專利名稱：涉及k－空間中心過度采樣的非笛卡爾軌跡的對比度預備mri的制作方法
以下涉及磁共振領域。其特別應用于采用磁化預備技術和k-空間非笛卡爾采樣的磁共振成像，并將具體參照其進行描述。
通常，MRI中的成像技術利用組織之間的對比度來識別感興趣結構的位置。MR成像的一個方面是采用磁化預備方案以各種形式控制對比度的能力。預備方案的常見實例包括反轉恢復序列；磁化傳遞對比(magnetization transfer contrast)序列；用于心血管成像的序列，如黑白血液技術以及具有T2預備的技術；組織(例如脂肪)飽和技術，如化學選擇性飽和；短時反轉恢復(STIR)和具有反轉恢復的頻譜預飽和(SPIR)；以及區域飽和技術。
關于成像應用，許多心血管成像序列執行預備脈沖。預備序列在冠狀動脈成像中特別重要。其原因是冠狀動脈嵌入在脂肪組織內。因此，可通過抑制來自脂肪的信號來利于描繪動脈和脂肪之間的輪廓。
包括各種對比度預備的冠狀MRA技術已在笛卡爾采樣中得到證實。作為采樣的一部分，對于這些序列應用中心視圖排序。在此，在高對比度時段采集k-空間的中心部分以利用如下事實大多數對比度編碼由k-空間中心決定，而外部k-空間決定空間分辨率且對圖像對比度具有較小貢獻。
另一個已采用預備脈沖的應用在于T1量化。這些技術基于在反轉或飽和脈沖之后以不同時間間隔測量縱向磁化。在臨床上，T1成像可應用于確定心臟研究、胸部腫瘤檢查和腦部腫瘤檢查中的造影劑濃度。另一個應用是多發性硬化的T1弛豫測量(relaxometry)，多發性硬化是使T1減少的一種疾病，其需要量化確定T1以利于診斷。
許多上述應用利用笛卡爾軌跡來在圖像采集期間掃描k-空間。然而，笛卡爾軌跡對運動偽影敏感。另一方面，采用穿過k-空間的徑向軌跡的成像與笛卡爾軌跡相比具有幾個優點。這些優點包括其對運動不敏感；有可能通過在不引入幻影狀偽影的情況下在k-空間內進行不足的采樣，來減少測量時間；以及有可能根據同樣的數據重建全分辨圖像以及一系列時間的低分辨圖像。這些特性是k-空間中心固有過采樣的結果。
然而，固有過采樣也具有不利的結果。徑向成像不能利用磁化預備來實現特定的圖像對比度，而這對于笛卡爾成像來說是常見的。其原因是，對于大多數磁化預備方案而言，預備效果在預備后的某個時間點處是最大的。該效果隨弛豫或時間而減弱。如上所述，為促進所述預備對圖像中對比度的效果，可選擇笛卡爾掃描采集順序，該采集順序在預備最大的時候測量中心k-空間。對于徑向成像，固有過采樣，即，隨時間在k-空間中心周圍進行重復采集，會使這些預備方案的效率降低。
本發明提出一種改進的裝置和方法，其克服了上述和其它局限性。
根據本發明的一個方面，提供一種磁共振成像方法。該方法包括以下步驟向放置在檢查區域內的對象施加預備脈沖序列，采集與穿過k-空間中心的多個k-空間軌跡相關的k-空間數據，以及根據k-空間數據重建第一圖像，其中不采用至少第一k-空間軌跡的k-空間中心周圍區域內的數據。
一個優點在于采用具有對比度預備的預備序列的穿過k-空間的非笛卡爾軌跡。
另一個優點是有利于減少運動偽影。
另一個優點是提高圖像對比度。
在閱讀下列優選實施例的詳細描述后，許多其它的優點和有益效果對于本領域普通技術人員將會變得更為明顯。
本發明可采取不同的部件和部件設置形式，并可采取不同的處理操作和處理操作安排。附圖僅用于解釋說明優選實施例的目的，而不應解釋為限制本發明。
圖1示意性示出磁共振成像系統。
圖2A示出預備序列和k-空間采樣軌跡。
圖2B示出用于圖像重建的k-空間數據。
圖2C示出用于圖像重建的k-空間數據的合成視圖。
圖2D示出感興趣組織的縱向磁化曲線。
圖3A示出預備序列和k-空間采樣軌跡。
圖3B示出用于重建多個圖像的k-空間數據的合成視圖。
圖3C示出在滑動窗口技術中所采用的用于重建多個圖像的k-空間數據的合成視圖。
圖4A示出用于定標k-空間軌跡數據的定標函數(scalingfunction)。
圖4B示出用于定標k-空間軌跡數據的變跡定標函數。
圖4C示出一定標函數，其為用于定標k-空間軌跡數據的組織縱向磁化函數。
