采集磁共振成像数据的方法和设备的制作方法

专利名称：采集磁共振成像数据的方法和设备的制作方法
技术领域：
本发明总体上涉及磁共振成像(mri)系统，并且尤其涉及从运动 的患者采集磁共振成像数据的方法和设备。
背承技术
磁共振成像(mri)是一种不使用x-射线或其它电离辐射而能够建 立人体内部图像的医学成像形式。mri用强磁体产生强大、均匀、静态 的磁场(也就是"主磁场")。当人的身体或身体的一部分被放入主磁场 中时，与人体组织水内的氢核相联系的核自旋极化。这意味着与自旋相 联系的磁矩优先沿着主磁场的方向排列，导致沿轴(习惯上的"z轴") 的小的净组织磁化。mri系统也包括称作梯度线圈的组件，当电流被施加 在梯度线圈上时，，度线圏产生小幅度、空间变化的磁场。典型地，梯度 线圈被设计成产生沿z轴对准的并且幅度随沿x、 y或z轴之一的位置线性 变化磁场分量。梯度线圑的作用是沿单个轴，使磁场SS产生小的梯度，伴 随着使核自旋的共振频率产生小的梯度。具有正交轴的三个梯度线圈通过在 身体中每一位置产生信号共振频率舰mr信号进行"空间编码"。射频(rf) 线圈用来在氢核鄉频率或其附^生rf能量脉冲。这些线圈用来以可控 形式将能ftM加到核自旋系统。当核自旋随后释放回到其静止能量状态时， 它们以rf信号的形式释放倉gft。此信号由mri系统检测，并且与另外的多 个这样的信号相结合可用^i!31计算机和己知的算法重建mr图像。
根据已知的所谓"脉冲序列"算法，可通过向梯度线圏和rf线圏施加 电流来产生mr图像。对于给定的脉冲序列，脉冲序列图可用^示施加到 梯度线圃和rf线圈的各种电流脉冲的幅度、相位和时序。脉冲序列的选择 决定了在所得图像中不同组织类型的相对外观，根据需要强调或抑制组织类 型。当一个脉冲序列"结束"(也就是执行或应用)时，采集并存储多个mr 信号以随后用于图像重建。高分辨率图像比低鄉率图像需要收集更多的mr 信号。
脉冲序列使用关于患者体内目标#^的位置和取向的信息，该信息由扫
描^作员在脉冲序列开始之tm供。通常，扫描l^作员^ MR扫描器 的参考系(也就是说，由主磁场和梯度场限定的坐标系统)输入目标体积的 位置和取向，并且扫描旨这，理坐标转换成"偏移矢量"和旋转矩阵。 偏移矢量给出逻辑空间内目标#^的位置，而旋转矩阵描述相对于物理空间 的逻辑空间方向。逻辑空间是由切片、频率和脉冲序列的相位方向定义的坐 标系统，并可具有相对物理空间的任何方向。"偏移"一词用来描述目标体 积的中心位置，并指示目标体积与MRI扫描器中心(即物理空间的中心) 的偏移。目标体积的尺寸信息同样由扫描皿作员来提供。目标体积可使用 与单切片、多切片、或单体积或多体积的采集相对应的脉冲序列来扫描。通 常，齡图像舰单个偏移缝和旋糊阵棘集。在舰多个切片的采集 中，每个切片可具有其自身独有的偏移矢量和旋转矩阵。对于切片叠层或体 积的采集，每一切片(或图像)共享一个共同旋转矩阵和偏移矢量的两个元 素，但魏移矢量的第三元素对于齡切片来说是独有的。
对于非常快的脉冲序列，例如平面回波成像(EPI)，可在远小于一秒钟 的时间内采集足够的数据来重建图像。然而，对于大多数其它脉冲序列，采 集完成图像的足够数据则需要多于一分钟的时间。对于大多数临床成像，采 集多切片或单体作为单图像采集，这需要花费几分钟的时间。大多数脉冲序 列和重建算法是以在图像采集^中用来成像的目标^R保,止状态的假 定为前提的。在图像采集过程中，患者运动可以导致图像失真，和/或会斷氐 整个图像的质量。而静态患者的假鄉常对EPI采集有效，对于长时间的采 集则不是一直可靠的。在$^行脉冲序列期间，有些患者會,持相当的静止， 但是，对于小儿患者、夕HS患者戯P些不能按照要求保麟止的患者来说， 运动带来很大的挑战。因而，期望提供一种当患者在数据釆集^中运动时 采集MRI自的方法和设备。
