用于没有计时约束的动态体积对准的运动校正方法

摘要

当使用磁共振成像仪等执行患者的重复扫描时，患者往往倾向于像在较长的扫描会话期间放松这样的移动，从而造成被扫描患者的一部分或体积的移动。前瞻性运动校正部件(64)通过计算代表多平面内的患者移动、以及旋转移动的变换数据，解决了患者的移动问题，并且主机(38，122)估计有关患者或动态体积最近的扫描几何结构的位置变化。照这样，仅针对当前几何结构和最近几何结构间的差，给相关联的扫描器(10)所采用的扫描几何结构进行校正或调整，以减少在调整期间可能导致过补偿和欠补偿振荡的冗余调整。

说明书

本申请特别应用于医学扫描系统或类似情形中的误差校正。然而，应 当领会到，所描述的(一项或多项)技术同样应用于其它类型的扫描系统 和/或其它误差校正系统。

回顾性运动校正作为后处理的一部分使用带像素插值的体积配准。回 顾性校正用于对要求图像像素进行简单偏移和旋转的平面内变换(例如，x、 y平移)进行校正。但是，当对必须在各切片间进行插值从而引入明显部分 体积效应和旋转退化的跨平面运动进行校正时，回顾性校正能力较差。对 于跨平面运动所损失的图像信息将不能通过使用插值的回顾性校正完全恢 复。

虽然先前已经实施了前瞻性运动校正的方案(也称之为前瞻性采集校 正)，但是包括图像重建、体积配准、几何结构计算以及数据传输的过程必 须在结束上一次动态扫描采集和开始下一次之间的余留时间内完成。在具 有专用重建处理器和现代化工作站的系统中，这些过程的总持续时间可能 大约为几秒钟。这样，在这类常规系统中，重复时间(TR)必须足够长以 便能够完成所需的计算。如果TR太短并且扫描器在开始下次采集之前没 有接收几何结构更新，则会出现不希望的振荡模式，包括与欠补偿周期交 替的过补偿周期。

这样，在本领域中存在对于促使提供不依赖于重复时间限制的实时、 即时(on-the-fly)运动校正以便改进扫描质量并减少整个扫描时间的尚未 满足的需求。

根据一个方面，一种前瞻性运动校正(PMC)系统包括对患者体内的 动态体积进行扫描的扫描器，和将从扫描器接收的测量数据重建成图像数 据的重建器。所述系统还包括PMC部件，其分析所述图像数据并生成与所 述动态体积的取向和位置有关的最近几何结构以及与所述动态体积的取向 和位置有关的新几何结构之间变化有关的几何结构变换数据；以及主机， 其根据几何结构变换数据生成用于所述扫描器在逐次扫描间的几何结构更 新。

根据另一方面，一种在患者扫描期间执行前瞻性运动校正的方法包括 向扫描器(10)提供初始几何结构，扫描动态体积，并生成索引到初始几 何结构的图像数据。所述方法还包括运行PMC方案，其根据所述图像数据 计算变换信息，根据变换信息和初始几何结构来计算患者运动，以及根据 患者运动来确定新的几何结构。此外，所述方法包括向所述扫描器(10) 提供新的几何结构以进行后续扫描，并使用新的几何结构重复所述扫描、 生成、运行、计算、确定以及提供的步骤。

