專利名稱：磁共振成像系統(tǒng)的各個信號通道中的獨(dú)立運(yùn)動校正的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般涉及核磁共振成像方法和系統(tǒng)，更特別地，涉及使用
多通道磁共振(MR)系統(tǒng)采集磁共振成像(MRI )數(shù)據(jù)的方法，其中該 系統(tǒng)采用了多個獨(dú)立信號采集通道。
背景技術(shù)：
磁共振成像(MRI)是一種廣泛使用的醫(yī)學(xué)診斷成像技術(shù)。在常規(guī) 的MRI掃描器中，患者被放置在強(qiáng)靜態(tài)磁場中，該磁場使得原子核的 磁矩與平行于或不平行于該場方向的非零自旋量子數(shù)成直線。該兩個 方位之間的磁矩的Boltzmann分布導(dǎo)致產(chǎn)生沿著該場方向的凈磁化強(qiáng) 度(net magnetisation)。可以通過在由該被研究核素(通常是該 身體中存在的氫原子，主要是在水分子中)和所應(yīng)用場的強(qiáng)度確定的 頻率上應(yīng)用射頻(RF)磁場來控制該磁化強(qiáng)度。然后，由來自該RF磁 場的原子核吸收的能量被重新發(fā)射，并且在適當(dāng)調(diào)諧的天線中被檢測 為振蕩電壓或自由感應(yīng)衰減信號，采用圖像處理裝置來重建圖像，該 圖像基于引入信號的位置和強(qiáng)度。
當(dāng)利用這些信號產(chǎn)生圖像時，使用了磁場梯度G" Gy和G"典型 地，通過一系列測量周期對成像區(qū)域進(jìn)行掃描，其中這些梯度根據(jù)所 使用的特定定位方法而變化。在該掃描期間采集的所得視圖系列構(gòu)成 了核磁共振(NMR)圖像數(shù)據(jù)組，由此可以使用許多公知的重建技術(shù)之 一來重建圖像。然而，對于每個視圖的采集需要一定的時間量，獲得 指定視場和空間分辨度的圖像所需的視圖越多，總的掃描時間就越 長。
在近來的NMR系統(tǒng)中，采用了多個線圈(即多個獨(dú)立的信號采集 通道)。這些測量是有利的，原因有多個，例如提高了信噪比(SNR)， 通過并行成像方法例如靈敏度編碼(SENSE)減少了掃描時間。
然而，患者在MRI采集期間的運(yùn)動通常會導(dǎo)致圖像的劣化，這將 會導(dǎo)致臨床相關(guān)信息變模糊。運(yùn)動導(dǎo)致相位誤差或k空間中的未對準(zhǔn) 線(misaligned line)，這將在所得到的圖像中表現(xiàn)為圖像偽像，例
如模糊和重像。平移運(yùn)動導(dǎo)致相位誤差，而旋轉(zhuǎn)運(yùn)動、伸展、壓縮或
剪切成像對象導(dǎo)致未對準(zhǔn)的k空間線。
已經(jīng)應(yīng)用了各種技術(shù)以校正通過運(yùn)動引入到圖像中的圖像偽像。 然而，雖然常規(guī)的方法已經(jīng)覆蓋了包括全仿射運(yùn)動在內(nèi)的寬范圍的運(yùn) 動模式(平移、伸展、旋轉(zhuǎn)、剪切)，但是它們很容易固有地受限于 全局運(yùn)動的校正，該全局運(yùn)動校正遵循整個身體上的均勻模型。如果 成像體積的各部分是靜態(tài)的或者是處于不同的運(yùn)動模式，那么被應(yīng)用 的運(yùn)動校正的不匹配將會導(dǎo)致在整個圖像中的模糊和重像或拖尾偽 像。
其他已知的用于校正患者運(yùn)動的技術(shù)包括改進(jìn)信號采集技術(shù)，其 涉及附加的掃描甚至附加的設(shè)備。例如，美國專利申請公開US 2003/0052676 Al描述了一種MRI系統(tǒng)，其中根據(jù)所采集的MR圖像數(shù) 據(jù)確定例如如上所述的并行成像裝置中的每個RF線圏的空間靈敏度曲 線，從而避免了該采集的靈敏度曲線和由患者運(yùn)動引起的采集圖像數(shù) 據(jù)之間的任何不匹配。
