用于欠采樣mri的約束逆投影重建方法

專利名稱：用于欠采樣mri的約束逆投影重建方法
用于欠采樣MRI的約束逆投影重建方法 聯邦資助研究的相關聲明本發明是在國家健康研究所(National Institute of Health)所贈予的基金 No. 1R01HL72260-01下由政府支持而做出的。美國政府對本發明擁有特定權 利。相關申請的交叉引用本申請要求2005年7月8日提交并且題為"Backprojection Reconstruction Method For Undersampled Time-Resolved MR Imaging(用于欠采樣時間分辨MR 成像的逆投影重建方法)"的美國臨時專利申請No. 60/697,607、以及2005年 9月22日提交并且題為"Highly Constrained Image Reconstruction Method (高 約束圖像重建方法)"的美國臨時專利申請No. 60/719,445的優先權。發明背景本發明的領域是磁共振成像("MRI")，尤其涉及MR圖像的重建。 磁共振成像使用核磁共振(NMR)現象來生成圖像。當諸如人體組織的物 質處于均勻磁場(極化場Bo)中時，組織中單獨自旋(spin)磁矩試圖與此極 化場對齊，但是在其特征拉莫爾頻率下圍繞該極化場以隨機次序進動。如果物 質或組織處于在x-y平面中并接近拉莫爾頻率的磁場(激發場B1)中，則凈對 齊力矩Mz可被旋轉或"傾斜"到x-y平面以生成凈橫向磁矩Mt。由受激自旋 發射一信號，并且在激發信號結束之后，此信號可被接收并處理以形成圖像。 當使用這些信號來生成圖像時，可使用磁場梯度(Gx、 Gy和Gz)。通常， 通過其中這些梯度根據所使用的具體定位方法變化的一系列測量周期來掃描 要被成像的區域。在本領域中，每次測量稱為"視圖(veiw)"，并且視圖的 數量決定圖像的分辨率。所得到的一組接收到的NMR信號、或視圖、或k空 間樣本被數字化并處理以使用許多眾所周知的重建技術之一來重建圖像。總的 掃描時間部分地由圖像所需的測量周期、或視圖的數量來確定，因此，掃描時間可在以圖像分辨率或圖像信噪比("SNR")為代價的前提下通過減少所需 視圖的數量來減少。用于重建采集圖像所用的NMR數據集的最普遍的方法稱為"傅立葉變換" 成像技術或"自旋巻繞(spin-warp)技術"。在由W.A. Edelstein等人在Physics in Medicine and Biology (醫學和生物學中的物理學)的第25巻第751-756頁 (1980 ) 中的題為"Spin-Warp NMR Imaging and Application to Human Whole-Body Imaging (自旋巻繞成像以及其對人體全身成像的應用)"的文章 中討論了這種技術。它在采集NMR信號之前使用可變幅相編碼磁場梯度脈沖 來在此梯度方向上對空間信息進行相位編碼。例如在兩維實現(2DFT)中，通 過沿一個方向施加相位編碼梯度(Gy)來在該方向上對空間信息進行編碼，然 后在與相位編碼方向正交的方向上存在讀出磁場梯度(Gx)的情況下采集信號。 在自旋回波(spin-echo)的采集過程中出現的讀出梯度在正交方向上對空間信 息進行編碼。在典型2DFT脈沖序列中，在掃描期間所采集的視圖序列中相位 編碼梯度脈沖Gy的幅度遞增(Gy)。在三維實現(3DFT)中，在每個信號被 讀出之前施加第三梯度(Gz)，以沿第三軸進行相位編碼。在掃描期間，此第 二相位編碼梯度脈沖Gz的幅度也按值來步進。這些2DFT和3DFT方法以諸如 圖2A中所示的直線圖案對k空間進行采樣，并且它們需要相當多的掃描時間 以便充分地對k空間進行采樣。近來的大量研究使用了多個接收器線圈陣列來縮短成像掃描時間。在由 Griswold等人在1999年6月的Magnetci Resonance In Medicine (醫學中的磁共 振)的41(6): 1235-45的"Simultaneous Acquisition Of Spatial Harmonics (SMASH) (空間諧波的同步采集(SMASH))"描述的SMASH技術中，多個線圈被謹 慎地放置在傅立葉相位編碼方向之一上。使用線圈靈敏度知識，可綜合非采集 相位編碼，從而增加可獲得給定分辨率的圖像的速率，或者增加在同一速率下 所獲得的圖像的分辨率。由Pruessmann等人在MRM 42:952-962 (1999)的"Coil Sensitivity Encoding For Fast MRI (用于快速MRI的線圈靈敏度解碼)"中描 述的SENSE技術是另一種減少掃描時間的多個接收信道方法。SMASH和 SENSE方法由表示對于給定分辨率超出常規方法2到3個量級的速度增加的因 子"R"來表征。它們還可由因子"g"來表征，該因子表示對于給定成像時間 超過所期望的1-1.2量級的噪聲增加。近來的研究還使用了如美國專利No. 6,487,435中公開的用于采集MRI數據的投影重建方法。投影重建方法從磁共振成像開始就已眾所周知。與如傅立 葉成像中所進行并在圖2A中所示的以直線掃描圖案對k空間采樣不同，投影重建方法使用一系列視圖對k空間進行采樣，這些視圖對如圖2B中所示的從k空間的中心向外延伸的徑向線進行采樣。采樣k空間所需的視圖的數量決定了 掃描的長度，并且如果未獲得足夠的視圖數量，則在經重建的圖像中產生條紋偽像。在專利No. 6，487，435中公開的技術通過使用交錯視圖采集連續欠釆樣圖 像以及在連續圖像之間共享外圍k空間數據來減少這種條紋。共享采集到的外 圍k空間數據的方法在本領域中公知為縮寫"TRICKS"。存在例如在美國專利No. 6,710,686中描述的、用于從采集到的k空間投影 視圖集重建圖像的兩種方法。最普遍的方法是將k空間樣本從它們的在徑向采 樣軌跡上的位置重新柵格化(regrid)到笛卡爾柵格。然后，通過以常規方式對 經重新柵格化的k空間樣本進行2D或3D傅立葉變換來重建圖像。用于重建圖像的第二種方法是通過傅立葉變換每個投影視圖來將徑向k空 間投影視圖變換成Radon空間。通過濾波并將其逆投影到視場(FOV)來從這 些信號投影重建圖像。如本領域眾所周知的，如果采集到的信號投影在數量上 不足以滿足奈奎斯特(Nyquist)采樣定理，則將在經重建的圖像中產生條紋偽 像。圖3中示出了標準的逆投影方法。通過沿如箭頭17所示的投影路徑將輪 廓11中的每個信號樣本15通過FOV 13投影，來將每個Radon空間信號投影 輪廓11逆投影到視場13上。