專利名稱：敏感度加權成像的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及磁共振成像。
背景技術：
磁共振(MR)成像是用于對多種對象陣列的內部成分進行成像 的有用的非侵入式方法。在有生命的對象特別是人體中的組織的非侵 入式成像在醫(yī)療領域中非常有價值。
在它的最基本形式中，MR成像通過采樣測量核自旋密度。在這 種情況下，成像密度與所觀測的核自旋的數量成比例。在實際中，測 量^核的自旋密度T1或T2。雖然這種圖像提供了關于對象的有價 值的信息，但是這些參數單獨并不能提供足夠的圖像對比度。許多不 同的材料具有非常類似的自旋密度T1或T2，因此這種材料不可識別 或者換句話說它們缺乏對比度。
增強對比度的^t術描迷在"Artery and Vein Separation Using Susceptibility-Dependent Phase in Contrast-Enhanced MRA"，Wang et al" Journal of Magnetic Resonance Imaghig，12:661-670(2000)中，在 此以引用參考的方式將它的全部內容結合在本申請中。使用從相位圖 像中計算的掩模操作幅值圖像。

發(fā)明內容
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，使用相位圖像計算相位圖像掩模，將相位圖像
掩模應用到幅值圖像q次，以及通過計算作為q的函數的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的函數計算CNR并選擇q、 SNR和Acp以產生所需的 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 過選擇第一回波時間獲得第一相位圖像，通過選擇第二回波時間獲得 第二相位圖像，通過外推第一相位圖像到第二回波時間獲得預測的相 位圖像，以及通過計真在預測的相位圖像和第二相位圖像之間的差值 計算校正的相位圖像。
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，使用相位圖像計算相位圖像掩模，將相 位圖像掩模應用到幅值圖像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采集 的數據的分辨率重構幅值和相位圖像。
該方法的實施例包括一個或多個下述的特征。
該方法可以作為SNR和A(p的函數計算CNR。該方法可以4吏用 CNR ( q ) =SNR* (1- (l-|Aq>|/7t) q ) /sqrt (l+q2/7r2)計算CNR。 Acp 可以是在水和脂肪之間的相位差。Acp可以是在具有不同鐵含量的組織 之間的相位差。
該方法可以通過使用取決于感興趣特征的尺寸的函數選擇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是在方形像素中測量的感興趣特征的面積。
該方法可以包括選擇用于減小對相位圖像的非局部影響的濾波 器，通過以該濾波器對第 一相位圖像進行濾波以減小該圖像的非局部 影響計算局部相位圖像，以及其中計算相位圖像掩模進一步包括使用 局部相位圖像。
獲得幅值和相位圖像可以包括選擇導致感興趣特征的部分體積取消(partial volumn cancellation)的第一回波時間。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(microhemorrage ) 的圖像。
該方法可以包括通過選擇導致感興趣特征的部分體積取消的第 二回波時間獲得第二相位圖像，通過使用第 一和第二相位圖像計算校 正的相位圖像，以及計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釆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據。獲得幅值和獲得 相位圖像可以包括以比采集數據的分辨率更低的分辨率重構幅值和相 位圖像。重構幅值和相位圖像可以包括使用該幅值數據和相位數據。
該方法可以包括選擇用于減小對相位數據的非局部影響的濾波 器，通過以所說的濾波器對相位數據進行濾波以減小在相位數據上的 非局部影響計算局部相位數據，以及使用該幅值數據和局部相位數據 重構幅值和相位圖像。
