專(zhuān)利名稱(chēng)：采集磁共振成像數(shù)據(jù)的方法和設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明總體上涉及磁共振成像(mri)系統(tǒng)，并且尤其涉及從運(yùn)動(dòng) 的患者采集磁共振成像數(shù)據(jù)的方法和設(shè)備。
背承技術(shù)
磁共振成像(mri)是一種不使用x-射線或其它電離輻射而能夠建 立人體內(nèi)部圖像的醫(yī)學(xué)成像形式。mri用強(qiáng)磁體產(chǎn)生強(qiáng)大、均勻、靜態(tài) 的磁場(chǎng)(也就是"主磁場(chǎng)")。當(dāng)人的身體或身體的一部分被放入主磁場(chǎng) 中時(shí)，與人體組織水內(nèi)的氫核相聯(lián)系的核自旋極化。這意味著與自旋相 聯(lián)系的磁矩優(yōu)先沿著主磁場(chǎng)的方向排列，導(dǎo)致沿軸(習(xí)慣上的"z軸") 的小的凈組織磁化。mri系統(tǒng)也包括稱(chēng)作梯度線圈的組件，當(dāng)電流被施加 在梯度線圈上時(shí)，，度線圏產(chǎn)生小幅度、空間變化的磁場(chǎng)。典型地，梯度 線圈被設(shè)計(jì)成產(chǎn)生沿z軸對(duì)準(zhǔn)的并且幅度隨沿x、 y或z軸之一的位置線性 變化磁場(chǎng)分量。梯度線圑的作用是沿單個(gè)軸，使磁場(chǎng)SS產(chǎn)生小的梯度，伴 隨著使核自旋的共振頻率產(chǎn)生小的梯度。具有正交軸的三個(gè)梯度線圈通過(guò)在 身體中每一位置產(chǎn)生信號(hào)共振頻率艦mr信號(hào)進(jìn)行"空間編碼"。射頻(rf) 線圈用來(lái)在氫核鄉(xiāng)頻率或其附^生rf能量脈沖。這些線圈用來(lái)以可控 形式將能ftM加到核自旋系統(tǒng)。當(dāng)核自旋隨后釋放回到其靜止能量狀態(tài)時(shí)， 它們以rf信號(hào)的形式釋放倉(cāng)gft。此信號(hào)由mri系統(tǒng)檢測(cè)，并且與另外的多 個(gè)這樣的信號(hào)相結(jié)合可用^i!31計(jì)算機(jī)和己知的算法重建mr圖像。
根據(jù)已知的所謂"脈沖序列"算法，可通過(guò)向梯度線圏和rf線圏施加 電流來(lái)產(chǎn)生mr圖像。對(duì)于給定的脈沖序列，脈沖序列圖可用^示施加到 梯度線圃和rf線圈的各種電流脈沖的幅度、相位和時(shí)序。脈沖序列的選擇 決定了在所得圖像中不同組織類(lèi)型的相對(duì)外觀，根據(jù)需要強(qiáng)調(diào)或抑制組織類(lèi) 型。當(dāng)一個(gè)脈沖序列"結(jié)束"(也就是執(zhí)行或應(yīng)用)時(shí)，采集并存儲(chǔ)多個(gè)mr 信號(hào)以隨后用于圖像重建。高分辨率圖像比低鄉(xiāng)率圖像需要收集更多的mr 信號(hào)。
脈沖序列使用關(guān)于患者體內(nèi)目標(biāo)#^的位置和取向的信息，該信息由掃
描^作員在脈沖序列開(kāi)始之tm供。通常，掃描l^作員^ MR掃描器 的參考系(也就是說(shuō)，由主磁場(chǎng)和梯度場(chǎng)限定的坐標(biāo)系統(tǒng))輸入目標(biāo)體積的 位置和取向，并且掃描旨這，理坐標(biāo)轉(zhuǎn)換成"偏移矢量"和旋轉(zhuǎn)矩陣。 偏移矢量給出邏輯空間內(nèi)目標(biāo)#^的位置，而旋轉(zhuǎn)矩陣描述相對(duì)于物理空間 的邏輯空間方向。邏輯空間是由切片、頻率和脈沖序列的相位方向定義的坐 標(biāo)系統(tǒng)，并可具有相對(duì)物理空間的任何方向。"偏移"一詞用來(lái)描述目標(biāo)體 積的中心位置，并指示目標(biāo)體積與MRI掃描器中心(即物理空間的中心) 的偏移。目標(biāo)體積的尺寸信息同樣由掃描皿作員來(lái)提供。目標(biāo)體積可使用 與單切片、多切片、或單體積或多體積的采集相對(duì)應(yīng)的脈沖序列來(lái)掃描。通 常，齡圖像艦單個(gè)偏移縫和旋糊陣棘集。在艦多個(gè)切片的采集 中，每個(gè)切片可具有其自身獨(dú)有的偏移矢量和旋轉(zhuǎn)矩陣。對(duì)于切片疊層或體 積的采集，每一切片(或圖像)共享一個(gè)共同旋轉(zhuǎn)矩陣和偏移矢量的兩個(gè)元 素，但魏移矢量的第三元素對(duì)于齡切片來(lái)說(shuō)是獨(dú)有的。
對(duì)于非?？斓拿}沖序列，例如平面回波成像(EPI)，可在遠(yuǎn)小于一秒鐘 的時(shí)間內(nèi)采集足夠的數(shù)據(jù)來(lái)重建圖像。然而，對(duì)于大多數(shù)其它脈沖序列，采 集完成圖像的足夠數(shù)據(jù)則需要多于一分鐘的時(shí)間。對(duì)于大多數(shù)臨床成像，采 集多切片或單體作為單圖像采集，這需要花費(fèi)幾分鐘的時(shí)間。大多數(shù)脈沖序 列和重建算法是以在圖像采集^中用來(lái)成像的目標(biāo)^R保,止?fàn)顟B(tài)的假 定為前提的。在圖像采集過(guò)程中，患者運(yùn)動(dòng)可以導(dǎo)致圖像失真，和/或會(huì)斷氐 整個(gè)圖像的質(zhì)量。而靜態(tài)患者的假鄉(xiāng)常對(duì)EPI采集有效，對(duì)于長(zhǎng)時(shí)間的采 集則不是一直可靠的。在$^行脈沖序列期間，有些患者會(huì),持相當(dāng)?shù)撵o止， 但是，對(duì)于小兒患者、夕HS患者戯P些不能按照要求保麟止的患者來(lái)說(shuō)， 運(yùn)動(dòng)帶來(lái)很大的挑戰(zhàn)。因而，期望提供一種當(dāng)患者在數(shù)據(jù)釆集^中運(yùn)動(dòng)時(shí) 采集MRI自的方法和設(shè)備。
