CN103890602B - 利用定制信号激励模块进行快速mri采集（rate）的方法与系统 - Google Patents

Abstract

本公开涉及利用定制信号激励模块进行快速MRI采集（RATE）的方法与系统。一种利用定制信号激励模块在MRI扫描中的多个时间点进行MRI数据快速采集的系统与方法，所述方法包括步骤：通过使用RF激励脉冲结合一个或多个磁场梯度获得定制信号激励模块；利用采用所获得的定制信号激励模块的脉冲序列在一个时间点采集混叠的k‑空间数据集，其标给不同的k‑空间点加标签并且重叠它们；重复步骤（a）和（b），以便在扫描中的多个时间点采集混叠的k‑空间数据集，同时作为时间的函数给重叠的k‑空间点加标签，以便获得加速的k‑t数据集；通过沿着时间轴傅立叶变化它们来撤销所采集的k‑空间数据集中的k‑空间混叠，之后是分离重叠点的过滤过程；及沿着一个或多个轴执行去混叠的k‑空间数据集的傅立叶变换，以便为采集数据的不同时间点生成图像帧。

Description

利用定制信号激励模块进行快速MRI采集（RATE）的方法与 系统

本申请要求于2011年9月9日提交的印度专利申请No.2547/MUM/2011的优先权。

技术领域

本发明涉及成像领域。

特别地，本发明涉及磁共振成像（MRI）方法与系统。

更特别地，本发明涉及用于提高常规成像扫描期间MR数据的采集速度的方法与系统。

还特别地，本发明涉及利用定制（tailored）信号激励模块进行快速MRI采集（RATE）的方法与系统。

背景技术

当诸如人体组织的物质接受统一的磁场时（极化场B₀），该组织中被激励的原子核的个别磁矩试图与这个极化场对准，但是以随机次序以其特征拉莫尔（Larmor）频率关于其旋进（precess）。如果物质，或者说组织，接受在x-y平面内并且在拉莫尔频率附近的磁场（激励场B₁），则净对准磁矩，M_z，可以旋转，或者“倾斜”，到该x-y平面内，以产生净横穿磁矩M_t。在激励信号B₁终止之后，一个信号被激励出的原子核发射或者“自旋”，而且这个信号可以被接收和处理，以形成图像。

当利用这些“MR”信号产生图像时，采用磁场梯度（G_x、G_y和G_z）。一般来说，要成像的区域被测量循环的序列扫描，其中这些梯度根据所使用的特定定位方法而变。所接收到的MR信号的结果集合被数字化并处理，以便利用许多众所周知的重构技术中的一种重构图像。

用于采集每个MR信号的测量循环是在脉冲序列器产生的脉冲序列的指引下执行的。临床可用的MRI系统存储可以规定成满足许多不同临床应用需求的这种脉冲序列的库。研究MRI系统包括经过临床证明的脉冲序列的库而且它们还使得可以进行新脉冲序列的演变。

利用MRI系统采集的MR信号是傅立叶空间，或者在本领域中常常被称为“k-空间”的空间，中检查主题的信号样本。每个MR测量循环，或者说脉冲序列，一般都沿着那个脉冲序列的采样轨迹特征采样k-空间的一部分。大部分脉冲序列以像名册扫描的模式采样k-空间，这种模式有时候被称为“自旋扭曲”、“傅立叶”、“直线”或“笛卡尔”扫描。自旋扭曲扫描技术在现有技术引文“Edelstein W A,Hutchison J M S,Johnson G,Redpath T.K-spacesubstitution:Spin-Warp MR Imaging and Applications to Human Whole-BodyImaging.Physics in Medicine and Biology1980;25:751-756”中讨论。这种被称为自旋扭曲成像的方法在MR自旋-回声信号的采集之前采用可变幅值相位编码磁场梯度脉冲来相位编码这个梯度的方向中的空间信息。在两维实现（2DFT）中，例如，通过沿着那个方向应用相位编码梯度（G_y），然后在与相位编码方向正交的方向中存在读出磁场梯度（G_x）的情况下采集自旋-回声信号，空间信息在一个方向中编码。自旋-回声采集期间存在的读出梯度编码正交方向中的空间信息。在一种典型的2DFT脉冲序列中，相位编码梯度脉冲G_y的数量在测量循环序列或者扫描期间采集的“视图”中递增（ΔG_y），以产生一组k-空间MR数据，从这组数据可以重构整个图像。

MRI的根本限制是只有k-空间中“视图”的顺序采集是可能的。这种k-空间数据的顺序采集对MRI中可以获得的最大成像速度造成（place）了限制。虽然有显著的进步，但是物理和生理的约束阻止了利用磁场梯度进行数据采集中的任何进一步提高。由于只有视图的顺序采集是可能的，因此关于满足动态MRI采集中空间和时间分解的竞争性需求在造成了根本的约束。

现有技术

MRI的一种特定应用是通过按时间对k-空间的快速采集来捕捉感兴趣的信号的时间演进。为此目的按时间采集的k-空间数据在本领域中被称为“k-t空间”。这些年来，已经为动态MRI扫描中k-t空间的快速采集提议了几种方法。虽然这些方法中有一些关于感兴趣的成像对象和/或时间信号作出了某些假设，但是其它技术独立于这些假设运作。

