用于執(zhí)行并行磁共振成像的方法
【專利摘要】一種身體的并行磁共振成像的方法，包括：從具有已知的或估算的靈敏度分布和噪聲協(xié)方差矩陣的各個(gè)接收天線中獲取所述身體的一組基礎(chǔ)磁共振圖像，所述基礎(chǔ)圖像在k-空間中欠采樣；以及執(zhí)行所述身體的磁共振圖像的正則化重建，其中，所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟是無(wú)人監(jiān)管的或在離散的框架空間中進(jìn)行。一種執(zhí)行身體的動(dòng)態(tài)的并行磁共振成像的方法，包括：從具有已知的或估算的靈敏度分布和噪聲協(xié)方差矩陣的各個(gè)接收天線中獲取所述身體的一組時(shí)間序列的基礎(chǔ)磁共振圖像，所述基礎(chǔ)圖像在k-空間中欠采樣；以及執(zhí)行所述身體的時(shí)間序列的磁共振圖像的正則化重建。
【專利說明】用于執(zhí)行并行磁共振成像的方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及一種用于執(zhí)行人體的并行磁共振成像(PMRI)的方法，其包括并行的、動(dòng)態(tài)的(時(shí)間分辨的)磁共振成像，例如功能性磁共振成像(fMRI)。
【背景技術(shù)】
[0002]在醫(yī)學(xué)磁共振成像(MRI)中，尤其當(dāng)涉及如fMRI的動(dòng)態(tài)成像時(shí)，主要關(guān)心的是減少整體獲取時(shí)間。實(shí)際上，短獲取時(shí)間允許改進(jìn)所獲取的fMRI數(shù)據(jù)的空間分辨率/時(shí)間分辨率，這導(dǎo)致更有效的統(tǒng)計(jì)分析。此外，通過減少整體成像時(shí)間，可避免由患者移動(dòng)所導(dǎo)致的一些額外的偽像。出于該原因，已經(jīng)開發(fā)了并行成像系統(tǒng):采用圍繞處于下方的物體或身體而放置的多個(gè)具有互補(bǔ)敏感輪廓的接收器表面線圈，以同時(shí)采集頻域內(nèi)(即所謂的k-空間)的以沿著至少一個(gè)空間方向(即相位編碼方向)的且比奈奎斯特(Nyquist)采樣速率低R倍的速率所采樣的數(shù)據(jù)，R通常稱作“縮減因數(shù)”。因此，總獲取時(shí)間比傳統(tǒng)的非并行成像短R倍。然后，通過展開由各個(gè)接收器所獲取的欠采樣的“基礎(chǔ)”圖像而執(zhí)行重建步驟以建立全視野(FOV)圖像。由于與欠采樣率有關(guān)的混疊偽像所導(dǎo)致的并行MRI (pMRI)中的低信噪比(SNR),這些混疊偽像由獲取過程期間的噪音以及在線圈敏感場(chǎng)(sensitivity map)估計(jì)中誤差的存在所引起，因此該重建是一項(xiàng)具有挑戰(zhàn)性的任務(wù)。
[0003]空間諧波同步采集(SMASH) [Sodickson等，1997]是第一種重建方法，其在k_空間域操作。它使用預(yù)估算的線圈敏感場(chǎng)的線性組合來(lái)產(chǎn)生丟失的相位編碼步驟。
[0004]還提出了一些其他的基于k-空間的重建技術(shù)，如GRAPPA(全局自動(dòng)校準(zhǔn)部分并行米集)[Griswold 等，2002]和 SENSE (靈敏度編碼)[Pruessmann 等，1999]。SENSE 是首先依賴于縮小的FOV圖像的重建、其次依賴于空間展開技術(shù)的兩步式過程，其相當(dāng)于加權(quán)最小平方估算法。該技術(shù)要求使用參考掃描(通常為2D梯度回波(GRE))的線圈敏感場(chǎng)的精確估算。目如，它是最頻繁利用的pMRI技術(shù)，尤其被應(yīng)用于腦成像和心臟成像。
[0005]關(guān)于pMRI中的重建方法的綜述參見[Hoge等，2005]。
[0006]在具有無(wú)噪聲數(shù)據(jù)和完美的線圈敏感場(chǎng)知識(shí)的情況下，SENSE通常被期望實(shí)現(xiàn)精確的重建，這對(duì)于全部上文所提到的方法也是可行的。然而，實(shí)際上，數(shù)據(jù)中噪聲的存在以及線圈敏感場(chǎng)估算的不精確性是無(wú)法避免的且使重建問題情況較差。
