專利名稱：磁共振設(shè)備與方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振(MR)領(lǐng)域。其與MR成像方法和MR掃描儀相結(jié) 合具體應(yīng)用于醫(yī)學中的診斷目的。
背景技術(shù)：
在MR成像中，將由RF脈沖組成的脈沖序列和切換磁場梯度應(yīng)用于對 象(患者)以生成磁共振信號，對所述磁共振信號進行掃描，以從中獲得 信息并對所述對象的圖像進行重建。從其最初發(fā)展以來，MRI在臨床相關(guān) 領(lǐng)域的應(yīng)用得到了巨大的發(fā)展?？梢詫RI應(yīng)用于身體的幾乎每個部分， ，可以用其獲得人體的大量重要功能的信息。在MRI掃描過程中所應(yīng)用的 脈沖序列完全確定了重建圖像的特征，諸如對象中的圖像切片的定位和 定向、維度、分辨率、信噪比、對比度及活動靈敏度等。MRI設(shè)備的操作 者必須選擇適當?shù)男蛄?，還必須針對相應(yīng)的應(yīng)用而調(diào)整和優(yōu)化其參數(shù)。
過去，由于各種原因，心臟磁共振成像方法的臨床價值受到限制。這 是由于心臟作為活動對象尤其難于成像。受檢患者的呼吸引起受檢患者的 心臟及其身體的其他周圍內(nèi)部結(jié)構(gòu)的周期運動。心臟的搏動運動加上呼吸 運動使成像狀況更為復(fù)雜。在較長時期獲取MR信號的過程中存在這兩種 運動，心臟運動和呼吸運動。
已知地，心臟的搏動運動在收縮期最快，在心臟完全擴張的舒張期相 對靜止。因此，由在舒張期過程中獲取的MR信號重建的MR圖像提供了 最清晰的心臟圖像。通過在MR信號獲取過程中簡單地要求受檢患者屏氣 或者在安靜的呼吸期期間獲取MR信號，可以從而消除呼吸運動。
根據(jù)用于心臟MR成像的已知方法，對受檢患者進行ECG監(jiān)測，以使 MR信號獲取與心臟周期同步。ECG信號為反映患者心臟的電活動的重復(fù) 模式。每個心臟周期都始于在收縮期過程中ECG信號中的所謂R波(最高 的峰值)，并止于舒張期，在所述舒張期幾乎沒有任何電活動。已知的，在實際的圖像獲取之前監(jiān)測患者的心率，并確定相繼R波之間的時間間隔。 使用這一從心率監(jiān)測獲取的時間周期預(yù)先估計相繼R波之間的未來間隔。 可以相應(yīng)地激發(fā)MR信號獲取，使得可以在相對靜止的舒張期獲得圖像數(shù) 據(jù)。
從US 6,144,200中可知將回波平面成像(EPI)脈沖序列應(yīng)用于心臟 成像，以能夠獲取示出在單次屏氣中在心臟周期的不同相位的心臟的一系 列圖像。根據(jù)已知技術(shù)，在連續(xù)心臟周期中對MR信號進行連續(xù)獲取?；?于所監(jiān)測的ECG，通過選擇視圖對描述整個心臟周期的圖像進行回顧性重 建。通過對ECG信號的每個R-R間隔內(nèi)的相同k空間段進行重復(fù)采樣，使 心臟周期的多元相可見，但是，將在心臟周期中不同時間點獲取的數(shù)據(jù)分 配到不同的心臟相位。
US6，144，200的已知方法的缺點為其沒有充分考慮心臟運動的不規(guī)律 性。根據(jù)已知技術(shù)，僅根據(jù)ECG信號，將在時間上的給定點處獲取的MR 信號分配到對應(yīng)的心臟相位。但是，心臟運動的不規(guī)律性不僅僅影響心搏 的持續(xù)時間。通常，在單個心臟周期中，心臟同樣不規(guī)律地活動。在這樣 的情況下，已知方法不能收集充分一致的數(shù)據(jù)來根據(jù)心臟相位重建心臟運 動的精確表示。必須要考慮，在這種情況下，進行心臟MR成像的患者通 常患有心血管疾病，而心律失常是心血管疾病的一個常見癥狀。對于這類 患者，已知的磁共振成像方法不能生成無運動偽影的圖像。

發(fā)明內(nèi)容
因此，易于理解，需要改進的MR設(shè)備和方法。由此，本發(fā)明的主要 目標為提供一種技術(shù)，所述技術(shù)能夠使受檢患者的心臟或身體的其他活動 結(jié)構(gòu)的MR成像具有提高的圖像質(zhì)量。
