具有Dixon类型水/脂肪分离和关于主磁场的不均匀性的先验知识的MRI的制作方法与工艺

本发明涉及磁共振(MR)成像领域。本发明涉及一种对被置于MR设备的检查体积中的身体的一部分进行MR成像的方法。本发明还涉及一种MR设备并且涉及一种要在MR设备上运行的计算机程序。

背景技术：
当今，利用磁场与核自旋之间的相互作用以形成二维或三维图像的图像形成MR方法被广泛使用，尤其是在医学诊断领域中，这是因为对于软组织的成像而言，它们在许多方面优于其他成像方法，即，不要求电离辐射并且通常是无创的。通常根据MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强均匀磁场B0中，所述磁场B0的方向同时定义了测量所基于的坐标系的轴(一般是z轴)。根据通过施加具有定义的频率(所谓的拉莫尔频率，或MR频率)的电磁交变场(RF场)来激励(自旋共振)的磁场强度，磁场B0能够产生针对个体核自旋的不同的能级。从宏观的角度，个体核自旋的分布产生总体磁化，其能够在磁场B0垂直于z轴延伸时通过施加适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)而被偏转出平衡状态，使得磁化执行关于z轴的进动。进动描绘了锥体的表面，所述锥体的孔径角被称为翻转角。翻转角的大小取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，自旋被从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。在RF脉冲结束之后，磁化弛豫返回至最初的平衡状态，其中，以第一时间常数T1(自旋晶格或纵向驰豫时间)再次建立在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时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。磁化的变化能够借助在MR设备的检查体积之内布置和取向的接收RF线圈通过如下方式来进行探测，即，在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化。在施加例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随着(由局部磁场不均匀性感应的)核自旋从具有相同相位的有序状态转变到所有相位角被均匀分布(失相)的状态。失相能够借助重聚焦脉冲(例如180°脉冲)来进行补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。JMRI1，1991，第521至530页中的文章“MultipointDixonTechniqueforwaterandfatprotopnsusceptbilityimaign”涉及一种多点Dixon技术。在这一Dixon技术中，采用了保持脂肪复杂性作为单线但是允许线宽不同于水的线宽的谱模型。

技术实现要素：
为了实现身体中的空间分辨率，沿着三个主轴延伸的恒定磁场梯度被叠加在均匀磁场B0上，引起自旋共振频率的线性空间相关性。然后，在接收线圈中获取的信号包含能够与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由接收线圈获得的信号数据对应于空间频率域，并且被称为k-空间数据。k-空间数据通常包括利用不同相位编码而采集的多条线。通过收集若干样本来使每条线数字化。借助傅立叶变换将k-空间数据的集合转换为MR图像。在MR成像中，常常期望获得关于不同化学物种(诸如水和脂肪)对总体信号的相对贡献的信息，或者抑制它们中的一些的贡献，或者单独或联合地分析它们中的所有的贡献。如果将在不同回波时间处采集的来自两个或更多个对应回波的信息进行组合，能够计算这些贡献。这可以被认作化学位移编码，其中，通过在稍微不同的回波时间处采集几个图像来定义和编码额外的维度，即，化学位移维度。具体地，对于水-脂肪分离而言，这些类型的实验常常被称为Dixon类型测量。