採用高度約束的背投的功能性mri的製作方法

2023-11-04 21:09:07

專利名稱：採用高度約束的背投的功能性mri的製作方法
採用高度約束的背投的功能性MRI
有關申請的交叉參照
本申請基於下列美國臨時專利申請2005年9月22日提交的題為 "HIGHLY CONSTRAINED IMAGE RECONSTRUCTION METHOD"的申請 60/719,445;以及2005年11月21日提交的題為"IMAGE ACQUISITION AND RECONSTRUCTION METHOD FOR FUNCTIONAL MAGNETIC RESONANCE IMAGING"的申請60/738,442。
關於聯邦資助研究的聲明
本發明得到了國家衛生研究院基金項目HL072260、 HL066488和EB002
的政府資助。美國政府享有本項發明的某些權益。
背景技術：
本發明的領域是核磁共振成像方法和系統。更具體地講，本發明涉及功能 性核磁共振圖像(fMRI)的採集和重構過程。
當諸如人體組織之類的物質受到均勻磁場(極化場B。)的作用時，該人體 組織中的各個自旋的磁矩試圖對準該極化場，但按其特徵拉莫爾頻率以任意次 序繞它進動。如果該物質或組織受到處於x-y平面中且接近拉莫爾頻率的磁場 (激勵場B。的作用，則淨對準磁矩Mz會發生旋轉或"傾斜"到x-y平面中 從而產生淨橫向磁矩Mt。這些受激勵的自旋發出一種信號，並且在激勵信號 B,終止之後，可以接收和處理該信號從而形成圖像。
當採用這些信號來產生圖像時，可以使用磁場梯度(Gx、 Gy和Gz)。通 常，通過一系列測量周期對待成像的區域進行掃描，在這些測量周期中上述這 些梯度根據所用的特定局部化方法而變化。每一個測量結果在本領域中都被稱 為"視圖"，並且視圖的個數決定了圖像的解析度。通過使用許多公知的重構 技術之一，將所得的一組接收到的NMR信號、或視圖、或k空間樣本數位化並且對其進行處理以重構圖像。總的掃描時間在部分程度上由測量周期的個數 或為一個圖像而採集的視圖的個數來決定，因此，通過減少採集的視圖的個數， 可以以犧牲圖像質量為代價來減少掃描時間。
用於採集可從中重構出圖像的NMR數據組的一種最常用方法被稱為"傅
裡葉變換"成像技術或"自旋-翹曲"技術。在W.A. Edelstein等人的題為 "Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging"的 文章中討論了這種技術(詳見Physics in Medicine and Biology,巻25，第751-756 頁，1980)。它在採集NMR信號之前使用了一種可變振幅相位編碼磁場梯度 脈衝從而對該梯度方向上的空間信息進行相位編碼。在二維實現方式(2DFT) 中，例如，通過應用沿一個方向的相位編碼梯度(Gy)，在該方向上對空間信息 進行編碼，然後，在與該相位編碼方向正交的一方向上存在讀出的磁場梯度(GJ 的情況下採集一信號。自旋-回波採集期間存在的讀出梯度對正交方向上的空間 信息進行編碼。在典型的2DFT脈衝序列中，在上述掃描期間釆集的視圖序列 中增大相位編碼梯度脈衝Gy的幅值(Gy)。在三維實現方式(3DFT)中，在每 一次信號讀出之前應用第三梯度Gz，以便沿第三軸進行相位編碼。該第二相位 編碼梯度脈衝Gz的幅值也遍歷了上述掃描期間的多個數值。這些2DFT和3DFT 方法按圖2所示直線形式對k-空間進行採樣，並且k-空間樣本位於笛卡爾柵格 上。