對月鹏
按照一实施例， 一种^S^yg图像的方法包括向受M施加磁场， 接收受餘内目标胸的初始位置和初始方向，在执行与一条k空间Wg线 的采集相对应的脉冲序列部分之前确定目标体积的当前^和当前方向，用
该k空间数据线。
按照另一实施例， 一种釆集用于磁共搌图像的磁共振数据的方法包括 向受检者施加磁场到受检者；接收受检者内目标体积的初始位置和初始方 向，该目标鄉与多个k空间娜相联系；在执行与所述多条k空间数据线 中的k空间数据线^ ^集相对应的脉冲序列部分之前，确定目标M 的当 前位置和当前方向；用目标体积的当前位置和当前方向修正所述脉冲序列部 分的采集参数以M集该k空间自线^。
按照另一实施例，具有用来执行产生磁^W图像的计算机可执行指令的 计算机可读取介质包括用于接收受綠内目标体积的初始位置和初始方向 的程序代码；用于在执行与一条k空间iClg线的采集相对应的脉冲序列部分 之前确定目标体积的当前位置和当前方向的程，码；用目标体积的当前位 置和当前方向修正i^C冲序列部分的采集参数的^ft码；M集该k空间 数据线的程靴码。
按照另一实施例， 一种采集受检者内目标^的磁共振数据的设备，其 中该目标体积与多条k空间数据线相关联，该设#^括脉冲发生器，该脉冲 发生器配置fi^集多条k空间数据线中的每一条k空间数据线之前接收目 标体积的当前位置和当肺向，其中每一条k空间数据线的采集根据具有一 组采集参数的脉冲序列的一部分执行，该脉冲发生器还被配置成M集每一 条k空间数据线之前，基于目标体积的当前位置和当前方向修正该组釆集参 数，所述设备还包括耦合到脉冲发生器的鹏振成像装置，其被配置成根据 与每一条k空间数据线相对应的修正的釆集参数组釆集该k空间数据线。
附闺说明
通il^例和非限定性地结合附图对实^式进行i^凡其中相同的参考
数字指代相应的、类1以的或相似的元件，并且其中


图1是按照一种实施方式示例性的磁共^^像系统的模块示意图2是图的1示例性磁共織像系统可用的收发器的电子模块示意图3是按照一种实航式用于雜MRI娜的系统的模际意图；以
及 图4是说明按照一种实] ^集MRI数据和产生MR图像的方法的
流程图。
具体实施例方式
为了提供对实施方式的完整理解，下面提出详尽的描述和大量的细节。 然而，本领域普通絲人员应当離这些实施方式在没有这麟定细节的情 况下也可实施。在其它情况下，没有对已知的方法、过程、组件以及电路进 ，细描述以免混淆了实施例。
MRI皿通常^fc像领域中被称作"k空间"的傅立叶空间中收集，"k 空间"为通过傅立叶变换与实际空间相联系的倒易空间。k空间中每一 MRI 数据线相应于用特定空间频率编码、釆集和数字化的MR信号。按照一些实 施方式，在MRI娜采集鹏中，可为#~ k空间线单独确定偏移矢量和 旋转矩阵。为每一 k空间线定义不同的偏移矢量和旋^g阵的能力允许^ 运动目标体积对所采集的切片或M^t行追踪。更新的目标，的位置和方 向信息被用来帮助定义每一 k空间数据线的偏移矢量和旋转矩阵。可通过患 者外部的跟踪装置来提供相对于主磁M标系统的更新的目标体积位置和方 向信息。因而，甚至当患者(和目标体积)运动时，对应于同一目标体积的 k空间数据也可以在整个图像^^中连续采集。