對(duì)月鵬
按照一實(shí)施例， 一種^S^yg圖像的方法包括向受M施加磁場(chǎng)， 接收受餘內(nèi)目標(biāo)胸的初始位置和初始方向，在執(zhí)行與一條k空間Wg線 的采集相對(duì)應(yīng)的脈沖序列部分之前確定目標(biāo)體積的當(dāng)前^和當(dāng)前方向，用
該k空間數(shù)據(jù)線。
按照另一實(shí)施例， 一種釆集用于磁共搌圖像的磁共振數(shù)據(jù)的方法包括 向受檢者施加磁場(chǎng)到受檢者；接收受檢者內(nèi)目標(biāo)體積的初始位置和初始方 向，該目標(biāo)鄉(xiāng)與多個(gè)k空間娜相聯(lián)系；在執(zhí)行與所述多條k空間數(shù)據(jù)線 中的k空間數(shù)據(jù)線^ ^集相對(duì)應(yīng)的脈沖序列部分之前，確定目標(biāo)M 的當(dāng) 前位置和當(dāng)前方向；用目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和當(dāng)前方向修正所述脈沖序列部 分的采集參數(shù)以M集該k空間自線^。
按照另一實(shí)施例，具有用來(lái)執(zhí)行產(chǎn)生磁^W圖像的計(jì)算機(jī)可執(zhí)行指令的 計(jì)算機(jī)可讀取介質(zhì)包括用于接收受綠內(nèi)目標(biāo)體積的初始位置和初始方向 的程序代碼；用于在執(zhí)行與一條k空間iClg線的采集相對(duì)應(yīng)的脈沖序列部分 之前確定目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和當(dāng)前方向的程，碼；用目標(biāo)體積的當(dāng)前位 置和當(dāng)前方向修正i^C沖序列部分的采集參數(shù)的^ft碼；M集該k空間 數(shù)據(jù)線的程靴碼。
按照另一實(shí)施例， 一種采集受檢者內(nèi)目標(biāo)^的磁共振數(shù)據(jù)的設(shè)備，其 中該目標(biāo)體積與多條k空間數(shù)據(jù)線相關(guān)聯(lián)，該設(shè)#^括脈沖發(fā)生器，該脈沖 發(fā)生器配置fi^集多條k空間數(shù)據(jù)線中的每一條k空間數(shù)據(jù)線之前接收目 標(biāo)體積的當(dāng)前位置和當(dāng)肺向，其中每一條k空間數(shù)據(jù)線的采集根據(jù)具有一 組采集參數(shù)的脈沖序列的一部分執(zhí)行，該脈沖發(fā)生器還被配置成M集每一 條k空間數(shù)據(jù)線之前，基于目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和當(dāng)前方向修正該組釆集參 數(shù)，所述設(shè)備還包括耦合到脈沖發(fā)生器的鵬振成像裝置，其被配置成根據(jù) 與每一條k空間數(shù)據(jù)線相對(duì)應(yīng)的修正的釆集參數(shù)組釆集該k空間數(shù)據(jù)線。
附閨說(shuō)明
通il^例和非限定性地結(jié)合附圖對(duì)實(shí)^式進(jìn)行i^凡其中相同的參考
數(shù)字指代相應(yīng)的、類(lèi)1以的或相似的元件，并且其中


圖1是按照一種實(shí)施方式示例性的磁共^^像系統(tǒng)的模塊示意圖2是圖的1示例性磁共織像系統(tǒng)可用的收發(fā)器的電子模塊示意圖3是按照一種實(shí)航式用于雜MRI娜的系統(tǒng)的模際意圖；以
及 圖4是說(shuō)明按照一種實(shí)] ^集MRI數(shù)據(jù)和產(chǎn)生MR圖像的方法的
流程圖。
具體實(shí)施例方式
為了提供對(duì)實(shí)施方式的完整理解，下面提出詳盡的描述和大量的細(xì)節(jié)。 然而，本領(lǐng)域普通絲人員應(yīng)當(dāng)離這些實(shí)施方式在沒(méi)有這麟定細(xì)節(jié)的情 況下也可實(shí)施。在其它情況下，沒(méi)有對(duì)已知的方法、過(guò)程、組件以及電路進(jìn) ，細(xì)描述以免混淆了實(shí)施例。
MRI皿通常^fc像領(lǐng)域中被稱(chēng)作"k空間"的傅立葉空間中收集，"k 空間"為通過(guò)傅立葉變換與實(shí)際空間相聯(lián)系的倒易空間。k空間中每一 MRI 數(shù)據(jù)線相應(yīng)于用特定空間頻率編碼、釆集和數(shù)字化的MR信號(hào)。按照一些實(shí) 施方式，在MRI娜采集鵬中，可為#~ k空間線單獨(dú)確定偏移矢量和 旋轉(zhuǎn)矩陣。為每一 k空間線定義不同的偏移矢量和旋^g陣的能力允許^ 運(yùn)動(dòng)目標(biāo)體積對(duì)所采集的切片或M^t行追蹤。更新的目標(biāo)，的位置和方 向信息被用來(lái)幫助定義每一 k空間數(shù)據(jù)線的偏移矢量和旋轉(zhuǎn)矩陣?？赏ㄟ^(guò)患 者外部的跟蹤裝置來(lái)提供相對(duì)于主磁M標(biāo)系統(tǒng)的更新的目標(biāo)體積位置和方 向信息。因而，甚至當(dāng)患者(和目標(biāo)體積)運(yùn)動(dòng)時(shí)，對(duì)應(yīng)于同一目標(biāo)體積的 k空間數(shù)據(jù)也可以在整個(gè)圖像^^中連續(xù)采集。
