專利名稱:記錄和處理時間上相繼的圖像數據組的序列的方法及設備的制作方法
技術領域:
本發明涉及一種記錄和處理時間上相繼的圖像數據組的序列的方法,如特
別在磁共振技術中、例如在功能磁共振成像(以下也稱為"fMRT)框架內使 用的那樣。此外,本發明還涉及一種用于實施這樣的方法的磁共振設備。
背景技術:
在此,MR技術是幾十年來已公知的可以用于產生檢查對象內部的圖像的 技術。極其簡化地描述,就是在MR設備中將檢查對象定位在較強的靜態均勻 基本磁場中(場強從0.2特斯拉至7特斯拉或更高),從而使檢查對象的核自旋 沿著基本磁場定向。為了激勵核自旋共振將高頻激勵脈沖射入檢查對象、測量 所激勵的核自旋共振并基于該核自旋共振再現MR圖像。為了對測量數據進行 空間編碼,將快速通斷的磁梯度場與基本磁場相疊加。將所記錄的測量數據數 字化并作為復數值存儲在k空間矩陣中。借助多維傅立葉變換可以由填充有數 值的k空間矩陣再現相應的MR圖像。在此,用于激勵待測量的圖像空間、產 生信號以及用于空間編碼的激勵脈沖和梯度場的時間順序被稱為序列(或者還 可以稱為脈沖序列或測量序列)。
磁共振成像的一種特殊方法是所謂的功能磁共振成像(以下也稱為 "fMRI,,),該方法尤其用于描述大腦中的功能性過程。在該方法中,以時間上 很快的順序從待成像的體積中用快速成像序列重復地記錄圖像數據組,例如用 所謂的EPI序列(EPI表示"Echo Planar Imaging,平面回波成像")或用螺旋形 的k空間掃描的序列。在此,該方法利用氧化血和去氧血的不同》茲特性(所謂 的BOLD效應,BOLD表示"blood oxygen level dependency,血氧水平依賴")。 在激活皮層區域的情況下出現新陳代謝的加強,該激活的區域以超比例的血流 提高來反應(表示"cerebral blood flow,腦血流量,,的CBF的改變或者表示 "cerebral blood volume,腦血容量,,的CBV的改變)。在激活的皮層區域,從氧 化血紅蛋白到去氧血紅蛋白,其濃度發生改變,這導致弛豫時間例如丁2*常數
的改變。
在fMRI圖像系列中通常對每個體素借助統計學模型來檢測這些變化。這 里例如可以使用相關分析或利用所謂的GLM模型(GLM表示"general linear model, —般線性模型")的分析,該分析方法將圖像數據組的所測量的序列與 刺激范例的時間上的變化相關聯。
成功實施該方法的前提是作為圖像數據組的基礎的穩定性,不僅在時間范 圍而且在空間范圍。這意味著,不僅從圖像數據組到圖像數據組,而且在圖像 數據組內部從體素到體素的條件應該盡可能保持穩定。
例如,通過待檢查對象的運動會干擾空間穩定性,而利用不同的技術,例 如利用對運動不敏感的特殊的拍攝序列來達到空間穩定性。
同樣可以利用不同的方法達到時間上的穩定性。
在Hu X等人的文章"Retrospective estimation and correction of physiological fluctuation in functional MRJ", Magnetic Resonance in Medicine 35: 290-298 (1996)中,公開了一種方法,在該方法中在記錄fMRI圖像數據期間監控呼吸 周期和心跳周期,并且用生理活動回顧地同步圖像數據,以便估計和去除生理 效應。
