本發(fā)明涉及一種用于在磁共振成像中實現(xiàn)運動校正的方法和裝置。更具體地，本發(fā)明涉及使用體積導航來實現(xiàn)這種運動校正。

背景技術：

在采集磁共振(MR)圖像數(shù)據(jù)期間對患者運動進行補償?shù)?、基于導航的前瞻性運動校正方法是已知的。與回顧性方法不同，在這些前瞻性方法中，在測量(圖像數(shù)據(jù)采集)期間實時地檢測運動并進行補償?？梢酝ㄟ^在用于操作MR掃描儀的圖像采集序列的死區(qū)時間期間激活的導航的使用，來實現(xiàn)患者運動的檢測。

在Tisdall等的標題為“MPRAGE Using EPI Navigators For Prospective Motion Correction，”Proceeding of the 17th Annual Meeting of International Society of Magnetic Resonance in Medicine 2009的文章中，描述了已知的前瞻性運動校正方法的示例。在該過程中，以32×32×32的基本分辨率采集低分辨率的3D EPI導航體積。可以在500ms內(nèi)采集這些導航體積的數(shù)據(jù)。可以對具有足夠長的死區(qū)時間的每個數(shù)據(jù)采集序列配備這些導航，以支持實時運動補償。

在實踐中，針對在時間點t＝t₁采集的導航數(shù)據(jù)重建導航圖像，然后對參考體積進行基于圖像的、6自由度剛性體配準。一般來說，在運動校正序列的采集開始之前(在時間點t＝0)采集參考體積。向制定用于操作MR掃描儀的序列的控制計算機反饋檢測到的運動參數(shù)，并且控制計算機自動適配成像視場(FOV，field-of-view)，以在時間t₁對檢測到的運動進行補償?？赡茉趖₁和在運動補償序列中對圖像數(shù)據(jù)的部分采集之間發(fā)生的運動不被考慮。其結果是，實際運動補償稍微滯后于數(shù)據(jù)采集，并且無法針對所有運動進行校正。然而，可以非常好地對緩慢發(fā)生的運動漂移進行補償。

為了使得能夠進行實時運動校正，處理器的運動檢測模塊必須能夠非常快地提供運動估計。因此，有時產(chǎn)生具有6個自由度(3個平移和3個旋轉)的剛性體模型假設。對于從被檢體頭部的MR數(shù)據(jù)采集，這種模型假設是合理的。前述配準低分辨率EPI圖像數(shù)據(jù)的任務，與功能性磁共振成像(fMRI，functional magnetic resonance imaging)中對運動校正的要求匹配。針對高性能剛性體運動檢測和fMRI數(shù)據(jù)的前瞻性校正提出了這種類型的方法，如在Thesen等的“Prospective Acquisition Correction for Head Motion with Image-Based Tracking for Real-Time fMRI，”Magnetic Resonance in Medicine,Volume 44,Number 3(2000)pages 457-465中，以及在Stefan Thesen在海德堡魯普雷希特-卡爾斯大學、標題為“Retrospektive und prospektive Verfahren zur bildbasierten Korrektur von Patientenkopfbewegungen bei neurofunktioneller Magnetresonanztomographie in Echtzeit，”(“Retrospective and Prospective Methods for Image-Based Correction of Patient Head Motions in Neuro-Functional Magnetic Resonance Tomography in Real-Time”)的就職論文中所描述的。

上面描述的同一策略、但是不使用附加的專用導航體積，形成了在市場上可獲得的工作序列ep2d_pace(Siemens Healthcare)的基礎。代替附加的導航體積，對于運動檢測考慮整個ep2d體積。重建時間t＝t_i處的體積，并且在時間t＝t_i+1處的采集期間使其與在t＝t₀獲得的基準配準，并且在時間t＝t_i+2處進行補償。因此，在采集圖像數(shù)據(jù)期間，運動補償以序列的至少一個重復時間(TR)滯后。

傳統(tǒng)的基于3D圖像的導航方法利用與使用導航信號的運動補償序列的成像體積全等的導航體積(即從其采集導航數(shù)據(jù)的被檢體的體積)。這具有如下優(yōu)點：可以將檢測到的運動參數(shù)直接發(fā)送回控制MR掃描儀的操作的計算機，以執(zhí)行成像序列，以便在該序列中實現(xiàn)運動補償。

