專利名稱：從圍繞目標(biāo)的均勻自旋密度介質(zhì)中的測(cè)量強(qiáng)度估算目標(biāo)內(nèi)磁共振成象射頻(rf)信號(hào)強(qiáng)度 ...的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種從圍繞目標(biāo)的均勻自旋密度介質(zhì)中的測(cè)量強(qiáng)度估算目標(biāo)內(nèi)磁共振成象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度空間變化的方法，諸如對(duì)于軸向圖象中圍繞肝臟的皮下脂肪。
背景技術(shù)：
核磁共振成象(MRI)的診斷應(yīng)用正日益擴(kuò)展到物理和化學(xué)性質(zhì)的定量測(cè)量和人體處理中。在從圖象數(shù)據(jù)中提取定量信息的情況下，解決可能干擾待測(cè)參數(shù)的各種器械影響、以及任何由待成象目標(biāo)表現(xiàn)出的錯(cuò)誤影響是十分重要的。特別重要的是對(duì)圖象內(nèi)射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度空間變化有貢獻(xiàn)作用的乘法不均勻性(multiplicative inhomogeneity)。磁共振信號(hào)強(qiáng)度的不均勻性由器械和目標(biāo)影響兩者導(dǎo)致，如J.G.Sled和G.B.Pike在“Standing-Wave andRF Electrodynamic Analysis of MRI”，IEEE Transaction on Medical Imaging，Vol.17，No.4，pp.653至662，1998(參考)中所認(rèn)識(shí)到的。器械影響包括不均勻RF激發(fā)、接收線圈靈敏度的非均勻性、以及梯度場(chǎng)渦流，而測(cè)量目標(biāo)影響包括變化的RF穿透和駐波效應(yīng)。這些強(qiáng)度變化對(duì)于有意義地比較圖象各個(gè)獨(dú)立部分中的圖象強(qiáng)度是有害的，且若要獲得正確的定量信息則必須校正。可以校正RF信號(hào)強(qiáng)度梯度影響的方法由此是定量MRI發(fā)展的重要領(lǐng)域。
已經(jīng)發(fā)展出各種前后處理技術(shù)，目的在于校正待測(cè)目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化，如L.Q.Zhou、Y.M.Zhu、C.Bergot、A.-M.Laval-Jeantet、V Bousson、J.-D.Laredo和M.Laval-Jeantet在“A method of radio-frequencyinhomogeneity correction for brain tissue segmentation in MRI”，ComputerizedMedical Imaging and Graphics，Vol.25，pp.379至389，2001中所介紹的。前處理技術(shù)集中在待研究目標(biāo)的測(cè)量前測(cè)量均勻模型從而估算RF場(chǎng)中的非均勻性。然而，這些技術(shù)通常無(wú)法解決由待成象目標(biāo)表現(xiàn)出來(lái)的RF穿透的非均勻性。后處理技術(shù)嘗試通過(guò)從分析自我調(diào)整的目標(biāo)數(shù)據(jù)估算目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度的衰減分布來(lái)矯正這種情況。這使得能夠校正諸如RF場(chǎng)的偏置的與目標(biāo)無(wú)關(guān)的影響，以及諸如目標(biāo)內(nèi)信號(hào)強(qiáng)度衰減的由目標(biāo)決定的影響。大多數(shù)后處理技術(shù)后面的假設(shè)是RF信號(hào)強(qiáng)度的非均勻性歸因于圖象上所有的低空間頻率成分。多種估算RF非均勻性的方式由此是基于采用圖象平滑的強(qiáng)度校正方式。由于其解決了低頻信號(hào)強(qiáng)度成份而不改變結(jié)構(gòu)邊界，在這種情況下主要使用同態(tài)濾波器。其它的后處理方法是基于結(jié)構(gòu)分類技術(shù)和強(qiáng)度表面插值。
一種用于估算人頭內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度變化的后處理技術(shù)是特別有價(jià)值的參考。由B.M.Dawant、A.P Zijdenbos和R.A.Margolin在“Correction ofIntensity Variations in MR Images for Computer-Aided Tissue Classification”，IEEE Transaction on Medical Imaging，Vol.12，No.4，pp.770至781，1993中提出的該方法包括向腦白質(zhì)內(nèi)的參考點(diǎn)內(nèi)插薄板樣條曲面和使用內(nèi)插表面作為RF線圈分布的估算子。圖象周邊上參考點(diǎn)的有效性對(duì)于獲得良好的矯正表面是關(guān)鍵，因此邊緣點(diǎn)的強(qiáng)度值從內(nèi)部參考點(diǎn)外推。為降低該技術(shù)對(duì)于由用戶選擇的參考點(diǎn)的誤標(biāo)記的敏感性，參考點(diǎn)的數(shù)量可以通過(guò)組織分類技術(shù)增加。薄板樣條曲面隨后通過(guò)最小二乘法而非內(nèi)插與參考點(diǎn)擬合。
上述強(qiáng)度表面校正技術(shù)的主要限制在于沒(méi)有用來(lái)證實(shí)頭部邊緣處外推強(qiáng)度參考值的測(cè)量數(shù)據(jù)，假定信號(hào)強(qiáng)度梯度在這些邊緣點(diǎn)是未知的。另外，沒(méi)有物理基礎(chǔ)來(lái)選擇薄板樣條曲面以模仿RF信號(hào)強(qiáng)度梯度。同樣，薄板樣條曲面無(wú)法充分解決待成象目標(biāo)整體RF衰減中的局部變化。
應(yīng)理解，若在此參照任何現(xiàn)有技術(shù)的公開(kāi)，這種參考不構(gòu)成和認(rèn)可該公開(kāi)形成本領(lǐng)域共有知識(shí)的一部分，在澳大利亞或任何國(guó)家。
在所附權(quán)利要求中和在本發(fā)明的前述介紹中，除文章需要或由于表述語(yǔ)言或必要含義，詞“包括”是以廣泛的意義使用，即，指出所述特征的表現(xiàn)，但不排除本發(fā)明各個(gè)實(shí)施里中其它特征的表現(xiàn)或增加。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提供一種從包圍目標(biāo)的均勻自旋密度介質(zhì)的測(cè)得強(qiáng)度估算目標(biāo)的磁共振圖象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度空間變化的方法。獲得該估算后，其可以以各種方式用于補(bǔ)償目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化或模擬經(jīng)受了RF信號(hào)強(qiáng)度變化的圖象強(qiáng)度。
