專利名稱：通過組合來自多個(gè)圖像采集的子集來擴(kuò)展mri數(shù)據(jù)的分辨率的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振成像。組合來自不同MRI數(shù)據(jù)采集獲取的k-空間數(shù)據(jù)的互補(bǔ) 子集，并對所述組合進(jìn)行傅里葉變換以產(chǎn)生空間圖像。在各連續(xù)MRI采集中可重復(fù)采集來 自k-空間中心體積的k-空間數(shù)據(jù)子集。該中心k-空間子集與來自k-空間周邊體積的數(shù) 據(jù)相組合，這些周邊數(shù)據(jù)將會(huì)被較不頻繁地進(jìn)行采集，乃至僅采集一次。對所述組合進(jìn)行傅 里葉變換產(chǎn)生多幅具有短暫采集時(shí)間的圖像。
背景技術(shù)：
磁共振成像(NMR或MRI)依賴于，成像的組織體積中的核經(jīng)受射頻信號激勵(lì)后的 置于穩(wěn)態(tài)磁偏置場的弛豫特性。組織在定時(shí)梯度磁場下產(chǎn)生對應(yīng)于位置的響應(yīng)電磁輻射。 體積圖像數(shù)據(jù)從響應(yīng)信號中的幅度和相位信息中分解出來，所述響應(yīng)信號經(jīng)數(shù)字化和數(shù)學(xué)處理。MRI的一個(gè)目的是要采集根據(jù)成像組織中的位置進(jìn)行分解的數(shù)據(jù)值，以便由于該 組織包含不同密度的可檢測物質(zhì)，因而可辨識組織結(jié)構(gòu)。不同的弛豫時(shí)間或其它不同的化 學(xué)/物理特性可改變該響應(yīng)MR信號強(qiáng)度和時(shí)域特性。內(nèi)部的組織結(jié)構(gòu)可根據(jù)該局部MR響 應(yīng)在經(jīng)處理的圖像中看見。產(chǎn)生作為輸出的圖像對組織體積中間隔體積點(diǎn)處產(chǎn)生的電磁響 應(yīng)數(shù)字處理后的結(jié)果，最終由圖像中的點(diǎn)或體素來表示。在空間域中，體素?cái)?shù)據(jù)包括一個(gè)三維矩陣，其中每個(gè)體素的至少一個(gè)感測或處理 值(諸如空間定位自旋回波或梯度回波響應(yīng)的振幅)由在被投影至圖形顯示器上一像素位 置的體素位置處的亮度、色調(diào)和飽和中的一個(gè)或多個(gè)來表示。該數(shù)據(jù)可表示為平面切片或 表示為三維體積的二維投影，其中諸如灰度、色調(diào)、色飽和度/不透明度等圖像(視覺)指 標(biāo)，隨著在對應(yīng)體素位置處檢測到的信號的大小而變化。在采集連續(xù)圖像時(shí)，所述圖像可顯 示隨時(shí)間推移而產(chǎn)生的某些變化。例如，這可用于顯示通過脈管通道的顯影劑的進(jìn)程。就 靜態(tài)圖象而言，顯示器可安排成改變靜態(tài)數(shù)據(jù)的表示方式，包括例如，通過連續(xù)切片推進(jìn)二 維顯示、改變放大倍率、旋轉(zhuǎn)圖像以從不同視角觀察該體積。當(dāng)感測及數(shù)字化該磁共振數(shù)據(jù)時(shí)，該信息處于時(shí)域而不是空間域中。所描述的成 像要求將時(shí)域信息轉(zhuǎn)換成元素的空間分解濃度，該元素具有以不同共振頻率共振的原子。 該信息需要被分解到圖像中體素的空間分辨率。傅里葉變換被用于將時(shí)間信息從所謂的 k-空間、通過頻率和相位變換至對應(yīng)于空間的局部振幅?！癒-空間”是一個(gè)三維的數(shù)據(jù)值矩陣，通過對成像組織的MR響應(yīng)進(jìn)行采樣和數(shù)字 化來采集。而圖像空間中的體素?cái)?shù)據(jù)值由應(yīng)用于k-空間數(shù)據(jù)集的傅里葉變換獲得。成像期間應(yīng)用于組織的激勵(lì)RF信號在組織內(nèi)部的局部區(qū)域處產(chǎn)生的響應(yīng)依賴于 組織的組成、激勵(lì)頻率和定時(shí)。一種組織類型的響應(yīng)特性或兩個(gè)或多個(gè)響應(yīng)特性可被采集 及映射，或彼此一起用于區(qū)分組織類型。因而，共振及共振頻率偏離響應(yīng)、自旋回波及相位 弛豫(Tl和T2)屬性、水和脂肪的Larmor頻率響應(yīng)、以及類似響應(yīng)，單獨(dú)或組合地用于產(chǎn)生組織組成元素及結(jié)構(gòu)的體積圖像，幫助診斷和治療。例如，水濃度對脂肪濃度的比值區(qū)分出一些組織類型。MRI亦可區(qū)分出環(huán)境影響組 織，諸如那些影響血液滲透的組織，例如浮腫或缺血。濃度可由于血紅蛋白中諸如鐵核之類 的磁性混合物的存在或濃度而不同，所述血紅蛋白使得可以看見脈管系統(tǒng)。組織間的區(qū)分 可通過用諸如釓混合物之類的顯影劑滲透組織來增強(qiáng)。一些顯影劑存在于諸如腫塊和病變 之類的具體組織結(jié)構(gòu)，以及隨時(shí)間推移的顯影劑在不同組織中的攝入率和/或沖失率，提 供了在組織類型和/或影響組織的環(huán)境間進(jìn)行區(qū)分的方法。原子核具有在遭受偏置磁場時(shí)可變得對齊的磁矩。對具體元素或同位素應(yīng)用共振 頻率(Larmor頻率)的射頻脈沖激勵(lì)信號，將重新取向?qū)?yīng)于該共振頻率的核的磁矩。該 激勵(lì)相對于他們的偏置對準(zhǔn)且在通過變化磁場強(qiáng)度可選擇的局部區(qū)域中傾斜該核，原子同 相旋進(jìn)(自旋)。在激勵(lì)之后經(jīng)過一小段時(shí)間(例如，幾十毫秒)，自旋的相位相干性消散。 經(jīng)過較長的一段時(shí)間(例如，大約一秒)，該核返回至他們的初始偏置磁矩對齊。與損失相 位相干性及磁矩對齊相關(guān)聯(lián)的時(shí)間對不同類型的組織及其環(huán)境來說是明顯的。需要花費(fèi)時(shí) 間來建立梯度場條件以及執(zhí)行激勵(lì)和感測步驟序列，以便在具體組織位置處獲得MR響應(yīng)。 對體積成像要求執(zhí)行許多這樣的序列。核磁共振成像的一種突出用途是診斷乳房組織中的病變及腫塊。對于乳房成像來 說，MRI數(shù)據(jù)有利地被采集及處理，以最小化脂肪組織的顯示，這些脂肪組織的顯示可能使 病變的可視化變得模糊。用顯影劑滲透進(jìn)一步改善了對比度，亦使得根據(jù)顯影劑的不同滲 濾率在組織之間描繪出區(qū)別。采用不同激勵(lì)脈沖序列來研發(fā)數(shù)據(jù)，可獲得各種結(jié)果，其中每個(gè)體素的編碼值表 示具體元素的局部濃度和響應(yīng)。該區(qū)分參數(shù)可以是處于共振頻率的空間定位RF發(fā)射的振 幅和相位、回波響應(yīng)定時(shí)、以及其它允許一種元素區(qū)別于另一種元素和/或允許評定在不 同位置處元素的相對信號強(qiáng)度的方面，而同時(shí)改變梯度場以移動(dòng)數(shù)據(jù)值在各序列期間沿其 采集的線。如上面所提到的，感測及數(shù)字化時(shí)的磁共振數(shù)據(jù)提供了在離散采樣時(shí)間點(diǎn)的振幅 采樣。各回波的一維傅里葉逆變換產(chǎn)生沿讀取軸的自旋的分布投影。沿相位編碼軸的第二 傅里葉逆變換提供空間編碼的第二維?？偛蓸訒r(shí)間由每讀取梯度的采樣點(diǎn)數(shù)目以及相位-編碼梯度步驟的數(shù)目來確定。 在一種視場對應(yīng)于X-Y平面中穿過病人組織的切片的方法中，病人的相對位置可沿正交于 該切片平面的Z方向遞進(jìn)，借此成像下一平行切片。切片中的X-Y像素，和連續(xù)切片的像 素被共同理解為體積圖像，其中體素分辨率是切片之內(nèi)的分辨率以及切片之間的遞進(jìn)的距離。另一種MRI成像的方法采用螺旋三維采集，其中勵(lì)磁響應(yīng)包圍多個(gè)平面。面內(nèi) (X-Y)的數(shù)據(jù)通過沿螺旋形軌跡前進(jìn)而獲取。穿過平面(Z)的數(shù)據(jù)用相位-編碼來采集。 可改變各個(gè)線和平面的對齊，但為了對組織體積成像，有必要應(yīng)用梯度和激勵(lì)，以及數(shù)字化 時(shí)域響應(yīng)，從而足以包圍三維的組織體積。這產(chǎn)生了數(shù)據(jù)值的三維k-空間矩陣。通過傅里 葉變換進(jìn)行處理建立了顯示為體素亮度或灰度的數(shù)據(jù)的空間域矩陣。
