本發(fā)明涉及磁共振成像。更具體地，本發(fā)明涉及骨成像。

背景技術：

在醫(yī)療保健中，磁共振成像(MRI)的主要應用是軟組織類型的成像，諸如腦白質、腦灰質和器官。對于三維骨成像，計算機斷層掃描(CT)仍然是黃金標準。已經進行了從MRI數(shù)據(jù)來檢測和分割骨結構的嘗試。例如，WO 2007/044527公開了一種方法，其包括：使用來自MRI圖像的暗骨邊界強度信息來檢測和分割骨邊界；使用分割的骨邊界構建骨的模型并使用骨的模型來檢測骨??；以及檢測分割的圖像區(qū)內的骨病。WO 2013/001399公開了包括骨圖像數(shù)據(jù)的超短回波時間圖像數(shù)據(jù)。WO 2013/001399也公開了使得能夠以極小的自由感應衰減值對組織(諸如腱或骨)進行成像的超短回波時間；以及包括磁共振數(shù)據(jù)的骨圖像數(shù)據(jù)，其包含描述骨在受試者體內的位置和定位的自由感應衰減數(shù)據(jù)。

WO 2013/001399公開了包括磁共振成像系統(tǒng)和計算機系統(tǒng)的醫(yī)療裝置的示例。

然而，能夠基于MRI提供改進的骨可視化將是有價值的。

技術實現(xiàn)要素：

根據(jù)第一方面，本發(fā)明提供了一種使用磁共振成像的骨成像系統(tǒng)。該系統(tǒng)包括用于處理回波MRI數(shù)據(jù)集的處理單元，其中，回波MRI數(shù)據(jù)集根據(jù)回波時間和徑向采樣方案來生成，其中，至少對k空間的中心以徑向方式進行采樣，其中，回波時間大于或等于骨的預定T₂值，并且其中，回波MRI數(shù)據(jù)集包括復數(shù)數(shù)據(jù)；

其中，處理單元配置為根據(jù)徑向采樣方案向復數(shù)數(shù)據(jù)的徑向采樣線應用相位斜坡以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集，其中，單相位斜坡被應用到所述采樣方案的徑向采樣線，所述采樣方案的徑向采樣線在由回波時間限定的原點的兩側上延伸，并且其中相位斜坡基于等式：

其中，H(k)是在復數(shù)徑向頻域中用坐標k表示的相位斜坡，并且x₀表示圖像空間中的位移，并且f(k)是k的單調遞增函數(shù)，其中，處理單元配置為用正k值和負k值來應用H(k)。

系統(tǒng)還可以包括組合單元，組合單元用于將生成的MRI數(shù)據(jù)集與骨增強圖像數(shù)據(jù)集組合以獲得背景抑制圖像數(shù)據(jù)集。組合單元可使用例如比較技術和/或磁化率引起的現(xiàn)象來幫助去除非骨結構。

根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，提供了一種使用磁共振成像的骨成像方法。該方法包括：

處理回波MRI數(shù)據(jù)集，其中，回波MRI數(shù)據(jù)集是根據(jù)回波時間和徑向采樣方案生成的，其中，至少對k空間中心以徑向方式進行采樣，其中，回波時間大于或等于骨的預定T₂值，并且其中，回波MRI數(shù)據(jù)集包括復數(shù)數(shù)據(jù)；

其中，處理單元包括根據(jù)徑向采樣方案向復數(shù)數(shù)據(jù)的徑向采樣線應用相位斜坡以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集，其中，單相位斜坡被應用到所述采樣方案的徑向采樣線，所述采樣方案的徑向采樣線在由回波時間限定的原點的兩側上延伸，并且其中，相位斜坡基于等式：

其中，H(k)是在復數(shù)徑向頻域中用坐標k表示的相位斜坡，并且x₀表示圖像空間中的位移，并且f(k)是k的單調遞增函數(shù)，其中用正k值和負k值來應用H(k)。

根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，提供了一種包括計算機可讀指令的計算機程序產品。指令在由控制單元執(zhí)行時，使得控制單元控制處理回波MRI數(shù)據(jù)集，其中，回波MRI數(shù)據(jù)集是根據(jù)回波時間和徑向采樣方案生成的，其中，至少對k空間中心以徑向方式進行采樣，其中，回波時間大于或等于骨的預定T₂值，并且其中，所述回波MRI數(shù)據(jù)集包括復數(shù)數(shù)據(jù)；其中，處理包括根據(jù)徑向采樣方案向復數(shù)數(shù)據(jù)的徑向采樣線應用相位斜坡以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集，其中，單相位斜坡被應用到所述采樣方案的徑向采樣線，所述采樣方案的徑向采樣線在由回波時間限定的原點的兩側上延伸，并且其中，相位斜坡基于等式：

其中，H(k)是在復數(shù)徑向頻域中用坐標k表示的相位斜坡，并且x₀表示圖像空間中的位移，并且f(k)是k的單調遞增函數(shù)，其中，用正k值和負k值來應用H(k)。

本領域技術人員將理解，上述特征可能以認為有用的任何方式組合。此外，關于系統(tǒng)所描述的修改和改變同樣可應用于所述方法以及應用于所述計算機程序產品，并且關于方法所描述的修改和改變同樣可以應用于系統(tǒng)和計算機程序產品。

附圖說明

在下文中，將參照附圖通過示例來闡明本發(fā)明的各方面。附圖是示意性的，并且可以不按比例繪制。

圖1A是描繪皮質骨的CT圖像。

圖1B是描繪皮質骨的MRI圖像。

圖2A示出關節(jié)的CT圖像。

圖2B示出關節(jié)的MRI圖像。

圖3是示出獲取方案的圖。

圖4是用于骨成像的系統(tǒng)的框圖。

圖5是骨成像方法的流程圖。

圖6示出了獲取裝置的框圖。

具體實施方式

在下文中，更詳細地描述各方面以使技術人員能夠實施本發(fā)明。然而，本文提供的細節(jié)僅作為示例給出，并且決不意圖限制本發(fā)明的范圍。

根據(jù)第一示例，骨成像的系統(tǒng)包括：輸入單元，其用于接收根據(jù)徑向采樣方案以及大于或等于骨T₂值的回波時間的回波MRI數(shù)據(jù)集，其中，MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)；以及處理單元，其用于通過根據(jù)徑向采樣方案對復數(shù)數(shù)據(jù)應用相位斜坡來處理MRI數(shù)據(jù)集以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集，其中相位斜坡被應用到采樣方案的徑向采樣線上關于由回波時間所限定的原點的正位置和負位置。

