本發(fā)明涉及磁共振(MR)成像的領(lǐng)域。其涉及一種對(duì)對(duì)象進(jìn)行MR成像的方法。本發(fā)明還涉及一種MR設(shè)備以及要在MR設(shè)備上運(yùn)行的計(jì)算機(jī)程序。

背景技術(shù)：

采用磁場(chǎng)與核自旋之間的相互作用以形成二維或三維圖像的圖像形成MR方法在現(xiàn)今被廣泛使用，尤其是在醫(yī)學(xué)診斷的領(lǐng)域中被廣泛使用，這是因?yàn)獒槍?duì)軟組織成像，該方法在許多方面中比其他成像方法更優(yōu)秀，其不需要電離輻射并且通常是無(wú)創(chuàng)的。

根據(jù)一般的MR方法，對(duì)象(例如要被檢查的患者的身體)被布置在強(qiáng)的均勻磁場(chǎng)中，所述磁場(chǎng)的方向同時(shí)限定測(cè)量所基于的坐標(biāo)系的軸(通常是z軸)。磁場(chǎng)針對(duì)各個(gè)核自旋產(chǎn)生取決于磁場(chǎng)強(qiáng)度的不同能量水平，所述核自旋能夠通過(guò)施加具有限定的頻率(所謂的拉莫爾頻率或MR頻率)的電磁交變場(chǎng)(RF場(chǎng))來(lái)激勵(lì)。從宏觀上來(lái)看，各個(gè)核自旋的分布產(chǎn)生總體的磁化，通過(guò)施加具有適當(dāng)頻率的電磁脈沖(RF脈沖)，能夠使所述磁化偏離出平衡狀態(tài)，使得磁化執(zhí)行關(guān)于z軸的進(jìn)動(dòng)。所述進(jìn)動(dòng)描繪了錐形的表面，所述錐形表面的孔徑的角度被稱為翻轉(zhuǎn)角。翻轉(zhuǎn)角的幅度取決于所施加的電磁脈沖的強(qiáng)度和持續(xù)時(shí)間。在所謂的90°脈沖的情況下，自旋從z軸向橫向平面偏轉(zhuǎn)(翻轉(zhuǎn)角90°)。

在RF脈沖終止后，磁化弛豫回到原始的平衡狀態(tài)，其中，z方向上的磁化以第一時(shí)間常數(shù)T1(自旋晶格或縱向弛豫時(shí)間)再次建立，并且在與z方向垂直的方向上的磁化以第二時(shí)間常數(shù)T2(自旋-自旋或橫向弛豫時(shí)間)弛豫。能夠借助于接收RF線圈來(lái)檢測(cè)磁化的變化，所述接收RF線圈以如下方式被布置并定向在MR設(shè)備的檢查體積內(nèi)，即使得在與z軸垂直的方向上測(cè)量磁化的變化。在施加了例如90°脈沖之后，橫向磁化的衰減伴隨著核自旋從具有相同相位的有序狀態(tài)到其中所有相位角均勻分布(失相)的狀態(tài)的轉(zhuǎn)變。能夠借助于重新聚焦脈沖(例如180°脈沖)來(lái)對(duì)失相進(jìn)行補(bǔ)償。這在接收線圈中產(chǎn)生回波信號(hào)(自旋回波)。

為了實(shí)現(xiàn)身體中的空間分辨率，沿著三個(gè)主軸延伸的恒定磁場(chǎng)梯度被疊加在均勻磁場(chǎng)上，得到對(duì)自旋共振頻率的線性空間依賴性。在接收線圈中拾取的信號(hào)然后含有能夠與身體中的不同位置相關(guān)聯(lián)的不同頻率的分量。經(jīng)由接收線圈獲得的信號(hào)數(shù)據(jù)與空間頻域相對(duì)應(yīng)，并且被稱為k空間數(shù)據(jù)。k空間數(shù)據(jù)通常包括利用不同的相位編碼采集到的多條線。通過(guò)收集若干樣本來(lái)將每條線數(shù)字化。借助于圖像重建算法來(lái)將k空間數(shù)據(jù)的集合轉(zhuǎn)換為MR圖像。

所謂的“快速自旋回波”(TSE)序列是公知的多回波成像序列。TSE序列的一次“發(fā)射”包括用于激勵(lì)磁共振的初始RF脈沖，其后跟隨有多個(gè)快速施加(典型地為180°)的重新聚焦RF脈沖，生成被不同地相位編碼的自旋回波信號(hào)的隊(duì)列。回波信號(hào)被采集到，其中，每個(gè)回波信號(hào)表示k空間線，即k空間的一維樣本，k空間線的位置是由序列的所施加的頻率編碼和相位編碼切換的磁場(chǎng)梯度確定的。所謂的“快速因子”(TF)是在每次激勵(lì)后采集到的回波的數(shù)量。典型地，多回波序列的多次發(fā)射被應(yīng)用以對(duì)k空間進(jìn)行完全采樣，以便于能夠根據(jù)采集到的k空間曲線來(lái)重建MR圖像。典型地對(duì)k空間進(jìn)行分割，使得每個(gè)分段歸屬于由序列的每一次發(fā)射所生成的回波列中的一個(gè)回波指數(shù)。換言之，每次發(fā)射典型地采集來(lái)自k空間的所有分段的k空間曲線，其中，k空間中的分段的數(shù)量等于TF。