本發(fā)明的一個目的是提供一種具有多個獨(dú)立信號采集通道的磁共
運(yùn)動，而不會顯著增加數(shù)據(jù)采集時間或額外的硬件。本發(fā)明的另一個 目的是提供一種對應(yīng)的磁共振成像方法，用于磁共振成^f象系統(tǒng)中的計 算機(jī)實(shí)現(xiàn)的圖像處理方法，和用于執(zhí)行這種圖像處理方法的計算機(jī)程序。

發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)本發(fā)明，提供一種用于生成對象的身體體積(body volume) 的一個或多個圖像的磁共振成像系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括用于生成靜態(tài)磁場 的裝置，所述對象被放置在該靜態(tài)磁場中，用于對所述對象施加射頻 磁場的裝置，用于檢測被所述身體體積中的原子核吸收和隨后重新發(fā) 射(在掃描或MR數(shù)據(jù)采集過程期間)的射頻能量的天線裝置，和用于 基于所述檢測的射頻能量的位置和強(qiáng)度而重建所述身體體積的圖像的 圖像處理裝置，其中該天線裝置包括多個調(diào)諧天線，用于限定多個單 獨(dú)的獨(dú)立信號采集通道以接收表示從所述身體體積的各個不同部分重 新發(fā)射的射頻能量的圖像數(shù)據(jù)，該系統(tǒng)還包括用于對由每個所述信號
采集通道接收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行獨(dú)立運(yùn)動校正的裝置。
因而，本發(fā)明通過對每個信號采集通道執(zhí)行獨(dú)立的運(yùn)動校正允許 對該成像體積上的不均勻運(yùn)動進(jìn)行校正。連接到多通道系統(tǒng)的每個單 獨(dú)線團(tuán)僅從接近該相應(yīng)線圏位置的局部區(qū)域采集數(shù)據(jù)。因此，可以通
過單獨(dú)的、線圈特定的校正來尋址(address)該相應(yīng)線圈附近的局部 運(yùn)動。特別地，因此可以把該成像體積上的復(fù)雜、非剛性或不均勻運(yùn) 動模式分解為復(fù)雜性減小的獨(dú)立的局部運(yùn)動。從而可以處理該成像體 積上的不均勻、非剛性運(yùn)動而不需要任何額外的硬件，與現(xiàn)有技術(shù)的 系統(tǒng)相比，僅有可以忽略的成本增加。
總的來說，與其他方法相比，本發(fā)明能夠?qū)崿F(xiàn)更精確的運(yùn)動校正， 從而獲得提高的圖像質(zhì)量和減少的掃描時間，增加了患者處理量。
在一個優(yōu)選的實(shí)施例中，由每個所述獨(dú)立信號采集通道接收的圖 像數(shù)據(jù)通過相應(yīng)的模數(shù)轉(zhuǎn)換器獨(dú)立地進(jìn)行數(shù)字化。對由每個所述獨(dú)立 信號采集通道接收的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行的獨(dú)立運(yùn)動校正可以包括預(yù)期(即 在MR數(shù)據(jù)采集期間)或回溯(即在MR數(shù)據(jù)采集之后)運(yùn)動校正。在 第一示范性實(shí)施例中，為與特定天線相關(guān)的每個單獨(dú)信號采集通道提
為時間的函數(shù))，其由對象平移dmu確定，該對象平移d則根據(jù)下式進(jìn) 行補(bǔ)償-.
