专利名称：在mr光谱法中的高度约束的背投重构过程的制作方法
在MR光谱法中的髙度约束的背投重构过程有关申请的交叉参照本申请基于下列美国临时专利申请2005年9月22日提交的题为 "HIGHLY CONSTRAINED IMAGE RECONSTRUCTION METHOD"的申请 60/719,445;以及2006年3月20日提交的题为"HIGHLY CONSTRAINED MAGNETIC RESONANCE SPECTROSCOPY IMAGE RECONSTRUCTION METHOD"的申请60〃83，962。关于联邦资助研究的声明本发明得到了国家卫生研究院基金项目1R01HL72260-01的政府资助。美 国政府享有本项发明的某些权益。发明背景本发明的领域是核磁共振光谱法。核磁共振光谱法(MRS)使用核磁共振(NMR)现象来产生组织成分的光 谱。当诸如人体组织之类的物质受到均匀磁场(极化场B。)的作用时，该人体 组织中的各个自旋的磁矩试图对准该极化场，但按其特征拉莫尔频率以任意次 序绕它进动。如果该物质或组织受到处于x-y平面中且接近拉莫尔频率的磁场 (激励场B。的作用，则净对准磁矩Mz会发生旋转或"倾斜"到x-y平面中 从而产生净横向磁矩Mt。这些受激励的自旋发出一种信号，并且在激励信号 B,终止之后，可以接收和处理该信号从而形成特定物质的光谱。核磁共振光谱法(MRS)可以用在自然条件下确定位于感兴趣的体积之内的 各个化学化合物。MRS的基本原则是原子核被电子云包围着，电子云稍稍屏 蔽了原子核以使其少受任何外部磁场的影响。因为对于各个分子或化合物而言 电子云的结构是特定的，所以这种屏蔽效果的大小也是各个原子核的化学环境 的特征。因为原子核的谐振频率正比于它所经受的磁场，所以该谐振频率不仅可由外部施加的场来决定，还可以由电子云所产生的较小的场移动来决定。这 种化学移动(通常被表达为主频率的"百万分之几(PPM)")的检测要求主
磁场B。具有高标准的均匀性。
通常，MR质子光谱法被用于产生一维(1D)频谱，这种频谱用于表示在感 兴趣的区域中存在某些化学键。在医疗诊断和治疗过程中，MRS提供了一种用 于识别和量化感兴趣的区域(常常是人脑)中的代谢物的非侵入式手段。通过 査出不同分子的频率成分所产生的相对光谱振幅，医疗专业人员可以识别出用 于指示疾病、失调和其它病理(比如阿尔茨海默病、癌症、中风等)的化学物 质和代谢物。在这种情况下，两种原子核通常特别令人感兴趣，即'H和"P。 磷31 MRS用于检测与膜合成和降解有关的能量新陈代谢过程中所牵涉的化合 物。质子MRS研究中特别感兴趣的代谢物包括谷氨酸(Glu)、谷氨酰胺(Gln)、 胆碱(Cho)、肌酸(Cre)、 N-乙酰基天冬氨酸(NAA)、肌醇(ml和sl)。在使用像超 极化的C13这样的新型造影剂的情况下，通过分析来自感兴趣区域的各种代谢 物的信号分布，便可以在人体中(比如在癌症检测的情况下)观察到新陈代谢 的过程。此外，在心脏动力学方面，已使用"P光谱法进行了许多工作。
当采用这些信号来产生图像时，可以使用磁场梯度(Gx、 Gy和Gz)。通 常，通过一系列测量周期对待成像的区域进行扫描，在这些测量周期中上述这 些梯度根据所用的特定局部化方法而变化。每一个测量结果在本领域中都被称 为"视图"，并且视图的个数决定了图像的分辨率和质量。通过使用许多公知 的重构技术之一，将所得的一组接收到的NMR信号、或视图、或k空间样本
数字化并且对其进行处理以重构图像。总的扫描时间在部分程度上由测量周期 的个数或为一个图像而采集的视图的个数来决定，因此，通过减少采集的视图 的个数，可以以牺牲图像分辨率和质量为代价来减少扫描时间。
