数据重构弥散加权图像。
[0029]根据本发明的另一方面，如下执行通过向患者施加弥散梯度磁场来获得磁共振成像装置的弥散加权图像的方法。可以接收从患者生成的回波信号。可以通过采样接收到的回波信号来形成具有多条采样线的k空间。在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度可以在每个采样线处彼此不同。
[0030]在形成组成径向k空间的每个采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度可以与每个采样线的角度相同。
[0031]根据本发明的另一方面，一种磁共振成像装置包括静磁场线圈单元、梯度线圈单元、RF线圈单元、图像处理单元以及控制单元。所述静磁场线圈单元可以被配置为向患者施加静磁场。所述梯度线圈单元可以在静磁场中形成弥散梯度磁场。所述RF线圈单元可以被配置为向患者施加RF脉冲，并且接收从患者生成的回波信号。所述图像处理单元可以被配置为通过采样从RF线圈单元接收到的患者的回波信号来形成具有多条采样线的k空间。所述控制单元可以被配置为控制梯度线圈单元以使得在形成组成k空间的每个采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度在每个采样线处彼此不同。
[0032]所述控制单元可以控制梯度线圈单元，以使得在形成组成k空间的每个采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度与每个采样线的角度相同。
[0033]根据符合本发明的一个方面的磁共振成像装置和弥散加权成像获得方法，可以降低获得图像的时间，并且可以准确地测量弥散的角度。
[0034]此外，可以以更快速和精确的方式计算表面弥散系数(ADC)图。`【专利附图】

【附图说明】
[0035]通过下面结合附图对本发明的示范性实施例的描述，本发明的这些和/或其它方面将变得明显且更易理解，其中:
图1是根据本发明一个示范性实施例的磁共振成像装置的框图。
图2是示出根据本发明示范性实施例的磁共振成像装置的外部透视图。
图3是示出患者置于其中的具有X轴、Y轴和Z轴的空间的图。
图4是示出根据本发明示范性实施例的梯度线圈单元的图。
图5是示出梯度磁场强度和与梯度线圈的操作相关的脉冲序列的图形的图。
图6是示出根据本发明示范性实施例的、被配置为获得弥散加权图像的脉冲序列
图7A至图7B是示出根据本发明示范性实施例的径向k空间与直角坐标k空间的
[0036]
[0037]
[0038]
[0039]
[0040]
[0041]的图。
[0042]
比较的图。
[0043]图8是示出通过回波信号的频率编码处理的显著效果的图，其中k空间的中央部分的数据运用在图像的对比度上。
[0044]图9是示出通过回波信号的相位编码处理的显著效果的图，其中k空间的中央部分的数据运用在图像的对比度上。[0045]图10到图12是示出根据本发明示范性实施例的、弥散梯度磁场的角度根据组成径向k空间的多条采样线改变的图形。
[0046]图13到图14是示出根据本发明示范性实施例的、弥散加权图像获得方法的流程图。
【具体实施方式】
[0047]现在将详细参考本发明的示范性实施例，附图中示出了其示例，其中相似的参考数字通篇指代相似的元件。在下面的描述中，可以省略公知的相关功能和构造的详细说明以避免不必要地模糊本发明的主题。然而，本发明可以被具体实施为许多不同的形式，并且不应当被理解为限于这里阐述的实施例。此外，取决于用户或操作者的意图和实践，参照本发明的功能定义的此处描述的术语可以不同地实现。因此，术语应当基于贯穿该说明书的公开来理解。可以在不脱离本发明的范围的情况下，在变化的和许多示范性实施例中采用本发明的原理和特征。[0048]此外，虽然附图表示本发明的示范性实施例，但是附图不必成比例并且某些特征可以被夸大或省略以便更清楚地示出和说明本发明。
[0049]图1是根据本发明一个示范性实施例的磁共振成像装置100的框图。
[0050]参照图1，根据本发明示范性实施例的磁共振成像装置100包括用于形成磁场并生成原子核的共振现象的磁体组件150、用于控制磁体组件150的操作的控制单元120、以及用于通过接收从原子核生成的回波信号来生成磁共振图像的图像处理单元160。
[0051]磁体组件150包括用于在磁体组件150内部形成静磁场的静磁场线圈单兀151、用于在静磁场中形成梯度磁场的梯度线圈单元152、以及用于通过施加射频(RF)脉冲来激励原子核并从原子核接收回波信号的RF线圈单元153。