其中Y表示回磁比，Gr和GpE分別是讀出和相位編碼梯度，6"和cp是 各個梯度與運(yùn)動方向之間的夾角。 一般地，對于每個線團(tuán)，選擇不同 的Af和A小進(jìn)4亍校正。
可以通過對每個相應(yīng)通道提供單獨(dú)可調(diào)諧的解調(diào)硬件模塊來實(shí)現(xiàn) 該線圏特定的校正，或者可以通過在該圖像數(shù)據(jù)數(shù)字化之后應(yīng)用數(shù)字 信號處理技術(shù)來實(shí)現(xiàn)。此外，還可以附加地對由所有信號采集通道接 收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行全局運(yùn)動校正。
在一個可替換的示范性實(shí)施例中，可以通過考慮圖像重建過程中 的相位誤差和k空間線的未對準(zhǔn)，單獨(dú)對由每個所述獨(dú)立信號采集通
道所接收的MR數(shù)據(jù)執(zhí)行回溯運(yùn)動校正，例如通過在JDO，Sullivan， "A Fast Sine Function Grodding Algorithm for Fourier Inversion in Computer Tomography", IEEE Trans. Med. Imaging MI-4， 200-207 (1985)中所述的圖像重建之前在k空間中重新網(wǎng)格化 (regridding)所述各個MR數(shù)據(jù)來實(shí)現(xiàn)。
根據(jù)本發(fā)明，還提供一種用于生成對象的身體體積的一個或多個 圖像的磁共振成像方法，該方法包括生成靜態(tài)磁場，所述對象可以被 放置在該靜態(tài)磁場中，對所述對象施加射頻磁場，檢測被所述身體體 積中的原子核吸收和隨后重新發(fā)射(在掃描或MR數(shù)據(jù)采集過程期間) 的射頻能量，基于所述檢測的射頻能量的位置和強(qiáng)度來重建所述身體 體積的圖像，其中所述檢測重新發(fā)射的射頻能量的步驟包括使用多個 調(diào)諧天線，該多個調(diào)諧天線限定多個單獨(dú)的獨(dú)立信號采集通道以接收 表示從所述身體體積的各個不同部分重新發(fā)射的射頻能量的圖像數(shù) 據(jù)，該方法還包括對由每個所述信號采集通道所接收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行 獨(dú)立運(yùn)動校正的步驟。
有利地，該方法還包括在所述掃描過程之前測量對象特定的全局 模型和將所述全局運(yùn)動模型分解為多個局部運(yùn)動模型的步驟。這些局 部運(yùn)動模型的特征在于可以相對于該全局模型而減少復(fù)雜性。
本發(fā)明還涉及一種用于如上所述磁共振成像系統(tǒng)中的計算機(jī)實(shí)施 的圖像處理方法，該方法包括步驟從多個獨(dú)立信號采集通道中的每 個接收圖像數(shù)據(jù)，對于從每個信號采集通道接收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行單獨(dú) 運(yùn)動校正，和使用所述圖像數(shù)據(jù)重建所述身體體積的圖像。
該運(yùn)動校正可以是預(yù)期的或回溯的。在運(yùn)動校正是預(yù)期的情況下 (即在MR數(shù)據(jù)采集期間)，該方法有利地包括向每個單獨(dú)信號采集通 道提供單獨(dú)的解調(diào)頻率和相位的步驟。在運(yùn)動校正是回溯的情況下(即 在MR數(shù)據(jù)采集之后)，該方法有利地包括在圖像重建之前重新網(wǎng)格化 由每個單獨(dú)信號采集通道接收的圖像數(shù)據(jù)的步驟。
本發(fā)明還涉及一種執(zhí)行用于如上所述磁共振成像系統(tǒng)中的圖像處 理方法的計算機(jī)程序，包括用于對從每個信號采集通道接收的圖像數(shù) 據(jù)執(zhí)行單獨(dú)運(yùn)動校正和使用所述圖像數(shù)據(jù)重建所述身體體積的圖像的 軟件代碼。
參照這里所述的實(shí)施例，本發(fā)明的這些和其他方面將變得清楚明白。


現(xiàn)在將參照附圖，通過僅僅示例的方式來描述本發(fā)明的實(shí)施例， 其中
