使用双极扩散梯度的双回波稳态mr成像
阅读说明：本技术 使用双极扩散梯度的双回波稳态mr成像 (Dual echo steady state MR imaging using bipolar diffusion gradients ) 是由 J·库普 U·W·卡切尔 于 2020-05-06 设计创作，主要内容包括：本发明涉及一种对放置在MR设备(1)的检查体积中的目标(10)进行MR成像的方法。本发明的一个目的是实现无失真的高质量扩散加权成像(DWI),同时最小化由运动引起的伪影。本发明的方法包括以下步骤：使目标(10)经受双回波稳态成像序列,在两个相继的RF脉冲之间的每个间隔中生成自由感应衰减信号(FID)和回波信号(ECHO),其中,在所述FID信号与所述回波信号之间的间隔内施加一对相位积分相等并且极性相反的扩散梯度波形(G-(DIF))；以变化的相位编码,在成像序列的若干重复中采集所述FID信号和所述回波信号；并且根据所采集的FID信号和回波信号来重建扩散加权MR图像。此外,本发明涉及用于执行该方法的MR设备以及要在MR设备上运行的计算机程序。(The invention relates to a method of MR imaging of an object (10) placed in an examination volume of a MR device (1). It is an object of the present invention to enable distortion-free high-quality Diffusion Weighted Imaging (DWI) while minimizing motion-induced artifacts. The method of the invention comprises the following steps: subjecting a target (10) to a dual-ECHO steady-state imaging sequence, generating a free induction decay signal (FID) and an ECHO signal (ECHO) in each interval between two successive RF pulses, wherein a pair of diffusion gradient waveforms (G) of equal phase integral and opposite polarity are applied in the interval between the FID signal and the ECHO signal DIF ) (ii) a With varying phase encoding, in several repetitions of the imaging sequenceAcquiring the FID signal and the echo signal; and reconstructing a diffusion weighted MR image from the acquired FID signals and echo signals. Furthermore, the invention relates to an MR device for carrying out the method and to a computer program to be run on an MR device.)
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像的领域。其涉及一种对象的MR成像的方法。本发明还涉及MR设备并且涉及要在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术
当今广泛地使用图像形成MR方法，其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，特别是在医学诊断的领域使用，因为对于对软组织的成像，它们相对于其他方法在许多方面是有优势的，不需要电离辐射并且通常是非侵入性的。