[0007]由于圖像重建是不適定的逆問題，因此正則化技術(shù)通常用于更好地估算全FOV圖像。這些方法中的大多數(shù)工作在圖像域中；對(duì)于Tikhonov正則化[Ying等,2004]尤其是這種情況，其使用二次懲罰項(xiàng)以促進(jìn)平滑約束或說明重建圖像和先驗(yàn)的參考圖像之間的平方差。然而，盡管使用正則化，由于重建的圖像受嚴(yán)重的混疊偽像影響，故當(dāng)使用低的磁場(chǎng)強(qiáng)度(直到1.5Tesla)時(shí)，高的縮減因數(shù)(超過R=2的值)通常被認(rèn)為是不可行的。
[0008]在[Chairi等，2008]和[Chairi等，2009]中，發(fā)明人已經(jīng)描述了一種用并行MRi
來(lái)執(zhí)行正則化圖像重建的方法，其使用基于小波變換的正則化方案，從而允許增加縮減因數(shù)R。
【發(fā)明內(nèi)容】

[0009]本發(fā)明目的在于提供所述方法的多種改進(jìn)，包括使所述方法延伸至動(dòng)態(tài)成像(例如fMRI)且使所述方法全部或部分自動(dòng)校準(zhǔn)(或“無(wú)人監(jiān)管”)。
[0010]因此，本發(fā)明的一個(gè)目的在于一種身體的并行磁共振成像的方法，包括:
[0011]-從具有已知的或估算的靈敏度分布和噪聲協(xié)方差矩陣的各個(gè)接收天線中獲取所述身體的一組基礎(chǔ)磁共振圖像，所述基礎(chǔ)圖像在k-空間中欠采樣；以及
[0012]-執(zhí)行所述身體的磁共振圖像的正則化重建；
[0013]其中，通過最小化成本函數(shù)而在離散的框架空間中進(jìn)行所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟，該成本函數(shù)包括:
[0014]-誤差項(xiàng)，在給定所述所獲取的基礎(chǔ)圖像的情況下，該誤差項(xiàng)表示重建圖像的似然；和
[0015]-框架懲罰項(xiàng)，該框架懲罰項(xiàng)表示所述重建圖像的框架系數(shù)的實(shí)際統(tǒng)計(jì)分布與所述系數(shù)的先驗(yàn)分布之間的偏差；
[0016]基于所述身體的輔助的磁共振圖像估算重建圖像的框架系數(shù)的先驗(yàn)分布。
[0017]根據(jù)所述方法的不同實(shí)施方式:
[0018]-在給定所述所獲取的基礎(chǔ)圖像的情況下，所述誤差項(xiàng)可表示所述重建圖像的負(fù)對(duì)數(shù)似然(neg-log-likelihood)。
[0019]-在給定所述所獲取的基礎(chǔ)磁共振圖像和所述框架系數(shù)的先驗(yàn)分布的情況下，可通過在所述框架空間中最大化限定身體的圖像的一組框架系數(shù)的完全后驗(yàn)分布而進(jìn)行所述執(zhí)行所述身體的磁共振圖像的正則化重建的步驟。
[0020]-可根據(jù)所述所獲取的基礎(chǔ)磁共振圖像重建所述身體的所述輔助的磁共振圖像。更具體地，可使用靈敏度編碼-SENS算法，根據(jù)所述所獲取的基礎(chǔ)磁共振圖像重建所述身體的輔助的磁共振圖像。甚至更具體地，可使用選自未正則化的SENSE算法、在圖像空間中正則化的SENSE算法和在k-空間中正則化的SENSE算法中的一種算法，根據(jù)所述所獲取的基礎(chǔ)磁共振圖像重建所述身體的輔助的磁共振圖像。
[0021]-可假設(shè)所述框架系數(shù)的廣義高斯-拉普拉斯先驗(yàn)統(tǒng)計(jì)分布，使用最大似然估算量或后驗(yàn)均值估算量，基于所述身體的所述輔助的磁共振圖像估算所述分布的參數(shù)。
[0022]-所述誤差項(xiàng)可為二次平均誤差項(xiàng)。
[0023]-所述所獲取的基礎(chǔ)圖像可為三維圖像，且可在離散的三維框架空間中進(jìn)行所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟。更具體地，可以通過疊加待成像的對(duì)象的切片的二維基礎(chǔ)圖像來(lái)獲得所述所獲取的三維基礎(chǔ)圖像。
[0024]-所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟可基于冗余小波框架表示?？商孢x地，所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟可基于非冗余小波表示。
