用于k空间数据采集的方法和MRI设备 【发明领域】
本发明涉及磁共振成像(MRI)领域，特别是涉及k空间数据采集。
背景和现有技术
k空间表示法被广泛使用于MRI技术，以在空间编码(在时域中相位编码和频率编码)和通过应用傅立叶变换获得的相应图像之间建立联系。对于在k空间中的数据采集，一般使用频率编码信号的采样轨迹。K空间表示法的基本思想更详细地被说明在Zhi-Pei Liang和PaulC.Lauterbur于2000年发表在IEEE Press Series in biomedicalEngineering的“Principles of Magnetic Resonance Imaging，aSignal Processing Perspective”中，特别是第5.2.3章第157页。
一种通常被称为回波平面成像(EPI)的MRI方法被披露在P.Mansfield撰写并发表于J.Phys.C：Solid State Phys.，vol.10，pp.L55-L58，1977的“Multi-planar image formation using NMRspin echoes”。术语EPI被广泛使用于涉及高速成像方法的分类中，该方法在跟随单激励脉冲后的自由感应衰变期期间收集一“完整”系列的二维编码。因此，EPI成为单次拍照成像的同义词，尽管具有隔行k空间覆盖的多次拍照EPI方法也在普遍使用。
EPI的主要思想是相对于横向k空间的时变梯度的使用。对于k空间数据采集，在现有技术中披露了例如z字形轨迹、直轨迹和螺旋轨迹的多种轨迹。对于各种现有技术的轨迹讨论，参考Liang和Lauterbur编写的上述参考书第9.3章第303页。
图1和图2表示用于k空间EPI数据采集的直线轨迹。
在第一数据采集步骤中，通过跟踪如图1描绘的轨迹获得目标区域的k空间的第一部分数据采集。轨迹从k空间的中心点100开始。从那里转到k空间的左下角102。从左下角开始，以直线轨迹方式部分扫描k空间。这与WO02/35250A1披露的一样，覆盖了半个k空间和额外的七条线。
在依据图1的第一部分k空间采集之后，在依据图2地轨迹的执行第二部分空间数据采集之前，应用一个z楔形梯度脉冲(shimminggradient pulse)。
图2的轨迹也是直线，并且在k空间中从图1中的部分k空间采集的轨迹结束的点开始。
图1和图2中所示的类型的k空间采集方案被披露在WO02/35250A1中和被披露在Allen W.Song发表在MagneticResonance in Medicine 46：407-411(2001)上“Single-Shot EPIWith Recovery From the Susceptility-Induced Losses”中，用于在功能磁共振成像(fMRI)中的应用。基于各个部分k空间数据采集而获得图像，并为了生产一个合成图像而重叠两张图像。
本发明的目的是提供一种用于k空间数据采集的改进方法，以提高MRI的空间灵敏度。
发明概要
本发明提供一种方法、一种MRI设备和一个计算机程序产品，特征在于改进的k空间数据采集，用于提高采集图像的空间灵敏度。
本发明基于当使用fMRI在目标区域的不同位置检测时，前面和后续相反的k空间采集(如图1和图2)导致大脑活化的发现。特别是，在血氧化水平依赖(BOLD)统计分析中，这降低了所得图像的定位和灵敏度。
本发明提供一种克服了现有技术缺点的用于k空间数据采集的方法。实质上，以并行隔行方式在至少两个k空间执行数据采集。例如，在第一k空间在第一方向采样后，应用一个补偿脉冲。在相反方向在第二k空间执行采样。在下一步，在第一方向上第一k空间又被采样前，应用另一个补偿脉冲。该至少两个k空间覆盖同一物理区域，譬如病人身体的一切片。分别具有其自己的信息内容的各个图像都同其相应的k空间联系在一起。
