磁共振成像系統(tǒng)和磁共振成像方法

磁共振成像系統(tǒng)和磁共振成像方法
【專利摘要】提供了一種磁共振成像系統(tǒng)和磁共振成像方法。所述磁共振成像（MRI）方法包括：將選擇梯度和包括多個頻率分量的射頻（RF）脈沖施加于目標，以同時激發(fā)包括在至少兩個組的每一個中的多個子體積，其中，以使構(gòu)成目標的體積的所有子體積的任意相鄰子體積屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組；通過對每個激發(fā)的子體積執(zhí)行3D編碼來從所述多個子體積獲取磁共振信號；將獲取的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
【專利說明】磁共振成像系統(tǒng)和磁共振成像方法
[0001]本申請要求于2012年10月23日提交至韓國知識產(chǎn)權(quán)局的第10-2012-0117906號韓國專利申請和于2012年11月14日提交至韓國知識產(chǎn)權(quán)局的第10-2012-0129106號韓國專利申請的權(quán)益，所述專利申請的公開通過引用完整地合并于此。
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0002]本公開涉及用于磁共振成像的方法和設(shè)備。
【背景技術(shù)】
[0003]磁共振成像(MRI)系統(tǒng)可通過使用由磁力產(chǎn)生的磁場獲得人體的生物組織的圖像。此外，MRI系統(tǒng)將高頻信號施加于生物組織以從生物組織產(chǎn)生共振現(xiàn)象，并將梯度施加于生物組織以獲得關(guān)于生物組織的空間信息。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0004]提供用于磁共振成像的方法和設(shè)備，所述方法和設(shè)備在減少掃描時間的同時重建高分辨率圖像數(shù)據(jù)。
[0005]提供一種非暫時性計算機可讀存儲介質(zhì)，其上存儲有當被計算機執(zhí)行時執(zhí)行以上方法的程序。
[0006]其它方面將在以下描述中被部分闡述，并且從描述中部分將是顯然的，或者可通過呈現(xiàn)的實施例的實施來得知。
[0007]根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的一方面，一種磁共振成像(MRI)方法包括:將選擇梯度和包括多個頻率分量的射頻(RF)`脈沖施加于目標，以同時激發(fā)包括在至少兩個組的每一個中的多個子體積，其中，以使構(gòu)成目標的體積的所有子體積的任意相鄰子體積屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組；通過對每個激發(fā)的子體積執(zhí)行3D編碼來從所述多個子體積獲取磁共振信號；將獲取的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
[0008]根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的另一方面，一種磁共振成像(MRI)方法包括:通過將預(yù)定脈沖序列施加于目標來重建圖像數(shù)據(jù)，其中，所述圖像數(shù)據(jù)與包括在至少兩個組的任意一個中的多個子體積中的每一個對應(yīng)，其中，以使構(gòu)成目標的體積的多個子體積的任意相鄰子體積屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組；確定是否對構(gòu)成目標的所有組執(zhí)行了圖像數(shù)據(jù)的重建；當對構(gòu)成目標的所有組執(zhí)行了圖像數(shù)據(jù)的重建時，通過將與包括在構(gòu)成目標的每個組中的多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)進行融合來產(chǎn)生3D體積圖像。
[0009]根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的另一方面，一種非暫時性計算機可讀存儲介質(zhì)在其上存儲有當被計算機執(zhí)行時執(zhí)行以上方法的程序。
[0010]根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的另一方面，一種磁共振成像(MRI)系統(tǒng)包括:MRI掃描設(shè)備，用于將選擇梯度和包括多個頻率分量的射頻(RF)脈沖施加于目標，以同時激發(fā)包括在至少兩個組的每一個中的多個子體積，并通過對每個激發(fā)的子體積執(zhí)行3D編碼來從所述多個子體積獲取磁共振信號，其中，以使構(gòu)成目標的體積的所有子體積的任意相鄰子體積屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組；數(shù)據(jù)處理設(shè)備，用于將獲取的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0011]通過下面結(jié)合附圖對實施例進行的描述，這些和/或其它方面將變得清楚和更易于理解，在附圖中:
[0012]圖1示出根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的實施例的磁共振成像(MRI)系統(tǒng)的示例；
[0013]圖2A和圖2B示出將多個子體積進行分組的方法；
[0014]圖3示出用于每組的多體積成像技術(shù)；