圖1是按照一種實(shí)施方式示例性的磁共^^像系統(tǒng)的模塊示意圖。MRI 系統(tǒng)10的操作由操作員控制臺(tái)12控制，該控制臺(tái)12包S^或其它輸入 裝置13、控制面板14和顯示器16?？刂婆_(tái)12通過(guò)線路18與計(jì)^l系統(tǒng)20 通信，并為操作員提供一界面以指定MRI掃描、顯示所得圖像、執(zhí)行對(duì)圖 像的圖像處理以及對(duì)數(shù)據(jù)和圖像存檔。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20包括多個(gè)通過(guò)電的和/ 或數(shù)據(jù)連接相互通信的模塊，例如，用底板20a來(lái)提供所述連接。娜連接 可以是直接電線連接，或可以是光纖連接或無(wú)線通信連接等。這些模塊中包 括圖像處理皿塊22、 CPU模塊24和內(nèi)存模塊26。內(nèi)存模塊26可以是如 現(xiàn)有技術(shù)中已知用來(lái)存儲(chǔ)圖像數(shù)據(jù)陣列的幀緩沖器。在可選擇的實(shí)施例中， 圖像處理模塊22可被CPU模塊24上圖像處理功能代替。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20與
存檔介質(zhì)裝置相連接，如用來(lái)存儲(chǔ)圖像WI,序的磁盤(pán)存儲(chǔ)器28和磁帶 驅(qū)動(dòng)器30,并通過(guò)高速串，接34與單獨(dú)的系統(tǒng)控制計(jì)算機(jī)32通信。存檔
介質(zhì)包括但不限于隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(RAM)、只讀存儲(chǔ)器(ROM)、電可 擦除可編程ROM(EEPROM)、閃存戯它 |駄、光盤(pán)ROM(CD"ROM)、
數(shù)字多功能盤(pán)(DVD〉或其它光學(xué)糊器、盒式磁帶、磁帶、磁盤(pán)存儲(chǔ)器或 其它磁存裝置、或其它任何 來(lái)#^所需指令且能被計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20 訪問(wèn)的介質(zhì)，包括因特網(wǎng)或其它計(jì)算機(jī)網(wǎng)絡(luò)形式的訪問(wèn)。輸入裝置13可以 包括鼠標(biāo)、操縱桿、鵬、鵬球、觸摸屏、光棒(light wand)、聲控或任 何相似或等效的輸MI置，而且可以用于^S式幾何指示。
系統(tǒng)控制計(jì)算機(jī)32包括一組M:電子和/或iyg連接32a互相通信的模 塊。數(shù)據(jù)驗(yàn)32a可以Jtm接的電線連接，或可以是光纖連接或激通信鏈 接等。在可選擇的實(shí)施例中，計(jì)鄉(xiāng)系統(tǒng)20的模塊和系統(tǒng)控制計(jì)算機(jī)32可 以在同一計(jì)算機(jī)系統(tǒng)或多個(gè)計(jì)箅機(jī)系統(tǒng)中實(shí)現(xiàn)。系統(tǒng)控制計(jì)算機(jī)32的模塊 包括CPU模塊36和M^1信鏈路40連接到操作員控制臺(tái)12的脈沖發(fā)生器 模塊38。系統(tǒng)控制計(jì)算機(jī)32通過(guò)線路40接收來(lái)自操作員的命令以指示要執(zhí) 行的掃描序列。脈沖發(fā)生皿塊38操作完成(也就是執(zhí)行)所需脈沖序列 的系統(tǒng)組件，并產(chǎn)生鵬調(diào)用射頻(RF)波形，該波形控制將鵬的RF脈 沖的時(shí)序、強(qiáng)度和形狀，以Mfc據(jù)采集窗口的時(shí)序和長(zhǎng)度。脈沖發(fā)生器模塊 38連接到梯度放大器系統(tǒng)42并產(chǎn)生數(shù)據(jù)調(diào)用梯度波形，其控制將要在掃描 過(guò)程中使用的梯度脈沖的時(shí)序和,。脈沖發(fā)生器模塊38也可以接收來(lái)自 生理采集控制器44的患者皿，生理51^制器44從i^接到患者的大量不 同傳感器接收信號(hào)，如來(lái)自附于患者上的電極的ECG信號(hào)。脈沖發(fā)生器模 塊38連接到掃描房間接口電路46，該電路46接收來(lái)自與患者和磁體系統(tǒng)的 狀況相關(guān)聯(lián)的各種傳感器的信號(hào)?；颊叨ㄎ幌到y(tǒng)48也Jiil過(guò)掃描房間接口 電路46接收將患者臺(tái)移動(dòng)到掃描位置的命令。
由脈沖發(fā)生,塊38產(chǎn)生的梯度波形，施加到由Gx、 Gy和Gz放大 器組成的梯度放大器系統(tǒng)42 。每一個(gè)梯放大器梯度線圑裝置50中的 一個(gè)相應(yīng)的物理梯自圑，以產(chǎn)生用來(lái)對(duì)采集的信號(hào)進(jìn)行空間編碼得磁場(chǎng)梯度。梯麟圈裝置50形成磁體裝置52的一部分，磁體體52包括極艦 體54和全身RF線圈56。患者或成像70可ITOg在磁體體52的圓柱 形成像M1、72中。系統(tǒng)控制計(jì)算機(jī)58產(chǎn)生被放大器器60 放大的脈沖，并通過(guò)發(fā)射、接受開(kāi)關(guān)62將其耦合到RF線圈56。由患者體內(nèi)的