关于感兴趣的成像对象和/或时间信号作出某些假设的方法在以下现有技术参考文献中看到：Jones R A et al;K-space substitution:A novel dynamic imagingtechnique.Magn Reson Med1993;29:830-834,Van Vaals J J et al;“Keyhole”methodfor accelerating imaging of contrast agent uptake.J Magn Reson Imaging1993;3:671-675,Suga M et al Keyhole method for high-speed human cardiac cine MRimaging.J Magn Reson Imaging1999;10:778-783;Doyle M et al;Block RegionalInterpolation scheme for k-space(BRISK):A rapid cardiac imaging technique,Magn Reson Med1995;33:163-170;Doyle M et al;Block Rapid cardiac imaging withturbo BRISK.Magn Reson Med1995;37:410-417,Korosec F R et al;Time-resolvedcontrast–enhanced3D MR angiography;Magn Reson Med1996;36:345-351,Tsao J etal;k-t Blast and k-t SENSE:Dynamic MRI with High Frame Rate Exploiting SpatioTemporal Correlations;Magn Reson Med2003;50:1031-1042,Hu X et al Reduction offield of view for dynamic imaging;Magn Reson Med1994;31:691-694,Parrish T Get al;Hybrid technique for dynamic imaging.Magn Reson Med2000;44:51-55,Fredrickson J O et al;Temporal resolution improvement in dynamic imaging;MagnReson Med1996;35:691-694,Scheffler K et al;Reduced circular field-of-viewimaging;Magn Reson Med1998;40:474-480,Madore B et al;Unaliasing by Fourier-encoding the overlaps using the temporal dimension(UNFOLD),applied to cardiacimaging and fMRI;Magn Reson Med1999;42:813-828,Oesterle C et al;Improvementof spatial resolution of keyhole effect images;Magn Reson Med1998;39:244-250,Liang Z P et al;An efficient method for dynamic magnetic resonance imaging;IEEE Trans Med Imaging1994;13:677-686,Webb A G et al;Applications of reducedencoding MR imaging with generalized-series reconstruction(RIGR);J Magn ResonImaging1999;17:109-119。

独立于这些假设运作的方法在以下现有技术参考文献中看到：Sodickson DK etal;Simultaneous acquisition of spatial harmonics(SMASH):fast imaging withradiofrequency coil arrays;Magn Reson Med1997;38:591-603,Pruessmann KP et al;SENSE:sensitivity encoding for fast MRI.Magn Reson Med1999;42:952-962,Pruessmann KP et al;Advances in sensitivity encoding with arbitrary k-spacetrajectories;Magn Reson Med2001;46:638-651,Griswold MA et al;Generalizedautocalibrating partially parallel acquisitions(GRAPPA);Magn Reson Med 2002;47:1202-1210,Lustig M et al;Sparse MRI:The application of compressed sensingfor Rapid MR Imaging;Magn Reson Med2007;58:1182-1195。

在作出这些假设的时候，这些假设一般作成使得可以采用在要采集的数据中可能存在的任何空间和/或时间冗余性。

对于关于成像对象和/或时间信号作出假设的各种动态MRI方法，有些方法是本发明特别感兴趣的。这些是方法诸如在Madore B et al;Unaliasing by Fourier-encodingthe overlaps using the temporal dimension(UNFOLD),applied to cardiac imagingand fMRI.Magn Reson Med1999;42:813-828and reduced FOV approaches as disclosedin references Hu X et al;Reduction of field of view for dynamic imaging;MagnReson Med1994;31:691-694,Parrish T G et al;Hybrid technique for dynamicimaging;Magn Reson Med2000;44:51-55,Fredrickson J O et al;Temporal resolutionimprovement in dynamic imaging;Magn Reson Med1996;35:691-694,Scheffler K etal;Reduced circular field-of-view imaging;Magn Reson Med1998;40:474-480.Theseoperate on the assumption that dynamic information is largely confined to aportion of the imaged object and methods such as keyhole imaging asreferenced in Jones R A et al;K-space substitution:A novel dynamic imagingtechnique;Magn Reson Med1993;29:830-834,Van Vaals J J et al;“Keyhole”methodfor accelerating imaging of contrast agent uptake;J Magn Reson Imaging 1993;3:671-675,Suga M et al;Keyhole method for high-speed human cardiac cine MRimaging,J Magn Reson et al;Imaging1999;10:778-783,Doyle M et al;BlockRegional Interpolation scheme for k-space(BRISK):A rapid cardiac imagingtechnique;Magn Reson Med1995;33:163-170,Doyle M et al;Block Rapid cardiacimaging with turbo BRISK.MagnReson Med1995;37:410-417.中引用的小孔（keyhole）成像的方法起作用。

Korosec F R et al;Time-resolved contrast–enhanced3D MRangiography;Magn Reson Med1996;36:345-351中公开的现有技术作出成像对象的k-空间表示的类似假设。

假定它们的假设成立，则这些方法可以定制k-t数据的采集，以便有效地捕捉信息。例如，在UNFOLD中，空间上截然不同的体素被采样不足的k-空间有意重叠，同时利用相位函数按时间给被重叠的体素加标签。然后，沿k-t空间的时间轴的傅立叶变换可以分解被混叠的体素。在诸如小孔成像等方法中，在中心k-空间在每个时间帧中被采集的情况下，假设较高的空间频率包含很少或者不包含动态信息而且因此更不频繁地被采集。然后，利用如在Oesterle C et al;Improvement of spatial resolution of keyhole effectimages;Magn Reson Med1998;39:244-250,Liang Z P et al;An efficient method fordynamic magnetic resonance imaging;IEEE Trans Med Imaging1994;13:677-686,WebbA G et al;Applications of reduced encoding MR imaging with generalized-seriesreconstruction(RIGR);J Magn Reson Imaging1999;17:109-119中引用的先验信息及滑动窗口重构，诸如傅立叶插值、加权替换的技术用于估计未采集的数据点。不考虑这些假设，在所有这些方法中，k-t空间的采集都被更改，以图满足对空间和时间分解的竞争性需求。

分开来说，属于如在Sodickson DK et al;Manning WJ.Simultaneousacquisition of spatial harmonics(SMASH):fast imaging with radiofrequency coilarrays;Magn Reson Med1997;38:591-603,Pruessmann KP et al;SENSE:sensitivityencoding for fast MRI;Magn Reson Med1999;42:952-962,Pruessmann KP et al;Advances in sensitivity encoding with arbitrary k-space trajectories;MagnReson Med2001;46:638-651,and Griswold MA et al;Generalized autocalibratingpartially parallel acquisitions(GRAPPA);Magn Reson Med2002;47:1202-1210andCompressed Sensing(CS)as referenced in Lustig M et al;Sparse MRI:Theapplication of compressed sensing for Rapid MR Imaging;Magn Reson Med2007;58:1182-1195中引用的压缩感测（CS）已经被用来提高动态MRI扫描的空间和/或时间分解。虽然PMRI方法依赖于由多个RF线圈提供的空间编码来补充MRI梯度编码过程，但是，当满足与变换域中MRI图像的稀疏性或者其表示相关的某些条件时，CS方法也适用。这些技术可以独立地或者与前面提到的任何方法合作使用，来加速动态MRI扫描。虽然有进步，但是诸如介入成像、对比度增强MR血管造影术、心功能评估及腹部成像的应用总是受益于更大的加速因子。这些及其它动态成像应用中的根本限制继续成为空间与时间分解之间的折中。