該方法可以選擇回波時間以產生所選擇的SNR或Acp。該方法可 以包括選擇一組回波時間以產生所選擇的SNR或A(p。該方法計算 CNR作為CNR ( q ) =SNR* (1- (1陽阿丌)q ) /sqrt (l+q2/jr2)。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是在方形像素中測量的感興趣特征的面積。 CNR可以取決于數據采集的數量，該方法可以包括選擇數據采集的數 量以產生所需的CNR。
該方法可以包括對于給定的總的數據采集時間選擇數據采集的 數量。該方法可以才艮據CNR (q) =SNR*sqrt (1/a ) *exp ( (l攀a ) TE/T2* ) * (1- (l-|A(p|/7t) q ) /sqrt (l+q2/7t2)計算CNR,其中a=A(p/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，以及通過以所說的濾波器對第 一相位圖像進行濾波以減小 在所說的校正的相位圖像上的非局部影響計算局部相位圖像。
這些實施例可以包括一個或多個如下的優(yōu)點。這些實施例的一個
優(yōu)點是改進了在磁共振成像中的對比度。使用這個方法通過確定最終
在感興趣的對象之間的相位差(Acp)和相位掩模應用到幅值圖像的次 數(q)的函數使成像實驗最佳化。這允許選擇q的最佳值以使給定 的實驗條件的CNR最大。例如，由于硬件限制、弛豫時間或感興趣 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 實驗之間變化，該分析確定了在這些情況的每種情況下使最終敏感度 加權圖像中的CNR最佳化的q值?？商鎿Q地或此外，給定目標CNR， 則該分析提供了實驗以及包括回波時間和最可能產生具有目標CNR 的最終圖像的乘數q在內的處理參數。
1998年6月17日申請的題為"Application畫specific optimization of echo time in MR pulse sequences for investigating materials with susceptibilities different from that the background in which they are embedded，，的美國專利申請No.09/098，651的全部內容以引用參考的 方式結合在本申請中。
在附圖和下文的描述中闡述了本發(fā)明的一個或多個實施例的詳 細描述。從下文的描述和附圖以及權利要求中將會清楚本發(fā)明的其它 特征、目的和優(yōu)點。


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q之間的理論預測關系的曲線圖。
附圖2b所示為在CNR和具有信號平均的恒定時間實驗的乘法指 數q之間的理論預測關系的曲線圖。
附圖3所示為比所采集的MR數據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采集對可視特征進行MR成像、同時 獲取相同的數據并以比所采集的數據的分辨率更低的分辨率重構圖像
的方法的概圖。
在不同的附圖中相同的參考符號指示相同的元件。
具體實施例方式
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在幅值圖像中的對比度。在步驟110中，梯度 回波成像脈沖序列的回波時間TE被選擇為使在感興趣的特征之間的 相位對比度充分在噪聲電平之上。MR成像系統(tǒng)使用具有回波時間TE 的成像脈沖序列采集數據。所采集的數據然后在步驟120中處理以產 生相位圖像。在步驟130中對相位圖像應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構可視化。例如，大 腦的相位圖像本身經常是有用的。原始采集的數據在步驟140中再次 被處理以產生幅值圖像。從這個經濾波的圖像中，在步驟150中產生 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指數q。 然后在步驟160中應用掩模到幅值圖像q次以增強在幅值圖像中的對 比度。次數q是通過確定作為q的函數的CNR而獲得的。下文更詳 細地描述每個步驟。
步驟110:理解相位變化的來源在確定最佳回波時間中很有用。 來自梯度回波脈沖序列的MR數據的相位由下式給出
cp"線TE [1
這里Y是磁旋比，ABz是磁場從一個組織到另一個組織的變化，以 及TE是回波時間。例如，如果感興趣的兩個組織具有由其敏感度差 別所引起的相位差A(p，然后在理想的條件下(即忽略T2效應)TE的 最佳選擇使Aq^7i或者Aq^-7T。更實際的方法包括由丁2效應引起的信號 延遲。這種方法的實例通過考慮在具有相位差Acp的兩個組織之間的對 比度噪聲比(CNR)選擇最佳的TE。 CNR由下式給出。
