CN101190128A - 采集磁共振成像数据的方法和设备 - Google Patents

Abstract

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。

Description

采集磁共振成像数据的方法和设备

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。

背景技术

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，该梯度线圈产生小幅度、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。梯度线圈的作用是沿单个轴，使磁场强度产生小的梯度，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来对MR信号进行“空间编码”。射频(RF)线圈用来在氢核共振频率或其附近产生RF能量脉冲。这些线圈用来以可控形式将能量施加到核自旋系统。当核自旋随后释放回到其静止能量状态时，它们以RF信号的形式释放能量。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来通过计算机和已知的算法重建MR图像。

根据已知的所谓“脉冲序列”算法，可通过向梯度线圈和RF线圈施加电流来产生MR图像。对于给定的脉冲序列，脉冲序列图可用来显示施加到梯度线圈和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。高分辨率图像比低分辨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体积的位置和取向的信息，该信息由扫描器操作员在脉冲序列开始之前提供。通常，扫描器操作员使用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，并且扫描器将这些物理坐标转换成“偏移矢量”和旋转矩阵。偏移矢量给出逻辑空间内目标体积的位置，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器操作员来提供。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，每个图像使用单个偏移矢量和旋转矩阵来采集。在使用多个切片的采集中，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，但是偏移矢量的第三元素对于每个切片来说是独有的。

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过程中用来成像的目标体积保持静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/或会降低整个图像的质量。而静态患者的假设通常对EPI采集有效，对于长时间的采集则不是一直可靠的。在执行脉冲序列期间，有些患者能够保持相当的静止，但是，对于小儿患者、外伤患者或那些不能按照要求保持静止的患者来说，运动带来很大的挑战。因而，期望提供一种当患者在数据采集过程中运动时采集MRI数据的方法和设备。

发明内容

按照一实施例，一种生成磁共振图像的方法包括：向受检者施加磁场，接收受检者内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，并采集该k空间数据线。

按照另一实施例，一种采集用于磁共振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，该目标体积与多个k空间数据相联系；在执行与所述多条k空间数据线中的k空间数据线子集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空间数据线子集。

按照另一实施例，具有用来执行产生磁共振图像的计算机可执行指令的计算机可读取介质包括：用于接收受检者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的程序代码；用目标体积的当前位置和当前方向修正该脉冲序列部分的采集参数的程序代码；及采集该k空间数据线的程序代码。

按照另一实施例，一种采集受检者内目标体积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，该设备包括脉冲发生器，该脉冲发生器配置成在采集多条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前方向，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在采集每一条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采集参数，所述设备还包括耦合到脉冲发生器的磁共振成像装置，其被配置成根据与每一条k空间数据线相对应的修正的采集参数组采集该k空间数据线。

附图说明

通过示例和非限定性地结合附图对实施方式进行说明，其中相同的参考数字指代相应的、类似的或相似的元件，并且其中：

图1是按照一种实施方式示例性的磁共振成像系统的模块示意图；

图2是图的1示例性磁共振成像系统可用的收发器的电子模块示意图；

图3是按照一种实施方式用于采集MRI数据的系统的模块示意图；以及

图4是说明按照一种实施方式采集MRI数据和产生MR图像的方法的流程图。

具体实施方式

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，本领域普通技术人员应当理解这些实施方式在没有这些特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、组件以及电路进行详细描述以免混淆了实施例。

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，“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、采集和数字化的MR信号。按照一些实施方式，在MRI数据采集过程中，可为每一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转矩阵的能力允许使用运动目标体积对所采集的切片或体积进行追踪。更新的目标体积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体坐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采集过程中连续采集。

图1是按照一种实施方式示例性的磁共振成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包括键盘或其它输入装置13、控制面板14和显示器16。控制台12通过线路18与计算机系统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。数据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器模块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，如用来存储图像数据和程序的磁盘存储器28和磁带驱动器30，并通过高速串行链接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)、闪存或其它存储技术、光盘ROM(CD-ROM)、数字多功能盘(DVD)或其它光学存储器、盒式磁带、磁带、磁盘存储器或其它磁存储装置、或其它任何能够被用来存储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、键盘、跟踪球、触摸屏、光棒(light wand)、声控或任何相似或等效的输入装置，而且可以用于交互式几何指示。

系统控制计算机32包括一组通过电子和/或数据连接32a互相通信的模块。数据连接32a可以是直接的电线连接，或可以是光纤连接或无线通信链接等。在可选择的实施例中，计算机系统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算机系统中实现。系统控制计算机32的模块包括CPU模块36和通过通信链路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。脉冲发生器模块38操作完成(也就是执行)所需脉冲序列的系统组件，并产生数据调用射频(RF)波形，该波形控制将使用的RF脉冲的时序、强度和形状，以及数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形状。脉冲发生器模块38也可以接收来自生理采集控制器44的患者数据，生理采集控制器44从连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也是通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。

