專利名稱：磁共振成像設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于確定受檢者的各血管的位置的磁共振成像設(shè)備及其程序。
背景技術(shù)：
在執(zhí)行取決于血流速度的脈沖序列時(shí)，可預(yù)先測(cè)量血流速度。作為測(cè)量血流速度 的一種方法，已知的是一種執(zhí)行掃描的方法，用于測(cè)量血流速度，從而使操作人員從每個(gè)所 獲取磁共振圖像中找出血管以及圍繞這個(gè)血管以作為ROI (感興趣區(qū)域)。[專利文獻(xiàn)1]日本未審查專利公開No. 2005-30515
發(fā)明內(nèi)容
技術(shù)問題但是出現(xiàn)以下問題因?yàn)楫?dāng)例如血管較小時(shí)，設(shè)置感興趣區(qū)域ROI的工作變得很 麻煩。因此希望解決此問題。問題的解決方案本發(fā)明的一個(gè)方面是一種磁共振成像設(shè)備，它執(zhí)行用于生成每個(gè)自旋的與該自旋 的流速對(duì)應(yīng)的相移的脈沖序列，由此從受檢者獲取磁共振信號(hào)，并且根據(jù)磁共振信號(hào)的每 個(gè)來確定受檢者的各血管的位置，包括血管位置指定裝置，用于根據(jù)磁共振信號(hào)的信號(hào)強(qiáng) 度隨時(shí)間的變化以及自旋的流速隨時(shí)間的變化來指定各血管的位置。本發(fā)明的另一個(gè)方面是磁共振成像設(shè)備的一種程序，它執(zhí)行用于生成每個(gè)自旋的 與該自旋的流速對(duì)應(yīng)的相移的脈沖序列，由此從受檢者獲取磁共振信號(hào)，并且根據(jù)磁共振 信號(hào)的每個(gè)來確定受檢者的各血管的位置，其中，提供程序以執(zhí)行血管位置指定過程，用于 根據(jù)磁共振信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度隨時(shí)間的變化以及自旋的流速隨時(shí)間的變化來指定各血管的 位置。發(fā)明的有利效果本發(fā)明能夠易于根據(jù)各磁共振信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度隨時(shí)間的變化以及流速隨時(shí)間的 變化來判定各血管的位置。通過以下對(duì)附圖所示的本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例進(jìn)行的描述，本發(fā)明的其它目的和優(yōu)
點(diǎn)將會(huì)非常明顯。


圖1是示出根據(jù)本發(fā)明的第一實(shí)施例的磁共振成像設(shè)備1的簡(jiǎn)圖。圖2是示出MRI設(shè)備1的處理流程的簡(jiǎn)圖。圖3是示出受檢者13的層片SL的位置和通過相襯度(phasecontrast)方法所得 到的電影圖像的簡(jiǎn)圖。圖4是確定最大值c_maX(X，y)時(shí)使用的說明圖。圖5是示出表示等式(2)或等式(3)對(duì)于層片SL的平面的各位置(x，y)是否成立的二值圖像的一個(gè)示例的簡(jiǎn)圖。圖6是示意示出所提取血管區(qū)域的簡(jiǎn)圖。圖7是用于描述用于確定數(shù)據(jù)c (X，y，t)的時(shí)間方向的相關(guān)性關(guān)于彼此相鄰的像 素是否較高的方法的一個(gè)示例的簡(jiǎn)圖。圖8是示出根據(jù)第三實(shí)施例的流程的簡(jiǎn)圖。圖9是用于說明根據(jù)第三實(shí)施例的流程的簡(jiǎn)圖。圖10是示出根據(jù)第四實(shí)施例的處理流程的簡(jiǎn)圖。圖11是用于說明根據(jù)第四實(shí)施例的處理流程的簡(jiǎn)圖。圖12是用于說明根據(jù)第四實(shí)施例的另一個(gè)處理流程的簡(jiǎn)圖。
