用于抑制扩散加权磁共振成像的奈奎斯特重影的系统和方法

技术领域

本公开涉及磁共振成像(MRI)，并且更具体地，涉及扩散加权成像(DWI)。

背景技术

扩散加权磁共振成像(DW-MRI)已经在发展，并且在各种器官(例如，大脑、软骨和肝脏)中的组织功能的诊断和调查以及各种应用(例如，病理学、肿瘤学)中起作用。扩散是指分子在系统中的随机运动。在生物组织中，水分子的扩散根据组织结构和性质形成一种模式。在诸如急性卒中的病理状况下，扩散模式可能被干扰，并且扩散的量可在受影响区域中变化。因此，可以通过研究扩散的变化检测组织的异常。一种被称为扩散加权成像(DWI)的特化的磁共振成像(MRI)技术利用水分子的扩散以显现内部生理学。DWI中的图像对比度反映了组织之间扩散速率的差异。DWI在常规MRI序列(例如，T2加权成像)未在图像中显示显著变化的情况下尤其有用。例如，在类似由局部缺血产生的卒中的病理状况下，T2上的信号强度在卒中发作后至少8小时为止不会变化。另一方面，DWI可以早在卒中发作后的30分钟内显示大脑中的变化，并且在发作的一小时内显示出明显的信号差异。

一般来讲，自旋回波是DWI的选择的序列。例如，DWI序列可以包括脉冲梯度自旋回波(PGSE)部分，其作为制备相位附加到回波平面成像(EPI)序列的前面。EPI是一种极速MRI技术，其中，整个图像可以由单个射频(RF)激发产生的磁共振(MR)信号形成。EPI脉冲序列由一系列的回波构成，在k空间中，沿锯齿形轨线的k空间的每条线生成一个回波。在锯齿形采集中，在相反的方向上采集两个相邻的回波。如果正向回波和反向回波不是彼此的完美镜像，则在重建时将伪影引入至图像中。例如，第一个回波开始的延迟将传播至所有后来的回波中，导致奇数和偶数回波的峰值之间的定时差异。当执行傅立叶变换时，该相位误差将导致信号强度在横跨图像的一半的相位编码方向上移位，这被称为奈奎斯特重影。如果视场(FOV)上有N个像素，则该带有别名的影相对于定位在正确位置处的主像出现N/2个像素的偏移。奈奎斯特重影可能是由许多可能的原因引起，诸如在线圈和磁体壳体中响应于梯度脉冲的快速变化而诱导的涡电流，匀场不良，梯度线圈加热，患者运动等。

为解决EPI中的奈奎斯特重影，Qing-San Xiang等人引入了一种被称为“用于附加坐标编码的相位标记”(PLACE)的方法。(参见“Correction for Geometric Distortionand N/2Ghosting in EPI by Phase Labeling for Additional Coordinate Encoding(PLACE)”，《医学磁共振》，第57期：731-741页(2007年)，Qing-San Xiang等人)。通过使用两个稍微不同的EPI脉冲序列采集两组k空间数据。与另一个EPI脉冲序列相比较，一个EPI脉冲序列在相位编码方向上添加一个小的梯度区域，导致奇数和偶数回波被交换，并且因此奈奎斯特重影具有相反极性。对两组k空间数据取平均值，并且从平均k空间数据重建MR图像。或者，从两组k空间数据中分别重建MR复合图像，并且取平均值以生成最终平均MR图像。奈奎斯特重影在MR图像中被抑制。然而，PLACE方法中使用的复杂值的平均值不适用于DWI，因为当扩散梯度被施加时，由于两个采集之间的相位差，其将大幅度降低信号幅值。通常需要一种用于抑制DWI的奈奎斯特重影的改进方法。

发明内容

在一个实施方案中，本公开提供了一种用于抑制扩散加权磁共振成像的奈奎斯特重影的方法。该方法包括使用多组扩散加权成像脉冲序列采集多个k空间数据集，分别从多个k空间数据集的每个重建磁共振图像，以及对磁共振图像的幅值取平均值以生成平均幅值的磁共振图像。

