磁共振成像中用体积导航做前瞻性运动校正的方法和装置

摘要

本发明涉及磁共振成像中用体积导航做前瞻性运动校正的方法和装置。在用于运动校正后磁共振(MR)成像的方法和装置中，在相应的部分中的诊断扫描中采集MR数据，并且在采集的诊断数据的每个部分之间实现导航扫描，其中，在小于采集体积的体积的导航子体积中的多个断层中同时采集导航数据。在诊断扫描开始之前采集基准扫描，并且在诊断扫描中的MR数据的各部分的采集之间采集子体积中的导航数据。在每个采集部分之间执行运动校正算法，其中，仅将子体积的导航数据与基准扫描中的对应的图像数据进行比较，如果需要，则产生运动校正指令，用于下一个诊断数据部分的采集。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于在磁共振成像中实现运动校正的方法和装置。更具体地，本发明涉及使用体积导航来实现这种运动校正。

背景技术

在采集磁共振(MR)图像数据期间对患者运动进行补偿的、基于导航的前瞻性运动校正方法是已知的。与回顾性方法不同，在这些前瞻性方法中，在测量(图像数据采集)期间实时地检测运动并进行补偿。可以通过在用于操作MR扫描仪的图像采集序列的死区时间期间激活的导航的使用，来实现患者运动的检测。

在Tisdall等的标题为“MPRAGE Using EPI Navigators For ProspectiveMotion Correction，”Proceeding of the 17th Annual Meeting of InternationalSociety of Magnetic Resonance in Medicine 2009的文章中，描述了已知的前瞻性运动校正方法的示例。在该过程中，以32×32×32的基本分辨率采集低分辨率的3D EPI导航体积。可以在500ms内采集这些导航体积的数据。可以对具有足够长的死区时间的每个数据采集序列配备这些导航，以支持实时运动补偿。

在实践中，针对在时间点t＝t₁采集的导航数据重建导航图像，然后对参考体积进行基于图像的、6自由度刚性体配准。一般来说，在运动校正序列的采集开始之前(在时间点t＝0)采集参考体积。向制定用于操作MR扫描仪的序列的控制计算机反馈检测到的运动参数，并且控制计算机自动适配成像视场(FOV，field-of-view)，以在时间t₁对检测到的运动进行补偿。可能在t₁和在运动补偿序列中对图像数据的部分采集之间发生的运动不被考虑。其结果是，实际运动补偿稍微滞后于数据采集，并且无法针对所有运动进行校正。然而，可以非常好地对缓慢发生的运动漂移进行补偿。

为了使得能够进行实时运动校正，处理器的运动检测模块必须能够非常快地提供运动估计。因此，有时产生具有6个自由度(3个平移和3个旋转)的刚性体模型假设。对于从被检体头部的MR数据采集，这种模型假设是合理的。前述配准低分辨率EPI图像数据的任务，与功能性磁共振成像(fMRI，functional magnetic resonance imaging)中对运动校正的要求匹配。针对高性能刚性体运动检测和fMRI数据的前瞻性校正提出了这种类型的方法，如在Thesen等的“Prospective Acquisition Correction for Head Motion withImage-Based Tracking for Real-Time fMRI，”Magnetic Resonance in Medicine,Volume 44,Number 3(2000)pages 457-465中，以及在Stefan Thesen在海德堡鲁普雷希特-卡尔斯大学、标题为“Retrospektive und prospektive Verfahren zurbildbasierten Korrektur von Patientenkopfbewegungen bei neurofunktionellerMagnetresonanztomographie in Echtzeit，”(“Retrospective and ProspectiveMethods for Image-Based Correction of Patient Head Motions in Neuro-Functional Magnetic Resonance Tomography in Real-Time”)的就职论文中所描述的。

上面描述的同一策略、但是不使用附加的专用导航体积，形成了在市场上可获得的工作序列ep2d_pace(Siemens Healthcare)的基础。代替附加的导航体积，对于运动检测考虑整个ep2d体积。重建时间t＝t_i处的体积，并且在时间t＝t_i+1处的采集期间使其与在t＝t₀获得的基准配准，并且在时间t＝t_i+2处进行补偿。因此，在采集图像数据期间，运动补偿以序列的至少一个重复时间(TR)滞后。

传统的基于3D图像的导航方法利用与使用导航信号的运动补偿序列的成像体积全等的导航体积(即从其采集导航数据的被检体的体积)。这具有如下优点：可以将检测到的运动参数直接发送回控制MR扫描仪的操作的计算机，以执行成像序列，以便在该序列中实现运动补偿。