最近，如美國專利6,487,435所述，已將投影重構方法用於採集時間分辨 的數據。投影重構方法有時候被稱為"徑向"採集，它自核磁共振成像出現時 就已為人所知。不像傅立葉成像那樣按直線掃描方式對k空間進行採樣(即如 圖2所示)，投影重構方法像圖3所示那樣採集一系列視圖，這些視圖對從k 空間的中心向外延伸的徑向線條進行採樣。對k空間進行採樣所需的視圖的個 數決定了掃描的長度，如果採集的視圖的個數不充足，則在重構出的圖像中會 產生條紋偽像。專利6,487,435中所描述的技術通過採集連續的、帶有交錯視 圖的欠採樣圖像並且在連續的圖像之間共享外圍的k空間數據，減少了上述這 種條紋。
在美國專利6,710,686中，描述了兩種用於從採集的一組k空間投影視圖 中重構出圖像的方法。最普通的方法是將k空間樣本從其徑向採樣軌跡上的位置重新定格到笛卡爾柵格中。然後，通過對重新定格後的k空間樣本進行二維 或三維傅立葉變換，重構出圖像。用於重構圖像的第二種方法是通過對每一
個投影視圖進行傅立葉變換，將上述徑向k空間投影視圖變換到Radon空間。 通過過濾這些信號投影並將它們背投到視場(FOV)中，便從這些信號投影中重 構出一圖像。如本領域公知的那樣，如果採集到的信號投影在數量方面不足以 滿足尼奎斯特(Nyquist)採樣定則，則在重構出的圖像中會產生條紋偽像。
圖4示出了標準背投方法。通過沿箭頭16所示的投影路徑來投影每一個 在分布10中的信號樣本14並使其穿過FOV 12，每一個採集到的信號投影分 布IO便被背投到視場12上。在將每一個信號樣本14投影到FOV12中的過程 中，我們沒有任何關於該受試者的先驗信息，並且假定FOV 12中的NMR信 號是同類的並且信號樣本14應該被均等地分配到投影路徑所穿過的每一個像 素中。例如，圖4示出了投影路徑8，當它穿過在FOV 12中的N個像素時， 它對應於一個信號投影分布10中的單個信號樣本14。在這N個像素之間均等 地分割該信號樣本14的信號值(P):
Sn = (Pxl)/N (1) 其中Sn是在具有N個像素的投影路徑中分配給第n個像素的NMR信號值。
很顯然，FOV 12中NMR信號是同類的這一假定是不正確的。然而，如本 領域公知的那樣，如果對每一個信號分布10進行某些過濾校正，並且以對應 數量的投影角度來採集足夠數量的經濾波的分布，則這一錯誤假定所引起的差 錯達到最小並且圖像偽像得到抑制。在關於圖像重構的典型濾波背投方法中， 對於256X256像素二維圖像而言需要400次投影，而對於256X256X256體元 三維圖像而言則需要203,000次投影。如果使用上述美國專利6，487，435中所描 述的方法，則這些相同的圖像所需的投影視圖的個數可能減小到100 (二維) 和2000 (三維)。
功能性核磁共振成像(fMRI)技術提供了一種用於研究神經元活動的新方 法。常規fMRI檢測腦血量、血流以及氧合等方面的變化，這些都是局部發生的並且與功能性範例所導致的增多的神經元活動相關。如美國專利5,603,322 所描述的那樣，MRI系統被用於在一段時間內採集來自大腦的信號。當大腦執 行任務時，與任務執行同步地調製這些信號以揭示出在執行該任務的過程中涉 及到了大腦的哪些區域。
必須按一定的速率來採集一系列fMRI時間過程圖像，該速率要足夠高以 便看到上述功能性範例所導致的大腦活動的變化。另外，因為神經元活動可能 發生於大腦中廣泛分布的位置處，所以在每一個時間幀中必須採集相對較大的 三維體積或多片體積。目前，單發射EPI脈衝序列常常被用於採集fMRI時間 過程數據。通過使用這種脈衝序列，例如，在幀速率為0.5fps的情況下，可以 採集15個8mm厚的64 x 64像素片。期望同時增大圖像解析度和fMRI圖像的 幀速率。

發明內容
本發明是一種用於採集並重構fMRI圖像的方法，其中在施加刺激或開始 一項任務之後從受試者的大腦中採集到高度欠採樣的圖像幀。圖像幀中的視圖 是交錯的且被組合以便形成合成圖像，在每一個圖像幀的高度約束的重構過程 中使用該合成圖像以增大信噪比("SNR")並減少偽像。