由脉冲发生器模块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。每一个梯度放大器激励梯度线圈装置50中的一个相应的物理梯度线圈，以产生用来对采集的信号进行空间编码的磁场梯度脉冲。梯度线圈装置50形成磁体装置52的一部分，磁体装置52包括极化磁体54和全身RF线圈56。患者或成像对象70可被放置在磁体装置52的圆柱形成像体积72中。系统控制计算机32中的收发器模块58产生被RF放大器60放大的脉冲，并通过发射/接收开关62将其耦合到RF线圈56。由患者体内的受激原子核发射的信号被同一RE线圈56感测并通过发射/接收开关62耦合到前置放大器64。在收发器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线圈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信号进行编码，且多个这种MR信号被数字化并存储在k空间中，以随后重建为图像。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信号产生图像。这些图像通过高速链路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，收发器模块58包括通过功率放大器60在发射线圈56A处产生RF激励场的组件，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线圈也可以用来发射和/或接收。RF激励场的基波或载波频率是在频率合成器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和脉冲发生器模块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载波信号的频率和相位。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过底板32从脉冲发生器模块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)。这些存储的数字值接着可以被改变，使得能够产生任何所期望得到的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。通过线路205输出的RF激励脉冲的幅度通过从底板32A接收数字命令的激励器衰减器电路206(即发射衰减TA)被衰减。衰减的RF激励脉冲被施加于驱动RF线圈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信号被接收线圈56B拾取，并且通过前置放大器64施加于接收器衰减器207的输入端。该接收器衰减器207进一步放大该MR信号，并且其衰减量由从底板32A接收的数字衰减信号(即接收衰减，RA)决定。接收衰减器207也由来自脉冲发生器模块38的信号来开关，以使其在RF激励期间不过载。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。这种高频信号通过降频变频器208分为两步降频，首先将MR信号与线201B上的基准解调信号混和，然后将得到的差信号与基准信号(例如线路204上的2.5MHz的基准信号)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检测器和信号处理器210，该数字检测器和信号处理器210产生与接收到的数字信号相对应的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值的数据流通过底板32A输出到内存模块66，在此处它们可以被访问以用来重建图像。基准解调信号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。

为了保存包含在所接收的MR信号内的相位信息，激励部分的调制器和增频变频器202和接收部分的降频变频器208都用共同的信号来操作。更具体地，频率合成器200的输出201处的载波信号和基频发生器203的输出204处的2.5MHz基频信号在这两个频率变换过程中使用。通常，输出201处的载波信号直接用作基频解调信号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，基频解调信号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，都由基频发生器203根据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)的控制计算机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)和成像体积(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分辨率来跟踪目标体积的位置和方向，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像对象的头部或身体，以为目标体积提供唯一的空间轮廓的方式。例如，一典型目标体积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。照相机用来在整个MR采集过程中采集目标体积的图像或视频，该图像或视频被快速处理以提供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，受检者的特征可被用作定义目标体积的界标，界标的位置由照相机跟踪。在该实施例中，通过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快速处理，以提供关于目标体积的位置和方向的信息。尽管上文已经描述了两照相机跟踪装置，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。

用快速数据传输方法，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，或者与目标体积的运动相关的量)实时地从跟踪装置302传送到控制计算机304。该传送可通过例如串行通信链路、USB连接、光纤连接、无线通信链路或其它适合地通信链路来进行。跟踪装置302可以直接与脉冲发生器306通信，或通过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通信的计算装置可配置成根据测得量导出位置和方向。

脉冲发生器306用目标体积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(描述相对于MRI扫描器坐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采集的切片或体积，使其跟踪目标体积的取向。偏移矢量用来修正采集参数，以使得采集的切片或体积跟踪目标体积的位置。

