專利名稱：用于并行成像的線圈靈敏度估計(jì)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
以下涉及診斷成像領(lǐng)域。它特別應(yīng)用于減小磁共振并行成像技術(shù)中的偽像。
背景技術(shù)：
在用于人體醫(yī)療診斷的磁共振成像裝置中，體軸線通常沿直角坐標(biāo)系的水平x軸定向。待檢查的身體區(qū)域位于磁體的極靴之間，所述極靴產(chǎn)生沿垂直或z軸延伸的時(shí)間恒定主磁場(chǎng)B0。提供共振器以用于發(fā)射激勵(lì)信號(hào)和接收共振信號(hào)。當(dāng)諸如身體組織這樣的物質(zhì)受到均勻磁場(chǎng)B0影響時(shí)，組織中的個(gè)體自旋磁矩優(yōu)先與該極化場(chǎng)對(duì)準(zhǔn)。如果物質(zhì)或組織受到在x-y平面中并且接近特征拉莫爾頻率的激發(fā)射頻場(chǎng)B1影響，凈組合矩Mz圍繞z軸旋進(jìn)以產(chǎn)生凈橫向磁矩Mt。當(dāng)激發(fā)信號(hào)B1結(jié)束之后共振信號(hào)由受激自旋發(fā)出。該信號(hào)可以被接收和處理以形成圖像。
當(dāng)利用這些信號(hào)以產(chǎn)生圖像時(shí)，磁場(chǎng)梯度Gx，Gy，和Gz分別用于提供沿x、y和z軸的共振信號(hào)的空間編碼。典型地，待成像的區(qū)域由測(cè)量周期的序列掃描，其中這些梯度根據(jù)正在使用的特殊定位法改變。接收的NMR信號(hào)的結(jié)果集合被數(shù)字化并且被處理以使用許多公知重構(gòu)技術(shù)中的一個(gè)重構(gòu)圖像。
采集可以重構(gòu)圖像的NMR數(shù)據(jù)集的一種方法在采集NMR自旋回波信號(hào)之前利用可變振幅相位編碼磁場(chǎng)梯度脈沖以相位編碼在梯度方向上的空間信息。在二維實(shí)現(xiàn)(2DFT)，例如，在每個(gè)梯度回波信號(hào)之前通過應(yīng)用相位編碼梯度脈沖Gy在一個(gè)方向上編碼空間信息，所述梯度回波信號(hào)在讀出磁場(chǎng)梯度Gx存在的情況下在與相位編碼方向正交的方向上被采集。在自旋回波采集期間存在的讀出梯度也在與相位編碼梯度正交的方向上編碼空間信息。不是產(chǎn)生一系列相鄰2D切片圖像，而是可以通過沿期望軸線的相位編碼產(chǎn)生3D圖像。每個(gè)回波沿k空間中的軌跡或線產(chǎn)生數(shù)據(jù)。k空間中的數(shù)據(jù)集進(jìn)行反傅立葉變換或以另外方式重構(gòu)為圖像空間。每條相位編碼數(shù)據(jù)線的采集需要有限的時(shí)間，獲得指定視場(chǎng)(FOV)和空間分辨率的圖像所需的數(shù)據(jù)越多，總掃描時(shí)間越長。
MR成像領(lǐng)域中的許多技術(shù)發(fā)展旨在減小數(shù)據(jù)采集時(shí)間。一種這樣的發(fā)展被稱為并行成像，其中圖像由子采樣信號(hào)采集獲得，導(dǎo)致重疊偽像。重疊偽像可以通過靈敏度編碼(SENSE)技術(shù)去除。使用具有不同靈敏度特性的多個(gè)接收線圈的接收線圈靈敏度組合從每個(gè)線圈重構(gòu)的重疊圖像以展開重疊偽像。該技術(shù)由K.P.Pruessmann等人的“SENSESensitivity Encoding for Fast MRI”，MagneticResonance in Medicie 42，952-962(1999)描述。從用全視場(chǎng)掃描的校準(zhǔn)圖像估計(jì)線圈靈敏度。