发明目标

本发明的一个目标是提供用于MRI的装置与方法，所述装置与方法使动态MRI扫描的持续时间有大幅度减小，同时确保重构图像的更好质量。

发明内容

根据本发明，提供了利用定制信号激励模块在MRI扫描中的多个时间点进行MRI数据快速采集的方法，所述方法包括步骤：

（a）通过使用RF激励脉冲结合一个或多个磁场梯度获得定制信号激励模块；

（b）利用采用所获得的定制信号激励模块的脉冲序列在一个时间点采集混叠的k-空间数据集，其给不同的k-空间点加标签并且重叠它们；

（c）重复步骤（a）和（b），以便在扫描中的多个时间点采集混叠的k-空间数据集，同时作为时间的函数给重叠的k-空间点加标签，以便获得加速的k-t数据集；

（d）通过沿着时间轴傅立叶变换它们来撤销所采集的k-空间数据集中的k-空间混叠，之后是分离重叠点的过滤过程；及

（e）沿着一个或多个轴执行去混叠的k-空间数据集的傅立叶变化，以便为采集数据的不同时间点生成图像帧。

本发明利用RF激励脉冲（B1脉冲）和梯度波形的组合来有意地重叠截然不同的k-空间点。虽然RF激励脉冲和磁场梯度对给体素加标签并且重叠它们的使用已经在前面的美国序列号61/142,987中提议，但是在本发明中，RF激励脉冲和磁场梯度设计成给k-空间数据点加标签并且重叠它们。

除了重叠截然不同的k-空间点之外，本发明还使用RF激励脉冲的幅值与相位来给k-空间点加标签并且重叠它们。提供了适于分别改变加标签系数的幅值和相位的幅值改变装置和相位改变装置，以便分离重叠的k-空间点来产生完全去混叠的k-t空间数据集。

然后，沿所采集的数据的时间轴的傅立叶变换可以分解重叠的k-空间点。如果k-空间中的动态信息保持局限于一个小的区域，比如说其中心，则到目前为止所述的过程就足够了。当这种假设不成立时，本发明的过程可以改变RF激励脉冲的相位和/或幅值，来缓解可能由于任何残余的、未校正的k-空间混叠而造成的任何图像域假象。k-t数据以这种方式的采集导致空间和/或时间分解和/或空间覆盖率的改进。

本发明的另一方面是PMRI和CS方法对实现附加加速度的使用。在本发明中，通过利用PMRI和CS方法获得的总加速度是由混叠的k-空间数据的采集所提供的加速度和由对应PMRI和/或CS技术所提供的加速度之积。

一般来说，获得定制信号激励模块的步骤（a）包括在至少一个空间维度中直接采样对象的步骤。

一般来说，获得定制信号激励模块的步骤（a）包括获得由以下等式给出的RF激励脉冲的步骤：

$P_{\mathrm{rf}}\left(t\right)=\underset{n=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{a}_n{P}_n(t-\mathrm{n\Δt}).$

一般来说，获得加速的k-t数据集的步骤（c）包括在由以下等式给出的重叠的k-空间点获得信号的步骤：

$k{\left(t\right)}_{\mathrm{alias}}=\underset{n=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{A}_n{k}_n\left(t\right)e^{\mathrm{j\Φ}(n,t)}.$

一般来说，步骤（d）包括过滤所述加速的k-t数据集的时间频率频谱以便分离重叠的k-空间点并且产生完全去混叠的k-t空间数据集的步骤。

一般来说，步骤（c）包括改变加标签系数的幅值和相位以便分离重叠的k-空间点以产生完全去混叠的k-t空间数据集的步骤。

优选地，步骤（c）包括沿选定的k-空间轴加速的步骤，所述加速轴是相位编码轴。

一般来说，步骤（a）包括获得定制信号激励模块的步骤，其造成位于k-空间中沿k-空间轴隔开的多条线上的k-空间点的重叠。

一般来说，步骤（a）包括获得为实现2D或3D k-空间混叠而设计的定制信号激励模块的步骤。

作为替代，步骤（a）包括获得为重叠在笛卡尔k-空间采样轨迹上被隔开的多个k-空间点而设计的定制信号激励模块的步骤。

作为替代，步骤（a）包括获得为重叠在非笛卡尔k-空间采样轨迹上被隔开的多个k-空间点而设计的定制信号激励模块对步骤。

一般来说，步骤（c）包括从产生的k-t数据集重构一系列图像帧的步骤。

在一种实施例中，步骤（a）包括利用多个接收器线圈获得定制信号激励模块以便产生对应多个加速的k-空间数据集的步骤，而且其中步骤（c）包括利用用于加速MRI扫描的PMRI方法处理多个图像帧和/或k-空间数据集的步骤。

在另一种实施例中，步骤（a）包括获得定制信号激励模块以便产生对应多个k-空间数据集的步骤，而且其中步骤（c）包括利用用于加速MRI扫描的CS方法处理多个图像帧和/或k-空间数据集的步骤。

作为替代，对应的多个k-空间数据集和多个图像帧和/或k-空间数据集是利用从之前的参考MRI扫描采集的图像和/或k-空间信息处理的。

根据本发明，还提供了利用定制信号激励模块在MRI扫描中的多个时间点进行MRI数据快速采集的系统，所述系统包括：

（a）MRI信号激励装置，适于通过使用RF激励脉冲连同一个或多个磁场梯度一起获得定制信号激励模块；

（b）混叠装置，适于利用采用所获得的定制信号激励模块的脉冲序列在一个时间点采集混叠的k-空间数据集，其给不同的k-空间点加标签并重叠它们，并且还适于重复在扫描中多个时间点采集混叠的k-空间数据集的步骤，同时作为时间的函数给重叠的k-空间点加标签，以便获得加速的k-t数据集；