在Shankaranarayanan等的標題為“Motion insensitive 3D imaging using a novel real-time image-based 3D PROspective MOtion correction method(3D PROMO)，”ISMRM 15th Scientific Meeting(2007)的文章中，描述了稱為3D promo的基于導航的解決方案，其也基于前瞻性的剛性體運動。該文章記錄了存在不滿足剛性體運動的模型假設的問題區(qū)域。在大腦中，這些區(qū)域主要位于頸部、頜部、以及鼻腔和鼻竇旁邊。為了改善運動估計并且使非線性效果的影響最小化，該文章的作者提出了對導航數(shù)據(jù)應用擴展卡爾曼濾波。

在Maclaren等的標題為“Prospective motion correction in brain imaging:a review，”Magnetic Resonance in Medicine,Volume 69,Number 3(2013),pages 621636的文章中，可以找到對前瞻性運動校正策略的概述。

技術實現(xiàn)要素：

根據(jù)本發(fā)明，在使用多個基于圖像的體積導航的前瞻性運動校正方法中，同時獲得多個子體積導航斷層，其共同具有小于采集體積的總體積，在運動補償序列中從采集體積采集診斷數(shù)據(jù)。每個導航子體積可以僅由一個斷層構成，或者可以由多個斷層構成，例如每個子體積3個斷層。子體積例如可以彼此正交。

子體積導航的多個斷層可以利用同時多斷層(SMS，simultaneous multi-slice)blipped CAIPI加速方法采集，如在Setsompop等的“Blipped-controlled aliasing in parallel imaging for simultaneous multislice echo planar imaging with reduced g-factor penalty，”Magnetic Resonance in Medicine,Volume 67,Number 5(2012)pages 1210-1224中所述。

在其中導航子體積是正交斷層的實施例中，正交斷層的交點可能與采集體積的中心(即數(shù)據(jù)采集序列的視場(FOV)的中心)一致，但是這不一定是這種情況。

一般來說，以比診斷圖像數(shù)據(jù)低的分辨率來采集導航信號(斷層)。在又一個實施例中，在運動校正后數(shù)據(jù)采集序列開始之前，可以采集被檢體的定位片圖像，其提供被檢體的相關解剖結構的概覽。經(jīng)常采集這種定位片圖像來支持采集視場的規(guī)劃。可以通過已知方法自動對該定位片圖像進行處理，以檢測其中的解剖結構并且計算解剖結構標記的位置，而無需用戶交互。該解剖結構信息還可以用于提供用于子體積導航定位和覆蓋的定義的有用背景信息。理想的是，規(guī)劃每個子體積導航的位置，以使其處于無法被患者非剛性地移動的解剖結構區(qū)域中或者包含無法被患者非剛性地移動的解剖結構區(qū)域。因此，應當避免對易受圖像偽影影響的解剖結構區(qū)域、例如頸部區(qū)域、頜部區(qū)域以及鼻腔和鼻竇旁邊的區(qū)域放置導航子體積。優(yōu)選能夠可靠地采集導航數(shù)據(jù)并且對于這些圖像偽影的風險最小的區(qū)域。雖然可以實現(xiàn)經(jīng)由用戶接口與定位片圖像的用戶交互，以定義導航定位，但是子體積導航的完全自動的放置更好。

本發(fā)明還包含一種磁共振成像裝置，被構造并操作用于實現(xiàn)如上所述的根據(jù)本發(fā)明的方法。

本發(fā)明還包含一種用編程指令編碼的非易失性計算機可讀數(shù)據(jù)存儲介質(zhì)，當加載到磁共振成像裝置的控制計算機中時，編程指令使控制計算機操作磁共振成像裝置，以實現(xiàn)如上所述的根據(jù)本發(fā)明的方法。

附圖說明

圖1示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明構造并且工作的磁共振成像裝置。

圖2是示意性地示出根據(jù)本發(fā)明的前瞻性運動校正序列中的基本步驟與導航子體積的采集的流程圖。

圖3示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的定義導航子體積的第一實施例。

圖4示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的定義導航子體積的第二實施例。

具體實施方式

圖1示意性地示出了磁共振裝置5(磁共振成像或者斷層成像設備)?；緢龃朋w1產(chǎn)生隨著時間恒定的強磁場，用于將被檢體U的區(qū)域、例如躺在臺23上以便被移動到磁共振裝置5中的待檢查的人體的一部分中的核自旋極化或者對齊。在一般呈球形的測量體積M中定義磁共振測量(數(shù)據(jù)采集)所需的基本磁場的高度均勻性，將待檢查的人體的該部分放置在該測量體積M中。為了支持均勻性要求，通過在合適的位置放置由鐵磁材料制成的勻場板來消除隨著時間恒定的效應。通過勻場線圈2和用于勻場線圈2的合適的控制單元25來消除隨著時間可變的效應。

