使用单个和多个通道接收器线圈的用于同时多切片磁共振成象的方法

专利名称：使用单个和多个通道接收器线圈的用于同时多切片磁共振成象的方法
使用单个和多个通道接收器线圈的用于同时多切片磁共振成象的方法相关申请的交叉引用本申请要求名为“使用单个和多个通道接收器线圈的用于同时多切片磁共振成象的万法(Method for Simultaneous Multi-Slice Magnetic Resonance Imaging UsingSingle and Multiple Channel Receiver Coils)”、2010 年 2 月 25 日申请的、申请系列号61/308，170的美国临时申请的优先权。关于美国联邦政府资助研究的声明根据美国国立卫生研究院资助的基金EB007827，本发明得到美国政府的支持。政府在本发明中具有特定权利。发明背景·本发明的领域是磁共振成像(“MRI”)方法与系统。更特定地，本发明涉及同时多切片MRI的方法与系统，其中采用单个或多个通道接收器线圈来同时采集来自多个切片(slice)位置的图像数据。MRI利用核磁共振(NMR)现象来产生图像。当诸如人体组织之类的物质经受均匀磁场(极化场Btl)吋，该组织内的核子的各磁矩试图与该极化场对齐，但在其特征拉莫尔频率下以随机顺序围绕该极化场旋迸。如果物质或组织经受在χ-y平面内且接近拉莫尔频率的磁场(激励场B1 )，那么净对齐磁矩Mz可被旋转或“偏转”至x-y平面，从而产生净横向磁矩Mxy。在激励信号B1被終止后，通过激励的核子或“自旋”来发射信号，并且该信号可被接收并处理以形成图像。当使用这些“MR”信号来产生图像时，为信号的空间编码而采用磁场梯度(Gx、Gy、和Gz)。通常，通过测量周期序列扫描待成像区域，在该测量周期序列中这些梯度根据所使用的具体定位方法而变化。将所得的所接收的MR信号的集合进行数字化并且处理，以利用多种公知的重建技术中的ー种来重建图像。在由脉冲序列器产生的脉冲序列的指示下，进行用于采集每ー个MR信号的測量周期。临床上可用的MRI系统存储了这样的脉冲序列库，该脉冲序列可被规定为满足很多不同临床引用的需要。研究型MRI系统包括经临床证明的脉冲序列库，且该系统还可开发新的脉冲序列。由MRI系统所采集的MR信号是在傅里叶空间(或者经常在本领域中被称为“k-空间”)中检验的对象的信号样本。每ー个MR測量周期、或脉冲序列，一般沿着这个脉冲序列的采样轨迹特性采样k-空间的一部分。大多数脉冲序列以有时候被称为“自旋-扭曲”、“傅里叶”、“直线”、或“笛卡尔”扫描的类似光栅扫描的模式在k-空间中采样；然而，其他脉冲序列可沿诸如径向线和螺旋线之类的非-笛卡尔轨迹而采样。取决于所使用的技术，很多MR扫描目前需要很多分钟来采集被用于产生医学图像的必要的数据。減少这个扫描时间是重要的考量因素，因为所减少的扫描时间增加了病人流动量、改进了病人舒适度、并通过減少运动伪像改进了图像质量。已经研发出了很多不同策略来缩短该扫描时间。
用于缩短扫描时间的ー个这样的策略一般被称为“并行MRI”(“pMRI”)。并行MRI技术使用来自射频(“RF”)接收器线圈阵列的空间信息来取代否则必需使用RF脉冲和磁场梯度(诸如相位和频率编码梯度)以序列方式获得的空间编码。该阵列的空间独立的接收器线圈中的每ー个携载了特定的空间信息并具有不同的空间灵敏度分布(spatialsensitivity profile)。使用这个信息来获得所接收到的MR信号的完整的空间编码,例如，通过组合从每ー个独立线圈接收的同时采集到的数据。通过减少所采集的相位编码的k-空间采样线的数量，同时保持在固定k-空间中所覆盖的最大范围，并行MRI技术允许k-空间的采样不足。相比常规k-空间数据采集，由独立的接收器线圈所产生的独立的MR信号的组合能使对于图像所需的采集时间的減少，所減少的系数相关于接收器线圈的数量。因此，使用多个接收器线圈用于倍增成像速度，而不增加梯度切換速率或RF功率。已经研发出来并被用于活体成像的这样的并行成像技术的两个类别被称为“图像空间方法”和“k_空间方法”。本领域已知的ー种示例性图像空间方法是灵敏度编码 (“SENSE”)，而本领域已知的一种示例性k-空间方法是空间谐波的同时采集(“SMASH”)。使用SENSE，采样不足的k-空间数据首先被傅里叶转换从而产生来自每ー个线圈的混叠的图像，且然后通过叠加像素值的线性变换来展开混叠的图像。使用SMASH，在傅里叶变换之前，通过重建由不同接收器线圈采集的相邻k-空间线的加权组合，合成或重建所省略的k-空间线。SMASH要求线圈的空间灵敏度被确定，且这样做的ー个方法是通过“自校准”，其需要使用可变密度的k-空间采样。对于使用自校准的SMASH技术的更新的进展是被称为全面自校准部分并行采集(“GRAPPA”)的技术，在例如美国专利No. 6，841，998中被描述。使用GRAPPA，在k_中间中心附近处以尼奎斯频率采样k-空间线，而在k-空间的外围区域中采用采样不足。这些中间的k-空间线被称为所谓自校准信号(“ACS”)线，被用于确定被用来合成、或重建丢失的k-空间线的权重因子。