專利名稱：在多線圈mri中的偽影抑制的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種磁共振成像系統(tǒng)，其包括多個(gè)接收單元，用于從對(duì)象 接收磁共振信號(hào)，還包括圖像重建設(shè)備，所述圖像重建設(shè)備適于從所述多 個(gè)接收單元接收所述對(duì)象的磁共振信號(hào)，并通過采用圖像重建算法合并由 所述多個(gè)接收單元接收的磁共振信號(hào)來執(zhí)行圖像重建。
本發(fā)明還涉及一種在磁共振成像系統(tǒng)中圖像重建的方法，包括從多個(gè) 接收單元接收對(duì)象的磁共振信號(hào)，并通過借助于圖像重建算法合并由所述 多個(gè)接收單元接收的磁共振信號(hào)來執(zhí)行圖像重建。
本發(fā)明還涉及一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，特別用于存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ) 裝置上，其在磁共振成像系統(tǒng)中使用，更具體地用于升級(jí)現(xiàn)有的磁共振成
像系統(tǒng)，所述計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品包括第一代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)用以從多個(gè)
接收單元接收對(duì)象的磁共振信號(hào)的機(jī)制；以及第二代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)圖
像重建算法，所述圖像重建算法通過合并由所述多個(gè)接收單元接收的磁共 振信號(hào)來執(zhí)行圖像重建。
背景技術(shù)：
在磁共振成像(MRI)中，常常發(fā)生非臨床感興趣區(qū)在臨床感興趣區(qū)上 散布偽影。例如主動(dòng)脈會(huì)在肝臟上散布流動(dòng)偽影，即一種運(yùn)動(dòng)偽影的具體 形式。以幾乎相同的方式，乳房或心臟由于其各自的運(yùn)動(dòng)，會(huì)在脊柱上引 起偽影。
用于避免上述偽影產(chǎn)生的現(xiàn)有技術(shù)的方案包括使用局部飽和技術(shù) (REST)， REST包括將所謂的飽和脈沖施加到要成像的對(duì)象的產(chǎn)生問題的 即運(yùn)動(dòng)的區(qū)域上，尤其是在人體中。這個(gè)技術(shù)在本領(lǐng)域中是公知的，并有 效地避免了在所述產(chǎn)生問題的區(qū)域中的對(duì)象原子發(fā)出磁共振信號(hào)。
然而，所述技術(shù)常常受到幾何形狀的約束，因?yàn)樵诔酥卑鍫?straight slab)之外的區(qū)域中執(zhí)行預(yù)飽和常常是不切實(shí)際的。而且，上述現(xiàn)有技術(shù)方案在掃描時(shí)間、可達(dá)到的重復(fù)速率等方面常常存在嚴(yán)重的缺陷。另外，由于所述飽和脈沖，增大了患者所吸收的輻射量。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種磁共振成像系統(tǒng)，以及一種上述類型的方法，其能夠從對(duì)象(例如患者)獲得高質(zhì)量的磁共振圖像且不會(huì)受到幾何形狀限制的約束，其中，所述磁共振圖像不會(huì)遭受到由任何種類的不穩(wěn)定性所引起的偽影的影響，這些不穩(wěn)定性例如為運(yùn)動(dòng)或其它局部效應(yīng)，并且相對(duì)于所研究的對(duì)象的有限部分而出現(xiàn)的。
根據(jù)本發(fā)明的第一方面，通過提供上述類型的磁共振成像系統(tǒng)來實(shí)現(xiàn)該目的，其中，所述圖像重建設(shè)備包括一模塊，該模塊用于以一定的方式來合并來自各個(gè)接收單元的磁共振信號(hào)貢獻(xiàn)，以便能夠減小所述多個(gè)接收單元對(duì)對(duì)象的預(yù)定空間區(qū)域的組合靈敏度。
