本申請(qǐng)涉及三維動(dòng)態(tài)磁共振成像技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集方法和裝置。

背景技術(shù)：

磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，MRI)是利用核磁共振現(xiàn)象，激發(fā)人體中的自旋核，然后接收自旋核子釋放的電磁信號(hào)，重建出人體組織圖像信息，具有無(wú)輻射，多對(duì)比度成像和軟組織對(duì)比度高等優(yōu)點(diǎn)，目前已經(jīng)成為臨床醫(yī)學(xué)檢查的一種重要工具。磁共振成像過(guò)程中采集得到的數(shù)據(jù)叫k空間數(shù)據(jù)，所有數(shù)據(jù)整體組成k空間，所用的采集軌跡叫k空間軌跡，對(duì)k空間數(shù)據(jù)進(jìn)行重建可以得到磁共振圖像。動(dòng)態(tài)磁共振成像是利用磁共振成像方法對(duì)人體組織器官的動(dòng)態(tài)生理過(guò)程(如心臟跳動(dòng)，藥物代謝等)進(jìn)行跟蹤成像的一種技術(shù)，該技術(shù)通過(guò)對(duì)一特定的成像空間進(jìn)行連續(xù)重復(fù)的掃描，得到一系列與時(shí)間相關(guān)的k空間數(shù)據(jù)，通過(guò)對(duì)這些數(shù)據(jù)篩選重建可以得到一組隨時(shí)間變化的動(dòng)態(tài)圖像，通過(guò)對(duì)動(dòng)態(tài)圖像做數(shù)據(jù)分析可以獲得一系列反映病變發(fā)生、發(fā)展過(guò)程中生物學(xué)和病理生理學(xué)信息的定量或半定量參數(shù)。動(dòng)態(tài)磁共振成像技術(shù)已經(jīng)廣泛應(yīng)用于如心臟電影磁共振成像(Cardiac Cine MRI)，動(dòng)態(tài)對(duì)比度增強(qiáng)磁共振成像(Dynamic Contrast Enhanced MRI，DCE-MRI)等領(lǐng)域。

在這類動(dòng)態(tài)磁共振成像技術(shù)中，由于受到三維k空間數(shù)據(jù)采集時(shí)間的限制，時(shí)間分辨率較低。在近似周期性運(yùn)動(dòng)的器官成像，如心臟電影三維成像中，雖然可以采用多運(yùn)動(dòng)周期重復(fù)采集和回顧性重建方法來(lái)提高時(shí)間分辨率，但受到采集方案的限制，很難保證任意時(shí)間窗內(nèi)采集到的k空間數(shù)據(jù)都近似均勻分布。

目前的三維動(dòng)態(tài)磁共振成像采集方法都是重復(fù)采集部分或者全部k空間數(shù)據(jù)得到的，比如三維笛卡爾采集和三維徑向采集。三維笛卡爾采集方法是通過(guò)選層梯度編碼和相位編碼實(shí)現(xiàn)兩個(gè)維度上的編碼，然后通過(guò)頻率編碼實(shí)現(xiàn)第三維度上的數(shù)據(jù)采集，以此實(shí)現(xiàn)對(duì)三維k空間的填充。三維徑向采集方法通過(guò)對(duì)選層，相位和頻率三個(gè)方向同時(shí)編碼采集實(shí)現(xiàn)對(duì)三維k空間的填充。對(duì)于這兩類方法，重建一組三維動(dòng)態(tài)圖像需要重復(fù)采集全部或大量的三維k空間數(shù)據(jù)，因此時(shí)間分辨率較低，且圖像重建時(shí)需要選擇特定時(shí)間窗內(nèi)的k空間數(shù)據(jù)，采集完一個(gè)時(shí)間窗再進(jìn)行下一個(gè)時(shí)間窗采集，以保證k空間的磁共振數(shù)據(jù)均勻分布，因此圖像重建的自由性受到限制。此外還有笛卡爾和徑向混合采集方法，該方法在平面內(nèi)采用徑向采集，在選層梯度方向采用笛卡爾采集，雖然通過(guò)欠采樣采集可以一定程度上降低采集時(shí)間，但是k空間數(shù)據(jù)均勻性仍然受到某一維度編碼方案的限制，動(dòng)態(tài)成像的時(shí)間分辨率難以提高。此外，現(xiàn)有動(dòng)態(tài)磁共振成像技術(shù)大多是通過(guò)對(duì)后期篩選重組的數(shù)據(jù)重建來(lái)實(shí)現(xiàn)動(dòng)態(tài)成像的，因此一般很難獲得連續(xù)的動(dòng)態(tài)圖像。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