相位斜坡尤其影響具有骨組織的圖像數(shù)據(jù)區(qū)。通過應用相位斜坡，增強了圖像數(shù)據(jù)集中的骨組織的信號強度。采樣方案和回波時間允許捕獲指示骨組織的區(qū)。

例如，回波時間可以局部促進信號衰減。

根據(jù)另一個示例，本發(fā)明提供一種使用磁共振成像的骨成像的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括：獲取裝置，其用于根據(jù)徑向采樣方案和大于或等于骨T₂值的回波時間來生成回波MRI數(shù)據(jù)集，其中MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)；以及處理單元，其用于通過根據(jù)徑向采樣方案對復數(shù)數(shù)據(jù)應用相位斜坡來處理MRI數(shù)據(jù)集以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集。

相位斜坡影響圖像數(shù)據(jù)的具有骨組織的區(qū)。通過應用相位斜坡，增強了圖像數(shù)據(jù)集中的骨組織的信號強度。采樣方案和回波時間幫助捕獲指示骨組織的位置。

系統(tǒng)還可包括組合單元，其用于將生成的MRI數(shù)據(jù)集與骨增強圖像數(shù)據(jù)集組合以獲得背景抑制圖像數(shù)據(jù)集。組合單元可以使用例如比較技術和/或磁化率引起的現(xiàn)象來幫助去除非骨結構。

獲取裝置可配置為根據(jù)回波時間(TE)針對特定梯度設置來對k空間的原點的兩側上的數(shù)據(jù)進行采樣。這允許相對高的信噪比(SNR)和快速的數(shù)據(jù)收集。此外，獲取裝置可允許對單個k線的有效且快速的數(shù)據(jù)處理以促進滑動窗處理和圖像重建。

獲取裝置可配置為在從射頻(RF)脈沖到回波時間(TE)的時間間隔的至少一部分期間以及在從回波時間(TE)向前的時間間隔的至少一部分期間針對特定的梯度設置對數(shù)據(jù)進行采樣。這允許有效地獲取用于骨組織增強的相關數(shù)據(jù)和/或相對快速地執(zhí)行獲取，并且能夠對單個k線進行有效且快速的數(shù)據(jù)處理以促進滑動窗圖像重建。

獲取裝置可配置為在采樣點處執(zhí)行采樣，其中，至少一些采樣點關于由回波時間(TE)限定的時間點對稱地布置。這進一步促進了相位斜坡的處理。例如，獲取裝置可配置為在關于由回波時間(TE)限定的時間點基本上對稱分布的采樣點處執(zhí)行采樣。

獲取裝置可配置為根據(jù)靜態(tài)主磁場強度和回波時間生成MRI數(shù)據(jù)集，所述回波時間在骨T2值與對應于靜態(tài)主磁場強度的水脂同相時間點之間的范圍內。這種回波時間是足夠長的以促進骨中的T2信號衰減。此外，這種回波時間允許在經過回波時間之前和之后對相關數(shù)據(jù)進行采樣，并且使得能夠對單個k線進行有效且快速的數(shù)據(jù)處理以促進滑動窗圖像重建。

獲取裝置可配置為使用頻率編碼來獲取在k空間的中心周圍的區(qū)中的數(shù)據(jù)點，其中數(shù)據(jù)點沿著與k空間中心相交的線布置。例如，可以在逐行基礎上對每行上的點進行采樣，但是替代的序列也是可能的。例如，可能以螺旋順序或使用玫瑰樣采樣模式對點進行采樣。

組合單元可以包括減法單元，其用于基于由獲取裝置生成的MRI數(shù)據(jù)集和骨增強圖像數(shù)據(jù)集來執(zhí)行減法。例如，可減去原始MRI數(shù)據(jù)(在應用相位斜坡之前)和骨增強圖像數(shù)據(jù)集(在應用相位斜坡之后)。這種減法增強了兩個數(shù)據(jù)集之間的差異。由于兩個數(shù)據(jù)集之間的主要差異是增強的骨可視化，這種處理進一步增強骨結構。

系統(tǒng)可包括第一重建單元，其用于重建骨增強圖像數(shù)據(jù)集以在空間域中獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集。在重建過程中可以應用傅立葉變換。空間域中的數(shù)據(jù)集促進可視化。

另外或可選地，系統(tǒng)可以包括第二重建單元，其用于重建背景抑制圖像數(shù)據(jù)集以在空間域中獲得重建的背景抑制圖像數(shù)據(jù)集。這促進了可視化。第一重建單元和第二重建單元可以是相同的重建單元。在特定示例中，第一重建單元與第二重建單元之間的唯一差異是向重建單元的輸入部提供的數(shù)據(jù)集。

相位斜坡可以基于等式

其中，H(k)表示在復數(shù)徑向頻率域中用坐標k表示的相位斜坡，k表示空間頻率，并且x₀表示圖像空間中的位移。例如，圖像空間中的這種位移基本上等于n·d_pix，其中,n是將移位的像素的數(shù)量(此參數(shù)可以與皮質骨厚度相關)并且d_pix是根據(jù)圖像分辨率的像素尺寸。在具體示例中，函數(shù)f是恒等函數(shù)：f(k)＝k。然而，這不是限制。例如，f(k)可以是任何k域中的k的任何函數(shù)(例如，f(k)＝a(b·k+c)^d+e，其中a、b、c、d、e是常數(shù))。優(yōu)選地，f(k)是單調遞增函數(shù)。

處理單元可配置為用正k值和負k值應用H(k)。

例如，k＝γ/2π·G·t，其中，γ是旋磁比，t是針對正t值和負t值根據(jù)回波時間對k空間的中心進行編碼的時間，并且G是讀取梯度。注意，G可以是常數(shù)或可以取決于t。

根據(jù)另一個示例，提供了一種使用磁共振成像的骨成像方法。方法包括：

根據(jù)徑向采樣方案和大于或等于骨T₂值的回波時間來生成回波MRI數(shù)據(jù)集，其中MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)；以及

