CN1973211A - 涉及k－空间中心过度采样的非笛卡尔轨迹的对比度预备mri - Google Patents

Abstract

提供一种磁共振成像方法。该方法包括以下步骤：向放置在检查区域(14)内的对象(16)施加预备脉冲序列，采集与穿过k－空间中心的多个k－空间轨迹，如径向轨迹相关的k－空间数据，以及根据k－空间数据重建第一图像，其中不采用至少第一k－空间轨迹的k－空间中心(205)周围区域(210)内的数据。而是仅采用所述区域内的有限个视图的数据来重建图像。因此，图像对比度基本上由所述有限个视图决定。

Description

涉及K-空间中心过度采样的非笛卡尔轨迹的对比度预备MRI

以下涉及磁共振领域。其特别应用于采用磁化预备技术和k-空间非笛卡尔采样的磁共振成像，并将具体参照其进行描述。

通常，MRI中的成像技术利用组织之间的对比度来识别感兴趣结构的位置。MR成像的一个方面是采用磁化预备方案以各种形式控制对比度的能力。预备方案的常见实例包括反转恢复序列；磁化传递对比(magnetization transfer contrast)序列；用于心血管成像的序列，如黑白血液技术以及具有T2预备的技术；组织(例如脂肪)饱和技术，如化学选择性饱和；短时反转恢复(STIR)和具有反转恢复的频谱预饱和(SPIR)；以及区域饱和技术。

关于成像应用，许多心血管成像序列执行预备脉冲。预备序列在冠状动脉成像中特别重要。其原因是冠状动脉嵌入在脂肪组织内。因此，可通过抑制来自脂肪的信号来利于描绘动脉和脂肪之间的轮廓。

包括各种对比度预备的冠状MRA技术已在笛卡尔采样中得到证实。作为采样的一部分，对于这些序列应用中心视图排序。在此，在高对比度时段采集k-空间的中心部分以利用如下事实：大多数对比度编码由k-空间中心决定，而外部k-空间决定空间分辨率且对图像对比度具有较小贡献。

另一个已采用预备脉冲的应用在于T1量化。这些技术基于在反转或饱和脉冲之后以不同时间间隔测量纵向磁化。在临床上，T1成像可应用于确定心脏研究、胸部肿瘤检查和脑部肿瘤检查中的造影剂浓度。另一个应用是多发性硬化的T1弛豫测量(relaxometry)，多发性硬化是使T1减少的一种疾病，其需要量化确定T1以利于诊断。

许多上述应用利用笛卡尔轨迹来在图像采集期间扫描k-空间。然而，笛卡尔轨迹对运动伪影敏感。另一方面，采用穿过k-空间的径向轨迹的成像与笛卡尔轨迹相比具有几个优点。这些优点包括：其对运动不敏感；有可能通过在不引入幻影状伪影的情况下在k-空间内进行不足的采样，来减少测量时间；以及有可能根据同样的数据重建全分辨图像以及一系列时间的低分辨图像。这些特性是k-空间中心固有过采样的结果。

然而，固有过采样也具有不利的结果。径向成像不能利用磁化预备来实现特定的图像对比度，而这对于笛卡尔成像来说是常见的。其原因是，对于大多数磁化预备方案而言，预备效果在预备后的某个时间点处是最大的。该效果随弛豫或时间而减弱。如上所述，为促进所述预备对图像中对比度的效果，可选择笛卡尔扫描采集顺序，该采集顺序在预备最大的时候测量中心k-空间。对于径向成像，固有过采样，即，随时间在k-空间中心周围进行重复采集，会使这些预备方案的效率降低。

本发明提出一种改进的装置和方法，其克服了上述和其它局限性。

根据本发明的一个方面，提供一种磁共振成像方法。该方法包括以下步骤：向放置在检查区域内的对象施加预备脉冲序列，采集与穿过k-空间中心的多个k-空间轨迹相关的k-空间数据，以及根据k-空间数据重建第一图像，其中不采用至少第一k-空间轨迹的k-空间中心周围区域内的数据。

