BRPI0721412A2 - Métodos para produzir uma imagem aprimorada de contraste de um indivíduo posicionado no campo de visão de um sistema de formação de imagem por ressonância magnética, e para reconstruir uma imagem angiográfica por ressonância magnética aprimorada de contraste com um sistema de formação de imagem por ressonância magnética - Google Patents

Description

"MÉTODOS PARA PRODUZIR UMA IMAGEM APRIMORADA DE CONTRASTE DE UM INDIVÍDUO POSICIONADO NO CAMPO DE VISÃO DE UM SISTEMA DE FORMAÇÃO DE IMAGEM POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA, E PARA RECONSTRUIR UMA IMAGEM ANGIOGRÁFICA POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA APRIMORADA DE CONTRASTE COM UM SISTEMA DE FORMAÇÃO DE IMAGEM POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA" REFERÊNCIA CRUZADA PARA AS APLICAÇÕES RELACIONADAS

Esta aplicação é baseada na Aplicação de Patente Provisória dos U.S. de Nr Serial 60 / 883.099 depositada em 2 de janeiro de 2007, e código o título de "CONTRAST ENHANCED MRA WITH HIGHLY CONSTRAINED RETROPROJEÇÃO RECONSTRUÇÃO USING PHASE CONTRAST COMPOSITE IMAGE".

DECLARAÇÃO CONSIDERANDO PESQUISA PATROCINADA FEDERALMENTE

Esta invenção foi feita com suporte governamental sob Grant Nr. NIHHL072260 adjudicada pelo Instituto Nacional de Saúde. O Governo dos Estados Unidos tem certos direitos nesta invenção. FUNDAMENTO DA INVENÇÃO O campo da invenção é a angiografia de ressonância

magnética aprimorada de contrastes ("CEMRA"), e mais particularmente, um método para reconstruir imagens de CEMRA a partir de dados de MR altamente subamostrados.

Formação de imagem por ressonância magnética (MRI) usa o fenômeno de ressonância magnética nuclear (NMR) para produzir imagens. Quando uma substância tal como tecido humano é submetido a um campo magnético uniforme (campo de polarização B0), os momentos magnéticos individuais dos rodopios no tecido tentam se alinhar com este campo de polarização, mas atuam sobre ele em ordem aleatória em sua freqüência característica de Larmor. Se a substância, ou tecido, é submetido a um campo magnético (campo de excitação Bi) que está em um plano x-y e que está perto da freqüência de Larmor freqüência, o momento alinhado líquido, Mz, pode ser rodado, ou "virado", no plano x-y para produzir um momento magnético transversal líquido Mt. Um sinal é emitido pelos rodopios excitados, e após o sinal de excitação B1 é terminado, este sinal pode ser recebido e processado para formar uma imagem.

Quando utilizando esses sinais para produzir imagens, gradientes de campo magnético (Gx Gy e Gz) são empregados. Tipicamente, a região a ser fotografada é varrida através de uma seqüência de ciclos de medição nos quais os gradientes variam de acordo com o método de localização particular sendo usado. Cada medição é referida na arte como uma "visão" e o número de visões determina tais fatores como, a resolução e o SNR da imagem. O conjunto resultante dos sinais de NMR recebidos, ou as visões, ou amostras de espaço k, é digitalizado e processado para reconstruir a imagem usando uma das muitas técnicas de reconstrução bem conhecidas. O tempo de varredura total é determinada em parte através do número de ciclos de medição, ou de visões, que são adquiridas para uma imagem, e, por conseguinte, o tempo de varredura pode ser reduzida em detrimento da resolução de imagem ou proporção de sinal para ruído da imagem ("SNR") reduzindo o número de visões adquiridas.

Angiografia por ressonância magnética (MRA) usa fenômeno de ressonância magnética nuclear para produzir imagens da vascularização humana. Duas técnicas básicas de MRA foram propostas e avaliadas. A primeira classe, técnicas de tempo de excursão (TOF), consiste de métodos que exploram as diferenças na saturação de sinal que existe entre sangue fluindo e tecido estacionário. Sangue fluindo, que está se movendo através da seção excitada, é continuamente revigorado pelos rodopios experimentando poucos pulsos de excitação e é, por conseguinte, menos saturado. Este efeito é aumentado injetando um agente de contraste no paciente e temporizando a aquisição quando o contraste flui através das artérias de interesse. O resultado é o contraste de imagem desejada entre os tecidos estacionários de baixo sinal.

Métodos de MR também forma desenvolvidos que codificam

movimento na fase do sinal adquirido como divulgado na Patente dos U.S. de No. Re. 32.701. Essa forma a segunda classe de técnicas de MRA e são conhecidas como os métodos de contraste de fase (PC). Correntemente, mais técnicas de MRA de PC adquirem duas imagens, com cada imagem tendo uma diferente sensitividade para o mesmo componente de velocidade. Imagens de angiografia são então obtidas formando, ou a diferença de fase ou a diferença complexa entre o par de imagens codificadas de velocidade. As técnicas de MRA de contraste de fase foram estendidas tal que elas são sensitivas aos componentes de velocidade em todas as três direções ortogonais, mas isto requer aquisição de dados adicional.

O método mais predominante para adquiri um conjunto de dados de NMR a partir do qual uma imagem pode ser reconstruída é referida como a técnica de formação de imagem de "Transformada de Fourier" ou técnica de "girar-torcer". Esta técnica é discutida em um artigo com o título "Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging", de W.A. Edelstein et al., Phvsics in Medicine and Biology. Vol. 25, p. 751-756 (1980). Isto emprega um pulso de gradiente de campo magnético de codificação de fase de amplitude variável antes da aquisição dos sinais de NMR para informação espacial codificada de fase na direção deste gradiente. Em uma implementação de duas dimensões (2DFT), por exemplo, informação espacial é codificada em uma direção aplicando um gradiente de codificação de fase (Gy) ao longo daquela direção, e então um sinal é adquirido na presença de um gradiente de campo magnético lido (Gx) em uma direção ortogonal para a direção de codificação de fase. O gradiente lido presente durante a aquisição de eco de rotação codifica informação espacial na direção ortogonal. Em uma típica seqüência de pulso de 2DFT, a magnitude do pulso de gradiente de codificação de fase Gy é aumentada na seqüência de visões que são adquiridas durante a varredura. Em uma implementação de três dimensões (3DFT) um terceiro gradiente (Gz) é aplicado antes de cada sinal lido para codificar fase ao longo do terceiro eixo. A magnitude deste segundo pulso de gradiente de codificação de fase Gz é também intensificada através de valores durante a varredura. Esses métodos de 2DFT e 3DFT amostram o espaço k em um padrão retilíneo tal como aquele mostrado na Fig. 2A e eles requerem tempo de varredura considerável de modo a amostrar o espaço k de modo adequado.

Houve amplos trabalhos recentes usando matrizes de múltiplas bobinas de recepção para encurtar o tempo de varredura do formação de imagem. Na técnica de SMASH descrita por Griswold, et al., "Simultaneous Acquisition Of Spatial Harmonics (SMASH)" Magnetic Resonance in Medicine 1999, Junho; 41 (6):1235-45, múltiplas bobinas são cuidadosamente posicionadas em uma da direções de codificação de fase de Fourier. Usando o conhecimento das sensitividades da bobina, codificações de fase não adquiridas podem ser sintetizadas, assim sendo aumentando a taxa na qual imagens de uma determinada resolução pode ser adquirida, ou aumentar a resolução de imagens adquiridas na mesma taxa. A técnica de SENSE descrita por Pruessmann et al., "Coil Sensitivity Encoding for Fast MRI", MRM 42:952-962 (1999) é uma outra tal abordagem de múltiplos canais de recepção para reduzir o tempo de varredura. Os métodos de SMASH e SENSE são caracterizados por um fator "R" representando o aumento de velocidade ao longo de métodos convencionais na ordem de 2 à 3 para uma determinada resolução. Eles são também caracterizados por um fator "g", na ordem de 1 - 1,2 representando o aumento em ruído além do que seria esperado para um determinado tempo de formação de imagem. Também houve trabalhos recentes usando métodos de reconstrução de projeção para adquirir dados de MRI como divulgado na Patente dos U.S. de Nr. 6.487.435. Os métodos de reconstrução de projeções têm sido conhecidos desde o início de formação de imagem por ressonância magnética ressonância. Mais propriamente do que amostrar o espaço k em um padrão de varredura retilínea como é feita no formação de imagem por Fourier e mostrado na Fig. 2A, métodos de reconstrução de projeções amostram o espaço k com uma série de "projeções" ou visões que amostram linhas radiais se estendendo na direção para fora do centro do espaço k como mostrado na Fig. 2B. O número de visões necessárias para amostrar o espaço k determina o comprimento da varredura e se um número insuficiente de visões são adquiridas, artefatos de riscas são produzidos na imagem reconstruída. A técnica divulgada na Patente de Nr. 6.487.435 reduz tais riscas adquirindo imagens amostradas sucessivas com visões entrelaçadas e compartilhando os dados periféricos do espaço k entre quadros de imagem sucessivos. Este método de compartilhar os dados periféricos do espaço obtidos é conhecido na arte pela sigla "TRICKS".