CNR ( Acp ) =S*Acp/cr [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。S
與exp(-TE/T2)成比例，以及A(p與TE成比例。最佳的回波時間TE。pt
是使函數TEexp (-TE/T2)最大的回波時間。通過設定這個函數的導 數為零并解出TE，發(fā)現最佳回波時間TE。pt=T2。這假設T2對兩個相 鄰的組織中的每個組織都相同。如果組織的T2不同，則回波時間的最 佳選擇在兩個值之間并可以通過對類似的CNR函數求導而計算。然 而，這個最佳的回波時間可以比所需的時間更長。如果TE被選擇為 使CNR比4更大則在兩個組織之間的相位差就可見。如果需要更好 的圖像質量的話，用戶可以選擇更長的TE。
如果在試樣中存在許多組織，則選擇TE以允許所有的數據被同 時分析。例如用戶可以選擇等于最短的優(yōu)選TE的TE。pt，只要這個值 對于其它更長的T2產生大于4的CNR，則可實現合理的對比度?？?替換地，在多回波脈沖序列的過程中采集數據作為 一序列圖像然后處 理該圖像在每個組織的各種回波時間上產生相位信息。
一旦選擇了 TE，采集MR數據組。用于MR成像的適合的系統(tǒng) 是具有1.5T的磁場強度的Siemens Symphony( Siemens Corporation, Iselin, NJ)。在系統(tǒng)改變設計或磁場強度時，在此所描述的步驟適 當地修改以適應這種改變。適合的脈沖序列是3D梯度回波脈沖序列。
步驟120:采集的數據是被變換為產生圖像的實部(R (r))和 虛部(I(r))的復傅立葉函數。這些圖像被如下地轉換為相位圖像(|) (r):
<formula>formula see original document page 8</formula>3
這個步驟計算相位圖像。
步驟130:如公式(1)所描述，相位取決于ABz (r)。場變化A Bz (r)可以寫為兩個分量之和
<formula>formula see original document page 8</formula> [4
第一項ABz。 (r)表示在所施加的磁場中的非均勻性，雖然它可 以包含其它的影響比如數據的偏離中心采樣。即使應用現代的高度均 勻的超導磁體并有序地調整磁場，所施加的主磁場在整個釆樣體積中 也會變化。在典型MR成像系統(tǒng)中，這個磁場非均勻性AB/(r)例如 在患者的頭部上通常大約為0.5ppm。第二項BZM (r)包括通過所施
加的磁場引起的磁場的所有影響。這些包括化學移位和敏感度影響。
將這兩項組合到公式(1)中，MR信號的相位由下式給出
<formula>formula see original document page 9</formula> [5]
因此相位取決于在該點上的磁場非均勻性和磁場B, (r)兩者。 由于磁化引起的在該點r上的磁場取決于在式樣各點r，處的敏感度x M(r，)。該濾波步驟120減小了磁場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給相 位圖像())(r)進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的濾波器尺寸。濾波器減小這些不希望的磁場效 應到零或滿意的水平。然后應用高通濾波器以產生有效的局部相位圖 像(J)l (r)。濾波器不僅消除了磁場非均勻性AB/ (r)的相位貢獻， 而且還減小了對相位圖像的大部分非局部貢獻，包括來自非局部敏感 度來源的貢獻。
例如，在大腦中的竇道象局部偶極子一樣活動。遠離這個源的場
變化減慢^斗。通過應用消除低空間頻率變化的高通濾波器，濾除了
r
大部分慢變化的相位變化(比如實例偶極子場的長距離影響)，剩下 更局部的效應。產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數除為原始圖像，由此產生高通濾波的 圖像。所使用的濾波器的尺寸取決于回波時間和所存在的局部場。對
于平均1.5T的系統(tǒng)，應用40ms的回波時間，可以^使用64x64或96x96 的濾波器尺寸以產生低通濾波的圖像。然后這個圖像被復數除為原始 相位圖像以產生作為局部相位圖像(t)L(r)的有效高通濾波的圖像。通 過實驗，對于256毫米的視場、在二維中每個為0.5至1.0毫米的分辨 率以及96x96的濾波器尺寸，消除可見的低頻效應但對于大約5毫米 尺寸的小對象仍有80%的局部對比度仍然完好。對于64x64濾波器保 持更高的對比度，但在空氣/組織界面上存在更大的邊緣假像，對于 96x96濾波器不出現這種邊緣假像。
