CN1652721A - 磁共振成像 - Google Patents

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Abstract

一种改善小结构的可见性的磁共振(MR)成像方法包括将相位图像掩模(120)应用到MR幅值图像(140)q次(150)，其中通过计算作为q的函数的对比度噪声比率来确定q。

Description

磁共振成像
技术领域
本发明涉及磁共振成像。
背景技术
磁共振(MR)成像是用于对多种对象阵列的内部成分进行成像的有用的非侵入式方法。在有生命的对象特别是人体中的组织的非侵入式成像在医疗领域中非常有价值。
在它的最基本形式中，MR成像通过采样测量核自旋密度。在这种情况下，成像密度与所观测的核自旋的数量成比例。在实际中，测量1H核的自旋密度T1或T2。虽然这种图像提供了关于对象的有价值的信息，但是这些参数单独并不能提供足够的图像对比度。许多不同的材料具有非常类似的自旋密度T1或T2，因此这种材料不可识别或者换句话说它们缺乏对比度。
增强对比度的技术描述在“Artery and Vein Separation UsingSusceptibility-Dependent Phase in Contrast-Enhanced MRA”，Wanget al.，Journal of Magnetic Resonance Imaging，12：661-670(2000)中，在此以引用参考的方式将它的全部内容结合在本申请中。使用从相位图像中计算的掩模操作幅值图像。
发明内容
在一方面本发明特征在于一种MR成像的方法，包括：获得幅值图像，获得相位图像，使用相位图像计算相位图像掩模，将相位图像掩模应用到幅值图像q次，以及通过计算作为q的函数的CNR选择q。
在另一方面，本发明的特征在于一种MR成像方法，包括：作为q、SNR和Δ的函数计算CNR并选择q、SNR和Δ以产生所需的CNR。
在另一方面中，本发明的特征在于一种MR成像方法，包括：获得相位图像并将最小强度的投影到相位图像。
在另一方面中，本发明的特征在于一种MR成像方法，包括：通过选择第一回波时间获得第一相位图像，通过选择第二回波时间获得第二相位图像，通过外推第一相位图像到第二回波时间获得预测的相位图像，以及通过计算在预测的相位图像和第二相位图像之间的差值计算校正的相位图像。
在另一方面中，本发明的特征在于一种MR成像方法，包括：获得幅值图像，获得相位图像，使用相位图像计算相位图像掩模，将相位图像掩模应用到幅值图像q次，选择采集分辨率以使分辨率高于感兴趣的特征的尺寸，以及其中获得幅值和获得相位图像包括以所采集的数据的分辨率重构幅值和相位图像。
该方法的实施例包括一个或多个下述的特征。
该方法可以作为SNR和Δ的函数计算CNR。该方法可以使用CNR(q)＝SNR*(1-(1-｜Δ｜/π)q)/sqrt(1+q2/π2)计算CNR。Δ可以是在水和脂肪之间的相位差。Δ可以是在具有不同铁含量的组织之间的相位差。
该方法可以通过使用取决于感兴趣特征的尺寸的函数选择q。该方法可以选择q以使sqrt(A)CNR(q)大于在大约3至大约5的范围中的值，这里A是在方形像素中测量的感兴趣特征的面积。
该方法可以包括选择用于减小对相位图像的非局部影响的滤波器，通过以该滤波器对第一相位图像进行滤波以减小该图像的非局部影响计算局部相位图像，以及其中计算相位图像掩模进一步包括使用局部相位图像。
获得幅值和相位图像可以包括选择导致感兴趣特征的部分体积取消(partial volumn cancellation)的第一回波时间。该方法可以包括获得静脉的图像。该方法可以包括获得微出血(microhemorrage)的图像。
该方法可以包括通过选择导致感兴趣特征的部分体积取消的第二回波时间获得第二相位图像，通过使用第一和第二相位图像计算校正的相位图像，以及计算相位图像掩模包括使用校正的相位图像。
该方法可以包括选择采集的分辨率以使分辨率高于感兴趣特征的尺寸，以及在采集分辨率下采集幅值和相位数据。获得幅值和获得相位图像可以包括以比采集数据的分辨率更低的分辨率重构幅值和相位图像。重构幅值和相位图像可以包括使用该幅值数据和相位数据。
该方法可以包括选择用于减小对相位数据的非局部影响的滤波器，通过以所说的滤波器对相位数据进行滤波以减小在相位数据上的非局部影响计算局部相位数据，以及使用该幅值数据和局部相位数据重构幅值和相位图像。
该方法可以选择回波时间以产生所选择的SNR或Δ。该方法可以包括选择一组回波时间以产生所选择的SNR或Δ。该方法计算CNR作为CNR(q)＝SNR*(1-(1-｜Δ｜/π)q)/sqrt(1+q2/π2)。所需的CNR可以被定义为以使sqrt(A)CNR(q)大于在大约3至大约5的范围中的值，这里A是在方形像素中测量的感兴趣特征的面积。CNR可以取决于数据采集的数量，该方法可以包括选择数据采集的数量以产生所需的CNR。