Há dois métodos usados para reconstruir imagens a partir de um conjunto adquirido de visões de projeções do espaço k como descrito, por exemplo, na Patente dos U.S. de Nr. 6.710.686. O método mais comum é to gradear as amostras de espaço k a partir de suas localizações nas trajetórias de amostragem radial para uma grade Cartesiana. A imagem é então reconstruída efetuando uma transformação de Fourier de 2D ou 3D das amostras de espaço k gradeadas na maneira convencional. O segundo método para reconstruir uma imagem é transformar

as visões de projeções do espaço k radiais para o espaço de Radon por Fourier transformando cada visão de projeção. Uma imagem é reconstruída a partir desses sinais de projeção filtrando-os e retroprojetando-os no campo de visão (FOV). Como é bem conhecido na arte, se as projeções de sinal adquiridas são insuficientes em número para satisfazer o teorema de amostragem de Nyquist, artefatos de riscas serão produzidos na imagem reconstruída.

O método de retroprojeção padrão é ilustrado na Fig. 3. Cada perfil de projeção de sinal do espaço de Radon 11 é retroprojeção no campo de visão 13 projetando cada amostra de sinal 15 do perfil 11 através da FOV 13 ao longo do caminho de projeção como indicado pelas setas 17. Projetando cada amostra de sinal 15 no FOV 13 não temos nenhum conhecimento a priori do indivíduo e a suposição é feita que os sinais de NMR no

FOV 13 são homogêneos e que a amostra de sinal 15 deve ser distribuída igualmente em cada pixel através do qual passa o caminho da projeção. Por exemplo, um caminho de projeção 8 é ilustrado na Fig. 3 para uma única amostra de sinal 15 em um perfil de projeção de sinal 11 conforme lê passa através de N pixéis no FOV 13. O valor de sinal (P) desta amostra de sinal 15 é dividida igualmente entre esses N pixéis em uma retroprojeção convencional:

Sn = (Pxl)/N(l)

onde: Sn é o valor de sinal de NMR distribuído para o n-ésimo pixel em um caminho de projeção tendo N pixéis através do FOV 13.

Claramente, a suposição que o sinal de NMR no FOV 13 é homogêneo é não correto. Contudo, como é bem conhecido na arte, se certas correções são feitas para cada perfil de sinal lie um número suficiente de perfis são adquiridos em um correspondente número de ângulos de projeção, os erros causados por esta suposição falha são minimizadas e artefatos de imagem são suprimidos. Em um típico método de retroprojeção filtrado de reconstrução de imagem, 400 projeções são requeridas para uma imagem em 2D de 256 χ 256 pixel e 203.000 projeções são requeridas para um imagem em 3D de 256 χ 256 χ 256 pixel. Se o método descrito na patente dos US de Nr. 6.487.435 citada acima é empregado, o número de visões de projeções necessárias para essas mesmas imagens pode ser reduzido para 100 (2D) e 2000 (3D).

A técnica de kt-blast divulgada por Tsao J., Besinger P. e Pruessman KP, "kt-Blast and k-t Sense: Dynamic MRJ with High Frame Rate Exploiting Spatiotemporal Correlations", Magn. Reson. Med. 2003 Nov.;

50(5): 1031-43, Hansen MS., Tsao J., Kozerke S., e Eggers H., "k-t Blast Reconstruction From Arbitrary k-t Sampling: Application to Dynamic Radial Imaging", Abstract 684, 2005 ISMRM, Miami Florida, reconhece que em uma série de tempo adquirida há um grande acordo de correlação nos dados de espaço k associados com um conjunto adquirido de quadros de tempo. Em kt-blast, que foi aplicada às aquisições radiais, um conjunto de dados de treinamento de freqüência espacial baixa é adquirido para remover os erros que ocorrem quando a amostragem é efetuada no domínio espacial e temporal. Usando reconstrução de imagem iterativa, reduções significativas nos dados requeridos podem ser alcançadas. Uma técnica de angiografia que também incorpora a idéia de

usar um conjunto de dados de treinamento para guiar a reconstrução de imagens usando pares de imagens de projeção em 2D ortogonais foram descritos por Huang Y., Gurr D., e Wright G., "Time - Resolved 3D MR Angiography By Interleaved Biplane Projections", Abstract 1707, ISMRM 2005, Miami Florida. Neste método uma reconstrução de imagem iterativa é guiada usando análises de correlação de dados a partir de um conjunto de dados de treinamento que é compreendido de todas as imagens de projeção em 2D ortogonais adquiridas. SUMÁRIO DA INVENÇÃO A presente invenção é um novo método para reconstruir

imagens de angiografia de ressonância magnética aprimorada de contraste (CEMRA) que usa uma imagem de contraste de fase adquirida como a imagem compósita em uma reconstrução de retroprojeção altamente restrita (HYPR), que é também referida aqui como processamento de HYPR ou uma reconstrução de HYPR. A varredura de contraste de fase na ordem de cerca de cinco minutos gera uma imagem de contraste de fase que é usada como uma imagem compósita de alta qualidade no processamento de HYPR de uma varredura aprimorada de contraste (injeção de contraste). Imagens aprimoradas de contraste de primeiro estágio reconstruídas ilustram as dinâmicas de entrada de fluxo do agente de contraste, e o uso da imagem compósita de contraste de fase permite resolução espacial sem precedentes e SNR relativo que poderia normalmente ser alcançada a partir de uma varredura aprimorada de primeiro estágio curto. Uma modalidade em 2D de uma reconstrução de HYPR é

pictoricamente representada na Fig. 4. Em geral, uma imagem compósita fornece a priori conhecimento para tal uma reconstrução. Referindo à Fig. 4, por exemplo, o contorno do sinal no campo de visão 13 pode ser conhecido para incluir estruturas tais como vasos sangüíneos 19 e 21. Este sendo o caso, quando o caminho de retroprojeção 8 passa através dessas estruturas um distribuição mais precisa da amostra de sinal 15 em cada pixel é alcançado ponderando a distribuição como uma função do contorno do sinal conhecido naquela localização de pixel. Com tal ponderação, a maioria da amostra de sinal 15 será distribuída no exemplo da Fig. 4, nos pixéis que interceptam as estruturas conhecidas 19 e 21. Para um caminho de retroprojeção 8 tendo N pixéis esta retroprojeção altamente restrita pode ser expressa como a seguir:

Sn=(PxCJ/fX <2}

n-l

onde: Sn = a magnitude de sinal retroprojeção em um pixel η em um quadro de imagem sendo reconstruído;

P = o valor de amostra do sinal no perfil de projeção sendo retroprojeção; e

Cn = valor do sinal de uma imagem compósita a priori no n- ésimo pixel ao longo do caminho de retroprojeção. O numerador na equação (2) pondera cada pixel usando o correspondente valor do sinal na imagem compósita e o denominador normaliza o valor tal que todas amostras de sinal retroprojetados refletem as somas de projeção para o quadro de imagem e não são multiplicados pela soma da imagem compósita. Deve ser notado que enquanto a normalização pode ser efetuada em cada pixel separadamente após a retroprojeção ser efetuada, em muitas aplicações clínicas é muito mais fácil normalizar a projeção P antes da retroprojeção. Neste caso, a projeção P é normalizada dividindo pelo correspondente valor Pc em uma projeção através da imagem compósita no mesmo ângulo de visão. A projeção normalizada P / Pc é então projetada de volta e a imagem resultante é então multiplicada pela imagem compósita.