根据一般的MR方法，对象，例如要被检查的患者的身体，被布置于强的均匀的磁场中，所述磁场的方向同时定义了测量所基于的坐标系的轴(通常是z轴)。磁场产生取决于磁场强度的针对个体核自旋不同的能级，所述能级可以通过施加具有限定频率(所谓的拉莫尔频率，或MR频率)的电磁交变场(RF场)而被激发(自旋共振)。从宏观的视角，个体核自旋的分布产生总体磁化，其可以通过施加合适的频率的电磁脉冲(RF脉冲)而被偏离出平衡态，使得自旋执行关于z轴的进动。进动描绘锥形的表面，其孔径角被称为翻转角。翻转角的幅度依赖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脉冲结束后，磁化弛豫回初始的平衡态，其中，z方向的磁化以第一时间常数T1(自旋晶格弛豫或纵向弛豫时间)再次建立，并且在垂直于z方向的磁化以第二时间常数T2(自旋自旋或横向弛豫时间)弛豫。磁化的变化可以借助于接收RF线圈检测到，其以如下的方式在MR设备的检查体积内被布置和取向：使得磁化的变化在垂直于z轴的方向被测量。在本说明书的上下文中，MR设备和MR成像设备可互换使用。横向磁化的衰减伴随有，例如，在施加90°脉冲之后，核自旋(由磁场不均匀性引起的)从具有相同相位的有序状态到所有相位角均匀地分布的状态(失相)的转变。所述失相可以借助于重新聚焦脉冲(例如，180°脉冲)来补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
为实现身体中的空间分辨，沿着主轴延伸的恒定磁场梯度被叠加到均匀磁场上，造成自旋共振频率的线性空间依赖性。在所述接收天线中拾取的信号则包括不同频率的分量，所述分量可以与所述身体/对象中的不同位置相关联。经由所述接收线圈获得的信号数据对应于空间频率域，并且被称作k空间数据。所述k空间数据通常包括用不同的相位编码采集的多条线。每条线都通过收集若干样本进行数字化。k空间数据的集合借助于图像重建算法而被转换成MR图像。
MR成像对扩散敏感。已知的扩散加权成像(DWI)技术通常通过使用包括扩散梯度的成像序列来执行，其中，质子(水分子)沿着扩散梯度的方向的扩散减小了所采集的MR信号的幅度。
DWI技术在整个身体的应用中特别容易受到宏观生理运动的影响，因为运动导致的信号衰减能够混淆感兴趣测量结果。MR检查过程中的对象移动在像儿童、老年人或者具有阻止他们躺卧的医学状况的患者(例如帕金森症)的人群中可能特别有问题。运动以两种主要方式影响数据：要被成像的组织的偏移(导致重建的MR图像中出现鬼影伪影)，以及暴露于不正确的扩散编码。
为了避免运动导致的显著伪影，通常使用单击发成像序列(例如单击发回波平面成像(EPI))来采集DWI数据。然而，图像质量可能是低的，并且单击发DWI中的空间分辨率受到限制。由于回波平面技术与主磁场不均匀性以及有限的空间分辨率相结合导致的显著几何失真使得难以以高精度测量扩散特性。
虽然这些失真在脑应用中仍然可以接受或者可以充分校正，但全身DWI MR成像受到严重损害。这是由于身体中较大的主磁场不均匀效应(由于组织/空气界面)以及运动效应，其导致直接运动伪影和场不均匀效应的动态变化两者。
因此，已经开发了其他几种DWI技术，其中的一些使用稳态自由进动(SSFP)成像技术。一般来说，SSFP成像序列是基于短重复时间的梯度回波成像序列。SSFP序列包括来自交叠的多阶自旋回波和受激回波的横向相干。这通常是通过在每个重复间隔中重新聚焦相位编码梯度来实现的，以保持相位积分(或梯度矩)恒定。完全平衡的SSFP成像序列通过重新聚焦所有成像梯度来实现零相位。通过添加扩散梯度，可以在SSFP成像序列中引起扩散敏感性。扩散加权双回波稳态(DW-DESS)MR成像已被提议作为传统单击发EPI方法的无失真替代方案(参见Gras V、Farrher E、Grinberg F、Shah NJ，“Diffusion-weighted DESSprotocol optimization for simultaneous mapping of the mean diffusivity,protondensity and relaxation times at 3Tesla”，Magn Reson Med,2017,78(1),130-141)。DESS在每次重复中个体地生成两个MR信号，即自由感应衰减(FID)信号和来自稳态自由进动的回波信号。