根據(jù)本發(fā)明，提供一種從測(cè)得的圍繞目標(biāo)的均勻自旋密度介質(zhì)的RF信號(hào)強(qiáng)度估算目標(biāo)內(nèi)磁共振成象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度空間變化的方法，所述方法包括獲取由自旋密度基本均勻的介質(zhì)限制的目標(biāo)的磁共振圖象，在圖象分辨率的長(zhǎng)度比例上；表達(dá)出所述目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型；以及擬合所述模型至選定的所述周圍介質(zhì)的測(cè)量RF信號(hào)強(qiáng)度，從而獲得對(duì)所述目標(biāo)內(nèi)磁共振成象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度空間變化的估算。
優(yōu)選地，所述表達(dá)出目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的所述半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型的步驟包括在所述圖象的平面內(nèi)定位多個(gè)點(diǎn)，其概念上視為起RF信號(hào)的表面接收(以下稱作“RF接收點(diǎn)”)作用；以及相對(duì)于所述RF接收點(diǎn)表達(dá)出所述圖象的所述平面中所述目標(biāo)內(nèi)的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間分布。
優(yōu)選地，所述RF接收點(diǎn)位于所述周圍介質(zhì)上。
優(yōu)選地，所述空間強(qiáng)度分布按照提供隨著距所述RF接收點(diǎn)距離增加RF信號(hào)強(qiáng)度同心衰減的方式表達(dá)。
優(yōu)選地，所述RF信號(hào)強(qiáng)度的減少表達(dá)為隨著距所有RF接收點(diǎn)的距離增加具有相同的信號(hào)強(qiáng)度減小速率。
在所述模型的一種形式中，所述空間分布表達(dá)為隨著距所述RF接收點(diǎn)距離增加信號(hào)強(qiáng)度指數(shù)減小。
然而，在另一實(shí)施例中，其中所述空間分布表達(dá)為信號(hào)強(qiáng)度減小以距所述RF接收點(diǎn)距離的倒數(shù)作為選定的冪指數(shù)。
優(yōu)選地，所述半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型表達(dá)為I(x,y)=Σn=1NIne-R1/f·(x-xn)2+f·(y-yn)2]]>其中，x和y為圖象坐標(biāo)，I(x，y)為RF信號(hào)空間強(qiáng)度分布模型，N為RF接收點(diǎn)的數(shù)量，In為第n個(gè)RF接收點(diǎn)處的估算信號(hào)強(qiáng)度并待通過(guò)擬合步驟確定，R為離開(kāi)RF接收點(diǎn)的檢測(cè)RF信號(hào)的強(qiáng)度衰減速率并待通過(guò)擬合步驟確定，xn為第n個(gè)RF接收點(diǎn)的x位置，yn為第n個(gè)RF接收點(diǎn)的y位置，f為隨著距RF接收點(diǎn)距離增加RF信號(hào)強(qiáng)度同心減小的橢圓率并待通過(guò)擬合步驟確定。
優(yōu)選地，所述選定的測(cè)得RF信號(hào)強(qiáng)度包括在周圍介質(zhì)圖象的各個(gè)徑向線段中最大信號(hào)強(qiáng)度的象素(以下稱做“選定象素”)。
優(yōu)選地，所述方法還包括用線連接所述選定象素。
優(yōu)選地，所述方法還包括從信號(hào)強(qiáng)度局部最大值的所述軌跡推導(dǎo)。
優(yōu)選地，在所述磁共振圖象沿軸平面獲得時(shí)，所述RF接收點(diǎn)位于所述周圍介質(zhì)中選定象素信號(hào)強(qiáng)度局部最大值處。
優(yōu)選地，在所述磁共振圖象沿軸平面獲得時(shí)，選定象素信號(hào)強(qiáng)度的所述局部最大值不會(huì)比12個(gè)象素更加接近。
優(yōu)選地，從選定象素確定的信號(hào)強(qiáng)度的所述局部最大值起到了所述擬合步驟中所述RF信號(hào)接收點(diǎn)的信號(hào)強(qiáng)度In開(kāi)始值的作用。
優(yōu)選地，所述擬合步驟包括從通過(guò)以下方式確定的隨著距所述RF接收點(diǎn)距離信號(hào)強(qiáng)度衰減速率R的初始估算值推導(dǎo)按照與所述局部最大值的確定相同的方式定位所述選定象素中的局部最小值；對(duì)于每個(gè)RF接收點(diǎn)，定位兩個(gè)最近的局部最小值，并作為距所述RF接收點(diǎn)距離的函數(shù)擬合指數(shù)信號(hào)強(qiáng)度衰減曲線到限制于所述RF信號(hào)接收點(diǎn)位置處信號(hào)強(qiáng)度的兩個(gè)局部最小值的信號(hào)強(qiáng)度，從而確定隨著距離遠(yuǎn)離所述RF接收點(diǎn)信號(hào)強(qiáng)度的衰減速率Rn的估算值；計(jì)算隨著從每個(gè)RF接收點(diǎn)距離信號(hào)強(qiáng)度的衰減速率Rn的估算值的平均其用作R的初始估算值。
優(yōu)選地，在磁共振圖象沿軸平面獲得時(shí)，來(lái)自給定RF接收點(diǎn)的RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線其短軸近似垂直于獲取所述目標(biāo)的所述圖象的最靠近該給定RF接收點(diǎn)的MRI機(jī)器的RF接收線圈元件的表面。
優(yōu)選地，在磁共振圖象沿軸平面獲得時(shí)，每個(gè)來(lái)自RF接收點(diǎn)的RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的角度位置相對(duì)于所述軌跡確定。
優(yōu)選地，來(lái)自RF接收點(diǎn)的RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的主軸的角度位置相對(duì)于所述軌跡通過(guò)以下方式確定在每個(gè)RF接收點(diǎn)上確定窗口核心的中心并找到距離所述RF接收點(diǎn)的兩個(gè)最遠(yuǎn)位置，在該處選定象素的所述軌跡通過(guò)窗口核心的周邊；以及計(jì)算平分所述兩個(gè)最遠(yuǎn)位置的線相對(duì)于冠狀面的角度。
優(yōu)選地，中心在所述RF接收點(diǎn)上從而確定來(lái)自所述RF接收點(diǎn)的RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的角度位置的所述窗口核心為不小于13象素寬的方形窗口核心。
