本發(fā)明涉及一種利用核磁共振成像為循環(huán)運(yùn)動(dòng)的至少一個(gè)階段拍攝圖像的方法。
背景技術(shù)：
：：為了利用核磁共振成像為物體運(yùn)動(dòng)的不同階段拍攝圖像，例如拍攝頜骨的咀嚼運(yùn)動(dòng)，通常是對(duì)運(yùn)動(dòng)的單個(gè)位置進(jìn)行拍攝。為此需要一種器具，將物體，例如頜骨，固定在不同位置中。通過(guò)這樣的固定，便可以針對(duì)各個(gè)位置生成圖像所需的足夠的核磁共振成像數(shù)據(jù)。當(dāng)然，這種拍攝方式成本是很高的，并且無(wú)法反映出可能的動(dòng)態(tài)效果，因?yàn)閯?dòng)態(tài)效果只會(huì)在真實(shí)的運(yùn)動(dòng)過(guò)程中出現(xiàn)。如果運(yùn)動(dòng)足夠慢，例如咀嚼運(yùn)動(dòng)足夠慢地進(jìn)行，也可以在單獨(dú)一次運(yùn)動(dòng)循環(huán)中針對(duì)每個(gè)運(yùn)動(dòng)階段生成足夠的核磁共振成像數(shù)據(jù)。這一點(diǎn)在例如S.Zhang等人著述的“Real-TimeMagneticResonanceImagingofTemporomandibularJointDynamics”（顳下頜關(guān)節(jié)動(dòng)態(tài)運(yùn)動(dòng)磁共振實(shí)時(shí)成像）中有過(guò)描述，發(fā)表在《TheOpenMedicalImagingJournal》（開(kāi)放醫(yī)學(xué)成像雜志），2011年，第5期，第1-7頁(yè)。當(dāng)然，例如緩慢的咀嚼運(yùn)動(dòng)對(duì)于病人來(lái)說(shuō)是很難完成的，必須進(jìn)行訓(xùn)練或加以協(xié)助。此外，借助此方法也不能描繪只在正常的運(yùn)動(dòng)速度下才出現(xiàn)的動(dòng)態(tài)效果。在循環(huán)運(yùn)動(dòng)中，可以生成有關(guān)運(yùn)動(dòng)多個(gè)循環(huán)的數(shù)據(jù)集，并且隨后還可以將這些數(shù)據(jù)集分別分配給運(yùn)動(dòng)的一個(gè)階段。因此，所有與階段對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)集都可以是相應(yīng)運(yùn)動(dòng)階段的圖像的基礎(chǔ)。為了實(shí)現(xiàn)上述分配，可以借助例如一個(gè)器具來(lái)記錄運(yùn)動(dòng)的位置。但缺點(diǎn)是，額外的器具會(huì)產(chǎn)生費(fèi)用。2013年9月在《MagneticResonanceinMedicine》（醫(yī)學(xué)核磁共振），第70卷，第865-874頁(yè)中發(fā)表的A.D.Scott等人著述的“AdaptiveAveragingAppliedtoDynamicImagingoftheSoftPalate”（適用于軟腭動(dòng)態(tài)成像的自適應(yīng)平均）中，描述了一種對(duì)運(yùn)動(dòng)拍攝圖像的方法，這種方法確定了單個(gè)實(shí)時(shí)圖像之間的相關(guān)系數(shù)。借助此相關(guān)系數(shù)識(shí)別同一個(gè)運(yùn)動(dòng)階段的實(shí)時(shí)圖像，并且構(gòu)成此運(yùn)動(dòng)階段的整體圖像的基礎(chǔ)。即，所述的方法修正信噪比(SNR)小的圖像，而不必為此再進(jìn)行循環(huán)運(yùn)動(dòng)。對(duì)相關(guān)系數(shù)高的圖像取平均值，以提高SNR。但此方法的缺點(diǎn)是，需要對(duì)k空間進(jìn)行密集掃描，以獲得無(wú)偽影的圖像，其時(shí)間和空間分辨率是受限的?？臻g分辨率例如在1.6×1.6和2.0×2.0mm^2之間。時(shí)間分辨率在例如多個(gè)線圈同時(shí)成像時(shí)可以達(dá)到50-111ms。