Uma modalidade em 3D da reconstrução de retroprojeção altamente restrita é mostrada pictoricamente na Fig. 5 para uma única visão da projeção em 3D caracterizado pelos ângulos de visão θ e φ. Esta visão da projeção é projetada de volta ao longo do eixo 17 e espalhada em um plano de Radon 25 em uma distância r ao longo do eixo de retroprojeção 17. Em vez de uma retroprojeção filtrada na qual os valores de sinal de projeção são filtrados e uniformemente distribuídos nos planos de Radon sucessivos, ao longo do eixo 17, os valores de sinal de projeção são distribuídos no plano de Radon 25 usando a informação na imagem compósita. A imagem compósita no exemplo da Fig. 5 contém vasos 19 e 21. O valor de contorno de sinal ponderado é depositado em localização de imagem x, y, ζ no plano de Radon 25 baseada na intensidade na correspondente localização x, y, ζ na imagem compósita. Isto é uma multiplicação simples do valor do perfil do sinal retroprojeção P pelo correspondente valor da imagem compósita. Este produto é então normalizado dividindo o produto pelo valor do perfil de projeção a partir do correspondente perfil de projeção do espaço de imagem formado da imagem compósita. A fórmula para a reconstrução em 3D altamente restrita é I(x,y,z)=£(P(rA4)*C(x,y,z)(tWí/Pc(r,e^) (2a)

onde o somatório (Σ) é sobre todas as projeções no quadro de imagem sendo reconstruídas e os valores x, y, ζ em um plano de Radon particular são calculados usando o valor de projeção de perfil Ρ(γ,Θ,Φ) no valor r,0, φ apropriado para aquele plano. Pc(r, θ, φ) é o correspondente valor de projeção de perfil a partir da imagem compósita, e C(x,y,z)r 6^ é o valor da imagem compósita em (r,9,(p).

Um aspecto importante da invenção é a realização que melhoramentos na qualidade de imagem de imagens aprimoradas de contraste reconstruídas por HYPR podem ser obtidos usando uma imagem compósita de alta qualidade na reconstrução de HYPR, i. e., usando uma imagem compósita altamente amostrada tendo uma alta SNR. Assim sendo, efetuando uma varredura de contraste de fase antes de ou após a varredura aprimorada de contraste remove restrições apertadas de tempo inerentes em uma varredura aprimorada de contraste convencional e permite muitas visões de contraste de fase a serem obtidas sobre um período maior de tempo (na ordem de vários minutos) tal que o alto SNR desejável pode ser obtido.

Um outro aspecto da invenção é que uma imagem compósita de contraste de fase fornece conhecimento a priori desejável do fluxo arterial e venoso no campo de visão. A imagem de contraste de fase é adquirida usando uma seqüência de pulso codificado de movimento que é sensitiva para girar movimento no campo de visão (FOV).

Em uma modalidade do método inventivo, visões de projeções de contraste de fase são obtidos antes da chegada de um agente de contraste em uma varredura dinâmica de CEMRA. As visões de projeções de contraste de fase são obtidas sobre uma duração relativamente longa e são usadas para reconstruir uma imagem de contraste de fase de alta qualidade indicativa do fluxo arterial e venoso. Visões de projeções de máscaras são também obtidas antes da chegada do agente de contraste e essas visões de projeções incluem informação indicativa da estrutura estacionária no campo de visão. Como o agente de contraste de forma subseqüente flui na vascularização de interesse, um conjunto de visões de projeções aprimoradas de contraste altamente amostrado para cada um de uma pluralidade de quadros de tempo são obtidas, que incluem sinais indicativos de tecidos estacionários no campo de visão junto com os sinais de sangue aprimorados. Correspondentes visões de projeções de máscaras são subtraídas das visões de projeções aprimoradas de contrastes essencialmente para anular os sinais de tecido estacionários não aprimorados e para fornecer um conjunto de visões de projeções aprimoradas de contraste "dispersas" para cada um dos quadros de tempo. A imagem reconstruída de contraste de fase é então usada como uma imagem compósita para a reconstrução de retroprojeção altamente restrita de cada conjunto de projeção aprimorada de contraste dispersa. Em outras palavras, uma imagem compósita de contraste de fase fornece a informação a priori para o processamento de HYPR para reconstruir cada quadro de imagem a partir de seu conjunto de visões de projeções aprimoradas de contraste dispersas. Uma variação desta modalidade é adquirir as visões de contraste de fase após as visões aprimoradas de contraste serem adquiridas tal que o melhoramento de contraste residual está ainda presente na vascularização. Em um outro aspecto da invenção, reconstrução de HYPR

iterativa pode ser efetuada também para remover informação venosa a partir das imagens reconstruídas. Com o método de HYPR iterativo, os quadros de imagem aprimorados de contraste reconstruídos iniciais são empregados como imagens compósitas atualizadas e os conjuntos de dados de projeção aprimorada de contraste dispersos experimentam a reconstrução de HYPR de novo usando essas imagens compósitas atualizadas. Isto pode ser repetido um número de vezes até a informação venosa ser suficientemente suprimida.

Um objeto geral da invenção é para melhorar a qualidade de imagens de CEMRA durante um estudo dinâmico. Uma figura de mérito F pode ser definido para aquisições aceleradas como o produto do volume de imagem, o volume de espaço k e SNR dividido pela metade do máximo de largura completa da resposta de impulso temporal média através de todas as freqüências espaciais. Uma figura de mérito de 85 é alcançada usando o método presente, onde uma aquisição padrão é considerado para ser 1.

Ainda um outro aspecto novo desta invenção é a habilidade de facilmente obter informação da direção do fluxo a partir das visões de projeções de contraste de fase adquirida, e usar esta informação de direção de fluxo na reconstrução dos quadros de imagem aprimorada de contraste.Tal informação direcional de fluxo é normalmente não fornecida por varredura de CEMRA ou DSA, mas a informação da direção de fluxo é parte da informação a priori na imagem compósita formada a partir das visões codificadas em movimento.

O precedente e outros objetos e vantagens da invenção vão aparecer a partir da seguinte descrição. Na descrição, referência é feita aos desenhos anexos que formam uma parte dela, e na qual é mostrada, por meio de ilustração, uma modalidade preferida da invenção. Contudo, tal modalidade não necessariamente representa o completo escopo da invenção, e referência é feita por conseguinte às reivindicações e aqui para interpretar o escopo da invenção.

DESCRIÇÃO BREVE DOS DESENHOS

Fig. 1 é um diagrama em bloco de um sistema de sistema de MRI que emprega a presente invenção;

Fig. 2A é uma ilustração gráfica da maneira na qual o espaço k é amostrada durante uma típica aquisição de imagem por Fourier, ou por girar-torcer, usando o sistema da MRI Fig. 1 ;

Fig. 2B é uma ilustração gráfica da maneira na qual o espaço k é amostrado durante uma típica aquisição de imagem de reconstrução de projeção; Fig. 3 é uma representação pictórica de um estágio de retroprojeção convencional em um processo de reconstrução de imagem;

Fig. 4 é uma representação pictórica de uma modalidade em 2D de uma reconstrução de retroprojeção altamente restrita;

Fig. 5 é uma representação pictórica de uma modalidade em 3D de uma reconstrução de retroprojeção altamente restrita;

Fig. 6A é uma ilustração gráfica de uma seqüência de pulso preferida para direcionar o sistema de MRI da Fig. 1 para adquirir visões de projeção radia em 3D;

Fig. 6B é uma ilustração gráfica de uma outra seqüência de pulso preferida para usar a presente invenção na prática;

Fig. 6C é uma representação pictórica do padrão de amostragem de espaço k efetuada com a seqüência de pulse da Fig. 6B;

Fig. 7 é um fluxograma de um método preferido para empregar a presente invenção em uma aplicação de formação de imagem de MR;

Fig. 8 é um fluxograma de um outro método preferido; Figs. 9-11 são fluxogramas de um método de HYPR para

reconstrução;

Fig. 12 é um fluxograma de um método alternativo de HYPR

para reconstrução;

Fig. 13 é um fluxograma de um método preferido para filtrar

estrutura venosa; e

Fig. 14 é um fluxograma de um outro método alternativo preferido para empregar a presente invenção em uma aplicação de formação de imagem de MR;

