CN1111746C - 磁共振成象方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于利用置于静磁场中的目标物体的磁共振(MR)而获得图象的方法，该方法包括采用梯度和接收器线圈阵列对多组MR信号同时进行测量，根据测得的多组MR信号再现多个接收器线圈图象，并根据与位置相关的接收器线圈灵敏度和第一多个接收器线圈图象再现最终图象。为了缩短采集时间，对应于相位编码梯度的相位编码步骤数与标准傅立叶成象相比按一个缩减系数而缩减，同时如标准傅立叶成象的情况那样，同样的象场得以保持。以这种方法，有可能进行快速心脏成象。根据本发明，通过将灵敏度矩阵的广义逆矩阵和接收器线圈图象矢量相组合而确定最终图象的图象矢量，从而简化了复杂的矩阵求逆计算。用这种方法，减小了最终图象中的混叠。此外，这种再现方法可以使用非整数的缩减系数。

Description

磁共振成象方法和装置

本发明涉及一种利用置于静磁场中的目标物体的磁共振(MR-Magnetic Resonance)而获得图象的方法，包括以下步骤：

在目标物体的一部分中产生一个激励射频(RF)脉冲，

采用多个接收器线圈测量多组MR信号，这些接收器线圈是沿着位于包括第一多行的K空间内的一个轨迹排列的，所用的是读梯度和其他梯度的方法，

将所测得的多组MR信号与多个接收器线圈的与距离相关的灵敏度相组合以再现最终图象。

本发明还涉及一种为实施此方法而设置的MR装置。在本专利申请中，象素一词表示数字图象的图象单元，体素一词表示三维数字物体的体积单元。

这样的方法可于发表在1997年的Magnetic Resonance in Medicine第38卷第591页至603页的D.K.Sodickson等人的文章“SimultaneousAcquisition of Spatial Harmonic(SMASH)：Fast Imaging with radiofrequency Coil Array”获知。该已知的方法可用于例如人体的实时心脏成象。为了缩短在已知方法中的MR数据的采集时间，采用了一种副编码数据采集方案，其中采用多个接收器线圈测量多组MR信号，这些接收器线圈是沿着位于包括第一多行的K空间内的一个轨迹排列的，所应用的是读梯度和其他梯度的方法。行的数量对应于与常规的傅立叶MR图象中的多个相编码步骤的数量相比为减少了的相编码步骤的数量。可以将接收器线圈设置成一个表面线圈阵列。根据接收器线圈组的一个具体的距离灵敏度函数以及测得的多组MR信号来确定最终的MR数据组于是，最终的MR信号组包含了常规的傅立叶MR图象的行数的信息。于是，通过对最终的MR数据组进行变换从而再现最终图象。MR信号的组的数量可与阵列中的接收器线圈的数量相等。此外，接收器线圈的具体的距离灵敏度函数必是正弦函数形状。通过对MR数据的同时测量，采集时间得以缩短。缩短系数是由对应于最终图象的K空间内的行数以及采用了副编码数据采集时所用的行数来确定的。例如，采集时间的缩短使得可以将该方法应用于实时心脏成象或函数成象。已知方法的缺点是，由于线圈组的具体的灵敏度函数，所以限制成仅在视场内的一些位置以及目标物体切片的有限数量的方位可被成象。视场由K空间内的轨迹所覆盖的相位编码方向上的一个距离所限定。

本发明的目的是提供一种MR成象方法，该方法在视场的选择和要成象的切片的方位方面具有改善了的自由度。为此，根据本发明的方法的特征在于，为了再现最终图象，该方法还包括以下步骤：

分别从测得的各组MR信号再现接收器线圈图象，并且其特征还在于，

将接收器线圈图象和接收器线圈的与距离相关的灵敏度相组合以再现最终图象。依照这种方法，最终图象的再现不取决于接收器线圈组的具体的灵敏度函数并且可以用于任意的接收器线圈组，而且对于视场大小及要成象切片的方位的限制不那么严格。此外，可选择非整数的缩减系数。这种选择可将重叠影象移至图象的不重要的部分。同时或部分同时的对MR数据组进行的测量使得采集时间得以缩短，并且与常规MR成象相比具有快速MR成象的可能性。