只使用一個(gè)線圈進(jìn)行測(cè)量，時(shí)間分辨率就只有150-300ms。TMJ（顳下頜關(guān)節(jié)）拍攝所需的空間和時(shí)間分辨率最大是0.75×0.75mm^2和100ms。另一缺點(diǎn)是，成對(duì)關(guān)系的錯(cuò)誤或不明確的最大值可能會(huì)導(dǎo)致扭曲的結(jié)果，因此該方法不夠合適。本發(fā)明的目的是，提供一種尤其簡(jiǎn)單且可靠的方法，以高時(shí)間分辨率和高空間分辨率為循環(huán)運(yùn)動(dòng)的各個(gè)運(yùn)動(dòng)階段拍攝圖像。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：此發(fā)明的目的通過(guò)一種利用核磁共振成像為循環(huán)運(yùn)動(dòng)至少一個(gè)階段拍攝圖像的方法來(lái)實(shí)現(xiàn)，此方法包括以下的方法步驟：在利用k空間局部軌跡進(jìn)行拍攝的時(shí)間段T期間，生成循環(huán)運(yùn)動(dòng)的原始數(shù)據(jù)集；由至少一個(gè)原始數(shù)據(jù)集，分別為原始數(shù)據(jù)集的至少一個(gè)相應(yīng)的片段，即感興趣區(qū)域(Region-of-Interest,ROI)重建一系列中間圖像，一系列是指至少重建兩個(gè)中間圖像；由這一系列的中間圖像計(jì)算出距離矩陣，其中每個(gè)矩陣元素D相當(dāng)于該系列某一個(gè)中間圖像到自身的距離，或者到該系列另一個(gè)中間圖像的距離；使曲線或函數(shù)與距離矩陣D中形成的結(jié)構(gòu)相匹配或擬合或接近；以及由原始數(shù)據(jù)集重建至少一個(gè)圖像，這個(gè)原始數(shù)據(jù)集相當(dāng)于經(jīng)擬合的曲線或函數(shù)與從屬于一個(gè)中間圖像的距離矩陣元的交集。所述k空間局部軌跡在此可以是徑向的或近似徑向的。所述中間圖像的重建可以以高時(shí)間分辨率進(jìn)行。所述距離矩陣可以是二維的、三維的或多維的距離矩陣。在二維的距離矩陣中，這些結(jié)構(gòu)可以是線。所述交集可以具有多個(gè)交點(diǎn)。所述曲線或函數(shù)可通過(guò)例如曲線積分最大化，與距離矩陣D中形成的線相匹配。為了實(shí)現(xiàn)曲線積分的最大化，可以使用例如主動(dòng)輪廓(Active-Contour)方法抑或“曲線擬合”(Curve-Fitting)方法。對(duì)此備選地，還可以使用所謂的簡(jiǎn)單匹配算法(Brute-Force)或窮舉算法。在利用算法解決問(wèn)題的方法中，將所有可能的解決方法都試一遍，直到找到正確答案。通過(guò)根據(jù)本發(fā)明的方法，可以利用核磁共振成像對(duì)物體發(fā)生重復(fù)運(yùn)動(dòng)的各個(gè)階段拍攝圖像，而不需要提高運(yùn)動(dòng)的要求或調(diào)節(jié)數(shù)據(jù)獲取的速度。例如，可以反映出顳下頜關(guān)節(jié)在正常速度下連續(xù)進(jìn)行咀嚼運(yùn)動(dòng)或重復(fù)進(jìn)行說(shuō)話運(yùn)動(dòng)的不同階段，方法是：對(duì)運(yùn)動(dòng)的多個(gè)循環(huán)進(jìn)行測(cè)量。為了利用核磁共振成像進(jìn)行測(cè)量，需使用被稱為測(cè)量順序的時(shí)間順序，該順序由磁性的梯度場(chǎng)、高頻脈沖和信號(hào)接收時(shí)間組成，在拍攝期間要一次或多次經(jīng)歷該順序。在此期間，測(cè)量順序預(yù)先規(guī)定了例如頻率的時(shí)間走向和梯度場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)以及頻率脈沖。從所選的測(cè)量順序中得出k空間軌跡，所謂k空間軌跡，是指k空間中測(cè)量點(diǎn)的順序，其中用k空間來(lái)表示二維或三維綜合波形矢量k的線性矢量空間，其以傅立葉變換方式轉(zhuǎn)換成位置空間。相應(yīng)地，也常常使用波形矢量空間這一名稱來(lái)稱呼k空間。