快速磁化率敏感性成像方法、装置及磁共振成像系统
阅读说明：本技术 快速磁化率敏感性成像方法、装置及磁共振成像系统 (Rapid susceptibility sensitivity imaging method and device and magnetic resonance imaging system ) 是由 刘薇 周堃 于 2020-06-17 设计创作，主要内容包括：本发明实施例中公开了一种快速磁化率敏感性成像方法、装置及磁共振成像系统。其中,方法包括：在多次激发平面回波成像中,针对每次激发的多个回波中的中心回波进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿；采集进行了流动补偿的回波数据；对采集到的回波数据进行磁化率敏感性加权成像。本发明实施例中的技术方案能够提高扫描时间。(The embodiment of the invention discloses a rapid susceptibility sensitivity imaging method, a rapid susceptibility sensitivity imaging device and a magnetic resonance imaging system. The method comprises the following steps: in multi-shot planar echo imaging, flow compensation in layering, phase and frequency encoding directions is carried out on a central echo in a plurality of echoes shot at each time; collecting echo data subjected to flow compensation; and carrying out susceptibility sensitivity weighted imaging on the acquired echo data. The technical scheme in the embodiment of the invention can improve the scanning time.)
技术领域
本发明涉及磁共振成像技术领域，特别是一种快速磁化率敏感性成像方法、装置及磁共振成像系统。
背景技术
在磁共振成像(MRI)中，静止组织在经历了大小相同、方向相反的层面选择梯度后，获得的相位累积为零；而对于沿着读出梯度场方向移动的运动组织如流动的血液、脑脊液等的相位累积则不为零，接下来的相位编码梯度施加时，已经有相位的运动组织会被错误编码，出现在其他位置，成为流动伪影。
流动补偿(FC，Flow Compensation)也叫梯度力矩消除(GMN，Gradient MomentNulling)，是利用特殊设计的梯度场来减少或消除流动伪影的技术。FC技术的梯度组合模式有很多种。通过多次不同面积的正、反向梯度场的变换，各种速度流体的相位偏移最终都能接近于零，从而消除运动伪影。一般情况下FC是通过消除一阶梯度矩来补偿匀速流动带来的影响，文中的GMN也指的是一阶矩补偿。
磁敏感加权成像(SWI，Susceptibility-Weighted Imaging)是一种磁共振对比增强成像技术，以T2*加权梯度回波序列作为序列基础，根据不同组织间的磁敏感性差异提供图像对比增强，可同时获得幅度图像(Magnitude Image)和相位图像(Phase Image)，其广泛应用于各种临床环境中，用于评估含铁组织、静脉血管和其他磁敏感性物质。传统的SWI是使用具有全流补偿的T2*加权三维梯度回波(GRE，Gradient Recalled Echo)来获得的，但该方法由于是做全流动补偿，即对每一个回波都在分层方向、相位编码方向和频率编码方向(也称读出梯度方向)做流动补偿，因此通常需要较长的扫描时间。
发明内容
有鉴于此，本发明实施例中一方面提出了一种快速磁化率敏感性成像方法，另一方面提出了一种快速磁化率敏感性成像装置及磁共振成像系统，用以提高扫描效率。
本发明实施例中提出的一种快速磁化率敏感性成像方法，包括：
在多次激发平面回波成像(iEPI,interleaved Echo Planar Imaging)中，针对每次激发的多个回波中的中心回波进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿；