為解決現(xiàn)有技術(shù)中的上述問(wèn)題，本申請(qǐng)的一個(gè)目的在于提出一種適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集方法和裝置，可以實(shí)現(xiàn)三維k空間數(shù)據(jù)的連續(xù)采集，使采集到的k空間數(shù)據(jù)在任意時(shí)間窗內(nèi)都近似均勻分布，實(shí)現(xiàn)高時(shí)間分辨率的動(dòng)態(tài)連續(xù)三維磁共振成像。

為達(dá)到上述目的，本申請(qǐng)實(shí)施例提出的適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集方法，包括：建立球形的k空間模型，確定模型中回波信號(hào)的采集軌跡，其中，所述回波信號(hào)的采集軌跡為：在所述球形內(nèi)，由球心到球面的半徑狀的半回波信號(hào)，或者，過(guò)球心的直徑狀的全回波信號(hào)，回波信號(hào)采集軌跡的仰角與方位角由二維黃金分割比例計(jì)算得到；根據(jù)所述采集軌跡確定磁共振掃描的時(shí)間序列，并計(jì)算磁共振成像系統(tǒng)所需施加磁場(chǎng)的編碼梯度；根據(jù)所述時(shí)間序列和編碼梯度設(shè)置磁共振成像系統(tǒng)，并采集符合所述采集軌跡的k空間數(shù)據(jù)填充所述球形k空間。

為達(dá)到上述目的，本申請(qǐng)實(shí)施例提出的適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置，包括：建模模塊，用于建立球形的k空間模型，確定模型中回波信號(hào)的采集軌跡，其中，所述回波信號(hào)的采集軌跡為：在所述球形內(nèi)，采集由球心到球面的半徑狀的半回波信號(hào)，或者，過(guò)球心的直徑狀的全回波信號(hào)，回波信號(hào)采集軌跡的仰角與方位角由二維黃金分割比例計(jì)算得到；計(jì)算模塊，用于根據(jù)所述采集軌跡確定磁共振掃描的時(shí)間序列，并計(jì)算磁共振成像系統(tǒng)所需施加磁場(chǎng)的編碼梯度；采集模塊，用于根據(jù)所述時(shí)間序列和編碼梯度設(shè)置磁共振成像系統(tǒng)，并采集符合所述采集軌跡的k空間數(shù)據(jù)填充所述球形k空間。

本申請(qǐng)實(shí)施例提供的技術(shù)方案，能夠在任一時(shí)刻采集得到近似均勻的k空間數(shù)據(jù)，進(jìn)而可以實(shí)現(xiàn)連續(xù)動(dòng)態(tài)的三維成像，實(shí)現(xiàn)高時(shí)間分辨率的動(dòng)態(tài)成像，具體優(yōu)點(diǎn)如下：

1、均勻性方面：可以實(shí)現(xiàn)任意長(zhǎng)度時(shí)間窗內(nèi)、任意位置時(shí)間窗內(nèi)、任意組合時(shí)間窗內(nèi)采集的數(shù)據(jù)，在三維球形k空間內(nèi)都近似均勻分布。因此，在進(jìn)行圖像重建時(shí)數(shù)據(jù)的選擇具有較高的自由性，通過(guò)適當(dāng)?shù)膱D像重建方法可以獲得具有較高時(shí)間分辨率的動(dòng)態(tài)影像。

2、適用范圍方面：分別提出了適用于全回波采集和半回波采集的k空間采集方法，都可以實(shí)現(xiàn)近似均勻的k空間分布，因此既可應(yīng)用在采集全回波信號(hào)的序列(如穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)序列等)，也可應(yīng)用在采集半回波信號(hào)的序列(如超短回波時(shí)間序列等)，應(yīng)用范圍廣。

3、應(yīng)用方面：有利于對(duì)動(dòng)態(tài)生理過(guò)程進(jìn)行三維磁共振成像(如動(dòng)態(tài)對(duì)比度增強(qiáng)磁共振成像，DCE-MRI)，還有利于對(duì)近似周期性運(yùn)動(dòng)的器官進(jìn)行三維磁共振成像(如心臟，胃，肺等)。

