CN101501522A

CN101501522A - 磁共振设备与方法

Info

Publication number: CN101501522A
Application number: CNA2007800298184A
Authority: CN
Inventors: M·富德勒
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2006-08-11
Filing date: 2007-08-07
Publication date: 2009-08-05
Also published as: EP2052275A2; US20100189327A1; WO2008018013A3; WO2008018013A2

Abstract

本发明涉及一种用于对置于检查体积中的患者的身体(7)的活动结构进行MR成像的设备。所述设备(1)包括在检查体积中建立基本均匀主磁场的装置(2)、生成叠加于主磁场上的切换磁场梯度的装置(3、4、5)、向身体(7)辐射RF脉冲的装置(6)、控制磁场梯度的生成和RF脉冲的控制装置(12)、接收MR信号并对其进行采样的装置(10)以及从信号样本中形成MR图像的重建装置(14)。根据该发明，将设备(1)配置为：a)通过使所述身体(7)的至少一部分受到至少一个RF脉冲和切换磁场梯度的作用，而从在活动结构的连续运动周期期间的多个图像切片中获取MR信号并对其进行采样，b)根据信号样本重建多幅MR切片图像(a－p)，c)利用图像配准，将一组MR切片图像(a－p)变换为作为活动结构的运动相位(Φ)的函数的三维图像。

Description

磁共振设备与方法

技术领域

本发明涉及磁共振(MR)领域。其与MR成像方法和MR扫描仪相结合具体应用于医学中的诊断目的。

背景技术

在MR成像中，将由RF脉冲组成的脉冲序列和切换磁场梯度应用于对象(患者)以生成磁共振信号，对所述磁共振信号进行扫描，以从中获得信息并对所述对象的图像进行重建。从其最初发展以来，MRI在临床相关领域的应用得到了巨大的发展。可以将MRI应用于身体的几乎每个部分，并可以用其获得人体的大量重要功能的信息。在MRI扫描过程中所应用的脉冲序列完全确定了重建图像的特征，诸如：对象中的图像切片的定位和定向、维度、分辨率、信噪比、对比度及活动灵敏度等。MRI设备的操作者必须选择适当的序列，还必须针对相应的应用而调整和优化其参数。

过去，由于各种原因，心脏磁共振成像方法的临床价值受到限制。这是由于心脏作为活动对象尤其难于成像。受检患者的呼吸引起受检患者的心脏及其身体的其他周围内部结构的周期运动。心脏的搏动运动加上呼吸运动使成像状况更为复杂。在较长时期获取MR信号的过程中存在这两种运动，心脏运动和呼吸运动。

已知地，心脏的搏动运动在收缩期最快，在心脏完全扩张的舒张期相对静止。因此，由在舒张期过程中获取的MR信号重建的MR图像提供了最清晰的心脏图像。通过在MR信号获取过程中简单地要求受检患者屏气或者在安静的呼吸期期间获取MR信号，可以从而消除呼吸运动。

根据用于心脏MR成像的已知方法，对受检患者进行ECG监测，以使MR信号获取与心脏周期同步。ECG信号为反映患者心脏的电活动的重复模式。每个心脏周期都始于在收缩期过程中ECG信号中的所谓R波(最高的峰值)，并止于舒张期，在所述舒张期几乎没有任何电活动。已知的，在实际的图像获取之前监测患者的心率，并确定相继R波之间的时间间隔。使用这一从心率监测获取的时间周期预先估计相继R波之间的未来间隔。可以相应地激发MR信号获取，使得可以在相对静止的舒张期获得图像数据。

从US 6,144,200中可知：将回波平面成像(EPI)脉冲序列应用于心脏成像，以能够获取示出在单次屏气中在心脏周期的不同相位的心脏的一系列图像。根据已知技术，在连续心脏周期中对MR信号进行连续获取。基于所监测的ECG，通过选择视图对描述整个心脏周期的图像进行回顾性重建。通过对ECG信号的每个R-R间隔内的相同k空间段进行重复采样，使心脏周期的多元相可见，但是，将在心脏周期中不同时间点获取的数据分配到不同的心脏相位。