采集进行了流动补偿的回波数据；
对采集到的回波数据进行磁化率敏感性加权成像。
在一个实施方式中，所述针对每次激发的多个回波中的中心回波进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿包括：按照如下公式进行分层，相位和频率编码方向的流动补偿：
M1,par＝M0,parΔtpar
其中，M1,par，M1,phase，M1,freq分别为分层编码方向，相位编码方向和频率编码方向在中心回波处的一阶矩；M0,phaseprephase、M0,freqprephase和M0,par分别为相位、频率编码方向上预相位梯度和分层编码梯度的零阶矩，其在不同的激发中是不同的；Δtp、Δtf和Δtpar分别为相位、频率编码方向上预相位梯度中心和分层编码梯度中心到回波中心的时间；M0,pk和M0,fk分别为一次激发的第k个回波的相位和频率编码梯度的零阶矩；Δtpk和Δtfk分别为相位和频率编码方向上第k个回波的编码梯度到中心回波的时间；Δtp、Δtpk、Δtf和Δtfk在不同的激发中是不同的；为一次激发的中心回波的频率编码梯度的一阶矩。
在一个实施方式中，所述采集进行了流动补偿的回波数据包括：
针对每次激发，进行两次扫描，所述两次扫描采用极性相反的读出梯度进行数据采集；
并将两次扫描采集的数据相加得到所述激发对应的回波数据。
本发明实施例中提出的一种快速磁化率敏感性成像装置，包括：
流动补偿模块，用于在多次激发平面回波成像中，针对每次激发的多个回波中的中心回波进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿；
数据采集模块，用于采集进行了流动补偿的回波数据；
加权成像模块，用于对采集到的回波数据进行磁化率敏感性加权成像。
在一个实施方式中，所述流动补偿模块按照如下公式进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿：
M1,par＝M0,parΔtpar
其中，M1,par，M1,phase，M1,freq分别为分层编码方向，相位编码方向和频率编码方向在中心回波处的一阶矩；M0,phaseprephase、M0,freqprephase和M0,par分别为相位、频率编码方向上预相位梯度和分层编码梯度的零阶矩，其在不同的激发中是不同的；Δtp、Δtf和Δtpar分别为相位、频率编码方向上预相位梯度中心和分层编码梯度中心到回波中心的时间；M0,pk和M0,fk分别为一次激发的第k个回波的相位和频率编码梯度的零阶矩；Δtpk和Δtfk分别为相位和频率编码方向上第k个回波的编码梯度到中心回波的时间；Δtp、Δtpk、Δtf和Δtfk在不同的激发中是不同的；为一次激发的中心回波的频率编码梯度的一阶矩。
在一个实施方式中，所述数据采集模块针对每次激发进行两次扫描，所述两次扫描采用极性相反的读出梯度进行数据采集；并将两次扫描采集的数据相加得到所述激发对应的回波数据。
本发明实施例中提出的一种磁共振成像系统，包括如权利要求4至6中任一项所述的快速磁化率敏感性成像装置。
从上述方案中可以看出，由于本发明实施例中针对多次激发平面回波成像中每次激发的多个回波中的中心回波进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿，与已有SWI序列相比，由于采用了高效的采集方案，因此在基本保证流动补偿的基础上可以提高扫描效率。并且，与采用回扫法的全补偿3D iEPI序列相比，由于回波间隔较短，在3D iEPI中可以保持较高的扫描效率和较小的失真。
此外，针对一次激发，采用极性相反的读出梯度进行两次扫描，可进一步减小每次激发后奇偶回波之间的相位振荡。
附图说明
下面将通过参照附图详细描述本发明的优选实施例，使本领域的普通技术人员更清楚本发明的上述及其它特征和优点，附图中：
图1为本发明实施例中一种快速磁化率敏感性成像方法。
图2为本发明实施例中在3D iEPI序列中施加流动补偿梯度的示意图。
图3为本发明实施例中一种快速磁化率敏感性成像装置。
图4为本发明一个例子中的流动模型示意图。
图5A至图5C中为本发明一个例子中采用3D iEPI获取的流动模型图像。
图6A至图6C中为本发明另一个例子中采用3D iEPI获取的流动模型图像。
图7为在0.7×0.7×1.6mm3分辨率下，对应用于3D GRE和3D iEPI的SWI处理的最小密度投影(mIP，Minimum intensity projections)mIP图像进行流动补偿和不进行流动补偿的比较示意图。
