專(zhuān)利名稱(chēng)：敏感度加權(quán)成像的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振成像。
背景技術(shù)：
磁共振(MR)成像是用于對(duì)多種對(duì)象陣列的內(nèi)部成分進(jìn)行成像 的有用的非侵入式方法。在有生命的對(duì)象特別是人體中的組織的非侵 入式成像在醫(yī)療領(lǐng)域中非常有價(jià)值。
在它的最基本形式中，MR成像通過(guò)采樣測(cè)量核自旋密度。在這 種情況下，成像密度與所觀測(cè)的核自旋的數(shù)量成比例。在實(shí)際中，測(cè) 量^核的自旋密度T1或T2。雖然這種圖像提供了關(guān)于對(duì)象的有價(jià) 值的信息，但是這些參數(shù)單獨(dú)并不能提供足夠的圖像對(duì)比度。許多不 同的材料具有非常類(lèi)似的自旋密度T1或T2,因此這種材料不可識(shí)別 或者換句話說(shuō)它們?nèi)狈?duì)比度。
增強(qiáng)對(duì)比度的技術(shù)描述在"Artery and Vein Separation Using Susceptibility-Dependent Phase in Contrast-Enhanced MRA，，，Wang et al" Journal of Magnetic Resonance Imaging,12:661-670(2000)中，在 此以引用參考的方式將它的全部?jī)?nèi)容結(jié)合在本申請(qǐng)中。使用從相位圖 像中計(jì)算的掩模操作幅值圖像。

發(fā)明內(nèi)容
在一方面本發(fā)明特征在于一種MR成像的方法，包括獲得幅值 圖像，獲得相位圖像，使用相位圖像計(jì)算相位圖像掩模，將相位圖像 掩模應(yīng)用到幅值圖像q次，以及通過(guò)計(jì)算作為q的函數(shù)的CNR選擇q。 在另一方面，本發(fā)明的特征在于一種MR成像方法，包括作為 q、 SNR和Acp的函數(shù)計(jì)算CNR并選擇q、 SNR和A(p以產(chǎn)生所需的 CNR。
在另一方面中，本發(fā)明的特征在于一種MR成像方法，包括獲 得相位圖像并將最小強(qiáng)度的投影到相位圖像。
在另一方面中，本發(fā)明的特征在于一種MR成像方法，包括通 過(guò)選擇第一回波時(shí)間獲得第一相位圖像，通過(guò)選擇第二回波時(shí)間獲得 第二相位圖像，通過(guò)外推第一相位圖像到第二回波時(shí)間獲得預(yù)測(cè)的相 位圖像，以及通過(guò)計(jì)算在預(yù)測(cè)的相位圖像和第二相位圖像之間的差值 計(jì)算校正的相位圖像。
在另一方面中，本發(fā)明的特征在于一種MR成像方法，包括獲 得幅值圖像，獲得相位圖像，使用相位圖像計(jì)算相位圖像掩模，將相 位圖像掩模應(yīng)用到幅值圖像q次，選擇采集分辨率以使分辨率高于感 興趣的特征的尺寸，以及其中獲得幅值和獲得相位圖像包括以所釆集 的數(shù)據(jù)的分辨率重構(gòu)幅值和相位圖像。
該方法的實(shí)施例包括一個(gè)或多個(gè)下述的特征。
該方法可以作為SNR和A(p的函數(shù)計(jì)算CNR。該方法可以使用 CNR ( q ) =SNR* (l畫(huà)(l-|A(p|/ T ) q ) /sqrt (l+q2/7t2) i十算CNR。 Acp 可以是在水和脂肪之間的相位差。A(p可以是在具有不同鐵含量的組織 之間的相位差。
該方法可以通過(guò)使用取決于感興趣特征的尺寸的函數(shù)選擇q。該 方法可以選擇q以使sqrt ( A) CNR (q)大于在大約3至大約5的范 圍中的值，這里A是在方形像素中測(cè)量的感興趣特征的面積。
該方法可以包括選擇用于減小對(duì)相位圖像的非局部影響的濾波 器，通過(guò)以該濾波器對(duì)第 一相位圖像進(jìn)行濾波以減小該圖像的非局部 影響計(jì)算局部相位圖像，以及其中計(jì)算相位圖像掩模進(jìn)一步包括使用 局部相位圖像。
獲得幅值和相位圖像可以包括選擇導(dǎo)致感興趣特征的部分體積
取消(partial volumn cancellation)的第一回波時(shí)間。該方法可以包 括獲得靜脈的圖像。該方法可以包括獲得微出血(mkrohemorrage ) 的圖像。
該方法可以包括通過(guò)選擇導(dǎo)致感興趣特征的部分體積取消的第 二回波時(shí)間獲得第二相位圖像，通過(guò)使用第一和第二相位圖像計(jì)算校 正的相位圖像，以及計(jì)算相位圖像掩模包括使用校正的相位圖像。
該方法可以包括選擇采集的分辨率以使分辨率高于感興趣特征 的尺寸，以及在采集分辨率下采集幅值和相位數(shù)據(jù)。獲得幅值和獲得 相位圖像可以包括以比采集數(shù)據(jù)的分辨率更低的分辨率重構(gòu)幅值和相 位圖像。重構(gòu)幅值和相位圖像可以包括使用該幅值數(shù)據(jù)和相位數(shù)據(jù)。
該方法可以包括選擇用于減小對(duì)相位數(shù)據(jù)的非局部影響的濾波 器，通過(guò)以所說(shuō)的濾波器對(duì)相位數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波以減小在相位數(shù)據(jù)上的 非局部影響計(jì)算局部相位數(shù)據(jù)，以及使用該幅值數(shù)據(jù)和局部相位數(shù)據(jù) 重構(gòu)幅值和相位圖像。
該方法可以選擇回波時(shí)間以產(chǎn)生所選擇的SNR或Acp。該方法可 以包括選擇一組回波時(shí)間以產(chǎn)生所選擇的SNR或Acp。該方法計(jì)算 CNR作為CNR ( q ) =SNR* (l畫(huà)(l-|A(p|/7t) q ) /sqrt (l+q2/7r2)。所 需的CNR可以被定義為以使sqrt (A) CNR (q)大于在大約3至大 約5的范圍中的值，這里A是在方形像素中測(cè)量的感興趣特征的面積。 CNR可以取決于數(shù)據(jù)采集的數(shù)量，該方法可以包括選擇數(shù)據(jù)采集的數(shù) 量以產(chǎn)生所需的CNR。