根据本发明的方法的一个特别方案包括这样一个步骤：将灵敏度矩阵的广义逆矩阵和接收器线圈图象矢量相组合以确定最终图象的图象矢量，其中，一个图象矢量分量表示选自第一多个相邻的视场内的第一多个等距离的体积单元中的一个体积单元位置处的一个组织对比函数的值。灵敏度矩阵的元素S(i，j)表示根据从第一多个接收器线圈中选出的一个接收器线圈的所选体积单元位置处的灵敏度，而接收器线圈图象矢量分量代表对应于所选的接收器线圈的接收器线圈图象的象素值，接收器线圈图象中象素的位置对应于位于所选视场中的所选体积单元的位置。矩阵S的广义逆矩阵定义为一个矩阵乘积(S^‖S)^-1S^‖，其中S^‖代表了矩阵S的转置共轭复矩阵。已知所述的广义逆矩阵或虚拟逆矩阵在应用数学中有如下的特性：‖S(S⁺a)-a‖＝min_x‖Sx-a‖即，给出一个矢量方程Sx＝a，由于超定(over determination)，x不具有确定的解，据此，所述虚拟逆矩阵产生一个最适合该方程的矢量。根据本发明的再现方法就运用了这一极小化特性。象素合理再现方法提供了这样的可能性，即在所述再现方法中包括一种实际的混叠度以减小不同形式的混叠。从而，根据本发明的方法，在非整数和整数缩短系数的情况下，可提供基本上不含有混叠的最终图象。

根据本发明的另一个方案的特征在于，MR信号组采集的缩短系数总计为一个小于或等于接收器线圈数量的实数。将该缩短系数定义为一个这样的系数：与常规傅立叶MR成象中K空间内的相邻行之间的距离相比，使用该系数可增加在K空间内的轨迹的行间距离。从而，MR信号组的采集时间成比例地缩短。例如，在心脏成象中，由于最佳缩短系数的选择而造成的可忽略的信号，图象再现中经常不包括人体肺部组织的区域。可以这样对缩短系数进行最佳选择，例如，由于人体胸腔后壁的高亮度的重叠使得心脏与肺部区域的方向不同。对缩短系数的最佳选择可以导致最终图象中的不同类型的混叠。

根据本发明的另一个方案的特征在于，该方法包括这样一个步骤，由最终图象的最终视场中的若干第一多个等距离的体素而确定图象矢量的维度，随后的体素之间的距离与视场相等。这样，可以确定实际的混叠度并且在最终图象的再现过程中予以考虑。结果，在最终图象中减少了重叠现象。在非整数缩短系数的情况下，混叠度在最终图象的不同的象素中发生变化，这是因为作用于单个接收器线圈图象的图象单元的体积单元或体素的实际数量发生了变化。通常，单个接收器线圈图象的象素值包括了来自相邻视场内的一系列无穷多个等距离体素的作用。限制此系列体素会减小最终图象中的混叠。例如，当缩短系数为2.5时，单个接收器线圈图象的第一组象素呈现双叠，而单个接收器线圈图象的第二组象素呈现三叠。第一组象素的作用是由在最终视场中的相隔一个第一距离的两个体素确定的，而第二组象素的作用是由在最终视场中的相隔一个第二距离的三个等距体素确定的，其中体素之间的第二距离与单个线圈图象的视场的长度相等。而在已知的方法中，只能考虑两个体素的作用或三个体素的作用的其中之一，因此，在最终图象中就分别出现了三层的重叠或者两层的重叠。还有的优点是，进一步缩短了最终图象的再现时间。

根据本发明的另一个方案的特征在于，该方法包括这样一个步骤，从最终图象的再现中将没有包括目标物体的预定区域之外的最终视场内的体积单元排除在外。采用这种方法使最终图象的局部信噪比得以改善。如果预先知道将所述体积单元放在目标之外，就可将测量空间的体积单元从再现处理中排除。在那种情况下，在单个接收器线圈图象中的图面单元的重叠部分中，就不需要将这一体积单元所作用的信号从目标体积单元所作用的信号中分离出去。可以根据从前面进行的常规MR图象处理(例如，平面回波成象方法)的目标物体得到的第一参考图象中得知是否测量空间内的体积单元包括了目标物体的结构。