發(fā)生在均勻主磁場(chǎng)邊緣的或當(dāng)磁性材料被引入到成像體積之中或附近時(shí)的快速磁場(chǎng)變化導(dǎo)致在校準(zhǔn)和實(shí)際采集時(shí)的圖像失真。這些失真表現(xiàn)為陡幅度和取決于采集參數(shù)的相位變化。
在并行成像重構(gòu)中，靈敏度校準(zhǔn)的失真可以導(dǎo)致展開程序的失敗，這表現(xiàn)為破壞最終圖像質(zhì)量的重疊狀偽像。如果校準(zhǔn)序列和實(shí)際序列的圖像失真彼此偏離則更有可能看到偽像。例如，在梯度召回回波(gradient recalled echo)圖像中可以存在卷曲形和條紋狀偽像，而在快速自旋回波圖像中可以看到明亮的彎曲條紋。
本發(fā)明設(shè)想了克服前述限制及其它的改進(jìn)方法和裝置。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目標(biāo)是提供一種用于并行成像的線圈靈敏度估計(jì)的改進(jìn)方法，以便s提供改進(jìn)的圖像質(zhì)量，并減小可見偽像的數(shù)量和幅度。
根據(jù)一個(gè)方面，提供了一種改進(jìn)的線圈靈敏度估計(jì)的方法，用于在利用并行成像的MRI裝置中減小偽像。所述方法包括關(guān)于成像序列執(zhí)行校準(zhǔn)序列，和使用對(duì)于每個(gè)校準(zhǔn)的自旋回波型序列或?qū)τ诿總€(gè)校準(zhǔn)的具有短回波時(shí)間的梯度召回回波序列，并且匹配校準(zhǔn)掃描和并行成像掃描的相位編碼方向。
根據(jù)另一方面，提供了一種MRI裝置，其包括用于在檢查區(qū)中產(chǎn)生B0磁場(chǎng)的磁體系統(tǒng)。所述裝置包括用于在檢查區(qū)中激發(fā)和操縱磁共振的裝置和用于空間編碼磁共振的裝置。也提供了具有用于并行接收共振信號(hào)的不同靈敏度輪廓的多個(gè)線圈，和用于將接收的共振信號(hào)重構(gòu)為圖像表示的裝置。另一裝置由校準(zhǔn)掃描期間產(chǎn)生的圖像表示產(chǎn)生線圈的靈敏度輪廓。又一裝置由所述靈敏度輪廓和在診斷掃描期間產(chǎn)生的圖像表示產(chǎn)生診斷圖像。序列控制裝置用于訪問校準(zhǔn)序列存儲(chǔ)器裝置以取回RF再聚焦自旋回波型序列或梯度召回回波型序列，并且根據(jù)取回的校準(zhǔn)序列，控制共振激發(fā)裝置和空間編碼裝置以便為重構(gòu)裝置產(chǎn)生共振信號(hào)用于重構(gòu)為校準(zhǔn)圖像表示。它訪問診斷成像序列存儲(chǔ)器裝置以取回診斷成像序列，并且控制共振激發(fā)裝置和空間編碼裝置以便為重構(gòu)裝置產(chǎn)生共振信號(hào)用于重構(gòu)為診斷圖像表示。
一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于在校準(zhǔn)掃描中發(fā)生的幅度、相位和位置誤差減小。
進(jìn)一步的改進(jìn)在于在并行成像中圖像重疊偽像減小或被去除。
另一優(yōu)點(diǎn)在于圖像質(zhì)量提高。
在閱讀優(yōu)選實(shí)施方式的以下具體描述之后，各種附加優(yōu)點(diǎn)和益處對(duì)于本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員來說將變得顯而易見。


本發(fā)明可以采用各種部件和部件的布置、各種處理操作和處理操作的安排的形式。附圖僅僅為了舉例說明優(yōu)選實(shí)施方式而不應(yīng)當(dāng)被理解成限制本發(fā)明。