在另一个实施方案中，本公开提供一种MRI系统。该MRI系统包含被配置为生成编码梯度的梯度线圈，被配置为生成RF脉冲的射频(RF)线圈，以及连接到梯度线圈和RF线圈的处理器。该处理器被配置为指示梯度线圈和RF线圈生成多组扩散加权成像脉冲序列以采集多个k空间数据集，分别从多个k空间数据集的每个重建磁共振图像，以及对磁共振图像的幅值取平均值以生成平均幅值的磁共振图像。

在另一个实施方案中，本公开提供了一种用于在扩散加权磁共振成像中抑制奈奎斯特重影的方法。该方法包括使用第一组扩散加权成像脉冲序列采集第一k空间数据集，以及使用第二组扩散加权成像脉冲序列采集第二k空间数据集。该第二第一k空间数据集的奇数和偶数回波相对于第一k空间数据集进行交换。该方法进一步包括从第一k空间数据集重建第一磁共振图像，从第二k空间数据集重建第二磁共振图像，以及对第一磁共振图像和第二磁共振图像的幅值求平均值以生成平均幅值的磁共振图像。

附图说明

通过阅读以下详细描述并且参考附图，可以更好地理解本公开的各个方面，其中：

图1是根据一个示例性实施方案的一种磁共振成像(MRI)系统的示意图；

图2是根据一个示例性实施方案的具有抑制的奈奎斯特重影的DWI的脉冲序列的示意图；

图3A是根据PLACE的根据图2的脉冲序列以及其组合的k空间数据采集轨线的示意图；

图3B是根据一个示例性实施方案的从根据图3A采集的k空间数据以及其组合重建的MR图像的示意图；

图4是根据一个示例性实施方案的一种用于抑制DWI的奈奎斯特重影的方法的流程图；并且

图5示出了根据一个示例性实施方案的通过本文所公开的方法获得的扩散加权图像与通过常规方法获得的扩散加权图像的比较。

附图示出了用于抑制DW-MRI的奈奎斯特重影的所描述的部件、系统和方法的特定方面。连同以下描述，附图示出并且解释了本文描述的结构原理、方法和原理。在附图中，为了清楚起见，部件的厚度和尺寸可以被放大或以其他方式修改。没有示出或详细描述众所周知的结构、材料或操作以避免模糊所描述的部件、系统和方法的各方面。

具体实施方式

以下描述本公开的一个或多个具体实施方案以便提供透彻的理解。这些所描述的实施方案仅为用于抑制DW-MRI的奈奎斯特重影的系统和方法的示例。本领域技术人员将理解，在不脱离本公开的实质的情况下，可以在实施时修改实施方案中描述的具体细节。

当介绍本公开的各种实施方案的元件时，词语“一个”、“一种”和“该”旨在意指存在这些元件中的一个或多个元件。术语“第一”、“第二”等不表示任何顺序、量或重要性，而是用于将一个元件与另一个元件区分开。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在是包含性的，并且意指除了列出的元件之外还可存在附加元件。如本文使用术语“连接到”、“耦接到”等，一个对象(例如，材料、元件、结构、构件等)可以连接到或耦接到另一个对象，而无论该一个对象是否直接连接或耦接到另一个对象，或者在该一个对象和另一个对象之间是否存在一个或多个介入对象。此外，应当理解，对本公开的“一个实施方案”或“实施方案”的引用不旨在被解释为排除也包含所引用特征的附加实施方案的存在。