一个优势在于前瞻性运动校正(PMC)算法不受扫描重复时限的限制。

另一优势在于确保不过度专注患者运动的簿记机制，从而减少了不希 望的振荡校正模式。

本发明创造的其他优势在本领域普通技术人员阅读并理解说明书后将 变得显而易见。

本发明可采取各种部件及部件的布置，以及各种步骤及步骤的安排的 形式。各附图仅为了示出各个方面，不应解释为对本发明的限定。

图1示出了根据本文所描述的各个实施例的使用扫描器设备执行前瞻 性运动校正(PMC)的磁共振扫描系统；

图2示出了一幅图像，其中描绘了表示使用PMC对动态体积的位置进 行扫描和校正的三幅扫描图像(1、2和3)；

图3是前瞻性运动校正技术与回顾性运动校正技术的图形比较的图示；

图4示出了在体模动态序列上使用常规各前瞻性采集校正技术所不希 望出现的潜在振荡模式的示例；

图5示出了使用PMC技术用短TR采集的动态序列；

图6示出了根据一个或多个实施例的PMC算法的程序流程图；

图7示出了使用PMC算法计算几何结构更新的数据流率无关模型；

图8示出了设置PMC配准算法状态的决策算法；

图9示出了从未用PMC和使用PMC计算的互相关激活图得到的三个 相邻“切片”的比较；

图10示出了根据本文提出的一个或多个方面的执行PMC技术的方法。

图1示出了根据本文所描述的各个实施例的使用扫描器设备12执行前 瞻性运动校正(PMC)的磁共振扫描系统10。PMC技术对由于在动态序列 采集期间(例如，扫描期间)受检者运动所造成的几何结构上的变化进行 测量。在扫描器上实时对受检者运动进行校正，从而改进了图像序列中的 体积对准。这样，本发明创造给出了对先前运动校正技术的改进。例如， 常规计划在开始下一次采集之前，需要执行所有的处理，这样有效性局限 于长重复时间(TR)扫描。扫描器10包括当进行校正时允许扫描器即时 进行不间断更新的特征。这样，PMC不受脉冲序列计时限制的阻碍，从而 提供优于先前运动校正计划的优势。照这样，当患者在相对长的扫描(例 如，10分钟，30分钟等)期间移动时，能够对扫描几何结构进行实时调整。 下列各段提供了洞察应用PMC算法所使用的扫描器的操作和结构。

扫描器10包括扫描器外壳12，其中将患者14或其他受检者至少部分 放置成使得心、脑或者其它待研究的器官或解剖区域位于扫描器10的扫描 区域16内。虽然参考孔腔类型的扫描器进行描述，但是应当领会到，扫描 器还可以是开放式磁体扫描器或其他类型的磁共振扫描器。置于扫描器外 壳12内的主磁体18受主磁体控制器20的控制以便至少在扫描区域16内 生成静磁场(B₀)。典型地，主磁体18是由低温护罩(cryoshrouding)22 围绕的永久超导磁体，当然也可使用常导磁体。在一些实施例中，主磁体 18生成介于大约0.23特斯拉和大约7特斯拉之间的主磁场；然而，也可以 预见有强度在这一典型范围之上或之下的主磁场。梯度系统包括布置在外 壳12内或上的磁场梯度线圈24，并且对应的梯度控制器26至少在扫描区 域16内将选定磁场梯度叠加到主磁场之上。典型地，磁场梯度线圈24包 括用于产生三个正交磁场梯度(例如x、y和z梯度)的线圈。

基本与磁共振扫描器10的孔腔同轴地安置有一般为圆柱形整体线圈 28。整体线圈28例如可以是正交鸟笼型线圈、横向电磁(TEM)线圈等等。 附加或可选地，可以采用一个或多个局部射频线圈，例如一个表面线圈或 多个表面线圈、SENSE线圈阵列、体(torso)线圈等等(未示出)。在图1 的实施例中，整体线圈28执行发射和接收功能。即，整体线圈28在磁共 振频率下由一个或多个射频发射器30激励以在受检者14体内激发磁共振， 并且整体线圈28还与一个或多个射频接收器32结合使用以接收从响应这 种激发的受检者14发出的磁共振信号。提供合适的射频切换电路34使整 体线圈28能够执行发射和接收功能。

虽然显示为分离的单元，但是在一些实施例中射频切换电路或其部分 可集成到整体线圈、射频发射器、或射频接收器中。在其它可预见的实施 例中，整体线圈28执行发射功能，而一个或多个局部射频线圈接收所生成 的磁共振信号。在其它可预见的实施例中，省略整体线圈28，而一个或多 个局部射频线圈执行发射和接收功能。同样还可以预见到使用整体线圈28 作为接收线圈，而使用一个或多个局部射频线圈来激发磁共振。

磁共振扫描器10在扫描控制器36的控制下操作。用户界面38能够使 放射医师或其他用户选择一个或多个磁共振序列，并且还能够使用户设置 或修改所述序列的参数。扫描器10在扫描控制器36的控制下根据选定序 列进行操作，以激发磁共振并生成存储在数据存储器或缓冲器40内的磁共 振数据。可以再次运行所述序列以生成多个数据集，例如在数据缓冲器40 中示出的所示数据集1、数据集2...，其与针对所设置或修改的参数用不同 的值再次运行选定序列相对应。任选地，具有导联52的患者监测器50或 者附加监测器或其它辅助装备在磁共振数据采集期间对患者14进行监测。 例如，如果监测器是ECG设备，则监测器可提供心电门控信息，以确保大 约在选定心动周期处(例如大约在舒张期时或大约在收缩期时)采集数据。 在一些实施例中，使用监测器对饱和恢复数据或反转恢复数据的生成进行 心电门控，使得在多个心动周期内采集数据，并得出多个饱和恢复数据集 或反转恢复数据集，其中将每个数据集分配给选定心动周期。