（c）第一傅立叶变换装置，适于通过沿着时间轴傅立叶变换所采集的k-空间数据集来撤销所采集的k-空间数据集中的k-空间混叠，之后是分离重叠的k-空间点的过滤过程；及

（d）第二傅立叶变换装置，适于从去混叠的k-空间数据集为采集数据的多个时间点生成图像帧。

一般来说，所述激励装置包括适于在至少一个空间维度中直接采样对象的采样装置。

一般来说，所述激励装置包括适于获得由以下等式给出的RF激励脉冲的RF激励脉冲获得装置：

$P_{\mathrm{rf}}\left(t\right)=\underset{n=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{a}_n{P}_n(t-\mathrm{n\Δt}).$

一般来说，步骤（d）包括过滤所述加速的一般来说，所述混叠装置包括适于在由以下等式给出的重叠的k-空间点获得信号的信号获得装置：

$k{\left(t\right)}_{\mathrm{alias}}=\underset{n=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{A}_n{k}_n\left(t\right)e^{\mathrm{j\Φ}(n,t)}.$

一般来说，步骤（d）包括过滤所述加速的一般来说，所述系统包括过滤装置，该过滤装置用于过滤所述加速的k-t数据集的时间频率频谱，以分离重叠的k-空间点并且产生完全去混叠的k-t空间数据集。

一般来说，所述系统包括幅值改变装置和相位改变装置，分别适于改变加标签系数的幅值和相位，以便分离重叠的k-空间点以产生完全去混叠的k-t空间数据集。

一般来说，所述系统包括用于沿选定的k-空间轴获得加速的k-t空间数据集的加速装置，所述加速轴是相位编码轴。

一般来说，所述系统包括适于获得定制信号激励模块的MRI信号激励装置，其造成位于k-空间中沿k-空间轴隔开的多条线上的k-空间点的重叠。

作为替代，所述MRI信号激励装置包括分别适于获得为实现2D或3D k-空间混叠而设计的定制信号激励模块的2D MRI信号激励装置或者3D MRI信号激励装置。

作为替代，所述MRI信号激励装置包括适于获得为重叠在笛卡尔k-空间采样轨迹上被隔开的多个k-空间点而设计的定制信号激励模块的笛卡尔MRI信号激励装置。

作为替代，所述MRI信号激励装置包括适于获得为重叠在非笛卡尔k-空间采样轨迹上被隔开的多个k-空间点而设计的定制信号激励模块的非笛卡尔MRI信号激励装置。

作为替代，所述系统包括适于从产生的k-t数据集重构一系列图像帧的图像帧重构装置。

在一种实施例中，所述系统包括多个接收器线圈，用于获得定制信号激励模块以便产生对应多个k-空间数据集，而且还包括适于利用用于加速MRI扫描的PMRI方法处理多个图像帧和/或k-空间数据集的PMRI装置。

在另一种实施例中，所述系统包括多个接收器线圈，用于获得定制信号激励模块以便产生对应多个k-空间数据集，而且还包括适于利用用于加速MRI扫描的CS方法处理多个图像帧和/或k-空间数据集的CS装置。

一般来说，所述系统包括处理装置，其中对应的多个k-空间数据集和多个图像帧和/或k-空间数据集是利用从之前的参考MRI扫描采集的图像和/或k-空间信息处理的。

附图说明

现在将联系附图描述本发明，其中：

图1a说明了由RF激励脉冲获得装置获得的RF脉冲，其中N=2；

图1b说明了主要相位编码方向中具有幅值G_pe1和G_pe2的梯度尖头（blip）；

图1c说明这些梯度尖头的面积可以是恒定的或者可以从一个TR到下一个TR变化，而且A指示对应切片选择梯度和复卷叶片（rewinder lobe）的面积；

图2说明了现在利用过滤装置可以分离两个频谱；

图3说明了两个重叠点的时间频谱，其中k₁(f)和k₂(f)是同样动态的；

图4说明了对N=5示出的重叠区域，其中k₂(f)和k₄(f)被放置成进一步远离k₃(f)，以确保由于k-混叠造成的最小破坏；

图5说明了在MRI系统中采用的RATE发明；及

图6说明了在MRI扫描仪中用于信号激励和接收的RF系统。

具体实施方式

根据本发明，提供了利用定制信号激励模块在MRI扫描中的多个时间点进行MRI数据快速采集的方法与系统。

本发明可以描述为利用定制信号激励模块进行快速MRI采集（RATE）的方法。

所述系统包括适于获得在RATE中使用的RF激励脉冲P_rf(t)的RF激励脉冲获得装置，这个脉冲是由以下等式给出的：

$P_{\mathrm{rf}}\left(t\right)=\underset{n=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{a}_n{P}_n(t-\mathrm{n\Δt})......\left(1\right)$

在这里，P_n(t)代表个别RF脉冲包络，a_n是加标签系数而且Δt是任意两个RF脉冲包络之间的延迟。这个脉冲的一个例子在用于2D轴向成像过程的图1中给出。

图1a说明了由RF激励脉冲获得装置获得的RF脉冲，其中，在以上的等式1中，N=2。RF脉冲P₁(t)和P₂(t)是切片选择的，这两个脉冲的倾倒角（flip angle）都等于θ。P₁(t)和P₂(t)激励相同的切片并且是由在主要相位编码方向中具有幅值G_pe1和G_pe2的梯度尖头（如图1b中看到的）实现的。这些梯度尖头的面积可以是恒定的或者可以从一个TR到下一个TR有变。（图1c中的）参考字母“A”指示各个切片选择梯度与复卷叶片的面积。

提供了适于获得定制信号激励模块的MRI信号激励装置。

从梯度和RF脉冲的这种组合得到的总信号由以下等式给出：

$S\left(t\right)=\∫O(x,y)\{a_1{e}^{-j{k}_{1y}}+a_2{e}^{-j{k}_{2y}}\}{e}^{-j{k}_{x}x}{d}_x{d}_y......\left(2\right)$

