CN1262843C - 使磁共振测量摄像均匀化的方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种使对身体部位的磁共振测量摄像均匀化的方法，其中，使用一个尺寸较小的局部天线(1)和一个设置于体外、尺寸较大的天线阵列(2)进行摄像，以获得组合图像(D)。在本方法中确定局部天线(1)的与天线阵列(2)接收特性相关的接收特性，并利用局部天线(1)的该相对接收特性对组合图像(D)进行校正。以这种方式获得均匀的组合磁共振图像(H)，而不会降低使用局部天线(1)所得到的信噪比。

Description

使磁共振测量摄像均匀化的方法

技术领域

本发明涉及一种使对身体部位的磁共振测量摄像均匀化的方法，其中，设置了一个尺寸较小的局部天线(尤其是内置直肠线圈(Endorektal-Spule))，和一个设置在体外的、相对于局部天线尺寸较大的天线阵列(尤其是一个体阵列(Body-Array)天线)进行摄像，以获得由从天线阵列的线圈单元接收的第一信号振幅和从局部天线接收的第二信号振幅构成的具有图像点的组合图像。

背景技术

磁共振断层造影是一种获取活体检查对象体内图像的公知技术。为了实施磁共振断层造影，基本磁场磁铁产生一个稳定的、相对均匀的基本磁场。该基本磁场在拍摄磁共振图像时与由所谓的梯度线圈产生的、快速接通的、用于位置编码的梯度磁场相迭加。用于激发磁共振信号的高频脉冲通过高频发送天线射入检查对象。高频接收天线接收由该高频脉冲激发的磁共振信号。检查对象的被检查的对象区域的磁共振图像是在由接收天线接收的磁共振信号的基础上产生的。其中，磁共振图像的每个图像点都配属于一块小体积。图像点的亮度值或强度值与该体积所接收的磁共振信号的信号振幅相关联。

作为接收天线和/或发送天线可以使用整体高频天线、表面天线，或者尤其也可以是可引入人体内的、尺寸较小的局部天线。这个通常是经一根光学纤维导管可引入人体的局部天线接收来自一个可比拟小的人体区域的磁共振信号。这种局部天线与表面天线一样，相对于整体高频天线具有信噪比较好的优点，其中，可引入人体的局部天线由于其较小的尺寸，其信噪比更明显地高于表面天线。但这种局部天线的敏感性在整个测量空间极不均匀。接收信号的强度随着与信号源(即发出磁共振信号的原子核)距离的增大而减小。由此，在磁共振成像中可观察到，测量空间中接近于局部天线的区域较之距离其较远的区域显现出更高的强度。

由于内置直肠线圈具有较高的信噪比，在前列腺检查中通常使用其作为局部天线。内置直肠线圈可以被直接引入待检查人员的体内，并置于相应的测量位置。尽管利用内置直肠线圈可以在前列腺附近获得高信噪比，但鉴于接收敏感性，线圈的透入深度在某种程度上受到线圈大小的限制。因此，对于这种测量同时还使用一个由多个线圈单元构成的表面天线，即所谓的体阵列线圈或体阵列天线，以便在测量中也能透视周围的组织。

在这种使用一个体阵列线圈以及一个可引入体内的局部天线同时接收磁共振信号的摄像技术中，磁共振图像的各图像点由从体阵列线圈的线圈单元接收的信号振幅和从局部天线接收的信号振幅共同构成。但两种天线系统在信噪比上的极大差异给图像显示带来了问题。

为了实现最大信噪比，通常按照以下算法将天线的各线圈单元的信号振幅进行组合，以得到图像点的强度值或亮度值G：

$G=\sqrt{{\left|E\right|}^2+{\left|B_1\right|}^2+{\left|B_2\right|}^2+\·\·\·+{\left|B_n\right|}^2}$

其中，B_e表示体阵列线圈的第e个单元所接收的信号振幅，E表示局部天线的线圈单元所接收的信号振幅。

通过用该算法计算各图像点，可达到最佳可实现信噪比，而背景噪声对于整个磁共振图像为常量。但该组合磁共振图像的敏感性特性或敏感性分布由于体阵列线圈和局部天线之间在信噪比上的极大不同而很不均匀。这一不均匀性尤其会干扰对图像的研究。