借助Dixon成像或Dixon水/脂肪成像，通过计算在不同回波时间处采集的来自两个或更多个对应回波的水和脂肪的贡献能够实现水-脂肪分离。总体而言，这样的分离是可能的，这是因为在脂肪和水中具有氢的已知进动频率差。在其最简单的形式中，通过对“同相”和“异相”数据集的相加或者相减来生成水图像和脂肪图像。然而，当B0场不均匀性变得更大时，该所谓的2点Dixon技术失效。对于在高B0场处的许多临床应用而言是这种情况，其中，全局匀场不能够完全补偿局部场变化。开发3点或4点Dixon技术以校正这些场不均匀性。除了水图像和脂肪图像，这些技术还提供B0场不均匀性图，即，所谓的B0图。来自不同化学物种对在Dixon类型MR成像中采集的复合MR信号的贡献的回顾性分离一般依赖于主磁场B0的平滑空间变化。通常在检查体积之内的接近大的磁化率梯度处违反该一般假设，并且也在远离所使用的MR设备的主磁体线圈的等中心的位置处违反该一般假设。主磁场B0的对应缺陷可以引起来自不同化学物种对“互换”的信号贡献的回顾性分离，结果是来自脂肪的信号贡献错误地出现在水图像中，并且反之亦然。目前，这一限制比不需要不同化学物种分离的应用更进一步限制可用视场。从前述内容能够容易地认识到，需要一种改进的MR成像技术。因此，本发明的目的是提供一种在视场覆盖具有大的主磁场缺陷的区域的情况下能够实现Dixon水/脂肪分离的方法。根据本发明，公开了一种对具有不同MR谱的至少两种化学物种进行MR成像的方法。本发明的方法包括如下步骤：a)通过使被置于MR设备的检查体积中的身体经受RF脉冲和被切换的磁场梯度的成像序列，生成至少一个回波信号；b)采集至少一个回波信号；c)基于谱模型和关于在检查体积中的主磁场B0的空间变化的先验知识，分离至少两个化学物种对所采集的至少一个回波信号的信号贡献；以及d)根据化学物种中的至少一种的信号贡献重建MR图像。本发明解决了以上描述的对在常规Dixon类型MR技术中可用视场的限制。本发明提出在信号分离步骤中包括关于主磁场B0的空间变化的先验知识。从所使用的MR设备的主磁体线圈的设计中可以得到关于主磁场B0的空间变化的这样的先验知识。例如，基于主磁体线圈的模型能够执行B0的模拟。从主磁场B0的测量结果中也可以得到先验知识，这是因为通常通过放置匀场铁在主磁场B0的静态匀场期间和之后的系统安装时来执行主磁场B0的测量。另外，可以考虑关于由匀场线圈产生的磁场的知识。这些匀场线圈充当动态匀场，即，在被定义的体积中的磁场不均匀性的减少。基于匀场线圈的模型和在具体的扫描中驱动匀场线圈的电流也能够模拟它们生成的磁场B0。此外，在具体的扫描之前或者期间，从借助磁场探头的主磁场B0的测量结果中能够得到先验知识。最后，从诸如执行用于动态匀场的B0映射扫描的成像中也能够得到这样的先验知识。根据本发明的信号贡献的分离可以涉及对根据主磁场B0的空间变化和(在k-空间或在图像空间中)所采集的MR信号的对应解调在相应的回波时间上的至少两种化学物种的信号贡献的相位演变的预测。优选地，在所采集的MR信号的失真校正之后执行根据所预测的相位演变的解调，所述所采集的MR信号的失真校正补偿由所使用的MR设备的主磁体的缺陷和梯度系统的缺陷两者引起的误配准。也可能考虑所预测的相位演变作为MR频率的局部偏移。这实现其他步骤的后续应用，所述其他步骤依赖于在Dixon类型应用中通常用于水和脂肪信号分离的例如区域生长、迭代滤波等过程中的平滑度。毕竟，在要求大视场的应用中，本发明的方法允许来自远离主磁体的等中心的不同化学物种的信号贡献的可靠分离而，不增加方法对噪声的磁化率。在根据本发明的信号分离步骤期间，采用了针对不同化学物种的谱模型。这样的模型就单个主峰而言可以近似于脂肪谱。然而，这一简单模型无法提供有效的脂肪抑制。这是因为已知脂肪中的氢原子包括多个谱峰。根据本发明也可能，例如，通过多峰谱模型对其中一个化学物种的的谱进行建模，而通过单峰谱可以简单对另一化学物种(例如水质子)进行建模。应当注意，在本发明的上下文中的术语“化学物种”必须被广泛地解释为任何种类的化学物体或具有MR属性的任何种类的核。在简单的范例中，采集两种化学物种的MR信号，其中，化学物种是在“化学成分”水和脂肪中的质子。