该方法可以包括对于给定的总的数据采集时间选择数据采集的数量。该方法可以根据CNR(q)＝SNR*sqrt(1/α)*exp((1-α)TE/T2 *)*(1-(1-｜Δ｜/π)q)/sqrt(1+q2/π2)计算CNR，其中α＝Δ/π。SNR和Δ取决于部分体积取消。
该方法可以包括选择用于减小所选择的相位图像的非局部影响的滤波器，以及通过以所说的滤波器对第一相位图像进行滤波以减小在所说的校正的相位图像上的非局部影响计算局部相位图像。
这些实施例可以包括一个或多个如下的优点。这些实施例的一个优点是改进了在磁共振成像中的对比度。使用这个方法通过确定最终图像的对比度噪声比率(CNR)作为幅值图像的信号噪声比率(SNR)、在感兴趣的对象之间的相位差(Δ)和相位掩模应用到幅值图像的次数(q)的函数使成像实验最佳化。这允许选择q的最佳值以使给定的实验条件的CNR最大。例如，由于硬件限制、弛豫时间或感兴趣特征的敏感度的原因，在感兴趣特征之间的给定相位差可以在不同的实验之间变化，该分析确定了在这些情况的每种情况下使最终敏感度加权图像中的CNR最佳化的q值。可替换地或此外，给定目标CNR，则该分析提供了实验以及包括回波时间和最可能产生具有目标CNR的最终图像的乘数q在内的处理参数。
1998年6月17日申请的题为“Application-specific optimizationof echo time in MR pulse sequences for investigating materials withsusceptibilities different from that the background in which they areembedded”的美国专利申请No.09/098,651的全部内容以引用参考的方式结合在本申请中。
在附图和下文的描述中阐述了本发明的一个或多个实施例的详细描述。从下文的描述和附图以及权利要求中将会清楚本发明的其它特征、目的和优点。
附图说明
附图1所示为利用相位信息的MR成像的方法的概图。
附图2a所示为在CNR和乘法指数q之间的理论预测关系的曲线图。
附图2b所示为在CNR和具有信号平均的恒定时间实验的乘法指数q之间的理论预测关系的曲线图。
附图3所示为比所采集的MR数据的分辨率更低的可视特征的MR成像的方法的概图。
附图4所示为利用高分辨率采集对可视特征进行MR成像、同时获取相同的数据并以比所采集的数据的分辨率更低的分辨率重构图像的方法的概图。
在不同的附图中相同的参考符号指示相同的元件。
具体实施方式
附图1所示为MR成像方法100，包括使用相位信息直接用作图像或使用相位信息增强在幅值图像中的对比度。在步骤110中，梯度回波成像脉冲序列的回波时间TE被选择为使在感兴趣的特征之间的相位对比度充分在噪声电平之上。MR成像系统使用具有回波时间TE的成像脉冲序列采集数据。所采集的数据然后在步骤120中处理以产生相位图像。在步骤130中对相位图像应用滤波器以消除或减小不希望的相位影响。所得的相位图像本身可用于使结构可视化。例如，大脑的相位图像本身经常是有用的。原始采集的数据在步骤140中再次被处理以产生幅值图像。从这个经滤波的图像中，在步骤150中产生掩模，将相位图像变换为在零和一之间的一组值并选择乘数指数q。然后在步骤160中应用掩模到幅值图像q次以增强在幅值图像中的对比度。次数q是通过确定作为q的函数的CNR而获得的。下文更详细地描述每个步骤。
步骤110：理解相位变化的来源在确定最佳回波时间中很有用。来自梯度回波脉冲序列的MR数据的相位由下式给出：
＝-γΔBzTE    [1]
这里γ是磁旋比，ΔBz是磁场从一个组织到另一个组织的变化，以及TE是回波时间。例如，如果感兴趣的两个组织具有由其敏感度差别所引起的相位差Δ，然后在理想的条件下(即忽略T2效应)TE的最佳选择使Δ＝π或者Δ＝-π。更实际的方法包括由T2效应引起的信号延迟。这种方法的实例通过考虑在具有相位差Δ的两个组织之间的对比度噪声比(CNR)选择最佳的TE。CNR由下式给出。
CNR(Δ)＝S*Δ/σ    [2]
这里σ是在幅值图像中的噪声，以及S是在幅值图像中的信号。S与exp(-TE/T2)成比例，以及Δ与TE成比例。最佳的回波时间TEopt是使函数TEexp(-TE/T2)最大的回波时间。通过设定这个函数的导数为零并解出TE，发现最佳回波时间TEopt＝T2。这假设T2对两个相邻的组织中的每个组织都相同。如果组织的T2不同，则回波时间的最佳选择在两个值之间并可以通过对类似的CNR函数求导而计算。然而，这个最佳的回波时间可以比所需的时间更长。如果TE被选择为使CNR比4更大则在两个组织之间的相位差就可见。如果需要更好的图像质量的话，用户可以选择更长的TE。