图1是按照一种实施方式示例性的磁共^^像系统的模块示意图。MRI 系统10的操作由操作员控制台12控制，该控制台12包S^或其它输入 装置13、控制面板14和显示器16。控制台12通过线路18与计^l系统20 通信，并为操作员提供一界面以指定MRI扫描、显示所得图像、执行对图 像的图像处理以及对数据和图像存档。计算机系统20包括多个通过电的和/ 或数据连接相互通信的模块，例如，用底板20a来提供所述连接。娜连接 可以是直接电线连接，或可以是光纤连接或无线通信连接等。这些模块中包 括图像处理皿块22、 CPU模块24和内存模块26。内存模块26可以是如 现有技术中已知用来存储图像数据阵列的帧缓冲器。在可选择的实施例中， 图像处理模块22可被CPU模块24上图像处理功能代替。计算机系统20与
存档介质装置相连接，如用来存储图像WI,序的磁盘存储器28和磁带 驱动器30,并通过高速串，接34与单独的系统控制计算机32通信。存档
介质包括但不限于随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、电可 擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存戯它 |駄、光盘ROM(CD"ROM)、
数字多功能盘(DVD〉或其它光学糊器、盒式磁带、磁带、磁盘存储器或 其它磁存装置、或其它任何 来#^所需指令且能被计算机系统20 访问的介质，包括因特网或其它计算机网络形式的访问。输入装置13可以 包括鼠标、操纵杆、鹏、鹏球、触摸屏、光棒(light wand)、声控或任 何相似或等效的输MI置，而且可以用于^S式几何指示。
系统控制计算机32包括一组M:电子和/或iyg连接32a互相通信的模 块。数据驗32a可以Jtm接的电线连接，或可以是光纤连接或激通信链 接等。在可选择的实施例中，计鄉系统20的模块和系统控制计算机32可 以在同一计算机系统或多个计箅机系统中实现。系统控制计算机32的模块 包括CPU模块36和M^1信链路40连接到操作员控制台12的脉冲发生器 模块38。系统控制计算机32通过线路40接收来自操作员的命令以指示要执 行的扫描序列。脉冲发生皿块38操作完成(也就是执行)所需脉冲序列 的系统组件，并产生鹏调用射频(RF)波形，该波形控制将鹏的RF脉 冲的时序、强度和形状，以Mfc据采集窗口的时序和长度。脉冲发生器模块 38连接到梯度放大器系统42并产生数据调用梯度波形，其控制将要在扫描 过程中使用的梯度脉冲的时序和,。脉冲发生器模块38也可以接收来自 生理采集控制器44的患者皿，生理51^制器44从i^接到患者的大量不 同传感器接收信号，如来自附于患者上的电极的ECG信号。脉冲发生器模 块38连接到扫描房间接口电路46，该电路46接收来自与患者和磁体系统的 状况相关联的各种传感器的信号。患者定位系统48也Jiil过扫描房间接口 电路46接收将患者台移动到扫描位置的命令。
由脉冲发生,块38产生的梯度波形，施加到由Gx、 Gy和Gz放大 器组成的梯度放大器系统42 。每一个梯放大器梯度线圑装置50中的 一个相应的物理梯自圑，以产生用来对采集的信号进行空间编码得磁场梯度。梯麟圈装置50形成磁体装置52的一部分，磁体體52包括极舰 体54和全身RF线圈56。患者或成像70可ITOg在磁体體52的圆柱 形成像M1、72中。系统控制计算机58产生被放大器器60 放大的脉冲，并通过发射、接受开关62将其耦合到RF线圈56。由患者体内的
受激原子核鄉的信号被同—RF线圈56感测并通过发射/接收开关62耦合到前置放大器64。在接收器58的接收部分对放大的MR信号进行解调，滤波和数字化，发射/接收开关62由来自脉冲发生器模块38的信号控制，以在发射模 式中将RF放大器60电连接至RF线圈56，并在接收模式中将前置放大器64电连接至线圈发射/接收开关62也可使得能够在发射模式或接收模式使用一单独RF线圈(例如，表面线圈)。