通過根據(jù)徑向采樣方案對復數(shù)數(shù)據(jù)應用相位斜坡來處理MRI數(shù)據(jù)集，以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集。

根據(jù)另一個示例，提供了一種包括計算機可讀指令的計算機程序產品。指令在由控制單元執(zhí)行時致使控制單元

控制獲取裝置來根據(jù)徑向采樣方案和大于或等于骨T₂值的回波時間生成回波MRI數(shù)據(jù)集，其中，MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)；以及

控制處理單元通過根據(jù)徑向采樣方案對復數(shù)數(shù)據(jù)應用相位斜坡來處理MRI數(shù)據(jù)集以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集。

例如，一種使用MRI的骨成像的方法可包括：根據(jù)徑向采樣方案和大于或等于骨T₂值的回波時間來生成回波MRI數(shù)據(jù)集，其中，MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)；以及通過根據(jù)徑向采樣方案對復數(shù)數(shù)據(jù)應用相位斜坡來處理MRI數(shù)據(jù)集以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集。

圖1A示出了包括皮質骨的對象的CT圖像。圖1B示出了圖1A中所示的相同對象的MRI圖像。圖2A示出了包括關節(jié)的對象的多個正交CT圖像。圖2B示出了圖2A中所示的相同對象的對應的MRI圖像。已經使用本文提出的獲取方案以及骨增強技術和背景抑制技術來獲取和處理圖1B和圖2B的MRI圖像。可以看到，在CT圖像中可見的骨結構在MRI圖像中也是可見的，具有驚人的質量。

本發(fā)明的實施方式可以提供使用磁共振成像來識別受試者體內的不同組織類型的裝置。實施方式可通過使用脈沖序列來實現(xiàn)這一點，所述脈沖序列包括使用徑向采樣方案(徑向頻率編碼)來獲取梯度回波MRI的命令。在本文件的上下文中，術語“徑向采樣方案”包括以徑向方式對k空間的由回波時間限定的中心進行采樣的任何采樣方案，從而提供以任何其他軌跡朝向k空間周邊延伸的自由，包括螺旋采樣、玫瑰花樣采樣等。更具體地，徑向采樣方案包含沿著與k空間的中心點相交的線布置的采樣點?？梢栽趲缀撩氲臅r間尺度上獲取梯度回波數(shù)據(jù)?？梢詾楂@取選擇較短的但足夠長的時間尺度，以允許來自皮質骨的信號在限定的回波時間內基本上弛豫。這樣，可以在獲取方案中利用皮質骨具有短T₂的事實。k空間的至少中心的徑向頻率編碼可用于引起徑向對稱磁化率和化學位移偽像(當存在時)。在這種情況中，可以執(zhí)行徑向采樣和螺旋采樣兩者。在徑向頻率編碼的情況下，磁化率或化學位移的差異所引起的非共振效應可對稱地分布在k空間中(在每個頻率編碼的k空間線的方向上)，這可有利于結構和對象的準確定位。

徑向采樣方案的另一個示例是螺旋槳/葉片采樣。

回波MRI是本領域本身已知的技術，并且可以實現(xiàn)為例如自旋回波MRI或梯度回波MRI。在以下描述中，將使用梯度回波MRI的示例來解釋概念，盡管本文公開的技術不限于梯度回波MRI，但可以使用其他回波MRI序列來應用?；夭∕RI獲取方案包括在RF激勵脈沖(t'＝0)之后但在回波時間(TE)之前應用磁場梯度，這引起自旋移相；隨后應用第二梯度，這繼而使自旋重相位(rephase)并且隨后生成回波，這就是為什么協(xié)議被稱為回波MRI。根據(jù)定義，回波時間與回波的形成一致。如本領域本身已知的，對自由感應衰減進行采樣可能意味著在使梯度重相位和信號采樣之前不使用移相梯度。

例如，可以利用短回波時間而不是超短回波時間來執(zhí)行梯度回波獲取。后者只在對自由感應衰減進行采樣時并且不在對梯度回波進行采樣時獲得。與梯度回波相關的短回波時間以及與自由感應衰減(FID)采樣相關的超短回波時間成像是本領域中已知的概念。例如，與FID的采樣相關的這種超短回波時間低于骨T₂值，而通常與梯度回波采樣相關的短回波時間高于骨T₂值。此外，可以采用徑向頻率編碼。

可能的適應包括但不限于：使用(部分)脂肪抑制(具有反轉恢復的光譜預飽和：SPIR，光譜衰減反轉恢復：SPAIR)、選擇性激發(fā)、長T₂抑制、使用平衡的獲取方案和/或在獲取中并入FID或多個回波。此外，使用例如在MRI團體中眾所周知的方法來分析相位數(shù)據(jù)以調查磁化率(定量磁化率映射(QSM)、到偶極場上的投影(PDF)、用于相位數(shù)據(jù)的精細諧波偽像減少(SHARP)等)對于將空氣、其他組織類型或裝置與骨骼區(qū)分開可以是有益的。

圖3示出了可以結合本文所述的實施方式使用的MRI獲取方案。在此示意圖中，為了簡單起見僅示出了一個頻率編碼軸，由G_read表示。方案包含射頻(RF)脈沖、在某一方向上穿過k空間以到達k空間中的采樣間隔的開始點的移相梯度、以及具有相反極性的重相位(rephasing)梯度，重相位梯度構成剛好在獲取間隔(AQ)開始之前導通的讀取梯度(G_read)。時間參數(shù)t'在RF脈沖的時間處為零。時間參數(shù)t＝t'-TE在回波時間(TE)處為零。獲取間隔(AQ)包括在由回波時間(TE)限定的時間點之前和之后采樣的采樣點，即t可以是正和負的，表示例如全梯度回波或部分梯度回波。因此，獲取間隔(AQ)在回波時間(TE)的兩側延伸。

圖3的回波MRI獲取方案可例如通過以下進一步描述：在RF激勵脈沖(t'＝0)之后但在回波時間(TE)之前應用磁場梯度301，這引起自旋移相；隨后應用第二磁場梯度302，這繼而使自旋重相位并且隨后生成回波。在梯度回波成像的情況下，與磁場梯度301相比，第二磁場梯度302具有異號(如圖3中G_read圖所示)。根據(jù)定義，回波時間與回波的形成重合，在梯度回波的情況下，這在所展現(xiàn)的磁場梯度的總梯度面積等于零時發(fā)生。這里，對于t'＝TE，