总体上参考附图，本公开描述了用于抑制DWI的奈奎斯特重影的系统和方法。通过使用多组稍微不同的DWI脉冲序列采集多组k空间数据。每组DWI脉冲序列包括作为制备相位附加到EPI序列前面的PGSE部分。通过在相位编码方向上稍微改变梯度区域，在多组DWI序列之间交换奇数和偶数回波。也就是说，一组DWI序列中的正向回波在另一组中变为反向回波，反之亦然。从多组k空间数据中的每一组分别重建MR图像。对MR图像的幅值取平均值以生成平均MR图像。以这种方式，在平均MR图像中抑制奈奎斯特重影。由于使用幅值平均值，因此信号强度不会降低，并且因此可以实现良好的信噪比(SNR)。

现在参考图1，示出了根据一个示例性实施方案的示例性MRI系统100的示意图。MRI系统100的操作由操作者工作站110控制，该操作者工作站包括输入设备114、控制面板116和显示器118。输入设备114可以是操纵杆、键盘、鼠标、轨迹球、触摸激活屏、语音控制或任何类似或等效的输入设备。控制面板116可以包括键盘、触摸激活屏、语音控制、按钮、滑块或任何类似或等效的控制设备。操作者工作站110耦接到计算机系统120并且与之通信，该计算机系统使得操作者能够控制显示器118上图像的产生和观看。计算机系统120包括经由电和/或数据连接122彼此通信的多个部件。计算机系统连接122可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。计算机系统120可以包括中央处理单元(CPU)124、存储器126和图像处理器128。在一些实施方案中，图像处理器128可以由在CPU124中实现的图像处理功能来替代。计算机系统120可以连接到档案媒体设备、永久或备份存储器或网络。计算机系统120耦接到单独的MRI系统控制器130并且与之通信。

MRI系统控制器130包括经由电和/或数据连接132彼此通信的一组部件。MRI系统控制器连接132可以是直接有线连接、光纤连接、无线通信链路等。MRI系统控制器130可以包括CPU 131，与操作者工作站110通信的脉冲发生器/定序器133，收发器(或RF收发器)135，存储器137以及阵列处理器139。在一些实施方案中，脉冲发生器/定序器133可以集成到MRI系统100的共振组件140中。MRI系统控制器130可以从操作者工作站110接收命令，以指示在MRI扫描期间要执行的MRI扫描序列。MRI系统控制器130还耦接到梯度驱动器系统150并且与之通信，该梯度驱动器系统耦接到梯度线圈组件142，以在MRI扫描期间产生磁场梯度。

脉冲发生器/定序器133可还接收来自生理采集控制器155的数据，该生理采集控制器接收来自多个不同传感器的信号(诸如来自附接到患者的电极的心电图(ECG)信号)，这些传感器连接到经历MRI扫描的对象或患者170。并且最后，脉冲发生器/定序器133耦接到扫描室接口系统145并且与之通信，该扫描室接口系统从与共振组件140的状态相关联的各种传感器接收信号。扫描室接口系统145还耦接到患者定位系统147并且与之通信，该患者定位系统发送和接收信号以控制患者台移动到所需位置进行MRI扫描。

MRI系统控制器130向梯度驱动器系统150提供梯度波形，该梯度驱动器系统包括G

经历MRI扫描的对象或患者170可以定位在共振组件140的圆柱形成像体积146内。MRI系统控制器130中的收发器135产生由RF放大器162放大的RF激励脉冲并且通过发射/接收开关(T/R开关)164提供给RF体线圈148。

如上所述，RF体线圈148和RF表面线圈149可以用于发射RF激励脉冲和/或接收来自经历MRI扫描的患者的所得MR信号。由经历MRI扫描的患者内的受激核发出的所得MR信号可以被RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且通过T/R开关164发送回前置放大器166。T/R开关164可以由来自脉冲发生器/定序器133的信号控制，以在发射模式期间将RF放大器162电连接至RF体线圈148，并且在接收模式期间将前置放大器166连接至RF体线圈148。T/R开关164可还使得RF表面线圈149能够用于发射模式或接收模式。