为了使这种组合磁共振图像均匀化，到目前为止通过内置直肠线圈的失配来产生对所接收信号的附加的衰减。通过这种衰减尽管减小了内置直肠线圈和体阵列线圈信号振幅间的强度差别，但也降低了内置直肠线圈的高信噪比。

由德国专利说明书DE 19526778 C1公知了一种对磁共振图像中可见的天线阵列敏感性特性进行补偿的方法，其中，使用两个或更多相对设置的线圈单元。待检查的对象区域处于相对设置的线圈单元之间。利用两个线圈单元或线圈单元组分别获得同一对象区域的磁共振图像。依据两个磁共振图像中相应图像点的强度值或亮度值，通过求平均值得到一个几何平均值的磁共振图像，并通过组合产生一个降噪的中间图像。该降噪的中间图像将通过由该经平均和降噪的图像计算出的接收特性进行校正，以获得均匀的磁共振图像。这种技术例如可以用于对体阵列线圈的敏感性分布进行补偿，但却不能解决体阵列线圈和可引入体内的局部天线之间不同敏感性分布的问题。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，提供一种均匀磁共振测量摄像的方法，借助这种方法由从尺寸较小的局部天线所获得的信号振幅和从相对于局部天线尺寸较大的、设置在体外的天线阵列所获得的信号振幅构成图像。该方法应不减小局部天线的信噪比。

这一技术问题是通过一种使对身体部位的磁共振测量摄像均匀化的方法解决的，其中，使用一个尺寸较小的局部天线和一个设置于体外、尺寸较大的天线阵列进行摄像，以便获得由从天线阵列的线圈单元接收的第一信号振幅和从局部天线接收的第二信号振幅所构成的具有图像点的组合图像。其中，由所述第一信号振幅构成尽可能均匀的参考图像，对每个图像点将第二信号振幅与该参考图像的相同图像点的相应强度值相关联，以获得所述局部天线与该参考图像相关的接收特性 该接收特性 通过一个或多个降噪处理步骤降低噪声，并将组合图像依据接收特性 规格化，以获得均匀化的图像，而不会降低使用局部天线所得到的信噪比。在该方法中，所述组合图像是通过计算配属于各图像点的第一和第二信号振幅的平方和的平方根得出的。

因此，本方法被应用于磁共振断层造影的摄影中，其中，一个尺寸较小的局部天线(尤其是一个可引入体内的线圈，如内置直肠线圈)，以及同时一个尺寸较大的、设置在体外的天线阵列(特别是体阵列线圈)为了拍摄而接通在接收状态，以便从外部天线阵列的线圈单元接收第一信号振幅、从局部天线的一个或多个线圈单元接收第二信号振幅。从这两个天线系统所接收的信号振幅计算出组合磁共振图像图像点的亮度值或强度值。

本方法的特点在于，设置在体外的天线阵列(以下称之为外部天线阵列)的线圈单元的第一信号振幅产生尽可能均匀的参考图像。对于每个图像点，将由局部天线的第二信号振幅所获得的强度值与参考图像上相同图像点的相应强度值相关或相区分，以获得局部天线与参考图像相关的接收特性，该参考图像由多个与图像点数量相应的强度值构成，并通过一个或多个降噪处理步骤降低噪声。这里优选的是首先建立未降噪的接收特性，然后对其进行降噪处理步骤，优选的是为降低高频噪声部分所进行的低通滤波。当然，作为降噪处理步骤显然还可以使用其它技术，如曲线拟合(Kurvenfit)或曲线平滑。随后，将由外部天线阵列的线圈单元的第一信号振幅和局部天线的线圈单元的第二信号振幅构成的组合图像依据降噪的接收特性规格化。结果是获得均匀的磁共振图像，其具有如单独从外部天线阵列所获得的磁共振图像的强度分布或敏感性分布，但在局部天线的空间测量区域内显示出明显改善的信噪比。

