專利名稱：磁共振成像設備的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及用于確定受檢者的各血管的位置的磁共振成像設備及其程序。
背景技術：
在執(zhí)行取決于血流速度的脈沖序列時，可預先測量血流速度。作為測量血流速度 的一種方法，已知的是一種執(zhí)行掃描的方法，用于測量血流速度，從而使操作人員從每個所 獲取磁共振圖像中找出血管以及圍繞這個血管以作為ROI (感興趣區(qū)域)。[專利文獻1]日本未審查專利公開No. 2005-30515
發(fā)明內容
技術問題但是出現以下問題因為當例如血管較小時，設置感興趣區(qū)域ROI的工作變得很 麻煩。因此希望解決此問題。問題的解決方案本發(fā)明的一個方面是一種磁共振成像設備，它執(zhí)行用于生成每個自旋的與該自旋 的流速對應的相移的脈沖序列，由此從受檢者獲取磁共振信號，并且根據磁共振信號的每 個來確定受檢者的各血管的位置，包括血管位置指定裝置，用于根據磁共振信號的信號強 度隨時間的變化以及自旋的流速隨時間的變化來指定各血管的位置。本發(fā)明的另一個方面是磁共振成像設備的一種程序，它執(zhí)行用于生成每個自旋的 與該自旋的流速對應的相移的脈沖序列，由此從受檢者獲取磁共振信號，并且根據磁共振 信號的每個來確定受檢者的各血管的位置，其中，提供程序以執(zhí)行血管位置指定過程，用于 根據磁共振信號的信號強度隨時間的變化以及自旋的流速隨時間的變化來指定各血管的 位置。發(fā)明的有利效果本發(fā)明能夠易于根據各磁共振信號的信號強度隨時間的變化以及流速隨時間的 變化來判定各血管的位置。通過以下對附圖所示的本發(fā)明的優(yōu)選實施例進行的描述，本發(fā)明的其它目的和優(yōu)
點將會非常明顯。


圖1是示出根據本發(fā)明的第一實施例的磁共振成像設備1的簡圖。圖2是示出MRI設備1的處理流程的簡圖。圖3是示出受檢者13的層片SL的位置和通過相襯度(phasecontrast)方法所得 到的電影圖像的簡圖。圖4是確定最大值c_maX(X，y)時使用的說明圖。圖5是示出表示等式(2)或等式(3)對于層片SL的平面的各位置(x，y)是否成立的二值圖像的一個示例的簡圖。圖6是示意示出所提取血管區(qū)域的簡圖。圖7是用于描述用于確定數據c (X，y，t)的時間方向的相關性關于彼此相鄰的像 素是否較高的方法的一個示例的簡圖。圖8是示出根據第三實施例的流程的簡圖。圖9是用于說明根據第三實施例的流程的簡圖。圖10是示出根據第四實施例的處理流程的簡圖。圖11是用于說明根據第四實施例的處理流程的簡圖。圖12是用于說明根據第四實施例的另一個處理流程的簡圖。
具體實施例方式雖然下面將說明用于執(zhí)行本發(fā)明的模式，但是用于執(zhí)行本發(fā)明的模式并不局限于 以下模式或實施例。(1)第一實施例圖1是示出根據本發(fā)明的第一實施例的磁共振成像設備1的簡圖。磁共振成像(MRI (磁共振成像))設備1具有磁場發(fā)生器2、臺架3、托架4、接收線
圈5等等。磁場發(fā)生器2具有保持受檢者13的膛21、超導線圈22、梯度線圈23和發(fā)射線圈 24。超導線圈22施加靜態(tài)磁場B0，并且梯度線圈23在頻率編碼方向、相位編碼方向和層片 選擇方向施加梯度磁場。發(fā)射線圈M發(fā)射RF脈沖。順便提到，雖然當前實施例中使用超 導線圈22，但是永磁體可用于代替超導線圈22。托架4配置成使得能夠從臺架3移動到膛21。受檢者13由托架4傳送到膛21。接收線圈5附連到受檢者13的各腿部13a。接收線圈5接收從受檢者13所生成 的每個磁共振信號。MRI設備1還具有定序器6、發(fā)送器7、梯度磁場電源8、接收器9、中央處理器10、 輸入裝置11和顯示裝置12。在中央處理器10的控制下，定序器6向發(fā)送器7傳送與脈沖序列的各RF脈沖有 關的信息(中心頻率、帶寬等)，并且向梯度磁場電源8發(fā)送與梯度磁場有關的信息(梯度 磁場的強度等)。