由RF线圑56感测的MR信号被收发器模块58数字化并传输到系统控制 计算机32的内存模块66。 MRI数据通常在成像领域中被称作"k空间"的傅 立叶空间中收集，所述k空间为通过傅立叶变换与实际空间相联系的倒易空间。 用"相位编码"梯度脉冲以特定空间频率对每一MR信信号进行编码，且多膈这种MR信号被数字化并存储在在k空间中，以随后重建为图象。通常，与MR信 号相对应的数据帧暂时被存储在内存模块66中，直到它们后来被变换以产生 图像。阵列处理器68 使用已知变换方法，最一般的为傅立叶变换，以由MR 信号产生图象。这些图象通过高链路34传送到计算机系统20，并在此处被存储到内存(如磁盘存储器28)中。响应于从操作员控制台12收到的命令， 该图像数据可以被存档在长期存储器中，如存在磁带驱动器30上，或者它还 可以被图像处理器22处理并传送到操作员控制台12和呈现在显示器16上。
图2是图1的示例性磁共振成像系统可用的示例性收发器的电子模块示 意图。参照图1和图2，收发，块58包括通过功率放大器60在Mf线圈 56A处产生RF 、M(J场的组件，和接收在接收线圈56B中感生的所得MR信 号的组件。如上面指出的，线圈56A和56B可以是可用来发射和接收单个 全身线圈，但可选择地，局部RF线圈也可以用来鄉柳或接收。RF激励 场的基波或载波频率是在频率合鹏200的控制下产生的，该频率合成器200 通过底板32A从CPU模块36和脉冲发生，块38接收一组数字信号。这 些数字信号表示在输出201产生的RF微信号的频率和相位。受控RF载 波被施加到调制器和增频变频器202，在此其幅度响应于也通^板32皿 冲发生,块38接收的信号R (t)被调制。信号R (t)确定将产生的RF
激励脉冲的包络，并因而确定其带宽。通过顺序地读取代表所所需包络的一系
列存储数字值，在脉冲发生器38中产生R(t)。这些存储的数^t接着可以 被改变，使得能够产生顿所期望得到的RF脉冲包络。调制器和增频变频
器202在输出端205产生预期频率的RF脉冲。舰线路205输出的RF激 励脉冲的幅度通fcb^板32A接,字命令的,器衰减器电路206 (即发
射衰减TA)被衰减。衮减的RFtffl脉冲Sji加于驱动RF线圏56A的功率
放大器60。
仍然参照图1和图2,由受检者70产生的MR信号被接收线圉56B拾 取，并且51ii前置放大器64施加于接收器衰鄉207的输A^。该接收器 衰减器207进一步放大该MR信号，并且其衮鄉由織板32A接收的数 字衰减信号(即接收衰减，RA)决定。接收衰减器207也由来自脉冲发生 鹏块38的信号来开关，以使其在RF '鹏期间不过载。所接收的MR信 号在拉莫尔频率或者靠近拉莫尔频率，拉莫尔频率例如在1.5特斯拉下为 63.86MHz。这种高频信号ilii,变频器208分为两步降频，首先将MR 信号与线201B上的S)t解调信号混和，然后将得到的差信号与基准信号(例 如线路204上的2.5MHz的,信号)相混和。在此例中，得到的线路212 上的降频MR信号具有125kHz的最大带宽以及187.5kHz的中心频率。该降 频MR信号被施加到模拟-数字(A/D)转换器209的输入端，该转换器209 例如250kHz的频率对模拟信号进行采样和数字化。A/D转换器209的输出 被施加于数字^M器和信号^S器210，该数字鄉!l器和信号处理器210产 生与接收到的数^€号相对应的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。所 得到的所接收的MR信号的数字化I值和Q值的鄉流通鹏板32A输出 到内存模块66，在此处它们可以被访问以用5 建图像。雜解调信号201B 可以是输出201处的同一载波信号，或者也可以相对于输出201处的载波信 号频移或相移。