根據(jù)本發(fā)明，使用由徑向或近似徑向的k空間局部軌跡組成的k空間軌跡來(lái)掃描k空間。人們也把延伸經(jīng)過(guò)k空間中點(diǎn)的單條線，包括測(cè)量點(diǎn)，稱為k空間局部軌跡。它們類(lèi)似于圓直徑，從外而來(lái)，穿過(guò)中點(diǎn)，再向外而去，也被稱為“輪幅”或“偏心線”。在特殊情況下，“徑向偏心”是指只從中點(diǎn)朝外延伸的k空間局部軌跡。近似徑向的k空間軌跡的示例是PROPELLEREPI（發(fā)表于《MagneticResonanceinMedicine》(學(xué)核磁共振)2005年11月；54(5):1232-40，“PROPELLEREPI:anMRItechniquesuitablefordiffusiontensorimagingathighfieldstrengthwithreducedgeometricdistortions.”(螺旋槳平面回波成像：一種適用于幾何失真降低的高場(chǎng)強(qiáng)擴(kuò)散張量成像的MRI技術(shù))，Wang等人著述）。在拍攝時(shí)間段期間，掃描k空間時(shí)測(cè)出的原始數(shù)據(jù)集被存儲(chǔ)下來(lái)，例如依次存儲(chǔ)在存儲(chǔ)單元中。原始數(shù)據(jù)集可以是測(cè)量k空間中各個(gè)點(diǎn)時(shí)記錄下來(lái)的信號(hào)。原始數(shù)據(jù)集也可以包含測(cè)量k空間局部軌跡時(shí)記錄下來(lái)的信號(hào)，或者包含k空間測(cè)量點(diǎn)其他任意一個(gè)分組的信號(hào)。通常，將由多個(gè)測(cè)量點(diǎn)組成的k空間局部軌跡或者在相應(yīng)測(cè)量點(diǎn)上拍攝的測(cè)量數(shù)據(jù)分別作為原始數(shù)據(jù)集存儲(chǔ)起來(lái)。由原始數(shù)據(jù)集重建具有高時(shí)間分辨率的中間圖像。高時(shí)間分辨率可以通過(guò)低位置分辨率來(lái)實(shí)現(xiàn)，或借助掃描偽影通過(guò)高位置分辨率來(lái)實(shí)現(xiàn)。通過(guò)減少每個(gè)圖像的k空間局部軌跡或原始數(shù)據(jù)集的數(shù)目，來(lái)提高時(shí)間分辨率。通過(guò)平行成像，能夠進(jìn)一步減少k空間局部軌跡的數(shù)目。重建可以針對(duì)所有局部的拍攝窗口進(jìn)行。將重建限制在感興趣區(qū)(Region-of-Interest,ROI)，可以降低計(jì)算費(fèi)用。此外，還可以由此減少和/或避免對(duì)環(huán)繞運(yùn)動(dòng)關(guān)節(jié)和運(yùn)動(dòng)對(duì)象的周邊區(qū)域的影響，并因此改善拍攝圖像的質(zhì)量。經(jīng)重建的中間圖像整體被稱為中間圖像系列。從中間圖像系列中計(jì)算出距離矩陣，其中在特定的距離度量或標(biāo)準(zhǔn)下，計(jì)算出該系列每一個(gè)中間圖像與該系列其他中間圖像的間距，或者與自身的間距，并且作為距離矩陣的矩陣元素存儲(chǔ)下來(lái)?？梢允褂美鐨W氏距離矩陣，這種矩陣將中間圖像相互之間的歐氏間距作為矩陣元素：D=(d1j)；d1j=-║z1-zj║2但也可以使用其他能夠描述兩個(gè)圖像之間相似性并因此作為相似尺度的標(biāo)準(zhǔn)。相當(dāng)于每個(gè)中間圖像與自身的對(duì)比、位于主對(duì)角線上的矩陣元素由于完美的一致性具有根據(jù)矩陣元素定義的最小值和最大值。因此在距離矩陣的示意圖中，需明顯看出一條沿著主對(duì)角線延伸的直線。由于運(yùn)動(dòng)重復(fù)發(fā)生，與主對(duì)角線平行以及垂直地形成了其他類(lèi)似的結(jié)構(gòu)或線。運(yùn)動(dòng)的重復(fù)越有規(guī)律，形成的線就與主對(duì)角線越相似。運(yùn)動(dòng)在時(shí)間上的重復(fù)越無(wú)規(guī)律，形成的線與直線走向偏移得越大或者具有空隙。