如果在试样中存在许多组织，则选择TE以允许所有的数据被同时分析。例如用户可以选择等于最短的优选TE的TEopt，只要这个值对于其它更长的T2产生大于4的CNR，则可实现合理的对比度。可替换地，在多回波脉冲序列的过程中采集数据作为一序列图像然后处理该图像在每个组织的各种回波时间上产生相位信息。
一旦选择了TE，采集MR数据组。用于MR成像的适合的系统是具有1.5T的磁场强度的Siemens Symphony(Siemens Corporation，Iselin，NJ)。在系统改变设计或磁场强度时，在此所描述的步骤适当地修改以适应这种改变。适合的脉冲序列是3D梯度回波脉冲序列。
步骤120：采集的数据是被变换为产生图像的实部(R(r))和虚部(I(r))的复傅立叶函数。这些图像被如下地转换为相位图像φ(r)：
φ(r)＝arctan(I(r)/R(r))    [3]
这个步骤计算相位图像。
步骤130：如公式(1)所描述，相位取决于ΔBz(r)。场变化ΔBz(r)可以写为两个分量之和
ΔBz(r)＝ΔBz 0(r)+Bz M(r)    [4]
第一项ΔBz 0(r)表示在所施加的磁场中的非均匀性，虽然它可以包含其它的影响比如数据的偏离中心采样。即使应用现代的高度均匀的超导磁体并有序地调整磁场，所施加的主磁场在整个采样体积中也会变化。在典型MR成像系统中，这个磁场非均匀性ΔBz 0(r)例如在患者的头部上通常大约为0.5ppm。第二项Bz M(r)包括通过所施加的磁场引起的磁场的所有影响。这些包括化学移位和敏感度影响。
将这两项组合到公式(1)中，MR信号的相位由下式给出：
＝-γTE[ΔBz 0(r)+Bz M(r)｜    [5]
因此相位取决于在该点上的磁场非均匀性和磁场Bz M(r)两者。由于磁化引起的在该点r上的磁场取决于在式样各点r’处的敏感度χM(r’)。该滤波步骤120减小了磁场非均匀性的影响和非局部敏感度效果的影响。
一般地，这些不希望的相位影响具有较低的空间频率并通过给相位图像φ(r)进行高通空间滤波而滤除。基于给定的身体部位和磁体的非均匀性选择适当的滤波器尺寸。滤波器减小这些不希望的磁场效应到零或满意的水平。然后应用高通滤波器以产生有效的局部相位图像φL(r)。滤波器不仅消除了磁场非均匀性ΔBz 0(r)的相位贡献，而且还减小了对相位图像的大部分非局部贡献，包括来自非局部敏感度来源的贡献。
例如，在大脑中的窦道象局部偶极子一样活动。远离这个源的场变化减慢 通过应用消除低空间频率变化的高通滤波器，滤除了大部分慢变化的相位变化(比如实例偶极子场的长距离影响)，剩下更局部的效应。产生这种高通滤波器的方法首先使用相位图像的低通滤波器。低通滤波的图像被复数除为原始图像，由此产生高通滤波的图像。所使用的滤波器的尺寸取决于回波时间和所存在的局部场。对于平均1.5T的系统，应用40ms的回波时间，可以使用64×64或96×96的滤波器尺寸以产生低通滤波的图像。然后这个图像被复数除为原始相位图像以产生作为局部相位图像φL(r)的有效高通滤波的图像。通过实验，对于256毫米的视场、在二维中每个为0.5至1.0毫米的分辨率以及96×96的滤波器尺寸，消除可见的低频效应但对于大约5毫米尺寸的小对象仍有80％的局部对比度仍然完好。对于64×64滤波器保持更高的对比度，但在空气/组织界面上存在更大的边缘假像，对于96×96滤波器不出现这种边缘假像。
此外，因为相位直接与如在公式(1)中的回波时间成比例，因此在回波时间减小(增加)时可以减小(增加)滤波器尺寸。例如，使用上述的实例，如果使用5ms的TE，则滤波器尺寸可以减小到8×8或者16×16，并且仍然有效地清除来自空气/组织界面的背景磁场的影响。
此外，滤波器的选择也取决于源的敏感度。例如，如果对于TE＝40ms选择96×96的滤波器尺寸，并且图像对于诊治者是可接受的，并且在图像中存在一个新鲜的凝块，则对于以TE＝5ms采集的数据，可以使用更小的滤波器。在另一方面，如果由于血铁黄素较大的浓度的缘故，存在具有高8倍的敏感度的老的凝块，则以TE＝5ms采集的图像将在幅值和相位图像中显示与更长的回波时间TE＝40ms扫描相同的信号变化，因此，为滤去低空间频率的影响要求用于TE＝40ms的情况相同尺寸或96×96的滤波器。更大的(或更小的)磁场变化将要求更大的(或更小的)滤波器尺寸。
在应用这个滤波器之后，提供图像对比度的新源：经滤波的局部相位图像。如果需要的话可以直接显示并分析相位图像。可替换地，通过使用局部相位图像产生相位掩模来产生在幅值图像中的对比度，然后相对于幅值图像乘以它以形成敏感度加权的图像，如下文进一步描述。
步骤140：原始采集的数据进行复傅立叶变换以形成图像的实部(R(r))和虚部(I(r))对。这些图像转换为幅值图像ρm(r)，如下式：