[0052]控制单元120包括用于控制静磁场线圈单元151生成的静磁场的强度和方向的静磁场控制单元121、以及用于生成并输出脉冲序列并用于根据脉冲序列来控制梯度线圈单元152和RF线圈单元153的脉冲序列控制单元122。
[0053]此外，根据本发明示范性实施例的磁共振成像装置100包括用于向梯度线圈单元152施加梯度信号的梯度施加单元130、以及用于向RF线圈单元153施加RF信号的RF施加单元140，以使得在静磁场中形成的梯度磁场与施加于原子核的RF信号随着脉冲序列控制单元122控制梯度施加单元130和RF施加单元140而调整。
[0054]此外，根据本发明示范性实施例的磁共振成像装置100提供有用户操作单元110用于从用户接收关于磁共振成像装置100的全部操作的控制命令，具体地，通过从用户接收关于扫描序列的命令来执行患者200的MRI扫描，因此可以生成脉冲序列。
[0055]用户操作单元110可以包括操纵控制台111，向管理员、用户、技师或诊断医生提供用于操纵和控制磁共振成像装置100 ;以及显示器112，被配置为显示从图像处理单元160生成的图像以使得用户可以使用图1的磁共振成像装置100来诊断图2中示出的患者200的健康状况。
[0056]图2是示出根据本发明示范性实施例的磁共振成像装置100的外部透视图，图3是图1至图2中示出的磁共振成像装置100中的、患者200置于其中的空间的图，其具有X轴、Y轴和Z轴，图4是示出根据本发明示范性实施例的梯度线圈单元的图，并且图5是示出来自梯度线圈单元152的梯度线圈的梯度磁场强度以及与梯度线圈的操作相关的脉冲序列的图形。
[0057]将连同图1以及图2更详细地描述根据本发明示范性实施例的磁共振成像装置100的操作。
[0058]磁体组件150提供有具有空内部空间的圆柱形状，并且该内部空间被称为腔单元或口径(bore)。诸如活动工作台的传送单元210被配置为将躺在传送单元210上的患者200移动到腔单元中，以使得可以获得磁共振信号。
[0059]磁体组件150包括静磁场线圈单元151、梯度线圈单元152和RF线圈单元153。
[0060]静磁场线圈单元151可以被提供以具有腔单元的形状，其中静磁场线圈单元151由线圈缠绕，并且当电流施加于静磁场线圈单元151时，在磁体组件150内部，即，在腔单元中形成静磁场。
[0061]静磁场的方向通常平行于磁体组件150的腔单元或口径的纵向轴。
[0062]当在腔单元中形成静磁场时，患者200的原子的原子核，具体地，氢原子的原子核沿静磁场方向排列，并且围绕静磁场的方向执行旋进。可以通过可以由下面的等式(I)表示的被称为拉莫尔旋进(Larmor)频率的旋进频率表示原子核的旋进的速度:
[0063]ω = gammaΒ0(I)
[0064]此处，ω是拉莫尔旋进频率，Y是比例常数，并且Btl是外部磁场的强度。比例常数Y根据原子核的类型变化，外部磁场的强度的单位是Tesla (泰斯拉，Τ)或Gauss (高斯，G)，并且旋进频率的单位是赫兹(Hz)。
[0065]例如，氢质子在IT的磁场内部被提供有约42.58兆赫的旋进频率，并且因为组成人体的全部原子当中具有最大的比例的原子是氢，所以在MRI中，主要通过使用氢质子的旋进获得磁共振信号。
[0066]梯度线圈单元152通过在腔单元中形成的静磁场中生成梯度磁场来形成梯度磁场。
[0067]如图3中示出的，平行于患者200的头和脚的纵向轴，即，与静磁场平行的轴可以设置为Z轴，平行于患者200的左/右方向的轴可以设置为X轴，而平行于躺卧的患者200的垂直方向和/或腔单元或口径中的空间的垂直方向的轴可以设置为Y轴。
[0068]为了获得三维空间信息，需要X轴、Y轴和Z轴中的每一个的梯度磁场，因此梯度线圈单元152包括三对梯度线圈。
[0069]如图4和图5中所示，Z轴梯度线圈154通常由一对环状线圈组成，并且Y轴梯度线圈155分别地位于躺卧的患者200的顶部和躺卧患者200的底部。X轴梯度线圈156分别地位于患者200的左方和患者200的右方。
[0070]当具有不同极性的直流电(DC)在两个Z轴梯度线圈154中分别地朝向相反方向流动时，在Z轴方向发生磁场变化，因此形成梯度磁场。在图5中，当Z轴梯度线圈154被使用时，通过脉冲序列示出Z轴梯度磁场的形成。
[0071]因为在Z轴方向中形成的梯度磁场更大，所以具有薄厚度的层可以被选择，因此Z轴梯度线圈154用于层的选择。[0072]当通过由Z轴梯度线圈154形成的梯度磁场选择了层时，组成该层的原子核的全部自旋提供有相同频率和相同相位，因此每个自旋可以不彼此区分。[0073]此时，当通过Y轴梯度线圈155沿Y轴方向形成了梯度磁场时，该梯度磁场生成相移以使得层的线可以提供有彼此不同的相位。