DESCRIÇÃO DETALHADA DA MODALIDADE PREFERIDA

Referindo particularmente à Fig. 1 , uma modalidade preferida da invenção é empregado em um sistema de MRI sistema. O sistema de MRI incluir uma estação de trabalho 110 tendo um mostrador 112 e um teclado 114. A estação de trabalho 110 inclui um processador 116 que é uma máquina programável disponível comercialmente rodando um sistema operacional disponível comercialmente. A estação de trabalho 110 fornece a interface de operador que possibilita prescrições de varredura a serem entradas no sistema de MRL

A estação de trabalho 110 é acoplado para quatro servidores: um servidor de seqüência de pulso 118; um servidor de aquisição de dados 120; um servidor de processamento de dados 122, e a servidor de armazenamento de dados 23. Na modalidade preferida o servidor de armazenamento de dados 123 é efetuado através do processador da estação de trabalho 116 e associados circuitos de interface de operação de disco. Os três servidores 118, 120 e 122 remanescente são efetuados por processadores separados montados em um único compartimento e interconectados usando uma barra de comunicação de plano traseiro de 64 bits. O servidor de seqüência de pulso 118 emprega um microprocessador disponível comercialmente e um controlador de comunicação disponível comercialmente. O servidor de aquisição de dados 120 e o servidor de processamento de dados 122 ambos empregam o mesmo microprocessador disponível comercialmente e o servidor de processamento de dados 122 ainda inclui um ou mais matrizes de processadores baseadas em processadores de vetor paralelo disponível comercialmente.

A estação de trabalho 110 e cada processador para os servidores 18, 20 e 22 são conectados para uma rede de comunicações seriais. Esta rede serial transmite dados que são baixados para os servidores 118, 120 e 122 provenientes de uma estação de trabalho 110 e transmite dados de rótulo que são comunicados entre os servidores e entre a estação de trabalho e os servidores. Em adição, um elo de comunicação de dados em alta velocidade é fornecido entre o servidor de processamento de dados 122 e a estação de trabalho 110 de modo a transmitir dados de imagem para o servidor de armazenamento de dados 123.

As funções de servidor de seqüência de pulso 118 em resposta aos elementos de programa baixados provenientes de uma estação de trabalho 110 para operar um sistema de gradiente 124 e um sistema de RF 126. Formas de onda de gradiente necessárias para efetuar a varredura prescrita são produzidas e aplicadas ao sistema de gradiente 124 que excita bobinas de gradiente em uma montagem 128 para produzir os gradientes de campo magnético Gx, Gy e Gz usados para sinais de NMR de codificação de posição. A montagem de bobina de gradiente 128 forma parte de uma montagem de ima 130 que inclui um ima de polarização 132 e uma bobina de RF de corpo completo 134.

Formas de onda de excitação de RF são aplicadas para a bobina de RF 134 através do sistema de RF 126 para efetuar a seqüência de pulso de ressonância magnética prescrita. Sinais de NMR responsivos detectados pela bobina de RF 134 são recebidos através do sistema de RF 126, amplificados, demodulados, filtrados e digitalizados sob direção de comandos produzidos através do servidor de seqüência de pulso 118. O sistema de RF 126 inclui um transmissor de RF para produzir uma variedade ampla de pulsos de RF usados em seqüências de pulso de MR. O transmissor de RF é responsivo à prescrição de varredura e direção do servidor de seqüência de pulso 118 para produzir pulsos de RF da freqüência, fase, amplitude de pulso da forma de onda desejadas. Os pulsos de RF gerados podem ser aplicados para a bobina de RF de corpo completo 134 ou para uma ou mais bobinas ou matrizes de bobina.

O sistema de RF 126 também inclui um ou mais canais receptores de RF. Cada canal receptor de RF inclui um amplificador de RF que amplifica o sinal de NMR recebido através da bobina a qual ela é conectada e um detector de quadratura que detecta e digitaliza os componentes de quadratura I e Q do sinal de NMR recebido. A magnitude do sinal de NMR recebido pode assim sendo ser determinado em qualquer ponto amostrado através da raiz quadrada do somatório dos componentes IeQ:

M = //2"+ β2

e a fase do sinal de NMR recebido também pode ser

determinado

φ-tarr1 Q/I

O servidor de seqüência de pulso 118 também opcionalmente

recebe dados do paciente provenientes de um controlador de aquisição fisiológica 136. O controlador 136 recebe sinais provenientes de um número de diferente sensores conectados ao paciente, tal como sinais de ECG proveniente de eletrodos ou sinais respiratórios provenientes dos pulmões. Tais sinais são tipicamente usados pelo servidor de seqüência de pulso 118 para sincronizar ou "acionar", o desempenho da varredura com a respiração ou batidas do coração do indivíduo.

O servidor de seqüência de pulso 118 também conecta um circuito de interface da sala de varredura 138 que recebe sinais provenientes de vários sensores associados com a condição do paciente e do sistema de ímãs. Também é através do circuito de interface da sala de varredura 138 que um sistema de posicionamento de paciente 140 recebe comandos para mover o paciente para posições desejadas durante a varredura.

Deve ser aparente que o servidor de seqüência de pulso 118 efetuar controle em tempo real de elementos do sistema de MRI durante uma varredura. Como um resultado, é necessário que seus elementos de hardware sejam operados com instruções de programa que são executadas em uma maneira temporária através de programa em tempo de execução. Os componentes de descrição para uma prescrição de varredura são baixados de uma estação de trabalho 110 na forma de objetos. O servidor de seqüência de pulso 118 contém programas que recebem esses objetos e os convertem para objetos que são empregados pelos programas em tempo de execução.

As amostras de sinal digitalizado de NMR produzida pelo sistema de RF 126 são recebida pelo servidor de aquisição de dados 120. O servidor de aquisição de dados 120 opera em resposta aos componentes de descrição baixados de uma estação de trabalho 110 para receber os dados de NMR em tempo real e fornecer NMR dados e fornece área de armazenamento temporário tal que nenhum dado é perdido pelo processamento dos dados. Em algumas varreduras o servidor de aquisição de dados 120 faz um pouco mais do que passa os dados de NMR adquirido para o servidor de processamento de dados 122. Contudo, em varreduras que requerem informação derivada dos dados de NMR adquiridos para controlar o desempenho adicional da varredura, o servidor de aquisição de dados 120 é programado para produzir tal informação e transmiti-las ao servidor de seqüência de pulso 118. Por exemplo, durante pré-varreduras os dados de NMR dados são adquiridos e usados para calibrar a seqüência de pulso efetuada pelo servidor de seqüência de pulso 118. Também, sinais de piloto podem ser adquiridos durante uma varredura e usados para ajustar RF ou parâmetros de operação do sistema de gradiente ou para controlar a ordem de visão na qual o espaço k é amostrado. Ε, o servidor de aquisição de dados 120 pode ser empregado para processar sinais de NMR usados para detectar a chegada de agente de contraste em uma varredura de MRA. Em todos esses exemplos o servidor de aquisição de dados 120 adquire dados de NMR e os processa em tempo real para produzir informação que é usada para controlar a varredura.

O servidor de processamento de dados 122 recebe os dados de NMR provenientes do servidor de aquisição de dados 120 e os processa de acordo com os componentes de descrição baixados de uma estação de trabalho 110. Tal processamento pode incluir, por exemplo: transformação de Fourier de dados de NMR de espaço k brutos para produzir imagens em duas ou três dimensões; a aplicação de filtros para uma imagem reconstruída; o desempenho de uma reconstrução de imagem de retroprojeção de dados de NMR adquiridos; o cálculo de imagens de MR funcionais; o cálculo de imagens em fluxo ou em movimento, etc. Como será descrito em mais detalhes abaixo, a presente invenção é implementada através de um sistema de MRI em resposta a um programa executado pelo servidor de processamento de dados 122.

Imagens reconstruídas pelo servidor de processamento de dados 122 são transmitidos de volta para uma estação de trabalho 110 onde elas são armazenadas. Imagens em tempo real são armazenadas em uma memória oculta de banco de dados (não mostrado) a partir da qual elas podem ser emitidas para o mostrador do operador 112 ou um mostrador 142 que está localizada perto da montagem de ima 130 para uso através do atendimento médico. Imagens em modo batch ou imagens selecionadas em tempo real são armazenadas em um banco de dados hospedeiro no disco de armazenamento 144. Quando tais imagens foram reconstruídas e transferida para armazenamento, o servidor de processamento de dados 122 notifica o servidor de armazenamento de dados 123 em um estação de trabalho 110. A estação de trabalho 110 pode ser usada por um operador para arquivar as imagens, filmes produzidos, ou enviar as imagens através de uma rede para outras facilidades.

