Результат интеллектуальной деятельности: МР (МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНАЯ) ТОМОГРАФИЯ МЕТОДОМ PROPELLER C ПОДАВЛЕНИЕМ АРТЕФАКТОВ

ОБЛАСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение относится к области магнитно-резонансной (МР) томографии. Изобретение относится к способу МР томографии участка тела, размещенного в объеме обследования МР устройства. Изобретение относится также к МР устройству и к компьютерной программе, подлежащей выполнению в МР устройстве.

ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

МР способы формирования изображений, которые используют взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами, чтобы сформировать двумерные или трехмерные изображения широко применяются в настоящее время, в частности, в области медицинской диагностики, так как для визуализации мягкой ткани упомянутые способы превосходят другие способы визуализации во многих отношениях, не требуют ионизирующего излучения и обычно не инвазивны.

Обычно в соответствии с МР способом тело пациента, подлежащего обследованию, располагают в сильном однородном магнитном поле B₀, направление которого вместе с тем задает ось (обычно, z-ось) координатной системы, с которой связано измерение. Магнитное поле B₀ создает разные энергетические уровни для отдельных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля, которые могут возбуждаться (спиновый резонанс) приложением переменного электромагнитного поля (РЧ поля) заданной частоты (так называемой частоты Лармора или МР частоты). С макроскопической точки зрения распределение отдельных ядерных спинов создает общую намагниченность, которую можно отклонять от состояния равновесия посредством подачи электромагнитного импульса подходящей частоты (РЧ импульса), при этом соответствующее магнитное поле B₁ данного РЧ импульса простирается перпендикулярно z-оси, так что намагниченность совершает прецессионное движение вокруг z-оси. Прецессионное движение описывает поверхность конуса, угол апертуры которого называют углом переворота. Величина угла переворота зависит от напряженности и длительности поданного электромагнитного импульса. В случае так называемого 90° импульса намагниченность отклоняется от z-оси к поперечной плоскости (угол переворота 90°).

После прекращения РЧ импульса намагниченность возвращается обратно в исходное состояние равновесия, в котором намагниченность в z-направлении снова нарастает с первой постоянной времени T₁ (временем спин-решеточной или продольной релаксации), а намагниченность в направлении, перпендикулярном z-направлению, восстанавливается со второй и более короткой постоянной времени T₂ (временем спин-спиновой или поперечной релаксации). Поперечную намагниченность и ее изменение можно обнаруживать посредством приемных РЧ катушек, которые располагают и ориентируют в пределах объема обследования МР устройства так, что изменение намагниченности измеряется в направлении, перпендикулярном z-оси. Спад поперечной намагниченности сопровождается расфазировкой, происходящей после РЧ возбуждения, вызванной локальными неоднородностями магнитного поля, способствующими переходу из упорядоченного состояния с одинаковой фазой сигнала в состояние, в котором все фазовые углы распределены равномерно. Расфазировку можно компенсировать посредством дефокусирующего РЧ импульса (например, 180° импульса). Данный импульс производит эхо-сигнал (спиновое эхо) в приемных катушках.

Важно отметить, что поперечная намагниченность расфазируется также в присутствии постоянных градиентов магнитного поля. Данный процесс можно обратить подобно формированию РЧ-стимулированного эхо посредством обращения соответствующего градиента, формирующего так называемое градиентное эхо. Однако, в случае градиентного эхо эффекты неоднородностей основного поля, химического сдвига и других нерезонансных эффектов не дефокусируются в противоположность РЧ-дефокусированному эхо.

Чтобы реализовать пространственное разрешение в теле, на однородное магнитное поле B₀ накладывают постоянные градиенты магнитного поля, простирающиеся по трем основным осям, что приводит к линейной пространственной зависимости частоты спинового резонанса. В таком случае, сигнал, считанный в приемных катушках, содержит компоненты разных частот, которые можно связать с разными местоположениями в теле. Данные сигнала, полученные приемными катушками, соответствуют пространству пространственных частот и называются данными k-пространства. Данные k-пространства обычно включают в себя многочисленные линии, полученные с разным фазовым кодированием. Каждая линия оцифровывается сбором некоторого количества отсчетов. Набор данных k-пространства преобразуется в МРТ изображение посредством Фурье-преобразования.

Во множестве различных применений МРТ движение обследуемого пациента может неблагоприятно влиять на качество изображения. Получение МР сигналов, достаточных для реконструкции изображения, занимает конечный период времени. Движение пациента в течение такого конечного времени получения данных обычно приводит к артефактам движения в реконструированном МРТ изображении. При обычных подходах МР томографии время получения данных можно сократить только в очень небольшой степени, когда задано определенное разрешение МРТ изображения. В случае медицинской МР томографии артефакты движения могут возникать, например, в результате кардиального и дыхательного периодического движения и других физиологических процессов, а также в результате движения пациента, приводящего к артефактам размытости, рассогласования, деформации и паразитных изображений.