根据本发明的另一个方案的特征在于，该方法包括这样一个步骤，灵敏度矩阵的确定包括着包括预定的参考接收器线圈图象与预定的参考图象的组合的灵敏度映射图。这样可获得用于所述的再现方法的与组织(tissue)对比度无关的灵敏度矩阵。所得到的灵敏度矩阵仅仅反映线圈的灵敏度并且可用于平滑作用。所述首先获得的参考图象可以用作一个预定参考图象。

根据本发明的另一个方案的特征在于，该方法包括这样一个步骤，对灵敏度映射图进行滤波以获得覆盖最终视场中的比所感兴趣的区域更大的区域的灵敏度映射图。经过低通滤波的灵敏度映射图就是这样的一个灵敏度映射图的实例。由于接收器线圈的灵敏度完全与对于视场的构成的改变无关，因此当组织(tissue)构成改变的时候，就可以采用该成象方法。这样就可以单个最初的参考图象测量而成功地对轻微运动的目标物体进行MR成象，这对于例如实时的心脏MR成象来说是颇有益的。此外，获得的灵敏度矩阵不会在再现的最终图象中引入噪声，使得最终图象的信噪比进一步降低。低通滤波步骤是这样一种滤波步骤的一个例子。另一种滤波方法包括多项式拟合(polynomial fitting)的步骤。

根据本发明的另一个方案的特征在于，该方法包括这样一个步骤，即采用MR方法获得预定的参考接收器线圈图象包括以下步骤，在目标物体中产生一个激励RF脉冲，同时对MR信号的接收器线圈参考组进行测量，这是通过采用沿预定轨迹的第一多个接收器线圈来进行的，该预定轨迹包括K空间内的第二多行，所用的是读梯度和其他梯度的方法，根据测得的MR信号的接收器线圈参考组再现参考接收器线圈图象，第二多行少于第一多行。这样可以获知适当的线圈灵敏度。例如，利用接收器线圈的最终排列和目标物体实行对该目标物体的参考测量。根据参考接收器线圈图象的组合也可以得到参考图象。

根据本发明的另一个方案的特征在于，该方法包括这样一个步骤，即采用MR方法得到预定的参考图象包括以下子步骤，在目标物体内产生一个激励RF脉冲，沿预定轨迹对MR信号参考组进行测量，该预定轨迹包括K空间内的第三多行，所用的是读梯度和其他梯度的方法，根据测得的MR信号再现参考图象。这就产生了一个目标物体的预定参考图象，在确定灵敏度矩阵时它可以用作参考图象。第三多行的行数可以与对应于最终图象的K空间内的行数相等。使用如此获得的预定参考图象的优点是经过亮度纠正并且包含了正确的相位信息。

本发明还涉及一种用于获得MR图象的MR装置，它包括用于接收器线圈装置的输入端、一个人体线圈、用于通过接收器线圈装置测量多个MR信号组的装置、和根据与距离相关的接收器线圈的灵敏度以及测得的多个MR信号组再现最终图象的装置。本发明的另一个目的是提供一种MR装置，该装置在选择视场和要成象的切片方位方面具有提高了的自由度。为此，根据本发明的MR装置的特征在于，该MR装置包括根据分别测得的多个MR信号组再现多个接收器线圈图象的装置，以及将多个接收器线圈图象和及与距离相关的接收器线圈灵敏度相组合以再现最终图象的装置。

