用于欠采样mri的约束逆投影重建方法

专利名称：用于欠采样mri的约束逆投影重建方法
用于欠采样MRI的约束逆投影重建方法 联邦资助研究的相关声明本发明是在国家健康研究所(National Institute of Health)所赠予的基金 No. 1R01HL72260-01下由政府支持而做出的。美国政府对本发明拥有特定权 利。相关申请的交叉引用本申请要求2005年7月8日提交并且题为"Backprojection Reconstruction Method For Undersampled Time-Resolved MR Imaging(用于欠采样时间分辨MR 成像的逆投影重建方法)"的美国临时专利申请No. 60/697,607、以及2005年 9月22日提交并且题为"Highly Constrained Image Reconstruction Method (高 约束图像重建方法)"的美国临时专利申请No. 60/719,445的优先权。发明背景本发明的领域是磁共振成像("MRI")，尤其涉及MR图像的重建。 磁共振成像使用核磁共振(NMR)现象来生成图像。当诸如人体组织的物 质处于均匀磁场(极化场Bo)中时，组织中单独自旋(spin)磁矩试图与此极 化场对齐，但是在其特征拉莫尔频率下围绕该极化场以随机次序进动。如果物 质或组织处于在x-y平面中并接近拉莫尔频率的磁场(激发场B1)中，则净对 齐力矩Mz可被旋转或"倾斜"到x-y平面以生成净横向磁矩Mt。由受激自旋 发射一信号，并且在激发信号结束之后，此信号可被接收并处理以形成图像。 当使用这些信号来生成图像时，可使用磁场梯度(Gx、 Gy和Gz)。通常， 通过其中这些梯度根据所使用的具体定位方法变化的一系列测量周期来扫描 要被成像的区域。在本领域中，每次测量称为"视图(veiw)"，并且视图的 数量决定图像的分辨率。所得到的一组接收到的NMR信号、或视图、或k空 间样本被数字化并处理以使用许多众所周知的重建技术之一来重建图像。总的 扫描时间部分地由图像所需的测量周期、或视图的数量来确定，因此，扫描时间可在以图像分辨率或图像信噪比("SNR")为代价的前提下通过减少所需 视图的数量来减少。用于重建采集图像所用的NMR数据集的最普遍的方法称为"傅立叶变换" 成像技术或"自旋巻绕(spin-warp)技术"。在由W.A. Edelstein等人在Physics in Medicine and Biology (医学和生物学中的物理学)的第25巻第751-756页 (1980 ) 中的题为"Spin-Warp NMR Imaging and Application to Human Whole-Body Imaging (自旋巻绕成像以及其对人体全身成像的应用)"的文章 中讨论了这种技术。它在采集NMR信号之前使用可变幅相编码磁场梯度脉冲 来在此梯度方向上对空间信息进行相位编码。例如在两维实现(2DFT)中，通 过沿一个方向施加相位编码梯度(Gy)来在该方向上对空间信息进行编码，然 后在与相位编码方向正交的方向上存在读出磁场梯度(Gx)的情况下采集信号。 在自旋回波(spin-echo)的采集过程中出现的读出梯度在正交方向上对空间信 息进行编码。在典型2DFT脉冲序列中，在扫描期间所采集的视图序列中相位 编码梯度脉冲Gy的幅度递增(Gy)。在三维实现(3DFT)中，在每个信号被 读出之前施加第三梯度(Gz)，以沿第三轴进行相位编码。在扫描期间，此第 二相位编码梯度脉冲Gz的幅度也按值来步进。这些2DFT和3DFT方法以诸如 图2A中所示的直线图案对k空间进行采样，并且它们需要相当多的扫描时间 以便充分地对k空间进行采样。近来的大量研究使用了多个接收器线圈阵列来縮短成像扫描时间。在由 Griswold等人在1999年6月的Magnetci Resonance In Medicine (医学中的磁共 振)的41(6): 1235-45的"Simultaneous Acquisition Of Spatial Harmonics (SMASH) (空间谐波的同步采集(SMASH))"描述的SMASH技术中，多个线圈被谨 慎地放置在傅立叶相位编码方向之一上。使用线圈灵敏度知识，可综合非采集 相位编码，从而增加可获得给定分辨率的图像的速率，或者增加在同一速率下 所获得的图像的分辨率。由Pruessmann等人在MRM 42:952-962 (1999)的"Coil Sensitivity Encoding For Fast MRI (用于快速MRI的线圈灵敏度解码)"中描 述的SENSE技术是另一种减少扫描时间的多个接收信道方法。SMASH和 SENSE方法由表示对于给定分辨率超出常规方法2到3个量级的速度增加的因 子"R"来表征。它们还可由因子"g"来表征，该因子表示对于给定成像时间 超过所期望的1-1.2量级的噪声增加。近来的研究还使用了如美国专利No. 6,487,435中公开的用于采集MRI数据的投影重建方法。投影重建方法从磁共振成像开始就已众所周知。与如傅立 叶成像中所进行并在图2A中所示的以直线扫描图案对k空间采样不同，投影重建方法使用一系列视图对k空间进行采样，这些视图对如图2B中所示的从k空间的中心向外延伸的径向线进行采样。采样k空间所需的视图的数量决定了 扫描的长度，并且如果未获得足够的视图数量，则在经重建的图像中产生条纹伪像。在专利No. 6，487，435中公开的技术通过使用交错视图采集连续欠釆样图 像以及在连续图像之间共享外围k空间数据来减少这种条纹。共享采集到的外 围k空间数据的方法在本领域中公知为縮写"TRICKS"。存在例如在美国专利No. 6,710,686中描述的、用于从采集到的k空间投影 视图集重建图像的两种方法。最普遍的方法是将k空间样本从它们的在径向采 样轨迹上的位置重新栅格化(regrid)到笛卡尔栅格。然后，通过以常规方式对 经重新栅格化的k空间样本进行2D或3D傅立叶变换来重建图像。用于重建图像的第二种方法是通过傅立叶变换每个投影视图来将径向k空 间投影视图变换成Radon空间。通过滤波并将其逆投影到视场(FOV)来从这 些信号投影重建图像。如本领域众所周知的，如果采集到的信号投影在数量上 不足以满足奈奎斯特(Nyquist)采样定理，则将在经重建的图像中产生条纹伪 像。图3中示出了标准的逆投影方法。通过沿如箭头17所示的投影路径将轮 廓11中的每个信号样本15通过FOV 13投影，来将每个Radon空间信号投影 轮廓11逆投影到视场13上。