受激原子核鄉(xiāng)的信號(hào)被同—RF線圈56感測(cè)并通過(guò)發(fā)射/接收開(kāi)關(guān)62耦合到前置放大器64。在接收器58的接收部分對(duì)放大的MR信號(hào)進(jìn)行解調(diào)，濾波和數(shù)字化，發(fā)射/接收開(kāi)關(guān)62由來(lái)自脈沖發(fā)生器模塊38的信號(hào)控制，以在發(fā)射模 式中將RF放大器60電連接至RF線圈56，并在接收模式中將前置放大器64電連接至線圈發(fā)射/接收開(kāi)關(guān)62也可使得能夠在發(fā)射模式或接收模式使用一單獨(dú)RF線圈(例如，表面線圈)。
由RF線圑56感測(cè)的MR信號(hào)被收發(fā)器模塊58數(shù)字化并傳輸?shù)较到y(tǒng)控制 計(jì)算機(jī)32的內(nèi)存模塊66。 MRI數(shù)據(jù)通常在成像領(lǐng)域中被稱(chēng)作"k空間"的傅 立葉空間中收集，所述k空間為通過(guò)傅立葉變換與實(shí)際空間相聯(lián)系的倒易空間。 用"相位編碼"梯度脈沖以特定空間頻率對(duì)每一MR信信號(hào)進(jìn)行編碼，且多膈這種MR信號(hào)被數(shù)字化并存儲(chǔ)在在k空間中，以隨后重建為圖象。通常，與MR信 號(hào)相對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)幀暫時(shí)被存儲(chǔ)在內(nèi)存模塊66中，直到它們后來(lái)被變換以產(chǎn)生 圖像。陣列處理器68 使用已知變換方法，最一般的為傅立葉變換，以由MR 信號(hào)產(chǎn)生圖象。這些圖象通過(guò)高鏈路34傳送到計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20，并在此處被存儲(chǔ)到內(nèi)存(如磁盤(pán)存儲(chǔ)器28)中。響應(yīng)于從操作員控制臺(tái)12收到的命令， 該圖像數(shù)據(jù)可以被存檔在長(zhǎng)期存儲(chǔ)器中，如存在磁帶驅(qū)動(dòng)器30上，或者它還 可以被圖像處理器22處理并傳送到操作員控制臺(tái)12和呈現(xiàn)在顯示器16上。
圖2是圖1的示例性磁共振成像系統(tǒng)可用的示例性收發(fā)器的電子模塊示 意圖。參照?qǐng)D1和圖2，收發(fā)，塊58包括通過(guò)功率放大器60在Mf線圈 56A處產(chǎn)生RF 、M(J場(chǎng)的組件，和接收在接收線圈56B中感生的所得MR信 號(hào)的組件。如上面指出的，線圈56A和56B可以是可用來(lái)發(fā)射和接收單個(gè) 全身線圈，但可選擇地，局部RF線圈也可以用來(lái)鄉(xiāng)柳或接收。RF激勵(lì) 場(chǎng)的基波或載波頻率是在頻率合鵬200的控制下產(chǎn)生的，該頻率合成器200 通過(guò)底板32A從CPU模塊36和脈沖發(fā)生，塊38接收一組數(shù)字信號(hào)。這 些數(shù)字信號(hào)表示在輸出201產(chǎn)生的RF微信號(hào)的頻率和相位。受控RF載 波被施加到調(diào)制器和增頻變頻器202，在此其幅度響應(yīng)于也通^板32皿 沖發(fā)生,塊38接收的信號(hào)R (t)被調(diào)制。信號(hào)R (t)確定將產(chǎn)生的RF
激勵(lì)脈沖的包絡(luò)，并因而確定其帶寬。通過(guò)順序地讀取代表所所需包絡(luò)的一系
列存儲(chǔ)數(shù)字值，在脈沖發(fā)生器38中產(chǎn)生R(t)。這些存儲(chǔ)的數(shù)^t接著可以 被改變，使得能夠產(chǎn)生頓所期望得到的RF脈沖包絡(luò)。調(diào)制器和增頻變頻
器202在輸出端205產(chǎn)生預(yù)期頻率的RF脈沖。艦線路205輸出的RF激 勵(lì)脈沖的幅度通fcb^板32A接,字命令的,器衰減器電路206 (即發(fā)
射衰減TA)被衰減。袞減的RFtffl脈沖Sji加于驅(qū)動(dòng)RF線圏56A的功率
放大器60。
仍然參照?qǐng)D1和圖2,由受檢者70產(chǎn)生的MR信號(hào)被接收線圉56B拾 取，并且51ii前置放大器64施加于接收器衰鄉(xiāng)207的輸A^。該接收器 衰減器207進(jìn)一步放大該MR信號(hào)，并且其袞鄉(xiāng)由織板32A接收的數(shù) 字衰減信號(hào)(即接收衰減，RA)決定。接收衰減器207也由來(lái)自脈沖發(fā)生 鵬塊38的信號(hào)來(lái)開(kāi)關(guān)，以使其在RF '鵬期間不過(guò)載。所接收的MR信 號(hào)在拉莫爾頻率或者靠近拉莫爾頻率，拉莫爾頻率例如在1.5特斯拉下為 63.86MHz。這種高頻信號(hào)ilii,變頻器208分為兩步降頻，首先將MR 信號(hào)與線201B上的S)t解調(diào)信號(hào)混和，然后將得到的差信號(hào)與基準(zhǔn)信號(hào)(例 如線路204上的2.5MHz的,信號(hào))相混和。在此例中，得到的線路212 上的降頻MR信號(hào)具有125kHz的最大帶寬以及187.5kHz的中心頻率。該降 頻MR信號(hào)被施加到模擬-數(shù)字(A/D)轉(zhuǎn)換器209的輸入端，該轉(zhuǎn)換器209 例如250kHz的頻率對(duì)模擬信號(hào)進(jìn)行采樣和數(shù)字化。A/D轉(zhuǎn)換器209的輸出 被施加于數(shù)字^M器和信號(hào)^S器210，該數(shù)字鄉(xiāng)!l器和信號(hào)處理器210產(chǎn) 生與接收到的數(shù)^€號(hào)相對(duì)應(yīng)的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。所 得到的所接收的MR信號(hào)的數(shù)字化I值和Q值的鄉(xiāng)流通鵬板32A輸出 到內(nèi)存模塊66，在此處它們可以被訪問(wèn)以用5 建圖像。雜解調(diào)信號(hào)201B 可以是輸出201處的同一載波信號(hào)，或者也可以相對(duì)于輸出201處的載波信 號(hào)頻移或相移。