當(dāng)今，TSE序列被應(yīng)用在幾乎所有應(yīng)用領(lǐng)域中。盡管其被廣泛使用，但已知由于經(jīng)分割k空間分布的采集，其對(duì)運(yùn)動(dòng)非常敏感。被成像對(duì)象(例如皮下脂肪)的小的移動(dòng)能夠引入干擾掃描的整體診斷價(jià)值的與感興趣部分重疊的鬼影。

以上提及的k空間分割原理和問(wèn)題適用于自旋回波(TSE)和梯度回波序列(TFE)以及“回波平面成像”-EPI-序列兩者。

根據(jù)美國(guó)專利US 8155389已知從相位編碼線的集合之間的互相關(guān)性來(lái)導(dǎo)出運(yùn)動(dòng)信息。

美國(guó)專利申請(qǐng)US 2008/061779涉及一種用于三維MR成像的磁共振數(shù)據(jù)采集。該數(shù)據(jù)采集采用部分采集分布的(3D k空間中的)k線。亦即，每次部分采集包括(在頻率編碼方向上的)若干k_x曲線。各自的k_x曲線具有不同的(k_y，k_z)二維相位編碼。應(yīng)當(dāng)注意，在(k_y，k_z)平面中，采用徑向掃描方法。在整個(gè)測(cè)量時(shí)間上，在中央和外圍k空間中(在二維相位編碼平面上)采用k曲線的均勻分布。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

根據(jù)上文容易意識(shí)到，存在針對(duì)經(jīng)改進(jìn)的MR成像技術(shù)的需要。因此，本發(fā)明的目的是實(shí)現(xiàn)關(guān)于運(yùn)動(dòng)更加魯棒的快速M(fèi)R成像。

根據(jù)本發(fā)明，公開(kāi)了一種對(duì)被放置在MR設(shè)備的檢查體積中的對(duì)象進(jìn)行MR成像的方法。所述方法包括以下步驟：

-通過(guò)使所述對(duì)象經(jīng)受成像序列來(lái)生成回波信號(hào)，

-采集所述回波信號(hào)，每個(gè)回波信號(hào)被歸屬給k空間線，其中，在k空間的部分中被相鄰布置的若干k空間線被重復(fù)地采樣，其中，所述若干k空間線每次重復(fù)以不同的序列順序被采樣，并且

-根據(jù)采集到的回波信號(hào)來(lái)重建MR圖像。

k-空間掃描方法被應(yīng)用到由讀出(頻率編碼方向(k_x)和相位編碼方向(k_y))跨越的二維k空間(k平面)。根據(jù)本發(fā)明，來(lái)自k空間的部分的若干k空間線被重復(fù)地采樣。這意味著所述若干k空間線中的相同的k空間線被采樣兩次或更多次。例如，出于信號(hào)平均的目的來(lái)執(zhí)行重復(fù)采樣。在不同的重復(fù)中，將自旋狀況或磁化狀況選擇為不同的。例如，在磁化的不同的、尤其是相反的相位處的重復(fù)期間完成求平均。在Dixon采集中，在不同的重復(fù)中選擇不同的回波時(shí)間。在相位敏感反轉(zhuǎn)采集中，分別在施加和不施加自旋反轉(zhuǎn)的情況下進(jìn)行不同的重復(fù)。各自的重復(fù)采樣的k空間線每次重復(fù)以不同的序列順序被采樣，以便于補(bǔ)償運(yùn)動(dòng)偽影。所述序列順序限定了所述k空間線被相繼地采樣的順序。通過(guò)將每條k空間線的k空間位置(即相位編碼)歸屬到各自的回波信號(hào)在采集到的回波信號(hào)的次序中的位置，來(lái)確定所述序列順序。這意味著，換言之，通過(guò)所述成像序列，所述k空間線被采樣的(例如隨機(jī)的)所述序列順序從重復(fù)到重復(fù)而被變化，這也暗示了，所述若干k空間線被采集的時(shí)間次序一般不同于在k空間的各自部分中的各自的k空間線的序列安排。這種方法實(shí)現(xiàn)了特別有效地將運(yùn)動(dòng)偽影求平均而去除。

根據(jù)本發(fā)明所施加的成像序列可以是單回波自旋回波(SE)或梯度回波(GE)序列。在備選實(shí)施例中，所述成像序列可以是多回波成像序列，其中，所述對(duì)象經(jīng)受所述多回波成像序列的若干次發(fā)射，通過(guò)每次發(fā)射生成回波信號(hào)的隊(duì)列。在該實(shí)施例中，采集所述若干k空間線的所述序列順序是通過(guò)將每條k空間線的k空間位置歸屬到指示通過(guò)每次發(fā)射生成的回波信號(hào)的所述列中的各自的回波信號(hào)的數(shù)量的回波指數(shù)來(lái)確定的。