Для решения проблем, касающихся движения в МР томографии, разработаны различные подходы. В числе данных подходов существует так называемый метод визуализации PROPELLER. В рамках концепции PROPELLER (Periodically Rotated Overlapping ParalEL Lines - периодический поворот накладывающихся параллельных линий), смотри James G. Pipe: «Motion Correction With PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging», Magnetic Resonance in Medicine, vol. 42, 1999, pages 963-969) данные МР сигнала получают в k-пространстве в N полос, каждая из которых состоит из L параллельных линий k-пространства, соответствующих L линиям фазового кодирования с наименьшей частотой в декартовой схеме дискретизации k-пространства. Каждая полоса, которая называется также лопаткой k-пространства, поворачивается в k-пространстве на угол, например, 180°/N, так что полный набор МР данных охватывает круг в k-пространстве. Если требуется полная матрица данных k-пространства, имеющая диаметр M, то L и N можно выбирать так, чтобы L×N=M×π/2. Одной из существенных особенностей метода PROPELLER является то, что для каждой лопатки k-пространства получают центральный круговой участок в k-пространстве с диаметром L. Данный центральный участок можно использовать, чтобы реконструировать МРТ изображение с низким разрешением для каждой лопатки k-пространства. МР изображения с низким разрешением сравнивают друг с другом, чтобы устранить смещения в плоскости и фазовые ошибки, которые обусловлены движением пациента. Данные факторы корректируются для каждой лопатки k-пространства в соответствии со схемой метода PROPELLER. Для определения, какие лопатки k-пространства получены со значительным смещением в плоскости или включают в себя артефакты других типов, применяют подходящий метод, например, взаимную корреляцию. Поскольку данные МР сигналов объединяются в k-пространстве до реконструкции окончательного МРТ изображения, то МР данным из лопаток k-пространства присваивают весовые коэффициенты в соответствии с уровнем артефактов, обнаруженным посредством взаимной корреляции лопаток k-пространства, так что артефакты в окончательном МР изображении снижаются. Метод PROPELLER использует избыточную дискретизацию на центральном участке k-пространства, чтобы получить метод получения МРТ изображений, который является надежным относительно движения обследуемого пациента во время получения МР сигнала. Кроме того, благодаря получению средневзвешенного значения лопаток k-пространства, метод PROPELLER «исключает путем усреднения» дополнительные артефакты визуализации, возникающие в результате, например, неоднородностей B₀ или неточных карт чувствительности катушек, когда для получения МР данных используют метод параллельной визуализации типа SENSE.

Однако недостатки известного подхода PROPELLER обусловлены тем, что артефакты изображения подобные, например, артефактам при использовании SENSE, возникающим в результате неточных карт чувствительности катушек (проявляющимся как паразитные изображения в окончательном МРТ изображении), артефактам потока, которые обычно проявляются в пределах небольшой полосы, покрывающей только часть МР, или неоднородностям B₀, которые часто проявляются на границах раздела воздуха/тканей в пределах МРТ изображений, сказываются только локально в пространстве изображений, т.е. артефакты изображения проявляются только в ограниченных областях в пределах МРТ изображения. Это приводит к выводу, что обычный подход PROPELLER, уменьшающий весовое значение полных лопаток k-пространства, чтобы ослабить эффект артефактов в окончательном МРТ изображении, фактически обходится за счет большего, чем нужно, снижения отношения сигнал/шум (SNR). Существует значительное количество информации изображения в каждой лопатке k-пространства, которая не повреждается артефактами изображения. Однако весовое значение данной ценной информации также уменьшается, т.е., по сути, «отбрасывается» во время суммирования в k-пространстве в соответствии с обычной реализацией метода PROPELLER.

Статья «Multi-shot diffusion-weighted FSE using propeller MRI» by J.Pipe et al, in MRM 47(2002)42-52 рассматривает обычное получение магнитно-резонансного сигнала с использованием метода Propeller для диффузионно-взвешенной МР томографии. Как обычно при визуализации методом Propeller, идентифицируют искаженные данные в лопатках в k-пространстве. Упомянутые искаженные данные исключают в некоторой степени в процессе процедуры взвешивания данных. То есть, чем более не согласуются данные k-пространства, тем ниже вес, учитывающий их в k-пространстве.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Из вышеизложенного несложно понять, что существует потребность в усовершенствованном методе МР томографии. Следовательно, задачей изобретения является создание способа, который делает возможной эффективную компенсацию артефактов изображения в сочетании с визуализацией методом PROPELLER.