用于采集可从中重构出图像的NMR数据组的一种最常用方法被称为"傅 里叶变换"成像技术或"自旋-翘曲"技术。在W.A. Eddstein等人的题为 "Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging"的 文章中讨论了这种技术(详见Physics in Medicine and Biology,巻25，第751-756 页，1980)。它在采集NMR信号之前使用了一种可变振幅相位编码磁场梯度 脉冲从而对该梯度方向上的空间信息进行相位编码。在二维实现方式(2DFT)中，例如，通过应用沿一个方向的相位编码梯度(Gy)，在该方向上对空间信息 进行编码，然后，在与该相位编码方向正交的一方向上存在读出的磁场梯度(GJ 的情况下采集一信号。自旋-回波采集期间存在的读出梯度对正交方向上的空间
信息进行编码。在典型的2DFT脉冲序列中，在上述扫描期间采集的视图序列 中增大相位编码梯度脉冲Gy的幅值(Gy)。在三维实现方式(3DFT)中，在每 一次信号读出之前应用第三梯度Gz，以便沿第三轴进行相位编码。该第二相位 编码梯度脉冲Gz的幅值也遍历了上述扫描期间的多个数值。这些2DFT和3DFT 方法按直线形式对k-空间进行采样。
最近，如美国专利6,487,435所述，已将投影重构方法用于采集时间分辨 的MRA数据。投影重构方法自核磁共振成像出现时就己为人所知。不像傅立 叶成像那样按直线扫描方式对k空间进行采样(即如图2所示)，投影重构方 法像图3所示那样对k空间采集一系列视图，这些视图对从k空间的中心向外 延伸的径向线条进行采样。对k空间进行采样所需的这种径向投影视图的个数 决定了扫描的长度，如果采集的视图的个数不充足，则在重构出的图像中会产 生条纹伪像。专利6,487,435中所描述的技术通过釆集连续的、带有交错投影 视图的欠采样图像并且在连续的图像之间共享外围的k空间数据，减少了上述 这种条纹。
在美国专利6,710,686中，描述了两种用于从采集的一组k空间径向投影 视图中重构出图像的方法。最普通的方法是将径向k空间样本从其径向采样轨 迹上的位置重新定格到笛卡尔栅格中。然后，通过对重新定格后的k空间样本 进行常规的二维或三维傅里叶变换，重构出图像。用于重构图像的第二种方法 是通过对每一个径向投影视图进行傅里叶变换，将上述径向k空间投影视图 变换到Radon空间。通过过滤这些信号投影并将它们背投到视场(FOV)中，便 从这些信号投影中重构出一图像，就像通常用X射线CT投影所做的那样。如 本领域公知的那样，如果采集到的信号投影在数量方面不足以满足尼奎斯特 (Nyquist)采样定则，则在重构出的图像中会产生条纹伪像。
图4示出了标准背投方法。通过沿箭头16所示的投影路径来投影每一个 在分布10中的信号样本14并使其穿过FOV 12，每一个采集到的信号投影分 布IO便被背投到视场12上。在将每一个信号样本14投影到FOV 12中的过程中，我们没有任何关于该受试者的先验信息，并且假定FOV 12中的NMR信 号是同类的并且信号样本14应该被均等地分配到投影路径所穿过的每一个二 维或三维像素中。例如，图4示出了投影路径8，当它穿过在FOV 12中的N 个像素时，它对应于一个信号投影分布10中的单个信号样本14。在这N个像 素之间均等地分割该信号样本14的信号值(P):
Sn = (Pxl)/N (1) 其中Sn是在具有N个像素的背投路径中分配给第n个像素的NMR信号值。
很显然，FOV 12中NMR信号是同类的这一假定是不正确的。然而，如本 领域公知的那样，如果对每一个信号分布10进行某些校正，并且以对应数量 的不同投影角度来采集足够数量的分布，则这一错误假定所引起的差错达到最 小并且图像伪像得到抑制。在关于图像重构的典型滤波背投方法中，对于256 X256像素二维图像而言需要400次投影，而对于256X256X256体元三维图 像而言则需要203,000次投影。如果使用上述美国专利6,487,435中所描述的方 法，则这些相同的图像所需的投影视图的个数可能减小到100 (二维)和2000 (三维)。
发明内容