在本發(fā)明的另外的優(yōu)選實(shí)施例中，k空間被分成中央k空間部分以及一個(gè)或多個(gè)外圍k空間部分，其中，在所述中央k空間部分中求平均的信號(hào)的數(shù)量高于在所述外圍k空間部分中求平均的信號(hào)的數(shù)量。根據(jù)該實(shí)施例，本發(fā)明提出了一種運(yùn)動(dòng)不敏感的部分求平均方法，在所述方法中，出于信號(hào)平均的目的，以較高的采集數(shù)量來(lái)對(duì)所述中央k空間部分進(jìn)行采樣，以便于補(bǔ)償運(yùn)動(dòng)偽影。在所述中央k空間部分和所述外圍k空間部分中分別施加不同的信號(hào)平均。通過(guò)在所述中央k空間部分中施加比在所述外圍k空間部分中更高數(shù)量的信號(hào)平均，在經(jīng)重建MR圖像中運(yùn)動(dòng)偽影被有效地平均掉，這是因?yàn)橹醒肟臻g數(shù)據(jù)主要確定總體的圖像對(duì)比度。

應(yīng)當(dāng)注意，根據(jù)本發(fā)明可以在k空間中執(zhí)行信號(hào)平均，或者例如可以在圖像空間中通過(guò)使用迭代MR圖像重建技術(shù)來(lái)執(zhí)行信號(hào)平均。

優(yōu)選地，以隨機(jī)的順序?qū)χ貜?fù)采樣的(所述中央k空間部分和/或所述外圍k空間部分的)k空間線中的至少一些進(jìn)行采樣。所述隨機(jī)將采集到的k空間數(shù)據(jù)的運(yùn)動(dòng)誘發(fā)的非連續(xù)性進(jìn)行分布。這避免了運(yùn)動(dòng)損壞的k空間數(shù)據(jù)的規(guī)則k空間間隔，并且因此，避免了經(jīng)重建MR圖像中的鬼影。

根據(jù)本發(fā)明的又一優(yōu)選實(shí)施例，以可變的密度對(duì)k空間的至少部分進(jìn)行采樣。這意味著，換言之，采集到的k空間線在相位編碼方向上是不規(guī)則分布的?？勺僰空間密度通過(guò)避免k空間中運(yùn)動(dòng)損壞的k空間樣本的規(guī)則分布而額外地減少重影。

而且，k空間的至少部分，優(yōu)選地是所述外圍k空間部分，可以被不完全地采樣，這意味著在各自的k空間區(qū)域中的采樣密度相對(duì)于要被成像的視場(chǎng)低于奈奎斯特極限。

例如，這可以被采用，以便通過(guò)經(jīng)運(yùn)動(dòng)優(yōu)化的可變密度壓縮感測(cè)來(lái)減小掃描時(shí)間。已知CS的理論針對(duì)顯著的信號(hào)數(shù)據(jù)減少具有良好的前景。在CS理論中，能夠通過(guò)應(yīng)用適合的正則化算法而將在變換域中具有稀疏表示的信號(hào)數(shù)據(jù)集從欠采樣測(cè)量結(jié)果中恢復(fù)。欠采樣的可能性得到顯著減少的采集時(shí)間。作為用于信號(hào)采樣和重建的數(shù)學(xué)框架，CS規(guī)定了即使在k空間采樣密度比奈奎斯特標(biāo)準(zhǔn)低得多的情況下也能夠確切地重建信號(hào)數(shù)據(jù)集，或者是至少以高圖像質(zhì)量重建信號(hào)數(shù)據(jù)集的條件，并且其還提供了用于這樣的重建的方法。在大多數(shù)現(xiàn)有的基于CS的MR采集和重建計(jì)劃中，使用基本的CS規(guī)劃，其僅利用在MR信號(hào)數(shù)據(jù)在變換域中是稀疏的先決條件。

另外，本發(fā)明的方法可以與本身已知的“部分矩陣”技術(shù)組合。“部分矩陣”是具有k空間的復(fù)數(shù)共軛屬性的優(yōu)勢(shì)的掃描時(shí)間減少方法。由于來(lái)自負(fù)k空間位置的k空間曲線與來(lái)自對(duì)應(yīng)的正k空間位置的復(fù)數(shù)共軛k空間曲線基本相同，因此根據(jù)本發(fā)明，可以僅對(duì)外圍的正或負(fù)部分進(jìn)行采樣，以便于復(fù)制對(duì)整個(gè)k空間的采樣。這得到在保持全分辨率的同時(shí)對(duì)掃描時(shí)間的顯著減少。

根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例，本發(fā)明的多回波成像序列是自旋回波序列，所述自旋回波序列的一次發(fā)射包括：

-至少一個(gè)RF脈沖，其用于激勵(lì)磁共振，

-多個(gè)重新聚焦RF脈沖，

-用于對(duì)每個(gè)回波信號(hào)進(jìn)行頻率編碼的多個(gè)切換的磁場(chǎng)梯度，以及

-用于對(duì)每個(gè)回波信號(hào)進(jìn)行相位編碼的多個(gè)切換的磁場(chǎng)梯度。換言之，本發(fā)明的方法可以與本身已知的“快速”自旋回波序列(例如TSE或自旋回波型EPI)組合應(yīng)用。備選地，所述多回波成像序列是梯度回波序列，所述梯度回波序列的一次發(fā)射包括：

