专利名称：用于排序代表mr图像数据的频域分量的系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于例如通过按阵列中的各自对应的单独数据元素的半径增加和减 少的顺序连续采集频率分量来安排采集(acquisition)代表MR图像数据的频域分量以存 储在存储阵列(例如k空间)中的顺序的系统。
背景技术：
公知的MR成像系统采用基于3D FLASH(快速小角度激发)的对比增强的MR血管 造影(CEMRA)序列，所述对比增强的MR血管造影(CEMRA)序列利用中心相位编码的k空间 元素重新排序方案(此处被称为公知的中心重新排序)。K空间是在数据采集期间存储来 自数字化MR信号的数据的临时图像空间，并且包括在再现之前空间频率域中的原始数据。 当k空间满了时(在MR扫描结束时)，在数学上处理所述数据以便产生最终图像。图2a示 出了关于它们离k空间原点(10的径向距离而分类的ky-kzA，并且示出了在使用公知的 中心相位编码的k空间元素重新排序所提供的半径b的最先3个增量之后的ky-kz轨迹。因为k空间中的对称性，存在至少4个具有相同径向距离的k空间点，这些k空间 点根据相对于ky轴的方位角Φ被分类。中心排序在& = 0处开始，并且继续使用具有线 性增加的径向距离的k空间点(图2a)。因为该严格的径向分类，所以规则地出现4个象限 之间的跳跃。图2b示出了通过公知的中心重新排序所选择的5个相邻点并且k空间跳跃 朝向k空间外围更大。这些跳跃引起令人讨厌的噪声并且干扰某些病人。根据本发明原理 的系统处理这些缺点及相关的问题。
发明内容
螺旋中心重新排序系统(spiral centric reordering system)采用对比增强的 MR血管造影(CEMRA)的MRI相位重新排序处理，并且可以应用于单相位MRA和动态MRA技 术、例如具有随机轨迹的时间分辨成像法(TWIST)，以便通过在分类中减小对半径的重视并 且通过确定ky-kz平面中后继的k空间点被尽可能接近地选择来减小总的ky-kz重新排序距 离。该系统安排采集代表MR成像数据的频域分量(component)以存储在存储阵列(例如k 空间)中的顺序。单独数据元素的存储阵列存储包括MR数据集的对应单独频率分量。单 独数据元素的阵列具有指定的中心，并且这些单独数据元素单独地具有到指定的中心的半 径。磁场生成器生成采集对应于存储阵列中的单独数据元素的多个单独频率分量所使用的 磁场。在代表MR图像的MR数据集的采集期间，单独频率分量按各自对应的单独数据元素 的半径随着多个单独频率分量被顺次采集而沿着基本上螺旋的路径增加和减少的顺序而 被连续采集。存储处理器将使用磁场所采集的单独频率分量存储在阵列中对应单独数据元 素(element)中。
图1示出了根据发明原理的、用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在 阵列中的顺序的系统。图2a示出了公知的中心相位编码的k空间元素重新排序，并且图2b示出了通过 公知重新排序布置所选择的5个相邻点。图3a示出了根据发明原理的、螺旋中心相位编码的k空间元素重新排序，并且图 3b示出了通过螺旋中心重新排序布置所选择的5个相邻点。图4图示了根据发明原理的、在ky_kz平面中使用的笛卡尔和极坐标标记。图5图示了根据发明原理的同心环部分的分析。图6示出了根据发明原理的使用对比剂团注试验的延迟的螺旋中心CEMRA序列的 生理计时和MR序列事件。图7示出了根据发明原理的具有随机轨迹的时间分辨成像(TWIST time-resolved imaging with stochastic trajectories)的 MR 图像采集 kr_t 图禾口 Α/Β 区域计时。图8示出了根据发明原理的由用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储 在阵列中的顺序的系统所执行的过程的流程图。图9示出了根据发明原理由用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在 阵列中的顺序的系统所执行的另一个过程的流程图。
具体实施例方式系统有利地以螺旋中心方式来安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在存 储阵列(例如k空间)中的顺序，其将较少的重点放于径向距离，并且在一个实施例中，通 过填充同心环区域来确保连续采集的k空间点被紧密地分布。螺旋中心重新排序系统采用 用于对比增强的MR血管造影(CEMRA)的MRI相位重新排序处理，并且可以被应用在单相位 MRA和动态MRA技术例如TWIST中。系统通过分类并且通过确信基本上相邻地选择ky_kz平 面中后续的k空间点来减小总的ky-kz重新排序距离。图3a示出了螺旋中心相位编码的k空间元素重新排序的同心环和ky-kz轨迹。 具体来说，图3a示出了螺旋中心环区域的最先2次迭代(对应于内部的2个同心环)之后 的轨迹。