基于部分平行采集重构方法的磁共振成像方法

1.一种基于部分平行采集重构方法的磁共振成像方法，具有如下步骤：
-在时间上相继地产生具有多个组件线圈的k空间的多个部分数据组，其中，这些部分数据组是相互不重叠的并且这些部分数据组的全体构成一个完整的k空间数据组；
-基于该完整的k空间数据组的至少一部分分别确定每个组件线圈的线圈灵敏度；
-基于所确定的线圈灵敏度通过部分平行采集重构方法将每个部分数据组变换到位置空间；
-叠加变换后的部分数据组以得到伪影最少的图像数据组。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于：所述完整的k空间数据组的结构是两维的或三维的。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于：对所述部分数据组的测量是这样实现的，即，使得每个变换后的部分数据组本身具有最少的运动伪影和/或畸变和/或信号损失。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于：为了确定线圈灵敏度，观察所述k空间数据组的中间区域。
5.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于：所述部分平行采集重构方法是基于SMASH重构方法、AUTO-SMASH重构方法、VD-AUTO-SMASH重构方法、SENSE重构方法或GRAPPA重构方法实现的。
6.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于：对所述部分数据组的测量是通过对k空间的部分进行扫描实现的。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于：在有n个部分数据组的情况下，第i个部分数据组通过对第i个部分的第一次测量以及通过然后省略各n-1个部分得到。
8.根据权利要求6所述的方法，其特征在于：所述k空间的部分为k空间的一行、一螺旋臂、或一径向截面。
9.根据权利要求3所述的方法，其特征在于：所述对部分数据组的测量和变换以及将变换后的部分数据组的叠加按照不同的方式进行，其中，选择伪影最少的最终结果。

基于部分平行采集重构方法的磁共振成像方法\n技术领域\n[0001] 本发明一般地涉及核自旋断层造影(同意语：磁共振断层造影，MRT)，它们在对患者进行医学检查中得到了应用。本发明尤其涉及一种方法和实施该方法的MRT系统，其在不损失信噪比(SNR)的情况下可以采集无伪影或伪影很少的层析图像。\n背景技术\n[0002] MRT以核自旋共振物理现象为基础，并作为成像方法在医学和生物物理学领域已经成功地使用了超过15年。在这种检测方法中，物体接受一个强稳定磁场。由此使物体体内原子的原本定向杂乱的核自旋得以校准。\n[0003] 高频波将“排列好的”核自旋激励为特定的振荡。这种振荡产生MRT中的实际测量信号，这些测量信号可由适当的接收线圈接收。通过使用由梯度线圈产生的非均匀磁场，可以对检测物体在所有三个空间方向上进行空间编码。这种方法允许自由选择待成像的层，以便可以获取人体在所有方向上的断面图像。MRT作为应用于医疗诊断的断面成像方法，其突出之处首先在于它是一种通过多方面的对比能力而进行的“非侵入”检查方法。由于其出色的对软组织的显示特性，使得MRT方法远远超过计算机X射线断层造影法(CT)。如今，MRT基于使用自旋回波序列和梯度回波序列，其在数量级为分钟的测量时间内可获得优异的图像质量。\n[0004] 随着MRT设备部件在技术上的不断发展，以及引入更快的成像序列，使得MRT在越来越多的医学领域中得到应用，用于支持最少侵入手术的实时成像、神经学中的功能成像、以及在心脏病学中的血流测量(Perfussions-messung)仅是其中很少的几个例子。尽管MRT设备在结构上取得了进展，但对于MRT设备在医学诊断中的许多应用来说，MRT图像的拍摄时间和信噪比(SNR)仍是限制因素。