[0074]即，当Y轴梯度磁场形成时，施加有较大梯度磁场的自旋被改变为具有较高频率的相位，并且施加有较小梯度磁场的自旋被改变为具有较低频率的相位。当Y轴梯度磁场被去掉或不生成时，在选择的层的每个线生成相移以使得每个线提供有彼此不同的相位，并且通过这种相位偏移，可以区分每个线。因此，由Y轴梯度线圈155形成的梯度磁场用于相位编码。在图5中，当使用Y轴梯度线圈155时，通过脉冲序列示出Y轴梯度磁场的形成。
[0075]通过由Z轴梯度线圈154形成的梯度磁场选择层，并且通过由Y轴梯度线圈155形成的梯度磁场基于彼此不同的相位区分组成选择的层的线。然而，组成选择的层的线的每个自旋提供有相同频率和相同相位，因此可能无法区分每个自旋。
[0076]此时，当通过X轴梯度线圈156沿X轴方向形成了梯度磁场时,梯度磁场使组成每个线的原子核的自旋能提供有彼此不同的频率，以使得每个自旋可以彼此不同。因此，由X轴梯度线圈156形成的梯度磁场用于频率编码。
[0077]如上所述，通过Z轴、Y轴和X轴形成的梯度磁场通过层的选择、相位的编码以及频率的编码分别地执行每个自旋的空间位置的空间编码。
[0078]梯度线圈单元152连接到梯度施加单元130，并且梯度施加单元130被配置为根据从脉冲序列控制单元122发送的控制信号向梯度线圈单元152施加驱动信号以生成梯度磁场。梯度施加单元130可以提供有与组成梯度线圈单元152的三个梯度线圈154、155、和156相对应的三个驱动电路，以分别地驱动每个各自的梯度线圈154、155、156。如上所述，通过外部磁场排列的原子核以拉莫尔旋进频率执行旋进，而且多个原子核的磁化的矢量和可以表示为单一净磁化M。
[0079]净磁化M的Z轴的分量难以测量，并因此仅可以检测到磁化Mxy。因此，为了获得磁共振信号，需要通过原子核的激励在XY平面中呈现净磁化M。为了激励原子核，需要将以原子核的拉莫尔旋进频率调谐的RF脉冲施加于静磁场。
[0080]RF线圈单元153包括发送线圈和接收线圈，发送线圈用于发送RF脉冲，接收线圈用于接收由激励的原子核发出的电磁波，即，磁共振信号。
[0081]RF线圈单元153连接到RF施加单元140,并且RF施加单元140根据从脉冲序列控制单元122发送的控制信号向RF线圈单元153施加驱动信号以发出RF脉冲。
[0082]RF施加单元140可以包括被配置为将射频输出信号调制成为脉冲型信号的调制电路，以及被配置为放大该脉冲型信号的RF功率放大器。
[0083]此外，RF线圈单元153连接到图像处理单元160，并且图像处理单元160包括用于接收关于从原子核生成的磁共振信号的数据的数据收集单元161、以及用于通过处理从数据收集单元161接收到的数据来生成磁共振图像的数据处理单元163。
[0084]数据收集单元161包括:前置放大器，被配置为放大由RF线圈单元153的接收线圈接收到的磁共振信号；相位检测单元，用于通过接收来自前置放大器的磁共振信号来检测相位；以及A/D转换器，用于将通过相位检测获得的模拟信号转换成为数字信号。数据收集单元161发送转换为数字信号的磁共振信号以存储在数据存储单元162中。
[0085]在数据存储单元162中，形成组成二维傅里叶空间的数据空间，并且在通过MRI扫描完成全部数据之后、当完成全部数据的存储时，数据处理单元163通过反二维傅里叶变换转换二维傅里叶空间中的数据，并且重组关于患者200的图像。重组的图像可以显示在显示器112上，可以存储在数据存储单元163或其他存储器或存储设备中，和/或可以外部地发送到其他设备，可能是远程的存储设备，和/或在磁共振成像装置100以外的显示设备；，例如通过通信接口和/或网络接口。
[0086]因为本发明的方法主要用于从原子核获得磁共振信号，所以包括了自旋回波脉冲序列。当RF脉冲施加在RF线圈单元153时，在施加了 RF脉冲的第一施加之后，如果在具有合适时间间隔At (例如，预定时间At)的时候RF脉冲再一次施加，则在过去时间间隔At之后，强横向磁化发生在原子核中，并且从其可以获得磁共振信号。以上被称为自旋回波脉冲序列，并且在第一 RF脉冲施加之后磁共振信号发生的时间被称为时间回波(TE)。如此处使用的另一参数TR是重复时间，其是施加于相同层的连续的脉冲序列之间的时间量。