優(yōu)選地，在沿著軸平面獲取磁共振圖象時(shí)，所述半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型表達(dá)為I(x,y)=Σn=1NIne-R(x-xn)2[1/f·cos2θn+f·sin2θn]+(y-yn)2[1/f·sin2θn+f·cos2θn]+(x-xn)(y-yn)[1/f·sin2θn-f·sin2θn]]]>其中，x和y為圖象坐標(biāo)，I(x，y)為RF信號(hào)空間強(qiáng)度分布模型，N為RF接收點(diǎn)的數(shù)量，In為第n個(gè)RF接收點(diǎn)處的估算信號(hào)強(qiáng)度并待通過(guò)擬合步驟確定，R為離開(kāi)RF接收點(diǎn)的檢測(cè)RF信號(hào)的強(qiáng)度衰減速率并待通過(guò)擬合步驟確定，xn為第n個(gè)RF接收點(diǎn)的x位置，yn為第n個(gè)RF接收點(diǎn)的y位置，f為隨著距離RF接收點(diǎn)距離增加RF信號(hào)強(qiáng)度同心減小的橢圓率并待通過(guò)擬合步驟確定，而θn為從第n個(gè)RF接收點(diǎn)起RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的主軸與冠狀面的角度位置。
優(yōu)選地，所述模型空間強(qiáng)度分布I(x，y)擬合于從包圍目標(biāo)的介質(zhì)選定象素的圖象強(qiáng)度，用于優(yōu)化參數(shù)In、R和f，從而獲得整個(gè)目標(biāo)RF信號(hào)強(qiáng)度中的空間變化的估算值。
優(yōu)選地，所述方法還包括確定RF空間衰減分布，利用其重新標(biāo)度所述目標(biāo)內(nèi)的磁共振圖象強(qiáng)度并由此最小化整個(gè)目標(biāo)RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化。
優(yōu)選地，所述RF空間衰減通過(guò)利用由目標(biāo)占據(jù)的區(qū)域內(nèi)I(x，y)的最小或最大值來(lái)除估算的RF信號(hào)強(qiáng)度分布I(x，y)來(lái)確定。
優(yōu)選地，整個(gè)目標(biāo)的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化通過(guò)利用RF空間衰減分布來(lái)除目標(biāo)內(nèi)的圖象強(qiáng)度來(lái)最小化。
優(yōu)選地，所述方法還包括在磁共振圖象為自旋回波圖象時(shí)，通過(guò)利用給定回波時(shí)間處周圍介質(zhì)內(nèi)的預(yù)期信號(hào)強(qiáng)度剩余百分比除給定回波時(shí)間目標(biāo)內(nèi)的圖象強(qiáng)度的估算值并隨后利用限制介質(zhì)的預(yù)期氫質(zhì)子自旋密度相對(duì)于目標(biāo)本身的預(yù)期氫質(zhì)子自旋密度的比例來(lái)除此結(jié)果來(lái)提供零回波時(shí)間目標(biāo)內(nèi)圖象強(qiáng)度的估算值。
優(yōu)選地，所述方法還包括在不同回波時(shí)間從目標(biāo)和周圍介質(zhì)獲得的一系列自旋回波圖象計(jì)算在目標(biāo)內(nèi)橫向弛豫速率。
優(yōu)選地，在磁共振圖象為自旋回波圖象時(shí)，所述方法還包括在目標(biāo)內(nèi)橫向弛豫速率的計(jì)算中使用零回波時(shí)間目標(biāo)內(nèi)的圖象強(qiáng)度的估算值，其中該些估算值從自旋回波圖象系列中最短期間的自旋回波時(shí)間圖象確定。
優(yōu)選地，在磁共振圖象為自旋回波圖象時(shí)，所述周圍介質(zhì)的橫向弛豫時(shí)間顯著地大于獲取圖象的自旋回波時(shí)間，以所述自旋回波時(shí)間獲取圖象上使得從零回波時(shí)間起整個(gè)介質(zhì)的信號(hào)強(qiáng)度具有忽略不計(jì)衰減。
優(yōu)選地，在要考慮的目標(biāo)為肝臟時(shí)，所述周圍介質(zhì)為包圍腹部的皮下脂肪層。
優(yōu)選地，從一系列自旋回波圖象在肝臟內(nèi)計(jì)算橫向弛豫速率時(shí)，皮下脂肪層用于估算零回波時(shí)間肝臟內(nèi)的圖象強(qiáng)度，從而幫助計(jì)算橫向弛豫速率。
根據(jù)本發(fā)明，還提供一種增強(qiáng)目標(biāo)的磁共振(MR)圖象的方法，包括獲得目標(biāo)的初始MRI圖象；通過(guò)以下方式從測(cè)得的包圍目標(biāo)的均勻自旋密度介質(zhì)的RF信號(hào)強(qiáng)度估算目標(biāo)內(nèi)磁共振圖象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度的空間變化獲得由基本均勻自旋密度的介質(zhì)限制的目標(biāo)的磁共振圖象，在圖象分辨率的長(zhǎng)度尺度上；表達(dá)所述目標(biāo)內(nèi)的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化的半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型I(x，y)；將所述模型擬合于所述周圍介質(zhì)的選定的測(cè)得RF信號(hào)強(qiáng)度從而獲得所述目標(biāo)內(nèi)磁共振圖象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度的空間變化的估算值；以及利用估算的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化通過(guò)利用RF信號(hào)強(qiáng)度分布I(x，y)除圖象目標(biāo)的信號(hào)強(qiáng)度來(lái)重新標(biāo)度初始MRI圖象。


現(xiàn)在將參照附圖僅以示例的方式介紹本發(fā)明的實(shí)施例，附圖中圖1為在回波時(shí)間6ms、重復(fù)時(shí)間2500ms下獲得的肝鐵超負(fù)荷患者腹部磁共振自旋回波圖象；圖2示出了對(duì)于圖1的患者在圍繞肝臟的皮下脂肪層內(nèi)至一個(gè)象素的寬度確定的最大象素信號(hào)強(qiáng)度軌跡；圖3示出了從圖2中最大象素信號(hào)強(qiáng)度軌跡確定的信號(hào)強(qiáng)度的局部最大值，其對(duì)應(yīng)于RF接收點(diǎn)的位置；
圖4示出了其中對(duì)于全部皮下脂肪從給定RF接收器點(diǎn)RF信號(hào)強(qiáng)度的衰減橢圓輪廓線的主軸的角度θn從最大信號(hào)強(qiáng)度軌跡相對(duì)于冠狀面確定的方式；圖5A示出了由圖3選定的RF接收點(diǎn)和兩個(gè)最近的相鄰局部最小值；圖5B示出了RF接收點(diǎn)處的局部最大值的強(qiáng)度和兩個(gè)最近相鄰局部最小值的強(qiáng)度，作為象素距離RF接收點(diǎn)距離的函數(shù)繪示，且使其擬合指數(shù)信號(hào)強(qiáng)度衰減曲線，用于確定Rn；圖6示出了在皮下脂肪內(nèi)使來(lái)自RF接收點(diǎn)的信號(hào)強(qiáng)度衰減的典型空間強(qiáng)度分布與選定象素圖象強(qiáng)度相擬合的結(jié)果從而獲得對(duì)于圖1中患者肝臟整體RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化；圖7A和7B示出了通過(guò)估算后的圖6的RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化(對(duì)比增強(qiáng)從而加強(qiáng)圖象差異)降低整個(gè)肝臟RF信號(hào)強(qiáng)度非均勻性前(圖7A)和后(圖7B)的圖1的自旋回波圖象；以及圖8示出了繪示為自旋回波時(shí)間函數(shù)的對(duì)于圖1的患者在位置(xp、yp)處象素p的擬合肝臟內(nèi)信號(hào)強(qiáng)度的雙指數(shù)橫磁化衰減曲線(以7種不同的自旋回波圖象測(cè)定)，其中包括象素位置p處零回波時(shí)間時(shí)肝臟內(nèi)的初始信號(hào)強(qiáng)度的估算作為擬合中額外的數(shù)據(jù)，還示出了相對(duì)于象素位置p處RF空間強(qiáng)度分布值I(xp，yp)皮下脂肪內(nèi)的預(yù)期信號(hào)衰減速率。
