專利名稱：利用正則非線性反演重建過程對mr圖像的序列進(jìn)行重建的方法和設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及ー種用于對磁共振(MR)圖像序列進(jìn)行重建的方法。此外，本發(fā)明涉及ー種被配置成實(shí)施該方法的磁共振成像(MRI)設(shè)備。本發(fā)明的應(yīng)用覆蓋MR成像領(lǐng)域，具體而言，覆蓋醫(yī)學(xué)MR成像(例如，心血管成像)或自然科學(xué)中的非醫(yī)學(xué)研究(例如，對エ件或動態(tài)過程的研究)領(lǐng)域。
背景技術(shù)：
自從1973年提出磁共振成像(MRI)的構(gòu)想，磁共振成像的進(jìn)ー步技術(shù)、科學(xué)以及臨床發(fā)展的主要驅(qū)動カ是尋求速度。在歷史上，歷時超過十年，才由于足夠強(qiáng)的穩(wěn)態(tài)MRI信號的產(chǎn)牛出現(xiàn)怏諫小角度激發(fā)(FLASH)MRI摶術(shù)(DE 3504734或US 4707658A)，使得橫截面圖像的采集時間縮短到大約一秒并且允許持續(xù)成像。然而，實(shí)時對動態(tài)過程的監(jiān)測依然因?yàn)槿缦聝蓚€原因止步不前對于具有合理空間分辨率的圖像而言仍然需要數(shù)百毫秒的相對長的測量時間，和使用笛卡爾編碼方案在直線網(wǎng)格上采樣MRI數(shù)據(jù)空間(K空間)。笛卡爾采樣指的是采集K空間中的平行線，且因其對早期MRI系統(tǒng)的儀器不完善的容忍和通過原始數(shù)據(jù)的逆快速傅里葉變換(FFT)對圖像進(jìn)行簡單的重建是優(yōu)選的。盡管對靜態(tài)圖像有這些優(yōu)勢，但是對移動對象的持續(xù)監(jiān)測最好由徑向編碼方案提供，因?yàn)镵空間中個體“輪輻”的信息量對于重建圖像同等重要。這是由于事實(shí)上每條輪輻，而不是每條平行線，穿過K空間的中心并因此可以對高空間頻率和低空間頻率兩者都有貢獻(xiàn)。只有后者確定總圖像內(nèi)容，例如移動對象的位置。在另一方面，使用用于實(shí)時MRI的高速采集技術(shù)遭受許多具體缺陷。例如，所謂的單激發(fā)梯度回波序列、例如回波平面成像(P. Mansfield等人于“J. Magn. Reson”,第29卷，1978，第 355-373 頁，和“ Br. Med. Bull，，，第 40 卷，1984，第 187-190 頁)和螺旋成像(C. B. Ahnet 等人于 “ IEEE Trans. Med.1mag. ”,第 5 卷，1986,第 2-7 頁；和 C. H. Meyer 等人于“Magn. Reson. Med. ”，第28卷，1992，第202-213頁)易于幾何畸變或甚至局部信號丟失，這是由其對在體內(nèi)多部位都無法避免的偏離共振效應(yīng)、組織磁化率差異以及磁場不均勻性的固有靈敏度造成的。此外，采用射頻-重聚焦自旋回波(J. Hennig等人于“Magn. Reson.Med. ”,第 3 卷，1986,第 823-833 頁)或受激回波(J. Frahm 等人于 “ J. Magn. Reson. ”,第 65卷，1985，第130-135頁)從而避免上述問題的單激發(fā)MRI序列分別導(dǎo)致具有局部組織加熱的危險的顯著射頻功率吸收或遭受折中的信噪比。對實(shí)時MRI成像的實(shí)質(zhì)性提高已經(jīng)由快速小角度激發(fā)MRI序列(FLASH序列)與連續(xù)原始數(shù)據(jù)采集的徑向數(shù)據(jù)采樣和視圖共享(見S. Zhang等人于“Journal ofmagneticresonance imaging”,第31卷，2010,第101 - 109頁)的組合獲得。徑向數(shù)據(jù)采樣允許適度的欠采樣因子(約為2)，這導(dǎo)致約250ms每幀的圖像原始數(shù)據(jù)采集。在使用幀的部分當(dāng)前圖像原始數(shù)據(jù)和先前圖像原始數(shù)據(jù)(所謂的滑動窗ロ方法)對圖像更新進(jìn)行重建的情況下，能夠獲得約為50ms的時間分辨率，這導(dǎo)致20張MR圖像每秒的幀率。盡管S. Zhang等人的方法提供了具有視頻幀率的MR圖像序列，但是可能由滑動窗ロ技術(shù)導(dǎo)致關(guān)于圖像質(zhì)量的缺點(diǎn)。具體而言，通過網(wǎng)格化(gridding)執(zhí)行圖像重建，該網(wǎng)格化是K空間的直線內(nèi)插結(jié)合密度補(bǔ)償和逆FFT。通過這種方法，上至20幀每秒的速率只能在使用滑動窗ロ法或熒光透視法(S. J. Riedereret a 等人于“Magn. Reson. Med. ”,第 8 卷，1988,第 1-15 頁)時獲得，而圖像的真實(shí)時間保真度依然由200到250ms的測量時間確定。對于2ms的重復(fù)時間，這些持續(xù)時間對應(yīng)于具有128矩陣分辨率的圖像的100到125個徑向輪輻的必需采集。另ー種通過欠采樣K空間以縮短原始數(shù)據(jù)采集時間的方法基于使用多個射頻接收器線圈，其中每個線圈提供分離的接收通道(平行MR成像)。利用射頻接收器線圈同時收集視野(FOV)中受激發(fā)的射頻信號。