根據(jù)本發(fā)明的第二方面，通過提供上述類型的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品來實(shí)現(xiàn)該目的，其進(jìn)一步包括代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)一機(jī)制，該機(jī)制用于以一定的方式來合并來自各個(gè)接收單元的磁共振信號(hào)貢獻(xiàn)，以便能夠減小所述多個(gè)接收單元對(duì)對(duì)象的預(yù)定空間區(qū)域的組合靈敏度。
根據(jù)本發(fā)明的第三方面，通過提供上述類型的方法來實(shí)現(xiàn)該目的，其包括步驟以一定的方式來合并來自各個(gè)接收單元的磁共振信號(hào)影響，以便能夠減小所述多個(gè)接收單元對(duì)對(duì)象的預(yù)定空間區(qū)域的組合靈敏度。
因此，通過使用包括多個(gè)接收元件的磁共振信號(hào)采集系統(tǒng)，可以通過簡單修改圖像重建或線圈合并算法以便所述算法的結(jié)果對(duì)對(duì)象的預(yù)定區(qū)域或范圍表現(xiàn)出最小的靈敏度，來解決偽影圖像的問題，其中，已知這個(gè)預(yù)定區(qū)域或范圍對(duì)于圖像重建是會(huì)產(chǎn)生問題的，例如由所述區(qū)域或范圍的固有運(yùn)動(dòng)造成的問題，并且其中，該磁共振信號(hào)采集系統(tǒng)還可以用于執(zhí)行并行磁共振成像(pMRI)。以此方式，磁共振成像，例如并行磁共振成像，能夠在本質(zhì)上避免圖像偽影。
例如，假設(shè)了位于對(duì)象(患者)前面的第一線圈和位于對(duì)象(患者)后面的第二線圈。所述第一線圈在對(duì)象的第一區(qū)域(例如患者的心臟)具
有空間靈敏度2 (任意單位的)，在對(duì)象的第二區(qū)域(例如患者的脊柱)具
6有空間靈敏度l。第二線圈在對(duì)象的第一區(qū)域具有空間靈敏度2 (任意單位的)，在對(duì)象的第二區(qū)域具有空間靈敏度2。如果第二區(qū)域(脊柱)是特定研究感興趣的，那么根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，在對(duì)象的第一區(qū)域上，第一和第二線圈，即它們各自的信號(hào)貢獻(xiàn)，應(yīng)進(jìn)行相減式合并，從而產(chǎn)生0靈敏度，即減小的或相對(duì)更低的靈敏度，其中假設(shè)第一區(qū)域在更感興趣的第二區(qū)域上散布偽影。
在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中，用戶可以指示已知引起了運(yùn)動(dòng)或其它類型
偽影的區(qū)域。這個(gè)方案與現(xiàn)有技術(shù)己知的設(shè)置REST平板的方案具有一些相似性，其中用戶也可以設(shè)計(jì)來設(shè)置所述平板。然而由于僅僅通過圖像重建算法的修改來避免偽影，因此區(qū)域幾何形狀就不會(huì)被約束為平板狀結(jié)構(gòu)。而且，假定將所采集的磁共振原始數(shù)據(jù)保存在存儲(chǔ)器中，并且能夠在實(shí)際采集過程之前或之后定義所述區(qū)域，從而使得本發(fā)明的方案在實(shí)際操作期間具有高度靈活性。另外，回避REST平板具有減小對(duì)象(例如患者)所吸收的輻射功率量的優(yōu)點(diǎn)。
在根據(jù)本發(fā)明的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品的相應(yīng)實(shí)施例中，后者還包括代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)用以接收輸入數(shù)據(jù)的機(jī)制，所述輸入數(shù)據(jù)在測量所述磁共振信號(hào)之前或之后，以幾何方式定義了所述區(qū)域。
在根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施例中，后者的所述圖像重建設(shè)備包括用于通過求以下表達(dá)式的值來估計(jì)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)P的模塊