相位编码磁场梯度被平衡以保持横向磁化的稳态。稳态信号允许以良好的信噪比(SNR)效率(与EPI相当)进行采集。由于这适用于短T2弛豫，DW-DESS已经在例如膝关节成像应用(软骨)中被使用(参见Miller KL、Hargreaves BA、Gold GE、Pauly JM，“Steady-state diffusion weighted imaging of in vivo knee cartilage”，MagnReson Med 2004,51,394–398)。两个信号(FID和回波信号)的收集提供了一种校正弛豫加权的方法，并进一步允许仅利用使用不同扩散权重的两次扫描来定量表观扩散系数(ADC)评估(参见Bieri O、Ganter C、Scheffler K，“Quantitative in vivo diffusion imagingof cartilage using double echo steady-state free precession”，Magn Reson Med，2012,68,720–729)。
尽管有上述优点，但直到今天，DW-DESS还没有成为常规序列。原因之一是不能使用稳态中的信号增益的全部潜力，因为梯度矩，特别是对于扩散加权梯度，不平衡，并且相应地，许多信号相干路径丢失。另一个原因是常规使用的单极扩散梯度引入对体运动的强的敏感性。
发明内容
根据上述内容容易理解，存在对改进的DWI技术的需要。因此，本发明的一个目的是实现无失真的高质量DWI，同时最小化由运动引起的伪影。
根据本发明，公开了一种对放置在MR设备的检查体积中的目标进行MR成像方法。所述方法包括以下步骤：
使所述目标经受双回波稳态成像序列，在两个相继的RF脉冲之间的每个间隔中生成FID信号和回波信号，其中，在FID信号与回波信号之间的间隔内施加一对相位积分相等并且极性相反的扩散梯度波形。
以变化的相位编码，在若干重复的成像序列中采集FID信号和回波信号；并且\
根据采集的FID信号和回波信号来重建扩散加权MR图像。
换句话说，与常规使用的单极扩散梯度相比，本发明提出了使用双极扩散梯度的扩散加权双回波稳态(DESS)序列。这可以实现梯度矩的完全平衡，使得不同的信号相干路径被保留并且贡献于采集的MR信号。获得了稳态序列的最大信号增益，并且从而实现了最大的SNR效率。此外，双极扩散梯度使本发明的方法对运动不敏感。如上所述的DW-DESS的进一步优势得以保留。
本发明的方法使用双极扩散梯度，其涵盖对静止自旋的相位不产生净影响但在满足完全平衡的成像序列的准则的同时在静止和移动自旋之间产生相位差的任何梯度波形。
之前之所以没有考虑过本发明的方法，是因为足够强的双极扩散梯度引起成像序列的重复时间(TR)在10ms的量级和更多。当与完全平衡的稳态自由进动读数相组合时，这通常会导致间隔很近的暗带伪影，这将阻止该技术的临床使用。
对于(单回波)平衡SSFP，暗带的间隔仅取决于重复时间TR和场不均匀性引起的偏离共振。完全平衡DW-DESS中的FID和回波信号的暗带还取决于扩散梯度的矩，其在梯度方向上产生额外的偏离共振效应。本发明的见解是，在高梯度矩下暗带的取向和间距强烈地由扩散梯度支配，而实际偏离共振仅起次要作用。这在本发明的优选实施例中通过以下方式来利用：选择个体扩散加权梯度波形的零阶矩，使得暗带伪影的空间距离小于重建的扩散加权MR图像中的体素尺寸。零阶矩等于作为时间函数的梯度波形下的面积。通过扩散梯度波形的足够高的零阶梯度矩，暗带伪影的空间距离可以减小到小于成像体素尺寸的值。体素内的暗带可能部分降低整体信号强度，但不作为伪影可见。因此，通过组合针对DESS采集的整体FID和回波信号的所有相干路径，可以在高SNR效率下引入强扩散加权。
根据本发明利用施加在FID和回波信号上的扩散加权来重建扩散加权MR图像。在优选的实施例中，MR图像的重建涉及扩散系数的导出。FID信号和回波信号的采集优选地重复两次或更多次，其中在不同的重复中应用不同的扩散梯度波形(在不同的空间方向和/或具有不同的梯度矩)。所述图像可以是临床研究中常用的部分各向异性(FA)图，平均扩散率(MD)图，径向扩散率(RD)图或轴向扩散率(AD)图，或根据扩散加权导出的任何其他标量度量图。例如，扩散加权MR图像的重建可以简单地涉及计算根据FID信号重建的第一MR图像和根据回波信号重建的第二MR图像的比率。此外，扩散加权MR图像的重建可能涉及从采集的FID信号和回波信号导出表观扩散系数(ADC)的映射，如Bieri等人提出的(参见上面引用的参考文献)。