ρm(r)＝sqrt(R(r)2+I(r)2)    [8]
步骤150：使用局部相位图像计算掩模MASK(r)。对于每个像素位置该掩模具有在零和1之间的值。经滤波的相位图像包含了敏感度信息(即相位变化)，但这些相位变化需要转换为一组增强幅值图像中的对比度的数字。例如，适合的掩模从局部相位图像中计算，
如果φL(r)＜φ0，则MASK(r)＝1。
如果φL(r)＞φ0，则MASK(r)＝1+(φL(r)-φ0)/π    [6]
这里φ0是例如基于回波时间、敏感度或感兴趣特征的尺寸而选择的相位。在另一实施例中，该掩模可以定义为：
如果｜φL(r)｜＝0。则MASK(r)＝1。
如果φL(r)＞0，则MASK(r)＝1-｜(φL(r)｜/π    [7]
在另一实施例中，产生掩模的算法可以基于理论或基于经验。例如，预测的敏感度效果可用于计算掩模或者通过重复某些已知组织的观测、同时经验地改变掩模并且眼睛朝向最佳对比度可以简单地发现掩模。相位掩模的选择可以增强一个组织类型或其它类型。在一种实施方式中，可以将其用于分离两个或更多个组织类型为不同的图像，其中组织A可以在一个图像中被抑制而组织B在另一图像中被抑制以便在前一情况中获得以组织B为主的图像和后一情况中以组织A为主的外观。
步骤160：然后通过将它们一起相乘将上述的相位掩模MASK应用到幅值图像以形成敏感度加权的图像：
ρSWI(r)＝MASK(r)*ρm(r)    [9]
这种原理的更普通的应用是以如下形式执行q次乘法：
ρSWI(r)＝(MASK(r))q*ρm(r)    [10]
如下文所讨论掩模乘数q的选择取决于信号噪声(SNR)、对象尺寸、试图同时看到的对象数量和在感兴趣特征之间的相位差值Δ和对数据采集分配的总的时间的要求。对于较大的SNR的值q的选择从对比度噪声比(CNR)中如下地得到：
CNR(q)＝SNR*(1-(1-｜Δ｜/π)q/sqrt(1+q2/π2))    [11]
Δ是相位差，q是乘数，S是在幅值图像中的信号，以及σ是幅值图像的噪声。因此SNR＝S/σ是在组织之间的局部信号噪声(假设它们两者在本实例中具有相同的幅值；等式(11)可以被修改成容纳在每个组织中的不同的信号强度)。等式(11)的分子涉及在具有相位差Δ(注等式(7))的两个组织之间的敏感度加权图像中作为q的函数的信号差。分母是在作为q的函数在敏感度加权图像中的噪声的标准偏差。分母通过将两项的正交噪声相加确定。然后通过σ2(1+q2/π2)给出方差(误差项的平方)，这里q的系数来自我们将掩模相乘q次(因此方差增加q2)而1/π2的系数来自我们以1/π对掩模归一化。因此如等式(11)中给出的CNR表示信号差(对比度)除以噪声的标准偏差。
参考附图2a，所示为在对比度噪声比和根据等式(11)计算的乘法指数q之间的关系。对于多个不同的相位差的值绘制该关系。在附图2a中所示的关系允许基于相位差和SNR确定最佳q。相反，给定目标CNR，该关系允许可产生具有目标CNR的最终图像的相位差、SNR和q的组合的确定。
这种CNR最佳化的另一实例涉及恒定时间的实验。给定数据采集的恒定的时间量，相对于(相位差与数据采集数量的平均信号之间的)竞争因子可以使CNR最佳化。更短的回波时间TE导致了扫描参数的大量重复，因此总的时间保持相同但组合的SNR上升sqrt(1/α)倍。这里，α是在具有相差π的实验中实验的重复时间减少的分(系)数。即，α＝Δ/π。减小的TE改变了每次采集的SNR，因为信号按exp(-TE/T2 *)变化。对于TE的换算系数α，组合的信号增加exp(1-α)TE/T2 *)。这个近似不包括由在容纳减小的TE时间所需的梯度增加而引起的影响。如果TE变为太短则项sqrt(1/α)必须被消除。在这些条件下，导致等式(11)的分析必须被修改并得到：
CNR(q)＝SNR*sqrt(1/α)*exp(1-α)TE/T2 *)*(1-(1-｜Δ｜/π)q)/sqrt(1+q2/π2))    [12]
参考附图2b，TE＝T2 *是TE的最佳选择。在假设恒定的时间的实验的前提下，附图2b显示了所选择的TE使Δ＝π不产生最高的CNR并且更好的选择将是使用q＝3的这个TE值的0.3倍的回波时间。即使这个回波的0.1倍的情况仍然产生使用q＝5的较好的CNR。这种关系在实验的设计中比较有用。TE更长时，SNR可能下降，因为该组织的T2*的缘故，并且在这种情况下通过选择更短的TE，通过利用平均信号的优点(即与更长的TE扫描具有相同的采集时间)和q的适当的值仍然可以产生具有较高的CNR的图像。
进一步考虑如果包括对象的尺寸的情况。例如，如果包括了对象的尺寸，作为圆形对象的半径r(这里r是在像素中测量的)，q的合理选择满足如下关系
4＜r sqrt(π)CNR(q)    [13]