特定地，使用独立的线圈数据的线性组合来创建k-空间的丢失的线。通过将采集的数据拟合至在k-空间中心附近的被更密集地采样的数据，来确定用于组合的系数。另ー个策略是使用所谓部分k-空间回波平面成像(“EPI”)，其中減少了所采集的k-空间线的数量并使用了相对较短的回波时间(“TE”)，藉此最小化信号衰落。通过使用平面内的SENSE或其衍生物中的一个可进ー步减少覆盖k-空间所需要的时间。已经研发了用于减少扫描时间的其他方法。例如，使用多个射频(“RF”)接收器线圈的阵列、以及在图像重建过程中叠加切片的后续的分离，用于从多个成像切片位置同时采集图像数据的方法已经被研发，如D. J. Larkman等人、在“Use of Multicoil Arrays forSeparation of Signal from Multiple Slices Simultaneously Excited (使用多线圈阵列用于将来自多个切片的被同时激励的信号的分离)”、Journal of Magnetic ResonanceImaging (磁共振成像期刊)，2001; 13 (2) :313-317中所描述的那样。然而，这个方法的所受限制在于由于在图像重建过程中必须被分离的混叠的像素的接近的空间邻近度，多个切片的分离难以呈现。例如，如果同时从三个切片采集图像数据，且切片间的间距约3cm，则沿切片编码方向将出现混叠，且必须消除这个混叠从而产生可靠的图像。混叠像素的源头在空间上仅隔开3cm，且由于这个混叠图像的空间接近度，使得难以通过诸如灵敏度编码(“SENSE”)之类的标准并行成像方法分离这些混叠像素。
SENSE、和其他为了合适地分离混叠像素的类似方法的困难源自在混叠像素的位置处的多个阵列线圈元件之间的检测强度之间的差异。特定地，问题在于线圈阵列元件的检测分布在数厘米的空间标度上还不足够独特。作为结果，由高SENSE g_因子所表征的高阶噪声放大，出现在被分离的图像中。这个结果与SENSE方法的常规实现相反，常规实现中采样不足的相位编码方案沿相位编码方向产生混叠，位编码方向与切片编码方向正交。另夕卜，这个平面内混叠导致隔开二分之一的景深(“F0V”)的成对的混叠像素。对于常规的脑部图像，FOV等于约24cm;因此，当在图像平面、或切片中出现混叠时，混叠像素之间的距离为约12cm。可构想的是，成对混叠像素之间的四倍小(four-fold smaller)的距离在由Larkman公开的方法中引起了显著噪声放大。因此，期望的是提供相比诸如Larkman教导的目前可用的方法产生更少噪声放大的用于同时多切片成像的方法。用于同时多切片成像的另ー个值得注意的方法由D. A. Feinberg等、在“Simultaneous Echo Refocusing in EPI (EPI 中的同时的回波重聚)，，、Magn. Reson.Med.，2002;48(1) :1 - 5中描述。在这个方法(术语称为“SER-EPI”)中，与真正地同时相反，切片的RF激励是连续的。读出梯度脉冲被施加在两个连续激励之间，并用于沿kx-方向(对 应于图像空间中的读出方向)，将ー个切片的k-空间数据相对于另一个而移位。通过延长读出窗ロ，连续地捕捉两个切片的k-空间数据。然后数据可被切割开并分别被重建。然而，这个方法具有数个不利方面。由于激励并不是同时的，两个切片并不具有相同的回波时间(“TE”)。实际上，TE—般相差约3ms。TE的这个差异会造成问题，其问题在于图像強度和对比度指数级地取决于TE。因此，两个切片在图像对比度或強度上并不是真正相同的。SER-EPI方法的另ー个限制在于，所需来捕捉第二个切片的被移位的k-空间数据所延长的读出增加了总体读出持续时间。进而，该增加的持续时间増加了包括于所获得的EPI图像中的Bci磁化系数扭矩。最近，Feinberg的SER-EPI方法已经被修改为包括由Larkman所利用的方法,如D.A. Feinberg等人在“Multiplexed Echo Planar Imaging for Suo-Second Whole BrainfMRI and Fast Diffusion Imaging (用于次秒级全脑fMRI和快速扩散成像的复用回波平面成像)”、PLos 0NE(5) :el5710中所描述的那样。然而，这个被最近修改的方法仍然有Larkman所描述的重建技术的限制。同时多切片方法没有在常规成像中获得太多牵引(traction)，因为存在可选的并行成像方法，诸如常规的SENSE和GRAPPA，用于加速标准图像采集。然而，如上所述，这些方法并没有给予诸如EPI之类的脉冲序列像在其他常规脉冲序列上那样的加速优势。与诸如SENSE和GRAPPA之类的并行成像方法不同，多切片采集技术并不意在例如通过减少相位编码的数量来缩短花费在读出k-空间数据上的时间。而是，它们意在每一次采集时从多个图像切片位置采集信号数据，从而脉冲序列的重复次数可被減少从而类似地减少总体扫描时间。例如，在EPI序列的每一次重复时，三倍加速的多切片从三个图像切片位置采集图像数据。作为这个同时采集的结果，被需要来覆盖成象容积(imaging volume)的EPI序列的重复的次数被減少，藉此类似地減少了总体采集时间。因此，期望的是提供用于同时、多切片成像的方法，其相比当前可用的用于同时多切片成像的方法而言允许混叠像素的更可靠的分离，从而可在临床环境中实现与这些技术相关联的优势。进ー步期望的是提供可顺应于功能MRI (“fMRI”)技术(包括静止状态的或功能连通性的fMRI)的这样的方法。