該方法可以包括對(duì)于給定的總的數(shù)據(jù)采集時(shí)間選擇數(shù)據(jù)采集的 數(shù)量。該方法可以根據(jù)CNR (q) =SNR*sqrt (1/a ) *exp ( (1-a ) TE/T2* ) * (l誦(l-|Acp|/7T) q ) /sqrt (l+q2/7i2)計(jì)算CNR，其中a=Acp/7i。 SNR和Acp取決于部分體積取消。
該方法可以包括選擇用于減小所選擇的相位圖像的非局部影響 的濾波器，以及通過(guò)以所說(shuō)的濾波器對(duì)第 一相位圖像進(jìn)行濾波以減小 在所說(shuō)的校正的相位圖像上的非局部影響計(jì)算局部相位圖像。
這些實(shí)施例可以包括一個(gè)或多個(gè)如下的優(yōu)點(diǎn)。這些實(shí)施例的一個(gè)
優(yōu)點(diǎn)是改進(jìn)了在磁共振成像中的對(duì)比度。使用這個(gè)方法通過(guò)確定最終
在感興趣的對(duì)象之間的相位差(Aq))和相位掩模鄉(xiāng)^用到幅值圖像的次 數(shù)(q)的函數(shù)使成像實(shí)驗(yàn)最佳化。這允許選擇q的最佳值以使給定 的實(shí)驗(yàn)條件的CNR最大。例如，由于硬件限制、弛豫時(shí)間或感興趣 特征的敏感度的原因，在感興趣特征之間的給定相位差可以在不同的 實(shí)驗(yàn)之間變化，該分析確定了在這些情況的每種情況下使最終敏感度 加權(quán)圖像中的CNR最佳化的q值?？商鎿Q地或此外，給定目標(biāo)CNR， 則該分析提供了實(shí)驗(yàn)以及包括回波時(shí)間和最可能產(chǎn)生具有目標(biāo)CNR 的最終圖像的乘數(shù)q在內(nèi)的處理參數(shù)。
1998年6月17日申請(qǐng)的題為"AppHcation誦specific optimization of echo time in MR pulse sequences for investigating materials with susceptibilities different from that the background in which they are embedded，，的美國(guó)專(zhuān)利申請(qǐng)No.09/098，651的全部?jī)?nèi)容以引用參考的 方式結(jié)合在本申請(qǐng)中。
在附圖和下文的描述中闡述了本發(fā)明的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例的詳 細(xì)描述。從下文的描述和附圖以及權(quán)利要求中將會(huì)清楚本發(fā)明的其它 特征、目的和優(yōu)點(diǎn)。


附圖1所示為利用相位信息的MR成像的方法的概圖。
附圖2a所示為在CNR和乘法指數(shù)q之間的理論預(yù)測(cè)關(guān)系的曲線圖。
附圖2b所示為在CNR和具有信號(hào)平均的恒定時(shí)間實(shí)驗(yàn)的乘法指 數(shù)q之間的理論預(yù)測(cè)關(guān)系的曲線圖。
附圖3所示為比所采集的MR數(shù)據(jù)的分辨率更低的可視特征的 MR成像的方法的概圖。
附圖4所示為利用高分辨率釆集對(duì)可視特征進(jìn)行MR成像、同時(shí) 獲取相同的數(shù)據(jù)并以比所采集的數(shù)據(jù)的分辨率更低的分辨率重構(gòu)圖像
的方法的概圖。
在不同的附圖中相同的參考符號(hào)指示相同的元件。
具體實(shí)施例方式
附圖1所示為MR成像方法100，包括使用相位信息直接用作圖 像或使用相位信息增強(qiáng)在幅值圖像中的對(duì)比度。在步驟110中，梯度 回波成像脈沖序列的回波時(shí)間TE被選擇為使在感興趣的特征之間的 相位對(duì)比度充分在噪聲電平之上。MR成像系統(tǒng)使用具有回波時(shí)間TE 的成像脈沖序列采集數(shù)據(jù)。所采集的數(shù)據(jù)然后在步驟120中處理以產(chǎn) 生相位圖像。在步驟130中對(duì)相位圖像應(yīng)用濾波器以消除或減小不希 望的相位影響。所得的相位圖像本身可用于使結(jié)構(gòu)可視化。例如，大 腦的相位圖像本身經(jīng)常是有用的。原始釆集的數(shù)據(jù)在步驟140中再次 被處理以產(chǎn)生幅值圖像。從這個(gè)經(jīng)濾波的圖像中，在步驟150中產(chǎn)生 掩模，將相位圖像變換為在零和一之間的一組值并選擇乘數(shù)指數(shù)q。 然后在步驟160中應(yīng)用掩模到幅值圖像q次以增強(qiáng)在幅值圖像中的對(duì) 比度。次數(shù)q是通過(guò)確定作為q的函數(shù)的CNR而獲得的。下文更詳 細(xì)地描述每個(gè)步驟。
步驟110:理解相位變化的來(lái)源在確定最佳回波時(shí)間中很有用。 來(lái)自梯度回波脈沖序列的MR數(shù)據(jù)的相位由下式給出
<formula>formula see original document page 7</formula>
這里Y是磁旋比，ABz是磁場(chǎng)從一個(gè)組織到另一個(gè)組織的變化，以 及TE是回波時(shí)間。例如，如果感興趣的兩個(gè)組織具有由其敏感度差 別所引起的相位差A(yù)cp,然后在理想的條件下(即忽略T2效應(yīng))TE的
最佳選擇使厶9=71或者厶9=-71。更實(shí)際的方法包括由T2效應(yīng)引起的信號(hào)
延遲。這種方法的實(shí)例通過(guò)考慮在具有相位差A(yù)cp的兩個(gè)組織之間的對(duì) 比度噪聲比(CNR)選擇最佳的TE。 CNR由下式給出。 CNR ( Acp ) =S*A(p/ci [2