發(fā)送器7根據從定序器6所傳送的信息來輸出用于驅動發(fā)射線圈M的驅動信號。梯度磁場電源8根據從定序器6所發(fā)送的信息來輸出用于驅動梯度線圈23的驅 動信號。接收器9對接收線圈5所接收的每個磁共振信號進行例如數字轉換等信號處理， 并且將其輸出給中央處理器10。中央處理器10控制MRI設備1的相應部分的操作，以便實現MRI設備1的各種操 作，例如向定序器6和顯示裝置12傳送必要信息以及根據從接收器9所接收的各信號來重 構圖像。中央處理器10例如由計算機來配置。中央處理器10具有圖像生成裝置101和血 管位置指定裝置102。圖像生成裝置101生成圖像CIk(其中k = 1至m)，稍后進行描述。 血管位置指定裝置102根據圖像CIk(其中k = 1至m)來指定血管位置。順便提到，中央處理器10通過執(zhí)行預定程序來用作圖像生成裝置101和血管位置指定裝置102。輸入裝置11響應操作人員14的操縱而向中央處理器10輸入各種指令。顯示裝 置12在其上顯示各種信息。按以上所述來配置MRI設備1。接下來將說明MRI設備1的處理流程。圖2是示出MRI設備1的處理流程的簡圖。將說明處理流程，同時在描述圖2時 根據需要參照圖3至圖6。順便提到，將對于確定受檢者13的各腿部13a中的每個血管的 位置的示例來進行以下描述。但是，本發(fā)明可適用于確定受檢者13的任意部位或區(qū)域中的 血管、如受檢者13的腹部區(qū)域中的血管的位置的情況。在步驟Si，操作人員14將層片SL設置到受檢者13的腿部13a(參見圖3 (a))。順 便提到，雖然圖3(a)中僅設置一片層片SL，但是可設置多片層片。在已經設置層片SL之后，執(zhí)行使用相襯度方法的脈沖序列，以便從層片SL獲取磁 共振信號，并且由此生成電影圖像，其中的每個取決于磁共振信號的強度和各自旋的流速。 在相襯度方法中，自旋的相移的幅值能夠按照自旋的流速來改變。相應地，與各自旋的流速 有關的信息能夠通過經由相襯度方法獲取的磁共振信號來獲得。在第一實施例中，在以脈 沖序列改變梯度磁場的極性的同時執(zhí)行成像兩次，由此獲取復合數據Π和f2。圖像生成裝 置101(參見圖1)根據這些復合數據fl和f2(參見圖3(b))來生成電影圖像，其中的每個 取決于各磁共振信號的強度和各自旋的流速。圖3(b)是示意示出取決于每個磁共振信號的強度和各自旋的流速的各電影圖像 的簡圖。例如，圖像CIk(其中k = 1至m)能夠通過求復合數據f 1和f2的微分來獲得。圖 像CIk(其中k= 1至m)中的各像素的位置和時間以(x，y，t)來表達。各像素所表示的數 據以c(x，y，t)來表達。在當前實施例中，數據c(x，y，t)由下式⑴定義c(x，y，t)= a (χ, y, t) *sin ( π (χ, y, t) /VENC/2)··· (1)其中，a (χ, y，t)在各像素的位置和時間(x，y，t)的信號強度，ν (x, y，5)在各像素的位置和時間(x，y，t)的自旋的流速，以及VENC 速度編碼的梯度量。關于在χ = Xi 和 y = Yj 處的像素的數據 c (Xi, Ji,、)、c (Xi, Ji, t2)、c (χ” Yj, tm) 在圖3(b)中作為代表示出。在已經生成圖像(11至(1111之后，操作人員14進行步驟S2。在步驟S2，血管位置指定裝置102(參見圖1)首先計算數據c (X，y，t)的絕對值 c(x，y，t) |，并且確定層片SL的平面的各位置(x，y)的絕對值|c(x，y，t) |在時間方向的