p-^V"S/V^"m， (等式l)其中，『=^+!^,油％，其中m是具有每個(gè)接收單元的測量的磁共振數(shù)據(jù)的向量，S是接收單元或線圈靈敏度陣列，^是S的厄密共軛轉(zhuǎn)置矩陣，^是噪聲協(xié)方差矩陣，" ,^%是說明對(duì)象的運(yùn)動(dòng)或任何類型局部不穩(wěn)定性的附加項(xiàng)。
與以下已知的圖像重建算法不同，
該算法提供了對(duì)如所述的現(xiàn)有技術(shù)的改進(jìn)。而且，這個(gè)方案特別有助于升級(jí)現(xiàn)有磁共振成像系統(tǒng)，例如通過提供并實(shí)施適合的軟件模塊。
所述方案對(duì)于并行成像同樣有效。于是，類似于Pruessmann等人(Magn.Reson. Med. 1999; 42: pp. 952-962)， p成為向量，且S成為矩陣。在根據(jù)本發(fā)明的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品的相應(yīng)實(shí)施例中，后者還包括程序代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)用以通過求上述等式1的值來估計(jì)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的機(jī)制。
在相應(yīng)的進(jìn)一步的實(shí)施例中，根據(jù)本發(fā)明的方法還包括通過求上述等式l的值來估計(jì)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)。
在根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)的再另一個(gè)實(shí)施例中，后者的所述圖像重建設(shè)備包括用于根據(jù)以下關(guān)系式來確定所述附加項(xiàng)(矩陣Kra,aM,P的模塊
^^/"礎(chǔ)w'A = a. 7/」.1^e。s,":K) a&'" II gII2 ， (等式2)
其中，！^ %^是所述附加項(xiàng)的矩陣元素，A是對(duì)象的所述預(yù)定空間區(qū)域的量，打x，^是參考信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度，^x,W、 ^x,^分別是在圖像位置(3c, ^處的接收單元/, t的靈敏度，"是預(yù)定義的數(shù)字系數(shù)。而且，x和y表示在2D圖像平面中的空間坐標(biāo)。
在根據(jù)本發(fā)明的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品進(jìn)一步的實(shí)施例中，后者還包括代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)用以根據(jù)以上定義的等式2確定所述附加項(xiàng)的機(jī)制。在另一個(gè)實(shí)施例中，根據(jù)本發(fā)明的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品還可以包括程序代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)用以將所述附加項(xiàng)包含在所述圖像重建算法中的機(jī)制。
在相應(yīng)的實(shí)施例中，根據(jù)本發(fā)明的方法還包括根據(jù)以上定義的等式2確定所述附加項(xiàng)。在另一個(gè)實(shí)施例中，根據(jù)本發(fā)明的方法還可以包括將所述附加項(xiàng)包含在所述圖像重建算法中。
結(jié)合pMRI使用本發(fā)明的方案進(jìn)一步減小了掃描時(shí)間和由對(duì)象(患者)所吸收的輻射量。
可以參考附圖，從以下各個(gè)優(yōu)選實(shí)施例的說明中推斷出本發(fā)明更多的優(yōu)點(diǎn)和特性。上述的以及下述的特征可以單獨(dú)使用，或者結(jié)合本發(fā)明的環(huán)境使用。所述實(shí)施例不應(yīng)認(rèn)為是窮舉性的，而應(yīng)認(rèn)為是與作為本發(fā)明基礎(chǔ)的基本概念相關(guān)的實(shí)例。