為了保存包含^f接收的MR信號(hào)內(nèi)的相位信息，,部分的調(diào)制器和 增頻變頻器202和接收部分的鵬變頻器208都用共同的信號(hào)總作。更具 體地，頻率合繊200的輸出201處的驗(yàn)信號(hào)和基頻發(fā)生器203的輸出204 處的2.5MHz Sil^號(hào)在這兩個(gè)頻率變lfelJg中艦。通常，輸出201處的 載波信號(hào)直接用作，解調(diào)信號(hào)201B。相位連貫性因而被保持并且檢測(cè)到 MR信號(hào)中的相位變化準(zhǔn)確地指示受激自旋產(chǎn)生的相位變化。但是，為了在 讀取方向或相位方向上移動(dòng)圖像視場(chǎng)，基^S 調(diào)信號(hào)201B的頻率或相位可 分別移動(dòng)產(chǎn)生期望的視場(chǎng)移動(dòng)所需的量。2.5MHz的基準(zhǔn)信號(hào)和5、 10和
60MHz基準(zhǔn)信號(hào)，都由,發(fā)生器203 ,公共的主時(shí)鐘信號(hào)來(lái)產(chǎn)生，如 20MHz的主時(shí)鐘信號(hào)。后面的三個(gè)基準(zhǔn)信號(hào)由頻率合成器200用來(lái)產(chǎn)生輸出201和201B處的信號(hào)。
圖3是按照一實(shí)施例用于采集MRI數(shù)據(jù)的系統(tǒng)的示意性框圖。跟蹤裝置302耦合到MRI系統(tǒng)(如圖1所示的MRI系統(tǒng)10)的控制計(jì)庫(kù)機(jī)304?？刂朴?jì)算機(jī)304耦合到可包含如磁體(沒(méi)有示出〉、梯度線圈裝置(沒(méi)有示出)、
(多個(gè))RF線圈(沒(méi)有示出)和成像條(沒(méi)有示出)的磁體/成像裝置310。 跟蹤裝置302可被用來(lái)檢測(cè)成像對(duì)象(沒(méi)有示出)中目標(biāo)體積的位置和 方向，成像對(duì)象置于磁體/成像裝置310的成像體積中。跟蹤裝置302可在成像對(duì)象或患者外部。跟蹤裝置302可配置成在整個(gè)MRI數(shù)據(jù)采集期間跟蹤目標(biāo)體積的位置和方向?；蛘?，跟蹤裝置302可配置成跟蹤目標(biāo)體積的運(yùn)動(dòng)， 在整個(gè)MRI數(shù)據(jù)采集期間所述運(yùn)動(dòng)可以與目標(biāo)體積的初始位置和方向相結(jié) 合來(lái)計(jì)算目標(biāo)體積的位置和方向。或者，跟蹤裝置302可在整個(gè)MRI數(shù)據(jù)采集期間跟蹤定義目標(biāo)體積的標(biāo)記的位置，所述標(biāo)記可被用來(lái)計(jì)算目標(biāo)體積的位置和方向。對(duì)跟蹤裝置302的要求是能夠以充分精確度和時(shí)間，率來(lái) 跟蹤目標(biāo)柳的位置和方向，以保證在采集k空間線時(shí)用于編碼每一 k空間線的目標(biāo)體積的位置和方向都能精確地代表目標(biāo)體積的位置和方向。
跟蹤裝置302可以是，例如，可采用立體視差方法來(lái)確定目標(biāo)體積的位置和方向的兩個(gè)MRI兼容照相機(jī)的系統(tǒng)。在一個(gè)實(shí)施例中，發(fā)光二極管
(LED)可在目標(biāo)體積的位置處附于成,象的頭部或身體，以為目標(biāo)體積 提供唯一的空間輪廓的方式。例如，一典型目標(biāo)，可以是在眼睛位置穿過(guò)頭部的軸向厚片。在眼睛的上部/下部位置附于頭部的三個(gè)LED可被用來(lái)定義一軸向平板。該軸向平板定義所述厚片的中心平面，并和該厚片的厚度測(cè)量一起，可被用來(lái)在物理空間中唯一確定該厚片。照相綱來(lái)在針MR釆 集過(guò)程中采集目標(biāo)體積的圖象或視頻，該圖像或頻被快速處理理以提供LED 的位置。通過(guò)在整個(gè)MRI數(shù)據(jù)采集期間跟蹤這些LED的位置，相應(yīng)的目標(biāo)體積的位置和方向就可以計(jì)算出來(lái)。該照相機(jī)系統(tǒng)可包括數(shù)據(jù)處理元件，用來(lái)根據(jù)LED的位置確定目標(biāo)體積的位置和方向，或其僅僅跟蹤LED的位置。 在另一實(shí)施例中，反射元件可被用來(lái)確定目標(biāo)體積，并且可使用光源照亮該反射元件。可以以與LED類(lèi)似方式，用照相機(jī)跟蹤反射元件的位置。在再
一實(shí)施例中，受檢者的ir征可被用作定義目標(biāo)體積的界標(biāo)，界標(biāo)的位置由照
相tw蹤。在該實(shí)施例中，iM:將輸入的圖像或視頻與定義參考圖像的界標(biāo) 相比較，照相機(jī)獲得的圖像或視頻被^M,以麟關(guān)于目標(biāo)鄉(xiāng)的位置
和方向的信息。盡管上文已經(jīng)描述了兩照相^nJI^裝置，但跟蹤裝置302可
采用其它確定目標(biāo)體積的位置和方向(或動(dòng)作)的方法，包括例如加速計(jì)、 陀螺儀、磁體、激光等。