在将每个信号样本15投影到FOV 13时，不具备 学科的先验知识，并且作出以下假设FOV13中的NMR信号是均匀的并且信 号样本15应当平均地分布在投影路径所穿过的每个像素中。例如，图3中示 出了一个信号投影轮廓11中单个信号样本15的投影路径8，它穿过FOV 13 中的N个像素。此信号样本15的信号值(P)以常规逆投影方式在此N个像 素之间平均分割Sn = (Pxl)/N (1)其中Sn是分配到通过FOV 13的具有N个像素的投影路径上的第N个像 素的NMR信号值。显然，FOV 13中的NMR信号均匀的假设并不正确。然而，如本领域中众 所周知的，如果对每个信号轮廓11作出特定校正，并且在相应数量的投影角 下采集数量足够的轮廓，则将使由这种不完善的假设导致的误差将被最小化，并且图像伪像被抑制。在图像重建的典型滤波逆投影方法中，256 x256个像素 的2D图像需要400个投影，而256 x 256 x 256个像素的3D图像需要203,000 个投影。如果使用上述美国专利No. 6,487,435中描述的方法，则针对同样的图 像所需的投影视图的数量可减小到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:采用时空相关的具 有高帧速率的动态MRI)"、以及Hansen MS., Tsao J.、 Kozerke S.和Eggers H. 在Miami Florida的2005年的ISMRM的文摘684页的"k-t Blast Reconstruction From Arbitrary k-t Sampling: Application to Dynamic Radial Imaging (根据任意 k-t采样的k-t Blast重建应用到动态径向成像)"公开的kt-blast技术认识到 在所采集的时间序列中，在与所采集的时间帧集相关联的k空间数据中存在大 量相关。在已被应用到径向采集的kt-blast中，需要较低的空间频率训练数据 集来消除当在空域和时域中执行欠采样时发生的混叠。使用迭代图像重建，可 显著减少所需的数据。Huang Y.、 Gurr D.和Wright G.在Miami Florida的2005年的ISMRM的文 摘 1707页的"Time-Resolved 3D MR Angiography By Interleaved Biplane Projections (根据交错双面投影的时间分辨的3D MR血管造影术)"描述了结 合了使用训练数据集来引导使用正交2D投影图像的图像重建的思想的血管造 影技术。在此方法中，迭代图像重建使用根据训练数据的相关数据分析来引导， 该训练数据集由所有采集到的正交2D投影图像构成。本发明的概述本发明是一种用于重建磁共振图像的新方法，尤其是一种经改进的逆投影 方法。合成图像被采集作为MRI扫描的一部分，并且对其进行重建来提供正被 成像的目标的先验知识。在高度欠采样图像帧的重建期间，此合成图像用于对 每个图像帧中的逆投影视图的分布进行加权。结果，需要采集更少的投影视图， 从而导致更短的扫描时间。从10到100的速度增加因子是有可能的，这取决 于图像的细节。本发明的发现在于，如果FOV中的信号轮廓的先验知识被用在重建过程 中，则可使用少得多的投影信号轮廓来生成高质量图像。参看图4，例如，可已知FOV 13中的信号轮廓包括诸如血管19和21的结构。情况是，当逆投影 路径8穿过这些结构时，每个像素中的信号样本15的更精确的分布通过对作为该像素位置处的已知信号轮廓的函数的分布进行加权来实现。使用这种加权，在图4的示例中，大多数信号样本15将分布在与己知结构19和21相交 的像素处。对于具有N个像素的逆投影路径8，这种高约束逆投影可表示如下 Sn=(PxCn)/|;Cn (2)其中S,在正被重建的图像帧中的第n个像素处的逆投影信号的大小。 P二正被逆投影的投影剖面中的信号样本值；以及C,在沿逆投影路径的第n个像素处的先验合成图像的信号值。合成图像 根据在扫描期间所采集的数据来重建，并且可包括用于重建图像帧的数据以及 描绘视图区域中的结构的其它采集到的数据。等式(2)中的分子使用合成图 像中的相应信号值来对每个像素进行加权，而分母对该值进行归一化，使得所 有逆投影信号样本反映该图形帧的投影总和，并且不与合成图像的总和相乘。 应当注意虽然可在执行了逆投影之后，分别对每个像素进行归一化，但是在 许多临床应用中，在逆投影之前对投影P进行归一化要容易得多。在此情况中，投影P通过除以整个合成图像中处于同一视角的投影中的相应值Pe来归一化。 接着，归一化投影P/Pe被逆投影，然后，所得图像与合成图像相乘。图5中图示了由视角e和0表征的单个3D投影视图的高约束逆投影的3D 实施例。此投影视图沿轴17逆投影并沿逆投影轴17在距离r处扩展成Radon 平面25。与其中对投影信号值进行滤波并均匀地分布到连续的Radon平面的滤 波逆投影不同，投影信号值使用合成图像中的信息来沿轴17分布在Radon平 面25中。图5示例中的合成图像包含脉管19和21。基于合成图像中的相应位 置x、 y、 z的强度，在Radon平面25的图像位置x、 y、 z处沉积加权信号轮 廓值。这是逆投影信号轮廓值P与相应合成图像体素(voxel)值的简单乘法。 然后，此乘积通过将该乘积除以来自由合成图像形成的对应图像空间投影轮廓 的投影轮廓值来归一化。3D高约束重建的公式是I(x,y，z)= E (P(r,e, 0)*C(x，y,z) (r，e,^)/Pc(r，e， 0) (2a)其中总和(E)覆盖正被重建的图像帧中的所有投影，并且特定Radon平 面中的x、 y、 z值通过使用在该平面的适当r,e,^值处的投影轮廓值P(r，e,^)来 计算。Pe(r,e一)是来自合成图像的对应投影轮廓值，而C(x，y,z)(^^是在(r,e^)的合成图像值。本发明的另一个发现在于，存在大量临床MR应用，其中先验信息可用并 且合成图像可被重建并用于加强欠采样图像的重建。当在动态研究中采集一系 列时间分辨图像时，每个图像帧可使用极有限的采集视图集来重建。然而，每 个这种视图集与对其它图像帧所采集的视图交错，在采集了大量图形帧之后， 足够数量的不同视图可用于重建高质量合成图像以根据本发明来使用。本发明的另一个方面是将高约束图像重建方法应用到对比增强磁共振血管造影术("CEMRA")。使用CEMRA，可在施加造影剂之前和之后采集目 标脉管系统的图像。前者图像用作从对比增强图像所扣除的掩模(mask)，以 从最后血管造影照片移除所有固定组织。使用本发明的图像重建方法，可以附 加方式扣除掩模以提高其有效性。