在这里，k₁=γ(G_pe1+G_pe2)yt_p和k₂=γG_pe2yt_p,t_p是梯度尖头的持续时间，O(x,y)是成像对象的2D切片，而且a1、a2是依赖于稳态纵向磁化和倾倒角θ的加标签系数。虽然没有示出，但是等式2假设读出梯度沿着图1的脉冲来采集S(t)。正如从等式2很清楚的，采样到的信号S(t)将是两个截然不同的相位编码k₁和k₂的线性组合。以这种方式造成截然不同的相位编码重叠的一块RF和梯度脉冲将在下文中被称为RATE模块而且等式1中的参数N将被称为k-混叠因子。

如果图1的RATE模块插入包含附加相位编码梯度脉冲的2D成像序列中，则信号等式将如下：

$S\left(t\right)=\∫O(x,y)\{a_1{e}^{-j{k}_{1y}}+a_2{e}^{-j{k}_{2y}}\}{e}^{-i{k}_{y}y}{e}^{-{\mathrm{ik}}_{x}x}{d}_x{d}_y......\left(3\right)$

在这里，k_y是分别依赖于附加相位编码梯度幅值及其持续时间的参数。

图1中的脉冲块是用于2D成像的RATE模块的一个例子。这些模块可以设计成用于不同的场景并且插入所选择的任何脉冲序列中。例如，除了图1中所示的所有脉冲，为3D采集设计的RATE模块还将包括沿辅助相位编码维度的梯度尖头。

另一个可能的应用涉及非笛卡尔采集，其中k-混叠模块可以同时利用沿一些或全部梯度轴的梯度波形来横穿优选的轨迹。

提供了给重叠的相位编码加标签的步骤和适于利用采用所获得的定制信号激励模块的脉冲序列在一个时间点采集混叠的k-空间数据集的混叠装置，其给不同的k-空间点加标签并重叠它们，并且还适于重复在扫描中多个时间点采集混叠的k-空间数据集的步骤，同时作为时间的函数给重叠的k-空间点加标签，以便获得加速的k-t数据集。该系统还包括用于沿选定的k-空间轴获得加速的k-t空间数据集的加速装置，所述加速轴是相位编码轴。

等式3中的加标签系数是用户定义的。这些系数的数值和相位依赖于包括P_rf(t)的个别RF脉冲包络的倾倒角和相位。因此，a_n=A_ne^-jΦn，其中A_n是由P_rf(t)中的一些/全部RF脉冲的倾倒角确定的，而Φ_n是P_rf(t)中第n个RF脉冲包络的初始相位。由于等式3中两个重叠的相位编码已经通过系数a₁和a₂加权，因此它们被说成是被这些系数“加标签”而且系数本身被称为加标签系数。加标签系数的用户控制在k-混叠过程中提供了灵活性。例如，给定等式2中两个重叠的相位编码，加标签系数a₁和a₂的相位Φ₁和Φ₂可以按预定的方式从一个时间帧到下一个时间帧变化，使得k-空间混叠可以通过后处理过程来校正。这在下面描述。

还提供了k-空间去混叠的步骤和适于通过沿时间轴傅立叶变换所采集的k-空间数据集来撤销所采集的k-空间数据集中k-空间混叠，之后是分离重叠的k-空间点的过滤过程的第一傅立叶变换装置。

考虑第一次采集，其中N=2，A₁=A₂=1，Φ₁=Φ₂=0，使得两个相位编码k₁和k₂重叠到单个k-空间点上k_alias=k₁+k₂。现在，考虑第二个场景，其中，除设置成π的Φ₂之外，所有参数都保持相同。重叠点k_alias现在是k₁-k₂。现在，考虑图像的时间序列的采集，其中对于每个偶数时间帧有A₁=A₂=1，Φ₁=Φ₂=0，而对每个奇数时间帧有A₁=A₂=1，Φ₁=0，Φ₂=π。于是，重叠点k_alias由下式给出：

k_alias=k₁+k₂e^jπt……（4）

在这里，t是时间帧号。如果重叠的相位编码包含动态信息，则等式4变成以下：

k(t)_alias=k(t)₁+k(t)₂e^jπt……（5）

按时间的傅立叶变换将给出k(t)_alias的时间频率频谱。这个频谱将包括中心在DC的k₁(t)的频谱及中心在尼奎斯特（Nyquist）频率的k₂(t)的频谱。重叠点的时间频率频谱通过加标签系数的幅值来缩放，A₁=A₂=1。如图2中所示，现在两个频谱可以利用诸如费米（Fermi）过滤器的过滤装置分离。

在图2中，示出了两个重叠点的时间频谱，其中k₁(f)比k₂(f)更动态。与用于提取k₂(f)的过滤器相比，用于提取k₁(f)的费米过滤器具有更大的带宽。

对于任意k-混叠因子N，处于重叠的k-空间点的信号由下式给出：

$k{\left(t\right)}_{\mathrm{alias}}=\underset{n=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{A}_n{k}_n\left(t\right)e^{\mathrm{j\Φ}(n,t)}......\left(6\right)$

在图2中，假设k₁(t)比k₂(t)更动态。当满足这个条件时，相对于k₁(t)的频谱的衰减拖尾，k₂(t)的频谱的衰减拖尾通常可以忽略。对于分离时间频谱域中重叠的频谱，这是理想情况。但是，当这个条件被违反时，分离将是不完全的而且残余的k-混叠将保留，从而导致图像假象。例如，如果重叠点k₁(t)和k₂(t)同样动态，则虽然在傅立叶变换之后两个点的频谱中有偏移，但是两个频谱的衰减拖尾将有显著的重叠。