參照圖1，其示出磁共振成像掃描器10的一個實例。在所示出的實施例中，MRI掃描器包括限定大體圓筒形掃描器孔或檢查區域14的殼體12，有關的成像對象16位于該掃描器孔或檢查區域14內。主磁場線圈20放置在殼體12內。主磁場線圈20排列成大體螺線管結構以產生沿掃描器孔14中心軸22方向的主磁場B0。
殼體12還容納或支撐磁場梯度線圈30，磁場梯度線圈30用于有選擇地產生平行于孔14的中心軸22的磁場梯度，沿著橫斷中心軸22的方向的磁場梯度和/或沿其它選定方向的磁場梯度。殼體12還可容納或支撐射頻線圈32，如身體線圈，用于有選擇地激發和/或檢測與對象16相關聯的磁共振。局部射頻線圈34可放置在掃描器孔14內，用于局部有選擇地激發和/或檢測與對象16相關聯的磁共振。
繼續參照圖1所示的實施例，磁共振成像控制器40控制磁體控制器42以有選擇地激勵磁場梯度線圈30。MRI控制器40還控制耦合至身體線圈32和/或耦合至局部線圈34的射頻發射器44，以有選擇地激勵這些RF線圈32、34。通過有選擇地操作磁場梯度線圈30和RF線圈32、34，磁共振在成像對象16的選定感興趣區域的至少一部分內生成并被空間編碼。此外，可向對象施加預備脈沖。
通過由梯度線圈30施加選定的磁場梯度，就可橫穿選定的k-空間軌跡，如笛卡軌跡、徑向軌跡、螺旋軌跡等。在橫穿選定的k-空間軌跡期間，磁共振成像控制器40操作選擇性地耦合至身體線圈32或線圈34的射頻接收器46，以從對象16接收RF信號。所接收到的RF信號作為所采集的k-空間樣本存儲在k-空間存儲器50內。
重建處理器52處理k-空間數據并將k-空間數據重建成重建圖像，而后將該重建圖像存儲在圖像處理器60內。該重建圖像可以在圖像處理器60中進行進一步處理，并可顯示在用戶界面72上、存儲在非易失存儲器內、通過局域網或因特網發送、觀看、存儲或操作等。用戶界面72還可使放射科醫師、技術人員或磁共振成像掃描器10的其他操作者能夠與磁共振成像控制器40通信，以選擇、修改和執行磁共振成像序列。
操作時，主磁場線圈20在孔14內產生主磁場。通過其各自的控制器，梯度線圈30和選定的RF線圈32、34執行如圖2A、2B和3A所示的成像協議。
圖2A示出包括在時間t0向對象16施加預備序列200的協議。在一個實施例中，預備序列是反轉脈沖，其使得在在主磁場(+B0)方向上對準的對象自旋翻轉180度(-B0)。而后允許經過預選時間或反轉時間(TI)以允許自旋向+B0恢復。而后，在時間TI處，在預備脈沖之后，執行成像序列。
繼續參照圖2A所示的實施例，采用穿過k-空間的徑向采樣軌跡90。如所示，采樣軌跡90會聚在k-空間中心處或其附近。這樣，徑向采樣軌跡90在k-空間中心附近比在k-空間邊緣附近提供更高的采樣密度。這是由于徑向采樣軌跡90的會聚。雖然圖2A示出了平面徑向采樣軌跡90，還考慮采用三維徑向采樣軌跡。當采集數據時，采樣的k-空間數據存儲在k-空間存儲器50內。
雖然圖2A示出徑向k-空間軌跡的四個子集，應當理解，可采用不同個數的子集。還應當理解，雖然可采用正交對，但正交對不是必需的。正交對表示一個k-空間軌跡子集，其自身在角度方向上均勻覆蓋k-空間。一個子集還可包括兩個以上的軌跡，所述軌跡形成星狀圖案，使得該投影子集均勻分布在k-空間的角度范圍上。而后，可以通過將第一子集增加一個小的角度來采集下一個子集，以便使這些投影擬合于先前采集的投影之間。一直繼續該采集過程直到當其結合時這些子集均勻覆蓋k-空間。
在由RF接收線圈進行數據采集和在k-空間存儲器內存儲之后，k-空間數據被傳送到重建處理器52，可重建一幅或多幅圖像。圖2B示出用于該目的的k-空間數據的實施例。在所示出的實施例中，對于第一個軌跡子集901，k-空間中心205周圍的區域210內的數據以及該區域外的數據用于圖像重建。對于其余軌跡對902、903、904，只有來自區域210外的數據用于圖像重建。對于后面這些軌跡，所述區域內的數據不用于重建圖像。圖2C中示出根據該實施例用于重建圖像的k-空間數據的合成視圖215。