這里CT是在幅值圖像中的噪聲，以及S是在幅值圖像中的信號(hào)。S 與exp(-TE/T2)成比例，以及Acp與TE成比例。最佳的回波時(shí)間TE。pt 是使函數(shù)TEexp (-TE/T2)最大的回波時(shí)間。通過(guò)設(shè)定這個(gè)函數(shù)的導(dǎo) 數(shù)為零并解出TE，發(fā)現(xiàn)最佳回波時(shí)間TE。pt=T2。這假設(shè)T2對(duì)兩個(gè)相 鄰的組織中的每個(gè)組織都相同。如果組織的T2不同，則回波時(shí)間的最 佳選擇在兩個(gè)值之間并可以通過(guò)對(duì)類(lèi)似的CNR函數(shù)求導(dǎo)而計(jì)算。然 而，這個(gè)最佳的回波時(shí)間可以比所需的時(shí)間更長(zhǎng)。如果TE被選擇為 使CNR比4更大則在兩個(gè)組織之間的相位差就可見(jiàn)。如果需要更好 的圖像質(zhì)量的話，用戶可以選擇更長(zhǎng)的TE。
如果在試樣中存在許多組織，則選擇TE以允許所有的數(shù)據(jù)被同 時(shí)分析。例如用戶可以選擇等于最短的優(yōu)選TE的TE。pt，只要這個(gè)值 對(duì)于其它更長(zhǎng)的T2產(chǎn)生大于4的CNR,則可實(shí)現(xiàn)合理的對(duì)比度?？?替換地，在多回波脈沖序列的過(guò)程中釆集數(shù)據(jù)作為 一序列圖像然后處 理該圖像在每個(gè)組織的各種回波時(shí)間上產(chǎn)生相位信息。
一旦選擇了 TE，采集MR數(shù)據(jù)組。用于MR成像的適合的系統(tǒng) 是具有1.5T的磁場(chǎng)強(qiáng)度的Siemens Symphony( Siemens Corporation, Iselin, NJ)。在系統(tǒng)改變?cè)O(shè)計(jì)或磁場(chǎng)強(qiáng)度時(shí)，在此所描述的步驟適 當(dāng)?shù)匦薷囊赃m應(yīng)這種改變。適合的脈沖序列是3D梯度回波脈沖序列。
步驟120:采集的數(shù)據(jù)是被變換為產(chǎn)生圖像的實(shí)部(R (r))和 虛部(I (r))的復(fù)傅立葉函數(shù)。這些圖像被如下地轉(zhuǎn)換為相位圖像(|) (r):
(J) ( r ) =arctan (I ( r ) /R ( r))3
這個(gè)步驟計(jì)算相位圖像。
步驟130:如公式(1)所描述，相位取決于ABz (r)。場(chǎng)變化A Bz (r)可以寫(xiě)為兩個(gè)分量之和
△Bz (r) =ABZ0 (r) +BZM (r) [4]
第一項(xiàng)AB/ (r)表示在所施加的磁場(chǎng)中的非均勻性，雖然它可 以包含其它的影響比如數(shù)據(jù)的偏離中心采樣。即使應(yīng)用現(xiàn)代的高度均 勻的超導(dǎo)磁體并有序地調(diào)整磁場(chǎng)，所施加的主磁場(chǎng)在整個(gè)采樣體積中 也會(huì)變化。在典型MR成像系統(tǒng)中，這個(gè)磁場(chǎng)非均勻性AB (r)例如 在患者的頭部上通常大約為0.5ppm。第二項(xiàng)BZM (r)包括通過(guò)所施 加的磁場(chǎng)引起的磁場(chǎng)的所有影響。這些包括化學(xué)移位和敏感度影響。
將這兩項(xiàng)組合到公式(1)中，MR信號(hào)的相位由下式給出
cp"TE[ABz0 (r) +BZM (r) I [5]
因此相位取決于在該點(diǎn)上的磁場(chǎng)非均勻性和磁場(chǎng)BZM (r)兩者。 由于磁化引起的在該點(diǎn)r上的磁場(chǎng)取決于在式樣各點(diǎn)r，處的敏感度x M(r，)。該濾波步驟120減小了磁場(chǎng)非均勻性的影響和非局部敏感度 效果的影響。
一般地，這些不希望的相位影響具有較低的空間頻率并通過(guò)給相 位圖像())(r)進(jìn)行高通空間濾波而濾除?；诮o定的身體部位和磁體 的非均勻性選擇適當(dāng)?shù)臑V波器尺寸。濾波器減小這些不希望的磁場(chǎng)效 應(yīng)到零或滿意的水平。然后應(yīng)用高通濾波器以產(chǎn)生有效的局部相位圖 像令l (r)。濾波器不僅消除了磁場(chǎng)非均勻性AB/ (r)的相位貢獻(xiàn)， 而且還減小了對(duì)相位圖像的大部分非局部貢獻(xiàn)，包括來(lái)自非局部敏感 度來(lái)源的貢獻(xiàn)。
例如，在大腦中的竇道象局部偶極子一樣活動(dòng)。遠(yuǎn)離這個(gè)源的場(chǎng) 變化減慢^ + 。通過(guò)應(yīng)用消除低空間頻率變化的高通濾波器，濾除了
大部分慢變化的相位變化(比如實(shí)例偶極子場(chǎng)的長(zhǎng)距離影響)，剩下 更局部的效應(yīng)。產(chǎn)生這種高通濾波器的方法首先使用相位圖像的低通 濾波器。低通濾波的圖像被復(fù)數(shù)除為原始圖像，由此產(chǎn)生高通濾波的 圖像。所使用的濾波器的尺寸取決于回波時(shí)間和所存在的局部場(chǎng)。對(duì) 于平均1.5T的系統(tǒng)，應(yīng)用40ms的回波時(shí)間，可以4吏用64x64或96x96 的濾波器尺寸以產(chǎn)生低通濾波的圖像。然后這個(gè)圖像被復(fù)數(shù)除為原始 相位圖像以產(chǎn)生作為局部相位圖像(K (r)的有效高通濾波的圖像。通 過(guò)實(shí)驗(yàn)，對(duì)于256毫米的視場(chǎng)、在二維中每個(gè)為0.5至1.0毫米的分辨 率以及96x96的濾波器尺寸，消除可見(jiàn)的低頻效應(yīng)但對(duì)于大約5毫米 尺寸的小對(duì)象仍有80%的局部對(duì)比度仍然完好。對(duì)于64x64濾波器保 持更高的對(duì)比度，但在空氣/組織界面上存在更大的邊緣假像，對(duì)于 96x96濾波器不出現(xiàn)這種邊緣假像。
此外，因?yàn)橄辔恢苯优c如在公式(1)中的回波時(shí)間成比例，因
此在回波時(shí)間減小(增加)時(shí)可以減小(增加)濾波器尺寸。例如，