重建处理器60将所采集的磁共振数据，或其部分重建到重建图像中。 在所示的实施例中，每次重新运行序列生成各自信息的磁共振数据集，例 如示例性的数据集1和数据集2，其对于序列的连续运行而言是用分别在不 同数值处设置的参数所采集的恢复数据集。重建处理器60将这些数据集的 每一个重建到重建图像中，例如以生成各个数据集的重建图像等等，其适 当地存储在图像存储器或缓冲器62内。根据示例，恢复数据可包括在对运 动引起的位移或变形，或者对源自发生在数据采集期间的患者运动的图像 伪影进行校正之后进行的处理中。

PMC部件64使用一个或多个前瞻性运动校正算法来分析图像数据， 以补偿扫描期间的患者运动。根据一个实施例，PMC部件根据位置变化动 态地更新患者位置信息，同时解决可能引起过补偿和欠补偿的振荡模式的 冗余数据。例如，PMC从重建处理器60和/或图像缓冲器62接收动态图像， 并识别出索引到同一几何结构的多幅图像将产生基本相同的变换数据(例 如，描述了3D位置变化、旋转位置变化等的数据)。例如，通过比较后续 的各幅图像，容易确定描述两幅图像特征印记的平移和(任选地)旋转的 变换。然后将这一变换应用到扫描控制器36以调整由RF线圈28和梯度线 圈24施加的梯度磁场的RF频率，从而保持成像体积和图像切片或平面始 终如一地与患者解剖结构的所选部分对齐。PMC部件确保对患者运动进行 配准的第一变换，从而导致对扫描器使用的最近几何结构的改变。然而， PMC部件附加地确保后续变换及相关冗余数据不会对患者运动的任何变化 进行配准，这样，保护系统扫描器避免进入到振荡补偿模式。

图2示出了图像80，其中描绘了表示出使用PMC进行扫描和校正的 动态体积位置的三幅扫描图像(1、2和3)。在图2呈现的示例中，动态体 积是人脑，当然根据各个实施例也可扫描和/或成像其它器官。在时间图像 序列的采集期间，受检者运动导致体积与体积间未对准，这会使诸如功能 性磁共振成像(fMRI)的激活映射(activation mapping)等的数据分析损 坏。所述(各)PMC算法连续测量由于受检者在整个扫描中的运动所造成 的几何结构变化。这样，PMC对正在进行的扫描进行实时调整，以便在采 集时能够使后续各图像正确地对准，从而改进时间体积对准。

根据该示例，图像1、2和3代表TR等于三秒的动态图像序列。跟在 动态#1之后，受检者点头(例如，近似9°)，造成动态#2未对准。PMC 算法检测运动并进行调整以便正确对准动态#3和随后各动态的采集。

图3是前瞻性运动校正技术与回顾性运动校正技术的图形比较90的图 示。回顾性运动校正作为后处理的一部分，使用带像素插值的体积配准。 因此，回顾性校正适于对需要简单移动和旋转图像像素的平面内变换(例 如，x、y平移)进行校正，但不适于对必须在切片间进行插值从而引入明 显部分体积效应的跨平面变换(例如在“切片”方向上的平移)进行校正。 在跨平面运动期间丢失的图像信息将不能通过使用插值的回顾性校正来完 全恢复。这样，PMC的优势在于它能实时解决跨平面运动，使得各图像切 片基本上在其初始位置和取向进行可靠地采集，从而减少插值的需要。照 这样，所采集的各切片连续使它们与图像体积序列保持对准，从而最小化 任何图像信息无可挽救的损失。

在图3中示出了用回顾性运动校正(*)和PMC(X)采集的动态研究 的残留变换数据的图形比较90。根据在每个动态处应用的回顾性配准来计 算回顾性运动校正动态序列的变换数据。根据PMC校正图像上执行的后处 理配准来计算PMC动态序列的残留变换数据。在公共轴上显示用于频率编 码(FE)轴、相位编码(PE)轴和切片轴的旋转(以度计量)和平移(以 毫米计量)。