US6,144,200的已知方法的缺点为其没有充分考虑心脏运动的不规律性。根据已知技术，仅根据ECG信号，将在时间上的给定点处获取的MR信号分配到对应的心脏相位。但是，心脏运动的不规律性不仅仅影响心搏的持续时间。通常，在单个心脏周期中，心脏同样不规律地活动。在这样的情况下，已知方法不能收集充分一致的数据来根据心脏相位重建心脏运动的精确表示。必须要考虑，在这种情况下，进行心脏MR成像的患者通常患有心血管疾病，而心律失常是心血管疾病的一个常见症状。对于这类患者，已知的磁共振成像方法不能生成无运动伪影的图像。

发明内容

因此，易于理解，需要改进的MR设备和方法。由此，本发明的主要目标为提供一种技术，所述技术能够使受检患者的心脏或身体的其他活动结构的MR成像具有提高的图像质量。

根据本发明，公开了一种用于对置于检查体积中的患者的身体的活动结构进行MR成像的设备。所述设备包括在检查体积中建立基本均匀主磁场的装置、生成叠加于主磁场上的切换磁场梯度的装置、向身体辐射RF脉冲的装置、控制磁场梯度的生成和RF脉冲的控制装置、接收MR信号并对其进行采样的装置、以及从信号样本形成MR图像的重建装置。所述设备的特征在于将其配置为：

a)通过使身体的至少一部分受到至少一个RF脉冲和切换磁场梯度的作用，而从在活动结构的连续运动周期期间的多个图像切片中获取MR信号并对其进行采样，

b)根据信号样本重建多幅MR切片图像，

c)利用图像配准，将一组MR切片图像变换为作为活动结构的运动相位的函数的三维图像。

本发明旨在生成作为运动相位的函数的三维图像，因此建立I(x，y，z，Φ)，其中，x、y、z表示空间坐标，Φ表示运动相位(例如，心脏相位)。根据本发明，在心脏搏动时可以连续获取多个图像切片。当图像切片重复扫过正在运动的心脏位于其中的感兴趣体积时，MR成像脉冲序列与心脏周期不同步。本发明的要点为应用图像配准以将作为时间的函数获取的MR切片图像变换为作为运动相位的函数的三维图像，而不会产生由于运动不规律性而出现的伪影。本发明的见解在于，在所成像的解剖结构的有规律运动的情况下，在时间上等距点处所获取的MR切片图像与(x，y，z，Φ)空间中的平行等距的超平面相对应。无法预知感兴趣的解剖结构的运动的不规律性。但是，这样的不规律性反映为与所获取的图像数据在(x，y，z，Φ)空间中的平行等距路线(course)的明显偏差。根据本发明，借助于图像配准可以对这些偏差进行有效补偿。因此，本发明仅借助于所获取的数据的后处理，显著改善了心脏图像质量。降低了运动伪影，同时没有增加获取时间。

配准是图像处理中的基本任务，使用配准对例如在不同时间、从不同传感器或者从不同的角度提取的两个或更多的图像进行匹配。多年来，开发了针对各种类型的数据和问题的广泛技术。针对若干不同的应用对这些技术进行了独立研究，产生大量的研究。医学成像中，在时间上的不同的点(或者借助于不同的成像模式)获取的患者的数据集处于不同的坐标系。通常，图像配准就是将不同的数据集变换到一个坐标系中。这是根据本发明的(x，y，z，Φ)坐标系。使用配准以通过使用与图像数据在(x，y，z，Φ)空间中的平行等距路线的相关的先验知识，正确地将作为时间的函数所获取的数据整合到(x，y，z，Φ)空间中。