[0025]-所述成本函數(shù)可以還包括選自重建圖像的全變差范數(shù)和凸約束中的至少一個(gè)空間域懲罰項(xiàng)。
[0026]本發(fā)明的另一目的在于一種執(zhí)行身體的動(dòng)態(tài)的并行磁共振成像的方法，該方法包括:
[0027]-從具有已知的或估算的靈敏度分布和噪聲協(xié)方差矩陣的各個(gè)接收天線中獲取所述身體的一組時(shí)間序列的基礎(chǔ)磁共振圖像，所述基礎(chǔ)圖像在k_空間中欠采樣；以及[0028]-執(zhí)行所述身體的時(shí)間序列的磁共振圖像的正則化重建；
[0029]其中，所述執(zhí)行時(shí)間序列的基礎(chǔ)磁共振圖像的正則化重建的步驟通過最小化成本函數(shù)而進(jìn)行，該成本函數(shù)包括:
[0030]-誤差項(xiàng)，在給定相應(yīng)的所獲取的基礎(chǔ)圖像的情況下，所述誤差項(xiàng)表示每個(gè)重建圖像的似然；和
[0031]-時(shí)間懲罰項(xiàng)，該時(shí)間懲罰項(xiàng)表示所述時(shí)間序列的連續(xù)圖像之間的像素間的差異或體素間的差異。
[0032]根據(jù)所述方法的不同實(shí)施方式:
[0033]-所述時(shí)間懲罰項(xiàng)可基于邊緣保持函數(shù)，更具體地基于凸邊緣保持函數(shù)，且甚至更具體地基于Lp范數(shù)，其中P≤I且優(yōu)選地I ≤ p〈l.5。
[0034]-可通過第一部分時(shí)間懲罰項(xiàng)和第二部分時(shí)間懲罰項(xiàng)的總和而給出所述時(shí)間懲罰項(xiàng)，其中:所述第一部分時(shí)間懲罰項(xiàng)表示序列的每個(gè)偶數(shù)圖像與前一個(gè)奇數(shù)圖像之間的像素間或體素間的差異；以及所述第二部分時(shí)間懲罰項(xiàng)表示序列的每個(gè)奇數(shù)圖像與前一個(gè)偶數(shù)圖像之間的像素間或體素間的差異；通過使用所述第一部分時(shí)間懲罰項(xiàng)和第二部分時(shí)間懲罰項(xiàng)的鄰近算子最小化所述成本函數(shù)。
[0035]-可在離散的框架空間中進(jìn)行所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟，且所述成本函數(shù)可以還包括框架懲罰項(xiàng)，其表示每個(gè)重建圖像的框架系數(shù)的統(tǒng)計(jì)分布與所述系數(shù)的先驗(yàn)分布之間的偏差；基于所述身體的輔助的磁共振圖像估算重建圖像的框架系數(shù)的所述先驗(yàn)分布。在這種情況下，所述基礎(chǔ)圖像可為三維圖像，且所述離散的框架空間可為離散的三維框架空間。
[0036]-本方法可以還包括使用最大似然估算量來(lái)自動(dòng)確定所述時(shí)間懲罰項(xiàng)的加權(quán)參數(shù)的步驟。更確切地說，本方法可包括估算待重建的圖像的針對(duì)每個(gè)像素或體素、或者鄰近像素或體素的組的時(shí)間懲罰項(xiàng)的所述加權(quán)參數(shù)。此外，所述時(shí)間懲罰項(xiàng)可基于Lp范數(shù)，且可使用最大似然估算量來(lái)共同地確定時(shí)間懲罰項(xiàng)的所述加權(quán)參數(shù)和參數(shù)P。特別地，在約束P ≥ I的情況下，可使用最大似然估算量來(lái)共同地確定時(shí)間懲罰項(xiàng)的所述加權(quán)參數(shù)和參數(shù)P。
[0037]-所述誤差項(xiàng)可取決于幾何參數(shù)，該幾何參數(shù)限定了所述基礎(chǔ)磁共振圖像中每個(gè)圖像相對(duì)于作為參照的基礎(chǔ)磁共振圖像的剛性變換，且其中，還通過相對(duì)于所述幾何參數(shù)最小化所述函數(shù)來(lái)進(jìn)行所述執(zhí)行時(shí)間序列的基礎(chǔ)磁共振圖像的正則化重建的步驟。
[0038]-可通過回波平面成像獲取所述基礎(chǔ)圖像。
[0039]-所述基礎(chǔ)圖像可以欠采樣，且縮減因數(shù)大于或等于4。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0040]從結(jié)合附圖而進(jìn)行的以下描述中本發(fā)明的附加特征和優(yōu)點(diǎn)將變得顯而易見，附圖示出:
[0041]-圖1為人腦的磁共振圖像的小波系數(shù)的實(shí)部和虛部的經(jīng)驗(yàn)性的柱狀圖；
[0042]-圖2和圖3為使用現(xiàn)有技術(shù)中已知的Tikhonov-正則化的SENSEpMRI重建方法而獲得的人腦的九個(gè)解剖的軸向切片，其中R分別等于2和4 ;
[0043]-圖4為使用現(xiàn)有技術(shù)中已知的TV-正則化的SENSEpMRI重建方法而獲得的同一人腦的解剖的軸向切片，其中R等于2 (左面板)和R等于4 (右面板)；
[0044]-圖5和圖6為使用根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式的基于自動(dòng)校準(zhǔn)的2D小波變換的正則化方案(UWR-SENSE)而獲得的同一人腦的九個(gè)解剖的軸向切片，其中R分別等于2和4 ;
[0045]-圖7和圖8為使用根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施方式的基于受約束的、自動(dòng)校準(zhǔn)的2D小波變換的正則化方案(CWR-SENSE)而獲得的同一人腦的九個(gè)解剖的軸向切片，其中R分別等于2和4 ;
[0046]-圖9為使用根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施方式的自動(dòng)校準(zhǔn)的組合的小波-全變差正則化方案且對(duì)非冗余標(biāo)準(zhǔn)正交的小波基使用圖像分解而獲得的同一人腦的九個(gè)解剖的軸向切片，其中R等于4;
[0047]-圖10為使用根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施方式的自動(dòng)校準(zhǔn)的組合的小波-全變差正則化方案且對(duì)由兩個(gè)標(biāo)準(zhǔn)正交基的聯(lián)合而構(gòu)成的冗余小波框架使用的圖像分解而獲得的同一人腦的九個(gè)解剖的軸向切片，其中R等于4 ;
[0048]-圖11為使用傳統(tǒng)的非并行MRI(頂行)、R等于4的mSENSE并行MRI重建(中間行)和根據(jù)本發(fā)明另一實(shí)施方式的基于自動(dòng)校準(zhǔn)的3D小波變換的正則化方案(3D-UWR-SENSE)(底行)而獲得的同一人腦的三個(gè)解剖的軸向切片；
[0049]-圖12為使用傳統(tǒng)的非并行MRI(頂行)、R等于4的mSENSE并行MRI重建(中間行)和根據(jù)本發(fā)明另一實(shí)施方式的基于自動(dòng)校準(zhǔn)的3D小波變換的正則化方案(3D-UWR-SENSE)(底行)而獲得的同一人腦的三個(gè)解剖的矢狀切片；
[0050]-圖13為使用TV正則化(左)、根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式的對(duì)非冗余小波基使用圖像分解的組合小波-全變差正則化方案(中央)以及根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式對(duì)由兩個(gè)標(biāo)準(zhǔn)正交基的聯(lián)合構(gòu)成的冗余小波框架使用圖像分解的組合小波-全變差正則化方案(右)而獲得的同一人腦的三個(gè)解剖的軸向切片(上行)及其放大的細(xì)節(jié)(下行);
[0051]-圖14為使用回波平面(EPI)fMRI獲取的，使用現(xiàn)有技術(shù)中已知的mSENSE方法和根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式的基于自動(dòng)校準(zhǔn)的2D小波變換的正則化方案(4D-UWR-SENSE)重建的人腦的軸向切片、冠狀切片和矢狀切片；
[0052]-圖15為使用EPIfMRI所檢測(cè)的aC_aS對(duì)照的疊加到解剖圖像的對(duì)象級(jí)的student-t圖片；使用mSENSE、UWR_SENSE和4D-UWR-SENSE方法重建數(shù)據(jù)，其中R分別等于2 (圖的頂部)和4 (圖的底部)；示出矢狀圖、冠狀圖和軸向圖；