В соответствии с изобретением, раскрывается способ МР томографии тела пациента, размещенного в объеме обследования МР устройства. Способ содержит этапы:

a) формируют МР сигналы посредством воздействия на по меньшей мере участок тела визуализирующей МР последовательностью из по меньшей мере одного РЧ импульса и переключаемыми градиентами магнитного поля;

b) получают МР сигналы в виде множества поднаборов k-пространства, при этом каждый поднабор k-пространства покрывает отличающийся участок k-пространства, причем для каждого поднабора k-пространства получают по меньшей мере часть центрального участка k-пространства;

c) реконструируют МРТ изображение от отдельного поднабора из каждого поднабора k-пространства; и

d) объединяют МРТ изображения от отдельных поднаборов в окончательное МРТ изображение.

В предпочтительном варианте визуализирующая МР последовательность является последовательностью PROPELLER, при этом поднаборы k-пространства являются лопатками k-пространства, которые поворачиваются вокруг центра k-пространства так, что суммарный полученный набор данных МР сигналов охватывает круг в k-пространстве.

Сущность изобретения состоит в объединении поднаборов k-пространства (лопаток k-пространства) в пространстве изображений, а не в k-пространстве, как при обычной визуализации методом PROPELLER. Локальные артефакты изображения можно эффективно обнаруживать и корректировать в МРТ изображениях от отдельных поднаборов (отдельных лопаток) в соответствии с изобретением. Обнаружение и коррекция артефактов в пространстве изображений до объединения данных поднаборов в окончательное МРТ изображение дают, в результате, повышение качества изображения благодаря более эффективному подавлению локальных артефактов и, следовательно, повышение уровня SNR.

В предпочтительном варианте области изображения, содержащие артефакты, идентифицируют в МРТ изображениях от отдельных поднаборов в соответствии с изобретением. Это можно осуществлять, например, посредством анализа согласованности МРТ изображений от отдельных поднаборов. В процессе анализа согласованности значения вокселей каждого МРТ изображения от отдельного поднабора сравнивают со значениями вокселей других МРТ изображений от отдельных поднаборов. В большинстве случаев, артефакты изображения будут локализоваться в разных областях МРТ изображений от отдельных поднаборов. Это означает, что значение вокселя в заданном положении изображения будет иметь точное значение в большинстве МРТ изображений от отдельных поднаборов. Ошибочные воксели могут легко и надежно обнаруживаться анализом согласованности, так как данный анализ использует информацию из всех МРТ изображений от отдельных поднаборов. Важное преимущество приведенного подхода состоит в том, что, в принципе, можно обнаруживать все типы артефактов изображения. Альтернативные варианты для обнаружения артефактов изображения дополнительно подробно описаны ниже.

В дополнительном предпочтительном варианте осуществления изобретения МРТ изображения от отдельных поднаборов объединяются в окончательное МРТ изображение посредством взвешенной суперпозиции МРТ изображений от отдельных поднаборов. Взвешенная суперпозиция в пространстве изображений делает возможным эффективное и целенаправленное устранение локальных артефактов изображения в окончательном МРТ изображении. Весовые коэффициенты взвешенной суперпозиции выявляют из пространственного распределения артефактов изображения в изображениях от отдельных поднаборов, так что локальные артефакты изображения «заглушаются» применением уменьшенных весовых коэффициентов к значениям вокселей изображений от отдельных поднаборов в областях изображений, содержащих артефакты. Взвешенная суперпозиция здесь обеспечивает то, что ценная информация изображений, содержащаяся в МРТ изображениях от отдельных поднаборов вне ошибочных областей изображений, сохраняется и полностью переносится в окончательное МРТ изображение так, чтобы был получен оптимальный уровень SNR.

В возможном практическом варианте осуществления изобретения вычисляют, как поясняется выше, (и, необязательно, нормализовывают) карту весовых коэффициентов, которая является картой, присваивающей весовой коэффициент каждому положению изображения. Каждое МРТ изображение от отдельного поднабора умножают на карту весовых коэффициентов. Затем взвешенные таким образом МРТ изображения от отдельных поднаборов преобразуют обратно в k-пространство, а полученные модифицированные поднаборы k-пространства объединяют и реконструируют в окончательное МРТ изображение как по обычной схеме метода PROPELLER. Следовательно, выполнение суперпозиции МРТ изображений от отдельных поднаборов в окончательное МРТ изображение в пределах сущности настоящего изобретения не обязательно предполагает, что суперпозиция осуществляется непосредственно в пространстве изображения. С таким же успехом объединение k-пространственных представлений (взвешенных) МРТ изображений от отдельных поднаборов можно выполнять в k-пространстве, при этом полученные комбинированные данные k-пространства реконструируют затем в окончательное МРТ изображение.