在本发明的实际实施例中，通过将所获取的MR切片图像(又称为目标图像)与活动结构在不同运动相位的一组参考图像相关联，执行步骤c)中的图像配准。可以单独提供参考图像，例如，来自患者之前的低分辨率参考检查。可选地，由于运动的不规律性通常只作为正常运动的特例出现，通过将所获取的作为目标图像的MR切片图像与借助于插值法从来自同一组MR切片图像的其他图像导出的参考图像相关联，可以执行步骤c)中的图像配准。可以假定，大多数其他图像并没有偏离于(x，y，z，Φ)空间中沿着平行等距的超平面的规则路线。这是可以通过插值法从所有其他可用MR切片图像导出参考图像的原因。为了优化图像质量，可以反复地执行图像配准的过程，其中，MR切片图像与在前一反复过程中变换的图像数据相关联。

根据本发明的一个实施例，在步骤c)中可以执行非刚性图像配准。可以将非刚性(或者弹性)配准应用于应对所成像的身体部分的弹性变形。因此，步骤c)中的变换允许图像特征的局部扭曲。非刚性变换包括多项式扭曲、平滑基函数插值(例如，样条或小波)以及物理连续模型。相反地，刚性或者线性变换模型通常为平移、旋转、缩放和剪切部分的组合。线性变换在性质上是整体的，因此不能够模拟局部变形。

本发明的设备可以有利地包括监测活动结构的运动相位的监测装置。由监测装置可以生成心电信号，所述心电信号指示针对每个所获取的MR切片图像的患者的心脏的相位。通过在图像获取过程中对ECG进行连续监测，并与ECG信号中的R波检测相对应，可以将作为时间函数的所获取的图像数据映射到对应的心脏相位Φ。

根据本发明的进一步发展，可以将上述技术应用于所成像的身体部分的复合运动的情况中。例如，可以将其应用于将所获取的MR切片图像变换为三维图像，所述三维图像作为心脏相位Φ和呼吸相位ψ的函数，即I(x，y，z，Φ，ψ)。

本发明不仅涉及一种对置于检查体积中的患者的身体的活动结构进行MR成像的设备，还涉及一种对置于检查体积中的患者的身体的活动结构进行MR成像的方法，所述方法包括如下步骤：

b)从所述信号样本重建多个MR切片图像，

一种具有用于执行本发明的过程的指令的计算机程序，其可以有利地在任何常用的计算机硬件上执行，所述程序现已应用于临床以控制磁共振扫描器。可以将所述计算机程序设置在诸如CD-ROM或者软盘的合适的数据载体上。可选地，用户也可以从Internet服务器上下载。

以下附图公开了本发明的优选实施例。然而，应该理解，附图的目的仅仅是用于示出优选实施例，而不应将其理解为对本发明进行限制。

附图说明

在附图中：

图1示出了本发明的成像过程的示意图；

图2a示出了描述根据本发明的作为时间的函数的活动解剖结构的图像切片的连续获取的示意图；

图2b示出了示意性地描述在运动不规律性的情况下作为运动相位的函数的图像数据的路线的示意图；

图2c示出了示意性地描述根据本发明的变换之后的图像数据的示意图；

图3示出了根据本发明的MRI扫描器的实施例。

具体实施方式

图1示出了本发明的心脏MR成像方法。该附图示出了患者的ECG信号，其上有3个R波，由R标明。单个心脏周期由相继的R波之间的时间间隔确定。如在图1中可见的，受检患者的心脏周期随时间变化。这种不规律性可能是例如由于患者患有心血管疾病或者心律失常。但是，即使在每个心搏过程中，患者心脏的运动都可能是不规律的。这种不规律性无法从ECG信号推断出来。根据本发明，在获取MR信号的过程中，对所描述的ECG信号进行持续监测，并对R波R进行自动检测，例如，借助于计算机和对数字化的ECG信号进行评价的适当程序。用字母a-p标明根据本发明的方法获取的MR切片图像。字母a-p表示图像切片的循环重复z坐标(z为切片选择方向)。MR成像脉冲序列与心脏周期不同步，而图像切片重复地扫过正在搏动的心脏位于其中的感兴趣体积。获取完整的一组切片a-p所需的时间T近似地对应于一个心脏周期的持续时间。图中未示出用于生成MR信号的RF脉冲序列和切换场梯度。可以使用众所周知的EPI序列。相对于心脏周期的持续时间，每个切片的获取时间必须要短，例如，短于100ms。