一个优点在于采用具有对比度预备的预备序列的穿过k-空间的非笛卡尔轨迹。

另一个优点是有利于减少运动伪影。

另一个优点是提高图像对比度。

在阅读下列优选实施例的详细描述后，许多其它的优点和有益效果对于本领域普通技术人员将会变得更为明显。

本发明可采取不同的部件和部件设置形式，并可采取不同的处理操作和处理操作安排。附图仅用于解释说明优选实施例的目的，而不应解释为限制本发明。

图1示意性示出磁共振成像系统。

图2A示出预备序列和k-空间采样轨迹。

图2B示出用于图像重建的k-空间数据。

图2C示出用于图像重建的k-空间数据的合成视图。

图2D示出感兴趣组织的纵向磁化曲线。

图3A示出预备序列和k-空间采样轨迹。

图3B示出用于重建多个图像的k-空间数据的合成视图。

图3C示出在滑动窗口技术中所采用的用于重建多个图像的k-空间数据的合成视图。

图4A示出用于定标k-空间轨迹数据的定标函数(scalingfunction)。

图4B示出用于定标k-空间轨迹数据的变迹定标函数。

图4C示出一定标函数，其为用于定标k-空间轨迹数据的组织纵向磁化函数。

参照图1，其示出磁共振成像扫描器10的一个实例。在所示出的实施例中，MRI扫描器包括限定大体圆筒形扫描器孔或检查区域14的壳体12，有关的成像对象16位于该扫描器孔或检查区域14内。主磁场线圈20放置在壳体12内。主磁场线圈20排列成大体螺线管结构以产生沿扫描器孔14中心轴22方向的主磁场B₀。

壳体12还容纳或支撑磁场梯度线圈30，磁场梯度线圈30用于有选择地产生平行于孔14的中心轴22的磁场梯度，沿着横断中心轴22的方向的磁场梯度和/或沿其它选定方向的磁场梯度。壳体12还可容纳或支撑射频线圈32，如身体线圈，用于有选择地激发和/或检测与对象16相关联的磁共振。局部射频线圈34可放置在扫描器孔14内，用于局部有选择地激发和/或检测与对象16相关联的磁共振。

继续参照图1所示的实施例，磁共振成像控制器40控制磁体控制器42以有选择地激励磁场梯度线圈30。MRI控制器40还控制耦合至身体线圈32和/或耦合至局部线圈34的射频发射器44，以有选择地激励这些RF线圈32、34。通过有选择地操作磁场梯度线圈30和RF线圈32、34，磁共振在成像对象16的选定感兴趣区域的至少一部分内生成并被空间编码。此外，可向对象施加预备脉冲。

通过由梯度线圈30施加选定的磁场梯度，就可横穿选定的k-空间轨迹，如笛卡轨迹、径向轨迹、螺旋轨迹等。在横穿选定的k-空间轨迹期间，磁共振成像控制器40操作选择性地耦合至身体线圈32或线圈34的射频接收器46，以从对象16接收RF信号。所接收到的RF信号作为所采集的k-空间样本存储在k-空间存储器50内。

重建处理器52处理k-空间数据并将k-空间数据重建成重建图像，而后将该重建图像存储在图像处理器60内。该重建图像可以在图像处理器60中进行进一步处理，并可显示在用户界面72上、存储在非易失存储器内、通过局域网或因特网发送、观看、存储或操作等。用户界面72还可使放射科医师、技术人员或磁共振成像扫描器10的其他操作者能够与磁共振成像控制器40通信，以选择、修改和执行磁共振成像序列。

操作时，主磁场线圈20在孔14内产生主磁场。通过其各自的控制器，梯度线圈30和选定的RF线圈32、34执行如图2A、2B和3A所示的成像协议。

图2A示出包括在时间t₀向对象16施加预备序列200的协议。在一个实施例中，预备序列是反转脉冲，其使得在在主磁场(+B₀)方向上对准的对象自旋翻转180度(-B₀)。而后允许经过预选时间或反转时间(TI)以允许自旋向+B₀恢复。而后，在时间TI处，在预备脉冲之后，执行成像序列。

继续参照图2A所示的实施例，采用穿过k-空间的径向采样轨迹90。如所示，采样轨迹90会聚在k-空间中心处或其附近。这样，径向采样轨迹90在k-空间中心附近比在k-空间边缘附近提供更高的采样密度。这是由于径向采样轨迹90的会聚。虽然图2A示出了平面径向采样轨迹90，还考虑采用三维径向采样轨迹。当采集数据时，采样的k-空间数据存储在k-空间存储器50内。

虽然图2A示出径向k-空间轨迹的四个子集，应当理解，可采用不同个数的子集。还应当理解，虽然可采用正交对，但正交对不是必需的。正交对表示一个k-空间轨迹子集，其自身在角度方向上均匀覆盖k-空间。一个子集还可包括两个以上的轨迹，所述轨迹形成星状图案，使得该投影子集均匀分布在k-空间的角度范围上。而后，可以通过将第一子集增加一个小的角度来采集下一个子集，以便使这些投影拟合于先前采集的投影之间。一直继续该采集过程直到当其结合时这些子集均匀覆盖k-空间。