對(duì)于距離矩陣的每一行來(lái)說(shuō)，形成的線與該行的交點(diǎn)表示最小間距，即用來(lái)比較的中間圖像與基于該行的中間圖像具有最大的一致性。為了找到這些交點(diǎn)，利用主動(dòng)輪廓方法，也稱為活躍輪廓或蛇形法，通過(guò)一條曲線或樣條與這些線接近或擬合。為此，將與主對(duì)角線平行推移的直線分別作為起始位置，并且使所屬的動(dòng)能函數(shù)最小化，使一維的樣條，即一維的Spline，與其中一條線，即與此線的走向相匹配。借助這樣找到的曲線或樣條，以所述線與距離矩陣一行的交點(diǎn)為基礎(chǔ)，算出原始數(shù)據(jù)集。由針對(duì)距離矩陣的一行如此測(cè)得的原始數(shù)據(jù)集子群重建圖像，該圖像正好反映出運(yùn)動(dòng)的一個(gè)階段。有利的做法是，所述距離矩陣是歐氏距離矩陣。歐氏距離矩陣是實(shí)現(xiàn)距離矩陣的簡(jiǎn)單方案。有利的做法是，可以利用布局模式對(duì)k空間進(jìn)行掃描，所述布局模式為k空間局部軌跡或輪幅的連續(xù)子群確保了在k空間盡可能均勻分布的布局。掃描可以根據(jù)例如不定期的布局模式進(jìn)行。對(duì)于圖像的質(zhì)量來(lái)說(shuō)，重要的是對(duì)k空間軌跡，也被稱為樣品軌跡進(jìn)行選擇，使以一個(gè)圖像為基礎(chǔ)的k空間局部軌跡子集的角度在k空間中盡量均勻分布。在測(cè)量循環(huán)運(yùn)動(dòng)時(shí)尤其會(huì)存在的危險(xiǎn)是，在樣品軌跡和所述運(yùn)動(dòng)之間存在差拍，因此能夠分配給單獨(dú)一個(gè)運(yùn)動(dòng)階段的k空間局部軌跡子群不能盡可能均勻地掃描k空間，并因此不能提供足夠的k空間信息。通過(guò)非周期性的掃描，能夠避免k空間掃描和所述循環(huán)運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生差拍，并且在最終基于一個(gè)圖像的k空間局部軌跡中將k空間中間空間的最大變數(shù)降至最低。由此改善層圖像或體圖像的質(zhì)量。有利的做法是，時(shí)間上連續(xù)的徑向或近似徑向的k空間局部軌跡(k1...kx)圍成的角度相當(dāng)于黃金角度。黃金角度，即137.5°或222.5°的角度是一種簡(jiǎn)單且可靠的方法，避免K區(qū)掃描和運(yùn)動(dòng)循環(huán)之間產(chǎn)生差拍，并且在最終基于一個(gè)圖像的k空間局部軌跡中將中間空間的最大變數(shù)降至最低。對(duì)于由于運(yùn)動(dòng)而連續(xù)發(fā)生的或合并起來(lái)的k空間局部軌跡子集來(lái)說(shuō)，黃金角度確保了盡可能均勻分布的角度。附圖說(shuō)明借助附圖闡述了根據(jù)本發(fā)明的方法。其中：圖1示出了本發(fā)明的示意圖；圖2示出了徑向的k空間局部軌跡。具體實(shí)施方式圖1至少局部地借助咀嚼運(yùn)動(dòng)的測(cè)量示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的方法的流程。借助由現(xiàn)有技術(shù)已知的MRT系統(tǒng)，在時(shí)間間隔T期間對(duì)病人的顳下頜關(guān)節(jié)進(jìn)行測(cè)量，其中病人在此時(shí)間間隔T期間進(jìn)行咀嚼運(yùn)動(dòng)。在測(cè)量時(shí)，對(duì)徑向的k空間局部軌跡k1、k2、k3...kx進(jìn)行掃描，并且以原始數(shù)據(jù)集r1、r2、r3...rx的形式生成測(cè)量數(shù)據(jù)，并且例如依次存儲(chǔ)在存儲(chǔ)單元的存儲(chǔ)區(qū)域中。對(duì)此k空間按例如黃金角度進(jìn)行掃描，即兩個(gè)時(shí)間上連續(xù)的徑向的k空間局部軌跡k1、k2、k3...kx總是圍成一個(gè)角度，此角度等于黃金角度，即137.5°或222.5°，如圖2中展示的那樣。在此僅以下頜關(guān)節(jié)咀嚼運(yùn)動(dòng)為例，對(duì)測(cè)量進(jìn)行描述。