图8A至图8C为在09×0.9×2mm3分辨率下，对应用于3D GRE和3D iEPI的SWI处理的mIP图像进行流动补偿和不进行流动补偿的比较示意图。
其中，附图标记如下：
标号
含义
101～103
步骤
301
流动补偿模块
302
数据采集模块
303
加权成像模块
41
水泵
42
水管
43
商业模型
44
水池
45
线圈
46
扫描间大门
具体实施方式
为了提高扫描效率，目前提出了一种3D多次激发平面回波成像(iEPI，interleaved Echo Planar Imaging)技术作为3D GRE的快速替代方案。其通过使用较短的EPI序列长度，典型的EPI相关伪影(失真和模糊)是有限的，并且图像将在信噪比和效率上都获得增益，同时保持与传统3D GRE相比的幅度和相位图像的相似对比度。然而，与GRE相比，EPI的流动补偿设计更为复杂。因为与GRE一次激发采集一个回波所不同，EPI序列是一次激发采集多个回波，这样在做流动补偿时很难做到三个方向的全流补偿。除非是采用回扫法(Flyback)对频率编码方向上的读出梯度极性相同的回波都进行补偿，但这又会牺牲掉扫描效率。
因此，在将GMN应用于EPI序列时，为了充分利用GMN的扫描效率，本发明实施例中考虑在选层梯度的流动补偿实现与3D GRE相同的情况下，对所有三维即分层编码、相位编码和频率编码方向仅补偿每次激发的中心回波。
为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，以下举实施例对本发明进一步详细说明。
图1为本发明实施例中一种快速磁化率敏感性成像方法。如图1所示，该方法可包括如下步骤：
步骤101，在多次激发平面回波成像中，针对每次激发的多个回波中的中心回波进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿。
本申请中，可限制回波数的选择为奇数，这样中心回波就是中间那个回波，例如回波数为5的时候就是第3个回波。图2中示出了本发明实施例中在3D iEPI序列中施加流动补偿梯度的示意图。可见，针对每次激发，在分层编码PA、相位编码PE和频率编码FE方向均施加有流动补偿梯度Sg、Pg、Fg，且该流动补偿梯度Sg、Pg、Fg的计算是基于对每次激发的多个回波中的中心回波Ec进行的。
其中，对选层方向的流动补偿由于不涉及多个回波，因此可和3D GRE相同，直接根据选层梯度计算即可。
对分层编码、相位编码和频率编码方向的流动补偿可分别按照如下公式(1)-(3)进行计算：
M1,par＝M0,parΔtpar (1)
其中，M1,par，M1,phase，M1,freq分别为分层编码方向，相位编码方向和频率编码方向在中心回波处的一阶矩，本申请中需要设计相应的流动补偿梯度对其进行补偿，最终使中心回波处的一阶矩归零。M0,phaseprephase，M0,freqprephase和M0,par分别为相位、频率编码方向上预相位梯度和分层编码梯度的零阶矩，其在不同的激发中是不同的；Δtp，Δtf和Δtpar分别为相位、频率编码方向上预相位梯度中心和分层编码梯度中心到回波中心的时间；M0,pk和M0,fk分别为一次激发的第k个回波的相位和频率编码梯度的零阶矩；Δtpk和Δtfk分别为相位和频率编码方向上第k个回波的编码梯度到中心回波的时间；Δtp、Δtpk、Δtf和Δtfk在不同的激发中是不同的；为一次激发的中心回波的频率编码梯度的一阶矩。
步骤102，采集进行了流动补偿的回波数据。
本步骤中，可直接进行一次扫描获取回波数据。或者，进一步地，为了减小每次激发中奇偶回波之间的相位震荡。可针对每次激发，进行两次扫描，且所述两次扫描采用相反的读出梯度极性进行数据采集。例如，以每次激发有9个回波数据的情况为例，假如第一次扫描施加了负正负正负正负正负的读出梯度，则第二次扫描可施加正负正负正负正负正的读出梯度。之后，可将两次扫描采集的数据相加得到本次激发对应的回波数据。
步骤103，对采集到的回波数据进行磁化率敏感性加权成像。
以上对本发明实施例中的方法实施例进行了详细描述，下面再对本发明实施例中的装置实施例进行详细描述。本发明实施例中的装置可用于实现本发明实施例中的方法。对于本发明装置实施例中未披露的细节，可参考本发明方法实施例中的对应描述，此处不再一一赘述。
图3为本发明实施例中一种快速磁化率敏感性成像装置，如图3所示，该装置可包括：流动补偿模块301、数据采集模块302和加权成像模块303。