.,根據(jù)本發(fā)明，公開了一種用于對置于檢査體積中的患者的身體的活動 結(jié)構(gòu)進行MR成像的設(shè)備。所述設(shè)備包括在檢查體積中建立基本均勻主磁 場的裝置、生成疊加于主磁場上的切換磁場梯度的裝置、向身體輻射RF脈 沖的裝置、控制磁場梯度的生成和RF脈沖的控制裝置、接收MR信號并對 其進行采樣的裝置、以及從信號樣本形成MR圖像的重建裝置。所述設(shè)備 的特征在于將其配置為
6a) 通過使身體的至少一部分受到至少一個RF脈沖和切換磁場梯度的作 用，而從在活動結(jié)構(gòu)的連續(xù)運動周期期間的多個圖像切片中獲取MR信號 并對其進行采樣，
b) 根據(jù)信號樣本重建多幅MR切片圖像，
c) 利用圖像配準，將一組MR切片圖像變換為作為活動結(jié)構(gòu)的運動相位 的函數(shù)的三維圖像。
本發(fā)明旨在生成作為運動相位的函數(shù)的三維圖像，因此建立I(x,y，z,O))， 其中，x、 y、 z表示空間坐標，O表示運動相位(例如，心臟相位)。根據(jù) 本發(fā)明，在心臟搏動時可以連續(xù)獲取多個圖像切片。當圖像切片重復(fù)掃過 正在運動的心臟位于其中的感興趣體積時，MR成像脈沖序列與心臟周期不 同步。本發(fā)明的要點為應(yīng)用圖像配準以將作為時間的函數(shù)獲取的MR切片 圖像變換為作為運動相位的函數(shù)的三維圖像，而不會產(chǎn)生由于運動不規(guī)律 性而出現(xiàn)的偽影。本發(fā)明的見解在于，在所成像的解剖結(jié)構(gòu)的有規(guī)律運動 的情況下，在時間上等距點處所獲取的MR切片圖像與(x,y，z，O)空間中的 平行等距的超平面相對應(yīng)。無法預(yù)知感興趣的解剖結(jié)構(gòu)的運動的不規(guī)律性。 但是，這樣的不規(guī)律性反映為與所獲取的圖像數(shù)據(jù)在(x，y,z,O)空間中的平行 ，距路線(course)的明顯偏差。根據(jù)本發(fā)明，借助于圖像配準可以對這些 ^差進行有效補償。因此，本發(fā)明僅借助于所獲取的數(shù)據(jù)的后處理，顯著 改善了心臟圖像質(zhì)量。降低了運動偽影，同時沒有增加獲取時間。
配準是圖像處理中的基本任務(wù)，使用配準對例如在不同時間、從不同 傳感器或者從不同的角度提取的兩個或更多的圖像進行匹配。多年來，開 發(fā)了針對各種類型的數(shù)據(jù)和問題的廣泛技術(shù)。針對若干不同的應(yīng)用對這些 技術(shù)進行了獨立研究，產(chǎn)生大量的研究。醫(yī)學成像中，在時間上的不同的 點(或者借助于不同的成像模式)獲取的患者的數(shù)據(jù)集處于不同的坐標系。 通常，圖像配準就是將不同的數(shù)據(jù)集變換到一個坐標系中。這是根據(jù)本發(fā) 明的(x,y,z，O)坐標系。使用配準以通過使用與圖像數(shù)據(jù)在(x，y,z，O)空間中的 平行等距路線的相關(guān)的先驗知識，正確地將作為時間的函數(shù)所獲取的數(shù)據(jù) 整合到(x,y，z,0))空間中。
在本發(fā)明的實際實施例中，通過將所獲取的MR切片圖像(又稱為目 標圖像)與活動結(jié)構(gòu)在不同運動相位的一組參考圖像相關(guān)聯(lián)，執(zhí)行步驟c)中的圖像配準?？梢詥为毺峁﹨⒖紙D像，例如，來自患者之前的低分辨率 參考檢查?？蛇x地，由于運動的不規(guī)律性通常只作為正常運動的特例出現(xiàn)，
通過將所獲取的作為目標圖像的MR切片圖像與借助于插值法從來自同一 組MR切片圖像的其他圖像導(dǎo)出的參考圖像相關(guān)聯(lián)，可以執(zhí)行步驟c)中的 圖像配準。可以假定，大多數(shù)其他圖像并沒有偏離于(x,y，z，O))空間中沿著平 行等距的超平面的規(guī)則路線。這是可以通過插值法從所有其他可用MR切 片圖像導(dǎo)出參考圖像的原因。為了優(yōu)化圖像質(zhì)量，可以反復(fù)地執(zhí)行圖像配 準的過程，其中，MR切片圖像與在前一反復(fù)過程中變換的圖像數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)。