在本发明的优选实施例中，通过同时在所有空间方向上应用扩散梯度来最大化梯度矩。以这种方式可以最佳地利用所使用的MR设备的梯度系统的能力。
在本发明的另一个优选实施例中，FID信号和回波信号以相反的读出梯度被采集。在该实施例中，在两个相继RF脉冲之间的整个间隔期间，梯度在读出方向的相反方向之间切换。
目前为止描述的本发明的方法可以借助于MR设备来执行，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积内生成均匀的静态磁场；多个梯度线圈，其用于生成检查体积内的不同空间方向上的切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，其用于在检查体积内生成RF脉冲和/或用于接收来自定位于检查体积内的对象的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲的时间序列和切换的磁场场梯度，以及重建单元。本发明的方法例如可以通过对重建单元的对应的编程和/或MR设备的控制单元来实现。
本发明的方法可以有利地在临床中当前使用的多数MR设备中实施。为此，仅需要使用控制MR设备的计算机程序，使得其执行本发明的以上解释的方法。所述计算机程序可以存在于数据载体上或者可以存在于数据网络上，使得能够被下载以安装在MR设备的控制单元中。
根据本发明的另一方面的是一种MR设备，其包括：至少一个主磁体线圈(2)，其用于在检查体积内生成均匀的静态磁场；若干梯度线圈(4、5、6)，其用于在所述检查体积内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈(9)，其用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于接收定位于所述检查体积内的对象(10)的MR信号；控制单元(15)，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间序列；以及重建单元(17)，其中，所述MR设备(1)被布置为执行以下步骤：
使目标(10)经受双回波稳态成像序列，在两个相继RF脉冲之间的每个间隔中生成自由感应衰减信号(FID)和回波信号(ECHO)，其中，在FID信号与回波信号之间的间隔内施加一对相位积分相等并且极性相反的扩散梯度波形(GDIF)。
以变化的相位编码，在若干重复的成像序列中采集FID信号和回波信号；并且
根据采集的FID信号和回波信号来重建扩散加权MR图像。
附图说明
随附附图公开了本发明的优选的实施例。然而，要理解，附图仅被设计用于于图示和说明的目的，并且不作为对本公开的限度的限定。在附图中：
图1示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2示出了在本发明的实施例中使用的成像序列的图解；
图3示出了不同扩散梯度矩采集的DW-DESS脑图像；
图4图示了根据本发明的DW-DESS脑图像的重建；
图5示出了利用双极和单极扩散梯度获得的DW-DESS脑图像。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1。所述设备包括超导的或常导的主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建基本上均匀的、空间上恒定的主磁场。
磁共振生成和操纵系统应用一系列RF脉冲和切换的磁场梯度来反转或激发核磁自旋、诱发磁共振、重新聚焦磁共振、操纵磁共振、空间地或者以其他方式对磁共振进行编码、使自旋饱合，等等，以执行MR成像。
更具体地，梯度放大器3将电流脉冲应用到沿着检查体积的x、y和z轴的全身梯度线圈4、5和6中选定的全身梯度线圈。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8来将RF脉冲或脉冲包发送到全身体积RF线圈9以将RF脉冲发送到检查体积。典型的MR成像序列包括短持续时间的RF脉冲分段的包，其与任何所应用的磁场梯度一起来实现对核磁共振的选定操纵。该RF脉冲被用于饱和、激发共振、反转磁化、重新聚焦共振或者操纵共振并且选择定位在检查体积中的身体10的部分。MR信号也被全身体积RF线圈9拾取。