使用上述的實(shí)例，如果使用5ms的TE，則濾波器尺寸可以減小到8x8 或者16x16，并且仍然有效地清除來(lái)自空氣/組織界面的背景磁場(chǎng)的影
響o
此外，濾波器的選擇也取決于源的敏感度。例如，如果對(duì)于
TE=40ms選擇96x96的濾波器尺寸，并且圖像對(duì)于診治者是可接受的， 并且在圖像中存在一個(gè)新鮮的凝塊，則對(duì)于以TE-5ms采集的數(shù)據(jù)， 可以使用更小的濾波器。在另一方面，如果由于血鐵黃素較大的濃度 的緣故，存在具有高8倍的敏感度的老的凝塊，則以TE-5ms采集的 圖像將在幅值和相位圖像中顯示與更長(zhǎng)的回波時(shí)間TE=40ms掃描相 同的信號(hào)變化，因此，為濾去低空間頻率的影響要求用于TE=40ms 的情況相同尺寸或96x96的濾波器。更大的(或更小的)磁場(chǎng)變化將 要求更大的(或更小的)濾波器尺寸。
在應(yīng)用這個(gè)濾波器之后，提供圖像對(duì)比度的新源經(jīng)濾波的局部 相位圖像。如果需要的話可以直接顯示并分析相位圖像?？商鎿Q地， 通過(guò)使用局部相位圖像產(chǎn)生相位掩模來(lái)產(chǎn)生在幅值圖像中的對(duì)比度， 然后相對(duì)于幅值圖像乘以它以形成敏感度加權(quán)的圖像，如下文進(jìn)一步
描述o
步驟140:原始采集的數(shù)據(jù)進(jìn)行復(fù)傅立葉變換以形成圖像的實(shí)部 (R (r))和虛部(I (r))對(duì)。這些圖像轉(zhuǎn)換為幅值圖像pm (r)， 如下式
pm ( r ) =sqrt ( R ( r ) 2+1 ( r ) 2) [8
步驟150:使用局部相位圖像計(jì)算掩模cpMASK (r)。對(duì)于每個(gè)像 素位置該掩模具有在零和1之間的值。經(jīng)濾波的相位圖像包含了敏感 度信息(即相位變化)，但這些相位變化需要轉(zhuǎn)換為一組增強(qiáng)幅值圖 像中的對(duì)比度的數(shù)字。例如，適合的掩模從局部相位圖像中計(jì)算，
如果(K (r) <、，則cpmask (r) =1。
如果小l ( r ) ><j)0,則cp畫(huà)k ( r ) =1+ ((|)L ( r )畫(huà)小。)/7i [6
這里小0是例如基于回波時(shí)間、敏感度或感興趣特征的尺寸而選
擇的相位。在另一實(shí)施例中，該掩?？梢远x為 如果N)l (r) |=0。則(Pmask (r) =1。 如果(I)l (r) >0，則(Pmask (r) =1國(guó)| (小l (r) |/7i [7
在另一實(shí)施例中，產(chǎn)生掩模的算法可以基于理論或基于經(jīng)驗(yàn)。例 如，預(yù)測(cè)的敏感度效果可用于計(jì)算掩?；蛘咄ㄟ^(guò)重復(fù)某些已知組織的 觀測(cè)、同時(shí)經(jīng)驗(yàn)地改變掩模并且眼睛朝向最佳對(duì)比度可以簡(jiǎn)單地發(fā)現(xiàn) 掩模。相位掩模的選擇可以增強(qiáng)一個(gè)組織類(lèi)型或其它類(lèi)型。在一種實(shí) 施方式中，可以將其用于分離兩個(gè)或更多個(gè)組織類(lèi)型為不同的圖像， 其中組織A可以在一個(gè)圖像中被抑制而組織B在另 一圖像中被抑制以 便在前 一 情況中獲得以組織B為主的圖像和后 一 情況中以組織A為主 的外觀。
步驟160:然后通過(guò)將它們一起相乘將上述的相位掩模cpMASK應(yīng) 用到幅值圖像以形成敏感度加權(quán)的圖像
Pswi ( r ) =cpmask ( r ) *pm ( r )9
這種原理的更普通的應(yīng)用是以如下形式執(zhí)行q次乘法
Pswi ( r ) = ( 9mask ( r ) ) q*pm ( r ) [10
如下文所討論掩模乘數(shù)q的選擇取決于信號(hào)噪聲(SNR)、對(duì)象 尺寸、試圖同時(shí)看到的對(duì)象數(shù)量和在感興趣特征之間的相位差值A(chǔ)cp和 對(duì)數(shù)據(jù)采集分配的總的時(shí)間的要求。對(duì)于較大的SNR的值q的選擇從 對(duì)比度噪聲比(CNR)中如下地得到
CNR ( q ) =SNR* (l陽(yáng)(l-|Aq>|/7T) q/sqrt (l+q2/712) ) [11]
Acp是相位差，q是乘數(shù)，S是在幅值圖像中的信號(hào)，以及cr是幅 值圖像的噪聲。因此SNR-S/cr是在組織之間的局部信號(hào)噪聲(假設(shè)它 們兩者在本實(shí)例中具有相同的幅值；等式(11)可以被修改成容納在 每個(gè)組織中的不同的信號(hào)強(qiáng)度)。等式(11)的分子涉及在具有相位 差A(yù)(p (注等式(7))的兩個(gè)組織之間的敏感度加權(quán)圖像中作為q的 函數(shù)的信號(hào)差。分母是在作為q的函數(shù)在敏感度加權(quán)圖像中的噪聲的 標(biāo)準(zhǔn)偏差。分母通過(guò)將兩項(xiàng)的正交噪聲相加確定。然后通過(guò)a2( l+q2/7t2) 給出方差(誤差項(xiàng)的平方)，這里q的系數(shù)來(lái)自我們將掩模相乘q次
(因此方差增加q2)而1/一的系數(shù)來(lái)自我們以1/7i對(duì)掩模歸一化。因 此如等式(11)中給出的CNR表示信號(hào)差(對(duì)比度)除以噪聲的標(biāo) 準(zhǔn)偏差。
參考附圖2a，所示為在對(duì)比度噪聲比和根據(jù)等式(ll)計(jì)算的乘 法指數(shù)q之間的關(guān)系。對(duì)于多個(gè)不同的相位差的值繪制該關(guān)系。在附 圖2a中所示的關(guān)系允許基于相位差和SNR確定最佳q。相反，給定 目標(biāo)CNR，該關(guān)系允許可產(chǎn)生具有目標(biāo)CNR的最終圖像的相位差、 SNR和q的組合的確定。
