專利名稱：醫(yī)學(xué)磁共振成像回波平面成像測量中的動態(tài)失真校正方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般地涉及核自旋斷層造影(同義語磁共振斷層造影MRT),如 其在醫(yī)學(xué)中用于對患者進(jìn)行檢查那樣。在此本發(fā)明尤其涉及用于減少在相位編 碼方向上的畸變或失真的方法，這些畸變或失真是在應(yīng)用回波平面成像序列 (EPI序列)時出現(xiàn)的并且影響圖像質(zhì)量以及由此在很大程度上影響診斷。
背景技術(shù)：
MRT基于核自旋共振的物理現(xiàn)象，并作為成像方法成功地應(yīng)用于醫(yī)療和生 物物理學(xué)已有超過15年的歷史。在該纟企查方法中，對物體施加強(qiáng)的恒定;茲場。 由此使物體內(nèi)原本無規(guī)則取向的原子的核自旋定向。高頻波現(xiàn)在可以將該"有 序，，的核自旋激勵成進(jìn)動運動。該進(jìn)動在MRT中產(chǎn)生可借助適當(dāng)?shù)慕邮站€圈 接收的實際測量信號。在此通過采用由梯度線圈產(chǎn)生的不均勻磁場，可以在所 有三個空間方向上對測量對象進(jìn)行空間編碼。
在一種可能的產(chǎn)生MRT圖像的方法中，例如首先選擇激勵z方向上的一 個層。對該層中的位置信息的編碼通過借助兩個正交的梯度場的組合相位和頻 率編碼來實現(xiàn)，該兩個正交的梯度場在該激勵z方向上的層的例子中由上述在 x方向和y方向上的梯度子線圈產(chǎn)生。將成像序列對于相位編碼梯度、如Gp的 不同值重復(fù)M次，在此在每個序列過程中在存在讀出梯度GR的情況下對核共 振信號N次進(jìn)行數(shù)字化并存儲。以這種方式獲得具有NxM個數(shù)據(jù)點的數(shù)字矩 陣(k空間中的矩陣)。由該數(shù)據(jù)組可以通過兩維傅立葉變換直接再現(xiàn)出所觀察 的層的、分辨率為NxM個像素的MR圖像。
在所謂的回波平面成像(Echo Planar Imaging, EPI)中，采用多個相位編碼 的回波來填充原始數(shù)據(jù)矩陣。該技術(shù)的基本思想在于，在一個(選擇的)高頻 激勵之后在讀出梯度(GR)中產(chǎn)生一系列回波，這些回波通過用相位編碼梯度 (Gp)的適當(dāng)調(diào)制而與k空間平面中的不同的行相對應(yīng)。


圖1示出回波平面脈沖序列的可能形式。在一個激勵脈沖和一個再聚焦脈沖之后，通過正弦形振蕩的頻率編碼梯度在讀出方向上和相位編碼方向上產(chǎn)生 多個梯度回波。在該圖中相位編碼通過在振蕩的頻率編碼梯度的過零點的區(qū)域 內(nèi)的小梯度脈沖(尖頭信號)來實現(xiàn)，并以這種方式導(dǎo)致如圖2所示的位置頻
率矩陣(k矩陣)的曲折形的變化。在此應(yīng)注意替代EPI還可以實現(xiàn)笛卡爾EPI (尖頭(blipped) EPI)、非笛卡爾EPI (螺旋EPI)，或例如單射快速自旋回波 (TSE)讀出序列。
盡管有很多局限性，EPI序列仍表現(xiàn)出很高的醫(yī)用潛力(特別是在功能成 像中以及在灌注測量和擴(kuò)散測量中)，因為由于極短的測量時間(MR圖像采集 小于100ms)可以大大降低例如由呼吸或者血液或腦液的脈動而造成的運動偽 影。
如已所述，對此的原因在于在EPI中整個2D MR圖像是僅利用一個激勵 脈沖采集的。通過曲折形k空間掃描給出具有高讀出速度的掃描方向(讀出方 向)和具有低讀出速度的掃描方向(相位編碼方向)。通過由此得出的低帶寬首 先在相位編碼方向上出現(xiàn)對圖像中磁場的空間非均勻性進(jìn)行鏡像的敏感性偽 影。磁場非均勻性主要是通過對象自身或者是通過對象內(nèi)(體內(nèi))空間變化的 敏感性引起的。對此的一個例子是介于空氣和顱骨或大腦之間(空氣相對于骨/ 水)的、測試對象(Proband)鼻咽腔中的邊界面。由此得出的偽影4皮稱為"靜 態(tài)效應(yīng)"，因為它們基于磁場的靜態(tài)非均勻性、即沒有梯度場的活動或患者運動 而使測量結(jié)果畸變。
除了 "靜態(tài)效應(yīng)"還有通過對象區(qū)域內(nèi)的時間上的敏感性變化對測量的圖 像質(zhì)量的動態(tài)影響。因此例如患者在功能MRI測量中的 一次輕微轉(zhuǎn)動就已經(jīng)可 能使測量或測量結(jié)果發(fā)送明顯的畸變。同樣由于患者的呼吸(通過肺中空氣量 的改變)以及患者的脈搏跳動(腦脈動)可以導(dǎo)致局部^茲場變化。這種情況也 導(dǎo)致圖像質(zhì)量的損害。