在Glover G.H.等人的文章"Image-Based Method for Retrospective Correction of Physiological Motion Effects in fMRI: RETROICOR", Magnetic Resonance in Medicine 44: 162-167 (2000)中,7^開了一種方法,用該方法可以沖交正在fMRI 圖像系列中呼吸和心跳對信號調制的影響。在時域中將低階傅里葉級數基于時 間差配合到圖像數據,在每次采集圖像數據時相對心跳周期和呼吸周期的相位 出現該時間差。
在Pfeuffer J.等人的文章 "Correction of Physiologically Induced Global Off-Resonance Effects in Dynamic Echo-Planar and Spiral Functional Imaging", Magnetic Resonance in Medicine 47: 344-353 ( 2002 )中,/>開了 一種方法,在該 方法中監控系統頻率的全局改變(DORK ,表示"Dynamic Off-Resonance changes in K-space, K空間中動態非共振的改變")并且將其用于校正。
在Pfeuffer J,等人的文章"Functional MR imaging in the awake monkey: effects of motion on dynamic off-resonance and processing strategies", Magnetic Resonance Imaging ( 2007 ), doi:10.1016/j.mri.2007.03.002中,將該方法進4亍了 擴展并且與另一種用來校正運動引起的偽影的方法進行了比較。
發明內容
本發明要解決的技術問題是提出 一種記錄和處理時間上相繼的圖像數據 組的序列的方法,利用該方法可以按照簡單的方式保證時間上相繼的圖像數據 組的序列中的時間上的穩定性。此外,本發明要解決的技術問題是提供一種用 于實施這樣的方法的磁共振設備。
上述技術問題通過一種方法和一種磁共振設備解決。
按照本發明的用于記錄和處理時間上相繼的圖像數據組的序列的方法包
括下列步驟
-借助磁共振技術記錄時間上相繼的圖像數據組序列,其中對每個圖像數 據組記錄相應的k空間圖像數據;
-在序列的圖像數據組的至少第一部分中分別確定一個量度,該量度表征 各圖像數據組的全局圖像強度值;
-在使用所確定的量度的條件下校正圖像數據組的至少第二部分,和/或
-在分析圖像數據組的至少第三部分時使用所確定的量度。
以這種方式,補償了或者說考慮了在時間上相繼的圖像數據組的序列中全 局的圖像強度值在時間上的變化。
在此,本發明基于以下思想由于不同的原因,不能始終以所要求的程度 來保證在時間上相繼的圖像數據組的序列中的時間上的穩定性。盡管如此,為 了能夠保證時間上的穩定性,確定一個表征全局圖像強度值的量度。該用于全 局圖像強度值的量度可以至少部分地檢測到與圖像系列的時間上穩定性的要求 相矛盾的波動。這樣的波動例如可以是所謂的基線漂移或全局圖像幅度的躍變。 通過該表征全局圖像強度值的量度,此時可以實施對圖像數據組的序列的校正 或者改善地進行分析。
關于這點,全局圖像強度值被理解為表征整個、即全局圖像的圖像強度值。 全局圖像強度值例如是關于整個成像的體積、整個成像的層或者成像的體積或 成像的層的至少基本的、大的部分的強度值。與此相反的是圖像強度值的局部 變化,該局部變化是關于一個小的圖像范圍的,并且是基于在該圖像范圍成像 的組織的特征變化的。圖像強度值的局部變化例如出現在fMRI檢查期間皮層 的激活區域。然而,全局圖像強度值的變化使得對局部變化的檢測變得困難, 因為全局圖像強度值的變化與局部變化重疊。但是,利用該方法至少可以部分