發(fā)明內(nèi)容
在某一時(shí)間變化圖像的研究中，諸如研究包括用顯影劑滲透的過程期間的乳房組 織，需要獲取多組體積圖像。每組圖像類似于電影中的停幀。從一組圖像變成下一組圖像， 顯示了當(dāng)顯影劑由組織吸收并隨之逐漸消失時(shí)的差異組織類型以及時(shí)間變化。有利的是，在近距離時(shí)間點(diǎn)處提供許多這樣的停幀，以便可基于時(shí)間描繪出細(xì)微 區(qū)別。然而，采集及處理完整的體積圖像所需要的時(shí)間限制了呈現(xiàn)停幀之間的時(shí)間上的最 小時(shí)間間隔。本公開的一個(gè)目的是低于該時(shí)限。提供用于時(shí)間_變化圖像研究(諸如顯影 劑滲透)的圖像進(jìn)度，其中通過采集初始完全填充k_空間數(shù)據(jù)矩陣(其可進(jìn)行傅里葉變 換以產(chǎn)生空間圖象)，接著通過僅填充該k_空間數(shù)據(jù)矩陣的一部分以及再利用未被更新的 k"空間矩陣值子集的上述值來產(chǎn)生一個(gè)或多個(gè)更新的k_空間數(shù)據(jù)矩陣(其中每個(gè)可產(chǎn)生 另一組空間圖像)，來采集完整數(shù)據(jù)集。該技術(shù)的一個(gè)方面是識別出，雖然該k_空間矩陣是時(shí)域而非空間域上的數(shù)據(jù)格 式，對于更為接近于k_空間矩陣中心的矩陣點(diǎn)，相比于和中心間隔的占據(jù)k_空間三維矩陣 的周邊附近的位置的點(diǎn)，該三維k_空間矩陣中包含的信息是不同的。該中心附近的k_空間 矩陣位置主要涉及對比度。外圍的k_空間位置主要涉及空間分辨率。在諸如顯影劑滲透 研究之類的應(yīng)用中，組織結(jié)構(gòu)不會(huì)移動(dòng)，但隨著顯影劑的局部濃度的變化，MR響應(yīng)會(huì)變化。 因此有利地，重復(fù)填充該k-空間的中心體積，以通過對k-空間版本進(jìn)行傅里葉變換來產(chǎn)生 新圖像，其中k-空間矩陣的中心“體積”處的值被重新更新，周邊體積處的值被重新使用一 次或多次，而不必被更新。在加顯影劑的檢查中，獲取多個(gè)3D數(shù)據(jù)集以形成一系列沿連續(xù)時(shí)間點(diǎn)的體積圖 像，以便隨著顯影劑由組織吸收并隨之逐漸褪時(shí)，顯示顯影劑的局部濃度的差異。組織征示 為它們的動(dòng)態(tài)(時(shí)間變化)對比度增強(qiáng)過程。根據(jù)本公開的一個(gè)方面，該k_空間矩陣整體上被認(rèn)為是具有兩部分中心部分和 周邊部分。該中心部分被定義為接近k_空間矩陣的原點(diǎn)或中心點(diǎn)的k_空間數(shù)據(jù)位置。周 邊部分被定義為遠(yuǎn)離原點(diǎn)的k_空間數(shù)據(jù)?？稍谥行募爸苓叢糠只蚨嗷蛏賴?yán)格地設(shè)置分界 線，例如在原點(diǎn)與外圍中間的中點(diǎn)處；或者在一促成快速幀速率的點(diǎn)處，例如，在原點(diǎn)與外 圍之間的跨距的25%處；或者在稍慢一些但較不易受運(yùn)動(dòng)影響的點(diǎn)處，例如，在原點(diǎn)至外 圍的跨距的75%處。MR成像的一個(gè)方面是經(jīng)過傅里葉變換的三維k_空間數(shù)據(jù)矩陣的中心部分向該 體積圖像貢獻(xiàn)低空間分辨率信息，尤其是對比度。變換時(shí)，該k_空間數(shù)據(jù)矩陣的周邊部分 向該體積圖像貢獻(xiàn)高空間分辨率信息，即空間圖像細(xì)節(jié)。該三維k_空間矩陣的中心部分與 周邊部分之間的分界可以不同方式形成。立方體的k_空間矩陣的中心部分可以是較小的 立方體、半球、多邊形固體等?？啥x嚴(yán)格的邊界表面，或不規(guī)則表面。前述討論涉及更新k_空間中的中心體積以及保持要重用的周邊k_空間數(shù)據(jù)，即， 在k_空間的中心部分與周邊部分之間進(jìn)行三維區(qū)分。亦可使用二維平面或一維線性分割。 三維區(qū)分是通常的目標(biāo)，而二維或一維分割可用作3D分割的特定情形。例如，根據(jù)該具有 創(chuàng)造性的技術(shù)的一維分割可設(shè)計(jì)成包括選擇沿切片相位編碼方向kz的中心帶，而在kx-ky 平面具有完整的k-空間數(shù)據(jù)。根據(jù)該技術(shù)，螺旋成像亦可設(shè)計(jì)成具有2D分割中心部分定 義為kx-ky平面的徑向內(nèi)側(cè)部分，而沿切片相位編碼方向kz具有完整的k-空間數(shù)據(jù)覆蓋。
在連續(xù)時(shí)間點(diǎn)或停幀處獲取數(shù)據(jù)作為k_空間數(shù)據(jù)子集。一時(shí)間點(diǎn)處的兩個(gè)互補(bǔ) k"空間數(shù)據(jù)子集可包括k_空間的中心部分的數(shù)據(jù)子集以及k_空間的周邊部分的數(shù)據(jù)子 集。根據(jù)一種技術(shù)，該中心部分子集用新獲取的k_空間數(shù)據(jù)來填充，以填滿每個(gè)時(shí)間點(diǎn)的 k"空間的定義中心部分。該周邊部分子集的k_空間值可從早期采集中重用一次或多次。 例如，該周邊部分子集可獲取一次，并通過多個(gè)時(shí)間點(diǎn)的完整過程重用，在該多個(gè)時(shí)間點(diǎn)期 間，中心部分子集在每個(gè)時(shí)間點(diǎn)進(jìn)行更新。根據(jù)一種替代實(shí)施方式，對于每個(gè)新時(shí)間點(diǎn)期間 不同矩陣位置來說，k-空間的周邊部分子集可部分地填滿，以便經(jīng)過多個(gè)時(shí)間點(diǎn)更新整個(gè) 周邊部分。這可在每個(gè)時(shí)間點(diǎn)更新整個(gè)中心部分時(shí)進(jìn)行。
同樣地根據(jù)一種實(shí)施方式，該k_空間矩陣的周邊部分可進(jìn)一步劃分為子分割，例 如預(yù)定厚度的逐漸變大的帶，根據(jù)程序更新，其中在對比度研究中，較為中心的部分以一頻 率(優(yōu)選較高頻率)更新，并且較為周邊的部分以作為其各自離原點(diǎn)的距離的函數(shù)的逐漸 降低的頻率進(jìn)行更新。在不同時(shí)間點(diǎn)獲取的周邊子集全部都“合成”為k_空間數(shù)據(jù)的完整 周邊部分，在傅里葉變換期間與k_空間的互補(bǔ)中心部分一起使用，從而以最高的更新頻率 產(chǎn)生中心部分的每個(gè)更新的空間圖像。在MRI成像期間采集的數(shù)字化數(shù)據(jù)保存在具有存儲(chǔ)器尋址方案的數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器中， 該方案組織數(shù)字化數(shù)據(jù)來表示該k_空間矩陣值。在掃描序列之后，所采集的數(shù)據(jù)通過傅里 葉變換進(jìn)行處理(傅里葉變換是對頻率及相位坐標(biāo)系下磁矩自旋密度分布進(jìn)行解碼所必 需的)，從而產(chǎn)生表示磁矩自旋密度分布的圖像數(shù)據(jù)。經(jīng)過連續(xù)的數(shù)據(jù)采集周期，該磁矩自 旋密度分布被采集及變換成在不同時(shí)間點(diǎn)的空間分布體素?cái)?shù)據(jù)點(diǎn)。該公開的技術(shù)的重要應(yīng)用是診療乳癌。