本文所闡述的技術可允許生成骨增強圖像。例如，如下文將詳細描述的，可以使用相位斜坡來生成骨增強圖像。本文所闡述的技術還可以允許生成選擇性地描繪具有正反差的骨結構的圖像。例如在背景抑制之后，可以從骨增強圖像生成這種圖像。

圖4示出了用于使用磁共振成像(MRI)的骨成像的系統(tǒng)的框圖。系統(tǒng)可以完全在MRI成像裝置內實現(xiàn)?？蛇x地，配置為處理由成像裝置生成的數(shù)據(jù)的處理部件也可實現(xiàn)為獨立的軟件，或者在單獨的處理裝置中或在工作站上實現(xiàn)。獲取裝置1用于獲取MRI數(shù)據(jù)集2。在此上下文中，數(shù)據(jù)集可以是在單一重復中獲得的單線(徑向、螺旋或任何其他形狀)的k空間點、或包含k空間的在多個方向上的多個線的完整數(shù)據(jù)集。在本公開的其他地方詳細提供了用于數(shù)據(jù)獲取的獲取方案的示例。MRI裝置生成可被提供到圖像增強單元3的輸入單元4的MRI數(shù)據(jù)集2。圖像增強單元3可包括輸入單元4、處理單元6和/或組合單元8。然而，圖像增強單元3不限于此。在特定示例中，數(shù)據(jù)集可以僅由在單一重復中獲得單個徑向線的k空間點組成，以促進高效處理并且允許滑動窗重建方法。例如，輸入單元可以是MRI裝置的內部部件或軟件模塊、或可操作為與MRI裝置通信的裝置的接口。任選地，輸入單元可配置為執(zhí)行檢查以驗證MRI數(shù)據(jù)集是否是根據(jù)受支持的協(xié)議獲取，并且如果不滿足此條件則拒絕數(shù)據(jù)集。輸入單元4將所接收到的MRI數(shù)據(jù)集2、MRI數(shù)據(jù)集2'提供到處理單元6。如本公開中其他地方更詳細地解釋的，此處理單元配置為應用相位斜坡以增強數(shù)據(jù)集中的骨結構。可以任選地將由處理所得的骨增強數(shù)據(jù)集7提供到重建單元11。

任選地，將骨增強數(shù)據(jù)集7和原始MRI數(shù)據(jù)集2'提供到組合單元8。組合單元8將兩個數(shù)據(jù)集2'、7組合以創(chuàng)建背景抑制數(shù)據(jù)集10。例如，組合單元8執(zhí)行比較操作、乘法操作或其他類型的操作以增強兩個數(shù)據(jù)集2'、7之間的差異。例如，組合單元借助于減法單元9從骨增強數(shù)據(jù)集7減去MRI數(shù)據(jù)集2'(或反之亦然)。因此，組合單元創(chuàng)建背景抑制數(shù)據(jù)集10。任選地，將背景抑制數(shù)據(jù)集提供到重建單元11。例如，可通過圖像增強單元3針對k空間的每個徑向線單獨執(zhí)行這種處理。這樣，在獲取其余的k線的同時可開始處理已經獲得的k線，從而有助于實時處理。

重建單元11對提供給它的MRI數(shù)據(jù)集執(zhí)行重建。這種重建可能以本領域中已知的方式來執(zhí)行。重構單元11可配置為對數(shù)據(jù)執(zhí)行傅里葉逆變換，以將其從頻域變換到空間域。因此，重建單元11從輸入的數(shù)據(jù)集(例如，原始MRI數(shù)據(jù)集2'、骨增強數(shù)據(jù)集7或背景抑制數(shù)據(jù)集)產生重建的圖像數(shù)據(jù)集12。其他類型的數(shù)據(jù)集也可以由重建單元11重建。重建單元11可針對待處理的不同類型的數(shù)據(jù)集而使用不同的重建參數(shù)和/或不同的重建算法。重建的圖像12可以在顯示單元13上顯示和/或由存儲單元14存儲。存儲單元14可以例如將數(shù)據(jù)集存儲在醫(yī)療保健信息系統(tǒng)中。

圖5示出了圖像處理方法的流程圖。該方法可在計算機軟件中實現(xiàn)。在步驟51中，控制MRI裝置以使用徑向獲取方案來執(zhí)行MRI獲取。將所獲取的數(shù)據(jù)集轉發(fā)到處理單元。然后，處理單元接收回波MRI數(shù)據(jù)集，回波MRI數(shù)據(jù)集是根據(jù)徑向采樣方案和大于或等于骨T₂值的回波時間獲取的。MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)。在步驟52中，處理單元通過根據(jù)徑向采樣方案對復數(shù)數(shù)據(jù)應用相位斜坡來處理MRI數(shù)據(jù)集，從而創(chuàng)建骨增強圖像數(shù)據(jù)集?？梢詫⑾辔恍逼聭玫讲蓸臃桨傅膹较虿蓸泳€上關于由回波時間限定的原點的正位置和負位置。在步驟53中，確定骨增強圖像數(shù)據(jù)集是否應與所接收到的MRI數(shù)據(jù)集組合。如果否，則在步驟55中執(zhí)行另一個功能，諸如存儲數(shù)據(jù)、和/或重建數(shù)據(jù)和顯示數(shù)據(jù)?？梢源鎯︻l域數(shù)據(jù)或重建的空間域數(shù)據(jù)中的任一者或兩者。

如果確定骨增強圖像數(shù)據(jù)集應當與所接收到的MRI數(shù)據(jù)集組合，則在步驟54中，將骨增強圖像數(shù)據(jù)集與所接收到的MRI數(shù)據(jù)集組合。接下來，在步驟55中，執(zhí)行另一個功能，諸如存儲數(shù)據(jù)、和/或重建數(shù)據(jù)和顯示數(shù)據(jù)?？梢源鎯︻l域數(shù)據(jù)或重建的空間域數(shù)據(jù)中的任一者或兩者。