[0015]圖4示出根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的另一實施例的MRI系統(tǒng)的示例；
[0016]圖5示出施加于目標的脈沖序列的示例；
[0017]圖6示出根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的實施例的被同時激發(fā)的子體積的示例；
[0018]圖7示出根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的實施例的圖像數(shù)據(jù)的重建工作的示例；
[0019]圖8是用于解釋根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的實施例的MRI方法的示例的流程圖。
【具體實施方式】
[0020]現(xiàn)在將詳細參考實施例，在附圖中示出實施例的示例，其中，相同的標號始終表示相同的元件。在這方面，本實施例可具有不同的形式，并且不應(yīng)被解釋為限于在此闡述的描述。因此，以下通過參照附圖僅描述實施例以解釋本描述的各個方面。
[0021]如在此使用的術(shù)語“和/或”包括一個或多個相關(guān)列出項的任意和所有組合。當諸如“…中的至少一個”的表達在一列元素之后時，其修飾整列元素而不修飾列中的單個元素。
[0022]圖1示出根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的實施例的磁共振成像(MRI)系統(tǒng)100的示例。參照圖1，MRI系統(tǒng)100包括MRI掃描設(shè)備110和數(shù)據(jù)處理設(shè)備120。
[0023]圖1的MRI系統(tǒng)100僅示出了與本實施例有關(guān)的組成元件。因此，本發(fā)明構(gòu)思所屬領(lǐng)域的普通技術(shù)人員要理解的是，還包括除了圖1的組成元件之外的通用組成元件。
[0024]MRI系統(tǒng)100以無創(chuàng)性方法獲得包括關(guān)于目標的生物組織的信息的圖像。例如，MRI系統(tǒng)100可通過使用由磁力產(chǎn)生的磁場來獲得目標的診斷圖像，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。此外，目標可包括人體、大腦、脊椎、心臟、肝臟、胚胎等，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。此外，MRI系統(tǒng)100可包括結(jié)合了另一醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)(諸如正電子發(fā)射斷層掃描(PET))的混合MRI系統(tǒng)。
[0025]MRI掃描設(shè)備110從構(gòu)成目標的體積的多個子體積獲得磁共振信號。所述多個子體積中的每一個可包括預(yù)定數(shù)量的切片。所述預(yù)定數(shù)量可根據(jù)目標的特性或操作環(huán)境自動地確定或由用戶確定。此外，每個切片的厚度可根據(jù)目標的特性或操作環(huán)境自動地確定或由用戶確定。
[0026]例如，為了同時激發(fā)包括在至少兩個組中的每一個中的多個子體積，MRI掃描設(shè)備110將選擇梯度和包括多個頻率分量的射頻(RF)脈沖施加于目標，對激發(fā)的子體積中每一個執(zhí)行3D編碼，并從子體積獲得磁共振信號，這里，以使任意相鄰子體積可屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組。[0027]MRI掃描設(shè)備110將選擇梯度和包括多個頻率分量的RF脈沖施加于位于靜磁場中的目標。因此，包括在至少兩個組中的每一個中的構(gòu)成目標的體積的多個子體積被同時激發(fā)，其中，以使多個字體積中的任意相鄰子體積可屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組。當所述至少兩個組包括第一組至第N組時，構(gòu)成目標的體積的各個子體積被依次且迭代地包括在第一組至第N組中，其中，“N”是等于或大于2的自然數(shù)。當子體積包括第一子體積至第S子體積時，子體積中的每一個被依次包括在第一組至第N組中，因此，第一子體積被包括在第一組中，第二子體積被包括在第二組中，并且第N子體積被包括在第N組中。迭代地，第(N+1)子體積被包括在第一組中，第(N+2)子體積被包括在第二組中，第2N子體積被包括在第N組中。因此，第一子體積至第S子體積中的每一個可以以使得任意相鄰子體積可屬于不同組的方式被分組。
[0028]可基于任意一個方向依次設(shè)置構(gòu)成目標的第一子體積至第S子體積。例如，考慮將選擇梯度施加于目標的方向的標準，第一個子體積可以是第一子體積，最后的子體積可以是第S子體積。當相對于X軸、y軸和z軸定義目標的體積時，施加選擇梯度的方向可以是Z軸,但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。例如，X軸可表示矢狀面方向，y軸可表示冠狀面方向，z軸可表不軸向面方向、橫向面方向或切片方向。
[0029]以下參照圖2A和圖2B描述至少兩個組的示例，其中，以使得構(gòu)成目標的體積的多個子體積的任意相鄰子體積可屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組。
[0030]MRI掃描設(shè)備110將選擇梯度和包括多個頻率分量的RF脈沖施加于目標，使得包括在所述至少兩個組中的第一組中的多個子體積被同時激發(fā)。RF脈沖中的每一個可具有不同相位。