在上面的實施例中，第一軌跡子集901建立成出現在圖2D所示的自旋集的零點N的最近處。如圖2D所示，利用預備脈沖200或者脂肪飽和預脈沖反轉例如脂肪組織的自旋。零點N出現在脂肪的縱向磁化弛豫并達到零值的地方。由于脂肪組織在時間TI處是零，在采集第一軌跡子集901期間只采集到較少的來自脂肪的信號。然而，當脂肪信號恢復時，其會對后續的軌跡產生影響。回到圖2B和2C，對于k-空間周圍的區域，只有第一對軌跡對圖像有貢獻。因此，圖像對比度主要由第一軌跡子集采集期間的條件控制，從而實現脂肪抑制。
關于k-空間中心周圍的區域，可以以多種形式反復地或根據經驗限定該區域。其可選擇成穿過每個軌跡的常數。在該區域為常數時，這些子集起到良好的作用，在該情況下所述子集可裝倉(binned)并一起處理。該區域還可確定為圖2D所示的磁化函數。例如，k-空間中心周圍的區域210可以根據下面的等式1逐個軌跡確定R=|M(t)|M0kmax---(1)]]>其中，當該區域是圓形或球形時，R是區域210的直徑，M(t)是與一軌跡子集對應的、在任何給定時間的組織縱向磁化，以及M0是如圖2D所示的在弛豫條件下被抑制組織的縱向磁化。在此，每個軌跡采用如上計算的其自身區域210進行處理。因此，不需要將數據分成子集901…904。
更一般地，k-空間中心周圍的區域可根據下面的等式2改變R=f(|M(t)|M0)---(2)]]>其中f是其值的范圍為從0至kmax的單調函數。
區域210還可類似地確定為時間函數，其中軌跡離零點越遠，所述區域就變得越大。此外，雖然該區域可以是以k-空間中心為中心的圓形或球形，但也可考慮其它形狀和位置。
所述子集在所述區域是常數時作用良好，在該情況下所述子集可裝倉并一起處理。
一旦已建立起區域210，重建處理器52向軌跡應用定標函數。在一個實施例中，定標函數C(R)是如圖4A所示的階梯函數。在該實施例中，由-1/2R和+1/2R限定的區域內的數據被有效消除，留下該區域外直到k-空間邊緣(-k，+k)的數據對圖像重建做出貢獻。
在另一個實施例中，如圖4B所示，重建處理器52可以應用具有積分變跡函數的定標函數。與階梯函數相比，這種函數在區域210和k-空間其余部分之間提供更平滑的過渡。在此，例如可由正弦函數定義這些過渡。
在另一實施例中，定標函數可取決于組織磁化M(t)，如圖4C所示。在該實施例中，區域210內的值不是簡單地對于子集901定標成1，對于902、903、904定標成0。在此，數據根據定標函數C(R，M)進行定標，其中在區域210內，數據根據下面的等式3進行定標C0(M)=M0-|M(t)|M0---(3)]]>更一般地，數據可根據定標函數C(R，M)進行定標，其中在區域210內，數據根據下面的等式4進行定標C0(M)=f(M0-|M(t)|M0)---(4)]]>其中f是其值范圍為從0至1的單調函數。
在另一個實施例中，一旦已建立區域210，就可將MR掃描器控制成省略針對相關軌跡在該區域內采集k-空間數據。或者如前所述，在圖像重建期間可采集每個軌跡的全部數據集，而可完全省略或減少區域210內的數據。
雖然包含有k-空間中心周圍區域210內的數據的軌跡或多個軌跡是在TI附近采集的，其它的軌跡不一定要在TI之后采集。因此，在另一個實施例中，可在TI之前和/或之后采集軌跡。
在圖3A和3B所示出的另一個實施例，可根據k-空間數據集重建一個以上的圖像，每個圖像具有在圖像采集期間向k-空間中心貢獻數據的不同軌跡。在此，如圖3A所示，在預備序列或脈沖之后，如上面結合圖2A所討論的那樣采集軌跡。
在該實施例中，將存儲在k-空間存儲器50內的數據傳送到重建處理器52。如圖3B所示，根據該數據形成多個圖像，每個圖像由不同的k-空間數據集3001、3002、3003、3004形成。例如，第一圖像可由圖3B中的第一數據集3001形成。該數據集包括來自第一軌跡901集的在k-空間中心周圍區域210內的數據和來自全部軌跡901…904的k-空間中心周圍區域外部的數據。第二圖像可從圖3B所示的第二數據集3002形成。該數據集包括來自第二軌跡902集的在k-空間中心周圍區域210內的數據和來自全部軌跡的在k-空間中心周圍區域外部的數據。以類似的方式，可從圖3B所示的第三和第四數據集生成第三和第四圖像。因此，在預備脈沖200是反轉脈沖的情況下，每一個重建圖像具有不同的有效反轉時間。