为了生成身体10的有限区域的MR图像，将一组局部阵列RF线圈11、12、13放置为与被选择用于成像的区域邻接。该阵列线圈11、12、13可以被用于接收由身体线圈RF发射所诱发的MR信号。
得到的MR信号由全身体体积RF线圈9和/或通过阵列RF线圈11、12、13来拾取并且通过优选地包括前置放大器(未示出)的接收器14来解调。接收器14经由发送/接收开关8连接到RF线圈9、11、12和13。
主计算机15控制梯度脉冲放大器3和发射器7以生成多个MR成像序列中的任何一个，例如双回波稳态(DW-DESS)成像序列等。针对选定的序列，接收器14在每个RF激发脉冲之后快速地相继接收单个或多个MR数据线。数据采集系统16执行对接收到信号的模数转换并且将每个MR数据线转换为适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是独立的计算机，其专用于采集原始图像数据。
最终，数字原始图像数据通过应用傅立叶变换或其他合适的重建算法(诸如SENSE，SMASH或GRAPPA)的重建处理器17而被重建为图像表示。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、三维体积等等。图像然后被存储在图像存储器中，其中，它可以被访问以用于例如经由提供得到的MR图像的人类可读的显示的视频监视器18来将切片、投影或者图像表示的其它部分转换为用于可视化的适当格式。
继续参考图1并进一步参考图2-5，下面解释本发明的方法的实施例。
如图2中所示，身体10经受多个重复的扩散加权稳态成像序列。该序列是经修改的完全平衡的DESS序列，其中，自由感应衰减和回波信号的两个采集(由ADC指示)FID和ECHO分别由一对相位积分相等并且极性相反的扩散梯度波形GDIF分开，即在所描绘的实施例中具有相等幅值的双极梯形扩散梯度。FID和ECHO采集使用相反的读出梯度GX进行。两种读出都与预定相位和重定相位梯度相组合，以获得完全平衡的读出。GY和GZ方向的相位编码梯度也是完全平衡的。对于最大扩散权重，所有梯度方向Gx、Gy、Gz同时用于生成双极扩散梯度。
如以上详细描述的，如果使用的扩散梯度矩不足，则在完全平衡的DW-DESS中出现FID和回波信号的暗带伪影。暗带的取向和间距主要由扩散梯度决定，特别是在高梯度矩下。图3a示出了在梯度矩不足的情况下获得的DW-DESS脑图像。可以看到典型的暗带伪影。在图3b中，根据本发明将扩散梯度选择为强到暗带的空间距离小于体素尺寸。每个体素内的暗带部分降低了整体信号强度，但不再作为伪影可见。
本发明的应用存在于扩散加权MR成像的所有领域中，在脑中，但也特别是在身体中，其中，在基于EPI采集的传统DWI中，磁场不均匀性可能导致大的几何失真甚至信号消除。特别是对于全身应用，本发明可以与脂肪饱和(或仅水)bSSFP/TrueFISP技术结合(参见Scheffler K、Heid O、Hennig J，“Magnetization preparation during the steadystate:fat-saturated 3D TrueFISP”，Magn Reson Med,2001,45(6),1075-80)，以降低来自包含脂肪组织的高信号水平。
图4示出了另一脑成像示例(重复时间TR＝30ms)。图4a和4b中的两个FID和ECHO信号示出了不同程度的扩散加权，因为FID和ECHO信号的相干路径受扩散梯度的影响不同。在图4c中，针对每个体素计算了FID/ECHO比率，突出显示了扩散权重的差异。
本发明的扩散加权完全平衡DESS技术在运动方面特别鲁棒，如在图5中可见。图5比较了使用双极扩散梯度(图5a、5b)和单极扩散梯度(图5c、5d)的DW-DESS成像。虽然根据本发明的双极变体为信号FID和ECHO提供了稳定的图像质量，但ECHO信号在图5d中的大约三分钟的采集时间期间显然被整体运动损坏。
