CN103505213A - 超声增强型磁共振成像 - Google Patents

Abstract

本发明涉及超声增强型磁共振成像。使用超声信息来提高（46）磁共振成像帧速率。可以以相对于MR获取提高的帧速率提供磁共振（MR）图像。对于MR数据的获取之间的时间而言，可以创建（44）MR数据。为了说明组织的位置随时间的任何改变，使用超声来跟踪（42）组织或其他成像结构的位置。基于超声的位置信息用于指示所创建的MR数据的值或强度的位置。以比MR获取更高的帧速率但基于超声数据、利用相对位置的精确度来生成MR图像。

Description

超声增强型磁共振成像

技术领域

本实施例涉及磁共振成像（MRI）。特别地，利用超声来增强MRI。

背景技术

MRI和超声成像这两者生成解剖的图像。MRI具有以高空间分辨率生成清楚且洁净的图像（例如，更高信噪比）的优点，并较少地受遮挡影响。然而，甚至解剖的MRI的获取时间比超声成像更慢。超声成像可以以更高的速率提供甚至对体积的实时成像，从而允许查看血流和内脏器官的移动。超声成像也可能相对较便宜。然而，超声成像遭受斑点之害，从而导致信噪比较低。

发明内容

通过介绍，以下描述的优选实施例包括用于超声增强型磁共振成像的方法、系统、指令和计算机可读介质。可以以相对于MR获取提高的帧速率提供磁共振（MR）图像。在MR数据的获取之间的时间内，可以创建MR数据。为了说明组织位置随时间的任何改变，使用超声来跟踪其他成像结构或组织的位置。使用基于超声的位置信息来指示所创建的MR数据的值或强度的位置。以比MR获取更高的帧速率但基于超声数据、利用相对位置的精确度来生成MR图像。

在第一方面中，提供了一种用于超声增强型磁共振成像的方法。以第一速率获取表示患者的区域的超声数据。在第一时间处获取所述区域的超声数据的第一帧，并且在所述第一时间后的第二时间处获取所述区域的超声数据的第二帧。以比所述第一速率更小的第二速率获取表示患者的区域的扫描磁共振数据。在基本上所述第一时间处获取所述区域的扫描磁共振数据的第一帧，并且在所述第一时间和所述第二时间后的第三时间处获取所述区域的扫描磁共振数据的第二帧。根据所述超声数据的第一帧和第二帧，确定从所述第一时间至所述第二时间的运动。根据所述扫描磁共振数据的第一帧和所述运动来构造所构造的磁共振数据的第三帧。所述第三帧表示所述第二时间处的所述区域。依照所构造的磁共振数据的第三帧来显示图像。

在第二方面中，非瞬变计算机可读存储介质在其中存储有表示可由经编程的处理器针对超声增强型磁共振成像而执行的指令的数据。该存储介质包括用于执行以下操作的指令：通过磁共振扫描来生成包括第一磁共振数据的集合的时间序列；利用超声来针对在磁共振数据的集合中的至少第一集合中表示的多个位置中的每一个确定位置随时间的改变；依照位置的改变、根据第一磁共振数据的集合中的一个或多个来创建磁共振数据的附加集合；以及将所述附加集合插入到时间序列中，使得所述集合和附加集合的时间序列具有比由磁共振扫描生成的集合更大的帧速率。

在第三方面中，提供了一种用于超声增强型磁共振成像的系统。磁共振（MR）系统被配置为提供MR数据的帧或卷（volume）的第一序列。超声系统被配置为提供超声数据的帧或卷的第二序列。处理器被配置为根据所述超声数据来确定随时间的空间偏移，并提高MR图像的将所述空间偏移应用于所述MR数据的帧速率。

本发明由以下权利要求限定，并且本部分中的内容均不应被视为对这些权利要求的限制。以下结合优选实施例来讨论本发明的其他方面和优势，并且稍后可以独立地或组合地要求保护这些方面和优势。

附图说明

组件和图不必按比例绘制，而是重点在于示意本发明的原理。此外，在附图中，贯穿不同视图，相似的参考标记标示对应的部分。

图1是用于超声增强型磁共振成像的方法的一个实施例的流程图图示；

图2示意了MR和超声数据的示例获取速率和对应的帧；

图3示意了MR帧的序列，其包括以比图2中所示的获取更高的帧速率插入的帧；以及

图4是用于超声增强型磁共振成像的系统的一个实施例的框图。

具体实施方式

借助于实时超声扫描来生成高时间分辨率MRI。使用MRI和超声成像的组合来生成具有更好时间分辨率的MR图像。给定低时间分辨率MR图像，借助于高帧速率超声图像来生成中间MR图像。可以在逐体素或逐像素的基础上将MRI值与超声值相关联。可以使用在超声扫描内记录的运动、基于运动模型和所获取的MRI值来重构更高时间分辨率MR图像。所得到的MR图像可以捕获解剖结构的运动。

图1示出了用于超声增强型磁共振成像的方法。该方法由图4的系统10或另一系统实现。按所示出的顺序或其他顺序执行动作。例如，以交织的方式、顺序地、或者同时地执行动作30和32。对于顺序地而言，可以执行将获取与周期（诸如，心搏周期或呼吸周期）进行同步的附加动作。与动作30和32的获取实时地执行动作40-48，诸如，在相同检查会议中、在获取或扫描正在进行时和/或在已经扫描的几秒内执行动作40-48。可替换地，在稍后的时间处或在检查会议之后执行动作40-48。

可以提供附加的、不同的或更少的动作。例如，不提供空间配准的动作40。作为另一示例，不提供动作48。在另一示例中，提供了在时间上对准在心搏周期、呼吸周期或其他周期的不同时间但相同或类似阶段处获取的MR和超声数据的动作。基于生理周期的时间对准提供了表示相对于周期的相同时间的数据。