[0031 ] 在同時激發(fā)M數(shù)量的子體積的示例中，施加于目標的RF脈沖可以是通過根據(jù)指定的子體積的數(shù)量M對單個體積選擇RF脈沖進行調(diào)制所獲得的多頻帶RF脈沖。
[0032]在另一示例中，施`加于目標的RF脈沖可以是按照用于激發(fā)M數(shù)量的指定子體積的Hadamard編碼方法或相位偏移多平面體積成像方法的空間編碼RF脈沖。
[0033]因此,每個RF脈沖可具有頻率偏移或者具有頻率偏移和相位偏移兩者。例如,根據(jù)本實施例的RF脈沖可通過等式I定義。
[0034]Ψ(0=Α Σ[等式 I]
[0035]在等式I中，“ Ψ⑴”表示RF脈沖，“A”表示常數(shù)，“m”表示被同時激發(fā)的M數(shù)量的子體積中的第m子體積，“Y”表示旋磁比，“G”表示梯度，“D”表示子體積的厚度，“d(m)”表示第m子體積的位置，“cp(m)”表示第m子體積的相位，“t”表示時間。例如，等式I中的梯度G可以是大約lKHz/cm，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。由于對RF脈沖執(zhí)行頻率調(diào)制和相位調(diào)制，因此可在RF脈沖上實現(xiàn)頻率偏移和相位偏移。此外，由于RF脈沖具有不同相位，因此可執(zhí)行RF相位編碼。
[0036]在實現(xiàn)頻率偏移的示例中，當沿預(yù)定軸向方向?qū)⑦x擇梯度施加于位于靜磁場中的目標時,MRI掃描設(shè)備110可將包括頻率分量的RF脈沖施加于目標,其中，所述頻率分量與包括在第一組中的每個子體積的Lamor頻率對應(yīng)。
[0037]Lamor頻率是原子核磁矩的旋進頻率。原子核由于旋轉(zhuǎn)運動而具有磁矩或磁偶極矩。當原子周圍不存在外部磁場時，原子核的磁矩是隨機的，即，沒有恒定方向。當原子位于靜磁場中時，原子核沿靜磁場方向排列以轉(zhuǎn)移到較低的能量狀態(tài)。此時，隨著原子核旋轉(zhuǎn)，原子核的磁矩執(zhí)行旋進運動。原子核的磁矩的旋進頻率被稱為Lamor頻率。例如，可通過旋磁比與外部施加的磁場的強度相乘來確定Lamor頻率。
[0038]MRI掃描設(shè)備110施加選擇梯度以將基于預(yù)定方向線性變化的磁場分布在位于靜磁場中的目標中，并施加包括頻率分量的RF脈沖以同時激發(fā)包括在第一組中的子體積，其中，所述頻率分量與包括在第一組中的每個子體積的Lamor頻率對應(yīng)。
[0039]參照圖1和圖5，MRI掃描設(shè)備110將梯度513、514和516施加于目標以對被RF脈沖511激發(fā)的子體積中的每一個執(zhí)行3D編碼，并將選擇梯度512施加于目標。例如，MRI掃描設(shè)備110可通過將針對第一方向的第一編碼梯度513、針對第二方向的第二編碼梯度514和針對第三方向的頻率編碼梯度516施加于目標來執(zhí)行3D編碼，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。第一方向和第二方向中的任意一個可以與施加選擇梯度512的方向相同。
[0040]例如，第一編碼梯度513、第二編碼梯度514和頻率編碼梯度516可被施加于目標以分別提供關(guān)于I軸方向上的位置的信息、關(guān)于z軸方向上的位置的信息以及關(guān)于X軸方向上的位置的信息。因此，第一編碼梯度513可執(zhí)行y軸相位編碼，第二編碼梯度514可執(zhí)行z軸切片編碼或切片方向編碼。以下參照圖3描述z軸切片編碼。
[0041]返回參照圖1，MRI掃描設(shè)備110可通過將頻率編碼梯度施加于目標來從子體積讀出磁共振信號。頻率編碼梯度可以是讀出梯度。例如，MRI掃描設(shè)備110可將讀出梯度施加于目標以對磁共振信號米樣。當讀出梯度被施加于目標時，關(guān)于施加選擇梯度的方向的梯度可不被施加，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。當選擇梯度沿z軸方向被施加時，讀出梯度可沿X軸方向被施加。
[0042]在梯度 回波方法的示例中，施加于目標的讀出梯度的極性可從負改變?yōu)檎?。為此，隨著具有負極性的讀出梯度被施加于目標，原子核的旋轉(zhuǎn)產(chǎn)生相移。此外，隨著具有正極性的讀出梯度被施加于目標，原子核的旋轉(zhuǎn)被重新定相與產(chǎn)生相移的量那樣多。由于根據(jù)極性從負改變?yōu)檎淖x出梯度重新聚焦，因此可獲得具有相同頻率的磁共振信號。為此，由于隨著在MRI掃描設(shè)備110中獲得具有相同頻率的磁共振信號而沒有產(chǎn)生傾斜，因此MRI掃描設(shè)備110可產(chǎn)生高分辨率圖像。
[0043]在旋轉(zhuǎn)回波方法中，例如，被施加于目標的讀出梯度可具有正極性。在此情況下，MRI掃描設(shè)備110可將用于重新聚焦的180°脈沖施加于目標。
[0044]MRI掃描設(shè)備110對激發(fā)的子體積中的每一個執(zhí)行3D編碼，并從子體積獲得磁共振信號。子體積可指示包括在第一組中的由RF脈沖和選擇梯度激發(fā)的子體積。例如，MRI掃描設(shè)備110可通過使用多通道接收線圈獲得磁共振信號，并且獲得的磁共振信號可以是通過讀出梯度獲得的信號。