具體實(shí)施例方式
通過(guò)下面參照附圖更加詳細(xì)地介紹，廣義言之，本發(fā)明的實(shí)施例提供了通過(guò)解決圍繞目標(biāo)的基本均勻自旋密度介質(zhì)表現(xiàn)出的邊界值問(wèn)題估算目標(biāo)的磁共振圖象內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化。通過(guò)對(duì)周圍介質(zhì)、以及RF信號(hào)接收(以下簡(jiǎn)稱為“RF接收點(diǎn)”)的理論點(diǎn)的位置進(jìn)行分析，確定目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度的衰減分布的半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)方程。RF接收點(diǎn)在目標(biāo)周圍按照與產(chǎn)生目標(biāo)圖象的磁共振成象器中RF檢測(cè)線圈元件的幾何形狀和整個(gè)目標(biāo)的RF穿透圖案一致的方式定位。這些點(diǎn)視作理論RF接收點(diǎn)，因?yàn)槠?通常)不在成象器實(shí)際RF檢測(cè)線圈元件的位置，而是在用于具有與RF檢測(cè)線圈元件的定位基本類似的形式的數(shù)學(xué)建模的目的的位置處。RF接收點(diǎn)的檢測(cè)靈敏度假定隨距該點(diǎn)距離的增加而按同心的方式減小，而橢圓率的程度對(duì)于圍繞目標(biāo)介質(zhì)整體相對(duì)于信號(hào)強(qiáng)度圖案調(diào)整。至此，RF接收點(diǎn)可位于周圍的介質(zhì)上，盡管這對(duì)于本發(fā)明不是必要的。每個(gè)RF接收點(diǎn)的靈敏度也可以相對(duì)于整個(gè)限制介質(zhì)的信號(hào)強(qiáng)度幅度調(diào)整。所得的整個(gè)目標(biāo)的RF信號(hào)強(qiáng)度的衰減分布的半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)方程則擬合于從目標(biāo)周圍介質(zhì)選定的信號(hào)強(qiáng)度，從而獲得對(duì)目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的估算。
更加特別地，在以下介紹中，介紹了一種方法，用于估算諸如肝臟10(圖1和圖7A所示)的目標(biāo)內(nèi)的磁共振圖象強(qiáng)度(如圖6所示)，從而繪出由于器具和/或目標(biāo)影響導(dǎo)致的目標(biāo)10內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化(圖6)。該方法包括獲取由諸如通過(guò)皮下脂肪層12提供的基本均勻自旋密度的介質(zhì)圍繞的目標(biāo)10磁共振圖象。半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型用由周圍介質(zhì)12包圍并包括目標(biāo)10的區(qū)域內(nèi)的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化表達(dá)。下面提供兩個(gè)特別模型的示例，但廣義言之，該模型提供了隨著遠(yuǎn)離周圍介質(zhì)12內(nèi)RF信號(hào)接收14(稱作“RF接收點(diǎn)14”)的理論點(diǎn)的距離增大RF信號(hào)強(qiáng)度的減小，特別是指數(shù)減小。RF接收點(diǎn)14位于從周圍介質(zhì)12選定的測(cè)得RF信號(hào)強(qiáng)度的局部最大值處。在擬合以前，參照從周圍介質(zhì)12選定的象素之中的局部最小值16確定來(lái)自RF接收點(diǎn)的信號(hào)強(qiáng)度的衰減速率的估算。該模型隨后擬合于從周圍介質(zhì)12選定象素的圖象強(qiáng)度，從而獲得由于器具和/或目標(biāo)影響導(dǎo)致的目標(biāo)10內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的估算。
圖1示出了用于本發(fā)明方法的輸入圖象。就此，圖1示出了從其中特別研究的目標(biāo)為肝臟10的患者腹部獲取的T2加權(quán)磁共振圖象。包圍肝臟10的皮下脂肪層12提供了基本均勻自旋密度的適合周圍介質(zhì)，其在本方法中使用從而估算整個(gè)肝臟RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化。自此情況下，圖1所示的圖象顯示出肝鐵超負(fù)荷的患者，該圖象在6ms的自旋回波時(shí)間TE和2500ms的重復(fù)時(shí)間TR下獲得。
圖2示出了患者皮下脂肪層12內(nèi)選定象素的軌跡18，待用于估算肝臟10內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化。在一個(gè)實(shí)施例中，選定用于產(chǎn)生軌跡18的象素為皮下脂肪層12圖象各個(gè)徑向線段17中的最小信號(hào)強(qiáng)度象素19。另外，象素19通過(guò)邊緣檢測(cè)算法選擇，其在患者體表周圍一個(gè)象素的寬度的皮下脂肪12內(nèi)定位最大信號(hào)強(qiáng)度。圖2中患者周圍繪出的其內(nèi)示出皮下脂肪12內(nèi)最大信號(hào)強(qiáng)度的軌跡18的關(guān)注區(qū)域20用作邊緣檢測(cè)算法的參照。邊緣檢測(cè)算法實(shí)際尋找的是沿皮下脂肪12中每條徑向線段17的最大強(qiáng)度象素。應(yīng)理解，最大強(qiáng)度可以從關(guān)注區(qū)域20朝向身體中心相對(duì)于水平和垂直線段得出，而非參照徑向線段。
圖3示出了從圖2所示的最大信號(hào)強(qiáng)度的軌跡18確定的皮下脂肪12內(nèi)的信號(hào)強(qiáng)度的局部最大值14。局部最大值14通過(guò)沿著軌跡滑動(dòng)固定寬度的窗口并就窗口的長(zhǎng)度對(duì)窗口的每個(gè)位置確定最大信號(hào)強(qiáng)度而定位。第二步隨后通過(guò)沿著最大信號(hào)軌跡滑動(dòng)窗口并計(jì)算窗口每個(gè)位置處最大信號(hào)軌跡的平均信號(hào)強(qiáng)度而執(zhí)行。中心窗口位置平均信號(hào)強(qiáng)度等于最大信號(hào)強(qiáng)度，則記錄信號(hào)強(qiáng)度的局部最大值14。理想地，窗口選擇為至少12個(gè)象素寬，使得相鄰的局部最大值不會(huì)比12個(gè)象素更加靠近。