[0087]质子被翻转的程度可以由自质子在翻转之前位于的轴移动的角度表示，并且由翻转的程度表示，因此质子翻转的程度可以表示为90° RF脉冲或180° RF脉冲。
[0088]在以下将要描述的本发明的示范性实施例中，将使用自旋回波脉冲序列。此外，第一 RF脉冲将设置为90° RF脉冲而第二 RF脉冲将设置为180° RF脉冲，同时，为了方便起见，此处第一 RF脉冲可以称作第一脉冲而此处第二 RF脉冲可以称作第二脉冲。
[0089]图6是示出根据本发明示范性实施例的、被配置为获得弥散加权图像的脉冲序列的图，图7A至图7B是示出根据本发明示范性实施例的径向k空间与直角坐标k空间的比较的图，图8是示出通过回波信号的频率编码处理的显著效果的图，其中k空间的中央部分的数据运用在图像的对比度上，并且图9是示出通过回波信号的相位编码处理的显著效果的图，其中k空间的中央部分的数据运用在图像的对比度上。
[0090]弥散加权图像被称为根据通过施加来自梯度线圈单元152的弥散梯度磁场在诸如人体的患者200的组织内部生成的分子的弥散的程度和方向加权的对比度的差的图像。梯度线圈单元152生成定向为具有纵向(例如，从磁场的北极到南极)的弥散梯度磁场。因此，弥散梯度磁场的纵向可以定向于相对平`行于腔单元或口径的纵向轴的预定轴或基准方向(诸如图2中所示的Z轴)的角度。因此，如此处参照k空间中的磁场和线使用的术语“角度”指示参照预定参考轴或方向测量的角度。
[0091 ] 在单一体元(voxel),即，体积像素或体积元素中，存在大量自旋，并且在物质容易弥散的情况下，当通过使180° RF脉冲施加在自旋回波脉冲序列将自旋的相位再次聚焦时，自旋的相位不完全地聚焦，即，自旋的相位分散，因此发生信号的降低。
[0092]相反地，在物质不容易弥散的情况下，自旋的相位聚焦，并且因此，与物质容易弥散相比，几乎同样多地不发生信号的降低。
[0093]如图6中示出的，在180° RF脉冲施加在自旋回波脉冲序列前后，当具有相同大小和不同方向的一对梯度磁场，即，具有与每个轴关联的由Gx、Gy和Gz指示的梯度场的分量的弥散梯度磁场Gdiff施加在自旋回波脉冲序列上时，在物质容易弥散情况下，由弥散梯度磁场分散的自旋的相位的程度变得更大，因此信号的降低也变成更大。在物质不容易弥散的情况下，自旋的相位在弥散梯度磁场中不改变，并且因此，几乎同样多地不发生信号的降低。
[0094]即，当施加了弥散梯度磁场时，容易弥散的物质和不容易弥散的物质之间的信号降低的程度增加，并且因此利用容易弥散的物质和不容易弥散的物质之间的加权对比度获得图像。
[0095]根据弥散的程度降低的磁共振信号可以由等式(2)定义:
[0096]SI=SIfexp (_b*ADC).(2)
[0097]此处，31(|表示当不施加弥散梯度磁场时信号的强度，而SI表示当施加弥散梯度磁场时信号的强度。参数b被称为b值。b值可以是与施加的弥散梯度磁场的量相关的常数，和/或b值可以是可调参数。
[0098]在等式(2)中的表面弥散系数(ADC)是用于量化实际弥散的程度的值。当b值增加时，施加更大量的弥散梯度磁场，因此即使细微的弥散也还可以检测到。
[0099]为了检测细微的自旋的弥散，必须增加弥散梯度磁场的量。因为施加的弥散梯度磁场的量与施加的弥散梯度磁场的时间和大小成比例，所以为了施加大量的弥散梯度磁场，必须增加梯度磁场的大小，或必须增加施加梯度磁场的时间。
[0100]通常，梯度磁场的大小的增加受磁共振成像装置100的具体硬件和组件限制并且受磁场中的涡流约束的限制，并且因此调整施加梯度磁场的时间。
[0101]然而，如果施加梯度磁场的时间增加，则TE增加，并且因为TE增加，所以TR也增加，因此用于获得图像的时间增加。
[0102]此外，当施加了梯度磁场弥散时，磁共振成像装置变得即使对患者200或患者200的局部的小移动(例如诸如心脏的器官的典型的运动)也敏感，并且因此运动伪影可能发生在患者200的MRI图像中。
[0103]为了降低任何运 动伪影的存在，并且为了降低用于获得图像的时间，本发明的磁共振成像装置100通过径向轨迹采样形成径向k空间来获得弥散加权的图像。
[0104]在图7B中，与图7A中示出的直角坐标k空间相比示出根据本发明示范性实施例的径向k空间。
[0105]在从RF线圈单元153接收患者200的回波信号之后，图像处理单元160在患者200的回波信号上执行径向轨迹采样，并且如图7B中所示，形成具有多个径向采样线的径向k空间。在本发明的示范性实施例中，作为一个示例，径向k空间被描述为通过径向轨迹采样形成，但是可替换地，可以通过螺旋采样形成k空间。