动作30和32的获取由超声和MRI系统执行。实时地或者在扫描期间获得数据。可替换地，先前获取了数据，并且通过数据传送或对存储器的访问来获得数据。

在动作30中，获取超声数据。通过在两个或三个维度中对患者进行声学扫描来获取超声数据。可以使用任何类型的扫描、扫描格式或成像模式。例如，在添加或未添加对比剂的情况下使用谐波成像。作为另一示例，使用B-模式、色流模式、频谱多普勒模式、M-模式、对比或其他成像模式。

通过扫描来从患者获取表示解剖或流信息的超声数据。该数据表示患者的点、线、面积或体积。对于超声成像而言，发送超声频率处的波形，并接收回波。将回声转换为电信号，并对其进行波束赋形，以表示患者的区域内的采样位置。可以对波束赋形后的数据进行滤波或以其他方式进行处理，诸如将信息同谐波频带或基频带隔离。可以处理所发送的波形的一个或多个谐波处的回波。

可以检测波束赋形后的数据，诸如确定强度（B-模式）或速度（流模式）。可以使用来自相同位置的回波信号的序列来估计速度、方差和/或能量。序列还可以用于检测对比剂。例如，添加对具有不同相位和/或幅度的传输的响应，以将信息同如与组织或流相对的对比剂隔离。对比剂检测可以用于灌注分析。可以使用来自波束赋形后的数据的其他检测技术。所检测到的超声信息是解剖数据。例如，B-模式数据表示组织结构。作为另一示例，流数据指示与血管相关联的位置。在又一示例中，对比剂数据指示与患者体内的结构相关联的对比剂。

可以对所检测到的值进行滤波和/或将其扫描转换至显示格式。表示患者的超声数据来自沿超声处理路径的任何点，诸如波束赋形前的信道数据、检测前的射频或同相和正交数据、所检测到的数据或扫描转换后的数据。

区域的每次扫描提供了数据的帧。帧的数据可以表示所关注的整个区域或者视野，诸如面积或体积。每个帧的数据与给定时间相关联。尽管可以在不同时间处获取帧的超声数据（例如，在区域的第一扫描位置的数据之后获取最后扫描位置的数据）或者从向相同位置的多个顺序传输（例如，流全体）获取帧的超声数据，但是帧的数据是为了表示相对于帧速率的给定时间处的该区域而获取的。帧对应于用于生成给定图像或与特定类型的数据（例如，B-模式数据）相关联的图像部分的数据。

在不同时间处重复所述获取。重复扫描该区域并根据扫描来检测超声数据。该重复提供了表示不同时间处的该区域的超声数据的帧。例如，图2示出了包括针对时间t₁、t₂、t₃和t₄获取的超声数据的四个帧的上行。执行对区域的不同扫描以获取表示不同时间的帧超声数据。可以获取附加的、不同的或更少的帧。

获取超声数据的任何数目的帧。例如，图2示出了在四个或更多个不同时间处对超声数据的获取。该获取可以是进行中的。从超声扫描仪获取帧的时间序列。

每个帧表示相同或基本上相同的区域。“基本上”用于说明换能器相对于患者的非故意运动或者患者的生理运动。可以使用表示重叠但不同的区域的帧，诸如在换能器被平移和/或旋转的情况下。

可以使用任何重复速率。例如，每秒获取表示区域的面积或体积的一个帧。作为另一示例，该速率是一秒十个或更多个帧。扫描区域的大小和超声扫描仪的波束赋形器能力可能限制帧速率。

在动作32中，获取磁共振（MR）数据。该获取使用MRI系统。针对给定时间获取面积或体积的MR数据。该获取可以与时段相关联。该时段被视为某时间处的获取。给定时间的数据可以表示瞬时测量或时间平均。可以根据还用于计算针对另一时间的数据（诸如，在数据的移动窗口中）的数据来计算表示一个时间处的该区域的MR数据。

可以在与超声数据的获取相同的时间处获取MR数据。可替换地，在超声数据之前、之后或与超声数据交织地获取MR数据，诸如相对于周期的相同时间的获取。在与超声数据基本上相同的时间处获取MR数据。“基本上”说明更长的MRI的获取时间。例如，一个帧的MR获取发生在获取超声数据的三个帧的时间内。由于MR数据的帧表示给定时间处的患者，因此可以在中间时间或与超声帧之一基本上相同的时间处获取MR数据。

MRI系统和超声系统独立于彼此。可替换地，提供组合的系统，诸如，被安装至MRI系统的患者床的换能器。控制、电子仪器（electronics）或处理可以是共享的或分离的。

对于磁共振，所接收到的MR数据指示投影强度。使用断层照相术或其他处理，确定来自不同位置的响应的强度。可以使用不同脉冲序列来检测扫描区域处的不同分子和/或特性。

可以获得MR解剖数据。MR解剖数据表示患者的解剖。MR解剖数据表示患者的体积，诸如表示NxMxO布置中的体素。可替换地，MR解剖数据表示多个分离的切片（例如，三个平行切片）。在其他实施例中，MR解剖数据表示单个平面或面积。

一个或多个发射机产生RF激励场。采用期望数目的发射机，并通过对应数目的发送/接收开关将该期望数目的发射机连接至RF线圈阵列中的对应数目的线圈。遍及对象中的所关注的区域，线圈元件的组合RF场产生指定的B₁场。由主体响应于RF激励场而产生的信号由线圈阵列拾取，并被应用于接收信道的集合的输入端。所接收到的信号处于Larmor频率处或周围。当未产生B₁场时，发送/接收开关将接收信道中的每一个连接至相应线圈元件。由主体中的被激励的自旋产生的信号被拾取并被分离地处理为k空间和/或对象空间数据。