在由RF接收线圈进行数据采集和在k-空间存储器内存储之后，k-空间数据被传送到重建处理器52，可重建一幅或多幅图像。图2B示出用于该目的的k-空间数据的实施例。在所示出的实施例中，对于第一个轨迹子集90₁，k-空间中心205周围的区域210内的数据以及该区域外的数据用于图像重建。对于其余轨迹对90₂、90₃、90₄，只有来自区域210外的数据用于图像重建。对于后面这些轨迹，所述区域内的数据不用于重建图像。图2C中示出根据该实施例用于重建图像的k-空间数据的合成视图215。

在上面的实施例中，第一轨迹子集90₁建立成出现在图2D所示的自旋集的零点N的最近处。如图2D所示，利用预备脉冲200或者脂肪饱和预脉冲反转例如脂肪组织的自旋。零点N出现在脂肪的纵向磁化弛豫并达到零值的地方。由于脂肪组织在时间TI处是零，在采集第一轨迹子集90₁期间只采集到较少的来自脂肪的信号。然而，当脂肪信号恢复时，其会对后续的轨迹产生影响。回到图2B和2C，对于k-空间周围的区域，只有第一对轨迹对图像有贡献。因此，图像对比度主要由第一轨迹子集采集期间的条件控制，从而实现脂肪抑制。

关于k-空间中心周围的区域，可以以多种形式反复地或根据经验限定该区域。其可选择成穿过每个轨迹的常数。在该区域为常数时，这些子集起到良好的作用，在该情况下所述子集可装仓(binned)并一起处理。该区域还可确定为图2D所示的磁化函数。例如，k-空间中心周围的区域210可以根据下面的等式1逐个轨迹确定：

$R=\frac{\left|M\left(t\right)\right|}{M_0}{k}_{\max }---\left(1\right)$

其中，当该区域是圆形或球形时，R是区域210的直径，M(t)是与一轨迹子集对应的、在任何给定时间的组织纵向磁化，以及M₀是如图2D所示的在弛豫条件下被抑制组织的纵向磁化。在此，每个轨迹采用如上计算的其自身区域210进行处理。因此，不需要将数据分成子集90₁…90₄。

更一般地，k-空间中心周围的区域可根据下面的等式2改变：

$R=f\left(\frac{\left|M\left(t\right)\right|}{M_0}\right)---\left(2\right)$

其中f是其值的范围为从0至kmax的单调函数。

区域210还可类似地确定为时间函数，其中轨迹离零点越远，所述区域就变得越大。此外，虽然该区域可以是以k-空间中心为中心的圆形或球形，但也可考虑其它形状和位置。

所述子集在所述区域是常数时作用良好，在该情况下所述子集可装仓并一起处理。

一旦已建立起区域210，重建处理器52向轨迹应用定标函数。在一个实施例中，定标函数C(R)是如图4A所示的阶梯函数。在该实施例中，由-1/2R和+1/2R限定的区域内的数据被有效消除，留下该区域外直到k-空间边缘(-k，+k)的数据对图像重建做出贡献。

在另一个实施例中，如图4B所示，重建处理器52可以应用具有积分变迹函数的定标函数。与阶梯函数相比，这种函数在区域210和k-空间其余部分之间提供更平滑的过渡。在此，例如可由正弦函数定义这些过渡。

在另一实施例中，定标函数可取决于组织磁化M(t)，如图4C所示。在该实施例中，区域210内的值不是简单地对于子集90₁定标成1，对于90₂、90₃、90₄定标成0。在此，数据根据定标函数C(R，M)进行定标，其中在区域210内，数据根据下面的等式3进行定标：

$C_0\left(M\right)=\frac{M_0-\left|M\left(t\right)\right|}{M_0}---\left(3\right)$

更一般地，数据可根据定标函数C(R，M)进行定标，其中在区域210内，数据根据下面的等式4进行定标：

$C_0\left(M\right)=f\left(\frac{M_0-\left|M\left(t\right)\right|}{M_0}\right)---\left(4\right)$

其中f是其值范围为从0至1的单调函数。

在另一个实施例中，一旦已建立区域210，就可将MR扫描器控制成省略针对相关轨迹在该区域内采集k-空间数据。或者如前所述，在图像重建期间可采集每个轨迹的全部数据集，而可完全省略或减少区域210内的数据。

虽然包含有k-空间中心周围区域210内的数据的轨迹或多个轨迹是在TI附近采集的，其它的轨迹不一定要在TI之后采集。因此，在另一个实施例中，可在TI之前和/或之后采集轨迹。

在图3A和3B所示出的另一个实施例，可根据k-空间数据集重建一个以上的图像，每个图像具有在图像采集期间向k-空间中心贡献数据的不同轨迹。在此，如图3A所示，在预备序列或脉冲之后，如上面结合图2A所讨论的那样采集轨迹。