[0106]通常，位于k空间的中央部分中的数据被配置为确定图像的对比度和信号的强度。
[0107]即，如图8中所示，在数据位于k空间的中央部分中的情况下，不同于周围部分，自旋的相位在同相的同时在频率编码处理中聚焦，并且如图9中所示，在相位编码处理中不发生相移或相移的度很小。在图8中，对于频率编码，在沿时间轴的回波信号的中心或中点处，最大同相状态发生，而相位重聚(re-phasing)状态在回波信号的中心之前发生,并且重移相(re-dephasing)状态在回波信号的中心之后发生。在图9中，在相位编码期间，通过标识TR#_2、TR#_3、TR#_4、TR#_5等等指示各种TR值。当TR编号小时，获得的回波信号位于k空间的中央部分。例如，参照图9中的TR#_2，已经发生的相移的度示出为相对较小。
[0108]此处描述的原因是，当在现有技术中重构提供有加权对比度的图像，诸如弥散加权图像时，在图7A中所示的直角坐标k空间情况下，经过k空间的中央部分的特定采样线在图像重构上产生显著效果。
[0109]相反地，在本发明中，在根据本发明示范性实施例的图7B中所示的径向k空间情况下，因为全部采样线经过k空间的中央部分，所以每个采样线在图像重构上以相同加权
值产生效果。
[0110]当获得径向采样线时，此处获得根据等式(2)由弥散减少降低的信号。
[0111]因此，在形成组成径向k空间的采样线的情况下，以在每个采样线处不同地施加弥散梯度磁场的方向的方式，控制单元120通过控制梯度磁场激励线圈单元152来施加弥散梯度磁场，以使得当获得每个采样线时，可以获得通过不同的方向的弥散而降低的信号。因此，如上所述重构的图像包括若干方向的弥散信息。
[0112]更详细地，当获得η条采样线时，因为沿与η条采样线的相同方向施加弥散梯度磁场，由于采样线的方向彼此不同，所以施加的弥散梯度磁场的方向全部彼此不同，并且因此可以获得弥散加权图像，这是η个弥散方向彼此不同的情况。如图7Β中所示，因为径向k空间关于匕轴对称，所以仅使用具有从约零度到约180度的径向方向的采样线。
[0113]图10是示出根据组成图7B中示出的径向k空间的多条采样线改变的弥散梯度磁场的角度的图形。如图10所示，施加在采样线上的弥散梯度磁场的角度，即，弥散梯度磁场的方向彼此不同。
[0114]当获得k空间的时候，现有技术的方法通过在单一方向中施加弥散梯度磁场来在单一图像中使用单一弥散方向。与现有技术的方法相比，本发明的方法使用多个弥散方向因此获得图像的时间减少。
[0115]同时，关于诸如患者200的实际人体的弥散模型，它的各向异性度不大，但是当仅在单一方向发生弥散时，就施加有与此处描述的本发明的方法中的弥散方向相同或类似方向的弥散梯度磁场的采样线而论，获得通过弥散降低强度的信号，并且就施加有与所述弥散的方向不同的方向的弥散梯度磁场的米样线而论，获得强度不降低的信号。
[0116]因此，作为在诸如计算机辅助断层摄影(CAT)扫描的成像中获得的原始数据的直观表示的正弦图上的特定范围中的信号变得更小，而另一特定范围中的信号不变得更小。
[0117]关于实际人体的弥散模型，它的各向异性度不大，并且因此考虑到当弥散仅发生在单一方向中时生成的这种弥散，将人体成像存在困难，但是这种困难基本上不影响通过如此处描述的本发明的方法获得的弥散加权图像。
[0118]当形成径向k空间时执行根据本发明可替换示范性实施例的弥散加权图像获得方法，而不沿与每个径向采样线相同的方向从梯度线圈单元152施加弥散梯度磁场，其中可替换示范性实施例以施加在两个相邻的采样线处的弥散梯度磁场的方向彼此交叉的方式施加弥散梯度磁场。
[0119]更详细地，控制单元120通过控制梯度线圈单元152来施加弥散梯度磁场，以使得在形成组成径向k线的每个采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此正交。
[0120]图11是示出根据组成径向k空间的采样线改变的弥散梯度磁场的角度的图形，并且如图11的图形所示，偶数采样线处的角度与奇数采样线处的角度的差大约是90度。
[0121]当弥散梯度磁场的方向在相邻的采样线处彼此正交时，即使在弥散发生在单一方向的情况中，也因为正弦图上的信号的强度反复地变得更大与更小，所以因为特定范围中的信号的强度变得更小而另一特定范围中的信号的强度不变得更小而发生困难，但是该困难可以解决。[0122]此处，图11示出偶数采样线处的角度与奇数采样线处的角度的差大约是90度，但是角度的差不限于此，并且可以提供有包括90度的预定范围中的角度的差。