k空间元素采集的路径沿着如在图3b中示出的在& = 0处开始的螺旋状的轨迹。 如示出了通过螺旋中心重新排序布置所选择的5个相邻点的图3b所图示的那样，这基本上 消除除了 k空间中的除角落之外的象限跳跃。公知的MR成像扫描仪的大的噪声现在被较 悦耳的减小的振荡波声音所代替。系统有利地提供了显著地更短的总重新排序距离，以便 在没有有助于保存扫描时间(即超短TR(重复时间)，直到20%的扫描时间减小)的相位 编码的复绕器(rewinder)的情况下采集对比增强的MR血管造影(CEMRA)图像时减轻相位 相干性伪影。相位编码的复绕器梯度被用来将轨迹带回到k空间原点。图1示出了用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在k空间存储阵列 中的顺序的系统10。在系统10中，磁体12在要被成像并且在桌子定位上的病人11的身 体中产生静态基础磁场。在磁体系统中，用于产生位置相关的磁场梯度的梯度线圈14被加在静态磁场上。梯度线圈14响应于通过梯度和勻场和脉冲序列控制模块16提供给其的梯 度信号，在三个正交方向上产生位置相关且勻场的磁场梯度，并且生成磁场脉冲序列。勻场 梯度补偿由病人解剖变化和其它原因导致的MR成像设备磁场中的不均勻性和可变性。磁 场梯度包括应用于病人11的片区(slice)选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和读出梯度磁 场。另外的RF(射频)模块20向RF线圈18提供RF脉冲信号，其作为响应产生磁场 脉冲，所述磁场脉冲将被成像的身体11中的质子的自旋旋转九十度或一百八十度以用于 所谓的“自旋回波”成像，或者旋转小于或等于90度以 用于所谓的“梯度回波”成像。脉冲 序列控制模块16结合RF模块20按照中央控制单元26的引导来控制片区选择、相位编码、 读出梯度磁场、射频传输和磁共振信号检测，以便采集代表病人11的平面片区的磁共振信 号。响应于所应用的RF脉冲信号，RF线圈18接收MR信号、即当它们返回到由静态和 梯度磁场建立的平衡位置时来自在身体内激发的质子的信号。MR信号被RF模块20内的检 测器和k空间分量处理器单元34检测并处理，以便将图像代表性数据提供给中央控制单元 26中的图像数据处理器。ECG同步信号生成器30提供用于脉冲序列和成像同步的ECG信 号。单元34中的单独数据元素的二维或三维k空间存储阵列存储了包括MR数据集的对应 的单独频率分量。单独数据元素的k空间阵列有指定的中心，并且这些单独数据元素单独 地具有到所指定的中心的半径。磁场生成器(包括磁线圈12、14和18)生成用于采集对应于存储阵列中的单独数 据元素的多个单独频率分量的磁场。在代表MR图像的MR数据集的采集期间，随着多个单 独频率分量被顺次采集，单独频率分量按各自对应的单独数据元素的半径沿着基本上螺旋 的路径增加和减少的顺序而被连续采集。单元34中的存储处理器将利用磁场所采集的单 独频率分量存储在该阵列中的对应的单独数据元素中。当多个顺次的单独频率分量被采集 时，各自对应的单独数据元素的半径交替地增加和减少。磁场按对应于阵列中一系列基本 上相邻的单独数据元素的顺序采集单独频率分量，并且连续采集的频率分量之间的磁场梯 度变化基本上被最小化。中央控制单元26使用存储在内部数据库的信息来以协调的方式处理所检测的MR 信号以便生成身体的所选择的片区(或多个片区)的高质量图像，并且调整系统10的其它 参数。所存储的信息包括预定的脉冲序列、磁场梯度和强度数据以及指示要被应用在成像 中的梯度磁场的计时、定向和空间体积的数据。所生成的图像被呈现在显示器40上。计算 机28包括使用户能与中央控制器26进行交互的图形用户界面(GUI)，并且计算机28使用 户能基本上实时地修改磁共振成像信号。显示器处理器37处理磁共振信号，以便例如提供 图像代表性数据用于显示在显示器40上。图4图示了在k空间数据元素阵列ky_kz平面中使用的笛卡尔和极坐标标记。具体 来说，图4示出了代表k空间数据元素的笛卡尔ky-kz点的半径GO 403和关于ky轴的方位 角(Φ)405。在1^和1^方向上的k空间数据点的直线索引(index) (u，v)开始于左上角中 的(0，0)处，并且(Uq，Vq)是！^-kz平面的原点处的索引(u，v)。第i次笛卡尔坐标[ky(i)， kz(i)](单位以mm1计)是[ky(i)，kz(i)] = [(u(i)-u0) * dky，(v(i)-v0) * dkj，
其中[dky，dkj = ky-kz平面中最小的增量= [l/F0Vy，l/F0Vj。对于第i 次笛卡尔坐标点[ky(i)，kz(i)]，半径(kr(i))是kr(0 = ^~y(i)2+kz(02 ,
且半径&的最小增量是说，=^dky2+dkz2。关于ky轴的方位角(小(i))是小(i) = arctan (kz (i) /ky (i))，