注意盡管下文中會(huì)主要針對(duì)避免運(yùn)動(dòng)偽影來說明本發(fā)明的各個(gè)實(shí)施例，但也可以以類似的方式來避免由局部不穩(wěn)定性所引起的任何其它類型的偽影。除了上述的流動(dòng)偽影之外，由所研究的對(duì)象的某部分明顯的偏心位置所引起的或者由對(duì)象某部分的亮度差別所引起的系統(tǒng)不穩(wěn)定性在此會(huì)是相關(guān)的。

圖1是包括根據(jù)本發(fā)明的圖像重建設(shè)備的磁共振成像系統(tǒng)的示意性框
圖2是用于示出心臟運(yùn)動(dòng)干擾脊柱成像的影響的示意圖3是示出根據(jù)本發(fā)明的用于消除運(yùn)動(dòng)引起的偽影的所定義區(qū)域的示意圖；以及
圖4是用于示出根據(jù)本發(fā)明的方法的一個(gè)實(shí)施例的流程圖。
具體實(shí)施例方式
圖1顯示了根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)1的框圖。為了提供對(duì)象2(例如患者)的磁共振圖像，所述系統(tǒng)1包括用于產(chǎn)生強(qiáng)磁場的主磁體3，將對(duì)象2放置在該強(qiáng)磁場中以便進(jìn)行磁共振成像，如本領(lǐng)域技術(shù)人員已知的。所述磁場是均勻磁場，其導(dǎo)致了包含在對(duì)象內(nèi)的原子自旋磁矩的對(duì)準(zhǔn)。如本領(lǐng)域技術(shù)人員還己知的，系統(tǒng)l還包括多個(gè)功能單元(未示出)，其將由射頻(RF)脈沖產(chǎn)生的橫向磁場施加到對(duì)象，以使得對(duì)準(zhǔn)的磁矩旋轉(zhuǎn)或傾斜，從而激發(fā)原子的自旋。激發(fā)的原子自旋產(chǎn)生磁共振信號(hào)，由包含在磁共振成像系統(tǒng)1中的多個(gè)接收單元4.1-4.4 (接收或成像線圈)檢測磁共振信號(hào)。
圖1的磁共振成像系統(tǒng)1還包括控制單元5，控制單元5可操作地與輸入單元6相連接，并且通常包括存儲(chǔ)裝置7和圖像重建設(shè)備8 (圖1中的虛線框)。后者優(yōu)選地以軟件形式來設(shè)計(jì)，例如通過在所述控制單元5上執(zhí)行適合的程序代碼序列。
圖像重建設(shè)備8包括第一接收模塊9，用于從所述接收單元4.1-4.4接收對(duì)象2的所述磁共振信號(hào)。圖像重建設(shè)備8還包括第二接收模塊10，用于從輸入單元6接收輸入數(shù)據(jù)。圖像重建設(shè)備8還包括算法單元11，具有進(jìn)一步的模塊12、 12a和13，以下會(huì)詳細(xì)說明其功能。
如本領(lǐng)域技術(shù)人員已知的，在圖1的磁共振成像系統(tǒng)1的操作期間，接收單元4.1-4.4提供對(duì)象2的磁共振數(shù)據(jù)。由控制單元5/圖像重建設(shè)備8的第一接收模塊9接收所述數(shù)據(jù)，即相應(yīng)的磁共振信號(hào)。使用每一個(gè)都具
9有不同(且已知的)空間靈敏度的多個(gè)接收器線圈4.1-4.4允許通過使用由圖1的算法單元ll所提供的適合的圖像重建算法，來重建對(duì)象2的磁共振圖像。為此，由第一接收模塊9接收的數(shù)據(jù)優(yōu)選地首先存儲(chǔ)在(至少暫時(shí)地)存儲(chǔ)裝置7中，并隨后提供給算法單元ll用于進(jìn)行圖像重建。
圖像重建是基于以上定義的算法(例如按由等式1和2所定義的)的，借助于算法單元ll來執(zhí)行該算法，如前所述的，用于對(duì)由第一接收模塊9和/或存儲(chǔ)裝置7提供的所述磁共振信號(hào)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行處理。
如上所述，可以將適合的圖像重建算法寫為
其中，m是具有每個(gè)線圈元件/ (4.1-4.4)的測量數(shù)據(jù)的向量，p是圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)(或者在并行成像情況下是圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)的向量)的估計(jì)，S是線圈陣列靈敏度矩陣G,僅^是在圖像位置^ "處的線圈/的靈敏度)，f是S的厄米共軛轉(zhuǎn)置矩陣(轉(zhuǎn)置復(fù)共軛)，^是噪聲協(xié)方差矩陣(&是線圈元件/的噪聲偏差的平方)。