圖1是示出了根據(jù)本發(fā)明的第一示范性實(shí)施例的磁共振成像
(MRI)系統(tǒng)的示意性框圖，其中在掃描期間利用單獨(dú)的解調(diào)頻率和相 位進(jìn)行預(yù)期平移運(yùn)動校正；和
圖2是示出了根據(jù)本發(fā)明的第二示范性實(shí)施例的磁共振成像
(MRI)系統(tǒng)的示意性框圖，其中通過回溯的完全仿射校正進(jìn)行線圏特 定的運(yùn)動校正。
具體實(shí)施例方式
為了清楚起見，首先介紹與本發(fā)明相關(guān)的本領(lǐng)域的當(dāng)前狀況。在 磁共振(MR)成像中，運(yùn)動是一種主要的圖像偽像源。已經(jīng)使用了各 種已知的方案來處理在MR檢查期間可能發(fā)生的不同類型的運(yùn)動(呼 吸，心臟運(yùn)動)。使用觸發(fā)或門控采集，通過將數(shù)據(jù)采集限制為具有 等同運(yùn)動狀態(tài)的短時幀來"凍結(jié)"運(yùn)動，例如在心臟舒張期末期的心 臟休息期，或者在呼氣末期的穩(wěn)定位置。這種方案的一個特別的缺點(diǎn) 是顯著增加了掃描時間，因?yàn)閽呙栊式档土嘶蛘呙總€時間單元采集 的MR數(shù)據(jù)量減少了。例如，在心臟成像時，使用不到10%的心臟循環(huán) (心臟休息期的末期)進(jìn)行數(shù)據(jù)采集。此外，由于呼吸門控 (respiratory gating)導(dǎo)致丟棄了該采集數(shù)據(jù)的(大約)50%，導(dǎo) 致整體掃描效率小于5%。因此，掃描時間被增加到幾分鐘的數(shù)量級， 這在臨床實(shí)踐中是患者不能忍受的。
作為保持短掃描時間的一種更先進(jìn)方案，可以應(yīng)用剛性或仿射運(yùn) 動校正。這種技術(shù)需要將該成像體積調(diào)整到瞬時運(yùn)動狀態(tài)，例如對于 呼吸運(yùn)動的切片跟蹤。與純粹的觸發(fā)或門控相比，這種方案提供了改 進(jìn)的掃描效率。然而，這種技術(shù)目前局限于校正在整個成像區(qū)域上均 勻的剛性或仿射運(yùn)動("全局運(yùn)動")。如果該成像體積的各部分是 靜止的或者經(jīng)歷不同的運(yùn)動模式，那么假定的運(yùn)動模型和實(shí)際運(yùn)動之 間的不匹配就會導(dǎo)致在重建圖像上出現(xiàn)的模糊和重像或拖尾偽像。這
是心臟MR成像中的普遍干擾，其中呼吸導(dǎo)致的心臟運(yùn)動被補(bǔ)償，但是 身體的其他靜止或者經(jīng)歷不同運(yùn)動的區(qū)域(例如前胸腔壁)會由于局 部的不正確運(yùn)動補(bǔ)償而引入模糊。然而，隨著用于信號接收的多通道 系統(tǒng)和多線圈陣列的發(fā)展，為每個線圈分配局部成像區(qū)域變得可能。 因而，在某種程度上，可以對每個線圈采集的數(shù)據(jù)單獨(dú)進(jìn)行運(yùn)動校正。 這使得能夠在整個成像體積上處理復(fù)雜或不均勻的運(yùn)動，該運(yùn)動被細(xì) 分為關(guān)于每個線圈的成像區(qū)域的簡化的運(yùn)動模型。這種方案可以用于 處理全局非剛性運(yùn)動，常規(guī)的運(yùn)動校正技術(shù)不能處理這種運(yùn)動，除非 采用昂貴的更高級的梯度系統(tǒng)。
根據(jù)本領(lǐng)域的當(dāng)前狀況，已知有三個與運(yùn)動校正相關(guān)的基本方
案
(1)觸發(fā)或門控采集。這種順向運(yùn)動補(bǔ)償方法通過將數(shù)據(jù)采集限 制為具有等同運(yùn)動狀態(tài)的短時幀，例如在心臟舒張期末期的心臟休息 期，或者在呼氣末期的穩(wěn)定位置，從而"凍結(jié)"運(yùn)動。這種方案通常 用于處理固有心臟運(yùn)動。由于其較低的掃描效率，掃描時間一般被大
幅增加。
(2 )預(yù)期運(yùn)動校正(在MR數(shù)據(jù)采集期間)。在這種方案中，數(shù) 據(jù)采集被實(shí)時修改以使成像適應(yīng)于瞬時運(yùn)動狀態(tài)。例如，這種技術(shù)用 于心臟MRI以處理呼吸運(yùn)動，即隨著由呼吸導(dǎo)致的心臟運(yùn)動而在腳-頭方向上移動成像滑板。先進(jìn)的方案包括處理旋轉(zhuǎn)、伸展和剪切運(yùn)動 的仿射校正。然而，所有這些方案都局限于全局運(yùn)動的校正，即整個 成像區(qū)域遵循相同的運(yùn)動模式。