但也可以測(cè)量嘴巴重復(fù)進(jìn)行的說(shuō)話運(yùn)動(dòng)或循環(huán)發(fā)生的張嘴和閉嘴運(yùn)動(dòng)，抑或測(cè)量處于運(yùn)動(dòng)中的其他關(guān)節(jié)，例如膝關(guān)節(jié)。但也可以測(cè)量其他運(yùn)動(dòng)物體，例如可以測(cè)量呼吸運(yùn)動(dòng)，為此可以選擇例如肺-肝-邊緣作為感興趣區(qū)(ROI)。用于測(cè)量的MRT系統(tǒng)的構(gòu)造方案尤其取決于待測(cè)量的關(guān)節(jié)或物體，或取決于關(guān)節(jié)或物體待測(cè)量的運(yùn)動(dòng)半徑。根據(jù)拍攝原始數(shù)據(jù)集r1、r2、r3...rx的時(shí)間點(diǎn)，它反映出運(yùn)動(dòng)的另一階段，例如合攏的或完全張開(kāi)的頜骨或在頜骨張開(kāi)或合攏期間略微張開(kāi)的頜骨位置。因?yàn)樵撨\(yùn)動(dòng)是循環(huán)進(jìn)行的，即以一定的時(shí)間間隔重復(fù)各個(gè)階段，所以可以將不同時(shí)間點(diǎn)拍攝的多個(gè)原始數(shù)據(jù)集用于該運(yùn)動(dòng)某個(gè)特定階段的一個(gè)圖像，這些原始數(shù)據(jù)集分別反映出該運(yùn)動(dòng)的特定階段。為了能夠?qū)⑦@些原始數(shù)據(jù)集r1、r2、r3...rx分配給不同的運(yùn)動(dòng)階段，由這些原始數(shù)據(jù)集重建中間圖像z1、z2、...zy，中間圖像借助高時(shí)間分辨率至少重現(xiàn)一個(gè)反映運(yùn)動(dòng)的片段，該片段也被稱為感興趣區(qū)(ROI)。例如在測(cè)量髁狀突周?chē)娘D下頜關(guān)節(jié)時(shí)，就應(yīng)選擇片段或ROI。為了使中間圖像z1、z2...zy具有充足的時(shí)間分辨率，為每個(gè)中間圖像使用的徑向k空間局部軌跡或原始數(shù)據(jù)集數(shù)目，要比該分辨率規(guī)定的更少，這樣就能以低的位置分辨率或以混疊偽影重建中間圖像。例如可以由少量連續(xù)的原始數(shù)據(jù)集重建掃描的中間圖像。在距離矩陣D中，例如歐氏距離矩陣中，探測(cè)各中間圖像z1、z2...zy相互之間的間距，即各自的間距尺寸，其中距離矩陣D的每一行i反映出中間圖像zi與其他中間圖像z1、z2、...zy以及它自身的距離，例如歐式距離。由于每個(gè)中間圖像z1、z2...zy都與其自身完美相似，所以距離矩陣D具有包含最小值的主對(duì)角線H。此外，該距離矩陣D由于運(yùn)動(dòng)的循環(huán)性，即各個(gè)不同的運(yùn)動(dòng)階段反復(fù)出現(xiàn)，還具有其他最小值的線，其與主對(duì)角線H平行并且垂直延伸。這些線只近似地筆直延伸，因?yàn)檠h(huán)運(yùn)動(dòng)，例如咀嚼運(yùn)動(dòng)，雖然是持續(xù)的，但不一定絕對(duì)千篇一律地進(jìn)行。借助距離矩陣的線，可以為每個(gè)中間圖像zi找到具有最大相似性的中間圖像zj，方法是：找到線與距離矩陣D的行i的交點(diǎn)S。為此，借助主動(dòng)輪廓方法接近或擬合每條線。主動(dòng)輪廓方法使樣條，即Spline，與輪廓接近，方法是：將相應(yīng)建立的動(dòng)能函數(shù)降至最低。樣條在后文中也被稱為“曲線”或函數(shù)v1、v2...vz。作為主動(dòng)輪廓方法的起始值，可以從與主對(duì)角線H平行推移的直線出發(fā)。借助對(duì)距離矩陣D的每條線確定或擬合的曲線或函數(shù)v1、v2...vz(用虛線示出），確定這些函數(shù)與距離矩陣D某一行的交集S。因此可以隨時(shí)從基于交點(diǎn)S的原始數(shù)據(jù)集r1、r2、r3...ry的矩陣元素中重建圖像B，該圖像分別反映出對(duì)應(yīng)的某個(gè)特殊運(yùn)動(dòng)階段。當(dāng)前第1頁(yè)1 2 3 當(dāng)前第1頁(yè)1 2 3