-至少一個(gè)RF脈沖，其用于激勵(lì)磁共振，

-用于對(duì)磁共振進(jìn)行重新聚焦并用于對(duì)每個(gè)回波信號(hào)進(jìn)行頻率編碼的多個(gè)切換的磁場(chǎng)梯度，以及

-用于對(duì)每個(gè)回波信號(hào)進(jìn)行相位編碼的多個(gè)切換的磁場(chǎng)梯度。換言之，本發(fā)明的方法可以與本身已知的“快速”梯度回波序列(例如TFE或EPI)組合應(yīng)用。

本發(fā)明的方法特別適合于與笛卡爾k空間采樣計(jì)劃組合。然而，所述方法也可以與非笛卡爾采樣組合應(yīng)用。對(duì)于所有類型的k空間采樣，本發(fā)明意義上的術(shù)語(yǔ)“中央k空間部分”指的是靠近并包圍k空間原點(diǎn)的k空間曲線。

根據(jù)又一優(yōu)選實(shí)施例，運(yùn)動(dòng)信息是從采集自重復(fù)采樣的k空間線的所述回波信號(hào)導(dǎo)出的。例如，在不同的時(shí)間點(diǎn)處從相同的k空間位置采集的回波信號(hào)可以是互相關(guān)的，以便提取運(yùn)動(dòng)信息。運(yùn)動(dòng)信息可以被采用以通過(guò)適當(dāng)?shù)暮筇幚韥?lái)對(duì)采集到的信號(hào)數(shù)據(jù)進(jìn)行對(duì)應(yīng)的運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。備選地，如果檢測(cè)到的運(yùn)動(dòng)被發(fā)現(xiàn)太嚴(yán)重以至于不能被補(bǔ)償，則可以自動(dòng)判斷丟棄該運(yùn)動(dòng)損壞k空間曲線。因此，運(yùn)動(dòng)偽影或者根據(jù)本發(fā)明而通過(guò)求平均被去除，或者通過(guò)校正或丟棄損壞的數(shù)據(jù)而被完全避免。

如MR成像領(lǐng)域的技術(shù)人員已知的，通常希望獲得關(guān)于諸如水和脂肪的不同化學(xué)種類對(duì)總體信號(hào)的相對(duì)貢獻(xiàn)的信息，以抑制其中的某些的貢獻(xiàn)或者分別地或聯(lián)合地分析它們?nèi)康呢暙I(xiàn)。如果來(lái)自在不同回波時(shí)間處采集的兩個(gè)或更多個(gè)對(duì)應(yīng)的回波的信息被組合，則能夠計(jì)算這些貢獻(xiàn)。這可以被認(rèn)為是化學(xué)位移編碼，其中，通過(guò)在稍微不同的回波時(shí)間處采集兩個(gè)或更多個(gè)回波信號(hào)數(shù)據(jù)集來(lái)定義并編碼額外的維度，化學(xué)移位維度。具體而言，對(duì)于水-脂肪分離，這些類型的實(shí)驗(yàn)通常被稱為Dixon型測(cè)量。借助于Dixon成像或Dixon水/脂肪成像，能夠通過(guò)根據(jù)在不同回波時(shí)間處采集的兩個(gè)或更多個(gè)對(duì)應(yīng)的回波來(lái)計(jì)算水和脂肪的貢獻(xiàn)以實(shí)現(xiàn)水/脂肪分離。一般地，這樣的分離是可能的，因?yàn)樵谥竞退写嬖跉渚哂幸阎倪M(jìn)動(dòng)頻率差異。在其最簡(jiǎn)單的形式中，通過(guò)對(duì)“同相”和“異相”數(shù)據(jù)集的相加或相減來(lái)生成水和脂肪圖像。

在優(yōu)選實(shí)施例中，本發(fā)明的方法與Dixon成像組合。因此，換言之，所述成像序列是Dixon序列，其中，來(lái)自水和脂肪的對(duì)采集到的回波信號(hào)的信號(hào)貢獻(xiàn)被分開(kāi)。本發(fā)明的重要的洞悉是，本發(fā)明的特別運(yùn)動(dòng)魯棒的采集方案是非常適合于Dixon成像的，其中，經(jīng)重建MR圖像中的低運(yùn)動(dòng)偽影得到高診斷圖像質(zhì)量。在Dixon成像的情況下，可以以每次重復(fù)不同的回波時(shí)間來(lái)有利地執(zhí)行對(duì)相同的k空間線的重復(fù)采樣。

最優(yōu)選地，以所述k空間線的不同順序在所述Dixon序列的每個(gè)回波時(shí)間處采集所述回波信號(hào)。采集順序的不同的隨機(jī)化造成對(duì)運(yùn)動(dòng)偽影的優(yōu)化的通過(guò)求平均的去除。