本發明的發現是如果在背投圖像重構過程中使用關於FOV 12中的NMR 信號輪廓的先驗知識而並非假定信號輪廓均勻，則可以用極少的採集到的視圖 來產生高質量圖像幀。參照圖5，例如，FOV 12中的信號輪廓可能會包括像血 管18和20這樣的結構。在這種情況下，當背投路徑8穿過這些結構時，通過 根據該像素位置處的已知NMR信號輪廓對該分配進行加權，從而使信號樣本 14更準確地分配到每一個像素中。結果，信號樣本14的大部分將被分配到與 結構18和20相交的那些像素處。對於具有N個像素的背投路徑8而言，這可 以被表達為
formula see original document page 8
其中P二NMR信號樣本值；以及C。^沿背投路徑第n個像素處的合成圖像的信號值。
公式(2)中的分子利用該合成圖像中對應的NMR信號值來對每一個像素進 行加權，並且分母使該值歸一化，使得所有背投信號樣本反映了圖像幀的投影 和並且並不乘以該合成圖像的和。應該注意到，儘管上述歸一化是在執行背投 之後對每一個像素單獨進行的，但是，在許多臨床應用中，在背投之前對投影 P進行歸一化則更容易。在這種情況下，在按相同視角穿過該合成圖像的投影
過程中，通過除以相應的值Pe，使上述投影P歸一化。歸一化的投影P/Pe被背
投，然後，所得的圖像乘以該合成圖像。
圖6示出了本發明的一個三維實施方式，對應於以視角e和)為特徵的單個
三維投影視圖。該投影視圖經傅立葉變換以形成信號輪廓，並且它是沿軸16 被背投的並且沿背投軸16在距離r處被擴展到Radon平面21中。作為經過濾 的背投(其中投影信號輪廓被過濾且被均勻地分配到連續的Radon平面中)的 替代，沿著軸16，利用合成圖像中的信息將投影信號輪廓值分配到Radon平面 21中。圖6中的合成圖像包含血管18和20。基於合成圖像中相應位置x, y, z 處的強度，將經加權的信號輪廓值存放在Radon平面21中的圖像位置x， y， z 處。這是信號分布值與相應的合成圖像體元值的簡單相乘過程。然後，通過使 該乘積除以從合成圖像中形成的相應圖像空間分布中的分布值，使該乘積歸一 化。用於三維重構的公式是
I(x, y, z) = Z (P(r, 9, (j)) * C(x, y, z)(r,e,w / Pc(r, 6, (j)) (3)
其中求和(2)是在圖像幀中的所有投影上進行的，並且特定Radon平面中的 x, y， z值是用針對該平面合適的r,e，(值處的分布值P(r,e,f)來計算的。Pe(r,e,)) 是來自合成圖像的相應的分布值，而C(x，y,z)(r，e，w是(r,e,))處的合成圖像值。
本發明的另一個發現是該圖像重構方法可以被有利地用在fMRI過程中， 其中當對受試者施加一刺激或引導受試者執行一項特定的任務時，採集一系列 欠採樣的幀圖像。通過使連續的圖像幀釆集過程的視圖相交錯，來自連續的圖 像幀的視圖可以被組合起來並且被用於重構更高質量的合成圖像。然後，在上 述關於每一個圖像幀的高度約束的背投重構過程中，使用該合成圖像。本發明的另一個方面是在fMRI掃描期間用三維混合投影重構脈衝序列採 集到的圖像幀的重構過程。在二維片中，採集投影視圖以便用徑向軌跡對k空 間進行採樣，並且使用相位編碼來採集沿著軸向方向的多個片。針對多個片位 置中的每一個，重構合成圖像，並且在每一個圖像幀中關於二維片的背投重構 過程中使用了這些合成圖像。


圖1是使用本發明的MRI系統的框圖； 圖2是使用傅立葉變換技術進行k空間採樣的圖示； 圖3是使用投影重構技術進行k空間採樣的圖示； 圖4是常規的背投重構方法的圖示；