如已經(jīng)指出的，以上定義的重建算法通?？梢杂糜诓⑿谐上窕蚍遣⑿谐上?，其中將非并行成像認(rèn)為是受限的情況，具有等于單位元素(unity)的加速因子。在非并行成像的情況下，p是標(biāo)量，S是"N矩陣，N是所使用的接收單元(線圈)的數(shù)量。對(duì)于并行成像，！F是^^N矩陣。
如上所述的，在MRI中，常常發(fā)生非(臨床)感興趣區(qū)在要研究的對(duì)象的(臨床)感興趣區(qū)上散布偽影。在醫(yī)學(xué)MRI中， 一個(gè)典型實(shí)例是主動(dòng)脈，其將流動(dòng)偽影散布到肝臟上。另一個(gè)典型實(shí)例是乳房或心臟-由于其各自的運(yùn)動(dòng)-會(huì)在脊柱上引起偽影。在圖2中示意性地示出了后一情況。
圖2示意性地顯示了穿過包含脊柱15和心臟16的人體14的徑向視圖，脊柱是當(dāng)前臨床感興趣的，而心臟16不是在該具體研究中所感興趣的。
當(dāng)使用迄今為止參考附圖1所述的磁共振成像系統(tǒng)1時(shí)，在由接收單元4.1-4.4 (圖1)所提供的磁共振信號(hào)中的運(yùn)動(dòng)偽影數(shù)據(jù)會(huì)導(dǎo)致運(yùn)動(dòng)偽影，其出現(xiàn)在由圖像重建設(shè)備8，即算法單元ll所提供的重建的圖像數(shù)據(jù)中。
為了消除這個(gè)影響，根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)1的圖像重建設(shè)備8/算法單元11還包括(軟件)模塊12a，用于以一定的方式合并來自各接收單元4.1-4.4的磁共振信號(hào)貢獻(xiàn)，以便使所述多個(gè)接收單元對(duì)于對(duì)象2的預(yù)定空間區(qū)域的組合靈敏度相對(duì)較低，即減小了組合靈敏度，如前結(jié)合分別位于對(duì)象之前和之后的第一和第二接收線圈所述的。換句話說以一定的方式合并所述接收線圈，以便使該合并對(duì)對(duì)象的一個(gè)區(qū)域表現(xiàn)出很小的靈敏度或無靈敏度，尤其是對(duì)于懷疑在所得到的磁共振圖像中引起偽影的區(qū)域。
作為替代地或者附加地，根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)1的圖像重建設(shè)備8/算法單元ll可以包括(軟件)模塊12，用于將附加項(xiàng)!^^一包含在以上定義的圖像重建算法中，該附加項(xiàng)說明了對(duì)象2的預(yù)定空間區(qū)域的
運(yùn)動(dòng)。而且，根據(jù)圖1的實(shí)施例，圖像重建設(shè)備8/算法單元11還包括模塊13，用于根據(jù)以下關(guān)系式來確定所述附加矩陣項(xiàng)《^,油％:
""加6,%,,4= a'〃^,J]肌A^,:^ "Jv^，力II《&W II2
是所述額外項(xiàng)！^不穩(wěn)定ff的矩陣元素，指代對(duì)象的所述預(yù)定空間區(qū)域(運(yùn)動(dòng)區(qū)域)的面積，"是(用戶定義的)系數(shù)，其表示運(yùn)動(dòng)偽影的預(yù)期定量值。"的值應(yīng)該根據(jù)運(yùn)動(dòng)的對(duì)象(例如圖2實(shí)例中的心臟16)的"運(yùn)動(dòng)量"來選擇，并且如果已知運(yùn)動(dòng)的對(duì)象是非常不平穩(wěn)和不可預(yù)測的，則a的值應(yīng)該基本是一致的。而且，^3c，W是在參考掃描期間由參考線圈(圖l中未示出)測量的信號(hào)的量(信號(hào)強(qiáng)度)，該參考掃描用于根據(jù)本發(fā)明正確地校正所提出的附加項(xiàng)的算法影響。
以此方式，由以下等式給出了在本發(fā)明環(huán)境中所使用的重建算法
p R幽腳戶附該算法借助于包括所述附加項(xiàng)確定模塊13和附加項(xiàng)包含模塊12的算法單元11來實(shí)現(xiàn)。圖3顯示了示出根據(jù)本發(fā)明的用于消除運(yùn)動(dòng)引起的偽影的所定義區(qū)域的示意圖。在圖3中，與圖2相同的參考數(shù)字標(biāo)記用于指示相同或相似的元素。另外，在圖3中，借助于參考數(shù)字標(biāo)記17指示了例如六邊形的區(qū)域A的所述用戶定義的區(qū)域。圖3的區(qū)域17內(nèi)的小(十字狀的)記號(hào)示出了按照?qǐng)D像位置坐標(biāo)(3c，"的、區(qū)域A (通常對(duì)應(yīng)于所述區(qū)域17)中的各個(gè)位置。因此，如以上所定義的，將在區(qū)域17內(nèi)每一個(gè)所述位置(3c，"