通過基于組織類型的組成元素或分子來區(qū) 分組織類型，例如將脂肪濃度與水濃度進(jìn)行區(qū)分，可描繪出區(qū)別以看見諸如血管及脈管系 統(tǒng)之類的內(nèi)部乳房組織結(jié)構(gòu)。在體積投影中將脂肪組織展示成透明的并提高水濃度，往往 在圖像中高亮顯示對于病變外觀的對比度，幫助專業(yè)人員將囊腫與腫塊等等區(qū)分開來。用 顯影劑滲透組織改善了相關(guān)組織類型及組織結(jié)構(gòu)可被區(qū)分的程度。顯影劑假定在不同組 織中存在不同濃度，并且可隨時(shí)間推移以不同速率滲透?？勺⑷刖哂忻黠@核磁特征的顯影 齊U。在滲透期間及滲透之后，不同組織類型中顯影劑的不同濃度往往描繪出這樣的組織的 輪廓。通過隨時(shí)間推移獲取連續(xù)的圖像，可比較在分立組織中顯影劑的滲濾速率。全MRI圖像典型地需要大約三分鐘完全填充k_空間的通過滿掃描來進(jìn)行，以及通過 傅里葉變換產(chǎn)生一完整圖像至合理的體素分辨率。以此速率，在滲透研究中可能僅有幾個(gè)完整 圖像可用于在顯影劑的效果逐漸消褪之前進(jìn)行有意義的比較。本發(fā)明的一個(gè)方面是，關(guān)聯(lián)不同 圖像獲取的關(guān)聯(lián)子集，這些不同圖像的獲取在時(shí)間上是分離的，和/或?qū)嵸|(zhì)上從k_空間矩陣中 的中心對周邊地帶中獲取。重用周邊k_空間數(shù)據(jù)和/或比互補(bǔ)中心k_空間數(shù)據(jù)較不頻繁地 更新周邊數(shù)據(jù)，使能監(jiān)控隨著逐漸增加的時(shí)間采樣在對比度上的時(shí)間變化，這些時(shí)間采樣在采 樣時(shí)間之內(nèi)提供了有效的對比信息，該采樣時(shí)間比采集完整圖像所必需的采樣時(shí)間短。在所采集的圖像數(shù)量和圖像的體素分辨率之間取得折衷是MR I滲濾研究中通常 必需的。然而，該公開的技術(shù)提供了一種方法，用于以更快速率或以更大量的時(shí)間采樣獲取 對比度信息，和以更慢的速率或序列期間僅一次獲取的分辨率信息一起使用。該方法使用 為k_空間矩陣的周邊部分而采集的保持有效的分辨率信息，假設(shè)該組織樣品保持固定。該 方法顯示對比度以及顯影劑的變化濃度，該顯影劑優(yōu)選以有利地短采樣時(shí)間作用于相關(guān)組織結(jié)構(gòu)。在一種實(shí)施方式中，提供了一種用于改善MRI的有效時(shí)間分辨率的方法。在一段 時(shí)間之內(nèi)，采集多個(gè)MRI圖像數(shù)據(jù)集。每個(gè)數(shù)據(jù)集由RF激勵(lì)脈沖產(chǎn)生，緊接著在一段時(shí)間之 后感測響應(yīng)，用于填充k-空間中的值。該多個(gè)所采集的數(shù)據(jù)集分離成數(shù)據(jù)子集，包括早期 及后來的數(shù)據(jù)采集序列以及包括k-空間數(shù)據(jù)矩陣的中心及周邊部分的值的互補(bǔ)子集。該 互補(bǔ)子集經(jīng)傅里葉變換以提供空間域中的體積圖像數(shù)據(jù)。至少一個(gè)數(shù)據(jù)采集序列貢獻(xiàn)與k_空間原點(diǎn)相間隔的k_空間數(shù)據(jù)值，提供了空間 分辨率信息。這可以是該序列中的第一個(gè)或根據(jù)某一程序重復(fù)。優(yōu)選對于要產(chǎn)生的每個(gè)新 空間圖像或者至少以較高頻率程序中，互補(bǔ)k_空間數(shù)據(jù)值在相同或另外的數(shù)據(jù)采集序列 期間獲取。該互補(bǔ)值在k_空間的原點(diǎn)處以及原點(diǎn)附近，提供對比度信息。較頻繁獲取的對 比度信息和較不頻繁獲取(或者僅一次)的分辨率是填滿該k_空間數(shù)據(jù)矩陣的互補(bǔ)部分。 二者經(jīng)傅里葉變換，從而產(chǎn)生具有時(shí)間_間隔對比度信息的圖像，但至少部分地共享空間 分辨率信息。在一種示例性實(shí)施方式中，磁共振成像系統(tǒng)包括一偏置場磁鐵和一梯度場磁鐵陣 列；一可控射頻脈沖源；一射頻接收機(jī)，包括數(shù)字轉(zhuǎn)換器；一控制系統(tǒng)，可操作地經(jīng)該偏置 場磁鐵和該梯度場磁鐵施加磁場并經(jīng)由該射頻脈沖源觸發(fā)應(yīng)用脈沖序列。包括一個(gè)或多個(gè) 處理器，耦合至接收數(shù)字化數(shù)據(jù)值的射頻接收機(jī)。該處理器配置成采集對應(yīng)于圖像的多個(gè)數(shù)據(jù)集。一組周邊k_空間值采集至少一 次，中心k_空間值反復(fù)采集。中心及周邊值的組合合計(jì)為完全k_空間數(shù)據(jù)值總數(shù)。通過 用所采集的中心值作為該完全k_空間數(shù)據(jù)集的中心部分的新對比信息，并接著轉(zhuǎn)換包括 替代對比數(shù)據(jù)的完全k_空間數(shù)據(jù)，與如果反復(fù)采集完全k_空間數(shù)據(jù)集則可能的圖像數(shù)目 相比，產(chǎn)生另外的圖像-空間呈現(xiàn)(體素?cái)?shù)據(jù)集)。


在附圖中示出了本主題的某些說明性實(shí)施方式；然而，應(yīng)理解的是，本發(fā)明不局 限于公開作為實(shí)施例的實(shí)施方式，而可以是與所附權(quán)利要求中定義的主題的范圍一致的變 體。在附圖中圖1是示例性核磁共振成像系統(tǒng)的示意圖，該系統(tǒng)配置成用于乳房成像并包括說 明基本功能元件的方框圖；圖2是等同k_空間及圖像空間中的圖像數(shù)據(jù)的示意性圖示，并圖示了中心及周邊 k_空間之間的立方體區(qū)別的實(shí)施例；圖3是圖示通過關(guān)聯(lián)全圖像掃描的子集來創(chuàng)建圖像數(shù)據(jù)集的方面的方框圖，在這 種情況下，示范說明了一個(gè)序列中后獲取的數(shù)據(jù)與在下一序列中早期獲取的數(shù)據(jù)的關(guān)聯(lián)。圖4是對應(yīng)于圖3的方框圖，但在關(guān)聯(lián)上使用了不同的子集；以及圖5是示出了應(yīng)用圖2和3的子集概念至k-空間螺旋形軌跡MRI序列的特例的 示意圖。
具體實(shí)施例方式圖1 一般性地示出了磁共振(NMR或MRI)成像系統(tǒng)的元件。在一種實(shí)施方式中，該成像系統(tǒng)可以是以特定頻率用旋轉(zhuǎn)共振頻率偏離激勵(lì)操作的乳房成像系統(tǒng)，所述頻率被 選擇以區(qū)分水基組織同時(shí)限制基于脂肪的組織的響應(yīng)。該系統(tǒng)配置成采集在激勵(lì)和感測操 作的序列中的磁共振信息，該信息在調(diào)節(jié)梯度磁場的同時(shí)出現(xiàn)。執(zhí)行序列，包括激勵(lì)和相位 編碼RF脈沖。在每次激勵(lì)的延遲后是感測間隔期間，在感測間隔期間來自成像組織的響應(yīng) 信號被接收、數(shù)字化，并且結(jié)果保存在數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器中，在其中組織數(shù)字化的值以填充通常稱 為k_空間的矩陣。隨著該序列執(zhí)行，采集越來越多的圖像數(shù)據(jù)，直到已采集表征完全組織 體積響應(yīng)的數(shù)據(jù)。此時(shí)，圖像數(shù)據(jù)處理器實(shí)現(xiàn)經(jīng)過傅里葉變換的所采集數(shù)據(jù)的轉(zhuǎn)換，其中被 接收且數(shù)字化的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成一空間圖，該圖表示磁共振響應(yīng)的局部幅值與組織體積中的位 置之間的比對。該幅值投影為體積中的體素值或投影到顯示器上的像素值。