這種CNR最佳化的另一實(shí)例涉及恒定時(shí)間的實(shí)驗(yàn)。給定數(shù)據(jù)采 集的恒定的時(shí)間量，相對(duì)于(相位差與數(shù)據(jù)采集數(shù)量的平均信號(hào)之間 的)竟?fàn)幰蜃涌梢允笴NR最佳化。更短的回波時(shí)間TE導(dǎo)致了掃描參 數(shù)的大量重復(fù)，因此總的時(shí)間保持相同但組合的SNR上升sqrt (1/a ) 倍。這里，a是在具有相差7T的實(shí)驗(yàn)中實(shí)驗(yàn)的重復(fù)時(shí)間減少的分(系) 數(shù)。即，a=Aq>/7i。減小的TE改變了每次采集的SNR，因?yàn)樾盘?hào)按exp (-TE/T/)變化。對(duì)于TE的換算系數(shù)a,組合的信號(hào)增加exp (l-a) TE/lV)。這個(gè)近似不包括由在容納減小的TE時(shí)間所需的梯度增加 而引起的影響。如果TE變?yōu)樘虅t項(xiàng)sqrt (1/a)必須被消除。在這 些條件下，導(dǎo)致等式(11)的分析必須被修改并得到
CNR ( q ) =SNR* sqrt (1/a ) * exp (l國(guó)a ) TE/ T2*) * (1- (l畫(huà)IA(p卩兀) q ) /sqrt ( l+q2/712) ) [12
參考附圖2b， TE-T/是TE的最佳選擇。在假設(shè)恒定的時(shí)間的 實(shí)驗(yàn)的前提下，附圖2b顯示了所選擇的TE使A(p-:i不產(chǎn)生最高的CNR 并且更好的選擇將是使用q=3的這個(gè)TE值的0.3倍的回波時(shí)間。即 使這個(gè)回波的0.1倍的情況仍然產(chǎn)生使用q=5的較好的CNR。這種關(guān) 系在實(shí)驗(yàn)的設(shè)計(jì)中比較有用。TE更長(zhǎng)時(shí)，SNR可能下降，因?yàn)樵摻M 織的T2A的緣故，并且在這種情況下通過(guò)選擇更短的TE,通過(guò)利用平 均信號(hào)的優(yōu)點(diǎn)(即與更長(zhǎng)的TE掃描具有相同的采集時(shí)間)和q的適 當(dāng)?shù)闹等匀豢梢援a(chǎn)生具有較高的CNR的圖像。
進(jìn)一步考慮如果包括對(duì)象的尺寸的情況。例如，如果包括了對(duì)象
的尺寸，作為圓形對(duì)象的半徑r (這里r是在像素中測(cè)量的)，q的合 理選擇滿足如下關(guān)系
4<r sqrt (兀)CNR ( q ) [13]
在等式(13)中的系數(shù)4可以在從大約3至大約5的范圍內(nèi)，取 決于解釋圖像的主治者的專(zhuān)家。更一般的表示以項(xiàng)sqrt( A )替代r sqrt (71)，這里A是以方形像素估計(jì)的對(duì)象的面積。
較高分辨率的相位圖像通常允許將健康組織從疾病組織中分離 出來(lái)，因?yàn)樗鼈兘?jīng)常具有的不同的敏感度。例如，考慮動(dòng)脈粥樣硬化 的病情，其中血管壁受感染。疾病組織可能包括多脂肪的動(dòng)脈粥樣斑、 纖維狀的動(dòng)脈粥樣斑、出血、鈞沉淀和對(duì)比試劑的vaso vasorum的才聶 取。
這種方法的具體應(yīng)用包括如下 增加在水和脂肪之間的對(duì)比度
為了模擬比以給定的設(shè)備部件可控制的更短的回波時(shí)間的效果， 可以采用具有TE1的回波時(shí)間的序列的復(fù)圖像并將其除以具有TE2 的回波時(shí)間的圖^f象以獲得相當(dāng)?shù)幕夭〞r(shí)間TE2-TE1。例如，TE2=10ms 和TEl=8ms,相當(dāng)?shù)幕夭〞r(shí)間是2ms。這樣釆集數(shù)據(jù)或以TE=2ms 能夠?qū)嶋H采集數(shù)據(jù)的設(shè)備，可以使用所得的相位圖像抑制在大腦或冠 狀動(dòng)脈中的脂肪。使用前一方法，使用3D梯度回波序列以lxlxlmm3 的分辨率釆集數(shù)據(jù)。選擇TE的這個(gè)值以獲得在水的相位中大約?；《?的脂肪。所得的相位圖像很好地平滑并清楚地辨別水和脂肪而不需要 任何抗混疊程序?；诘仁?12)，由于相位在理論上位于大約0.8tt 至0.97t之間，因此最佳的乘數(shù)q應(yīng)該是2。在T1加權(quán)序列中的脂肪信 號(hào)開(kāi)始比周?chē)闹窘M織亮得多。因此，通過(guò)應(yīng)用掩模一次(q=l ) 脂肪信號(hào)減小但不消失，并且其它的腦組織的對(duì)比度較差，應(yīng)用濾波 器兩次(即q-2)改善了 CNR (實(shí)際結(jié)果可以比在等式(11)中預(yù)測(cè) 的更好，因?yàn)橄鄬?duì)于其它的組織脂肪的信號(hào)增加)。使用q-2的值更 好地抑制了脂肪。這在Tl加權(quán)圖像中或者在抑制身體的脈管圖像中 的脂肪信號(hào)中獲得了較好的對(duì)比度。
2)增加具有的鐵含量的組織之間的對(duì)比度。
基底神經(jīng)節(jié)容易隨著時(shí)間聚集鐵。例如，蒼白球比相鄰的組織比 如尾狀核或核具有更高的鐵含量。對(duì)于80ms的TE，在大腦中的組織 的鐵相位易于在大約7t/6。這建議q應(yīng)該是6或更大以在敏感度加權(quán)圖 像中獲得最佳的對(duì)比度。然而，即使使用q-4仍可得到較好的對(duì)比度， 因此該方法具有適當(dāng)?shù)撵`活性，如果存在可能希望保持或增強(qiáng)鐵對(duì)比 度的其它的組織或?qū)Ρ榷?。這種方法增強(qiáng)了在這些組織之間的邊界和 結(jié)構(gòu)的可見(jiàn)性。此外，如果存在增加該組織的鐵含量的疾病過(guò)程，則 這種差別顯示具有增加的鐵含量的組織變暗，醫(yī)生可以更好地診斷病 情。如果希望對(duì)大腦鐵含量進(jìn)行量化或正好看到在其它組織之間的邊 界，則也可以使用經(jīng)濾波的相位圖像本身。在80ms的TE上，更重的 濾波器比如96x96或者128x128應(yīng)該被用于清除背景非均勻性。如果 感興趣的區(qū)域位于遠(yuǎn)離空氣組織邊界的大腦中，則32x32的濾波器可 用于每個(gè)圖像。該濾波器也可以用于三維比如32x32x32濾波器中。