在將每個信號樣本15投影到FOV 13時，不具備 學科的先驗知識，并且作出以下假設FOV13中的NMR信號是均勻的并且信 號樣本15應當平均地分布在投影路徑所穿過的每個像素中。例如，圖3中示 出了一個信號投影輪廓11中單個信號樣本15的投影路徑8，它穿過FOV 13 中的N個像素。此信號樣本15的信號值(P)以常規逆投影方式在此N個像 素之間平均分割Sn = (Pxl)/N (1)其中Sn是分配到通過FOV 13的具有N個像素的投影路徑上的第N個像 素的NMR信號值。顯然，FOV 13中的NMR信號均勻的假設并不正確。然而，如本領域中眾 所周知的，如果對每個信號輪廓11作出特定校正，并且在相應數量的投影角 下采集數量足夠的輪廓，則將使由這種不完善的假設導致的誤差將被最小化，并且圖像偽像被抑制。在圖像重建的典型濾波逆投影方法中，256 x256個像素 的2D圖像需要400個投影，而256 x 256 x 256個像素的3D圖像需要203,000 個投影。如果使用上述美國專利No. 6,487,435中描述的方法，則針對同樣的圖 像所需的投影視圖的數量可減小到100 (2D)和2000 (3D)。由Tsao J.、Besinger P.、Pruessman KP在2003年11月的Magn. Reson. Med. 的50(5): 1031- 43的"kt-Blast and k陽t Sense: Dynamic MRI with High Frame Rate Exploiting Spatiotemporal Correlations (kt-Blast禾卩k-tSense:采用時空相關的具 有高幀速率的動態MRI)"、以及Hansen MS., Tsao J.、 Kozerke S.和Eggers H. 在Miami Florida的2005年的ISMRM的文摘684頁的"k-t Blast Reconstruction From Arbitrary k-t Sampling: Application to Dynamic Radial Imaging (根據任意 k-t采樣的k-t Blast重建應用到動態徑向成像)"公開的kt-blast技術認識到 在所采集的時間序列中，在與所采集的時間幀集相關聯的k空間數據中存在大 量相關。在已被應用到徑向采集的kt-blast中，需要較低的空間頻率訓練數據 集來消除當在空域和時域中執行欠采樣時發生的混疊。使用迭代圖像重建，可 顯著減少所需的數據。Huang Y.、 Gurr D.和Wright G.在Miami Florida的2005年的ISMRM的文 摘 1707頁的"Time-Resolved 3D MR Angiography By Interleaved Biplane Projections (根據交錯雙面投影的時間分辨的3D MR血管造影術)"描述了結 合了使用訓練數據集來引導使用正交2D投影圖像的圖像重建的思想的血管造 影技術。在此方法中，迭代圖像重建使用根據訓練數據的相關數據分析來引導， 該訓練數據集由所有采集到的正交2D投影圖像構成。本發明的概述本發明是一種用于重建磁共振圖像的新方法，尤其是一種經改進的逆投影 方法。合成圖像被采集作為MRI掃描的一部分，并且對其進行重建來提供正被 成像的目標的先驗知識。在高度欠采樣圖像幀的重建期間，此合成圖像用于對 每個圖像幀中的逆投影視圖的分布進行加權。結果，需要采集更少的投影視圖， 從而導致更短的掃描時間。從10到100的速度增加因子是有可能的，這取決 于圖像的細節。本發明的發現在于，如果FOV中的信號輪廓的先驗知識被用在重建過程 中，則可使用少得多的投影信號輪廓來生成高質量圖像。參看圖4，例如，可已知FOV 13中的信號輪廓包括諸如血管19和21的結構。情況是，當逆投影 路徑8穿過這些結構時，每個像素中的信號樣本15的更精確的分布通過對作為該像素位置處的已知信號輪廓的函數的分布進行加權來實現。使用這種加權，在圖4的示例中，大多數信號樣本15將分布在與己知結構19和21相交 的像素處。對于具有N個像素的逆投影路徑8，這種高約束逆投影可表示如下 Sn=(PxCn)/|;Cn (2)其中S,在正被重建的圖像幀中的第n個像素處的逆投影信號的大小。 P二正被逆投影的投影剖面中的信號樣本值；以及C,在沿逆投影路徑的第n個像素處的先驗合成圖像的信號值。合成圖像 根據在掃描期間所采集的數據來重建，并且可包括用于重建圖像幀的數據以及 描繪視圖區域中的結構的其它采集到的數據。等式(2)中的分子使用合成圖 像中的相應信號值來對每個像素進行加權，而分母對該值進行歸一化，使得所 有逆投影信號樣本反映該圖形幀的投影總和，并且不與合成圖像的總和相乘。 應當注意雖然可在執行了逆投影之后，分別對每個像素進行歸一化，但是在 許多臨床應用中，在逆投影之前對投影P進行歸一化要容易得多。在此情況中，投影P通過除以整個合成圖像中處于同一視角的投影中的相應值Pe來歸一化。 接著，歸一化投影P/Pe被逆投影，然后，所得圖像與合成圖像相乘。圖5中圖示了由視角e和0表征的單個3D投影視圖的高約束逆投影的3D 實施例。此投影視圖沿軸17逆投影并沿逆投影軸17在距離r處擴展成Radon 平面25。與其中對投影信號值進行濾波并均勻地分布到連續的Radon平面的濾 波逆投影不同，投影信號值使用合成圖像中的信息來沿軸17分布在Radon平 面25中。圖5示例中的合成圖像包含脈管19和21。基于合成圖像中的相應位 置x、 y、 z的強度，在Radon平面25的圖像位置x、 y、 z處沉積加權信號輪 廓值。這是逆投影信號輪廓值P與相應合成圖像體素(voxel)值的簡單乘法。 然后，此乘積通過將該乘積除以來自由合成圖像形成的對應圖像空間投影輪廓 的投影輪廓值來歸一化。3D高約束重建的公式是I(x,y，z)= E (P(r,e, 0)*C(x，y,z) (r，e,^)/Pc(r，e， 0) (2a)其中總和(E)覆蓋正被重建的圖像幀中的所有投影，并且特定Radon平 面中的x、 y、 z值通過使用在該平面的適當r,e,^值處的投影輪廓值P(r，e,^)來 計算。Pe(r,e一)是來自合成圖像的對應投影輪廓值，而C(x，y,z)(^^是在(r,e^)的合成圖像值。本發明的另一個發現在于，存在大量臨床MR應用，其中先驗信息可用并 且合成圖像可被重建并用于加強欠采樣圖像的重建。當在動態研究中采集一系 列時間分辨圖像時，每個圖像幀可使用極有限的采集視圖集來重建。然而，每 個這種視圖集與對其它圖像幀所采集的視圖交錯，在采集了大量圖形幀之后， 足夠數量的不同視圖可用于重建高質量合成圖像以根據本發明來使用。