Para praticar algumas das modalidades preferidas da invenção, dados de NMR são adquiridos em um sistema de coordenadas de espaço k esférico em 3D, com a direção de gradiente lida definida pelo ângulo 0 a partir do eixo kz e pelo ângulo φ a partir do eixo ky. O método de amostragem consiste de uma série de projeções espaçadas igualmente com todas as projeções indo através do centro do espaço k. O valor de raio do espaço k máximo (kmax) determina a resolução em todas as três direções espaciais da imagem resultante. O espaçamento da amostra radial (Akr) determina o diâmetro (D) do campo de visão (FOV) completo da imagem reconstruída. A imagem de FOV completa pode ser reconstruída sem artefatos se a condição de Nyquist é encontrada.

Uma seqüência de pulso usada para adquirir dados como projeções radias em 3D é mostrada na Fig. 6A. A seqüência é implementada no sistema de MRI descrito acima equipado com um subsistema de gradiente de alto desempenho (amplitude máxima de 40 mT /me taxa de virada máxima de 150 T / m / sec). Leituras de eco completo ou de eco parcial podem ser efetuados durante uma janela de aquisição de dados 200. Se eco parcial é escolhido, a metade do fundo do espaço k (kz < 0) é somente parcialmente adquirido. Por causa do grande FOV em todas as direções, um pulso de freqüência de rádio não seletivo (RF) 202 pode ser usado para produzir magnetização transversal através do FOV de imagem.

Um sinal de eco de NMR recuperado de gradiente 203 é produzido através de rotações no FOV excitado e adquirido na presença de três gradientes lidos 206, 208 e 210. Já que um gradiente de seleção de topo não é requerido, as formas de onda de gradiente lidas Gx, GY, e GZ têm uma forma similar. Esta simetria é interrompida somente pela necessidade de deteriorar a seqüência, que é realizada executando um lóbulo de gradiente de defasagem 204. Os gradientes lidos Gx e Gy 208 e 210 são reiniciados por respectivos pulsos de gradiente 212 e 214 para alcançar o estado estacionário.

As formas de onda de gradiente lidas Gx, GY, e Gz são moduladas durante a varredura para amostrar trajetórias radiais em diferentes ângulos. O espaçamento angular é escolhido tal que uma distribuição de uniforme de pontos de amostra do espaço k ocorre na fronteira periférica (kmax) da esfera de espaço k amostrada. Embora vários métodos para calcular a distribuição sejam conhecidos, um método que distribui uniformemente as projeções amostrando a superfície esférica com uma trajetória em espiral, com as condições de velocidade de caminho constante e cobertura de área de superfície é usada. Esta solução também tem o benefício de gerar um caminho de amostra contínua, que reduz comutação de gradiente e correntes de redemoinho. Para N projeções totais, as equações para a amplitude de gradiente como uma função do numero η de projeções são:

As amplitudes de gradientes lidas para o n-ésima seqüência de pulso nesta série é dada pelas equações (3), (4) e (5). Enquanto η pode ser indexado de 1 à N em ordem monótona durante a varredura, pode ser apreciado que outras ordens são possíveis. Como será descrito abaixo, a presente invenção possibilita ao espaço k esférico ser amostrado com muito menos visões de projeções, que resulta em um tempo de varredura mais curto.

Uma outra seqüência de pulso usada para praticar um número de modalidades da presente invenção é mostrado na Fig. 6B. Esta é uma rápida seqüência de pulso de eco recuperada de gradiente em que um pulso de excitação rf senoidal assimetricamente trancado seletivo 218 é produzido na presença de um gradiente de seleção de topo 232. O angulo de arremesso do pulso rf 218 é configurado perto do ângulo de Ernst para sangue encurtado T1 que é tipicamente de 30° à 40°.

Esta seqüência de pulso pode ser usada para adquirir um único pedaço em 2D amostrando em um único pedaço circular de espaço k, ou pode ser usada para amostrar uma pluralidade de pedaços de espaço k circulares como mostrado em 234, 236 e 238 na Fig. 6C. Quando múltiplos pedaços em 2D são adquiridos, o gradiente axial produz o gradiente de seleção de topo 232 seguido de um lóbulo de gradiente de codificação de fase 240 e um lóbulo de gradiente de reiniciar 242 de polaridade oposta. Este gradiente de codificação de fase 240 é intensificado através de valores durante a varredura para amostrar cada um dos pedaços de espaços em 2D, pedaços 234, 236 e

(3)

(4)

(5) 238. Deve ser aparente que qualquer número de pedaços de espaço k em 2D pode ser amostrado com esta seqüência de pulso aplicando um correspondente número de diferentes codificações de fase axial.

Dois gradientes lido no plano 224 e 226 são executados durante a aquisição de um sinal de eco de NMR 228 para amostrar o espaço k em um plano de 2D 234, 236 ou 238 ao longo de uma trajetória radial. Esses gradientes no plano 224 e 226 são perpendiculares ao gradiente axial e eles são perpendiculares cada um ao outro. Durante uma varredura eles são intensificados através de um série de valores para girar o ângulo de visão da trajetória de amostragem radial. Cada um dos gradientes lidos no plano é precedido por um lóbulo de gradiente de pré-fase 220 e 222 e seguido por um lóbulo de gradiente de reiniciar 224 e 226. Para cada codificação de fase axial 240, um completo conjunto de visões de projeções radiais são adquiridos para amostrar o pedaço de espaço k em 2D. Como será descrito abaixo, a presente invenção possibilita a esses pedaços de espaço k em 2D serem amostrados com menos visões de projeções radiais, que resultam em um tempo de varredura mais curto.

Para ainda encurtar o tempo de varredura também é possível adquirir mais do que uma trajetória radial durante o desempenho de cada seqüência de pulso em 2D ou 3D. Tal um método é divulgado, por exemplo, na Patente dos U.S. de Nrs. 7.148.685 e 6.794,867 onde as formas de onda de gradiente lidas são moldadas para amostrar ao longo de duas ou quatro diferentes trajetórias radiais durante uma única seqüência de pulso. Uma outra opção é encurtar a trajetória de varredura radial para ainda reduzir o tempo de varredura para cada quadro de imagem. Embora isto reduza a resolução dos quadros de imagem adquiridos, a resolução é recuperada através do processo de reconstrução de HYPR discutido abaixo através da imagem compósita de contraste de fase de alta resolução.

Deve ser aparente para aqueles com qualificação na arte que trajetórias de amostragem outras do que a trajetória radial de linha reta preferida se estendendo de um ponto na fronteira periférica de espaço k, através do centro de espaço k para um ponto oposto na fronteira de periférico do espaço k, podem ser usadas. Como mencionado acima, um variação é adquirir um sinal de eco de NMR parcial 228 que amostra ao longo de uma trajetória que não se estende através da inteira extensão do volume de espaço k amostrado. Uma outra variação que é equivalente à seqüência de pulso de reconstrução de projeção de linha direta, é amostrar ao longo de um caminho curvo mais propriamente do que uma linha reta. Tais seqüências de pulso são descritas, por exemplo, em "Fast Three Dimensional Sodium Imaging", MRM, 37:706- 715, 1997 de F. E. Boada, et al. e em "Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging", Proc. Intl. Soe. Magn. Reson. Med. 13 (2005) by K.V. Koladia et al e "Spiral Projection Imaging: a new fast 3D trajectory", Proc. Intl. Soe. Mag. Reson. Med. 13 (2005) by J. G. Pipe e Koladia. Também deve ser aparente que a presente invenção pode ser empregada com versões em 2D assim como em 3D desses métodos de amostragem e referência aqui ao termo "pixel" com usado daqui em diante é pretendido para referir a uma localização em imagem em 2D ou imagem em 3D. Em adição, outras trajetórias de amostragem do espaço k podem ser empregadas tal como trajetórias Cartesiana, PROPELLER e Shell. É mais conveniente a partir de um ponto de vista de processamento para empregar a mesma trajetória de amostragem do espaço k para ambos, a imagem compósita e os quadros de imagem aprimorada de contraste, mas isto não é necessário. Enquanto essas amostras de espaço k correspondendo àquelas empregadas nos quadros de imagem aprimorada de contraste podem ser obtidos a partir da imagem compósita, isto vai funcionar.