为了保存包含^f接收的MR信号内的相位信息，,部分的调制器和 增频变频器202和接收部分的鹏变频器208都用共同的信号總作。更具 体地，频率合繊200的输出201处的驗信号和基频发生器203的输出204 处的2.5MHz Sil^号在这两个频率变lfelJg中舰。通常，输出201处的 载波信号直接用作，解调信号201B。相位连贯性因而被保持并且检测到 MR信号中的相位变化准确地指示受激自旋产生的相位变化。但是，为了在 读取方向或相位方向上移动图像视场，基^S 调信号201B的频率或相位可 分别移动产生期望的视场移动所需的量。2.5MHz的基准信号和5、 10和
60MHz基准信号，都由,发生器203 ,公共的主时钟信号来产生，如 20MHz的主时钟信号。后面的三个基准信号由频率合成器200用来产生输出201和201B处的信号。
图3是按照一实施例用于采集MRI数据的系统的示意性框图。跟踪装置302耦合到MRI系统(如图1所示的MRI系统10)的控制计库机304。控制计算机304耦合到可包含如磁体(没有示出〉、梯度线圈装置(没有示出)、
(多个)RF线圈(没有示出)和成像條(没有示出)的磁体/成像装置310。 跟踪装置302可被用来检测成像对象(没有示出)中目标体积的位置和 方向，成像对象置于磁体/成像装置310的成像体积中。跟踪装置302可在成像对象或患者外部。跟踪装置302可配置成在整个MRI数据采集期间跟踪目标体积的位置和方向。或者，跟踪装置302可配置成跟踪目标体积的运动， 在整个MRI数据采集期间所述运动可以与目标体积的初始位置和方向相结 合来计算目标体积的位置和方向。或者，跟踪装置302可在整个MRI数据采集期间跟踪定义目标体积的标记的位置，所述标记可被用来计算目标体积的位置和方向。对跟踪装置302的要求是能够以充分精确度和时间，率来 跟踪目标柳的位置和方向，以保证在采集k空间线时用于编码每一 k空间线的目标体积的位置和方向都能精确地代表目标体积的位置和方向。
跟踪装置302可以是，例如，可采用立体视差方法来确定目标体积的位置和方向的两个MRI兼容照相机的系统。在一个实施例中，发光二极管
(LED)可在目标体积的位置处附于成,象的头部或身体，以为目标体积 提供唯一的空间轮廓的方式。例如，一典型目标，可以是在眼睛位置穿过头部的轴向厚片。在眼睛的上部/下部位置附于头部的三个LED可被用来定义一轴向平板。该轴向平板定义所述厚片的中心平面，并和该厚片的厚度测量一起，可被用来在物理空间中唯一确定该厚片。照相綱来在針MR釆 集过程中采集目标体积的图象或视频，该图像或频被快速处理理以提供LED 的位置。通过在整个MRI数据采集期间跟踪这些LED的位置，相应的目标体积的位置和方向就可以计算出来。该照相机系统可包括数据处理元件，用来根据LED的位置确定目标体积的位置和方向，或其仅仅跟踪LED的位置。 在另一实施例中，反射元件可被用来确定目标体积，并且可使用光源照亮该反射元件。可以以与LED类似方式，用照相机跟踪反射元件的位置。在再
一实施例中，受检者的ir征可被用作定义目标体积的界标，界标的位置由照
相tw踪。在该实施例中，iM:将输入的图像或视频与定义参考图像的界标 相比较，照相机获得的图像或视频被^M,以麟关于目标鄉的位置
和方向的信息。尽管上文已经描述了两照相^nJI^装置，但跟踪装置302可
采用其它确定目标体积的位置和方向(或动作)的方法，包括例如加速计、 陀螺仪、磁体、激光等。
用^iiic据传输方法，将目标体积的当前位置和方向信息(或者用于得 到目标体积的当前位置和方向的量，例如标记位置，或者与目标糊的运动