本发明是一种用于产生受试者的MR图像的方法，其中使用脉冲序列来采 集多组投影视图，并且脉冲序列中的MR参数是针对每一组而改变的。采集到 的投影视图是交错的，并且合成图像是使用不止一组采集到的投影视图来重构 的。然后，使用该合成图像和每一组采集到的投影视图，来执行图像帧的高度 约束的背投重构过程。该高度约束的图像重构过程包括用合成图像中相应的 像素值对每一个采集到的投影视图的背投进行加权。
本发明的一般目的是提高用不同的MR参数采集到的图像帧的质量。通过 使用大量采集到的交错投影视图来重构合成图像，其质量高于仅从每一组投影 视图中重构出的图像帧。利用更高质量的合成图像来约束每一个图像帧的重构过程便将该更高质量传递给每一个图像帧。
另一个目的是改善MRS图像的重构过程。通过采集一系列MR图像帧， 便可以产生组织中的各种代谢物的光谱，其中在采集连续的MR图像帧的过程 中像回波时间(TE)这样的MR参数是在一系列数值中不断变化的。通过使用高 度约束的图像重构方法，对于给定的采集时间，可以显著地提高这些图像的质 量，并且从这些图像帧中产生出的MRS图像得到相当大的改善。
本发明的发现是如果在背投图像重构过程中使用关于FOV 12中的NMR 信号轮廓的先验信息而并非假定信号轮廓均匀，则可以用极少的采集到的视图 来产生高质量MR光谱图像。参照图5，例如，FOV 12中的信号轮廓可能会包 括像血管18和20这样的结构。在这种情况下，当背投路径8穿过这些结构时， 通过根据该像素位置处的已知NMR信号轮廓对该分配进行加权，从而使信号 样本14更准确地分配到每一个像素中。结果，信号样本14的大部分将被分配 到与结构18和20相交的那些像素处。对于具有N个像素的背投路径8而言， 这可以被表达为
Sn=(PxCn)/fcn (2)
n=1
其中P二NMR信号样本值；以及
C。二沿背投路径第n个像素(或体元)处的先验合成图像的信号值。 公式(2)中的分子利用该合成图像中对应的NMR信号值来对每一个像素进 行加权，并且分母使该值归一化，使得所有背投信号样本反映了图像帧的投影 和并且并不乘以该合成图像的和。应该注意到，尽管上述归一化是在执行背投 之后对每一个像素单独进行的，但是，在许多临床应用中，在背投之前对投影 P进行归-一化则更容易。在这种情况下，在按相同视角穿过该合成图像的投影
过程中，通过除以相应的值Pe，使上述投影P归一化。归一化的投影P/Pc被背
投，然后，所得的图像乘以该合成图像。
图6示出了本发明的一个三维实施方式，对应于以视角e和())为特征的单个 三维投影视图。该投影视图经傅里叶变换以形成信号轮廓，并且它是沿轴16 被背投的并且沿背投轴16在距离r处被扩展到Radon平面21中。作为经过滤的背投(其中投影信号轮廓被过滤且被均匀地分配到连续的Radon平面中)的 替代，沿着轴16，利用合成图像中的信息将投影信号轮廓值分配到Radon平面 21中。图6中的合成图像包含血管18和20。基于合成图像中相应位置x, y, z 处的强度，将经加权的信号轮廓值存放在Radon平面21中的图像位置x, y， z 处。这是信号分布值与相应的合成图像体元值的简单相乘过程。然后，通过使 该乘积除以从合成图像中形成的相应图像空间分布中的分布值，使该乘积归一 化。用于三维重构的公式是<formula>formula see original document page 9</formula> (2a)
其中求和O:)是在图像帧中的所有投影上进行的，并且特定Radon平面中的 x, y, z值是用针对该平面合适的r，e,(j)值处的分布值P(r,e,()))来计算的。Pc(r,e，々) 是来自合成图像的相应的分布值，而C(x，y，z)(pe，w是(r,e，()))处的合成图像值。
本发明的另一个发现是在MR光谱法扫描中可获得先验信息，可以用该 先验信息来重构合成图像，并且可被用于增强欠采样的图像的重构过程。当在 一次扫描中采集了一系列图像帧时，可以利用非常有限的一组采集到的视图来 重构每一个图像帧。然而，根据本发明，每一组这样的视图是与针对其它图像 帧而采集的视图相交错的，在已采集到一定数量的图像帧之后，足够数量的不 同视图可用于重构高质量合成图像。通过这种高度约束的背投方法，合成图像 的提高的信噪比(SNR)被传递给每一个图像帧。