在等式(13)中的系数4可以在从大约3至大约5的范围内，取决于解释图像的主治者的专家。更一般的表示以项sqrt(A)替代r sqrt(π)，这里A是以方形像素估计的对象的面积。
较高分辨率的相位图像通常允许将健康组织从疾病组织中分离出来，因为它们经常具有的不同的敏感度。例如，考虑动脉粥样硬化的病情，其中血管壁受感染。疾病组织可能包括多脂肪的动脉粥样斑、纤维状的动脉粥样斑、出血、钙沉淀和对比试剂的vaso vasorum的摄取。
这种方法的具体应用包括如下：
增加在水和脂肪之间的对比度：
为了模拟比以给定的设备部件可控制的更短的回波时间的效果，可以采用具有TE1的回波时间的序列的复图像并将其除以具有TE2的回波时间的图像以获得相当的回波时间TE2-TE1。例如，TE2＝10ms和TE1＝8ms，相当的回波时间是2ms。这样采集数据或以TE＝2ms能够实际采集数据的设备，可以使用所得的相位图像抑制在大脑或冠状动脉中的脂肪。使用前一方法，使用3D梯度回波序列以1×1×1mm3的分辨率采集数据。选择TE的这个值以获得在水的相位中大约π弧度的脂肪。所得的相位图像很好地平滑并清楚地辨别水和脂肪而不需要任何抗混叠程序。基于等式(12)，由于相位在理论上位于大约0.8π至0.9π之间，因此最佳的乘数q应该是2。在T1加权序列中的脂肪信号开始比周围的脂肪组织亮得多。因此，通过应用掩模一次(q＝1)脂肪信号减小但不消失，并且其它的脑组织的对比度较差，应用滤波器两次(即q＝2)改善了CNR(实际结果可以比在等式(11)中预测的更好，因为相对于其它的组织脂肪的信号增加)。使用q＝2的值更好地抑制了脂肪。这在T1加权图像中或者在抑制身体的脉管图像中的脂肪信号中获得了较好的对比度。
2)增加具有的铁含量的组织之间的对比度。
基底神经节容易随着时间聚集铁。例如，苍白球比相邻的组织比如尾状核或核具有更高的铁含量。对于80ms的TE，在大脑中的组织的铁相位易于在大约π/6。这建议q应该是6或更大以在敏感度加权图像中获得最佳的对比度。然而，即使使用q＝4仍可得到较好的对比度，因此该方法具有适当的灵活性，如果存在可能希望保持或增强铁对比度的其它的组织或对比度。这种方法增强了在这些组织之间的边界和结构的可见性。此外，如果存在增加该组织的铁含量的疾病过程，则这种差别显示具有增加的铁含量的组织变暗，医生可以更好地诊断病情。如果希望对大脑铁含量进行量化或正好看到在其它组织之间的边界，则也可以使用经滤波的相位图像本身。在80ms的TE上，更重的滤波器比如96×96或者128×128应该被用于清除背景非均匀性。如果感兴趣的区域位于远离空气组织边界的大脑中，则32×32的滤波器可用于每个图像。该滤波器也可以用于三维比如32×32×32滤波器中。
附图3所示为MR成像方法200的概述。通常，在感兴趣的特征小于所采集的数据的分辨率时使用方法200。在物理上通常小于所采集的数据的体素尺寸的特征可能导致部分体积取消，通过这种部分体积取消增加了图像对比度。除了部分体积取消之外，这种小的特征在MR信号的相位中也是重要的信息。因此方法200使参数比如回波时间、滤波器尺寸、掩模指数最佳，以便使最终图像对比度最佳化。
MR成像系统采集数据(步骤210)。类似的脉冲序列可用作方法100。基于最佳取消效果选择回波时间。这是在相位差是π弧度时发生的。然而，如果这个回波时间较长以致几乎不剩下信号则与这个值相关的回波时间采集数据可以的。在这种情况下，选择越短的回波时间并增加乘数以适应更小的取消和更小的相差影响。即使达到所希望的回波时间，则使用在方法100中描述的掩模乘数可以实现进一步增强的对比度。这两个特征允许在从相位图像中实现的对比度和从任何部分信号取消中实现的对比度的好处之间进行权衡。在下文的讨论的实例包括从血管中分离动脉并对较小的出血进行成像。MR系统应用标准的数据处理技术以计算采样的相位图像φ(r)(步骤220)。
部分体积效应通过在至少两个回波时间TE1和TE2上采集数据可选择地被进一步强调(步骤230)。在TE1上来自第一回波的相位乘以TE2/TE1以在TE2上产生预测的相位φpred(r)。然后从在TE2上的第二回波的相位φExp(r)中减去这个相位φpred以得到校正的相位图像φCORR(r)：
φCORR(r)＝φExp(r)-φpred(r)    (14)
这个操作在除了发生部分体积效应的图像之外的所有的面积上产生了零相位。在发生了部分体积效应的面积上，相位特性是非线性的。例如，对于在1.5T下在25ms的回波时间下、与50％的信号来自灰质和50％来自血液的体素中的场平行的脉管，所得的矢量的相位是45°(这是因为血液的相位是90°，但灰质的相位是零)。在TE＝50ms，血液信号占主要，并且相位是180°。如果血液具有小于50％的贡献则相位为零。在任何情况下，在TE从25加倍到50ms时相位不加倍(因此，在它的特性方面是非线性的)。在另一方面，看见背景场不均匀性的材料具有线性相位特性但所有这些项都消失。如果应用这个步骤，则将通过下列过程以所得的相位图像φCORR(r)替代原始相位图像。