发明内容
本发明通过提供用于从图像数据中重建描述对象的多个图像的方法克服了上述缺点，所述图像数据是使用磁共振成像(“MRI”)系统从对应的多个切片位置处同时采集的。在对多个切片位置施加射频(“RF”)能量之后采集图像数据。该RF能量被修改为对多个切片位置中的每ー个提供不同相位。在与为采集图像数据而被用于激励各切片位置的RF能量具有相同相位的RF能量施加之后，对于每ー个切片位置还获取基准图像数据混叠的图像从图像数据中被重建，且基准图像从该基准图像数据中被重建。使用这两个图像集合，对于多个切片位置的每ー个而产生未混叠的图像。这样的方法对于进行功能MRI (“fMRI”)以及对于在相比前述方法在更短时间段内采集覆盖脑部的整个容积的图像帧的时间数列(time series)，是有利的。本方法的这个有利优势使得其特别适合用于进行静止状态的fMRI和用于评估功能连通性。因此，此处提供的方法提供了用fMRI用于评估功能连接的有 利的成像方法。本发明的前述的和其它方面以及优点将出现在以下描述中。在该描述中，參考了形成本发明的部分的附图，在这些附图中作为说明示出了本发明的优选实施例。然而这些实施例未必代表本发明的全部范围，并且因此參考权利要求书和本文来解释本发明范围。


图I是采用了本发明的示例性磁共振成像(“MRI”)系统的框图；图2是形成图I的MRI系统的构造的一部分的示例性射频(“RF”)系统的框图；图3是形成图I的MRI系统的另一个构造的一部分的包括并行接收器线圈阵列的示例性RF系统的框图；图4是描述在实践本发明的一些实施例时所采用的示例性脉冲序列的脉冲序列图；图5A是在频率空间中的示例性一组四个RF脉冲曲线(profile)；图5B是对应于图5A的RF脉冲分布的示例性一组四个RF脉冲相位曲线；图5C是通过傅里叶换转以及组合图5A的RF脉冲分布产生的示例性复合RF脉冲波形； 图是图5C的复合RF脉冲波的相位；图6A是根据本发明的一些实施例的使用被同时激励的多个切片位置的示例性数据采集方案的图形化表示；图6B是根据本发明的一些实施例的使用被同时激励的多个切片位置的另ー个示例性数据采集方案的图形化表示；图7是阐明用于同时获取来自多个切片位置的图像数据并从中重建图像的示例性方法的步骤的流程图；和图8是阐明用于计算并修正被重建的混叠图像中的相移的示例性方法的步骤的流程图。发明详细描述
现在特别參考图1，示出了示例性磁共振成像(“MRI”)系统100。MRI系统100包括具有显示器104和键盘106的工作站102。工作站102包括处理器108，诸如运行商业可获得的操作系统的商业可获得的可编程机器。工作站102提供了允许将扫描规定输入到MRI系统100的操作员界面。工作站102被耦合至四个服务器脉冲序列服务器110 ;数据采集服务器112 ;数据处理服务器114、和数据存储服务器116。工作站102和每ー个服务器110、112、114、和116被连接从而彼此通信。脉冲序列服务器110用于响应于下载自工作站102的指令来工作以操作梯度系统118和射频(“RF”)系统120。产生执行规定的扫描所需的梯度波形并将其应用于梯度系统118，该系统激励组件122中的梯度线圈以产生用于对MR信号进行位置编码的磁场梯度Gx、Gy和Gz。梯度线圈组件122形成磁体组件124的部分，磁体组件124包括极化磁体126和整体RF线圈128。通过RF系统120，将RF激励波形施加至RF线圈128、或分离的局部线圈(图I中未示出)，从而执行规定的磁共振脉冲序列。由RF线圈128、或分离的局部线圈(图I中未示 出)所检测到的响应的MR信号，在由脉冲序列服务器110所产生的命令的指示下，由RF系统120接收、放大、解调、过滤、并被数字化。RF系统120包括RF发射器，该发射器用于产生被用于MR脉冲序列中的各种RF脉冲。RF发射器响应于来自脉冲序列服务器110的扫描规定和指示以产生所需频率、相位和脉冲幅度波形的RF脉冲。所生成的RF脉冲可被应用于整体RF线圈128或者ー个或多个局部线圈或线圈阵列(图I中未示出)。RF系统120还包括ー个或多个RF接收器通道。每个RF接收器通道包括放大由其连接至的线圈128所接收的MR信号的RF放大器、以及检测并数字化所接收的MR信号的I和Q正交分量的检波器。因而所接收的MR信号的大小可在任何采样点由I和Q分量的平方和的平方根来确定M = φ2 +Q1 ⑴并且所接收的MR信号的相位也可确定