地補償全局圖像強度值變化的影響。
優選地可以這樣實施該方法不僅在圖像數據組的 一部分而且在圖像數據 組的序列的每個圖像數據組中進行量度的確定。同樣優選地可以這樣實施該方 法不僅在圖像數據組的 一部分而且在圖像數據組的序列的每個圖像數據組中 進行校正,和/或不僅只對一部分而且對圖像數據組的序列的每個圖像數據組在 分析時使用所確定的量度。
優選地,在使用EPI技術或使用k空間螺旋形掃描的條件下進行對k空間 圖像數據組的記錄。以這種方式可以快速地依次記錄單個圖像數據組。這樣的 方法特別適合于fMRI成像。在此,k空間圖像數據是填充在k空間中的測量數 據,并且包含這樣的信息,即,在隨后的步驟中從該信息中再現圖像,例如通 過對k空間圖像數據的多維傅里葉變換。
可以按照不同的方式來確定在單個圖像數據組中標記并表征全局圖像強 度值的量度。
在一種實施方式中,在記錄圖像數據組的第一部分的k空間圖像數據時, 分別除了圖像數據組的實際的k空間圖像數據,還一起記錄導航信號。在圖像 數據組中通過分別分析對應的導航信號來進行量度的確定。尤其是通過導航信 號來掃描中心k空間范圍。
在此,可以在激勵脈沖和跟隨該激勵脈沖的k空間圖像數據的記錄之間來 記錄導航信號。該變形具有如下優點無需為了記錄導航信號而另外激勵核自 旋。作為替換地和/或附加地,可以為了記錄導航信號而另外激勵核自旋。這意 味著,對導航信號和對圖像數據組的k空間圖像數據分別入射各自的激勵脈沖。 在此,導航信號既可以是回波信號也可以是FID信號(FID表示"free induction decay,自由感應衰減,,)。
使用導航信號具有如下優點可以在相對短的時間或短的回波時間之后來 記錄導4元信號,例如在BOLD-fMRI成像情況下,據此可以最小化組織對比度 對信號的貢獻,例如由于BOLD效應。導航信號以良好的方式反映全局圖像強 度,并且僅受由BOLD效應引起的局部圖像強度值波動的很小的影響。此外, 與具有較大回波時間的測量數據比較,導航信號具有比較好的信噪比。
在用EPI序列記錄k空間圖像數據的情況下,例如可以在掃描導航信號時 在k空間圖像數據的記錄之前,附加地掃描中心k空間范圍。在對k空間的螺 旋形掃描的情況下例如可以在螺旋開始之前掃描附加的中心k空間點或者在向
內螺旋和向外螺旋掃描k空間之間掃描附加的k空間點。
在一個可替換的實施方式中可以如下進行量度的確定在圖像數據組的第 一部分中分別分析與中心k空間范圍對應的k空間圖像數據。該實施方式雖然 具有如下優點為了從k空間的中心范圍獲得數據,導航信號的記錄并不是必 不可少的。但是其缺點是,中心k空間范圍的數據可能會具有降低的信噪比和/ 或不期望的^f又重(例如通過BOLD效應導致的)。
這兩個實施方式(即,使用中心k空間范圍的k空間圖像數據和使用導航 信號)也可以組合地應用。使用中心k空間范圍的測量數據(即k空間圖像數 據和/或導航信號的數據)具有如下優點,即由于低的空間頻率,該k空間范圍 反映涉及全局圖像的圖像特征。在最簡單的情況下, 一個單個中心k空間點就 足夠了;但是,為了提高魯棒性和信噪比,還可以考慮其它相鄰的中心k空間 點以確定量度。
在另一個可替換的實施方式中,可以由外部信號來確定表征全局圖像強度 值的量度,也就是說,由不是來自于k空間數據的信號來確定。
該外部信號例如可以來自于磁共振設備的部件。磁共振設備的許多部件可 以對全局圖像強度有影響,例如用來入射激勵脈沖的高頻天線。如果這樣的部 件的功能產生躍變或漂移,則其會對圖像數據組的全局圖像強度值產生影響。 然而,可以外部地監控這樣的部件的狀態,也就是說,通過測量來監控該部件 并且產生一個外部的信號,該外部信號以這種方式反映全局圖像強度值。其它 涉及變化并可能導致全局圖像強度值變化的部件,例如是其它高頻部件如高頻 放大器、高頻接收天線、或勻場系統,或者共同用于產生磁場的部件。