如圖3所示，定位了七個(gè)局部最大值141至147。將認(rèn)識(shí)到患者與患者和目標(biāo)與目標(biāo)之間局部最大值的數(shù)量如何變化。局部最大值的定位作為理論RF接收點(diǎn)的位置，用于數(shù)學(xué)解釋肝臟內(nèi)檢測(cè)的RF信號(hào)的空間強(qiáng)度分布I(x，y)。雖然限制介質(zhì)12中局部最大值用作RF接收點(diǎn)14，注意這些點(diǎn)不必位于介質(zhì)12上十分重要。這些點(diǎn)的定位用于確定空間強(qiáng)度分布的幾何形狀。在提供空間強(qiáng)度分布I(x，y)的數(shù)學(xué)模型期間，假定信號(hào)強(qiáng)度隨著遠(yuǎn)離點(diǎn)14而減小或衰減。另外，這種衰減模擬為指數(shù)衰減，且還假設(shè)模型的方程中RF信號(hào)強(qiáng)度從點(diǎn)14按同心的方式減小?；谶@些假設(shè)，可以提出以下兩個(gè)空間強(qiáng)度分布I(x，y)的數(shù)學(xué)模型I(x,y)=Σn=1NIne-R1/f·(x-xn)2+f·(y-yn)2---(1)]]>I(x,y)=Σn=1NIne-R(x-xn)2[1/f·cos2θn+f·sin2θn]+(y-yn)2[1/f·sin2θn+f·cos2θn]+(x-xn)(y-yn)[1/f·sin2θn-f·sin2θn]---(2)]]>其中，x和y為圖象坐標(biāo)，N為RF接收點(diǎn)14的數(shù)量，In為第n個(gè)RF接收點(diǎn)14n處的信號(hào)強(qiáng)度并待通過(guò)擬合步驟確定，R為離開(kāi)RF接收點(diǎn)14的檢測(cè)RF信號(hào)的強(qiáng)度衰減速率并待通過(guò)擬合步驟確定，xn為第n個(gè)RF接收點(diǎn)14n的x位置，yn為第n個(gè)RF接收點(diǎn)14n的y位置，f為隨著距離RF接收點(diǎn)14距離增加Rf信號(hào)強(qiáng)度同心減小的橢圓率并待通過(guò)擬合步驟確定，而θn為從第n個(gè)RF接收點(diǎn)14n起RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的主軸與冠狀面的角。關(guān)于圖3，局部最大值的強(qiáng)度值作為整個(gè)皮下脂肪N個(gè)RF接收點(diǎn)處信號(hào)強(qiáng)度In的初始估算。對(duì)于所討論的示例，N＝7。
上述數(shù)學(xué)模型(2)是數(shù)學(xué)模型(1)的更加一般的形式。兩個(gè)模型都提供了從RF接收點(diǎn)按橢圓形方式信號(hào)強(qiáng)度的指數(shù)衰減。然而，模型(2)還允許對(duì)于每個(gè)RF接收點(diǎn)14信號(hào)強(qiáng)度橢圓衰減主次軸的取向。若假定橢圓衰減輪廓的主軸與冠狀面13對(duì)齊，這等效于θn為0°，模型(2)退化為模型(1)。
圖4示出了其中從給定RF接收點(diǎn)14的RF信號(hào)強(qiáng)度橢圓衰減輪廓的主軸的角度位置相對(duì)于冠狀面13從圖2所示整個(gè)皮下脂肪的最大信號(hào)強(qiáng)度軌跡確定的方式。窗口核心15的中心位于給定的RF接收點(diǎn)上，且確定最大信號(hào)強(qiáng)度的軌跡18通過(guò)窗口核心21周邊的兩個(gè)極值位置。對(duì)于圖4的示例，窗口核心15與25個(gè)象素的寬度相等。隨后，相對(duì)于冠狀面13確定平分窗口核心周邊上兩個(gè)所述極值位置的線的角度θ，如圖4中所注。對(duì)于第n個(gè)RF接收點(diǎn)14n，此角表達(dá)為θn，且用于肝臟內(nèi)檢測(cè)RF信號(hào)強(qiáng)度的空間強(qiáng)度分布I(x，y)的模型(2)。
圖5A和5B示出了通過(guò)一個(gè)RF接收點(diǎn)141舉例的方式如何確定隨著距離RF接收點(diǎn)14的距離RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的速率R的初始估算。圖5A示出了從圖3選擇的RF接收點(diǎn)141，以及兩個(gè)最近的相鄰局部最小值16a和16b，按照與定位皮下脂肪12中局部最大值相同的方式確定。圖5B示出了RF接收點(diǎn)14處的局部最大強(qiáng)度和兩個(gè)相鄰的局部最小強(qiáng)度，繪示為象素距離RF接收點(diǎn)14距離的函數(shù)。用指數(shù)衰減曲線與信號(hào)強(qiáng)度數(shù)據(jù)點(diǎn)擬合，其中信號(hào)強(qiáng)度衰減的速率Rn為未知參數(shù)，而距離RF接收點(diǎn)141零距離處強(qiáng)度固定為該點(diǎn)局部最小強(qiáng)度。對(duì)每個(gè)RF接收點(diǎn)14重復(fù)此分析，對(duì)每個(gè)RF接收點(diǎn)14將信號(hào)強(qiáng)度隨距離每個(gè)RF接收點(diǎn)14的距離衰減的速率Rn的估算值平均從而給出R的初始估算值，檢測(cè)的RF信號(hào)的強(qiáng)度隨著距離RF接收點(diǎn)的距離的衰減速率。
圖6示出了擬合模型空間強(qiáng)度分布I(x，y)與從皮下脂肪12選定的圖象強(qiáng)度，從而獲得整個(gè)肝臟10RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的估算。擬合的精確性通過(guò)消除任何來(lái)自整個(gè)皮下脂肪12的最大信號(hào)強(qiáng)度的軌跡18的信號(hào)強(qiáng)度來(lái)改善，其或者與脂肪的存在不一致或者是其它錯(cuò)誤。投影出的信號(hào)強(qiáng)度可以用于重新調(diào)節(jié)肝臟內(nèi)的磁共振圖象強(qiáng)度，并由此最小化整個(gè)肝臟RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化，如圖7A和7B所示。圖7A為圖1的自旋回波圖象以增大的圖象對(duì)比度再次顯示，且對(duì)其已在肝臟10周圍繪出了關(guān)注區(qū)域。圖7B示出了減小RF信號(hào)強(qiáng)度變化的肝臟信號(hào)強(qiáng)度，其中肝臟信號(hào)強(qiáng)度已經(jīng)除以通過(guò)從擬合的空間強(qiáng)度分布I(x，y)確定的RF空間衰減分布。在此情況下，RF空間信號(hào)強(qiáng)度分布通過(guò)用擬合的RF空間信號(hào)強(qiáng)度分布I(x，y)除以在由肝臟占據(jù)的區(qū)域內(nèi)I(x，y)的最小值來(lái)確定。