在Shankaranarayanan等的标题为“Motion insensitive 3D imaging using anovel real-time image-based 3D PROspective MOtion correction method(3DPROMO)，”ISMRM 15th Scientific Meeting(2007)的文章中，描述了称为3D promo的基于导航的解决方案，其也基于前瞻性的刚性体运动。该文章记录了存在不满足刚性体运动的模型假设的问题区域。在大脑中，这些区域主要位于颈部、颌部、以及鼻腔和鼻窦旁边。为了改善运动估计并且使非线性效果的影响最小化，该文章的作者提出了对导航数据应用扩展卡尔曼滤波。

在Maclaren等的标题为“Prospective motion correction in brain imaging:areview，”Magnetic Resonance in Medicine,Volume 69,Number 3(2013),pages 621636的文章中，可以找到对前瞻性运动校正策略的概述。

发明内容

根据本发明，在使用多个基于图像的体积导航的前瞻性运动校正方法中，同时获得多个子体积导航断层，其共同具有小于采集体积的总体积，在运动补偿序列中从采集体积采集诊断数据。每个导航子体积可以仅由一个断层构成，或者可以由多个断层构成，例如每个子体积3个断层。子体积例如可以彼此正交。

子体积导航的多个断层可以利用同时多断层(SMS，simultaneous multi-slice)blipped CAIPI加速方法采集，如在Setsompop等的“Blipped-controlled aliasing inparallel imaging for simultaneous multislice echo planar imaging with reducedg-factor penalty，”Magnetic Resonance in Medicine,Volume 67,Number 5(2012)pages 1210-1224中所述。

在其中导航子体积是正交断层的实施例中，正交断层的交点可能与采集体积的中心(即数据采集序列的视场(FOV)的中心)一致，但是这不一定是这种情况。

一般来说，以比诊断图像数据低的分辨率来采集导航信号(断层)。在又一个实施例中，在运动校正后数据采集序列开始之前，可以采集被检体的定位片图像，其提供被检体的相关解剖结构的概览。经常采集这种定位片图像来支持采集视场的规划。可以通过已知方法自动对该定位片图像进行处理，以检测其中的解剖结构并且计算解剖结构标记的位置，而无需用户交互。该解剖结构信息还可以用于提供用于子体积导航定位和覆盖的定义的有用背景信息。理想的是，规划每个子体积导航的位置，以使其处于无法被患者非刚性地移动的解剖结构区域中或者包含无法被患者非刚性地移动的解剖结构区域。因此，应当避免对易受图像伪影影响的解剖结构区域、例如颈部区域、颌部区域以及鼻腔和鼻窦旁边的区域放置导航子体积。优选能够可靠地采集导航数据并且对于这些图像伪影的风险最小的区域。虽然可以实现经由用户接口与定位片图像的用户交互，以定义导航定位，但是子体积导航的完全自动的放置更好。

本发明还包含一种磁共振成像装置，被构造并操作用于实现如上所述的根据本发明的方法。

本发明还包含一种用编程指令编码的非易失性计算机可读数据存储介质，当加载到磁共振成像装置的控制计算机中时，编程指令使控制计算机操作磁共振成像装置，以实现如上所述的根据本发明的方法。

附图说明

图1示意性地示出了根据本发明构造并且工作的磁共振成像装置。

图2是示意性地示出根据本发明的前瞻性运动校正序列中的基本步骤与导航子体积的采集的流程图。

图3示意性地示出了根据本发明的定义导航子体积的第一实施例。

图4示意性地示出了根据本发明的定义导航子体积的第二实施例。

具体实施方式

图1示意性地示出了磁共振装置5(磁共振成像或者断层成像设备)。基本场磁体1产生随着时间恒定的强磁场，用于将被检体U的区域、例如躺在台23上以便被移动到磁共振装置5中的待检查的人体的一部分中的核自旋极化或者对齐。在一般呈球形的测量体积M中定义磁共振测量(数据采集)所需的基本磁场的高度均匀性，将待检查的人体的该部分放置在该测量体积M中。为了支持均匀性要求，通过在合适的位置放置由铁磁材料制成的匀场板来消除随着时间恒定的效应。通过匀场线圈2和用于匀场线圈2的合适的控制单元25来消除随着时间可变的效应。

由三个绕组构成的圆柱形的梯度线圈系统3包含在基本场磁体1中。对应的放大器对每个绕组供应电力，以在笛卡尔坐标系的相应的轴上产生线性梯度场。梯度场系统3的第一部分绕组在x轴上产生梯度G_x，第二部分绕组在y轴上产生梯度G_y，并且第三部分绕组在z轴上产生梯度G_z。这些放大器中的每一个具有数字-模拟转换器(DAC)，数字-模拟转换器由用于梯度脉冲的准确时间产生的序列发生器18控制。