圖5是根據本發明用於2D PR圖像重構的高度約束的背投方法的圖示；
圖6是用於3DPR圖像重構的高度約束的背投方法的圖示；
圖7是當實踐本發明的較佳實施方式時由圖1的MRI系統所執行的混合
PR脈衝序列的圖示；
圖8是使用圖7的混合脈衝序列進行k空間採樣的圖示；
圖9是根據本發明在fMRI掃描的較佳實施方式中所使用的諸多步驟的流
程圖10是根據圖9的方法的掃描的圖示；
圖11是在圖9的方法中所使用的交錯投影視圖的圖示；
圖12是fMRI圖像重構過程的流程圖，該過程構成了圖9的方法的一部分;
以及
圖13是用於構成圖12的過程的一部分的圖像幀重構過程的流程圖。
具體實施例方式
特別參照圖1，在MRI系統中使用了本發明的較佳實施方式。該MRI系 統包括工作站310，工作站310具有顯示器312和鍵盤314。工作站310包括 處理器316，處理器316是可以運行商用作業系統的商用可編程機器。工作站 310提供操作界面，該界面能夠掃描將要被輸入到該MRI系統中的指示。工作站310耦合到四臺伺服器脈衝序列伺服器318;數據採集伺服器320;
數據處理伺服器322;和數據存儲伺服器23。在較佳實施方式中，數據存儲服 務器23是由工作站處理器316和相關的碟片驅動接口電路來實現的。其餘三 臺伺服器318、 320和322都是通過安裝在單個機箱中且用64位底板總線使其 互連的不同處理器來實現的。脈衝序列伺服器318採用商用微處理器和商用四 工通信控制器。數據採集伺服器320和數據處理伺服器322都採用相同的商用 微處理器，並且數據處理伺服器322還包括一個或多個基於商用並行矢量處理 器的陣列處理器。
工作站310和用於伺服器318、 320和322的每一個處理器都連接到串行 通信網絡。該串行網絡傳輸從工作站310下載到伺服器318、 320和322的數 據，並且它還傳輸在各伺服器之間以及在工作站和伺服器之間傳遞的標籤數 據。此外，在數據處理伺服器322和工作站310之間還提供了高速數據鏈路， 以便將圖像數據傳輸到數據存儲伺服器23。
脈衝序列伺服器318響應於從工作站310中下載的程序單元而工作，以便 操作梯度系統24和RF系統26。產生用於執行指定的掃描所必需的梯度波形， 並將它們應用於梯度系統24，梯度系統24激勵組件28中的梯度線圈，從而產 生用於位置編碼NMR信號的磁場梯度Gx、 Gy和Gz。梯度線圈組件28構成磁 性組件30的一部分，磁性組件30還包括極化磁體32和整體式RF線圈34。
RF激勵波形通過RF系統26而被應用於RF線圈34，從而執行指定的磁 共振脈衝序列。RF系統26接收由RF線圈34所檢測到的響應的NMR信號， 在脈衝序列伺服器318所產生的命令的指揮下，對這些信號進行放大、解調、 濾波和數位化。RF系統26包括RF發射器，該RF發射器產生用在MR脈衝序 列中的多種RF脈衝。該RF發射器響應於來自脈衝序列伺服器318的掃描指示 和指揮，以產生具有期望頻率、相位和脈衝幅值波形的RF脈衝。所產生的RF 脈衝可以應用於整體式RF線圈34，但在本發明的較佳實施方式中，使用美國 專利5,372,137所描述的局部頭線圈來發送RF脈衝並接收所得的NMR信號。
RF系統26還包括一個或多個RF接收器通道，它們可以連接到相應的多 個局部線圈或連接到線圈陣列中相應的多個線圈元件。每一個RF接收器通道 包括RF放大器，用於放大由與之相連的線圈所接收到的NMR信號；以及正交檢測器，用於檢測接收到的NMR信號的I和Q正交分量並使它們數位化。
於是，通過I和Q分量的平方之和的平方根，可以在任何採樣點處確定接收到 的NMR信號的幅值
並且接收到的NMR信號的相位也可以確定-(j) = tan" Q/I.