注意，所示的流程圖僅呈現(xiàn)簡化的流程。在實施方式中，處理步驟以更復雜的順序執(zhí)行。

在下文中，將描述更詳細的實施方式。將理解的是，在這些詳細的實施方式中描述的特征僅被理解為示例，并且不限制本發(fā)明的范圍。

在第一步驟中，可以使用具有短回波時間但不是超短回波時間的徑向采樣方案來執(zhí)行梯度回波MRI獲取。該梯度回波可以是平衡的、長T₂抑制的和/或脂肪抑制的，但這不是限制?；夭梢允侨夭ɑ虿糠只夭ā?/p>

例如，適當?shù)墨@取類型可包括3D酷什球(kooshball)獲取、3D徑向星形堆棧獲取或2D單片徑向獲取。作為徑向k空間采樣的替代，也可以執(zhí)行螺旋采樣，只要在每個輪廓中以徑向方式對k空間的中心進行采樣。

回波時間(TE)優(yōu)選不是超短的，以使骨結構能夠由于骨的低T₂和/或T₂*弛豫參數(shù)而用低信號選擇性地描繪。例如，回波時間至少與皮質骨T₂值一樣長。例如，回波時間至多與水脂同相時間點一樣長，這取決于掃描器的場強?？梢员４鎻蛿?shù)數(shù)據(jù)(實數(shù)和虛數(shù))以保留與化學位移和磁化率兩者有關的信息。例如，針對特定k線而獲取的數(shù)據(jù)由作為k坐標的函數(shù)的s(k)表示。

可以處理所獲取的復數(shù)MRI數(shù)據(jù)s(k)。例如，盡管這不是限制，但是可以單獨處理每個k線?？梢詫⑾辔恍逼聭玫矫總€k線。例如，通過將每個k線與相位斜坡相乘，將圖像空間中的全局變換引入到數(shù)據(jù)，可以針對每個獲取的讀出線(徑向輪廓或螺旋輪廓)處理所獲取的數(shù)據(jù)s(k)。圖像空間中的這種全局轉化對應于k空間中的線性相位斜坡。因此，操作可以在k空間或圖像空間中執(zhí)行，但是在大多數(shù)情況下k空間中的操作是明顯更有效的。這種處理過程在本文中被稱為“骨增強過程”。例如，可以在圖像重建之前執(zhí)行這種骨增強過程。通過在k空間中執(zhí)行操作，來使用傅立葉變換原理，根據(jù)傅立葉變換原理，與頻域中的線性相位的乘法引起空間域中的全局位移。使用骨增強數(shù)據(jù)(基本上包括所有經處理的k線)，可以構建骨增強圖像，其稱為骨增強重建圖像S_enh。

為了生成選擇性地描繪骨結構的圖像，可以將S(k)與S_enh(k)組合?？捎糜趯⑦@些數(shù)據(jù)集組合的一個示例性技術是借助于可能在歸一化步驟之后的減法操作?？梢栽趫D像重建之前對單獨的k線執(zhí)行組合操作。然而，這不是限制。由這種組合得到的圖像在本文中被稱為背景抑制圖像數(shù)據(jù)集(S_bs(k))。

當骨增強過程應用于k空間中時，其可直接應用至徑向輪廓(或k線)以逐行地在k空間中建立骨增強圖像和背景抑制(bs)圖像：

s_bs(k)＝s_enh(k)-C₁·s(k) [等式1]

與

(對于f(k)＝k)[等式2]

其中k＝γ/2π·G·t并且γ表示旋磁比，t(t＝t'-TE)表示由回波時間(TE)限定的對k空間的中心進行編碼的時間，t'表示從RF脈沖的中心測量的時間，G表示讀取梯度，n表示待移位的像素的數(shù)量(此參數(shù)可以與皮質骨厚度有關)，并且d_pix表示根據(jù)圖像分辨率的像素尺寸。在此示例中，函數(shù)f(k)＝k，但是這可以不同。等式1和等式2的結果是整個徑向輪廓的單個線性相位斜坡。參數(shù)C_I可以用于控制背景抑制的量。雖然此參數(shù)可以變化，但是在1與2之間并且包括1和2的值可以提供良好的結果。

注意，在上述等式中，k表示k空間坐標，并且s(k)表示k空間中的信號。傅里葉變換可以用于將k空間中的數(shù)據(jù)變換成空間圖像。這種傅立葉變換通常用作MRI中的重建步驟。

參數(shù)G和d_pix可以由獲取協(xié)議確定。參數(shù)n是可以由用戶選擇的參數(shù)，以用某種方式控制骨增強?？梢砸罁?jù)待成像的皮質骨的尺寸來選擇此參數(shù)。例如，如果待增強的骨是1像素厚，則此參數(shù)可最佳地被設置為1。在一些情況下，使用不同n值的多個重建可組合以獲得最佳骨增強。例如，這可能是顱骨的情況，皮質骨在顱骨中比在許多其他骨中厚得多。

優(yōu)選地，允許在等式2的指數(shù)-iγ·G·t·n·d_pix中的參數(shù)t變?yōu)樨摵驼?，同時保持讀取梯度G恒定。這允許在單一重復中掃描包括負k值和正k值的整個k線。這與參數(shù)t僅為正的中心向外采樣形成對比。在中心向外采樣中，原則上可通過在包括具有異號(或相反方向)的讀取梯度G值的兩個獨立的重復中使用兩次獲取，來連續(xù)地掃描k線的兩側。

雖然為了清楚地解釋本發(fā)明而在本文中描述了徑向采樣方案，但這不是限制?；诒竟_，可以使用例如本領域已知的數(shù)學變換來設計實現(xiàn)相同或相似結果的其他方式。只要以徑向方式(例如螺旋、玫瑰、葉片)對k空間的中心進行采樣并且將k空間的中心虛擬地變換成徑向網(wǎng)格以執(zhí)行所描述的處理，此類變換可例如允許使用不同的軌跡來執(zhí)行獲取。此外，k空間中的相位斜坡可由相位斜坡的經傅里葉變換的變形代替，使得可以在空間域中執(zhí)行對應的操作。在本文中，重要的是認識到從相位斜坡的虛部不能被忽略的意義上來說，相位斜坡是非平凡的復雜實體。例如，也可以在k空間或在空間域中執(zhí)行通過例如減法將骨增強圖像與原始圖像組合的背景抑制。此外，這種組合甚至可編碼到濾波器中。