在该实施例中，将存储在k-空间存储器50内的数据传送到重建处理器52。如图3B所示，根据该数据形成多个图像，每个图像由不同的k-空间数据集300₁、300₂、300₃、300₄形成。例如，第一图像可由图3B中的第一数据集300₁形成。该数据集包括来自第一轨迹90₁集的在k-空间中心周围区域210内的数据和来自全部轨迹90₁…90₄的k-空间中心周围区域外部的数据。第二图像可从图3B所示的第二数据集300₂形成。该数据集包括来自第二轨迹90₂集的在k-空间中心周围区域210内的数据和来自全部轨迹的在k-空间中心周围区域外部的数据。以类似的方式，可从图3B所示的第三和第四数据集生成第三和第四图像。因此，在预备脉冲200是反转脉冲的情况下，每一个重建图像具有不同的有效反转时间。

应当理解，上面讨论的在k-空间中心周围建立区域210和定标函数可与图3A和3B中所示数据集的图像处理联合使用。

而后将从数据集300₁、300₂、300₃、300₄生成的图像发送到图像处理器60以进行进一步处理。由这一系列图像，图像处理器可生成任何给定像素或多个像素的信号的时间进程。

此外，如图3C所示，可进行滑动窗口重建。在此，例如，可采集k-空间轨迹的另外的子集，如子集90₅。该另外的子集90₅可具有与第一子集90₁相同的取向。而后，如图3C所示，可从子集90₂…90₅生成另一系列数据集300₂’、300₃’、300₄’、300₅。集合300₂和300₂’之间的区别在于集合300₂包括来自第一轨迹子集的数据，而集合300₂’包括来自第五轨迹子集的数据。这对于第三和第四图像也同样适用。

从与图3D所示数据集相关的第二系列图像，图像处理器可产生任何给定像素或多个像素的信号的时间进程。如与第一系列图像一样，而后图像处理器可用指数拟合每个像素的时间进程。同样，对于反转预脉冲的实例，T1值是一个拟合参数，且可生成任何数目像素的T1值映射并对其进行进一步处理。采用这种滑动窗口技术生成一系列T1图，得到了每个像素的T1值的时间进程，换句话说，也就是时间分辨的T1图。

在例如在成像协议中采用造影剂的情况下，可生成没有造影剂的T1图。而后，跟随造影剂的引导，可生成T1图的时间进程。根据下面的等式5，T1值取决于造影剂浓度c：

$\frac{1}{T_1}=R_1=\mathrm{\α}\·c+R_1^0---\left(5\right)$

其中α是造影剂的特性，以及R₁ ⁰是没有造影剂(即，零浓度)情况下的1/T1。通过该关系式可根据T1图确定浓度图。对于时间分辨的T1图，可生成时间分辨的浓度图。这描述了体内造影剂的进程。在治疗剂与造影剂混合在一起的情况下，可同样地跟踪治疗剂。

应当理解，除了上述反转恢复脉冲外，还可采用任何类型的对比度增强预备脉冲序列。还应当理解，除径向轨迹外，还可采用任何类型的轨迹，在这些轨迹内对k-空间中心区域进行过采样。

已参照优选实施例对本发明进行了描述。显然，在阅读和理解前述详细描述后，其他人可进行修改和变更。本发明应解释为包括落入附加权利要求或其等同表述范围内的所有这些修改和变更。

Claims (7)

1、一种磁共振成像方法，包括以下步骤：

向放置在检查区域(14)内的对象(16)施加预备脉冲序列；

采集与穿过k-空间中心的多个k-空间轨迹相关的k-空间数据；

根据该k-空间数据重建第一图像，其中不采用至少第一k-空间轨迹的k-空间中心(205)周围区域(210)内的数据。

2、根据权利要求1所述的方法，其中重建第一图像步骤包括采用至少第二k-空间轨迹的k-空间中心(205)周围区域(210)内的数据。

3、根据权利要求1所述的方法，其中在采集k-空间数据步骤期间，不采集至少第一k-空间轨迹的k-空间中心(205)周围区域(210)内的数据。

4、根据权利要求1所述的方法，其中在重建图像步骤期间，省略至少第一k-空间轨迹的k-空间中心(205)周围区域(210)内的数据。

5、根据权利要求2所述的方法，还包括以下步骤：

根据该k-空间数据重建第二图像，其中采用非第二k-空间轨迹的k-空间轨迹的k-空间中心(205)周围区域(210)内的数据。

6、根据权利要求5所述的方法，还包括以下步骤：

生成跨过第一和第二图像的至少一个像素的图。

7、根据权利要求2所述的方法，其中第二k-空间轨迹在时间上对应于零点。

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