[0045]數(shù)據(jù)處理設(shè)備120將從MRI掃描設(shè)備110獲得的磁共振信號重建為與子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。例如，數(shù)據(jù)處理設(shè)備120可通過使用考慮多通道接收線圈的通道信息的并行成像算法來將磁共振信號重建為圖像數(shù)據(jù)。多通道接收線圈的通道信息可指示多通道接收線圈中的每一個的線圈靈敏度。然而，本發(fā)明構(gòu)思不限于此，數(shù)據(jù)處理設(shè)備120可通過使用考慮關(guān)于RF線圈的電流元素的信息的并行成像算法來將磁共振信號重建為圖像數(shù)據(jù)。
[0046]另外，關(guān)于子體積的信息在從多通道接收線圈中的每一個獲得的磁共振信號中重疊。因此，數(shù)據(jù)處理設(shè)備120可根據(jù)關(guān)于子體積的重疊的信息將磁共振信號重建為與子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)，其中，所述關(guān)于子體積的重疊的信息通過使用考慮多通道接收線圈的通道信息的并行成像算法被分離。并行成像算法可使用靈敏度編碼(SENSE)、廣義自動校準部分并行獲得(GRAPPA)、空間諧波的同時獲得(SMASH)和具有局部靈敏度的部分并行成像(PILS)。
[0047]因此，數(shù)據(jù)處理設(shè)備120可考慮根據(jù)并行成像算法的解混疊技術(shù)以及多通道接收線圈的通道信息將重疊了子體積的信息的磁共振信號進行分離，并將所述磁共振信號重建為與子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
[0048]依據(jù)根據(jù)本實施例的MRI系統(tǒng)100，由于包括在至少兩個組中的第一組中的子體積被同時激發(fā)，因此當磁共振圖像掃描速度增加時，可產(chǎn)生具有高信噪比(SNR)的高分辨率3D體積圖像，這里，以構(gòu)成目標的體積的子體積中的任意相鄰子體積可屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組。
[0049]圖2A和圖2B示出將多個子體積分組的方法。在圖2A和圖2B中，為便于解釋，以使得構(gòu)成目標的體積的多個子體積的任意相鄰子體積可屬于不同組的方式劃分兩個組。然而，本發(fā)明構(gòu)思不限于此，可包括三個或更多個組。
[0050]參照圖2A，示出了第一組211和第二組212，并且第一組211和第二組212中的每一個包括三個子體積。包括在第一組211和第二組212的每一個中的每個子體積被示出包括堆疊的四個切片。然而，本發(fā)明構(gòu)思不限于此，子體積可包括堆疊的至少兩個切片。
[0051]與激發(fā)以切片為單位的橫截面的2D MRI技術(shù)相比，激發(fā)堆疊的切片形式的子體積的方法可根據(jù)產(chǎn)生相鄰圖像之間的切片間間隙來防止圖像信息的遺漏。
[0052]此外，參照圖2A，第一子體積201、第三子體積203和第五子體積205被包括在第一組211中，第二子體積202、第四子體積204和第六子體積206被包括在第二組212中。因此，MRI掃描設(shè)備110將RF脈沖和選擇梯度施加于目標，以使包括在第一組211中的子體積201、203和205被同時激發(fā)。此外，在用于第一組211的圖像數(shù)據(jù)重建工作完成之后，MRI掃描設(shè)備110將RF脈沖和選擇梯度施加于目標，以使包括在第二組212中的子體積202、204和206被同時激發(fā)。
[0053]另外，MRI掃描設(shè)備110可將第一 RF脈沖和第一選擇梯度施加于目標，以使包括在第一組211中的子體積201、203和205被同時激發(fā)。第一 RF脈沖可包括多個頻率分量。所述多個頻率分量可包括用于激發(fā)第一子體積201的第一頻率分量、用于激發(fā)第三子體積203的第二頻率分量和用于激發(fā)第五子體積205的第三頻率分量。另外，具有多個頻率分量的第一 RF脈沖中的每一個可具有不同相位。為此，第一 RF脈沖可具有頻率偏移和相位偏移。在此情況下，第一子體積201可被第一 RF脈沖中的具有第一頻率分量和第一相位的RF脈沖激發(fā)，第三子體積203可被第一 RF脈沖中的具有第二頻率分量和第二相位的RF脈沖激發(fā)，并且第五子體積205可被第一 RF脈沖中的具有第三頻率分量和第三相位的RF脈沖激發(fā)。
[0054]在激發(fā)包括在第一組211中的子體積201、203和205之后，MRI掃描設(shè)備110可將第二 RF脈沖和第二選擇梯度以相同的方式施加于目標，從而包括在第二組212中的子體積202、204和206可被同時激發(fā)。
[0055]圖2B示出第一組221和第二組222。參照圖2B，相對于z軸方向的第一子體積、第三子體積、第五子體積和第七子體積可被包括在第一組221中，相對于z軸方向的第二子體積、第四子體積、第六子體積和第八子體積可被包括在第二組222中。在此情況下，當針對第一方向的第一編碼梯度(例如，相位編碼梯度)和針對第二方向的第二編碼梯度(例如，切片編碼梯度)被施加于目標使得圖1的MRI掃描設(shè)備110執(zhí)行3D編碼時，第一方向和第二方向可以分別是y軸方向和z軸方向。
[0056]同時激發(fā)子體積的方法可減少用于針對第二方向執(zhí)行切片編碼的時間。針對第二方向執(zhí)行切片編碼的次數(shù)可與包括在每組中的子體積的數(shù)量成比例地減少。如圖2B中所示，例如，當在第一組221和第二組222的每一個中包括四個子體積時，與不執(zhí)行分組的情況相比，針對z軸方向執(zhí)行切片編碼的次數(shù)可減少至1/4。隨著掃描時間減少，MRI系統(tǒng)100可快速地產(chǎn)生高分辨率3D全體積圖像。