。如果 ky(i) = 0 J.kz(i) = 0，则小(i) = 0。如果 ky(i) = 0 J.kz(i) >0，则小⑴=Ji/2。如果 ky(i) = 0 且 kz(i) < 0，则小(i) =3ji/2。图5图示了同心环部分的分析。除了半径和方位角之外，k空间分量处理器单元 34使用等距同心环区域编号(N)503来执行作为分类计算的一部分的螺旋中心重新排序计 算。如下来确定同心环区域编号N。使j为环区域在径向方向增加的索引。对于第j个环区域，外部半径、。ut(j)是kr,。ut (j) = kr, in(j) + A kr = kr,。ut (j-1) + A kr，其中k,,in是内部半径(其是之前的环区域(j_l) 505的外部半径)，并且Ak,是环 宽度。基于来计算环宽度Ak"Akr = ffwidthdkr,其中Wwidth是用于调整环宽度的加权因子。在一个实施例中，Wwidth被设置成2，并 且这确保在每个环区域中采集沿着ky和kz轴的至少2个数据点。对于任何给定的半径
同心环区域编号(N)被确定为:N(kr) = floor [kr/A kr]，并且算子floor [X]是将x舍入到 最近的整数的“floor”函数。k空间分量处理器单元34使用具有如之前确定的、对于单独ky_kzk空间数据元素 而计算的3个分量(即半径kr(0kr,fflJ、方位角(H0彡小< 2 )和环区域编号 N(0^N^Nfflax))的顺序度量等式M(b， )，来执行螺旋中心重新排序计算，并且MR扫描 根据按递升顺序的M的值被执行。顺序度量等式M是M(kr,小)=kr/kr,隱*Wr+小/^UW.+N/N匪*WN。通过除以最大值(由下标max代表)来将度量等式M(kr，中的单独分量归一 化到范围
，并且单独分量具有对应的加权因子W以便给出优先加权。加权因子确定不 同的重新排序布置。公知的中心重新排序被实施，其中1>>14)且1 = 0。相反，对于由 单元34执行的螺旋中心重新排序，加权因子是WN >>ff, >>ffr> 0，且Wwidth > 0。在螺 旋中心重新排序的一个实施例中，加权因子例如被设置如下W, = 10_6，W, = 1，WN = 106， 并且Wwidth = 2。对于不同分量的加权因子被106分开，以减小潜在的相互干扰。由公知中心重新排序生成的静态状噪声是由于随着半径的增加要求磁场梯度迅 速变化的象限跳跃而引起的。系统10采用K空间分量处理器单元34以便使用较小的增 量变化来最小化磁梯度转换，并因此减小了噪声。相位相干性伪影由自旋相位残余(spin phase residual)引起，在扫描重复时间TR结束时(用来将k空间轨迹带回到k空间原点 的)相位编码(PE)复绕器梯度通常会处理所述自旋相位残余。在没有PE复绕器梯度的情 况下，所述剩余继续在MR序列的过程上进行累积，并且自旋相位残余的数量与相位重新排序行进距离直接成比例。因此，通过具有最小的相位重新排序距离，相位相干性伪影被有利 地显著削弱。在一个实施例中，k空间分量处理器单元34基于笛卡尔几何体系来执行螺旋 中心相位重新排序，并且使用floor函数来将k空间分成同心区域。对比增强的MR血管造影(CEMRA)序列(利用计时团注(timingbolus)成为螺旋状 并且fl3d_ce(对比增强的快速小角度激发))有利地使用由单元34提供的螺旋中心重新 排序以便使病人的不适得到缓解并且用于提供超短TR扫描。此外，该系统促进并且改进了 要求最小相位累积的3D应用。该系统还有利地改进3D SSFP(稳态自由进动)序列，因为 使用被最小相位编码的增量减轻了相关的流动效应。由单元34执行的螺旋中心重新排序 还用于利用团注追踪(care-bolus)技术的对比增强的MR血管造影。在对比剂注射之后， 应用实时成像序列，其以大约每秒1个图像的速率产生图像。响应于对比剂到达感兴趣的 解剖区域，用户切换到在k空间的中心处开始的对比增强的成像序列，以便优化地显现动 脉增强。该序列使用单元34进行螺旋中心重新排序以便有效地在动脉窗口期间执行k空 间的中心的扫描，在该动脉窗口中各自对应的单独数据元素的半径随着单独频率分量被顺 次采集而增加和减小。因此，在一个实施例中，单元34螺旋中心重新排序在整个扫描过程 中具有显著的振荡特性。相反，在公知的中心重新排序中，在时间上采样的k空间数据元素 的半径是单调地并且连续增加的。图6示出了使用对比剂团注试验的延迟的螺旋中心CEMRA序列的生理计时和MR 序列事件。对于使用团注试验的对比增强的MR血管造影(例如优化的FLASH 3D序列fl3d_ ce)来说，k空间中心的延迟测量是优选的。在由单元34执行的螺旋中心重新排序中k空 间数据元素的顺序被改变，使得在被称为“到中心的时间(time-to-center，TTC) ”605的用 户限定的时间之后在& = 0处的k空间数据元素被扫描。延迟的螺旋中心重新排序在向 kr = 0 (607)移动的中心部分603的边缘处开始k空间轨迹，并且再次向外移动以便在2个 基本上相等长度的路径中采集完整的中心部分。轨迹涉及采集中心部分603之外的k空间 区域以便完成k空间数据集。