结合附图对本发明的上述这些方面以及其它方面予以进一步的解释。

图1示出执行根据本发明的方法的装置的框图，

图2示出该装置的一个细节的框图，

图3示出一个目标物体的最终视场的例子，和

图4示出一个单一接收器线圈图象中的混叠的例子。

图象或分布可以是两维表示法(x，y)也可以是三维表示法(x，y，z)。一个数字图象由通常所说的象素或在三维情况下的体素的图象单元组成。

如磁共振成象领域所共知的，被采样、数字化以及进一步进行图象处理的信号是数字。所有这些在本说明书中都是不言而喻的。

本说明书中所指的是核磁共振，这表示在特定条件下的核自旋共振是指质子自旋共振，并且也是指电子自旋共蒎。

于是，要成象的目标物体是患者或者一般地是接受检查的人。

图1中，示意地示出一个磁共振装置1。该装置包括用于产生一个稳定均匀的主磁场的一组主磁线圈2和用于在主磁场上叠加辅助磁场的若干组梯度线圈3、4和5，辅助磁场具有可控的强度并具有选定方向上的梯度。通常，将主磁场方向标记为Z方向，垂直于它的两个方向是X方向和Y方向。梯度线圈通过电源11提供能量。该装置还包括所谓的人体线圈形式的激励装置6，用于向目标物体或人体7发射射频脉冲(RF脉冲)，该激励装置6耦合至调制装置8，用于RF脉冲的产生和调制。

还提供了用于接受MR信号的装置，这些装置可以是与激励装置6相同的或者另外的，如在本发明中，是以接收器线圈阵列16的形式。人体线圈是一个围绕(一部分)人体的线圈，并且具有非常均匀的灵敏度分布，而接收器线圈是用于接近(一部分)人体的一侧的接收线圈。一个接收器线圈通常具有有限的视场，且灵敏度高，但是非均匀的空间灵敏度分布。

设置一个用于从激励脉冲中分离出接收到的信号的发送-接收开关9。将接收到的磁共振信号输入到接收和解调装置10。激励装置6和调制装置8以及用于梯度线圈3、4和5的电源11由控制系统12控制，以产生一个预定的RF脉冲和梯度场脉冲序列。解调装置连接至数据处理装置14，例如计算机，用于将接收到的信号转换为可视的图象，例如在图象显示单元15上显示的图象。

如果磁共振装置1在目标物体或人体7置于其磁场中的情况下使用，人体内的少量剩余磁偶极子磁矩(核或电子自旋)将沿磁场方向排列。在平衡状态时，这在人体7的物质中产生一个净磁化强度 M ₀，它平行于磁场方向。在装置1中，通过向人体照射RF脉冲来操纵宏观磁化强度 M ₀，该RF脉冲具有与偶极子磁矩的拉莫尔(Larmor)频率相等的频率，它使偶极子磁矩处于激发态并对磁化强度 M ₀重新定向。通过施加适当的RF脉冲，可获得宏观磁化强度的旋转，其旋转角度称为翻转角。通过施加梯度磁场引入磁场的变化，局部影响了磁化强度的表现。在采用RF脉冲之后，改变了的磁化强度趋于回复到磁场中的热平衡状态，在这一过程中放射出辐射。很好地选择RF脉冲序列和梯度场脉冲可使此辐射被放射(衰变)为磁共振信号，它提供了关于一定类型的原子核例如氢核的密度和/或驰豫时间以及其中所产生的物质的空间信息。通过对由线圈6或接收器线圈阵列16拾取的放射信号进行分析，并且以图象的形式呈现出来，可以得到目标物体或人体7的内部结构的信息。紧接激励之后的衰变磁共振信号称为自由感应衰变(FID-FreeInduction Decay)。通过适当应用梯度和/或应用附加激励(RF)脉冲也可以产生FID回波，并用于导出图象信息。

本领域的大量文献对磁共振成象(MRI)以及MRI设备进行了详尽的叙述，比如发表于1996年由M.T.Vlaardingerbroek、Spinger Verlag所著的《Magnetic Resonance Imaging》一书。