如上所述，根據本發明的較佳實施方式，使用局部頭線圈來接收受試者大 腦中所產生的NMR信號。
脈衝序列伺服器318也任選地接收來自生理採集控制器36的病人數據。 控制器36接收來自多個與病人相連的不同傳感器的信號，例如，來自電極的 ECG信號或來自肺部的呼吸信號。脈衝序列伺服器318通常使用這類信號將掃 描的性能與受試者的呼吸或心跳同步或者進行"門控"。
脈衝序列伺服器318還連接到掃描室接口電路38，該電路接收來自各種傳 感器的、與病人狀況相關的信號以及來自磁體系統的信號。病人定位系統40 也正是通過掃描室接口電路38來接收各種命令，從而在掃描過程中將病人移 動到期望的位置。
RF系統26所產生的數位化的NMR信號樣本被數據採集伺服器320接收 到。數據採集伺服器320響應於從工作站310下載的描述成分而操作，以便接 收實時的NMR數據並提供緩衝存儲，使得沒有任何數據因數據超載而丟失。 在某些掃描過程中，數據採集伺服器320隻是將採集到的NMR數據傳遞給數 據處理伺服器322。然而，在需要從採集到的NMR數據中獲取信息以便控制 掃描的其它性能的那些掃描過程中，數據釆集伺服器320就被編程為產生這類 信息並且將其傳輸到脈衝序列伺服器318。例如，在預掃描的過程中，採集NMR 數據，並將其用於校準由脈衝序列伺服器318所執行的脈衝序列。同樣，在掃 描過程中，可以採集導航器信號並將其用於調整RF或梯度系統工作參數或用於控制對K空間進行採樣的視圖次序。另外，數據採集伺服器320可用於處理
NMR信號，這些信號被用於檢測在MRA掃描中的造影劑的到達。在所有這些 示例中，數據採集伺服器320採集NMR數據並且實時地對其進行處理，從而 產生用於控制該掃描的信息。
數據處理伺服器322接收來自數據採集伺服器320的NMR數據，並且根 據從工作站310下載的描述成分對其進行處理。這類處理可以包括對原始K 空間NMR數據進行傅立葉變換從而產生兩維或三維圖像；向重構的圖像應用 濾波；對採集到的NMR數據執行背投圖像重構；計算功能性MR圖像；計算 運動或流圖像等。
數據處理伺服器322所重構的圖像又往回傳輸到工作站310，並進行存儲。 實時圖像被存儲在資料庫存儲器高速緩存(未顯示)中，並且從該高速緩存中 將其輸出至操作人員顯示器312或顯示器42，這種顯示器被放置在磁體組件 30附近以便於醫生使用。批模式圖像或選擇的實時圖像被存儲在磁碟存儲設備 44上的主資料庫中。當這類圖像已被重構並被傳輸到存儲設備時，數據處理服 務器322就通知在工作站310上的數據存儲伺服器23。工作站310可以由操作 者使用，以便存檔圖像、產生膠片或通過網絡向其它設備發送圖像。
為了實踐本發明的較佳實施方式，使用投影重構或徑向脈衝序列(比如圖 7所示的那種)來採集NMR數據。這是一種快速梯度-回歸回波脈衝序列，其 中在片-選擇梯度202存在的情況下產生一種選擇性的、非對稱截取的sine RF 激發脈衝200。 RF脈衝200的傾倒角被設為接近用於血液的Ernst角。
如下文更詳細地解釋的那樣，該脈衝序列可以被用於採集多個圓形k空間 平面，如圖8中204、 205、 206、 207和208所示的那樣。當採集多個二維片 時，軸向梯度202是一個板選擇梯度，其後是相位編碼梯度波瓣210和極性相 反的重繞(rewinder)梯度波瓣212。這種軸向相位編碼梯度波瓣210遍歷了上 述掃描期間的多個值，以便從二維k空間平面的每一個中進行採樣。在較佳實 施方式中，五個k空間平面被採樣，使得相應的五個二維片可以被重構，下文 會描述。
兩個面內讀出梯度214和216在NMR回波信號218的採集過程中衰竭， 以便在二維平面204、 205、 206、 207或208中沿徑向軌跡對k空間進行採樣。這些面內梯度214和216垂直於軸向梯度，並且它們彼此垂直。在一次掃描過
程中，它們遍歷一系列的值，以使徑向釆樣軌跡的視角發生旋轉，就如下文更
詳細地描述那樣。每一個面內讀出梯度之前是前置相位調整(prephasing)梯度 波瓣220和222，其後是重繞梯度波瓣224和226。
為了獲得用於BOLD信號對比的強T;加權，較長的TE是期望的。因為也