A presente invenção é um método melhorado para reconstruir imagens aprimoradas de contraste. O método requer obter uma imagem compósita do FOV antes da hora que as imagens aprimoradas de contraste são adquiridas. A maneira na qual esta imagem compósita é adquirida e usada é descrita abaixo.

Referindo particularmente à Fig. 7, uma primeira modalidade preferida é aplicável ao formação de imagem de CEMRA em que uma série de imagens resolvidas no tempo é adquirido em uma base próxima do tempo real. O primeiro estágio no procedimento é adquirir uma pluralidade de visões de projeções de contraste de fase e reconstruir uma imagem compósita de contraste de fase do indivíduo através do campo de visão (FOV) prescrito como indicado no bloco de processo 300. As visões de projeções de contraste de fase são obtidas antes da injeção do agente de contraste como parte da varredura de CEMRA e visões de projeções do espaço k são adquiridas através de uma duração relativamente longa, na ordem de cinco minutos. Porque a duração da varredura de contraste de fase não é uma preocupação principal, muitas visões de projeções podem ser adquiridas, e preferencialmente, bastante dados são adquiridos para satisfazer os critérios de Nyquist e produz uma imagem da resolução desejada sem artefatos de riscas significativos.

Em uma modalidade preferida, uma seqüência de pulso conhecido como PC VIPR, e descrita na Patente dos U.S. de Nr. 6.954.067 (aqui incorporado para referência) é usada para obter 3D visões de projeções do espaço k radiais. Outras seqüências de pulso de contraste de fase também podem ser usadas para adquirir visões de projeções em outras geometrias de espaço k tal como a assim chamada geometria de 2,5D ilustrada na Fig. 5 ou tal como uma geometria de 2D radial com aquela ilustrada na Fig. 2B e descrita na Patente dos US de Nr. 6.188.922. Se o movimento do indivíduo devido ao ciclo de respiração ou cardíaco é uma ocorrência, a aquisição das projeções de contraste de fase pode ser acionada. O acionamento pode ser acionado por um sinal de acionamento respiratório ou sinal de acionamento cardíaco ou ambos, dependendo do indivíduo sendo examinado. A reconstrução da imagem de contraste de fase a ser usada como uma imagem compósita em uma reconstrução de HYPR pode ser efetuada usando as técnicas descritas na Patente do U.S. de Nrs. 6.954.067 e 6.188.922 e pode usar um método de reconstrução convencional. A imagem de contraste de fase reconstruída indica a magnitude da velocidade de rotação em cada pixel ao longo do FOV de 2D ou 3D e é indicativo de fluxo arterial e venoso. Esta imagem de contraste de fase fornece informação a priori sobre o indivíduo da varredura. Mapas de velocidade de rotação em qualquer dos três eixos x, y, ζ (ou eixos arbitrários) também podem ser gerados. A imagem de contraste de fase de velocidade de rotação fornece uma representação precisa da vascularização do indivíduo devido ao sangue em movimento.

Como indicado no bloco do processo 304, uma imagem de máscara é também adquirida antes da chegada do agente de contraste no FOV. As visões de projeções de máscaras são adquiridas usando a mesma geometria de varredura radial como as visões de projeções de contraste de fase e de forma subseqüente as visões de projeção aprimorada de contraste adquiridas. Em uma modalidade preferida, as visões de projeções de máscaras que radialmente amostram o espaço k em 3D em uma maneira uniforme são obtidas usando uma seqüência de pulso tal como aquela mostrada na Fig. 6A e descrita acima . Ainda, as visões de projeções de máscaras são obtidas em cada um dos ângulos de projeção usadas de forma subseqüente na varredura aprimorada de contraste amostrado adquirida. As visões de projeções de máscaras fornecem informação anatômica indicativo dos tecidos estacionários no campo de visão.

Como indicado no bloco de processo 308, um agente de contraste é injetado no indivíduo. Não é necessário que esta injeção seja usada após todas as visões de projeções de máscara e de contraste de fase como descrito acima, na medida que esses estágios são efetuados antes que o agente de contraste flua no FOV. Como o agente de contraste flui na vascularização de interesse, um conjunto de visões de projeções aprimoradas de contrastes altamente subamostradas para cada um de uma pluralidade de quadros de tempo é obtido como indicado geralmente em 310. Cada conjunto de visões de projeções aprimoradas de contraste é adquirido tão rapidamente quanto possível com indicado no bloco de processo 312 e os quadros de tempo são adquiridos preferencialmente durante um primeiro estágio: i. e., em um tempo que o agente de contraste permanece nas estruturas arteriais antes de viajar pelas estruturas venosas. Em uma modalidade, 8 à 12 projeções são adquiridas para cada quadro de tempo e na modalidade em 3D preferida, 110 à 160 visões de projeções são adquiridas. Os conjuntos de visões de projeções são adquiridas como indicado no bloco de processo 318 até o último quadro de tempo de imagem ser adquirido como indicado no bloco de decisão 316. Esses conjuntos de dados de visão de projeção fornecem informação considerando a entrada de fluxo de sangue aprimorada de contraste assim como tecidos estacionários no campo de visão.

A seqüência de pulso similar àquele usado para adquirir as visões de projeções de máscaras é usada para adquirir as visões de projeção aprimorada de contraste. A modalidade preferida amostra o espaço k usando trajetórias em 3D radiais usando a seqüência de pulso tal como aquela descrita acima e mostrada na Fig. 6A. O número e ângulo das visões de projeções de máscaras adquiridas correspondem àqueles adquiridos durante a aquisição de quadro de imagem aprimorada de contraste. Ainda, as visões de projeções aprimoradas de contrastes adquiridas para diferentes quadros de tempo são distribuídos uniformemente através do espaço k e são entrelaçados com relação um ao outro. Isto é, cada quadro de tempo vai compreender visões de projeções adquiridas em um subconjunto dos ângulos de visão usado para adquirir as visões de projeções de máscaras e os ângulos de visão serão diferentes para cada quadro de tempo. Se acionamento é usado durante aquisição da imagem compósita, então o mesmo método de acionamento é usado para adquirir as visões de projeção aprimorada de contraste.

Como indicado no bloco de processo 314, as visões de projeções de máscaras são então subtraídos das visões de projeção aprimorada de contraste. Para cada conjunto de quadro de tempo de visões de projeção 5 aprimorada de contraste, correspondentes visões de projeções de máscaras adquiridas nos mesmos ângulos de visão são subtraídos das visões de projeções aprimoradas de contrastes para produzir um conjunto de dados de quadro de imagem aprimorada de visões de projeções de contraste dispersas. Isto é feito tal que dados representando tecidos estacionários, não vasculares 10 são removidos. Cada conjunto de dados de visão da projeção dispersa resultante é então usada, ao longo com a imagem compósita de contraste de fase de alta qualidade para efetuar uma reconstrução de imagem de HYPR indicado no bloco de processo 320.

Referindo particularmente à Fig. 9, os quadros de imagem são 15 reconstruídos usando a versão “local” de HYPR descrita na co-pendente U.S. Pat. Appln. Serial No. 60 / 901.728 depositada em 19 de fevereiro de 2007, e com título “Localized e Highly Constrained Image Reconstruction Method”, que é aqui incorporada para referência. Como indicado geralmente em 404, o primeiro estágio é produzir uma imagem ponderada normalizada usando o 20 quadro de imagem corrente e a imagem compósita. Há um número de diferentes maneiras de efetuar este estágio e o método preferido é mostrado na Fig. 9. Mais especificamente, a imagem compósita é “borrado” através de filtragem como indicado no bloco de processo 406. A filtragem é um processo de convolução no qual a matriz de imagem compósita é aplicada uma 25 convolução com um núcleo de filtro. O tamanho de núcleo deve ser selecionado tal que quando o borrão é feito, o núcleo não inclui muita informação do lado de fora do indivíduo de interesse (por exemplo um vaso sanguíneo). Se o núcleo de filtro é muito mais largo do que o indivíduo de interesse, a magnitude do sinal nele pode ser ponderada, mas sua forma não é mudada. Por outro lado, se o núcleo de filtro é menor do que o indivíduo de interesse, sua forma, ou perfil, pode ser borrado. O quadro de imagem corrente é também reconstruído e borrado ou filtrado na mesma maneira como indicado no bloco de processo 408. Isto é, a matriz de quadro de imagem reconstruído é aplicada uma convolução com o núcleo de filtro para efetuar uma função de filtragem passa baixa. Como indicado no bloco de processo 410, uma imagem ponderada normalizada (Tw) é então produzida dividindo os valores de pixel no quadro de imagem corrente filtrada (T) pelos correspondentes valores de pixel na imagem compósita filtrada (Ct). Nesta modalidade cada quadro de imagem é reconstruído a partir de um conjunto de dados de quadro de imagem de visões de projeções aprimoradas de contraste dispersas usando um método convencional tal como uma retroprojeção filtrada.