用^iiic據(jù)傳輸方法，將目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和方向信息(或者用于得 到目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和方向的量，例如標(biāo)記位置，或者與目標(biāo)糊的運(yùn)動(dòng)
相關(guān)的量)實(shí)時(shí)mMS蹤裝置302傳j^l腔制計(jì)算機(jī)304。該傳送可M:例 如串fi^l^^jil、 USB連接、光纖連接、無(wú)線通^^&或其它適^1^^ 路^ift行。跟蹤裝置302可以直接與脈沖發(fā)生器306通信，或M:例如生理 采集控制器44與脈沖發(fā)生器306通信(圖1所示)。如果跟蹤裝置302提供 用來(lái)導(dǎo)出目標(biāo)體積的位置和方向的測(cè)得量，脈沖發(fā)生器306或其它直接或間 接與脈沖發(fā)生器306通信的計(jì)算裝置可SBg皿據(jù)測(cè)得量導(dǎo)出位置和方向。
脈沖發(fā)生器306用目標(biāo)糊的當(dāng)前位置和方向來(lái)控制每一k空間線的采 集參數(shù)。每個(gè)位置和方向更新被脈沖發(fā)生器306轉(zhuǎn)換成(邏輯空間中的)偏 移矢量和旋轉(zhuǎn)矩陣(描述m于MRI掃描M標(biāo)系統(tǒng)的邏輯空間取向)。旋 轉(zhuǎn)矩陣用來(lái)修正采集參數(shù)以在物理空間旋轉(zhuǎn)已釆集的切片或體積，使其跟蹤 目標(biāo)體積的取向。，矢量用來(lái)修正采*#數(shù)，以使得采集的切片或體積跟 蹤目標(biāo)^R的位置。
圖4是示出按照一種實(shí)^^3^集MRI ,和產(chǎn)生MR圖像的示例性 方法的繊圖。在框4Q2中，掃描繊作員為成艦象指定脈沖序列，以及 為特定患者和臨^m指定制作脈沖序列所需的任何圖像采集參數(shù)。在框404 中，掃描操作員在成像對(duì)象中確定目標(biāo)體積。該目標(biāo)體積可具有任何比例的 尺寸，包括三個(gè)維度大致相等的條，或一個(gè)維度遠(yuǎn)小于其它兩個(gè)維度的體 積(即近似穿過(guò)組織的有限厚度的切片)。在框406中，掃描鵬作員定義 ^標(biāo)棘的初始位置和方向。在框408中，術(shù)目標(biāo)條的預(yù)掃描辦。該 預(yù)掃描程序可以包括，例如，確定中心頻率、調(diào)諧發(fā)射線圈、調(diào)諧接收線圈、 校準(zhǔn)發(fā)射增益、校準(zhǔn)接收增益，以及"補(bǔ)償"(shimming)主磁場(chǎng)以提高其 均勻性(即，可使用空間勻場(chǎng)線圏將小的空間變化磁場(chǎng)的增加或減少相加)。
在框410開(kāi)始掃描，也就是說(shuō)MRI掃描器開(kāi)始執(zhí)行指定的脈沖序列。
在框412中，用成胃象外的跟蹤裝置確定目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和方向。 如上文參照?qǐng)D3所討論的，目^S可使用例如照相機(jī)、加速計(jì)、陀螺儀、 磁體及激光等測(cè)量目標(biāo)^的位置和方位。更新的目標(biāo)體積的位置和方向， 或與更新的目標(biāo)體積的位置和方向相關(guān)的信息通過(guò)快il^傳輸方法從l^ 裝置傳輸?shù)組R掃描器(如MR掃描器中的脈沖發(fā)生器)。利用已知的方法 將更新的目標(biāo)#^的位置和方向或與更新的目標(biāo)體積的位置和方向相關(guān)的信 息轉(zhuǎn)換雌轉(zhuǎn)矩陣和偏移矢量。在框414中，用表示當(dāng)前目標(biāo)^f只的位置和 方向的偏移^S和旋鄉(xiāng)陣，來(lái)修正MR掃描器用來(lái)采集k空間線的采驗(yàn) 數(shù)。旋轉(zhuǎn)矩陣可用綠接修正梯度波形，以相對(duì)于磁體坐標(biāo)系旋轉(zhuǎn)脈沖序列 的邏輯軸。對(duì)于切片方向的偏移，mi脈沖的發(fā)射頻率可被修正。例如，脈 沖發(fā)生器38 (圖1所示)可發(fā)^l^令到頻率合成器200 (圖2所示)，以根 據(jù)新的切片位置來(lái)修正發(fā)射頻率。對(duì)于相位方向的偏移，脈沖發(fā)生器38 (圖 1所示)可發(fā)送命令到頻率合，200(圖2所示)，來(lái)修正S I解調(diào)信號(hào)201B (圖2所示)的相位。在可選擇的實(shí)施例中，作為替代，可以將位置相關(guān)的 相移數(shù)字地與采集的信號(hào)相加，以補(bǔ)償在相位編碼方向上的偏移。例如，在 存儲(chǔ)在內(nèi)存66 (圖l所示)中之前，可以向每一k空間線數(shù)字ilk^加相移， 或者每一 k空間線可以在，在內(nèi)存66后被檢索和修正。對(duì)于頻率編碼方 向上的偏移，基準(zhǔn)解調(diào)信號(hào)201B (圖2所示)的頻率可被修正。例如，脈 沖發(fā)生器38 (圖1所示)可發(fā)送命令至,變頻器208 (圖2所示)以修正 基準(zhǔn)解調(diào)信號(hào)201B (圖2所示)的頻率。