首先，在将合成图像用于重建最后图像之前， 可从合成图像扣除掩模图像。或者，所采集的数据集中的每个k空间投影可使 在掩模数据集中对应k空间投影在其高约束逆投影之前被扣除。或者，在同一 重建期间，可使用上述两种掩模减法。本发明的另一个方面是将高约束图像重建方法应用到其中采集一系列图 像帧的动态研究中。在在这种动态研究期间，目标发生变化并且在整个研究中， 单个合成图像可能未精确地示出该目标。例如，当造影剂流入感兴趣的脉管系 统中时，可采集CEMRA图像帧。为了更好地查看在研究期间发生的变化，多 个合成图像用于重建图像帧。更具体地，用于重建图像帧的合成图像由用于重 建图像帧本身的投影视图加上在周围时间窗中采集的交错投影视图构成。时间 窗越窄，合成图像将在采集图像帧时的变化目标反映得越精确。本发明的又一个方面是将高约束图像重建方法应用到其中一系列图像帧 被采集并使用TRICKS视图共享方法重建的动态研究。在此应用中，可对k空 间的中心部分和k空间的外围部分生成独立的合成图像，以备在图像重建期间 使用，或者可针对所有区域重建单个合成图像。根据以下描述，本发明的前述以及其它目的和优点将变得显而易见。在描 述中，对形成其一部分并作为说明而示出本发明的优选实施例的示例的附图进 行参照。然而，此实施例不一定表示本发明的整个范围，并且由此对权利要求 和本文作出参考以解释本发明的范围。附图的简要描述

图1是其中使用本发明的MRI系统的框图；图2A是其中在使用图1的MRI系统的典型傅立叶、或自旋巻绕图像采集期间对k空间进行采样的方式的图示；图2B是其中在典型投影重建图像采集期间对k空间进行采样的方式的图示；图3是图像重建过程中的常规逆投影步骤的图示表示； 图4是与根据本发明实现的相同的步骤的图示表示； 图5是根据本发明的逆投影步骤的3D实施例的图示表示； 图6A是用于引导图1的MRI系统来采集3D投影重建图像的优选脉冲序 列的图示；图6B是用于实践本发明的另一优选脉冲序列的图示； 图6C是使用图6B的脉冲序列执行的k空间采样图案的图示表示； 图7是用于在MR成像应用中使用本发明的第一优选方法的流程图； 图8A和8B是用于在使用TRICKS视图共享方法的采集中使用本发明的 另一优选方法的流程图；图9是用在图8A和8B的TRICKS实施例中的k空间采样序列的图示表示；图10是使用图8A和8B的TRICKS实施例生成的k空间数据集的图示表示；图11是用在图8A和8B的方法中的合成图像的重新投影的图示表示； 图12是用于在CEMRA成像应用中使用本发明的优选方法的流程图； 图13是用在图12的CEMRA方法中的合成图像更新程序的图示表示； 图14是用于在CEMRA成像应用中使用本发明的又一方法的流程图；以及图15是可用于从正被成像的FOV中消除非希望物体的流程图变体。 优选实施例的详细描述具体参看图1，本发明的优选实施例被用在MRI系统中。MRI系统包括具 有显示器112和键盘114的工作站110。工作站110包括处理器116，该处理 器是运行商用操作系统的商用可编程机器。工作站iio提供使扫描命令能够被 输入到MRI系统中的操作员接口 。工作站110被耦合到四个服务器脉冲序列服务器118;数据采集服务器 120;数据处理器服务器122;以及数据存储服务器23。在优选实施例中，数据存储服务器123由工作站处理器116执行并与盘驱动器接口电路相关联。剩 余三个服务器118、 120和122由安装在单个外壳中独立的处理器来执行并使 用64位底板总线互连。脉冲序列服务器118使用商用微处理器和商用四通道 通信控制器。数据采集服务器120和数据处理器服务器122都使用同一商用微 处理器，并且该数据处理服务器122还包括基于商用并行向量处理器的一个或 多个阵列处理器。工作站110以及服务器18、20和22的各个处理器被连接到串行通信网络。 此串行通信网络传送从工作站110下载到服务器118、 120和122的数据，并 且它传送在服务器之间以及工作站与服务器之间传递的标签(tag)数据。另外， 在数据处理器服务器122与工作站110之间提供高速数据链路，以便向数据存 储服务器123传送图像数据。脉冲序列服务器118响应于从工作站110下载的程序元件而发挥功能，以 操作梯度系统124和RF系统126。需要执行规定扫描的梯度波形被生成并施加 到梯度系统，该系统激励组件128中的线圈以生成用于位置编码NMR信号的 磁场梯度Gx、 Gy和Gz。梯度线圈组件128形成包括极化磁体132和整体RF 线圈134的磁体组件130的一部分。RF激励波形由RF系统126施加到RF线圈134以执行规定磁共振脉冲序 列。由RF线圈134检测到的响应NMR信号由RF系统126在由脉冲序列服务 器118生成的命令的指导下进行接收、放大、解调、滤波以及数字化。RF系统 126包括用于生成用在MR脉冲序列中的多种RF脉冲的RF发射器。该RF发 射器响应于来自脉冲序列服务器118扫描命令和指导，以生成所需频率、相位 和脉冲幅度波形的RF脉冲。将所生成的RF脉冲施加到整体RF线圈134，或 者一个或多个局域线圈或线圈阵列。RF系统126还包括一个或多个RF接收器信道。每个RF接收器信道包括 对与其连接的线圈接收到的NMR信号进行放大的RF放大器，以及检测和数字 化接收到的NMR信号的I和Q正交分量的正交检测器。因而，根据I和Q分 量的平方和的平方根来确定任何采样点处的接收到的NMR信号的大小而且接收到的NMR信号的相位也可被确定归tan-1 Q/I脉冲序列服务器118还任选地从生理采集控制器136接收病人数据。控制 器136从连接到病人的许多不同传感器接收信号，诸如来自电极的ECG信号 或来自风箱的呼吸信号。这些信号通常被脉冲序列服务器118用来同步或"选 通(gate)"扫描执行与目标的呼吸或心搏。脉冲序列服务器118还连接到从与病人的状况以及磁体系统相关联的各种 传感器接收信号的扫描室接口电路138。病人定位系统140还通过扫描室接口 电路138接收命令以便在扫描期间将病人移动到期望位置。显而易见的是，脉冲序列服务器118在扫描期间对MRI系统元件执行实时 控制。结果，有必要使用以及时方式由运行时程序执行的程序指令操作其硬件 元件。以对象的形式从工作站IIO下载扫描命令的描述组件。脉冲序列服务器 118包含接收这些对象并将它们转换成可由运行时程序使用的对象的程序。由RF系统126生成的数字化NMR信号样本通过数据采集服务器120来 接收。数据采集服务器120响应于从工作站IIO下载的描述组件进行操作，以 接收实时NMR数据并提供缓冲存储，使得不会由于数据溢出而丢失数据。