图2示出用于接收器线圈阵列的接收和解调装置。设置在接收器线圈阵列16内的接收器线圈C₁、…、C_j…、C_n与接收器电路R₁、…、R_j…、R_n、模/数转换电路AD₁、…、AD_j…、AD_n、存储器M₁、…、M_j…、M_n、以及傅立叶变换装置FT₁、…、FT_j…、FT_n相连。使用傅立叶变换装置，可以用通常的方法根据N个接收器线圈最好同时地检测到的MR信号确定N个接收器线圈图象。在处理装置14中对这N个接收器线圈图象进行处理以获得最终图象。在常规的傅立叶MR成象中，沿K空间中的轨迹对MR信号进行测量，该K空间包括K空间中第一数量NF的平行线，所用的是适当的读梯度和其它梯度的方法。实际上，这个数量NF为例如256。为了缩短最终图象的采集时间，要加大沿其对K空间进行扫描的相邻行之间的距离并且减少相位编码步骤数。该缩减系数RN可以选为小于或者等于接收器线圈数N的一个实数或整数。在本例中，最终图象的相位编码步骤数NF可达例如128，而接收器线圈数N可为例如5。傅立叶变换装置根据MR信号组对单个接收器线圈图象分别进行再现。一个接收器线圈接收一组MR信号。各单个接收器线圈图象与目标物体的视场相关，该目标物体和与最终图象相关的目标物体的最终视场相比是成缩减系数所定的比例地而减小。此外，在此例中，视场和最终视场与所采用的相位编码梯度的方向相关。

在由最终视场确定的随后的体素之间的距离为等距离的情况下，由于最终视场内的N个等距离体素的混叠，造成单个接收器线圈图象象素的混叠。将在N个随后的接收器线圈图象中具有相同位置的接收器线圈图象矢量a的不同的象素a(i)的重叠记为a＝Sb                         (1)其中矢量分量a(i)表示选自N个接收器线圈图象的一个接收器线圈图象SCI(i)的一个象素值，灵敏度矩阵S(i，j)的一个元素表示象素OP(j)的位置的复灵敏度，而象素OP(j)是从N个接收器线圈的N个接收器线圈象素中选出的，矢量b(j)是选自N个相邻的视场的N个等距离的体积单元的一个视场FOV(j)内的一个体积单元的位置的组织对比函数的值。所述视场由K空间内的轨迹所限定，据此对相关的接收器线圈图象的N组MR信号进行测量。根据下式来确定矢量b|Sb-a|＝minb＝S⁺a                     (2)其中S⁺表示矩阵S的广义逆矩阵。

将矩阵S的广义逆矩阵定义为矩阵乘积(S^‖S)^-1S^‖，其中S^‖表示矩阵S的共轭转置矩阵。已知在应用数学中，广义逆矩阵或虚拟逆矩阵具有下列特生：‖S(S⁺a)-a‖＝min、‖Sx-a‖。即，给出一个矢量方程Sx＝a，由于超定(over determination)，x不具有确定的解，据此，所述虚拟逆矩阵产生一个最适合该方程的矢量。本再现方法就运用了这一极小化特性。在等式(2)中，通过矩阵运算算出矢量b。并为视场中的全部位置计算这些矢量b。这些步骤的结果是，可以得到减少了混叠图象的标准分辨率的最终图象。

在一些情况下，通过选择缩短系数可以在所再现的最终图象中进一步削弱混叠图象，使得混叠图象部分置于所感兴趣的区域之外。例如，在心脏成象中，由于信号的可忽略，在图象再现中常不包括肺组织的区域。最好，在此情况下的缩短系数的最佳选择应可使得胸腔后壁的高亮度折叠是在从心脏指向肺部区域的方向。这样，缩短系数的最佳选择可以是一个非整数，小于接收器线圈阵列16中的接收器线圈数N。然而，当缩短系数等于一个非整数的时候，在最终图象中会出现不同形式的混叠，例如，当缩减系数值为2.5时，在最终图象中会出现双叠以及三叠情况。

为了减少在最终图象中不同类型的混叠，可以通过确定并计入图象矢量b的维度来确定混叠度。对用于接收器线圈阵列16(包括例如三个接收器线圈)的实际混叠度和图象矢量b的确定在下面结合附图3、4予以解释。

图3示出一个目标物体的最终视场。图3包括一个圆30，它表示被成象的物体，比如是一个患者或一个普通人的心脏。此外，图3示出三个相邻的视场，即中心视场32、顶部视场31和底部视场33。这些相邻的视场组合在最终视场34之内。如果给出最终图象的相位编码步骤数为NF而单个接收器线圈图象的相位编码步骤数为NR，则缩短系数RN由RN＝NF/NR给出。最好这样选择缩短系数，使得单个接收器线圈图象的视场31、32、33中容纳整数个体素。在本例中，数RN等于2.5。于是相邻视场31、33中的体素的作用与中央区域体素的作用加在一起产生一个单个接收器线圈图象的象素值。在图3中只有三个相邻视场包括目标物体30的物质。