在一段時(shí)間之內(nèi)采集一個(gè)或多個(gè)激勵(lì)序列的數(shù)據(jù)，在此期間重復(fù)緊跟有感測/數(shù) 字化操作的RF激勵(lì)脈沖。本公開的一個(gè)方面是在一段時(shí)間內(nèi)采集數(shù)據(jù)，以在離散時(shí)間點(diǎn)處 產(chǎn)生一系列停幀圖像。然而亦有一個(gè)方面是每個(gè)停幀不要求完整的圖像采集序列。隨后采 集到的數(shù)據(jù)，具體地表示對比信息，與數(shù)據(jù)的補(bǔ)集一起進(jìn)行處理，該補(bǔ)集數(shù)據(jù)表示分辨率但 在不同時(shí)間從激勵(lì)和感測/數(shù)字化序列中至少部分地重用。隨后采集的數(shù)據(jù)和重用的數(shù)據(jù) 是k-空間中數(shù)字化數(shù)據(jù)的互補(bǔ)部分。k-空間數(shù)據(jù)的一種屬性是更接近k_空間原點(diǎn)的值相對更相關(guān)于對比度。與k_空 間原點(diǎn)徑向間隔的值相對更相關(guān)于分辨率。本技術(shù)的一個(gè)方面是當(dāng)在一段時(shí)間之內(nèi)采集數(shù) 據(jù)的同時(shí)，與對比度相關(guān)的k_空間數(shù)據(jù)集部分被重復(fù)采集，并與至少一個(gè)k_空間數(shù)據(jù)集的 與分辨率相關(guān)的那些部分相關(guān)聯(lián)。本發(fā)明允許在重用分辨率信息的同時(shí)用來自稍后時(shí)間的 對比度信息替代稍前時(shí)間的對比度信息。根據(jù)一種替代實(shí)施方式，k_空間的中心部分被反復(fù)更新并用新信息覆寫。在每次 這樣更新k_空間的中心部分之后，所有k_空間的全部內(nèi)容經(jīng)傅里葉變換以產(chǎn)生體素?cái)?shù)據(jù) 集。至少一次，并且趨向于以比k_空間的中心部分的更新較不頻繁的局部更新的重復(fù)率或 進(jìn)度，寫入k_空間的周邊部分。該k_空間的中心及周邊部分彼此是互補(bǔ)的，并為k_空間 的中心部分的每次更新反復(fù)產(chǎn)生體素?cái)?shù)據(jù)集，即使該k_空間的互補(bǔ)部分在不同時(shí)間更新。該技術(shù)提供在體素?cái)?shù)據(jù)圖像中的更新的對比度信息，并且要求比完整的圖像采集 過程更少的時(shí)間。假設(shè)組織是靜止的，從k_空間的兩個(gè)(或多個(gè))互補(bǔ)部分的傅里葉變換 中獲取的合成圖像保持分辨率及細(xì)節(jié)，并且對比度信息以一種有利短周期時(shí)間來更新。該 公開的技術(shù)傾向用于具有時(shí)間-變化對比度方面的診斷過程，但其中組織本身是靜止的， 諸如如下程序，在該程序中組織用顯影劑滲透，并接著在顯影劑在不同組織中以不同速率 滲濾時(shí)被重復(fù)成像以評定顯影劑的變化亮度。本發(fā)明的各方面亦可適用于其它應(yīng)用、其它 組織類型及其它脈沖序列。如圖1所示的成像系統(tǒng)包括一組電磁體，其包括偏置線圈102，沿關(guān)于病人(未示 出)的縱向建立靜態(tài)磁偏場，B0。在乳房成像中，病人俯臥在支撐桌120上，乳房靠著及可選 地固定在一個(gè)或多個(gè)定位夾具(未示出)中。桌120可沿相對于偏置線圈102的軸向平移 以移動(dòng)該病人進(jìn)入及通過線圈102的內(nèi)腔，從而對乳房及在前的軀干成像。在一種應(yīng)用中， 該成像可根據(jù)在X-Y平面中的螺旋RODEO序列并通過Z-軸(其中Z-軸對應(yīng)于病人從頭到 腳的方向)上的相位編碼來傳導(dǎo),如同MA的NorthAndover的Aurora Imaging Technology 公司提供。
所示出的偏置線圈102的靜態(tài)磁場沿相對于病人的縱向從頭到腳方向(這可被認(rèn) 為是Z-方向)對齊。設(shè)置另外的磁性線圈108、104，以分別沿正交的X-及Y-方向施加可 變磁場梯度。同樣，相位-編碼線圈106提供了平行于該偏置線圈102的方向的取向，以應(yīng) 用激勵(lì)脈沖。一讀取天線耦合至接收機(jī)122，用于感測和放大信號、時(shí)間采樣及數(shù)字化、以及 保存的信號。采樣數(shù)據(jù)安排在存儲(chǔ)器中，該存儲(chǔ)器可根據(jù)k-空間坐標(biāo)系來組織。當(dāng)采樣及 數(shù)字化完成時(shí)，傅里葉變換將時(shí)域采樣數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成空間域體素?cái)?shù)據(jù)。該偏置線圈場使病人組織中的原子與參考自旋方向?qū)R。改變由梯度線圈所產(chǎn)生 的場，以便在病人組織中選擇要成像的局部區(qū)域。該梯度場趨向于按照周期方式變化，以便 對組織中的相續(xù)的線或平面接續(xù)編碼及選擇。原子的自旋軸從由偏置場確定的參考方向移 位。應(yīng)用RF激勵(lì)脈沖。以對給定元素共振的預(yù)定Larmor頻率的激勵(lì)對該元素的原子中的 相位相干磁自旋編碼。該原子暫時(shí)同相進(jìn)動(dòng)，最終變得相位不相干以及最終返回至由偏置 場確定的參考方向。時(shí)域采樣數(shù)據(jù)被采集、數(shù)字化及保存在k-空間存儲(chǔ)器中。在完成通過 組織體積的一個(gè)或多個(gè)序列之后，處理器114對k-空間存儲(chǔ)器115的內(nèi)容進(jìn)行傅里葉變 換，從而產(chǎn)生保存在體素存儲(chǔ)器116的存儲(chǔ)器位置處的體素?cái)?shù)據(jù)值，切片或投影顯示可從 中產(chǎn)生并呈現(xiàn)在顯示器裝置118上。在RF激勵(lì)脈沖之后，正在成像的局部區(qū)域中的原子的磁自旋是同相的，直到他們 經(jīng)過“t2”弛豫時(shí)間變成相位不相干。當(dāng)進(jìn)動(dòng)原子返回至由偏置場確定的參考自旋取向時(shí)， 該自旋經(jīng)過“tl”弛豫時(shí)間逐漸消失。該tl和t2時(shí)間是以RF激勵(lì)的頻率所激勵(lì)的元素所 專用的，弛豫時(shí)間可提供一種對不同的元素濃度進(jìn)行區(qū)分的方式。為了利用接連的激勵(lì)脈沖和回波感測以及編碼步驟來完成對組織的區(qū)域或體積 的激勵(lì)及感測，必需設(shè)置預(yù)定的梯度場強(qiáng)度、應(yīng)用RF激勵(lì)脈沖、以及按照坐標(biāo)方式從點(diǎn)到 點(diǎn)移動(dòng)地編碼所得到的信號?？刂破?12耦合以被來自計(jì)算機(jī)處理器114的信號驅(qū)動(dòng)，并 接著觸發(fā)梯度及激勵(lì)驅(qū)動(dòng)裝置110的操作。該驅(qū)動(dòng)裝置110亦可以是穩(wěn)定階段電流源，以 驅(qū)動(dòng)該偏置線圈102。在這種實(shí)施方式中，偏置和梯度驅(qū)動(dòng)裝置110應(yīng)用定時(shí)脈沖時(shí)序，配合對X-Y-Z梯 度線圈108、104、106中的電流的改變。在應(yīng)用激勵(lì)及梯度脈沖時(shí)，計(jì)算機(jī)處理器114經(jīng)由 接收機(jī)122獲取病人組織的回波響應(yīng)。在已執(zhí)行脈沖序列足以獲取完整的數(shù)據(jù)集之后，處理器從k_空間時(shí)域數(shù)據(jù)陣列 中計(jì)算對應(yīng)的空間域圖像數(shù)據(jù)陣列。所述結(jié)果根據(jù)實(shí)際空間中的物理位置坐標(biāo)保存為數(shù)字 幅值，即，根據(jù)由成像組織所占據(jù)的空間中的X、Y和Z點(diǎn)的陣列。該圖像數(shù)據(jù)可保存在體素?cái)?shù)據(jù)存儲(chǔ)器116中。利用體積圖像數(shù)據(jù)處理，可選擇穿 過該成像體積的任意切片進(jìn)行顯示。