圖1示意性地顯示了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的磁共振成像系統(tǒng)；圖2顯示了在沒有SENSE的情況下使用梯度召回回波型序列獲取的MRI圖像的表示；圖3顯示了對(duì)應(yīng)于使用基于梯度召回回波校準(zhǔn)獲取的圖2的圖像的SENSE圖像的表示，其中并行成像掃描和校準(zhǔn)掃描的相位編碼方向是正交的；圖4顯示了對(duì)應(yīng)于使用基于自旋回波校準(zhǔn)獲取的圖2的圖像的SENSE圖像的表示，其中并行成像掃描和校準(zhǔn)掃描的相位編碼方向一致，并且這兩種掃描的讀出梯度在幅度和方向上基本相同；圖5顯示了在沒有SENSE的情況下使用快速自旋回波型序列獲取的MRI圖像的表示；圖6顯示了對(duì)應(yīng)于使用基于自旋回波校準(zhǔn)獲取的圖5的圖像的SENSE圖像的表示，其中并行成像掃描和校準(zhǔn)掃描的相位編碼方向是正交的；和圖7顯示了對(duì)應(yīng)于使用基于自旋回波校準(zhǔn)獲取的圖5的圖像的SENSE圖像的表示，其中并行成像掃描和校準(zhǔn)掃描的相位編碼方向一致，并且這兩種掃描的讀出梯度在幅度和方向上基本相同。這導(dǎo)致了在兩種掃描中單位長度具有相同的信號(hào)帶寬，并且B0誤差產(chǎn)生以mm度量的相同位置誤差。兩種掃描的數(shù)據(jù)采樣時(shí)間-和因此在讀出方向上的分辨率-可以不同。
具體實(shí)施例方式
參考圖1，磁共振成像裝置40包括用于產(chǎn)生時(shí)間上恒定的B0磁場(chǎng)的主磁體42系統(tǒng)，所述B0磁場(chǎng)在檢查區(qū)中在如圖所示的xyz坐標(biāo)系的z方向上垂直延伸。患者44的所關(guān)注區(qū)域被置于由裝置的FOV限定的檢查區(qū)46中-通常為球形區(qū)域。磁體系統(tǒng)包括限定極靴48，50之間通量返回路徑的鐵軛。超導(dǎo)或電阻線圈繞組靠近極靴48，50或沿著通量返回路徑布置。作為另一選擇，所述軛可以是永磁體。
梯度線圈系統(tǒng)52，54產(chǎn)生在x方向、y方向或z方向上具有近似線性梯度的空間變化磁場(chǎng)脈沖。在選定偶極子，例如H1的拉莫爾頻率下共振的各個(gè)共振器56，58布置在每個(gè)梯度線圈系統(tǒng)52，54和檢查區(qū)之間。RF屏蔽屏障60布置在共振器和梯度線圈之間。共振器56，58和RF屏蔽物60，62相對(duì)于檢查區(qū)以鏡像方式布置。每個(gè)共振器56，58優(yōu)選地充當(dāng)發(fā)射線圈，但是也可以作為接收線圈工作。
序列控制處理器70控制與發(fā)射/接收體線圈56，58和梯度場(chǎng)控制器72b相關(guān)聯(lián)的射頻發(fā)射器72a，以誘發(fā)和操縱在本領(lǐng)域中已知的空間編碼的共振。更具體而言，在產(chǎn)生校準(zhǔn)圖像期間，序列控制器訪問校準(zhǔn)序列存儲(chǔ)器74以取回自旋回波、快速自旋回波或類似序列，其中受激共振的相位由RF脈沖再聚焦。具有非常短的回波時(shí)間，例如小于5毫秒的梯度召回回波也適合用于校準(zhǔn)。
在校準(zhǔn)掃描期間，產(chǎn)生的磁共振信號(hào)由多個(gè)SENSE線圈76a，76b，…，76n拾取，并且由相應(yīng)的接收器78a，78b，…，78n解調(diào)。共振信號(hào)也可以由在接收模式下工作的共振器56，58接收，并且由接收器78o解調(diào)。來自每個(gè)SENSE線圈和共振器的共振數(shù)據(jù)被單獨(dú)重構(gòu)80a，80b，…，80n，80o為存儲(chǔ)在SENSE圖像存儲(chǔ)器扇區(qū)82a，82b，…，82n中的多個(gè)SENSE圖像和存儲(chǔ)在參考圖像存儲(chǔ)器扇區(qū)82o中的參考圖像。校準(zhǔn)處理器84比較SENSE圖像和參考圖像以產(chǎn)生用于SENSE線圈的靈敏度輪廓，其存儲(chǔ)在靈敏度圖存儲(chǔ)器86中。