回顾性数据中旋转和平移的稳定偏移归因于整个扫描期间无意识的受 检者运动(例如，肌肉的松弛等)。使用回顾性方法的变换几乎对于每个动 态都需要相对较大的像素变换和插值。相反，通过在整个动态序列中连续 校正受检者的运动，各PMC图像保持非常接近于初始几何结构，从而产生 非常小的残留变换。照这样，PMC技术需要最少的像素插值，而保持高水 平的数据完整性。

图4示出了在体模动态序列100上使用常规前瞻性采集校正技术所不 希望出现的潜在振荡模式的示例。动态数字(1-12)标识在每幅图像的左 下角处，并且其对应的几何结构(A，B，C)标识在右上方。在每幅体模 图像中通过栅格的样子和中间条的角度可识别不同的几何结构状态。动态 #1是处于初始几何结构状态。在动态#1和#2之间发生的运动使几何结 构变化到状态B。#3没有及时对所述运动进行校正因此#3仍处于状态B。 它最终在#4中得到校正从而返回到状态A。重复的变换使得#5过校正为 几何结构C，并且由于单次运动，该振荡以A-B-B-A-C-C-的模式持续进行。

使用常规系统和/或方法，图像重建、体积配准、几何结构计算以及数 据变换的过程需要在结束采集上一动态与开始下一动态之间的残留时间内 完成。在具有专用重建器和现代工作站的系统内，这些过程的总持续时间 为秒的量级。例如，使用常规前瞻性采集校正技术，连同使用64×64矩阵 和16层切片以及使用4秒TR的扫描，已经论证采集时间近似为1.8秒， 从而留有近似2.2秒用于完成校正过程。这样，在这类常规系统中，设置 TR足够长以允许完成所需的计算。如果TR太短并且扫描器在开始下次采 集之前没有接收几何结构更新，则会出现不希望的振荡模式。

仍参照图4，对于具有2秒短TR的扫描(仅留有近似200ms用于计算)， 使用前瞻性采集校正技术考虑下列事件进展。在动态#1之后发生受检者运 动。因此将用不同于动态#1的几何结构采集动态#2。前瞻性采集校正技 术能够检测#1和#2之间的差，并开始有关计算必要几何结构更新(例如， 变换2→1)的工作。然而，在短TR的情况下，前瞻性采集校正技术不能 及时完成其的计算以便在开始动态#3的采集之前向扫描器提供更新。因 此，将用与动态#2一样的“不正确”几何结构采集动态#3。动态#3因 此将被与动态#2一样的变换所扭曲。前瞻性采集校正技术同样检测到这一 不同的几何结构，并为扫描器计算单独的更新(变换3→1)。这样，如果 TR在利用前瞻性采集校正技术时太短，则单次运动可产生两次更新：真正 的初始更新(2→1)和重复的更新(3→1)。如果不采取任何措施使校正算 法停止发送两个更新，则图像序列将落在振荡模式中。将真正的变换(2→1) 及时应用于动态#4，从而使动态#4与动态#1的初始几何结构进行匹配。 附加地，重复的变换(3→1)仍在队列中，并将应用于动态#5，从而使动 态#5将受到超过其初始几何结构的“过校正”，这样表现为伪影引入运动。 该循环将持续这一伪影引入运动，从而产生围绕初始位置的振荡，所有都 从单次运动开始。

为了避免这一不希望的事件序列，典型前瞻性采集校正技术采集的最 小TR需要足够持久，以留给所述算法足够长的时间进行它的计算。这一 约束将TR局限为比最小值长近似2秒的相对较长数值。如果使用更大的 图像矩阵和更大量的切片则所述延伸的时间可能更长(例如，近似2-4秒)。 这一局限性在若干方面阻碍了MR的应用。例如，它不必要地增加了总扫 描时间，约束了有关TR的图像对比度，限制了动态序列的时间分辨率， 加强了与fMRI的时间相关刺激的冲突，并且如果由于工作站及重建器未预 见的情况和/或性能而导致处理时间延长超过初始的估计，则会引入振荡模 式。

相反，所述PMC算法避免有关TR的限制，允许用户自由调节TR。 PMC使用数据流率无关模型来应用几何结构更新。将更新动态传送给扫描 器，这与重建和处理数据下的速率无关。因此，当PMC算法计算初始几何 结构变换时，能够安全地采集若干动态。这样，PMC既可用于长TR环境， 又可用于短TR环境，这便于消除常规方法的有关计时的约束。