Как при обычной визуализации методом PROPELLER способ по изобретению может также содержать этап оценки и коррекции вызванных движением смещений и фазовых ошибок в поднаборах k-пространства. Например, МРТ изображения с низким разрешением, реконструированные из центральных данных k-пространства поднаборов k-пространства, сравнивают друг с другом для исключения смещений в плоскости и фазовых ошибок, которые вызваны движением пациента. Приведенные факторы следует корректировать для каждого поднабора k-пространства в соответствии с изобретением до реконструкции МРТ изображений от отдельных поднаборов. Приведенная коррекция придает способу по изобретению надежность относительно движения обследуемого пациента во время получения МР сигналов.

В одном варианте способа по изобретению данные поднаборов k-пространства объединяются полностью в пространстве изображений, что означает, другими словами, что окончательное МРТ изображение высокого разрешения вычисляют непосредственно из полных МРТ изображений (высокого разрешения) от отдельных поднаборов. Хотя данный подход к вычислению окончательного МРТ изображения будет давать максимально возможное качество изображения, объем вычислений может быть значительно больше, чем в стандартной схеме реконструкции методом PROPELLER, т.е. при объединении лопаток k-пространства в k-пространстве. Поскольку время до получения первого изображения и суммарное время реконструкции могут иметь большое значение для пользователя МР устройства, данный вариант способа по изобретению может быть нецелесообразным без соответствующих модификаций программного обеспечения, которые дают соответствующее повышение скорости вычислений.

В альтернативном варианте изобретения можно применить гибридную схему объединения поднаборов k-пространства так, чтобы объем вычислений был почти таким же, как для стандартного метода PROPELLER. Термин «гибридный» здесь означает использование сочетания объединения данных поднаборов в k-пространстве и в пространстве изображений. С упомянутой целью МРТ изображения от отдельных поднаборов можно реконструировать только из центральных данных k-пространства поднаборов k-пространства, при этом МРТ изображения от отдельных поднаборов объединяются в МРТ изображение с низким разрешением. Данную операцию можно выполнять простым вычислением (взвешенного) среднего МРТ изображений с низким разрешением от отдельных поднаборов. Кроме того, данный вариант способа по изобретению содержит этапы: объединения поднаборов k-пространства в полный набор данных k-пространства (как при обычной визуализации методом PROPELLER), объединения полного набора данных k-пространства с k-пространственным представлением МРТ изображения с низким разрешением в объединенный полный набор данных k-пространства и реконструкции окончательного МРТ изображения из объединенного полного набора данных k-пространства. Другими словами, это означает, что МРТ изображения с низким разрешением от отдельных поднаборов объединяются в пространстве изображений после объединения поднаборов k-пространства по обычному методу PROPELLER в k-пространстве, при этом основной метод применяется в последующем, чтобы получить окончательное МРТ изображение высокого разрешения. Центр данных k-пространства, из которых реконструируют окончательное МР изображение, базируется на объединенном МРТ изображении с низким разрешением, тогда как периферические данные k-пространства базируются на объединении полученных поднаборов k-пространства непосредственно в k-пространстве. Поскольку МРТ изображение с низким разрешением можно сделать свободным от артефактов с одновременным сохранением максимального уровня SNR (как описано выше), то окончательное МРТ изображение высокого разрешения будет характеризоваться значительно сниженным уровнем артефактов и более высоким уровнем SNR по сравнению с изображениями, полученными обычным методом PROPELLER. Основным преимуществом данного варианта способа по изобретению является настолько небольшой объем вычислений, что производительность сравнима с обычными реализациями метода PROPELLER.

Способ по изобретению, описанный выше, можно осуществлять посредством МР устройства, содержащего по меньшей мере одну основную магнитную катушку для формирования однородного стационарного магнитного поля B₀ в пределах объема обследования, несколько градиентных катушек для формирования переключаемых градиентов магнитного поля в разных пространственных направлениях в пределах объема обследования, по меньшей мере одну РЧ катушку для формирования РЧ импульсов в пределах объема обследования и/или для приема МР сигналов из тела пациента, расположенного в объеме обследования, блок управления для управления следованием во времени РЧ импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля и блок реконструкции для реконструкции МРТ изображений из принятых МР сигналов. Способ по изобретению можно реализовать посредством соответствующего программирования блока реконструкции и/или блока управления МР устройства.