[0053]-圖16為分別使用mSENSE、UffR-SENSE和4D-UWR-SENSE方法且以R等于2重建的兩個(gè)對(duì)象的aC-aS對(duì)照的對(duì)象級(jí)的student-t圖片；示出矢狀圖、冠狀圖和軸向圖；
[0054]-圖17為使用EPIfMRI所檢測(cè)到的Lc-Rc對(duì)照的疊加到解剖圖像的對(duì)象級(jí)的student-t圖片；使用mSENSE、UWR_SENSE和4D-UWR-SENSE方法重建數(shù)據(jù)，其中R分別等于
2(圖的頂部)和4 (圖的底部)；示出矢狀圖、冠狀圖和軸向圖；
[0055]-圖18為分別使用mSENSE、UffR-SENSE和4D-UWR-SENSE方法且以R等于4重建的兩個(gè)對(duì)象的Lc-Rc對(duì)照的對(duì)象級(jí)的student-t圖片；示出矢狀圖、冠狀圖和軸向圖；
[0056]-圖19為aC-aS對(duì)照的組級(jí)的student-t圖片，其中使用mSENSE、UffRSENSE和4D-UWR-SENSE重建數(shù)據(jù)，且R等于2和4 ;示出矢狀圖、冠狀圖和軸向圖；以及
[0057]-圖20為L(zhǎng)c-Rc對(duì)照的組級(jí)的student-t圖片，其中使用mSENSE、UffRSENSE和4D-UWR-SENSE重建數(shù)據(jù)，且R等于2和4 ;示出矢狀圖、冠狀圖和軸向圖?！揪唧w實(shí)施方式】
[0058]在詳細(xì)描述本發(fā)明之前，需要回顧關(guān)于pMRI (尤其SENSE)的一些基本情況。
[0059]MRI是一種成像技術(shù)，其可根據(jù)相關(guān)的RF脈沖設(shè)計(jì)以2D (二維)或直接以3D (三維)進(jìn)行。在2D情況下，使用相鄰的切片覆蓋體積。由于該方法使k-空間掃描更快速，因此PMRI可適用于這兩種情況，不論其清晰度如何(即以2D或3D)。為了簡(jiǎn)潔，在下文中僅示出2D情況。
[0060]利用一排C線圈來(lái)測(cè)量進(jìn)入被研究的對(duì)象(例如在患者頭部中的腦)中的自旋密度P。圖像獲取基于具體的成像序列；在本發(fā)明的示例性實(shí)施方式中，解剖的MRI基于3DMPRAGE序列，而所涉及的功能性MRI則使用2D回波平面成像(EPI)來(lái)執(zhí)行。下面的描述將聚焦于2D情況；那么，每個(gè)線圈I所接收的信號(hào)d。(I≤c≤C)為在k-空間中的一些位置k (k=(ky，kx)T)(上標(biāo)τ是指對(duì)換)上所估算的、由線圈靈敏度輪廓S。加權(quán)的所期望的2D
場(chǎng)P的傅里葉變換。因此，所接收的信號(hào)I由采樣方案限定:
【權(quán)利要求】
1.一種身體的并行磁共振成像的方法，包括: -從具有已知的或估算的靈敏度分布和噪聲協(xié)方差矩陣的各個(gè)接收天線中獲取所述身體的一組基礎(chǔ)磁共振圖像,所述基礎(chǔ)圖像在k-空間中欠采樣；以及 -執(zhí)行所述身體的磁共振圖像的正則化重建； 其中，執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的所述步驟通過最小化成本函數(shù)而在離散的框架空間中進(jìn)行，所述成本函數(shù)包括: -誤差項(xiàng)，在給定所獲取的基礎(chǔ)圖像的情況下，所述誤差項(xiàng)表示重建圖像的似然；和 -框架懲罰項(xiàng)，所述框架懲罰項(xiàng)表示所述重建圖像的框架系數(shù)的實(shí)際統(tǒng)計(jì)分布與所述系數(shù)的先驗(yàn)分布之間的偏差； 基于所述身體的輔助的磁共振圖像估算所述重建圖像的框架系數(shù)的先驗(yàn)分布。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，在給定所述所獲取的基礎(chǔ)圖像的情況下，所述誤差項(xiàng)表示所述重建圖像的負(fù)對(duì)數(shù)似然。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其中，在給定所述所獲取的基礎(chǔ)磁共振圖像和所述框架系數(shù)的先驗(yàn)分布的情況下，通過在所述框架空間中最大化限定所述身體的圖像的一組框架系數(shù)的完全后驗(yàn)分布，而進(jìn)行所述執(zhí)行所述身體的磁共振圖像的正則化重建的步驟。