為了最終的成像，序列控制器70訪問診斷成像序列存儲(chǔ)器88以選擇成像序列。共振信號(hào)由SENSE線圈76a，…，76n接收，由接收器78a，…，78n解調(diào)，并且被重構(gòu)80a，…，80n為一系列欠采樣的折疊圖像82a，…，82n。SENSE處理器90根據(jù)來自靈敏度圖存儲(chǔ)器86的靈敏度輪廓信息，組合并展開SENSE圖像，以產(chǎn)生用于存儲(chǔ)在最終圖像存儲(chǔ)器92中的最終3D圖像。圖像處理器94選擇并格式化用于顯示在監(jiān)視器96上的圖像數(shù)據(jù)部分。
在上述的SENSE成像中，為了產(chǎn)生每個(gè)SENSE線圈的靈敏度輪廓或圖，執(zhí)行校準(zhǔn)序列。典型地使用場(chǎng)回波執(zhí)行該校準(zhǔn)掃描。然而，本發(fā)明人已發(fā)現(xiàn)，當(dāng)校準(zhǔn)序列用于開放式掃描器上時(shí)，會(huì)發(fā)生偽像和誤差。具體而言，它們決定了在開放式系統(tǒng)中B0磁場(chǎng)在視場(chǎng)的邊緣處相對(duì)逐漸地翻轉(zhuǎn)(roll over)。在視場(chǎng)外部該強(qiáng)磁場(chǎng)變化的存在導(dǎo)致1校準(zhǔn)掃描中的幅度、相位和位置誤差。尤其應(yīng)當(dāng)注意的是，主場(chǎng)變化在讀出方向上比在相位編碼方向上更容易產(chǎn)生位置誤差。
可以在其中出現(xiàn)上述失真的主磁場(chǎng)的區(qū)域中精確地估計(jì)線圈靈敏度信息。這通過用校準(zhǔn)序列來執(zhí)行線圈靈敏度估計(jì)而實(shí)現(xiàn)，所述校準(zhǔn)序列將相位和幅度失真減小到等于或小于實(shí)際并行成像掃描中的水平。兩種圖像中的位置失真應(yīng)當(dāng)大約是相同的。
本發(fā)明人已發(fā)現(xiàn)，通過使用自旋回波型序列執(zhí)行校準(zhǔn)掃描，可以解決該問題。用于自旋回波的再聚焦脈沖也使相位誤差再聚焦，有效地在自旋回波處消除了它們。作為另一選擇，如果使回波時(shí)間非常小以便使積累的相位誤差最小化，可以使用基于梯度回波的校準(zhǔn)。由于誤差在相位和讀出方向上表現(xiàn)不同，當(dāng)在校準(zhǔn)和SENSE掃描中的相位編碼方向都在相同的方向上時(shí)，校準(zhǔn)和SENSE成像掃描之間的差異更小。如果讀出梯度方向和幅度在校準(zhǔn)和SENSE成像掃描兩者中基本相同，則可以提供進(jìn)一步的改進(jìn)。
并不要求校準(zhǔn)和診斷掃描的切片位置應(yīng)當(dāng)精確地相同。而是要求校準(zhǔn)掃描應(yīng)當(dāng)至少覆蓋與診斷掃描相同的成像體積?？梢杂脙?nèi)插法獲得診斷掃描的每個(gè)切片位置的線圈靈敏度圖。
參考圖2，顯示了在沒有SENSE的情況下獲取的第一圖像10的表示，以在開放式MRI系統(tǒng)上使用梯度召回回波(GRE)型序列來實(shí)現(xiàn)?，F(xiàn)在參考圖3，顯示了用于第一GRE圖像10的相同對(duì)象的第二GRE圖像12。然而，該圖像通過使用現(xiàn)有技術(shù)中已知的具有基于梯度召回回波的校準(zhǔn)的SENSE來獲取。在第二GRE圖像中，由于靈敏度校準(zhǔn)中的誤差而由不完全展開重構(gòu)產(chǎn)生的卷曲形和條紋形重疊偽像14，16在與第一圖像10比較時(shí)尤為明顯。