圖8示出了估算后的肝臟內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的應(yīng)用，從而便于計(jì)算肝臟內(nèi)橫向弛豫速率(R2)。此應(yīng)用特別有助于在肝臟內(nèi)的橫向弛豫從一系列信號(hào)強(qiáng)度主要低于零回波時(shí)間初始信號(hào)強(qiáng)度50％的自旋回波圖象確定的情況。擬合于皮下脂肪內(nèi)最大信號(hào)強(qiáng)度的RF信號(hào)強(qiáng)度分布I(x，y)通過(guò)利用在給定回波時(shí)間皮下脂肪內(nèi)期望的信號(hào)強(qiáng)度剩余百分比除I(x，y)，隨后將此結(jié)果用皮下脂肪預(yù)期的氫質(zhì)子自旋密度相對(duì)于肝臟預(yù)期的氫質(zhì)子自旋密度的比例除，而轉(zhuǎn)換為零回波時(shí)間肝臟內(nèi)圖象強(qiáng)度的估算。零回波時(shí)間肝臟內(nèi)圖象強(qiáng)度的估算則可以作為零回波時(shí)間的額外數(shù)據(jù)點(diǎn)而包括肝臟內(nèi)橫向弛豫速率計(jì)算中。這在圖8中示出，其中從七個(gè)獨(dú)立的自旋回波時(shí)間測(cè)量，對(duì)位置(xp，yp)處的象素p，肝臟內(nèi)的信號(hào)強(qiáng)度相對(duì)于回波時(shí)間繪出，而象素位置p的零回波時(shí)間肝臟內(nèi)的初始信號(hào)強(qiáng)度的估算(從6ms回波圖象確定)作為額外的零回波時(shí)間的數(shù)據(jù)包括。在確定肝臟內(nèi)的初始信號(hào)強(qiáng)度時(shí)，圖8所示6ms的給定回波時(shí)間下皮下脂肪內(nèi)預(yù)期信號(hào)強(qiáng)度剩余百分比通過(guò)用標(biāo)注在信號(hào)強(qiáng)度軸上的Y來(lái)除值X有效給出。用于皮下脂肪內(nèi)預(yù)期信號(hào)強(qiáng)度剩余百分比的值實(shí)際從對(duì)于皮下脂肪的預(yù)期信號(hào)衰減速率(R2Fat)相對(duì)于給定的回波時(shí)間(TE)利用表達(dá)式exp(-R2Fat·TE)來(lái)估算，其中exp()為指數(shù)函數(shù)。皮下脂肪的預(yù)期氫質(zhì)子自旋密度相對(duì)于肝臟的預(yù)期氫質(zhì)子自旋密度的比例在圖8中通過(guò)信號(hào)強(qiáng)度軸的值Y除以Z來(lái)表現(xiàn)。圖8示例中的肝臟橫向弛豫速率通過(guò)擬合雙指數(shù)信號(hào)衰減至數(shù)據(jù)點(diǎn)來(lái)確定。零回波時(shí)間估算的信號(hào)強(qiáng)度的包括無(wú)疑改善了計(jì)算得到的R2的精確性，通過(guò)包括關(guān)于比最短回波時(shí)間圖象中獲取的早得多的時(shí)間一些點(diǎn)處信號(hào)強(qiáng)度的可剔除信息。此方法在雙指數(shù)橫向磁化衰減過(guò)程的精確建模中特別重要。
由上述介紹，對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員而言，本方法具有優(yōu)于用于校正磁共振圖象內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間非均勻性的現(xiàn)有技術(shù)方法的多個(gè)優(yōu)點(diǎn)和便利是顯見(jiàn)的。具體而言，本方法使得能夠確定RF信號(hào)強(qiáng)度校正表面，其對(duì)于RF接收線圈分布的非均勻性以及待研究目標(biāo)內(nèi)信號(hào)強(qiáng)度的衰減特別敏感。這通過(guò)同時(shí)成象從其中估算目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度圖案的與目標(biāo)相連的基本均勻自旋密度的介質(zhì)來(lái)促進(jìn)。目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型通過(guò)關(guān)于邊界介質(zhì)定位理論RF接收點(diǎn)來(lái)確定，其中假定檢測(cè)的RF信號(hào)強(qiáng)度隨著距離所述點(diǎn)的距離增大而同心衰減。從每個(gè)RF接收點(diǎn)的同心衰減圖案成為橢圓形，其中橢圓形輪廓的主軸基本與RF線圈對(duì)準(zhǔn)。橢圓形為RF信號(hào)強(qiáng)度衰減分布的合理模型，所述信號(hào)強(qiáng)度來(lái)自待研究目標(biāo)的內(nèi)部衰減影響與RF線圈幾何形狀的卷積。
現(xiàn)已介紹了本發(fā)明的實(shí)施例，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以顯見(jiàn)，可以在不脫離基本發(fā)明概念的情況下進(jìn)行各種調(diào)整和變化。例如，RF接收點(diǎn)無(wú)需限制為位于邊界介質(zhì)上最大信號(hào)強(qiáng)度處，或者甚至是在邊界介質(zhì)本身上。另外，信號(hào)強(qiáng)度隨著距離RF接收點(diǎn)距離增加的衰減無(wú)需遵守指數(shù)衰減，或者從每個(gè)點(diǎn)衰減速率相同。另外，待研究目標(biāo)內(nèi)信號(hào)強(qiáng)度可以通過(guò)直接除以擬合信號(hào)強(qiáng)度分布從而形成目標(biāo)圖象強(qiáng)度相對(duì)于邊界介質(zhì)強(qiáng)度的信號(hào)強(qiáng)度比來(lái)重新標(biāo)度。例如，在腹部成象中，肝臟對(duì)皮下脂肪的信號(hào)強(qiáng)度比可以參照從皮下脂肪確定的投影信號(hào)強(qiáng)度在肝臟內(nèi)的每個(gè)點(diǎn)表達(dá)。最后，應(yīng)注意，本說(shuō)明書(shū)中介紹的方法可以廣泛地應(yīng)用于其中隨著距離圖象中幾個(gè)最大信號(hào)強(qiáng)度點(diǎn)的距離信號(hào)強(qiáng)度連續(xù)衰減的磁共振圖象強(qiáng)度的估算。
對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員而言，顯然所有這些調(diào)整和變化是在本發(fā)明的范圍內(nèi)，其特征由上述介紹和所附權(quán)利要求確定。
權(quán)利要求