[0123]当形成径向k空间时，根据本发明另一可替换示范性实施例的弥散加权图像获得方法不在与每个径向采样线相同的方向施加弥散梯度磁场，而是施加于两个相邻的采样线处的弥散梯度磁场的方向彼此交叉，同时以根据下面的等式(3)确定的角度施加弥散梯度磁场，其中η和m是K个采样线当中的特定采样线的索引，n、m和K是整数:
[0124]角度=(180度/K)* (n/2)
[0125]当n:偶数，并且K:采样线的数目时；(3)
[0126]角度=(180度/K)* ((m-1 )/2)+90 度
[0127]当m:奇数，并且K:采样线的数目时。
[0128]即，通过等式(3)的第一部分确定在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度，并且通过等式(3)的第二部分确定在形成奇数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度。例如，当采样线的数目是180时，在形成第二采样线的情况中，弥散梯度磁场的角度大约是I度，而在形成第一采样线的情况中，施加的弥散梯度磁场的角度大约是90度。
[0129]图12是示出根据等式(3)确定的弥散梯度磁场的角度的图形，并且通过参照该图形，在奇数采样线处的弥散梯度磁场的角度比恰在之前的偶数采样线处的弥散梯度磁场的角度大约90度。与图11中的图形相比，图12示出在偶数采样线处的弥散梯度磁场的角度不是约零度，而是增加一度。
[0130]类似于图11中所示的示范性实施例，在相邻的采样线处的弥散梯度磁场的方向彼此正交或接近彼此正交，并且因此，即使在弥散发生在单一方向的情况中，也因为正弦图上的信号的强度反复地变得更大和更小，所以可以解决因为特定范围中的信号强度变得更小，而另一特定范围中的信号的强度不变得更小而发生的困难。
[0131]如图10中所示的示范性实施例中，因为在组成径向k空间的采样线处施加的弥散梯度磁场的方向彼此不同，所以重构图像包括若干方向的弥散信息。
[0132]因此，如在图10中所示的示范性实施例中，可以降低图像获得时间，并且如在图11中所示的示范性实施例中，即使在弥散发生在单一方向时的情况中，也因为正弦图上的信号的强度反复地变得更大和更小，所以可以解决因为特定范围中的信号的强度变得更小而另一特定范围中的信号的强度不变得更小而发生的困难。
[0133]图13是示出根据本发明示范性实施例的、磁共振成像装置的弥散加权图像获得方法的流程图。
[0134]参照图13，在步骤中500中图像处理单元160从RF线圈单元153接收在患者200处生成的回波信号，并且在步骤510中在回波信号上执行径向轨迹采样。
[0135]当通过在图像处理单元160中径向采样回波信号来形成组成径向k空间的采样线时，在步骤520中控制单元120通过控制梯度线圈单元152施加弥散梯度磁场以使得弥散梯度磁场的方向在各自的采样线处彼此不同。
[0136]如上所述，当施加弥散梯度磁场以使得施加在采样线处的弥散梯度磁场的方向彼此不同时，在获得每个采样线时可以获得通过不同方向的采样线的弥散而降低的信号，并且因此如上所述重构的图像包括若干方向处的弥散信息。
[0137]更详细地，当获得η条采样线时，因为沿与η条采样线相同方向施加弥散梯度磁场，由于采样线的方向彼此不同，所以施加的弥散梯度磁场的方向全部彼此不同，并且因此可以获得弥散加权图像，这是η个弥散方向彼此不同的情况。
[0138]当通过在回波信号上执行径向轨迹采样形成每个采样线时，在步骤530中通过以弥散梯度磁场的方向在采样线处彼此不同的方式施加弥散梯度磁场来形成径向k空间。
[0139]当形成径向k空间时，在步骤540中图像处理单元160从径向k空间重构弥散加权图像。在弥散加权图像的重构中，可以应用现有技术中的滤波反向投影(FBP)方法。
[0140]图14是示出根据本发明可替换示范性实施例的、磁共振成像装置的弥散加权图像获得方法的流程图。
[0141]参照图14，在步骤中600中图像处理单元160从RF线圈单元153接收在患者200处生成的回波信号，并且在步骤610中在回波信号上执行径向轨迹采样。
[0142]当通过在图像处理单元160中径向采样回波信号形成组成径向k空间的采样线时，在步骤620中控制单元120通过控制梯度线圈单元152施加弥散梯度磁场以使得弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此交叉。