射频天线4位于梯度场系统3内，其将由射频功率放大器24提供的射频脉冲转换为交变磁场，以通过使被检体或者其待检查的区域中的自旋从由于基本磁场而产生的对齐倾倒(“翻转”)来激励原子核。射频天线4由环形、线形或者矩阵型配置的线圈的形式的一个或更多个RF发射线圈和一个或更多个RF接收线圈构成。基于旋进的核自旋的交变场、即通常根据由一个或更多个射频脉冲和一个或更多个梯度脉冲构成的脉冲序列产生的核自旋回波信号，也由射频天线4的RF接收线圈转换为电压(测量信号)，将该电压经由射频接收器通道8、8’的放大器7发送到射频系统22。此外，射频系统22具有发射通道9，用于激励核磁共振的射频脉冲在发射通道9中产生。为此，基于由系统计算机20提供的给定脉冲序列，作为一系列复数在序列发生器18中数字地描绘各个射频脉冲。在每种情况下，将该数字序列作为实数和虚数分量经由输入端12发送到射频系统22中的数字-模拟转换器(DAC)，并且从那里发送到发射通道9。在发射通道9中将脉冲序列调制为射频载波信号，其基频对应于测量体积中的核自旋的共振频率。将RF发射线圈的调制的脉冲序列经由放大器24发送到射频天线4。

从发送到接收操作的切换经由发送-接收开关6进行。射频天线4的RF发射线圈发射射频脉冲，以在测量体积M中激励核自旋，并且经由RF接收线圈扫描产生的回波信号。由此获得的对应的磁共振信号，在射频系统22的接收通道的第一解调器8’中以相位敏感的方式被解调到中频，并且在模拟-数字转换器(ADC)中被数字化。然后，将该信号解调到基频。解调到基频以及分离为实部和虚部在空间域中数字化之后在第二解调器8中进行，第二解调器8将解调的数据经由输出端11发送到图像处理器17。在图像处理器17中，通过使用根据本发明的方法，根据以这种方式获得的测量数据重建MR图像，根据本发明的方法包括在图像处理器17中计算至少一个干扰矩阵和其逆矩阵。对测量数据、图像数据和控制程序的管理经由系统计算机20进行。序列发生器18特别是按照根据本发明的方法，控制希望的脉冲序列的产生以及利用控制程序对k空间对应的扫描。序列发生器18控制梯度的准确定时的切换(激活)、具有定义的相位幅值的射频脉冲的发送以及磁共振信号的接收。射频系统22和序列发生器18的时基由合成器19提供。用于例如存储在DVD 21上的MR图像的产生的合适的控制程序的选择、以及其它用户输入、例如要共同覆盖希望的k空间的希望的数量n个相邻簇和所产生的MR图像的显示经由终端13进行，终端13包括使得能够输入条目的单元、例如键盘15和/或鼠标16以及使得能够进行显示的单元、例如显示屏。

在图1中，包含在(内置到)将患者0移入其中的基本场磁体1中的部件形成磁共振扫描仪，磁共振扫描仪由也在图1中示出的多个计算机和处理器操作。对在图1中示出的这些计算机和处理器单独或者统一编程，以执行根据本发明的方法。

在图2中示出了根据本发明的运动补偿序列的基本步骤。其以基准扫描的采集，例如通过获得被检体、在这种情况下为被检体的上头部的采集体积的多个断层来开始。一旦定义了该采集体积，作为序列视场(FOV)，则操作磁共振扫描仪，以开始根据运动校正序列的诊断图像数据的采集。在采集了该诊断数据的一部分之后，执行导航扫描，其中，仅从采集体积的子体积中采集导航数据。然后，将从子体积中采集的导航数据与在基准扫描中描述的数据进行比较，以便确定是否在基准扫描的采集和子体积导航数据的采集之间发生了患者的运动。在根据本发明使用的运动校正算法中，仅将基准扫描数据的图像元素(体素)与由子体积表示的导航数据进行比较。由于所采集的导航数据总共仅构成整个采集体积的子体积，因此比较、由此运动校正算法的执行需要较少的计算机容量，并且能够更快地执行。

可以利用同时多片段(SMS)blipped CAIPI加速方法采集每个导航子体积。每个导航子体积的平面内分辨率独立于运动校正后的基本序列的分辨率。一般来说，导航分辨率低于图像数据分辨率，以便进一步使采集和运动检测算法执行加速。

导航平面的交点不必一定与数据采集序列的FOV(采集体积)的中心点一致。

虽然在图2的实施例中示出导航平面是正交的，但是它们不必一定是正交的。定义导航子体积时的主要考虑是使子体积共同涵盖小于诊断图像数据采集体积、但是非常可能“捕获”在图像数据的采集期间发生的相关患者运动的总体积。子体积导航的正交方位在交叉区域处产生高空间分辨率，同时显著减少需要在运动校正算法中比较的图像数据的量。