图1是使用本发明的MRI系统的框图2是在使用图1的MRI系统进行典型的傅立叶或自旋-翘曲图像采集的 过程中对k空间进行采样的方式的图示；
图3是在使用图1的MRI系统进行典型的投影重构图像采集的过程中对k 空间进行采样的方式的图示；
图4是在图像重构过程中关于常规的背投步骤的图示；
图5是根据构成本发明一部分的高度约束的背投方法而实现的同一步骤的图示；
图6是根据本发明背投步骤的三维实施方式的图示； 图7是用于定义采集过程中与三维投影有关的扫描参数的角度的图示； 图8是用于引导图1的MRI系统采集三维投影重构图像的较佳脉冲序列的 图示；
图9是示出了本发明较佳实施方式中的诸多步骤的流程图； 图IO是利用图9的方法所产生图像数据的图示。
具体实施例方式
特别参照图1，在MRI系统中使用了本发明的较佳实施方式。该MRI系 统包括工作站110，工作站110具有显示器112和键盘114。工作站110包括 处理器116，处理器116是可以运行商用操作系统的商用可编程机器。工作站 110提供操作界面，该界面能够扫描将要被输入到该MRI系统中的指示。
工作站110耦合到四台服务器脉冲序列服务器118;数据采集服务器120;
数据处理服务器122;和数据存储服务器23。在较佳实施方式中，数据存储服 务器23是由工作站处理器116和相关的盘片驱动接口电路来实现的。其余三 台服务器118、 120和122都是通过安装在单个机箱中且用64位底板总线使其 互连的不同处理器来实现的。脉冲序列服务器118采用商用微处理器和商用四 工通信控制器。数据采集服务器120和数据处理服务器122都采用相同的商用 微处理器，并且数据处理服务器122还包括一个或多个基于商用并行矢量处理 器的阵列处理器。
工作站110和用于服务器118、 120和122的每一个处理器都连接到串行 通信网络。该串行网络传输从工作站110下载到服务器118、 120和122的数 据，并且它还传输在各服务器之间以及在工作站和服务器之间传递的标签数 据。此外，在数据处理服务器122和工作站IIO之间还提供了高速数据链路， 以便将图像数据传输到数据存储服务器23。
脉冲序列服务器118响应于从工作站110中下载的程序单元而工作，以便 操作梯度系统24和RF系统26。产生用于执行指定的扫描所必需的梯度波形， 并将它们应用于梯度系统24，梯度系统24激励组件28中的梯度线圈，从而产生用于位置编码NMR信号的磁场梯度Gx、 Gy和Gz。梯度线圈组件28构成磁 性组件30的一部分，磁性组件30还包括极化磁体32和整体式RF线圈34。
RF激励波形通过RF系统26而被应用于RF线圈34，从而执行指定的磁 共振脉冲序列。RF系统26接收由RF线圈34所检测到的响应的NMR信号， 在脉冲序列服务器118所产生的命令的指挥下，对这些信号进行放大、解调、 滤波和数字化。RF系统26包括RF发射器，该RF发射器产生用在MR脉冲序 列中的多种RF脉冲。该RF发射器响应于来自脉冲序列服务器118的扫描指示 和指挥，以产生具有期望频率、相位和脉冲幅值波形的RF脉冲。所产生的RF 脉冲可以应用于整体式RF线圈34或应用于一个或多个局部线圈或线圈阵列。
RF系统26还包括一个或多个RF接收器通道。每一个RF接收器通道包括 RF放大器，用于放大由与之相连的线圈所接收到的NMR信号；以及正交检测 器，用于检测接收到的NMR信号的I和Q正交分量并使它们数字化。于是， 通过I和Q分量的平方之和的平方根，可以在任何采样点处确定接收到的NMR
信号的幅值
<formula>formula see original document page 11</formula>,
并且接收到的NMR信号的相位也可以确定 <formula>formula see original document page 11</formula>.