作為梯度回波的替代，可以使用其他掃描技術。例如，可以使用自旋回波序列。

除了可用于診斷目的和疾病檢測的皮質骨的可視化之外，本方法可以用于生成表示組織的電子密度的相對估計的圖像。方法不一定從皮質骨本身獲得MR信號。相反，方法利用骨的兩個組織參數(shù)：1)其T₂弛豫參數(shù)低，2)其與周圍軟組織(諸如水和脂肪)的磁化率差異。

為了金屬物體的可視化，已經在以下中提出了方法：“使用具有非共振接收的3D中心向外徑向采樣的小順磁性對象的高度局域化的正對比(Highly Localized Positive Contrast of Small Paramagnetic Objects Using 3D Center-Out Radial Sampling With Off-Resonance Reception)”Seevinck PR，Magn Res Med、2011年6月；65(l):146-56.doi:10.1002/mrm.22594；“具有用于有效和準確定位點狀和伸長的順磁結構的非共振重建的中心向外徑向采樣(Center-Out Radial Sampling With Off-Resonant Reconstruction for Efficient and Accurate Localization of Punctate and Elongated Paramagnetic Structures)”De Leeuw H，Magn Res Med，2013年6月；69(6)：1611-22.doi:10.1002/mrm.24416；以及“用于單級HDR近程治療的Ir-192源的準確和快速跟蹤以及位置驗證的雙平面共RAS OR技術(A dual-plane co-RAS OR technique for accurate and rapid tracking and position verification of an Ir-192source for single fraction HDR brachytherapy)”De Leeuw等人，Phys Med Biol.2013年11月7日；58(21)：7829-39.doi：10.1088/0031-9155/58/21/7829。

這些方法與本文公開的骨增強方法不同。其中，所公開的方法利用了與超短回波時間(UTE)采樣組合的中心向外采樣。本文公開的用于骨增強成像的方法在回波時間的兩側對梯度回波進行采樣，并利用適應于皮質骨T₂弛豫時間的回波時間以及全部或部分k線(具有正k值和負k值)的采樣。

缺少對超短回波時間的需要可以減少MR掃描器所需的復雜性，在組織類型之間的對比度生成方面提供更多的靈活性，促進2D成像，減少由設備產生的噪聲，可以減少對極高編碼梯度的需要，并且因此可以減少外周神經刺激量并且增強與臨床標準的兼容性。此外，由于單次獲取足以生成骨增強圖像和/或背景抑制圖像，所以節(jié)省了時間和資源。

應注意，“具有用于有效和準確定位點狀和伸長的順磁結構的非共振重建的中心向外徑向采樣”De Leeuw H，in Magnetic Resonance in Medicine，2013年6月；69(6):1611-22，doi:10.1002/mrm.24416公開了用于定位順磁結構的方法。本文公開的方法和系統(tǒng)與所述現(xiàn)有技術至少因為以下而不同。首先，可以針對骨組織的特定T₂來優(yōu)化成像參數(shù)，而用于使金屬物體可視化的方法利用了與局域感應場不均勻性相關的低T2*，并且通常旨在具有盡可能短的回波時間。第二，為了獲得骨增強圖像而進行的處理與所述現(xiàn)有技術的不同之處在于以下事實：單相位斜坡應用在原點(k＝0)兩側上延伸的k空間線上，而在現(xiàn)有技術的金屬可視化的情況下，具有相反極性的兩個不同的相位斜坡用于在k空間的原點兩側上延伸的線上的k空間數(shù)據(jù)，這導致不同的結果。

因為一旦已經獲取了第一k線并且在獲取剩余k線期間處理就可以開始，所以可以對每個k線分別執(zhí)行數(shù)據(jù)的處理以實現(xiàn)骨可視化，從而加速所述過程。這還促進使用例如滑動窗和/或壓縮感測重建方法的實時成像。

后處理技術還使得能夠在獲取已經完成之后微調重建參數(shù)。

技術還能夠同時描繪骨結構、軟組織和諸如裝置的金屬物體。此外，技術可用于使水脂肪區(qū)、以及氣袋和組織空氣界面(例如，在皮膚處)可視化。水脂同相回波時間可以用于抑制水脂區(qū)，并且脂肪抑制可以用于防止脂肪和水脂界面以高信號呈現(xiàn)在骨增強圖像中。本領域已知的其他抑制技術可用于按需抑制任何結構類型。

可在重建過程期間變化或與在成像過程期間進行的選擇有關的以下參數(shù)可以用于控制骨增強圖像的生成：

·場強，其可能影響最佳獲取設置，因為場強影響磁化率和化學位移相關的方面。

·采樣帶寬，其可能取決于讀出的梯度強度和采樣密度，可以用水脂位移(water-fat shift)(wfs)表示。

·骨結構按照mm并且相對于B_o的幾何形狀(例如，厚度、取向)。

·骨的磁化率(-11.3ppm)，與水(-9ppm)和脂肪(-8.3ppm)相比。

骨增強過程使用傅立葉變換原理。傅立葉變換原理可應用于穿過k空間的中心的每個k線。通過在頻域(k空間)中乘以exp(-i2πkx_o)，可以實現(xiàn)空間域(圖像空間)中等于x_o的位移。

數(shù)學上，空間域中與函數(shù)的卷積

h(x)＝δ(x-x₀)

對應于頻域中與函數(shù)的乘積

H(k)的斜坡斜率由x₀確定。參數(shù)x₀可以與骨(低信號)的尺寸相關。H(k)表示在復數(shù)徑向頻域中用坐標k表示的相位斜坡，k表示空間頻率，x₀表示圖像空間中等于n·d_pix的移位，其中，n是將移位的像素的數(shù)量(此參數(shù)可以與皮質骨厚度相關)，并且d_pix是根據(jù)圖像分辨率的像素尺寸。通常，函數(shù)f(k)＝k，但可替代地f(k)可以是在任何k域中的k的任何函數(shù)，(例如f(k)＝a(b·k+c)^d+e，其中a、b、c、d、e是常數(shù))。