Способ по изобретению можно осуществлять предпочтительно в большинстве МР устройств, клинически применяемых в настоящее время. С данной целью просто необходимо использовать компьютерную программу, посредством которой МР устройство управляется так, что данное устройство выполняет этапы вышеописанного способа по изобретению. Компьютерная программа может находиться либо на носителе данных или присутствовать в сети передачи данных так, чтобы загружаться для установки в блок управления МР устройства. В одной версии компьютерная программа должна исполняться в МР устройстве, при этом компьютерная программа содержит команды для:

a) формирования визуализирующей МР последовательности из по меньшей мере одного РЧ импульса и переключаемых градиентов магнитного поля, причем визуализирующая МР последовательность является последовательностью PROPELLER;

b) получения МР сигналов в виде множества поднаборов (21-29) k-пространства, причем каждый поднабор (21-29) k-пространства покрывает отличающийся участок k-пространства, причем для каждого поднабора (21-29) k-пространства получается по меньшей мере часть центрального участка (30) k-пространства; причем поднаборы (21-29) k-пространства являются лопатками k-пространства, которые поворачиваются вокруг центра k-пространства так, что суммарный полученный набор данных МР сигналов охватывает круг в k-пространстве;

c) реконструкции МРТ изображения от отдельного поднабора из каждого поднабора (21-29) k-пространства только по центральным данным k-пространства поднаборов (21-29) k-пространства, и МРТ изображения от отдельных поднаборов объединяются в МРТ изображение с низким разрешением посредством взвешенной суперпозиции МРТ изображений от отдельных поднаборов в соответствии с упомянутыми весовыми коэффициентами;

причем в МРТ изображениях от отдельных поднаборов идентифицируются области, содержащие артефакты;

выявления для взвешенной суперпозиции весовых коэффициентов из пространственного распределения артефактов изображения в изображениях от отдельных поднаборов; и

d) объединения МРТ изображений от отдельных поднаборов в окончательное МРТ изображение.

В другой версии компьютерная программа должна исполняться в МР устройстве, при этом компьютерная программа содержит команды для:

a) формирования МР сигналов посредством воздействия на по меньшей мере участок тела (10) визуализирующей МР последовательностью из по меньшей мере одного РЧ импульса и переключаемыми градиентами магнитного поля; причем визуализирующая МР последовательность является последовательностью PROPELLER;

b) получения МР сигналов в виде множества поднаборов (21-29) k-пространства, причем каждый поднабор (21-29) k-пространства покрывает отличающийся участок k-пространства, причем для каждого поднабора (21-29) k-пространства получается по меньшей мере часть центрального участка (30) k-пространства; причем поднаборы (21-29) k-пространства являются лопатками k-пространства, которые поворачиваются вокруг центра k-пространства так, что суммарный собранный набор данных МР сигналов охватывает круг в k-пространстве;

c) реконструкции МРТ изображения от отдельного поднабора из каждого поднабора (21-29) k-пространства, причем в МРТ изображениях от отдельных поднаборов идентифицируются области изображения, содержащие артефакты;

выявления для взвешенной суперпозиции весовых коэффициентов из пространственного распределения артефактов изображения в изображениях от отдельных поднаборов; и

d) объединения МРТ изображений от отдельных поднаборов в МРТ изображение с низким разрешением посредством взвешенной суперпозиции МРТ изображений от отдельных поднаборов в соответствии с упомянутыми весовыми коэффициентами;

e) объединения поднаборов k-пространства в полный набор данных k-пространства;

f) объединения полного набора данных k-пространства с k-пространственным представлением МРТ изображения с низким разрешением в объединенный полный набор данных k-пространства; и

g) реконструкции окончательного изображения из объединенного полного набора данных k-пространства.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Прилагаемые чертежи раскрывают предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Однако следует понимать, что чертежи предназначены только для иллюстрации, а не определения пределов объема изобретения. На чертежах:

Фигура 1 - МР устройство для выполнения способа в соответствии с изобретением;

Фигура 2 - схематическое представление схемы получения методом PROPELLER в соответствии с изобретением;

Фигура 3 - МРТ изображения от отдельных лопаток, содержащие локальные артефакты изображения;

Фигура 4 - блок-схема, поясняющая один вариант осуществления способа в соответствии с изобретением;

Фигура 5 - диаграмма k-пространства, иллюстрирующая основной подход в соответствии с изобретением;

Фигура 6 - пример карты XI для обнаружения артефактов при использовании SENSE.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

На фигуре 1 показано МР устройство 1. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные основные магнитные катушки 2, так что практически однородное, постоянное во времени основное магнитное поле B₀ создается по z-оси во всей области обследования. Устройство дополнительно содержит набор шиммирующих катушек 2ʹ (1-ого, 2-ого и, где применимо, 3-его порядка), при этом током, протекающим через отдельные шиммирующие катушки набора 2ʹ, можно управлять с целью минимизации отклонений B₀ в пределах объема обследования.