該數(shù)據(jù)可處理來獲得該三維體積的二維投影，例如包 括將一些所探測的組織類型顯示為透明，以便顯示其它組織類型。該投影可旋轉(zhuǎn)、放大等 等。為進(jìn)行乳房成像，具有脂肪濃度的組織可顯示為透明，以更好地看見血管及具有水濃度 的潛在病變。該數(shù)據(jù)可利用圖像處理軟件來處理及增強(qiáng)，例如調(diào)整對比度。該圖像數(shù)據(jù)可通過 與經(jīng)受閾值檢測的相同體積的其它圖像相加或相減或布爾函數(shù)等等來組合。該最終圖像優(yōu) 選可顯示在顯示裝置118上，使內(nèi)科醫(yī)師或臨床醫(yī)生能夠看見內(nèi)部組織。本發(fā)明的一個(gè)方面是代替接續(xù)采集完整的k_空間數(shù)據(jù)集，數(shù)據(jù)集的對比部分被接續(xù)采集，而一個(gè)或多個(gè)數(shù)據(jù)集中的分辨率數(shù)據(jù)通過根據(jù)不同進(jìn)度更新k_空間存儲(chǔ)器的 對應(yīng)部分來重用。在一種實(shí)施方式中，在采集到k_空間中的完整數(shù)據(jù)集并通過傅里葉變 換產(chǎn)生圖像之后，利用一個(gè)或多個(gè)進(jìn)一步的圖像采集步驟產(chǎn)生更新的圖像，所述采集步驟 更新k_空間中的數(shù)據(jù)集的僅僅一部分，也就是對應(yīng)于鄰近k_空間原點(diǎn)的地帶或體積(即 k_空間值的三維矩陣的中心部分)的對比度信息。對比度信息至少比分辨率信息更頻繁地 進(jìn)行采集。根據(jù)一種實(shí)施方式，該分辨率信息(k_空間的周邊部分)僅采集一次。對比度 信息(k_空間的中心部分)在幾個(gè)重復(fù)序列上進(jìn)行采集。利用保存在k_空間存儲(chǔ)器中的 互補(bǔ)的新對比度信息和被重用的分辨率信息，可產(chǎn)生傅里葉變換和新的體素?cái)?shù)據(jù)圖像以用 于每次更新該對比度信息。不進(jìn)行無限制的重用，在k_空間的周邊部分的分辨率信息可以比中心部分的對 比度信息以較不頻繁的進(jìn)度進(jìn)行更新。例如，經(jīng)過給定數(shù)目的序列(例如十個(gè)序列，在此序 列期間采集對比度信息)，僅分辨率值的對應(yīng)比例(即，在該實(shí)施例中是十分之一)可被更 新。顯示對比度的k_空間的更頻繁采集的內(nèi)部部分中的每一部分可用來組成一組圖像進(jìn) 行顯示，其中k_空間的較不頻繁采集的外部部分的局部被更新的部分的綜合合成物與內(nèi) 部部分合用。共同地，該部分提供一完全填充的k_空間矩陣，盡管矩陣的各部分是在不同 時(shí)間采集。在傅里葉變換之后，獲取該圖像數(shù)據(jù)集的完整分辨率(即，最精細(xì)分辨率的像素 的完全數(shù)據(jù))，但對比度數(shù)據(jù)的采樣時(shí)間分辨率，比起如果重新采集完整的數(shù)據(jù)集進(jìn)行傅里 葉變換及接連顯示所必需的，將會(huì)更短。處理器114可將各種圖像處理步驟應(yīng)用于保存在體素?cái)?shù)據(jù)存儲(chǔ)器116中的體素?cái)?shù) 據(jù)上。在沒有限制的情況下，這樣的步驟可包括通過邊緣檢測、閾水平辨別、應(yīng)用圖形增強(qiáng) 掩膜、圖像分析變換等等來增強(qiáng)對比度。處理器114配置成在一個(gè)或多個(gè)處理步驟之前或 之后采集相同體積的多幅圖像。這些圖像彼此應(yīng)用，從而使得重合的體素被增加或減去或 服從于閾值以及布爾運(yùn)算，以提供用于產(chǎn)生對比度的不同技術(shù)。圖1和2中圖示的NMR成像裝置可配置成使用螺旋“R0DE0”。簡稱“R0DE0”表示 “激勵(lì)共振頻率偏離的旋轉(zhuǎn)序列”。在一種螺旋RODEO三維成像過程中，梯度場調(diào)制安排成獲 取k-空間時(shí)域數(shù)據(jù)，而同時(shí)沿kx-ky平面中的螺旋前進(jìn)并沿kz軸進(jìn)行相位編碼。該RF脈 沖可安排成激勵(lì)水合質(zhì)子(water proton)以產(chǎn)生抑制脂肪的圖像。所述具體脈沖序列產(chǎn) 生快速的Tl-加權(quán)圖像，當(dāng)為k-空間采集數(shù)據(jù)時(shí)按螺旋行進(jìn)。一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是好的偏置場(BO) 均一性在螺旋掃描期間在整個(gè)成像視場被保持。要求嚴(yán)謹(jǐn)?shù)募夹g(shù)指標(biāo)用于電場及渦流補(bǔ)償 性能上。在圖2中，病人的體積圖像顯示在圖像空間中。MRI控制器順序通過采集的梯度、 激勵(lì)及相位編碼步驟，延遲、感測、數(shù)字化及存儲(chǔ)k-空間中響應(yīng)時(shí)間采樣值。亦參考圖1， 響應(yīng)及時(shí)由接收機(jī)122采樣并數(shù)字化，結(jié)果保存在k-空間存儲(chǔ)器115中，其中子集300表 示對比度信息。該存儲(chǔ)器115的內(nèi)容經(jīng)傅里葉變換以將圖像呈現(xiàn)在顯示器118上。在圖2 中，k-空間115的中心子集300表示對比度信息，k-空間115的互補(bǔ)剩余部分是包含分辨 率信息的周邊部分。根據(jù)討論，可以根據(jù)一側(cè)上該維一半之外的比例(k-空間體積的八分 之一)進(jìn)行分割，如實(shí)施例所示，并且該分割可以根據(jù)除了立方體之外的幾何結(jié)構(gòu)，例如根 據(jù)另一形狀的球狀。同樣地，該區(qū)分中心及周邊部分的表面可以是不規(guī)則的，并且可提供不 止兩個(gè)地帶，所述兩個(gè)地帶分別相對較靠中心或較靠周邊，且按照不同的程序更新。
11
至少最中心的部分(在實(shí)施例中為300)用來自后續(xù)序列或每個(gè)連續(xù)序列的新數(shù) 據(jù)來覆寫。與中心部分互補(bǔ)的、k-空間中存儲(chǔ)器115的周邊剩余內(nèi)容被重用，其僅獲取一 次或比中心部分較不頻繁地更新。利用子集300中的新對比度數(shù)據(jù)以及重用來自周邊部分 的分辨率數(shù)據(jù)，獲取新圖像。圖3和4示范說明了一些示例性的替代方案，用于組合k_空間數(shù)據(jù)的子集，順序 采集，以從組合k_空間數(shù)據(jù)的中心及周邊部分中產(chǎn)生多幅圖像，所述中心及周邊部分在不 同時(shí)間采集。在用最近采集的子集的值替換k_空間中之前數(shù)據(jù)值之后，通過k_空間數(shù)據(jù) 集的傅里葉變換完成上述過程。通過從關(guān)聯(lián)子集中的不同集合中產(chǎn)生傅里葉變換和分立圖 像，亦可以這種方式來提供更多的圖像。在一種概括性顯示在圖2和5中的實(shí)施方式中，執(zhí)行的脈沖序列設(shè)計(jì)(即，激勵(lì) 及梯度脈沖的計(jì)劃定時(shí)和序列)，包括限速螺旋形軌跡梯度波形，其反復(fù)地應(yīng)用來采集螺旋 “激發(fā)(shots)”中每個(gè)點(diǎn)的k-空間上的值。從一個(gè)螺旋形軌跡到下一個(gè)螺旋形軌跡，螺 旋圖形的起始角度或旋轉(zhuǎn)原點(diǎn)或中心被改變，以便連續(xù)的螺旋漸進(jìn)地填滿成像體積中的各 點(diǎn)。圖5中示出一種實(shí)施例，其中相對旋轉(zhuǎn)螺旋激發(fā)Ia和lb，從而使得隨著平行于Z軸的 相位-編碼組織段被激勵(lì)且他們的MR響應(yīng)被接收及數(shù)字化，X-Y平面中的點(diǎn)的位置不重疊。 連續(xù)螺旋激發(fā)期間所采集的數(shù)據(jù)填充k-空間。該多激發(fā)內(nèi)插掃描軌跡可通過旋轉(zhuǎn)矩陣乘數(shù)來實(shí)施，該矩陣乘數(shù)被應(yīng)用于脈沖序 列編程中的梯度。