附圖3所示為MR成像方法200的概述。通常，在感興趣的特征 小于所釆集的數(shù)據(jù)的分辨率時(shí)使用方法200。在物理上通常小于所采 集的數(shù)據(jù)的體素尺寸的特征可能導(dǎo)致部分體積取消，通過(guò)這種部分體 積取消增加了圖像對(duì)比度。除了部分體積取消之外，這種小的特征在 MR信號(hào)的相位中也是重要的信息。因此方法200使參數(shù)比如回波時(shí) 間、濾波器尺寸、掩模指數(shù)最佳，以便使最終圖像對(duì)比度最佳化。
MR成像系統(tǒng)采集數(shù)據(jù)(步驟210)。類(lèi)似的脈沖序列可用作方 法IOO?；谧罴讶∠Чx擇回波時(shí)間。這是在相位差是7l孤度時(shí)發(fā) 生的。然而，如果這個(gè)回波時(shí)間較長(zhǎng)以致幾乎不剩下信號(hào)則與這個(gè)值 相關(guān)的回波時(shí)間采集數(shù)據(jù)可以的。在這種情況下，選擇越短的回波時(shí) 間并增加乘數(shù)以適應(yīng)更小的取消和更小的相差影響。即使達(dá)到所希望 的回波時(shí)間，則使用在方法100中描述的掩模乘數(shù)可以實(shí)現(xiàn)進(jìn)一步增 強(qiáng)的對(duì)比度。這兩個(gè)特征允許在從相位圖像中實(shí)現(xiàn)的對(duì)比度和從任何 部分信號(hào)取消中實(shí)現(xiàn)的對(duì)比度的好處之間進(jìn)行權(quán)衡。在下文的討論的 實(shí)例包括從血管中分離動(dòng)脈并對(duì)較小的出血進(jìn)行成像。MR系統(tǒng)應(yīng)用
標(biāo)準(zhǔn)的數(shù)據(jù)處理技術(shù)以計(jì)算采樣的相位圖像(J) (r)(步驟220)。
部分體積效應(yīng)通過(guò)在至少兩個(gè)回波時(shí)間TE1和TE2上采集數(shù)據(jù) 可選擇地被進(jìn)一步強(qiáng)調(diào)(步驟230)。在TE1上來(lái)自第一回波的相位 乘以TE2/TE1以在TE2上產(chǎn)生預(yù)測(cè)的相位(JVed ( r )。然后從在TE2
上的第二回波的相位(])Exp (r)中減去這個(gè)相位()Ved以得到校正的相位
圖像小coRR ( r ):
小corr ( r ) =(|)Exp ( r ) -(|)pred (i*) (14 )
這個(gè)操作在除了發(fā)生部分體積效應(yīng)的圖像之外的所有的面積上 產(chǎn)生了零相位。在發(fā)生了部分體積效應(yīng)的面積上，相位特性是非線性 的。例如，對(duì)于在1.5T下在25ms的回波時(shí)間下、與50%的信號(hào)來(lái)自 灰質(zhì)和50%來(lái)自血液的體素中的場(chǎng)平行的脈管，所得的矢量的相位是 45。(這是因?yàn)檠旱南辔皇?0。，但灰質(zhì)的相位是零)。在TE-50ms， 血液信號(hào)占主要，并且相位是180。。如果血液具有小于50%的貢獻(xiàn)則 相位為零。在任何情況下，在TE從25加倍到50ms時(shí)相位不加倍(因 此，在它的特性方面是非線性的)。在另一方面，看見(jiàn)背景場(chǎng)不均勻 性的材料具有線性相位特性但所有這些項(xiàng)都消失。如果應(yīng)用這個(gè)步驟，
則將通過(guò)下列過(guò)程以所得的相位圖像(koRR (r)替代原始相位圖像。
計(jì)算適當(dāng)?shù)臑V波器，數(shù)據(jù)處理算法應(yīng)用這個(gè)濾波器到相位圖像 (或相位校正圖像)，產(chǎn)生局部相位圖像(K (r)(步驟240)。濾波 器清除來(lái)自場(chǎng)非均勻性AB/(r)的相位貢獻(xiàn)，此外濾波器降低了對(duì)相 位圖像的大部分非局部影響。這些可以包括渦流相位效應(yīng)以及通過(guò)較 差的集中的回波引起的漂移。
使用原始數(shù)據(jù)計(jì)算幅值圖像Pm (r)。(步驟250 )
使用經(jīng)濾波的局部相位圖像，計(jì)算掩模cpMASK (r)并以類(lèi)似于在 方法100中描述的方式計(jì)算掩模指數(shù)(步驟260 )。
應(yīng)用掩模到幅值圖像以形成最終敏感度加權(quán)圖像(步驟270)。
psw產(chǎn)(cPmask ) q'Pm ( r ) [15
這種方法的應(yīng)用包括
對(duì)靜脈成像
靜脈與動(dòng)脈和周?chē)M織相比在敏感度方面具有變化。在靜脈小于 體素時(shí)，朝7l弧度增加，來(lái)自靜脈的信號(hào)開(kāi)始抵消來(lái)自周?chē)M織的信號(hào)。 與通常在圖像中出現(xiàn)等強(qiáng)度或亮度的動(dòng)脈相比這使它們可見(jiàn)(它們顯
得暗)。與磁場(chǎng)平行的小的靜脈(小于像素尺寸)以40至50ms的回 波時(shí)間可見(jiàn)。垂直于主磁場(chǎng)的小的靜脈在1.5T下以大約80至100ms 的回波時(shí)間理想地增強(qiáng)。對(duì)于例如直徑在0.2至0.5mm之間的靜脈， 0.5mmx0.5mm至l.Ommxl.Omm的面內(nèi)分辨率將是較好的選擇。對(duì)于 3T，回波時(shí)間將減小到大約40至大約50ms。對(duì)于更小的血管，將佳: 用更高的分辨率。疾病組織可以從血液中吸取更多的氧氣，使得在靜 脈中的脫氧血紅蛋白的水平增加由此使它的敏感度增加。然后這使垂 直的血管在從大約40至50ms的更短的回波時(shí)間上可見(jiàn)，并將成為通 過(guò)這些靜脈排出的組織中的問(wèn)題的指示器，否則通常不可見(jiàn)直到在后 的回波時(shí)間。在另一方面，由于腦部包含了變化的尺寸和取向的血管， 因此應(yīng)用大約4至6的更大的q以顯示具有更小的相位變化的良好的 對(duì)比度或者也減小了局部相位的部分體積效應(yīng)。也可以處理一系列圖 像以便以不同的q看圖像并從一個(gè)圖像到另 一 圖像查找不同的感興趣 的結(jié)構(gòu)。