由三個繞組構成的圓柱形的梯度線圈系統(tǒng)3包含在基本場磁體1中。對應的放大器對每個繞組供應電力，以在笛卡爾坐標系的相應的軸上產(chǎn)生線性梯度場。梯度場系統(tǒng)3的第一部分繞組在x軸上產(chǎn)生梯度G_x，第二部分繞組在y軸上產(chǎn)生梯度G_y，并且第三部分繞組在z軸上產(chǎn)生梯度G_z。這些放大器中的每一個具有數(shù)字-模擬轉換器(DAC)，數(shù)字-模擬轉換器由用于梯度脈沖的準確時間產(chǎn)生的序列發(fā)生器18控制。

射頻天線4位于梯度場系統(tǒng)3內(nèi)，其將由射頻功率放大器24提供的射頻脈沖轉換為交變磁場，以通過使被檢體或者其待檢查的區(qū)域中的自旋從由于基本磁場而產(chǎn)生的對齊傾倒(“翻轉”)來激勵原子核。射頻天線4由環(huán)形、線形或者矩陣型配置的線圈的形式的一個或更多個RF發(fā)射線圈和一個或更多個RF接收線圈構成?；谛M的核自旋的交變場、即通常根據(jù)由一個或更多個射頻脈沖和一個或更多個梯度脈沖構成的脈沖序列產(chǎn)生的核自旋回波信號，也由射頻天線4的RF接收線圈轉換為電壓(測量信號)，將該電壓經(jīng)由射頻接收器通道8、8’的放大器7發(fā)送到射頻系統(tǒng)22。此外，射頻系統(tǒng)22具有發(fā)射通道9，用于激勵核磁共振的射頻脈沖在發(fā)射通道9中產(chǎn)生。為此，基于由系統(tǒng)計算機20提供的給定脈沖序列，作為一系列復數(shù)在序列發(fā)生器18中數(shù)字地描繪各個射頻脈沖。在每種情況下，將該數(shù)字序列作為實數(shù)和虛數(shù)分量經(jīng)由輸入端12發(fā)送到射頻系統(tǒng)22中的數(shù)字-模擬轉換器(DAC)，并且從那里發(fā)送到發(fā)射通道9。在發(fā)射通道9中將脈沖序列調(diào)制為射頻載波信號，其基頻對應于測量體積中的核自旋的共振頻率。將RF發(fā)射線圈的調(diào)制的脈沖序列經(jīng)由放大器24發(fā)送到射頻天線4。

從發(fā)送到接收操作的切換經(jīng)由發(fā)送-接收開關6進行。射頻天線4的RF發(fā)射線圈發(fā)射射頻脈沖，以在測量體積M中激勵核自旋，并且經(jīng)由RF接收線圈掃描產(chǎn)生的回波信號。由此獲得的對應的磁共振信號，在射頻系統(tǒng)22的接收通道的第一解調(diào)器8’中以相位敏感的方式被解調(diào)到中頻，并且在模擬-數(shù)字轉換器(ADC)中被數(shù)字化。然后，將該信號解調(diào)到基頻。解調(diào)到基頻以及分離為實部和虛部在空間域中數(shù)字化之后在第二解調(diào)器8中進行，第二解調(diào)器8將解調(diào)的數(shù)據(jù)經(jīng)由輸出端11發(fā)送到圖像處理器17。在圖像處理器17中，通過使用根據(jù)本發(fā)明的方法，根據(jù)以這種方式獲得的測量數(shù)據(jù)重建MR圖像，根據(jù)本發(fā)明的方法包括在圖像處理器17中計算至少一個干擾矩陣和其逆矩陣。對測量數(shù)據(jù)、圖像數(shù)據(jù)和控制程序的管理經(jīng)由系統(tǒng)計算機20進行。序列發(fā)生器18特別是按照根據(jù)本發(fā)明的方法，控制希望的脈沖序列的產(chǎn)生以及利用控制程序對k空間對應的掃描。序列發(fā)生器18控制梯度的準確定時的切換(激活)、具有定義的相位幅值的射頻脈沖的發(fā)送以及磁共振信號的接收。射頻系統(tǒng)22和序列發(fā)生器18的時基由合成器19提供。用于例如存儲在DVD 21上的MR圖像的產(chǎn)生的合適的控制程序的選擇、以及其它用戶輸入、例如要共同覆蓋希望的k空間的希望的數(shù)量n個相鄰簇和所產(chǎn)生的MR圖像的顯示經(jīng)由終端13進行，終端13包括使得能夠輸入條目的單元、例如鍵盤15和/或鼠標16以及使得能夠進行顯示的單元、例如顯示屏。