脉冲序列服务器118也任选地接收来自生理采集控制器36的病人数据。 控制器36接收来自多个与病人相连的不同传感器的信号，例如，来自电极的 ECG信号或来自肺部的呼吸信号。脉冲序列服务器118通常使用这类信号将扫 描的性能与受试者的呼吸或心跳同步或者进行"门控"。
脉冲序列服务器118还连接到扫描室接口电路38，该电路接收来自各种传 感器的、与病人状况相关的信号以及来自磁体系统的信号。病人定位系统40 也正是通过扫描室接口电路38来接收各种命令，从而在扫描过程中将病人移 动到期望的位置。应该很明显，在扫描过程中，脉冲序列服务器118对MRI系统元件执行实
时控制。结果，必须用通过运行时间的程序以适时的方式执行的程序指令来操
作它的硬件元件。用于扫描指示的描述成分是以对象为形式从工作站iio中下
载的。脉冲序列服务器118包括这样一些程序，它们接收这些对象并将其转换 成由运行时间的程序所使用的对象。
RF系统26所产生的数字化的NMR信号样本被数据采集服务器120接收 到。数据采集服务器120响应于从工作站110下载的描述成分而操作，以便接 收实时的NMR数据并提供缓冲存储，使得没有任何数据因数据超载而丢失。 在某些扫描过程中，数据采集服务器120只是将采集到的NMR数据传递给数 据处理服务器122。然而，在需要从采集到的NMR数据中获取信息以便控制 扫描的其它性能的那些扫描过程中，数据采集服务器120就被编程为产生这类 信息并且将其传输到脉冲序列服务器118。例如，在预扫描的过程中，采集NMR 数据，并将其用于校准由脉冲序列服务器118所执行的脉冲序列。同样，在扫 描过程中，可以采集导航器信号并将其用于调整RF或梯度系统工作参数或用 于控制对K空间进行采样的视图次序。另外，数据采集服务器120可用于处理 NMR信号，这些信号被用于检测在MRA扫描中的造影剂的到达。在所有这些 示例中，数据采集服务器120采集NMR数据并且实时地对其进行处理，从而 产生用于控制该扫描的信息。
数据处理服务器122接收来自数据采集服务器120的NMR数据，并且根 据从工作站IIO下载的描述成分对其进行处理。这类处理可以包括对原始K 空间NMR数据进行傅立叶变换从而产生两维或三维图像；向重构的图像应用 滤波；对采集到的NMR数据执行背投图像重构；计算功能性MR图像；计算 运动或流图像等。
数据处理服务器122所重构的图像又往回传输到工作站110，并进行存储。 实时图像被存储在数据库存储器高速缓存(未显示)中，并且从该高速缓存中 将其输出至操作人员显示器112或显示器42，这种显示器被放置在磁体组件 30附近以便于医生使用。批模式图像或选择的实时图像被存储在磁盘存储设备 44上的主数据库中。当这类图像己被重构并被传输到存储设备时，数据处理服 务器122就通知在工作站110上的数据存储服务器23。工作站IIO可以由操作者使用，以便存档图像、产生胶片或通过网络向其它设备发送图像。
为了实践本发明的较佳实施方式，MRS数据是在三维球形k空间坐标系中 釆集的，其读出梯度方向由来自、-轴的角e和来自ky-轴的角())来定义，就像图 7所示。该采样方法包括一系列均匀间隔的投影，所有的投影都穿过k空间的
中心。最大k空间半径值(kmw)决定了在所得图像的所有三个空间方向上的分 辨率。径向样本间隔(Ak》决定了重构出的图像的整个视场(FOV)的直径(D)。如 果满足Nyquist条件即Ake, Al^SAkr，则可以重构出完整的FOV图像而不带伪 像。然而，如果该条件得不到满足，则在比完整FOV(D)小的一縮短的直径(d) 之内仍然有无伪像的重构。如果假定这些投影是均匀间隔地被采集的(Ake = Ak小 则与投影相关的km^处的表面面积是
A = Ak2=|lkL (3)
其中Np是采集到的视图或投影的个数。方程(3)决定了Ak，由此，因角度 间隔而导致的縮短的FOV的直径(d)可以按下式与完整的FOV直径D相关联
d 2 N。
D NR 2兀
其中NK是横跨FOV的矩阵大小(即在信号读出期间k空间样本的个数)。
在图像域中，即使Nyquist条件得不到满足，以每一个物体为中心也出现了 一 个构造得很好的縮短的FOV。然而，因k空间外围处的欠采样，来自外部的径 向条纹伪像可能进入局部的FOV中。K空间被完全采样或d=D的条件要求被 采样的投影的个数是
NP=*N. (4)