從圖像原始數(shù)據(jù)重建FOV的MR圖像需要知道接收器線圈的靈敏度(特征)。在例如用于醫(yī)學(xué)成像的實(shí)際MRI設(shè)備中，此重建基于線性反演方法，其中，在第一歩計算線圈靈敏度并在隨后的第二步中使用固定的線圈靈敏度計算MR圖像。利用線性反演重建進(jìn)行平行MR成像提供了約2到3的欠采樣因子。近來，已經(jīng)描述用于改進(jìn)的自動校準(zhǔn)平行成像的非線性反演方法(M. Uecker等人于 “Magnetic resonance in medicine”,第 60 卷,2008,第 674 - 682 頁),該方法將對可變密度軌跡的使用與對圖像內(nèi)容和線圈靈敏度的聯(lián)合估計結(jié)合。對此算法，亦能夠表明只需對僅很小的中心K空間區(qū)域進(jìn)行全采樣以精確自動校準(zhǔn)。兩個屬性對于實(shí)時成像特別有吸引力，其中必須頻繁更新線圈靈敏度信息以匹配由移動對象產(chǎn)生的實(shí)際實(shí)驗(yàn)情景。非線性反演方法生成改進(jìn)的圖像質(zhì)量和/或増大的欠采樣因子(約3到4)。可是，由M. Uecker等(2008)提議的圖像重津適合于對由梯度回波序列使用笛卡爾K空間軌跡產(chǎn)牛的原始數(shù)據(jù)進(jìn)行成像，這導(dǎo)致上述的笛卡爾K空間軌跡的缺陷。為了將非線件反演重津應(yīng)用于非笛卡爾K空間數(shù)據(jù),已提議在該算法的每一次迭代中增加內(nèi)插的步驟(見 F. Knoll 等人于 “Proceedings ofthe 17thISMRM scientificmeeting and exhibition，，上的又早“ Improved reconstructionin non-Cartesianparallel imaging by regularized nonlinear inversion，',植杳山，夏威夷，美國，2009年4月18-24日)。盡管F. Knoll等人能夠以約12的欠采樣因子重建MR圖像，但是實(shí)施正則非線性反演需要約為40s的計算時間，這導(dǎo)致實(shí)際應(yīng)用僅限于重建單張MR圖像。因?yàn)檫@樣的運(yùn)算相當(dāng)緩慢，所以人們可考慮使用圖形處理單元(GPU)以實(shí)現(xiàn)合理的重建時間。用于迭代 SENSE 的對應(yīng)實(shí)施方式(K. P. Pruessmann 等人，于“Magn. Reson. Med. ”,第 42 卷，1999,第952-962頁)的確已用于實(shí)時成像(T. S. Sorensen等人于“IEEE Trans. Med.1mag. ”上的“Real-time reconstruction of sensitivityencoded radial magnetic resonanceimaging using a graphics processing unit”,第 28 (12)卷，2009,第 1974-1985 頁)。但是，在GPU上有效實(shí)施內(nèi)插算法是困難且費(fèi)時的任務(wù)。發(fā)明目的本發(fā)明的目的是要提供一種用于重建MR圖像序列的改進(jìn)方法，特別用于醫(yī)學(xué)成像目的，該方法有能力避免常規(guī)技術(shù)的缺陷。具體而言，目的是要提供一種用于重建MR圖像序列的方法，該方法能夠以縮短的采集時間對MR圖像進(jìn)行持續(xù)采集，因而允許提供具有實(shí)際幀率的圖像序列。此外，本發(fā)明的目的是要提供一種改進(jìn)的MRI設(shè)備，具體而言，其適于執(zhí)行用于重建MR圖像序列的方法。

發(fā)明內(nèi)容
上述目的是通過包括獨(dú)立權(quán)利要求的特性的MR圖像重建方法和/或MRI設(shè)備解決的。本發(fā)明的有利實(shí)施例在從屬權(quán)利要求中定義。根據(jù)本發(fā)明的第一方面，公開了ー種用于對被研究對象的MR圖像序列進(jìn)行重建的方法，該方法包括如下步驟提供包括待重建的MR圖像的圖像內(nèi)容的一系列圖像原始數(shù)據(jù)集，利用MRI設(shè)備的至少ー個射頻接收器線圈收集上述圖像原始數(shù)據(jù)；以及使所述圖像原始數(shù)據(jù)集經(jīng)受非線性反演重建過程以提供所述MR圖像序列，其中，每幅MR圖像通過對至少ー個接收器線圈的靈敏度和圖像內(nèi)容的同時估計來創(chuàng)建。非線性反演重建過程是迭代過程，該過程在每次迭代中解決非線性MRI信號等式的正則線性化，該等式將未知待測自旋密度和線圈靈敏度映射為從至少ー個接收器線圈采集的數(shù)據(jù)。根據(jù)本發(fā)明，每個圖像原始數(shù)據(jù)集包括利用梯度回波序列產(chǎn)生(測量)的多個數(shù)據(jù)樣本，該梯度回波序列使用非笛卡爾K空間軌跡對利用至少ー個射頻接收器線圈接收的MRI信號進(jìn)行空間編碼。此外，每個圖像原始數(shù)據(jù)集包括ー組在具有等效空間頻譜的K空間中的線，其中，每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線穿過K空間的中心并且覆蓋連續(xù)的空間頻率范圍，并且每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線的位置在相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集中不同。