應當理解，上面討論的在k-空間中心周圍建立區域210和定標函數可與圖3A和3B中所示數據集的圖像處理聯合使用。
而后將從數據集3001、3002、3003、3004生成的圖像發送到圖像處理器60以進行進一步處理。由這一系列圖像，圖像處理器可生成任何給定像素或多個像素的信號的時間進程。
此外，如圖3C所示，可進行滑動窗口重建。在此，例如，可采集k-空間軌跡的另外的子集，如子集905。該另外的子集905可具有與第一子集901相同的取向。而后，如圖3C所示，可從子集902…905生成另一系列數據集3002’、3003’、3004’、3005。集合3002和3002’之間的區別在于集合3002包括來自第一軌跡子集的數據，而集合3002’包括來自第五軌跡子集的數據。這對于第三和第四圖像也同樣適用。
從與圖3D所示數據集相關的第二系列圖像，圖像處理器可產生任何給定像素或多個像素的信號的時間進程。如與第一系列圖像一樣，而后圖像處理器可用指數擬合每個像素的時間進程。同樣，對于反轉預脈沖的實例，T1值是一個擬合參數，且可生成任何數目像素的T1值映射并對其進行進一步處理。采用這種滑動窗口技術生成一系列T1圖，得到了每個像素的T1值的時間進程，換句話說，也就是時間分辨的T1圖。
在例如在成像協議中采用造影劑的情況下，可生成沒有造影劑的T1圖。而后，跟隨造影劑的引導，可生成T1圖的時間進程。根據下面的等式5，T1值取決于造影劑濃度c1T1=R1=α·c+R10---(5)]]>其中α是造影劑的特性，以及R10是沒有造影劑(即，零濃度)情況下的1/T1。通過該關系式可根據T1圖確定濃度圖。對于時間分辨的T1圖，可生成時間分辨的濃度圖。這描述了體內造影劑的進程。在治療劑與造影劑混合在一起的情況下，可同樣地跟蹤治療劑。
應當理解，除了上述反轉恢復脈沖外，還可采用任何類型的對比度增強預備脈沖序列。還應當理解，除徑向軌跡外，還可采用任何類型的軌跡，在這些軌跡內對k-空間中心區域進行過采樣。
已參照優選實施例對本發明進行了描述。顯然，在閱讀和理解前述詳細描述后，其他人可進行修改和變更。本發明應解釋為包括落入附加權利要求或其等同表述范圍內的所有這些修改和變更。
權利要求
1.一種磁共振成像方法，包括以下步驟向放置在檢查區域(14)內的對象(16)施加預備脈沖序列；采集與穿過k-空間中心的多個k-空間軌跡相關的k-空間數據；根據該k-空間數據重建第一圖像，其中不采用至少第一k-空間軌跡的k-空間中心(205)周圍區域(210)內的數據。
2.根據權利要求1所述的方法，其中重建第一圖像步驟包括采用至少第二k-空間軌跡的k-空間中心(205)周圍區域(210)內的數據。
3.根據權利要求1所述的方法，其中在采集k-空間數據步驟期間，不采集至少第一k-空間軌跡的k-空間中心(205)周圍區域(210)內的數據。
4.根據權利要求1所述的方法，其中在重建圖像步驟期間，省略至少第一k-空間軌跡的k-空間中心(205)周圍區域(210)內的數據。
5.根據權利要求2所述的方法，還包括以下步驟根據該k-空間數據重建第二圖像，其中采用非第二k-空間軌跡的k-空間軌跡的k-空間中心(205)周圍區域(210)內的數據。
6.根據權利要求5所述的方法，還包括以下步驟生成跨過第一和第二圖像的至少一個像素的圖。
7.根據權利要求2所述的方法，其中第二k-空間軌跡在時間上對應于零點。
全文摘要
提供一種磁共振成像方法。該方法包括以下步驟向放置在檢查區域(14)內的對象(16)施加預備脈沖序列，采集與穿過k－空間中心的多個k－空間軌跡，如徑向軌跡相關的k－空間數據，以及根據k－空間數據重建第一圖像，其中不采用至少第一k－空間軌跡的k－空間中心(205)周圍區域(210)內的數據。而是僅采用所述區域內的有限個視圖的數據來重建圖像。因此，圖像對比度基本上由所述有限個視圖決定。
文檔編號G01R33/56GK1973211SQ200580015442
公開日2007年5月30日 申請日期2005年5月3日 優先權日2004年5月14日
發明者S·維斯, T·沙弗特 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司