一种选择是使用加标签系数的幅值来最小化图像假象。例如，如果这个数据是利用具有幅值A₁=1和A₂=0.25的加标签系数采集的，则，由于加标签系数幅值之差，重叠对中心在DC的频谱的影响将通过12DB来最小化。如果DC频谱具有（be of）来自中心k-空间的相位编码，则其还原将显著地最小化图像假象。中心在尼奎斯特的频谱将保持被破坏而且可以利用排除被破坏数据点的、具有更小带宽的过滤器来提取。通过这个过程，实际上，时间频谱的更大部分将分配给DC频谱，而尼奎斯特频谱将最终只占较小的部分。分配给尼奎斯特频谱的较小带宽导致其时间信息的一些损失。这在图3中说明。

图3说明了两个重叠点的时间频谱，其中k₁(f)和k₂(f)同样动态。与用于提取k₂(f)的过滤器相比，用于提取k₁(f)的诸如费米过滤器的过滤装置具有较大的带宽，而且RATE依赖于重叠点数值之差来抑制图像假象。在其加标签系数被修改成引入相对幅值差之后，点谱具有k₂(f)。

另一种选择是依赖于固有的k-空间属性，其中代表较低空间频率的系数的数值通常大于较高空间频率的系数的数值。如图4中所示，为了采用这种属性，加标签系数的相位Φ_n被选择，使得具有较大数值的重叠点的频谱最终以在k_alias的时间频谱中放置成彼此更加远离而结束。

图4说明了对N=5示出的重叠区域，其中k₂(f)和k₄(f)放置成远离k₃(f)，以确保由于k-混叠造成的最小破坏。K₁(f)和k₅(f)的频谱受k-混叠的影响最厉害。

通过这个步骤，较大的k-空间系数的频谱不彼此重叠而且k-空间系数的数值中的固有变化最小化图像假象。同样，具有变化带宽的过滤器现在可以用于提取各个重叠点的时间信息，使得避开被k-混叠破坏的大部分点。

切记可用的SNR及其它相关的扫描参数，RATE模块可以为任何加速因子设计。一种可能强大的选择是使用RATE结合PMRI/CS方法。当以这种方式使用时，总的加速度将是N*A_PMRI/CS，其中A_PMRI/CS是由于PMRI/CS过程造成的加速度。例如，如果N=3且A_PMRI/CS=3，则由于这种组合的过程造成的总加速度将是9。

利用先验信息分解X-f空间（在这里，f指时间频率而X指空间坐标）中的重叠成分的用处之前已经在一个现有技术的参考文献中报告过了。一种类似的方法可以在RATE中使用，其中先验信息可以从来自参考扫描的图像和/或k-空间域采集，以便进一步加速RATE采集过程。

参考图5，RATE发明在MRI系统中采用。MRI系统包括具有显示器12和键盘14的工作站10。工作站10包括运行商业可用操作系统的商业可用可编程机器的处理器16。工作站10提供使扫描规定能够输入MRI系统的操作人员接口。工作站10耦合到包括脉冲序列服务器18、数据采集服务器20、数据处理服务器22和数据存储服务器23在内的四个服务器。工作站10和每个服务器18、20、22和23都连接成彼此通信。

脉冲序列服务器18响应从工作站10下载的指令而工作，来操作梯度系统24和RF系统26。执行所规定扫描所需的梯度波形被产生并应用到梯度系统24，该梯度系统24激励组件28中的梯度线圈，以便产生用于位置编码MR信号的磁场梯度G_x、G_y和G_z。梯度线圈组件28构成包括极化磁铁32和整体RF线圈34在内的磁铁组件30的一部分。在RATE中，B1激励脉冲由RF系统26应用到RF线圈34，以执行规定的磁共振脉冲序列。在由脉冲序列服务器18产生的命令的指引下，由RF线圈34或独立的局部线圈（在图1中未示出）检测到的响应性MR信号被RF系统接收、放大、解调、过滤和数字化。RF系统26包括用于产生在MR脉冲序列中使用的很多种RF脉冲的RF发送器。该RF发送器响应来自脉冲序列服务器18的扫描规定和方向而产生具有期望频率、相位和脉冲幅值波形的RF脉冲。在RATE中，RF激励脉冲可以应用到全身RF线圈34或者应用到一个或多个局部线圈或线圈阵列（在图1中未示出）。RF系统26还包括一个或多个RF接收器通道。每个RF接收器通道都包括放大它所连接到的线圈所接收的MR信号的RF放大器以及检测并数字化所接收到的MR信号的I和Q正交分量的检测器。因而，所接收到的MR信号的数值在任何采样点都可以由I和Q分量的平方之和的平方根确定：

$M=\sqrt{I^2+Q^2},......\left(7\right)$

而且所接收到的MR信号的相位也可以确定：

φ=tan^-1Q/I.……（8）

脉冲序列服务器18还可选地从生理采集控制器36接收患者数据。控制器36从连接到患者的多个不同的传感器接收信号，诸如来自电极的ECG信号或者来自波纹管的呼吸信号。这种信号一般由脉冲序列服务器18用于同步，或者“选通”，对主体的呼吸或心跳的扫描的执行。

脉冲序列服务器18还连接到扫描室接口电路38，该电路38从与患者状况关联的各种传感器和磁铁系统接收信号。患者定位系统40也是通过该扫描室接口电路38在扫描过程中接收把患者移动到期望位置的命令。

由RF系统26产生的数字化的MR信号样本被数据采集服务器20接收。数据采集服务器20响应从工作站10下载的指令而操作，以便接收实时MR数据并且提供缓冲存储，使得没有数据由于数据超限而丢失。在有些扫描中，数据采集服务器20所做的只是把采集的MR数据传递到数据处理器服务器22。但是，在需要从采集的MR数据导出的信息控制扫描的进一步执行的扫描中，数据采集服务器20被编程为产生这种信息并且把它传送到脉冲序列服务器18。例如，在预扫描期间，MR数据被采集并且用于校准由脉冲序列服务器18执行的脉冲序列。而且，导航信号也可以在扫描中采集并且用于调整RF或梯度系统操作参数或者控制k-空间在其中采样的视图次序。而且，数据采集服务器20可以用来在MRA扫描中处理用于检测造影剂到达的MR信号。在所有这些例子中，数据采集服务器20都采集MR数据并且实时地处理它，以便产生用于控制扫描的信息。