現(xiàn)有技術(shù)中有多種可以校正"靜態(tài)效應(yīng)"的方法， 一些在此用于在準(zhǔn)備階 段采集的場圖(英語fieldmap,場圖)，其它方法則基于參考掃描的采用，但 優(yōu)化的時間分辨的校正"動態(tài)效應(yīng)"的問題仍未解決。目前人們或者仍假設(shè)在 整個MR實驗期間使開始的磁場非均勻性保持恒定(但在介入測量時由于持續(xù) 的患者呼吸、脈動、有時還會有臥榻的移動或頭部本身和/或四肢的運動而使這 是不可能的)或者采用時間集中的基于預(yù)掃描的校正方法，但這些方法大大延 長了總測量時間并由此導(dǎo)致患者的額外負(fù)擔(dān)。

發(fā)明內(nèi)容
因此本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提出一種在快速MR成像(例如EPI或 BOLD-EPI)中動態(tài)校正幾何失真的方法，使得在重復(fù)的測量中時間分辨率的損 失最小。
本發(fā)明的技術(shù)問題通過一種在醫(yī)學(xué)磁共振成像回波平面測量中動態(tài)校正 失真的方法來解決，該方法的特征在于，以周期/交替的方式就相位信息、相位 編碼方向，或回波時間來區(qū)別相鄰的圖像采集(圖像拍攝)，并基于該區(qū)別分別 計算場圖(Feldkarte)和/或位移圖(Verschiebungskarte),利用這些場圖和/或 位移圖來校正至少 一個失真的結(jié)果圖像。
按照本發(fā)明，利用公知的方法，例如基于PLACE方法(對附加坐標(biāo)編碼 的相位標(biāo)記(Phase Labeling for Additional Coordinate Encoding ); PLACE: Offset in Phasenkodierrichtimg; Qing-San Xiang， Frank Q. Ye: Correction for geometric distortion and N/2 ghosting in EPI by phase labeling for additional coordinate encoding (PLACE). Magnetic Resonance in Medicine, 57(4): 731-741， 2007 )。
其它可能的方法例如是梯度反轉(zhuǎn)方法(Gradient-Reversal-Verfahren )，其基 于相位編碼方向(正/負(fù))的交替或基于相位編碼方向和讀出方向的更迭 (Gradient Reversal: Umdrehen der Phasenkodierrichtimg; Hsuan Chang， J. Michael Fitzpatrick: A technique for accurate magnetic resonance imaging in the presence of eld inhomogeneities. IEEE Trans. Med. Imaging, 11(3): 319-329， 1992 )，或者基于 場圖的回波時間變化方法(基于回波時間的移動；Peter Jezzard, Robert S. Balaban: Correction for Geometric Distortion in Echo Planar Images from B0 Field Variations, Magnetic Resonance in Medicine, 34:65-73， 1995 )。
優(yōu)選對位移圖的計算和/或所述校正在圖像處理計算機(jī)上實時且并行地進(jìn)行。
此外，在PLACE中，優(yōu)選將偏移選擇為對稱于k空間的中心來改變。
此外優(yōu)選，為了例如使波動或時間上的偽影最小化，利用統(tǒng)計方法對時間 上的位移圖進(jìn)行濾波或更改。
在本發(fā)明同樣優(yōu)選的實施方式中，對位移圖進(jìn)行組合或求平均，其中，所 述平均例如是全局平均或矩形波(Boxcar)平均。
此外優(yōu)選的是，僅在相對于在前的校正是顯著的時候才進(jìn)行新的校正。本發(fā)明還涉及用于實施本發(fā)明方法的設(shè)備。