此外，因為相位直接與如在公式(1)中的回波時間成比例，因
此在回波時間減小(增加)時可以減小(增加)濾波器尺寸。例如，
使用上述的實例，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自空氣/組織界面的背景磁場的影 響。
此外，濾波器的選擇也取決于源的敏感度。例如，如果對于 TE=40ms選擇96x96的濾波器尺寸，并且圖像對于診治者是可接受的， 并且在圖像中存在一個新鮮的凝塊，則對于以TE-5ms采集的數據， 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的回波時間TE=40ms掃描相 同的信號變化，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)磁場變化將 要求更大的(或更小的)濾波器尺寸。
在應用這個濾波器之后，提供圖像對比度的新源經濾波的局部 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， 通過使用局部相位圖像產生相位掩模來產生在幅值圖像中的對比度， 然后相對于幅值圖像乘以它以形成敏感度加權的圖像，如下文進一步 描述。
步驟140:原始采集的數據進行復傅立葉變換以形成圖像的實部 (R (r))和虛部(I (r))對。這些圖像轉換為幅值圖像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算掩模cpMASK (r)。對于每個像 素位置該掩模具有在零和1之間的值。經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換為一組增強幅值圖 像中的對比度的數字。例如，適合的掩模從局部相位圖像中計算，
如果(J)l (r) <小0，則cp畫k (r) =1。
如果(J)l ( r ) >小0，則(Pmask ( r ) =1+ ((|)L ( r )-小0) /7i [6
這里(|)0是例如基于回波時間、敏感度或感興趣特征的尺寸而選
擇的相位。在另一實施例中，該掩?？梢远x為 如果I(K (r) |=0。則cp畫k (r) =1。 如果(I)l (r) >0，則(Pmask (r) =1國| (小l (r) |/兀 [7
在另一實施例中，產生掩模的算法可以基于理論或基于經驗。例 如，預測的敏感度效果可用于計算掩模或者通過重復某些已知組織的 觀測、同時經驗地改變掩模并且眼睛朝向最佳對比度可以簡單地發(fā)現 掩模。相位掩模的選擇可以增強一個組織類型或其它類型。在一種實 施方式中，可以將其用于分離兩個或更多個組織類型為不同的圖像， 其中組織A可以在 一 個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:然后通過將它們一起相乘將上述的相位掩模q)mask應 用到幅值圖像以形成敏感度加權的圖像
pSWI ( r ) =cpMASK ( r ) *pm ( r ) [9]
這種原理的更普通的應用是以如下形式執(zhí)行q次乘法
Pswi ( r ) = ((pMASK ( r ) ) q*pm ( r ) [10
如下文所討論掩模乘數q的選擇取決于信號噪聲(SNR)、對象 尺寸、試圖同時看到的對象數量和在感興趣特征之間的相位差值Acp和 對數據釆集分配的總的時間的要求。對于較大的SNR的值q的選擇從 對比度噪聲比(CNR)中如下地得到
CNR ( q ) =SNR* (1- (l-|A(p|/ i) q/sqrt (l+q2/712) ) [11
A(p是相位差，q是乘數，S是在幅值圖像中的信號，以及cr是幅 值圖像的噪聲。因此SNR-S/a是在組織之間的局部信號噪聲(假設它 們兩者在本實例中具有相同的幅值；等式(11)可以被修改成容納在 每個組織中的不同的信號強度)。等式(11)的分子涉及在具有相位 差Acp (注等式(7))的兩個組織之間的敏感度加權圖像中作為q的 函數的信號差。分母是在作為q的函數在敏感度加權圖像中的噪聲的 標準偏差。分母通過將兩項的正交噪聲相加確定。然后通過cr2( l+q2/712) 給出方差(誤差項的平方)，這里q的系數來自我們將掩模相乘q次
(因此方差增加q2)而1/一的系數來自我們以1/7i對掩模歸一化。因 此如等式(11)中給出的CNR表示信號差(對比度)除以噪聲的標 準偏差。