相关的量)实时mMS踪装置302传j^l腔制计算机304。该传送可M:例 如串fi^l^^jil、 USB连接、光纤连接、无线通^^&或其它适^1^^ 路^ift行。跟踪装置302可以直接与脉冲发生器306通信，或M:例如生理 采集控制器44与脉冲发生器306通信(图1所示)。如果跟踪装置302提供 用来导出目标体积的位置和方向的测得量，脉冲发生器306或其它直接或间 接与脉冲发生器306通信的计算装置可SBg皿据测得量导出位置和方向。
脉冲发生器306用目标糊的当前位置和方向来控制每一k空间线的采 集参数。每个位置和方向更新被脉冲发生器306转换成(逻辑空间中的)偏 移矢量和旋转矩阵(描述m于MRI扫描M标系统的逻辑空间取向)。旋 转矩阵用来修正采集参数以在物理空间旋转已釆集的切片或体积，使其跟踪 目标体积的取向。，矢量用来修正采*#数，以使得采集的切片或体积跟 踪目标^R的位置。
图4是示出按照一种实^^3^集MRI ,和产生MR图像的示例性 方法的繊图。在框4Q2中，扫描繊作员为成舰象指定脉冲序列，以及 为特定患者和临^m指定制作脉冲序列所需的任何图像采集参数。在框404 中，扫描操作员在成像对象中确定目标体积。该目标体积可具有任何比例的 尺寸，包括三个维度大致相等的條，或一个维度远小于其它两个维度的体 积(即近似穿过组织的有限厚度的切片)。在框406中，扫描鹏作员定义 ^标棘的初始位置和方向。在框408中，術目标條的预扫描辦。该 预扫描程序可以包括，例如，确定中心频率、调谐发射线圈、调谐接收线圈、 校准发射增益、校准接收增益，以及"补偿"(shimming)主磁场以提高其 均匀性(即，可使用空间匀场线圏将小的空间变化磁场的增加或减少相加)。
在框410开始扫描，也就是说MRI扫描器开始执行指定的脉冲序列。
在框412中，用成胃象外的跟踪装置确定目标体积的当前位置和方向。 如上文参照图3所讨论的，目^S可使用例如照相机、加速计、陀螺仪、 磁体及激光等测量目标^的位置和方位。更新的目标体积的位置和方向， 或与更新的目标体积的位置和方向相关的信息通过快il^传输方法从l^ 装置传输到MR扫描器(如MR扫描器中的脉冲发生器)。利用已知的方法 将更新的目标#^的位置和方向或与更新的目标体积的位置和方向相关的信 息转换雌转矩阵和偏移矢量。在框414中，用表示当前目标^f只的位置和 方向的偏移^S和旋鄉阵，来修正MR扫描器用来采集k空间线的采驗 数。旋转矩阵可用綠接修正梯度波形，以相对于磁体坐标系旋转脉冲序列 的逻辑轴。对于切片方向的偏移，mi脉冲的发射频率可被修正。例如，脉 冲发生器38 (图1所示)可发^l^令到频率合成器200 (图2所示)，以根 据新的切片位置来修正发射频率。对于相位方向的偏移，脉冲发生器38 (图 1所示)可发送命令到频率合，200(图2所示)，来修正S I解调信号201B (图2所示)的相位。在可选择的实施例中，作为替代，可以将位置相关的 相移数字地与采集的信号相加，以补偿在相位编码方向上的偏移。例如，在 存储在内存66 (图l所示)中之前，可以向每一k空间线数字ilk^加相移， 或者每一 k空间线可以在，在内存66后被检索和修正。对于频率编码方 向上的偏移，基准解调信号201B (图2所示)的频率可被修正。例如，脉 冲发生器38 (图1所示)可发送命令至,变频器208 (图2所示)以修正 基准解调信号201B (图2所示)的频率。