计算适当的滤波器，数据处理算法应用这个滤波器到相位图像(或相位校正图像)，产生局部相位图像φL(r)(步骤240)。滤波器清除来自场非均匀性ΔBz 0(r)的相位贡献，此外滤波器降低了对相位图像的大部分非局部影响。这些可以包括涡流相位效应以及通过较差的集中的回波引起的漂移。
使用原始数据计算幅值图像ρm(r)。(步骤250)
使用经滤波的局部相位图像，计算掩模MASK(r)并以类似于在方法100中描述的方式计算掩模指数(步骤260)。
应用掩模到幅值图像以形成最终敏感度加权图像(步骤270)。
ρSWI＝(MASK)q·ρm(r)    [15]
这种方法的应用包括：
对静脉成像
静脉与动脉和周围组织相比在敏感度方面具有变化。在静脉小于体素时，朝π弧度增加，来自静脉的信号开始抵消来自周围组织的信号。与通常在图像中出现等强度或亮度的动脉相比这使它们可见(它们显得暗)。与磁场平行的小的静脉(小于像素尺寸)以40至50ms的回波时间可见。垂直于主磁场的小的静脉在1.5T下以大约80至100ms的回波时间理想地增强。对于例如直径在0.2至0.5mm之间的静脉，0.5mm×0.5mm至1.0mm×1.0mm的面内分辨率将是较好的选择。对于3T，回波时间将减小到大约40至大约50ms。对于更小的血管，将使用更高的分辨率。疾病组织可以从血液中吸取更多的氧气，使得在静脉中的脱氧血红蛋白的水平增加由此使它的敏感度增加。然后这使垂直的血管在从大约40至50ms的更短的回波时间上可见，并将成为通过这些静脉排出的组织中的问题的指示器，否则通常不可见直到在后的回波时间。在另一方面，由于脑部包含了变化的尺寸和取向的血管，因此应用大约4至6的更大的q以显示具有更小的相位变化的良好的对比度或者也减小了局部相位的部分体积效应。也可以处理一系列图像以便以不同的q看图像并从一个图像到另一图像查找不同的感兴趣的结构。
2)对微出血进行成像
在组织中发生凝块或出血时，敏感度急剧上升，可能高达4至10倍或更多。这意味着能以短得多的回波时间看到小得多的尺寸的对象的取消效应。例如，如果正常的静脉具有相同的敏感度，为1/4像素体积的球体在40至80ms的回波时间上最佳地可见。然而，如果敏感度上升4倍则回波时间减小4倍。可替换地，如果回波时间保持较大，则要求产生较大信号损失的对象的体积也减小大约4倍。基于在感兴趣的区域中产生的相位选择乘数q。通常较小的出血以这种方法可见，而以常规的技术不可见。
附图4概述了在各种程度下使用通常由敏感度效应产生的相位信息并使用在小于或等于采集分辨率的各种分辨率下图像重构的MR成像方法300。在一个或多个回波时间下采集数据以增强感兴趣的特征。
选择一个最佳值或一组TE(步骤310)。MR成像系统采集使用在选择成比某些感兴趣特征的分辨率更高的采集分辨率下单个回波扫描的指定的TE的数据或者使用多回波扫描的一范围的TE值(步骤320)。下文讨论的实例对小的血管进行成像、对出血或局部矿化进行成像。MR系统应用标准数据处理技术以计算采样的相位图像φ(r)(步骤330)。计算适当的滤波器尺寸，数据处理算法应用这个滤波器到相位图像并产生局部相位图像φL(r)(步骤340)。滤波器消除磁场不均匀性ΔBz 0(r)对相位的影响，此外滤波器减小对相位图像的大部分的非局部影响。基于回波时间、在背景磁场中的程度和空间变化选择滤波器尺寸。空间变化越慢，校正数据所要求的滤波器尺寸越小。
MR系统应用标准数据处理技术以计算采集分辨率下的幅值图像ρm(r)(步骤350)。在局部相位图像和幅值图像中的信息组合以形成复图像ρ(r)＝ρm(r)*exp(iφL(r))，以比采集分辨率更低的分辨率重构新的相位和幅值图像(步骤360)。在另一实施例中，复图像可以从原始的幅值和原始的相位图像中通过ρ(r)＝ρm(r)*exp(iφ(r))形成。这种选择取决于两个图像中哪个图像产生最佳的对比度噪声比。例如，在某些情况下，通过使用局部相位图像构造复图像，在不改变来自血管或出血的局部信号源变化的影响的同时消除背景磁场的影响。所选择的特定较低的分辨率对应于可比得上某些感兴趣特征的分辨率。通常，这种重构包括在采集分辨率下对每个体素的幅值和相位进行矢量求和，直到实现较低的分辨率体素。从高分辨率到低分辨率的这种降低通过对复数据滤波实现。例如，为从0.5mm×0.5mm图像到1.0mm×1.0mm图像压缩图像可以以几种方式实现。一种方式是使用通过在公式：ρnew(m)＝w(1)ρ(m)+w(1)ρ(m+1)(m的所有值从1至n(这里n是在图像中的像素))中的加权系数w(i)＝0.5(i取至1和2)界定的滑动窗滤波器。如上文所讨论，ρ(m)和ρ(m+1)都是复值。