Система возбуждения и манипулирования магнитным резонансом прикладывает серию РЧ импульсов и переключаемые градиенты магнитного поля, чтобы инвертировать или возбуждать ядерные магнитные спины, вызывать магнитный резонанс, дефокусировать магнитный резонанс, манипулировать магнитным резонансом, пространственным и иным образом кодировать магнитный резонанс, насыщать спины и т.п. для осуществления МР томографии.

В частности, градиентный усилитель 3 подает импульсы или формы сигналов тока в выбранные катушки из градиентных катушек 4, 5 и 6 для всего тела по x-, y- и z-осям объема обследования. Цифровой РЧ передатчик 7 передает РЧ импульсы или импульсные пакеты через переключатель 8 передачи/приема в РЧ катушку 9 для всего тела, чтобы передавать РЧ импульсы в объем обследования. Типичная визуализирующая МР последовательность состоит из пакета РЧ импульсных сегментов малой длительности, которые совместно с любыми прилагаемыми градиентами магнитного поля обеспечивают выбранную манипуляцию сигналами ядерного магнитного резонанса. РЧ импульсы используют для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагниченности, дефокусировки резонанса или манипулирования резонансом и выбора участка тела 10, расположенного в объеме обследования. МР сигналы также принимаются РЧ катушкой 9 для всего тела.

Для формирования МРТ изображений ограниченных областей тела 10 или для ускорения сканирования посредством параллельной визуализации набор локальных матричных РЧ катушек 11, 12, 13 располагают смежно с областью, выбранной для визуализации. Матричные катушки 11, 12, 13 можно использовать для приема МР сигналов, вызванных РЧ излучениями катушек для всего тела.

Получаемые МР сигналы принимаются РЧ катушкой 9 для всего тела и/или матричными РЧ катушками 11, 12, 13 и демодулируются приемником 14, предпочтительно включающим в себя предусилитель (не показан). Приемник 14 подключается к РЧ катушкам 9, 11, 12 и 13 посредством переключателя 8 передачи/приема.

Главный компьютер 15 управляет шиммирующими катушками 2ʹ, а также усилителем 3 градиентных импульсов и передатчиком 7, чтобы формировать любую из множества визуализирующих МР последовательностей, например, для эхо-планарной визуализации (EPI), эхо-объемной визуализации, визуализации с градиентным и спиновым эхо, визуализации с быстрым спиновым эхо и т.п. При выбранной последовательности приемник 14 принимает одну или множество линий МР данных в быстрой последовательности после каждого РЧ импульса возбуждения. Система 16 получения данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую линию МР данных в цифровой формат, подходящий для дополнительной обработки. В современных МР устройствах система 16 получения данных является отдельным компьютером, который специализирован для получения исходных данных изображения.

В конечном счете цифровые исходные данные изображения реконструируются в представление в виде изображений посредством процессора 17 реконструкции, который применяет Фурье-преобразование или другие подходящие алгоритмы реконструкции, например, SENSE или GRAPPA. МРТ изображение может представлять собой плоский срез пациента, ряд параллельных плоских срезов, трехмерный объем и т.п. Затем изображение сохраняется в памяти изображений, где к нему может быть получен доступ для преобразования срезов, проекций или других участков представления в виде изображений в подходящий формат для визуализации, например, на видеомониторе 18, который обеспечивает воспринимаемое человеком отображение полученного МРТ изображения.

Фигура 2 изображает выборку k-пространства МР томографии методом PROPELLER в соответствии с изобретением. Как показано в левой части изображения на фигуре 2, получают девять поднаборов (лопаток) 21-29 k-пространства. Каждая лопатка 21-29 покрывает отличающийся участок k-пространства, при этом центральный круговой участок 30 k-пространства получают для каждой лопатки 21-29. Лопатки 21-29 поворачиваются вокруг центра k-пространства так, что суммарный полученный набор МР данных охватывает круг в k-пространстве. В правой части изображения на фигуре 2 показана отдельная лопатка 21 k-пространства, которая получена с использованием алгоритма SENSE. Ориентация направления фазового кодирования и направления считывания относительно ориентации лопатки выдерживается для всех углов поворота лопаток 21-29 k-пространства.