在本申请的框架中，术语补偿脉冲表示在重建图像中影响伪影的脉冲。特别是，这样的补偿脉冲影响敏感性伪影。对敏感性伪影的补偿的最好结果伪影。磁梯度脉冲(譬如2层梯度脉冲)被用作补偿脉冲时，获得对敏感性伪影的补偿的非常好的结果。
依据本发明的优选实施例，基于对至少两个k空间中的每一个获得的数据采样而形成图像。该图像被合成以形成一个具有改进的定位和灵敏度的特征的所得图像。
本发明的优点特别在于两个或更多k空间的回波时间(TE)仅具有如小于1msec的小差异。这与现有技术、尤其是Song的文献相比，其中即使在两个回波的部分k空间覆盖的例子中，TE有8到10毫秒差异。对于平方和(SSQ)或最大强度发射(MIP)两者的组合，这导致影响所得图像质量的回波信号的振幅差异。一般地，对于主磁场强度1.5T和3T，T2*(横向松弛时间)分别约为50和30ms，在回波时间差异为10ms的两个图像间的振幅差异将累计达30-40％，此时BOLD相关信号变化一般地约5-10％。即使由于BOLD效应的图像对比机制，在现有技术中，振幅校正阻碍形成足够合成图像。
因此在依据本发明实现的TE中的较小差异对较大提高合成图像的质量存在影响。这使得本发明特别适用于功能性磁共振成像(fMRI)。
本发明的另一优点是，因对一个图像作出贡献的全部回波具有同一极性，因而一般地对从正和负读出梯度的排列成行的回波的EPI校正不必执行。这提高了每个“回波”图像的IQ的稳定性。
依据另一个本发明的优选实施例，较大量k空间用于数据采集。因这具有在两个方向上采集时不必使用EPI相位校正的优点，因而优选偶数的k空间。再者，在使用n个具有不同补偿值的n个k空间时，优选地在每个水平扫描后或每第n个扫描后应用一个ky梯度脉冲。
依据本发明的另一个优选实施例，对于两个k空间数据采集的TE差异仅是沿kx轴一个水平读出的时间。
因为对于回波1的任何ky线先于对于回波2的同一线立即获得(一个回波间隔，一般地0.5-0.8ms)，结果是对于两个“回波图像”的ky＝0(即TE)仅是单一分隔开的回波。从而，与Song方法比较，图像的对比(振幅)是一样的，并且SSQ或MIP的组合使用变得更好。
依据本发明的另一个优选实施例，使用部分傅立叶覆盖技术获得回波图像。特别是通过披露技术的应用可以解决在后面和前面部分傅立叶EPI读出中具有不同流灵敏度的现有技术问题。
依据本发明的另一个优选实施例，用于采样的起始点是k空间的中心。从这里，轨迹转到第一个k空间的左下角。在第一k空间中随后的扫描一直在同一方向进行。在沿第一k空间的kx轴每一个采样后，在对第二k空间以相反方向执行采样之前，应用一个补偿脉冲，譬如Z楔形脉冲。这样，对于两个k空间的数据采集同时以隔行方式执行。
依据本发明的另一个优选实施例，在沿水平轴在kx或-kx方向上每个采样后增加采样的ky位置。或者，仅在kx或-kx方向上采样后增加ky位置。在任何情况下，在kx和-kx方向上用于隔行数据采集的每个水平采样后，应用补偿脉冲。
依据本发明的另一个优选实施例，对于两个k空间部分执行k空间数据采集。这意味着k空间数据采集的组合轨迹覆盖半个k空间加上额外的一对线。这样，减少了读出时间。
所提出的方法的另一实质性优点是，它能够解决组合后和前局部傅立叶的问题。这允许较短的回波时间，并且，它使功能对照相等，尤其通过去掉了流灵敏度中差异。
依据本发明的另一个优选实施例，本发明的方法以一计算机程序产品实现。该计算机程序产品能被用于一个MRI设备的控制单元，以执行本发明的方法。
附图的简要说明