图4是示出按照一种实施方式采集MRI数据和产生MR图像的示例性方法的流程图。在框402中，扫描器操作员为成像对象指定脉冲序列，以及为特定患者和临床迹象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体积，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，扫描器操作员定义目标体积的初始位置和方向。在框408中，执行目标体积的预扫描程序。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，可使用空间匀场线圈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，用成像对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，跟踪装置可使用例如照相机、加速计、陀螺仪、磁体及激光等测量目标体积的位置和方位。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速数据传输方法从跟踪装置传输到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转换成旋转矩阵和偏移矢量。在框414中，用表示当前目标体积的位置和方向的偏移矢量和旋转矩阵，来修正MR扫描器用来采集k空间线的采集参数。旋转矩阵可用来直接修正梯度波形，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，激励脉冲的发射频率可被修正。例如，脉冲发生器38(图1所示)可发送命令到频率合成器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成器200(图2所示)，来修正基准解调信号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1所示)中之前，可以向每一k空间线数字地施加相移，或者每一k空间线可以在存储在内存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)可发送命令至降频变频器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(优选同时地)确定目标体积的当前位置和方向，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位置和方向在框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降低或出现运动伪影，那么416中得到的k空间线将在框417中被放弃。这种比较可以在采集下一条k空间数据线之前进行，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418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体积的位置和方向。然后在框414中根据框412中的目标体积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和框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单独的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中的方法也可被改为采集多条k空间线，即与目标体积相关联的k空间线总数的一个子集，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-自旋回波(GRASE)序列等的快速序列。对于这些序列，多条k空间线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空间线子集被采集之前确定，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地采集包括四条k空间线的子集，则可在采集每四条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，可采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空间线子集采集的采集参数。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个切片、一个体积、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位置并，添加了第二相位编码维度。

本文采用包括最佳实方式的实例公开了本发明，并使得本领域熟练技术人员能够实施该发明。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求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和次序可以变化或重新排序。

在不脱离本发明精神的前提下，可以做其它的变化和修改。此类或其它变化的范围可由附加的权利要求显见。

Claims (20)

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所述的方法，其中目标体积的当前位置包括偏移矢量并且目标体积的当前方向包括旋转矩阵。

3.如权利要求2所述的方法，其中偏移矢量包括：

沿切片方向的偏移；

沿频率编码方向的偏移；以及

沿相位编码方向的偏移。

4.如权利要求1所述的方法，其中确定目标体积的当前位置和当前方向包括：

以第一种形式测量目标体积的当前位置和当前方向；以及

将目标体积的当前位置和当前方向从第一种形式转换成第二种形式。

5.如权利要求4所述的方法，其中第二种形式包括偏移矢量和旋转矩阵。

6.如权利要求3所述的方法，其中修正采集参数包括根据沿切片方向的偏移修正发射频率。

7.如权利要求3所述的方法，其中修正采集参数包括根据沿频率编码方向的偏移修正基准解调信号的频率。

8.如权利要求3所述的方法，其中修正采集参数包括根据沿相位编码方向的偏移修正基准解调信号的相位。

9.如权利要求3所述的方法，其中修正采集参数包括根据沿相位编码方向的偏移向所述线的k空间数据添加一相位。

10.如权利要求3所述的方法，其中修正采集参数包括根据旋转矩阵相对于磁共振成像系统坐标轴旋转脉冲序列的逻辑轴。

11.如权利要求1所述的方法，其中确定目标体积的当前位置和当前方向包括使用受检者外的跟踪装置。

12.如权利要求1所述的方法，该方法进一步包括：

在采集所述k空间数据线期间确定目标体积的当前位置和当前方向；以及

如果在修正采集参数后发生了显著运动那么舍弃所述k空间数据线。

13.如权利要求1所述的方法，其中磁共振图像与多条k空间数据线相关联，该方法进一步包括为该多条k空间数据线中每一条k空间数据线重复确定当前位置和当前方向以及修正采集参数。

14.一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，该目标体积与多条k空间数据线相关联；

在执行与所述多条k空间数据线中的k空间数据线子集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空间数据线子集。

15.一种计算机可读介质，具有用于执行采集磁共振图像的磁共振数据的方法的计算机可执行指令，该计算机可读介质包括：

接收受检者中目标体积的初始位置和初始方向的程序代码；

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的程序代码；

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的程序代码；以及

采集该k空间数据线的程序代码。

16.如权利要求15所述的计算机可读介质，其中更新的位置和更新的方向为第一种形式，该计算机可读介质还包含将更新的位置和更新的方向从第一种形式转换成第二种形式的程序代码。

17.如权利要求16所述的计算机可读介质，其中第二种形式包括偏移矢量和旋转矩阵。

18.一种采集受检者中目标体积的磁共振数据的设备，该目标体积与多条k空间数据线相关联，该设备包括：

脉冲发生器，配置成在采集该多条k空间数据线中每一条k空间数据线之前接收目标体积的当前位置和当前方向，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来执行，该脉冲发生器还配置成在采集每一条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所述采集参数组；以及

磁共振成像装置，其与该脉冲发生器耦合并且配置成根据与每一条k空间数据线对应的修正的采集参数组采集该k空间数据线。

19.如权利要求18所述的设备，还包括耦合到脉冲发生器的跟踪装置，并且其被设置为测量目标体积的当前位置和当前方向。

20.如权利要求18所示的设备，其中当前位置包括偏移矢量并且当前方向包括旋转矩阵。

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