Фигура 3 представляет примеры восьми МРТ изображений от отдельных поднаборов (отдельных лопаток) (одно МРТ изображение реконструируется из каждой лопатки), содержащих артефакты изображения, как указано стрелками. Артефакты имеют локальный характер, то есть большая часть каждого МРТ изображения от отдельной лопатки является точным. Артефакты расположены в разных положениях в каждом МРТ изображении от отдельной лопатки. Следовательно, для одного местоположения в анатомической структуре большинство МРТ изображений от отдельных лопаток будут иметь точные значения пикселей.

В соответствии с изобретением МРТ изображения от отдельных лопаток объединяют в окончательное МРТ изображение в пространстве изображений, чтобы учесть локальный характер артефактов изображения. МРТ изображения от отдельных лопаток можно объединять в пространстве изображений посредством решения линейной обратной задачи. Обратную задачу можно сформулировать в следующей форме:

Где N означает число лопаток, p_blade,i представляет собой вектор, содержащий значения пикселей МРТ изображения от отдельной лопатки, p представляет собой вектор, содержащий значения пикселей окончательного МРТ изображения, и A_i означает разреженную матрицу, отражающую зависимость между значениями пикселей окончательного МРТ изображения и значениями пикселей МРТ изображения от отдельной лопатки. Матрицы A можно выявить с использованием знания о положениях k-пространства каждой полученной лопатки. Другими словами, A_i отражает углы поворота и разрешения лопаток. Обратная задача является линейной и, следовательно, выпуклой, а это означает, что данная задача имеет однозначное решение и может быть решена посредством любого алгоритма наименьших квадратов. Существует несколько способов обнаружения положений локальных артефактов в МРТ изображениях от отдельных лопаток. Два возможных метода подробно поясняются ниже. В предположении, что информация о возможно ошибочных вокселях известна для каждого МРТ изображения от отдельной лопатки в пространстве изображений, ее можно легко включить в обратную задачу посредством ее расширения до обратной задачи с взвешиванием:

Где W_i представляет диагональную весовую матрицу, которая присваивает малый вес уравнениям, содержащим ошибочные воксели отдельных лопаток.

В вышеописанном варианте осуществления окончательное МРТ изображение p вычисляется непосредственно из полных МРТ изображений p_blade,i от отдельных поднаборов. В альтернативном варианте осуществления, который поясняется на фигурах 4 и 5, применяют такую гибридную схему объединения лопаток, что объем вычислений значительно сокращается.

На этапе 41 лопатки k-пространства получают, как показано на фигуре 1. Вызванные движением смещения и фазовые ошибки в лопатках обнаруживают и корректируют на этапе 42, как при обычной визуализации методом PROPELLER. МРТ изображения p_blade,i с низким разрешением от отдельных лопаток реконструируют только из центральных данных k-пространства (участок 30 на фигуре 1) лопаток на этапе 43. Скорректированные на движение МРТ изображения p_blade,i с низким разрешением от отдельных лопаток пересчитывают на общую сетку. После того, как пересчет выполнен, обратную задачу для объединения с взвешиванием МРТ изображений p_blade,i с низким разрешением от отдельных лопаток в МРТ изображение p с низким разрешением на этапе 44 можно записать в виде:

Приведенная обратная задача может быть решена повоксельно. Между отдельными вокселями не существует никакой связи, так как W_i является диагональной матрицей. Решение можно получить простым вычислением средневзвешенного значения МРТ изображений с низким разрешением от отдельных лопаток:

Данное вычисление дает, в результате, лишенное артефактов МРТ изображение p_k с низким разрешением. Однако окончательное МРТ изображение должно быть МР изображением высокого разрешения. Чтобы получить такое изображение, собранные лопатки k-пространства объединяют в k-пространстве на этапе 45, снова как при обычной реконструкции методом PROPELLER. На этапе 46 k-пространственное представление МРТ изображения p_k с низким разрешением (покрывающее только центральный участок k-пространства) объединяют с полным набором данных k-пространства, созданном на этапе 45. Такой способ объединения данных соответствует основному методу, как показано на фигуре 5. Центральный участок 51 k-пространства полных данных k-пространства, полученный, скорректированный на движение и объединенный на этапах 41, 42 и 43, заменяют k-пространственным представлением МРТ изображением с низким разрешением, вычисленным на этапе 44. Периферические данные 52 k-пространства сохраняются. Окончательное высокоразрешающее МРТ изображение реконструируют из упомянутого объединенного набора данных k-пространства. В результате получают МР изображение высокого разрешения с пониженным уровнем артефактов и повышенным уровнем SNR.