在图2中示出的示例性实施例中的基准扫描是全分辨率的各向同性体积，其覆盖由正交的子体积导航中的全部三个涵盖的箱(box)。实际的运动检测算法可以是任意的刚性体运动检测算法，例如在前述Thesen等的文章中描述的基于高斯-牛顿的方法(Gauss-Newton based method)。相对于传统过程，仅考虑由子体积导航定义(对应于子体积导航)的采集体积的图像元素，用于检测然后在运动校正算法中使用的运动。不考虑与子体积导航不一致的基准扫描的其余所有体素。

可以使用附加的解剖结构背景信息来定义导航子体积。常见的是，在诊断扫描开始之前采集被检体的定位片图像，其一般是被检体的相关解剖结构的概览图像，并且用于支持诊断成像序列的规划，例如定义采集视场。可以通过已知技术自动对该定位片图像进行处理，以便检测相关解剖结构，并且计算解剖结构标记的位置，而无需用户交互。该解剖结构信息还对于子体积导航在其定位和覆盖方面的定义非常有用。如上所述，理想的是，在患者无法非刚性地移动的解剖结构区域中规划子体积导航的位置。

在图2中示出的流程图的实施例中，在第一导航扫描采集之后，确定在患者的相关解剖结构的位置未发生显著的改变，因此进行图像数据(诊断)采集序列，其中采集图像数据的另一部分。然后，再次以与先前描述的相同的方式实现导航扫描。在图2中示出的实施例中，该导航扫描的结果是确定在采集图像数据的第一部分的时间和采集图像数据的第二部分的时间之间发生了患者运动。如在图2中示意性地示出的，这使得运动校正算法对患者运动进行补偿。这使得向操作磁共振扫描仪的控制计算机提供运动校正指令、例如调整成像视场。然后，使用该调整后的序列采集诊断图像数据的另一部分，并且重复该过程，直到采集了所有希望的诊断图像数据为止。

在图3中示出了定义导航子体积的一个实施例，其中，每个子体积由单个断层构成。在图4中示出了另一实施例，其中，每个导航子体积由3个断层构成。可以在规划阶段，在考虑到在每个导航体积中采集更多断层使导航数据采集时间增加，并且还使用于执行运动校正算法的计算时间增加的同时，选择每个导航子体积的合适数量的断层。

根据本发明的导航子体积针对运动校正的采集和使用具有多个优点。如上所述，这使得与传统的基本上包含整个采集体积的2D导航断层的依次采集相比，用于导航数据采集的扫描时间减少。如上所述，通过使用利用CAIPI的SMS，非常快地实现用于子体积导航的扫描时间。

成像数据的同时多断层采集对于导航图像尤其有利，因为，由于多个断层的同时采集，同时激励的所有断层自动是一致的。在传统的基于2D图像的导航采集中，其中，依次采集所有断层，患者可能在依次采集期间移动。在传统序列中在导航扫描期间的这种运动，可能导致违反针对在传统过程中的运动检测算法中使用的模型作出的刚性体运动的假设。

此外，由于SMS，根据本发明的同时采集的断层之间的间隔固有地最大化，以提供这些断层的最优的、可能的分离。在运动检测的情境下，这尤其有利于实现鲁棒的结果。

在运动校正算法中用于识别运动的图像数据的减少使计算负荷减小并且使运动检测加速。这是特别重要的，因为子体积导航未覆盖的采集体积的区域趋于对于运动检测较没有用，因此在运动校正算法中不使用这些区域不使运动校正精度显著劣化。

其中使用正交子体积导航的实施例提供高平面内分辨率。在子体积导航的重叠区域中，有效图像分辨率与传统导航的不重叠区域相比明显更高。当与前述解剖结构背景信息组合使用时，这特别有利。因为该重叠区间可以与基本序列的视场(即采集区域)独立地放置，因此可以使非刚性运动和由此产生的图像伪影最少化，这产生显著提高的鲁棒性。

像传统上一样将基于EPI的图像导航用于检测运动，这易受与基本磁场(B0场)的漂移和不均匀相关的图像畸变的影响。如果使用EPI导航中的单个体积，则由这些因素产生的伪影可能在特定方向(通常是相位编码方向)上非常明显，由此使运动检测在该方向上较不可靠。根据本发明的正交子体积的使用使这些伪影扩散到不同的方向上，由此使得其对整个运动检测的影响最小化。

虽然本领域技术人员可以提出变形和改变，但是发明人的意图是在关于其保证的专利内，所有变化和变形在其对本领域的贡献的范围内合理并且适当地得到实施。