图4示出单个接收器线圈图象60，它包括相邻视场31、32、33的重叠。为了减少图4的接收器线圈图象的象素中的混叠，将图3的视场34中起作用的体素分离出来。以举例方式对相邻视场的重叠进行解释。图3示出图3中心视场32内的三个中心体素35、45、55以及在相邻视场31、33中的起作用的体素36-39、46-49、56-59。图4示出单个接收器线圈图象60中的第一、第二和第三象素61、62、63，其象素值包括一系列无穷多个潜在的起作用的体素。在图3中，为了简单起见，只显示了体素36-39、46-49、56-59。用等式(2)将最终图象的单一象素值从接收器线圈图象的重叠象素值中分离出来。为了减少最终图象的处理时间，最好由位于最终视场34内的后续视场31、32、33中相邻的象素数量以及与视场相等的等距离体素之间的距离确定图象矢量b的维度。

因此，对于靠近中心视场边缘的第一中心体素35，在图3的最终视场中只出现了两个体素35、36，而对于位于中心视场32中心的第二中心体素45，在最终视场34中出现了三个体素45、46、47，同时对于第三中心体素55，在最终视场34中出现了三个体素55、56、57。

为了改善最终图象的局部信噪比，本方法包括一个进一步的步骤，即从最终图象的再现中将没有包括目标物体的预定区域之外的最终视场内的体积单元排除在外。根据下面的方程估计再现的最终图象的信噪比， $\frac{{\mathrm{SNR}}_{\mathrm{full}}}{{\mathrm{SNR}}_L}\mathrm{LG}\sqrt{\mathrm{RN}}---\left(3\right)$ 其中，LG≥1表示反映在重叠位置的接收器线圈灵敏度的线性相关度的局部几何系数。该系数LG仅从矩阵S计算出来，这样可以优先估计SRN并优选RN。为了减小几何系数LG，将由参考图象确定的位于目标物体之外的体素从再现中排除，并在最终图象中将其置为零，例如，在图4中可以看到，最终视场34内的三个体素55、56、57对单一接收器线圈图象60中的象素63起作用。然而，从参考图象可以导出，体素57不代表对MR信号起作用的目标物体的任何结构。这样，在本例中，仅用两个起作用的体素55、56来确定包括了最终图象象素的图象矢量b的维度，在最终图象中将排除的体素57的值置为零。

从N个接收器线圈的灵敏度映象图可以分别确定不同的灵敏度矩阵S。为了得到接收器线圈的灵敏度映象图，用参考图象将一组任意对比度的低分辨率接收器线圈图象分成象素的形式。通过分离MR图象序列，从一组最好是已经同时采集的MR信号，再现一组低分辨率的参考接收器线圈图象。例如可以通过已知的回波平面成象(EPI)序列测量所述的一组已经同时采集的MR信号。例如，在所引用的由M.T.Vlaardingerbroek在1996年发表的手册《Magnetic Resonance Imaging》中的回波平面成象序列。该EPI成象序列包括RF脉冲激励，并且最好对沿K空间中第一数量的平行线的MR信号的五个接收器线圈参考组同时测量，所用的是在静磁场的读梯度和其它梯度的方法。平行线的第一数量对应于与NF数相比减少了的相位编码步骤数，例如64个相位编码步骤。第一数量的平行线最好位于K空间中心部分的周围，这样可以得到一个低分辨率的参考接收器线圈图象。

例如，通过确定再现的参考接收器线圈图象的平方和的平方根可以得到参考图象。另一种获得参考图象的可能是，从例如采用人体线圈6的分离图象序列测得的参考MR信号再现一个人体线圈图象。用于测量参考MR信号的脉冲序列与用于测量接收器线圈图象的脉冲序列最好具有相同的形式。用于再现参考图象的MR信号的获取包括产生一个RF激励脉冲和沿K空间中的第二数量的平行线对参考MR信号的测量，所用的是读梯度和其它梯度的方法，例如相位编码梯度。第二数量小于对应于最终图象的相位编码步骤数NF，例如，该第二数量等于64。第二数目的平行线最好位于K空间中心区域的周围，这样可以获得一个低灵敏度的人体线圈图象。此外，参考图象的图象体积可以大于最终视场的感兴趣区域。