在圖1中，包含在(內(nèi)置到)將患者0移入其中的基本場磁體1中的部件形成磁共振掃描儀，磁共振掃描儀由也在圖1中示出的多個計算機和處理器操作。對在圖1中示出的這些計算機和處理器單獨或者統(tǒng)一編程，以執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的方法。

在圖2中示出了根據(jù)本發(fā)明的運動補償序列的基本步驟。其以基準掃描的采集，例如通過獲得被檢體、在這種情況下為被檢體的上頭部的采集體積的多個斷層來開始。一旦定義了該采集體積，作為序列視場(FOV)，則操作磁共振掃描儀，以開始根據(jù)運動校正序列的診斷圖像數(shù)據(jù)的采集。在采集了該診斷數(shù)據(jù)的一部分之后，執(zhí)行導航掃描，其中，僅從采集體積的子體積中采集導航數(shù)據(jù)。然后，將從子體積中采集的導航數(shù)據(jù)與在基準掃描中描述的數(shù)據(jù)進行比較，以便確定是否在基準掃描的采集和子體積導航數(shù)據(jù)的采集之間發(fā)生了患者的運動。在根據(jù)本發(fā)明使用的運動校正算法中，僅將基準掃描數(shù)據(jù)的圖像元素(體素)與由子體積表示的導航數(shù)據(jù)進行比較。由于所采集的導航數(shù)據(jù)總共僅構成整個采集體積的子體積，因此比較、由此運動校正算法的執(zhí)行需要較少的計算機容量，并且能夠更快地執(zhí)行。

可以利用同時多片段(SMS)blipped CAIPI加速方法采集每個導航子體積。每個導航子體積的平面內(nèi)分辨率獨立于運動校正后的基本序列的分辨率。一般來說，導航分辨率低于圖像數(shù)據(jù)分辨率，以便進一步使采集和運動檢測算法執(zhí)行加速。

導航平面的交點不必一定與數(shù)據(jù)采集序列的FOV(采集體積)的中心點一致。

雖然在圖2的實施例中示出導航平面是正交的，但是它們不必一定是正交的。定義導航子體積時的主要考慮是使子體積共同涵蓋小于診斷圖像數(shù)據(jù)采集體積、但是非常可能“捕獲”在圖像數(shù)據(jù)的采集期間發(fā)生的相關患者運動的總體積。子體積導航的正交方位在交叉區(qū)域處產(chǎn)生高空間分辨率，同時顯著減少需要在運動校正算法中比較的圖像數(shù)據(jù)的量。

在圖2中示出的示例性實施例中的基準掃描是全分辨率的各向同性體積，其覆蓋由正交的子體積導航中的全部三個涵蓋的箱(box)。實際的運動檢測算法可以是任意的剛性體運動檢測算法，例如在前述Thesen等的文章中描述的基于高斯-牛頓的方法(Gauss-Newton based method)。相對于傳統(tǒng)過程，僅考慮由子體積導航定義(對應于子體積導航)的采集體積的圖像元素，用于檢測然后在運動校正算法中使用的運動。不考慮與子體積導航不一致的基準掃描的其余所有體素。

可以使用附加的解剖結構背景信息來定義導航子體積。常見的是，在診斷掃描開始之前采集被檢體的定位片圖像，其一般是被檢體的相關解剖結構的概覽圖像，并且用于支持診斷成像序列的規(guī)劃，例如定義采集視場。可以通過已知技術自動對該定位片圖像進行處理，以便檢測相關解剖結構，并且計算解剖結構標記的位置，而無需用戶交互。該解剖結構信息還對于子體積導航在其定位和覆蓋方面的定義非常有用。如上所述，理想的是，在患者無法非剛性地移動的解剖結構區(qū)域中規(guī)劃子體積導航的位置。