[0057]圖3示出用于每組的多體積成像技術(shù)。參照圖3的示出了子體積被同時激發(fā)的部分31，包括在第一組311中的子體積被同時激發(fā)，包括在第二組312中的子體積也被同時激發(fā)。當分組的數(shù)量是η并且被同時激發(fā)的子體積的數(shù)量是M時，目標的總體積被劃分為MXη，在此狀態(tài)下可執(zhí)行3D MR10參照圖3，在第一組311和第二組312的每一個中包括三個子體積，因此，在被劃分為6個部分的狀態(tài)下目標被掃描為3D磁共振圖像。
[0058]此外，參照示出了 ζ軸編碼的部分32，如321所示針對第一組311執(zhí)行ζ軸編碼，如322所示針對第二組312執(zhí)行ζ軸編碼。
[0059]假設(shè)針對X軸方向執(zhí)行頻率編碼，針對y軸方向執(zhí)行相位編碼，針對z軸方向執(zhí)行切片編碼。當構(gòu)成目標的子體積未被分組為多個組時，假設(shè)針對目標的總體積執(zhí)行z軸切片編碼的次數(shù)是Nz，則因為MRI系統(tǒng)100通過將目標的總體積劃分為MXn來執(zhí)行3D MRI,所以執(zhí)行z方向切片編碼的次數(shù)是Nz/(M)。
[0060]因此，當構(gòu)成目標 的子體積未被分組為多個組時，假設(shè)針對目標的總體積執(zhí)行y軸相位編碼的次數(shù)是Ny，針對目標的總體積執(zhí)行z軸切片編碼的次數(shù)是Nz，并且針對目標的總體積的總掃描時間是TA=(Ny) X (Nz)，則在根據(jù)本實施例的MRI系統(tǒng)100中，針對目標的總體積的總掃描時間是TA' = (Ny) X ((Nz) / (M)) =TA/M。
[0061]然而，上述在MRI系統(tǒng)100中執(zhí)行編碼的次數(shù)和總掃描時間可以分別是根據(jù)本實施例的最小編碼次數(shù)和最小總掃描時間。例如，當存在子體積重疊的區(qū)域時，針對z軸方向的切片編碼次數(shù)可大于Nz/(M)，相應(yīng)地，總掃描時間可能增加。
[0062]為此，由于根據(jù)本實施例的MRI技術(shù)在同時激發(fā)切片堆疊形式的子體積的同時執(zhí)行3D編碼，因此執(zhí)行z軸編碼的次數(shù)減少，從而獲得目標的總體積圖像所需的掃描時間可減少。此外，隨著以切片堆疊形式的子體積為單位執(zhí)行3D編碼，當以切片為單位執(zhí)行2D編碼時沿多個方向執(zhí)行MRI以消除切片之間的間隙可以不是必需的。
[0063]圖4示出根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的另一實施例的MRI系統(tǒng)100。參照圖4，MRI系統(tǒng)100包括MRI掃描設(shè)備110、數(shù)據(jù)處理設(shè)備120和用戶接口單元130。MRI掃描設(shè)備110包括控制單元111、RF驅(qū)動單元112、梯度驅(qū)動單元113、磁體設(shè)備114和信號獲取單元115。磁體設(shè)備114包括磁力產(chǎn)生單元1141、RF線圈1142和梯度線圈1143。數(shù)據(jù)處理設(shè)備120包括重建單元122和合成單元124。用戶接口單元130包括輸入設(shè)備132和顯示設(shè)備134。與圖1的MRI系統(tǒng)100相關(guān)的描述可應(yīng)用于圖4的MRI系統(tǒng)100，在此省略任何冗余的描述。
[0064]MRI系統(tǒng)100以無創(chuàng)性方式獲得包括關(guān)于目標的生物組織的信息的圖像。所述圖像可以是3D體積圖像，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。MRI掃描設(shè)備110通過將預(yù)定脈沖序列施加于目標來獲取從目標輻射的磁共振信號。
[0065]控制單元111控制MRI掃描設(shè)備110的整體操作。例如，控制單元111可控制RF驅(qū)動單元112、梯度驅(qū)動單元113、磁體設(shè)備114和信號獲取單元115。RF驅(qū)動單元112控制RF線圈1142，梯度驅(qū)動單元113控制梯度線圈1143。
[0066]磁體設(shè)備114將磁場、RF脈沖和梯度施加于目標,并從目標獲取磁共振信號。為了測量目標的磁特性，磁體設(shè)備114可存在于與外部空間屏蔽的空間中。然而，本發(fā)明構(gòu)思不限于此，磁體設(shè)備114可以被實現(xiàn)為開放式類型。
[0067]磁力產(chǎn)生單元1141產(chǎn)生磁力以使目標位于靜磁場中。
[0068]RF線圈1142將包括多個頻率分量的RF脈沖施加于目標，并從目標獲取磁共振信號。RF線圈1142可包括發(fā)送RF線圈和接收RF線圈中的全部或者包括收發(fā)RF線圈。在以下描述中，為便于解釋，通過被分類為RF發(fā)送線圈和RF接收線圈來描述RF線圈1142,但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。
[0069]從RF線圈1142的RF發(fā)送線圈施加于目標的RF脈沖可包括全部的多頻帶RF脈沖或空間編碼RF脈沖。RF線圈1142的RF接收線圈從目標獲取信號，并將獲取的信號輸出到數(shù)據(jù)處理設(shè)備120。RF接收線圈可以是多通道接收線圈。例如，RF接收線圈可以是包括32個通道的多通道接收線圈，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此。