Основным признаком схемы по изобретению является способность обнаруживать области изображения в пределах МРТ изображений от отдельных лопаток, в которых находятся артефакты. Области изображения, содержащие артефакты, можно идентифицировать путем анализа согласованности МРТ изображений от отдельных лопаток. Два способа обнаружения ошибочных областей изображений описаны в последующем.

Первый вариант заключается в использовании так называемой XI-карты. XI-карты вычисляют по каждому МРТ изображению от отдельной лопатки посредством проецирования реконструированного МРТ изображения от отдельной лопатки обратно на свернутое пространство изображений (т.е. пространство, в котором реконструируются лопатки k-пространства от отдельных катушек до развертывания по алгоритму SENSE). Затем вычисляется среднеквадратическая ошибка разности между проекцией и свернутыми МРТ изображениями m_ij от отдельных катушек/отдельных лопаток:

Где C означает число РЧ катушек 11, 12, 13, используемых при получении лопаток k-пространства по алгоритму SENSE, S_ij означает матрицу кодирования SENSE для лопатки i. XI-карта будет «выделять» области изображения, содержащие любые рассогласования, например, артефакты алгоритма SENSE, получающиеся вследствие неточных карт чувствительности катушек, используемых в алгоритме развертывания SENSE (смотри фигуру 6), или артефакты потока. Приведенный способ успешно работает в тех случаях, когда число катушек, которые чувствительны в заданной области изображения, превышает эффективный фактор ускорения, т.е. обеспечены избыточные данные изображения. Преимущество приведенного способа состоит в том, что информация о положениях артефактов доступна с разрешением отдельной лопатки k-пространства, т.е. на сетке МРТ изображения от отдельной лопатки, которое имеет высокое разрешение в направлении считывания. Недостаток данного способа состоит в том, что артефакты не всех типов можно обнаружить одинаково успешно.

Фигура 6 представляет пример XI-карты и артефакты алгоритма SENSE при сканировании головы. Левое изображение представляет собой МРТ изображение, реконструированное с использованием алгоритма SENSE и содержащее артефакты алгоритма SENSE (указанные стрелками). Правое изображение является соответствующей XI-картой, «выделяющей» местоположения артефактов алгоритма SENSE.

Другой вариант заключается в использовании МРТ изображений с низким разрешением от отдельных лопаток (реконструированных из центрального участка 30 k-пространства каждой лопатки k-пространства). Чтобы определить, которое МРТ изображение от отдельной лопатки содержит ошибочные воксели в заданном положении изображения, сначала следует определить, какое «истинное» значение вокселя должны быть в таком положении. Известно, что почти во всех случаях артефакты находятся в разных положениях на разных МРТ изображениях от отдельных вокселей, из чего следует, что в каждом положении изображения большинство МРТ изображений от отдельных лопаток имеет точное значение вокселя. Следовательно, выявление «истинного» значения можно производить решением следующей простой задачи:

Данную задачу можно эффективно решать с использованием алгоритма решения с использованием взвешенных наименьших квадратов. Результатом будет значение p и матрица весовых коэффициентов, указывающих на то, которое МРТ изображение от отдельной лопатки содержит ошибочное значение вокселя, означающее артефакт изображения. Упомянутые весовые коэффициенты можно сравнивать с XI-картами (смотри выше) или можно непосредственно использовать при объединении с взвешиванием МРТ изображений от отдельных лопаток. Преимущество приведенного способа состоит в том, что, в принципе, обнаруживаются все артефакты. Недостаток состоит в том, что информация доступна только с низким разрешением. Следовательно, можно будет в процессе объединения МРТ изображений от отдельных лопаток применить еще более низкие весовые коэффициенты, что приводит к некоторой степени размытия в окончательном МРТ изображении.

Если в МРТ изображениях от отдельных лопаток присутствует много ошибочных вокселей, то обратная задача с взвешиванием (смотри выше) может стать некорректно-поставленной. Для гарантии того, что решение представляет истинную анатомическую структуру, может потребоваться дополнительная регуляризация, чтобы сделать задачу устойчивой. Такой подход можно сформулировать, например, в виде:

Где W_reg означает весовую матрицу, основанную на знании областей изображения, содержащих артефакты. означает набор пространственных производных решения p. Если область изображения искажена в одном из МРТ изображений от отдельных лопаток, то весовому коэффициенту присваивается ненулевое значение. Данный подход обеспечивает, что решение имеет меньшее разрешение в тех областях изображения, в которых информация отсутствует (вследствие артефактов в МРТ изображениях от отдельных лопаток). Другими словами, уровень артефакта снижается за счет локального размытия.