然而,外部信號還可以表征測量室內部的狀態。這樣的狀態例如可以是由 待檢查的對象產生的。如果檢查一個人,則該人的運動,例如其手的運動導致 磁共振設備的磁場改變,由此會產生全局圖像強度的改變。外部信號可以來自 用于監控待;險查對象的狀態或者測量室內部的其它狀態的測量裝置。
如果使用所確定的量度來校正圖像數據組的序列的圖像數據組的至少第 二部分,這可以以不同的方式進行。在簡單的情況下,將所確定的量度與參考 量度相關聯。該參考量度例如可以是用于系列的第一圖像數據組的全局圖像強 度值的量度。此時可以使用相對量度,也就是說,與參考量度關聯地所確定的 量度,以便校正圖像數據組的序列的圖像數據組的至少一部分。在簡單的情況 下這例如可以如下進行在圖像數據組情況下產生圖像,接著將該圖像與逆的
相對量度相乘。這樣的校正例如可以事后進行,也就是說,在記錄總的圖像數 據組的序列之后進行。在磁共振設備足夠快速的運算能力的情況下,該校正也 可以"在線"進行,也就是說,在k空間圖像數據的記錄期間進行。
如果在分析圖像數據組的序列時使用所確定的量度,則可以借助統計分析
方法、特別是借助線性統計模型(也稱為GLM,表示"general linear model, —
般線性模型")來實施。在該情況下,可以將所確定的量度或者相對量度作為回 歸量引入統計模型或統計分析方法中。以這種方式雖然不是直接校正圖像數據 組,但是盡管如此,在分析時還考慮到了全局圖像強度值的波動。在統計模型 或分析方法中引入的其它回歸量,可以是生理信號,如呼吸信號或心跳信號。
所描述的方法和其擴展特別適合在fMRI的框架中應用。這意味著,這樣 構造時間上相繼的圖像數據組的序列,使得可以記錄所檢查的組織中由新陳代 謝引起的差別。因此可以檢查人或動物的大腦中或脊髓中神經元活動性的主要 取決于血液動力學的相關性。
根據本發明的磁共振設備包括用于實施所述方法的控制單元和/或計算單元。
借助下列附圖詳細解釋本發明的實施方式以及優選擴展,但是并不限制于 此。在附圖中
圖1示出磁共振設備的示意性概圖,
圖2示出各個步驟的示意性概圖,
圖3示出對EPI序列來說典型的k空間的掃描圖,
圖4示出螺旋形k空間掃描圖,以及
圖5和圖6分別示出序列圖的片段,這些片段解釋了導航信號與激勵脈沖 以及與實際k空間圖像數據的記錄的時間上的關系。
具體實施例方式
圖1示意性示出具有其主要部件的磁共振設備l的結構。為了借助磁共振 成像來^r查身體,設置不同的在其時間和空間特征上都準確相互調諧的磁場。
設置在高頻技術屏蔽的測量室3內的強磁鐵(通常是具有通道形開口的低 溫》茲鐵5 )產生通常為0.2特斯拉至3特斯拉以及更高的靜態的強主磁場7。將
待檢查的身體8或身體部位支撐在患者臥榻9上,并且接著被定位在主磁場7 的均勻區域內。
通過磁高頻激勵脈沖實施身體的核自旋激勵,該激勵脈沖通過在此以身體 線圈13表示的高頻天線入射。高頻激勵脈沖由脈沖產生單元15產生,該脈沖 產生單元由脈沖序列控制單元17控制。在經過高頻放大器19的放大之后,高 頻脈沖被導向高頻天線。在此示出的高頻系統只是示意性表示。通常在磁共振 設備1中會采用不止一個脈沖產生單元15、不止一個高頻放大器19以及多個 高頻天線。
此外,磁共振設備1具有梯度線圏21,在測量時利用該梯度線圏21射入 磁梯度場以選擇層激勵和對測量信號進行空間編碼。梯度線圈21由梯度線圏控 制單元23控制,該梯度線圈控制單元和脈沖產生單元15 —樣也與脈沖序列控 制單元17相連。