_ f η\ ......—^ = Ian-1I-J(つ、。脉冲序列服务器110还可任选地从生理采集控制器130接收病人数据。控制器130从连接至病人的多个不同的传感器接收信号，例如来自电极的心电图(“ECG”)信号或者来自风箱(bellows)或者其他呼吸监测设备的呼吸信号。这些信号通常由脉冲序列服务器110用于将扫描的执行与主体的心跳或呼吸同步或进行“门控(gate)”。脉冲序列服务器110还连接至扫描室接ロ电路132，该电路从与病人的状况和磁体系统相关联的各种传感器接收信号。另外通过扫描室接ロ电路132，病人定位系统134在扫描期间接收命令从而将病人移到所需的位置。RF系统120所产生的数字化的MR信号样本由数据采集服务器112接收。数据采集服务器112响应于从工作站102下载的指令来操作以接收实时MR数据并提供缓冲存储，从而使得不会由于数据超限而丢失数据。在一些扫描中，数据采集服务器112仅仅是将采集的MR数据传递至数据处理服务器114。然而，在需要源自采集的MR信号的信息来控制扫描的进ー步执行的扫描中，对数据采集服务器112进行编程以产生这种信息并将其传送至脉冲序列服务器110。例如，在预扫描期间，采集MR数据并将其用于校准由脉冲序列服务器110执行的脉冲序列。另外，在扫描期间可采集导航信号并将其用于调整RF系统120或梯度系统118的操作參数、或者用于控制对k-空间进行采样的视图顺序。数据采集服务器120还被用于处理被用于检测在磁共振血管造影(“MRA”)扫描中的造影剤的到达的MR信号。在所有的这些示例中，数据采集服务器112采集MR数据并且实时地处理该数据以产生用于控制扫描的信息。数据处理服务器114从数据采集服务器112接收MR数据并根据由工作站102下载的指令来处理该数据。这样的处理可包括，例如对原始k-空间MR数据进行傅里叶变换以产生ニ维或三维图像；将滤波器应用于重建的图像；执行对所采集的MR数据的反投影图像重建；产生功能MR图像；和计算运动或流动图像。数据处理服务器114所重建的图像被传回存储它们的工作站102。实时图像被存储在数据库存储器缓存(图I中未示出)中，从该缓存中这些图像可被输出至操作者显示器12或者位于磁体组件24的附近以供主治医师使用的显示器136。批模式图像或者所选择的实时图像被存储在磁盘存储138上的主数据库中。当这些图像已被重建并转移至存储吋， 数据处理服务器114通知工作站102上的数据存储服务器116。工作站102可由操作者用于存档图像、产生胶片、或者通过网络将图像发送至其它设施。如图I中所示，射频(“RF”)系统120可被连接至整体RF线圈128，或，如图2中所示，RF系统120的发送通道202可连接至RF发送线圈204且接收器通道206可连接至独立的接收器线圈208。经常地，发送通道202连接至整体RF线圈128且每ー个接收器部分连接至分离的局部RF线圈。特定地參看图2，RF系统120包括产生规定的RF激励场的发送通道202。在接收来自脉冲序列服务器110的ー组数字信号的频率合成器210的控制下，产生这个RF激励场的基波(base)、或载波、频率。这些数字信号指示在输出212处产生的RF载波信号的频率和相位。该RF载波被施加至调制器和上变频器214，在此处该载波的幅值响应于也从脉冲序列服务器110接收到的信号R(t)而被调制。该信号R(t)定义了将被产生的RF激励脉冲的包络，且该信号是通过连续读出一系列所存储的数字值而产生的。这些所存储的数字值可被改变以能使产生任何期望的RF脉冲包络。在输出216处产生的RF激励脉冲的大小由激励衰减器电路218衰减，该电路218从脉冲序列服务器110接收数字命令。然后所衰减的RF激励脉冲被施加至驱动RF发送线圈204的功率放大器220。由对象产生的MR信号由RF接收器线圈208所获取并通过预放大器222施加至接收器衰减器224的输入。接收器衰减器224进ー步放大该信号达从脉冲序列服务器110接收的数字衰减信号所确定的量。所接收到的信号位于Larmor频率或其附近，且这个高频信号通过下变频器226在一个两步法处理中被下变频。下变频器226首先将MR信号和线212上的载波信号相混合，然后将所得到的不同信号与由基准频率产生器230所产生的在线228上的基准信号相混合。经下变频的MR信号被施加至模拟数字(“A/D”)转换器232的输入，该转换器采样并数字化该模拟信号。然后经采样和数字化的信号被施加至数字检波器和信号处理器234，该处理器234产生对应于所接收到的信号的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。所得到的接收信号的经数字化的I和Q值被输出至数据采集服务器112。除了产生在线228上的基准信号，基准频率产生器230还在线236上产生施加至A/D转换器232的米样信号。图2的RF系统的可选构造图示于图3中，现在參看图3。在这个可选构造中，RF发送线圈204和RF接收器线圈208由线圈阵列336所替代，线圈阵列336包括通过ー个或多个发送器/接收器(“T/R”)开关338连接的至少ー个RF发送线圈和多个接收器线圈。对象所产生的信号由线圈阵列336所获取并施加至一组接收器通道306的输入。每ー个接收器通道306中的预放大器放大该信号达从脉冲序列服务器110所接收的数字衰减信号所确定的量。