参照图4，在框415中，可选择(雌同时地)确定目标棘的当前位 置和方向，且框416中MR扫描器进行的k空间线采集利用框414中确定的 修正的采集参数。如果目标体积的当前^S和方向在框415中被确定，它将 与先前在框412中确定目标体积的当前位置和方向作比较。如果确定在两次 测量之间发生足够的运动以致图像质量斷氐或出,动伪影，那么416中得 到的k空间线将在框417中微弃。这种比较可以顿集下一条k空间娜 线之前进行，因此，可以在框412中的另一次目标体积的当前位置和方向的 测量后重新采集同一k空间线。或者，这种比较可以在采集图像所有k空间 数据之后执行，舍弃的k空间线可以用零替代，或可采用一些其它局部k空
间重建技术。在框41S中，确认图像采集是否完成，也就是说，是否完成图 像所需的所有k空间线都被采集。如果图像采集没有完成，该方法返回框412 并用跟踪装置确定目标糊的位置和方向。然后在框414中根据框412中的 目标柳的当前位置和方向修正采集参数，并且在框416中采集的下一 k空间线。对每一k空间数据线重复框412,416,直至所有的k空间数据被 采集。相应地，不同的旋转和偏移矢量可用于每一个糊的k空间线，以追 踪目标体积的运动。在框420中，k空间数据被重建以形成图像。现有技术中常用的重建方法可用来重建图像。
在可选择的实施例中，图4中的方法也可被妙絲多条k空间线，即 与目标体积相关联的k空间线总数的一^M 集，在框416中，对该多条k空 间线使用目标体积的同一位置和方向。在框416中采集多条k空间线可被用 于，例如诸如快速自旋回波(FSE)或梯度一自旋回波(GRASE)序列等的 快辦列。对于这些序列，多条k空间通常以快速连续的方式采集。目标体积的位置和方向在每一k空间线被采集之前确定，且可被用来确定该 k空间线子集中每一 k空间线的采集参数。例如，如果脉冲序列被设置为快 速连续M集包括四条k空间线的子集，则可采集每四条k空间线的子集 之前确定目标体积的位置和方向。在多条线采集过程中目标体积的位置和方 向，可釆用单个位置和方向测量来近似。目标体积的当前位置和方向可用来 修正用于k空间线子集釆集的采集参数。因此，维每一k空间线子集确定目 标体积的位置和方向。
尽管图4描述了采用二维脉冲序列采集单个MR图像切片的方法，对于 本领域熟练技术人员来说怎样修改该方法以采集多伟片、 一个糊、或多 个体积是很明显的。例如，在体积采集过程中，发射频率控制厚片的雌并， 添加了第二相位编码,。
本文采用包括最佳实方式的实例公开了本发明，^得本领域熟练技术 人员肖滩实施微明。该发明的可专利性范围由权利要求定义，且包含本领 域熟练技术人员能想到的其它实例。这些其它实例若具有没有不同于权利要 求的文字表达的结构元件，或具有文字表达与权利要表达无实质差别的等 效结构元件，则认为落在在权利要求的范围内。根据可选的实施例，任何过程或方法步骤的顺序可以变化或重新排序。
在不脱离本发明精神的im下，可以做其它的变化和修改。此^i^它变化 的范围可由附加的^^利要求显见。
权利要求
1、一种采集磁共振图像的磁共振数据的方法，该方法包括向受检者施加磁场；接收受检者中目标体积的初始位置和初始方向；在执行与一条k空间数据线的采集相对应的脉冲序列部分之前确定目标体积的当前位置和当前方向；用目标体积的当前位置和当前方向修正所述脉冲序列部分的采集参数；以及采集该k空间数据线。
2、 如权利要求1所述的东去，其中目标体积的当前^g包括^S^矢量并 且目标MR的当I^向^S旋^阵。
3、 如权承傻求2g的^，其中^S^^S包括 ^片方向的偏移； 繊^^方向W^;以及 沿TO^方向6^。
4、 如权利要求1所述的施其中确定目标條的当前錢和当魴向 包括以第一种形式测量目标胸的当前位置和当前方向；以及将目标体积的当前^和当fr^r向M^—种形式转i^m:^形式。
5、 如权利要求4^的方法，其中第Z^形式包括^^1:和旋转矩阵。
6、 如权利要求3所述6w法，其中修ei^^c包括根据沿切片方向的 繊彦正MI^率。