\n[0005] 尤其是在其中给出对象或对象的部分的主要运动(血流、心脏运动、腹部的蠕动等)的功能成像中，期望在信噪比不变的情况下缩短拍摄时间(数据采集时间)。通常，运动会在MRT图像中造成伪影，如随着数据采集时间的持续而增加的运动伪影。为了改进图像质量，考虑采集多个图像并在过后将其重叠。但这尤其对于运动伪影来说并不总能带来对总的图像质量的有意识的改进。例如随着运动伪影的增加信噪比会得到改善。\n[0006] 在保持信噪比不变的情况下缩短测量时间的方法是减少拍摄的图像数据的量。为了由这种缩减的数据组中获得完整的图像，须利用适当的算法重构缺失的数据，或者由这些缩减的数据来校正误差较多的图像。按照图2，在MRT中拍摄数据是在所谓的k空间(同义词：频率空间)中进行的。MRT图像25在所谓的图像空间中借助傅立叶变换24与MRT数据23相关联。分布在k空间中的对象的位置编码借助在所有三个空间方向上的梯度进行。\n在此，在2D成像的情况下，区分的是层选择(确定拍摄层，通常为z轴)、频率编码(确定该层中的一个方向，通常为x轴)、以及相位编码(确定在该层中的第二维，通常为y轴)。\n在3D成像的情况下，层选择由一个第二相位编码替代。在不限制普遍性的情况下，以下将采用逐行扫描的两维笛卡儿k空间。在借助梯度读出时，对一个k空间行的数据进行频率编码。k空间中的每一行具有通过相位编码步骤产生的距离Δky。由于与其它位置编码相比相位编码需要更多的时间，因此大多数方法例如所谓的部分平行采集(以下称为PPA，Partially Parallel Acquisition)方法基于在耗时的相位编码步骤减少图像数来缩短图像测量时间。PPA成像的基本思想在于，k空间数据不是由单个线圈采集的，而是如图3所示是由例如线圈组件(线圈1至线圈4)的线性排列、即线圈阵列采集的。阵列中每个空间上独立的线圈都携带一定的空间信息，利用这些信息、通过组合同时采集的线圈数据26.1、\n26.2、26.3、26.4可以实行完整的位置编码。这意味着由所拍摄的一个k空间行也能确定k空间中多个未扫描的、偏移的(在以后的图中以白色表示)其它行。\n[0007] 因此，PPA方法采用由线圈排列的组合所包含的空间信息，以便部分地替代由采用相位梯度产生的耗时的相位编码。由此，图像测量时间相应于缩减的数据组的行数与常规(即完全的)数据组的行数之比得以缩短。在典型的PPA采集中，相对于常规采集只采集相位编码行的一部分(1/2，1/3，1/4等)。然后对数据进行特殊的重构，以重构缺失的k空间行并由此得到完整的观察区(FOV)(部分行的图像)。\n[0008] 各种相应于各种PPA技术重构方法的通常表现为代数方法。最著名的PPA技术是SMASH(Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics，空间均匀并发采集)、SENSE(Sensitivity Encoding，灵敏性编码)和GRAPPA(Generalised Autocalibration PPA，通用自动校准PPA)以及它们的衍生物(G-SMASH、AUTO-SMASH、VD-AUTO-SMASH等)。\n[0009] 但是，在所有PPA技术中，对缺失的k空间行的代数重构都要求附加地确定组合线圈中(参加测量的)各线圈的灵敏度，如图3中通过箭头28所符号化示出的。只有了解了线圈灵敏度，才有可能完全重构所有的k空间行，并最后通过傅立叶变换(箭头27)获得位置空间中的图像25。\n[0010] 在常规的PPA技术中，确定线圈灵敏度是通过测量所谓的校准扫描实现的，这或者是在测量的开始以所谓的预扫描的形式进行，或者是在测量过程中以所谓的集成的扫描29(ACS行，ACS：自动校准信号)进行，如图4中在k矩阵(k空间层)中间区域的黑色k空间行所示。\n[0011] 尽管线圈灵敏度是调和函数(harmonische Funktion)，其优选可以仅通过主要包含对比度信息的k矩阵中间区域的很少校准扫描行得到很好的近似，但是对校准扫描行的测量大大延长了总的采集时间，并提高了再现的图像25中运动伪影的程度。