在一些实施方案中，由RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且由前置放大器166放大的所得MR信号作为原始k空间数据阵列存储在存储器137中用于后处理。当对应于接收的MR信号的原始k空间数据阵列已经被采集并且临时存储在存储器137中，直到数据随后被变换以创建图像时，MR扫描完成。

在一些实施方案中，由RF体线圈148或RF表面线圈149感测和接收并且由前置放大器166放大的MR信号在收发器135的接收部分中被解调、滤波和数字化，并且传输至MRI系统控制器130中的存储器137。对于要重建的每个图像，该数据被重新布置成单独的k空间数据阵列，并且这些单独的k空间数据阵列中的每个被输入至阵列处理器139，该阵列处理器操作以将数据傅立叶变换成图像数据的阵列。

阵列处理器139使用变换方法，最常见的是傅立叶变换，以从接收的MR信号创建图像。这些图像被传送到计算机系统120，在那里它们被存储在存储器126中。响应于从操作者工作站110接收到的命令，图像数据可以存档在长期存储器中，或者可以由图像处理器128进一步处理并且传送到操作者工作站110以在显示器118上呈现。

在各种实施方案中，计算机系统120和MRI系统控制器130的部件可以在相同计算机系统或多个计算机系统上实现。应当理解，图1所示的MRI系统100用于说明。合适的MRI系统可以包括更多、更少和/或不同的部件。

参考图2，示出了根据一个示例性实施方案的用于抑制DWI的奈奎斯特重影的脉冲序列的示意图。每组DWI脉冲序列包括作为制备相位附加到EPI序列204前面的PGSE部分202。PGSE部分202由90°RF脉冲212(施加有切片选择(SS)梯度222)和180°RF脉冲214(施加有SS梯度224)组成，其中，两个扩散梯度232和234放置在180°RF脉冲214的任一侧上。RF脉冲212和214可以通过发射线圈(例如，图1中的RF体线圈148)产生。梯度222、224、232和234可以通过梯度线圈(例如，图1中的梯度线圈组件142)产生。在一些实施方案中，DWI序列可以利用脂肪抑制以抑制化学位移伪影，其可以是，例如，在90°RF脉冲212之前立即施加的化学选择性的脂肪饱和脉冲或非选择性“类STIR”反相脉冲。在一些实施方案中，90°RF脉冲212自身可以被选择性地调谐以仅激励水质子。

两个强敏化扩散梯度232和234，一个移相和一个完全相反的重新定相梯度与180°RF脉冲214对称。第一扩散梯度232根据质子的位置将相移引入质子，而第二扩散梯度234反转由第一扩散梯度232进行的改变。固定自旋的相位不受扩散梯度对232和234的影响，因为来自第一扩散梯度232的任何相位积累都会被第二扩散梯度234反转。然而，扩散自旋移动至第一扩散梯度232和第二扩散梯度234之间的不同位置，失去相位并且丢失信号。也就是说，如果质子移动，则第二扩散梯度234将不能完全撤销由第一扩散梯度232引起的相移。因此，将存在信号衰减。这种来自质子的净运动的信号衰减由Stejskal-Tanner公式给出：

S(b)＝S

其中，S(b)是施加特定扩散梯度对接收的信号，并且S

其中，γ是氢质子的旋磁比，一个常数，G是扩散梯度的振幅，δ是扩散梯度的持续时间，并且Δ是施加两个扩散梯度之间的时间。在临床应用中，通常序列被布置用于提供具有扩散方向和b-值的范围的多个图像，并且有时可以计算ADC映射。例如，可以通过改变扩散梯度对的配置获得具有不同b-值的若干DW图像。在更高的b-值下，扩散的效果在图像和具有高扩散的组织中更为明显，如图像中的低信号区域所示，而具有受限的扩散的组织如高信号区域所示。