7、 如权利要求3所述的方法，其中修IBI ^SC包括根据，^^方向的麟修正aa^调信号的鹏。
8、 如概傻求3所^E^，其中修iBI^0i[包括根据沿相^i^方 向的^^正S)t^调信号的搬。
9、 如概頓求3所述的^i,其中修IBI^m包，据沿相^ii方向的^向^l的lc空间Hyg添加一TOo
10、 Wi承展求3皿6^，其中修JBi^i^^l据旋^阵相对 于W^絲継^ftH转脉冲序列的ig^。
11、 如^d要求i皿的^4，其中确定目标体积的当前^g和当前方向 包括鲷受蹄外的ii^1。
12、 ,腰求i臓^m i^s^"^鹏 ^^^k空iTOg线期间确定目标，的当前^和当fr^向；以及如果在修iBi^0^发生了显著ii^ll^舍弃皿k空间jgfi^。
13、 如权利要求l皿的方法，其中^l图像与多条k空间皿^fl关联，该^ft"^^为该多条k空间鹏线中l条k空间,线重复确定当前位置和当IW向以及修iBf^^t
14、 一种5^^,繊^gfclg的旅，i^r^括^收受检者中目标糊的^&^1!和 方向，该目标体积与多条k空间 在执行与所述多条k空间数据线中的k空间数据线T^的，相对应的脉冲序列部分之前，确定目标体积的当前位置和当前方向；以及 、、'、 、 B 、 、釆集该k空间数据线子集。
15、 一种计鄉可读介质，具有用于術3^8 图像的 ^1§的施的计鲰可执行指令，该it^l可读介质包括接收受^#中目标^的^&^s和净^方向w^m戈码在执行与一条k空间数据线的^相对应的脉冲序列部分之前确定目标体积的当前^i:和当if^向^i^^码；用目标体积的当前位置和当ir^r向修iOT^冲序列部分的^^的程靴码；以及M该fc空间^lg^6tiJgm^码。
16、 如权利要求15 ^的it^l可读介质，其中更新的^g和更新的方 向为第一种形式，该计^l可读介质还包含将Mff的位置和更新的方向从第一 种形辦1 ^1形式^^码。
17、 如权利要求16 ^M的ii^m可读介质，其中第1形式包括^矢量和旋鄉阵。
18、 一种5^^&t中目标^的W^lg的设备，该目标^与多条 k空间娜綱关联，该设純括脉冲发生器，BfiHfiK^I该多条k空间，线中每一条k空间,线之 前接收目标体积的当前^g和当前方向，其中t条k空间，线的3K^i据具有—组總参数的脉冲糊的—部^m行，娜冲发生器还隨縦采集 每一条k空间,at前基于目标^的当前^fea和当前方向修iE^^数组；以及a ^^S, ^^:冲发生器^并且SBl^S据与^^条k空间 ^应的修正的^#^^1^该k空间^g^。
19、 如权利要求18臓的设备，^S船到脉冲发生器的)ig]^g，并且^^S为测量目标^的当前^g和当ttr^向。
20、 如权利要求18所示的设备，其中当前^S包括，^ft并且当前方向包括旋鞭阵。
全文摘要
本发明涉及一种生成运动受检者的磁共振图像的方法，包括跟踪目标体积的位置和方向，用当前位置和方向修正k空间数据线的采集参数。将目标体积近似为刚性体，当前位置和方向被转换成偏移矢量和旋转来修正每个k空间线的采集。沿切片方向的偏移通过改变发射频率来补偿。沿频率编码方向的偏移通过改变基准解调信号的频率来补偿。相位方向上的偏移通过改变基准解调信号的相位或添加一相位到所采集的k空间数据线中来补偿。直接将旋转应用到逻辑轴来改变逻辑轴和磁共振成像系统物理轴之间的角度。
文档编号A61B5/055GK101190128SQ20061017186
公开日2008年6月4日 申请日期2006年11月30日 优先权日2006年11月30日
发明者么佳斌 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司