在更复杂的范例中，多峰谱模型实际描述在已知相对量中发生的一组不同化学成分中的核。到目前为止，能够借助MR设备执行所描述的本发明的方法，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积之内生成均匀稳定的磁场B0；若干梯度线圈，其用于在检查体积之内生成在不同的空间方向上的切换的磁场梯度；至少一个身体RF线圈，其用于生成在检查体积之内的RF脉冲和/或用于从被放置于检查体积之内的患者的身体接收MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间连续性；以及，重建单元，其用于根据所接收的MR信号重建MR图像。本发明的方法能够通过MR设备的重建单元和/或控制单元的对应编程来实施。能够在当前的临床使用中的大多数MR设备上有利地实行本发明的方法。为此，仅仅需要利用控制MR设备使得其执行本发明的上述方法步骤的计算机程序。计算机程序可以存在于数据载体上或者存在于数据网络中，以便被下载用于安装在MR设备的控制单元中。如上所述，本发明的技术主要应用于脂肪抑制的MR成像、水/脂肪MR成像以及具有MR成像的脂肪量化。本发明对要求远离主磁体的等中心的区域覆盖度的应用特别感兴趣，如在大视场或偏离中心成像中的应用。在远离等中心的相应区域中，主磁场B0的大的变化可以引起根据回波时间以π、2π或甚至更大的数幅度的所采集的回波信号中的每个的至少两种化学物种的个体信号贡献的对应大的相位位移。在不具有关于根据本发明的主磁场B0的空间变化的先验知识的情况下，这样大的相位位移将是不可解决的。本发明的技术可以有利地应用于全脊柱、上肢、臂丛神经以及腹部的MR成像。现今，对于这些应用的通常应用的脂肪抑制技术是短τ反转恢复(STIR)或具有反转恢复的谱预饱和(SPIR)。STIR具有更低的扫描时间效率和对弛豫速率模糊度的灵敏度，并且其一般与造影剂不相容。当前，遭受对主磁场不均匀性的高灵敏度的技术(如SPIR)必须与造影剂一起采用。本发明的技术还可以应用于首次通过对比度增强MR血管造影。在这种情况下，常规的脂肪抑制技术太耗时，并且通常由对比前图像和对比后图像的相减来取代，其增加对患者运动的灵敏度，并且延长总体扫描时间。本发明的技术还可以应用于人体建模的全身MR成像，其得到在多种领域的相关性，诸如正电子发射断层摄影的衰减校正和多传输MR成像的表面吸收率预测。附图说明附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，设计所述附图仅仅是为了图示的目的，并非作为本发明的限制的定义。在附图中：图1示出了用于实施本发明的方法的MR设备；图2示出了根据在两个不同的回波时间处采集的回波信号重建的幅度和相位MR图像；图3图示了先验知识B0图(左)和在图2的MR图像的采集中应用的在回波间距上预测的相位演变(右)；图4示出了在使用(左)和不使用(右)图3的先验知识B0图的情况下从图2的MR图像中分离的水和脂肪图像。具体实施方式参考图1，示出了MR设备1。所述设备包括超导或电阻主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建基本均匀、在时间上恒定的主磁场B0。所述设备还包括(第1级、第2级以及在适当情况下第3级)匀场线圈2’的集合，其中，流过集合2’的个体匀场线圈的电流是可控制的，以便达到使检查体积之内的B0偏差最小化的目的。磁共振生成和操纵系统施加一系列的RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋、感应磁共振、重聚焦磁共振、操纵磁共振、在空间上并且以其他方式编码磁共振、饱和自旋等来执行MR成像。更具体而言，梯度脉冲放大器3沿着检查体积的x、y和z轴向全身梯度线圈4、5和6中的选定的那些施加电流脉冲。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8向身体RF线圈9发射RF脉冲或脉冲包，以向检查体积中发射RF脉冲。典型的MR成像序列由短持续时间的RF脉冲段的包组成，其与任何所施加的磁场梯度一起实现对核磁共振的选定操纵。