多激發(fā)螺旋成像要求多次掃描，并且如果用于采集全像數(shù)據(jù)集，則可要求 比單激發(fā)螺旋更長的總掃描時(shí)間。然而，一個(gè)或多個(gè)螺旋激發(fā)可被采集用來及時(shí)更新圖像。根據(jù)一種設(shè)置，該脈沖序列包括一 RODEO RF脈沖(下面進(jìn)一步描述)，后面跟著 中心偏移的梯度，以沿kx和ky軸移動(dòng)當(dāng)前感測位置；以及一相位編碼梯度，其沿Z-軸前 進(jìn)。在螺旋末尾，讀出-重繞的梯度脈沖被應(yīng)用于所有三個(gè)軸，以復(fù)位核自旋。擾流梯度脈 沖可沿Z-軸施加。該擾流梯度脈沖尋求去同步及隨機(jī)化任意剩余核自旋。根據(jù)一種實(shí)施方式，該序列使用RODEO RF脈沖，該脈沖包括兩個(gè)背靠背的、以在脂 肪組織中的原子的共振頻率為中心頻率的余弦形狀的脈沖。第一個(gè)余弦形狀脈沖(從0延 伸到2 π弧度)以脂肪共振頻率為中心。該RF脈沖被緊跟著具有與第一脈沖相同的周期、 振幅和頻率，但具有180°相移的類似的余弦形狀脈沖。這兩個(gè)余弦形狀、相位相反的脈沖 的組合導(dǎo)致共振自旋的相互抵消，并從而抑制了所采集數(shù)據(jù)圖像中的脂肪響應(yīng)信號。同時(shí)， 這兩個(gè)脈沖對共振頻率偏離自旋的作用是添加的。水是共振頻率偏離的，其中余弦形狀與 脂肪信號共振的脈沖被制作為被抑制。結(jié)果，RODEO脈沖序列抑制了所采集數(shù)據(jù)圖像的脂 肪共振部分的圖像，改善了非脂肪共振部分的對比度圖像，包括水分及具相對低的脂肪濃 度的組織，諸如血管。來自螺旋k_數(shù)據(jù)的圖像重構(gòu)利用不均勻的快速傅里葉變換(FFT)算法來實(shí)施。該 方法利用最小二乘法產(chǎn)生給定螺旋軌跡的2D網(wǎng)格核心矩陣。具體地，該重構(gòu)過程包括下列 步驟 沿ζ軸在所獲取數(shù)據(jù)上應(yīng)用ID FFT ； 產(chǎn)生對應(yīng)于該螺旋形軌跡的核心矩陣； 通過用核心矩陣對螺旋k_數(shù)據(jù)卷積來使k_數(shù)據(jù)網(wǎng)格化； 在網(wǎng)格化的k-數(shù)據(jù)上執(zhí)行過濾及2D FFT ；
以及重新調(diào)節(jié)及格式化圖像。一維FFT沿切片方向應(yīng)用于二維k_空間的每個(gè)點(diǎn)。該處理在重建參數(shù)需要時(shí)允
許填零。上述螺旋RODEO成像技術(shù)適于診斷滲濾研究。滲濾研究的目的是要提供一時(shí)間繪 圖，其中，由于顯影劑的滲透及滲濾而導(dǎo)致的對比度的建立及逐漸消褪過程隨時(shí)間推移被 記錄，并且在顯影劑的消褪過程中的差異往往將病變或腫塊與諸如囊腫之類的其它組織區(qū) 分開來。在這樣的程序中，初步基準(zhǔn)圖像在向病人施加顯影劑之前采集。一旦采集到該基 準(zhǔn)圖像，則病人被給定預(yù)定數(shù)量的顯影劑。由于基于釓的顯影劑具有順磁成分，傾向于聚于 病變中從而在采集圖像中增強(qiáng)病變的對比度，因此一般使用這種顯影劑。在病人接收顯影劑之后，采集一個(gè)或多個(gè)全分辨率圖像，以用圖像數(shù)據(jù)完全地填 充k-空間。接著開始后續(xù)的成像序列，用于如圖5所示更新及覆寫k-空間數(shù)據(jù)集的中心 部分。這些后續(xù)的序列隨著顯影劑在病人身體中滲濾要花費(fèi)的時(shí)間來分布，并且可接續(xù)形 成。每當(dāng)完成序列以更新k-空間的中心部分時(shí)，包括已更新的中心部分以及周邊部分的已 有數(shù)據(jù)在內(nèi)的完整的k-空間數(shù)據(jù)集，可用于進(jìn)行傅里葉變換以產(chǎn)生體素圖像空間中的數(shù) 據(jù)集。只要在k-空間的中心部分能夠以比用新數(shù)據(jù)填充所有k-空間所花費(fèi)的時(shí)間更少的 時(shí)間來覆寫，該技術(shù)就比其他可能情況更頻繁地以及更大數(shù)目地將變化的對比信息提供給 圖像。在一段時(shí)間之內(nèi)，采集多個(gè)MRI圖像數(shù)據(jù)集。該所采集的數(shù)據(jù)集分離成數(shù)據(jù)子集， 包括早期及后來的數(shù)據(jù)采集序列以及包括k-空間數(shù)據(jù)矩陣的中心及周邊部分處的值的互 補(bǔ)子集。該互補(bǔ)子集經(jīng)傅里葉變換以提供空間域中的體積圖像數(shù)據(jù)。可使用某一程序并根據(jù)某一安排，其中k_空間的中心及周邊部分都被覆寫，但以 不同頻率覆寫。優(yōu)選地，來自k_空間的中心部分的對比度信息最頻繁地被更新。k_空間的 相對多的周邊部分中的一個(gè)或多個(gè)較不頻繁地被更新，或從不更新。至少一個(gè)數(shù)據(jù)采集序列貢獻(xiàn)于k_空間原點(diǎn)相間隔的k_空間數(shù)據(jù)值，提供了空間 分辨率信息。根據(jù)某一程序，這可以是該序列中的第一個(gè)或重復(fù)過程的一部分。如果該傅 里葉變換是在全部完成序列之后實(shí)現(xiàn)的，亦可與來自早期序列的中心k-空間子集一起，使 用來自稍后序列(而不是早期序列)中的周邊k-空間的分辨率信息，S卩，在圖像激發(fā)的連 續(xù)過程中的任意時(shí)候采集周邊k-空間子集。該處理器配置成采集多個(gè)對應(yīng)于圖像的數(shù)據(jù) 集，其中至少一個(gè)包含周邊k-空間值的至少一個(gè)集合，并且其中，中心k-空間值的補(bǔ)集被 重復(fù)采集。體素圖像通過這些補(bǔ)集的傅里葉變換的組合獲得。舉一個(gè)簡化的例子，如果顯影劑十分鐘之內(nèi)在病人身體中完全滲濾，并且完全的 多激發(fā)螺旋RODEO成像序列花費(fèi)五分鐘以達(dá)到期望的分辨率，則兩個(gè)完全成像序列中的最 大值可在分配時(shí)間內(nèi)進(jìn)行，導(dǎo)致產(chǎn)生兩幅圖像或兩個(gè)值用于任意具體空間體素位置。然而 根據(jù)本發(fā)明，在采集全像數(shù)據(jù)集之后，可用中心k-空間值的子集反復(fù)更新該數(shù)據(jù)集。為進(jìn) 行每次更新，新圖像和新數(shù)值是可能的。如果，例如，一有限中心k-空間子集可在一分鐘內(nèi) 采集，接著五幅被更新的圖像可通過連續(xù)僅更新中心k-空間數(shù)據(jù)子集以及傅里葉變換該 完全k-空間數(shù)據(jù)集來產(chǎn)生，以產(chǎn)生新圖像。該具有創(chuàng)造性的技術(shù)包括在k_空間存儲(chǔ)器中覆寫、替換或類似地關(guān)聯(lián)；在k-空 間中構(gòu)成預(yù)變換圖像的所采集數(shù)據(jù)值的子集的采集值；一個(gè)或多個(gè)其它互補(bǔ)且與覆寫現(xiàn)存于k_空間存儲(chǔ)器中的已存儲(chǔ)的值的不同子集的子集。接著，傅里葉變換將所有所存儲(chǔ)的 k_空間值從MR響應(yīng)轉(zhuǎn)換成作為空間位置的函數(shù)的體素值(例如，亮度)。這提供了一幅組 合或混合圖像，該圖像部分地由點(diǎn)的子集的值構(gòu)成，以及部分地由已存儲(chǔ)在k_空間中、未 被覆寫的值構(gòu)成。參照圖3，在一種實(shí)施方式中，用來覆寫現(xiàn)有值的值是在比現(xiàn)有值稍后的時(shí)間采集 的值，并且因而該傅里葉變換產(chǎn)生一新的及部分更新的完整圖像。在圖3的實(shí)施例中，每幅 圖像通過采集時(shí)間再分，在該實(shí)施例中為對半分。因而，每幅圖像Dn包含兩個(gè)子集Dna和 Dnb，其分別在k-空間存儲(chǔ)器中填滿MR值坐標(biāo)系位置的一半。四幅圖像Dl至D4通過將每 對圖像子集關(guān)聯(lián)在一起產(chǎn)生。