處理單元可配置為應用具有正k值和負k值的H(k)。

根據(jù)定義，等式k＝γ/2π·G·t可以成立，其中γ是旋磁比，t是針對正t值和負t值根據(jù)回波時間的對k空間的中心進行編碼的時間，并且G是讀取梯度。注意，在所述示例中G是常數(shù)，但實際上可以取決于t。

在一個實施方式中，本方法直接應用到2D或3D中。作為應用到分別用于每個k線的1D中的替代，所述方法可以應用于完整2D圖像或3D數(shù)據(jù)集的一個變換中。為此，可以制造2D或3D復數(shù)濾波器，其包含k空間中的一系列1D相位斜坡的效應。在另一個實施方式中，這在圖像域中通過用2D或3D復數(shù)濾波器對復數(shù)圖像數(shù)據(jù)進行卷積來完成，2D或3D復數(shù)濾波器通過對復數(shù)2D或3D k空間濾波器進行傅立葉變換來獲得。

當獲取回波MRI數(shù)據(jù)集時，回波時間(TE)可以被選擇為大于待被可視化的骨T2，因為這樣骨信號大部分已經消失。也就是說，對于TE≈T2，e^-TE/T2≈e^-1≈0.37。在皮質骨的情況下，回波時間可以被選擇為大于在待被可視化的皮質骨中出現(xiàn)的T2值，例如，此T2時間可以是0.2毫秒，并且然后選擇大于0.2毫秒的回波時間。

圖6示出了獲取裝置1的示例。獲取裝置可以包括磁共振成像系統(tǒng)601和計算機系統(tǒng)602。磁共振成像系統(tǒng)601具有磁體603。示出的為圓柱形磁體，但是也可以使用本領域本身已知的其他形狀，諸如開放磁體。磁體可以是超導磁體，例如具有液氦冷卻的低溫恒溫器的磁體，其中低溫恒溫器具有超導線圈。可選地，可以使用永久磁體或電阻磁體。成像區(qū)605位于圓柱形磁體603的孔604內。由成像區(qū)605內的磁體603生成的磁場是足夠強并且足夠均勻的，以允許執(zhí)行磁共振成像。

磁共振成像系統(tǒng)601還包括磁場梯度線圈606，其被示出在磁體603的孔604內。梯度線圈606用于促進空間編碼，這使得能夠獲取空間相關的磁共振成像數(shù)據(jù)。梯度線圈606允許對磁體603的成像區(qū)域605內的磁自旋進行空間編碼。梯度線圈606由電源608控制。梯度線圈606可以包括單獨的線圈組，以在三個正交的空間方向(未示出)上進行空間編碼。電源608向磁場線圈提供電流，并且可以被控制成根據(jù)特定獲取序列提供作為時間的函數(shù)的特定電流。

磁共振成像系統(tǒng)還包括發(fā)射/接收線圈607，其可以具有天線功能。發(fā)射/接收線圈607配置為通過發(fā)射射頻(RF)脈沖來影響成像區(qū)域605內的磁自旋的取向。發(fā)射/接收線圈607還接收由成像區(qū)605內的自旋生成的無線電信號。發(fā)射/接收線圈607可以任選地包含多個線圈元件(未示出)。發(fā)射/接收線圈607連接到RF收發(fā)器609。

可選地，可以提供單獨的接收器和發(fā)射器。另外，在可選的實施方式中，可以提供獨立的發(fā)射線圈和接收線圈。

磁場梯度線圈電源608和收發(fā)器609連接到計算機系統(tǒng)602的接口610。計算機系統(tǒng)602還包括處理器611。如本領域本身已知的，處理器可以例如通過使用半導體技術的集成電路來實現(xiàn)。也可以采用處理器的可選實現(xiàn)方式。處理器611連接到存儲器612。存儲器612可以使用任何可用的計算機存儲器技術來實現(xiàn)，其中，計算機存儲器技術諸如半導體技術、易失性存儲器、非易失性存儲器、磁存儲介質或其組合。存儲器612可以包含可用于控制磁共振成像系統(tǒng)601(特別是通過電源608的梯度線圈606和通過收發(fā)器609的發(fā)射/接收線圈607)的脈沖序列(例如，如圖3所示的脈沖序列)的表達。存儲器還配置為存儲一個或多個MRI數(shù)據(jù)集，特別是回波MRI數(shù)據(jù)集。通常，處理器610配置為存儲通過收發(fā)器609和存儲器612中的接口610從發(fā)射/接收線圈接收到的信號。

存儲器612還包含控制獲取裝置1的操作的計算機可執(zhí)行指令。首先，存儲器612包含獲取模塊，以控制磁共振成像系統(tǒng)601的操作以及所接收到的數(shù)據(jù)在存儲器612中的存儲。

參照圖4，在具體實現(xiàn)方式中，存儲器612還可包含使得處理器611執(zhí)行處理單元6、組合單元8和/或重建單元11的功能的指令。此外，存儲器612可配置為存儲MRI數(shù)據(jù)集2和/或MRI數(shù)據(jù)集2'、骨增強數(shù)據(jù)集7、背景抑制數(shù)據(jù)集10和/或重建的圖像12。應當理解，用于處理數(shù)據(jù)的處理單元不必在相同的計算機系統(tǒng)602中實現(xiàn)。在數(shù)據(jù)處理的任何階段，可以使用例如已知的網(wǎng)絡技術將數(shù)據(jù)發(fā)射到另一計算機系統(tǒng)(未示出)，并且可以在另一計算機系統(tǒng)上執(zhí)行剩余的處理步驟。為此，另一計算機系統(tǒng)可以具有類似于上述處理器和存儲器的處理器和存儲器，并且存儲器可以存儲相關單元或多個相關單元(6、8、12)的指令。此外，輸入單元可以在另一個計算機系統(tǒng)上實現(xiàn)以便控制接收和存儲來自計算機系統(tǒng)602的數(shù)據(jù)。這樣，增強單元3可以例如在獨立的計算機系統(tǒng)上實現(xiàn)。