所接收到的信号位于Larmor频率或其附近，且这个高频信号通过下变频器在一个两步法处理中被下变频。下变频器首先将MR信号和线312上的载波信号相混合，然后将所得到的不同信号与由基准频率产生器330所产生的在线328上的基准信号相混合。经下变频的MR信号被施加至模拟数字(“A/D”)转换器的输入，该转换器采样并数字化该模拟信号。然后经采样和数字化的信号被施加至数字检波器和信号处理器334，该处理器234产生对应于所接收到的信号的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。所得到的接收信号的经数字化的I和Q值被输出至数据采集服务器112。除了产生在线328上的基准信号，基准频率产生器330还在线336上产生施加至A/D转换器的采样信号。 提供了通过同时多切片数据采集的方法用于加速磁共振成像(“MRI”)系统的图像采集时程的方法。例如，使用回波平面成像(“EPI”)或空间成像的图像数据的采集被加速了至少两倍。这样的方法一般可应用于功能MRI (“fMRI”)、静止状态fMRI (“R-fMRI”)、动脉自旋标记(“ASL”)、扩散加权图像(“DWI”)、和其中期望采集大量图像的其他场合。然而，如本领域技术人员将了解的，该方法可有利地改进任何数量的其他临床应用的数据采集效率。在该方法中，使用切片选择性地修改的脉冲来同时激励图像切片组，例如两个或更多个切片，该切片选择性地修改的脉冲以独特射频(“RF”)相位的方法来标记每ー个切片。这个方法一般被称为“并行切片相位标签”(“PSPT”)。使用RF相位标记来完成交迭的切片的拆开。注意的是该方法可使用单个通道、或多个通道的接收器线圈来实现。通过使用“基准切片”来进ー步加强交迭切片的拆开。例如，使用分配给每ー个切片的标记相位而获得ー组基准切片图像。对于显著增强的整体加速，PSPT方法可与SENSE加速组合。这个组合一般被称为“ニ轴加速”(“TAC”)，例如，其中ー个轴垂直于切片，且另ー个轴位于相位编码方向。通过经修改的RF脉冲形成和合适的切片分离算法来特征化并减少切片之间的串扰。附加地，増加线圈阵列中的接收器通道的数量可減少切片之间的串扰。使用例如刚体和仿射配准(affine registration)方法,可易于配准同时激励的切片的时程。本发明提供的方法允许在临床上合理的时间内在整个脑部上的高分辨率的功能连通性数据的采集。可使用以足够薄的切片的R-fMRI获得数据，从而基本减轻了体素内去相位(intravoxel d印hasing)和信号掉落。可在约两秒的重复时间(“TR”)内获得数据，藉此保持整个脑部数据集合上的生理学波动的一致性。对于EPI时程方法，对于人类脑部疾病的神经系统学和脑部的发展，并行采集允许暂时加速和増加空间分辨率之间的极大地增强的折衷。根据本发明的被用于引导MRI系统同时从多个切片位置采集图像数据的示例性脉冲序列被图示于图4中。这样的示例性脉冲序列是梯度回波(gradient-recalled)回波平面成像(“EPI”)脉冲序列。该脉冲序列包括空间选择性的射频(“RF”)激励脉冲402，该激励脉冲在切片选择梯度404存在的情况下被放出(play out)从而在多个规定的成像切片中产生横磁化。切片选择梯度404包括重定相波瓣(rephasing lobe) 406,该波瓣用于对由切片选择梯度404引入的不想要的相位弥散重定相，从而减轻了源自这些相位弥散的イM号损失。RF激励脉冲402是，例如，合成RF脉冲，其被修改从而同时激励各切片位置，从而在每ー个切片位置处的横磁化被赋予不同的相位。以举例的方式，且现在參看图5A-5D，确定了期望的切片曲线(profile)且计算该切片曲线的傅里叶变换来确定合适的RF激励脉冲402曲线，包含对于不同切片位置的不同相位信息。例如，选择每一个期望的切片位置的位置和厚度并用此来产生频率空间中每ー个切片位置的RF脉冲曲线。附加地，可分别选择每ー个RF脉冲曲线的顶锥角。图5A中示出四个这样的RF脉冲曲线，其中每ー个不同的RF脉冲曲线具有不同的频率值以及与之相关联的带宽，这些分别对应于不同的空间位置和切片厚度，其将由对应的RF脉冲所激励。如图5B中所示，每ー个RF脉冲曲线具有独特的相位 曲线。一般而言，产生N个这样的RF脉冲曲线和N个对应的相位曲线并且然后被转换以产生期望的RF脉冲波形。以举例的方式，图5A中的RF脉冲曲线的傅里叶变换产生四个不同的RF脉冲波形，当这些波形被组合时产生复合RF脉冲波形，诸如图5C中所示的那个。图5C中所示的示例性RF脉冲波形的相位被图示于图中。通过将N个RF脉冲曲线相加并计算该和的傅里叶变换，或可选地，通过添加由傅里叶变化每ー个独立RF脉冲曲线而产生的RF脉冲波形，可获得复合的RF脉冲波形。四切片采集的示例性相位包括位于第一象限中的这些，即零、三十、六十、和九十度。本领域技术人员可理解的是，然而，相位值的任何数量的组合均可易于实现来对各切片位置做相位标签。还使用独立RF脉冲来采集基准图像数据，如下文将描述的。因此，通过使用复合RF曲线的独立部分可采集这个基准图像数据，其具有与通过合成RF脉冲激发之后采集的图像数据中一祥的相位。