同樣本發(fā)明還涉及一種計算機(jī)軟件產(chǎn)品，當(dāng)其在與核自旋斷層造影設(shè)備連 接的計算裝置上運行時，可以實現(xiàn)本發(fā)明的方法。
以下結(jié)合附圖借助實施例對本發(fā)明的其它優(yōu)點、特征和特性進(jìn)行詳細(xì)描
述。其中示出
圖1示意性示出EPI序列的序列圖2示意性示出在根據(jù)圖1的EPI序列下真實的k矩陣曲折形掃描； 圖3示出根據(jù)圖1的EPI測量的理想曲折形k空間掃描； 圖4示出在PLACE方法的情況下兩個具有在相位編碼方向上-1尖頭相差 的、前后接續(xù)的EPI測量的k空間軌道；
圖5示出采集的圖像、位移圖以及校正的圖像的可能的對應(yīng)模式；
圖6A-6D示出按照本發(fā)明的利用MR模型的動態(tài)失真校正的EPI結(jié)果圖像。
具體實施例方式
EPI成像的特征在于在數(shù)據(jù)記錄時的交替的讀出梯度脈沖序列(圖l),利 用該脈沖序列來順序地曲折形地記錄k空間矩陣的所有行(圖2和圖3中被理 想化)。如在本文開始所述的，患者體內(nèi)(呼吸、四肢運動、脈動、腦脈動等)
觀察到(圖6A )。
本發(fā)明在于，給出在相位編碼方向上時間分辨率損失最小化的失真校正， 其遠(yuǎn)遠(yuǎn)優(yōu)于時間集中的基于預(yù)掃描的方法。
在功能EPI測量中通常采集200-300幅圖像?，F(xiàn)在在采用PLACE方法的情 況下將該思想以在相位編碼方向上的偏移應(yīng)用到每次重復(fù)(圖像測量的每個k 空間掃描)。在此兩個相鄰即直接接續(xù)的重復(fù)間的偏移至少為錯開+1或-1個尖 頭(blip)。圖4中例如示出兩個k空間軌跡，它們通過在相位編碼方向上的-1 個尖頭的錯開來區(qū)分。
因此圖4示出具有0、 -1序列的EPI序列的一段。也可以實現(xiàn)其它的交替 序列，如具有-1、 1、 -1、 1、 -l...或-l、 0、 1、 -1、 0、 1…或0、 2、 O...序列的序列。
現(xiàn)在，由現(xiàn)有技術(shù)的方法已公知，從相位編碼方向上的兩個相鄰但偏移的 k空間軌跡可以導(dǎo)出關(guān)于患者體內(nèi)磁場非均勻性的信息。由這些所獲得的信息 又可以計算出所謂的場圖(英語field map )或所謂的位移圖(英語diaplacement map)。場圖以Hz表示磁場畸變或磁場偏移，而位移圖則包含由于該磁場畸變 或磁場非均勻性而在相位編碼方向上畸變或移動的像素的最初的位置(或相對 于該最初位置的偏移)。
一種非常新的產(chǎn)生位移圖的方法是所謂的PLACE方法(對附加坐標(biāo)編碼 的相位標(biāo)記)。利用該方法，為了靜態(tài)校正方法的測試目的，由兩個介入前的 EPI圖像的錯開的k空間軌跡的相位信息計算出相位編碼方向上的像素失真(像 素畸變/像素移動)。通過對兩幅圖像使用計算出的位移圖，可以使每個像素又 移動到其最初的位置并示出算法的品質(zhì)。
作為其它方法例如實現(xiàn)了梯度反轉(zhuǎn)方法。該方法在兩個輸入圖像之間變換 相位編碼方向，這導(dǎo)致壓縮或伸展(Stauchung bzw. Streckung ),由此產(chǎn)生出位移圖。
根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)產(chǎn)生位移圖的其它方法基于相位編碼方向和讀出方向的更 迭。根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的產(chǎn)生場圖的方法基于回波時間的變化。
因此，在本發(fā)明方法的一個實施例中這樣使用PLACE方法在具有數(shù)百 圖像的EPI測量中，由每個相鄰的k空間側(cè)移動的圖像對計算出位移圖，并將 該位移圖應(yīng)用到該圖像對的一個(畸變/失真的)圖像上，從而對該圖像去畸變， 即進(jìn)行4交正。
為了更好地理解借助圖5的簡單例子進(jìn)行描述。所示出的是有5幅失真圖 像VB1、 VB2、 VB3、 VB4、 VB5的序列，這些圖像是在EPI測量中通過k空 間側(cè)交替的序列在相位編碼方向上彼此位移地采集的。圖5中未示出移動的度 量。可能的例如是-1、 1、 -1、 1、 -1、 l...或-l、 0、 1、 -1、 0、 1、 -1、 0、 1…或 0、 -1、 0、 -1序列，等等。在根據(jù)圖5的EPI測量中以五次重復(fù)可以計算出4 個位移圖Dl、 D2、 D3、 D4。