這具體與對(duì)所謂的模量相加加權(quán)脂肪和水圖像的重建組合應(yīng)用，其中，在重建MR圖像的步驟中，來(lái)自水和脂肪的信號(hào)貢獻(xiàn)被組合。為了重建模量相加加權(quán)脂肪和水圖像，針對(duì)每個(gè)圖像像素或體素來(lái)計(jì)算脂肪貢獻(xiàn)的n次方的模量與水貢獻(xiàn)的n次方的模的加權(quán)和的n次方根。

更一般地，本發(fā)明的方法可以與其中k空間線被重復(fù)采集且至少一個(gè)成像參數(shù)隨重復(fù)而變化的任何類型的成像技術(shù)組合。由此，本發(fā)明的方法可以有利地與反向恢復(fù)技術(shù)(IR/PSIR)、擴(kuò)散加權(quán)成像、磁化傳遞對(duì)比(MTC)、化學(xué)交換飽和傳遞(CEST)等組合。

在本發(fā)明的另外的方面中，以如下的方式來(lái)重建相位敏感磁共振圖像，即在重建中保留采集到的磁共振信號(hào)的相位信息。亦即，經(jīng)重建磁共振圖像的像素是復(fù)數(shù)值的。

到目前為止所描述的本發(fā)明的方法能夠借助于MR設(shè)備來(lái)執(zhí)行，所述MR設(shè)備包括：用于在檢查體積內(nèi)生成均勻靜態(tài)磁場(chǎng)的至少一個(gè)主磁體線圈、用于在所述檢查體積內(nèi)在不同空間方向上生成切換的磁場(chǎng)梯度的若干梯度線圈、用于在所述檢查體積內(nèi)生成RF脈沖和/或用于從被定位在所述檢查體積中的對(duì)象接收MR信號(hào)的至少一個(gè)RF線圈、用于控制RF脈沖和切換的磁場(chǎng)梯度的時(shí)間次序的控制單元、以及重建單元。能夠例如通過(guò)對(duì)所述MR設(shè)備的所述重建單元和/或所述控制單元的對(duì)應(yīng)的編程來(lái)實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的方法。

能夠在現(xiàn)今臨床使用的大多數(shù)MR設(shè)備中有利地執(zhí)行本發(fā)明的方法。為此，僅需要采用控制所述MR設(shè)備的計(jì)算機(jī)程序，使得所述計(jì)算機(jī)程序執(zhí)行以上解釋的本發(fā)明的方法步驟。所述計(jì)算機(jī)程序可以存在于在數(shù)據(jù)載體上或存在于數(shù)據(jù)網(wǎng)絡(luò)中，從而被下載以安裝在所述MR設(shè)備的所述控制單元中。

附圖說(shuō)明

附圖公開(kāi)了本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例。然而應(yīng)當(dāng)理解，附圖僅被設(shè)計(jì)用于圖示的目的，而不被設(shè)計(jì)為限定對(duì)本發(fā)明的限制。在附圖中：

圖1示出了用于執(zhí)行本發(fā)明的方法的MR設(shè)備；

圖2示出了示意性地圖示本發(fā)明的采樣計(jì)劃的第一實(shí)施例的k空間圖；

圖3示出了示意性地圖示本發(fā)明的采樣計(jì)劃的第二實(shí)施例的k空間圖；

圖4示出了示意性地圖示本發(fā)明的采樣計(jì)劃的第三實(shí)施例的k空間圖；

圖5示出了示意性地圖示本發(fā)明的采樣計(jì)劃的第四實(shí)施例的k空間圖；

圖6示出了示意性地圖示本發(fā)明的采樣計(jì)劃的第四實(shí)施例的k空間圖；

圖7示意性地示出了具有運(yùn)動(dòng)鬼影貢獻(xiàn)的同相圖像、異相圖像、水圖像和脂肪圖像；

圖8示出了示意性地圖示Dixon測(cè)量中對(duì)同相和異相的采樣的k空間圖。

具體實(shí)施方式

參考圖1，示出了MR設(shè)備。所述設(shè)備包括超導(dǎo)的或常導(dǎo)的主磁體線圈2，使得沿著通過(guò)檢查體積的z軸創(chuàng)建基本均勻的、在時(shí)間上恒定的主磁場(chǎng)。

磁共振生成和操縱系統(tǒng)施加一系列RF脈沖和切換的磁場(chǎng)梯度，以翻轉(zhuǎn)或激勵(lì)核磁自旋、誘發(fā)磁共振、對(duì)磁共振進(jìn)行重新聚焦、操縱磁共振、對(duì)磁共振進(jìn)行空間上或其他形式的編碼、使自旋飽和等，從而執(zhí)行MR成像。