注意，可从单个发送频率形成每ー个复值合成RF脉冲。再次參看图4，在规定的成像切片中激发核自旋之后，通过在交替的读出梯度408存在的情况下，采样一系列梯度回波信号而采集图像数据。交替的读出梯度之前是预卷(pre-winding)梯度410,其用于在k_子空间中将第一采样点沿频率编码、或读出方向移动预定距离。通过一系列相位编码梯度“尖头信号(blip)”412来进行沿相位编码方向的回波信号的空间编码，这些尖头信号在连续的信号读出之间被放出从而每一个回波信号被分离地进行相位编码。相位编码梯度“尖头信号(blip)”412之前是应用预卷(pre-winding)梯度414，其用于在k-子空间中将第一采样点沿频率编码、或读出方向移动预定距离。预卷梯度410和414 一起用于在规定的k-空间位置处开始k-空间的采样。如现有技术已知的，在每一次重复中在应用不同的切片选择梯度404的同时多次重复前述脉冲序列，从而多组的多个切片位置被采样。现在參看图6A和6B，示出了示例性的多个切片位置组。在图6A中，示出了第一组切片位置602，其中切片位置被接近地分组在一起。连续地移动切片位置的接近分组通过所期望的视场，从而在整个期望的视场中采集图像数据。例如，第一组切片位置被连续地移动通过多组位置直到最后ー组位置，用虚线604表示。当在其中重要的空气-组织接ロ存在之处(诸如脑部的更内部的区域)成像时，有利的是相比其他区域成像中所用的，使用更薄的切片厚度。因此，如图6A中所示，第二组切片位置606可被使用，其中切片位置也是接近地间隔的，不过组606中的每ー个独立切片位置的切片厚度比第一组602中的更薄。像第一组602 —祥，第二组切片位置606也被连续移动通过视场直到到达最后ー组608。如图6B中所示，所选择的切片位置并不需要接近地间隔开；而是，切片位置组中的每ー个切片位置可间隔得使切片位置组的之后的位置与其他组位置交织。本领域技术人员将理解的是多个切片位置组和移动的之前的示例仅是示例，且在本发明范围内的除了此处直接叙述的之外的很多其他变形是可能的。在从多个切片位置采集图像数据时，有利的是使用高动态范围的接收器，这些接收器良好地适用于与多个切片位置的同时激励相关联的増加的信号。示例性高动态范围接收器包括，例如，由Mercury Computer Systems, Inc. (Chelmsford, Massachusetts)制造的EchoTek Series ECDR-GC316 数字接收器。现在參看图7，示出了阐明用于同时激励来自多个切片位置的图像数据并从中重建图像的示例性方法的步骤的流程图。该方法开始于从多个切片位置同时采集图像数据，如步骤702处所示。可使用例如上述脉冲序列来采集这个图像数据。数据采集步骤包括从 被同时采集的多个切片位置组中的多个切片位置采集图像数据。此外，在数据采集期间采集基准图像数据。为每ー个接收器线圈和每ー个线圈位置而采集基准图像数据。因此，在采用单个接收器线圈时，对于每ー个切片位置而采集ー个基准图像数据，不过在采用多通道接收器线圈阵列时，诸如η-通道接收器线圈阵列，对于每ー个切片位置采集η个基准图像数据组。从所采集的基准图像数据，重建基准图像，如步骤704中所示。这些基准图像是复值图像。在一些情况下，有利的是丢弃时程中第一少的基准图像来避免Tl驰豫效应。然后平均这些经重建的基准图像来产生具有改进的信噪比(“SNR”)的平均基准图像，如步骤706中所示。例如，在从多通道接收器线圈阵列中的每ー个线圈在每ー个切片位置获得的基准图像被平均在一起来对该切片位置产生平均的基准图像。注意的是，在这个处理中生理学波形可被平均到一定程度。从所采集的图像数据，重建图像，如步骤708中所示。由于同时从多个切片位置采集图像数据，这些被重建的图像将包括混叠的信号信息，这些信息在之后的处理中被去混叠从而产生目标图像。在去混叠之前，有益的是从被重建的图像中移除不想要的相移。可构想的是这些不想要的RF相移相关联于Btl偏移，且可源自当对象的身体向稳定的仰卧位置放松时的整体磁化效应、或来自图像采集期间的加热效应。因此，在步骤710计算并修正相移。将在下文參考图8更详细地描述这个相移修正处理。仍然參考图7，在被重建的图像已经被修正了相移之后，图像被去混叠来产生目标图像，如步骤712中所示。在这个处理中，每ー个被重建的图像被去混叠为对应于在数据采集期间同时激励的N个切片位置的N个图像。一般，对于每一个去混叠的体素，从η个接收器通道中的每ー个存在复值数，且，此外，基准图像对该体素提供来自N个切片和η个通道的去混叠的数据。使用这个信息形成方程系统，且可例如通过奇异值分解来解方程系统，从而获得期望的、去混叠的图像信息。在这个处理中数据被跨通道地组合，且在每ー个混叠图像中的所有体素上重复这个步骤。此处描述的并行切片相位标签的重建方法提供了复值或实值图像的重建。复值图像保持来自基准图像的时间相位变化。如果使用需要使用复值数据的先进的统计学方法时，这样的相位变化是必须的，且半傅里叶重建附加地需要复值图像。然而，如果要在统计学分析中使用标准大小图像(standard magnitude image)时,仅需要重建实值图像。