優(yōu)選地，每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線均勻分布在K空間中。隨后的圖像原始數(shù)據(jù)集是沿著不同的非笛卡爾K空間軌跡收集的，每個非笛卡爾K空間軌跡覆蓋連續(xù)的空間頻率范圍。每條線的連續(xù)空間頻率范圍包括低空間頻率(K空間中心部分的頻率)以及高空間頻率(K空間外部的頻率)以獲得得到的MR圖像的預(yù)定空間分辨率。此外，根據(jù)本發(fā)明，非線性反演重建過程包括正則化，其中，MR圖像依賴于對至少一個接收器線圈的靈敏度和圖像內(nèi)容的當(dāng)前集(估計)與對至少一個接收器線圈的靈敏度和圖像內(nèi)容的先前集(估計)之間的差別進(jìn)行迭代重建。換言之，使用先前MR圖像、優(yōu)選前一幅MR圖像作為以非線性反演迭代計算當(dāng)前MR圖像而引入的正則化的參考圖像。與F. Knoll等人(2008)提議的正則非線性反演不同，用于本發(fā)明的MR圖像重建(除第一幅圖像外)的正則化術(shù)語取決于非零參考圖像，尤其是先前MR圖像。優(yōu)選地，非線性反演基于延伸至非笛卡爾K空間編碼的自動校準(zhǔn)平行成像的非線性反演重建，其包括在圖形處理單元(GPU)上實(shí)施以降低重建時間，和/或使用基于卷積的迭代，后者與網(wǎng)格化技術(shù)相比顯著簡化了 GPU實(shí)施。有優(yōu)勢的是，非線性重建方法到非笛卡爾徑向軌跡的延伸可僅通過在迭代重建之前由預(yù)備步驟中執(zhí)行的ー個單ー內(nèi)插來實(shí)現(xiàn)，而隨后的迭代重建(優(yōu)化)依賴于與點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)(非笛卡爾采樣模式的傅里葉變換)的卷積。有優(yōu)勢的是，本發(fā)明教導(dǎo)組合兩大原則(i)使用非笛卡爾軌跡進(jìn)行空間編碼的具有顯著欠采樣的梯度回波序列MRI技術(shù)，和(ii)通過正則非線性反演對圖像進(jìn)行估計的圖像重建。前者技術(shù)允許進(jìn)行快速、持續(xù)且運(yùn)動魯棒的成像，而不具有偏離共振偽影的靈敏度。后者技術(shù)允許以迄今未曾意料的方式增強(qiáng)徑向欠采樣程度到約因子20，并且暗示開拓了利用多個接收線圈(如果使用)進(jìn)行平行成像的優(yōu)勢。與単一 MR圖像的常規(guī)重建(F. Knoll等，見上)不同，發(fā)明人發(fā)現(xiàn)應(yīng)用于沿不同非笛卡爾K空間軌跡收集的一系列圖像原始數(shù)據(jù)集的非線性反演重建過程產(chǎn)生圖像質(zhì)量實(shí)質(zhì)上改進(jìn)的MR圖像序列，因?yàn)橄惹皥D像重建步驟的結(jié)果改進(jìn)序列中另外的MR圖像。根據(jù)本發(fā)明的第二個方面，提供了ー種被配置成創(chuàng)建被研究對象的MR圖像序列的MRI設(shè)備,該設(shè)備包括MRI掃描器和控制設(shè)備,該控制設(shè)備適于控制MRI掃描器以收集一系列圖像原始數(shù)據(jù)集并根據(jù)本發(fā)明的上述第一方面的方法重建MR圖像序列。MRI掃描器包括主磁場設(shè)備、至少一個射頻激勵線圈、至少兩個磁場梯度線圈以及至少ー個射頻接收器線圈。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例，該重建過程包括抑制圖像偽影的濾波過程。該濾波過程包括空間濾波器和時間濾波器中的至少ー個。使用特別優(yōu)選的變型，向重建過程應(yīng)用時間中值濾波器。有優(yōu)勢的是，對于K空間中的線的形狀沒有更多具體要求，所述線的形狀可以尤其依賴于實(shí)際應(yīng)用條件而選擇。如果每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線對應(yīng)于亦稱為“徑向輪輻”的旋轉(zhuǎn)的直線，則可獲得每條線有最短采樣時間方面的優(yōu)勢。術(shù)語“圖像原始數(shù)據(jù)集”指的是覆蓋期望的FOV內(nèi)的圖像的K空間信息的圖像原始數(shù)據(jù)。因而，每個圖像原始數(shù)據(jù)集提供ー幀(即，MR圖像序列中的一幅MR圖像)。有優(yōu)勢的是，本發(fā)明可實(shí)施為各種實(shí)施例，其中，以巾貞表不一個單ー切片或不同切片。根據(jù)第一變型，MR圖像序列是對象的一個單ー橫截面切片的時間系列。根據(jù)另外的變型，MR圖像序列表示對象的多個橫截面切片的系列。根據(jù)表示本發(fā)明特別有利實(shí)施例的又ー個變型，MR圖像序列表示對象的多個橫截面切片的時間系列，其中，圖像原始數(shù)據(jù)以這樣的方式進(jìn)行收集，即使得K空間中的相繼的線來自不同的切片(交織的多切片數(shù)據(jù)集)，或者使得相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集來自于不同的切片(順序的多切片數(shù)據(jù)集)。