立即遵循第二扩散梯度234，执行k空间数据采集。这是一个典型的回波平面序列204，其使用生成多个梯度回波的快速振荡相位编码(PE)和频率编码(FE)梯度。PE和FE梯度可由梯度线圈(例如，图1中的梯度线圈组件142)产生。快速的图像采集可以最小化整体运动对DW图像的影响。如图2所示，被消掉的EPI序列用于数据采集。在被消掉的的EPI中，在第一大PE梯度240之后，在FE梯度反转的每个位置处存在多个小PE梯度“尖峰”。例如，尖峰241放置在负FE(或读出)梯度251的开始处；在负读出梯度251至正读出梯度252的反转处放置尖峰242，在正读出梯度252至负读出梯度253的反转处放置尖峰243，以此类推。尖峰具有恒定尺寸，并且每个都为先前的尖峰添加了进一步的相位编码。

参考图3A，根据图2的脉冲序列示出了k空间数据采集轨线的示意图。在312中，首先在存在FE梯度251的情况下沿着最低线采集k空间数据。当施加尖峰242时，在存在FE梯度252的情况下沿第二最低线采集数据，以此类推。每个尖峰都为先前的尖峰添加了恒定的相位编码，这导致通过k空间的规则路径。FE梯度251、252、253、254、255和256的振幅通常较大，使得可以快速采样合适的值，并且可以在单个自由感应衰减(FID)内收集整个数据集。因为PGSE制备相位需要合理的扩散时间，因此DWI脉冲序列的回波时间(TE)值可能相当高，典型地，大于100ms。

重新参考图2，如上所述，通过使用多组稍微不同的DWI脉冲序列采集多个k空间数据集。在第二组DWI脉冲序列中，从大的PE梯度240中减去小的PE梯度区域，如虚线所示。减去的区域等于一个PE步骤的单个尖峰。因此，对应于该第二DWI脉冲序列的k空间数据采集轨线变为图3A中的314。轨线作为一个整体向上移动一个PE步骤。奇数和偶数回波相对于第一组DWI脉冲序列进行交换。第一DWI脉冲序列中的正向回波(或线)在第二DWI脉冲序列中变为反向回波(或线)，而第一DWI脉冲序列中的反向回波在第二DWI脉冲序列中变为正向回波。

虽然图2示出了两个DWI脉冲序列，但应当理解，可以施加超过两个DWI脉冲序列。例如，第三DWI脉冲序列可以将小的PE梯度区域添加至大的PE梯度240。添加的面积等于一个PE步骤的单个尖峰，使得k空间数据采集轨线向下移动一个PE步骤。可以基于诸如2、3、4等的应用采集任何合适数量的k空间数据集。

在根据DWI脉冲序列(例如，图2所示的那些)采集多个k空间数据集之后，分别从每个k空间数据集重建MR图像。在一些实施方案中，重建包括从k空间到图像空间的傅立叶变换，如本领域所已知。然后对多个MR图像的幅值取平均值以生成平均MR图像：

其中，n是多个采集的数量，I

另一方面，图3B中的326示意性地示出了根据本文所述方法的实际空间(或图像空间)中322和324的组合。尽管本文使用两次k空间数据采集的组合进行说明，但是应当理解，该组合适用于超过两次的采集。在每个采集中，奈奎斯特重影出现在信号区域(例如，圆中的区域332)和信号区域外(即，圆外的区域334)。例如，在第一个采集中，重影信号可以在信号区域(即，区域332)中具有与MR信号相反的极性，并且因此在区域332中的总幅值是|MR+重影|。在信号区域外(即，区域334)，在区域334中的幅值是重影。在第二个采集中，奇数和偶数回波相对于第一个采集进行交换。因此，重影信号现在在信号区域(即，区域332)中具有与MR信号相同的极性，并且因此在区域332中的总幅值是|MR+重影|。信号区域外(即，区域334)的幅值对于第二个采集而言仍是重影。

一般来讲，MR信号的幅值大于重影信号的幅值(即，MR>重影)。同样地，当对第一采集和第二采集的幅值取平均值时，重影伪影在信号区域(即，区域332)中被抵消，仅MR信号保留。与MR信号相比，信号区域外的重影伪影(即，区域334)可以具有小的幅值，并且可以在后处理时通过调节窗口中心移除。