然而，亦可采用不同圖像的子集替換以提供另外的全像。如 果該圖像子集如圖3所示時(shí)間上是連貫的，那么除了圖像Dl至D4之外，通過將早期數(shù)據(jù)采 集序列(Dnb)的后面部分與下一稍后序列(Dn+la)的早期部分相關(guān)聯(lián)，還可能有三幅另外的 圖像D5至D7。在該實(shí)施例中兩個(gè)子集的每個(gè)關(guān)聯(lián)采集包括所有k-空間的值的全集，并因 而可通過傅里葉變換產(chǎn)生體素圖像。無論是否在包含對比度信息的中心k-空間子集與包 含分辨率信息的周邊k-空間子集之間也存在分割，都可以使用該技術(shù)。關(guān)聯(lián)k-空間值的早期采集及后期采集的互補(bǔ)子集的技術(shù)在滲濾研究中是有用 的，其中隨著顯影劑在固定組織中滲濾，由滲透的顯影劑產(chǎn)生的對比度隨時(shí)間推移而消散。 在圖3中，在使用兩個(gè)子集的情況下，采集包含子集Dla和Dlb的全圖像Dl是有利的，其 中一個(gè)Dla是k-空間的周邊部分(分辨率信息)，另一個(gè)Dlb是k-空間的中心內(nèi)在部分 300 (對比度信息)，如圖2及5所示。然后，后續(xù)的圖像Dn通過重復(fù)僅替代k_空間的中心 部分，Dnb,以及為每個(gè)替換提供新的傅里葉變換而產(chǎn)生。該技術(shù)適用于其它子集，諸如在k-空間中提供重復(fù)遞增旋轉(zhuǎn)的螺旋激發(fā)，其中預(yù) 定編號‘m’將填滿k-空間存儲(chǔ)器，以及重復(fù)產(chǎn)生傅里葉變換以從所采集的1至‘m’之間編 號的激發(fā)的子集中產(chǎn)生圖像。圖4示出了一種實(shí)施方式，其中三個(gè)激發(fā)產(chǎn)生一幅圖像。在 從產(chǎn)生子集Dla、Dlb、Dlc的激發(fā)中采集全圖像Dl之后，移動(dòng)替換可產(chǎn)生連續(xù)的圖像，這些 圖像關(guān)于k-空間中的一個(gè)、兩個(gè)乃至三個(gè)(全部)子集進(jìn)行更新，提供圖像Dl至D4。作 為另一種替代方案，一個(gè)或多個(gè)子集D3a、D3b可通過用子集D4c、D5c等覆寫子集D3c來重 用。雖然在這些實(shí)施例中，新子集順序地采集，但是亦可按不同順序組合子集。圖5圖示了特定實(shí)施方式，其中k_空間數(shù)據(jù)通過在k_空間中使用螺旋掃描激發(fā) 來填充，各螺旋相對于前一螺旋進(jìn)行旋轉(zhuǎn)，以便填滿該螺旋弧與下一螺旋弧之間的區(qū)域。假 設(shè)k-空間中所有必需的數(shù)據(jù)點(diǎn)利用一個(gè)或多個(gè)序列(例如，#_1&和#_讓)中的多個(gè)掃描 激發(fā)來填滿，采樣及數(shù)字化時(shí)的數(shù)據(jù)填滿三維的k-空間存儲(chǔ)器。k-空間的傅里葉變換產(chǎn)生 圖像1。在下一序列中，僅數(shù)字化及保存k_空間的中心部分。然而，該與k_空間的互補(bǔ)周 邊部分一起的中心部分包括完全的k_空間數(shù)據(jù)集。該完全的k_空間數(shù)據(jù)集經(jīng)傅里葉變換 以產(chǎn)生圖像2。接著，k-空間的新的中心部分被提供以替代現(xiàn)有數(shù)據(jù)，經(jīng)傅里葉變換及重復(fù) 該處理。數(shù)據(jù)值的子集的覆寫出現(xiàn)在k_空間中。結(jié)果，覆寫及產(chǎn)生新變換的效果是更新遍 及整幅圖像的方面，這不同于更新圖像存儲(chǔ)器中的具體體素?cái)?shù)據(jù)位置(諸如可征示視頻光 柵的內(nèi)插掃描)。
本發(fā)明不限于在由k_空間的子集所更新的圖像顯示中使用。多種圖像處理和圖 像比較步驟亦可或者單獨(dú)地或者與產(chǎn)生新圖像協(xié)同地采用，包括k_空間或體素空間中的 前述圖像或子集中的一個(gè)或多個(gè)。在滲濾研究中，例如，顯影劑后成像序列的期望數(shù)目可被 制定，在轉(zhuǎn)換成圖像之前，從它們的子集數(shù)據(jù)與之前或隨后采集的其余圖像數(shù)據(jù)變換被保 存下來。體素空間中的預(yù)對比圖像可從后對比圖像中刪減，以增強(qiáng)對比度上的變化，從而暗 化組織中的流體及浮腫圖像，增強(qiáng)顯示圖像中的高度對比度的病變。當(dāng)增強(qiáng)圖像或子集中 的每個(gè)都表示不同的時(shí)間點(diǎn)時(shí)，隨著時(shí)間推移專業(yè)人員可研究病人身體里的流體的滲濾。 雖然可在滲濾時(shí)間期間僅采集少許全圖像，但是專業(yè)人員可使用有效時(shí)間以提供對比度更 新圖像，以關(guān)注顯影劑如何在病人身體內(nèi)滲濾。根據(jù)一種示例性實(shí)施方式，本技術(shù)提供了一種方法，通過替代k_空間中的數(shù)據(jù)子 集以及將數(shù)據(jù)傅里葉變換，來增強(qiáng)在磁共振成像程序中可用的信息，以產(chǎn)生使用k_空間值 完全填充的圖像(一旦已保存完全k_空間數(shù)據(jù))，但僅一些值是來自新替代的總數(shù)子集。 該圖像通過變換組合子集來產(chǎn)生，每個(gè)子集不同于其他子集，表現(xiàn)在時(shí)間和/或k_空間區(qū) 域上。本發(fā)明可提供來通過覆寫在k_空間存儲(chǔ)器中的值的子集接續(xù)產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)集。 然而，優(yōu)選地，來自基準(zhǔn)參考圖像的成像數(shù)據(jù)被保存，并且接著數(shù)據(jù)值的一個(gè)或多個(gè)子集被 分別保存，從而使得編程的主題將不同的k_空間子集關(guān)聯(lián)以產(chǎn)生混合圖像。優(yōu)選地，該過 程可進(jìn)行為由操作員選擇的序列，例如建立一程序，用于重復(fù)采集基準(zhǔn)或參考圖像，其后跟 著采集k_空間的一個(gè)或多個(gè)子集以及傅里葉變換以產(chǎn)生一幅或多幅圖像。沒有必要的是，在轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)以產(chǎn)生下一分立圖像之前，采集填充了所有k_空間的 完整數(shù)據(jù)集。如果完整k_空間數(shù)據(jù)已在重復(fù)采集k_空間數(shù)據(jù)子集的過程期間填滿至少一 次，則來自新數(shù)據(jù)的信息可關(guān)聯(lián)于在圖像獲取期間及在傅里葉變換產(chǎn)生有用圖像時(shí)所采集 的分辨率信息。在到目前為止的實(shí)施例中，以及如圖2所示，區(qū)分了 k_空間的兩個(gè)分立地帶(內(nèi) 部對比度與外部分辨率)。亦可提供不同數(shù)目的地帶，諸如三個(gè)地帶，由圖4底部的實(shí)施例 表明。控制器112可編程為提供操作員，選擇替代k-空間分割子集，并提供替代程序，該替 代程序的子集在成像序列中的點(diǎn)處采集，并且不論是否有新的傅里葉變換以及在每個(gè)子集 被覆寫在k-空間中的對應(yīng)信息上之后產(chǎn)生體素圖像。雖然本發(fā)明已根據(jù)示例性實(shí)施方式進(jìn)行，但其并不局限于此。相反地，所附權(quán)利要 求應(yīng)寬泛地解釋成，包括本發(fā)明的其它變體和實(shí)施方式，其可由本領(lǐng)域技術(shù)人員施行，而不 脫離本發(fā)明的范圍及等價(jià)物范圍。
1權(quán)利要求