1.一種從測(cè)得的圍繞目標(biāo)的均勻自旋密度介質(zhì)的RF信號(hào)強(qiáng)度估算目標(biāo)內(nèi)磁共振成象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度空間變化的方法，所述方法包括獲取由自旋密度基本均勻的介質(zhì)限制的目標(biāo)的磁共振圖象，在圖象分辨率的長(zhǎng)度比例上；表達(dá)出所述目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型；以及擬合所述模型至選定的所述周圍介質(zhì)的測(cè)量RF信號(hào)強(qiáng)度，從而獲得對(duì)所述目標(biāo)內(nèi)磁共振成象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度空間變化的估算。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中得出所述表達(dá)出目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的所述半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型的步驟包括在所述圖象的平面內(nèi)定位多個(gè)點(diǎn)，其概念上視作起RF信號(hào)的視在接收(以下稱作“RF接收點(diǎn)”)；以及相對(duì)于所述RF接收點(diǎn)表達(dá)出在所述圖象的所述平面中所述目標(biāo)內(nèi)的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間分布。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中所述RF接收點(diǎn)位于所述周圍介質(zhì)上。
4.根據(jù)權(quán)利要求2或3所述的方法，其中所述空間強(qiáng)度分布按照提供隨著距所述RF接收點(diǎn)距離增加RF信號(hào)強(qiáng)度同心衰減的方式表達(dá)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中所述RF信號(hào)強(qiáng)度的減少表達(dá)為隨著距離所有RF接收點(diǎn)的距離增加具有相同的信號(hào)強(qiáng)度減小速度。
6.根據(jù)權(quán)利要求2至5中任意一項(xiàng)所述的方法，其中所述空間分布表達(dá)為隨著距所述RF接收點(diǎn)距離增加信號(hào)強(qiáng)度指數(shù)減小。
7.根據(jù)權(quán)利要求2至5中任意一項(xiàng)所述的方法，其中所述空間分布表達(dá)為信號(hào)強(qiáng)度減小以距所述RF接收點(diǎn)距離的倒數(shù)作為選定的冪指數(shù)。
8.根據(jù)權(quán)利要求4至7中任意一項(xiàng)所述的方法，其中在沿著軸平面獲取磁共振圖象時(shí)，所述半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型表達(dá)為I(x,y)=Σn=1NIne-R(x-xn)2[1/f·cos2θn+f·sin2θn]+(y-yn)2[1/f·sin2+f·cos2θn]+(x-xn)(y-yn)[1/f·sin2θn-f·sin2θn]]]>其中，x和y為圖象坐標(biāo)，I(x，y)為RF信號(hào)空間強(qiáng)度分布模型，N為RF接收點(diǎn)的數(shù)量，In為第n個(gè)RF接收點(diǎn)處的估算信號(hào)強(qiáng)度并待通過(guò)擬合步驟確定，R為離開(kāi)RF接收點(diǎn)的檢測(cè)RF信號(hào)的強(qiáng)度衰減速率并待通過(guò)擬合步驟確定，xn為第n個(gè)RF接收點(diǎn)的x位置，yn為第n個(gè)RF接收點(diǎn)的y位置，f為隨著距離RF接收點(diǎn)距離增加RF信號(hào)強(qiáng)度同心減小的橢圓率并待通過(guò)擬合步驟確定，而θn為從第n個(gè)RF接收點(diǎn)起RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的主軸與冠狀面的角度位置。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其中假定RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的主軸平行于冠狀面，使得θn＝0°，由此空間強(qiáng)度分布的模型簡(jiǎn)化為I(x,,y)=Σn=1NIne-R1/f·(x-xn)2+f·(y-yn)2.]]>
10.根據(jù)權(quán)利要求1至9中任意一項(xiàng)所述的方法，其中所述選定的測(cè)得RF信號(hào)強(qiáng)度包括各個(gè)徑向線段中最大信號(hào)強(qiáng)度的象素；或周圍介質(zhì)圖象的水平和垂直線段(以下稱做“選定象素”)。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，還包括用線連接所述選定象素從而形成軌跡。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，還包括所述方法還包括從信號(hào)強(qiáng)度局部最大值的所述軌跡推導(dǎo)。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中在所述磁共振圖象沿軸平面獲得時(shí)，所述RF接收點(diǎn)位于所述選定象素信號(hào)強(qiáng)度局部最大值處。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中在所述磁共振圖象沿軸平面獲得時(shí)，選定象素信號(hào)強(qiáng)度的所述局部最大值不會(huì)比12個(gè)象素更加靠近。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中從選定象素確定的信號(hào)強(qiáng)度的所述局部最大值起到了所述擬合步驟中所述RF信號(hào)接收點(diǎn)的信號(hào)強(qiáng)度In開(kāi)始值的作用。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中所述擬合步驟包括從通過(guò)以下方式確定的隨著距所述RF接收點(diǎn)距離信號(hào)強(qiáng)度衰減速率R的初始估算值推導(dǎo)按照與所述局部最大值的確定相同的方式定位所述選定象素中的局部最小值；對(duì)于每個(gè)RF接收點(diǎn)，定位兩個(gè)最近的局部最小值，并擬合指數(shù)信號(hào)強(qiáng)度衰減曲線作為距所述RF接收點(diǎn)距離的函數(shù)于限制于所述RF信號(hào)接收點(diǎn)位置處信號(hào)強(qiáng)度的兩個(gè)局部最小值的信號(hào)強(qiáng)度，從而確定隨著距離遠(yuǎn)離所述RF接收點(diǎn)信號(hào)強(qiáng)度的衰減速率Rn的估算值；計(jì)算隨著距每個(gè)RF接收點(diǎn)距離信號(hào)強(qiáng)度的衰減速率Rn的估算值的平均待用作R的初始估算值。
17.根據(jù)權(quán)利要求9至16中任意一項(xiàng)所述的方法，其中在磁共振圖象沿軸平面獲得時(shí)，來(lái)自給定RF接收點(diǎn)的RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線其短軸近似垂直于獲取所述目標(biāo)的所述圖象的最靠近該給定RF接收點(diǎn)的MRI機(jī)器的RF接收線圈元件的平面。