[0070]梯度線圈1143將選擇梯度、第一編碼梯度、第二編碼梯度和頻率編碼梯度施加于目標。例如，梯度線圈1143包括用于施加選擇梯度和第二編碼梯度的z線圈、用于施加頻率編碼梯度的X線圈和用于施加第一編碼梯度的I線圈。
[0071]以下參照圖5詳細地描述由RF線圈1142和梯度線圈1143施加于目標的信號的脈沖序列。
[0072]信號獲取單元115獲取從RF線圈1142輸出的磁共振信號以執(zhí)行預(yù)定工作。例如，信號獲取單元115可被實現(xiàn)為用于放大獲取的磁共振信號的放大器、用于對放大的磁共振信號進行解調(diào)的解調(diào)器以及用于將解調(diào)的磁共振信號轉(zhuǎn)換為數(shù)字形式的模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器(ADC)。此外，信號獲取單元115還可包括用于存儲轉(zhuǎn)換為數(shù)字形式的磁共振信號的存儲器。
[0073]數(shù)據(jù)處理設(shè)備120對從MRI掃描設(shè)備110輸出的磁共振信號執(zhí)行預(yù)定處理。
[0074]重建單兀122將從MRI掃描設(shè)備110輸出的磁共振信號重建為與每個子體積對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。此外，為了執(zhí)行重建工作，重建單元122可使用從MRI掃描設(shè)備110輸出的磁共振信號構(gòu)造k空間，并對構(gòu)成k空間的k空間數(shù)據(jù)執(zhí)行傅里葉變換。k空間數(shù)據(jù)包括關(guān)于重疊形式的子體積的圖像數(shù)據(jù)。
[0075]詳細地，在重建工作中，多通道接收線圈針對全部激發(fā)的子體積接收重疊圖像的磁共振信號?？紤]多通道接收線圈的通道信息，重建單元122將重疊圖像的磁共振信號分離為每個子體積的圖像數(shù)據(jù)。另外，當從RF線圈1142施加于目標的每個RF脈沖具有不同相位時，重建單元122還可考慮多通道接收線圈的通道信息和每個RF脈沖的相位。
[0076]并行成像算法是對隨著用于獲取信號的采樣線的數(shù)量減少而發(fā)生混疊的信號解混疊以提高掃描速度的技術(shù)。例如， 并行成像算法包括SENSE技術(shù)和GRAPPA技術(shù)，其中，SENSE技術(shù)使用與每個多通道接收線圈的通道信息對應(yīng)的線圈場靈敏度，GRAPPA技術(shù)通過使用自動校準信號(ACS)核來估計獲取的磁共振信號周圍的未獲取的信號線的值。重建單元122通過使用并行成像算法的解混疊技術(shù)和多通道接收線圈的通道信息來將重疊的磁共振信號重建為與每個子體積對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)，以下參照圖7對此進行詳細描述。
[0077]合成單元124將由重建單元122重建的圖像數(shù)據(jù)進行合成。合成可涉及融合工作。例如，當目標被劃分為第一組和第二組時，MRI掃描設(shè)備110將選擇梯度和包括多個頻率分量的RF脈沖施加于目標以同時激發(fā)包括在第一組中的子體積，對激發(fā)的子體積中的每一個執(zhí)行3D編碼，并從子體積獲取磁共振信號。重建單元122將獲取的磁共振信號重建為與包括在第一組中的每個子體積對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。以相同的方式，MRI掃描設(shè)備110從包括在第二組中的子體積獲取磁共振信號，重建單元122將獲取的磁共振信號重建為與包括在第二組中的每個子體積對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。合成單元124可將與包括在第一組中的每個子體積對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)和與包括在第二組中的每個子體積對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)進行合成，并產(chǎn)生目標的總體積圖像。
[0078]用戶接口單元130從用戶獲取輸入信息，并顯示輸出的信息。雖然為便于解釋，輸入設(shè)備132和顯示設(shè)備134在圖4中分開，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此，輸入設(shè)備132和顯示設(shè)備134可被合并于一體。
[0079]輸入設(shè)備132從用戶獲取用于選擇磁共振圖像的分辨率和每個切片的厚度的輸入信息。顯示設(shè)備134顯示由合成單元124產(chǎn)生的目標的總體積圖像以及關(guān)于目標的總體積圖像的感興趣區(qū)域的圖像。雖然圖4示出了 MRI系統(tǒng)100包括顯示設(shè)備134，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此，可在MRI系統(tǒng)100的外部提供顯示設(shè)備134。
[0080]圖5示出施加于目標的脈沖序列51的示例。參照圖4和圖5，RF脈沖511和選擇梯度512被施加于目標以同時激發(fā)包括在構(gòu)成目標的多個組的第一組中的子體積。RF線圈1142可將RF脈沖511施加于目標，梯度線圈1143可通過使用z線圈來施加選擇梯度512。
[0081]為了對激發(fā)的子體積執(zhí)行3D編碼，第一編碼梯度513和第二編碼梯度514被施加于目標。可通過梯度線圈1`143的y線圈和z線圈來施加第一編碼梯度513和第二編碼梯度514中的每一個。在此情況下，第一編碼梯度513針對y軸方向執(zhí)行相位編碼，第二編碼梯度514針對z軸方向執(zhí)行切片編碼。