如果在每一个采集到的NMR信号的读出过程中采集NR: 256个样本，例 如，则完全满足Nyquist条件所必需的投影的个数Np大约是103,000。图8示出了用于采集作为三维投影的MRS数据的脉冲序列。该序列被实
现在上述配有高性能梯度子系统的MRI系统上(40 mT/m最大振幅，150 T/m/s
最大转换速率)。在数据采集窗口 200内，可以执行完全-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空间的下半部分(kz〈0)。
通过201所示的预备脉冲序列，可以抑制不期望的高幅值信号的作用(比 如质子光谱法中的水)。这种预备脉冲序列包括RF激励脉冲203以及一组沿 每一个梯度轴指向的扰流器梯度205，其中RF激励脉冲203对水频率具有化学 选择性。水选择性RF脉冲203使水磁化倾斜90。进入横向平面中，并且梯度 205使这种横向磁化发生相移(dephase)，从而使得在后续成像脉冲序列中水 不产生显著的NMR信号。作为被抑制的水信号的结果，产生了稀疏的数据组， 其中包含感兴趣的代谢物信号。这种稀疏的数据组与本方法特别谐调。其它信 号抑制技术也是可以使用的，它们针对的是那些在采集到的NMR信号中产生 峰值的其它自旋物质或代谢物。
一种梯度-回归NMR回波信号203是由受激励的FOV中的自旋所产生的， 并且是在三个读出梯度206、 208和210存在的情况下被采集的。因为在所有 的方向上FOV都较大，所以非选择性射频(RF)脉冲202可以被用于在整个图像 FOV中产生横向的磁化。因为板-选择梯度不是必需的，所以读出梯度波形Gx、 Gy和Gz具有相似的形状。这种对称性仅被扰乱该序列的需求所打断，这是通 过播放相移梯度波瓣204而实现的。通过各个梯度脉冲214和216，使Gx和 Gy读出梯度208和210回绕(rewind)，以实现稳定状态。
在扫描期间，读出梯度波形Gx、 Gy和Gz被调制，以便按不同的角度对
径向轨迹进行采样。选择角度间隔，使得k空间采样点均匀分布在被采样的k 空间球体的外围边界(kmax)处。尽管用于计算这种分布的若干种方法都是已知
的，但是使用了这样一种方法，在路径速度和表面区域覆盖率都恒定的条件下 该方法通过用螺旋轨迹对球形表面进行采样从而使这些投影均匀分布。该解决 方案还具有产生连续的采样路径的优点，这减小了梯度切换和涡流。对于N个 总投影而言，作为投影个数n的函数的梯度振幅方程是
<formula>formula see original document page 14</formula><formula>formula see original document page 15</formula>(6)
<formula>formula see original document page 15</formula>(7)
如果将要执行完全采样的图像采集，则N被设为Np，就像上述方程(4) 所限定的那样，并且执行一系列N-Np脉冲序列。该系列中第n个脉冲序列的 读出梯度振幅是由方程(5)、 (6)和(7)给出的。尽管在扫描期间n可以按单调的 顺序从1取到N，但是可以理解，其它采样顺序也是可能的。
对于本领域的技术人员而言，应该很明显，可以使用除上述较佳的直线轨 迹以外的采样轨迹，这些较佳的直线轨迹从k空间外围边缘上的一点起开始延 伸并且穿过k空间的中心后到达k空间外围边缘上相对的一点。如上所述，一 种变体是采集部分NMR回波信号203，它沿着没有横跨被采样的k空间体积 的整个范围的轨迹进行采样。另一种等价于直线投影重构脉冲序列的变体是沿 着弯曲的路径而非直线进行采样。在下列文献中描述了这种脉冲序列F. E. Boada等人的"Fast Three Dimensional Sodium Imaging", MRM, 37:706-715， 1997; K.V. Koladia等人的"Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging", Proc. Intl. Soc. Magn. Reson. Med. 13 (2005);以及J.G. Pipe和Koladia等人的 "Spiral Projection Imaging: a new fast 3D trajectory", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13 (2005)。也应该很明显，本发明也可以与这些采样方法的三维和二维版 本一起使用，并且如下文中所使用的那样术语"像素"旨在表示二维或三维图 像中的位置。