本發明的另一個方面是將高約束圖像重建方法應用到對比增強磁共振血管造影術("CEMRA")。使用CEMRA，可在施加造影劑之前和之后采集目 標脈管系統的圖像。前者圖像用作從對比增強圖像所扣除的掩模(mask)，以 從最后血管造影照片移除所有固定組織。使用本發明的圖像重建方法，可以附 加方式扣除掩模以提高其有效性。首先，在將合成圖像用于重建最后圖像之前， 可從合成圖像扣除掩模圖像。或者，所采集的數據集中的每個k空間投影可使 在掩模數據集中對應k空間投影在其高約束逆投影之前被扣除。或者，在同一 重建期間，可使用上述兩種掩模減法。本發明的另一個方面是將高約束圖像重建方法應用到其中采集一系列圖 像幀的動態研究中。在在這種動態研究期間，目標發生變化并且在整個研究中， 單個合成圖像可能未精確地示出該目標。例如，當造影劑流入感興趣的脈管系 統中時，可采集CEMRA圖像幀。為了更好地查看在研究期間發生的變化，多 個合成圖像用于重建圖像幀。更具體地，用于重建圖像幀的合成圖像由用于重 建圖像幀本身的投影視圖加上在周圍時間窗中采集的交錯投影視圖構成。時間 窗越窄，合成圖像將在采集圖像幀時的變化目標反映得越精確。本發明的又一個方面是將高約束圖像重建方法應用到其中一系列圖像幀 被采集并使用TRICKS視圖共享方法重建的動態研究。在此應用中，可對k空 間的中心部分和k空間的外圍部分生成獨立的合成圖像，以備在圖像重建期間 使用，或者可針對所有區域重建單個合成圖像。根據以下描述，本發明的前述以及其它目的和優點將變得顯而易見。在描 述中，對形成其一部分并作為說明而示出本發明的優選實施例的示例的附圖進 行參照。然而，此實施例不一定表示本發明的整個范圍，并且由此對權利要求 和本文作出參考以解釋本發明的范圍。附圖的簡要描述

圖1是其中使用本發明的MRI系統的框圖；圖2A是其中在使用圖1的MRI系統的典型傅立葉、或自旋巻繞圖像采集期間對k空間進行采樣的方式的圖示；圖2B是其中在典型投影重建圖像采集期間對k空間進行采樣的方式的圖示；圖3是圖像重建過程中的常規逆投影步驟的圖示表示； 圖4是與根據本發明實現的相同的步驟的圖示表示； 圖5是根據本發明的逆投影步驟的3D實施例的圖示表示； 圖6A是用于引導圖1的MRI系統來采集3D投影重建圖像的優選脈沖序 列的圖示；圖6B是用于實踐本發明的另一優選脈沖序列的圖示； 圖6C是使用圖6B的脈沖序列執行的k空間采樣圖案的圖示表示； 圖7是用于在MR成像應用中使用本發明的第一優選方法的流程圖； 圖8A和8B是用于在使用TRICKS視圖共享方法的采集中使用本發明的 另一優選方法的流程圖；圖9是用在圖8A和8B的TRICKS實施例中的k空間采樣序列的圖示表示；圖10是使用圖8A和8B的TRICKS實施例生成的k空間數據集的圖示表示；圖11是用在圖8A和8B的方法中的合成圖像的重新投影的圖示表示； 圖12是用于在CEMRA成像應用中使用本發明的優選方法的流程圖； 圖13是用在圖12的CEMRA方法中的合成圖像更新程序的圖示表示； 圖14是用于在CEMRA成像應用中使用本發明的又一方法的流程圖；以及圖15是可用于從正被成像的FOV中消除非希望物體的流程圖變體。 優選實施例的詳細描述具體參看圖1，本發明的優選實施例被用在MRI系統中。MRI系統包括具 有顯示器112和鍵盤114的工作站110。工作站110包括處理器116，該處理 器是運行商用操作系統的商用可編程機器。工作站iio提供使掃描命令能夠被 輸入到MRI系統中的操作員接口 。工作站110被耦合到四個服務器脈沖序列服務器118;數據采集服務器 120;數據處理器服務器122;以及數據存儲服務器23。在優選實施例中，數據存儲服務器123由工作站處理器116執行并與盤驅動器接口電路相關聯。剩 余三個服務器118、 120和122由安裝在單個外殼中獨立的處理器來執行并使 用64位底板總線互連。脈沖序列服務器118使用商用微處理器和商用四通道 通信控制器。數據采集服務器120和數據處理器服務器122都使用同一商用微 處理器，并且該數據處理服務器122還包括基于商用并行向量處理器的一個或 多個陣列處理器。工作站110以及服務器18、20和22的各個處理器被連接到串行通信網絡。 此串行通信網絡傳送從工作站110下載到服務器118、 120和122的數據，并 且它傳送在服務器之間以及工作站與服務器之間傳遞的標簽(tag)數據。另外， 在數據處理器服務器122與工作站110之間提供高速數據鏈路，以便向數據存 儲服務器123傳送圖像數據。脈沖序列服務器118響應于從工作站110下載的程序元件而發揮功能，以 操作梯度系統124和RF系統126。需要執行規定掃描的梯度波形被生成并施加 到梯度系統，該系統激勵組件128中的線圈以生成用于位置編碼NMR信號的 磁場梯度Gx、 Gy和Gz。梯度線圈組件128形成包括極化磁體132和整體RF 線圈134的磁體組件130的一部分。RF激勵波形由RF系統126施加到RF線圈134以執行規定磁共振脈沖序 列。由RF線圈134檢測到的響應NMR信號由RF系統126在由脈沖序列服務 器118生成的命令的指導下進行接收、放大、解調、濾波以及數字化。RF系統 126包括用于生成用在MR脈沖序列中的多種RF脈沖的RF發射器。該RF發 射器響應于來自脈沖序列服務器118掃描命令和指導，以生成所需頻率、相位 和脈沖幅度波形的RF脈沖。將所生成的RF脈沖施加到整體RF線圈134，或 者一個或多個局域線圈或線圈陣列。RF系統126還包括一個或多個RF接收器信道。每個RF接收器信道包括 對與其連接的線圈接收到的NMR信號進行放大的RF放大器，以及檢測和數字 化接收到的NMR信號的I和Q正交分量的正交檢測器。因而，根據I和Q分 量的平方和的平方根來確定任何采樣點處的接收到的NMR信號的大小而且接收到的NMR信號的相位也可被確定歸tan-1 Q/I脈沖序列服務器118還任選地從生理采集控制器136接收病人數據。控制 器136從連接到病人的許多不同傳感器接收信號，諸如來自電極的ECG信號 或來自風箱的呼吸信號。這些信號通常被脈沖序列服務器118用來同步或"選 通(gate)"掃描執行與目標的呼吸或心搏。脈沖序列服務器118還連接到從與病人的狀況以及磁體系統相關聯的各種 傳感器接收信號的掃描室接口電路138。病人定位系統140還通過掃描室接口 電路138接收命令以便在掃描期間將病人移動到期望位置。顯而易見的是，脈沖序列服務器118在掃描期間對MRI系統元件執行實時 控制。結果，有必要使用以及時方式由運行時程序執行的程序指令操作其硬件 元件。以對象的形式從工作站IIO下載掃描命令的描述組件。