\n[0012] 尽管测量校准扫描行耗时，但现有技术提供了在信噪比不变的情况下，抑制或最小化运动伪影的可能性。\n[0013] 借助图5可对该方法进行描述：在时间上相继采集多个低分辨的PPA序列26。图\n5中示出两个序列26，其中，一起测量进行PPA重构所需的校准扫描行29(被示为黑色)。\n每个序列由于其低分辨率而具有相对小的SNR，但每个序列也由于采集时间短而使运动伪影大大降低。最后通过将由两个序列PPA重构的图像进行叠加，可以由此产生伪影尽可能少的图像，其中，通过叠加可以重新获得最初的SNR。\n[0014] 但这种方法的缺点在于这样的事实，即对每层或每个序列须附加地测量校准扫描行，以确定PPA重构所需的线圈灵敏度。这对于预扫描和集成扫描都是如此。\n发明内容\n[0015] 因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种用于实现该方法的方法和系统，通过这种方法和系统可以在运动伪影和采集时间方面改进基于PPA重构方法的MRT成像。\n[0016] 本发明的技术问题是通过一种基于PPA重构方法的MRT成像方法解决的，其具有如下步骤：\n[0017] -产生具有多个组件线圈的k空间的多个部分数据组，其中，这些部分数据组的全体构成一个完整的k空间数据组；\n[0018] -基于该完整的k空间数据组的至少一部分分别确定每个组件线圈的线圈灵敏度；\n[0019] -基于所确定的线圈灵敏度通过部分平行采集重构方法将每个部分数据组变换到位置空间；\n[0020] -叠加变换后的部分数据组以得到伪影很少的图像数据组。\n[0021] 按照本发明，该完整的k空间数据组的结构是两维的或三维的。\n[0022] 优选地，部分数据组是在时间上相继采集的。\n[0023] 按照本发明，对所述部分数据组的测量是这样实现的，即，使得每个变换后的部分数据组本身具有最少的运动伪影和/或畸变和/或信号损失。\n[0024] 优选地，为了确定线圈灵敏度，观察所述k空间数据组的中间区域。\n[0025] 可能用于按照本发明方法的PPA重构方法是基于SMASH重构方法、AUTO-SMASH重构方法、VD-AUTO-SMASH重构方法、SENSE重构方法或GRAPPA重构方法实现的。\n[0026] 一般来说，按照本发明，对部分数据组的测量以及由此产生完整的k空间数据组是通过对k空间的部分进行扫描实现的。\n[0027] 按照本发明，对k空间的部分进行扫描是这样实现的：在有n个部分数据组的情况下，第i个(i＝1至n)部分数据组通过对第i个部分的第一次测量以及通过然后省略各n-1个部分得到。\n[0028] 在此，所述部分为一行、一螺旋臂、或一径向截面。\n[0029] 按照本发明，优选地对部分数据组的测量和变换以及将变换后的部分数据组的叠加按照不同的方式进行，其中，选择伪影最少的最终结果。\n[0030] 此外，本发明还涉及一种用于实施本发明方法的系统。\n附图说明\n[0031] 以下结合附图所示的实施方式对本发明的其它优点、特征、及特性作进一步的说明。其中：\n[0032] 图1示出一按照本发明的、用于实现本发明方法的MRT设备的示意图；\n[0033] 图2示意性地示出了如通过对在k空间采集的图像进行傅立叶变换从而得到位置空间中的图像的常规过程；\n[0034] 图3示意性地示出了在考虑线圈灵敏度的情况下是如何重构具有四元素的PPA数据组并通过傅立叶变换将其换算为位置空间中的图像的；\n[0035] 图4示意性地示出了具有三个附加拍摄的PPA重构所需的校准扫描行的四元素的PPA数据组；\n[0036] 图5示意性地示出了现有技术中在不损失SNR的情况下减少基于PPA的运动伪影的方法；\n[0037] 图6示出了按照本发明的方法的概貌图；\n[0038] 图7通过详细示图示出了按照本发明的方法。