在交織的多切片數(shù)據(jù)集的情況下，使用K空間中的每條線，即使用梯度回波序列的每個重復(fù)時間測量不同的切片。該實(shí)施例優(yōu)選地用于收集例如醫(yī)學(xué)成像中關(guān)節(jié)的某些重復(fù)性運(yùn)動的圖像序列。在連續(xù)的多切片數(shù)據(jù)集的情況下，使用每個圖像原始數(shù)據(jù)集測量不同的切片，這優(yōu)選用于收集灌注測量的圖像序列，例如在向心臟、肝臟或乳房組織注射了造影劑之后。正則化可包括時間正則化和空間正則化中的至少ー個。作為示例，如果隨后的圖像原始數(shù)據(jù)集表示對象內(nèi)一個單ー切片或多個切片的時間系列，可提供時間正則化。在后ー情況下，在收集圖像原始數(shù)據(jù)后為每個切片提供圖像原始數(shù)據(jù)集的一個時間系列，而在每個時間系列內(nèi)提供時間正則化。作為另外的示例，如果隨后的圖像原始數(shù)據(jù)集表示對象內(nèi)彼此相鄰的不同切片，可提供空間正則化。第一切片的先前圖像用作正則化相鄰切片的當(dāng)前圖像的參考圖像。作為本發(fā)明另外的優(yōu)勢，能夠利用不同的梯度回波序列實(shí)施用于重建MR圖像序列的方法。能夠依賴于成像任務(wù)選擇具體的梯度回波序列，例如，單回波FLASH(快速小角度激發(fā))序列、多回波FLASH序列、具有重聚焦梯度的FLASH序列、具有完全平衡梯度的FLASH序列，或真實(shí)FISP序列。如果根據(jù)本發(fā)明另外的優(yōu)選的實(shí)施例，每個圖像原始數(shù)據(jù)集包括具有相等軸向分布的奇數(shù)條線，避免了在一個圖像原始數(shù)據(jù)集內(nèi)K空間軌跡中的線符合。作為本發(fā)明另外的優(yōu)勢，圖像原始數(shù)據(jù)可以通過實(shí)質(zhì)上降低的欠采樣程度來選擇,例如對于旋轉(zhuǎn)的直線并根據(jù)采樣定理,欠采樣程度由/2乘以每條線上數(shù)據(jù)樣本的數(shù)量給出。欠采樣程度可為至少因子5，尤其為至少因子10，因而與S. Zhang等人(見上)描述的方法相比將數(shù)據(jù)采集加快一個數(shù)量級。此外，每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線的數(shù)量都能夠降 低。具體而言對于醫(yī)學(xué)成像，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)等于或低于30的線的數(shù)量，尤其等于或低于20的線 的數(shù)量足以獲得高質(zhì)量的MR圖像序列。
此外，與常規(guī)技術(shù)相比實(shí)質(zhì)上縮短了收集每個圖像原始數(shù)據(jù)集的持續(xù)時間。采集 時間可以等于或低于100ms，尤其等于或低于50ms，或甚至等于或低于30ms。因而，本發(fā)明 提供了一種實(shí)時MRI的方案，其指的是具有短的采集時間的圖像持續(xù)采集。實(shí)施本發(fā)明產(chǎn) 生采集時間短至20ms的高質(zhì)量圖像，對應(yīng)于50幀每秒的影片。潛在應(yīng)用覆蓋了廣泛的領(lǐng) 域，從醫(yī)學(xué)(例如，在自由呼吸期間無需與心電圖同步的心血管成像)到自然科學(xué)(例如，湍 流的研究)。
根據(jù)本發(fā)明另外的優(yōu)選實(shí)施例，選擇每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線，從而使得相繼的 圖像原始數(shù)據(jù)集的線相對于彼此以預(yù)定角位移旋轉(zhuǎn)，繼而這種圖像原始數(shù)據(jù)集的再次組合 表示對期望圖像的K空間信息的均勻覆蓋。作為優(yōu)勢，此旋轉(zhuǎn)改進(jìn)了圖像重建中濾波過程 的效果。但是，并不嚴(yán)格要求序列的所有圖像都要沿著相互不同的K空間軌跡收集。具體 而言，具有不同的線位置的相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集的數(shù)量選自2到15的范圍，尤其選自3 到7的范圍。
本發(fā)明用于重建MR圖像序列的方法可以在利用MRI設(shè)備的至少一個射頻接收器 線圈收集圖像原始數(shù)據(jù)的同時和/或結(jié)束后立即執(zhí)行。這種情況下，提供一系列圖像原始 數(shù)據(jù)集包括如下步驟將對象布置在包括至少一個接收器線圈的MRI設(shè)備中，使對象經(jīng)受 梯度回波序列，以及使用至少一個接收器線圈收集該系列的圖像原始數(shù)據(jù)集。重建MR圖像 序列可以實(shí)時執(zhí)行，即相對于圖像原始數(shù)據(jù)收集的可忽略延遲(在線重建)?；蛘撸亟赡?需要一些時間，這導(dǎo)致呈現(xiàn)MR圖像序列有一些延遲(離線重建)。在這種情況下，可提供根 據(jù)例如S. Zhang等技術(shù)的常規(guī)方法重建的圖像的同時在線表示。
根據(jù)備選的實(shí)施例，本發(fā)明用于重建MR圖像序列的方法能夠獨(dú)立于以預(yù)定測量 條件收集圖像原始數(shù)據(jù)而操作。在這種情況下，能夠從例如數(shù)據(jù)存儲和/或來自遠(yuǎn)程MRI 設(shè)備的數(shù)據(jù)傳輸接收圖像原始數(shù)據(jù)集。