從所激勵的核自旋發出的信號由身體線圏13和/或由局部線圈25接收,通 過對應的高頻前置放大器27放大并且由接收單元29進行繼續處理和數字化。
對于既可以按照發送模式又可以按照接收模式運行的線圏,例如身體線圈 13來說,通過連接在前的發送4妻收開關39來調節。
在磁共振設備的部件上可以設置可以用于測量一個參數的傳感器,從該參 數可以確定一個在記錄圖像時表征圖像的全局強度值的量度。在圖1中,身體 線圏13具有這樣的可以用來監控身體線圏13的功能的傳感器14。當身體線圈 13的功能例如發生躍變或漂移,則通過傳感器14來記錄該工作方式的改變。 由此可以確定一個表征圖像數據組的全局圖像強度值的量度,因為圖像數據組 的全局圖像強度值與身體線圈13的工作方式耦合。
在圖1中只是示例性示出這樣一個在身體線圏13上的傳感器。然而,可 以在磁共振設備1的不同部件上設置這樣的傳感器,如在梯度線圏21上、在勻 場系統上(沒有示出)、HF接收天線如局部線圏25、或者在后接的HF處理系 統(高頻放大器27和接收單元29)上。然而,這樣的傳感器還可以監控測量 室3內部的狀態,特別是待檢查的身體8的狀態。例如另一個傳感器14'可以記 錄待檢查的身體8的運動,如胸廓的運動,從而使得可以由此確定一個與所記 錄的圖像數據組的 一個全局圖像強度值關聯的量度。
圖像處理單元31從測量數據中產生圖像,該圖像通過操作臺33顯示給用 戶或存儲在存儲單元35中。中央計算單元37控制各設備部件。在此,這樣構
造磁共振設備l的計算單元37和/或其它控制單元(例如脈沖序列控制單元17 ),
使得利用磁共振設備1可以實施用于記錄和處理時間上相繼的圖像數據組的序 列的方法,如此處所描述的那樣。
圖2示意性示出關于單個步驟的順序的概圖,這些步驟是在實施該方法時
被執行的或者說可以被執行的。
首先對時間上相繼的并且形成圖像數據組的序列或者說系列的圖像數據
組進行k空間圖像數據的記錄(步驟51 )。例如在fMRI成像情況下記錄這樣的 圖像數據組的序列。
在此,可以利用公知的序列(例如利用平面回波成像序列或利用帶有螺旋 形k空間掃描的快速序列)進行k空間圖像數據的記錄。在其大小和時間順序 上這樣互相調諧激勵脈沖、梯度脈沖和梯度場,使得對所記錄的圖像數據分別 達到期望的對比度。例如特別公知的、很好地顯示BOLD對比度以及由此反映 取決于血紅蛋白氧飽和度的組織對比度的序列,適合于皮層區域的fMRI。以下 將更詳細描述用于記錄k空間圖像數據的可能的序列。
分別在時間上相繼記錄對應于單個圖像數據組的k空間圖像數據。
除了實際的k空間圖像數據(即這樣的測量數據,由這些數據隨后可以再 現圖像),任選地可以在圖像數據組的至少一部分(或者在每個圖像數據組)分 別附加地記錄導航信號(步驟53)。借助導航信號可以在后面的步驟中確定一 個表征相應的圖像數據組的全局圖像強度值的量度。
此外,除了實際的k空間圖像數據,任選地還可以在圖像數據組的至少一 部分(或者在所有圖像數據組)分別附加地記錄至少一個外部信號(步驟55 )。 利用該外部信號例如可以監控磁共振設備的部件或其運行狀態(步驟57)。可 替換地,利用該外部信號可以監控測量室內部的狀態,特別是表征待檢查對象 的狀態(步驟59)。例如待檢查對象的運動狀態就屬于這樣的狀態。借助一個 或多個外部信號,在后面的步驟中,可以在圖像數據組中確定一個表征該圖像 數據組的全局圖像強度值的量度,方法是分析在記錄該圖像數據組的k空間圖 像數據的時刻存在的 一個或多個外部信號。