[0082]此外，頻率編碼梯度515可與第一編碼梯度513和第二編碼梯度514 —起被另外施加，但是本發(fā)明構(gòu)思不限于此?？赏ㄟ^梯度線圈1143的X線圈施加頻率編碼梯度515。
[0083]為了從子體積讀出磁共振信號，將頻率編碼梯度516施加于目標。通過梯度線圈1143的X線圈施加頻率編碼梯度516。為此，由于在施加第一編碼梯度513和第二編碼梯度514之后施加頻率編碼梯度515，因此MRI掃描設(shè)備110可執(zhí)行3D編碼。第一編碼梯度513、第二編碼梯度514和頻率編碼梯度515可相關(guān)地對目標執(zhí)行空間編碼。
[0084]此外，當圖5的脈沖序列51采用梯度回波方法時，頻率編碼梯度516的極性可從負改變?yōu)檎?br> [0085]圖6示出根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的實施例的被同時激發(fā)的子體積的示例。參照圖5的脈沖序列51和圖6的多體積成像技術(shù)61,隨著選擇梯度512被施加于存在于靜磁場中的目標，在目標中產(chǎn)生線性變化的磁場梯度611。因此，構(gòu)成目標的多個子體積612至616中的每一個可具有不同的Lamor頻率。
[0086]當?shù)谝蛔芋w積612、第三子體積613和第五子體積614被包括在第一組中時，將激發(fā)第一子體積612、第三子體積613和第五子體積614的具有多個頻率分量的RF脈沖511施加于目標，因此，包括在第一組中的子體積612至614可被同時激發(fā)。另外，當具有多個頻率分量的RF脈沖511具有不同相位時,第一子體積612可被具有第一 Lamor頻率和第一相位的RF脈沖激發(fā)，第三子體積613可被具有第三Lamor頻率和第三相位的RF脈沖激發(fā)，第五子體積614可被具有第五Lamor頻率和第五相位的RF脈沖激發(fā)。為此，當RF脈沖511具有不同相位時，在對被同時激發(fā)的第一子體積612、第三子體積613和第五子體積614執(zhí)行圖像數(shù)據(jù)重建工作中，還考慮第一相位、第三相位和第五相位，因此，可重建具有較小失真的圖像數(shù)據(jù)。
[0087]圖7示出根據(jù)本發(fā)明構(gòu)思的實施例的圖像數(shù)據(jù)的重建工作的示例。參照圖7，示出了包括L數(shù)量通道的多通道RF接收線圈71和每個線圈的線圈場圖72。線圈場圖72可以是關(guān)于包括在多通道RF接收線圈71中的每個線圈的靈敏度曲線。隨著構(gòu)成目標的子體積中的包括在第一組73中的子體積被同時激發(fā)，多通道RF接收線圈71從包括在第一組73中的子體積獲取磁共振信號。
[0088]當從包括32個通道的多通道RF接收線圈71接收的信號是S，關(guān)于多通道RF接收線圈71中的每一個的線圈場圖72是B，并且指示關(guān)于包括在第一組73中的子體積的重建的圖像數(shù)據(jù)的信號是F時，信號S、B和F可通過等式2和3來定義。
[0089]S= (bR) F=BF [等式 2]
[0090]在等式2中，b表示關(guān)于包括在多通道RF接收線圈71中的每個線圈的靈敏度曲線。此外，當具有多個頻率分量和多個相位的RF脈沖被施加于包括在第一組73中的每個子體積時，R可表示每個子體積的相位信息。另外，R可以是指示改變相位的RF編碼配置的矩陣。例如，包括在第一組73中的第一子體積被具有第一 Lamor頻率和第一相位的RF脈沖激發(fā)，包括在第一組73中的第二子體積被具有第二 Lamor頻率和第二相位的RF脈沖激發(fā)。以相同的方式，包括在第一組73中的每個子體積可通過不同Lamor頻率和不同相位被激發(fā)。如等式2所定義的，指示線圈場圖72的B可通過指示RF脈沖的相位信息的R以及關(guān)于包括在多通道RF接收線圈71中的每個線圈的靈敏度曲線來定義。
[0091]然而，當具有多個頻率分量的RF脈沖具有相同相位時，可在不考慮RF脈沖的相位信息的情況下定義線圈場圖72。在此情況下，等式2中的與相位信息對應(yīng)的R可被用作標識矩陣。
【權(quán)利要求】
1.一種磁共振成像(MRI)方法，所述磁共振成像方法包括: 將選擇梯度和包括多個頻率分量的射頻(RF)脈沖施加于目標，以同時激發(fā)包括在至少兩個組的每一個中的多個子體積，其中，以使構(gòu)成目標的體積的所有子體積的任意相鄰子體積屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組； 通過對每個激發(fā)的子體積執(zhí)行3D編碼來從所述多個子體積獲取磁共振信號； 將獲取的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其中，當所述至少兩個組包括第一組至第N組時，構(gòu)成目標的體積的所有子體積被依次且迭代地包括在第一組至第N組中，其中，N是等于或大于2的自然數(shù)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其中，通過將針對第一方向的第一編碼梯度和針對第二方向的第二編碼梯度施加于目標來對每個激發(fā)的子體積進行3D編碼，第一方向和第二方向中的任意一個與施加選擇梯度的方向相同。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，獲取磁共振信號的步驟包括:通過將讀出梯度施加于目標來從所述多個子體積讀出磁共振信號， 其中，通過使用多通道接收線圈來獲取讀出信號。