本發(fā)明提供了下述另外的優(yōu)勢。首先，本發(fā)明的實(shí)時MRI方案提供了顯著的運(yùn)動 魯棒性、高圖像質(zhì)量、對從備選MRI高速技術(shù)已知的偽影而言不靈敏，以及可撓的時間分辨 率、空間分辨率以及圖像對比度。這一成就的關(guān)鍵在于例如徑向FLASH MRI采集與通過正則 非線性反演的圖像重建的組合，這導(dǎo)致前所未見的降低每張圖像中輪輻的數(shù)量的潛力。事 實(shí)上，該方法組合了若干優(yōu)勢對所有時間幀的線圈靈敏度的持續(xù)更新、對平行MRI采集的 固有數(shù)據(jù)減少、對欠采樣徑向編碼的容忍度、對欠采樣的非線性算法的提升的容忍度，以及 與用于順序幀的交織編碼方案協(xié)作的時間濾波?？傊啾扔谙惹暗木W(wǎng)格化重建本發(fā)明的 方法將MRI的時間分辨率提高了一個數(shù)量級。
此外，本文所述的本發(fā)明的實(shí)時MRI方法在不同的研究領(lǐng)域都有新的應(yīng)用。例如， 非醫(yī)學(xué)應(yīng)用可致力于在不同物理化學(xué)系統(tǒng)中混合流體的水動力特性并且具體而言致力于 湍流現(xiàn)象的三維特征化。另一方面，臨床MRI系統(tǒng)的廣泛可用性將導(dǎo)致對生物醫(yī)學(xué)和臨床 成像情況的顯著影響。這由其采集技術(shù)實(shí)施的簡易性，和預(yù)見改良現(xiàn)有計算機(jī)硬件以加速 迭代重建來進(jìn)一步支持。獲得對心血管MRI的直接影響因?yàn)槟軌蛞愿邥r間分辨率實(shí)時評估 心肌功能。事實(shí)上，發(fā)明人的結(jié)果指示甚至能夠監(jiān)測心臟瓣膜的功能并確定心臟和大血管中(湍流)血流的特性。而且，基于所提議的方法對磁化率引起的圖像偽影的不靈敏度，能夠 應(yīng)用于介入MRI，這指的是對微創(chuàng)手術(shù)程序的實(shí)時監(jiān)測。
本發(fā)明的實(shí)時MRI方法亦同樣提供其他可能性，例如對關(guān)節(jié)運(yùn)動的動態(tài)評估和對 例如在施予MRI造影劑后的快速生理過程的在線可視化。事實(shí)上，如果特定的應(yīng)用不需要 最大時間分辨率，對較低幀率的使用能夠轉(zhuǎn)化為更好的空間分辨率或多個區(qū)域內(nèi)的影片的 同時錄制。或者，實(shí)時MRI亦能夠與例如關(guān)于利用相位對比技術(shù)的流速的額外信息的編碼組合。


下文參考附圖描述了本發(fā)明另外的細(xì)節(jié)和優(yōu)勢，在附圖中
圖1 :根據(jù)本發(fā)明的MR圖像重建方法的優(yōu)選實(shí)施例的示意性圖示；
圖2 :根據(jù)本發(fā)明的MRI設(shè)備的優(yōu)選實(shí)施例的示意性圖示；
圖3 :根據(jù)圖1的方法的更多細(xì)節(jié)的示意性圖示；
圖4A到4D :梯度回波序列、徑向K空間軌跡和MR圖像的示例；
圖5 :瑞流的MR圖像的示例；
圖6 :示出了人體主體的語音產(chǎn)生的MR圖像的示例；
圖7 :人體心臟的MR圖像的示例。
具體實(shí)施方式
下文特別參考K空間軌跡的設(shè)計、正則非線性反演重建的數(shù)學(xué)公式以及利用本發(fā)明方法獲得的圖像的示例來描述本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例。MRI設(shè)備的細(xì)節(jié)、梯度回波序列的 構(gòu)建及其為待成像具體對象的調(diào)整、利用可用軟件工具實(shí)施數(shù)學(xué)公式數(shù)值，以及任選的更 多圖像處理步驟，只要其從常規(guī)MRI技術(shù)中已知不再贅述。此外，在下列做出關(guān)于平行MR 成像的示范性參考，其中，圖像原始數(shù)據(jù)包括由多個射頻接收器線圈接收的MRI信號。應(yīng)強(qiáng) 調(diào)，本發(fā)明的應(yīng)用不受限于平行MR成像，甚至可以使用一個單一接收器線圈。
圖1概述了本發(fā)明重建過程的完整數(shù)據(jù)流，該重建過程包括收集測量數(shù)據(jù)的第一 步驟S1、預(yù)處理測量數(shù)據(jù)的第二步驟S2，以及迭代重建MR圖像序列的第三步驟S3。圖2示 意性示出了具有MRI掃描器10的MRI設(shè)備100，MRI掃描器包括主磁場設(shè)備11、至少一個 射頻激勵線圈12、至少兩個磁場梯度線圈13以及射頻接收器線圈14。此外，MRI設(shè)備100 包括控制設(shè)備20，該控制設(shè)備適于控制MRI掃描器10以收集一系列圖像原始數(shù)據(jù)集，并根 據(jù)圖1的方法重建該MR圖像序列?？刂圃O(shè)備20包括優(yōu)選用于實(shí)施正則非線性反演的GPU 21。
對于步驟SI，包括待重建的MR圖像的圖像內(nèi)容的一系列圖像原始數(shù)據(jù)集使用MRI 設(shè)備100的射頻接收器線圈14來收集。例如患者的組織或器官的對象O經(jīng)受射頻激勵脈 沖和梯度回波序列，該梯度回波序列對利用射頻接收器線圈14接收的MRI信號進(jìn)行編碼。 構(gòu)建該梯度回波序列使得沿著非笛卡爾K空間軌跡收集數(shù)據(jù)樣本。圖3A、3B以及4B示出 了示例。