在m＝n时，ρ(n+1)被设定为零并且w(1)被设定为1。这就是滑动滤波器。只采用m中的奇数点，由此可以减小矩阵尺寸到n/2点以节省空间。对于m从1到n的所有的值(这里在图像中存在n个像素)，这个滤波器的变量比如w(1)＝0.25，w(2)＝0.5，w(3)＝0.25与修改的公式ρnew(m)＝w(1)ρ(m)+w(2)ρ(m+1)+w(3)ρ(m+2)一起使用。在m＝n-1时，ρ(n+1)被设定到零并且w(1)和w(2)被设定0.5。在m＝n时，ρ(n+1)和ρ(n+2)被设定到零并将w(1)设定到1。通过将该滤波器简单地应用到两个或所有三方向上，这个一维滤波器也可以用作2D滤波器或这3D滤波器。所有这些经滤波的图像然后可以被分别看到，即使它们以较低的分辨率采集。以这种方式看数据的优点在于随意看图像的每种缩放比例揭示了与该像素的缩放比例(或尺寸)相关的唯一特征。在像素尺寸是小于分辨率(或体素尺寸)大约4倍时可以最佳地揭示正常的静脉血管。在体素体积大于出血十倍(取决于出血过去的时间)时可以最佳地看到小的出血。
计算掩模MASK(r)并计算掩模指数q(步骤370)。相位掩模可以应用到重构的幅值图像ρm_new(r)以形成更好的敏感度加权图像(步骤380)，如在方法100或200中所讨论。
ρSWI(r)＝(MASK(r))q*ρm_new(r)    [16]
这可以使用高分辨率原始图像或者低分辨率图像实现。后者的优点是在相位图像的信号噪声比方面的改善(但分辨率损失，因此损失了相位信息)。在另一方面，原始相位具有更好的定义的一组边和更好定义的相位，并且在某些情况下可以在图像中产生更好的相位掩模信息。这种方法的应用包括：
对静脉成像
静脉与动脉和周围组织相比在敏感度方面具有变化。在静脉小于体素时，回波时间朝π弧度增加，来自静脉的信号开始抵消来自周围组织的信号。与通常在图像中出现等强度或亮度的动脉相比，这使它们唯一可见(它们变暗)。与磁场平行的小的静脉(小于像素尺寸)以产生π的相位差或大约40至50ms的回波时间可以最好地被看到。垂直于主磁场的小的静脉在1.5T下以大约80至100ms的回波时间理想地增强。对于例如直径在0.2至0.5mm之间的静脉，0.5mm×0.5mm至1.0mm×1.0mm的面内分辨率将是较好的选择。然而，静脉在尺寸上可以小到50微米。通过以尽可能高的分辨率成像，例如对于人以250微米对于小的动物比如猫或老鼠以100微米，然后以比如500微米、1毫米和2毫米的低分辨率重构一系列图像，在不同的图像中可以揭示许多不同的特征。这与使用显微镜聚焦在感兴趣的特征上类似。对于给定的交点所有的东西都可能变得模糊，但在一个图像中所模糊是在不同的分辨率图像中更加清晰。最佳的q值将取决于更小的体素尺寸的相位如何变化。一般地，为获得最佳的CNR，随着分辨率降低(体素尺寸增加)，q值需要增加。然而，更低分辨率的图像的更大的CNR将部分地消除对使用更大的q值的需要。然而，如果通常需要看到这种对比度，则只要CNR大于4，则该q值就足够。
2)对微出血进行成像
在组织中发生凝块或出血时，敏感度急剧上升，可能高达4至10倍或更多。这意味着以短得多的回波时间对于小得多的尺寸的对象可看到取消效应。例如，如果正常的静脉具有相同的敏感度像素的体积的1/4的体积的球体在40至80ms的回波时间上最佳地可见。然而，如果敏感度上升4倍则回波时间减小4倍。可替换地，如果回波时间保持较大，则要求产生较大的信号损失的对象的体积也减小2至4倍。通常较小的出血以这种方法可见，而以常规的技术不可见。
此外，在它们的可视性方便通过改变如上文所述的图像的分辨率可以增强不同尺寸的凝块。在从几十微米到毫米数量级的所有的水平上都可能发生出血。通过以尽可能高的分辨率成像，例如在人体中250微米或在小动物比如猫或老鼠中100微米的分辨率下，然后以比如500微米、1毫米和2毫米的低分辨率重构一系列图像，在不同的图像中可以揭示许多不同的特征。此外，最佳q值取决于可用的CNR、相位和可用的成像时间。在立方毫米数量级上的出血以2毫米的分辨率可以最佳地看见，而250微米数量级的小出血以0.5毫米的分辨率可以最佳地看到。
在其它的实施例中，上述的方法可以用于产生一系列图像。从这种序列中，最小强度的投影可用于形成新的复合图像。一旦通过采用或不采用相位掩模或重构或不重构不同的分辨率而形成了一系列的图像，则可使用最小强度的投影最佳地看见所连接的一系列血管或其它结构，或仅作为更好地看与解剖相关的给定面积中的所有的信息的一种手段。这种方法采用一系列图像并沿着在给定的方向上的一组光线搜索并沿光线选择最小的值以写出新的投影图像。这可用于原始的幅值图像或者相位处理的图像。在任何回波时间时它可以用于任何图像。它还可以用于相位图像本身。