可以使用用于获取数据的任何MR过程。例如，获得T1加权或T2加权的数据。作为另一示例，获得扩散数据。

MR数据是针对患者的区域的不同位置的值。MR数据是图像数据、k空间数据、对象空间数据或者其他处理阶段处的数据。

该区域具有关于超声数据的相同二维或三维位置。可替换地，由MR数据表示的区域与由超声数据表示的区域重叠，但不与由超声数据表示的区域相同。可以诸如使用数据配准、基于基准的变换或者位置传感器，将超声和/或MR数据转换至相同坐标系。

针对不同时间获取MR数据的帧。可以使用任何获取速率。MR数据的速率小于超声数据的速率。超声图像序列具有与MRI序列相比更高的面积或体积速率。在图2的示例中，针对超声数据的每三个帧获取MR数据的一个帧。每第三个时间（例如，t₁和t₄）获取MR数据，而在其他时间处不获取（例如，在时间二和三（t₂和t₃）处不获取）MR数据。可以提供速率的其他区别。

每个帧表示患者的相同或类似区域。给定帧的MR数据以任何样本密度表示所关注的整个区域或者视野。MR的扫描区域可以相同或不同但与超声的扫描区域重叠。MR数据的帧表示患者的面积或体积中的采样位置。来自不同时间的帧还可以表示不同位置，其诸如与在顺序扫描期间相对于MR系统移动的患者相关联。在这些可替换实施例中，不同帧可以表示重叠但不同的区域。

可以推广时间轴，诸如，每个时间表示时段。尽管MR数据和超声数据可能不表示相同时间，但是这两者均可以表示一定时间范围内的患者区域。重叠的时间范围可以被视为相同时间。可以使用任何大小的范围，诸如2、1、0.1、0.01或0.5秒。

在一个实施例中，在相同或基本上相同（例如，具有相同时段或时间范围）的绝对时间处获取这两种类型（例如，MR和超声）的数据。使用针对每个帧的获取的时间戳来在时域中将MR数据与超声数据在时间上对准。可替换地，每个数据帧的时间可以是相对于触发事件（例如，对比剂破坏）或周期的。例如，一个帧或卷的超声数据可以表示处于心搏周期的R波的患者，并可以在1:23:45 pm时被获取。一个帧的MR数据还可以表示处于R波的患者，但可以在1:23:50 pm时被获取。这两者均可以被指派以时间t-₁，这是由于数据表示相对于心搏周期的相同时间。

由于在动作30中以比动作32中的MR数据的帧更大的帧速率获取超声数据的帧，因此与MR数据相比，在相同时段内得到超声数据的更多帧。图2示出了高帧速率超声数据的四个帧的集合和低帧速率MR数据的两个帧的集合。由此，超声数据的帧对时间t₁、t₂、t₃和t₄来说可用，而MR数据的帧在时间t₁和t₄处可用。MR获取的帧速率小于超声获取的帧速率。可以提供任何相对帧速率，诸如，超声帧速率为MR帧速率的至少三倍（例如，3或4倍）。

利用相同的空间分辨率来获取MR和超声数据的帧。超声和MR系统的扫描设置被配置为利用期望的采样分辨率来获取。可以使用扫描转换、内插、外插、抽选（decimation）、滤波或其他技术来以期望的空间分辨率创建图像或者其他MR或超声数据。在可替换实施例中，如所获取的MR和超声数据具有不同的空间分辨率。将MR和超声数据改变至公共分辨率。提供了内插、外插、滤波、抽选、下采样、上采样或其他转换。将MR数据转换至超声数据的分辨率或采样网格，或者反之亦然。可以将这两种类型的数据转换至采样网格的第三分辨率。

在动作40中，将超声数据的帧与MR数据的帧进行空间配准。由于使用不同系统来获取超声和MR数据，因此不同坐标、样本、像素或体素可以表示患者中的不同位置。将这些帧对准，从而使得表示患者的给定位置的这两种类型的数据的数据是已知的。确定坐标系的空间关系。

在一个实施例中，超声系统具有与MR系统的已知空间关系。例如，用于利用超声进行扫描的换能器被固定或附着至MR系统的患者床。空间配准基于不同系统的已知空间位置。可替换地，使用一个或多个测量和/或传感器来确定扫描仪的相对位置。可以使用校准。可以使用一个系统来检测用于确定空间位置的另一系统的组件。

在其他可替换实施例中，超声和MR数据用于空间配准。使用刚性或非刚性变换，确定超声数据向MR数据的平移、旋转和/或扩缩，或者反之亦然。该配准基于整个数据帧。可替换地，使用数据的子集，诸如所关注的区域。可以使用相同帧的多个区域。在一个示例中，转换MR数据以仿真超声数据。根据MR数据来合成超声数据。将合成后的超声数据与所获取的超声数据进行配准。可以使用基于斑点或特征的配准。在其他示例中，从MR和超声数据这两者提取特征。然后，将该特征用于配准。该配准使用相关、绝对差的最小和、或者类似性的其他测量来找到与最佳匹配相关联的平移、旋转和/或扩缩。

帧之间的运动可以由于区域之间的变形和/或滑动。扩缩、平移和/或旋转可以从区域到区域局部地变化。在任何点处沿正交方向的扩缩可以是不同的（例如，不可压缩的组织沿x方向的伸展，其中，x扩缩>1且y扩缩<1）。在滑动边界处，滑动边界的不同侧上的相邻点可以以不同速率或沿不同方向移动。流体/组织边界是特殊情况，但是，局部变化的扩缩、正交变化的扩缩、平移和/或旋转可以考虑鉴于这种边界的运动跟踪。