圖3示意性示出了 K空間軌跡的第一示例，K空間軌跡包括在K空間的kx_ky平面 中延伸的徑向輪輻。出于說明目的，圖3A中示出了 5條輪輻。實(shí)際中，能夠依賴于足以用于具體成像任務(wù)的欠采樣程度選擇輪輻的數(shù)量。每條輪輻都穿過K空間的中心，而所有的輪輻具有等效空間頻率含量，從而覆蓋低和高空間頻率的范圍。圖3B示意性示出了具有彎曲螺旋線的K空間軌跡的另一示例，全部的彎曲螺旋線穿過K空間的中心并具有等效空間頻率含量。圖3A和3B還示出了每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線的位置在時間上相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集中不同。線以預(yù)定角位移旋轉(zhuǎn)。再次，能夠依賴于具體的欠采樣程度選擇角位移。圖 3C示意性示出了沿分布于360°的徑向輪輻的每個原始數(shù)據(jù)收集產(chǎn)生圖像原始數(shù)據(jù)集1、 2、3、…。由于角位移，圖像原始數(shù)據(jù)集1、2、3、…的全部將產(chǎn)生具有微小不同重建誤差的圖像估計。所收集的圖像原始數(shù)據(jù)集的時間序列4經(jīng)受隨后的步驟S2和S3。
對于步驟S2，圖像原始數(shù)據(jù)經(jīng)受任選的白化和陣列壓縮步驟S21以及內(nèi)插步驟 S22，其中，在笛卡爾網(wǎng)格上內(nèi)插非笛卡爾數(shù)據(jù)。首先，白化步驟S21 (見圖1)用于對所采集的數(shù)據(jù)去關(guān)聯(lián)。從對噪聲相關(guān)矩陣的特征分解U Σ Uh開始，根據(jù)Σ _1/2UH變換接收通道。 其次，根據(jù)本發(fā)明，為了降低計算時間，可將主成分分析應(yīng)用于第一幀的數(shù)據(jù)。然后，只將第一主成分用于重建過程。這是多變量分析的標(biāo)準(zhǔn)技術(shù)并在MRI語境里稱為陣列壓縮(見 S. Zhang等人如上的文章，和M. Buehrer等人的文章“Magn. Reson. Med”,第58卷，2007,第 1131-1139頁)。假定數(shù)據(jù)協(xié)方差矩陣的特征分解U Σ UH，根據(jù)Uh變換接收通道。根據(jù)這些虛擬通道，只將對應(yīng)于最大特征值的子集用于重建。上述處理步驟將物理接收通道線性重組為較少的虛擬通道。因?yàn)榫€圈靈敏度估計被整合到非線性重建中，所以無需更多改變。該算法僅僅估計經(jīng)變換的通道的虛擬靈敏度，而不是物理靈敏度。
至于最終的預(yù)處理步驟S22，將數(shù)據(jù)內(nèi)插到笛卡爾網(wǎng)格上。但是，不同于常規(guī)網(wǎng)格化技術(shù)，不是必須使用密度補(bǔ)償。利用非線性反演的重建通過類似基于卷積的靈敏度編碼的技術(shù)(Wajer F，Pruessmann KP 于 “Proceedingsof the ISMRM 9th Annual Meeting，， 上的“Major speedup of reconstruction forsensitivity encoding with arbitrary trajectories”，格拉斯哥，蘇格蘭，2001 ;767)延伸至非笛卡爾軌跡。用于非笛卡爾MRI的常規(guī)迭代算法在每一迭代步驟中將在笛卡爾網(wǎng)格上表示的估計的傅里葉數(shù)據(jù)內(nèi)插到實(shí)際非笛卡爾K空間位置上。相反，本文所用的備選技術(shù)將內(nèi)插移到先前的單一處理步驟S22， 而在笛卡爾網(wǎng)格上完成全部迭代計算。為了這一目的，向非笛卡爾樣本位置的投影由公式表達(dá)為圖像與非笛卡爾采樣模式的傅里葉變換(亦稱為點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù))的卷積。在通過對點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)進(jìn)行相應(yīng)的補(bǔ)零和截斷來增加笛卡爾網(wǎng)格(處理矩陣)后，能夠借助于FFT算法有效計算該受限卷積的結(jié)果。這一修改促進(jìn)該算法在圖形處理單元(GPU)上的并行和實(shí)施，這可用于極大地降低重建時間。
最后，對于步驟S3，通過正則非線性反演重建過程重建對象O的MR圖像序列5，下面將對此進(jìn)行詳細(xì)描述。始于對MR圖像和線圈靈敏度的初始猜測S31，通過對接收器線圈靈敏度和圖像內(nèi)容的迭代同時估計S32創(chuàng)建每幅MR圖像。步驟S32包括利用迭代的正則高斯-牛頓方法進(jìn)行非線性反演重建S33，該迭代的正則高斯-牛頓方法包括基于卷積的共軛梯度算法。依賴于具體成像任務(wù)的圖像質(zhì)量要求選擇迭代的數(shù)量(牛頓步驟)。最后，輸出經(jīng)重建的一系列MR圖像(S35)?？梢越又鴮D像數(shù)據(jù)進(jìn)行常規(guī)處理、存儲、顯示或記錄的更多步驟。