单元34螺旋中心重新排序在整个扫描过程中具有明显的振 荡特性，在其中各自对应的单独数据元素的半径随着单独频率分量被顺次采集而沿着基本 上螺旋的路径增加和减小。相反，在公知的中心重新排序中，在k空间的中心达到之前，在 时间上采样的k空间数据元素的半径是单调地、连续地减小的函数，并且在这之后是单调、 连续增加的函数。在包括时间上在动脉流617和静脉流610之前的对比剂注射615的事件中图示了 生理计时和延迟的螺旋中心重新排序轨迹625的对应的k,-t图。ky-kz图630示出了高亮 的中心部分数据603。由到中心的时间(TTC) 605的持续时间确定中心部分603的尺寸。中 心部分的采集计时与动脉窗口 620仔细地匹配以得到最佳结果。在另一个实施例中，对于动态对比增强的MR血管造影(例如TWIST)来说，螺旋中 心重新排序表被划分成两个部分。第一部分与中心区域A相关联，并且第二部分与外围区 域B相关联。在该实施例中，在2个相等长度的路径(即向内到& = 0，并且然后向外以便 完成A区域)中采集中心区域A，所述中心区域A类似于在图6中示出的中心部分603。然 而，与在单一向外的轨迹路径中所采集的图6中外围部分不同，在该实施例中，在多个出进 路径中采集外围区域B。具体来说，外围区域B的数据元素的采集在A区域的边缘处开始， 向k空间ky-kz数据的外部边缘移动并且向内返回移动到A区域的边缘。在每个B路径中的数据的数量由参数密度8%来确定。通过把多个B区域路径共享给频繁收集的中心区域 A，瞬时分辨率有利地被显著改善。图7示出了使用单元34(图1)执行的具有随机轨迹的时间分辨成像(TWIST)的 MR图像采集kr-t图和A/B区域计时。具体来说，对应于区域A 703的k空间中心区域和对 应于在中心区域A外围的k空间的区域B 705被用于TWIST k空间轨迹。TWIST k空间轨 迹包括(在时隙720、722、724中)具有单一路径的中心区域A的最先3个时间点(具有零 k空间半径(分别为710、712和714)的TpT1和T2)。A区域的尺寸由包括A区域和B区域 的相对半径的百分比参数来确定。外围B区域被分成4个出进路径B1、B2、B3和B4(时隙 740、742、744和746)。四个路径具有总k空间密度的25%的k空间数据元素密度。
有利的k空间数据元素轨迹通过在A路径和单一的B路径的重复成对采集(例如， 作为矩形760中高亮部分的Atl和B、)之前采集3个B路径(即Bk、B20和B3J来提供相 对高的瞬时分辨率。单元34通过利用之前采集的3个B路径的k空间数据元素来更新刚 刚采集的、A路径B路径k空间轨迹对(例如A0和B4J的k空间数据元素集，以便完成全 数据集。A和B路径轨迹对的持续时间确定瞬时分辨率。对于共享外围B区域数据来说， 多种其它的方案也是可能的，例如使用B区域数据用于再现特定路径An。为了该目的，在采 集An之后，使用在时间上最接近An路径k空间数据元素的B区域数据来采样外围B区域数 据，并且由多于一个的B区域的数据来内插得到单个k空间数据元素。在TWIST实施例中，单元34基于同心环编号和方位角来安排k空间数据元素(频 率分量)的采集的顺序。单元34在非零的半径环处开始采集并且发起基本上小于该环的 所有元素(即一个部分)的采集。单元34继续进行具有减少的环编号的k空间数据元素 的采集，并且在到达零半径之后，按相反的顺序采集k空间数据元素。在另一个TWIST实施例中，单元34可替换地执行第一和第二采集函数。第一采集 函数包括通过采样N个环的环η的一部分(例如一半)来发起对其k空间数据元素的采 集；通过继续采集k空间数据元素的同心环来采集下一个具有较小半径(叫做n-1)的环 的k空间数据元素直到到达为零的k空间半径；以及此后采集增加的k空间半径的同心环 中的k空间数据元素。第二个采集函数包括采集具有比环η低的密度的环n+1 (小于一半 的部分)的k空间数据元素；采集下一个具有较大半径的环的k空间数据元素直到到达最 大半径NWk空间环；以及采集减小的k空间半径的同心环中的k空间数据元素直到到达 环n+1。单元34基本上采集了在通过区域A的单个通道中的环1. . . η内必须要采集的所有 点，但是在通过区域B的单个通道中采集了基本上少于所有点的点(典型地<=50%的分 数)。在另一个实施例中，系统安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在阵列(例 如k空间)中的顺序。该系统包括用于存储代表感兴趣解剖区域的MR数据集的对应单独 频率分量的单独数据元素的存储阵列，所述单独频率分量包括低空间频率、中间空间频率 和高空间频率的分量。磁场生成器生成用于按中间空间频率、高空间频率和低空间频率的 顺序采集多个单独频率分量的磁场。高空间频率基本上对应于感兴趣区域离阵列的所指定 的中心的最大半径值。存储处理器将使用磁场所采集的单独频率分量存储在阵列中对应的 单独数据元素中。