18.根據(jù)權(quán)利要求11至17中任意一項(xiàng)所述的方法，其中在磁共振圖象沿軸平面獲得時(shí)，每個(gè)來(lái)自RF接收點(diǎn)的RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的角度位置相對(duì)于所述軌跡確定。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中來(lái)自RF接收點(diǎn)的RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的主軸的角度位置相對(duì)于所述軌跡通過(guò)以下方式確定在每個(gè)RF接收點(diǎn)上確定窗口核心的中心并找到距離所述RF接收點(diǎn)的兩個(gè)最遠(yuǎn)位置，在該處選定象素的所述軌跡通過(guò)窗口核心的周邊；以及計(jì)算平分所述兩個(gè)最遠(yuǎn)位置的線相對(duì)于冠狀面的角度。
20.根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，其中中心在所述RF接收點(diǎn)上從而確定來(lái)自所述RF接收點(diǎn)的RF信號(hào)強(qiáng)度衰減的橢圓輪廓線的角度位置的所述窗口核心為不小于13象素寬的方形窗口核心。
21.根據(jù)權(quán)利要求8至20中任意一項(xiàng)所述的方法，其中所述模型空間強(qiáng)度分布I(x，y)擬合于選定象素的圖象強(qiáng)度，用于優(yōu)化參數(shù)In、R和f，從而獲得整個(gè)目標(biāo)RF信號(hào)強(qiáng)度中的空間變化的估算值。
22.根據(jù)權(quán)利要求8至20中任意一項(xiàng)所述的方法，其中所述方法還包括確定RF空間衰減分布，利用其重新標(biāo)度所述目標(biāo)內(nèi)的磁共振圖象強(qiáng)度并由此最小化整個(gè)目標(biāo)RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化。
23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其中所述RF空間衰減分布通過(guò)利用由目標(biāo)占據(jù)的區(qū)域內(nèi)I(x，y)的最小或最大值來(lái)除估算的RF信號(hào)強(qiáng)度分布I(x，y)來(lái)確定。
24.根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，其中整個(gè)目標(biāo)的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化通過(guò)利用RF空間衰減分布來(lái)除目標(biāo)內(nèi)的圖象強(qiáng)度來(lái)最小化。
25.根據(jù)權(quán)利要求1至24中任意一項(xiàng)所述的方法，還包括在磁共振圖象為自旋回波圖象時(shí)，通過(guò)利用給定回波時(shí)間處周圍介質(zhì)內(nèi)的預(yù)期信號(hào)強(qiáng)度剩余百分比除給定回波時(shí)間目標(biāo)內(nèi)的圖象強(qiáng)度的估算值并隨后利用限制介質(zhì)的預(yù)期氫質(zhì)子自旋密度相對(duì)于目標(biāo)本身的預(yù)期氫質(zhì)子自旋密度的比例來(lái)除此結(jié)果來(lái)提供零回波時(shí)間目標(biāo)內(nèi)圖象強(qiáng)度的估算值。
26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的方法，其中在不同回波時(shí)間從目標(biāo)和周圍介質(zhì)獲得的一系列自旋回波圖象在目標(biāo)內(nèi)計(jì)算橫向弛豫速率。
27.根據(jù)權(quán)利要求26所述的方法，其中在磁共振圖象為自旋回波圖象時(shí)，所述方法還包括在目標(biāo)內(nèi)橫向弛豫速率的計(jì)算中使用零回波時(shí)間目標(biāo)內(nèi)的圖象強(qiáng)度的估算值，其中該些估算值從自旋回波圖象系列中最短期間的自旋回波時(shí)間圖象確定。
28.根據(jù)權(quán)利要求1至27中任意一項(xiàng)所述的方法，在要考慮的目標(biāo)為肝臟時(shí)，所述周圍介質(zhì)為包圍腹部的皮下脂肪層。
29.根據(jù)權(quán)利要求28所述的方法，其中從一系列自旋回波圖象在肝臟內(nèi)計(jì)算橫向弛豫速率時(shí)，皮下脂肪層用于估算零回波時(shí)間肝臟內(nèi)的圖象強(qiáng)度，從而幫助計(jì)算橫向弛豫速率。
30.一種增強(qiáng)目標(biāo)的磁共振(MR)圖象的方法，包括獲得目標(biāo)的初始MRI圖象；通過(guò)以下方式從測(cè)得的包圍目標(biāo)的均勻自旋密度介質(zhì)的RF信號(hào)強(qiáng)度估算目標(biāo)內(nèi)磁共振圖象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度的空間變化獲得由基本均勻自旋密度的介質(zhì)限制的目標(biāo)的磁共振圖象，在圖象分辨率的長(zhǎng)度尺度上；表達(dá)所述目標(biāo)內(nèi)的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化的半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)模型I(x，y)；將所述模型擬合于所述周圍介質(zhì)的選定的測(cè)得RF信號(hào)強(qiáng)度從而獲得所述目標(biāo)內(nèi)磁共振圖象射頻(RF)信號(hào)強(qiáng)度的空間變化的估算值；以及利用估算的RF信號(hào)強(qiáng)度的空間變化通過(guò)利用RF信號(hào)強(qiáng)度分布I(x，y)除圖象目標(biāo)的信號(hào)強(qiáng)度來(lái)重新標(biāo)度初始MRI圖象。
全文摘要
介紹了一種估算目標(biāo)的磁共振圖象內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的方法。該估算可以通過(guò)校正由獲取圖象的MRI機(jī)械的RF接收線圈中的不均勻性導(dǎo)致的RF強(qiáng)度的空間變化、以及由目標(biāo)和觀測(cè)本身導(dǎo)致的變形而用于提供提高的磁共振圖象的對(duì)比度。這通過(guò)圍繞目標(biāo)的基本均勻自旋密度的介質(zhì)復(fù)合成象來(lái)實(shí)現(xiàn)。從對(duì)于周圍介質(zhì)，以及RF信號(hào)接收的理論點(diǎn)的位置的分析，確定目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度衰減分布的半經(jīng)驗(yàn)數(shù)學(xué)方程。這隨后擬合于從包圍目標(biāo)的介質(zhì)中選定的信號(hào)強(qiáng)度，從而獲得目標(biāo)內(nèi)RF信號(hào)強(qiáng)度空間變化的估算值。
文檔編號(hào)G01N24/08GK1805704SQ200480016151
公開(kāi)日2006年7月19日 申請(qǐng)日期2004年4月8日 優(yōu)先權(quán)日2003年4月9日
發(fā)明者蒂姆·圣皮埃爾, 保羅·克拉克 申請(qǐng)人:共振健康分析服務(wù)有限公司