(3)回溯運(yùn)動校正(在MR數(shù)據(jù)采集之后)
(a) 在k空間中在這種(非實(shí)時)方案中，在采樣之后、但在 圖像重建之前對采集的k空間數(shù)據(jù)進(jìn)行運(yùn)動校正。最近的方案還利用 了包含在多線圈數(shù)據(jù)中的附加信息以估計和校正運(yùn)動。然而，這里也 存在如在(2)中所述的全局運(yùn)動校正的限制。
(b) 在圖像空間中在這種方案中，在圖像重建之后校正運(yùn)動。 這種方案不局限于全局運(yùn)動或特定的運(yùn)動模型。然而，這種技術(shù)需要 采集對象的完整時間序列，這可能會需要大量的過采樣。
然而，這兩種回溯技術(shù)的一個特定優(yōu)點(diǎn)在于，僅能回溯地校正發(fā) 生在成像體積中的運(yùn)動。如果對象或其部分由于運(yùn)動而離開了成像體積，那么就不可能進(jìn)行任何回溯校正。
根據(jù)本發(fā)明，提出了對于在多通道磁共振(MR)系統(tǒng)上采集的數(shù) 據(jù)進(jìn)行線圏特定的運(yùn)動校正，所提出的這種方案的主要目的是用于處 理非剛性運(yùn)動或在整個成像體積上不均勻的運(yùn)動。因此，提出對于多 通道磁共振(MR)系統(tǒng)的每個線圏元件采集的數(shù)據(jù)執(zhí)行單獨(dú)的運(yùn)動校 正。原則上，可以應(yīng)用至少兩個方案來實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的目的。
參照附圖1， 一個典型的多通道磁共振成像(MRI)系統(tǒng)包括一個 圓柱形的大磁體IO，其中躺著患者12。在該圓柱磁體10內(nèi)提供多個 RF線團(tuán)14以接收在該MRI掃描期間產(chǎn)生的NMR信號。在該成像體積 前方放置兩個線圈元件14a、 b，并且在它們后方放置兩個線團(tuán)元件 14c、 d。在該成^f象體積的側(cè)方提供第三對線圏元件14e、 f。線團(tuán)14a、 b、 c、 d、 e和f 一起形成了局部線圈陣列，并且本領(lǐng)域普通技術(shù)人員 可以認(rèn)識到，本發(fā)明并不局限于任何特定的局部線圏陣列，許多可替 換的局部線圈都是商業(yè)可獲得的并且適于實(shí)現(xiàn)這一目的。
由線圏元件14a、 b、 c、 d、 e、 f拾取的NMR信號被收發(fā)器模塊16 數(shù)字化并且傳輸?shù)綀D像重建模塊18。當(dāng)該圖像掃描完成時，所得到的 6個k空間數(shù)據(jù)集被處理以重建該身體體積的圖像。該重建往往是二維 或三維的復(fù)雜傅里葉變換，其產(chǎn)生由每個局部線圏元件采集的每個切 片的復(fù)雜像素強(qiáng)度值陣列，如本領(lǐng)域普通技術(shù)人員所公知的。
收發(fā)器模塊16包括一組模數(shù)轉(zhuǎn)換器20，每個對應(yīng)于一個相應(yīng)的線 圏元件14a、 b、 c、 d、 e、 f，每個模數(shù)轉(zhuǎn)換器20從一個相應(yīng)的線圏 元件接收輸入信號。在本發(fā)明的第一個示范性實(shí)施例中，在數(shù)據(jù)采集 期間，為每個硬件接收通道(由各個線團(tuán)元件定義)提供一個單獨(dú)的 解調(diào)頻率Af和相位A())，如附圖1中的模塊22所示。這可以以每個接 收通道的分離解調(diào)硬件的形式實(shí)現(xiàn)(如圖1所示)，或者可以基于在 該采集數(shù)據(jù)的模數(shù)轉(zhuǎn)換之后的數(shù)字信號處理(如以下將要參照圖2更 詳細(xì)描述的)。
還是參照附圖1，提供單獨(dú)可調(diào)諧的解調(diào)頻率和相位模塊22使得 能夠單獨(dú)改變所采集的回波以處理在掃描期間沿著讀出和相位編碼方 向的運(yùn)動，并且有助于校正平面內(nèi)平移運(yùn)動(2D掃描)，或者在執(zhí)行 3D掃描時校正全部三個空間維度內(nèi)的平移。這種運(yùn)動校正的類型被稱 為預(yù)期校正(在MR數(shù)據(jù)采集期間)，例如通過采用預(yù)定義的運(yùn)動模型