基于数据的空间配准使用来自相同或基本上相同的时间的帧。例如，将时间t₁处的MR数据的帧与来自时间t₁的超声数据进行空间配准。可以将来自不同时间的帧进行空间配准。可以针对所有或多个其他帧（例如，从一个时间）使用一个配准。MR和超声系统的坐标之间的关系可以不在成像会话期间改变。可替换地，空间配准是进行中的或者周期性地进行。

一旦将超声帧与MR帧进行时间和/或空间配准，就在动作42中确定时间之间的运动。针对时间的子集（例如，t₁和t₄）获取MR数据的帧。为了针对其他时间（例如，t₂和t₃）创建MR数据的帧，确定与这些时间相关联的运动。

由于MR数据对这些时间来说不可用，因此根据更高帧速率超声数据来确定运动。根据超声检测到的运动来确定针对在MR数据的一个或多个帧中表示的多个位置中的每一个的位置随时间的改变。运动校正将由数据随时间表示的位置与坐标对准。在运动使组织位置相对于扫描而移位的情况下，可以通过运动补偿来对准位置。

从一个时间至下一时间的运动指示了位置的改变。时间t₁处给定的坐标可以表示患者中的一个位置，但该位置可以改变直到时间t₂。例如，生理运动或患者的运动可能导致位置随时间的改变。在另一示例中，心壁的一部分的位置在时间一时处于超声系统的坐标系中的位置10、12、15处。心壁的部分相对于超声系统移动直到时间二。由于超声系统处于相对于患者的相同位置处，因此该部分在时间二时处于不同坐标（例如，15、18、16）处。心脏的相同部分在不同时间时处于不同坐标处。

由于患者的不同位置可以改变不同量，因此对运动的确定被局部化。可以使用任何局部化，诸如通过位置（例如，单个坐标、像素或体素）或者通过邻区（例如，5×5或3×3×3区域）。针对每个位置或邻区执行运动确定。在可替换实施例中，确定整个帧的单个全局运动。

在时间上相邻的超声帧之间确定运动。例如，图2示出了在时间t₁和t₂之间跟踪体素位置。可以确定移动窗口中的接下来两个帧之间的运动。可替换地，将一个帧用作所有运动的参考，至少直到获取了表示相同或基本上相同的时间处患者的区域的MR和超声帧这两者的另一对为止。

使用运动估计算法来跟踪位置。在一个实施例中，用于确定位置随时间的改变的运动估计使用解剖数据。从超声数据的帧检测或提取解剖。特征可以是组织边界、组织区域、骨骼区域、流体区域、气体区域、其组合或其他特征。运动估计可以与解剖特征一起更精确地操作。可替换地，采用斑点信息执行运动估计。

可以使用任何二维或三维运动估计或跟踪，诸如刚性或非刚性技术。将局部互相关（LCC）价值函数、绝对差的最小和或者类似性的其他测量用于运动估计。针对不同可能运动将序列的帧进行比较。对不同的扩缩、平移和/或旋转进行测试。可以估计全局或局部运动。对于每个测试，计算类似性级别。具有最大类似性级别的转移和旋转组合指示了运动。可替换地，使用速度、加速度或其他多普勒参数来确定运动。

针对帧、位置或邻区确定运动。为了确定与单个位置相关联的运动，标识了核心或邻区。针对该核心或邻区执行类似性测量。

可以使用任何搜索模式。例如，使用对所有组合进行测试的规则搜索模式或穷举搜索模式。在其他实施例中，使用数值优化、粗至精搜索、基于子集的搜索、或者对所抽选的数据的使用来精简计算。

配准沿着两个维度或三个维度。可以使用扩缩、平移和旋转自由度的任何组合，诸如6个度（3个旋转轴和3个平移轴）。

相关可以基于集合中的所有数据或子采样的数据。相关可以是针对数据的或针对特征的。例如，多个特征由用户识别或由处理器自动地识别。将表示具有或不具有周围数据的特征的数据用于相关。可以在一个集合（例如，超声）中识别用于与另一集合中的所有数据相匹配的特征，或者可以将一个集合的特征与另一集合的特征相匹配。

在针对位置的不同邻区提供了不同改变量的情况下，任何位置的改变是基于该位置是其成员的邻区的。在其他实施例中，对跨越位置的改变或运动进行低通滤波。

对于每个坐标（例如，x、y和z位置），确定位置从一个时间至另一时间的运动或改变的量。该改变可以针对不同位置而相同或不同。在图2的示例中，示出了从时间t₁至时间t₂、从上中部至中部（x’、y’、z’）移位的位置x、y、z。帧中的不同坐标表示不同时间处的相同组织位置。其他位置可以具有位置的改变的相同、类似或不同幅度和/或角度。

在动作44中，构造所构造的磁共振数据的帧。该帧表示未获取MR数据的时间。在图2的示例中，针对时间t₂构造MR数据的帧。所构造的帧表示与第一帧相同的区域或者与第一帧相同的区域的至少一部分，但考虑了随时间的运动（从时间t₁至时间t₂的运动）。

使用扫描MR数据和运动的帧来创建MR数据的所构造的帧。对表示该区域的所获取（即，扫描）MR数据进行调整，以考虑运动，从而创建所构造的帧。由于该运动与特定时间相关联，因此所构造的帧用于该特定时间。在可替换实施例中，根据扫描MR数据的两个或更多个帧来创建MR数据的所构造的帧。例如，使用紧在之前和紧随之后地在动作32中获取的MR数据的帧。可以使用在时间上非最接近的帧。类似地，可以使用从一个或多个超声帧的运动，诸如，使用通过所述序列的正向和反向运动估计这两者来确定位置的改变。