本申請(qǐng)附加的方面和優(yōu)點(diǎn)將在下面的描述中部分給出，部分將從下面的描述中變得明顯，或通過(guò)本申請(qǐng)的實(shí)踐了解到。

附圖說(shuō)明

為了更清楚地說(shuō)明本申請(qǐng)實(shí)施例或現(xiàn)有技術(shù)中的技術(shù)方案，下面將對(duì)實(shí)施例或現(xiàn)有技術(shù)描述中所需要使用的附圖作簡(jiǎn)單地介紹，顯而易見(jiàn)地，下面描述中的附圖僅僅是本申請(qǐng)的一些實(shí)施例，對(duì)于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來(lái)講，在不付出創(chuàng)造性勞動(dòng)的前提下，還可以根據(jù)這些附圖獲得其他的附圖。

圖1是本申請(qǐng)一實(shí)施例的適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集方法的流程示意圖；

圖2是本申請(qǐng)一實(shí)施例的采集半回波信號(hào)的回波線示意圖；

圖3是本申請(qǐng)一實(shí)施例的采集全回波信號(hào)的回波線示意圖；

圖4是本申請(qǐng)一實(shí)施例的球形k空間數(shù)據(jù)采集的流程示意圖；

圖5是本申請(qǐng)一實(shí)施例采集到的球形k空間的數(shù)據(jù)分布情況示意圖；

圖6是本申請(qǐng)一實(shí)施例的動(dòng)態(tài)磁共振圖像重建中k空間時(shí)間窗的三種選擇模式的示意圖；

圖7是本申請(qǐng)一具體實(shí)施例的相應(yīng)不同的時(shí)間窗選擇模式下的k空間數(shù)據(jù)均勻性對(duì)比示意圖；

圖8是本申請(qǐng)一實(shí)施例的適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖9是本申請(qǐng)另一實(shí)施例的適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖。

具體實(shí)施方式

本申請(qǐng)實(shí)施例提供一種用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集方法和裝置。

為了使本技術(shù)領(lǐng)域的人員更好地理解本申請(qǐng)中的技術(shù)方案，下面將結(jié)合本申請(qǐng)實(shí)施例中的附圖，對(duì)本申請(qǐng)實(shí)施例中的技術(shù)方案進(jìn)行清楚、完整地描述，顯然，所描述的實(shí)施例僅僅是本申請(qǐng)一部分實(shí)施例，而不是全部的實(shí)施例。基于本申請(qǐng)中的實(shí)施例，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員在沒(méi)有作出創(chuàng)造性勞動(dòng)前提下所獲得的所有其他實(shí)施例，都應(yīng)當(dāng)屬于本申請(qǐng)保護(hù)的范圍。

圖1是本申請(qǐng)一實(shí)施例提出的適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集方法的流程示意圖。如圖1所示，該方法包括：

步驟101，建立球形的k空間模型，確定模型中回波信號(hào)的采集軌跡，其中，所述回波信號(hào)的采集軌跡為：在所述球形內(nèi)，由球心到球面的半徑狀的半回波信號(hào)，或者，過(guò)球心的直徑狀的全回波信號(hào)，回波信號(hào)采集軌跡的仰角θ與方位角由二維黃金分割比例計(jì)算得到。

步驟102，根據(jù)所述采集軌跡確定磁共振掃描的時(shí)間序列，并計(jì)算磁共振成像系統(tǒng)所需施加磁場(chǎng)的編碼梯度。

步驟103，根據(jù)所述時(shí)間序列和編碼梯度設(shè)置磁共振成像系統(tǒng)，并采集符合所述采集軌跡的k空間數(shù)據(jù)填充所述球形k空間。

具體地，本實(shí)施例采集的三維k空間整體是一個(gè)球體。在三維球形k空間中，每次采集回波的方向即采集軌跡的仰角θ和方位角可以分別由二維黃金分割比例γ₁，γ₂計(jì)算得到，然后根據(jù)所述采集軌跡確定磁共振掃描的時(shí)間序列，并計(jì)算磁共振成像系統(tǒng)所需施加磁場(chǎng)的編碼梯度，然后根據(jù)掃描時(shí)間序列及編碼梯度編寫軟件程序輸入到磁共振成像系統(tǒng)，即可采集符合上述采集軌跡的回波信號(hào)實(shí)現(xiàn)對(duì)三維球形k空間的填充。這樣可以使采集到的k空間數(shù)據(jù)更均勻，提高動(dòng)態(tài)成像的時(shí)間分辨率。