Como indicado no bloco de processo 412, um quadro de imagem altamente restrito (HYPR) é então produzido. Este quadro de imagem é produzido multiplicando a matriz de imagem compósita pela matriz de imagem de ponderação normalizada (Tw). Isto é uma multiplicação de correspondentes valores de pixel nas duas imagens. A imagem de HYPR resultante é salva e o sistema volta para trás como indicado no bloco de processo 414 para adquirir e processar o próximo quadro de imagem. Quando o procedimento é completado, como determinado no bloco de decisão 416, o processo de reconstrução de ITYPR 320 termina.

Há um número de métodos alternativos para produzir a imagem de ponderação normalizada (WT). Dois desses métodos são ilustrados na Figs. 10 e 11. Referindo particularmente à Fig. 10, o primeiro método alternativa inclui um primeiro estágio indicado no bloco de processo 418 para dividir a matriz de quadro de imagem adquirido pela imagem compósita. Isto é uma divisão de cada valor de pixel na matriz de quadro de imagem adquirido pelo correspondente valor de pixel na matriz de imagem compósita. O quadro de imagem dividido resultante é então borrado ou filtrado como indicado no bloco de processo 420 para produzir a imagem de ponderação normalizada (Tw). Esta operação de filtragem é o mesmo processo de convolução discutido acima com relação aos blocos de processo 406 e 408.

Um outro método alternativo para produzir a imagem de ponderação normalizada (Tw) é ilustrado na Fig. 11. Este método emprega visões de projeções de quadro de imagem aprimoradas de contraste dispersas como indicado no bloco de processo 422. Como indicado no bloco de processo 424, a imagem compósita de contraste de fase é transformada para o espaço de Radon calculando visões de projeções no mesmo conjunto de ângulos de visão usadas no quadro de imagem. Como indicado no bloco de processo 426 as visões de projeções de quadro de imagem aprimoradas de contraste dispersas P são então normalizadas dividindo-os pela imagem compósita de visões de projeções de contraste de fase Pc . Isto é uma divisão de correspondentes elementos nas projeções P e Pc no mesmo ângulo de visão. A imagem de ponderação normalizada (Tw) é então produzida no bloco de processo 428 projetando de volta as projeções normalizadas (P / Pc) em uma maneira convencional. Isto não é uma retroprojeção filtrada, mas uma retroprojeção direta à frente.

Uma outra modalidade de um método de reconstrução de HYPR é ilustrada na Fig. 12, onde cada um dos quadros de imagem aprimorada de contraste é reconstruído usando seus respectivos conjuntos de dados de projeção aprimorada de contraste dispersa e a imagem compósita de contraste de fase. Esta reconstrução de retroprojeção altamente restrita é descrita acima com relação à equação (2a) e é mostrado pictoricamente na Fig. 5. Mais particularmente, as projeções são normalizadas como indicado no bloco de processo 332 e a projeção normalizada é então projetada de volta no FOV. Isto é uma retroprojeção padrão, mas com nenhuma filtragem. Como indicado no bloco de processo 336, os valores retroprojetados resultantes são adicionados ao quadro de imagem sendo reconstruído, e um teste é feito no bloco de decisão 340 para determinar se todas as visões de projeções para o quadro de imagem corrente foram projetadas de volta. Se não, a próxima visão da projeção é projetada de volta como indicado no bloco de processo 348. Quando todas as visões de projeções foram projetadas de volta e somadas para um quadro de imagem quadro, o quadro de imagem somada é multiplicado pela imagem compósita de contraste de fase como indicado no bloco de processo 344. Esta é uma multiplicação de matriz na qual o valor de pixel no quadro de imagem é multiplicado pelo valor do correspondente pixel na imagem compósita.

Deve ser aparente que outros métodos para efetuar esta reconstrução de quadro de imagem altamente restrito pode ser também usado como descrito na co-pendente Aplicação de Patente dos U.S. de Nr. Serial 11 / 482.372, depositada em 7 de julho de 2006 e com título “Highly Constrained Image Reconstruction Method”, e que é aqui incorporada para referência, ou como descrito na co-pendente Aplicação de Patente de Nr. Serial 11 / 482.857, também depositada em 7 de julho de 2006, e com título “Backprojection Reconstruction Method For Undersampled Time Resolved MR Imaging”, que também é incorporado aqui para referência. Todos os quadros de imagem são reconstruídos na mesma maneira.

Registro da imagem compósita com os quadros de imagem produzido dos conjuntos de visões de projeções aprimoradas de contraste dispersas é assumido no método descrito acima. Se necessário, um estágio de registro separado pode ser efetuado. Um número de métodos são conhecidos na arte para registrar duas imagens e em uma modalidade preferida o método descrito na tese de PhD de Oliver Wieben publicada pela Universidade de Wisconsin no 2002 e com o título “Novel Acquisition Strategies For Time Resolved 3D, Magnetic Resonance Angiography” é empregado.

Referindo de volta à Fig. 7, como indicado pelo bloco de processo 324, estruturas venosas podem ser filtrados dos quadros de imagem resultantes através de um método de HYPR do tipo iterativo tal como que descrito na U.S. Provisional Appln. Serial No. 60 / 901.727, depositado na 19 de fevereiro de 2007 e com o título de “Iterative Highly Constrained Image Reconstruction Method”. Referindo à Fig. 13, nos blocos de processo 352, 354, e 358, uma série de reconstruções de HYPR é efetuada usando as projeções aprimoradas de contraste dispersas do quadro de tempo corrente e uma imagem compósita de contraste de fase que é atualizada após cada reconstrução de HYPR. Se os sinais venosos estão faltando ou estão suprimidos nas projeções aprimoradas de contraste adquiridas, as veias vão desaparecer das imagens de HYPR iterativas. Como indicado nos blocos de processo 362 e 366, todos os conjuntos de visões de projeções são processados nesta maneira iterativa para produzir todos os quadros de imagem.

Referindo de volta à Fig. 7, como indicado no bloco de processo 328, a imagem da direção de fluxo gerada a partir da varredura de contraste de fase também podem ser usada para indicar a direção de fluxo de sangue nas imagens de quadro de tempo aprimoradas de contraste reconstruídas. Por exemplo, a informação de direção do fluxo de sangue em cada pixel da imagem é usado para codificar em cores o correspondente pixel na imagem de quadro de tempo aprimorada de contraste. Outra informação paramétrica também pode ser calculada a partir dos dados de imagem de contraste de fase e exibida nas imagens de quadro de tempo de CEMRA, tal como informação de gradiente de pressão. Esses parâmetros de fluxo fornecem informação única que não estava anteriormente disponível em uma verificação de primeiro estágio e deve ser muito útil em avaliar o fluxo inverso. Por exemplo, uma significância hemodinâmica de lesões de estenose identificadas nas imagens aprimoradas de contraste podem ser calculadas a partir da informação de velocidade. Gradientes de pressão podem ser estimados a partir da informação de velocidade usando as equações de Navier-Stokes. A velocidade de fluxo de sangue em cada direção codificada em movimento pode ser usada para gerar correspondentes máscaras que são cada uma, multiplicadas pelos quadros de imagem para produzir correspondentes imagens de cor. As duas ou três imagens de cor são então combinadas para formar uma imagem de cor única na qual a cor de cada pixel indica a direção de fluxo.

No método de CEMRA representado na Fig. 7, os quadros de imagem podem ser reconstruídos e exibidos próximo de temo real conforme o estudo dinâmico efetuado. Isto é possível porque a imagem compósita é adquirida e reconstruído antes do estudo dinâmico. Um método alternativo de CEMRA é um no qual todos os quadros de imagem são adquiridos antes da reconstrução da imagem ser efetuada.