處的線圈靈敏度&僅力用來確定附加項(xiàng)K幽w鄉(xiāng)的矩陣元素R論礎(chǔ)一。
根據(jù)本發(fā)明，可以在借助于接收單元4.1-4.4采集磁共振數(shù)據(jù)之前定義區(qū)域17?？商娲?，將所采集的磁共振原始數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在存儲(chǔ)裝置7中，也可以在所述磁共振數(shù)據(jù)采集之后定義區(qū)域17。
在圖1的實(shí)施例中，優(yōu)選地使用輸入單元6來將描述所述區(qū)域17的幾何形狀數(shù)據(jù)通過所述第二接收模塊10提供給圖像重建設(shè)備8/算法單元11。
在本發(fā)明所有的實(shí)施例中，首先可以在算法單元ll中不包含所述附加項(xiàng)^ %的情況下執(zhí)行圖像重建。隨后，在檢查了重建的圖像數(shù)據(jù)之后，例如在與控制單元5相連的顯示單元上(未示出)進(jìn)行了檢査之后，用戶可以確認(rèn)對(duì)象2的運(yùn)動(dòng)區(qū)域，例如人體14的區(qū)域17 (心臟16)，從而可以由圖像重建設(shè)備8/算法單元11來重新執(zhí)行圖像重建，這次圖像重建包含了分別通過模塊12和13確定并包含的附加項(xiàng)!^,^一，如前所述。
為此，在本發(fā)明上下文中所提出的方案也可以稱為"掃描后REST"，其實(shí)現(xiàn)了常規(guī)REST (局部飽和技術(shù))的優(yōu)點(diǎn)，而又不存在與常規(guī)REST有關(guān)的缺陷，尤其是在掃描時(shí)間、可達(dá)到的重復(fù)速率以及關(guān)于飽和幾何形狀的直板形式限制方面。以此方式，可以減小對(duì)象(患者)的輻射暴露。
在此環(huán)境中，本發(fā)明利用了這樣的事實(shí)即，借助于提出適合的線圈合并算法(見上文)，使用具有不同空間靈敏度的多個(gè)接收單元的磁共振成像允許在本質(zhì)上避免圖像偽影，按照該算法所使用的多個(gè)接收單元在合并形式中對(duì)區(qū)域A (圖3的區(qū)域17)僅表現(xiàn)出最小的靈敏度，已知區(qū)域A在采集/重建磁共振圖像的環(huán)境中是會(huì)產(chǎn)生問題的?？梢砸圆⑿泻头遣⑿谐上窦夹g(shù)來使用這個(gè)方案。
圖4顯示了用于示出根據(jù)本發(fā)明的方法的實(shí)施例的流程圖。該方法以步驟S10O開始。在隨后的步驟S102中，借助于包含在圖1的系統(tǒng)1中的參考線圈(未示出)來執(zhí)行參考掃描，以便確定量^3c，"，如上所定義的。可以將所述量存儲(chǔ)在存儲(chǔ)裝置7中。
隨后，在步驟S104，可以由所述多個(gè)接收單元通過采樣k空間來采集磁共振原始數(shù)據(jù)，如本領(lǐng)域技術(shù)人員所知的。優(yōu)選地，所采集的原始數(shù)據(jù)也存儲(chǔ)在存儲(chǔ)裝置7中。
隨后，在步驟S106，如前所述，可以在檢查了從所述原始數(shù)據(jù)重建的第一圖像之后，由用戶定義預(yù)期會(huì)運(yùn)動(dòng)或已經(jīng)運(yùn)動(dòng)的對(duì)象的區(qū)域。注意根據(jù)本發(fā)明，步驟S104和S106順序可以顛倒，即在采集/存儲(chǔ)磁共振數(shù)據(jù)之前定義所述區(qū)域。在定義了所述區(qū)域之后，在步驟S10S，如上所定義的，以矩陣形式確
定附加項(xiàng)!^ 加6鄉(xiāng)，并在隨后的步驟S110中將其包含在重建算法中。
隨后，在后續(xù)步驟S112，借助于所提出的新算法從所采集的原始數(shù)據(jù)
重建預(yù)期的磁共振圖像，從而有效地消除了運(yùn)動(dòng)偽影的影響。 本發(fā)明的方法在步驟S114結(jié)束。
權(quán)利要求