图5示出了使用PMC技术以短TR(例如，近似1秒)采集的动态序 列110。序列中图像(标记为1、2和5)的每一幅示出被成像的动态体积 (例如，在该示例中为患者的脑)的实际取向112和期望取向114。在动态 #1之后，受检者的头部倾斜(例如，根据该示例为近似5°)，造成患者头 部实际取向和期望取向之间未对准。在下面的扫描正在进行中时，PMC算 法检测到运动，并动态地及时向扫描器发送调整，用于动态#5的正确对准。

为节省时间并进一步减少有关TR的复杂情况，PMC的附加特征是用 于配准处理的图像“降低分辨率”。将来自重建的进来的高分辨率图像(例 如，128×128，256×256以及更高)在它们用于配准处理之前重新插值成 低分辨率图像(例如，64×64和更低)。由于配准处理的持续时间直接与矩 阵的大小成比例，因此总的处理时间减少，从而增大了在开始下一次扫描 前，扫描器将接收几何结构更新的可能性。而且，PMC算法包括动态可调 配准算法。例如，根据PMC部件的数据处理速度，所述算法能在整个动态 序列中中途自行调节，以优化PMC算法的性能。

图6示出了根据一个或多个实施例的PMC算法的程序流程图。该图示 出了主机122(其可以是图1的用户界面38)、可操作地连接到扫描器和 PMC部件的工作站等等。所述主机向扫描器12提供几何结构更新，扫描 器12反过来向重建处理器60提供测量数据。所处重建处理器然后向PMC 部件64提供图像数据，PMC部件64向所述主机提供几何结构变换数据。 附加地，所述主机向PMC部件提供配置数据。应当领会到，根据不同的实 施例，重建处理器60和PMC部件64以及任何相关的数据库(未示出)可 以是与所述主机分离的，或者与其集成在一起。在一些实施例中，PMC64 和重建处理器作为在所述主机上运行的软件或固件来实施，例如执行本文 所述各种功能的一系列计算机运行例程。

在工作站上PMC程序作为背景应用运行，并与所述扫描器、重建器和 主机程序连接。所述扫描器一次采集一个动态的图像体积，并将测量数据 发送给重建器。重建器实时重建所述图像并将所述数据发送给PMC，所述 PMC将进来的全分辨率图像重新插值为低分辨率(例如，64×64或更低) 图像以减少配准时间。配准时间与数据矩阵大小成比例，从而对低分辨率 图像而非对全分辨率图像进行工作而减少处理时间。PMC使用刚性体配准 算法计算当前图像体积关于基准体积(例如，序列中的第一动态)的几何 结构变换。一旦完成每个动态体积的配准，产生包括三个旋转和三个平移 的六参数刚性体变换矩阵。主机程序解释所述变换数据，并将其转换成发 送给扫描器的可识别的几何结构。主机程序附加地记录用于采集每个动态 的几何结构。主机程序为扫描器建立更新包，其在它下一个机会时由扫描 器进行取回。在扫描器上使用更新的几何结构采集后续的动态，直到遇到 新的变换。照这样，程序流程循环动态序列中的扫描剩余次数，并即时更 新扫描器，以便一旦校正准备好就将其应用到下次动态中。

图7示出了使用PMC算法计算几何结构更新的数据流率无关模型140。 所述过程开始于由扫描器12采集动态数据I(例如，其中I＝N+n，其中 n＝1，2...)，将所述动态数据索引并提供给重建处理器60。所述过程的特征 涉及保持用于采集每个扫描的几何结构的记录。来自动态N的每个进来的 图像集使PMC部件64产生变换数据。主机程序122接受来自PMC的变换 数据，并生成用于索引为I的下一动态采集的新几何结构。在下次扫描前 可获得更新的情况下，将使用新几何结构信息的下一动态的索引确定为I ＝N+I。然而，在跳过动态的短TR环境中，I＝N+n，其中n>1。

