用于高分辨率mri合并复用灵敏度编码(muse)的多重拍摄扫描协议的制作方法
【专利摘要】利用具有复用灵敏度编码（MUSE）的多重拍摄DWI固有地校正非线性拍摄到拍摄相位变动，而不需要使用导航回波。多重拍摄DWI可以使用交错回波平面成像或其它扫描协议。这个新技术应当证实对于绘制脑部结构的高价值并且对于神经科学研究的高空间分辨率的连通性。
【专利说明】用于高分辨率MRI合并复用灵敏度编码（MUSE)的多重拍摄 扫描协议
[0001] 相关申请 本申请要求2012年6月28日提交的US临时申请号No. 61/665494的权益和优先权， 其内容由此通过引用而合并,如同全文记载于此。
[0002] 联邦支持声明 本发明是利用国家健康研究所授予的拨款编号ROl NS 074045，ROl EB 009483和ROl NS 075017下的政府支持而做出的。美国政府对于本发明享有某些权利。
【背景技术】
[0003] 弥散加权成像（DWI)和弥散张量成像（DTI)的出现提供了经由水弥散调查研究人 脑中白质的完整性及其对神经功能的影响的手段。诸如从DWI和DTI扫描导出的表观弥散 系数(ADC)和部分各向异性（FA)之类的组织弥散特性的定量映射对于各种疾病的病理变 化敏感，并且因此在临床上有价值。包括弥散张量成像（DTI)在内的弥散加权磁共振成像 (DWI)技术现在是用于评估体内神经微结构最为强大的工具之一 [1，2, 3]。迄今，已经普遍 地利用诸如单次拍摄回波平面成像（EPI) [4]之类的单次拍摄脉冲序列获取DWI数据，以避 免放大运动引发的相位误差[5]所导致的显著伪像。然而，单次拍摄DWI经常在空间分辨 率方面受限[6]，使其难以测量需要高空间分辨率的精细结构中的详细弥散特性[7]。
[0004] 已经投入显著的努力以解决DWI中的分辨率限制。并行成像技术的进步使用 以选定加速因子的欠采样k-空间数据已经实现了较高的空间分辨率和保真度[8]。然 而，当使用较低的加速因子(例如2)时，并行DWI仍然受几何失真和不够理想的点扩散 函数限制。另一方面，当使用较高的加速因子时，在重建的并行MR图像中噪声被不合期 望地放大。为了彻底消除这些限制，已经开发了诸如交错EPI、交错螺旋成像，PROPELLER 和具有嵌入或固有低分辨率导航回波的快速自旋回波脉冲序列之类的多重拍摄技术 以解决被放大的拍摄到拍摄运动引发的相位变动，并且产生足够的高分辨率DWI数据 [9, 10, 11，12, 13, 14, 15, 16, 17, 18]。然而，如果运动在导航和真实DWI数据获取之间不同， 则基于导航回波的校正可能失效。还提出了不使用导航回波的替换的相位校正机制。举例 来说，已经表明可以利用后处理中迭代的且经常是耗时的计算算法而不利用导航根据交错 DWI来估计运动引发的相位误差的线性项[19]。然而，这个迭代计算方案在校正由多重拍 摄DWI数据中的局部移动所导致的非线性相位误差时可能不是有效的。已经表明，可以根 据变密度螺旋成像的嵌入低分辨率信号固有地估计多重拍摄DWI中的线性和非线性相位 变动[20, 21，22]。变密度螺旋成像方法的潜在问题是当期望高分辨率导航回波时可能连累 成像吞吐量。
【发明内容】
[0005] 本发明的各实施例利用使用复用灵敏度编码（MUSE)实现高空间分辨率、高SNR、 高空间保真度和最小的运动引发的相位误差(所有固有地不需要(但可选地使用）导航回 波）的新颖技术来解决前述技术挑战。