1、一種磁共振成像系統(tǒng)(1)，包括用于從對(duì)象(2、14)接收磁共振信號(hào)的多個(gè)接收單元(4.1-4.4)，還包括圖像重建設(shè)備(8)，所述圖像重建設(shè)備適于從所述多個(gè)接收單元(4.1-4.4)接收所述對(duì)象(2、14)的磁共振信號(hào)，并通過使用圖像重建算法(11)合并由所述多個(gè)接收單元接收的磁共振信號(hào)來執(zhí)行圖像重建，其特征在于，所述圖像重建設(shè)備(8)包括模塊(12a)，其用于以一定的方式來合并來自各個(gè)接收單元(4.1-4.4)的磁共振信號(hào)貢獻(xiàn)，以便能夠減小所述多個(gè)接收單元(4.1-4.4)對(duì)所述對(duì)象(2、14)的預(yù)定空間區(qū)域(17)的組合靈敏度。
2、 如權(quán)利要求1所述的磁共振成像系統(tǒng)(1)，其中，所述圖像重建設(shè) 備(8)還包括模塊(6、 10)，其用于在測量所述磁共振信號(hào)之前或之后以 幾何方式定義所述區(qū)域(17)。
3、 如權(quán)利要求1所述的磁共振成像系統(tǒng)(1)，其中，所述圖像重建設(shè) 備(8)還包括模塊(11)，用于通過求表達(dá)式的值來估計(jì)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)(p)，其中『=^+!^威鄉(xiāng)，其中，m是具有每個(gè) 接收單元的測量的磁共振數(shù)據(jù)的向量，S是接收單元靈敏度陣列，^是S的 厄米共軛轉(zhuǎn)置矩陣，^是噪聲協(xié)方差矩陣，？；威鄉(xiāng)是說明所述對(duì)象(2、 14) 的所述預(yù)定空間區(qū)域(17)的不穩(wěn)定性的附加項(xiàng)。
4、如權(quán)利要求3所述的磁共振成像系統(tǒng)(1)，其中，所述圖像重建設(shè) 備(8)還包括模塊(12)，其用于將所述附加項(xiàng)(n^。礎(chǔ)P包含在所述圖 像重建算法(11)中。
5、如權(quán)利要求3所述的磁共振成像系統(tǒng)(1)，其中，所述圖像重建設(shè) 備(8)還包括模塊(13)，用于根據(jù)關(guān)系式<formula>formula see original document page 2</formula>來確定所述附加項(xiàng)(! ；,^一)， 是所述附加項(xiàng)的矩陣元素，^是所述對(duì)象(2、 14)的所述預(yù)定空間區(qū)域(17)的量，^x, ^是參考信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度，A僅W、 ^3c，W分別是在圖像位置(3c,"處的接收單元f、 A的靈敏度，a是預(yù)定義的數(shù)字系數(shù)。
6、 一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，特別用于存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)裝置上，用于在磁共振成像系統(tǒng)(1)中使用，所述計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品包括第一代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)用以從多個(gè)接收單元(4.1-4.4)接收對(duì)象(2、 14)的磁共振信號(hào)的機(jī)制；以及第二代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)圖像重建算法(11)，該圖像重建算法通過合并由所述多個(gè)接收單元接收的磁共振信號(hào)來執(zhí)行圖像重建，其特征在于，包括更多代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)一機(jī)制H2a)，該機(jī)制(12a)用于以一定的方式來合并來自各個(gè)接收單元(4.1-4.4)的磁共振信號(hào)貢獻(xiàn)，以便能夠減小所述多個(gè)接收單元對(duì)所述對(duì)象(2、 14)的預(yù)定空間區(qū)域(17)的組合靈敏度。