由主机程序将新的几何结构连同其变换数据用于生成新几何结构(N) 的图像索引一起保存在记录中(例如，数据库和存储器)。将几何结构更新 和索引发送给扫描器以便为下次可用扫描进行动态拾取。一旦扫描器获得 所述更新，扫描器将用携载索引N的辅助数据标签对动态I的即将来临的 测量数据进行标记。照这样，当前图像集携载用于建立所述图像集的几何 结构记录。重建器将索引N赋予输出给PMC的来自动态I的每幅图像。PMC 计算动态I的变换数据并沿索引N转给主机程序。主机程序根据最近的几 何结构和进来的变换数据来计算新的几何结构。使用索引N，主机程序对 其记录进行评估，以确定用于采集当前图像集的初始几何结构。主机程序 将最近的几何结构与源自动态I变换数据的新几何结构进行比较，确定两 个几何结构间的差为实际的患者运动。然后将所述患者运动加到当前几何 结构中以建立新的几何结构。将新的几何结构发送给扫描器并维持当前几 何结构和初始几何结构的记录。照这样，所述数据流迭代地继续，并当几 何结构更新准备好时由扫描器动态地应用几何结构更新。使用源自图像I 的几何结构信息可更新下一动态(例如，索引>＝I+n)，并能携载索引I。

根据示例，如果更新不能及时到达扫描器进行下次的采集(n>1)，则 将用同一几何结构采集多个动态。每个动态携载相同的索引N，该索引N 表示用来进行采集的几何结构。当这些动态(具有I＝N+1，N+2等)由 PMC处理时，它们产生基本相同的变换数据。在常规系统中，这些变换的 每一个若被应用，导致所述振荡状态。然而，PMC保持初始几何结构的记 录，从而仅第一变换对患者运动进行配准，从而导致对于最近几何结构的 变化。由于后续各变换基本产生相同的变换数据，因此它们将产生相同的 新几何结构，因为它们是用同一初始几何结构进行采集的。因此，使用以 后的变换数据进行计算将生成患者零运动。从而保护所述算法避免进入振 荡模式。

图8示出了设置PMC配准算法状态的决策算法150。所述算法包括在 152中确定TR是否大于估计的PMC处理时间。如果TR大于估计的PMC 处理时间，则然后在154中，将PMC设为灵敏配准算法状态。在该状态中， 例如，与平移和/或旋转的精确度、最大迭代次数等等有关的各个参数可设 成预定的值或范围。根据所描绘的示例，平移精确度设为近似40微米，旋 转精确度设为近似0.07度，而允许最大近似40次的迭代。

如果TR小于实际PMC处理时间，则可以跳过一个或多个动态，并且 于156中将PMC设为鲁棒配准算法状态，其中可采用更加鲁棒的参数值。 例如，根据示例，鲁棒状态参数值可以包括将平移精确度设成近似120微 米，旋转精确度设成近似0.15度，并允许最大近似10次的迭代。附加地或 可选地，一旦确定TR不大于估计的PMC处理时间，可将PMC直接设成 鲁棒配准状态。应当领会到的是，为阐述目的描述了参数值的前面各示例， 以显示灵敏状态和/或值与鲁棒状态和/或值之间的关系，并且本发明创造并 不限于这些值。

这样可关于所需的精确度水平和最大迭代次数对PMC中的配准算法 进行调整。在付出更长处理时间代价的情况下，具有高精确度和大迭代次 数的配准对小的运动更加敏感。具有低精确度和较少迭代的配准对精细运 动相对不敏感，但对较大运动通常鲁棒性好并且处理更快。为此，PMC可 在上述两种状态中的一种中运行：灵敏和鲁棒。灵敏状态允许进行精细的 调整以补偿小的无意识的运动，例如在fMRI研究。鲁棒状态便于处理希望 大的整体运动的情况和/或速度/TR是重要的情况。作为PMC配置的一部 分，由在开始每次扫描时执行的主机程序指定配准参数的值。参数值针对 每种状态作为一组进行调整，并可由用户经系统级参数进行修改。

状态的选择是根据总需求处理时间(例如，用于重建、配准、计算和 数据传输的时间)的估计。根据所述估计，如果它表现为TR足够长以至 于PMC算法在开始下次扫描之前能安全地产生它的更新，则所述算法调整 到灵敏状态中。如果不希望TR太长，则调整所述算法以便在更快的周转 时间内提供更加鲁棒的数据。

PMC算法还包括“安全值”以进一步优化性能。例如，如果由于TR 对于实际处理时间不是太长，同时在灵敏状态中由于无法预见的处理/重建 时间的延长而跳过一个动态，则所述算法可动态地将其配置即时调整为用 于扫描持续的鲁棒状态。