更具體地，梯度脈沖放大器3向沿著檢查體積的x軸、y軸和z軸的全身線圈4、5和6中的選定的一個(gè)線圈施加電流脈沖。數(shù)字RF頻率發(fā)射器7經(jīng)由發(fā)送/接收開(kāi)關(guān)8向全身體積RF線圈9發(fā)射RF脈沖或脈沖包，以將RF脈沖發(fā)射到檢查體積中。典型的MR成像序列由相互在一起的具有短持續(xù)時(shí)間的RF脈沖段的包組成，并且任何施加的磁場(chǎng)梯度實(shí)現(xiàn)對(duì)核磁共振的選定的操縱。RF脈沖被用于進(jìn)行飽和、激勵(lì)共振、反轉(zhuǎn)磁化、重新聚焦共振或者操縱共振，并且選擇被定位在檢查體積中的身體10的部分。還通過(guò)全身體積RF線圈9來(lái)拾取MR信號(hào)。

為了生成身體10的有限區(qū)域的MR圖像，一組局部陣列RF線圈11、12、13被放置為鄰近選定進(jìn)行成像的區(qū)域。陣列線圈11、12、13能夠被用于接收由體線圈RF發(fā)射誘發(fā)的MR信號(hào)。

所得到的MR信號(hào)通過(guò)全身體積RF線圈9和/或通過(guò)陣列RF線圈11、12、13而被拾取，并且通過(guò)接收器14而被解調(diào)，所述接收器14優(yōu)選地包括前置放大器(未示出)。接收器14經(jīng)由發(fā)送/接收開(kāi)關(guān)8而被連接到RF線圈9、11、12和13。

主機(jī)計(jì)算機(jī)15控制梯度脈沖放大器3和發(fā)射器7來(lái)生成多個(gè)MR成像序列中的任何序列，例如回波平面成像(EPI)、回波體積成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波(TSE)成像等。對(duì)于選定的序列，接收器14在每個(gè)RF激勵(lì)脈沖之后快速相繼地接收一條或多條MR數(shù)據(jù)線。數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16執(zhí)行對(duì)接收到的信號(hào)的模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換，并且將每條MR數(shù)據(jù)線轉(zhuǎn)換為適合于進(jìn)一步處理的數(shù)字格式。在現(xiàn)代MR設(shè)備中，數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16是專用于采集原始圖像數(shù)據(jù)的單獨(dú)的計(jì)算機(jī)。

最終，通過(guò)重建處理器17將數(shù)字原始圖像數(shù)據(jù)重建為圖像表示，所述重建處理器17應(yīng)用傅里葉變換或其他適當(dāng)?shù)闹亟ㄋ惴āR圖像可以表示通過(guò)患者的平面切片、平行的平面切片的陣列、三維體積等。接著圖像被存儲(chǔ)在圖像存儲(chǔ)器中，在所述圖像存儲(chǔ)器中，所述圖像可以被訪問(wèn)以將切片、投影或圖像表示的其他部分轉(zhuǎn)換為用于可視化的適當(dāng)格式，例如，經(jīng)由提供對(duì)所得到的MR圖像的人類可讀顯示的視頻監(jiān)視器18來(lái)進(jìn)行可視化。

繼續(xù)參考圖1并且進(jìn)一步參考圖2-圖5，解釋了本發(fā)明的運(yùn)動(dòng)魯棒的部分求平均方法的實(shí)施例。

根據(jù)本發(fā)明，身體10經(jīng)受多回波成像序列(例如TSE序列)的若干次發(fā)射，通過(guò)序列的每次發(fā)射生成回波信號(hào)的隊(duì)列。采集回波信號(hào)，其中，每個(gè)回波信號(hào)歸屬于k空間線。在圖2-圖5中k空間線被表示為平行于kx軸延伸的細(xì)水平線。通過(guò)對(duì)k空間線中的至少一些重復(fù)采樣來(lái)執(zhí)行信號(hào)平均。重復(fù)采樣意味著相同的k空間線在信號(hào)采集過(guò)程期間被采樣兩次或更多次，以重建最終的MR圖像，其中，通過(guò)對(duì)從同一k空間位置采集到的若干回波信號(hào)分別求平均來(lái)實(shí)現(xiàn)信號(hào)對(duì)噪聲改進(jìn)。求平均的數(shù)量也被稱為采集數(shù)量(NSA)。信號(hào)對(duì)噪聲(SNR)中的改進(jìn)的近似量被計(jì)算為求平均的數(shù)量的平方根。