7、 如權(quán)利要求6所述的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，還包括代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)一機(jī)制(10)，該機(jī)制(10)用于接收輸入數(shù)據(jù)，以在測量所述磁共振信號(hào)之前或之后以幾何方式定義所述區(qū)域(17)。
8、 如權(quán)利要求6所述的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，還包括程序代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)一機(jī)制(11)，該機(jī)制(11)用于通過求表達(dá)式的值來估計(jì)圖像數(shù)據(jù)點(diǎn)(p)，其中『=!^+^加,，其中，m是具有每個(gè)接收單元的測量的磁共振數(shù)據(jù)的向量，S是接收單元靈敏度陣列，^是S的厄米共軛轉(zhuǎn)置矩陣，^是噪聲協(xié)方差矩陣，^ 威％是說明所述對(duì)象(2、 14)的所述預(yù)定空間區(qū)域(17)的不穩(wěn)定性的附加項(xiàng)。
9、 如權(quán)利要求8所述的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，還包括程序代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)一機(jī)制(12)，該機(jī)制(12)用于將所述附加項(xiàng)(P^。礎(chǔ)P包含在所述圖像重建算法(11)中。
10、 如權(quán)利要求8所述的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，還包括代碼序列，用于實(shí)現(xiàn)一機(jī)制(13)，該機(jī)制(13)用于根據(jù)關(guān)系式Rw,7一 = "7/^工麵s,fe) &"，" II《(^ II2，來確定所述附加項(xiàng)(^ 敏％)，其中，K迪緣一是所述附加項(xiàng)的矩陣元素，^是所述對(duì)象(2、 14)的所述預(yù)定空間區(qū)域(17)的量，"是參考信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度，^3c,W、 ^x，^分別是在圖像位置(3c，^處的接收單元/、 A:的靈敏度，a是預(yù)定義的數(shù)字系數(shù)。
11、 一種在磁共振成像系統(tǒng)(1)中進(jìn)行圖像重建的方法，包括從多個(gè)接收單元(4.1-4.4)接收對(duì)象(2、 14)的磁共振信號(hào)，通過借助于圖像重建算法(11)合并由所述多個(gè)接收單元接收的磁共振信號(hào)來執(zhí)行圖像重建，其特征在于，以一定的方式來合并來自各個(gè)接收單元(4.1-4.4)的磁共振信號(hào)貢獻(xiàn)，以便使所述多個(gè)接收單元對(duì)所述對(duì)象(2、 14)的預(yù)定空間區(qū)域(17)的組合靈敏度相對(duì)較低。
全文摘要
一種磁共振成像系統(tǒng)(1)，包括多個(gè)接收單元(4.1-4.4)，用于從對(duì)象(2)接收磁共振信號(hào)；以及圖像重建設(shè)備(8)，所述圖像重建設(shè)備適于從所述多個(gè)接收單元(4.1-4.4)接收對(duì)象(2)的磁共振信號(hào)，并通過使用圖像重建算法(11)合并由所述多個(gè)接收單元接收的磁共振信號(hào)來執(zhí)行圖像重建，其特征在于，所述圖像重建設(shè)備(8)包括模塊(12a)，用于以一定的方式來合并來自各個(gè)接收單元(4.1-4.4)的磁共振信號(hào)貢獻(xiàn)，以便減小所述多個(gè)接收單元(4.1-4.4)對(duì)所述對(duì)象(2)的預(yù)定空間區(qū)域的組合靈敏度。
文檔編號(hào)G01R33/3415GK101490577SQ200780026937
公開日2009年7月22日 申請(qǐng)日期2007年7月3日 優(yōu)先權(quán)日2006年7月18日
發(fā)明者M·富德勒 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司