[0006] MUSE方法可以采用常规SENSE技术[23]来估计多个EPI分段之间的运动引 发的相位变动，并且随后可以从交错EPI的所有分段同时地联合计算混淆体素 （aliased voxel)(由于内扫描运动引起）的量值信号。与常规SENSE过程相比，MUSE方法具有极大 地改进的矩阵求逆调节并且因此可以产生较高SNR的DWT或非DWI图像。与现有基于导航 的交错DWI方法相比，用于交错DWI的MUSE协议技术允许交错DWI而不需要任何脉冲序列 修改。
[0007] 本发明的实施例涉及一种用于根据多重拍摄交错MRI脉冲序列来生成高分辨率 DWI图像而不依赖外部导航回波的MRI图像数据信号后处理方法。该方法包括：（a)使用并 行图像重建固有地、以编程方式估计所获取的DWI图像数据的多个分段之间的运动引发的 相位变动和位置变化；（b)以编程方式把（i)来自所估计的运动引发的相位变动和位置变 化的拍摄到拍摄相位和位置变动与（ii)所定义的线圈灵敏度分布数据合并成一数学模型， 所述数学模型可以联合计算在所获取的未校正交错DWI图像数据中重叠的量值-值源密度 信号以生成经校正的DWI图像数据；以及（c)基于经校正的数据以编程方式生成高分辨率 DWI图像以由此生成没有由运动引发的混淆伪像的图像。
[0008] 可以通过将多个分段中的一个分段用作相位和位置的参考分段并且计算所述参 考分段与所获取的DWI图像数据的其他分段之间与相位和位置关联的信号的差来执行对 运动引发的相位变动和位置变化的估计。
[0009] 所述多重拍摄MRI脉冲序列可以是与以下各项中的一个或多个关联的多重拍摄 交错MRI脉冲序列：（i)交错回波平面成像（EPI) ;(ii)交错快速自旋回波（FSE)成像；或 者（i i i )交错螺旋成像。
[0010] 所述多重拍摄交错MRI脉冲序列可以与生成作为所述多个分段的EPI分段的交错 回波平面成像（EPI)或者生成作为所述多个分段的FSE分段的交错快速自旋回波（FSE)成 像关联。
[0011] 根据所获取的数据固有地估计运动引发的相位和位置变动可以由以下步骤来执 行：（i)通过将并行重建应用到每个个体EPI或FSE分段来重建对应于不同EPI或FSE分 段的图像；和（ii)以数学方式量化由所述重建生成的多个图像之间的相位和位置变化；随 后（iii)在空间上平滑从数学方式的量化导出的拍摄到拍摄相位变动图以产生高信噪比的 相位信息。
[0012] 所述方法可以包括从相应的所获取的DWI图像数据集的基线T2加权EPI导出用 于所述并行图像重建的线圈灵敏度分布数据。
[0013] 可以通过比较对应于不同分段的复值图像的相位值来计算不同EPI或FSE分段之 间的相位变动。
[0014] 可以根据对应于不同分段的k-空间数据来计算不同EPI或FSE分段之间的旋转 和平移运动。
[0015] 可以使用空间平滑协议来在空间上平滑所述相位信息。
[0016] 所述空间平滑协议可以包括保存所述相位变动图的锐利边缘信息的总体变动算 法。
[0017] 假定在不存在跨分段的大规模内扫描运动时量值-值信号跨多个分段一致，在矩 阵求逆同时被应用到所有EPI或FSE分段的情况下，可以通过联合施行对所有EPI或FSE 分段的并行图像重建而计算来自重叠体素的所述获取图像数据的DWI信号。可以基于所估 计的相位变动和位置变化计算跨多个EPI或FSE分段的相位变动。
[0018] 使用反映被以数学方式合并到根据所有EPI或FSE分段的联合并行图像重建中的 旋转和平移运动的变换矩阵，可以将量值-值信号考虑为跨多个EPI或FSE分段一致，即使 在存在跨分段的大规模内扫描运动时。
[0019] 所述高分辨率DWI图像可以是基于质子弥散性特性说明脑部结构的脑部图像。
[0020] 所述方法可以包括使用高分辨率DWI图像生成脑部的部分各向异性（FA)图。