進(jìn)一步地，二維黃金分割比例系數(shù)為γ₁和γ₂，是根據(jù)廣義斐波那契數(shù)列的特征向量得到的，取小數(shù)點(diǎn)后四位后，γ₁≈0.6823和γ₂≈0.4656。所述回波信號(hào)的仰角θ依據(jù)γ₁計(jì)算，方向角依據(jù)γ₂計(jì)算，或者，仰角θ依據(jù)γ₂計(jì)算，方向角依據(jù)γ₁計(jì)算。

基于以上，本發(fā)明實(shí)施例可以實(shí)現(xiàn)三維k空間的連續(xù)采集，并且在任意采集時(shí)間窗內(nèi)都可以得到近似均勻的k空間分布，大大提高了重建數(shù)據(jù)時(shí)的選擇自由性，同時(shí)結(jié)合欠采樣重建技術(shù)可以實(shí)現(xiàn)高時(shí)間分辨率的動(dòng)態(tài)磁共振圖像重建，適用于臨床的應(yīng)用需求。

進(jìn)一步地，本發(fā)明分別提出了基于全回波采集和基于半回波采集兩種不同的采集實(shí)施例。本發(fā)明實(shí)施例中的三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集軌跡如圖2和圖3所示，整體采集空間為一個(gè)球形，圖中θ_n和分別表示第n次采集回波信號(hào)線的仰角和方位角。為了得到任意層面的空間信息，磁共振成像系統(tǒng)在x，y，z三個(gè)坐標(biāo)方向均使用物理梯度磁場(chǎng)。本發(fā)明提出的球形k空間采集軌跡在實(shí)際應(yīng)用中可以與磁共振成像系統(tǒng)中的三個(gè)物理梯度磁場(chǎng)任意旋轉(zhuǎn)對(duì)應(yīng)，都屬于本專利的保護(hù)范圍。

在本申請(qǐng)的一個(gè)實(shí)施例中，針對(duì)半回波采集的信號(hào)(如采集FID信號(hào)：自由感應(yīng)衰減(free induction decay,FID)是磁共振成像(MRI)中最簡(jiǎn)單的信號(hào)形式)，如圖2中所示，每次采集回波線從三維球形k空間中心開(kāi)始，沿球的徑向方向向外采集。

在本申請(qǐng)的另一個(gè)實(shí)施例中，球形k空間采集的全回波信號(hào)如圖3中球體直徑所示，每次采集的回波從球面一點(diǎn)開(kāi)始穿過(guò)球心采集，采集軌跡為球的一根直徑。

無(wú)論是全回波采集還是半回波采集，在球形k空間中，每次采集回波的方向均可由θ和兩個(gè)參數(shù)確定。因此，設(shè)計(jì)適用于高時(shí)間分辨率的三維動(dòng)態(tài)磁共振球形k空間采集方案只需優(yōu)化θ和這兩個(gè)參數(shù)。因此如果要實(shí)現(xiàn)高時(shí)間分辨率的三維k空間采集，只需優(yōu)化θ和這兩個(gè)參數(shù)。

假定三維k空間的采集矩陣為：R_x×R_y×R_z，其中R_x，R_y，R_z分別表示x，y，z方向的編碼數(shù)。在三維球形k空間中，R_x＝R_y＝R_z＝2R。針對(duì)半回波采集和全回波采集，可分別采用不同的采集方案。

根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)實(shí)施例，如圖4所示，回波信號(hào)的采集軌跡通過(guò)以下步驟計(jì)算：

1)設(shè)定第n次采集的回波信號(hào)在球坐標(biāo)系下對(duì)應(yīng)的參數(shù)為：仰角θ_n與方位角初始回波的編號(hào)為n＝n₀。

2)根據(jù)二維黃金分割比例系數(shù)，計(jì)算第n次采集的回波信號(hào)的仰角θ_n與方位角

具體地，當(dāng)所述回波信號(hào)是由球心出發(fā)的半回波信號(hào)時(shí)，通過(guò)下式計(jì)算其仰角和方位角：

θ_n＝arccos(2mod(n·γ1_,1)-1)