为了用一个原始参考图象对患者组织的轻微运动部分例如心脏进行快速成象，本方法包括这样一个步骤，对未经过加工的灵敏度映象图进行滤波以获得灵敏度映象图，该灵敏度映象图覆盖了比要成象心脏大的区域。这对于实时心脏成象是有益的。例如，所述的滤波步骤包括低通滤波器。通常，灵敏度映象图会受到噪声的影响，特别是在对MR信号起作用很小或作用为零的区域，所述的滤波器也减弱了噪声。

然而，为了避免在灵敏度映象图中目标物体边缘处的误差，最好用二维多项式拟合(two-dimensional polynomial fit)技术来代替所述的低通滤波。根据二维拟合技术，对于经过加工的灵敏度映象图的每个象素，将一个2D(二维)多项式与灵敏度映象图拟合。通过在灵敏度映象图中的个别象素的位置上估算拟合的多项式，可以得到该象素的经过加工的灵敏度值。拟合是基于灵敏度映象图上的有价值的数据。可以通过根据人体线圈图象的信号强度进行灵敏度映射图的阈值处理得到所述有价值的数据，随后通过最小邻近滤波将孤立象素排除。保留的象素加上预定的邻近象素形成所述的组，为之通过拟合计算经过加工的灵敏度值，所述的邻近象素是通过增加了包含保留象素的区域的区域而确定的。所述拟合包括用于对接收器线圈灵敏度映象图的位置x₀，y₀，进行计算的一个第L阶拟和多项式 $s(x,y)=\underset{i,j=0}{\overset{L}{\mathrm{\Σ}}}{c}_{\mathrm{ij}}{(x-x_0)}^i{(y-y_0)}^j---\left(4\right)$

复因数c_ij是这样确定的，量 $\mathrm{\Δ}=\underset{k}{\mathrm{\Σ}}{w}_k{|s_k-s(x_k,y_k)|}^2---\left(5\right)$ 具有其最小值，其中k表示所计入的象素数，s_k表示所计入的象素x_k，y_k的灵敏度值，以及w_k为一个由以x₀，y₀为中心的高斯核(Gaussian kernel)的乘积给出的加权系数，以及由用于阈值处理的人体线圈图象内的信号强度导出的“可信度”s_k。高斯核的宽度对应于所希望的平滑程度。所述的最小条件(5)得出(L+1)²线性等式： $\frac{\∂\mathrm{\Δ}}{\∂c_{\mathrm{ij}}}=0\⇒\underset{i,j=0}{\overset{L}{\mathrm{\Σ}}}{c}_{i\text{'}j\text{'}}{A}_{\mathrm{ii}\text{'}\mathrm{jj}\text{'}}=b_{\mathrm{ij}}---\left(6\right)$ 其中， $A_{\mathrm{ii},\mathrm{jj},}=\underset{k}{\mathrm{\Σ}}{w}_k{(x_k-x_0)}^{i+j\text{'}}{(y_k-y_0)}^{j+j\text{'}}---\left(7\right)$ $b_{\mathrm{ij}}=\underset{k}{\mathrm{\Σ}}{w}_k{s}_k{(x_k-x_0)}^i{(y_k-y_0)}^j---\left(8\right)$

为c₀₀解上述等式(6)，得到所要的经过加工的位置x₀，y₀处的灵敏度值。

为了缩短多项式拟合所需的计算时间，只计入(7)、(8)中的和中主要项，高阶拟合限用于目标物体的边界处。

此外，为了缩短扫描时间，对最终图象的视场进行选择使其成为矩形。例如，在两个方向上的相等分辨率的2D功能性大脑成象中，当使用两个接收器线圈时，为以具有包括100个相位成象步骤的EPI成象序列测量MR信号，一个200×256的图象是足够了的。对于一个256×256的方形图象采说，同样的接收器线圈数，需要更多的相位编码步骤。除了根据本发明的方法的心脏成象应用之外，所描述的方法也可以用于例如人或动物的大脑的功能性成象。