期望較短的TR以縮短掃描時間，所以使用了回波-移動脈衝序列，其中在任何 TR期間所採集到的MR信號218是由前一個TR中的RF激勵所產生的。如本 領域所知的那樣，通過在激勵脈衝200之後且在信號讀出梯度214和216之前 添加一個擾流器(spoiler)梯度，便實現了這種回波移動。在較佳實施方式中， 該擾流器梯度波瓣(圖中未示出)被添加到片選擇梯度202上的重新描述
(rephrasing)波瓣，並且其值在一組TR上按某一方式變化，使得在自旋激勵 之後合適的回波信號218重新集中兩個或三個TR。關於這種已知的回波移動 技術的詳細描述，請參照Bernstein等人的"Handbook of MRI Pulse S叫uences"
(2004， Elsevier Academic出版)。
對於本領域的技術人員而言，應該很明顯，可以使用除上述較佳的直線軌 跡以外的採樣軌跡，這些較佳的直線軌跡從k空間外圍邊緣上的一點起開始延 伸並且穿過k空間的中心後到達k空間外圍邊緣上相對的一點。 一種變體是採 集部分NMR回波信號218，它沿著沒有橫跨被採樣的k空間體積的整個範圍 的軌跡進行採樣。另一種等價於直線投影重構脈衝序列的變體是沿著彎曲的路 徑而非直線進行採樣。在下列文獻中描述了這種脈衝序列F.E.Boada等人的 "Fast Three Dimensional Sodium Imaging", MRM， 37:706-715， 1997; K.V. Koladia等人的"Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging", Proc. Intl. Soc. Magn. Reson. Med. 13 (2005);以及J.G. Pipe禾P Koladia等人的"Spiral Projection Imaging: a new fast 3D trajectory", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13 (2005)。也應該很明顯，本發明也可以與這些採樣方法的三維以及二維版本 一起使用，並且如下文中所使用的那樣術語"像素"旨在表示二維或三維圖像 中的位置。
在從受試者的大腦中採集MRI數據的同時，通過間歇地刺激處於檢査之中 的受試者或要求受試者間歇地執行一項任務，便執行了fMRI研究。例如，可以用視覺圖案來剌激受試者，或者要求受試者輕敲手指。圖10示出了這種功 能性範例，其中刺激或任務按一定的間隔出現在100所示之處。特別參照圖9
和10,在每一個刺激或任務100開始之前，使用上述脈衝序列，利用MRI系 統來執行基線採集，就像過程框102所示。這是完全採樣採集過程，其中針對 每一個相位編碼片，用IOO個不同的投影視圖採集了 256 x 265像素圖像。
然後，如過程框100所示，施加刺激或開始該任務，並且如104所示，採 集一組圖像幀。更具體地講，在過程框106處，迅速採集高度欠採樣的圖像幀， 其中針對每一個相位編碼片，僅釆集10個投影視圖。儘管個數很少，但是在 每一個片中，採集到的投影視圖都是均勻分布的以便儘可能均勻地對k空間進 行採樣。 一連串這種欠採樣圖像幀被儘可能迅速地採集，直到圖10中110處 所示的BOLD信號響應被完成。在較佳實施方式中，這是5秒時間周期，就像 決定框112所確定的那樣，並且在該時間周期內，隨著BOLD信號110上升到 峰值且回落到基線值，在一連串20個時間間隔中採集了 20個圖像幀。
這些採集到的圖像幀的重要特徵是每一個圖像幀中的投影視圖都是彼此 交錯的。圖11示出了這種交錯，其中點線230表示在一個圖像幀採集過程中 所採集到的投影視圖的k空間採樣，虛線232表示在下一個圖像幀中所採集到 的投影視圖，實線234表示在第三個圖像幀中所採集到的投影視圖。儘管採集 到的圖像幀中的任何一個可以從k空間的中心向外到半徑r處對k空間進行完 全採樣，但是上述三組交錯投影視圖向外到更大的半徑R處對k空間進行採樣。 在每一個刺激/任務周期100之後採集到的20組交錯投影視圖對k空間進行完 全採樣併到達甚至更大的半徑。