[0021] 其它实施例涉及一种用于根据包括外部导航回波的多重拍摄交错MRI脉冲序列 来生成高分辨率DWI和DTI图像的方法。所述方法可以包括：（a)根据嵌入在所述交错MRI 脉冲序列中的导航回波以编程方式估计多个EPI或FSE分段之间的运动引发的相位变动和 位置变化；（b)将（i)拍摄到拍摄相位和位置变动和（ii)已知的线圈灵敏度数据以编程方 式合并成一数学模型，所述数学模型联合计算在未校正交错DWI数据中重叠的质子源密度 量值信号以生成经校正的DWI数据；以及（c)基于所述经校正的DWI数据生成高分辨率DWI 和DTI图像以由此生成没有混淆伪像的图像。
[0022] 可以使用低分辨率单次拍摄序列或高分辨率并行单次拍摄序列获取所述导航回 波。
[0023] 低分辨率单次拍摄序列在被使用时可以是单次拍摄回波平面成像（EPI)序列。
[0024] 高分辨率并行单次拍摄序列可以是具有2或4的加速因子的并行单次拍摄EPI。
[0025] 所述多重拍摄交错MRI脉冲序列可以与生成作为所述多个分段的EPI分段的交错 回波平面成像（EPI)或者生成作为所述多个分段的FSE分段的交错快速自旋回波（FSE)成 像关联。
[0026] 根据所获取的数据估计运动引发的相位和位置变动可以由以下步骤执行：（i)通 过将所述并行重建应用到每个个体EPI或FSE分段来重建对应于不同EPI或FSE分段的 图像；和（ii)以数学方式量化由所述重建生成的多个图像之间的相位和位置变化；随后 (iii)在空间上平滑从数学方式的量化导出的拍摄到拍摄相位变动图以产生高信噪比的相 位信息。
[0027] 方法可以包括从相应的所获取的DWI图像数据集的基线T2加权EPI导出用于所 述并行图像重建的线圈灵敏度分布数据。
[0028] 可以通过比较对应于不同分段的复值图像的相位值来计算不同EPI或FSE分段之 间的相位变动。
[0029] 可以根据对应于不同分段的k-空间数据计算不同EPI或FSE分段之间的旋转和 平移运动。
[0030] 可以使用空间平滑协议在空间上平滑所述相位信息。
[0031] 所述空间平滑协议可以包括保存所述相位变动图的锐利边缘信息的总体变动算 法或任何其他空间平滑过程。
[0032] 假定在不存在跨分段的大规模内扫描运动时量值-值信号跨多个分段一致，在矩 阵求逆同时被应用到所有EPI或FSE分段的情况下，可以通过联合施行对所有EPI或FSE 分段的并行图像重建而计算来自图像数据的重叠体素的DWI信号。可以基于所估计的相位 变动和位置变化计算跨多个EPI或FSE分段的相位变动。
[0033] 使用反映被以数学方式合并到根据所有EPI或FSE分段的联合并行图像重建中的 旋转和平移运动的变换矩阵，可以将量值-值信号考虑为跨多个EPI或FSE分段一致，即使 在存在跨分段的大规模内扫描运动时。
[0034] 再其它实施例涉及一种用于根据多重拍摄交错MRI脉冲序列生成高分辨率fMRI 图像或其他类型的非DWI图像而不依赖外部导航回波的方法。方法包括：（a)使用并行图 像重建根据所获取的图像数据固有地、以编程方式估计多个回波平面成像（EPI)或螺旋分 段之间的运动引发的相位变动和位置变化；（b)以编程方式将（i)来自所估计的运动引发 的相位变动和位置变化的拍摄到拍摄相位和位置变动与（ii)所计算的或已知的线圈灵敏 度数据合并成一数学模型，所述数学模型联合计算在未校正交错fMRI数据或非DWI数据中 重叠的质子源密度信号以生成经校正的交错图像数据；以及（c)使用所述经校正的交错图 像数据生成高分辨率fMRI图像或其他非DWI图像以由此生成没有运动引发的混淆伪像的 图像。