在該例中，該計算優(yōu)選利用PLACE算法進(jìn)行
由失真圖像VB1和失真圖像VB2借助PLACE來計算位移圖Dl,由VB2 和VB3來計算位移圖D2,等等，直到產(chǎn)生了位移圖D4。
計算出的位移圖又可以立即用于對失真圖像VB1-VB5進(jìn)行失真校正，在此由于組合分析而須將位移圖Dl至D4之一應(yīng)用到兩個相鄰的失真圖像上(圖 5中的示例并不將D1的普遍性局限在應(yīng)用于KB1和KB2上)。通過這種方式 又得到5幅但是無失真的校正后的圖像KB1至KB5。圖中的箭頭標(biāo)示出計算路 徑。
在圖6A-6D中示出在模型上的各個方法步驟的結(jié)果圖像。圖6A示出明顯 畸變的輸出圖像VB1。圖6B示出計算位移圖所需的相位圖像。由兩個相鄰的 相位圖像基于PLACE算法來計算位移圖Dl (圖6C)，將其應(yīng)用到VB1,得到 明顯沒有失真的校正圖像KB1 (圖6D)。
綜上所述，本發(fā)明涉及一種新型的動態(tài)校正方法。該方法以將已有的公知 靜態(tài)失真校正方法(如PLACE算法)和特殊匹配的EPI序列相組合的方式， 對在相位編碼方向上k空間的移動從采集到采集(以固定的周期性)進(jìn)行改變， 并使得能夠產(chǎn)生當(dāng)前的位移圖。
在圖5的對應(yīng)模式中，分別從兩個前后接續(xù)的失真的采集的EPI圖像(如 VB2、 VB3)中采集一個位移圖(D2)。位移圖D2又用于校正由其產(chǎn)生該位移 圖的失真圖像VB3。
因此要在采集其它EPI圖像時重新對校正進(jìn)行計算或不斷進(jìn)行更新并實時 動態(tài)地應(yīng)用。
與此相反，目前在現(xiàn)有技術(shù)中的靜態(tài)校正方法僅產(chǎn)生一個位移圖(通過兩 次預(yù)掃描或兩次參考掃描)，然后將該位移圖不變地應(yīng)用于整個測量的全部失真 的EPI圖像。以這種方式盡管可以考慮靜態(tài)磁場非均勻性但不能考慮患者體內(nèi) 的》茲場變化或動態(tài)敏感性。
代之以實時動態(tài)方法，還可以將校正離線地作為后處理動態(tài)地在圖像計算 機(jī)上或圖像處理計算機(jī)上實施。但這有可能使得須對結(jié)果(校正后的圖像的輸 出和顯示)等待較長的時間。
可以有不同的對動態(tài)位移圖的組合模式。因此不必一定要單獨應(yīng)用位移 圖；還可以有利地將多個位移圖綜合在一起，例如分為組(矩形波平均 (Boxcar德tel))或作為整體(全局平均)。
盡管多個位移圖的平均導(dǎo)致時間分辨率的損失，但其優(yōu)點是可以避免在時 間上的強(qiáng)烈跳動。強(qiáng)烈跳動(強(qiáng)畸變差別)例如出現(xiàn)在患者的突然轉(zhuǎn)動，因此 包含在這樣的運動時的時間窗的位移圖可能無法使用。
為了保證動態(tài)校正方法的一定程度即所需程度的穩(wěn)固性，優(yōu)選采用判斷相 對于在前校正的校正顯著性的質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)。已經(jīng)提到在相位編碼方向上改變時序列對稱的優(yōu)點。在其中對靠外的k空 間點進(jìn)行對稱于中心的改變的序列順序(例如-l、 +1、 -1、十l...)的優(yōu)點是，僅邊 緣地改變了圖像中的量級(即強(qiáng)度)信息(這樣校正后的圖像就具有基本上相
同的強(qiáng)度分布)。與此相對的例子是非對稱系列0、 2、 0，...或O、 -1、 0、 -l...， 它們可以導(dǎo)致不期望的強(qiáng)強(qiáng)度差別的相鄰圖像(在兩個相鄰圖像之一中的清晰 邊沿上的輕微干擾)。
最后要提到配置磁共振斷層造影設(shè)備以實施本發(fā)明的方法所需克服的困難。
主要的困難首先在于，要開發(fā)穩(wěn)定的PLACE模塊并將其在程序技術(shù)上穩(wěn) 固地綁定到ICE程序中。ICE (作為特定于制造商的后處理環(huán)境的"圖像計算 環(huán)境'，)是定義接口的軟件環(huán)境，用于從圖像產(chǎn)生到圖像顯示的過程。
在此示出，(PLACE算法的)PLACE模塊對圖像噪聲有強(qiáng)烈的反應(yīng)，并且 還對實際圖像區(qū)域外的噪聲以不期望的方式進(jìn)行反應(yīng)。對這些在圖像區(qū)域內(nèi)部 以及尤其是在圖像區(qū)域外部的噪聲必須加以識別并計算出來。