當(dāng)所述回波信號(hào)是直徑狀的全回波信號(hào)時(shí)，通過(guò)下式計(jì)算其仰角和方位角：

θ_n＝arccos(mod(n·γ₁,1))

或者，根據(jù)本申請(qǐng)另一實(shí)施例，通過(guò)下式計(jì)算其仰角和方位角：

θ_n＝arccos(2mod(n·γ₁,1)-1)

其中，arccos(i)為求i的反余弦值，mod(a,b)為求a/b的余數(shù)。

3)根據(jù)θ_n和計(jì)算第n次采集的回波信號(hào)上的各個(gè)采集點(diǎn)在笛卡爾坐標(biāo)系下的坐標(biāo)x_n,y_n,z_n：

z_n＝r·cos(θ_n)

對(duì)于半回波信號(hào)：r＝0,1,...,R，其中r從0到R表示半回波線上各個(gè)采集點(diǎn)；

對(duì)于全回波信號(hào)：r＝-R,-R+1,...,R，其中r從-R到R表示全回波線上各個(gè)采集點(diǎn)。

4)根據(jù)預(yù)設(shè)截止條件判斷采集是否結(jié)束，即第n次采集的回波信號(hào)是否為采集的最后一條回波信號(hào)。

其中，預(yù)設(shè)的截止條件由人為設(shè)定，例如是采集時(shí)間為20分鐘，或者，采集10萬(wàn)次回波信號(hào)等。

5)若是，則采集結(jié)束，否則使n＝n+1，重復(fù)1)到4)直至采集結(jié)束。

根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)實(shí)施例，上述回波采集的所述初始回波的編號(hào)n₀可以為任意自然數(shù)，能夠從任意位置一條軌跡開(kāi)始采集均勻的k空間數(shù)據(jù)對(duì)球形k空間進(jìn)行填充。

根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)實(shí)施例，計(jì)算磁共振成像系統(tǒng)所需施加磁場(chǎng)的編碼梯度，可以根據(jù)第n次采集軌跡上各個(gè)采集點(diǎn)坐標(biāo)x_n，y_n，z_n計(jì)算第n次采集時(shí)所需施加的三個(gè)方向磁場(chǎng)的編碼梯度。在不考慮實(shí)際硬件條件等限制時(shí)，第n次采集時(shí)所施加的編碼梯度G_x,y,_z與x_n，y_n，z_n的關(guān)系可由下式描述：

$G_{x,y,z}=\frac{k_{x,y,z}}{\mathrm{\γ}t}$

其中，k_x,y,_z為第n次采集軌跡在k空間內(nèi)的坐標(biāo)，對(duì)應(yīng)于x_n，y_n和z_n；γ為旋磁比，t梯度施加的時(shí)間。

在所述根據(jù)所述編碼采集相應(yīng)的k空間數(shù)據(jù)之后，對(duì)所述k空間數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，重建得到連續(xù)的動(dòng)態(tài)圖像。

本申請(qǐng)實(shí)施例可以實(shí)現(xiàn)在任意時(shí)間窗內(nèi)采集的數(shù)據(jù)在三維球形k空間內(nèi)都近似均勻分布，因此有利于提高動(dòng)態(tài)成像的時(shí)間分辨率。下面通過(guò)具體模擬實(shí)驗(yàn)評(píng)估采用本申請(qǐng)實(shí)施例的方法采集到的k空間數(shù)據(jù)的均勻性。

以k空間分辨率為100×100×100，k空間采集的是半回波信號(hào)為例進(jìn)行闡述，全回波信號(hào)的情況與此類似，不再贅述。在三維球形k空間內(nèi)連續(xù)采集500次半回波，采集的球形k空間的數(shù)據(jù)在球面上的分布情況如圖5所示。