Claims (10)

1.一种利用置于静磁场中的目标物体的磁共振而获得图象的方法，包括以下步骤：

-在目标物体的一部分中产生一个激励射频脉冲，

-采用多个接收器线圈测量多组磁共振信号，所述多个接收器线圈是沿着位于包括第一多行的k空间内的一个轨迹排列的，所用的是读梯度和其它梯度的方法，

-将所测得的多组磁共振信号与多个接收器线圈的与距离相关的灵敏度相组合以再现最终图象，

其特征在于，对于所述最终图象的再现，所述方法包括进一步的步骤：

-根据分别测得的各组磁共振信号再现接收器线圈图象，和

-将所述接收器线圈图象和接收器线圈的与距离相关的灵敏度相组合以再现所述最终图象，并且其中，

-所述最终图象的象素值由接收器线圈图象的象素值的组合构成，该组合包含取决于接收器线圈的灵敏度的系数。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，为了再现所述最终图象，所述方法包括这样一个步骤，即将一个灵敏度矩阵的广义逆矩阵和一个接收器线圈图象矢量相组合以确定所述最终图象的一个图象矢量，其中，

一个图象矢量分量表示位于视场内的一个体积单元位置处的一个组织对比度函数的值，该体积单元选自第一多个相邻视场内的第一多个等距离的体积单元，

所述灵敏度矩阵的一个元素S(i，j)表示对应于选自多个接收器线圈的一个接收器线圈的所选体积单元位置处的灵敏度，并且一个接收器线圈图象矢量分量表示对应于所选接收器线圈的接收器线圈图象的一个象素值，在接收器线圈图象中的一个象素位置对应于位于所选视场中的所选体积单元的位置。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，所述磁共振信号组的采集的缩短系数等于一个小于接收器线圈数量的实数值。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法包括这样一个步骤，根据所述最终图象的最终视场中的等距离体素的数量而确定所述图象矢量的维度，所述的数量小于或等于接收器线圈的数量，随后的体素之间的距离与所述视场相等。

5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法包括这样一个步骤，将位于不包括所述目标物体的预定区域之外的所述最终视场内的体积单元从所述最终图象的再现中排除。

6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法包括这样一个步骤，根据一个灵敏度映射图确定所述灵敏度矩阵，所述灵敏度映射图包括一个预定的参考接收器线圈图象与一个预定的参考图象的组合。

7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法包括这样一个步骤，对所述灵敏度映射图进行滤波，从而得到覆盖所述最终观场中的比所感兴趣的区域更大的区域的灵敏度映射图。

8.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述方法包括这样一个步骤，即采用磁共振方法获得所述预定的参考接收器线圈图象包括下述步骤：

在目标物体的一部分中产生一个激励射频脉冲，

采用多个接收器线圈测量多组磁共振信号，所述多个接收器线圈是沿着位于包括k空间内的第二多行的一个预定的轨迹排列的，所用的是读梯度和其它梯度的方法，

根据分别测得的所述多组磁共振信号再现参考接收器线圈图象，所述第二多行少于所述第一多行。

9.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法包括这样一个步骤，即采用磁共振方法获得所述预定的参考接收器线圈图象包括下述步骤：

在目标物体中产生一个激励射频脉冲，

沿着包括第三多行的一个预定的轨迹测量磁共振信号的一个参考组，所用的是读梯度和其它梯度的方法，

根据测得的磁共振信号再现所述参考图象。

10.一种采用上述权利要求1所述的方法而获得一个人体的一部分的磁共振图象的磁共振装置，它包括用于一个接收器线圈装置的输入端、一个人体线圈、用于经所述接收器线圈装置测量多个磁共振信号组的装置、用于根据接收器线圈的与距离相关的灵敏度和测得的多组磁共振信号再现最终图象的装置，其特征在于，所述磁共振装置包括根据分别测得的所述多组磁共振信号再现多个接收器线圈图象的装置，以及将多个接收器线圈图象和接收器线圈的与距离相关的灵敏度相组合以再现所述最终图象的装置。

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