4.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法，其中，根據(jù)所述所獲取的基礎(chǔ)磁共振圖像重建所述身體的所述輔助的磁共振圖像。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中，使用靈敏度編碼-SENSE算法，根據(jù)所述所獲取的基礎(chǔ)磁共振圖像重建所述身體的.所述輔助的磁共振圖像。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中，使用選自以下算法中的一種算法，根據(jù)所述所獲取的基礎(chǔ)磁共振圖像重建所述身體的所述輔助的磁共振圖像: -未正則化的SENSE算法； -在圖像空間中正則化的SENSE算法；和 -在k-空間中正則化的SENSE算法。
7.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法，其中，假設(shè)所述框架系數(shù)的廣義Gauss-Laplace先驗(yàn)統(tǒng)計(jì)分布，使用最大似然估算量或后驗(yàn)均值估算量，基于所述身體的所述輔助的磁共振圖像估算所述分布的參數(shù)。
8.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法，其中，所述誤差項(xiàng)為二次平均誤差項(xiàng)。
9.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法，其中，所述所獲取的基礎(chǔ)圖像為三維圖像，且其中，在離散的三維框架空間中進(jìn)行所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中，通過疊加待成像的對(duì)象的切片的二維基礎(chǔ)圖像來(lái)獲得所述所獲取的三維基礎(chǔ)圖像。
11.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法，其中，所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟基于冗余小波框架表示。
12.根據(jù)權(quán)利要求1至10中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟基于非冗余小波表示。
13.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法，其中，所述成本函數(shù)還包括至少一個(gè)選自以下項(xiàng)的空間域懲罰項(xiàng): -所述重建圖像的全變差范數(shù)；和-凸約束。
14.一種執(zhí)行身體的動(dòng)態(tài)的并行磁共振成像的方法，包括: -從具有已知的或估算的靈敏度分布和噪聲協(xié)方差矩陣的各個(gè)接收天線中獲取所述身體的一組時(shí)間序列的基礎(chǔ)磁共振圖像，所述基礎(chǔ)圖像在k-空間中欠采樣；以及 -執(zhí)行所述身體的時(shí)間序列的磁共振圖像的正則化重建； 其中，通過最小化成本函數(shù)進(jìn)行所述執(zhí)行時(shí)間序列的基礎(chǔ)磁共振圖像的正則化重建的步驟，所述成本函數(shù)包括: -誤差項(xiàng)，在給定相應(yīng)的所獲取的基礎(chǔ)圖像的情況下，所述誤差項(xiàng)表示各重建圖像的似然；和 -時(shí)間懲罰項(xiàng)，所述時(shí)間懲罰項(xiàng)表示在所述序列的連續(xù)圖像之間的像素間或體素間的差異。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中，所述時(shí)間懲罰項(xiàng)基于邊緣保持函數(shù)。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中，所述時(shí)間懲罰項(xiàng)基于凸邊緣保持函數(shù)。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，所述時(shí)間懲罰項(xiàng)基于Lp范數(shù)，其中，P> I且優(yōu)選地I ( p〈l.5。`