現(xiàn)在參考圖4，顯示了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式獲取的第三GRE圖像18。在該實(shí)施方式中，用自旋回波型校準(zhǔn)序列進(jìn)行線圈靈敏度估計(jì)，其中并行成像掃描和校準(zhǔn)掃描的相位編碼方向一致，并且這兩種掃描的讀出方向上的單位長度采樣帶寬是相同的。當(dāng)與第二圖像12的偽像14，16比較時(shí)，第三圖像18中的卷曲形和條紋狀偽像20，22明顯減小。圖2-4的圖像均以下列條件被獲取的重復(fù)時(shí)間(TR)為40ms，回波時(shí)間(TE)為10ms，切片厚度為10mm，激發(fā)數(shù)量(NEX)為2，F(xiàn)OV為550mm，256×256矩陣，在垂直方向上的相位編碼，以及帶寬(BW)為62.5Hz/像素。
圖5-7顯示了以類似于圖2-4的圖像10，12，18的方式獲取的、但是使用快速自旋回波(FSE)型序列獲取的圖像序列。參考圖5，顯示了在沒有SENSE的情況下獲取的第一FSE圖像24的表示?，F(xiàn)在參考圖6，顯示了和用于第一FSE圖像24相同的對(duì)象的第二FSE圖像26。該圖像通過使用具有基于梯度召回回波的校準(zhǔn)的SENSE獲取，并且當(dāng)與第一圖像24比較時(shí)顯示了卷曲形和條紋狀偽像28，30。
現(xiàn)在參考圖7，以類似于第二FSE圖像26的方式獲取第三FSE圖像32，然而基于自旋回波的校準(zhǔn)被用于代替基于梯度召回回波的校準(zhǔn)。同樣，并行成像掃描和校準(zhǔn)掃描的相位編碼方向一致，并且這兩種掃描在讀出方向上的單位長度采樣帶寬是相同的。當(dāng)與第二FSE圖像的偽像28，30比較時(shí)，第三FSE圖像中的卷曲形和條紋狀偽像34，36明顯減小。圖5-7的圖像均是以下列條件被獲取的TR為410ms，TE為20ms，切片厚度為3.0mm，NEX為3，F(xiàn)OV為550mm，288×288矩陣，在垂直方向上的相位編碼，BW為71.4Hz/像素。
已經(jīng)參考優(yōu)選實(shí)施方式描述了本發(fā)明。也參考若干替換實(shí)施方式描述了本發(fā)明。例如，本發(fā)明并不限于開放式MR掃描器，而是適用于任何類型的磁體配置，包括腔孔型掃描器。不一定使用所述的發(fā)射/接收體線圈56，58生成參考圖像，這是因?yàn)榭梢允褂肧ENSE線圈76a，76b，…，76n由組合圖像來計(jì)算參考圖像。在閱讀和理解該說明書后，他人將作出本發(fā)明的這些和其它變化和改進(jìn)。這意味所有這樣的變化、改變和改進(jìn)都被包含在后附權(quán)利要求或其等同替換形式的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種改進(jìn)的線圈靈敏度估計(jì)方法，用于減小利用并行成像的MRI裝置中的偽像，所述方法包括對(duì)于并行成像序列，使用下述其中之一來執(zhí)行相對(duì)于該并行成像序列的校準(zhǔn)序列自旋回波型序列，其匹配校準(zhǔn)的面內(nèi)相位編碼方向和對(duì)于每個(gè)校準(zhǔn)的并行成像序列；和梯度回波型序列，其匹配校準(zhǔn)的面內(nèi)相位編碼方向和對(duì)于每個(gè)校準(zhǔn)的并行成像序列。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中為每個(gè)并行成像序列執(zhí)行所述校準(zhǔn)序列。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其中在每個(gè)所述并行成像序列之前執(zhí)行所述校準(zhǔn)序列。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中用很短的回波時(shí)間(TE)，例如小于5ms，執(zhí)行所述梯度回波型校準(zhǔn)序列。