根據(jù)本發(fā)明的一個實施例，在步驟c)中可以執(zhí)行非剛性圖像配準?？?以將非剛性(或者彈性)配準應(yīng)用于應(yīng)對所成像的身體部分的彈性變形。 因此，步驟c)中的變換允許圖像特征的局部扭曲。非剛性變換包括多項式 扭曲、平滑基函數(shù)插值(例如，樣條或小波)以及物理連續(xù)模型。相反地， 剛性或者線性變換模型通常為平移、旋轉(zhuǎn)、縮放和剪切部分的組合。線性 變換在性質(zhì)上是整體的，因此不能夠模擬局部變形。
本發(fā)明的設(shè)備可以有利地包括監(jiān)測活動結(jié)構(gòu)的運動相位的監(jiān)測裝置。 由監(jiān)測裝置可以生成心電信號，所述心電信號指示針對每個所獲取的MR 切片圖像的患者的心臟的相位。通過在圖像獲取過程中對ECG進行連續(xù)監(jiān) 測，并與ECG信號中的R波檢測相對應(yīng)，可以將作為時間函數(shù)的所獲取的 圖像數(shù)據(jù)映射到對應(yīng)的心臟相位O。
根據(jù)本發(fā)明的進一步發(fā)展，可以將上述技術(shù)應(yīng)用于所成像的身體部分 的復(fù)合運動的情況中。例如，可以將其應(yīng)用于將所獲取的MR切片圖像變 換為三維圖像，所述三維圖像作為心臟相位①和呼吸相位V|/的函數(shù)，即 I(x，y，z，O， \|/)。
本發(fā)明不僅涉及一種對置于檢查體積中的患者的身體的活動結(jié)構(gòu)進行 MR成像的設(shè)備，還涉及一種對置于檢查體積中的患者的身體的活動結(jié)構(gòu)進 行MR成像的方法，所述方法包括如下步驟
a) 通過使身體的至少一部分受到至少一個RF脈沖和切換磁場梯度的 作用，而從在活動結(jié)構(gòu)的連續(xù)運動周期期間的多個圖像切片中獲取MR信 號并對其進行采樣，
b) 從所述信號樣本重建多個MR切片圖像，c)利用圖像配準，將一組MR切片圖像變換為作為活動結(jié)構(gòu)的運動相位 的函數(shù)的三維圖像。
一種具有用于執(zhí)行本發(fā)明的過程的指令的計算機程序，其可以有利地 在任何常用的計算機硬件上執(zhí)行，所述程序現(xiàn)已應(yīng)用于臨床以控制磁共振 掃描器?？梢詫⑺鲇嬎銠C程序設(shè)置在諸如CD-ROM或者軟盤的合適的數(shù) 據(jù)載體上。可選地，用戶也可以從Internet服務(wù)器上下載。
以下附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。然而，應(yīng)該理解，附圖的目的 僅僅是用于示出優(yōu)選實施例，而不應(yīng)將其理解為對本發(fā)明進行限制。


在附圖中
圖1示出了本發(fā)明的成像過程的示意圖2a示出了描述根據(jù)本發(fā)明的作為時間的函數(shù)的活動解剖結(jié)構(gòu)的圖像 切片的連續(xù)獲取的示意圖2b示出了示意性地描述在運動不規(guī)律性的情況下作為運動相位的函 數(shù)的圖像數(shù)據(jù)的路線的示意圖2c示出了示意性地描述根據(jù)本發(fā)明的變換之后的圖像數(shù)據(jù)的示意
圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的MRI掃描器的實施例。
具體實施例方式