如在圖2中所示，k空間20被分成中央k空間部分21、第一外圍k空間部分22以及第二外圍k空間部分23。在所描繪的實(shí)施例中，通過(guò)TSE序列的每次發(fā)射來(lái)對(duì)中央k空間部分21進(jìn)行采樣，通過(guò)每個(gè)第二次發(fā)射來(lái)對(duì)第一外圍k空間部分22進(jìn)行采樣，同時(shí)通過(guò)每第四次發(fā)射來(lái)對(duì)第二外圍k空間部分23進(jìn)行采樣。根據(jù)所提出的部分求平均方法，執(zhí)行對(duì)k空間位置的可變重復(fù)采樣，其中，與外圍部分22、23相比，中央k空間21被更經(jīng)常地采集。具有其k空間線的有限集合的中央k空間部分21被非常頻繁地采樣?？梢愿鶕?jù)從中央部分21的重復(fù)采樣的k空間線采集的回波信號(hào)來(lái)導(dǎo)出運(yùn)動(dòng)信息。例如，可以計(jì)算在不同的求平均步驟期間采集的k空間數(shù)據(jù)的交叉互相關(guān)性。在此基礎(chǔ)上，可以執(zhí)行自動(dòng)運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。在檢測(cè)到的運(yùn)動(dòng)被發(fā)現(xiàn)太嚴(yán)重的情況下，可以拒絕對(duì)應(yīng)的回波信號(hào)數(shù)據(jù)。在被成像對(duì)象的位置被發(fā)現(xiàn)已經(jīng)由于運(yùn)動(dòng)而不可逆地變化的情況下，可以根據(jù)位置移位來(lái)自動(dòng)地更新掃描參數(shù)。具有較大的k空間線的集合的中間的外圍k空間部分22被較不頻繁地掃描，以通過(guò)求平均來(lái)去除運(yùn)動(dòng)，補(bǔ)償偽影以及如T2弛豫的信號(hào)衰減效應(yīng)，并且提供對(duì)SNR的至少一定的提高。第二外圍部分23僅被采集一次。取決于是否使用了例如CS和/或部分矩陣技術(shù)，其甚至可以被采集少于一次。最終，根據(jù)采集到的回波信號(hào)來(lái)重建MR圖像。該一般性方法能夠應(yīng)用于所有類型的序列，如FFE、SE、TFE、TSE以及EPI序列。

在圖3-圖5中圖示的本發(fā)明的另外的方面，是以可變的密度來(lái)執(zhí)行k空間采樣，其中，在中央k空間部分21中對(duì)k空間進(jìn)行較密集的采樣，并且對(duì)外圍k空間部分22、23進(jìn)行較稀疏地采樣。如圖3-圖5所示，采集到的k空間線在相位編碼方向k_y上不規(guī)則地分布?？勺兊膋空間密度通過(guò)避免運(yùn)動(dòng)損壞的k空間樣本在k空間20中的規(guī)則分布來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)重影的減少。這種可變密度采集在如TSE或TFE的快速序列中是特別有利的，其中，圖像對(duì)比度被保留并且基本獨(dú)立于對(duì)外圍k空間部分22、23中的采集數(shù)量的選擇。如在圖2所示的實(shí)施例中，中央k空間部分較經(jīng)常地被更新，而外圍k空間部分22、23被以降低的頻率更新。因此，最相關(guān)的是，來(lái)自中央k空間21的k空間線支配的信號(hào)在短時(shí)間段內(nèi)被更新(例如在多回波成像序列的每次發(fā)射內(nèi))。此外，k空間部分21、22、23的大小向外側(cè)k空間增加，這導(dǎo)致k空間20上運(yùn)動(dòng)誘發(fā)的k空間不連續(xù)性的進(jìn)一步分布。

圖4圖示了在分別被標(biāo)記為ACQ1和ACQ2的第一采集步驟和第二采集步驟期間采集的k空間線。在該實(shí)施例中，外圍k空間部分22中的k空間線的位置在k_y方向上在第二采集步驟ACQ2中被移位。出于圖示目的，在第一采集步驟ACQ1中k空間線的k_y位置被指示為在圖4的右側(cè)圖中的虛線。相反，在中央k空間部分21中，在第一采集步驟ACQ1和第二采集步驟ACQ2期間掃描的k空間線的k_y位置被保持，導(dǎo)致對(duì)中央k空間部分21中的k空間線的對(duì)應(yīng)重復(fù)的采樣，同時(shí)外圍k空間部分22中的每條k空間線僅被掃描一次。在每個(gè)獨(dú)立的采樣步驟ACQ1、ACQ2期間，外圍k空間部分22被不完全地采樣，這意味著在k_y方向上的采樣密度低于奈奎斯特閾值。在采集步驟ACQ1和ACQ2兩者中采樣的k空間線的組合得到完全采樣的數(shù)據(jù)集。

本發(fā)明的主要方面是在每次重復(fù)中以不同順序?qū)Ω髯缘膋空間線的重復(fù)采樣，其中，采樣順序限定k空間線被采樣的時(shí)間順序。優(yōu)選地，每個(gè)采集步驟應(yīng)用不同的隨機(jī)順序。與圖2-圖5所示的所有本發(fā)明的實(shí)施例組合應(yīng)用的本發(fā)明的技術(shù)通過(guò)求平均去除運(yùn)動(dòng)偽影，并且將采集到的k空間數(shù)據(jù)的運(yùn)動(dòng)誘發(fā)的不連續(xù)性進(jìn)行分布，得到運(yùn)動(dòng)損壞的k空間數(shù)據(jù)的不規(guī)則k空間間隔。以這種方式避免了經(jīng)重建MR圖像中的鬼影。例如，參考圖4，在采集步驟ACQ2期間從中央k空間部分21對(duì)k空間線進(jìn)行采樣的(優(yōu)選為隨機(jī)的)時(shí)間順序不同于在采集步驟ACQ1期間中央k空間部分21中所應(yīng)用的時(shí)間采樣順序。