重建仅有实值的图像的决定可获得去混叠处理中的改进。通过对于从基准图像导出的仅实部分量求解，重建处理包括相对于重建复值图像的一半的未知数。因此，当仅期望实值解时，分离问题更为超定(overdetermined),在例如分离的图像信息的最小ニ乘拟合上获得改迸。通过从复值相位标签的图像数据中重建仅实值的图像，可有利地达到线圈数量的两倍的減少因数。这个減少相对于以前的并行成像技术有两倍的改进。如上所述，重建方法使用了基准图像，该基准图像可例如用被用于采集多切片图像数据的同一个脉冲序列连续地被采集。这些基准图像包括来自接收器线圈分布的空间地变化的大小(magnitude)灵敏度和来自对于姆ー个特定的RF接收器通道的向量接收场、局部磁场性质、和RF激励相位的组合效应的空间地变化的相位。通过求解，例如以下方程系统，这些基准图像的大小和相位被用于分离混叠的图像
(も)-SljSin(^lil) ... -SljivsieVUj 卜、(3);
SwSin(I) 《,cos(も)…SiijvCos(^v) Ui at
**··· 1 /Λ
···*.IU
、ん sin(も)Sflil cos(も)…Sncos (θη^Μ J ^ .v J其中an是第η个混叠信号的实部分量;<是第η个混叠信号的虚部分量；uN是对应于第N个图像切片位置的第η个去混叠信号的实部分量，ポ#是第η个是对应于第N个图像切片位置的第η个去混叠信号的虚部分量；Sn,N是对应于第N个图像切片位置和第η个接收器线圈的基准图像的大小；且θη，Ν是对应于第N个图像切片位置和第η个接收器线圈的基准图像的相位。简化起见，式(3)可被写成如下Su=a (4);其中S是含有基准图像大小Sn,N个项和基准图像相位θ n，N个项的编码矩阵；u是包含去混叠图像的分别为％和/ .v的实部和虚部分量的去混叠图像矩阵；ia是包含混叠图像的分别为an和ん的混叠图像的实部和虚部分量的混叠图像矩阵。通过使用式(3)中的基准图像大小和相位，去混叠的图像具有接近均一值(unityvalue)，该均一值可由基准图像的组合放大来获得期望的空间对比度。一般地，式(3)从基准图像中的磁化向量中确定去混叠图像中的磁化向量的变化。任选地，可在经分离的图像上进行标准空间傅里叶内插，如步骤714中所示。在部分傅里叶成像的过程中，在进行部分傅里叶内插之前，基准数据和所采集的数据被补零且去混叠。对于实值重建，做出这样的假设混叠图像和基准图像之间的相位的变化是可忽略的。用这个假设，去混叠的图像被假设为被实值化，其相位完全由基准图像的相位所定义。在这个情况下，式(3)可被写为如下
权利要求
1.用于从用磁共振成像(MRI)系统从相应多个切片位置同时采集的图像数据中重建描述对象的多个图像的方法，所述方法的步骤包括 a)在向所述多个切片位置施加射频(RF)能量之后，使用MRI系统从多个切片位置同时采集图像数据，所述RF能量向所述多个切片位置中的每ー个施加不同相位； b)在向所述多个切片位置施加RF能量之后，使用MRI系统从多个切片位置同时采集基准图像数据，所述RF能量向所述多个切片位置中的每ー个施加对应于在步骤a)中施加至相应切片位置的不同相位的相位； c)对于在步骤a)中施加的RF能量的不同相位中的每ー个而重复步骤b)从而对于所述多个切片位置中的每ー个采集基准图像数据； d)从在步骤a)中采集的所述图像数据中重建混叠的图像； e)从在步骤b)和c)中采集的基准图像数据重建基准图像；和 f)使用在步骤d)中重建的混叠图像和在步骤e)中重建的基准图像而对于多个切片位置中的每ー个产生去混叠的图像。
2.如权利要求I所述的方法，其特征在于，步骤f)包括求解方程系统，该方程系统将所述基准图像的大小、所述基准图像的相位、和所述混叠图像与所述去混叠图像的每ー个相关联。
3.如权利要求2所述的方法，其特征在于，步骤f)中求解所述方程系统包括使用最小ニ乘估计。
4.如权利要求2所述的方法，其特征在于，在步骤f)中求解所述方程系统包括使用编码矩阵，所述编码矩阵具有数个项，所述项为所述基准图像中的每ー个的大小与所述基准图像中的同一个的相位的正弦和余弦中的至少ー个之间的乘积。
5.如权利要求I所述的方法，其特征在于，步骤f)包括在产生所述去混叠图像之前为所述混叠图像修正相移。
6.如权利要求I所述的方法，其特征在于，步骤a)中所采集的所述图像数据是图像数据的时程。
7.如权利要求6所述的方法，其特征在于，所述图像数据的时程是表示在步骤a)中的图像数据的采集期间对象中发生的神经元活动的功能图像数据。
8.如权利要求I所述的方法，其特征在于，在步骤a)中所采集的所述图像数据是用多通道接收器线圈阵列所采集的，在步骤b)中所采集的所述基准数据是为所述多通道接收器阵列中的多通道中的一个而采集的，且步骤c)包括在对多个切片位置的每ー个重复步骤b)之前对于所述多通道接收器线圈阵列中的每ー个通道而重复步骤b)。
9.如权利要求8所述的方法，其特征在于，步骤f)包括求解方程系统，该方程系统将所述基准图像的大小、所述基准图像的相位、和所述混叠图像与所述去混叠图像的每ー个相关联。