在本发明的特征中，磁场生成器生成用于按高空间频率、中间空间频率和低空间频率的顺序采集多个单独频率分量的磁场，所述高空间频率基本上对应于感兴趣区域离该 阵列的所指定的中心的最大半径值。存储处理器将使用该磁场所采集的单独频率分量存储 在该阵列中对应的单独数据元素中。图8示出了由系统10(图1)执行的过程的流程图，所述系统10包括用于安排采 集代表MR图像数据的频域分量以存储在阵列中的顺序的K空间分量处理器单元34。在步 骤811处的开始之后，在步骤812中，系统10中的(相位编码)磁场生成器生成磁场，该磁 场被用于采集(以及存储)对应于二维存储(k空间)阵列中的单独数据元素的多个单独 频率分量，其中所述二维存储阵列可以包括一部分三维阵列。单独频率分量包括例如作为 复数被存储在阵列的对应单独数据元素中的幅度和相位数据。单独数据元素的阵列有指定 的中心，并且单独数据元素单独地具有到该指定的中心的半径。在采集代表MR图像的MR 数据集期间，随着多个单独频率分量被顺次采集，单独频率分量按各自对应的单独数据元 素的半径沿基本上螺旋的路径增加和减少的顺序被连续采集(并存储)。具体来说，随着顺 次的多个单独频率分量被采集，各自对应的单独数据元素的半径交替地增大和减小。磁场按对应于阵列中一系列基本上相邻的单独数据元素的顺序采集(和存储)单 独频率分量，并且连续采集的频率分量之间的磁场梯度的变化基本上被最小化。在一个实 施例中，该顺序对应于以具有基本上零半径的单独数据元素开始的、基本上相邻的单独数 据元素的序列。该顺序也对应于该阵列中递增半径(incremental radius)的单独数据元 素的同心环的带(band)，并且单独的带包围多个不同半径的单独数据元素。此外，磁场在前 进到下一个增加的半径的环之前采集(以及存储)单独同心环中的单独频率分量。随着多 个单独频率分量被顺次采集，磁场连续地采集对应于单独的环内增加和减少半径的连续的 单独数据元素的、单独同心环中的单独频率分量。具体来说，磁场采集以具有基本上零半径 的单独数据元素开始的第一中心区中的单独频率分量。在另一个实施例中，磁场以对应于具有第一非零半径的单独数据元素的分量开始 按相反的顺序采集(和存储)单独频率分量，直到对应于基本上零半径的单独数据元素的 频率分量被采集。具体来说，磁场按突出地(predominantly)减少的半径的反向顺序采集 以对应于具有第一非零半径的单独数据元素的分量开始的多个单独频率分量，直到对应于 基本上零半径的单独数据元素的频率分量被采集。磁场还响应于采集到对应于基本上零半 径的单独数据元素的频率分量而按正向顺序采集(和/或存储)单独频率分量。具体来 说，磁场响应于采集到对应于基本上零半径的单独数据元素的频率分量而按半径突出地增 加的正向顺序采集单独频率分量。此外，存储阵列包括内部区域和外部区域，并且磁场按交替的分别突出地增加和 减小半径的正向和反向的顺序采集对应于外围区域中单独数据元素的多个单独频率分量。 而且，磁场按交替的分别突出地增加和减小半径的正向和反向的顺序采集对应于外部(外 围)区域和内部(中心)区域中的单独数据元素的多个单独频率分量。在另一个实施例 中，磁场按对应于随多个单独频率分量被顺次采集而分别增加和减少的半径的一系列基本 上相邻的、以具有基本上零半径的单独数据元素开始的单独数据元素的顺序来采集单独频 率分量。此外，该顺序对应于阵列中递增半径的单独数据元素的同心环的带。在步骤815中，系统10使用磁场采集单独频率分量。在步骤818，单元34将所采 集的代表MR数据集的单独频率分量存储在二维或三维阵列中对应的单独数据元素中。图
128的过程在步骤831终止。图9示出了由系统10(图1)执行的又一个过程的流程图，所述系统10包括用于 安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在包括内部区域和外部区域的阵列中的顺序 的K空间分量处理器单元34。在步骤911处的开始之后，在步骤912，系统10使用单元34 中的单独数据元素的存储阵列用于存储代表感兴趣的解剖区域的MR数据集的单独频率分 量，所述单独频率分量包括低空间频率、中间空间频率和高空间频率的分量。在步骤915 中，系统10中的(相位编码的)磁场生成器生成用于按特定顺序采集(和/或存储)多个 单独频率分量的磁场。在第一个实施例中，该特定顺序是按中间空间频率、高空间频率和低 空间频率的顺序。特别地，磁场在采集低空间频率分量之前按中间空间频率和高空间频率 的顺序多次不同地采集单独频率分量。在第二个实施例中，该特定顺序是按高空间频率、中间空间频率和低空间频率的 顺序。高空间频率基本上对应于感兴趣区域离阵列的指定中心的最大半径值。低空间频率 基本上对应于通过感兴趣区域的对比剂的峰值。特别地，磁场在采集低空间频率分量之后 按低空间频率、中间空间频率和高空间频率的顺序多次不同地采集单独频率分量。在又一 个实施例中，磁场在采集低空间频率分量之后按高空间频率、中间空间频率和低空间频率 的顺序多次不同地采集单独频率分量。磁场采集高空间频率和中间空间频率分量以存储在 外部区域，并且采集低空间频率分量以存储在内部区域。