本发明的第一较佳实施方式使用上述3DPR脉冲序列，以便用MRI系统来 采集一系列图像帧，从中构造出代谢物图像。特别参照图9，上述脉冲序列中 的回波时间(TE)被设为初始值，并且在MRI系统中采集关于受试者的一组投影 视图，就像过程框300所示。 一种高度欠采样的k空间数据组就是用这些投影 构成的，它们彼此基本上均等地间隔着以便尽可能均匀地对k空间进行采样。 例如，三维图像帧可能仅具有200个采集到的投影视图。
如过程框302所示，在改变脉冲序列中的回波时间(TE)之后，按相同的方 式采集附加的k空间数据组。按这种方式，用越来越长的回波时间(TE)，来采 集500到1000个图像帧，并且针对每一个图像帧k空间数据组，采集200个投影视图。所有这些采集到的投影视图上的投影角度是相对于彼此交错的，使 得在扫描的末端，如决定框304所决定的那样，通过组合后的采集，对k空间 进行高度采样。
如过程框306所示，下一步是使用来自所有采集到的图像帧的组合后的
投影视图，来重构合成图像。这是一种常规的图像重构过程，并且在较佳实施 方式中，它是通过重新定格组合后的三维k空间投影数据组而执行的，从而形 成三维笛卡尔k空间数据组。通过对重新定格的k空间数据组执行三维傅立叶 逆变换，从而产生出合成图像。因为扫描期间所采集到的所有交错投影视图都
被用于该图像重构过程中，所以该合成图像具有较高的SNR和最少的条纹伪像。
然后，进入一循环，如308处所示，其中每一个图像帧k空间数据组与该 合成图像一起被用于重构一系列图像帧。如过程框310所示，第一步是通过 进行傅里叶变换，将这些帧图像k空间投影变换到Radon空间。该结果是一组 信号分布IO，如图5所示。如过程框312所示，接下来，按图5中的路径8， 将这些信号分布背投到VOA中。如上文参照方程(2a)所述，用合成图像对该背 投进行加权并且使其归一化。对于图像帧中的每一个投影视图，重复这一过程， 并且每一个高度约束的背投的结果都被加起来以便形成待存储的图像帧，就像 过程框314所示的那样。
如过程框316所示，重复该过程308，直到所有采集到的图像帧都被重构， 就像决定框318处所确定的那样。如图10所示， 一系列三维图像帧320由此 被重构出，并且可以被组织成沿回波时间轴TE而设置的光谱数据组321。由此， 图像帧320中每一个相应的像素代表了在连续的回波时间(TE)处病人体内x,y,z 位置处的NMR信号幅值，并且如过程框322所示，沿该TE轴的傅里叶变换产 生了用于该位置的光谱。检查该光谱以便定位出与感兴趣的特定代谢物相对应 的数值，并且该数值被用于调制代谢物图像中相应的像素x,y,z的亮度，就像过 程框324所示那样。
上述过程也可以被用于对代谢物进行成像，所用的过程是针对特定的代谢 物而设计的，并且需要更少的参数采样以便产生期望的光谱分辨率。例如，可 以使用2005年4月21日出版的美国专利公报2005/0085713 Al中所描述的方法对特定的代谢物进行成像，其中每一种代谢物的峰值频率都是已知的。受试 者的多个图像是用相应的多个不同的回波时间TE来采集的。根据本发明，不
同回波时间TE的个数对应于代谢物峰值频率的个数，并且这些单独的图像帧
是可以用交错的投影视图来采集的。合成图像是用组合后的采集到的数据来重 构的，并且该合成图像接下来被用于重构每一个图像帧。本发明的实施方式中
所显示的光谱峰值并不要求沿TE轴进行傅里叶变换。
对于本领域的技术人员而言，应该很明显，本发明可以应用于除MR光谱 测量以外的情况下。尽管在上述较佳实施方式中回波时间(TE)是变化的MR参 数以便产生给定的代谢物图像，但是在釆集每一组图像帧投影视图时也可以改 变其它MR参数。
也应该很明显，本发明可以应用于除光谱法以外的MR过程。例如，可以 采集一系列图像帧以产生该受试者的T2图像。在这种特定的应用中，每一个图 像帧是在不同的回波时间(TE)处被采集的，但作为对数据组321中所得的像素 值进行傅里叶变换的替代，使位置x,y,z处连续的像素值拟合到T2弛豫衰减曲 线。因此，在每一个像素位置x,y,z处，可以计算出T2弛豫时间，并且可以从 该结果中显示出T2图像。