圖1示出了本發(fā)明的心臟MR成像方法。該附圖示出了患者的ECG信 號，其上有3個R波，由R標明。單個心臟周期由相繼的R波之間的時間 間隔確定。如在圖1中可見的，受檢患者的心臟周期隨時間變化。這種不 規(guī)律性可能是例如由于患者患有心血管疾病或者心律失常。但是，即使在 每個心搏過程中，患者心臟的運動都可能是不規(guī)律的。這種不規(guī)律性無法 從ECG信號推斷出來。根據(jù)本發(fā)明，在獲取MR信號的過程中，對所描述 的ECG信號進行持續(xù)監(jiān)測，并對R波R進行自動檢測，例如，借助于計算 機和對數(shù)字化的ECG信號進行評價的適當程序。用字母a-p標明根據(jù)本發(fā) 明的方法獲取的MR切片圖像。字母a-p表示圖像切片的循環(huán)重復(fù)z坐標(z為切片選擇方向)。MR成像脈沖序列與心臟周期不同步，而圖像切片重復(fù) 地掃過正在搏動的心臟位于其中的感興趣體積。獲取完整的一組切片a-p 所需的時間T近似地對應(yīng)于一個心臟周期的持續(xù)時間。圖中未示出用于生 成MR信號的RF脈沖序列和切換場梯度?？梢允褂帽娝苤腅PI序列。 相對于心臟周期的持續(xù)時間，每個切片的獲取時間必須要短，例如，短于 lOOms。
圖2a示出了根據(jù)本發(fā)明的作為時間的函數(shù)的活動解剖結(jié)構(gòu)的圖像切片 的連續(xù)獲取。在每個間隔T內(nèi)，所獲取的切片a-p的z坐標值持續(xù)增加。圖 示中的每個點表示一個MR切片圖像。在每個間隔T之后，所述獲取又從 最初的z值開始。在圖2a、 2b、 2c的圖示中所描述的實曲線C象征所成像 的解剖結(jié)構(gòu)的不規(guī)律運動，所述解剖結(jié)構(gòu)即在MR切片圖像a-p的重復(fù)獲 取過程中的心臟。由于MR成像脈沖序列與心臟周期不同步，在包括針對 每個心臟相位的切片a-p的若干間隔T之后，生成一組完整的切片圖像。根 據(jù)本發(fā)明，對分別獲取的MR切片圖像a-p進行組裝以生成作為心臟相位O 的函數(shù)的三維圖像。在圖2b和2c中對該過程進行說明。另外，圖示中的 每個點表示一個MR切片圖像a-p?；谕瑫r監(jiān)測到的ECG信號，將每個 單獨切片測量的時間點映射到心臟相位O的對應(yīng)值。本發(fā)明旨在生成三維 圖像I(x，y，z，O)，其中，x、 y、 z表示空間坐標，①表示心臟相位。為了美觀 的緣故，在圖中省略x坐標和y坐標。在成像的心臟規(guī)律運動的情況下， 在時間上的等距點獲取的MR切片圖像a-p對應(yīng)于(x，y，z，O)空間中的平行等 距的超平面。在圖2b中，這些超平面由點狀線表示。無法預(yù)知感興趣的解 剖結(jié)構(gòu)的運動的不規(guī)律性。但是，這樣的不規(guī)律性反映為與所獲取的圖像 數(shù)據(jù)在(x,y,z，O)空間中的平行等距路線的明顯偏差。在圖2b中，由小箭頭 標明的兩條曲線清晰地偏離于規(guī)則路線。根據(jù)本發(fā)明，借助于圖像配準可 以對這些偏差進行有效補償。對在圖2b中描述的偏差進行估計，并根據(jù)本 發(fā)明由非剛性圖像配準對其進行補償。MR切片圖像數(shù)據(jù)與借助于插值法從 其他圖像導(dǎo)出的參考圖像相關(guān)。如在圖2b中可以看到的，大部分圖像并沒 有偏離(x,y,z,O)空間中沿著平行等距超平面的規(guī)則路線。這是可以由插值算 法從所有其他可用MR圖像數(shù)據(jù)中導(dǎo)出參考圖像的原因。為了優(yōu)化圖像質(zhì) 量，可以反復(fù)地進行圖像配準過程，其中，MR切片圖像與在上一反復(fù)的過
10程中所變換的圖像數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)。在圖2c中示出了變換的結(jié)果。對圖像數(shù)據(jù) 組經(jīng)過"重新柵格化"，使得能夠獲得針對心臟相位O的每個值的完整的三 ，圖像。所生成的圖像基本沒有運動引起的圖像偽影。 " 在圖3中示意性地示出了磁共振成像設(shè)備1。設(shè)備1包括生成靜態(tài)和均 勻的主磁場的一組主電磁線圈2以及三組梯度線圈3、 4和5，所述三組梯 度線圈用于疊加具有可控強度的附加磁場，并具有選定方向上的梯度。通 常地，將主磁場的方向標記為z方向，將垂直于所述z方向的兩個方向標記 為x方向和y方向。經(jīng)由電源ll為梯度線圈供能。