脈沖序列服務器 118包含接收這些對象并將它們轉換成可由運行時程序使用的對象的程序。由RF系統126生成的數字化NMR信號樣本通過數據采集服務器120來 接收。數據采集服務器120響應于從工作站IIO下載的描述組件進行操作，以 接收實時NMR數據并提供緩沖存儲，使得不會由于數據溢出而丟失數據。在 一些掃描中，數據采集服務器120只將所采集的NMR數據傳遞到數據處理器 服務器122。然而，在需要從所采集的NMR數據導出信息以控制掃描的進一 步執行的掃描中，數據采集服務器120被編程為生成這種信息并將其傳送到脈 沖序列服務器118。例如，在預掃描期間，NMR數據被采集并用于校準由脈沖 序列服務器118所實現的脈沖序列。而且，在掃描期間，導航信號可被采集并 用于調節RF或梯度系統操作參數，或者用于控制對k空間進行采樣的視圖次 序。而且，數據采集服務器120可用于處理用來在MRA掃描中檢測造影劑的 到達的NMR信號。在所有這些是示例中，數據采集服務器120采集NMR數 據，并對其進行實時處理以生成用于控制掃描的信息。數據處理服務器122從數據采集服務器120接收NMR數據，并根據從工 作站IIO下載的描述組件來對其進行處理。這些處理可包括例如對原始k空 間NMR數據進行傅立葉變換以生成兩維或三維圖像；對經重建的圖像使用濾 波器；對所采集的NMR數據執行逆投影圖像重建；以及計算功能MR圖像； 計算運動或流圖像等。如以下將更詳細描述的，響應于由數據處理器服務器122 執行的程序，通過MRI系統來實現本發明。由數據處理服務器122重建的圖像被傳送回工作站110，并存儲其中。實時圖像被存儲在數據基本高速緩沖存儲器(未示出)，并可從該存儲器向位于磁體組件130附近的操作員顯示器112或顯示器142輸出以供主治醫師使用。 批處理模式圖像或所選實時圖像被存儲在盤存儲144的主機數據庫中。當這些 圖像已被重建或轉移到存儲時，數據處理服務器122通知工作站IIO上的數據 存儲服務器123。工作站110可被操作員用來存檔圖像、生成膠片或經由網絡 向其它設備發送圖像。為了實踐本發明的某些優選實施例，在3D k空間球坐標系中采集NMR數 據，并且讀出梯度方向由來自kj由的角0和來自ky軸的角^來定義。采樣方法由一系列等距投影構成，所有投影都通過k空間的中心。最大k空間半徑值 (kmax)決定所得圖像的所有三個空間方向上的分辨率。徑向樣本間隔(Akr) 決定經重建的圖像的整個視場(FOV)的直徑(D)。如果滿足奈奎斯特條件Ak、 △k<A、，則可在無偽像的情況下重建整個FOV圖像。然而，如果不滿足這個 條件，則在小于整個FOV (D)的減小直徑(d)的范圍內仍存在無混疊重建。 如果假設以均勻的間隔(Ak = Ak = Ak》采集投影，則在km^處與投影相關聯 的表面積A為A=Ak2=》L (3)其中Np是所采集視圖或投影的數量。等式(3)確定了 Ak，籍此可將由于 投影視圖的角間距而減小的FOV的直徑(d)與整個FOV直徑D關聯如下 d其中Nr是FOV上的矩降大小(即，在信號讀出期間的樣本數量)。在圖 像域中，良好構建的經減小的FOV呈現為以每個目標為中心，即使不滿足奈 奎斯特條件。然而，徑向條紋偽像可從外部進入局部FOV。 k空間被完全采樣 或d=D的條件要求被采樣的投影的數量為例如，如果在每個所采集的NMR信號的讀出期間采集NR=256個樣本， 則滿足奈奎斯特條件所需的投影Np的數量的為103,000。圖6中示出了用于采集數據作為3D投影的脈沖序列。在裝備有高性能梯 度子系統(40 mT/m最大幅度以及150 T/m/sec最大壓擺率)的上述MRI系統 上實現該序列。可在數據釆集窗200期間執行全回波或部分回波讀出。如果選擇部分回波，則僅部分地采集k空間的下半區(kz<0)。因為在所有方向上的較大FOV，所以非選擇性射頻(RF)脈沖202可用于生成貫穿圖像FOV的橫 向磁化。梯度回聚NMR回波信號203由受激FOV中的自旋生成，并在存在三個讀 出梯度206、 208和210出現時進行采集。由于不需要平坦選擇(slab-select) 梯度，所以讀出梯度波形Gx、 Gy和Gz具有類似波形。這種對稱僅在需要擾亂 序列時才被打斷，這通過實施移相梯度波瓣204來實現。Gx和Gy讀出梯度208 和210通過對應的梯度脈沖212和214而反繞(rewind)以實現穩態。在掃描期間，讀出梯度波形Gx、 Gy和Gz被調制以在不同角采樣徑向軌跡。 角間距被選擇成在被采樣k空間球體的外圍邊界(kmax)處均勻分布的k空間 采樣點。盡管計算分布的若干方法是公知的，但是采用在恒定路徑速度和表面 積覆蓋范圍的條件下，通過以螺旋軌跡對球面進行采樣的方法。這種解決方案 還具有生成連續的采樣路徑的優點，這減小了梯度切換和渦流。對于總共N個 投影，作為投影數量n的函數的梯度幅度的等式為如果要執行完全采樣圖像采集，則將N設置為如以上在等式(4)中定義 的Np，并且執行一系列N:Np個脈沖序列。此系列中的第n個脈沖序列的讀出 梯度幅度由等式(5) 、 (6)和(7)給出。雖然在掃描期間n可從1到N以 單調次序變化，但是應當理解，其它次序是可能的。如以下將描述的，本發明 使得能夠以少得多的投影視圖來對球形k空間進行采樣，這導致了更短的掃描 時間。圖6B中示出了用于實踐本發明的多個實施例的另一脈沖序列。這是快速 梯度回聚回波脈沖序列，其中在出現平坦選擇梯度232的情況下生成選擇性不 對稱截短sine射頻激勵脈沖218。射頻脈沖218的翻轉角(flip angle)被設置 成接近通常為30°到40°的1\縮短的血液Ernst角。此脈沖序列可用于通過在單個k空間圓形切片(slice)中進行采樣來采集 單個2D切片，或者可用于對如圖6C中的234、 236和238處所示的對多個圓 形k空間切片進行采樣。當采集多個2D切片時，徑向梯度生成跟隨有相位編碼梯度波瓣240以及相反極性的反繞梯度波瓣242的平坦選擇梯度232。在掃 描期間，此徑向相位編碼梯度240在多個值中步進以從2Dk空間切片234、 236 和238的每一個進行采樣。顯而易見的是，通過施加對應數量的不同徑向相位 編碼，可使用此脈沖序列來對任何數量的2Dk空間切片進行采樣。兩個平面內讀出梯度224和226在NMR回波信號228的采集期間放出， 以便沿徑向軌跡在2D平面234、236和238中采樣k空間。這些平面內梯度224 和226垂直于軸向梯度，并且它們彼此垂直。在掃描期間，它們在一系列值中 步進以旋轉徑向采樣軌跡的視角。平面內讀出梯度的每一個落后于預定相梯度 波瓣220和222，并跟隨有反繞梯度波瓣224和226。