No método alternativo divulgado na Fig. 8, a imagem compósita é adquirida e reconstruída no bloco de processo 300 após o estudo dinâmico no qual os quadros de imagem são adquiridos. Todos dos estágios nesta modalidade alternativa são efetuados mesmo como descrito acima para Fig. 7 exceto a reconstrução e processamento de imagem nos blocos de processo 320, 324 e 328 precisa ser realizada após o estudo dinâmico ser completado. Contudo, adquirindo a imagem compósita após o estudo dinâmico, o agente de contraste será visto nas estruturas venosas assim como artérias. Isto ainda aumenta o SNR da imagem compósita que é passada nos quadros de imagem através do processo de reconstrução de imagem de HYPR.

Ainda uma outra variação das modalidades mostradas nas Figs. 7 e 8 e descritas acima tratam com a subtração dos sinais de plano de fundo no bloco de processo 314. Se um pequeno sinal de plano de fundo residual permanece após subtração das visões de máscaras como descrito acima, pode ser necessário também subtrair o primeiro quadro de imagem adquirido após administração do contraste a partir de cada um dos, de forma subseqüente, quadros de imagens aprimoradas de contraste adquiridos. Ou, se o plano de fundo é encontrado para gradualmente preencher com contraste durante o estudo, uma pequena região de interesse no plano de fimdo pode ser 5 identificado e usado para estabelecer um valor de plano de fundo que é mantido perto de zero ao longo do estudo.

Ainda uma outra modalidade da invenção é ilustrada na F :ig. 14. Esta é substancialmente a mesma que a modalidade mostrada na Fig. 7 e estágios que são os mesmos foram designados com os mesmos números de 10 referência. A diferença como indicado em blocos de processo 315e317é que um estágio de reconstrução adicional de HYPR é adicionado ao processo. Mais particularmente, uma imagem compósita de CEMRA é produzida como indicado no bloco de processo 315 a partir das projeções subtraídas em uma pluralidade dos quadros de imagem adquiridos. Tipicamente, os quadros de 15 imagem usados para produzir esta imagem compósita de CEMRA inclui o quadro de imagem corrente sendo reconstruído mais quadros de imagem adquiridos durante uma janela de tempo centrado sobre o quadro de imagem corrente. Isto é uma reconstrução de imagem convencional e uma imagem compósita de CEMRA resultante usada em uma reconstrução de ITYPR de 20 cada quadro de imagem de CEMRA como indicado no bloco de processo 317. Este estágio usa o método de reconstrução de HYPR mostrado na Fig. 12 e descrito acima . Então, cada um dos quadros de imagem de CEMRA é ainda processada de HYPR como indicado pelo bloco de processo 320 para produzir os quadros de imagem finais. O método de HYPR usado neste 25 estágio 320 é preferencialmente aquele mostrado na Fig. 9 e descrito acima . Esta modalidade produz quadros de imagem nos quais os sinais de plano de fundo são substancialmente suprimidos e uma representação muito clara de estruturas vasculares é mostrada.

Claims (15)

1. Método para produzir uma imagem aprimorada de contraste de um indivíduo posicionado no campo de visão (FOV) de um sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI), os estágios caracterizado pelo fato de compreender: a) adquirir com o sistema de MRI um conjunto de visões de contraste de fase do indivíduo posicionado no FOV; b) reconstruir uma imagem compósita de contraste de fase a partir das visões de contrastes de fase que indicam um valor de movimento de cada pixel da imagem compósita do indivíduo posicionado no FOV; c) adquirir com o sistema de MRI um conjunto de visões de máscaras; d) adquirir com o sistema de MRI um conjunto de dados de quadro de tempo compreendido de um conjunto subamostrado de visões aprimoradas de contrastes do indivíduo posicionado no FOV após a chegada do agente de contraste; e) repetir o estágio d) para adquirir uma pluralidade de conjuntos de dados de quadro de tempo durante o fluxo de entrada de agente de contraste no FOV; f) subtrair visões de máscaras das visões aprimoradas de contrastes para obter visões aprimoradas de contrastes dispersas para cada quadro de tempo; e g) efetuar uma reconstrução de HYPR para produzir uma imagem aprimorada de contraste do indivíduo para cada quadro de tempo usando ambas, as visões aprimoradas de contrastes dispersas para o quadro de tempo e a imagem compósita de contraste de fase.

2. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que as visões adquiridas nos estágios c) e d) são visões de projeções e caracterizado pelo fato de que o estágio g) inclui: g)i) retroprojetar cada visão de projeção aprimorada de contraste dispersa no conjunto no FOV e ponderar o valor retroprojeção em cada pixel da imagem pelo valor do correspondente pixel na imagem compósita de contraste de fase; e g)ii) somar os valores retroprojetados para cada pixel da imagem.

3. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de incluir: i) produzir uma imagem compósita atualizada para cada quadro de tempo usando a imagem aprimorada de contraste reconstruída para aquele quadro de tempo; e j) efetuar uma outra reconstrução de HYPR para produzir uma outra imagem aprimorada de contraste do indivíduo para cada quadro de tempo usando as visões de projeções aprimoradas de contrastes dispersas para o quadro de tempo e a imagem compósita atualizada para aquele quadro de tempo.

4. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato que o estágio g) inclui: g)i) produzir uma imagem de ponderação filtrando um quadro de imagem produzido a partir das visões aprimoradas de contraste dispersas e dividindo-o por uma imagem compósita de fase filtrada; e g)ii) multiplicar a imagem de ponderação normalizada pela imagem compósita de contraste de fase.

5. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato que os estágios a) e b) são efetuados antes dos estágios d) e e).

6. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato que os estágios a) e b) são efetuados após os estágios d) e e).

7. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato que as visões adquiridas nos estágios c) e d) são visões de projeções radiais adquiridas em correspondentes ângulos de visão.

8. Método de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo fato que o quadro de imagem e a imagem compósita de contraste de fase são filtrados antes da divisão.

9. Método de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo fato que o quadro de imagem e a imagem compósita de contraste de fase são filtrados após da divisão.

10. Método para reconstruir uma imagem angiográfica por ressonância magnética aprimorada de contraste (CEMRA) com um sistema de formação de imagem por ressonância magnética (MRI), caracterizado pelo fato de que os estágios compreendem: a) adquirir uma imagem compósita codificada em movimento do indivíduo com o sistema de MRI que indica a quantidade de movimento de rotação em cada um de seus pixéis da imagem ; b) adquirir um conjunto de visões de máscara do indivíduo com o sistema de MRI; c) adquirir uma pluralidade de conjuntos de visões aprimoradas de contrastes do indivíduo com o sistema de MRI; d) subtrair de cada visão aprimorada de contraste, uma visão de máscara adquirida na mesma visão para formar um conjunto de visões aprimoradas de contrastes dispersas; e e) reconstruir a imagem de CEMRA usando ambas, a informação em um conjunto de visões aprimoradas de contraste dispersas e a informação na imagem compósita codificada em movimento em uma reconstrução de HYPR.

11. Método de acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo fato de ainda incluir: f) reconstruir uma imagem compósita de CEMRA usando uma pluralidade de conjuntos de visões aprimoradas de contrastes adquiridos no estágio c); g) efetuar uma reconstrução de HYPR usando o conjunto de visões aprimoradas de contrastes dispersas e a informação na imagem compósita de CEMRA para produzir a informação no conjunto de visões aprimoradas de contrastes dispersas usadas no estágio e).

12. Método de acordo com a reivindicação 11, caracterizado pelo fato de que o estágio g) inclui: g)i) retroprojetar cada visão aprimorada de contraste dispersa no conjunto em um campo de visão (FOV) e ponderar o valor retroprojeção em cada pixel da imagem pelo valor do correspondente pixel na imagem compósita de CEMRA; e g)ii) somar os valores retroprojetados para cada pixel da imagem.

13. Método de acordo com a reivindicação 11, caracterizado pelo fato de que o estágio e) inclui: e)i) produzir uma imagem de ponderação filtrada a partir da informação no conjunto de visões aprimoradas de contrastes dispersos e da informação na imagem compósita codificada em movimento; e e)ii) multiplicar a imagem de ponderação filtrada pela imagem compósita codificada em movimento.

14. Método de acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo fato de inclui repetir os estágios d) e e) para reconstruir uma pluralidade de imagens de CEMRA; e subtrair uma das imagens de CEMRA das imagens de CEMRA remanescentes para suprimir o sinal de plano de fundo nelas.

15. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que inclui: h) subtrair a imagem aprimorada de contraste para o primeiro quadro de tempo adquirido no estágio d) a partir das subseqüentes imagens aprimoradas de contraste produzidas no estágio g).