在記錄k空間圖像數據之后和/或在記錄k空間圖像數據期間,在圖像數據 組的至少一個部分(優選地對全部)情況下分別對所記錄的k空間圖像數據進 行分析,尤其是對與中心k空間范圍對應的k空間圖像數據進行分析(步驟61 )。 作為替換和/或附加地,對與圖像數據組對應的導航信號進行分析(步驟63 )。
作為替換和/或附加地,對該一個或多個外部信號進行分析(步驟65)。采用哪 種分析方法或者分析方法的哪種組合一方面取決于目前所記錄的信號,另一方 面取決于需求。分析越多的數據,可以越精確地實施該方法,因為所確定的量 度會更精確地表征全局圖像強度值。但是在這種情況下,該方法耗時多且費用 高,因為要分析更多信號而且可能必須提供用于記錄外部信號的附加的傳感器。 在每種情況下對圖像數據組的部分的分析,分別產生 一個表征相應圖像數
據組的全局圖像強度值的量度(步驟67)。此時借助這樣的量度,可以檢測到 在時間上相繼的圖像數據組中全局圖像強度中的漂移和/或躍變。這點可以以簡 單的方式這樣進行,即,將所確定的量度互相關聯。
在一種簡單的情況下,從所確定的量度確定一個相對于參考量度的量度, 并且將該另一個量度與該參考量度關聯(步驟69),例如通過除以參考量度。 例如在第一圖像數據組情況下所確定的量度可以用作參考量度。以這種方式從 所確定的量度中產生相對量度(步驟71 )。
在該方法的一種實施方式中,可以利用所確定的量度來校正時間上相繼的 圖像數據組,或者圖像數據組的至少一部分(步驟73)。
例如,可以用相對量度按照簡單的方式進行圖像數據組的校正。在圖像數 據組中例如可以將圖像幅度除以相應的相對量度。以這種方式相互補償圖像數 據組,從而補償全局圖像強度值中的波動。可以根據該方法的設計方案的不同, 在記錄k空間圖像數據期間(步驟75 )和/或在所進行的k空間圖像數據的記錄 之后(步驟77),進行對圖像數據組的這樣的校正。
如果在記錄k空間圖像數據期間確定量度或者相對量度,則可以將該量度 顯示給使用者,該使用者因此可以監控對測量數據的記錄的質量。作為對此的 替換,可以至少部分地自動分析該量度,例如通過軟件,并且因此監控對測量 數據的記錄的質量。
如果記錄表征MR部件的運行狀態的外部信號,則還可以將該信號用作監 控軟件的輸入。如果記錄表征待檢查對象的狀態(例如患者的一個運動狀態) 的外部信號,則可以利用對患者更詳細的指示必要時重復該測量。
作為替換和/或附加地,在該方法的另一種實施方式中,在分析時間上相繼 的圖像數據組的序列或圖像數據組的至少 一部分的序列的情況下,使用所確定 的量度(步驟79 )。在fMRI檢查中通常根據統計分析方法(步驟81 ),例如通 過統計線性模型(也公知為GLM),對圖像數據組的序列進行分析。如果進行
這樣的分析,則可以將量度或者相對量度作為回歸量引入統計線性模型中,使 得在分析圖像數據組情況下考慮到并且補償圖像數據組序列變化中的全局圖像
強度值的波動(步驟83)。
圖3示出了 k空間91的掃描圖,例如在用于掃描k空間91的EPI序列中 使用的那樣。在圖3中示出的k空間掃描圖只是示意性繪出,并且只是用于解 釋作為基礎的思想。在圖3中沒有按正確的比例畫出。
在EPI序列情況下,在激勵脈沖之后通過相應接通的梯度場產生多個依次 跟隨的梯度回波,用該多個梯度回波在激勵脈沖之后掃描多個k空間行93。在 圖3中虛線表示的是舉例來說對中心k空間范圍99的兩個中心k空間行95。 根據中心k空間范圍99的k空間圖像數據,或者根據一個附加記錄的用來掃描 中心k空間范圍99的導航信號,可以按照簡單的方式確定一個表征相應的圖像 數據組的全局圖像強度值的量度。這點是基于以下事實,即,在中心k空間范 圍99中僅重現具有低的空間頻率的k空間圖像數據。該k空間圖像數據與全局 圖像數據(也就是表征總的圖像數據組的圖像數據)對應,其與具有高的空間 頻率并且在k空間范圍的外圍重現的局部圖像數據相反。