[0035] 所述多重拍摄交错MRI脉冲序列可以与生成作为所述多个分段的EPI分段的交错 回波平面成像（EPI)或者生成作为所述多个分段的螺旋分段的交错螺旋成像关联。
[0036] 根据所获取的数据固有地估计运动引发的相位和位置变动可以通过以下步骤来 执行：（i)通过将所述并行重建应用到每个个体EPI或螺旋分段来重建对应于不同EPI或 螺旋分段的图像；和（ii)以数学方式量化由所述重建生成的多个图像之间的相位和位置 变化；随后（iii)在空间上平滑从数学方式的量化导出的拍摄到拍摄相位变动图以产生高 信噪比的相位信息。
[0037] 可以通过比较对应于不同分段的复值图像的相位值来计算不同EPI或螺旋分段 之间的所述相位变动。
[0038] 可以根据对应于不同分段的k_空间数据计算不同EPI或螺旋分段之间的旋转和 平移运动。
[0039] 可以使用保存所述相位变动图的锐利边缘信息的空间平滑协议在空间上平滑所 述相位信息。
[0040] 所述空间平滑协议可以包括保存所述相位变动图的锐利边缘信息的总体变动算 法。
[0041] 所述图像可以是具有来自重叠体素的fMRI信号的fMRI图像，假定不存在跨分段 的大规模内扫描运动时量值-值信号跨多个分段一致，在将矩阵求逆同时应用到所有EPI 或螺旋分段的情况下，通过联合施行对所有EPI或螺旋分段的并行图像重建而计算所述 fMRI信号。可以基于所估计的相位变动和位置变化计算跨多个EPI或螺旋分段的相位变 动。
[0042] 使用反映被以数学方式合并到根据所有EPI或螺旋分段的联合并行图像重建中 的旋转和平移运动的变换矩阵，可以将量值值信号考虑为跨多个EPI或螺旋分段一致，即 使具有跨分段的大规模内扫描运动。
[0043] 再其它实施例涉及一种用于根据包括外部导航回波的多重拍摄交错MRI脉冲序 列生成高分辨率fMRI图像或其他类型的使用非DWI数据的图像的方法。方法包括：（a)根 据嵌入在交错MRI脉冲序列中的导航回波以编程方式估计多个回波平面成像（EPI)或螺旋 分段之间的运动引发的相位变动和位置变化；（b)把（i)从编程方式的估计导出的拍摄到 拍摄相位和位置变动与（ii)所计算的或已知的线圈灵敏度数据合并成一数学模型，所述数 学模型联合计算在未校正交错fMRI或其他类型的非DWI图像数据中重叠的质子源密度信 号以生成经校正的图像数据；以及（c)使用所述经校正的图像数据生成高分辨率fMRI图像 或其他非DWI图像。
[0044] 所述多重拍摄交错MRI脉冲序列可以与生成作为所述多个分段的EPI分段的交错 回波平面成像（EPI)或者生成作为所述多个分段的螺旋分段的交错螺旋成像关联。
[0045] 根据所获取的数据固有地估计运动引发的相位和位置变动可以包括：（i)通过将 所述并行重建应用到每个个体EPI或螺旋分段来重建对应于不同EPI或螺旋分段的图像； 和（ii)以数学方式量化由所述重建生成的多个图像之间的相位和位置变化；随后（iii)在 空间上平滑从数学方式的量化导出的拍摄到拍摄相位变动图以产生高信噪比的相位信息。
[0046] 可以通过比较对应于不同分段的复值图像的相位值来计算不同分段之间的所述 相位变动。
[0047] 可以根据对应于不同分段的k_空间数据计算不同分段之间的旋转和平移运动。
[0048] 可以使用保存所述相位变动图的锐利边缘信息的空间平滑协议来在空间上平滑 所述相位信息。
[0049] 所述相位平滑协议可以包括总体变动算法。
[0050] 假定不存在跨分段的大规模内扫描运动时量值-值信号跨多个分段一致，在将矩 阵求逆同时应用到所有分段的情况下，可以通过联合施行对所有分段的并行图像重建而计 算来自重叠体素的图像数据信号。可以基于所估计的相位变动和位置变化计算跨多个分段 的相位变动。