[0143]当形成组成径向k空间的采样线时，以这样的方式配置控制单元120:施加在两个相邻的采样线处的弥散梯度磁场的方向彼此交叉，并且通过控制梯度线圈单元152来施加弥散梯度磁场以使得以由等式(3 )确定的角度施加弥散梯度磁场。
[0144]再次参照图14，当通过在回波信号上执行径向轨迹采样来形成每个采样线时，在步骤630中通过以施加于采样线的弥散梯度磁场的方向彼此交叉的方式施加弥散梯度磁场来形成径向k空间。
[0145]当形成径向k空间时，在步骤640中图像处理单元160从径向k空间重构弥散加权图像。在弥散加权图像的重构中，可以应用现有技术中的滤波反向投影(FBP)方法。
[0146]此外，使用本发明，可以`以更快速和精确的方式计算表面弥散系数(ADC)图。
[0147]可以以硬件或固件、或软件或计算机代码、或其组合实现根据本发明的以上描述的装置和方法。此外，软件或计算机代码还可以存储在非临时记录介质中，诸如CD ROM、RAM、可擦除的或可重写的ROM、软盘、CD、DVD、存储芯片、硬盘、磁存储介质、光记录介质、或磁光盘，或者是最初存储在远程记录介质、计算机可读记录介质、或非临时的机器可读介质上通过网络下载并且存储在本地记录介质上的计算机代码，以使得此处描述的方法可以在存储在使用通用计算机、数字计算机、或专用处理器的记录介质上或诸如ASIC或FPGA的可编程的或专用硬件中的这种软件、计算机代码、软件模块、软件对象、指令、应用、小程序、应用程序中再现。如本领域中理解的，计算机、处理器、微处理机控制器或可编程硬件包括可以存储或接收当由计算机、处理器或硬件访问和执行时实现这里描述的处理方法的软件或计算机代码的易失性的和/或非易失性存储器和存储器部件，例如RAM、ROM、闪速存储器等等。此外，将理解，当通用计算机访问用于实现这里示出的处理的代码时，代码的执行将通用计算机转化为用于执行这里示出的处理的专用计算机。此外，程序可以通过诸如由有线/无线连接发送的通信信号之类的任何介质电子地或其等效物传送。程序和计算机可读记录介质也可以被分布在网络耦合的计算机系统之上以使得计算机可读代码以分布式被存储和执行。
[0148]尽管已经示出并描述了本发明的几个详细的示范性实施例，但是本领域技术人员应当理解，在不脱离本发明的原则和精神的情况下可以对此实施例进行改变，本发明的范围由权利要求及其 等效物定义。
【权利要求】
1.一种通过使用磁共振成像装置(100)向患者(200)施加弥散梯度磁场来获得患者(200)的弥散加权图像的方法，包括:向患者(200)施加弥散梯度磁场和射频(RF)信号，接收(500，600 )从患者(200 )生成的回波信号，通过采样接收到的回波信号形成(530，630 )具有多条采样线的k空间，以及使用k空间生成和显示(540，640)弥散加权图像，所述方法的特征是:在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场具有互相不同的方向(520，620)。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于:通过采样接收到的回波信号形成(530，630)具有多条采样线的k空间包括通过径向采样(510，610)接收到的回波信号形成(530，630)具有多个径向采样线的径向k空间。
3.如权利要求1所述的方法，其特征在于:在形成组成k空间的采样线的时候以互相不同的方向施加(520，620)弥散梯度磁场包括允许(520)弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此交叉。
4.如权利要求1所述的方法，其特征在于:在形成组成k空间的采样线的时候以互相不同的方向施加(520，620)弥散梯度磁场包括允许(620)弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此正交。
5.如权利要求1所述的方法，其特征在于:在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场被施加以在偶数采样线处的角度与奇数采样线处的角度具有差`，其中角度的差约是90度。
6.如权利要求5所述的方法，其特征在于:在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度约是零度，而在形成奇数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度约是90度。