為了評(píng)估k空間數(shù)據(jù)均勻性，可計(jì)算球面上每個(gè)點(diǎn)與之鄰域內(nèi)所有點(diǎn)的平均距離，然后統(tǒng)計(jì)所有這些距離值的標(biāo)準(zhǔn)差，標(biāo)準(zhǔn)差越趨近于0，表示每個(gè)點(diǎn)與之鄰域內(nèi)點(diǎn)之間的距離越相近，即表示分布越均勻。每個(gè)點(diǎn)的鄰域范圍為在球面上以該點(diǎn)為中心，立體角為Ω＝4π²/T的球面圓域，其中T為采集總次數(shù)。圖6所示為動(dòng)態(tài)磁共振圖像重建中k空間時(shí)間窗的三種選擇模式，其中(a)為不同長(zhǎng)度的時(shí)間窗，(b)為不同位置的時(shí)間窗，(c)為不同組合的時(shí)間窗。圖7給出了相應(yīng)不同的時(shí)間窗選擇模式下的k空間數(shù)據(jù)均勻性對(duì)比，包括不同的采集次數(shù)(a)、不同的時(shí)間窗位置(b)以及不同的時(shí)間窗組合次數(shù)(c)三種條件下三維球形k空間數(shù)據(jù)分布均勻性對(duì)比，其中(b)和(c)的采集次數(shù)為5000。

由以上評(píng)估結(jié)果可以看出，本發(fā)明實(shí)施例的采集方法采集的k空間數(shù)據(jù)在三維球形k空間內(nèi)均勻性很好，在三種不同時(shí)間窗選擇模式下的統(tǒng)計(jì)標(biāo)準(zhǔn)差均接近于0，證明采用本發(fā)明的方法得到的k空間數(shù)據(jù)具有較好的空間均勻性。

綜上所述，本發(fā)明實(shí)施例的球形k空間采集方法具備如下優(yōu)點(diǎn)：

1、均勻性方面：可以實(shí)現(xiàn)任意長(zhǎng)度時(shí)間窗內(nèi)、任意位置時(shí)間窗內(nèi)、任意組合時(shí)間窗內(nèi)采集的數(shù)據(jù)，在三維球形k空間內(nèi)都近似均勻分布。因此，在進(jìn)行圖像重建時(shí)數(shù)據(jù)的選擇具有較高的自由性，通過(guò)適當(dāng)?shù)膱D像重建方法可以獲得具有較高時(shí)間分辨率的動(dòng)態(tài)影像。

2、適用范圍方面：分別提出了適用于全回波采集和半回波采集的k空間采集方法，都可以實(shí)現(xiàn)近似均勻的k空間分布，因此既可應(yīng)用在采集全回波信號(hào)的序列(如穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)序列等)，也可應(yīng)用在采集半回波信號(hào)的序列(如超短回波時(shí)間序列等)，應(yīng)用范圍廣。

3、應(yīng)用方面：有利于對(duì)動(dòng)態(tài)生理過(guò)程進(jìn)行三維磁共振成像(如動(dòng)態(tài)對(duì)比度增強(qiáng)磁共振成像，DCE-MRI)，還有利于對(duì)近似周期性運(yùn)動(dòng)的器官進(jìn)行三維磁共振成像(如心臟，胃，肺等)。

基于同一發(fā)明構(gòu)思，本申請(qǐng)實(shí)施例還提供了一種適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置，可以用于實(shí)現(xiàn)上述實(shí)施例所描述的方法，如下面的實(shí)施例所述。由于適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置解決問(wèn)題的原理與適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集方法相似，因此適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置的實(shí)施可以參見(jiàn)適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置的實(shí)施，重復(fù)之處不再贅述。以下所使用的，術(shù)語(yǔ)“單元”或者“模塊”可以實(shí)現(xiàn)預(yù)定功能的軟件和/或硬件的組合。盡管以下實(shí)施例所描述的裝置較佳地以軟件來(lái)實(shí)現(xiàn)，但是硬件，或者軟件和硬件的組合的實(shí)現(xiàn)也是可能并被構(gòu)想的。

圖8是本申請(qǐng)一實(shí)施例的適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖。本實(shí)施例的裝置可以為實(shí)現(xiàn)相應(yīng)功能的邏輯部件構(gòu)成，也可以為運(yùn)行有相應(yīng)功能軟件的電子設(shè)備。如圖8所示，該適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置包括：建模模塊10、計(jì)算模塊20和采集模塊30。