下面描述步驟S32、S33的 更多細(xì)節(jié)(1.1至1. 3)。正則化S34被引入當(dāng)前參考圖像的算法S33如下述(1. 4)。應(yīng)強(qiáng)調(diào)，本發(fā)明的實(shí)施方式并不限于使用下述算法。非線性反演重建的備選實(shí)施方式，例如F. Knoll等人所提議的算法也能夠用于基于先前參考圖像的正則化。
1.用于實(shí)時MRI的非線性反演重建
1.1優(yōu)選非線性反演重建的基本數(shù)學(xué)公式
M. Uecker等人(2008)論證了如果可從全部可用數(shù)據(jù)共同地估計圖像內(nèi)容和線圈靈敏度，可以顯著改進(jìn)平行MRI重建。因而，MRI信號等式變成非線性等式，該等式可通過諸如迭代的正則高斯牛頓方法的數(shù)字方法求解。因?yàn)橹亟ㄒ蟪跏疾聹y，所以圖像被初始化為I且線圈靈敏度被初始化為0(步驟S31)，而對于時間系列這可由先前幀(步驟S34，下見1. 4)取代。M. Uecker 等人的公開論文(“Magnetic resonance in medicine”,第 60 卷， 2008，第674-682頁)以引用方式并入本文。
與病態(tài)的逆問題的一般要求一樣，正則項(xiàng)以對給定參考(通常是初始猜測)的一些偏差為代價控制反演期間的噪音增強(qiáng)。在非線性反演算法中，正則化強(qiáng)烈地懲罰線圈靈敏度的高頻，同時為圖像使用常規(guī)L2正則化。發(fā)明人已經(jīng)發(fā)現(xiàn)MUecker等人(2008)提議的算法的長處是其固有的靈活性，這允許任意的采樣模式和K空間軌跡。事實(shí)上，對徑向軌跡的特定應(yīng)用導(dǎo)致完全自足的重建過程，從而能夠處理實(shí)時數(shù)據(jù)在無需對線圈靈敏度進(jìn)行任何特殊校準(zhǔn)。先前重建方法向非笛卡爾徑向軌跡的延伸是僅僅通過在預(yù)備步驟S22 (見圖 O中執(zhí)行的單一內(nèi)插實(shí)現(xiàn)的，而隨后的迭代優(yōu)化依賴于與點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)(PSF)的卷積。在計算需求方面并與內(nèi)插不同，該卷積主要包括兩次應(yīng)用快速傅里葉變換(FFT)算法。因此，允許非常簡單的GPU實(shí)施方式，其然后可用于極大地降低重建時間。
1. 2非線件反演(步驟S32、S33)
MRI信號等式是非線性等式，其將未知自旋密度P和線圈靈敏度cj映射至由全部接收線圈采集的數(shù)據(jù)。
權(quán)利要求
1.一種用于對被研究對象的磁共振(MR)圖像序列進(jìn)行重建的方法，包括如下步驟 (a)提供包括待重建的MR圖像的圖像內(nèi)容的一系列圖像原始數(shù)據(jù)集，通過利用磁共振成像(MRI)設(shè)備的至少一個射頻接收器線圈收集所述圖像原始數(shù)據(jù)，其中， -每個圖像原始數(shù)據(jù)集包括利用梯度回波序列產(chǎn)生的多個數(shù)據(jù)樣本，所述梯度回波序列使用非笛卡爾K空間軌跡對利用所述至少一個射頻接收器線圈接收的MRI信號進(jìn)行空間編碼， -每個圖像原始數(shù)據(jù)集包括一組在具有等效空間頻率內(nèi)容的K空間中均勻分布的線， -每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線穿過K空間的中心并覆蓋連續(xù)的空間頻率范圍，以及 -每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線的位置在相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集中不同，以及 (b)使所述圖像原始數(shù)據(jù)集經(jīng)受正則非線性反演重建過程以提供所述MR圖像序列，其中，所述MR圖像中的每幅通過對所述至少一個接收器線圈的靈敏度和所述圖像內(nèi)容的同時估計來創(chuàng)建，并依賴于對所述至少一個接收器線圈的所述靈敏度和所述圖像內(nèi)容的當(dāng)前估計與對所述至少一個接收器線圈的所述靈敏度和所述圖像內(nèi)容的先前估計之間的差別。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中， -所述重建過程包括抑制圖像偽影的濾波過程。
3.根據(jù)權(quán)利要求所述2的方法，其中， -所述濾波過程包括時間中值濾波器。
4.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中， -每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線對應(yīng)于旋轉(zhuǎn)的直線。
5.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中， -所述MR圖像序列是所述對象的一個單一橫截面切片的時間系列，或-所述MR圖像序列表示所述對象的多個橫截面切片的系列，或-所述MR圖像序列表示所述對象的多個橫截面切片的時間系列，其中，所述圖像原始數(shù)據(jù)以這樣的方式進(jìn)行收集，即使得K空間中的相繼的線來自不同的切片(交織的多切片數(shù)據(jù)集)，或者使得相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集來自不同的切片(順序的多切片數(shù)據(jù)集)。