參考附圖2a，所示為在對比度噪聲比和根據等式(ll)計算的乘 法指數q之間的關系。對于多個不同的相位差的值繪制該關系。在附 圖2a中所示的關系允許基于相位差和SNR確定最佳q。相反，給定 目標CNR，該關系允許可產生具有目標CNR的最終圖像的相位差、 SNR和q的組合的確定。
這種CNR最佳化的另一實例涉及恒定時間的實驗。給定數據釆 集的恒定的時間量，相對于(相位差與數據采集數量的平均信號之間 的)竟爭因子可以使CNR最佳化。更短的回波時間TE導致了掃描參 數的大量重復，因此總的時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7i的實驗中實驗的重復時間減少的分(系) 數。即，a=Acp/7C。減小的TE改變了每次采集的SNR，因為信號按exp (-TE/T/)變化。對于TE的換算系數a，組合的信號增加exp (l-a) TE/T/)。這個近似不包括由在容納減小的TE時間所需的梯度增加 而引起的影響。如果TE變?yōu)樘虅t項sqrt (1/a)必須被消除。在這 些條件下，導致等式(11)的分析必須被修改并得到
<formula>formula see original document page 12</formula>參考附圖2b， TE-lV是TE的最佳選擇。在假設恒定的時間的 實驗的前提下，附圖2b顯示了所選擇的TE使厶cp-7i不產生最高的CNR 并且更好的選擇將是使用q=3的這個TE值的0.3倍的回波時間。即 使這個回波的0.1倍的情況仍然產生使用q=5的較好的CNR。這種關 系在實驗的設計中比較有用。TE更長時，SNR可能下降，因為該組 織的T2A的緣故，并且在這種情況下通過選擇更短的TE，通過利用平 均信號的優(yōu)點(即與更長的TE掃描具有相同的采集時間)和q的適 當的值仍然可以產生具有較高的CNR的圖像。
進一步考慮如果包括對象的尺寸的情況。例如，如果包括了對象
的尺寸，作為圓形對象的半徑r (這里r是在像素中測量的)，q的合 理選擇滿足如下關系
<formula>formula see original document page 13</formula>
在等式(13)中的系數4可以在從大約3至大約5的范圍內，取 決于解釋圖像的主治者的專家。更一般的表示以項sqrt( A )替代r sqrt (71),這里A是以方形像素估計的對象的面積。
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，因為它們經常具有的不同的敏感度。例如，考慮動脈粥樣硬化 的病情，其中血管壁受感染。疾病組織可能包括多脂肪的動脈粥樣斑、 纖維狀的動脈粥樣斑、出血、釣沉淀和對比試劑的vaso vasorum的攝 取。
這種方法的具體應用包括如下 增加在水和脂肪之間的對比度
為了模擬比以給定的設備部件可控制的更短的回波時間的效果， 可以采用具有TE1的回波時間的序列的復圖像并將其除以具有TE2 的回波時間的圖4象以獲得相當的回波時間TE2-TE1。例如，TE2=10ms 和TEl=8ms，相當的回波時間是2ms。這樣釆集數據或以TE=2ms 能夠實際釆集數據的設備，可以使用所得的相位圖像抑制在大腦或冠
狀動脈中的脂肪。使用前一方法，使用3D梯度回波序列以lxlxlmm3 的分辨率釆集數據。選擇TE的這個值以獲得在水的相位中大約7i弧度 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0.8tc 至0.9;r之間，因此最佳的乘數q應該是2。在T1加權序列中的脂肪信 號開始比周圍的脂肪組織亮得多。因此，通過應用掩模一次(q=l) 脂肪信號減小但不消失，并且其它的腦組織的對比度較差，應用濾波 器兩次(即q-2)改善了 CNR (實際結果可以比在等式(11)中預測 的更好，因為相對于其它的組織脂肪的信號增加)。使用q-2的值更 好地抑制了脂肪。這在Tl加權圖像中或者在抑制身體的脈管圖像中 的脂肪信號中獲得了較好的對比度。 2)增加具有的鐵含量的組織之間的對比度。