具體實(shí)施例方式雖然下面將說明用于執(zhí)行本發(fā)明的模式，但是用于執(zhí)行本發(fā)明的模式并不局限于 以下模式或?qū)嵤├?1)第一實(shí)施例圖1是示出根據(jù)本發(fā)明的第一實(shí)施例的磁共振成像設(shè)備1的簡(jiǎn)圖。磁共振成像(MRI (磁共振成像))設(shè)備1具有磁場(chǎng)發(fā)生器2、臺(tái)架3、托架4、接收線
圈5等等。磁場(chǎng)發(fā)生器2具有保持受檢者13的膛21、超導(dǎo)線圈22、梯度線圈23和發(fā)射線圈 24。超導(dǎo)線圈22施加靜態(tài)磁場(chǎng)B0，并且梯度線圈23在頻率編碼方向、相位編碼方向和層片 選擇方向施加梯度磁場(chǎng)。發(fā)射線圈M發(fā)射RF脈沖。順便提到，雖然當(dāng)前實(shí)施例中使用超 導(dǎo)線圈22，但是永磁體可用于代替超導(dǎo)線圈22。托架4配置成使得能夠從臺(tái)架3移動(dòng)到膛21。受檢者13由托架4傳送到膛21。接收線圈5附連到受檢者13的各腿部13a。接收線圈5接收從受檢者13所生成 的每個(gè)磁共振信號(hào)。MRI設(shè)備1還具有定序器6、發(fā)送器7、梯度磁場(chǎng)電源8、接收器9、中央處理器10、 輸入裝置11和顯示裝置12。在中央處理器10的控制下，定序器6向發(fā)送器7傳送與脈沖序列的各RF脈沖有 關(guān)的信息(中心頻率、帶寬等)，并且向梯度磁場(chǎng)電源8發(fā)送與梯度磁場(chǎng)有關(guān)的信息(梯度 磁場(chǎng)的強(qiáng)度等)。發(fā)送器7根據(jù)從定序器6所傳送的信息來輸出用于驅(qū)動(dòng)發(fā)射線圈M的驅(qū)動(dòng)信號(hào)。梯度磁場(chǎng)電源8根據(jù)從定序器6所發(fā)送的信息來輸出用于驅(qū)動(dòng)梯度線圈23的驅(qū) 動(dòng)信號(hào)。接收器9對(duì)接收線圈5所接收的每個(gè)磁共振信號(hào)進(jìn)行例如數(shù)字轉(zhuǎn)換等信號(hào)處理， 并且將其輸出給中央處理器10。中央處理器10控制MRI設(shè)備1的相應(yīng)部分的操作，以便實(shí)現(xiàn)MRI設(shè)備1的各種操 作，例如向定序器6和顯示裝置12傳送必要信息以及根據(jù)從接收器9所接收的各信號(hào)來重 構(gòu)圖像。中央處理器10例如由計(jì)算機(jī)來配置。中央處理器10具有圖像生成裝置101和血 管位置指定裝置102。圖像生成裝置101生成圖像CIk(其中k = 1至m)，稍后進(jìn)行描述。 血管位置指定裝置102根據(jù)圖像CIk(其中k = 1至m)來指定血管位置。順便提到，中央處理器10通過執(zhí)行預(yù)定程序來用作圖像生成裝置101和血管位置指定裝置102。輸入裝置11響應(yīng)操作人員14的操縱而向中央處理器10輸入各種指令。顯示裝 置12在其上顯示各種信息。按以上所述來配置MRI設(shè)備1。接下來將說明MRI設(shè)備1的處理流程。圖2是示出MRI設(shè)備1的處理流程的簡(jiǎn)圖。將說明處理流程，同時(shí)在描述圖2時(shí) 根據(jù)需要參照?qǐng)D3至圖6。順便提到，將對(duì)于確定受檢者13的各腿部13a中的每個(gè)血管的 位置的示例來進(jìn)行以下描述。但是，本發(fā)明可適用于確定受檢者13的任意部位或區(qū)域中的 血管、如受檢者13的腹部區(qū)域中的血管的位置的情況。在步驟Si，操作人員14將層片SL設(shè)置到受檢者13的腿部13a(參見圖3 (a))。順 便提到，雖然圖3(a)中僅設(shè)置一片層片SL，但是可設(shè)置多片層片。