設(shè)備l還包括輻射發(fā)射 器6，天線或線圈，其用于向身體7發(fā)射射頻(RF)脈沖，將輻射發(fā)射器6 耦合到調(diào)制器8以生成RF脈沖并對其進行調(diào)制。同時還提供接收MR信號 的接收器，接收器與發(fā)射器6可以是同一的或者分立的。如在圖3中所示 的，如果發(fā)射器和接收器為物理上相同的天線或線圈，則可以配置發(fā)送-接 收開關(guān)9以將所接收的信號與要發(fā)射的脈沖區(qū)分開。將接收到的MR信號 輸入解調(diào)器IO。由控制系統(tǒng)12對調(diào)制器8、發(fā)射器6和梯度線圈3、 4、 5 的電源ll進行控制，以生成RF脈沖序列和切換磁場梯度的對應(yīng)序列?？?制系統(tǒng)通常為具有內(nèi)存和程序控制的微型計算機。對于本發(fā)明的實際實施 方式而言，其包括用根據(jù)本發(fā)明的成像過程的描述進行編程。解調(diào)器10耦 合到例如計算機的數(shù)據(jù)處理單元14，以根據(jù)上述技術(shù)從所獲取的MR信號 重建MR切片圖像，并進一步將所述切片圖像變換為三維圖像?？梢允棺?終的圖像在例如可視顯示單元15上可見。在MR信號的獲取過程中，有連 接到控制系統(tǒng)12的用于監(jiān)測患者7的ECG的ECG裝置16，所述ECG裝 置可以為例如標準數(shù)字ECG記錄設(shè)備。ECG裝置16經(jīng)由電纜和適當?shù)碾?極依次連接到患者7上。
權(quán)利要求
1、一種用于對置于檢查體積中的患者的身體(7)的活動結(jié)構(gòu)進行MR成像的設(shè)備，所述設(shè)備(1)包括用于在所述檢查體積中建立基本均勻主磁場的裝置(2)，用于生成疊加于所述主磁場上的切換磁場梯度的裝置(3、4、5)，用于向所述身體(7)輻射RF脈沖的裝置(6)，用于控制所述磁場梯度的所述生成和所述RF脈沖的控制裝置(12)，用于接收MR信號并對其進行采樣的裝置(10)，以及用于從所述信號樣本形成MR圖像的重建裝置(14)，其中，將所述設(shè)備(1)配置為a)通過使所述身體(7)的至少一部分受到至少一個RF脈沖和切換磁場梯度的作用，而從在所述活動結(jié)構(gòu)的連續(xù)運動周期期間的多個圖像切片中獲取MR信號并對其進行采樣，b)根據(jù)所述信號樣本重建多幅MR切片圖像(a-p)，c)利用圖像配準，將所述一組MR切片圖像(a-p)變換為作為所述活動結(jié)構(gòu)的運動相位(Φ)的函數(shù)的三維圖像。
2、 如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備(1)配置為通過將所獲 取的作為目標圖像的MR切片圖像(a-p)與在所述活動結(jié)構(gòu)的不同運動相 位(O)中所述活動結(jié)構(gòu)的一組參考圖像相關(guān)聯(lián)，而執(zhí)行步驟c)中的圖像配準。
3、 如權(quán)利要求2所述的設(shè)備，其中，還將所述設(shè)備(1)配置為通過將所 獲取的作為目標圖像的MR切片圖像(a-p)與借助于插值法從來自所獲取 的一組MR切片圖像(a-p)的其他圖像導(dǎo)出的參考圖像相關(guān)聯(lián)，執(zhí)行步驟 c)中的圖像配準。
4、 如權(quán)利要求1-3中的任一項所述的設(shè)備，將所述設(shè)備(1)配置為反復(fù)地 執(zhí)行圖像配準，其中，所獲取的MR切片圖像(a-p)與在上一反復(fù)過程中變換的圖像數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)。
5、 如權(quán)利要求l-4中的任一項所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備配置為執(zhí)行 步驟c)中的非剛性圖像配準。
6、 如權(quán)利要求1-5中的任一項所述的設(shè)備，所述設(shè)備包括監(jiān)測所述活動結(jié) 構(gòu)的所述運動相位(O)的監(jiān)測裝置(16)。