對于每個軸向相位編碼 240，采集徑向投影視圖的完全集以采樣2Dk空間切片。如以下將描述的，本 發明使得能夠以更少的徑向投影視圖采樣2Dk空間切片，這導致了更短的掃描 時間。對于本領域技術人員而言，可使用與從k空間外圍邊界上的一點穿過k空 間的中心到達k空間外圍邊界上的一相對點的優選直線軌跡不同的采樣軌跡。 如上所述， 一種變體是采集部分NMR回波信號228，該回波信號沿不延伸跨 越所采樣的k空間體積的整個范圍的軌跡進行采樣。等效于直線投影重建脈沖 序列的另一種變體是沿彎曲路徑而非直線進行采樣。例如，在F.E.Boada等人 在1997年的MRM的37:706-715的"Fast Three Dimensional Sodium Imaging(快 速三維鈉成像)"、以及K.V. Koladia等人在Proc. Intl. Soc. Magn. Reson. Med. 13 (2005)的"Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging (使用螺旋投影 成像的快速3D PC-MRA)"和J.G. Pipe和Koladia在Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13 (2005)的"Spiral Projection Imaging: a new fast 3D trajectory (螺旋投影成像新的快速3D軌跡)"中描述了這些脈沖序列。還應當顯而易見的是，本發明可隨這些采樣方法的2D以及3D版本一起使用，并且本文對在如下文中 所用術語"像素"的引用旨在指2D或3D圖像中的位置。本發明是用于根據所采集的k空間投影重建圖像的經改進的方法。該方法 需要重建FOV的合成圖像，并且采集此合成圖像的方式以及使用其的方式將 取決于具體臨床應用。現在將描述本發明的不同較佳實施例。具體參看圖7，第一較佳實施例可應用于其中幾乎實時地采集時間分辨圖 像系列的臨床情況。例如，這可用在干涉MR程序中。該程序中的第一步驟是 采集并重建規定視場(FOV)中的目標的合成圖像，如進程框300所示。此圖像可使用任何MR脈沖序列來采集，但是通常其使用用于采集時間分辨圖像的 同一投影重建脈沖序列，在此實施例中，該序列是以上所述以及圖6A中所示 的脈沖序列。然而，因為不考慮時間分辨率，所以將采集許多投影視圖，并且 較佳地，采集足夠的數據來滿足奈奎斯特準則并生成不具有顯著條紋偽像的所 需分辨率的圖像。如果檢査的目標響應于目標的呼吸或心動周期而移動，則可對合成圖像的采集進行選通，如302所示。取決于正被檢查的目標，可通過呼吸選通信號或 心動選通信號或者兩者來觸發選通。使用常規重建方法從所采集的k空間數據 重建合成圖像。重建合成圖像指示貫穿2d或3D FOV中每個圖像像素處的NMR 信號的大小。合成圖像還可通過將不超出最小閾值大小的所有像素或體素設置 成零來進行濾波。這些閾值濾波器使合成圖像中的背景變暗，并使如下所述的 隨后使用該合成圖像重建的時間分辨圖像中的背景變暗。合成圖像提供了關于 掃描的目標的先驗信息。在合成圖像被采集并重建之后，系統進入其中幾乎實時地采集和重建一系 列幀圖像的循環。更具體地，如進程框304所示，使用圖6A的脈沖序列來采 集圖像幀投影集。對2D采集，這種采集可少至2-20個投影視圖，而對3D采 集可少至250到500個視圖。結果，這得以極快地完成。如306所示，如果在 合成圖像的采集期間使用選通，則同一選通被用于采集幀圖像。為了使幀圖 像中的條紋偽像最小化，所采集的N個投影視圖應當如上所述地按角度隔開以 均勻地采樣k空間。在采集圖像幀投影之后，對它們進行運動補償，如進程框308所示。合成 圖像用作目標的基準位置，并且對圖像幀投影進行相位校正，以有效地參照合 成圖像中所示的基準位置來記錄所示目標。用于記錄兩個圖像的多種方法在本 領域中是公知，并且在較佳實施例中，使用了由威斯康星(Wisconsin)大學在 2002年發表的Oliver Wieben的題為"Novel Acquisition Strategies For Time Resolved 3D, Magnetic Resonance Angiography(用于時間分辨3D的磁共振血管 造影術的新采集策略)"的博士論文中所述的方法。如進程框310所示，下一步驟是通過對其進行傅立葉變換來將幀圖像k空 間投影變換到radon空間。結果是如圖4中所示的一組信號輪廓11。如圖7中 的進程框312所示，然后將這些信號輪廓的每一個逆投影到如圖4中由路徑8 所示的VOA中。此逆投影通過合成圖像來加權，如上參照等式(2A)所述。z)處的逆投影值(P)如上所述地歸一化(P/Pe)，并且通過經先前重建的合成圖像中的同一像素的大小(C(x，y,z))進行加權。如進程框314所示，然后，將逆投影信號值添加到正在重建的幀圖像。然 后，系統在判定框316返回以便如進程框318和312所示對下一信號輪廓11 進行逆投影。將所有逆投影信號輪廓11的信號值添加到幀圖像，然后如進程 框320所示，顯示完成的幀圖像。如進程框324所示，附加圖像幀以同一方式被采集、重建并顯示直至進程 結束，如判定框322所示。然而，可對每個圖像幀采集不同的投影視圖集。因 此，對連續幀圖像所采集的投影視圖在k空間中被交錯。在較佳實施例中，等 式5-7用于生成采集經交錯的投影所需的梯度場。采集交錯投影視圖使得能夠在圖像重建方法中進行變化，其中在連續圖像 幀之間共享外圍k空間數據。上述美國專利No. 6,487,435在常規圖像重建的上 下文中描述了這種視圖共享概念。這種成像方法可用于使用圖6B的脈沖序列 的本發明，其中從如圖6C中所示的中心區域A以及兩個外圍區域B和C采集 k空間數據。在較佳實施例中，在每個區域A、 B和C中使用10到30、相位 編碼，從而可對每個區重建對應數量的切片。具體參看圖8A，執行掃描來在投影視角交錯的情況下采集一系列欠采樣 圖像幀，從而可通過組合來自多個所采集的圖像幀數據來形成合成圖像。進入 循環，其中如進程框400所示，標記(flag)被設置成"1"以指示正采集新的 圖像幀。如進程框402所示，然后執行圖6B的脈沖序列以在中心區域A的每 個kz相位編碼處采集一個投影視角e。然后，取決于標記，系統分流到三條路 徑之一。在標記設置成"l"的情況下，系統在區域B中的每個&相位編碼處 采集一個投影視角e，如進程框404所示，并且在區域C中的每個kz相位編碼 處采集一個投影視角e，如進程框406所示。然后在408，標記被設置成"2"， 并在410遞增投影視角6以采集下一投影角。