最大值c_max(x，y)(參見圖4)。圖4是確定最大值c_maX(X，y)時使用的說明圖。圖4(a)是示出圖像CI1至CIm的簡圖。當例如確定層片SL的平面的位置(Xi，Yj)處的最大值cjiiax (X，y)時，血管位置 指定裝置102使用位置(Xi，Yj)處的數據c(Xi，Yj, t)(參見圖4(b))。圖4(b)是示出數據序列Cu的簡圖，其中位置(Xi，Yj)處的數據c(Xi，Yj, t)按照 時間序列來排列。血管位置指定裝置102確定關于數據序列Cij的各數據c (Xi，yj; t)的絕對值c(Xi，y」，t) |，并且確定各絕對值|c(Xi，yj，t) I在時間方向的最大值C_max(xi，yj)。圖4(b) 中，在時間ta的數據c(Xi，ypta)的絕對值|c(Xi，ypta)|取時間方向的最大值。相應地， 最大值c_maX(Xi，Yj)按照下式(2)來表達c_max(xi，Yj) = c(Xi, Jp tj | ..“2)因此，位置(Xi，Yj)處的絕對值|c(Xi，Yj, t) I在時間方向的最大值c_maX(Xi，Yj) 能夠根據等式( 來計算。以上描述中已經示出用于計算層片SL的平面的位置(Xi，Yj)處的最大值C_ MaX(Xijyj)的過程。但是，能夠通過相同過程來確定層片SL的平面的任何其它位置(x，y) 處的最大值cjiiax (X，y)。例如，層片SL的平面的位置(xp，yq)處的最大值c_maX(Xp，yq) (參見圖4(a))能夠從其中位置(xp，yq)處的數據c(xp，yq, t)按時間序列排列的數據序列 CM(參見圖4(c))來計算。血管位置指定裝置102確定關于數據序列Cm的數據cOv yq, t)的絕對值IcOv yq, t) I，并且確定絕對值IcOv yq, t) |在時間方向的最大值cjiiax (xp， yq)。在圖4(c)的數據序列Cm中，在時間te的數據cUp，yq, t0)的絕對值I (xp，yq, t0) 取時間方向的最大值。相應地，最大值cjiiaxOvy,)按照下式(3)來表達c_max(xp, yq) = |cOcp，yq, t0) | ... (3)因此，位置(Xp，yq)處的絕對值|cOv yq, t) |在時間方向的最大值cjiiax (xp，yq) 能夠根據等式( 來計算。在按照上述過程對層片SL的平面的各位置(X，y)確定了數據c (X，y，t)的絕對 值|c(x，y，t) I在時間方向的最大值cjiiax(x，y)之后，操作人員14進行步驟S3。在步驟S3，血管位置指定裝置102確定在步驟S2所確定的最大值cjiiax (χ, y)是 否小于閾值c_limit。一般來說，最大值c_maX(X，y)趨向于在產生于血管的每個磁共振信 號的情況下變大，而最大值cjiiax(X，y)趨向于在產生于固定組織的每個磁共振信號以及 來自受檢者13體外的信號的情況下變小。因此，能夠確定當下式(4)成立時，它表示產生 于固定組織或噪聲的磁共振信號。另一方面，能夠確定當下式( 成立時，存在它表示產生 于血管的磁共振信號的高可能性。c_max (χ, y) < c_imit ... (4)c_max(x, y) ^ c_limit ...(5)順便提到，c_limit能夠通過迭代計算等等來優(yōu)化。例如，在層片SL的平面的位置(Xi，y」)，最大值cjiiax (Xi，y」)大于閾值c_limit， 如圖4(b)所示。因此，由于等式(5)在層片SL的平面的位置(Xi，Yj)成立，所以認為血管 的可能性較高。另一方面，在圖4(c)所示的層片SL的平面的位置(Xp，y(1)處最大值cjiiax(Xp，y,) 小于閾值(3_1加^。因此，由于等式⑷在層片SL的平面的位置Up，y,)成立，所以認為固 定組織或噪聲的可能性較高(即，血管的可能性較低)。類似地，確定等式⑷或(5)關于層片SL的平面的任何其它位置(x，y)是否成立 (參見圖5)。圖5是示出表示等式⑷或(5)對于層片SL的平面的各位置(X，y)是否成立的 二值圖像的一個示例的簡圖。圖5 (a)是示出層片SL的平面的簡圖，以及圖5(b)示出表示等式⑷或(5)在位于圖5(a)所示的層片SL的部分區(qū)域R之內的各位置處是否成立的二值圖像。圖5(b)中，所示加對角陰影的各像素指示在層片SL的區(qū)域R中等式(4)成立的位 置(即，固定組織的可能性或者受檢者體外的可能性較高的位置)。