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其中，在將獲取的磁共振信號重建為圖像數(shù)據(jù)的步驟中，通過使用考慮多通道接收線圈的通道信息的并行成像算法來將獲取的磁共振信號重建為與所 述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其中，每個RF脈沖具有不同相位。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像方法，其中，在將獲取的磁共振信號重建為圖像數(shù)據(jù)的步驟中，通過使用考慮多通道接收線圈的通道信息和每個RF脈沖的相位的并行成像算法來將獲取的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，還包括:將重建的與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)進行合成。
9.一種磁共振成像(MRI)方法，所述磁共振成像方法包括: 通過將預(yù)定脈沖序列施加于目標來重建圖像數(shù)據(jù)，其中，所述圖像數(shù)據(jù)與包括在至少兩個組的任意一個中的多個子體積中的每一個對應(yīng)，其中，以使構(gòu)成目標的體積的多個子體積的任意相鄰子體積屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組； 確定是否對構(gòu)成目標的所有組執(zhí)行了圖像數(shù)據(jù)的重建； 當對構(gòu)成目標的所有組執(zhí)行了圖像數(shù)據(jù)的重建時，通過將與包括在構(gòu)成目標的每個組中的多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)進行融合來產(chǎn)生3D體積圖像。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的磁共振成像方法，其中，當所述至少兩個組包括第一組至第N組時，構(gòu)成目標的體積的所有子體積被依次且迭代地包括在第一組至第N組中，其中，N是等于大于2的自然數(shù)。
11.一種磁共振成像(MRI)系統(tǒng)，所述磁共振成像系統(tǒng)包括: MRI掃描設(shè)備，用于將選擇梯度和包括多個頻率分量的射頻(RF)脈沖施加于目標，以同時激發(fā)包括在至少兩個組的每一個中的多個子體積，并通過對每個激發(fā)的子體積執(zhí)行3D編碼來從所述多個子體積獲取磁共振信號，其中，以使構(gòu)成目標的體積的所有子體積的任意相鄰子體積屬于不同組的方式來劃分所述至少兩個組；數(shù)據(jù)處理設(shè)備，用于將獲取的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中，當所述至少兩個組包括第一組至第N組時，構(gòu)成目標的體積的所有子體積被依次且迭代地包括在第一組至第N組中，其中，N是等于大于2的自然數(shù)。
13.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中，MRI掃描設(shè)備包括:梯度線圈，用于將針對第一方向的第一編碼梯度和針對第二方向的第二編碼梯度施加于目標，以對每個激發(fā)的子體積執(zhí)行3D編碼， 第一方向和第二方向中的任意一個與施加選擇梯度的方向相同。
14.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中，MRI掃描設(shè)備還包括: 梯度線圈，用于將讀出梯度施加于目標，以從所述多個子體積讀出磁共振信號；以及 RF線圈，用于獲取磁共振信號， 數(shù)據(jù)處理設(shè)備還包括:重建單元，用于將從RF線圈獲得的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
15.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中，數(shù)據(jù)處理設(shè)備通過使用考慮多通道接收線圈的通道信息的并行成像算法來將獲取的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
16.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中，MRI掃描設(shè)備包括:RF線圈，將具有不同相位的RF脈沖施加于目標。`
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中，數(shù)據(jù)處理設(shè)備包括:重建單元，用于通過使用考慮多通道接收線圈的通道信息和每個RF脈沖的相位的并行成像算法來將獲取的磁共振信號重建為與所述多個子體積中的每一個對應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)。
18.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中，數(shù)據(jù)處理設(shè)備包括:合成單元，用于將重建的圖像數(shù)據(jù)進行合成。
【文檔編號】A61B5/055GK103767705SQ201310218888
【公開日】2014年5月7日 申請日期:2013年6月4日 優(yōu)先權(quán)日:2012年10月23日
【發(fā)明者】金永凡, 柳延澈, 孫宗范, 李在穆, 李性德 申請人:三星電子株式會社