2)對(duì)微出血進(jìn)行成像
在組織中發(fā)生凝塊或出血時(shí)，敏感度急劇上升，可能高達(dá)4至10 倍或更多。這意味著能以短得多的回波時(shí)間看到小得多的尺寸的對(duì)象 的取消效應(yīng)。例如，如果正常的靜脈具有相同的敏感度，為1/4像素 體積的球體在40至80ms的回波時(shí)間上最佳地可見(jiàn)。然而，如果敏感 度上升4倍則回波時(shí)間減小4倍。可替換地，如果回波時(shí)間保持較大， 則要求產(chǎn)生較大信號(hào)損失的對(duì)象的體積也減小大約4倍?；谠诟信d 趣的區(qū)域中產(chǎn)生的相位選擇乘數(shù)q。通常較小的出血以這種方法可見(jiàn)， 而以常規(guī)的技術(shù)不可見(jiàn)。
附圖4概述了在各種程度下使用通常由敏感度效應(yīng)產(chǎn)生的相位信 息并使用在小于或等于釆集分辨率的各種分辨率下圖像重構(gòu)的MR成 像方法300。在一個(gè)或多個(gè)回波時(shí)間下釆集數(shù)據(jù)以增強(qiáng)感興趣的特征。
選擇一個(gè)最佳值或一組TE (步驟310 ) 。 MR成像系統(tǒng)釆集使用 在選擇成比某些感興趣特征的分辨率更高的采集分辨率下單個(gè)回波掃 描的指定的TE的數(shù)據(jù)或者使用多回波掃描的一范圍的TE值(步驟 320)。下文討論的實(shí)例對(duì)小的血管進(jìn)行成像、對(duì)出血或局部礦化進(jìn)行 成像。MR系統(tǒng)應(yīng)用標(biāo)準(zhǔn)數(shù)據(jù)處理技術(shù)以計(jì)算采樣的相位圖像(|) (r) (步驟330)。計(jì)算適當(dāng)?shù)臑V波器尺寸，數(shù)據(jù)處理算法應(yīng)用這個(gè)濾波 器到相位圖像并產(chǎn)生局部相位圖像(J)L (r)(步驟340)。濾波器消除 磁場(chǎng)不均勻性AB (r)對(duì)相位的影響，此外濾波器減小對(duì)相位圖像的 大部分的非局部影響?；诨夭〞r(shí)間、在背景磁場(chǎng)中的程度和空間變 化選擇濾波器尺寸?？臻g變化越慢，校正數(shù)據(jù)所要求的濾波器尺寸越 小。
MR系統(tǒng)應(yīng)用標(biāo)準(zhǔn)數(shù)據(jù)處理技術(shù)以計(jì)算采集分辨率下的幅值圖 像pm(r)(步驟350)。在局部相位圖像和幅值圖像中的信息組合以 形成復(fù)圖像p (r) =pm (r) *exp (i(|)L (r)),以比采集分辨率更低 的分辨率重構(gòu)新的相位和幅值圖像(步驟360)。在另一實(shí)施例中， 復(fù)圖像可以從原始的幅值和原始的相位圖像中通過(guò)p(r卜pm(r"exp (i小(r))形成。這種選擇取決于兩個(gè)圖像中哪個(gè)圖像產(chǎn)生最佳的對(duì) 比度噪聲比。例如，在某些情況下，通過(guò)使用局部相位圖像構(gòu)造復(fù)圖 像，在不改變來(lái)自血管或出血的局部信號(hào)源變化的影響的同時(shí)消除背 景磁場(chǎng)的影響。所選擇的特定較低的分辨率對(duì)應(yīng)于可比得上某些感興 趣特征的分辨率。通常，這種重構(gòu)包括在采集分辨率下對(duì)每個(gè)體素的 幅值和相位進(jìn)行矢量求和，直到實(shí)現(xiàn)較低的分辨率體素。從高分辨率 到低分辨率的這種降低通過(guò)對(duì)復(fù)數(shù)據(jù)濾波實(shí)現(xiàn)。例如，為從 0.5mmx0.5mm圖像到l.Ommxl.Omm圖像壓縮圖像可以以幾種方式實(shí) 現(xiàn)。 一種方式是使用通過(guò)在公式pnew (m)=w(l)p(m)+w(l) p (m+l) (m的所有值從l至n (這里n是在圖像中的像素))中的 加權(quán)系數(shù)w (i) =0.5 (i取至l和2)界定的滑動(dòng)窗濾波器。如上文所 討論，p ( m )和p ( m+l)都是復(fù)值。在m=n時(shí)，p ( n+l)被設(shè)定為 零并且w(l)被設(shè)定為1。這就是滑動(dòng)濾波器。只采用m中的奇數(shù)點(diǎn)，
由此可以減小矩陣尺寸到n/2點(diǎn)以節(jié)省空間。對(duì)于m從l到n的所有 的值(這里在圖像中存在n個(gè)像素)，這個(gè)濾波器的變量比如w (1) =0.25， w (2) =0.5， w (3) =0.25與修改的公式p, ( m ) =w (1) p (m ) + w ( 2 ) p ( m+l) + w ( 3 ) p ( m+2 ) —起使用。在m=n-l時(shí)， p ( n+l)被設(shè)定到零并且w (1)和w ( 2 )被設(shè)定0.5。在m=n時(shí)， p ( n+l)和p ( n+2 )被設(shè)定到零并將w (1)設(shè)定到1。通過(guò)將該濾波 器簡(jiǎn)單地應(yīng)用到兩個(gè)或所有三方向上，這個(gè)一維濾波器也可以用作2D 濾波器或這3D濾波器。所有這些經(jīng)濾波的圖像然后可以被分別看到， 即使它們以較低的分辨率采集。以這種方式看數(shù)據(jù)的優(yōu)點(diǎn)在于隨意看 圖像的每種縮放比例揭示了與該像素的縮放比例(或尺寸)相關(guān)的唯 一特征。在像素尺寸是小于分辨率(或體素尺寸)大約4倍時(shí)可以最 佳地揭示正常的靜脈血管。在體素體積大于出血十倍(取決于出血過(guò) 去的時(shí)間)時(shí)可以最佳地看到小的出血。
計(jì)算掩模(PMASK (r)并計(jì)算掩模指數(shù)q (步驟370)。相位掩模
可以應(yīng)用到重構(gòu)的幅值圖像Pmnew (r)以形成更好的敏感度加權(quán)圖像