18.根據(jù)權(quán)利要求14至17中任一項(xiàng)所述的方法，其中，通過第一部分時(shí)間懲罰項(xiàng)和第二部分時(shí)間懲罰項(xiàng)的總和而給出所述時(shí)間懲罰項(xiàng)，其中: -所述第一部分時(shí)間懲罰項(xiàng)表示所述序列的每個(gè)偶數(shù)圖像與前一個(gè)奇數(shù)圖像之間的像素間或體素間的差異；以及 -所述第二部分時(shí)間懲罰項(xiàng)表示所述序列的每個(gè)奇數(shù)圖像與前一個(gè)偶數(shù)圖像之間的像素間或體素間的差異； 通過使用針對(duì)所述第一部分時(shí)間懲罰項(xiàng)和第二部分時(shí)間懲罰項(xiàng)的鄰近算子最小化所述成本函數(shù)。
19.根據(jù)權(quán)利要求14至18中任一項(xiàng)所述的執(zhí)行身體的動(dòng)態(tài)的并行磁共振成像的方法，其中，在離散的框架空間內(nèi)進(jìn)行所述執(zhí)行磁共振圖像的正則化重建的步驟，且所述成本函數(shù)還包括框架懲罰項(xiàng)，所述框架懲罰項(xiàng)表示每個(gè)重建圖像的框架系數(shù)的統(tǒng)計(jì)分布與所述系數(shù)的先驗(yàn)分布之間的偏差；基于所述身體的輔助的磁共振圖像估算所述重建圖像的框架系數(shù)的所述先驗(yàn)分布。
20.根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，其中，所述基礎(chǔ)圖像為三維圖像，且其中，所述離散的框架空間為離散的三維框架空間。
21.根據(jù)權(quán)利要求14至20中任一項(xiàng)所述的方法，還包括使用最大似然估算量來(lái)自動(dòng)確定所述時(shí)間懲罰項(xiàng)的加權(quán)參數(shù)的步驟。
22.根據(jù)權(quán)利要求21所述的方法，其中，所述方法包括:估算待重建的圖像的針對(duì)每個(gè)像素或體素、或者成組的鄰近像素或體素的時(shí)間懲罰項(xiàng)的所述加權(quán)參數(shù)。
23.根據(jù)權(quán)利要求21或22所述的方法，其中，所述時(shí)間懲罰項(xiàng)基于Lp范數(shù)，且其中，使用所述最大似然估算量來(lái)共同地確定所述時(shí)間懲罰項(xiàng)的所述加權(quán)參數(shù)和參數(shù)P。
24.根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，其中，在約束P> I的情況下，使用所述最大似然估算量來(lái)共同地確定所述時(shí)間懲罰項(xiàng)的所述加權(quán)參數(shù)和所述參數(shù)P。
25.根據(jù)權(quán)利要求14至23中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述誤差項(xiàng)取決于幾何參數(shù)，所述幾何參數(shù)限定所述基礎(chǔ)磁共振圖像的每個(gè)圖像相對(duì)于作為參照的基礎(chǔ)磁共振圖像的剛性變換，且其中，還通過相對(duì)于所述幾何參數(shù)最小化所述函數(shù)來(lái)進(jìn)行所述執(zhí)行時(shí)間序列的基礎(chǔ)磁共振圖像的正則化重建的步驟。
26.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法，其中，通過回波平面成像獲取所述基礎(chǔ)圖像。
27.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求所述的方法，其中，所述基礎(chǔ)圖像欠采樣，且縮減因數(shù)大于或等于 4。
【文檔編號(hào)】G01R33/563GK103443643SQ201180052754
【公開日】2013年12月11日 申請(qǐng)日期:2011年8月29日 優(yōu)先權(quán)日:2010年9月1日
【發(fā)明者】盧菲特·查理, 塞巴斯蒂安·梅里奧, 菲利普·丘丘, 讓-克里斯托夫·佩斯凱 申請(qǐng)人:原子能與替代能源委員會(huì)