在此,導航信號可以只掃描小的范圍。在最簡單的情況下,可以只根據填 充k空間中心96的導航信號的k空間數據來確定全局圖像強度值。為了改善該 方法的魯棒性和為了提高信噪比,也可以使用中心k空間范圍99的周圍k空間 數據。對于為了確定全局圖像強度值而使用k空間圖像數據的情況也是類似。 此處在一個簡單的情況下也可以只使用k空間中心96的k空間圖像數據,或者 也可以使用中心k空間范圍99的周圍k空間圖像數據。
例如可以使用中心k空間范圍的k空間圖像數據的信號強度或者相應的導 航信號的信號強度,也就是說,中心k空間范圍的k空間圖像數據的幅度或導 航信號的幅度的大小,作為用于圖像數據組的全局圖像強度值的量度。
圖4示出另一個掃描圖,如在fMRI成像中使用的那樣。在圖4中示出的 k空間的掃描圖只是示意性繪出并且只是用于解釋作為基礎的思想。在圖4中 沒有按正確的比例繪出。
在此,4要照螺旋形掃描k空間91。這點通過在激勵脈沖之后以7>知的方式 在兩個互相垂直的方向上、同時以正弦形式利用不同的幅度和頻率調制梯度場 來實現。
在中心k空間范圍99中用虛線表示螺旋97。可以將k圖像數據組用于確
定表征相應的圖像數據組的全局圖像強度值的量度。作為替換和/或附加地,可
以另外地通過導航信號(通過兩個中心k空間行95表示)來掃描中心k空間范 圍99。
圖5示意性示出序列圖的一個片段。在相應的序列中對圖像數據組不僅記 錄導航信號41而且還記錄實際的k空間圖像數據43。在此,分別在各自的激 勵脈沖45之后記錄導航信號和實際的k空間圖像數據。在此,在相應的激勵脈 沖之后立即作為FID信號或者在其它過程中作為回波信號來記錄導航信號。
沒有示出其它可能存在的激勵脈沖或反轉脈沖以及梯度場,因為對于解釋 在圖5和圖6中所示的概念來說它們不是必要的。
與圖5不同,圖6示出了序列圖的一個片段,在該序列圖對應的序列情況 下在相同的脈沖45之后記錄導航信號41和實際的k空間圖像數據43。在此, 在激勵脈沖45和接著記錄的k空間圖像數據43之間記錄導航信號41。
在兩種情況下,在激勵脈沖45之后在不同的時刻記錄k空間圖像數據43 和導航信號41。這具有如下優點,導航信號41和k空間圖像數據43具有不同 的對比度。在此,可以這樣互相調諧導航信號41和k空間圖像數據43,使得 主要在k空間圖像數據43中反映所期望的組織對比度,該組織對比度的改變應 該在圖像數據組序列隨時間的變化中被檢查,而導航信號41卻不具有該對比度 特性。
按照這種方式,可以從導航信號41中以特別魯棒的方式確定用于全局圖 像強度值的量度,因為導航信號41在很大程度上不受組織對比度變化的影響。
權利要求
1.一種用于記錄和處理時間上相繼的圖像數據組的序列的方法,包括下列步驟-借助磁共振技術記錄時間上相繼的圖像數據組的序列,其中,對每個圖像數據組記錄相應的k空間圖像數據組;-在序列的圖像數據組的至少第一部分中分別確定一個表征各圖像數據組的全局圖像強度值的量度;-在使用所確定的量度的條件下校正圖像數據組的至少第二部分,使得補償時間上相繼的圖像數據組的序列的全局圖像強度值在時間上的變化,和/或-在分析圖像數據組的至少第三部分時使用所確定的量度,使得考慮時間上相繼的圖像數據組序列的全局圖像強度值在時間上的變化。