本发明的方法可以应用于这样的场合：在检查对象内部的较小空间区域利用尤其是可以引入人体的、尺寸较小或直径较小的局部天线进行探测的同时，在一个较大的区域利用表面天线或整体天线进行探测，以便由两种测量获得组合的图像，实现明显改善的摄像。这在应用内置直肠线圈作为局部天线的前列腺检查的优选应用中，产生关于整个图像区域的均匀的强度变化，其中，在前列腺图像区域基于内置直肠线圈的测量值而使该线圈明显改善的信噪比得以保持。

在本发明方法的优选应用中，利用一个体阵列线圈作为外部天线阵列进行拍摄。

组合图像优选地通过计算属于各图像点的体阵列线圈的线圈单元和局部天线单元的信号振幅或强度值的平方和的平方根产生。利用这种计算方法可以实现组合图像中最大可达到的信噪比。同样，优选得到由体阵列线圈线圈单元的信号振幅构成的参考图像，其中，通过计算属于各图像点的信号振幅的平方和的平方根计算出该参考图像的每个图像点。

该均匀化的图像优选地在本方法的最后步骤通过这样一个计算步骤获得，其中，对组合图像的强度值的每个图像点除以值

其中，P_ENDO为相应于低通滤波后的接收特性的图像点的强度值。

本发明的方法所涉及的摄像或图像相应于通常磁共振断层造影中所获得的由图像点矩阵构成的层析图像或断面图像(例如256×256相当于256行和256列)。每个图像点在所显示的图像中由一个根据在检查对象对应于该图像点的位置所接收的信号振幅计算出的亮度值或强度值表示。对于组合图像和参考图像，将不同线圈单元在相同位置接收的信号振幅以适当的方式加以组合，以获得相应的图像点。这里，利用本发明的方法计算出的局部天线的接收特性也可以显示为图像。但是不言而喻，图像这一概念在本专利申请中明显不是强制性的，其可以用任何可视的形式加以显示。更确切地说，利用一个具有与图像点相应数量的亮度值或强度值数组(利用该数组可从光学角度显示这种图像)就足够了。这尤其涉及到参考图像、接收特性、低通滤波后的接收特性以及组合图像的构造，这些在本发明的方法中通常只通过计算实现，而不是光学地显示出来。在本专利申请中单个图像点的值被表示为强度值或亮度值，因为其与光学显示的图像的相应图像点的亮度相关联。

由于在本发明方法的优选实施方式中局部天线的接收特性是与体阵列线圈相比计算出的，而对组合磁共振图像是依据该接收特性进行校正的，因此由本方法所获得的均匀的磁共振图像依然具有由体阵列线圈所带来的关于检查区域敏感性的不均匀性。因此在本发明方法的进一步改进中，利用一种如德国专利说明书DE 19526778 C1中所述的方法对这种合成的敏感性特性进行补偿，将该方法所公开的对环绕检查对象分布的多个线圈单元之一或单个天线的敏感性特性进行补偿的方法应用于本专利申请。应用于本发明方法的摄像的体阵列线圈由多个围绕检查对象设置的线圈单元构成。在德国专利说明书DE 19526778 C1中，通过适当地排列这些线圈单元，使两个或两组线圈单元相对设置，利用它们在该文献中所建议的用于补偿敏感性特性的几何平均值的建立也可在本发明的方法中实施。这里，按照本发明的均匀化的磁共振图像将依据体阵列线圈的接收特性规格化。该接收特性将如德国专利说明书DE 19526778 C1中所述，通过将参考图像与补偿后的中间图像相比较而计算得出。补偿后的中间图像由所接收的每个相对设置的线圈单元或线圈单元组的信号振幅所构成的磁共振图像以及由两个磁共振图像的彼此相应的图像点的强度值或亮度值构成的平均值得到。

附图说明

下面将利用本发明的实施方式、结合附图对本发明的方法再次进行简短的描述，而不对本发明的基本构思进行限制。其中：

图1是借助于一种实施方式示出的本发明的主要步骤的示意图；

图2是图1所示方法的一种替换实施方式；

图3是本发明方法的另一种实施方式。

具体实施方式

图1以示意图的方式示例地示出了实施本发明方法的主要方法步骤。从图中可看出线圈单元2为围绕检查空间3而设置的体阵列线圈，在检查空间3中是图中未示出的检查对象，即待检查的患者。本例中，有四个线圈单元2。当然也可根据体阵列线圈的结构而在磁共振断层造影仪中只选择使用两个线圈单元2或更多的线圈单元2。这种体阵列线圈的详细构造对本领域的技术人员是公知的。此外，图中还示出了一个定位于患者前列腺部位的内置直肠线圈1，以便在该处接收局部高信噪比磁共振信号。