\n具体实施方式\n[0039] 图1示出一按照本发明的、用于产生对象的核自旋图像的磁共振成像设备或核自旋断层造影设备的示意图。该核自旋断层造影设备的结构在此相应于常规断层造影设备的结构。基本磁场磁铁1产生在时间上恒定的强磁场，用于极化或取齐对象检查区域内的核自旋，该对象例如是人体的待检查部分。在例如球状的测量空间M中定义了核自旋共振测量所需的基本磁场磁铁的高均匀性，人体的待检查部分被送入该测量空间中。为了满足均匀性要求，特别是为了消除不随时间变化的影响，在合适的位置安装了用铁磁材料制成的所谓填隙片。随时间变化的影响通过由补偿供电装置控制的补偿线圈2消除。\n[0040] 在基本磁场磁铁1中，设置了由多个绕组、即所谓的部分绕组构成的圆柱形梯度线圈系统3。每个部分绕组由放大器14供电，用于在笛卡尔坐标系的各方向产生线性梯度场。在此，梯度场系统3的第一部分绕组产生x方向的梯度GX，第二部分绕组产生y方向的梯度GY，第三部分绕组产生z方向的梯度GZ。每个放大器14都包括一数字模拟转换器，由用于时间正确地产生梯度脉冲的序列控制装置18对其进行控制。\n[0041] 为了利用MRT设备以可选的方式，在既得到改善的信噪比(SNR)又能显著减少测量时间的情况下实现所期望的PPA测量，当前标准的做法是，尤其是在相位编码方向(y方向)不是仅采用一个线圈，而是采用多个线圈的排列。这些所谓的组件线圈连接成一个线圈阵列，并且相互重叠，由此，可以拍摄同样叠加的线圈图像。如果在改善SNR的情况下不允许延长采集时间，则线圈阵列中的线圈须同时进行接收。因此，每个线圈需要其自身的、如上所述的由前置放大器、混合器和模拟数字转换器构成的接收器。这些硬件非常昂贵，这在实践上导致对阵列中线圈数的限制。目前，阵列中通常最多有六个独立线圈。\n[0042] 在梯度场系统3内有一高频天线4，该天线将由高频功率放大器提供的高频脉冲转换为交变磁场，用于激励原子核并取齐待检查对象或对象的待检查区域中的核自旋。高频天线4由一个或多个高频发射线圈以及多个优选为所述组件线圈的线性排列形式的高频接收线圈组成。高频天线4的高频接收线圈还可以将由占主导地位 的\n核自旋发出的交变场，也就是一般由一个或多个高频脉冲以及一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列所引起的核自旋回波信号，转换为电压，通过放大器7传送到高频系统22的高频接收信道8。高频系统22还包括发射信道9，其中，产生用于激励磁核共振的高频脉冲。在此，基于由设备计算机20预先给定的脉冲序列，将各高频脉冲在序列控制装置18中表示为数字化的复数序列。将这些数字序列作为实部和虚部分别通过输入端12传送到高频系统\n22中的数字模拟转换器，并由该转换器传送到发射信道9。在发射信道9中，将该脉冲序列调制为高频载波信号，该高频载波信号的基频与测量空间中核自旋的共振频率一致。\n[0043] 通过发射接收转换器6将发射操作转换为接收操作。高频天线4的高频发射线圈将用于激励核自旋的高频脉冲发射到测量空间M中，并通过高频接收线圈检测所产生的回波信号。在高频系统22的接收信道8中对相应获得的核共振信号进行相敏解调，并分别通过各模拟数字转换器转换为测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17，利用这样获得的测量数据再现图像。通过设备计算机20管理测量数据、图像数据和控制程序。基于由控制程序预先给定的数据，序列控制装置18控制各期望的脉冲序列的产生并对k空间进行相应的扫描。在此，序列控制装置18特别控制梯度的时间正确地通断、具有特定相位和振幅的高频脉冲的输出以及对核共振信号的接收。高频系统22和序列控制装置18的时间基准由合成器19提供。对相应的用于产生核自旋图像的控制程序的选择，以及对所产生的核自旋图像的显示通过包括键盘和一个或多个显示屏的终端21进行。