在 一些扫描中，数据采集服务器120只将所采集的NMR数据传递到数据处理器 服务器122。然而，在需要从所采集的NMR数据导出信息以控制扫描的进一 步执行的扫描中，数据采集服务器120被编程为生成这种信息并将其传送到脉 冲序列服务器118。例如，在预扫描期间，NMR数据被采集并用于校准由脉冲 序列服务器118所实现的脉冲序列。而且，在扫描期间，导航信号可被采集并 用于调节RF或梯度系统操作参数，或者用于控制对k空间进行采样的视图次 序。而且，数据采集服务器120可用于处理用来在MRA扫描中检测造影剂的 到达的NMR信号。在所有这些是示例中，数据采集服务器120采集NMR数 据，并对其进行实时处理以生成用于控制扫描的信息。数据处理服务器122从数据采集服务器120接收NMR数据，并根据从工 作站IIO下载的描述组件来对其进行处理。这些处理可包括例如对原始k空 间NMR数据进行傅立叶变换以生成两维或三维图像；对经重建的图像使用滤 波器；对所采集的NMR数据执行逆投影图像重建；以及计算功能MR图像； 计算运动或流图像等。如以下将更详细描述的，响应于由数据处理器服务器122 执行的程序，通过MRI系统来实现本发明。由数据处理服务器122重建的图像被传送回工作站110，并存储其中。实时图像被存储在数据基本高速缓冲存储器(未示出)，并可从该存储器向位于磁体组件130附近的操作员显示器112或显示器142输出以供主治医师使用。 批处理模式图像或所选实时图像被存储在盘存储144的主机数据库中。当这些 图像已被重建或转移到存储时，数据处理服务器122通知工作站IIO上的数据 存储服务器123。工作站110可被操作员用来存档图像、生成胶片或经由网络 向其它设备发送图像。为了实践本发明的某些优选实施例，在3D k空间球坐标系中采集NMR数 据，并且读出梯度方向由来自kj由的角0和来自ky轴的角^来定义。采样方法由一系列等距投影构成，所有投影都通过k空间的中心。最大k空间半径值 (kmax)决定所得图像的所有三个空间方向上的分辨率。径向样本间隔(Akr) 决定经重建的图像的整个视场(FOV)的直径(D)。如果满足奈奎斯特条件Ak、 △k<A、，则可在无伪像的情况下重建整个FOV图像。然而，如果不满足这个 条件，则在小于整个FOV (D)的减小直径(d)的范围内仍存在无混叠重建。 如果假设以均匀的间隔(Ak = Ak = Ak》采集投影，则在km^处与投影相关联 的表面积A为A=Ak2=》L (3)其中Np是所采集视图或投影的数量。等式(3)确定了 Ak，籍此可将由于 投影视图的角间距而减小的FOV的直径(d)与整个FOV直径D关联如下 d其中Nr是FOV上的矩降大小(即，在信号读出期间的样本数量)。在图 像域中，良好构建的经减小的FOV呈现为以每个目标为中心，即使不满足奈 奎斯特条件。然而，径向条纹伪像可从外部进入局部FOV。 k空间被完全采样 或d=D的条件要求被采样的投影的数量为例如，如果在每个所采集的NMR信号的读出期间采集NR=256个样本， 则满足奈奎斯特条件所需的投影Np的数量的为103,000。图6中示出了用于采集数据作为3D投影的脉冲序列。在装备有高性能梯 度子系统(40 mT/m最大幅度以及150 T/m/sec最大压摆率)的上述MRI系统 上实现该序列。可在数据釆集窗200期间执行全回波或部分回波读出。如果选择部分回波，则仅部分地采集k空间的下半区(kz<0)。因为在所有方向上的较大FOV，所以非选择性射频(RF)脉冲202可用于生成贯穿图像FOV的横 向磁化。梯度回聚NMR回波信号203由受激FOV中的自旋生成，并在存在三个读 出梯度206、 208和210出现时进行采集。由于不需要平坦选择(slab-select) 梯度，所以读出梯度波形Gx、 Gy和Gz具有类似波形。这种对称仅在需要扰乱 序列时才被打断，这通过实施移相梯度波瓣204来实现。Gx和Gy读出梯度208 和210通过对应的梯度脉冲212和214而反绕(rewind)以实现稳态。在扫描期间，读出梯度波形Gx、 Gy和Gz被调制以在不同角采样径向轨迹。 角间距被选择成在被采样k空间球体的外围边界(kmax)处均匀分布的k空间 采样点。尽管计算分布的若干方法是公知的，但是采用在恒定路径速度和表面 积覆盖范围的条件下，通过以螺旋轨迹对球面进行采样的方法。这种解决方案 还具有生成连续的采样路径的优点，这减小了梯度切换和涡流。对于总共N个 投影，作为投影数量n的函数的梯度幅度的等式为如果要执行完全采样图像采集，则将N设置为如以上在等式(4)中定义 的Np，并且执行一系列N:Np个脉冲序列。此系列中的第n个脉冲序列的读出 梯度幅度由等式(5) 、 (6)和(7)给出。虽然在扫描期间n可从1到N以 单调次序变化，但是应当理解，其它次序是可能的。如以下将描述的，本发明 使得能够以少得多的投影视图来对球形k空间进行采样，这导致了更短的扫描 时间。图6B中示出了用于实践本发明的多个实施例的另一脉冲序列。这是快速 梯度回聚回波脉冲序列，其中在出现平坦选择梯度232的情况下生成选择性不 对称截短sine射频激励脉冲218。射频脉冲218的翻转角(flip angle)被设置 成接近通常为30°到40°的1\縮短的血液Ernst角。此脉冲序列可用于通过在单个k空间圆形切片(slice)中进行采样来采集 单个2D切片，或者可用于对如图6C中的234、 236和238处所示的对多个圆 形k空间切片进行采样。当采集多个2D切片时，径向梯度生成跟随有相位编码梯度波瓣240以及相反极性的反绕梯度波瓣242的平坦选择梯度232。在扫 描期间，此径向相位编码梯度240在多个值中步进以从2Dk空间切片234、 236 和238的每一个进行采样。显而易见的是，通过施加对应数量的不同径向相位 编码，可使用此脉冲序列来对任何数量的2Dk空间切片进行采样。两个平面内读出梯度224和226在NMR回波信号228的采集期间放出， 以便沿径向轨迹在2D平面234、236和238中采样k空间。这些平面内梯度224 和226垂直于轴向梯度，并且它们彼此垂直。在扫描期间，它们在一系列值中 步进以旋转径向采样轨迹的视角。平面内读出梯度的每一个落后于预定相梯度 波瓣220和222，并跟随有反绕梯度波瓣224和226。对于每个轴向相位编码 240，采集径向投影视图的完全集以采样2Dk空间切片。如以下将描述的，本 发明使得能够以更少的径向投影视图采样2Dk空间切片，这导致了更短的扫描 时间。对于本领域技术人员而言，可使用与从k空间外围边界上的一点穿过k空 间的中心到达k空间外围边界上的一相对点的优选直线轨迹不同的采样轨迹。 