基底神經節(jié)容易隨著時間聚集鐵。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。對于80ms的TE，在大腦中的組織 的鐵相位易于在大約Ti/6。這建議q應該是6或更大以在敏感度加權圖 像中獲得最佳的對比度。然而，即使使用q-4仍可得到較好的對比度， 因此該方法具有適當的靈活性，如果存在可能希望保持或增強鐵對比 度的其它的組織或對比度。這種方法增強了在這些組織之間的邊界和 結構的可見性。此外，如果存在增加該組織的鐵含量的疾病過程，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。如果希望對大腦鐵含量進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應該被用于清除背景非均勻性。如果 感興趣的區(qū)域位于遠離空氣組織邊界的大腦中，則32x32的濾波器可 用于每個圖像。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 小于所采集的數據的分辨率時使用方法200。在物理上通常小于所采 集的數據的體素尺寸的特征可能導致部分體積取消，通過這種部分體 積取消增加了圖像對比度。除了部分體積取消之外，這種小的特征在 MR信號的相位中也是重要的信息。因此方法200使參數比如回波時 間、濾波器尺寸、掩模指數最佳，以便使最終圖像對比度最佳化。
MR成像系統(tǒng)采集數據(步驟210)。類似的脈沖序列可用作方 法IOO?；谧罴讶∠Чx擇回波時間。這是在相位差是7l弧度時發(fā) 生的。然而，如果這個回波時間較長以致幾乎不剩下信號則與這個值 相關的回波時間釆集數據可以的。在這種情況下，選擇越短的回波時 間并增加乘數以適應更小的取消和更小的相差影響。即使達到所希望 的回波時間，則使用在方法100中描述的掩模乘數可以實現進一步增 強的對比度。這兩個特征允許在從相位圖像中實現的對比度和從任何 部分信號取消中實現的對比度的好處之間進行權衡。在下文的討論的 實例包括從血管中分離動脈并對較小的出血進行成像。MR系統(tǒng)應用
標準的數據處理技術以計算采樣的相位圖像(J) (r)(步驟220)。
部分體積效應通過在至少兩個回波時間TE1和TE2上釆集數據 可選擇地被進一步強調(步驟230)。在TE1上來自第一回波的相位 乘以TE2/TE1以在TE2上產生預測的相位(JVed (r)。然后從在TE2
上的第二回波的相位(j)Exp (r)中減去這個相位(J)pred以得到校正的相位
圖像小coRR ( r ):
小CORR ( r ) =(|)Exp ( r ) -(J)pred ( 1" ) ( 14 )
這個操作在除了發(fā)生部分體積效應的圖像之外的所有的面積上 產生了零相位。在發(fā)生了部分體積效應的面積上，相位特性是非線性
的。例如，對于在1.5T下在25ms的回波時間下、與50%的信號來自 灰質和50%來自血液的體素中的場平行的脈管，所得的矢量的相位是 45。(這是因為血液的相位是90。，但灰質的相位是零)。在TE-50ms， 血液信號占主要，并且相位是180。。如果血液具有小于50%的貢獻則 相位為零。在任何情況下，在TE從25加倍到50ms時相位不加倍(因 此，在它的特性方面是非線性的)。在另一方面，看見背景場不均勻 性的材料具有線性相位特性但所有這些項都消失。如果應用這個步驟， 則將通過下列過程以所得的相位圖像(j)coRR (r)替代原始相位圖像。
計算適當的濾波器，數據處理算法應用這個濾波器到相位圖像 (或相位校正圖像)，產生局部相位圖像(J)l (r)(步驟240)。濾波 器清除來自場非均勻性AB^ (r)的相位貢獻，此外濾波器降低了對相 位圖像的大部分非局部影響。這些可以包括渦流相位效應以及通過較 差的集中的回波引起的漂移。
使用原始數據計算幅值圖像Pm (r)。(步驟250)
使用經濾波的局部相位圖像，奸算掩模cPmask (r)并以類似于在 方法100中描述的方式計算掩模指數(步驟260 )。
應用掩模到幅值圖像以形成最終敏感度加權圖像(步驟270)。
Psw產(9mask ) q.Pm ( r )15
這種方法的應用包括
對靜脈成像
靜脈與動脈和周圍組織相比在敏感度方面具有變化。在靜脈小于 體素時，朝7l弧度增加，來自靜脈的信號開始抵消來自周圍組織的信號。 與通常在圖像中出現等強度或亮度的動脈相比這使它們可見(它們顯
得暗)。與磁場平行的小的靜脈(小于像素尺寸)以40至50ms的回 波時間可見。垂直于主磁場的小的靜脈在1.5T下以大約80至100ms 的回波時間理想地增強。對于例如直徑在0.2至0.5mm之間的靜脈， 0.5mmx0.5mm至l.Ommxl.Omm的面內分辨率將是較好的選擇。對于 3T，回波時間將減小到大約40至大約50ms。對于更小的血管，將使 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的更短的回波時間上可見，并將成為通 過這些靜脈排出的組織中的問題的指示器，否則通常不可見直到在后 的回波時間。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 對比度或者也減小了局部相位的部分體積效應。也可以處理一系列圖 像以便以不同的q看圖像并從一個圖像到另 一圖像查找不同的感興趣 的結構。