5.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括在所述校準(zhǔn)序列和所述并行成像序列中使用基本相同的讀出梯度。
6.如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述校準(zhǔn)序列的相位編碼方向基本上被指引為沿著所述并行成像序列的相位編碼方向。
7.一種MRI裝置，其具有序列控制器(70)，該序列控制器被編程用以執(zhí)行如權(quán)利要求1-6中任一項(xiàng)所述的方法。
8.一種MRI裝置，其包括用于在檢查區(qū)(46)中產(chǎn)生B0磁場(chǎng)的磁體系統(tǒng)，所述裝置包括用于在所述檢查區(qū)中激發(fā)和操縱磁共振的裝置(58，72a，76a，...，76n)；用于空間上編碼磁共振的裝置(52，74，72b)；具有用于并行接收共振信號(hào)的不同靈敏度輪廓的多個(gè)線圈(76a，...，76n)；用于將接收的共振信號(hào)重構(gòu)為圖像表示的裝置(80a，...80o)；用于由校準(zhǔn)掃描期間產(chǎn)生的圖像表示(82a，...，82n)產(chǎn)生線圈(76a，...，76n)的靈敏度輪廓(86)的裝置(84)；用于由所述靈敏度輪廓(86)和在診斷掃描期間產(chǎn)生的圖像表示(82a，...，82n)產(chǎn)生診斷圖像(92)的裝置(90)；序列控制裝置(70)，其用于訪問校準(zhǔn)序列存儲(chǔ)器裝置(74)以取回RF再聚焦自旋回波型序列和梯度召回回波型序列中的一個(gè)，并且根據(jù)取回的校準(zhǔn)序列來控制共振激發(fā)裝置(58，72a，76a，...，76n)和空間編碼裝置(52，74，72b)，以便為重構(gòu)裝置(80a，...80o)產(chǎn)生共振信號(hào)用于重構(gòu)為校準(zhǔn)圖像表示(82a，...，82n)，和用于訪問診斷成像序列存儲(chǔ)器裝置(88)以取回診斷成像序列，并且控制共振激發(fā)裝置(58，72a，76a，...，76n)和空間編碼裝置(52，74，72b)，以便為重構(gòu)裝置(80a，...80o)產(chǎn)生共振信號(hào)用于重構(gòu)為診斷圖像表示(82a，...，82n)。
全文摘要
在MRI系統(tǒng)(40)中的并行或SENSE成像技術(shù)中，執(zhí)行校準(zhǔn)掃描以生成校準(zhǔn)圖像(86)，該標(biāo)準(zhǔn)圖像表示也在磁場(chǎng)失真的區(qū)域中的并行成像線圈(76a，…，76n)的靈敏度輪廓。這通過使用諸如自旋回波技術(shù)的相位再聚焦成像協(xié)議，或者通過使用回波時(shí)間很短的梯度回波技術(shù)來實(shí)現(xiàn)。另外，校準(zhǔn)掃描和診斷成像掃描的相位編碼方向應(yīng)當(dāng)匹配。使用診斷掃描協(xié)議執(zhí)行診斷成像掃描以從每個(gè)并行成像線圈生成診斷圖像表示。SENSE處理器(90)從診斷圖像表示和線圈靈敏度輪廓重構(gòu)最終診斷圖像(92)。
文檔編號(hào)G01R33/561GK1910470SQ200580002497
公開日2007年2月7日 申請(qǐng)日期2005年1月6日 優(yōu)先權(quán)日2004年1月15日
發(fā)明者A·尼米, J·坦圖, M·伊利豪塔拉 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司