而實(shí)現(xiàn)，并且將是本領(lǐng)域普通技術(shù)人員所熟知的。而且，這種線圈特
用，例如BACCHUS (使用患者特定的運(yùn)動模型對高分辨率心臟成像進(jìn) 行呼吸偽像校正)，這是一種利用患者特定的呼吸模型以及多個空間 和時間導(dǎo)航儀(navigator )進(jìn)行先進(jìn)的預(yù)期呼吸運(yùn)動校正的相對較新 的技術(shù)，從而該導(dǎo)航儀控制該仿射運(yùn)動模型。更特別地，使用例如 BACCHUS技術(shù)能夠全局地校正在整個成像區(qū)域上的均勻剛體運(yùn)動(旋 轉(zhuǎn)，平移縮放，剪切)，同時對于每個線圈元件單獨(dú)校正不匹配該全 局運(yùn)動模型的殘余局部平移運(yùn)動。
因此，綜上所述，在本發(fā)明的第一個示范性實(shí)施例中，可以在圖 像采集之前在預(yù)掃描中測量患者特定的運(yùn)動模型，在呼吸運(yùn)動的情況 下，與橫隔膜的各個位置相關(guān)(例如BACCHUS方案)。以這種方式， 預(yù)定的全局運(yùn)動模型可以分解為多個局部運(yùn)動模型，其特點(diǎn)是可以減 少復(fù)雜性。為了對每個單獨(dú)線圏元件附近的區(qū)域進(jìn)行單獨(dú)的預(yù)期運(yùn)動 校正，可以為該MR系統(tǒng)的每個接收通道提供一個單獨(dú)可調(diào)諧的解調(diào)頻 率和相位，例如通過為每個通道提供一個單獨(dú)的混頻器來實(shí)現(xiàn)。對于 基于軟件的實(shí)施方式，可以在模數(shù)轉(zhuǎn)換之后調(diào)制該采集的k空間數(shù)據(jù)。 此外，同樣地可以在采集MR數(shù)據(jù)之后回溯地執(zhí)行該校正。
在本發(fā)明的一個可替換示范性實(shí)施例中，在MR數(shù)據(jù)采集之后，對 于該MR系統(tǒng)的每個接收通道可以應(yīng)用回溯校正。在這種情況下，可以 例如通過在重建之前重新網(wǎng)格化k空間中的數(shù)據(jù)(參見重新網(wǎng)格化模 塊24)，從而對每個線圏元件14a、 b、 c、 d、 e、 f單獨(dú)執(zhí)行對于更 復(fù)雜模型的校正，例如掃描數(shù)據(jù)的平移、旋轉(zhuǎn)伸展和剪切，如圖2所 示。對于回溯運(yùn)動校正，不需要額外的硬件。 一個可能的實(shí)施例可以 通過回溯、自導(dǎo)航的運(yùn)動校正來應(yīng)用3D徑向全心臟協(xié)議，如Stehning C， Nehrke K， Bornert P, Eggers H， Stuber M在，，F(xiàn)ree-breathing whole—heart MRI with 3D-radial SSFP and self—navigated image reconstruction", 8lh annual scientific meeting SCMR, San Francisco, 2005中所述。由呼吸導(dǎo)致的大量心臟運(yùn)動是從在每個心 臟循環(huán)中采集的第一回波進(jìn)行ID傅里葉變換提取的，在下文中稱為"導(dǎo) 航輪廓"(navigator profile)。它是在患者的頭-腳方向上采集 的，其中使用質(zhì)量中心方案從該輪廓中提取呼吸運(yùn)動，如在上述引用文獻(xiàn)中所述的，以及使用傅里葉變換原理對在每個對應(yīng)心臟循環(huán)中采 集的數(shù)據(jù)進(jìn)行運(yùn)動校正。關(guān)于這種方案，對每個線圏所采集的數(shù)據(jù)執(zhí) 行單獨(dú)校正是相對簡單直接的。在圖像重建期間可以應(yīng)用快速重建硬 件和算法以處理增加的計算工作。
不論使用何種技術(shù)進(jìn)行運(yùn)動校正，都需要對每個線圈元件的各個
運(yùn)動參數(shù)進(jìn)行分類。為此，可能的技術(shù)包括