採集適當-採樣的基線圖像102，其後施加刺激/任務100並採集圖像幀104， 這一順序被重複，直到該掃描完成了，就像決定框114所確定的那樣。該掃描 繼續到期望的那麼長，如下文所討論的那樣，每一次重複期間所採集到的數據 被平均化以便增大最終的圖像的SNR。在該掃描之後，重構fMRI圖像，就像 過程框116所示的那樣。
fMRI圖像的重構過程使用了本發明以便改善從高度欠採樣的一組k空間 投影視圖中重構出的圖像幀。特別參照圖12，圖像重構過程116中的第一步是 對採集到的基線圖像中所有相應的相位編碼投影視圖求平均，就像過程框150所示。如上所述，在該掃描期間可以採集任何數目的這種基線圖像，並且每一 個中相應的k空間樣本都被平均化以提高穩定的基線大腦圖像的SNR。
然後，進入一循環，其中針對每一個測量周期來重構圖像幀。如過程框152
所示，首先，從圖像幀投影視圖中減去基線圖像信號。這產生了稀疏的數據組，
其中BOLD信號是存在的，但靜止的結構和組織被減去了。這是通過下列過程 實現的從每一個採集到的圖像幀中的10個相位編碼投影視圖的每一個中， 減去基線圖像的相應的相位編碼投影視圖中相應的k空間信號樣本。然後，在 過程框154處，對每一個所得的圖像幀沿其相位編碼軸來執行快速傅立葉逆變 換(IFFT)以便產生五個分立的片，每一個片中有10個k空間投影視圖。如過程 框156所示，針對這五個片的每一個，重構合成圖像。如上所述，在測量周期 內，在每一個片204-208處所採集到的投影視圖是彼此交錯的，使得當它們被 組合成單個k空間數據組時，形成了高度採樣的數據組。通過使用常規的圖像 重構技術，產生了用於每一個片的合成圖像。這可以是經組合的、經傅立葉變 換的合成圖像投影視圖的過濾背投過程，或者經組合的投影視圖可以被重新定 格到笛卡爾柵格，其後是常規的2DFT圖像重構過程。
仍然參照圖12,在配有用於每一個圖像幀片的高質量合成圖像的情況下， 進入一循環，其中每一個圖像幀中的片被重構，就像過程框158所示。下文將 參照圖13來詳細描述這種高度約束的背投過程，當如決定框160所確定的那 樣在當前的測量周期內最後一個圖像幀已被重構時，該系統回到決定框162處 以便利用下一個測量周期中所採集到的數據來重複圖像幀重構過程。當所有採 集到的數據都已被處理時，在過程框164處，連續的測量周期的相應圖像幀中 相應的像素值被平均化，以便產生單組更高質量的圖像幀，這些圖像幀描繪了 在施加刺激或開始一項任務之後一時間間隔期間受試者大腦中多個位置處的 BOLD信號的增大。
特別參照圖13，使用針對一測量周期的相應的片合成圖像，來重構該測量 周期的每一個圖像幀中的二維片。第一步是如過程框170所示，通過傅立葉 變換，將圖像幀k空間投影(在較佳實施方式中是IO個)變換到radon空間。 該結果是一組如圖5所描繪的信號分布10。如過程框172所示，這些信號分布 中的每一個接下來被背投到VOI中，就像圖5中的路徑8所描繪的那樣。如上文參照方程(2)所描述的那樣，用合成圖像對該背投過程進行加權。即，用
合成圖像中同一像素的幅值(Cn)對任何像素(n)處歸一化的背投值(P/Pe)進行加權。
如過程框174所示，背投信號值(Sn)接下來被添加到正被重構的圖像幀。
然後，該系統回到決定框176以便背投下一個信號分布10，就像過程框178和 172所示那樣。因此，所有高度約束的背投信號分布IO的信號值(SJ都被添加
到圖像幀，同時由更高質量的合成圖像中相應的像素值來決定加權。該合成圖 像在質量方面更高，因為它是從更多的投影視圖中重構出的，並且這導致偽像 更少。該合成圖像的質量更高還因為，用於重構它的投影視圖是在很長的時間 跨度內採集到的。通常，圖像幀的SNR正比於其採集持續時間的平方根。本發 明的發現是，通過這種獨特的高度約束的重構過程，便向圖像幀傳遞了更高質 量的合成圖像。
以這種方式利用相應的合成片圖像，來重構當前的圖像幀中的每一個片 204-208，直到所有的片都被重構，就像決定框180處所確定的那樣。