位置的改变指示MR数据的位置的改变。由于来自相同或基本上相同的时间的超声和MR数据的帧被空间配准，因此超声运动也指示对MR数据而言相关的运动。给定与时间t₁和t₂处的坐标相关的估计运动参数，即使未针对时间t₂在动作32中获取MR数据，也可以重构时间t-₂处的MR数据点。该重构使用t₁处的MR数据或值。将来自超声数据的相同位置的运动应用于MR数据。

在图2中，将由超声数据中的向量表示的位置的运动或改变应用于MR数据。扫描获取的MR数据被该改变偏移。例如，在时间t₁处帧中的位置m、n、k处的MR数据的值是64。由于该位置移动直到时间t₂，因此基于该运动将值64重新定位或偏移至所构造的帧在时间t-₂处的位置m’、n’、k’。基于所确定的位置改变来在数据的所构造的帧中偏移和指派来自一个帧的所获取的或扫描MR数据的强度。

在使用全局改变的情况下，所构造的帧可以表示由扫描帧表示的不足全部的面积或体积。对于局部化的改变，所构造的帧可以包括强度未由于运动而被映射至其的一个或多个孔或区域。可以利用内插、滤波或其他处理来填充这些孔或区域。由于四舍五入或不精确性，多于一个值可以被偏移至相同坐标。可以选择一个值或者可以对这些值求平均。

可以对所构造的MR数据的所构造的帧进行滤波或处理。可以使用用于限制来自该构造的伪像的任何技术。

在动作46中，将MR数据的所构造的帧插入到MR数据的帧的序列中。MR数据的帧的时间序列的帧速率被提高。例如，将表示时间t₂的所构造的MR数据的帧插入到具有表示时间t₁和t₄的扫描MR数据的帧的序列中。包括所构造的帧的序列具有比仅具有所获取的帧的序列更大的帧速率。在可替换实施例中，所构造的帧用于成像而不插入到序列中。

在动作48中，显示图像。该图像基于所构造的帧。将所构造的MR数据的帧映射至显示值，诸如映射至灰度级或彩色（例如，RGB）值。可以将所构造的MR数据转换至笛卡尔坐标或者适于显示设备的其他格式。可替换地，所构造的MR数据具有用于显示的格式。

显示所生成的图像。对于二维面积，图像表示患者的面积。在MR数据表示体积的情况下，可以通过面、投影或其他体绘制来生成图像。

输出该图像以供显示，诸如输出至显示器。可替换地，将图像输出至数据库，诸如输出以供后续检索。

将该图像作为图像序列中的一个图像进行显示。该序列可以包括从扫描MR数据的帧生成的图像和来自所构造的MR数据的帧的图像。按顺序示出图像，诸如以便实时仿真。可替换地，相对于实时，放慢或加速地示出图像。在动作30和/或32中正在进行的获取期间显示图像，或者在获取完成后示出图像。在可替换实施例中，在没有其他图像（例如，没有序列）的情况下显示图像。

如从动作48至动作42的反馈所表示的，可以重复创建MR数据的附加帧。在动作42中针对不同时间（诸如，MR数据不可用但超声数据可用的时间）确定运动。例如，从参考帧（例如，时间t₁处的超声帧）或时间上相邻的帧（例如，时间t₂处的超声帧）至下一时间处的帧（例如，时间t₃处的超声帧）跟踪运动。针对在扫描MR数据的任何两个时间上相邻的帧之间获取的超声数据的任何数目的帧跟踪运动。

针对确定运动的时间中的每一个创建所构造的MR数据的帧。MR数据由下述所获取或构造的帧构造：根据该帧，针对期望时间确定（例如，从时间t₁处的帧或时间t₂处的帧）运动（例如，以针对时间t₃构造帧）。所使用的MR数据是MR数据的任何现有帧。运动是从参考帧至期望时间。在其他实施例中，可以将不同对的帧之间的运动进行组合，以确定在更大时段内的运动，诸如，根据从时间t₁至时间t₂和从时间t₂至时间t₃跟踪的运动来确定时间t₁与时间t₃之间的运动。现有帧（诸如，时间t₁的所获取的帧）的MR数据可以用于使用组合后的运动来确定时间t₃处的所构造的帧。

在一个实施例中，将曲线拟合至随时间的运动。使用该曲线，可以估计任何给定时间处的运动。即使对于在其处未获取超声数据的时间，也可以创建所构造的MR数据的帧。使用来自所拟合的曲线的运动。

通过重复，创建并插入顺序时间处的重构的MR数据，以在序列中显示。该重复继续，直到扫描MR数据的新帧变为可用为止。一旦MR数据的新的所获取的帧可用，扫描MR数据的新帧就可以用于重复，以创建后续构造的帧以供插入。

可以以与超声获取相关联的速率或者另一速率（诸如，一秒二十个或更多个帧的实时速率）显示图像的序列。在图2的示例中，在时间t₂和t₃处创建和插入两个帧。如图3中所表示的，MR序列包括四个帧：扫描MR数据的两个帧和所构造的MR数据的两个帧。给定时间t₁和t₄处的扫描MR数据的帧，帧速率被提高到3倍。可以提供帧速率的更多或更少的提高。该速率大于MR获取速率。

还可以提供分离模式的分离图像。可以将超声图像与MR图像一起显示。将来自不同模式的图像进行融合或组合或者分别显示来自不同模式的图像。

作为插入了所构造的帧的结果，MRI以更大的帧速率进行。更多图像对相同时段而言可用。图像的序列可以提供MRI的信噪比和清晰度，但是其中，时间分辨率与超声相关联。MRI速率大于扫描MR数据的帧的获取的速率。