1) 在預(yù)掃描中對運(yùn)動進(jìn)行患者特定的登記(基于模型的校正)， 從而可以在每個單獨(dú)線團(tuán)區(qū)域的實(shí)際圖像采集之前在預(yù)掃描中登記運(yùn) 動(例如使用上述BACCHUS技術(shù))；和
2) 直接從采集的MR數(shù)據(jù)中檢測運(yùn)動(基于圖像數(shù)據(jù)的校正)， 從而，如果應(yīng)用回溯校正方法，那么可以從圖1象重建所4吏用的回波中 直接提取運(yùn)動(參見上述Stehning等人的參考文獻(xiàn))，并且不需要額 外的預(yù)掃描。
因而，本發(fā)明的一個目的是協(xié)助對在整個成像區(qū)域上不均勻的運(yùn) 動進(jìn)行校正(預(yù)期的或回溯的)。這就使得能夠處理目前不能補(bǔ)償?shù)?非剛性、不均勻類型的運(yùn)動，并且能夠減少使用已知方法進(jìn)行不準(zhǔn)確 運(yùn)動校正所導(dǎo)致的偽像。這就潛在地改善了不同類型MR采集的圖像質(zhì) 量和掃描效率。減少了掃描時間，增加了患者處理量。本發(fā)明可以適 用于任何和所有類型的需要運(yùn)動校正的MR采集。
應(yīng)當(dāng)注意，上述實(shí)施例僅僅是例示而并非限制本發(fā)明，本領(lǐng)域技 術(shù)人員將能夠設(shè)計許多替代實(shí)施例而不脫離由所附權(quán)利要求限定的本 發(fā)明的范圍。在權(quán)利要求中，括號中的任何參考標(biāo)記不應(yīng)被解釋為對 權(quán)利要求的限定。從整體上說，單詞"包括，，等不排除存在除任何權(quán) 利要求或說明書中所列舉的那些之外的元件或步驟。 一個元件的單獨(dú) 引用不排除存在多個這種元件，反之亦然。本發(fā)明可以通過包括多個 不同元件的硬件實(shí)現(xiàn)，也可以通過適當(dāng)編程的計算機(jī)實(shí)現(xiàn)。在一個列 舉了多個裝置的設(shè)備中，這多個裝置可以通過同一個硬件項來實(shí)現(xiàn)。 在互相不同的從屬權(quán)利要求中引用特定措施的事實(shí)不表示不能使用這 些措施的組合進(jìn)行優(yōu)化。
權(quán)利要求
1.一種用于生成對象(12)的身體體積的一個或多個圖像的磁共振成像系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括用于生成靜態(tài)磁場的裝置(10)，所述對象(12)被放置在該靜態(tài)磁場中，用于對所述對象(12)施加射頻磁場的裝置，用于檢測被所述身體體積中的原子核吸收和隨后重新發(fā)射的射頻能量的天線裝置(14a，14b，14c，14d，14e，14f)，和用于基于所述檢測的射頻能量的位置和強(qiáng)度而重建所述身體體積的圖像的圖像處理裝置(18)，其中該天線裝置包括多個調(diào)諧天線(14a，14b，14c，14d，14e，14f)，用于限定多個相應(yīng)的獨(dú)立信號采集通道以接收表示從所述身體體積的各個不同部分重新發(fā)射的射頻能量的圖像數(shù)據(jù)，該系統(tǒng)還包括用于對由每個所述信號采集通道接收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行獨(dú)立運(yùn)動校正的裝置(22，24)。
2. 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中對每個所述獨(dú)立信號采集通道 所接收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行的所述獨(dú)立運(yùn)動校正包括預(yù)期運(yùn)動校正。
3. 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中與特定天線U4a， b， c， d， e, f )相關(guān)的每個獨(dú)立信號采集通道被提供相應(yīng)的各個解調(diào)頻率和相位作 為局部運(yùn)動狀態(tài)的函數(shù)。
4. 如權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，對于每個相應(yīng)的通道包括單獨(dú)的可 調(diào)諧解調(diào)模塊(22)。