在又一个实施例中，该特定顺序是按中间空间频率、低空间频率和高空间频率的 顺序。高空间频率基本上对应于感兴趣区域离阵列的指定中心的最大半径值。此外，磁场以 对应于具有第一非零半径的单独数据元素的分量开始并按相反的顺序采集单独频率分量， 直到对应于基本上零半径的单独数据元素的频率分量被采集。在代表MR图像的MR数据集 的采集期间，单独频率分量按各自对应的单独数据元素的半径随多个单独频率分量被顺次 采集而沿基本上螺旋的路径增加和减少的顺序而被连续采集。磁场响应于采集到对应于基 本上零半径的单独数据元素的频率分量而按正向顺序采集单独频率分量。在步骤918中， 单元34中的存储处理器将使用磁场所采集的单独频率分量存储在阵列中对应的单独数据 元素中。图9的处理在步骤931处终止。此处所使用的处理器是用于执行存储在计算机可读介质上的机器可读指令、用于 执行任务并且可以包括硬件和固件任意之一或其组合的设备。处理器还可以包括存储可 执行用于执行任务的机器可读指令的存储器。处理器通过操纵、分析、修改、转换或传输供 可执行程序或信息设备使用的信息和/或通过将该信息路由到输出设备来作用于该信息。 处理器例如可以使用或包括控制器或微处理器的能力，并且该处理器利用可执行指令被调 节，以执行不能由通用计算机执行的特定用途的功能。处理器可以与使得它们之间能够进 行交互和/或通信的任何其它处理器(电气地和/或如包括可执行部件那样)耦合。用户 界面处理器或生成器是包括用于生成显示图像或其部分的电子电路或软件或这二者的组 合的公知部件。用户界面包括一个或多个能够使用户与处理器或其它设备交互的显示图 像。如此处所使用的那样，可执行应用程序包括用于例如响应于用户命令或输入来调 节处理器以实施预定功能(例如操作系统、上下文数据采集系统或其它信息处理系统的功 能)的代码或机器可读指令。可执行程序是代码或机器可读指令段、子例程或用于执行一个或多个特定处理的可执行应用程序的代码或部分的其它的独特区段。这些处理可以包括 接收输入数据和/或参数；执行对所接收的输入数据的操作和/或响应于所接收的输入参 数来执行功能；以及提供作为结果的输出数据和/或参数。如此处所使用的那样，图形用户 界面(⑶I)包括由显示处理器生成的并且使得用户能够与处理器或其它设备以及相关联 的数据获取和处理功能进行交互的一个或多个显示图像。UI还包括可执行程序或可执行应用程序。该可执行程序或可执行应用程序调节显 示器处理器以便生成代表UI显示图像的信号。这些信号被提供给显示器设备，所述显示器 设备显示图像用于给用户看到。可执行程序或可执行应用程序还从用户输入设备(例如键 盘、鼠标、光笔、触摸屏或任何其它允许用户将数据提供给处理器的装置)接收信号。在可 执行程序或可执行应用程序的控制下，处理器响应于从所述输入设备接收的信号来操纵UI 显示图像。以这种方式，用户使用输入设备与显示图像进行交互，使得用户能够与处理器或 其它设备进行交互。此处可以自动地或者完全或部分地响应于用户命令来执行(例如图8 和图9的)处理步骤和功能。在没有用户直接发起动作的情况下，响应于可执行指令或设 备操作来执行自动执行的动作(包括步骤)。存储在数据元素中的单独K空间分量可以由涉及位置(x，y)和空间频率(kFE，kPE)的傅立叶变换对来代表，其中kFE和kPE是kFE = eGFEm Δ t以及 kPE = gnAGPET并且FE指频率编码，PE指相位编码，At是采样时间(采样频率的倒数)，T是GPE 的持续时间， 是回磁比(gyromagnetic ratio), m是FE方向上的采样数目，且η是PE方 向上的采样数目(也称为分区数目)，GPE是相位编码梯度且Gfe是频率编码梯度。该编码信 号的2D-傅立叶变换产生二维上的自旋密度分布的代表。K空间具有与最终图像相同的行 数和列数，并且在成像扫描期间，k空间在每个TR(重复时间)被填充一条线的原始数据。图1-9的系统、处理器、K空间轨迹和图形不是排它的。根据本发明的原理可以得 出其它系统、处理和菜单以便完成相同的目的。尽管本发明参考特定实施例被描述，但是将 会理解此处示出和描述的实施例和变型仅是说明的目的。本领域技术人员可以实施当前设 计的修改，而不偏离本发明的范围。该系统通过减小连续采集的k空间数据元素之间的k 空间距离、通过选择k空间点(数据元素)有利地以螺旋中心方式来排序代表MR图像数据 的频域分量的采集和存储，这样连续采集的k空间数据元素基本上是相邻的。此外，在可替 换的实施例中，处理和应用程序被定位在链接图1的单元的网络上的一个或多个(例如分 布式)处理设备上。图1-9中所提供的任何功能和步骤可以以硬件、软件或二者的组合来 实施。
权利要求