如上所述， 一种变体是采集部分NMR回波信号228，该回波信号沿不延伸跨 越所采样的k空间体积的整个范围的轨迹进行采样。等效于直线投影重建脉冲 序列的另一种变体是沿弯曲路径而非直线进行采样。例如，在F.E.Boada等人 在1997年的MRM的37:706-715的"Fast Three Dimensional Sodium Imaging(快 速三维钠成像)"、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轨迹)"中描述了这些脉冲序列。还应当显而易见的是，本发明可随这些采样方法的2D以及3D版本一起使用，并且本文对在如下文中 所用术语"像素"的引用旨在指2D或3D图像中的位置。本发明是用于根据所采集的k空间投影重建图像的经改进的方法。该方法 需要重建FOV的合成图像，并且采集此合成图像的方式以及使用其的方式将 取决于具体临床应用。现在将描述本发明的不同较佳实施例。具体参看图7，第一较佳实施例可应用于其中几乎实时地采集时间分辨图 像系列的临床情况。例如，这可用在干涉MR程序中。该程序中的第一步骤是 采集并重建规定视场(FOV)中的目标的合成图像，如进程框300所示。此图像可使用任何MR脉冲序列来采集，但是通常其使用用于采集时间分辨图像的 同一投影重建脉冲序列，在此实施例中，该序列是以上所述以及图6A中所示 的脉冲序列。然而，因为不考虑时间分辨率，所以将采集许多投影视图，并且 较佳地，采集足够的数据来满足奈奎斯特准则并生成不具有显著条纹伪像的所 需分辨率的图像。如果检査的目标响应于目标的呼吸或心动周期而移动，则可对合成图像的采集进行选通，如302所示。取决于正被检查的目标，可通过呼吸选通信号或 心动选通信号或者两者来触发选通。使用常规重建方法从所采集的k空间数据 重建合成图像。重建合成图像指示贯穿2d或3D FOV中每个图像像素处的NMR 信号的大小。合成图像还可通过将不超出最小阈值大小的所有像素或体素设置 成零来进行滤波。这些阈值滤波器使合成图像中的背景变暗，并使如下所述的 随后使用该合成图像重建的时间分辨图像中的背景变暗。合成图像提供了关于 扫描的目标的先验信息。在合成图像被采集并重建之后，系统进入其中几乎实时地采集和重建一系 列帧图像的循环。更具体地，如进程框304所示，使用图6A的脉冲序列来采 集图像帧投影集。对2D采集，这种采集可少至2-20个投影视图，而对3D采 集可少至250到500个视图。结果，这得以极快地完成。如306所示，如果在 合成图像的采集期间使用选通，则同一选通被用于采集帧图像。为了使帧图 像中的条纹伪像最小化，所采集的N个投影视图应当如上所述地按角度隔开以 均匀地采样k空间。在采集图像帧投影之后，对它们进行运动补偿，如进程框308所示。合成 图像用作目标的基准位置，并且对图像帧投影进行相位校正，以有效地参照合 成图像中所示的基准位置来记录所示目标。用于记录两个图像的多种方法在本 领域中是公知，并且在较佳实施例中，使用了由威斯康星(Wisconsin)大学在 2002年发表的Oliver Wieben的题为"Novel Acquisition Strategies For Time Resolved 3D, Magnetic Resonance Angiography(用于时间分辨3D的磁共振血管 造影术的新采集策略)"的博士论文中所述的方法。如进程框310所示，下一步骤是通过对其进行傅立叶变换来将帧图像k空 间投影变换到radon空间。结果是如图4中所示的一组信号轮廓11。如图7中 的进程框312所示，然后将这些信号轮廓的每一个逆投影到如图4中由路径8 所示的VOA中。此逆投影通过合成图像来加权，如上参照等式(2A)所述。z)处的逆投影值(P)如上所述地归一化(P/Pe)，并且通过经先前重建的合成图像中的同一像素的大小(C(x，y,z))进行加权。如进程框314所示，然后，将逆投影信号值添加到正在重建的帧图像。然 后，系统在判定框316返回以便如进程框318和312所示对下一信号轮廓11 进行逆投影。将所有逆投影信号轮廓11的信号值添加到帧图像，然后如进程 框320所示，显示完成的帧图像。如进程框324所示，附加图像帧以同一方式被采集、重建并显示直至进程 结束，如判定框322所示。然而，可对每个图像帧采集不同的投影视图集。因 此，对连续帧图像所采集的投影视图在k空间中被交错。在较佳实施例中，等 式5-7用于生成采集经交错的投影所需的梯度场。采集交错投影视图使得能够在图像重建方法中进行变化，其中在连续图像 帧之间共享外围k空间数据。上述美国专利No. 6,487,435在常规图像重建的上 下文中描述了这种视图共享概念。这种成像方法可用于使用图6B的脉冲序列 的本发明，其中从如图6C中所示的中心区域A以及两个外围区域B和C采集 k空间数据。在较佳实施例中，在每个区域A、 B和C中使用10到30、相位 编码，从而可对每个区重建对应数量的切片。具体参看图8A，执行扫描来在投影视角交错的情况下采集一系列欠采样 图像帧，从而可通过组合来自多个所采集的图像帧数据来形成合成图像。进入 循环，其中如进程框400所示，标记(flag)被设置成"1"以指示正采集新的 图像帧。如进程框402所示，然后执行图6B的脉冲序列以在中心区域A的每 个kz相位编码处采集一个投影视角e。然后，取决于标记，系统分流到三条路 径之一。在标记设置成"l"的情况下，系统在区域B中的每个&相位编码处 采集一个投影视角e，如进程框404所示，并且在区域C中的每个kz相位编码 处采集一个投影视角e，如进程框406所示。然后在408，标记被设置成"2"， 并在410递增投影视角6以采集下一投影角。然后，系统返回进程框402以在中心区域a中采集新投影视角e。因为现在标记被设置成"2"，所以在此视角e下仅对区域b进行采样，如进程框412所示，并且在414，标记被设置成"3"。然后，在进程框410， 再次递增视角e，并且系统再次返回以便在进程框402从区域A采集k空间数据。因为现在标记被设置成"3"，这次在新的视角e下从区域c采集投影视图，如进程框416所示，并且在进程框418，标记被设置回"2"。显而易见的是，随着采集连续的视角，标记在"2"与"3"之间切换，结果以图9中所示的模式对k空间数据进行采样。如判定框420所确定的，当最 后的视角e。已被采集时， 一个图像帧己被采集，并且如进程框422所示，区域 A、 B和C的k空间数据被保存。在较佳实施例中，在每个图像帧采集期间， 采集15个等距投影视角e。