5. 如權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，其中通過在數(shù)字化該圖像數(shù)據(jù)之后 應(yīng)用數(shù)字信號處理技術(shù)來為每個獨(dú)立信號采集通道提供單獨(dú)的解調(diào)頻 率和相位。
6. 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中還附加地對由所有信號采集通 道所接收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行全局運(yùn)動校正。
7. 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中對由每個所述獨(dú)立信號采集通 道所接收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行的所述獨(dú)立運(yùn)動校正包括回溯運(yùn)動校正。
8. 如權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其中通過在圖像重建之前在k空間 中重新網(wǎng)格化所述相應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)，對由每個所述獨(dú)立信號采集通道 所接收的圖像數(shù)據(jù)單獨(dú)執(zhí)行所述回溯運(yùn)動校正。
9. 一種用于生成對象(12)的身體體積的一個或多個圖像的磁共 振成像方法，該方法包括生成靜態(tài)磁場，所述對象(12 )可以被放置 在該靜態(tài)磁場中，對所述對象施加射頻磁場，檢測在掃描過程期間被所述身體體積中的原子核吸收和隨后重新發(fā)射的射頻能量，基于所述 檢測的射頻能量的位置和強(qiáng)度來重建所述身體體積的圖像，其中所述檢測重新發(fā)射的射頻能量的步驟包括使用多個調(diào)諧天線(14a， 14b， 14c， 14d， 14e， 14f )，該多個調(diào)諧天線限定多個相應(yīng)的獨(dú)立信號采 集通道以接收表示從所述身體體積的各個不同部分重新發(fā)射的射頻能 量的圖像數(shù)據(jù)，該方法還包括對由每個所述信號采集通道所接收的圖 像數(shù)據(jù)執(zhí)行獨(dú)立運(yùn)動校正的步驟。
10. 如權(quán)利要求9所述的方法，還包括在所述掃描過程之前測量 對象特定的全局模型和將所述全局運(yùn)動模型分解成多個局部運(yùn)動模型 的步驟。
11. 一種用于如權(quán)利要求1所述的磁共振成像系統(tǒng)中的計算機(jī)實(shí) 施的圖像處理方法，該方法包括步驟從多個獨(dú)立信號采集通道中的 每個接收圖像數(shù)據(jù)，對于從每個信號采集通道接收的圖像數(shù)據(jù)執(zhí)行單 獨(dú)運(yùn)動校正，和使用所述圖像數(shù)據(jù)重建所述身體體積的圖像。
12. —種執(zhí)行用于如權(quán)利要求l所述的磁共振成像系統(tǒng)中的圖像處 理方法的計算機(jī)程序，包括用于關(guān)于使用所述圖像數(shù)據(jù)重建所述身體 體積的圖像執(zhí)行單獨(dú)運(yùn)動校正的軟件代碼。
全文摘要
一種磁共振成像(MRI)系統(tǒng)，其中提供由空間分離的線圈元件(14a，14b，14c，14d，14e，14f)形成的多個獨(dú)立信號采集通道。在圖像重建之前對由每個通道接收的信號單獨(dú)進(jìn)行運(yùn)動校正，從而可以局部地校正在成像體積上的不均勻非仿射運(yùn)動。運(yùn)動校正可以是預(yù)期的或回溯的。
文檔編號G01R33/567GK101171527SQ200680015207
公開日2008年4月30日 申請日期2006年4月26日 優(yōu)先權(quán)日2005年5月2日
發(fā)明者C·斯特寧, K·內(nèi)爾克, P·伯爾納特 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司