較佳實施方式中的每一幀圖像都是作為相位編碼投影視圖的三維k空間數 據組而被採集的。有許多其它方式利用該合成圖像從這種三維數據組中重構出 幀圖像。在2005年9月22日提交的題為"Highly Constrained Image Reconstruction Method"的共同待批的美國專利申請60/719,554中描述了許多 這種備選方法。
權利要求
1.一種用於產生位於核磁共振成像(MRI)系統的視場(FOV)中的受試者的大腦的圖像的方法，所述方法包括如下步驟a)在受試者中產生大腦活動的一事件之後，在多個間隔的每一個間隔處，用MRI系統採集一組投影視圖；b)用多個間隔期間所採集到的投影視圖來產生合成圖像，其中這些投影視圖是彼此交錯的；c)在每一個間隔處通過下列過程來重構圖像幀c)i)將所述間隔處採集到的一組投影視圖背投到FOV中，並且用合成圖像中相應的像素的值對被背投到每一個圖像像素中的值進行加權；和c)ii)對用於每一個圖像像素的背投值進行求和。
2. 如權利要求1所述的方法，其特徵在於，在步驟c)i)中按下式來計算每一 個圖像像素背投值Sn:formula see original document page 2其中P二被背投的投影視圖值； Cn二合成圖像中相應的像素值； S。二沿背投路徑第n個像素的值；以及 N二沿背投路徑的像素的總數。
3. 如權利要求1所述的方法，其特徵在於，還包括d) 採集基線圖像，該基線圖像由在所述事件未產生大腦活動的時間周期內所 採集的投影視圖構成；以及e) 在執行步驟b)和c)之前，從步驟a)中所採集到的相應的投影視圖中減去基 線圖像投影視圖。
4. 如權利要求l所述的方法，其特徵在於，步驟C)包括在背投所述視圖之 前，對每一個投影視圖進行傅立葉變換。
5. 如權利要求l所述的方法，其特徵在於，步驟a)是在混合2D PR脈衝序列 的引導下執行的，並且每一組投影視圖是由用於描繪受試者的相應多個片的多個投 影視圖子集構成的。
6. 如權利要求5所述的方法，其特徵在於，步驟b)包括產生用於所述多個片中的每一個的合成圖像。
7. 如權利要求6所述的方法，其特徵在於，步驟c)包括在每一個片處利用與該片相對應的合成圖像來重構受試者的圖像。
8. 如權利要求1所述的方法，其特徵在於，重複步驟a)、 b)和c)，並且該方 法還包括d)在每一個間隔處，對重構出的圖像幀求平均。
9. 一種用於產生位於核磁共振成像(MRI)系統的視場(FOV)中的受試者 的圖像的方法，所述方法包括如下步驟a) 在產生大腦活動的一事件之後，在多個間隔處，用MRI系統採集關於受試 者的大腦的一組視圖；b) 用步驟a)中在多個間隔處所採集到的投影視圖來重構合成圖像，其中用於 形成合成圖像的所述投影視圖是交錯的；以及C)在每一個間隔處通過下列過程來重構圖像幀c)i)從步驟a)中所述間隔期間所採集到的投影視圖中，產生圖像數據組；和c)ii)利用該圖像數據組來產生受試者的大腦的圖像幀，並且用合成圖像中相應的像素值對每一個圖像像素位置進行加權。
10. 如權利要求9所述的方法，其特徵在於，步驟a)包括在每一個間隔期間採 集多個相位編碼投影視圖，步驟b)包括重構用於每一個相位編碼的合成圖像，並 且這些合成圖像被用在步驟c)中以便重構該受試者的所述圖像幀。
11. 如權利要求9所述的方法，其特徵在於，步驟C)ii)包括將圖像數據組中 的投影視圖背投到FOV中，並且用合成圖像中相應的像素的值對被背投到每一個 圖像像素中的值進行加權。
12. 如權利要求11所述的方法，其特徵在於，圖像數據組中的投影視圖是用 合成圖像的相應的投影視圖來歸一化的。
全文摘要
在fMRI研究期間對MR數據的採集過程使用了一種混合PR脈衝序列來採集投影視圖，從中可重構出多片圖像幀，這些圖像幀描繪了對所施加的刺激或所執行的任務的BOLD響應。在每一個片處，利用來自所有採集到的圖像幀的經組合的交錯投影視圖，來重構合成圖像。通過使用高度約束的背投，這些合成圖像被用於重構高度欠採樣的圖像幀。
文檔編號G01R33/561GK101287996SQ200680034796
公開日2008年10月15日 申請日期2006年9月21日 優先權日2005年9月22日
發明者C·A·米斯特塔, W·F·布洛克 申請人:威斯康星校友研究基金會