2)對微出血進行成像
在組織中發(fā)生凝塊或出血時，敏感度急劇上升，可能高達4至10 倍或更多。這意味著能以短得多的回波時間看到小得多的尺寸的對象 的取消效應。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的回波時間上最佳地可見。然而，如果敏感 度上升4倍則回波時間減小4倍。可替換地，如果回波時間保持較大， 則要求產生較大信號損失的對象的體積也減小大約4倍?；谠诟信d 趣的區(qū)域中產生的相位選擇乘數q。通常較小的出血以這種方法可見， 而以常規(guī)的技術不可見。
附圖4概述了在各種程度下使用通常由敏感度效應產生的相位信 息并使用在小于或等于采集分辨率的各種分辨率下圖像重構的MR成 像方法300。在一個或多個回波時間下采集數據以增強感興趣的特征。
選擇一個最佳值或一組TE (步驟310 ) 。 MR成像系統(tǒng)采集使用 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回波掃 描的指定的TE的數據或者使用多回波掃描的一范圍的TE值(步驟 320 )。下文討論的實例對小的血管進行成像、對出血或局部礦化進行 成像。MR系統(tǒng)應用標準數據處理技術以計算采樣的相位圖像())(r) (步驟330)。計算適當的濾波器尺寸，數據處理算法應用這個濾波 器到相位圖像并產生局部相位圖像(^ (r)(步驟340)。濾波器消除 磁場不均勻性AB (r)對相位的影響，此外濾波器減小對相位圖像的 大部分的非局部影響。基于回波時間、在背景磁場中的程度和空間變 化選擇濾波器尺寸?？臻g變化越慢，校正數據所要求的濾波器尺寸越 小。
MR系統(tǒng)應用標準數據處理技術以計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 的分辨率重構新的相位和幅值圖像(步驟360)。在另一實施例中， 復圖像可以從原始的幅值和原始的相位圖像中通過p ( r ) =pm( r ) *exp (i(J)(r))形成。這種選擇取決于兩個圖像中哪個圖像產生最佳的對 比度噪聲比。例如，在某些情況下，通過使用局部相位圖像構造復圖 像，在不改變來自血管或出血的局部信號源變化的影響的同時消除背 景磁場的影響。所選擇的特定較低的分辨率對應于可比得上某些感興 趣特征的分辨率。通常，這種重構包括在釆集分辨率下對每個體素的 幅值和相位進行矢量求和，直到實現較低的分辨率體素。從高分辨率 到低分辨率的這種降低通過對復數據濾波實現。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 現。 一種方式是使用通過在公式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 加權系數w (i) =0.5 (i取至1和2)界定的滑動窗濾波器。如上文所 討論，p ( m )和p ( m+l)都是復值。在m=n時，p ( n+l )被設定為 零并且w(l)被設定為1。這就是滑動濾波器。只采用m中的奇數點，
由此可以減小矩陣尺寸到n/2點以節(jié)省空間。對于m從l到n的所有 的值(這里在圖像中存在n個像素)，這個濾波器的變量比如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， p ( n+l)被設定到零并且w (1)和w ( 2 )被設定0.5。在m=n時， p ( n+l)和p ( n+2 )被設定到零并將w (1)設定到1。通過將該濾波 器簡單地應用到兩個或所有三方向上，這個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。以這種方式看數據的優(yōu)點在于隨意看 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 去的時間)時可以最佳地看到小的出血。
計算掩模q)mask (r)并計算掩模指數q (步驟370)。相位掩模 可以應用到重構的幅值圖像p^new (r)以形成更好的敏感度加權圖像 (步驟380)，如在方法100或200中所討論。
pswi ( r ) = ( (Pm腐(r) ) q*pm new ( r) [16