[0051] 使用反映以数学方式合并到根据所有分段的联合并行图像重建中的旋转和平移 运动的变换矩阵，可以将量值-值信号考虑为跨多个分段一致，即使在存在跨分段的大规 模内扫描运动的情况下。
[0052] -些实施例涉及一种图像处理电路，其配置成电子地执行上面和/或本文中所述 的方法中的任一个。
[0053] -些实施例涉及一种MR图像处理系统，包括配置成执行本文中描述和/或要求保 护的方法中的任一个的至少一个处理器。
[0054] 再其它实施例涉及一种数据处理系统，具有非暂时性计算机可读存储介质，非暂 时性计算机可读存储介质具有体现在介质中的计算机可读程序代码，所述计算机可读程序 代码包括配置成执行本文中描述和/或要求保护的方法中的任一个的计算机可读程序代 码。
[0055] 注意，关于一个实施例描述的本发明的各方面可以合并到不同的实施例中，尽管 未相对于他进行具体地描述。也即是说，可以以任何方式和/或组合方式来组合所有实施 例和/或任何实施例的特征。另外，可以将关于一个权利要求要求保护的任何特征或子特 征无保留地包括在另一个将来的权利要求中，并且这应当被认为在所提交的权利要求中被 支持。因此，举例来说，关于方法权利要求所要求保护的任何特征可以可替换地要求保护为 系统、电路、计算机可读程序代码或工作站的部分。 申请人:保留改变任何原始提交的权利要 求或相应地提交任何新权利要求的权利，包括能够将任何初始提交的权利要求修改成从属 于任何其他权利要求和/或合并任何其他权利要求的任何特征的权利，尽管初始没有以该 方式要求保护。在下面阐述的说明书中详细地说明本发明的这些和其他目的和/或方面。
[0056] 本文详细说明本发明的前述和其他目的和方面。
【专利附图】
【附图说明】
[0057] 该专利或申请文件包含至少一个用彩色完成的图。在请求并支付必要的费用后， 将由专利局提供带有彩色图的本专利或专利申请公开的副本。
[0058] 图1图示了 MRI图像。图IA :15个方向的四次拍摄交错DTI数据
【权利要求】
1. 一种用于根据多重拍摄交错MRI脉冲序列来生成高分辨率DWI图像而不依赖外部导 航回波的MRI图像数据信号后处理方法，包括： 使用并行图像重建固有地、以编程方式估计所获取的DWI图像数据的多个分段之间的 运动引发的相位变动和位置变化； 以编程方式把（i)来自所估计的运动引发的相位变动和位置变化的拍摄到拍摄相位和 位置变动与（ii)所定义的线圈灵敏度分布数据合并成一数学模型，所述数学模型可以联合 计算在所获取的未校正交错DWI图像数据中重叠的量值-值源密度信号以生成经校正的 DWI图像数据；以及 基于经校正的数据以编程方式生成高分辨率DWI图像以由此生成没有混淆伪像的图 像。
2. 如权利要求1所述的方法，其中，通过将多个分段中的一个分段用作相位和位置的 参考分段并且计算所述参考分段与所获取的DWI图像数据的其他分段之间与相位和位置 关联的信号的差来执行估计运动引发的相位变动和位置变化。
3. 如权利要求1所述的方法，其中，所述多重拍摄MRI脉冲序列包括与以下各项中的一 个或多个关联的多重拍摄交错MRI脉冲序列：（i)交错回波平面成像（EPI); (ii)交错快速 自旋回波（FSE)成像；或者（iiii)交错螺旋成像。
4. 如权利要求1所述的方法，其中，所述多重拍摄交错MRI脉冲序列与生成作为所述多 个分段的EPI分段的交错回波平面成像（EPI)或者生成作为所述多个分段的FSE分段的交 错快速自旋回波（FSE)成像关联。