一种用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在阵列中的顺序的系统，包括单独数据元素的存储阵列，用于存储包括MR数据集的对应的单独频率分量，单独数据元素的所述阵列具有指定的中心，并且单独数据元素单独地具有到所述指定的中心的半径；磁场生成器，用于生成采集对应于在所述存储阵列中的单独数据元素的多个单独频率分量所使用的磁场，在代表MR图像的MR数据集的采集期间，随着所述多个单独频率分量被顺次采集，所述单独频率分量按各自对应的单独数据元素的半径沿着基本上螺旋的路径增加和减少的顺序而被连续采集；以及存储处理器，用于将使用所述磁场所采集的单独频率分量存储在所述阵列中对应的单独数据元素中。
2.根据权利要求1所述的系统，其中随着顺次的多个所述单独频率分量被采集，各自对应的单独数据元素的半径交替地增 加和减少；以及所述存储阵列是(a) 二维阵列和(b)三维阵列其中的至少一个。
3.根据权利要求1所述的系统，其中所述磁场按对应于所述阵列中一系列基本上相邻的单独数据元素的顺序来采集单独 频率分量，并且连续采集的频率分量之间的磁场梯度变化基本上被最小化。
4.根据权利要求3所述的系统，其中所述磁场按对应于从具有基本上零半径的单独数据元素开始的一系列基本上相邻的 单独数据元素的所述顺序来采集单独频率分量。
5.根据权利要求1所述的系统，其中所述磁场按对应于所述阵列中递增半径的单独数据元素的基本上同心的环的带的顺 序来采集单独频率分量，并且单独的带包围多个不同半径的单独数据元素。
6.根据权利要求5所述的系统，其中所述磁场在前进到增加的半径的下一个环之前采集单独的同心环中的单独频率分量。
7.根据权利要求6所述的系统，其中随着所述多个单独频率分量被顺次采集，所述磁场连续采集对应于在单独的环内增加 和减少半径的连续单独数据元素的、单独的同心环中的单独频率分量。
8.根据权利要求6所述的系统，其中所述磁场采集以具有基本上零半径的单独数据元素开始的第一中心区中的单独频率分量。
9.根据权利要求1所述的系统，其中单独频率分量包括作为复数被存储在所述二维存储阵列中的对应的单独数据元素中 的幅度和相位数据。
10.根据权利要求1所述的系统，其中用于存储对应的单独频率分量的单独数据元素的所述二维存储阵列包括k空间。
11.根据权利要求1所述的系统，其中所述磁场以对应于具有第一非零半径的单独数据元素的分量开始并且按反向顺序来采集单独频率分量，直到对应于基本上零半径的单独数据元素的频率分量被采集。
12.根据权利要求11所述的系统，其中所述磁场响应于采集到对应于所述基本上零半径的单独数据元素的所述频率分量而 按正向顺序采集单独频率分量。
13.根据权利要求1所述的系统，其中所述磁场按半径突出地减少的反向顺序采集以对应于具有第一非零半径的单独数据 元素的分量开始的多个单独频率分量，直到对应于基本上零半径的单独数据元素的频率分 量被采集；以及所述磁场响应于采集到对应于所述基本上零半径的单独数据元素的所述频率分量而 按半径突出地增加的正向顺序采集单独频率分量。
14.根据权利要求1所述的系统，其中 所述存储阵列包括内部区域和外部区域，所述磁场按交替的分别突出地增加和减小半径的正向和反向的顺序采集对应于所述 外围区域中的单独数据元素的多个单独频率分量；以及所述磁场按交替的分别突出地增加和减小半径的正向和反向的顺序采集对应于所述 外部区域和所述内部区域中的单独数据元素的多个单独频率分量。
15.根据权利要求1所述的系统，其中所述二维存储阵列是三维存储阵列的一部分。
16.根据权利要求1所述的系统，其中 所述二维存储阵列包括三维存储阵列。
17.一种用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在阵列中的顺序的系统，包括单独数据元素的存储阵列，用于存储代表MR数据集的对应单独频率分量，所述单独数 据元素的阵列具有指定的中心并且单独数据元素单独地具有到所述指定的中心的半径；相位编码磁场生成器，用于生成采集对应于在所述存储阵列中的单独数据元素的多个 单独频率分量所使用的磁场，所述单独频率分量按一系列基本上相邻的对应单独数据元素 的顺序被连续存储，并且被连续采集的频率分量之间的磁场梯度变化基本上被最小化；以 及存储处理器，用于将使用所述磁场所采集的单独频率分量存储在所述阵列中的对应单 独数据元素中。
18.根据权利要求17所述的系统，其中随着所述多个单独频率分量被顺次采集，所述磁场按对应于一系列各自增加和减少半 径的基本上相邻的单独数据元素的顺序来采集单独频率分量。
19.根据权利要求18所述的系统，其中所述磁场按对应于从具有基本上零半径的单独数据元素开始的一系列基本上相邻的 单独数据元素的所述顺序采集单独频率分量。
20.根据权利要求19所述的系统，其中所述磁场按对应于所述阵列中增量半径的单独数据元素的同心环的带的顺序来采集单独频率分量。
21.根据权利要求17所述的方法，其中所述存储阵列是(a) 二维阵列和(b)三维阵列中的至少一个。