具體地，建模模塊10用于建立球形的k空間模型，確定模型中回波信號(hào)的采集軌跡，其中，所述回波信號(hào)的采集軌跡為：在所述球形內(nèi)，采集由球心到球面的半徑狀的半回波信號(hào)，或者，過(guò)球心的直徑狀的全回波信號(hào)，回波信號(hào)采集軌跡的仰角與方位角由二維黃金分割比例計(jì)算得到。

計(jì)算模塊20用于根據(jù)所述采集軌跡確定磁共振掃描的時(shí)間序列，并計(jì)算磁共振成像系統(tǒng)所需施加磁場(chǎng)的編碼梯度；

采集模塊30用于根據(jù)所述時(shí)間序列和編碼梯度設(shè)置磁共振成像系統(tǒng)，并采集符合所述采集軌跡的k空間數(shù)據(jù)填充所述球形k空間。

圖9所示是本申請(qǐng)另一實(shí)施例的適用于三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的球形k空間采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖。如圖9所示，在圖8的基礎(chǔ)上，建模模塊10還包括第一計(jì)算單元11、第二計(jì)算單元12和第三計(jì)算單元13。

具體地，所述建模模塊10還用于通過(guò)以下步驟確定回波信號(hào)的采集軌跡：

1)設(shè)第n次采集的回波信號(hào)在球坐標(biāo)系下對(duì)應(yīng)的參數(shù)為：仰角θ_n與方位角初始回波的編號(hào)為n＝n₀；

2)根據(jù)二維黃金分割比例系數(shù)，計(jì)算第n次采集的回波信號(hào)的仰角θ_n與方位角

3)根據(jù)θ_n和計(jì)算第n次采集的回波信號(hào)上的各個(gè)采集點(diǎn)在笛卡爾坐標(biāo)系下的坐標(biāo)x_n,y_n,z_n；

4)根據(jù)預(yù)設(shè)截止條件判斷采集是否結(jié)束，即第n次采集的回波信號(hào)是否為采集的最后一條回波信號(hào)；

5)若是，則采集結(jié)束，否則使n＝n+1，重復(fù)1)到4)直至采集結(jié)束。

其中，所述二維黃金分割比例系數(shù)為γ₁和γ₂，γ₁≈0.6823，γ₂≈0.4656；所述回波信號(hào)的仰角θ依據(jù)γ₁計(jì)算，方向角依據(jù)γ₂計(jì)算，或者，仰角θ依據(jù)γ₂計(jì)算，方向角依據(jù)γ₁計(jì)算。

其中，所述初始回波的編號(hào)n₀可以為任意自然數(shù)。

建模模塊10還包括第一計(jì)算單元11，用于當(dāng)所述回波信號(hào)是由球心出發(fā)的半回波信號(hào)時(shí)，通過(guò)下式計(jì)算其仰角和方位角：

θ_n＝arccos(2mod(n·γ₁,1)-1)

其中，arccos(i)為求i的反余弦值，mod(a,b)為求a/b的余數(shù)。

建模模塊10還包括第二計(jì)算單元12，用于當(dāng)所述回波信號(hào)是直徑狀的全回波信號(hào)時(shí)，通過(guò)下式計(jì)算其仰角和方位角：

θ_n＝arccos(mod(n·γ₁,1))

其中，arccos(i)為求i的反余弦值，mod(a,b)為求a/b的余數(shù)。

建模模塊10還包括第三計(jì)算單元13，用于當(dāng)所述回波信號(hào)是直徑狀的全回波信號(hào)時(shí)，通過(guò)下式計(jì)算其仰角和方位角：

θ_n＝arccos(2mod(n·γ₁,1)-1)

其中，arccos(i)為求i的反余弦值，mod(a,b)為求a/b的余數(shù)。

本實(shí)施例的裝置可以實(shí)現(xiàn)三維k空間數(shù)據(jù)的連續(xù)采集，提高三維動(dòng)態(tài)磁共振成像的時(shí)間分辨率，具體體現(xiàn)為如下優(yōu)點(diǎn)：

1、均勻性方面：可以實(shí)現(xiàn)任意長(zhǎng)度時(shí)間窗內(nèi)、任意位置時(shí)間窗內(nèi)、任意組合時(shí)間窗內(nèi)采集的數(shù)據(jù)，在三維球形k空間內(nèi)都近似均勻分布。因此，在進(jìn)行圖像重建時(shí)數(shù)據(jù)的選擇具有較高的自由性，通過(guò)方法可以獲得具有較高時(shí)間分辨率的動(dòng)態(tài)影像。