參照圖4和圖5，注意，在具體的實際實現(xiàn)方式中，x_o的相關值可以在-1cm至+1cm的范圍內。

再次參照圖4和圖5，注意，在具體的實際實現(xiàn)方式中，TE的相關值可以被選擇為大于0.2毫秒或0.3毫秒。這里，0.2毫秒或0.3毫秒可以被認為是皮層骨T2的代表值。例如，TE的值可以選擇為小于或等于對應于靜態(tài)主磁場的水脂同相時間點。例如，如本領域中已知的，此同相時間點在3特斯拉的主磁場下可以是約2.3毫秒，并且在1.5特斯拉的主磁場下可以是約4.6毫秒。

在下文中以條款的形式描述了一些方面。

條款1.一種使用磁共振成像的骨成像系統(tǒng)，包括：

輸入單元，用于接收根據(jù)徑向采樣方案以及大于或等于骨T₂值的回波時間的回波MRI數(shù)據(jù)集，其中，所述MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)；以及

處理單元，用于通過根據(jù)所述徑向采樣方案對所述復數(shù)數(shù)據(jù)應用相位斜坡來處理所述MRI數(shù)據(jù)集，以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集，其中，所述相位斜坡被應用到所述采樣方案的徑向采樣線上相對于由所述回波時間限定的原點的正位置和負位置。

條款2.根據(jù)條款1所述的系統(tǒng)，還包括

組合單元，用于將所生成的MRI數(shù)據(jù)集與所述骨增強圖像數(shù)據(jù)集組合以獲得背景抑制圖像數(shù)據(jù)集。

條款3.根據(jù)條款1所述的系統(tǒng)，還包括獲取裝置，所述獲取裝置用于根據(jù)所述徑向采樣方案和大于或等于所述皮質骨T2值的所述回波時間來生成所述回波MRI數(shù)據(jù)集，其中，所述MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)。

條款4.根據(jù)條款3所述的系統(tǒng)，其中，所述獲取裝置配置為基于所述回波時間(TE)針對特定編碼梯度設置來對k空間的原點兩側上的數(shù)據(jù)進行采樣。

條款5.根據(jù)條款3所述的系統(tǒng)，其中，所述獲取裝置配置為針對特定編碼梯度設置在從射頻(RF)脈沖到所述回波時間(TE)的時間間隔的至少一部分期間以及在從所述回波時間(TE)向前的時間間隔的至少一部分期間對數(shù)據(jù)進行采樣。

條款6.根據(jù)條款5所述的系統(tǒng)，其中，所述獲取裝置配置為在采樣點處執(zhí)行所述采樣，其中，所述采樣點中的至少一些關于由所述回波時間(TE)限定的時間點對稱地布置。

條款7.根據(jù)條款3所述的系統(tǒng)，其中，所述獲取裝置配置為根據(jù)所述靜態(tài)主磁場強度以及大于或等于骨T2值并且小于或等于與靜態(tài)主磁場對應的水脂同相時間點的回波時間來生成所述MRI數(shù)據(jù)集。

條款8.根據(jù)條款3所述的系統(tǒng)，其中，所述獲取裝置配置為使用頻率編碼來獲取在k空間的中心周圍的區(qū)中的數(shù)據(jù)點，其中，所述數(shù)據(jù)點沿著與所述k空間的中心相交的線布置。

條款9.根據(jù)條款2所述的系統(tǒng)，其中，所述組合單元包括減法單元，所述減法單元用于基于所生成的MRI數(shù)據(jù)集和所述骨增強圖像數(shù)據(jù)集來執(zhí)行減法。

條款10.根據(jù)條款1所述的系統(tǒng)，還包括重建單元，所述重建單元用于重建所述骨增強圖像數(shù)據(jù)集以在空間域中獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集。

條款11.根據(jù)條款2或9所述的系統(tǒng)，還包括重建單元，所述重建單元用于重建所述背景抑制圖像數(shù)據(jù)集以在空間域中獲得重建背景抑制圖像數(shù)據(jù)集。

條款12.根據(jù)條款1所述的系統(tǒng)，其中，所述相位斜坡基于等式：

其中H(k)是在復數(shù)徑向頻域中用坐標k表示的相位斜坡，并且x₀表示圖像空間中的位移，并且f(k)是k的單調遞增函數(shù)。

其中，所述處理單元配置為應用具有正k值和負k值的H(k)。

條款13.根據(jù)條款12所述的系統(tǒng)，其中，k＝γ/2π·G·t，其中，γ是旋磁比，t是針對正t值和負t值根據(jù)所述回波時間的對k空間的中心進行編碼的時間，并且G是讀取梯度。

條款14.一種使用磁共振成像的骨成像方法，包括：

接收根據(jù)徑向采樣方案以及大于或等于骨T2值的回波時間的回波MRI數(shù)據(jù)集，其中，所述MRI數(shù)據(jù)集包括指示化學位移和磁化率的復數(shù)數(shù)據(jù)；以及

通過根據(jù)所述徑向采樣方案對所述復數(shù)數(shù)據(jù)應用相位斜坡來處理所述MRI數(shù)據(jù)集，以獲得骨增強圖像數(shù)據(jù)集，其中，所述相位斜坡被應用到所述采樣方案的徑向采樣線上關于由所述回波時間限定的原點的正位置和負位置。

條款15.一種計算機程序產品，包括用于使得計算機系統(tǒng)執(zhí)行根據(jù)條款14所述的方法的計算機可讀指令。

本發(fā)明的一些或所有方面可以適合于以軟件特別是計算機程序產品的形式實現(xiàn)。這種計算機程序產品可以包括其上存儲有軟件的存儲介質，諸如存儲器。此外，計算機程序可以由傳輸介質(諸如光纖電纜或空氣)所傳輸?shù)男盘?諸如光纖信號或電磁信號)表示。計算機程序可以部分地或完全地具有適于由計算機系統(tǒng)執(zhí)行的源代碼、對象代碼或偽代碼的形式。例如，代碼可以由一個或多個處理器直接執(zhí)行。

本文所述的示例和實施方式用于說明本發(fā)明而非限制本發(fā)明。本領域技術人員將能夠在不脫離權利要求的范圍的情況下設計出可選的實施方式。權利要求中的括號中的附圖標記不應被解釋為限制權利要求的范圍。在權利要求或說明書中描述為獨立實體的項目可以實現(xiàn)為結合所描述的項目的特征的單個硬件項目或軟件項目。