22.一种用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在阵列中的顺序的方法，包 括下述动作生成采集对应于在二维存储阵列中的单独数据元素的多个单独频率分量所使用的磁 场，单独数据元素的所述阵列具有指定的中心并且单独数据元素单独地具有到所述指定的 中心的半径，在代表MR图像的MR数据集的采集期间，随着所述多个单独频率分量被顺次 采集，所述单独频率分量按各自对应的单独数据元素的半径增加和减少的顺序而被连续采 集；使用所述磁场采集单独频率分量；以及将所采集的代表MR数据集的单独频率分量存储在对应的单独数据元素中。
23.根据权利要求22所述的方法，其中 所述存储阵列包括三维阵列的一部分。
24.一种用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在阵列中的顺序的系统，包括单独数据元素的存储阵列，用于存储代表感兴趣解剖区域的MR数据集的对应的单独 频率分量，所述单独频率分量包括低空间频率、中间空间频率和高空间频率的分量；磁场生成器，用于生成按所述中间空间频率、所述高空间频率和所述低空间频率的顺 序采集多个单独频率分量所使用的磁场，所述高空间频率基本上对应于所述感兴趣区域离 所述阵列的被指定的中心的最大半径值；存储处理器，用于将使用所述磁场所采集的单独频率分量存储在所述阵列中的对应的 单独数据元素中。
25.根据权利要求24所述的系统，其中所述低空间频率基本上对应于通过所述感兴趣区域的对比剂的峰值。
26.根据权利要求24所述的系统，其中所述磁场在采集所述低空间频率分量之前按所述中间空间频率和所述高空间频率的 顺序多次不同地采集单独频率分量。
27.根据权利要求24所述的系统，其中所述磁场在采集所述低空间频率分量之后按所述低空间频率、所述中间空间频率和所 述高空间频率的顺序多次不同地采集单独频率分量。
28.根据权利要求27所述的系统，其中所述磁场在采集所述低空间频率分量之后按所述高空间频率、所述中间空间频率和所 述低空间频率的顺序多次不同地采集单独频率分量。
29.根据权利要求24所述的系统，其中 所述存储阵列包括内部区域和外部区域，所述磁场采集所述高空间频率和所述中间空间频率分量以存储在所述外部区域，并且 采集所述低空间频率分量以存储在所述内部区域。
30.一种用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在阵列中的顺序的系统，包括单独数据元素的存储阵列，用于存储代表感兴趣解剖区域的MR数据集的对应的单独 频率分量，所述单独频率分量包括低空间频率、中间空间频率和高空间频率的分量；磁场生成器，用于生成按所述高空间频率、所述中间空间频率和所述低空间频率的顺 序采集多个单独频率分量所使用的磁场，所述高空间频率基本上对应于所述感兴趣区域离 所述阵列的被指定的中心的最大半径值；存储处理器，用于将使用所述磁场所采集的单独频率分量存储在所述阵列中的对应的 单独数据元素中。
31.根据权利要求30所述的系统，其中所述低空间频率基本上对应于通过所述感兴趣区域的对比剂的峰值。
32.一种用于安排采集代表MR图像数据的频域分量以存储在阵列中的顺序的系统，包括单独数据元素的存储阵列，用于存储代表感兴趣解剖区域的MR数据集的对应的单独 频率分量，所述单独频率分量包括低空间频率、中间空间频率和高空间频率的分量；磁场生成器，用于生成按所述中间空间频率、所述低空间频率和所述高空间频率的顺 序采集多个单独频率分量所使用的磁场，所述高空间频率基本上对应于所述感兴趣区域离 所述阵列的被指定的中心的最大半径值；所述磁场以对应于具有第一非零半径的单独数据 元素的分量开始并且按相反的顺序采集单独频率分量，直到对应于基本上零半径的单独数 据元素的频率分量被采集；以及存储处理器，用于将使用所述磁场所采集的单独频率分量存储在所述阵列中的对应的 单独数据元素中。
33.根据权利要求32所述的系统，其中在代表MR图像的MR数据集的采集期间，随着所述多个单独频率分量被顺次采集，所述 单独频率分量按各自对应的单独数据元素的半径沿着基本上螺旋的路径增加和减少的顺 序而被连续采集。
34.根据权利要求32所述的系统，其中所述磁场响应于采集到对应于基本上零半径的所述单独数据元素的所述频率分量而 按正向顺序采集单独频率分量。
全文摘要
本发明涉及一种用于排序代表MR图像数据的频域分量的系统。该系统安排采集代表MR成像数据的频域分量以存储在存储阵列(例如k空间)中的顺序。单独数据元素的存储阵列存储包括MR数据集的对应单独频率分量。单独数据元素的阵列具有指定的中心，并且单独数据元素单独地具有到指定的中心的半径。磁场生成器用于生成采集对应于存储阵列中的单独数据元素的多个单独频率分量所使用的磁场。在代表MR图像的MR数据集的采集期间，随着多个单独频率分量被顺次采集，单独频率分量以各自对应的单独数据元素的半径增加和减少的顺序而被连续采集。存储处理器将使用磁场所采集的单独频率分量存储在阵列中对应单独数据元素中。
文档编号G01R33/563GK101806874SQ20101011866
公开日2010年8月18日 申请日期2010年2月12日 优先权日2009年2月12日
发明者L·格尔哈德, P·施米特, R·克勒克, Y·纳特苏亚基 申请人:美国西门子医疗解决公司;西门子公司