通过参考附图，本发明的下面优选的实施例将被很详细地说明，其中：
图1是用于部分k空间数据采集的现有技术例子；
图2是用于部分k空间数据采集的现有技术例子，其在应用补偿脉冲后接着图1的数据采集发生；
图3表示一种依据本发明方法的实施例具有被编程的控制单元的MR设备；
图4是依据本发明的k空间数据采集方法的实施例说明；
图5是用于图4中的k空间数据采集的梯度转换曲线的说明；
图6是依据图4或5的方法的用于k空间数据采集的流程图说明；
图7是k空间数据采集方法的实施例说明，其中一个ky梯度脉冲在每第二水平扫描后被施加；
图8是依据本发明方法的图7实施例的梯度转换曲线的说明；
图9是具有n＝4个k空间时，k空间数据采集方法的实施例的说明；
图10是依据图9的k空间数据采集方法的梯度转换曲线的说明。
详细说明：
图3表示了一磁共振设备1，其包含一用于成生一个稳定磁场的第一磁系统2，还有几个用于成生在X、Y、Z方向上具有梯度的附加磁场的梯度线圈3。所示坐标系的Z方向按惯例对应于磁系统2中的稳定磁场方向。使用的测量坐标系x、y、z可以独立于图3所示的X、Y、Z系而选择。梯度线圈由电源单元4供电。一个RF发射器线圈5用于产生RF磁场，并被连接到RF发射器和调制器6。
接收器线圈被用于接收被检查的目标7譬如人或动物体中的RF场产生的磁共振信号。这个线圈可以是与RF发射器线圈5同样的线圈。再者，磁系统2围绕足够大的以容纳被检查的体7的一部分的检查空间。RF线圈5被安置在该检查空间中的被检查目标7的该部分的周围或其上。RF发射器线圈5经发射/接收电路9连接到信号放大器和解调单元10。
控制单元11控制RF发射器和调制器6及电源单元4，以产生包含RF脉冲和梯度的特定脉冲序列。从解调单元10获得相位和振幅被应用于处理单元12。处理单元12处理所呈现信号值(也被称为k空间)，通过变换以形成一图像。该图像能例如使用显示器13被显示。
图4是依据本发明的用于k空间数据采集方法的说明。用于k空间数据采集的起始点是k空间402的中心点400。轨迹从中心点400在-kx方向上转到左边，然后在-ky方向上转到k空间402的左下角。
将k空间402的左下角作为起始点，在kx方向上执行采样404。此后在通过应用相应梯度脉冲使ky位置增加。进一步应用补偿脉冲譬如Z楔形脉冲。
这样，轨迹在k空间406中继续，其中在-kx方向上执行采样408。在采样408之后，通过应用又一个梯度脉冲使ky位置被进一步增加，并且应用另一个补偿脉冲，以使轨迹在k空间402继续。
在k空间402中，在kx方向上执行另一个采样404。在再次增加ky位置后，应用补偿脉冲。因而轨迹在k空间406中继续，其中另一个采样408在-kx方向上被执行。通过连续交替采样k空间402和406的操作，在两个k空间402和406上同时执行k空间数据采集。
使用获得的交替ky线，所得的k空间402和406均被欠采样。这导致使用多个接收器线圈设置和已知的线圈灵敏度曲线能“被展开的”锯齿(aliased)图像，也就是，通过应用平行成像，例如SENSE或SMASH方法、或者其混合和变型。
优选地，对于k空间402和406只部分执行k空间数据采集，以减少读出时间。
注意到，当TE被定义为从数据采集开始的时间至轨迹到达k空间402的中心点400和k空间406的中心点410时的时间时，TE对于k空间402和406大约是相同的。这样提高了所得图像的对比分辨率。
与在每个水平扫描后应用一个梯度脉冲以增加ky位置不同，这也可以仅在每第二个扫描后应用。例如，在执行采样404后，没有应用梯度脉冲来增加ky位置。相反在同一ky位置上执行采样408前仅应用一个补偿脉冲。在采样408后，通过一个相应梯度脉冲来增加ky位置。