然后，系統返回進程框402以在中心區域a中采集新投影視角e。因為現在標記被設置成"2"，所以在此視角e下僅對區域b進行采樣，如進程框412所示，并且在414，標記被設置成"3"。然后，在進程框410， 再次遞增視角e，并且系統再次返回以便在進程框402從區域A采集k空間數據。因為現在標記被設置成"3"，這次在新的視角e下從區域c采集投影視圖，如進程框416所示，并且在進程框418，標記被設置回"2"。顯而易見的是，隨著采集連續的視角，標記在"2"與"3"之間切換，結果以圖9中所示的模式對k空間數據進行采樣。如判定框420所確定的，當最 后的視角e。已被采集時， 一個圖像幀己被采集，并且如進程框422所示，區域 A、 B和C的k空間數據被保存。在較佳實施例中，在每個圖像幀采集期間， 采集15個等距投影視角e。仍參照圖8A，掃描以同一方式繼續以采集連續的圖像幀。然而，如進程 框414所示，不采集相同的投影視角，相反，投影視角與已采集視角交錯。因 而，在采集了兩個圖像幀之后，已在每個區域A、 B和C中已對2xl5二30個不 同投影視角進行采樣，在已采集了三個圖像幀之后，已對45個不同的投影視 角進行采樣，如此類推，直至在掃描結束時采集15xn個不同的交錯投影角， 如判定框426所確定的。顯而易見的是，掃描因兩個因素而顯著縮短。首先，對每個圖像幀，僅采 集15個投影視圖，而非常規用于避免圖像偽像的通常400到800個視圖。另 外，雖然在每個視角e對k空間的中心區域A進行采樣，但是每隔一投影視角 e才對外圍區域B和C進行采樣，如圖9中所示。這大致將掃描時間較小了三 分之一，但是它也意味著錯過k空間數據。如圖8A中的進程框428所示，這 通過對錯過的投影視角內插k空間數據來解決。圖9中對一個視角02進行說明， 其中內插數據C2通過在相鄰投影視圖d和C3中的對應的k空間樣本點進行線 性內插來生成。結果，如圖10中，生成完整但高度欠采樣圖像幀k空間數據 集。參看圖8B和10，下一步驟是沿、執行一維傅立葉逆變換，如進程框430 中所示。此變換解決信號沿z軸的位置，以定義沿z軸設置的多個2D切片。然后，對每個2D斷面重建合成圖像，如進程框432所示。較佳地，來自 所有采集到的圖像幀的所有投影視圖用于重建每個2D合成圖像，以便生成可 能實現的最佳圖像，盡管并不使用所有圖像幀。例如，如果采集十個圖像幀， 則可在每個2D合成圖像的重建中使用總共10x15=150個交錯投影視圖。執行 每個2D切片的常規圖像重建，并且在較佳實施例中，這通過將投影視圖k空 間樣本重新柵格化到2D笛卡爾柵格并沿每個軸執行常規兩維傅立葉變換來實 現。可存在許多替代的合成圖像重建方法。與對每個2D切片生成2D合成圖 像不同，可對整個體積重建單個3D合成圖形，或者對每個區域A、 B和C重建單獨的3D合成圖像。具體參看圖8B，現在使用由本發明示教的方法來重建每個所采集的圖像幀中的每個2D切片。根據以下描述將變得明顯的是，對每個圖像幀重建一個 2D切片圖像，然后對2D切片的每一個重復該過程直至圖像幀被完全重建。結 果是每個所采集的圖像幀的3D圖像。在此重建進程中的下一步驟是對當前2D切片的合成圖像進行重新投影， 如進程框434所示以及圖11中所示。這是如在Jiang Hsieh在SPIE Press 2003 的第三章的"Computed Tomography Principles, Design, Artifacts and Recent Advances (計算X線斷層攝影術的原理、設計、制品及最新進展)"中所述的 常規Radon變換，并且對掃描期間所采集的每個視角e生成合成圖像投影Pc。 然后，進入循環，其中重建一個幀圖像中的一個2D切片，如436概括所示的。如進程框438所示的，2D切片重建中的第一步驟是對所采集的2D切片的 投影視圖P進行歸一化。這通過首先執行k空間投影視圖到Radon空間的傅立 葉變換，然后將其中的值除以同一視角e下的合成圖像投影Pe中的對應值來完 成。然后，將結果歸一化投影P/Pe逆投影到FOV中，如進程框440所示。將 結果逆投影值添加到由對當前幀圖像切片中的所有逆投影歸一化投影視圖求 和所形成的無約束投影視圖，如442所示。按判定框444所確定的，對所采集 的投影視圖(在此實施例中為15個)的每一個重復此進程，然后將形成的所 得2D無約束切片圖像與對應的合成圖像2D切片相乘，如進程框446所示。這 是矩陣乘法，其中無約束圖像陣列中的像素值與合成圖像陣列中的對應像素值 相乘。所得重建切片圖像被存儲為當前圖像幀的一部分，如進程框448所示。對下一圖像幀中的同一斷面重復上述進程436，如進程框450所示。當已 按判定框452所確定的對所采集的圖像幀的每一個重建當前切片時，對每個圖 像幀重建下一切片，如進程框454所示。當每個圖像幀的最后的2D切片被重 建時，重建進程完成，如判定框456所檢測到的。使用更完全采樣的合成圖像的每個高度欠采樣圖像幀的約束重建導致更 少的圖像偽像，同時對每個圖像幀保持較短的掃描時間。本發明的另一臨床應用是對比增強磁共振血管造影術(CEMRA)。在動 態CEMRA研究中，在高時間速率下采集圖像幀，以便觀察流入感興趣的脈管 系統的造影劑。結果，在研究期間的不同時刻，脈管亮度將得到增強，并且用 于根據本發明的示教重建連續幀圖像的合成圖像將不保持恒定。換言之，在動態研究期間，用于重建幀圖像的合成圖像應當進行更新，以便適當地反映脈管 逐漸填充造影劑并且在所采集的圖像中變得更亮的事實。具體參看圖12，較佳CEMRA程序中的第一步驟是采集預對比 (pre-contrast)掩模圖像和初始合成圖像，如進程框330所示。使用圖6A的 成像脈沖序列，并且對掩模圖像采集足夠的視圖以滿足奈奎斯特準則。然后， 如進程框332所示，造影劑被注入到目標中，并且進入循環，在其中盡可能快 地采集幀圖像。應當理解，如果在造影劑流入FOV之前進行采集，則可在造 影劑施加之后采集掩模。如進程框334所示，采集一個幀圖像的k空間投影視圖，并且如進程框336 所示，重建該幀圖像。如上述實施例中所示，選擇一個幀圖像的投影視圖以盡 可能均勻地對k空間進行采樣，并且所采集視圖的數量由規定的時間分辨率來 確定。當然，本發明的優點是可減少視圖的數量以實現較高的時間分辨率而不 喪失圖像分辨率并且不增加條紋偽像。圖像幀重建336與以上參照圖7中的進 程框310、 312和314所述的相同，其中合成圖像中的先驗信息用于對逆投影 進行高度約束。在重建圖像幀之后，從其扣除預對比掩模圖像，如進程框338所示。如此 進行以從稍后被顯示的所得幀圖像中移除非脈管組織，如進程框340所示。