例如，由于在位置Ov Yq)處根據數據序列(^所計算的最大值cjiiaxOv yq)在等式(4)中成立，所以像素P (xp， yq)指示固定組織或者受檢者體外的可能性較高的位置。另一方面，每個開放像素(open pixel)指示在層片SL的區(qū)域R中等式( 成立 的位置(x，y)(即血管的可能性較高的位置)。例如，由于在位置(Uj)處根據數據Cij所 計算的最大值cjiiax(Xi，Yj)滿足等式(5)，所以像素P(Xi，Yj)指示血管的可能性較高的位置。因此，血管的可能性較高的各像素(開放像素)可通過確定等式(4)是否成立來 指定。雖然為了說明方便起見在圖5的層片SL的部分區(qū)域R中示出血管的可能性較高的 各像素(開放像素)，但是血管的可能性較高的像素實際上在層片SL的整個區(qū)域上來指定。 在已經執(zhí)行步驟S3之后，操作人員14進行步驟S4。在步驟S4，血管位置指定裝置102(參見圖1)耦合血管的可能性較高的像素(圖 5所示的開放像素)內彼此相鄰的像素，并且提取血管區(qū)域(參見圖6)。圖6是示意示出所提取血管區(qū)域的簡圖。將鄰接像素相互耦合實現了血管區(qū)域Rl和R2的提取。順便提到，由于像素PUr，ys)屬于圖6中的開放像素，所以它對應于在步驟S3判 斷為血管的可能性較高的像素。但是，像素PUr，ys)由固定組織的像素或者位于受檢者13 體外的像素包圍(圖6中所示加對角陰影的像素)。因此，甚至在判斷為血管的可能性較高 的像素的情況下，認為在像素由固定組織的像素或者受檢者13體外的像素包圍的地方，血 管的可能性較低。因此，將像素判定為沒有對應于血管。該流程按照上述方式結束?！銇碚f，最大值c_maX(X，y)趨向于在產生于血管的每個磁共振信號的情況下 變大，而最大值c_maX(X，y)趨向于在位于受檢者13體外的信號(噪聲)的情況下變小。 相應地，血管區(qū)域能夠通過從取決于信號強度和流速的圖像CIk計算層片SL的每一個位置 (X，y)的最大值c_max(x，y)來提取。在第一實施例中，各血管的位置根據數據c(x，y，t)的絕對值|c(Xi，yj; t) |在時 間方向的最大值Cjnax(X，y)來指定。但是，由于在沒有使數據c(x，y，t)成為負值的情況 下不需要確定絕對值|c(x，y，t) |，所以血管的位置可根據數據c(x，y，t)在時間方向的最 大值來指定。此外，對數據c(x，y，t)進行加權，并且各血管的位置可根據加權的數據c (X， 1，t)來指定。順便提到，數據c(x，y，t)屬于取決于信號強度a(x，y，t)和流速ν(x，y，t)(參見 等式(1))的數據。相應地，各血管的位置可通過以下來指定確定信號強度a(x，y, t)和 流速v(x，y，t)而無需確定數據c(x，y，t)，以及分析信號強度a(x，y，t)隨時間的變化以 及流速v(x，y，t)隨時間的變化。(2)第二實施例將說明第二實施例，同時參照圖2所示的流程。順便提到，由于第二實施例在步驟 Sl至S3方面與第一實施例相同，所以省略步驟Sl至S3的描述，因此僅說明步驟S4。
在第二實施例的步驟S4，血管位置指定裝置102(參見圖1)確定關于在步驟S3判 定為各血管的可能性較高的像素(圖5所示的開放像素)中彼此相鄰的像素，數據c (x，y， t)的時間方向的相關性是否較高。圖7是用于說明用于確定關于彼此相鄰的像素，數據c(x，y，t)的時間方向的相關 性是否較高的方法的一個示例的簡圖。當關于例如鄰接像素P(Xi，y」)和PO^yjJ來確定數據c(x，y，t)的時間方向的 相關性時，可計算在像素P (Xi, Yj)的數據序列Cij與在像素P (xi; Yj^1)的數據序列Ci, 之 間的相關性系數C0R。一般來說，數據c(x，y，t)的時間方向的相關性系數COR趨向于在各 血管的像素變大。因此，當相關性系數COR較大(例如COR >0. 8)時，認為對應像素是血管 像素。另一方面，當相關性系數COR較小(例如COR <0.8)時，認為血管像素的可能性較 低。