5. 如权利要求4所述的方法，其中，根据所获取的数据固有地估计运动引发的相位和 位置变动包括： i. 通过将并行重建应用到每个个体EPI或FSE分段来重建对应于不同EPI或FSE分 段的图像；和 ii. 以数学方式量化由所述重建生成的多个图像之间的相位和位置变化；随后 iii. 在空间上平滑从数学方式的量化导出的拍摄到拍摄相位变动图以产生高信噪比 的相位信息。
6. 如权利要求5所述的方法，进一步包括从相应的所获取的DWI图像数据集的基线T2 加权EPI导出用于所述并行图像重建的线圈灵敏度分布数据。
7. 如权利要求5所述的方法，其中，通过比较对应于不同分段的复值图像的相位值来 计算不同EPI或FSE分段之间的所述相位变动。
8. 如权利要求5所述的方法，其中，根据对应于不同分段的k-空间数据来计算不同 EPI或FSE分段之间的旋转和平移运动。
9. 如权利要求5所述的方法，其中，使用空间平滑协议来在空间上平滑所述相位信息。
10. 如权利要求9所述的方法，其中，所述空间平滑协议包括保存所述相位变动图的锐 利边缘信息的总体变动算法。
11. 如权利要求4所述的方法，其中，假定在不存在跨分段的大规模内扫描运动时量 值-值信号跨多个分段一致，在矩阵求逆同时被应用到所有EPI或FSE分段的情况下，通过 联合施行对所有EPI或FSE分段的并行图像重建而计算来自重叠体素的所述获取图像数据 的DWI信号，并且其中基于所估计的相位变动和位置变化计算跨多个EPI或FSE分段的相 位变动。
12. 如权利要求4所述的方法，其中，使用反映被以数学方式合并到根据所有EPI或 FSE分段的联合并行图像重建中的旋转和平移运动的变换矩阵，将量值-值信号考虑为跨 多个EPI或FSE分段一致，即使在存在跨分段的大规模内扫描运动时。
13. 如权利要求1所述的方法，其中，所述高分辨率DWI图像是基于质子弥散性特性说 明脑部结构的脑部图像。
14. 如权利要求1所述的方法，进一步包括使用所述高分辨率DWI图像生成脑部的部分 各向异性（FA)图。
15. -种用于根据包括外部导航回波的多重拍摄交错MRI脉冲序列来生成高分辨率 DWI和DTI图像的方法，包括： 根据嵌入在所述交错MRI脉冲序列中的导航回波以编程方式估计多个EPI或FSE分段 之间的运动引发的相位变动和位置变化； 将（i)拍摄到拍摄相位和位置变动和（ii)已知的线圈灵敏度数据以编程方式合并成 一数学模型，所述数学模型联合计算在未校正交错DWI数据中重叠的质子源密度量值信号 以生成经校正的DWI数据；以及 基于所述经校正的DWI数据生成高分辨率DWI和DTI图像以由此生成没有混淆伪像的 图像。
16. 如权利要求15所述的方法，其中，使用低分辨率单次拍摄序列或高分辨率并行单 次拍摄序列获取所述导航回波。
17. 如权利要求16所述的方法，其中，所述低分辨率单次拍摄序列包括单次拍摄回波 平面成像（EPI)序列。
18. 如权利要求16所述的方法，其中，所述高分辨率并行单次拍摄序列包括具有2或4 的加速因子的并行单次拍摄EPI。
19. 如权利要求15所述的方法，其中，所述多重拍摄交错MRI脉冲序列与生成作为所述 多个分段的EPI分段的交错回波平面成像（EPI)或者生成作为所述多个分段的FSE分段的 交错快速自旋回波（FSE)成像关联。
20. 如权利要求19所述的方法，其中，根据所获取的数据估计运动引发的相位和位置 变动包括： i. 通过将所述并行重建应用到每个个体EPI或FSE分段来重建对应于不同EPI或FSE 分段的图像；和 ii. 以数学方式量化由所述重建生成的多个图像之间的相位和位置变化；随后 iii.在空间上平滑从数学方式的量化导出的拍摄到拍摄相位变动图以产生高信噪比 的相位信息。