图2a示出了根据本发明的作为时间的函数的活动解剖结构的图像切片的连续获取。在每个间隔T内，所获取的切片a-p的z坐标值持续增加。图示中的每个点表示一个MR切片图像。在每个间隔T之后，所述获取又从最初的z值开始。在图2a、2b、2c的图示中所描述的实曲线C象征所成像的解剖结构的不规律运动，所述解剖结构即：在MR切片图像a-p的重复获取过程中的心脏。由于MR成像脉冲序列与心脏周期不同步，在包括针对每个心脏相位的切片a-p的若干间隔T之后，生成一组完整的切片图像。根据本发明，对分别获取的MR切片图像a-p进行组装以生成作为心脏相位Φ的函数的三维图像。在图2b和2c中对该过程进行说明。另外，图示中的每个点表示一个MR切片图像a-p。基于同时监测到的ECG信号，将每个单独切片测量的时间点映射到心脏相位Φ的对应值。本发明旨在生成三维图像I(x，y，z，Φ)，其中，x、y、z表示空间坐标，Φ表示心脏相位。为了美观的缘故，在图中省略x坐标和y坐标。在成像的心脏规律运动的情况下，在时间上的等距点获取的MR切片图像a-p对应于(x，y，z，Φ)空间中的平行等距的超平面。在图2b中，这些超平面由点状线表示。无法预知感兴趣的解剖结构的运动的不规律性。但是，这样的不规律性反映为与所获取的图像数据在(x，y，z，Φ)空间中的平行等距路线的明显偏差。在图2b中，由小箭头标明的两条曲线清晰地偏离于规则路线。根据本发明，借助于图像配准可以对这些偏差进行有效补偿。对在图2b中描述的偏差进行估计，并根据本发明由非刚性图像配准对其进行补偿。MR切片图像数据与借助于插值法从其他图像导出的参考图像相关。如在图2b中可以看到的，大部分图像并没有偏离(x，y，z，Φ)空间中沿着平行等距超平面的规则路线。这是可以由插值算法从所有其他可用MR图像数据中导出参考图像的原因。为了优化图像质量，可以反复地进行图像配准过程，其中，MR切片图像与在上一反复的过程中所变换的图像数据相关联。在图2c中示出了变换的结果。对图像数据组经过“重新栅格化”，使得能够获得针对心脏相位Φ的每个值的完整的三维图像。所生成的图像基本没有运动引起的图像伪影。

在图3中示意性地示出了磁共振成像设备1。设备1包括生成静态和均匀的主磁场的一组主电磁线圈2以及三组梯度线圈3、4和5，所述三组梯度线圈用于叠加具有可控强度的附加磁场，并具有选定方向上的梯度。通常地，将主磁场的方向标记为z方向，将垂直于所述z方向的两个方向标记为x方向和y方向。经由电源11为梯度线圈供能。设备1还包括辐射发射器6，天线或线圈，其用于向身体7发射射频(RF)脉冲，将辐射发射器6耦合到调制器8以生成RF脉冲并对其进行调制。同时还提供接收MR信号的接收器，接收器与发射器6可以是同一的或者分立的。如在图3中所示的，如果发射器和接收器为物理上相同的天线或线圈，则可以配置发送-接收开关9以将所接收的信号与要发射的脉冲区分开。将接收到的MR信号输入解调器10。由控制系统12对调制器8、发射器6和梯度线圈3、4、5的电源11进行控制，以生成RF脉冲序列和切换磁场梯度的对应序列。控制系统通常为具有内存和程序控制的微型计算机。对于本发明的实际实施方式而言，其包括用根据本发明的成像过程的描述进行编程。解调器10耦合到例如计算机的数据处理单元14，以根据上述技术从所获取的MR信号重建MR切片图像，并进一步将所述切片图像变换为三维图像。可以使最终的图像在例如可视显示单元15上可见。在MR信号的获取过程中，有连接到控制系统12的用于监测患者7的ECG的ECG装置16，所述ECG装置可以为例如标准数字ECG记录设备。ECG装置16经由电缆和适当的电极依次连接到患者7上。