在已經(jīng)設(shè)置層片SL之后，執(zhí)行使用相襯度方法的脈沖序列，以便從層片SL獲取磁 共振信號(hào)，并且由此生成電影圖像，其中的每個(gè)取決于磁共振信號(hào)的強(qiáng)度和各自旋的流速。 在相襯度方法中，自旋的相移的幅值能夠按照自旋的流速來改變。相應(yīng)地，與各自旋的流速 有關(guān)的信息能夠通過經(jīng)由相襯度方法獲取的磁共振信號(hào)來獲得。在第一實(shí)施例中，在以脈 沖序列改變梯度磁場(chǎng)的極性的同時(shí)執(zhí)行成像兩次，由此獲取復(fù)合數(shù)據(jù)Π和f2。圖像生成裝 置101(參見圖1)根據(jù)這些復(fù)合數(shù)據(jù)fl和f2(參見圖3(b))來生成電影圖像，其中的每個(gè) 取決于各磁共振信號(hào)的強(qiáng)度和各自旋的流速。圖3(b)是示意示出取決于每個(gè)磁共振信號(hào)的強(qiáng)度和各自旋的流速的各電影圖像 的簡(jiǎn)圖。例如，圖像CIk(其中k = 1至m)能夠通過求復(fù)合數(shù)據(jù)f 1和f2的微分來獲得。圖 像CIk(其中k= 1至m)中的各像素的位置和時(shí)間以(x，y，t)來表達(dá)。各像素所表示的數(shù) 據(jù)以c(x，y，t)來表達(dá)。在當(dāng)前實(shí)施例中，數(shù)據(jù)c(x，y，t)由下式⑴定義c(x，y，t)= a (χ, y, t) *sin ( π (χ, y, t) /VENC/2)··· (1)其中，a (χ, y，t)在各像素的位置和時(shí)間(x，y，t)的信號(hào)強(qiáng)度，ν (x, y，5)在各像素的位置和時(shí)間(x，y，t)的自旋的流速，以及VENC 速度編碼的梯度量。關(guān)于在χ = Xi 和 y = Yj 處的像素的數(shù)據(jù) c (Xi, Ji,、)、c (Xi, Ji, t2)、c (χ” Yj, tm) 在圖3(b)中作為代表示出。在已經(jīng)生成圖像(11至(1111之后，操作人員14進(jìn)行步驟S2。在步驟S2，血管位置指定裝置102(參見圖1)首先計(jì)算數(shù)據(jù)c (X，y，t)的絕對(duì)值 c(x，y，t) |，并且確定層片SL的平面的各位置(x，y)的絕對(duì)值|c(x，y，t) |在時(shí)間方向的
最大值c_max(x，y)(參見圖4)。圖4是確定最大值c_maX(X，y)時(shí)使用的說明圖。圖4(a)是示出圖像CI1至CIm的簡(jiǎn)圖。當(dāng)例如確定層片SL的平面的位置(Xi，Yj)處的最大值cjiiax (X，y)時(shí)，血管位置 指定裝置102使用位置(Xi，Yj)處的數(shù)據(jù)c(Xi，Yj, t)(參見圖4(b))。圖4(b)是示出數(shù)據(jù)序列Cu的簡(jiǎn)圖，其中位置(Xi，Yj)處的數(shù)據(jù)c(Xi，Yj, t)按照 時(shí)間序列來排列。血管位置指定裝置102確定關(guān)于數(shù)據(jù)序列Cij的各數(shù)據(jù)c (Xi，yj; t)的絕對(duì)值c(Xi，y」，t) |，并且確定各絕對(duì)值|c(Xi，yj，t) I在時(shí)間方向的最大值C_max(xi，yj)。圖4(b) 中，在時(shí)間ta的數(shù)據(jù)c(Xi，ypta)的絕對(duì)值|c(Xi，ypta)|取時(shí)間方向的最大值。相應(yīng)地， 最大值c_maX(Xi，Yj)按照下式(2)來表達(dá)c_max(xi，Yj) = c(Xi, Jp tj | ..“2)因此，位置(Xi，Yj)處的絕對(duì)值|c(Xi，Yj, t) I在時(shí)間方向的最大值c_maX(Xi，Yj) 能夠根據(jù)等式( 來計(jì)算。