在本发明的方法中，摄像是以公知的方式通过向待检查的对象区域射入高频发送脉冲激发磁共振信号，并由体阵列线圈的线圈单元2和内置直肠线圈1的线圈单元同时接收磁共振信号实现的。与此相应的激励序列对本领域的技术人员是公知的。在此举例示出的方法过程中，所有线圈单元1、2的信号振幅或测量值B_e、E均在步骤4组合成组合的图像数组D。这在本例中是通过对各线圈单元相应于每个图像点的测量值求出其平方和的平方根得到的，以实现最大可达到的信噪比。组合图像D的各图像点D(i，j)以公知的方式排列在一个M行N列的矩形矩阵中，其中，i为行号，j为列号。因此，对于每个图像元素(i，j)将实施下述计算：

$D(i,j)=\sqrt{{\left|B_1(i,j)\right|}^2+{\left|B_2(i,j)\right|}^2+{\left|B_3(i,j)\right|}^2+{\left|B_4(i,j)\right|}^2+{\left|E(i,j)\right|}^2}$

其中，1≤i≤M，且1≤j≤N。在本实施方式中，M＝N＝256。

由于体阵列线圈2和内置直肠线圈1的测量值之间在信噪比上有很大的区别，因此在步骤4计算出的组合图像D是非常不均匀的。该图像D在本方法中通常只作为图像数组而不加显示。

此外，在步骤5为获得最大信噪比将所有体阵列线圈的线圈单元2的测量值进行组合，以获得参考图像B。在本例中这将通过求所测量的体阵列线圈的各线圈单元2的信号振幅B_e(其中e＝1...4)的平方和的平方根来实现，以得到高信噪比。各图像点B(i，j)由下式得出：

$B(i,j)=\sqrt{{\left|B_1(i,j)\right|}^2+{\left|B_2(i,j)\right|}^2+{\left|B_3(i,j)\right|}^2+{\left|B_4(i,j)\right|}^2}.$

由于在形成参考图像B时未考虑内置直肠线圈1，因此在图像或图像数组中所包含的强度特性相对均匀。

在下一步骤6，将由内置直肠线圈1所获取的图像或测量数组的各图像点E(i，j)除以参考图像B的图像点B(i，j)，以在图像中消除人体组织的对比度，并相对于体阵列线圈2的接收特性或敏感性特性P_ENDO获得内置直肠线圈l的接收特性，其中，

$P_{\mathrm{ENDO}}(i,j)=\frac{\left|E(i,j)\right|}{\left|B(i,j)\right|}.$

通过该计算步骤所获得的特性P_ENDO由于体阵列线圈2的很坏的信噪比而出现很大噪声。因此在后一步骤7中，对该特性P_ENDO进行低通滤波，以降低噪声。这里对低通滤波器是这样选择的：在不歪曲线圈特性的情况下尽可能将噪声分量滤除。由于线圈特性与磁共振拍摄的激发相比变化很慢，因此这是可能的。以下将低通滤波后所获得的线圈特性用 表示。

最后，将组合的整个图像D利用内置直肠线圈1的该相对滤波后的线圈特性

规格化。本例中该规格化是通过计算步骤8实现的，对所有的图像点(i，j)有：

该均匀化的图像H具有体阵列图像B的强度分布，但在由内置直肠线圈1所探测的测量空间附近表现出明显改善的内置直肠线圈的信噪比。然后，该均匀化的图像H被显示在监视器9上。

图2示出了图1所示方法的一种替换实施方式，其方法步骤与图1的方法基本相似，差别仅在于，低通滤波7不是对接收特性P_ENDO进行的，而是对参考图像B和内置直肠线圈1的测量值进行的。由于其它方法步骤已在图1中进行了详细描述因此对它们不再加以叙述。利用对参考图像B和内置直肠线圈1的测量值E进行低通滤波可以得到与对接收特性P_ENDO进行低通滤波相同的结果。