在圖2中示出的流程圖的實施例中，在第一導航掃描采集之后，確定在患者的相關解剖結構的位置未發(fā)生顯著的改變，因此進行圖像數(shù)據(jù)(診斷)采集序列，其中采集圖像數(shù)據(jù)的另一部分。然后，再次以與先前描述的相同的方式實現(xiàn)導航掃描。在圖2中示出的實施例中，該導航掃描的結果是確定在采集圖像數(shù)據(jù)的第一部分的時間和采集圖像數(shù)據(jù)的第二部分的時間之間發(fā)生了患者運動。如在圖2中示意性地示出的，這使得運動校正算法對患者運動進行補償。這使得向操作磁共振掃描儀的控制計算機提供運動校正指令、例如調(diào)整成像視場。然后，使用該調(diào)整后的序列采集診斷圖像數(shù)據(jù)的另一部分，并且重復該過程，直到采集了所有希望的診斷圖像數(shù)據(jù)為止。

在圖3中示出了定義導航子體積的一個實施例，其中，每個子體積由單個斷層構成。在圖4中示出了另一實施例，其中，每個導航子體積由3個斷層構成?？梢栽谝?guī)劃階段，在考慮到在每個導航體積中采集更多斷層使導航數(shù)據(jù)采集時間增加，并且還使用于執(zhí)行運動校正算法的計算時間增加的同時，選擇每個導航子體積的合適數(shù)量的斷層。

根據(jù)本發(fā)明的導航子體積針對運動校正的采集和使用具有多個優(yōu)點。如上所述，這使得與傳統(tǒng)的基本上包含整個采集體積的2D導航斷層的依次采集相比，用于導航數(shù)據(jù)采集的掃描時間減少。如上所述，通過使用利用CAIPI的SMS，非?？斓貙崿F(xiàn)用于子體積導航的掃描時間。

成像數(shù)據(jù)的同時多斷層采集對于導航圖像尤其有利，因為，由于多個斷層的同時采集，同時激勵的所有斷層自動是一致的。在傳統(tǒng)的基于2D圖像的導航采集中，其中，依次采集所有斷層，患者可能在依次采集期間移動。在傳統(tǒng)序列中在導航掃描期間的這種運動，可能導致違反針對在傳統(tǒng)過程中的運動檢測算法中使用的模型作出的剛性體運動的假設。

此外，由于SMS，根據(jù)本發(fā)明的同時采集的斷層之間的間隔固有地最大化，以提供這些斷層的最優(yōu)的、可能的分離。在運動檢測的情境下，這尤其有利于實現(xiàn)魯棒的結果。

在運動校正算法中用于識別運動的圖像數(shù)據(jù)的減少使計算負荷減小并且使運動檢測加速。這是特別重要的，因為子體積導航未覆蓋的采集體積的區(qū)域趨于對于運動檢測較沒有用，因此在運動校正算法中不使用這些區(qū)域不使運動校正精度顯著劣化。

其中使用正交子體積導航的實施例提供高平面內(nèi)分辨率。在子體積導航的重疊區(qū)域中，有效圖像分辨率與傳統(tǒng)導航的不重疊區(qū)域相比明顯更高。當與前述解剖結構背景信息組合使用時，這特別有利。因為該重疊區(qū)間可以與基本序列的視場(即采集區(qū)域)獨立地放置，因此可以使非剛性運動和由此產(chǎn)生的圖像偽影最少化，這產(chǎn)生顯著提高的魯棒性。

像傳統(tǒng)上一樣將基于EPI的圖像導航用于檢測運動，這易受與基本磁場(B0場)的漂移和不均勻相關的圖像畸變的影響。如果使用EPI導航中的單個體積，則由這些因素產(chǎn)生的偽影可能在特定方向(通常是相位編碼方向)上非常明顯，由此使運動檢測在該方向上較不可靠。根據(jù)本發(fā)明的正交子體積的使用使這些偽影擴散到不同的方向上，由此使得其對整個運動檢測的影響最小化。

雖然本領域技術人員可以提出變形和改變，但是發(fā)明人的意圖是在關于其保證的專利內(nèi)，所有變化和變形在其對本領域的貢獻的范圍內(nèi)合理并且適當?shù)氐玫綄嵤?/p>