7.如权利要求1所述的方法，其特征在于:在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场被施加以使得在奇数采样线处的弥散梯度磁场的角度比紧接的前一偶数采样线处的弥散梯度磁场的角度大大约90度。
8.如权利要求7所述的方法，其特征在于:在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度与在形成前一偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度相比增加。
9.一种磁共振成像装置(100)，包括:静磁场线圈单元(151)，被配置为向患者(200)施加静磁场；梯度线圈单元(152)，在静磁场中形成弥散梯度磁场；射频(RF)线圈接收单元(153)，被配置为向患者(200)施加RF脉冲，并接收(500，600)从患者(200)生成的回波信号；图像处理单元(160)，通过采样从RF线圈接收单元(153)接收到的患者(200)的回波信号来形成具有多条采样线的k空间，并用于使用k空间生成弥散加权图像；以及显示器(112)，用于显示弥散加权图像；以及控制单元(120)，所述磁共振成像装置(100)的特征是:所述控制单元(120)控制梯度线圈单元(152)以使得在形成组成k空间的每个采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向彼此不同。
10.如权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于:所述图像处理单元(160)通过径向采样(510,610)从RF线圈单元接收到的患者的回波信号来形成(530，630)具有多个径向采样线的径向k空间。
11.如权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于: 所述控制单元(120)控制梯度线圈单元(152)，以使得在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此交叉(520 )。
12.如权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于: 所述控制单元(120)控制梯度线圈单元(152)，以使得在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场的方向在两个相邻的采样线处彼此正交(620)。
13.如权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于: 所述控制单元(120)控制梯度线圈单元(152)，以使得在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场在偶数采样线处的角度和在奇数采样线处的角度具有差，其中所述角度差约是90度。
14.如权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于: 所述控制单元(120)控制梯度线圈单元(152)，以使得在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度大约是零度，并且在形成奇数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度大约是90度。
15.如权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于: 所述控制单元(120)控制梯度线圈单元(152)，以使得在形成组成k空间的采样线的时候施加的弥散梯度磁场当中的`、在形成奇数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度与紧接的前一偶数采样线处的弥散梯度磁场的角度相比增加约90度，以及 所述控制单元(120)控制梯度线圈单元(152)，以使得在形成偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度与在形成紧接的前一偶数采样线的时候施加的弥散梯度磁场的角度相比增加。
【文档编号】A61B5/055GK103505212SQ201310243963
【公开日】2014年1月15日 申请日期:2013年6月19日 优先权日:2012年6月19日
【发明者】赵在汶, H.W.朴, H.S.徐 申请人:三星电子株式会社, 韩国科学技术院