参考图4，示出了根据一个示例性实施方案的一种用于抑制DWI的奈奎斯特重影的方法的流程图400。该方法可以通过MRI系统(例如，图1中的MRI系统100)进行。在操作402处，使用多组稍微不同的DWI脉冲序列分别采集多个k空间数据集。DWI序列可以与图2所示的DWI序列相似或相同。每组DWI脉冲序列包括PGSE部分和遵循PGSE部分的EPI序列。PGSE部分包括与180°RF脉冲对称的一对扩散梯度，一个移相和一个完全相反的重新定相梯度。第一扩散梯度根据质子的位置将相移引入质子，而第二扩散梯度反转由第一扩散梯度进行的改变。固定自旋的相位不受扩散梯度对的影响，因为来自第一扩散梯度的任何相位积累都会被第二扩散梯度反转。如果质子移动，则第二扩散梯度将不能完全撤销由第一扩散梯度引起的相移，并且将存在信号衰减。扩散加权度可以通过操纵扩散梯度对的配置(例如，扩散梯度对的强度、持续时间和间距)来控制。

遵循PGSE部分的读出序列可以包括被消掉的EPI序列。在被消掉的EPI中，在大的PE梯度之后，在FE梯度反转的每个位置处存在多个小PE梯度“尖峰”。尖峰具有恒定的尺寸，并且每个都为先前的尖峰添加了进一步的相位编码，这导致在k空间中的规则路径。根据k空间数据采集，偶数的回波与奇数的回波在相反的方向上。例如，如果奇数的回波(或线)是正向的，则偶数的回波(或线)是反向的，反之亦然。

在多个采集之间，一组中的奇数和偶数回波相对于另一组进行交换。以两组k空间数据采集作为示例。在第一采集中的正向回波(或线)在第二采集中变为反向回波(或线)，而在第一采集中的反向回波(或线)在第二采集中变为正向回波(或线)。

在操作404处，在根据多组DWI脉冲序列采集多组k空间数据之后，分别从每个k空间数据集中重建MR图像。在一些实施方案中，重建包括从k空间到图像空间的傅立叶变换，如本领域所已知。

在操作406处，对多个MR图像的幅值取平均值以生成平均幅值MR图像。在信号区域中的重影伪影是通过对多个采集的幅值取平均值而被抵消。与信号相比，信号区域外的重影伪影可以具有小的幅值，并且例如可以在后处理时通过调节窗口中心移除。

参考图5，根据一个示例性实施方案，将通过本文所公开的方法获得的扩散加权图像与通过常规方法获得的扩散加权图像进行比较。使用常规方法在虚线上采集图像512，其中使用单组DWI脉冲序列。奈奎斯特重影513在图像中清晰可见。作为比较，使用本文所述的平均幅值方法在相同的虚线上采集图像514。可以看出，奈奎斯特重影基本上被抑制。图像522是使用常规方法采集的一名志愿者的轴向脑图像，其中使用了一组DWI脉冲序列。奈奎斯特重影523在图像中清晰可见。作为比较，图像524是使用本文所述的平均幅值方法采集的同一名志愿者的轴向脑图像。可以看出，奈奎斯特重影基本上被抑制。

除了任何先前指示的修改之外，本领域技术人员可以在不脱离本描述的实质和范围的情况下设计出许多其他变型和替换布置，并且所附权利要求书旨在覆盖此类修改和布置。因此，尽管上面已经结合当前被认为是最实际和最优选的方面对信息进行了具体和详细的描述，但对于本领域的普通技术人员将显而易见的是，在不脱离本文阐述的原理和概念的情况下，可以进行许多修改，包括但不限于形式、功能、操作方式和使用。同样，如本文所使用的，在所有方面，示例和实施方案仅意图是说明性的，并且不应以任何方式解释为限制性的。