数据处理服务器22从数据采集服务器20接收MR数据并且根据从工作站10下载的指令处理它。这种处理可以包括，例如，原始k-空间MR数据的傅立叶变换以便产生两-或三-维图像、过滤器对重构图像的应用、所采集的MR数据的背投影图像重构的执行、功能性MR图像的计算、运动或流图像的计算、采样不足的k-空间数据的PMRI重构等。由数据处理服务器22重构的图像传送回存储它们的工作站10。实时图像存储在数据库存储器高速缓存（未示出）中，它们可以从该高速缓存输出到操作人员显示器12或者位于磁铁组件30附近的显示器42，供主治医师使用。批模式图像或选定的实时图像存储在盘储存器44上的主机数据库中。当这种图像已经重构并且传输存储时，数据处理服务器22通知工作站10上的数据存储服务器23。工作站10可以被操作人员用于归档图像、产生电影或者经网络把图像发送到其它设施。

如图6中所示，RF系统26可以连接到全身RF线圈34，或者如图9中所示，RF系统26的发送器部分可以连接到一个RF线圈152A而且其接收器部分可以连接到单独的RF接收器线圈152B。发送器部分常常连接到全身RF线圈34而每个接收器部分都连接到独立的局部线圈152B。

特别参考图6，RF系统26包括产生规定的RF激励场的发送器。这个RF激励场的基频或载频是在从脉冲序列服务器18接收数字信号集合的频率合成器200的控制下产生的。这些数字信号指示在输出201产生的RF载波信号的频率和相位。RF载波应用到调制器和增频转换器202，其中其幅值是响应也从脉冲序列服务器18接收的信号R(t)而进行调制的。信号R(t)定义要产生的RF激励脉冲的包络并且通过顺序读出一系列所存储的数字值而产生。这些存储的数字值可以被改变，以便使任何期望的RF脉冲包络，例如RATE的B1激励脉冲，可以产生。

在输出205产生的RF激励脉冲的数值被从脉冲序列服务器18接收数字命令的激励器衰减器电路206衰减。衰减后的RF激励脉冲应用到驱动RF线圈152A的功率放大器151。仍然参考图6，由主体产生的信号被接收器线圈152B检取并且通过预放大器153应用到接收器衰减器207的输出。接收器衰减器207进一步放大该信号由从脉冲序列服务器18接收到的数字衰减信号所确定的量。所接收到的信号处于拉莫尔频率或者在其附近，而且这个高频信号在一个两步过程中被降频转换器208向下转换，这个过程首先混合MR信号与线路201上的载波信号，然后混合结果产生的差值信号与线路204上的参考信号。降频转换后的MR信号应用到模数（A/D）转换器209的输入，该A/D转换器209采样并且数字化模拟信号并且把它应用到数字检测器和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）值的信号处理器210。所接收到的信号的数字化I和Q值的结果流输出到数据采集服务器20。参考信号及应用到A/D转换器209的采样信号是由参考频率发生器203产生的。

为了实践本发明的优选实施例，MRI数据是在采用如RATE发明所需的专门设计的RATE模块的MRI扫描仪上利用脉冲序列采集的。在收集数据之后，RATE重构算法被用来获得最终的图像。重构过程中所涉及的步骤依赖于所使用的RATE的特征。可以采用CS、PMRI算法以及来自k-空间和图像域的先验信息来进一步加速扫描。

虽然为了说明性目的该具体描述已经公开了本发明的某些具体实施例，但是在不背离如以下权利要求中所定义的本发明主旨与范围的情况下，各种修改对本领域技术人员将是显然的，而且应当清楚地理解，以上描述性内容要解释为仅仅是说明本发明而不是作为限制。

Claims (26)

1.一种利用定制信号激励模块在MRI扫描中的多个时间点进行MRI数据快速采集的方法，所述方法包括步骤：

(a)通过使用RF激励脉冲结合一个或多个磁场梯度获得定制信号激励模块；

(b)利用采用所获得的定制信号激励模块的脉冲序列在一个时间点采集混叠的k-空间数据集，其给不同的k-空间点加标签并且重叠它们；

(c)重复步骤(a)和(b)，以便在扫描中的多个时间点采集混叠的k-空间数据集，同时作为时间的函数给重叠的k-空间点加标签，以便获得加速的k-t数据集，所述步骤(c)进一步包括改变加标签系数的幅值和相位的步骤，以便使得重叠的k-空间点的分离能够产生完全去混叠的k-t空间数据集，所述步骤(c)还进一步包括沿着选定的k-空间轴加速的步骤，加速轴是相位编码轴；

(d)通过沿着时间轴对所采集的k-空间数据集进行傅立叶变换来撤销所采集的k-空间数据集中的k-空间混叠，之后是分离重叠点的过滤过程；及

(e)沿着一个或多个轴执行去混叠的k-空间数据集的傅立叶变换，以便为采集数据的不同时间点生成图像帧。

2.如权利要求1所述的方法，其中获得定制信号激励模块的步骤(a)包括在至少一个空间维度中直接采样对象的步骤。

3.如权利要求1所述的方法，其中获得定制信号激励模块的步骤(a)包括获得由以下等式给出的RF激励脉冲的步骤：

$P_{rf}\left(t\right)=\underset{n=1}{\overset{N}{\Σ}}{a}_n{P}_n(t-n\mathrm{\Δ}t)$

其中，P_rf为RF激励脉冲，a_n是加标签系数，并且P_n(t)代表个别RF脉冲包络。

4.如权利要求1所述的方法，其中获得加速的k-t数据集的步骤(c)包括在由以下等式给出的重叠的k-空间点获得信号的步骤：

$k{\left(t\right)}_{alias}=\underset{n=1}{\overset{N}{\Σ}}{A}_n{k}_n\left(t\right)e^{j\mathrm{\Φ}(n,t)}$