為了能夠盡可能快地實時進(jìn)行校正計算，須這樣構(gòu)建和實現(xiàn)PLACE算法， 使得全部、特別是相鄰的EPI序列或它們的軌跡不具有任何相關(guān)性，由此使得 全部所需的圖像處理步驟都能夠有效地并行化。這使得計算時間非常短，因為 通過并行化使MRT圖像計算機(jī)的每個CPU的每個處理器或每個核都能滿載并 由此使MRT設(shè)備的計算能力得到最佳利用。
另 一個開銷最高的步驟曾是訪問序列控制器的軟件，通過該軟件這樣改變 標(biāo)準(zhǔn)EPI序列，使其提供(對稱的)更改的移動的圖像。
總之，為了按照現(xiàn)有技術(shù)來在程序技術(shù)上配置MRT設(shè)備使其能夠在EPI 測量中實施按照本發(fā)明的動態(tài)失真校正方法，整體上需要很多技術(shù)上和時間上 開銷很大的開發(fā)工作。
9
權(quán)利要求
1. 一種在醫(yī)學(xué)磁共振成像回波平面測量中動態(tài)校正失真的方法，其特征在于，以周期/交替的方式就相位信息、相位編碼方向，或回波時間來區(qū)別相鄰的圖像采集，并基于該區(qū)別分別計算場圖和/或位移圖(D1-D4)，利用這些場圖和/或位移圖(D1-D4)來校正至少一個失真的結(jié)果圖像(VB1-VB5)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，基于PLACE方法、梯度反 轉(zhuǎn)方法、回波時間變化方法或其它根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)公知的方法來計算所述場圖和/ 或位移圖(Dl-D4)。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其特征在于，對位移圖(Dl-D4)的 計算和/或所述;^交正在圖像處理計算機(jī)上實時且并行地進(jìn)行。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1至3中任一項所述的方法，其特征在于，在采用PLACE 方法時，對稱于k空間的中心來改變偏移。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一項所述的方法，其特征在于，為使波動和/ 或時間上的偽影最小化，利用統(tǒng)計方法對時間上的位移圖和/或場圖進(jìn)行濾波或 更改。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項所述的方法，其特征在于，對位移圖 (Dl-D4)進(jìn)行組合或求平均。
7. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其特征在于，所述平均是全局平均或矩形 波平均。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項所述的方法，其特征在于，僅在相對于在 前的校正是顯著的時候才進(jìn)行新的校正。
9. 一種用于實施根據(jù)權(quán)利要求1至8中任一項所述的方法的設(shè)備。
10. —種計算機(jī)軟件產(chǎn)品，其特征在于，當(dāng)其在連接于核自旋斷層造影設(shè) 備的計算裝置上運行時，實現(xiàn)根據(jù)權(quán)利要求1至8中任一項所述的方法。
全文摘要
本發(fā)明一般地涉及核自旋斷層造影(同義語磁共振斷層造影，MRT)，如其在醫(yī)學(xué)中用于對患者進(jìn)行檢查那樣。在此本發(fā)明尤其涉及一種在醫(yī)學(xué)磁共振成像回波平面測量中動態(tài)校正失真的方法，其特征在于，以周期/交替的方式就相位信息、相位編碼方向，或回波時間來區(qū)別相鄰的圖像采集，并基于該區(qū)別分別計算場圖和/或位移圖(D1-D4)，利用這些場圖和/或位移圖(D1-D4)來校正至少一個失真的結(jié)果圖像(VB1-VB5)。
文檔編號G01R33/565GK101498774SQ20091000337
公開日2009年8月5日 申請日期2009年1月22日 優(yōu)先權(quán)日2008年1月31日
發(fā)明者約瑟夫·普福弗, 馬庫斯·沃格勒 申請人:西門子公司