7、 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其中，所述監(jiān)測裝置(16)生成指示所述患 者的心臟的相位的心臟信號。
8、 如權(quán)利要求l-7中的任一項所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備配置為將所 述MR切片圖像(a-p)變換為作為心臟相位(①)和/或呼吸相位的函數(shù)的三 維圖像。
9、 一種用于對置于檢查體積中的患者的身體(7)的活動結(jié)構(gòu)進行MR成 像的方法，所述方法如下步驟a)通過使所述身體(7)的至少一部分受到至少一個RF脈沖和切換磁 場梯度的作用，而從在所述活動結(jié)構(gòu)的連續(xù)運動周期期間的多個圖像切片 中獲取MR信號并對其進行采樣，.b)根據(jù)所述信號樣本重建一組具有多幅的MR切片圖像，c)利用圖像配準，將所述一組MR切片圖像變換為作為所述活動結(jié)構(gòu)的 運動相位(O)的函數(shù)的三維圖像。
10、 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，通過將所獲取的作為目標圖像的MR 切片圖像(a-p)與借助于插值法從來自所獲取的MR切片圖像(a-p)的其 他圖像導(dǎo)出的參考圖像相關(guān)聯(lián)，執(zhí)行圖像配準。
11、 如權(quán)利要求9或10所述的方法，其中，在MR信號獲取過程中監(jiān)測所 述活動結(jié)構(gòu)的所述運動相位(O)。
12、 一種用于MR設(shè)備的計算機程序，其用于a) 從在活動結(jié)構(gòu)的連續(xù)運動周期期間的多個圖像切片中獲取MR信號 并其進行采樣，b) 根據(jù)所述信號樣本重建一組具有多幅的MR切片圖像，c) 利用圖像配準，將所述一組MR切片圖像變換為作為所述活動結(jié)構(gòu)的 運動相位的函數(shù)的三維圖像。
13、 如權(quán)利要求12所述的計算機程序，包括用于反復(fù)地執(zhí)行圖像配準的指 令，其中，將MR切片圖像與在上一反復(fù)過程中變換的圖像數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)。
14、 如權(quán)利要求12或13所述的計算機程序，包括用于在MR信號獲取過 程中監(jiān)測所述活動結(jié)構(gòu)的所述運動相位的進一步指令。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于對置于檢查體積中的患者的身體(7)的活動結(jié)構(gòu)進行MR成像的設(shè)備。所述設(shè)備(1)包括在檢查體積中建立基本均勻主磁場的裝置(2)、生成疊加于主磁場上的切換磁場梯度的裝置(3、4、5)、向身體(7)輻射RF脈沖的裝置(6)、控制磁場梯度的生成和RF脈沖的控制裝置(12)、接收MR信號并對其進行采樣的裝置(10)以及從信號樣本中形成MR圖像的重建裝置(14)。根據(jù)該發(fā)明，將設(shè)備(1)配置為a)通過使所述身體(7)的至少一部分受到至少一個RF脈沖和切換磁場梯度的作用，而從在活動結(jié)構(gòu)的連續(xù)運動周期期間的多個圖像切片中獲取MR信號并對其進行采樣，b)根據(jù)信號樣本重建多幅MR切片圖像(a-p)，c)利用圖像配準，將一組MR切片圖像(a-p)變換為作為活動結(jié)構(gòu)的運動相位(Φ)的函數(shù)的三維圖像。
文檔編號G01R33/567GK101501522SQ200780029818
公開日2009年8月5日 申請日期2007年8月7日 優(yōu)先權(quán)日2006年8月11日
發(fā)明者M·富德勒 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司