图4示出了用于超声增强型磁共振成像的系统10。系统10包括存储器12、MR系统14、超声系统16、换能器18、处理器26和显示器28。可以提供附加的、不同的或更少的组件。例如，提供了网络或网络连接，诸如用于与医疗成像网络或数据档案系统联网。作为另一示例，提供了用户界面。在一些实施例中，可以不提供MR系统14、换能器18和超声系统16，诸如在通过传送或者从储存器获取超声和MR数据的情况下。

处理器26和显示器28是医疗成像系统（诸如，诊断或治疗超声系统16、MR系统14或其他系统）的一部分。可替换地，处理器26和显示器28是诸如与医疗记录数据库工作站或服务器相关联的档案和/或图像处理系统的一部分。在其他实施例中，处理器26和显示器28是个人计算机，诸如台式或膝上型、工作站、服务器、网络或其组合。

显示器28是监视器、LCD、投影仪、等离子体显示器、CRT、打印机、或者用于输出可视信息的其他现在已知或后续开发的设计。显示器28从处理器26、存储器12、MR系统14或超声系统16接收图像、图形或其他信息。

显示表示患者的区域的一个或多个图像。至少部分地根据MR值来确定图像的值中的至少一些。例如，从MR数据的三维数据集合（例如，帧）绘制图像的序列。该序列包括由MR系统14在一个或多个时间处获取的MR数据和被构造为表示其他时间的MR数据。使用超声以通过提供跟踪来增强MRI。该跟踪用于针对获取之间的时间构造MR数据的集合，从而提高MR帧速率。可以显示呈现患者的平面区域的二维图像。

磁共振（MR）系统14包括RF室（诸如，由法拉第笼隔离的房间）中的低温磁体、梯度线圈和体线圈。管状的或侧向开放的检查主体膛（examination subject bore）包围了视野。可以提供更开放的布置。患者床（例如，患者轮床或检查台）支撑检查主体，诸如带有或不带有一个或多个局部线圈的患者。可以将患者床移动至检查主体膛中，以生成患者的图像。可以经由例如同轴电缆或无线电链路（例如，经由天线）、通过局部线圈布置将接收信号发送至MR接收机以进行局部化。

在相同外壳内、在相同房间内（例如，在射频室内）、在相同设施内提供MR系统的其他部分，或者远程地连接MR系统的其他部分。MR系统的其他部分可以包括冷却系统、脉冲生成系统、图像处理系统和用户界面系统。可以使用任何现在已知或后续开发的MR成像系统。MR系统14的不同组件的位置处于RF室内或外，诸如，图像处理、断层照相术、发电、冷却系统和用户界面组件处于RF室外。电力电缆、冷却线路和通信电缆通过滤板将RF室内的脉冲生成、磁体控制和检测系统与RF室外的组件相连接。

MR系统14由软件、硬件或这两者配置为获取表示患者中的平面或体积的数据。为了对患者进行检查，将不同磁场与彼此进行时间和空间协调，以应用于患者。低温磁体生成处于例如0.2特斯拉至3特斯拉或更多的范围内的强静态主磁场B₀。主磁场B₀在视野中大致均匀。

经由磁射频激励脉冲来激励患者的原子核的核自旋，该磁射频激励脉冲经由射频天线（诸如，整个体线圈和/或局部线圈）而发送。射频激励脉冲例如由脉冲序列控制单元所控制的脉冲生成单元生成。在使用射频放大器进行放大之后，将射频激励脉冲路由至体线圈和/或局部线圈。体线圈是单个部分或包括多个线圈。信号处于给定频带处。例如，3特斯拉系统的MR频率是约123 MHz +/- 500 KHz。可以使用不同的中心频率和/或带宽。

梯度线圈在测量的过程中辐射磁梯度场，以产生选择性层激励，并且用于测量信号的空间编码。梯度线圈由梯度线圈控制单元控制，该梯度线圈控制单元像脉冲生成单元那样连接至脉冲序列控制单元。

通过所激励的核自旋而发射的信号由局部线圈和/或体线圈接收。在一些MR断层照相过程中，可以使用局部线圈布置（例如，环形、局部线圈）来记录具有高信噪比（SNR）的图像。紧邻患者上（前部）、患者下（后部）或患者中的检查主体部署局部线圈布置（例如，天线系统）。接收信号由关联的射频前置放大器放大、以模拟或数字化形式被发送并由MR接收机进一步处理。在局部线圈处或在MR接收机处进行数字化。

所测量出的数据以数字化形式被存储为k空间矩阵中的复数值。一维或多维傅里叶变换根据k空间矩阵数据来重构对象或患者空间。

MR系统14可以被配置为获取不同类型的数据。例如，MR数据是表示患者的解剖的强度。MR数据表示对组织的磁场和射频脉冲的响应。可以表示任何组织，诸如软组织、骨骼或血液。MR系统14可以被配置为获取专用功能或解剖信息。例如，获取T1加权的、扩散或T2加权的MR数据。

MR系统14随时间对患者进行扫描。获取MR数据的帧的序列。可以使用MR帧的任何获取速率。该速率可以随时间变化。所获取的帧表示不同时间处的患者。MR值可以与比使用超声系统16获取的超声值更好的信噪比但更不快速的帧速率相关联。

超声系统16是任何现在已知或后续开发的超声成像系统。例如，超声系统16包括用于在声能与电能之间转换的换能器18。发送和接收波束赋形器针对换能器18的不同元件相对地延迟和变迹（apodize）信号。对波束赋形后的信号执行B模式、多普勒或其他检测。可以提供扫描转换器、存储器、三维成像处理器和/或其他组件。