2. 根據權利要求1所述的方法,其中,-在校正所述圖像數據組的至少第二部分的情況下,所述圖像數據組的第 一部分與該圖像數據組的第二部分對應;和/或-在使用所確定的量度的情況下,在分析所述圖像數據組的至少第三部分 時,所述圖像數據組的第 一部分與該圖像數據組的第三部分對應。
3. 根據權利要求2所述的方法,其中,所述圖像數據組的第一部分包括 時間上相繼的圖像數據組的序列的所有圖像數據組。
4. 根據權利要求1至3中任一項所述的方法,其中,在使用平面回波技 術的條件下或在使用k空間的螺旋形掃描的條件下進行所述k空間圖像數據的 記錄。
5. 根據權利要求1至4中任一項所述的方法,其中,在記錄所述圖像數 據組的第 一部分的k空間圖像數據時,分別除了所述k空間圖像數據還記錄導 航信號,以及其中,通過分別分析所述導航信號來進行對所述量度的確定。
6. 根據權利要求5所述的方法,其中,在記錄所述導航信號時掃描中心k 空間范圍。
7. 根據權利要求5或6所述的方法,其中,在激勵脈沖和跟隨著該激勵 脈沖的k空間圖像數據的記錄之間記錄所述導航信號。
8. 根據權利要求5至7中任一項所述的方法,其中,分別在不同的激勵 脈沖之后記錄所述導航信號和k空間圖像數據。
9. 根據權利要求1至8中任一項所述的方法,其中,這樣進行所述量度 的確定在所述圖像數據組的第一部分中分別分析對應于中心k空間范圍的k 空間圖像數據。
10. 根據權利要求1至9中任一項所述的方法,其中,在記錄k空間圖像 數據時在所述圖像數據組的第一部分中,除了 k空間圖像數據還記錄至少一個 外部信號,該外部信號表征磁共振設備的部件的運行狀態和/或測量室內的狀態、特別是待檢查對象的狀態。
11. 根據權利要求1至10中任一項所述的方法,其中,在校正所述圖像數據組的至少第二部分的情況下,將所確定的量度與參考量度相關聯,并且隨 后將該與參考量度相關聯的量度分別用來校正所述圖像數據組的第二部分的圖像數據組。
12. 根據權利要求1至11中任一項所述的方法,其中,在校正所述圖像 數據組的至少第二部分的情況下,在記錄k空間圖像數據期間進行圖像數據組 的校正。
13. 根據權利要求1至12中任一項所述的方法,其中,在校正所述圖像 數據組的至少第二部分的情況下,在完成k空間圖像數據的記錄之后,進行圖 像數據組的校正。
14. 根據權利要求1至13中任一項所述的方法,其中,在使用所確定的 量度的情況下,在分析所述圖像數據組的至少第三部分時,借助統計分析方法, 特別是借助線性統計模型進行所述分析。
15. 根據權利要求14所述的方法,其中,在所述統計分析方法中使用所 確定的量度作為回歸量。
16. 根據權利要求1至15中任一項所述的方法,其中,將所述方法用于 功能磁共振成像技術中。
17. —種具有控制單元和/或計算單元的-茲共振設備,用于實施根據上述權 利要求中任一項所述的方法。
全文摘要
本發明涉及一種用于記錄和處理時間上相繼的圖像數據組的序列的方法,包括下列步驟借助磁共振技術記錄時間上相繼的圖像數據組的序列,其中,對每個圖像數據組記錄相應的k空間圖像數據組;在序列的圖像數據組的至少第一部分中分別確定一個表征各圖像數據組的全局圖像強度值的量度;在使用所確定的量度的條件下校正圖像數據組的至少第二部分;和/或在分析圖像數據組的至少第三部分時使用所確定的量度。按照這種方式可以補償或者考慮時間上相繼的圖像數據組的序列的全局圖像強度值在時間上的變化。此外,本發明還涉及一種用于實施這樣的方法的磁共振設備。
文檔編號G01R33/56GK101354433SQ20081013371
公開日2009年1月28日 申請日期2008年7月25日 優先權日2007年7月27日
發明者約瑟夫·福伊弗 申請人:西門子公司