仍参照图8A，扫描以同一方式继续以采集连续的图像帧。然而，如进程 框414所示，不采集相同的投影视角，相反，投影视角与已采集视角交错。因 而，在采集了两个图像帧之后，已在每个区域A、 B和C中已对2xl5二30个不 同投影视角进行采样，在已采集了三个图像帧之后，已对45个不同的投影视 角进行采样，如此类推，直至在扫描结束时采集15xn个不同的交错投影角， 如判定框426所确定的。显而易见的是，扫描因两个因素而显著縮短。首先，对每个图像帧，仅采 集15个投影视图，而非常规用于避免图像伪像的通常400到800个视图。另 外，虽然在每个视角e对k空间的中心区域A进行采样，但是每隔一投影视角 e才对外围区域B和C进行采样，如图9中所示。这大致将扫描时间较小了三 分之一，但是它也意味着错过k空间数据。如图8A中的进程框428所示，这 通过对错过的投影视角内插k空间数据来解决。图9中对一个视角02进行说明， 其中内插数据C2通过在相邻投影视图d和C3中的对应的k空间样本点进行线 性内插来生成。结果，如图10中，生成完整但高度欠采样图像帧k空间数据 集。参看图8B和10，下一步骤是沿、执行一维傅立叶逆变换，如进程框430 中所示。此变换解决信号沿z轴的位置，以定义沿z轴设置的多个2D切片。然后，对每个2D断面重建合成图像，如进程框432所示。较佳地，来自 所有采集到的图像帧的所有投影视图用于重建每个2D合成图像，以便生成可 能实现的最佳图像，尽管并不使用所有图像帧。例如，如果采集十个图像帧， 则可在每个2D合成图像的重建中使用总共10x15=150个交错投影视图。执行 每个2D切片的常规图像重建，并且在较佳实施例中，这通过将投影视图k空 间样本重新栅格化到2D笛卡尔栅格并沿每个轴执行常规两维傅立叶变换来实 现。可存在许多替代的合成图像重建方法。与对每个2D切片生成2D合成图 像不同，可对整个体积重建单个3D合成图形，或者对每个区域A、 B和C重建单独的3D合成图像。具体参看图8B，现在使用由本发明示教的方法来重建每个所采集的图像帧中的每个2D切片。根据以下描述将变得明显的是，对每个图像帧重建一个 2D切片图像，然后对2D切片的每一个重复该过程直至图像帧被完全重建。结 果是每个所采集的图像帧的3D图像。在此重建进程中的下一步骤是对当前2D切片的合成图像进行重新投影， 如进程框434所示以及图11中所示。这是如在Jiang Hsieh在SPIE Press 2003 的第三章的"Computed Tomography Principles, Design, Artifacts and Recent Advances (计算X线断层摄影术的原理、设计、制品及最新进展)"中所述的 常规Radon变换，并且对扫描期间所采集的每个视角e生成合成图像投影Pc。 然后，进入循环，其中重建一个帧图像中的一个2D切片，如436概括所示的。如进程框438所示的，2D切片重建中的第一步骤是对所采集的2D切片的 投影视图P进行归一化。这通过首先执行k空间投影视图到Radon空间的傅立 叶变换，然后将其中的值除以同一视角e下的合成图像投影Pe中的对应值来完 成。然后，将结果归一化投影P/Pe逆投影到FOV中，如进程框440所示。将 结果逆投影值添加到由对当前帧图像切片中的所有逆投影归一化投影视图求 和所形成的无约束投影视图，如442所示。按判定框444所确定的，对所采集 的投影视图(在此实施例中为15个)的每一个重复此进程，然后将形成的所 得2D无约束切片图像与对应的合成图像2D切片相乘，如进程框446所示。这 是矩阵乘法，其中无约束图像阵列中的像素值与合成图像阵列中的对应像素值 相乘。所得重建切片图像被存储为当前图像帧的一部分，如进程框448所示。对下一图像帧中的同一断面重复上述进程436，如进程框450所示。当已 按判定框452所确定的对所采集的图像帧的每一个重建当前切片时，对每个图 像帧重建下一切片，如进程框454所示。当每个图像帧的最后的2D切片被重 建时，重建进程完成，如判定框456所检测到的。使用更完全采样的合成图像的每个高度欠采样图像帧的约束重建导致更 少的图像伪像，同时对每个图像帧保持较短的扫描时间。本发明的另一临床应用是对比增强磁共振血管造影术(CEMRA)。在动 态CEMRA研究中，在高时间速率下采集图像帧，以便观察流入感兴趣的脉管 系统的造影剂。结果，在研究期间的不同时刻，脉管亮度将得到增强，并且用 于根据本发明的示教重建连续帧图像的合成图像将不保持恒定。换言之，在动态研究期间，用于重建帧图像的合成图像应当进行更新，以便适当地反映脉管 逐渐填充造影剂并且在所采集的图像中变得更亮的事实。具体参看图12，较佳CEMRA程序中的第一步骤是采集预对比 (pre-contrast)掩模图像和初始合成图像，如进程框330所示。使用图6A的 成像脉冲序列，并且对掩模图像采集足够的视图以满足奈奎斯特准则。然后， 如进程框332所示，造影剂被注入到目标中，并且进入循环，在其中尽可能快 地采集帧图像。应当理解，如果在造影剂流入FOV之前进行采集，则可在造 影剂施加之后采集掩模。如进程框334所示，采集一个帧图像的k空间投影视图，并且如进程框336 所示，重建该帧图像。如上述实施例中所示，选择一个帧图像的投影视图以尽 可能均匀地对k空间进行采样，并且所采集视图的数量由规定的时间分辨率来 确定。当然，本发明的优点是可减少视图的数量以实现较高的时间分辨率而不 丧失图像分辨率并且不增加条纹伪像。图像帧重建336与以上参照图7中的进 程框310、 312和314所述的相同，其中合成图像中的先验信息用于对逆投影 进行高度约束。在重建图像帧之后，从其扣除预对比掩模图像，如进程框338所示。如此 进行以从稍后被显示的所得帧图像中移除非脉管组织，如进程框340所示。如果按判定框342确定的将要采集附加帧图像，则首先更新合成图像，如 进程框344所示。如上所述，在动态研究期间，正被成像的目标脉管系统持续 变化，并且目的是尽可能实时地保持合成图像，从而对下一图像帧实现更精确 的高约束逆投影。图13中示出了此合成更新步骤，其中框345-352表示在动 态研究期间进行的连续图像帧采集。例如，如果要重建的下一图像帧由框349 来表示，则己更新的合成图像通过对n4个先前采集的图像帧与当前图像帧进 行组合来形成。更具体地，针对n个先前图像帧加上当前图像帧的交错k空间 投影视图被组合以形成单个k空间图像，如进程框352所示。从此组合数据集 重建已更新的合成图像，如进程框354所示。如上所示，这是常规图像重建进 程。