换能器18是压电或电容膜元件的一维、二维或多维阵列。在一个实施例中，换能器18是用于倚靠着患者且在患者体外定位的手持或机器保持换能器。在另一实施例中，换能器18是供患者内使用的探头的一部分，诸如经食道探头。例如，换能器18是用于介入或不同目的的导管内或上的元件的一维阵列。在又一实施例中，换能器被定位在MR系统的患者床中或者由供在处于用于扫描的MR膛中时在患者身上使用的机器人定位。换能器18中的任何电子装置被屏蔽和/或具有用于限制由MR系统14使用的频率处的发射的闭塞滤波器。

以极坐标或扫描转换的笛卡尔坐标格式输出超声数据。使用声能来扫描平面和/或体积。例如，通过顺序地扫描多个相邻平面来扫描体积。可以使用任何格式或扫描技术。所扫描的体积可以相交或者包括所有患者体积。

超声系统16由软件、硬件或这两者配置为获取表示不同时间处的患者的超声数据的集合。获取帧的序列。扫描或帧速率可以大于MR系统14的帧速率。例如，超声帧速率是用于以相同或基本上相同的空间分辨率扫描相同或基本上相同的视野的MR帧速率的至少两倍。

存储器12是图形处理存储器、视频随机存取存储器、随机存取存储器、系统存储器、高速缓冲存储器、硬盘驱动器、光学介质、磁介质、闪存驱动器、缓冲器、数据库、其组合、或者用于存储数据或视频信息的其他现在已知或后续开发的存储设备。存储器12是成像系统的一部分、与处理器26相关联的计算机的一部分、数据库的一部分、另一系统的一部分或独立设备。

存储器12存储数据集（例如，帧），数据集中的每一个表示三维患者体积或二维患者面积。患者体积或面积是患者的区域，诸如，胸、腹、腿、头、臂或其组合内的区域。患者面积或体积是由MR系统14和超声系统16扫描的区域。

可以存储任何类型的数据，诸如医疗图像数据（例如，超声和MR解剖数据）。该数据表示随时间变化的患者，诸如在治疗或其他过程之前或期间。

所存储的数据被内插或转换至均匀间隔的二维或三维网格，或者具有扫描格式。可以将用于不同模式的数据变换为处于相同网格或格式上。可以对来自不同模式的数据进行空间配准。

存储器12或其他存储器是存储表示所编程的处理器26可执行用于超声增强型磁共振成像的指令的数据的非瞬变计算机可读存储介质。在计算机可读存储介质或存储器（诸如高速缓存、缓冲器、RAM、可移除介质、硬盘驱动器或其他计算机可读存储介质）上提供用于实现本文讨论的过程、方法和/或技术的指令。计算机可读存储介质包括各种类型的易失性和非易失性存储介质。响应于计算机可读存储介质中或上存储的一个或多个指令集，执行附图中示意或本文描述的功能、动作或任务。功能、动作或任务与特定类型的指令集、存储介质、处理器或处理策略无关，并可以由单独或组合地操作的软件、硬件、集成电路、固件、微代码等执行。同样地，处理策略可以包括多处理、多任务、并行处理等。

在一个实施例中，指令被存储在可移除介质设备上以供本地或远程系统读取。在其他实施例中，指令被存储在远程位置中以通过计算机网络或通过电话线传送。在另外其他实施例中，指令被存储在给定计算机、CPU、GPU或系统内。

处理器26是通用处理器、中央处理单元、控制处理器、图形处理器、数字信号处理器、三维渲染处理器、图像处理器、专用集成电路、现场可编程门阵列、数字电路、模拟电路、其组合、或者用于根据超声数据确定运动并使用该运动以根据表示不同时间处的患者的MR数据构造MR数据的附加帧的其他现在已知或后续开发的设备。处理器26是串行、并行或分离地操作的单个设备或多个设备。处理器26可以是计算机的主处理器（诸如膝上型或台式计算机）或者可以是用于在更大的系统（诸如，MR或超声系统14、16）中处理任务的处理器。处理器26由软件和/或硬件配置。

处理器26被配置为根据超声数据来确定随时间的空间偏移。使用超声来跟踪患者的组织、结构或其他解剖的随时间的位置改变。确定在帧中的每一个中表示的不同位置的空间偏移。使用该跟踪，确定解剖、组织或其他结构在给定时间处的位置。将来自一个时间的超声数据与期望时间的超声数据进行比较。

组织的位置改变用于提高MR图像的帧速率。将空间偏移应用于MR数据。通过空间偏移来变换给定时间的MR数据。如空间偏移所指示的那样改变MR数据的坐标，使得在给定时间（即，到达该时间的运动）的情况下，给定组织或结构的相同值位于适当坐标处。维持MR数据的值，但是，移位对值而言关联的位置，以说明任何组织或结构运动。

处理器26可以创建任何数目的MR数据集。使用跟踪，确定由可用的MR数据集表示的时间与要构造MR集合的时间之间的运动。然后，在空间偏移的情况下使用可用的MR数据来创建表示该不同时间处的患者的另一MR数据集。

将所创建的集合与所获取的MR数据集进行交织。交织后的序列用于生成图像。可以以比MR扫描仪获取帧或图像更大的帧速率生成图像。

尽管以上参照各个实施例描述了本发明，但是应当理解，在不脱离本发明的范围的前提下，可以进行许多改变和修改。因此，意图是，以上详细描述被视为示意性的而非限制性的，并且应当理解，意在限定本发明的精神和范围的是包括所有等同物的以下权利要求。

Claims (20)