因此，即使在步驟S3錯誤地確定非對應于血管的像素屬于血管的可能性較高的像素， 也能夠通過在步驟S4計算相關性系數COR將其從血管像素中排除。在第二實施例中，當確 定數據c(x，y，t)的時間方向的相關性較高時，鄰接像素相互耦合，并且由此提取各血管區(qū) 域。因此能夠以高準確度來提取血管區(qū)域。順便提到，由于靜脈的流速比動脈要慢，所以相關性系數COR的值變小，其取決于 靜脈的流速，而與靜脈的各像素的存在無關，使得可判斷不是血管像素。雖然像素P(Xi，yP 已經確定為對應于其中例如血管的區(qū)域Rl屬于靜脈區(qū)域的血管像素，可能判斷像素P (Xj， Yj-:)不是血管像素。作為一種用于避免這類誤判的方法，考慮例如其中確定在像素P(Xi， Yj)的數據序列Cij的平均值Ml及其標準偏差ο 1以及在像素P (xi; Yj^1)的數據序列Ci, 的平均值M2及其標準偏差。2并且由此執(zhí)行F測試和T測試的情況。一般已知，當靜脈像 素相互比較時，數據c(x，y，t)的數據序列的平均值趨向于近似為相同值，并且數據c(x，y， t)的數據序列的平均值也趨向于近似為相同值。因此，允許F測試和T測試通過時，對應 像素可判斷為靜脈像素。因此，當允許F測試和T測試通過時，即使從血管像素中排除像素 P (xi; γ」-)，但從相關性系數COR的值進行確定的情況下，像素(P(Xi，Yj^1)也能夠確定為對 應于靜脈像素，由此使得能夠以較高準確度來提取血管區(qū)域。(3)第三實施例將參照圖8所示的流程來說明第三實施例。圖8是示出根據第三實施例的流程的簡圖。由于第三實施例在步驟Sl和S2方面與第一實施例相同，所以將省略步驟Sl和S2 的描述。在步驟S2已經結束之后，操作人員14進行步驟S21。在步驟S21，血管位置指定裝置102(參見圖1)消除了偽像(artifact)的可能性 較高的像素。順便提到，雖然以下描述將對像素P(Xi，y」)的偽像可能性較高的一個示例來 進行，但是能夠通過相似方法來確定其它像素是否也是偽像。在時間方向的數據c(Xi，yj; t)之間的微分首先對在像素P(Xi，Yj)處的數據序列 Cij (參見例如圖4(b))來執(zhí)行(參見圖9)。圖9(a)是示意示出在像素P(Xi，Yj)的數據序列Cij的簡圖，以及圖9(b)是示意 示出通過在時間方向的數據序列Cu的數據c(Xi，t，t)之間微分所得到的差分數據序列Dij 的簡圖。差分數據序列Du在時間tn(其中η = 1至m_l)的數據(以下稱作“差分數據”)d(Xi, Yj, tn)在下式(6)中使用數據 c (Xi，Yj, tn+1)和 c(Xi，Yj, tn)來表達d(Xi, Yj, tn)= c (Xi, Yj, tn+1)-c (Xi, Yj, tn) ... (6)因此，例如，在時間tk的差分數據d(Xi，yj; tk)在下式(6’ )中通過等式(6)來表 達d(Xi, Yj, tk)= c(xi; Yj, V1)-c (xi Yj, tk) …(6，)在已經確定差分數據d(Xi，yj，tn)之后，確定差分數據d(Xi，yj，tn)的絕對值|d(Xi， Yj, tn) I在時間方向的最大值d_maX(Xi，Yj) 0圖9(b)中，在時間ta的差分數據的絕對值
d(Xi，yj，ta) I取時間方向的最大值。相應地，最大值d_maX(Xi，yj)按照下式(7)來表達d_max (Xi，Yj) = | d (Xi，y」，t α)隨后，將在差分數據序列Du的最大值d_max (χ,，Yj)和在數據序列Cu的最大值c_ MaX(Xij7j)相互進行比較。一般來說，數據c(x，y，t)在血流的情況下在時間方向平滑且逐 漸地改變。因此，在血管像素的情況下，在差分數據序列Dij的最大值d_maX(Xi，yj)必然產 生比在數據序列Cij的最大值cjiiax(Xi，Yj)小的值。另一方面，在例如偽像等異常信號的 情況下，不必使最大值d_maX(Xi，yp為小值。