這可以使用高分辨率原始圖像或者低分辨率圖像實現。后者的優(yōu) 點是在相位圖像的信號噪聲比方面的改善(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生更好的相位掩模 信息。這種方法的應用包括
對靜脈成像
靜脈與動脈和周圍組織相比在敏感度方面具有變化。在靜脈小于 體素時，回波時間朝7l弧度增加，來自靜脈的信號開始抵消來自周圍組 織的信號。與通常在圖像中出現等強度或亮度的動脈相比，這使它們 唯一可見(它們變暗)。與磁場平行的小的靜脈(小于像素尺寸)以 產生7i的相位差或大約40至50ms的回波時間可以最好地^L看到。垂 直于主磁場的小的靜樂，在1.5T下以大約80至100ms的回波時間理想
地增強。對于例如直徑在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。通過以盡可能高的分辨率成像，例如對于人以 250微米對于小的動物比如貓或老鼠以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似。
對于給定的交點所有的東西都可能變得模糊，但在一個圖像中所模糊 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將部分地消除對使用更大的q值的需要。然而，如果通常需 要看到這種對比度，則只要CNR大于4，則該q值就足夠。 2)對微出血進行成像
在組織中發(fā)生凝塊或出血時，敏感度急劇上升，可能高達4至10 倍或更多。這意味著以短得多的回波時間對于小得多的尺寸的對象可 看到取消效應。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的回波時間上最佳地可見。然而， 如果敏感度上升4倍則回波時間減小4倍?？商鎿Q地，如果回波時間 保持較大，則要求產生較大的信號損失的對象的體積也減小2至4倍。 通常較小的出血以這種方法可見，而以常規(guī)的技術不可見。
此外，在它們的可視性方便通過改變如上文所述的圖像的分辨率 可以增強不同尺寸的凝塊。在從幾十微米到毫米數量級的所有的水平 上都可能發(fā)生出血。通過以盡可能高的分辨率成像，例如在人體中250 微米或在小動物比如貓或老鼠中100孩i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 和可用的成像時間。在立方毫米數量級上的出血以2毫米的分辨率可 以最佳地看見，而250微米數量級的小出血以0.5毫米的分辨率可以 最佳地看到。在其它的實施例中，上述的方法可以用于產生一系列圖像。從這 種序列中，最小強度的投影可用于形成新的復合圖像。 一旦通過釆用 或不釆用相位掩模或重構或不重構不同的分辨率而形成了一系列的圖 像，則可使用最小強度的投影最佳地看見所連接的一系列血管或其它 結構，或僅作為更好地看與解剖相關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。在任何回波時間時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哪些結構被相位掩模過程增強的另一 手段。例如，在這些圖像中可以看見血管的鄰近關系或者相對基底神 經節(jié)或者靜脈血管系統(tǒng)的出血位置可以以這種方式看見。
已經描述了本發(fā)明的多種實施例。然而，應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，其它的實施 例落在后面的權利要求的范圍內。
權利要求
1、一種MR成像方法，包括通過選擇第一回波時間獲得第一相位圖像；通過選擇第二回波時間獲得第二相位圖像；通過外推第一相位圖像到第二回波時間獲得預測的相位圖像；以及通過計算在預測的相位圖像和第二相位圖像之間的差值計算校正的相位圖像。
2、權利要求l所述的方法，包括選擇用于減小對經校正的相位圖像的非局部影響的濾波器；和 通過以所說的濾波器對第一相位圖像進行濾波以減小在所說的校 正的相位圖像上的非局部影響來計算局部相位圖像。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種敏感度加權成像。一種改善小結構的可見性的磁共振(MR)成像方法包括將相位圖像掩模(120)應用到MR幅值圖像(140)q次(150)，其中通過計算作為q的函數的對比度噪聲比率來確定q。
文檔編號G01R33/563GK101352340SQ20081009496
公開日2009年1月28日 申請日期2003年5月5日 優(yōu)先權日2002年5月10日
發(fā)明者馬克·E·哈克 申請人:馬克·E·哈克