1.一种用于超声增强型磁共振成像的方法，所述方法包括：

以第一速率获取（30）表示患者的区域的超声数据，所述区域的超声数据的第一帧是在第一时间处获取的，并且所述区域的超声数据的第二帧是在所述第一时间后的第二时间处获取的；

以比所述第一速率更小的第二速率获取（32）表示患者的区域的扫描磁共振数据，所述区域的扫描磁共振数据的第一帧是在基本上所述第一时间处获取的，并且所述区域的扫描磁共振数据的第二帧是在所述第一时间和所述第二时间后的第三时间处获取的；

根据所述超声数据的第一帧和第二帧，确定（42）从所述第一时间至所述第二时间的运动；

根据所述扫描磁共振数据的第一帧和所述运动来构造（44）所构造的磁共振数据的第三帧，所述第三帧表示所述第二时间处的所述区域；以及

依照所构造的磁共振数据的第三帧来显示（48）图像。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，获取（30）超声数据包括以作为所述第二速率的至少三倍的所述第一速率进行获取。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，获取（30）超声数据包括获取B模式数据，以及其中，获取（32）扫描磁共振数据包括获取图像数据。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，获取（32）扫描磁共振数据包括：响应于被传输至具有磁共振成像系统的区域的射频脉冲的序列进行获取。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述区域包括体积，以及其中，获取（30、32）超声数据和扫描磁共振数据包括：将所述超声数据和所述扫描磁共振数据的第一帧和第二帧获取为每一个表示整个体积。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，确定（42）运动包括：利用最高相关性来计算超声数据的第二帧相对于超声数据的第一帧的平移、旋转、或者平移和旋转，所述运动是平移、旋转、或者平移和旋转。

7.根据权利要求1所述的方法，其中，确定（42）运动包括：针对所述区域中的第一位置确定（42）运动，以及针对所述区域中的其他位置重复所述确定（42），针对所述其他位置的运动与针对所述第一位置的运动相同或不同，以及其中，构造（44）包括利用相应运动来针对所述第一位置和其他位置偏移所述第一帧的扫描磁共振数据。

8.根据权利要求1所述的方法，其中，构造（44）第三帧包括：基于所述运动，在所述第三帧中指派所述第一帧的扫描磁共振数据的位置。

9.根据权利要求1所述的方法，其中，显示（48）包括以所述第一速率将所述图像显示（48）为序列中的一个图像，所述序列具有磁共振图像，所述第一速率大于所述扫描磁共振数据的获取的第二速率。

10.根据权利要求1所述的方法，进一步包括：

将超声数据的第一帧与所述扫描磁共振数据的第一帧进行空间配准（40）；

其中，构造（44）包括依照所述空间配准进行构造（44）。

11.根据权利要求1所述的方法，进一步包括：

针对扫描磁共振数据的任何帧不可用的后续时间重复所述确定（42）、所述构造（44）和所述显示（48）。

12.在具有存储在其中的表示经编程的处理器（26）能够执行的用于超声增强型磁共振成像的指令的数据的非瞬变计算机可读存储介质（12）中，所述存储介质（12）包括用于执行以下操作的指令：

通过磁共振扫描来生成（32）包括第一磁共振数据的集合的时间序列；

利用超声来针对在磁共振数据的集合中的至少第一集合中表示的多个位置中的每一个确定（42）位置随时间的改变；

依照位置的所述改变创建（44）来自第一磁共振数据的集合中的一个或多个的磁共振数据的附加集合；以及

将所述附加集合插入（46）到所述时间序列中，使得所述集合和附加集合的时间序列具有比通过磁共振扫描而生成的集合更大的帧速率。

13.根据权利要求12所述的非瞬变计算机可读存储介质（12），其中，生成（32）包括：响应于被传输至具有磁共振成像系统的患者的射频脉冲的序列，获取第一磁共振数据的集合。

14.根据权利要求12所述的非瞬变计算机可读存储介质（12），其中，确定（42）包括：依照类似性来计算超声数据的第二帧相对于超声数据的第一帧的平移、旋转、或者平移和旋转，所述改变是平移、旋转、或者平移和旋转。

15.根据权利要求12所述的非瞬变计算机可读存储介质（12），其中，创建（44）包括：基于所述改变将所述第一集合的第一磁共振数据的强度指派给具有所述位置的第一附加集合。

16.根据权利要求12所述的非瞬变计算机可读存储介质（12），其中，插入（46）包括针对第一磁共振数据的集合中的每一个插入（46）所述附加集合中的至少两个。

17.根据权利要求12所述的非瞬变计算机可读存储介质（12），进一步包括：以更大的帧速率显示（48）磁共振图像，所述磁共振图像中的每一个对应于所述时间序列的集合或附加集合中的一个。

18.一种用于超声增强型磁共振成像的系统，所述系统包括：

磁共振（MR）系统（14），被配置为提供MR数据的帧的第一序列；

超声系统（16），被配置为提供超声数据的帧的第二序列；以及

处理器（26），被配置为根据所述超声数据来确定随时间的空间偏移，并提高MR图像的将所述空间偏移应用于所述MR数据的帧速率。

19.根据权利要求18所述的系统，进一步包括显示器（28），显示器（28）可操作用于以所述帧速率显示所述MR图像，所述帧速率大于所述MR系统的扫描速率。

20.根据权利要求18所述的系统，其中，所述处理器（26）被配置为针对在帧或卷中的每一个中表示的不同位置确定空间偏移，所述空间偏移基于跟踪加以确定，以及其中，所述处理器（26）被配置为通过基于从所述超声数据的空间偏移对由所述MR数据表示的位置进行移位，而从所述MR数据的帧或卷创建交织的帧或卷。

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