在圖5所示的實(shí)施例中，在外圍k空間部分22中應(yīng)用k空間采樣網(wǎng)格的隨機(jī)分布，其中，在采集步驟ACQ2期間對(duì)在采集步驟ACQ1期間錯(cuò)過(guò)的那些k空間線進(jìn)行采樣。采集ACQ1和ACQ2兩者的組合得到完全采樣的數(shù)據(jù)集。如圖4的實(shí)施例，在每個(gè)采集步驟ACQ1、ACQ2期間對(duì)中央k空間部分21進(jìn)行完全采樣，使得實(shí)現(xiàn)重復(fù)采樣。在每個(gè)采集步驟ACQ1、ACQ2期間對(duì)外圍k空間部分22的隨機(jī)欠采樣得到運(yùn)動(dòng)損壞的k空間樣本在k空間上的再進(jìn)一步改進(jìn)的分布，并且因此得到進(jìn)一步提高的運(yùn)動(dòng)魯棒性。

在圖6所示的實(shí)施例中，k空間20也被分成中央k空間部分21和外圍k空間部分22。在所描繪的實(shí)施例中，通過(guò)對(duì)應(yīng)地重復(fù)施加的單回波自旋回波(SE)序列來(lái)對(duì)中央k空間部分21進(jìn)行重復(fù)采樣。中央k空間部分21包括有限數(shù)量的相鄰布置的k空間線，所述k空間線被標(biāo)記為K1、K2、K3、K4、K5。每個(gè)k空間線K1、K2、K3、K4、K5對(duì)應(yīng)于通過(guò)SE序列生成的回波信號(hào)。根據(jù)本發(fā)明，每次重復(fù)以不同的序列順序來(lái)對(duì)k空間線K1、K2、K3、K4、K5進(jìn)行重復(fù)采樣。例如在四次重復(fù)期間，序列順序可以如下地變化：

重復(fù)No.1：K1、K2、K3、K4、K5；

重復(fù)No.2：K2、K1、K4、K3、K5；

重復(fù)No.3：K2、K4、K1、K5、K3；

重復(fù)No.4：K3、K5、K2、K4、K1；

在此基礎(chǔ)上執(zhí)行信號(hào)平均，以通過(guò)求平均去除運(yùn)動(dòng)，補(bǔ)償偽影以及如T₂弛豫的信號(hào)衰減效應(yīng)，并且提供對(duì)SNR的改進(jìn)。外圍k空間部分22僅被掃描一次。最終，根據(jù)采集到的回波信號(hào)來(lái)重建MR圖像。

在Dixon型測(cè)量中，在水或脂肪圖像中典型地根據(jù)針對(duì)圖7的簡(jiǎn)單同相異相Dixon范例(W＝IP+OP，F(xiàn)＝IP-OP)所示的譜源來(lái)對(duì)運(yùn)動(dòng)重影進(jìn)行編碼。這里，水運(yùn)動(dòng)在水圖像中導(dǎo)致具有完全幅值的運(yùn)動(dòng)鬼影，而在脂肪圖像中沒(méi)有。圖7的左側(cè)部分涉及未校正的運(yùn)動(dòng)，圖的右側(cè)部分涉及經(jīng)校正的運(yùn)動(dòng)。

在運(yùn)動(dòng)是針對(duì)左下的簡(jiǎn)單同相異相Dixon范例所示的非相關(guān)的情況下，則在水圖像和脂肪圖像兩者中都出現(xiàn)運(yùn)動(dòng)重影，然而偽影減小了2倍。這種求平均效果能夠被用于有效地減少運(yùn)動(dòng)偽影。

在Dixon TSE中，能夠通過(guò)如下面說(shuō)明的對(duì)發(fā)射的不同(例如隨機(jī)的)排序來(lái)實(shí)現(xiàn)每次Dixon采集的不同曲線排序。每次發(fā)射，在每k空間分段中采集曲線(在圖8的范例中，在7個(gè)k空間分段中對(duì)7條曲線進(jìn)行采樣)。在發(fā)射中對(duì)曲線的非等距或隨機(jī)采樣(藍(lán)色線)針對(duì)Dixon采集(例如針對(duì)IP采集和OP采集)是變化的。在運(yùn)動(dòng)的情況下，每次Dixon采集的這種不同采樣導(dǎo)致在IP采集和OP采集中為校正的運(yùn)動(dòng)鬼影。應(yīng)用Dixon重建，該運(yùn)動(dòng)鬼影通過(guò)求平均而被去除。

根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面，以每次Dixon采集不同的序列(優(yōu)選為隨機(jī)的)順序來(lái)將k空間部分隨機(jī)排序。

針對(duì)如TSE或TFE的快速序列，在發(fā)射期間采集并且由此在k空間分段內(nèi)的k在空間中被靠近定位的曲線隨機(jī)分布，并且該隨機(jī)順序隨Dixon采集而改變。

針對(duì)如FFE的非快速序列，k空間以隨機(jī)的子分割順序被細(xì)分為k空間分段。所述隨機(jī)的子分割順序在每次Dixon采集中改變。

使用更多的Dixon采集增強(qiáng)了求平均效果。因此，在典型地使用六個(gè)(6)回波的Dixon定量的情況下，求平均效果最優(yōu)。