2、適用范圍方面：分別提出了適用于全回波采集和半回波采集的k空間采集方法，都可以實(shí)現(xiàn)近似均勻的k空間分布，因此既可應(yīng)用在采集全回波信號(hào)的序列(如穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)序列等)，也可應(yīng)用在采集半回波信號(hào)的序列(如超短回波時(shí)間序列等)，應(yīng)用范圍廣。

3、應(yīng)用方面：有利于對(duì)動(dòng)態(tài)生理過(guò)程進(jìn)行三維磁共振成像(如動(dòng)態(tài)對(duì)比度增強(qiáng)磁共振成像，DCE-MRI)，還有利于對(duì)近似周期性運(yùn)動(dòng)的器官進(jìn)行三維磁共振成像(如心臟，胃，肺等)。

需要說(shuō)明的是，在本申請(qǐng)的描述中，術(shù)語(yǔ)“第一”、“第二”等僅用于描述目的，而不能理解為指示或暗示相對(duì)重要性。此外，在本申請(qǐng)的描述中，除非另有說(shuō)明，“多個(gè)”的含義是兩個(gè)或兩個(gè)以上。

流程圖中或在此以其他方式描述的任何過(guò)程或方法描述可以被理解為，表示包括一個(gè)或更多個(gè)用于實(shí)現(xiàn)特定邏輯功能或過(guò)程的步驟的可執(zhí)行指令的代碼的模塊、片段或部分，并且本申請(qǐng)的優(yōu)選實(shí)施方式的范圍包括另外的實(shí)現(xiàn)，其中可以不按所示出或討論的順序，包括根據(jù)所涉及的功能按基本同時(shí)的方式或按相反的順序，來(lái)執(zhí)行功能，這應(yīng)被本申請(qǐng)的實(shí)施例所屬技術(shù)領(lǐng)域的技術(shù)人員所理解。

應(yīng)當(dāng)理解，本申請(qǐng)的各部分可以用硬件、軟件、固件或它們的組合來(lái)實(shí)現(xiàn)。在上述實(shí)施方式中，多個(gè)步驟或方法可以用存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中且由合適的指令執(zhí)行系統(tǒng)執(zhí)行的軟件或固件來(lái)實(shí)現(xiàn)。例如，如果用硬件來(lái)實(shí)現(xiàn)，和在另一實(shí)施方式中一樣，可用本領(lǐng)域公知的下列技術(shù)中的任一項(xiàng)或他們的組合來(lái)實(shí)現(xiàn)：具有用于對(duì)數(shù)據(jù)信號(hào)實(shí)現(xiàn)邏輯功能的邏輯門電路的離散邏輯電路，具有合適的組合邏輯門電路的專用集成電路，可編程門陣列(PGA)，現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列(FPGA)等。

本技術(shù)領(lǐng)域的普通技術(shù)人員可以理解實(shí)現(xiàn)上述實(shí)施例方法攜帶的全部或部分步驟是可以通過(guò)程序來(lái)指令相關(guān)的硬件完成，所述的程序可以存儲(chǔ)于一種計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)中，該程序在執(zhí)行時(shí)，包括方法實(shí)施例的步驟之一或其組合。

在本說(shuō)明書的描述中，參考術(shù)語(yǔ)“一個(gè)實(shí)施例”、“一些實(shí)施例”、“示例”、“具體示例”、或“一些示例”等的描述意指結(jié)合該實(shí)施例或示例描述的具體特征、結(jié)構(gòu)、材料或者特點(diǎn)包含于本申請(qǐng)的至少一個(gè)實(shí)施例或示例中。在本說(shuō)明書中，對(duì)上述術(shù)語(yǔ)的示意性表述不一定指的是相同的實(shí)施例或示例。而且，描述的具體特征、結(jié)構(gòu)、材料或者特點(diǎn)可以在任何的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例或示例中以合適的方式結(jié)合。

盡管上面已經(jīng)示出和描述了本申請(qǐng)的實(shí)施例，可以理解的是，上述實(shí)施例是示例性的，不能理解為對(duì)本申請(qǐng)的限制，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員在本申請(qǐng)的范圍內(nèi)可以對(duì)上述實(shí)施例進(jìn)行變化、修改、替換和變型。