參照?qǐng)D4，在框415中，可選擇(雌同時(shí)地)確定目標(biāo)棘的當(dāng)前位 置和方向，且框416中MR掃描器進(jìn)行的k空間線采集利用框414中確定的 修正的采集參數(shù)。如果目標(biāo)體積的當(dāng)前^S和方向在框415中被確定，它將 與先前在框412中確定目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和方向作比較。如果確定在兩次 測(cè)量之間發(fā)生足夠的運(yùn)動(dòng)以致圖像質(zhì)量斷氐或出,動(dòng)偽影，那么416中得 到的k空間線將在框417中微棄。這種比較可以頓集下一條k空間娜 線之前進(jìn)行，因此，可以在框412中的另一次目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和方向的 測(cè)量后重新采集同一k空間線。或者，這種比較可以在采集圖像所有k空間 數(shù)據(jù)之后執(zhí)行，舍棄的k空間線可以用零替代，或可采用一些其它局部k空
間重建技術(shù)。在框41S中，確認(rèn)圖像采集是否完成，也就是說(shuō)，是否完成圖 像所需的所有k空間線都被采集。如果圖像采集沒(méi)有完成，該方法返回框412 并用跟蹤裝置確定目標(biāo)糊的位置和方向。然后在框414中根據(jù)框412中的 目標(biāo)柳的當(dāng)前位置和方向修正采集參數(shù)，并且在框416中采集的下一 k空間線。對(duì)每一k空間數(shù)據(jù)線重復(fù)框412,416,直至所有的k空間數(shù)據(jù)被 采集。相應(yīng)地，不同的旋轉(zhuǎn)和偏移矢量可用于每一個(gè)糊的k空間線，以追 蹤目標(biāo)體積的運(yùn)動(dòng)。在框420中，k空間數(shù)據(jù)被重建以形成圖像?，F(xiàn)有技術(shù)中常用的重建方法可用來(lái)重建圖像。
在可選擇的實(shí)施例中，圖4中的方法也可被妙絲多條k空間線，即 與目標(biāo)體積相關(guān)聯(lián)的k空間線總數(shù)的一^M 集，在框416中，對(duì)該多條k空 間線使用目標(biāo)體積的同一位置和方向。在框416中采集多條k空間線可被用 于，例如諸如快速自旋回波(FSE)或梯度一自旋回波(GRASE)序列等的 快辦列。對(duì)于這些序列，多條k空間通常以快速連續(xù)的方式采集。目標(biāo)體積的位置和方向在每一k空間線被采集之前確定，且可被用來(lái)確定該 k空間線子集中每一 k空間線的采集參數(shù)。例如，如果脈沖序列被設(shè)置為快 速連續(xù)M集包括四條k空間線的子集，則可采集每四條k空間線的子集 之前確定目標(biāo)體積的位置和方向。在多條線采集過(guò)程中目標(biāo)體積的位置和方 向，可釆用單個(gè)位置和方向測(cè)量來(lái)近似。目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和方向可用來(lái) 修正用于k空間線子集釆集的采集參數(shù)。因此，維每一k空間線子集確定目 標(biāo)體積的位置和方向。
盡管圖4描述了采用二維脈沖序列采集單個(gè)MR圖像切片的方法，對(duì)于 本領(lǐng)域熟練技術(shù)人員來(lái)說(shuō)怎樣修改該方法以采集多偉片、 一個(gè)糊、或多 個(gè)體積是很明顯的。例如，在體積采集過(guò)程中，發(fā)射頻率控制厚片的雌并， 添加了第二相位編碼,。
本文采用包括最佳實(shí)方式的實(shí)例公開(kāi)了本發(fā)明，^得本領(lǐng)域熟練技術(shù) 人員肖灘實(shí)施微明。該發(fā)明的可專(zhuān)利性范圍由權(quán)利要求定義，且包含本領(lǐng) 域熟練技術(shù)人員能想到的其它實(shí)例。這些其它實(shí)例若具有沒(méi)有不同于權(quán)利要 求的文字表達(dá)的結(jié)構(gòu)元件，或具有文字表達(dá)與權(quán)利要表達(dá)無(wú)實(shí)質(zhì)差別的等 效結(jié)構(gòu)元件，則認(rèn)為落在在權(quán)利要求的范圍內(nèi)。根據(jù)可選的實(shí)施例，任何過(guò)程或方法步驟的順序可以變化或重新排序。
在不脫離本發(fā)明精神的im下，可以做其它的變化和修改。此^i^它變化 的范圍可由附加的^^利要求顯見(jiàn)。
權(quán)利要求
1、一種采集磁共振圖像的磁共振數(shù)據(jù)的方法，該方法包括向受檢者施加磁場(chǎng)；接收受檢者中目標(biāo)體積的初始位置和初始方向；在執(zhí)行與一條k空間數(shù)據(jù)線的采集相對(duì)應(yīng)的脈沖序列部分之前確定目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和當(dāng)前方向；用目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和當(dāng)前方向修正所述脈沖序列部分的采集參數(shù)；以及采集該k空間數(shù)據(jù)線。
2、 如權(quán)利要求1所述的東去，其中目標(biāo)體積的當(dāng)前^g包括^S^矢量并 且目標(biāo)MR的當(dāng)I^向^S旋^陣。
3、 如權(quán)承傻求2g的^，其中^S^^S包括 ^片方向的偏移； 繊^^方向W^;以及 沿TO^方向6^。
4、 如權(quán)利要求1所述的施其中確定目標(biāo)條的當(dāng)前錢(qián)和當(dāng)魴向 包括以第一種形式測(cè)量目標(biāo)胸的當(dāng)前位置和當(dāng)前方向；以及將目標(biāo)體積的當(dāng)前^和當(dāng)fr^r向M^—種形式轉(zhuǎn)i^m:^形式。