因此，當下式(8)成立時，能夠判斷為指示產 生于偽像的磁共振信號。另一方面，當下式(9)成立時，能夠確定產生于血管的磁共振信號 的可能性較高。d_max(xi, Yj) > constl*c_max (Xi, y」)...(8)d_max(xi, Yj) < constl*c_max (Xi, y」)...(9)順便提到，const 1具有經驗值。因此，偽像可通過確定等式(8)是否成立來排除，由此使得能夠以較高準確度來 提取血管。在排除偽像之后，操作人員14進行步驟S3和S4，其中提取血管區(qū)域。順便提到，在以上描述中，根據在差分數據序列Dij的最大值d_maX(Xi，y)與在數 據序列Cu的最大值cjiiax(Xi，&)之間的比較結果，來排除偽像。但是，確定差分數據序列 Dij的標準偏差d_std(Xi，Yj)和數據序列Cij的標準偏差d_std(Xi，Yj)，并且由此可根據這 些標準偏差d_std(Xi，Yj)和c_std(Xi，Yj)之間的比較結果來排除偽像。由于數據c(Xi， Yj, t)在血流的情況下在時間方向平滑且逐漸地改變，所以差分數據序列Dij的標準偏差d_ StcKxi, Yj)必然產生比數據序列Cij的標準偏差c_std(Xi，Yj)小的值。另一方面，在例如 偽像等異常信號的情況下，不必使標準偏差d_std(Xi，yj)為小值。因此，當下式(10)成立 時，能夠判斷為指示產生于偽像的磁共振信號。另一方面，當等式(11)成立時，能夠判斷產 生于血管的磁共振信號的可能性較高。d_std(xi, Yj) > const2*c_std(xi, y」)...(10)d_std(xi, Yj) ^ const2*c_std(xi, Yj) ··· (11)順便提到，COnSt2指示經驗值。因此，偽像甚至能夠通過比較標準偏差來排除，由此使得能夠以較高準確度來執(zhí) 行血管的提取?？煽紤]最大值d_maX(Xi，Yj)與c_maX(Xi，Yj)之間的比較結果以及標準偏差d_ StcKxi, Yj)與c_std(Xi，Yj)之間的比較結果來排除偽像。
(4)第四實施例圖10是示出根據第四實施例的處理流程的簡圖。順便提到，將說明圖10的處理 流程，同時在其描述時根據需要參照圖11和圖12。在步驟Si,首先設置層片SL(參見圖11 (a))。在已經設置層片SL之后，執(zhí)行使用 相襯度方法的脈沖序列，以便從層片SL獲取磁共振信號，并且由此生成各指示磁共振信號 的強度的電影圖像以及各取決于磁共振信號的強度和各自旋的流速的電影圖像。在相襯度 方法中，自旋的相移的幅值能夠按照自旋的流速來改變。相應地，與各自旋的流速有關的信 息能夠通過經由相襯度方法獲取磁共振信號來獲得。在第四實施例中，在以脈沖序列改變 梯度磁場的極性的同時執(zhí)行成像兩次，由此獲取復合數據fl和f2。圖像生成裝置101 (參見 圖1)根據這些復合數據fl和f2來生成電影圖像，其中的每個取決于磁共振信號的強度和 自旋的流速。圖U (b)示出指示信號強度的強度圖像AIk(其中k = 1至m)，以及圖11 (c) 示出取決于信號強度和流速的圖像CIk(其中k= 1至m)。強度圖像AIk(其中k= 1至m) 能夠作為例如復合數據的絕對值|fl| (= |f2|)來獲得。圖像CIk(其中k= 1至m)能夠 通過例如求復合數據Π和f2的微分來獲得。強度圖像AI1至AIm的相應像素的位置和時間以(x，y，t)來表達。各像素所表示 的信號強度以a(x，y，t)來表達。在χ = Xi和y = yj處的像素的信號強度a(Xi，yj; t^、 a(Xi，ypt2)、c(Xi，yptm)通常如圖11(b)所示。順便提到，由于各取決于信號強度和流速 的圖像CI1至CIm與第一實施例中采用的相似，所以將省略其描述。在已經生成強度圖像AI1至AImW及各取決于信號強度和流速的圖像CI1至(1111之 后，操作人員14進行步驟S11。