一種用于磁共振成像的方法，包括以下步驟通過將共振激勵(lì)應(yīng)用于置于磁場中的物體，通過多次激勵(lì)感測和存儲(chǔ)數(shù)據(jù)于k 空間數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器中，執(zhí)行多個(gè)磁共振成像序列，所述數(shù)據(jù)表示磁共振信號的響應(yīng)程度；其中保存在k 空間數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器中的數(shù)據(jù)包括至少兩個(gè)對應(yīng)于k 空間數(shù)據(jù)的子集，以及其中組合的所述至少兩個(gè)子集代表一完全數(shù)據(jù)集，該完全數(shù)據(jù)集代表磁共振圖像；執(zhí)行至少一個(gè)進(jìn)一步的磁共振成像序列并將該兩個(gè)子集中的至少一個(gè)子集的至少一種另外的版本保存在k 空間存儲(chǔ)器中；執(zhí)行傅里葉變換，以從該k 空間存儲(chǔ)器中提供至少兩組體素圖像，該至少兩組體素圖像分別代表所述至少兩個(gè)子集與所述至少一種另外的版本的不同組合；以及，對所述體素圖像的保存、顯示及傳送中的至少一種。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，包括重復(fù)執(zhí)行所述至少一個(gè)進(jìn)一步的磁共振成像序 列，以及重復(fù)獲取所述至少一個(gè)子集的被更新的所述另外的版本。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述子集位于k-空間中的分立地帶，該 k-空間包括中心體積和至少一個(gè)周邊體積，該中心體積包括k-空間原點(diǎn)，該周邊體積安排 在中心體積和所述k-空間的周邊之間。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述子集是k-空間中的分立地帶，所述地 帶分別為更接近于k-空間原點(diǎn)和與k-空間原點(diǎn)相對隔開。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，包括重復(fù)采集k-空間的以k-空間原點(diǎn)為中心的地帶 的磁響應(yīng)值作為所述至少一種另外的版本，并且進(jìn)一步包括用來自k-空間的所述地帶的 對應(yīng)數(shù)據(jù)覆寫所述k-空間的全部范圍的值，以便用所述另外的版本替代所述地帶的數(shù)據(jù) 的前一版本，以及通過為所述k-空間數(shù)據(jù)的傅里葉變換產(chǎn)生振幅對空間位置的體素圖像。
6.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，進(jìn)一步包括將顯影劑應(yīng)用于所述物體并在成像期間保 持物體實(shí)質(zhì)上固定，并且其中重復(fù)采集磁響應(yīng)作為該至少一個(gè)另外的版本是k-空間的以 k-空間原點(diǎn)為中心的地帶的值，由此，所述另外的版本提供時(shí)間間隔更新信息，該信息表示 由顯影劑造成的對比度。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，進(jìn)一步地根據(jù)由控制器提供的序列來組合及更新所述 子集。
8.一種磁共振成像系統(tǒng)，包括 一偏置場磁鐵和一梯度線圈陣列； 一射頻脈沖源；一射頻接收機(jī)；一控制系統(tǒng)，可操作梯度線圈產(chǎn)生應(yīng)用磁場，并經(jīng)由該射頻脈沖源觸發(fā)應(yīng)用脈沖序列；一處理器，耦合至控制系統(tǒng)和射頻接收機(jī)，其中該處理器配置成執(zhí)行激勵(lì)并采集磁共 振響應(yīng)值來填充在數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器中的k-空間陣列；其中該處理器配置成將該k-空間陣列的不同部分關(guān)聯(lián)為子集，由此，所述子集能夠由 處理器組合以通過占據(jù)不同的所述坐標(biāo)來填滿該k-空間陣列，并且該處理器可編程地操 作來實(shí)現(xiàn)該k-空間陣列的傅里葉變換；其中該處理器被編程來采集及存儲(chǔ)至少一個(gè)子集的連續(xù)版本，以提供至少一個(gè)另外的圖像數(shù)據(jù)集，其中和前一版本相比，所述子集之一的值已改變。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的磁共振成像系統(tǒng)，其特征在于，該磁共振成像系統(tǒng)包括一螺 旋成像系統(tǒng)，其配置成利用多個(gè)螺旋掃描積累該所采集的圖像數(shù)據(jù)集。
10.一種計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)，用程序代碼編碼，其中當(dāng)該程序代碼由處理器執(zhí)行用于執(zhí)行 一種方法時(shí)，該方法包括步驟管理從MRI成像中獲取的數(shù)據(jù)，其中每個(gè)MRI圖像的數(shù)據(jù)在傅里葉變換前由多個(gè)分布 在k-空間不同區(qū)域的數(shù)據(jù)子集組成；采集及組織該數(shù)據(jù)子集，從而使得k-空間中的至少一個(gè)子集替換對應(yīng)的先前獲取的 k-空間子集，并且所述至少一個(gè)子集和所述先前采集的子集定義了 k-空間中的全圖像數(shù) 據(jù)集；以及，所述另外的MRI圖像的傳送、保存、傅里葉變換及顯示中的至少一種。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)，其特征在于，該方法進(jìn)一步包括控制磁 場梯度、激勵(lì)脈沖以及感測及數(shù)字化運(yùn)算的協(xié)同應(yīng)用。
12.一種用于在MRI顯影劑滲濾研究中內(nèi)插數(shù)據(jù)點(diǎn)的方法，包括步驟將顯影劑應(yīng)用于病人組織并將病人固定在實(shí)質(zhì)上固定的位置中；執(zhí)行MRI成像過程以提供至少兩組病人組織MRI圖像，其中所述MRI圖像中的每個(gè)都 包括k-空間中的多個(gè)數(shù)據(jù)子集，這些數(shù)據(jù)子集共同提供預(yù)定圖像分辨率給所述MRI圖像；組織k-空間中的所述數(shù)據(jù)子集，以便將至少一個(gè)子集的不同版本與至少一個(gè)其它子 集的相同版本相組合，從而產(chǎn)生MRI掃描操作的圖像組合結(jié)果，所述操作在時(shí)間、序列和 k-空間的對應(yīng)地帶其中一個(gè)是不同的。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中該連續(xù)的關(guān)聯(lián)的不同部分是，其使完整的參考 MRI圖像的至少一個(gè)數(shù)據(jù)子集擴(kuò)展有來自第二數(shù)據(jù)子集的k-空間的徑向中心地帶，該第二 數(shù)據(jù)子集不是參考MRI圖像的一部分。
全文摘要
一種來自螺旋形軌跡掃描的MRI圖像，安排為時(shí)間采樣的k-空間中的值的互補(bǔ)子集。這些值經(jīng)傅里葉變換以產(chǎn)生空間域圖像。在保持病人固定時(shí)，對比度信息由k-空間的中心部分處更新，而k-空間數(shù)據(jù)的周邊部分可在整個(gè)圖像采集期間填滿。對比度信息與k-空間的周邊部分(對圖像分辨率產(chǎn)生貢獻(xiàn))相組合，以構(gòu)建完全的k-空間數(shù)據(jù)和產(chǎn)生空間圖像。該技術(shù)用于對顯影劑的吸收及逐漸消褪進(jìn)行時(shí)間分析，提供短時(shí)間的間隔采樣。
文檔編號G01R33/48GK101937064SQ20091025808
公開日2011年1月5日 申請日期2009年12月4日 優(yōu)先權(quán)日2008年12月4日
發(fā)明者史蒂文·E.·哈姆斯, 洪曉樂, 蔣愛萍 申請人:奧蘿瑞磁振造影公司