RF脉冲用于使饱和、激励共振、反转磁化、重聚焦共振或操纵共振，并且选择被放置于检查体积中的身体10的一部分。身体RF线圈9也获取MR信号。为了借助并行成像来生成身体10的有限区域的MR图像，局部阵列RF线圈11、12、13的集合被放置为邻近选定用于成像的区域。阵列线圈11、12、13能够用于接收由身体线圈RF发射而感应的MR信号。得到的MR信号由身体RF线圈9和/或由阵列RF线圈11、12、13获取，并且由优选包括前置放大器(未示出)的接收器14解调。接收器14经由发送/接收开关8被连接到RF线圈9、11、12以及13。主机15控制匀场线圈2’以及梯度脉冲放大器3和发射器7，以生成多个MR成像序列中的任一个，诸如回波平面成像(EPI)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像，等等。针对选定的序列，接收器14跟随每个RF激励脉冲快速连续地接收单个或多个MR数据线。数据采集系统16执行对所接收的信号的模数转换，并且将每个MR数据线转换为合适用于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集系统16是专门用于原始图像数据的采集的单独的计算机。最终，数字原始图像数据由重建处理器17重建成图像表示，所述重建处理器应用傅立叶变换或其他适当的重建算法，诸如SENSE或SMASH。所述MR图像可以表示穿过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。然后，图像被存储在图像存储器中，其中，能够访问所述图像，以将切片、投影或者图像表示的其他部分转换成适当的格式，以例如经由视频监测器18进行可视化，所述视频监测器18提供得到的MR图像的人可读的显示。在本发明的实施例中，借助双梯度回波成像序列生成第一回波信号和第二回波信号，其中，第一回波的回波时间是1.8ms，而第二回波的回波时间是3.1ms。在1.5特斯拉的主磁场中，水和脂肪自旋对第一回波信号的贡献更异相，而它们在第二回波信号的时间处更同相。在通常的方式中利用适当的相位编码生成并采集多个第一回波信号和多个第二回波信号，以便能够重建期望视场的完整MR图像。图2示出了针对来自三维体积的选定切片的幅度和相位MR图像，其中，根据第一回波信号重建左侧MR图像，而根据第二回波信号重建右侧MR图像。在图2中的相位MR图像中能够看到，从第一回波时间到第二回波时间的快速相位演变发生在视场的角落中，即，在腹部图像中腿部区域中。这一快速相位演变是由于在远离主磁体2的等中心的区域中主磁场B0的强空间变化。在图像空间中采集的复杂回波信号S被建模为：其中，W和F指代在图像空间中的水和脂肪信号贡献，并且指代相位误差。复杂因子c被给出为：其中，w指代总计为1的权重，并且θ等于2πΔfTE，Δf是关于水在脂肪谱的m个峰的共振频率中的偏移，并且TE是相应的回波时间。给出关于主磁场的空间变化的先验知识，由ΔB0指代，在回波间距ΔTE上预测的相位演变是：因此，关于磁场分布的先验知识能够用于根据如下公式在回波时间TEn处的复合复杂回波信号Sn的解调：以这样的方式，消除远离主磁体的等中心的主磁场B0的已知强空间变化，将主磁场变化的平滑的假设绘制为再次生效的已知高质量水/脂肪分离算法的先决条件。在这一范例中，当第一回波时间被选择为用于解调的参考时，可以代替采用任何其他参考，尤其在MR信号激励处。在主磁体的安装期间，从B0的适当测量结果中能够得到关于主磁场B0的空间变化的先验知识。在图3(左边)中示出了B0的对应图。图3中的右边的图像示出了根据B0图预测的回波信号的间距上的相位演变。图4示出了根据如图3中示出的主磁场B0的空间变化不具有(左侧幅个图像)和具有(右侧两幅图像)解调的从图2的MR图像分离的水和脂肪图像。在不具有相位解调的情况下，由远离磁体的等中心的主磁场的缺陷引起的强图像伪影在腿部区域中是可见的。这些伪影在水图像和脂肪图像二者中都是可见的。如从图4中显而易见的，通过本发明的方法获得图像质量的实质性改善。在左侧水图像和脂肪图像中可见的伪影在根据本发明重建的右侧水图像和脂肪图像中不再可见。