21. 如权利要求20所述的方法，进一步包括从相应的所获取的DWI图像数据集的基线 T2加权EPI导出用于所述并行图像重建的线圈灵敏度分布数据。
22. 如权利要求20所述的方法，其中，通过比较对应于不同分段的复值图像的相位值 来计算不同EPI或FSE分段之间的相位变动。
23. 如权利要求20所述的方法，其中，根据对应于不同分段的k-空间数据计算不同 EPI或FSE分段之间的旋转和平移运动。
24. 如权利要求20所述的方法，其中，使用空间平滑协议在空间上平滑所述相位信息。
25. 如权利要求24所述的方法，其中，所述空间平滑协议包括保存所述相位变动图的 锐利边缘信息的总体变动算法或任何其他空间平滑过程。
26. 如权利要求20所述的方法，其中，假定在不存在跨分段的大规模内扫描运动时量 值-值信号跨多个分段一致，在矩阵求逆同时被应用到所有EPI或FSE分段的情况下，通过 联合施行对所有EPI或FSE分段的并行图像重建而计算来自图像数据的重叠体素的DWI信 号，并且其中基于所估计的相位变动和位置变化计算跨多个EPI或FSE分段的相位变动。
27. 如权利要求20所述的方法，其中，使用反映被以数学方式合并到根据所有EPI或 FSE分段的联合并行图像重建中的旋转和平移运动的变换矩阵，将量值-值信号考虑为跨 多个EPI或FSE分段一致，即使在存在跨分段的大规模内扫描运动时。
28. -种用于根据多重拍摄交错MRI脉冲序列生成高分辨率fMRI图像或其他类型的非 DWI图像而不依赖外部导航回波的方法，包括： 使用并行图像重建根据所获取的图像数据固有地、以编程方式估计多个回波平面成像 (EPI)或螺旋分段之间的运动引发的相位变动和位置变化； 以编程方式将（i)来自所估计的运动引发的相位变动和位置变化的拍摄到拍摄相位和 位置变动与（ii)所计算的或已知的线圈灵敏度数据合并成一数学模型，所述数学模型联合 计算在未校正交错fMRI数据或非DWI数据中重叠的质子源密度信号以生成经校正的交错 图像数据；以及 使用所述经校正的交错图像数据生成高分辨率fMRI图像或其他非DWI图像以由此生 成没有混淆伪像的图像。
29. 如权利要求28所述的方法，其中，所述多重拍摄交错MRI脉冲序列与生成作为所述 多个分段的EPI分段的交错回波平面成像（EPI)或者生成作为所述多个分段的螺旋分段的 交错螺旋成像关联。
30. 如权利要求28所述的方法，其中，根据所获取的数据固有地估计运动引发的相位 和位置变动包括： i. 通过将所述并行重建应用到每个个体EPI或螺旋分段来重建对应于不同EPI或螺 旋分段的图像；和 ii. 以数学方式量化由所述重建生成的多个图像之间的相位和位置变化；随后 iii.在空间上平滑从数学方式的量化导出的拍摄到拍摄相位变动图以产生高信噪比 的相位信息。
31. 如权利要求28所述的方法，其中，通过比较对应于不同分段的复值图像的相位值 来计算不同EPI或螺旋分段之间的所述相位变动。
32. 如权利要求28所述的方法，其中，根据对应于不同分段的k-空间数据计算不同 EPI或螺旋分段之间的旋转和平移运动。
33. 如权利要求28所述的方法，其中，使用保存所述相位变动图的锐利边缘信息的空 间平滑协议在空间上平滑所述相位信息。
34. 如权利要求33所述的方法，其中，所述空间平滑协议包括保存所述相位变动图的 锐利边缘信息的总体变动算法。