如果按判定框342確定的將要采集附加幀圖像，則首先更新合成圖像，如 進程框344所示。如上所述，在動態研究期間，正被成像的目標脈管系統持續 變化，并且目的是盡可能實時地保持合成圖像，從而對下一圖像幀實現更精確 的高約束逆投影。圖13中示出了此合成更新步驟，其中框345-352表示在動 態研究期間進行的連續圖像幀采集。例如，如果要重建的下一圖像幀由框349 來表示，則己更新的合成圖像通過對n4個先前采集的圖像幀與當前圖像幀進 行組合來形成。更具體地，針對n個先前圖像幀加上當前圖像幀的交錯k空間 投影視圖被組合以形成單個k空間圖像，如進程框352所示。從此組合數據集 重建已更新的合成圖像，如進程框354所示。如上所示，這是常規圖像重建進 程。在以上參照進程框312所述的隨后圖像幀的逆投影349中，使用已更新的 合成圖像。仍參照圖13，因而通過n個先前所采集的圖像幀和當前圖像幀的窗口形成 已更新合成圖像，該當前圖像幀最精確地反映了正被檢查的目標的當前狀態。 當目標中的變化相對較慢時，可增加n的值以包括更多先前所采集的圖像幀。所得的更大量的投影視圖改進了所得已更新合成圖像的質量。另一方面，當快 速變化時，可將11減小到少至11=1個圖像幀，以便正確地反映正被檢查的目標 的真實狀態。因此，在對n的選擇導致的高SNR方面與更精確的動態變化描繪 的另一方面之間存在平衡。如果在動態掃描完成之后重建幀圖像，則用于更新合成圖像的所采集的圖 像幀窗口可擴展成包括在當前圖像幀之后采集的圖像幀。例如，正被重建的圖 像幀可處于窗口的中間，并且當前圖像幀之前和之后所采集的其它圖像幀的數 量基本上相等。或者，可在窗口的起始處采集當前圖像幀。在這種所采集的圖 像幀的后處理中，可重建許多不同的圖像幀，其中可改變窗口大小和窗口相對 于當前圖像幀的定位以實現最佳結果。再次參照圖12，在合成圖像被更新之后，系統返回以采集下一幀圖像，如 進程框360所示。因為己更新的合成圖像通過組合先前所采集的圖像幀來形成， 所以當來自n個連續圖像幀的k空間數據被組合時，從一個幀到下一幀的投影 視圖應當如上所述地交錯，從而基本上均勻地對k空間進行采樣。在圖12中所示以及上述的CEMRA方法中，當執行動態研究時，幾乎實 時地重建并顯示圖像幀。圖14中示出了替代CEMRA方法，其中在執行圖像 重建之前，在進程框380采集所有圖像幀。在此實施例中，在進程框332處注 入造影劑之前，在進程框330處預先采集掩模投影，并從對應的注入后k空間 投影扣除該掩模投影，如進程框382所示。大量經扣除的投影可用于重建合成 圖像，如進程框384所示。使用標準圖像重建方法，因為可從研究獲得更完整 的徑向投影集。然而，為了使合成圖像隨圖像幀與在進程386重建的圖像幀保 持更新，僅與所選時間幀同時采集的經扣除的投影通常用于形成合成圖像，如 圖13所示。在進程框386通過將所選擇的采集到的投影視圖傅立葉變換到 Radon空間并使用上述合成圖像執行高約束逆投影來重建圖像幀。如進程框388和390所示，可通過更新從經扣除的投影產生的合成圖像并 使用正確選擇的投影重復逆投影來重建附加圖像幀。本發明該實施例的優點是在執行高約束逆投影之前，從所采集的圖像數據 扣除掩模圖像數據。這從FOV移除了沒有臨床價值的許多結構并導致"稀疏" 數據集，該數據集使得逆投影過程更精確地聚焦在感興趣的臨床結構上。而且， 因為在圖像重建之前采集所有數據，所以可使用在采集當前圖像幀之前和之后 所釆集的投影視圖的窗口來更新合成圖像。這使得更多投影視圖能被組合。盡管上述實施例的目的是使用盡可能精確地描述正被成像的目標的合成 圖像，但是存在其中有意改變合成圖像是有益的臨床情況。例如， 一種此情況是當進行其中主動脈呈現在視場中的腎臟動脈的CEMRA研究時。來自大動脈 的優勢NMR信號可生成難以移除的條紋偽像。在此示例中，期望抑制該信號， 因為其沒有臨床價值。這可通過改變用于對幀圖像進行逆投影的合成圖像來用 本發明實現。圖15中示出了本發明中對合成圖像作出這種改變以濾除視場中的目標物 體的一實施例。此實施例是增強預先采集的欠采樣及時間分辨圖像幀的質量的 后處理方法。更具體地，在目標的研究期間，掃描包括采集一系列圖像幀投影， 如進程框364所示。在掃描完成之后，此所采集的k空間投影數據被存儲并處理。如由進程框366所示的第一后處理步驟是通過從多個所采集的圖像幀投影 集組合交錯k空間投影視圖來重建一個或多個合成圖像。這是常規圖像重建， 并且之后顯示所得的合成圖像，如進程框367所示。如進程框368所示，操作 員編輯合成圖像。在上述示例臨床應用中，操作員可圈出描述大動脈的像素， 并將它們的值設置成零。換言之，從合成圖像移除大動脈。為了進一步抑制非 期望物體，所圈出的待刪除像素也被傅立葉變換回k空間，并從每個圖像幀的 對應k空間投影中扣除。然后，使用這種經改變的合成圖像和經改變的k空間投影來重建圖像幀。 如進程框370所示， 一組圖像幀k空間投影被傅立葉變換到Radon空間，并且 使用本發明的經編輯的合成圖像和約束逆投影來進行逆投影，以生成如進程框 372所示進行顯示的幀圖像。此步驟與以上參照圖7中的進程框310、 312和 314描述的重建相同，并且按判定框374所確定的對所有采集到的圖像幀重復 該步驟。顯而易見的是，為了適應在研究期間目標中的突然變化，多個合成圖 像可被創建并用于重建如上所述系列中的幀圖像。在此情況中，編輯每個已更 新的合成圖像以便在將其用于逆投影步驟之前移除所顧慮的物體。本發明的又一實施例生成相位對比MRA圖像。在此實施例中，所用的脈 沖序歹ij使用如題為"Phase Contrast Imaging Using Interleaved Projection Data(使 用交錯投影數據的相位對比成像)"的美國專利No. 6,188,922所述的附加運動 編碼梯度，并且常常不使用造影劑。在使用同時采集的投影來形成合成圖像的 情況下，被重建的相位圖像使用上述逆投影方法。
權利要求
1.一種用于對被定位在磁共振成像(MRI)系統的視場(FOV)中的目標生成圖像的方法，包括如下步驟a)使用所述MRI系統對被定位在所述FOV中的所述目標采集投影視圖集；b)使用所述MRI系統生成指示被定位在所述FOV中的所述目標的每個合成圖像的像素處的值的合成圖像；和c)重建所述目標的圖像，通過c)i)將所述集合中的每個投影視圖逆投影到所述FOV并且通過所述合成圖像中的對應像素的所述值對逆投影到每個圖像像素的所述值加權；以及c)ii)對每個圖像像素的所述逆投影值進行求和。