再者注意到，重要的是可以同时应用增加ky位置的梯度脉冲和补偿脉冲。
图5表示了用于图4的实施例的梯度信道信号图，其中在每一个水平扫描之后增加ky位置。
信号Gx表示水平梯度脉冲，该脉冲被应用于沿kx和-kx轴的水平采样。信号Gx具有负脉冲e1和正脉冲e2。信号Gx由负脉冲e1和正脉冲e2的交替序列组成。例如，负脉冲e1对应于在kx方向上的一个采样(如图4中采样404)，而正脉冲e2对应于在相反方向上的一个采样(如图4中采样408)。
信号Gy表示梯度脉冲，该脉冲被应用于增加数据采样的ky位置。在这里说明的实施例中，在每个e1之后和每个e2之后应用Gy脉冲。
信号Gz表示补偿脉冲，譬如Z楔形补偿脉冲，该脉冲被应用于数据采集期间以在两个k空间(如图4的k空间402和406)间“转换”。补偿脉冲被应用于每个信号e1或e2后。
重要的是注意到，用于获得的两个图像的k空间线以隔行方式采样，因而对于k空间中之一的所有读出具有同样的信号。因不需相位校正，所以在各个图像的EPI重建(如步骤514和516)中是有益的。因两个k空间的两个图像的SSQ或MIP，从而获得最后图像。对于图像构建而言，回波时间仅等于一个回波间距差异是特别有益的。
图6表示相应流程图。
在步骤500，在第一k空间的kx方向上执行数据采集。在步骤520，通过应用相应的梯度脉冲来增加用于采样的ky位置。在步骤504，应用一个z楔形脉冲，这使轨迹进入另一个k空间。
在另一个k空间，在相反-kx方向上执行采样。在步骤508，ky再次增加，及在步骤510，应用又一个z楔形脉冲，而使轨迹回到第一k空间。
在步骤512，在kx方向上执行另一采样。这个过程持续到对于图像产生已获得两个k空间的足够数量的数据采样。
在步骤514，基于通过在kx方向上采样而在第一k空间中获得的数据采样，产生第一图像。同样地，在步骤516，基于通过在相反方向上采样而在另一k空间中获得的数据采样，产生第二图像。
在步骤520，步骤514和516的两个图像合成在一起以提供所得图像。
本质上，图5和6是对方法的说明，该方法使用并行成像简缩因数2和2个z楔形值：交替采样用于第一和第二图像的回波，并沿Gy的连续标记移动到下一个ky线、，同时移进下一个k空间。这样，每个单个k空间被以因数2欠采样。使用依据如SENSE或SMASH方法的已知线圈的灵敏度来实现相应锯齿图像的重建。在用于第一和第二图像的回波间应用Z楔形梯度，并在获得下一个ky位置之前，反绕用于第一图像的回波。
图7说明了一个用于k空间数据采集的替换方法。在图7中使用与图4中相同的参考号，以标记同样的组成部分。与图4的实施例不同，仅在k空间406中的每第二水平扫描后，应用一个ky梯度脉冲。
图8表示用于优选实施例的典型的梯度信道信号，其中在每第二水平扫描后增加ky位置。在这里说明的实施例中，在每一对e1和e2脉冲后应用Gy脉冲。
图9说明了在其中使用包含n＝4个k空间的隔行k空间数据采集方案的实施例。图10表示相应梯度信道信号。用于第一到前一图像的回波被交替采样，并沿Gy的连续标记移动到下一个ky线，同时移进下一个k空间。在用于第一、第二、第三和前一图像的回波间应用z楔形梯度信号，并在获得下一个ky位置之前，反绕用于第一图像的回波。这样，完成了并行成像简缩因数r，r＝n＝4。
参考号列表
磁共振设备 1
磁系统 2
梯度线圈 3
电源单元 4
发射器线圈 5
调制器 6
目标 7
发射/接收电路 9
解调单元 10
控制单元 11
处理单元 12
监示器 13
中心点 100
角 102
中心点 400
k空间 402
采样 404
k空间 406
采样 408
中心点 410