在以上参照进程框312所述的随后图像帧的逆投影349中，使用已更新的 合成图像。仍参照图13，因而通过n个先前所采集的图像帧和当前图像帧的窗口形成 已更新合成图像，该当前图像帧最精确地反映了正被检查的目标的当前状态。 当目标中的变化相对较慢时，可增加n的值以包括更多先前所采集的图像帧。所得的更大量的投影视图改进了所得已更新合成图像的质量。另一方面，当快 速变化时，可将11减小到少至11=1个图像帧，以便正确地反映正被检查的目标 的真实状态。因此，在对n的选择导致的高SNR方面与更精确的动态变化描绘 的另一方面之间存在平衡。如果在动态扫描完成之后重建帧图像，则用于更新合成图像的所采集的图 像帧窗口可扩展成包括在当前图像帧之后采集的图像帧。例如，正被重建的图 像帧可处于窗口的中间，并且当前图像帧之前和之后所采集的其它图像帧的数 量基本上相等。或者，可在窗口的起始处采集当前图像帧。在这种所采集的图 像帧的后处理中，可重建许多不同的图像帧，其中可改变窗口大小和窗口相对 于当前图像帧的定位以实现最佳结果。再次参照图12，在合成图像被更新之后，系统返回以采集下一帧图像，如 进程框360所示。因为己更新的合成图像通过组合先前所采集的图像帧来形成， 所以当来自n个连续图像帧的k空间数据被组合时，从一个帧到下一帧的投影 视图应当如上所述地交错，从而基本上均匀地对k空间进行采样。在图12中所示以及上述的CEMRA方法中，当执行动态研究时，几乎实 时地重建并显示图像帧。图14中示出了替代CEMRA方法，其中在执行图像 重建之前，在进程框380采集所有图像帧。在此实施例中，在进程框332处注 入造影剂之前，在进程框330处预先采集掩模投影，并从对应的注入后k空间 投影扣除该掩模投影，如进程框382所示。大量经扣除的投影可用于重建合成 图像，如进程框384所示。使用标准图像重建方法，因为可从研究获得更完整 的径向投影集。然而，为了使合成图像随图像帧与在进程386重建的图像帧保 持更新，仅与所选时间帧同时采集的经扣除的投影通常用于形成合成图像，如 图13所示。在进程框386通过将所选择的采集到的投影视图傅立叶变换到 Radon空间并使用上述合成图像执行高约束逆投影来重建图像帧。如进程框388和390所示，可通过更新从经扣除的投影产生的合成图像并 使用正确选择的投影重复逆投影来重建附加图像帧。本发明该实施例的优点是在执行高约束逆投影之前，从所采集的图像数据 扣除掩模图像数据。这从FOV移除了没有临床价值的许多结构并导致"稀疏" 数据集，该数据集使得逆投影过程更精确地聚焦在感兴趣的临床结构上。而且， 因为在图像重建之前采集所有数据，所以可使用在采集当前图像帧之前和之后 所釆集的投影视图的窗口来更新合成图像。这使得更多投影视图能被组合。尽管上述实施例的目的是使用尽可能精确地描述正被成像的目标的合成 图像，但是存在其中有意改变合成图像是有益的临床情况。例如， 一种此情况是当进行其中主动脉呈现在视场中的肾脏动脉的CEMRA研究时。来自大动脉 的优势NMR信号可生成难以移除的条纹伪像。在此示例中，期望抑制该信号， 因为其没有临床价值。这可通过改变用于对帧图像进行逆投影的合成图像来用 本发明实现。图15中示出了本发明中对合成图像作出这种改变以滤除视场中的目标物 体的一实施例。此实施例是增强预先采集的欠采样及时间分辨图像帧的质量的 后处理方法。更具体地，在目标的研究期间，扫描包括采集一系列图像帧投影， 如进程框364所示。在扫描完成之后，此所采集的k空间投影数据被存储并处理。如由进程框366所示的第一后处理步骤是通过从多个所采集的图像帧投影 集组合交错k空间投影视图来重建一个或多个合成图像。这是常规图像重建， 并且之后显示所得的合成图像，如进程框367所示。如进程框368所示，操作 员编辑合成图像。在上述示例临床应用中，操作员可圈出描述大动脉的像素， 并将它们的值设置成零。换言之，从合成图像移除大动脉。为了进一步抑制非 期望物体，所圈出的待删除像素也被傅立叶变换回k空间，并从每个图像帧的 对应k空间投影中扣除。然后，使用这种经改变的合成图像和经改变的k空间投影来重建图像帧。 如进程框370所示， 一组图像帧k空间投影被傅立叶变换到Radon空间，并且 使用本发明的经编辑的合成图像和约束逆投影来进行逆投影，以生成如进程框 372所示进行显示的帧图像。此步骤与以上参照图7中的进程框310、 312和 314描述的重建相同，并且按判定框374所确定的对所有采集到的图像帧重复 该步骤。显而易见的是，为了适应在研究期间目标中的突然变化，多个合成图 像可被创建并用于重建如上所述系列中的帧图像。在此情况中，编辑每个已更 新的合成图像以便在将其用于逆投影步骤之前移除所顾虑的物体。本发明的又一实施例生成相位对比MRA图像。在此实施例中，所用的脉 冲序歹ij使用如题为"Phase Contrast Imaging Using Interleaved Projection Data(使 用交错投影数据的相位对比成像)"的美国专利No. 6,188,922所述的附加运动 编码梯度，并且常常不使用造影剂。在使用同时采集的投影来形成合成图像的 情况下，被重建的相位图像使用上述逆投影方法。
权利要求
1.一种用于对被定位在磁共振成像(MRI)系统的视场(FOV)中的目标生成图像的方法，包括如下步骤a)使用所述MRI系统对被定位在所述FOV中的所述目标采集投影视图集；b)使用所述MRI系统生成指示被定位在所述FOV中的所述目标的每个合成图像的像素处的值的合成图像；和c)重建所述目标的图像，通过c)i)将所述集合中的每个投影视图逆投影到所述FOV并且通过所述合成图像中的对应像素的所述值对逆投影到每个图像像素的所述值加权；以及c)ii)对每个图像像素的所述逆投影值进行求和。
2. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，如下计算步骤c)i)中的每个图像像素的逆投影值Sn:sn=(pxcn)/|;c 其中P二正被逆投影的所述投影视图值； C^所述合成图像中的对应像素值； S^沿逆投影路径的第n个像素的所述值；以及 N-沿所述逆投影路径的像素的总数。
3. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，步骤b)包括编辑所述合成图像以移除其中的物体以及由此基本上最小化该物体在所述重建图像中的出现。
4. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，步骤c)i)中的所述加权包括使用 来自所述合成图像的对应投影视图对每个投影视图进行归一化，并且将所述逆投影 值与所述合成图像中的所述对应像素的所述值相乘。