Claims

1、一种用于对置于检查体积中的患者的身体(7)的活动结构进行MR成像的设备，所述设备(1)包括：

用于在所述检查体积中建立基本均匀主磁场的装置(2)，

用于生成叠加于所述主磁场上的切换磁场梯度的装置(3、4、5)，

用于向所述身体(7)辐射RF脉冲的装置(6)，

用于控制所述磁场梯度的所述生成和所述RF脉冲的控制装置(12)，

用于接收MR信号并对其进行采样的装置(10)，

以及

用于从所述信号样本形成MR图像的重建装置(14)，

其中，将所述设备(1)配置为

a)通过使所述身体(7)的至少一部分受到至少一个RF脉冲和切换磁场梯度的作用，而从在所述活动结构的连续运动周期期间的多个图像切片中获取MR信号并对其进行采样，

b)根据所述信号样本重建多幅MR切片图像(a-p)，

c)利用图像配准，将所述一组MR切片图像(a-p)变换为作为所述活动结构的运动相位(Φ)的函数的三维图像。

2、如权利要求1所述的设备，其中，将所述设备(1)配置为通过将所获取的作为目标图像的MR切片图像(a-p)与在所述活动结构的不同运动相位(Φ)中所述活动结构的一组参考图像相关联，而执行步骤c)中的图像配准。

3、如权利要求2所述的设备，其中，还将所述设备(1)配置为通过将所获取的作为目标图像的MR切片图像(a-p)与借助于插值法从来自所获取的一组MR切片图像(a-p)的其他图像导出的参考图像相关联，执行步骤c)中的图像配准。

4、如权利要求1-3中的任一项所述的设备，将所述设备(1)配置为反复地执行图像配准，其中，所获取的MR切片图像(a-p)与在上一反复过程中变换的图像数据相关联。

5、如权利要求1-4中的任一项所述的设备，其中，将所述设备配置为执行步骤c)中的非刚性图像配准。

6、如权利要求1-5中的任一项所述的设备，所述设备包括监测所述活动结构的所述运动相位(Φ)的监测装置(16)。

7、如权利要求6所述的设备，其中，所述监测装置(16)生成指示所述患者的心脏的相位的心脏信号。

8、如权利要求1-7中的任一项所述的设备，其中，将所述设备配置为将所述MR切片图像(a-p)变换为作为心脏相位(Φ)和/或呼吸相位的函数的三维图像。

9、一种用于对置于检查体积中的患者的身体(7)的活动结构进行MR成像的方法，所述方法如下步骤：

b)根据所述信号样本重建一组具有多幅的MR切片图像，

c)利用图像配准，将所述一组MR切片图像变换为作为所述活动结构的运动相位(Φ)的函数的三维图像。

10、如权利要求9所述的方法，其中，通过将所获取的作为目标图像的MR切片图像(a-p)与借助于插值法从来自所获取的MR切片图像(a-p)的其他图像导出的参考图像相关联，执行图像配准。

11、如权利要求9或10所述的方法，其中，在MR信号获取过程中监测所述活动结构的所述运动相位(Φ)。

12、一种用于MR设备的计算机程序，其用于：

a)从在活动结构的连续运动周期期间的多个图像切片中获取MR信号并其进行采样，

b)根据所述信号样本重建一组具有多幅的MR切片图像，

c)利用图像配准，将所述一组MR切片图像变换为作为所述活动结构的运动相位的函数的三维图像。

13、如权利要求12所述的计算机程序，包括用于反复地执行图像配准的指令，其中，将MR切片图像与在上一反复过程中变换的图像数据相关联。

14、如权利要求12或13所述的计算机程序，包括用于在MR信号获取过程中监测所述活动结构的所述运动相位的进一步指令。