最后，图3示意地给出了本方法的一种扩展的实施方式。在这种实施方式中，如在图1或图2所示的实施方式的方法步骤中所获得的均匀化的图像H，还经过其它的方法步骤，以对由于体阵列线圈2所残留的敏感性分布进行补偿。图3中用虚线画出的方框表示图1或图2中用虚线框出的方法步骤。

在这种实施方式中体阵列线圈的线圈单元2分为两个相对而设的线圈单元组2a和2b。该方法的实施首先采用与前面所述的实施方式相同的方式获得均匀化的图像H。但在该实施方式中还附加地将从位于检查对象一侧的线圈单元2a接收的信号振幅B₁、B₂组合成第一部分图像A；以同样的方式，由位于相对一侧的线圈单元2b的信号振幅B₃、B₄产生第二部分图像A’。在分步骤10中由这两个部分图像A和A’，通过将各相同图像点的相应值相乘和求平方根，得到中间图像C，其中

$C(i,j)=\sqrt{\left|A(i,j)\right|\·\left|A^{\′}(i,j)\right|}.$

利用该与补偿后的体阵列线圈2的磁共振图像相应的中间图像C，将在步骤11首先确定体阵列线圈2的敏感性特性F。然后实施低通滤波步骤7，以得到降噪的敏感性特性F’。该降噪的敏感性特性F’最后在步骤12将图像点逐个地与所述均匀化的磁共振图像H相关联，以得到显示在监视器9上的补偿后的均匀的磁共振图像G。

当然在这种实施方式中还可以将低通滤波用于其它合适的位置，例如将其直接用于中间图像C。

Claims (9)

1.一种使对身体部位的磁共振测量摄像均匀化的方法，其中，使用一个尺寸较小的局部天线(1)和一个设置于体外、相对局部天线(1)尺寸较大的天线阵列(2)进行摄像，以便获得由从天线阵列的线圈单元(2)接收的第一信号振幅和从局部天线(1)接收的第二信号振幅所构成的具有图像点的组合图像(D)，其特征在于，由所述第一信号振幅构成尽可能均匀的参考图像(B)，对每个图像点将所述第二信号振幅与该参考图像(B)的相同图像点的相应强度值相除，以获得所述局部天线(1)与该参考图像(B)相关的接收特性(

)，该接收特性(

)通过一个或多个降噪处理步骤(7)降低噪声，并通过下达计算对每个图像点将组合图像(D)依据接收特性( )规格化，以获得均匀化的图像(H)：

其中，H为所述均匀化图像的一个图像点的强度值、D为所述组合图像的一个图像点的强度值、以及

为降噪的接收特性的一个图像点的强度值。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述组合图像(D)是通过计算配属于各图像点的第一和第二信号振幅的平方和的平方根得出的。

3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述参考图像(B)是通过计算配属于各图像点的第一信号振幅的平方和的平方根得出的。

4.根据权利要求1或3所述的方法，其特征在于，所述均匀化的图像(H)依据天线阵列(2)的敏感性特性(F’)规格化，以获得一个已对敏感性作补偿的均匀化的图像(G)。

5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，在其线圈单元(2a，2b)相对于身体部位相对设置的天线阵列中，通过将中间图像(C)与参考图像(B)进行比较而计算得出所述敏感性特性(F’)，其中，所述中间图像通过对同一身体部位的两个由相对设置的线圈单元(2a，2b)的信号振幅构成的磁共振图像(A，A’)的相互对应的图像点的强度求平均值得出。

6.根据权利要求1或3所述的方法，其特征在于，所述一个或多个降噪处理步骤(7)包括低通滤波。

7.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述一个或多个降噪处理步骤(7)包括低通滤波。

8.根据权利要求1或3所述的方法，为了检查前列腺使用一个内置直肠线圈(1)作为尺寸较小的局部天线，使用一个体阵列线圈(2)作为设置于体外的天线阵列。

9.根据权利要求5所述的方法，为了检查前列腺使用一个内置直肠线圈(1)作为尺寸较小的局部天线，使用一个体阵列线圈(2)作为设置于体外的天线阵列。

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