在步驟S11，使用強度圖像AI1至AIm對層片SL的平面的各位置(x，y)計算信號 強度a(x，y，t)在時間方向的最大值a_maX(X，y)。圖12是計算時間方向的信號強度a(x，y，t)的最大值a_maX(X，y)時使用的說明 圖。圖12(a)是示出強度圖像AI1至AIm的電影圖像的簡圖。當例如計算在層片SL的平面的位置(xt，yu)處的信號強度a(xt，yu，t)在時間方 向的最大值a_maX(Xt，yu)時，在層片SL的平面的位置(xt，yu)處的信號強度a(xt，yu, t^ 至a(xt，yu，tm)可取自強度圖像AI1至AIm(參見圖12(b))。圖12(b)示出指示信號強度a(Xpyl^t1)至a(xt，yu，tm)隨時間的變化的強度數據 序列Atu。確定強度數據序列Atu實現了在層片SL的平面的位置(xt，yu)處的信號強度在時 間方向的最大值a_maX(Xt，yu)的計算。在以上描述中已經示出了計算層片SL的平面的位置(xt，yu)處的信號強度a(xt， yu，t)在時間方向的最大值a_maX(Xt，yu)的過程。但是，在層片SL的平面的各其它位置 (x，y)處的信號強度a(x，y，t)在時間方向的最大值也能夠按照相似過程來確定。例如，在 層片SL的平面的位置(xv，yw)(參見圖12(a))處的信號強度a(xv，yw，t)在時間方向的最 大值a_maX(Xy，yw)如圖12(c)所示。能夠從層片SL的平面的位置(xv，yw)處的信號強度 a(xv, yw,、)至a(xv，yw, tm)的強度數據序列Avw來確定最大值a_max(xv，yw)。在上述過程中對于層片SL的平面的各位置(X，y)確定了時間方向的信號強度 a(x，y，t)的最大值a_maX(X，y)之后，操作人員14進行步驟S12。
在步驟S12，確定在步驟Sll已經確定的時間方向的信號強度的最大值a_maX(X， y)是否小于閾值a_limit。一般來說，在時間方向的信號強度的最大值a_maX(X，y)趨向于 在受檢者13體內變大，而在時間方向的信號強度的最大值a_maX(X，y)在受檢者13體外變 小。因此，能夠確定當下式(1 成立時，能夠判斷噪聲的可能性較高。另一方面，能夠確定 當下式(13)成立時，能夠判斷與噪聲不同的信號(產生于受檢者13體內的磁共振信號) 的可能性較高。a_max(x,y) < a_limit ...(12)a_max(x,y) ^ a_limit ...(13)順便提到，a_limit能夠通過迭代計算等等來優(yōu)化。例如，在層片SL的平面的位置(xt，yu)，信號強度在時間方向的最大值a_maX(Xt， yu)大于閾值3_1加^，如圖12(b)所示。因此，由于等式(13)在層片SL的平面的位置(xt， yu)成立，所以認為除噪聲之外的信號(產生于受檢者13體內的磁共振信號)的可能性較
尚ο另一方面，在圖12(c)所示的層片SL的平面的位置(xv，yw)處，信號強度在時間方 向的最大值a_maX(Xv，yw)小于閾值a_limit。因此，由于等式(12)在層片SL的平面的位 置(xv，yu)成立，所以認為噪聲(受檢者體外的磁共振信號)的可能性較高。類似地，確定等式(12)或(13)關于層片SL的平面的任何其它位置(x，y)是否成 立。因此，通過確定在層片SL的整個平面上在時間方向的信號強度的最大值a_maX(X，y) 是否大于或等于閾值a_limit，能夠有效地排除噪聲。在步驟S12結束之后，操作人員14進 行步驟S2。由于步驟S2至S4與第一實施例中采用的相似，所以將省略其描述。在第四實施例中，在步驟S12已經確定在時間方向的信號強度的最大值a_maX(X， y)在層片SL的整個平面上是否大于或等于閾值a_limit。相應地，能夠在步驟S4將像素 相互耦合之前有效地排除噪聲，由此使得能夠以較高準確度來提取血管區(qū)域。第四實施例已經說明了除了取決于信號強度和流速的圖像CIk之外還生成強度圖 像AIk的示例。但是，除了強度圖像AIk之外(或者代替強度圖像AIk)還可生成指示各自 旋流速的流速圖像。