其中，流动补偿模块301用于在多次激发平面回波成像中，针对每次激发的多个回波中的中心回波进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿。
具体实现时，流动补偿模块按照如上公式(1)至(3)进行分层、相位和频率编码方向的流动补偿。
数据采集模块302用于采集进行了流动补偿的回波数据。
具体实现时，数据采集模块针302可对每次激发进行两次扫描，所述两次扫描采用极性相反的读出梯度进行数据采集；并将两次扫描采集的数据相加得到所述激发对应的回波数据。
加权成像模块303用于对采集到的回波数据进行磁化率敏感性加权成像。
本发明实施例中提出的一种磁共振成像系统，可包括上述的快速磁化率敏感性成像装置。
为了评估本发明实施例中的流动补偿效果，在一个例子中，采用一台配置有20通道的头颈线圈的商用的1.5T扫描仪，对3D iEPI和常规3D GRE进行了扫描。首先，扫描对象为如图4所示的由水泵41驱动的充满流动水的水管42和一个作为参考的标准水模43组成的流动模型。其中，水泵41用于将水池44中的水泵入水管42中，在围绕有水管42的标准水模43的区域处设置有线圈45，此外，为了避免水泵41对扫描产生干扰，将水泵41放置在扫描间之外的操作间，图中示意性的示出了扫描间大门46。为了对水流流动与否时的场景进行对比，可分别在水泵41开启和关闭时使用3D iEPI采集数据，即控制水管42中的水处于流动或静止状态使用3D iEPI采集数据。
图5A至图5C中示出了一个例子中采用3D iEPI获取的相位编码方向流动模型图像。其中，垂直方向是相位编码方向，每列图像分别包括一个幅度图像和一个相位图像。图5A为没有流动时的图像，图5B为有流动时有流动补偿时的图像，图5C为有流动时没有流动补偿时的图像。图5B中的箭头指示采用流动补偿时水管中的流动水，可见其与图5A中水管中的非流动水图像一致。
图6A至图6C中示出了另一个例子中采用3D iEPI获取的频率编码方向流动模型图像。其中，垂直方向是频率编码方向，与图5中的区别在于，图6中水管中水流方向和频率编码方向一致，并且针对每次激发进行了读出梯度极性相反的两次扫描。图6B中的箭头指示采用流动补偿时水管中的流动水，可见图6B中有流动补偿的图像与图6A中水管中的非流动水图像一致。
图7为在0.7×0.7×1.6mm3分辨率下，对应用于3D GRE和3D iEPI的SWI处理的mIP图像进行流动补偿和不进行流动补偿的比较示意图。图7中上层的两个图像从左向右分别为带流动补偿和不带流动补偿的3D iEPI对应的图像，采集时间分别2分57秒，下层的两个图像从左到右分别为带流动补偿和不带流动补偿的3D GRE对应的图像，采集时间分别为5分49秒。每个射频脉冲后采集13个回波。两个序列的mIPs显示相同的血管。可见，在两个序列中应用流动补偿后，流量效应可以得到缓解，而在3D GRE中则更好，因为所有回波都在三个方向上进行了流动补偿。
图8A至图8C为在09×0.9×2mm3分辨率下，对应用于3D GRE和3D iEPI的SWI处理的mIP图像进行流动补偿和不进行流动补偿的比较示意图。图8A为带流动补偿的3D iEPI结合读出梯度极性相反的两次扫描的图像，平均采集数为4；采集时间为3分54秒；图8B为带流动补偿的3D iEPI对应的图像，平均采集数为4；采集时间为3分54秒；图8C为带全流动补偿的3D GRE对应的图像，采集时间为3分56秒，平均采集数为1。其中3D iEPI序列中每次射频脉冲后采集15个回波。由于平均采集数为4，图8A和图8B的信噪比比图8C中要高得多，并且可以看到相似的血管。此外，图8A和图8B相比，由于采用了读出梯度极性相反的2次扫描，减少了从相位振荡中产生的不需要的信号，因此可以得到和图8C更相似的结果，如圆圈中所示。
综上，可以看出，本发明实施例中的3D iEPI序列具有以下优点：
1、与已有SWI序列相比，由于采用了高效的采集方案，大大缩短了采集时间。
2、与采用回扫法的全补偿3D iEPI序列相比，由于回波间隔较短，在3D iEPI中可以保持较高的扫描效率和较小的失真。
3、与无流动补偿的3D iEPI序列相比，可以减少SWI图像中由来自快速动脉流的混杂相位信息引起的不需要的信号。
4、针对一次采集，采用极性相反的读出梯度进行两次扫描，可进一步减小每次激发后奇偶回波之间的相位振荡。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。