35. 如权利要求28所述的方法，其中，所述图像是包括来自重叠体素的fMRI信号的 fMRI图像，假定不存在跨分段的大规模内扫描运动时量值-值信号跨多个分段一致，在将 矩阵求逆同时应用到所有EPI或螺旋分段的情况下，通过联合施行对所有EPI或螺旋分段 的并行图像重建而计算所述fMRI信号，并且其中，基于所估计的相位变动和位置变化计算 跨多个EPI或螺旋分段的相位变动。
36. 如权利要求28所述的方法，其中，使用反映被以数学方式合并到根据所有EPI或螺 旋分段的联合并行图像重建中的旋转和平移运动的变换矩阵，将量值值信号考虑为跨多个 EPI或螺旋分段一致，即使具有跨分段的大规模内扫描运动。
37. -种用于根据包括外部导航回波的多重拍摄交错MRI脉冲序列生成高分辨率fMRI 图像或其他类型的使用非DWI数据的图像的方法，包括： 根据嵌入在交错MRI脉冲序列中的导航回波以编程方式估计多个回波平面成像（EPI) 或螺旋分段之间的运动引发的相位变动和位置变化； 把（i)从编程方式的估计导出的拍摄到拍摄相位和位置变动与（ii)所计算的或已知 的线圈灵敏度数据合并成一数学模型，所述数学模型联合计算在未校正交错fMRI或其他 类型的非DWI图像数据中重叠的质子源密度信号以生成经校正的图像数据；以及 使用所述经校正的图像数据生成高分辨率fMRI图像或其他非DWI图像。
38. 如权利要求37所述的方法，其中，所述多重拍摄交错MRI脉冲序列与生成作为所述 多个分段的EPI分段的交错回波平面成像（EPI)或者生成作为所述多个分段的螺旋分段的 交错螺旋成像关联。
39. 如权利要求38所述的方法，其中，根据所获取的数据固有地估计运动引发的相位 和位置变动包括： i. 通过将所述并行重建应用到每个个体EPI或螺旋分段来重建对应于不同EPI或螺 旋分段的图像；和 ii. 以数学方式量化由所述重建生成的多个图像之间的相位和位置变化；随后 iii. 在空间上平滑从数学方式的量化导出的拍摄到拍摄相位变动图以产生高信噪比 的相位信息。
40. 如权利要求39所述的方法，其中，通过比较对应于不同分段的复值图像的相位值 来计算不同分段之间的所述相位变动。
41. 如权利要求39所述的方法，其中，根据对应于不同分段的k-空间数据计算不同分 段之间的旋转和平移运动。
42. 如权利要求39所述的方法，其中，使用保存所述相位变动图的锐利边缘信息的空 间平滑协议来在空间上平滑所述相位信息。
43. 如权利要求42所述的方法，其中，所述空间平滑协议包括总体变动算法。
44. 如权利要求39所述的方法，其中，假定不存在跨分段的大规模内扫描运动时量 值-值信号跨多个分段一致，在将矩阵求逆同时应用到所有分段的情况下，通过联合施行 对所有分段的并行图像重建而计算来自重叠体素的图像数据信号，并且其中，基于所估计 的相位变动和位置变化计算跨多个分段的相位变动。
45. 如权利要求39所述的方法，其中，使用反映以数学方式合并到根据所有分段的联 合并行图像重建中的旋转和平移运动的变换矩阵，将量值-值信号考虑为跨多个分段一 致，即使在存在跨分段的大规模内扫描运动的情况下。
46. -种图像处理电路，其配置成电子地执行权利要求1-45所述的方法中的任一个。
47. -种MR图像处理系统，包括配置成执行权利要求1-45所述的方法中的任一个的至 少一个处理器。
48. -种数据处理系统，包括具有体现在介质中的计算机可读程序代码的非暂时性计 算机可读存储介质，所述计算机可读程序代码包括配置成执行权利要求1-45所述的方法 中的任一个的计算机可读程序代码。
【文档编号】A61B5/055GK104379058SQ201380033385
【公开日】2015年2月25日 申请日期:2013年6月27日 优先权日:2012年6月28日
【发明者】N-K.陈, A.W.宋 申请人:杜克大学