由于靜脈的流速比動脈要慢，所以能夠通過生成流速圖像來識別所提 取血管區(qū)域是屬于靜脈血管還是動脈血管。順便提到，在第一至第四實施例的每個中使用了通過等式(1)所表達的數據c(x， y，t)。但是，由于數據取決于流速ν (x, y，t)和信號強度a (χ, y，t)，所以可使用與數據c (χ, y，t)不同的數據。例如，可使用通過將信號強度a(x，y, t)與流速v(x，y, t)彼此相乘所 得到的數據P(x，y，t)。在這種情況下，數據p(x，y，t)通過下式(14)來表達p(x，y，t) = a(x, y, t)*v(x, y, t) — (14)甚至當使用等式(14)代替等式(1)所定義的數據ρ (X，y，t)時，也能夠指定各血 管的位置能夠?？膳渲帽景l(fā)明的許多極為不同的實施例，而沒有背離本發(fā)明的精神和范圍。應當 理解，本發(fā)明并不局限于說明書中的具體實施例，而是由所附權利要求書來定義。
權利要求
1.一種磁共振成像設備(1)，執(zhí)行用于生成每個自旋的與該自旋的流速對應的相移的 脈沖序列、由此從受檢者(1 獲取磁共振信號，并且根據所述磁共振信號的每個來確定所 述受檢者(1 的各血管的位置，包括血管位置指定裝置(102)，用于根據所述磁共振信號的信號強度隨時間的變化以及根 據所述自旋的流速隨時間的變化來指定各血管的位置。
2.如權利要求1所述的磁共振成像設備(1)，其中，所述血管位置指定裝置(10 根據 在所述受檢者(1 的預定切割面的各位置處的磁共振信號的信號強度隨時間的變化以及 在其各位置處的自旋的流速隨時間的變化來指定各血管的位置。
3.如權利要求1或2所述的磁共振成像設備(1)，其中，所述血管位置指定裝置(102) 根據取決于所述信號強度和所述流速的數據來指定各血管的位置。
4.如權利要求3所述的磁共振成像設備(1)，其中，對所述受檢者(13)的所述預定切 割面的各位置來確定指示所述數據隨時間的變化的數據序列，并且各血管的位置根據所述 數據序列來指定。
5.如權利要求4所述的磁共振成像設備(1)，其中，所述血管位置指定裝置(10 確定 所述預定切割面的各位置的所述數據序列中的所述數據的絕對值在時間方向的最大值，并 且根據所述最大值來指定各血管的位置。
6.如權利要求4或5所述的磁共振成像設備(1)，其中，所述血管位置指定裝置(102) 根據所述預定切割面中彼此相鄰的位置處的數據序列之間的相關性來指定各血管的位置。
7.如權利要求4至6中的任一項所述的磁共振成像設備(1)，其中，所述血管位置指定 裝置(10 確定所述預定切割面中彼此相鄰的位置處的數據序列的平均值或標準偏差，并 且根據所述平均值或所述標準偏差來指定所述血管的位置。
8.如權利要求4至7中的任一項所述的磁共振成像設備(1)，其中，所述血管位置指 定裝置(10 確定各數據序列的數據之間在時間方向的差分，并且根據所述差分來排除偽 像。
9.如權利要求1至8中的任一項所述的磁共振成像設備(1)，其中，所述血管位置指定 裝置(102)根據所述磁共振信號的信號強度隨時間的變化來排除噪聲。
10.如權利要求1至9中的任一項所述的磁共振成像設備(1)，其中，所述血管位置指 定裝置(10 根據所述流速隨時間的變化來確定所提取的血管是動脈還是靜脈。
全文摘要
磁共振成像設備(1)執(zhí)行用于生成每個自旋的與該自旋的流速對應的相移的脈沖序列、由此從受檢者(13)獲取磁共振信號，并且根據所述磁共振信號的每個來確定所述受檢者(13)的各血管的位置。磁共振成像設備(1)包括血管位置指定裝置(102)，用于根據所述磁共振信號的信號強度隨時間的變化以及根據所述自旋的流速隨時間的變化來指定各血管的位置。
文檔編號A61B5/055GK102138792SQ201110037348
公開日2011年8月3日 申請日期2011年1月28日 優(yōu)先權日2010年1月29日
發(fā)明者三好光晴 申請人:Ge醫(yī)療系統環(huán)球技術有限公司