也可以改变其它MR参数。在扩散加权成像(DWI)过程中，运动编码梯度 被包括在脉冲序列中，并且用该运动编码梯度来采集许多图像，该运动编码梯 度是在方向或幅值方面不断变化的MR参数。本发明能够以较少的扫描时间来 采集这些图像，同时不损失图像质量。相似的是，可以采集一系列MR图像， 其中RF激励脉冲的倾倒角是不断变化的MR参数以便产生关于该受试者的一 系列图像帧。
本发明也可以被用于产生散布图(scatter plot)以帮助具有各种特征的分 离的体元。散布图的一个轴表示一个MR参数值，其另一个轴表示第二MR参 数。每一个MR参数值是由一系列图像帧来测量的，这些图像帧是用交错的投 影来采集的并且用从所有交错的投影视图中重构出的合成图像来重构的。例 如， 一个测得的参数可以是用回波时间TE彼此不同的一系列图像帧测得的T2 常量，并且其它参数可以是用一个或多个图像帧测得的自旋速度，同时速度编 码梯度沿着一个或多个轴。所得的速度和每一个图像像素x,y，z处所计算的T2值可以被用于将静止组织与像流动的血液这样的组织分开，还可以将静脉血和 动脉血分开。
权利要求
1.一种用于产生位于核磁共振成像(MRI)系统的视场(FOV)中的受试者的图像的方法，所述方法包括如下步骤a)使用具有一组MR参数的脉冲序列，用MRI系统来采集受试者的一组投影视图；b)改变脉冲序列中的MR参数并且重复步骤a)以便采集附加的一组投影视图，其中采集到的投影视图是交错的；c)使用来自所述多组投影视图的投影视图来重构合成图像，该合成图像在每一个合成图像像素处指示一个值；d)从相应的多组投影视图中重构图像帧，每一个图像帧是通过下列过程被重构的d)i)背投相应的一组投影视图中的每一个投影视图，并且用合成图像中相应的像素的值对被背投到每一个图像帧像素中的值进行加权；和d)ii)对每一个图像帧像素的背投值进行求和；以及e)处理重构出的图像帧以产生图像。
2. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，多次重复步骤b)。
3. 如权利要求2所述的方法，其特征在于，步骤e)包括对多个重构出的图 像帧中相应像素位置处的信号值进行傅里叶变换。
4. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，所述MR参数是脉冲序列的回波 时间(TE)。
5. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，步骤e)中所产生的图像描绘了受 试者中的代谢物。
6. 如权利要求5所述的方法，其特征在于，所述脉冲序列包括预备脉冲序列，该预备脉冲序列抑制来自与代谢物不相关的自旋的NMR信号。
7. 如权利要求6所述的方法，其特征在于，被抑制的NMR信号来自与水相关的自旋。
8. 如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述脉冲序列包括用于选择性地 抑制来自选中的自旋的NMR信号的脉冲。
9. 如权利要求l所述的方法，其特征在于，多次重复步骤b)，对于每一次重 复，改变第一MR参数和第二MR参数之一。
10. 如权利要求9所述的方法，其特征在于，步骤e)包括e)i)从多组投影视图所重构出的图像帧中，产生第一图像，其中改变了第一 MR参数；以及e)ii)从多组投影视图所重构出的图像帧中，产生第二图像，其中改变了第二 MR参数。U.如权利要求4所述的方法，其特征在于，步骤e)包括通过使T2弛豫衰 减曲线拟合多个重构出的图像帧中相应像素位置处的信号值，来产生T2图像。
全文摘要
采集了一系列图像帧，其中改变了像回波时间(TE)这样的MR参数，并且所得的图像帧被用于产生代谢物的MRS图像。通过从针对多个图像帧而采集到的数据中重构出合成图像并且使用高度约束的背投方法，扫描时间得以缩短且并不牺牲图像质量，其中用合成图像中相应像素的值对投影视图的每一个背投像素值进行加权以便产生每一个图像帧。在另一个实施方式中，该技术被用于T2判定。
文档编号G01R33/50GK101287995SQ200680034794
公开日2008年10月15日 申请日期2006年9月21日 优先权日2005年9月22日
发明者C·A·米斯特塔, J·帕里, O·威本, S·瑞德 申请人:威斯康星校友研究基金会