其中k(t)_alias表示处于重叠的k-空间点的信号；

A_n是RF脉冲的倾倒角的表达式；以及

k_n(t)表示重叠的k-空间点。

5.如权利要求1所述的方法，其中步骤(d)包括过滤所述加速的k-t数据集的时间频率频谱以便分离重叠的k-空间点并且产生完全去混叠的k-t空间数据集的步骤。

6.如权利要求1所述的方法，其中步骤(a)包括获得定制信号激励模块的步骤，其造成位于k-空间中沿k-空间轴隔开的多条线上的k-空间点的重叠。

7.如权利要求1所述的方法，其中步骤(a)包括获得为实现2D或3D k-空间混叠而设计的定制信号激励模块的步骤。

8.如权利要求1所述的方法，其中步骤(a)包括获得为重叠在笛卡尔k-空间采样轨迹上被隔开的多个k-空间点而设计的定制信号激励模块的步骤。

9.如权利要求1所述的方法，其中步骤(a)包括获得为重叠在非笛卡尔k-空间采样轨迹上被隔开的多个k-空间点而设计的定制信号激励模块的步骤。

10.如权利要求1所述的方法，其中步骤(c)包括从产生的k-t数据集重构一系列图像帧的步骤。

11.如权利要求1所述的方法，其中步骤(a)包括利用多个接收器线圈获得定制信号激励模块以便产生对应多个加速的k-空间数据集的步骤，而且其中步骤(c)包括利用用于加速MRI扫描的PMRI方法处理多个图像帧和/或k-空间数据集的步骤。

12.如权利要求1所述的方法，其中步骤(a)包括获得定制信号激励模块以便产生对应的多个k-空间数据集的步骤，而且其中步骤(c)包括利用用于加速MRI扫描的CS方法处理多个图像帧和/或k-空间数据集的步骤。

13.如权利要求1所述的方法，其中对应的多个k-空间数据集和多个图像帧和/或k-空间数据集是利用从之前的参考MRI扫描采集的图像和/或k-空间信息处理的。

14.一种利用定制信号激励模块在MRI扫描中的多个时间点进行MRI数据快速采集的系统，所述系统包括：

(a)MRI信号激励装置，适于通过使用RF激励脉冲连同一个或多个磁场梯度一起获得定制信号激励模块；

(b)混叠装置，适于利用采用所获得的定制信号激励模块的脉冲序列在一个时间点采集混叠的k-空间数据集，其给不同的k-空间点加标签并重叠它们，并且还适于重复在扫描中的多个时间点采集混叠的k-空间数据集的步骤，同时作为时间的函数给重叠的k-空间点加标签，以便获得加速的k-t数据集；

(c)第一傅立叶变换装置，适于通过沿着时间轴傅立叶变换所采集的k-空间数据集来撤销所采集的k-空间数据集中的k-空间混叠，之后是分离重叠的k-空间点的过滤过程；

(d)幅值改变装置和相位改变装置，分别适于改变加标签系数的幅值和相位，以便使重叠的k-空间点的分离能够产生完全去混叠的k-t空间数据集；

(e)加速装置，用于沿选定的k-空间轴获得加速的k-t空间数据集，加速轴是相位编码轴；及

(f)第二傅立叶变换装置，适于从去混叠的k-空间数据集为采集数据的多个时间点生成图像帧。

15.如权利要求14所述的系统，其中所述激励装置包括适于在至少一个空间维度中直接采样对象的采样装置。

16.如权利要求14所述的系统，其中所述激励装置包括适于获得由以下等式给出的RF激励脉冲的RF激励脉冲获得装置：

$P_{rf}\left(t\right)=\underset{n=1}{\overset{N}{\Σ}}{a}_n{P}_n(t-n\mathrm{\Δ}t)$

其中，P_rf为RF激励脉冲，a_n是加标签系数，并且P_n(t)代表个别RF脉冲包络。

17.如权利要求14所述的系统，其中所述混叠装置包括适于在由以下等式给出的重叠的k-空间点获得信号的信号获得装置：

$k{\left(t\right)}_{alias}=\underset{n=1}{\overset{N}{\Σ}}{A}_n{k}_n\left(t\right)e^{j\mathrm{\Φ}(n,t)}$

其中k(t)_alias表示处于重叠的k-空间点的信号；

A_n是RF脉冲的倾倒角的表达式；以及

k_n(t)表示重叠的k-空间点。

18.如权利要求14所述的系统，其中所述系统包括过滤装置，该过滤装置用于过滤所述加速的k-t数据集的时间频率谱，以便分离重叠的k-空间点并且产生完全去混叠的k-t空间数据集。

19.如权利要求14所述的系统，其中所述系统包括适于获得定制信号激励模块的MRI信号激励装置，其造成位于k-空间中沿k-空间轴隔开的多条线上的k-空间点的重叠。

20.如权利要求14所述的系统，其中所述MRI信号激励装置包括分别适于获得为实现2D或3D k-空间混叠而设计的定制信号激励模块的2D MRI信号激励装置或3D MRI信号激励装置。

21.如权利要求14所述的系统，其中所述MRI信号激励装置包括适于获得为重叠在笛卡尔k-空间采样轨迹上被隔开的多个k-空间点而设计的定制信号激励模块的笛卡尔MRI信号激励装置。

22.如权利要求14所述的系统，其中所述MRI信号激励装置包括适于获得为重叠在非笛卡尔k-空间采样轨迹上被隔开的多个k-空间点而设计的定制信号激励模块的非笛卡尔MRI信号激励装置。

23.如权利要求14所述的系统，其中所述系统包括适于从产生的k-t数据集重构一系列图像帧的图像帧重构装置。

24.如权利要求14所述的系统，其中所述系统包括多个接收器线圈，用于获得定制信号激励模块以便产生对应的多个k-空间数据集，而且还包括适于利用用于加速MRI扫描的PMRI方法处理多个图像帧和/或k-空间数据集的PMRI装置。

25.如权利要求14所述的系统，其中所述系统包括多个接收器线圈，用于获得定制信号激励模块以便产生对应的多个k-空间数据集，而且还包括适于利用用于加速MRI扫描的CS方法处理多个图像帧和/或k-空间数据集的CS装置。

26.如权利要求14所述的系统，其中所述系统包括处理装置，其中对应的多个k-空间数据集和多个图像帧数据集是利用从之前的参考MRI扫描采集的图像和/或k-空间信息处理的。