6.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中，所述梯度回波序列包括 -單回波FLASH序列， -多回波FLASH序列， -具有重聚焦梯度的FLASH序列， -具有完全平衡梯度的FLASH序列，或 -真實(shí)FISP序列。
7.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中， -每個圖像原始數(shù)據(jù)集包括具有相等軸向分布的奇數(shù)條線。
8.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中， -選擇每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線的數(shù)量，從而使得得到的欠采樣程度為至少因子5，尤其為至少因子10。
9.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中， -每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線的數(shù)量最多為30，尤其最多為20。
10.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中，-收集每個圖像原始數(shù)據(jù)集的持續(xù)時間最多為100ms，尤其最多為50ms。
11.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中， -選擇每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線，從而使得相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集的線相對于彼此以預(yù)定角位移旋轉(zhuǎn)。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中， -具有不同的線位置的相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集的數(shù)量選自2到15的范圍，尤其選自3到7的范圍。
13.根據(jù)前述權(quán)利要求之一所述的方法，其中，所述圖像原始數(shù)據(jù)集通過下述提供 -將所述對象布置在包括所述至少一個接收器線圈的所述MRI設(shè)備中，使所述對象經(jīng)受所述梯度回波序列，以及使用所述至少一個接收器線圈收集所述系列圖像原始數(shù)據(jù)集。
14.根據(jù)權(quán)利要求1到12中之一所述的方法，其中，所述圖像原始數(shù)據(jù)集通過下述提供 -通過從遠(yuǎn)程MRI設(shè)備收集的數(shù)據(jù)傳輸接收所述圖像原始數(shù)據(jù)集。
15.一種被配置成創(chuàng)建被研究對象的MR圖像序列的MRI設(shè)備，包括 -MRI掃描器，其包括主磁場設(shè)備、至少一個射頻激勵線圈、至少兩個磁場梯度線圈以及至少一個射頻接收器線圈，以及 -控制設(shè)備，其適于控制所述MRI掃描器以利用根據(jù)權(quán)利要求1到12之一所述的方法收集所述系列圖像原始數(shù)據(jù)集并且重建所述MR圖像序列。
全文摘要
一種用于對被研究對象的磁共振(MR)圖像序列進(jìn)行重建的方法包括如下步驟(a)提供包括待重建的MR圖像的圖像內(nèi)容的一系列圖像原始數(shù)據(jù)集，利用磁共振成像(MRI)設(shè)備的至少一個射頻接收器線圈收集上述圖像原始數(shù)據(jù)，其中，每個圖像原始數(shù)據(jù)集包括利用梯度回波序列、特別是利用FLASH序列產(chǎn)生的多個數(shù)據(jù)樣本，該梯度回波序列使用非笛卡爾K空間軌跡對利用至少一個接收器線圈接收的MRI信號進(jìn)行空間編碼，每個圖像原始數(shù)據(jù)集包括一組在具有等效空間內(nèi)容的K空間中均勻分布的線，每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線穿過K空間的中心并覆蓋連續(xù)的空間頻率范圍，且每個圖像原始數(shù)據(jù)集的線的位置在相繼的圖像原始數(shù)據(jù)集中不同，和(b)使圖像原始數(shù)據(jù)集經(jīng)受正則非線性反演重建過程以提供MR圖像序列，其中，MR圖像中的每幅通過對至少一個接收器線圈的靈敏度和圖像內(nèi)容的同時估計來創(chuàng)建，并依賴于對至少一個接收器線圈的靈敏度和圖像內(nèi)容的當(dāng)前估計與對至少一個接收器線圈的靈敏度和圖像內(nèi)容的先前估計之間的差別。
文檔編號G01R33/561GK103038660SQ201080066961
公開日2013年4月10日 申請日期2010年3月23日 優(yōu)先權(quán)日2010年3月23日
發(fā)明者J·弗拉姆, M·于克爾, 張碩 申請人:馬克思-普朗克科學(xué)促進(jìn)協(xié)會