5. 如权利要求4所述的方法，其特征在于，还包括d) 在所述图像系列的重建期间周期性地更新所述合成图像以在其中描绘在检 査期间所述目标中发生的变化。
6. 如权利要求5所述的方法，其特征在于，所述合成图像的所述更新包括使 用步骤a)中所采集的投影视图来重建所述合成图像。
7. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，步骤a)包括采集所述目标的k空 间投影视图，而步骤c)包括对所述k空间投影视图进行傅立叶变换。
8. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，响应于表示所述目标中选定的生理事件的选通信号来执行步骤a)。
9. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，所述FOV是三维的，生成三维图 像，并且步骤c)中重建的所述图像I(x，y,z)为-,(x， y， z) = Z (P(r，久灼* C" y， z)(。") / Pc (r,仏灼其中求和(E)覆盖所采集的集合中的所有投影视图；I&，y,力是在FOV像素位置x,y，z处的所述图像值；P(f,^是来自视角e, ^处采集 的所述视图的所述逆投影值；C^力是在像素位置x,y,z处的所述合成图像值；以及e(r^^)是从所述视角e， ^处的所述合成图像投影的轮廓值。
10. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，包括d) 在施加造影剂之前，采集在其每个图像像素处描绘被定位在所述FOV中的 所述目标的掩模图像；e) 在执行步骤a)和b)之前，将造影剂施加到所述目标；以及f) 在执行步骤c)之前，从所述合成图像扣除所述掩模图像。
11. 如权利要求IO所述的方法，其特征在于，所述掩模图像和所述合成图像 被采集成投影视图集，并且步骤f)通过从所述合成图像集中的对应投影视图扣除所 述掩模图像集中的投影视图来执行。
12. 如权利要求IO所述的方法，其特征在于，步骤f)通过从所述合成图像中 的对应像素扣除所述掩模图像中的像素来执行。
13. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，步骤c)包括在执行步骤c)i)之前 对每个投影视图进行傅立叶变换。
14. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，包括 d)在用于执行步骤a)的视角下重新投影所述合成图像；以及其中步骤c)i)中的所述加权包括通过将其值除以同一视角下的所述合成图像 的所述投影视图中的对应值来归一化每个投影视图。
15. —种用于对被定位在磁共振成像(MRI)系统的视场(FOV)中的目标生 成一系列图像帧的方法，包括如下步骤a)采集一系列图像帧k空间数据集，每个图像帧k空间数据集包括来自k空 间的中心区域的k空间样本以及来自多个外围k空间区域的k空间样本，并且其中 每个图像帧k空间数据集中的所述k空间样本与其它图像帧k空间数据集中的所述k空间样本交错；b)根据来自多个所述图像帧k空间数据集的中心区域k空间样本来重建中心 区域合成图像；C)根据来自多个所述图像帧k空间数据集中的所述外围k空间区域之一的k 空间样本来重建第一外围区域合成图像；d) 根据来自多个所述图像帧k空间数据集中的所述外围k空间区域的另一个 的k空间样本来重建第二外围区域合成图像；以及e) 使用来自步骤b)、 C)和d)的所述合成图像中的先验信息来根据其对应的k 空间数据集重建所述图像帧系列的每一个，从而加权所述图像帧中的所述像素值。
16. 如权利要求15所述的方法，其特征在于，采集所述k空间样本作为投影 视图，并且步骤e)包括e)i)对图像帧k空间数据集中的所述投影视图进行傅立叶变换；以及 e)ii)将每个经傅立叶变换的投影视图逆投影到所述FOV中并通过所述合成 图像之一中的所述对应像素的所述值对逆投影到每个图像帧像素的所述值加权。
17. 如权利要求16所述的方法，其特征在于，步骤e)ii)中的所述加权包括使 用来自所述一合成图像的对应投影视图来归一化每个经傅立叶变换的投影视图，并 且将所述逆投影值与所述一合成图像中的所述对应像素的所述值相乘。
18. 如权利要求15所述的方法，其特征在于，k空间的每个区域包括多个两 维切片，并且每个区域合成图像包括对应的多个两维合成图像。
19. 一种用于对被定位在磁共振成像(MRI)系统的视场(FOV)中的目标生 成一系列图像帧的方法，包括如下步骤a) 采集一系列不完全图像帧k空间数据集，每个图像帧k空间数据集包括来 自k空间的中心区域的k空间样本以及来自多个外围k空间区域的k空间样本，并 且其中每个图像帧k空间数据集中的所述k空间样本与其它图像帧k空间数据集中 的所述k空间样本交错；b) 通过根据所采集的外围区域k空间数据计算外围区域k空间数据来生成一 系列对应的完全图像帧k空间数据集；C)根据来自多个所述完全图像帧k空间数据集的k空间样本来重建合成图像；d)使用所述合成图像中的先验信息来根据其对应的完全图像帧k空间数据集重建所述图像帧系列的每一个，从而加权所述图像帧中的所述像素值。
20. 如权利要求19所述的方法，其特征在于，采集所述k空间样本作为投影视图，并且步骤d)包括d)i)对完全图像帧k空间数据集中的所述投影视图进行傅立叶变换；以及 d)ii)将每个经傅立叶变换的投影视图逆投影到所述FOV中并通过所述合成图像中的所述对应像素的所述值对逆投影到每个图像帧像素的所述值加权。
21.如权利要求20所述的方法，其特征在于，步骤d)ii)中的所述加权包括使用来自所述合成图像的对应投影视图来归一化每个经傅立叶变换的投影视图，并且 将所述逆投影值与所述合成图像中的所述对应像素的所述值相乘。
全文摘要
在动态研究目标期间，采集两维或三维时间分辨MR帧图像。合成MR图像被生成并用于通过针对该图像帧采集的每个投影视图的逆投影(约束逆投影)进行加权来重建每个图像帧。该合成图像可根据单独采集的视图来重建，或者可通过组合在动态研究的过程期间采集的视图来生成。描述了该方法的大量不同临床应用。
文档编号G01R33/561GK101263398SQ200680024659
公开日2008年9月10日 申请日期2006年7月6日 优先权日2005年7月8日
发明者C·A·米斯特瑞塔 申请人:威斯康星校友研究基金会