5、 如權(quán)利要求4^的方法，其中第Z^形式包括^^1:和旋轉(zhuǎn)矩陣。
6、 如權(quán)利要求3所述6w法，其中修ei^^c包括根據(jù)沿切片方向的 繊彥正MI^率。
7、 如權(quán)利要求3所述的方法，其中修IBI ^SC包括根據(jù)，^^方向的麟修正aa^調(diào)信號(hào)的鵬。
8、 如概傻求3所^E^，其中修iBI^0i[包括根據(jù)沿相^i^方 向的^^正S)t^調(diào)信號(hào)的搬。
9、 如概頓求3所述的^i,其中修IBI^m包，據(jù)沿相^ii方向的^向^l的lc空間Hyg添加一TOo
10、 Wi承展求3皿6^，其中修JBi^i^^l據(jù)旋^陣相對(duì) 于W^絲継^ftH轉(zhuǎn)脈沖序列的ig^。
11、 如^d要求i皿的^4，其中確定目標(biāo)體積的當(dāng)前^g和當(dāng)前方向 包括鯛受蹄外的ii^1。
12、 ,腰求i臓^m i^s^"^鵬 ^^^k空iTOg線期間確定目標(biāo)，的當(dāng)前^和當(dāng)fr^向；以及如果在修iBi^0^發(fā)生了顯著ii^ll^舍棄皿k空間jgfi^。
13、 如權(quán)利要求l皿的方法，其中^l圖像與多條k空間皿^fl關(guān)聯(lián)，該^ft"^^為該多條k空間鵬線中l(wèi)條k空間,線重復(fù)確定當(dāng)前位置和當(dāng)IW向以及修iBf^^t
14、 一種5^^,繊^gfclg的旅，i^r^括^收受檢者中目標(biāo)糊的^&^1!和 方向，該目標(biāo)體積與多條k空間 在執(zhí)行與所述多條k空間數(shù)據(jù)線中的k空間數(shù)據(jù)線T^的，相對(duì)應(yīng)的脈沖序列部分之前，確定目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和當(dāng)前方向；以及 、、'、 、 B 、 、釆集該k空間數(shù)據(jù)線子集。
15、 一種計(jì)鄉(xiāng)可讀介質(zhì)，具有用于術(shù)3^8 圖像的 ^1§的施的計(jì)鯫可執(zhí)行指令，該it^l可讀介質(zhì)包括接收受^#中目標(biāo)^的^&^s和凈^方向w^m戈碼在執(zhí)行與一條k空間數(shù)據(jù)線的^相對(duì)應(yīng)的脈沖序列部分之前確定目標(biāo)體積的當(dāng)前^i:和當(dāng)if^向^i^^碼；用目標(biāo)體積的當(dāng)前位置和當(dāng)ir^r向修iOT^沖序列部分的^^的程靴碼；以及M該fc空間^lg^6tiJgm^碼。
16、 如權(quán)利要求15 ^的it^l可讀介質(zhì)，其中更新的^g和更新的方 向?yàn)榈谝环N形式，該計(jì)^l可讀介質(zhì)還包含將Mff的位置和更新的方向從第一 種形辦1 ^1形式^^碼。
17、 如權(quán)利要求16 ^M的ii^m可讀介質(zhì)，其中第1形式包括^矢量和旋鄉(xiāng)陣。
18、 一種5^^&t中目標(biāo)^的W^lg的設(shè)備，該目標(biāo)^與多條 k空間娜綱關(guān)聯(lián)，該設(shè)純括脈沖發(fā)生器，BfiHfiK^I該多條k空間，線中每一條k空間,線之 前接收目標(biāo)體積的當(dāng)前^g和當(dāng)前方向，其中t條k空間，線的3K^i據(jù)具有—組總參數(shù)的脈沖糊的—部^m行，娜沖發(fā)生器還隨縦采集 每一條k空間,at前基于目標(biāo)^的當(dāng)前^fea和當(dāng)前方向修iE^^數(shù)組；以及a ^^S, ^^:沖發(fā)生器^并且SBl^S據(jù)與^^條k空間 ^應(yīng)的修正的^#^^1^該k空間^g^。
19、 如權(quán)利要求18臓的設(shè)備，^S船到脈沖發(fā)生器的)ig]^g，并且^^S為測(cè)量目標(biāo)^的當(dāng)前^g和當(dāng)ttr^向。
20、 如權(quán)利要求18所示的設(shè)備，其中當(dāng)前^S包括，^ft并且當(dāng)前方向包括旋鞭陣。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種生成運(yùn)動(dòng)受檢者的磁共振圖像的方法，包括跟蹤目標(biāo)體積的位置和方向，用當(dāng)前位置和方向修正k空間數(shù)據(jù)線的采集參數(shù)。將目標(biāo)體積近似為剛性體，當(dāng)前位置和方向被轉(zhuǎn)換成偏移矢量和旋轉(zhuǎn)來(lái)修正每個(gè)k空間線的采集。沿切片方向的偏移通過(guò)改變發(fā)射頻率來(lái)補(bǔ)償。沿頻率編碼方向的偏移通過(guò)改變基準(zhǔn)解調(diào)信號(hào)的頻率來(lái)補(bǔ)償。相位方向上的偏移通過(guò)改變基準(zhǔn)解調(diào)信號(hào)的相位或添加一相位到所采集的k空間數(shù)據(jù)線中來(lái)補(bǔ)償。直接將旋轉(zhuǎn)應(yīng)用到邏輯軸來(lái)改變邏輯軸和磁共振成像系統(tǒng)物理軸之間的角度。
文檔編號(hào)A61B5/055GK101190128SQ20061017186
公開(kāi)日2008年6月4日 申請(qǐng)日期2006年11月30日 優(yōu)先權(quán)日2006年11月30日
發(fā)明者么佳斌 申請(qǐng)人:Ge醫(yī)療系統(tǒng)環(huán)球技術(shù)有限公司