(步驟380)，如在方法IOO或200中所討論。
Pswi (r) = ( cpmask ( r ) ) q*pm , ( r ) [16] 這可以使用高分辨率原始圖像或者低分辨率圖像實(shí)現(xiàn)。后者的優(yōu) 點(diǎn)是在相位圖像的信號(hào)噪聲比方面的改善(但分辨率損失，因此損失 了相位信息)。在另一方面，原始相位具有更好的定義的一組邊和更 好定義的相位，并且在某些情況下可以在圖像中產(chǎn)生更好的相位掩模 信息。這種方法的應(yīng)用包括 對(duì)靜脈成像
靜脈與動(dòng)脈和周?chē)M織相比在敏感度方面具有變化。在靜脈小于 體素時(shí)，回波時(shí)間朝7l弧度增加，來(lái)自靜脈的信號(hào)開(kāi)始抵消來(lái)自周?chē)M 織的信號(hào)。與通常在圖像中出現(xiàn)等強(qiáng)度或亮度的動(dòng)脈相比，這使它們 唯一可見(jiàn)(它們變暗)。與磁場(chǎng)平行的小的靜脈(小于像素尺寸)以 產(chǎn)生7i的相位差或大約40至50ms的回波時(shí)間可以最好地徠看到。垂 直于主磁場(chǎng)的小的靜脈在1.5T下以大約80至100ms的回波時(shí)間理想
地增強(qiáng)。對(duì)于例如直徑在0.2至0.5mm之間的靜脈，0.5mmx0.5mm 至l.Ommxl.Omm的面內(nèi)分辨率將是較好的選擇。然而，靜脈在尺寸 上可以小到50微米。通過(guò)以盡可能高的分辨率成像，例如對(duì)于人以 250微米對(duì)于小的動(dòng)物比如貓或老鼠以100微米，然后以比如500微 米、1毫米和2毫米的低分辨率重構(gòu)一系列圖像，在不同的圖像中可 以揭示許多不同的特征。這與使用顯微鏡聚焦在感興趣的特征上類(lèi)似。 對(duì)于給定的交點(diǎn)所有的東西都可能變得模糊，但在一個(gè)圖像中所模糊 是在不同的分辨率圖像中更加清晰。最佳的q值將取決于更小的體素 尺寸的相位如何變化。 一般地，為獲得最佳的CNR，隨著分辨率降低 (體素尺寸增加)，q值需要增加。然而，更低分辨率的圖像的更大 的CNR將部分地消除對(duì)使用更大的q值的需要。然而，如果通常需 要看到這種對(duì)比度，則只要CNR大于4，則該q值就足夠。 2)對(duì)微出血進(jìn)行成像
在組織中發(fā)生凝塊或出血時(shí)，敏感度急劇上升，可能高達(dá)4至10 倍或更多。這意味著以短得多的回波時(shí)間對(duì)于小得多的尺寸的對(duì)象可 看到取消效應(yīng)。例如，如果正常的靜脈具有相同的敏感度像素的體積 的1/4的體積的球體在40至80ms的回波時(shí)間上最佳地可見(jiàn)。然而， 如果敏感度上升4倍則回波時(shí)間減小4倍?？商鎿Q地，如果回波時(shí)間 保持較大，則要求產(chǎn)生較大的信號(hào)損失的對(duì)象的體積也減小2至4倍。 通常較小的出血以這種方法可見(jiàn)，而以常規(guī)的技術(shù)不可見(jiàn)。
此外，在它們的可視性方便通過(guò)改變?nèi)缟衔乃龅膱D像的分辨率 可以增強(qiáng)不同尺寸的凝塊。在從幾十微米到毫米數(shù)量級(jí)的所有的水平 上都可能發(fā)生出血。通過(guò)以盡可能高的分辨率成像，例如在人體中250 微米或在小動(dòng)物比如貓或老鼠中100微米的分辨率下，然后以比如500 微米、1毫米和2毫米的低分辨率重構(gòu)一系列圖像，在不同的圖像中 可以揭示許多不同的特征。此外，最佳q值取決于可用的CNR、相位 和可用的成像時(shí)間。在立方毫米數(shù)量級(jí)上的出血以2毫米的分辨率可 以最佳地看見(jiàn)，而250微米數(shù)量級(jí)的小出血以0.5毫米的分辨率可以 最佳地看到。 在其它的實(shí)施例中，上述的方法可以用于產(chǎn)生一系列圖像。從這 種序列中，最小強(qiáng)度的投影可用于形成新的復(fù)合圖像。 一旦通過(guò)采用 或不采用相位掩?；蛑貥?gòu)或不重構(gòu)不同的分辨率而形成了一系列的圖 像，則可使用最小強(qiáng)度的投影最佳地看見(jiàn)所連接的一系列血管或其它 結(jié)構(gòu)，或僅作為更好地看與解剖相關(guān)的給定面積中的所有的信息的一 種手段。這種方法釆用一系列圖像并沿著在給定的方向上的一組光線 搜索并沿光線選擇最小的值以寫(xiě)出新的投影圖像。這可用于原始的幅 值圖像或者相位處理的圖像。在任何回波時(shí)間時(shí)它可以用于任何圖像。 它還可以用于相位圖像本身。
上文描述的方法是可看見(jiàn)哪些結(jié)構(gòu)被相位掩模過(guò)程增強(qiáng)的另一 手段。例如，在這些圖像中可以看見(jiàn)血管的鄰近關(guān)系或者相對(duì)基底神 經(jīng)節(jié)或者靜脈血管系統(tǒng)的出血位置可以以這種方式看見(jiàn)。
已經(jīng)描述了本發(fā)明的多種實(shí)施例。然而，應(yīng)該理解的是在不脫離
本發(fā)明的精神和范圍的前提下可以做出各種修改。因此，其它的實(shí)施 例落在后面的權(quán)利要求的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1、一種MR成像方法，包括獲得相位圖像；和將最小強(qiáng)度的投影應(yīng)用到該相位圖像。
全文摘要
本發(fā)明公開(kāi)了一種敏感度加權(quán)成像。一種改善小結(jié)構(gòu)的可見(jiàn)性的磁共振(MR)成像方法包括將相位圖像掩模(120)應(yīng)用到MR幅值圖像(140)q次(150)，其中通過(guò)計(jì)算作為q的函數(shù)的對(duì)比度噪聲比率來(lái)確定q。
文檔編號(hào)G01R33/563GK101352339SQ200810094960
公開(kāi)日2009年1月28日 申請(qǐng)日期2003年5月5日 優(yōu)先權(quán)日2002年5月10日
發(fā)明者馬克·E·哈克 申請(qǐng)人:馬克·E·哈克