上文描述的方法是可看见哪些结构被相位掩模过程增强的另一手段。例如，在这些图像中可以看见血管的邻近关系或者相对基底神经节或者静脉血管系统的出血位置可以以这种方式看见。
已经描述了本发明的多种实施例。然而，应该理解的是在不脱离本发明的精神和范围的前提下可以做出各种修改。因此，其它的实施例落在后面的权利要求的范围内。

Claims (29)

1.一种MR成像方法，包括：
获得幅值图像；
获得相位图像；
使用相位图像计算相位图像掩模；
将相位图像掩模应用到幅值图像q次；和
通过以q的函数计算CNR来选择q。
2.权利要求1所述的方法，其中按CNR和Δ的函数计算CNR。
3.权利要求2所述的方法，其中CNR(q)＝SNR*(1-(1-|Δ|/π)q)/sqrt(1+q2/π2)。
4.权利要求1、2或3所述的方法，其中选择q进一步包括使用取决于感兴趣特征的尺寸的函数。
5.权利要求4所述的方法，其中选择q以使sqrt(A)CNR(q)大于在大约3至大约5的范围中的值，这里A是在方形像素中测量的感兴趣特征的面积。
6.权利要求1所述的方法，包括：
选择用于减小对相位图像的非局部影响的滤波器；
通过以所说的滤波器对第一相位图像进行滤波以减小所说的图像的非局部影响，来计算局部相位图像；以及
其中计算相位图像掩模进一步包括使用局部相位图像。
7.权利要求2所述的方法，其中Δ是在水和脂肪之间的相位差。
8.权利要求2所述的方法，其中Δ是在具有不同的铁含量的组织之间的相位差。
9.权利要求1或6所述的方法，包括通过选择产生感兴趣特征的部分体积取消的第一回波时间来获得所说的幅值和相位图像。
10.权利要求9所述的方法，包括获得静脉的图像。
11.权利要求9所述的方法，包括获得微出血的图像。
12.权利要求9所述的方法，包括：
通过选择产生感兴趣特征的部分体积取消的第二回波时间来获得第二相位图像；
通过使用第一和第二相位图像计算校正的相位图像；和
其中计算相位图像掩模进一步包括使用经校正的相位图像。
13.权利要求1所述的方法，包括：
选择采集的分辨率以使分辨率高于感兴趣特征的尺寸；以及
在该采集分辨率下采集幅值和相位数据。
14.权利要求13所述的方法，其中获得幅值和获得相位图像包括在比采集数据的分辨率更低的分辨率下重构幅值和相位图像。
15.权利要求14所述的方法，其中
重构幅值和相位图像包括使用该幅值数据和相位数据。
16.权利要求14所述的方法，包括：
选择用于减小对相位数据的非局部影响的滤波器；
通过以所说的滤波器对相位数据进行滤波以减小在相位数据上的非局部影响，来计算局部相位数据；以及
其中重构幅值和相位图像包括使用该幅值数据和局部相位数据。
17.一种MR成像方法，包括：
以q、SNR和Δ的函数计算CNR；和
选择q、SNR和Δ以形成所需的CNR。
18.权利要求17所述的方法，包括选择回波时间以产生所选择的SNR或Δ。
19.权利要求17所述的方法，包括选择一组回波时间以产生所选择的SNR或Δ。
20.权利要求17、18或19所述的方法，其中CNR(q)＝SNR*(1-(1-|Δ|/π)q)/sqrt(1+q2/π2)。
21.权利要求17所述的方法，其中所需的CNR被定义成使sqrt(A)CNR(q)大于在大约3至大约5的范围中的值，这里A是在方形像素中测量的感兴趣特征的面积。
22.权利要求17所述的方法，其中
CNR取决于数据采集的数量；和
选择数据采集的数量以产生所需的CNR。
23.权利要求22所述的方法，包括
对于给定的总的数据采集时间，选择数据采集的数量。
24.权利要求22所述的方法，其中根据CNR(q)＝SNR*sqrt(1/α)*exp((1-α)TE/T2*)*(1-(1-|Δ|/π)q)/sqrt(1+q2/π2)计算CNR，其中α＝Δ/π。
25.权利要求17所述的方法，其中SNR和Δ取决于部分体积取消。
26.一种MR成像方法，包括：
通过选择第一回波时间获得第一相位图像；
通过选择第二回波时间获得第二相位图像；
通过外推第一相位图像到第二回波时间获得预测的相位图像；以及
通过计算在预测的相位图像和第二相位图像之间的差值计算校正的相位图像。
27.权利要求26所述的方法，包括：
选择用于减小对经校正的相位图像的非局部影响的滤波器；和
通过以所说的滤波器对第一相位图像进行滤波以减小在所说的校正的相位图像上的非局部影响来计算局部相位图像。
28.一种MR成像方法，包括：
获得幅值图像；
获得相位图像；
使用相位图像计算相位图像掩模；
将相位图像掩模应用到幅值图像q次；
选择采集分辨率以使分辨率高于感兴趣特征的尺寸；以及
其中获得幅值和获得相位图像包括以低于采集数据的分辨率的分辨率重构幅值和相位图像。
29.一种MR成像方法，包括：
获得相位图像；和
将最小强度的投影应用到该相位图像。
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