图9示出了从未用PMC 160和使用PMC 162计算互相关激活图得到的 三个相邻“切片”的比较。在PMC使能的图谱中活化区域164一般更亮并 与灰质166的解剖结构更加一致。如图所示，用PMC 162计算的图中的激 活区域164更多且更加鲁棒。

PMC可适用于图像体积对准很重要的动态扫描应用中。PMC对于神经 MR、尤其是fMRI具有特别重要的应用。通过产生比回顾性运动校正更优 的图像体积对准，fMRI激活图在激活区的特异性和统计学意义方面得到提 高。通过去除有关TR的限制，所述的PMC系统和方法提供优于常规技术 的战略优势。附加地，PMC可与各种各样的fMRI范例、时间分辨率和采 集矩阵一同使用。

图10示出了根据本文呈现的一个或多个方面的执行前瞻性运动校正 (PMC)技术的方法180。在182，向扫描器(例如磁共振成像仪)提供索 引为N的几何结构更新。如果扫描程序位于其开始处，则所述“更新”包 括待扫描动态体积(例如，器官或其它患者组织)的初始几何结构。在所 述方法的第一次迭代中，索引N描述了用于采集动态图像或图像集的初始 几何结构，并且于184在动态扫描期间生成动态图像数据I。在186，重建 动态数据I以生成各幅图像。在188，在索引为N的动态图像上执行PMC 方案，并因此生成变换数据。即，来自动态N的每个进来的图像集使PMC 算法产生变换数据。变换数据根据初始几何结构N描述了动态体积离开期 望位置的位置变化。

在190中根据PMC信息和变换数据计算患者(或体积)运动。例如， 将患者运动确定为变换[I]和小于最近几何结构的初始几何结构[N]的总和。 根据一个实施例，主机程序接收来自PMC算法的变换数据，并生成用于采 集索引为I的下一动态的新几何结构。在下一扫描之前可得到更新的情形 中，将使用新几何结构信息的下一动态的索引确定为I＝N+1。然而，在跳 过多个动态的短TR环境中，I＝N+n，其中n>1。在第一次迭代期间，最近 的几何结构是初始几何结构，从而患者运动等于变换数据[I]所表示的位置 变化。在192，根据计算出的患者运动来确定用于后续扫描周期的新几何结 构。例如，如果患者的大脑是被扫描的动态体积，并且患者的头部在30分 钟扫描内于动态图像收集周期间旋转5度，则旋转新的几何结构以匹配患 者头部的旋转，从而确保后续动态(图像扫描)具有和头部旋转前扫描相 同的对准。这样，将新的几何结构计算为最近几何结构和患者运动的总和。

在194，更新数据记录以反应患者位置的变化。例如，将192处计算的 新几何结构记录为最近的几何结构，并发送给扫描器，从而按下一动态图 像数据集的索引进行增加。照这样，保存用于采集每个动态体积扫描的几 何结构的记录。即，将每个新的几何结构连同其变换数据用于生成新几何 结构(N)的图像索引一同保持在记录(例如，数据库或存储器)中。将各 几何结构和索引发送给扫描器以便在下次可用的扫描中进行动态拾取。一 旦扫描器获得所述更新，扫描器用携载索引N的辅助数据标签对动态I的 即将进行的测量进行标记。照这样，当前图像集携载用于生成所述图像集 的几何结构记录。将索引N附于来自动态I的每幅图像上，并将其输出给 PMC算法。

根据一个实施例，所述方法返回到182进行另一次迭代，其中PMC算 法计算动态I的变换数据并沿索引N传给主机程序。主机程序根据最近的 几何结构和进来的变换数据计算新的几何结构。使用索引N，主机程序评 估其记录以确定用于采集当前图像集的初始几何结构。例如，主机程序将 最近的几何结构与从动态I的变换数据导出的新几何结构进行比较，并将 两个几何结构间的差确定为实际的患者运动。然后将患者运动加到当前的 几何结构中以建立另一新的几何结构。再次将所述新的几何结构发送给扫 描器并保持当前几何结构和初始几何结构的记录。照这样，数据流以迭代 的方式继续，并当各准备好几何结构时由扫描器动态地应用各几何结构更 新。使用从图像I导出的几何结构信息可对下一动态(例如，具有大于或 等于I+n的索引)进行更新，并携载索引I。