此外，使用完全平衡的双回波稳态(DESS)序列提供了无失真扩散加权图像和组织电导率图的组合采集。使用足够高的梯度矩来避免扩散梯度的条带伪影，使得条带被包含在单个体素中。通过平衡DESS序列进行的B1收发相位测量的稳定性允许使用标准EPT(电特性断层扫描)方法来导出基于定量组织电导率的二阶导数。在体模和志愿者实验(头部)中，3T MRI系统显示了同时进行DWI和EPT的可行性。
扩散率和组织电导率是具有多种应用的生理参数，例如在肿瘤表征中，通常通过不同序列中的扩散加权成像(DWI)和电特性断层扫描(EPT)进行评估。基于EPI序列的DWI经常受到几何失真(磁场不均匀性)的影响。使用单极梯度的扩散加权双回波稳态(DWDESS)MRI提供了一种无失真的替代方案，但本质上对运动敏感并且不利用稳态信号，因为梯度不平衡。在该研究中，使用双极DW梯度开发了平衡的DW-DESS序列，同时避免了暗带伪影。EPT像如在基于自旋回波(SE)的序列以及在平衡稳态序列中那样基于纯与B1相关的收发相位(不受B0影响)。研究了使用来自平衡DW-DESS的作为EPT的基础。这将协同地允许根据单次MR采集来评估两个相关的生理参数。
完全平衡的DW-DESS序列与双极DW梯度组合使用。
对于(单回波)平衡SSFP，暗带间距仅取决于TR和偏离共振(频率间距1/TR)，因为回波在TE＝TR/2处完全重新聚焦。完全平衡DESS中S+和S-的暗带还取决于扩散加权梯度瓣的矩，这在梯度方向上表现为额外的偏离共振效应。在高梯度矩，暗带的方向和间距受梯度效应支配，并且受实际偏离共振的影响较小。该研究应用了双极梯度瓣的足够高的梯度矩，使得暗带伪影的空间距离减小到小于成像体素尺寸的值。体素内的暗带部分降低整体信号强度，但不作为伪影可见。因此，通过组合针对DESS采集的总体FID(echo1，S+)和ECHO(echo2，S-)的所有相干路径，可以在高SNR效率下引起强扩散加权。
根据所采集的DESS信号，电导率σ是经由以下公式(其中，真空磁导率μ和拉莫尔频率ω)与双边去噪滤波器相组合来计算的：
。体模包括聚乙烯吡咯烷酮(P)、明胶(G)、NaCl(S)和H2O(W)，在外部隔室和内部隔室中具有不同的扩散值和电导值(内部：D＝1.04×10mm/s，σ＝0.66S/m，P/G/S/W＝5/3/0.5/91.5质量％；外部：D＝0.8×10mm/s，σ＝0.42S/m，P/G/S/W＝25/3/0.3/71.7m％)。
在3T MRI系统(Achieva TX,Philips,NL)和志愿者头部检查(男性，50岁)上测试了DW-DESS和EPT联合采集，并获得了书面同意，使用以下成像参数：3D平衡双回波SSFP，8通道头部线圈，TR/TE/TE＝31/1.8/26ms(体模：53/1.85/50.8ms)，FOV 224×224×120mm，像素1.8×1.8mm，重建224×224，24切片(体内5mm，1.8mm体模)，像素带宽1.3kHz，双极或单极扩散梯度3个同时方向，持续时间2×11ms(体模：2×22ms)，斜率0.4ms，强度18mT/m)，两个信号平均值(体模：6)，总扫描时间2分55秒(体模：7分钟)。扩散加权图像计算为比率S+/S-。
体模结果证实，扩散加权可以与使用标准DWI序列(EPI，8个b值0…1400，图2d)获得的ADC图进行比较。从S+和测量的σ值获得的电导率图，内部/外部＝(0.77±0.02)/(0.31±0.06)S/m，对应于体模准备。
使用大的双极DW梯度可以成功实现平衡的DW-DESS采集，避免条带伪影并显示低运动灵敏度。尽管SNR因体素内的暗带内容而降低，但与单极梯度相比，图像质量明显提高。双极DW-DESS的一个缺点是它对可达到的b值的限制。在该初始演示中，扩散加权图像还包括相当大的T2加权，因为长的第二回波时间(26或51毫秒)。可以使用具有相同回波时间的多个b值来减少T2加权(由于条带伪影，不能使用b＝0)。DW-DESS的收发阶段可以针对EPT使用，产生与先前在脑中获得的质量相当的电导率图。由于S图像(DW和长TE)中的整体SNR较低，因此优选地从第一个回波S+计算EPT重建。
DW-DESS能够同时产生无失真的扩散加权图像和电导率图。因此预计它是一个有价值的序列，特别是对于肿瘤表征。
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