\n[0044] 在本发明的情况下，使用者可以采用多个组件线圈，预先任意给定在相位编码方向上(在卡式(kartesisch)扫描的情况下)逐行扫描的顺序，并由此预先给出所测量的k空间行在k空间的不同部分数据组上的分布或对k空间的部分数据组的测量，以便在后续步骤中能够对每个不完整的部分数据组在不进行耗时的校准扫描行采集的情况下进行PPA重构。在图6中，对k空间的两个部分数据组30、31进行测量，其中，第一部分数据组30的特征在于，仅采集所选择的k空间层在时间上相关的奇数行(行1、3、5等)，而第二部分数据组31中则仅包含偶数行(行2、4、6等)。第一部分数据组30和第二部分数据组31一起构成k空间的完整数据组32。通过将测量分解为不重叠的部分数据组，每个部分数据组都表示为一个利用公知的PPA重构方法(SMASH、SENSE、GRAPPA)可被重构为完整的k空间数据组的PPA数据组。按照本发明，可以这样选择对数据组32进行扫描的时间顺序，使得每个部分数据组包含尽可能少的运动伪影，从而在PPA重构后可将两个重构的数据组组合为一幅最终不损失SNR而包含最少运动伪影的图像。按照本发明的分解为不重叠的部分数据组使得进行PPA重构所需的对线圈灵敏度的计算无须进行自身的校准扫描行采集，这最终使得采集时间明显缩短。\n[0045] 以下借助图7示出的例子对本发明的方法进行详细描述：\n[0046] 该方法的目标在于，以最短的总测量时间在最大可能的SNR下，采集待检查患者身体层的运动伪影最少的图像。为此，按照本发明，这样配置MRT设备，使得在k空间对层的扫描可由时间上相继测量的可PPA重构的部分数据组的综合得到完整的k空间数据组。\n在实际测量之后，理论地或计算地分解为部分数据组。在图7中，将卡式(行式扫描)完整数据组32分解为三个部分数据组34、35、36，每个部分数据组用不同的线形标示。在该完整数据组32的右侧示出了时间上的采集模式。\n[0047] 设备计算机20按照本发明这样控制序列控制装置18：首先仅测量所选择的层32的实线所示的行34.1、34.2、34.3。采集时间变化记录在基于右侧的直方图示出的时间上的采集模式。双箭头34.x将对该第一(部分)数据组的部分测量所需要的总持续时间符号化。紧接着采集虚线所示的行35.1、35.2、35.3。该部分测量所需的持续时间为35.x。在该例中的最后部分测量，即以点划线示出的行36.1、36.2、36.3使数据组32完整，并且定义了总测量持续时间的端点36.3(双箭头34.1-36.3)。\n[0048] 每个这种部分测量都分别导致一个时间上相关的部分数据组34、35、36，这些部分数据组的每个由于其扫描方式(各具有两个省略的k空间行的行形k空间轨道)而表示为各自的PPA数据组。每个部分数据组采集时间相对于完整数据组32采集持续时间的减少，同样也带来在各部分数据组中运动伪影的大大减少。\n[0049] 基于每个部分数据组的PPA形式的扫描模式，可将所有部分数据组代数地重构为完整的数据组，并随后借助傅立叶变换变换为位置空间中的完整图像38、39、40。\n[0050] 可能的重构方法基于常规的PPA技术(例如SMASH、SENSE、GRAPPA)。按照本发明，PPA重构所需的关于所使用的组件线圈的灵敏度信息可以同样由组合所采集的部分数据组代数地得到，其中，对完整数据组32的中间区域42中相邻行34.2、35.2、36.2的观察通常能够足够好地近似灵敏度。无需耗时的校准扫描行测量。通过将由此得到的位置空间数据组38、39、40叠加或组合为一个数据组41可得到一幅图像，其一方面几乎没有运动伪影，另一方面由于通过叠加重新获得而具有较高的SNR。\n[0051] 综上所述，将完整MRT图像的总采集时间通过修改的、与解剖运动匹配的图像序列分解为伪影降低的部分采集，通过PPA技术分别将它们重构为完整的图像。PPA重构所需的检测器或线圈灵敏度信息，通过组合每个单独的部分图像、优选为k空间数据组的中间区域的原始数据得到。为此的前提是，按照本发明采集各部分数据组，这些部分数据组的和不与k空间重叠，但总体上完整地覆盖k空间。每个部分数据组本身具有降低的信噪比，但信噪比可通过将它们重新组合为完整的图像而重新获得。