10.如权利要求9所述的方法，其特征在于，步骤f)包括通过对与由所述多通道接收器线圈阵列中的不同线圈中的每ー个从各自切片位置所采集的基准图像数据相对应的基准图像的各个进行平均而产生每ー个切片位置的平均基准图像。
11.如权利要求10所述的方法，其特征在于，所述方程系统包括编码矩阵，所述编码矩阵具有数个项，所述项为所述平均基准图像中的每ー个的大小与所述平均基准图像中的同一个的相位的正弦和余弦中的至少ー个之间的乘积。
12.如权利要求8所述的方法，其特征在于，步骤f)包括 i)将对于给定切片位置从所述多通道接收器线圈阵列中的不同线圈处采集的基准图像数据相对应的所述基准图像中的各个相加； )计算在步骤f)i)中产生的所相加的基准图像与对应于给定切片位置的混叠图像之间的相位差异； iii)使用所计算出的相位差异来确定相位修正因数；和 iv)对相应的混叠图像施加所述相位修正因数。
13.如权利要求12所述的方法，其特征在于，步骤f)iii)包括将所计算出的相位差异拟合为多项式，其包括涉及源自噪声和源自形成MRI系统一部分的梯度线圈的热转移的相移的项。
14.如权利要求I所述的方法，其特征在于，通过在期望的切片分布上进行傅里叶变换而修改在步骤a)中施加的RF能量，所述期望的切片分布定义了多个切片位置中的每ー个的位置和相位。
15.如权利要求I所述的方法，其特征在于，还包括 g)在步骤a)中采集图像数据之前进行自旋调整脉冲序列。
16.如权利要求15所述的方法，其特征在于，在步骤g)中执行的自旋调整脉冲序列提供了脂肪抑制和分散权重中的至少ー个。
17.如权利要求I所述的方法，其特征在于，步骤a)中所采集的所述图像数据是采样不足的图像数据。
18.如权利要求17所述的方法，其特征在于，步骤f)还包括通过使用考虑了k-空间的部分采样的重建技术来产生去混叠的图像。
19.如权利要求18所述的方法，其特征在于，所述考虑了k-空间的部分采样的重建技术包括SENSE和GRAPPA中的至少ー个。
20.如权利要求I所述的方法，其特征在于，在采集步骤a)中所采集的所述图像数据是在在一时间段中采集的，以使所述图像数据表示图像帧的时程，且步骤f)包括对于多个切片位置中的每ー个重建多个图像帧，藉此，对于多个切片位置中的每ー个的多个图像帧为多个切片位置的各个形成图像的时间序列。
21.如权利要求I所述的方法，其特征在于，所述对象是脑部且多个切片位置基本覆盖所述脑部的整个容积。
22.如权利要求I所述的方法，其特征在于，所述对象是脑部且步骤a)中所采集的所述图像数据覆盖所述脑部的整个容积。
23.如权利要求I所述的方法，其特征在于，还包括在步骤a)中采集所述图像数据之前选择多个切片位置中的每ー个的厚度。
24.如权利要求23所述的方法，其特征在于，所述多个切片位置中的一些的厚度不同于所述多个切片位置中的其他的厚度。
25.用于使用磁共振(MRI)系统对对象中的多个切片位置相位标签的方法，所述方法的步骤包括 a)选择多个不同切片位置的每ー个的位置；b)选择多个不同切片位置的每ー个的厚度； C)选择多个不同切片位置的每ー个的相位值； d)使用在步骤a)中所选择的位置、步骤b)中所选择的厚度、以及步骤c)中所选择的相位值，对于多个不同切片位置中的每ー个产生射频(RF)脉冲分布； e)通过对步骤d)中所产生的RF脉冲分布上进行傅里叶变换而产生RF脉冲波形； f)使用在步骤e)中所产生的RF脉冲波形而引导所述MRI系统产生被施加至所述多个不同切片位置的RF能量；和 其中在步骤f)中所产生的RF能量，对应于在步骤c)中所选择的相位值中的各个，对于所述多个不同切片位置中的每ー个施加相位，藉此相位标签多个不同切片位置。
26.如权利要求25所述的方法，其特征在于，步骤e)包括在步骤e)中执行傅里叶变换之前组合在步骤d)中产生的RF脉冲分布。
27.如权利要求25所述的方法，其特征在于，步骤e)包括在步骤d)中所产生的RF脉冲分布中的每ー个进行傅里叶变化从而产生多个中间波形并将所产生的多个中间波形组合来产生RF脉冲波形。
28.如权利要求25所述的方法，其特征在于，还包括 g)选择多个不同切片位置的每ー个的顶锥角； 且其中步骤d)包括通过进一歩使用在步骤g)中所选择的所述顶锥角来产生RF脉冲分布。
全文摘要
本发明提供了用于从用磁共振成像(MRI)系统从相应多个切片位置同时采集的图像数据中重建描述对象的多个图像的方法。在对多个切片位置施加射频(RF)能量后获取图像数据。该RF能量被修改为对多个切片位置中的每一个提供不同相位。在与为采集图像数据而被用于激励各切片位置的RF能量具有相同相位的RF能量施加之后，对于每一个切片位置还获取基准图像数据。混叠的图像从该图像数据中被重建，且基准图像从该基准图像数据中被重建。使用这两个图像集合，对于多个切片位置的每一个而产生未混叠的图像。
文档编号G01R33/565GK102870000SQ201180010893
公开日2013年1月9日 申请日期2011年2月25日 优先权日2010年2月25日
发明者A·杰斯马诺维奇, S-J·李, J·S·海德 申请人:Mcw研究基金会股份有限公司