2. 如權利要求1所述的方法，其特征在于，如下計算步驟c)i)中的每個圖像像素的逆投影值Sn:sn=(pxcn)/|;c 其中P二正被逆投影的所述投影視圖值； C^所述合成圖像中的對應像素值； S^沿逆投影路徑的第n個像素的所述值；以及 N-沿所述逆投影路徑的像素的總數。
3. 如權利要求l所述的方法，其特征在于，步驟b)包括編輯所述合成圖像以移除其中的物體以及由此基本上最小化該物體在所述重建圖像中的出現。
4. 如權利要求1所述的方法，其特征在于，步驟c)i)中的所述加權包括使用 來自所述合成圖像的對應投影視圖對每個投影視圖進行歸一化，并且將所述逆投影 值與所述合成圖像中的所述對應像素的所述值相乘。
5. 如權利要求4所述的方法，其特征在于，還包括d) 在所述圖像系列的重建期間周期性地更新所述合成圖像以在其中描繪在檢 査期間所述目標中發生的變化。
6. 如權利要求5所述的方法，其特征在于，所述合成圖像的所述更新包括使 用步驟a)中所采集的投影視圖來重建所述合成圖像。
7. 如權利要求l所述的方法，其特征在于，步驟a)包括采集所述目標的k空 間投影視圖，而步驟c)包括對所述k空間投影視圖進行傅立葉變換。
8. 如權利要求l所述的方法，其特征在于，響應于表示所述目標中選定的生理事件的選通信號來執行步驟a)。
9. 如權利要求l所述的方法，其特征在于，所述FOV是三維的，生成三維圖 像，并且步驟c)中重建的所述圖像I(x，y,z)為-,(x， y， z) = Z (P(r，久灼* C" y， z)(。") / Pc (r,仏灼其中求和(E)覆蓋所采集的集合中的所有投影視圖；I&，y,力是在FOV像素位置x,y，z處的所述圖像值；P(f,^是來自視角e, ^處采集 的所述視圖的所述逆投影值；C^力是在像素位置x,y,z處的所述合成圖像值；以及e(r^^)是從所述視角e， ^處的所述合成圖像投影的輪廓值。
10. 如權利要求1所述的方法，其特征在于，包括d) 在施加造影劑之前，采集在其每個圖像像素處描繪被定位在所述FOV中的 所述目標的掩模圖像；e) 在執行步驟a)和b)之前，將造影劑施加到所述目標；以及f) 在執行步驟c)之前，從所述合成圖像扣除所述掩模圖像。
11. 如權利要求IO所述的方法，其特征在于，所述掩模圖像和所述合成圖像 被采集成投影視圖集，并且步驟f)通過從所述合成圖像集中的對應投影視圖扣除所 述掩模圖像集中的投影視圖來執行。
12. 如權利要求IO所述的方法，其特征在于，步驟f)通過從所述合成圖像中 的對應像素扣除所述掩模圖像中的像素來執行。
13. 如權利要求l所述的方法，其特征在于，步驟c)包括在執行步驟c)i)之前 對每個投影視圖進行傅立葉變換。
14. 如權利要求l所述的方法，其特征在于，包括 d)在用于執行步驟a)的視角下重新投影所述合成圖像；以及其中步驟c)i)中的所述加權包括通過將其值除以同一視角下的所述合成圖像 的所述投影視圖中的對應值來歸一化每個投影視圖。
15. —種用于對被定位在磁共振成像(MRI)系統的視場(FOV)中的目標生 成一系列圖像幀的方法，包括如下步驟a)采集一系列圖像幀k空間數據集，每個圖像幀k空間數據集包括來自k空 間的中心區域的k空間樣本以及來自多個外圍k空間區域的k空間樣本，并且其中 每個圖像幀k空間數據集中的所述k空間樣本與其它圖像幀k空間數據集中的所述k空間樣本交錯；b)根據來自多個所述圖像幀k空間數據集的中心區域k空間樣本來重建中心 區域合成圖像；C)根據來自多個所述圖像幀k空間數據集中的所述外圍k空間區域之一的k 空間樣本來重建第一外圍區域合成圖像；d) 根據來自多個所述圖像幀k空間數據集中的所述外圍k空間區域的另一個 的k空間樣本來重建第二外圍區域合成圖像；以及e) 使用來自步驟b)、 C)和d)的所述合成圖像中的先驗信息來根據其對應的k 空間數據集重建所述圖像幀系列的每一個，從而加權所述圖像幀中的所述像素值。
16. 如權利要求15所述的方法，其特征在于，采集所述k空間樣本作為投影 視圖，并且步驟e)包括e)i)對圖像幀k空間數據集中的所述投影視圖進行傅立葉變換；以及 e)ii)將每個經傅立葉變換的投影視圖逆投影到所述FOV中并通過所述合成 圖像之一中的所述對應像素的所述值對逆投影到每個圖像幀像素的所述值加權。
17. 如權利要求16所述的方法，其特征在于，步驟e)ii)中的所述加權包括使 用來自所述一合成圖像的對應投影視圖來歸一化每個經傅立葉變換的投影視圖，并 且將所述逆投影值與所述一合成圖像中的所述對應像素的所述值相乘。
18. 如權利要求15所述的方法，其特征在于，k空間的每個區域包括多個兩 維切片，并且每個區域合成圖像包括對應的多個兩維合成圖像。
19. 一種用于對被定位在磁共振成像(MRI)系統的視場(FOV)中的目標生 成一系列圖像幀的方法，包括如下步驟a) 采集一系列不完全圖像幀k空間數據集，每個圖像幀k空間數據集包括來 自k空間的中心區域的k空間樣本以及來自多個外圍k空間區域的k空間樣本，并 且其中每個圖像幀k空間數據集中的所述k空間樣本與其它圖像幀k空間數據集中 的所述k空間樣本交錯；b) 通過根據所采集的外圍區域k空間數據計算外圍區域k空間數據來生成一 系列對應的完全圖像幀k空間數據集；C)根據來自多個所述完全圖像幀k空間數據集的k空間樣本來重建合成圖像；d)使用所述合成圖像中的先驗信息來根據其對應的完全圖像幀k空間數據集重建所述圖像幀系列的每一個，從而加權所述圖像幀中的所述像素值。
20. 如權利要求19所述的方法，其特征在于，采集所述k空間樣本作為投影視圖，并且步驟d)包括d)i)對完全圖像幀k空間數據集中的所述投影視圖進行傅立葉變換；以及 d)ii)將每個經傅立葉變換的投影視圖逆投影到所述FOV中并通過所述合成圖像中的所述對應像素的所述值對逆投影到每個圖像幀像素的所述值加權。
21.如權利要求20所述的方法，其特征在于，步驟d)ii)中的所述加權包括使用來自所述合成圖像的對應投影視圖來歸一化每個經傅立葉變換的投影視圖，并且 將所述逆投影值與所述合成圖像中的所述對應像素的所述值相乘。
全文摘要
在動態研究目標期間，采集兩維或三維時間分辨MR幀圖像。合成MR圖像被生成并用于通過針對該圖像幀采集的每個投影視圖的逆投影(約束逆投影)進行加權來重建每個圖像幀。該合成圖像可根據單獨采集的視圖來重建，或者可通過組合在動態研究的過程期間采集的視圖來生成。描述了該方法的大量不同臨床應用。
文檔編號G01R33/561GK101263398SQ200680024659
公開日2008年9月10日 申請日期2006年7月6日 優先權日2005年7月8日
發明者C·A·米斯特瑞塔 申請人:威斯康星校友研究基金會