以上描述中已經(jīng)示出用于計(jì)算層片SL的平面的位置(Xi，Yj)處的最大值C_ MaX(Xijyj)的過程。但是，能夠通過相同過程來確定層片SL的平面的任何其它位置(x，y) 處的最大值cjiiax (X，y)。例如，層片SL的平面的位置(xp，yq)處的最大值c_maX(Xp，yq) (參見圖4(a))能夠從其中位置(xp，yq)處的數(shù)據(jù)c(xp，yq, t)按時(shí)間序列排列的數(shù)據(jù)序列 CM(參見圖4(c))來計(jì)算。血管位置指定裝置102確定關(guān)于數(shù)據(jù)序列Cm的數(shù)據(jù)cOv yq, t)的絕對(duì)值IcOv yq, t) I，并且確定絕對(duì)值IcOv yq, t) |在時(shí)間方向的最大值cjiiax (xp， yq)。在圖4(c)的數(shù)據(jù)序列Cm中，在時(shí)間te的數(shù)據(jù)cUp，yq, t0)的絕對(duì)值I (xp，yq, t0) 取時(shí)間方向的最大值。相應(yīng)地，最大值cjiiaxOvy,)按照下式(3)來表達(dá)c_max(xp, yq) = |cOcp，yq, t0) | ... (3)因此，位置(Xp，yq)處的絕對(duì)值|cOv yq, t) |在時(shí)間方向的最大值cjiiax (xp，yq) 能夠根據(jù)等式( 來計(jì)算。在按照上述過程對(duì)層片SL的平面的各位置(X，y)確定了數(shù)據(jù)c (X，y，t)的絕對(duì) 值|c(x，y，t) I在時(shí)間方向的最大值cjiiax(x，y)之后，操作人員14進(jìn)行步驟S3。在步驟S3，血管位置指定裝置102確定在步驟S2所確定的最大值cjiiax (χ, y)是 否小于閾值c_limit。一般來說，最大值c_maX(X，y)趨向于在產(chǎn)生于血管的每個(gè)磁共振信 號(hào)的情況下變大，而最大值cjiiax(X，y)趨向于在產(chǎn)生于固定組織的每個(gè)磁共振信號(hào)以及 來自受檢者13體外的信號(hào)的情況下變小。因此，能夠確定當(dāng)下式(4)成立時(shí)，它表示產(chǎn)生 于固定組織或噪聲的磁共振信號(hào)。另一方面，能夠確定當(dāng)下式( 成立時(shí)，存在它表示產(chǎn)生 于血管的磁共振信號(hào)的高可能性。c_max (χ, y) < c_imit ... (4)c_max(x, y) ^ c_limit ...(5)順便提到，c_limit能夠通過迭代計(jì)算等等來優(yōu)化。例如，在層片SL的平面的位置(Xi，y」)，最大值cjiiax (Xi，y」)大于閾值c_limit， 如圖4(b)所示。因此，由于等式(5)在層片SL的平面的位置(Xi，Yj)成立，所以認(rèn)為血管 的可能性較高。另一方面，在圖4(c)所示的層片SL的平面的位置(Xp，y(1)處最大值cjiiax(Xp，y,) 小于閾值(3_1加^。因此，由于等式⑷在層片SL的平面的位置Up，y,)成立，所以認(rèn)為固 定組織或噪聲的可能性較高(即，血管的可能性較低)。類似地，確定等式⑷或(5)關(guān)于層片SL的平面的任何其它位置(x，y)是否成立 (參見圖5)。圖5是示出表示等式⑷或(5)對(duì)于層片SL的平面的各位置(X，y)是否成立的 二值圖像的一個(gè)示例的簡(jiǎn)圖。圖5 (a)是示出層片SL的平面的簡(jiǎn)圖，以及圖5(b)示出表示等式⑷或(5)在位于圖5(a)所示的層片SL的部分區(qū)域R之內(nèi)的各位置處是否成立的二值圖像。圖5(b)中，所示加對(duì)角陰影的各像素指示在層片SL的區(qū)域R中等式(4)成立的位 置(即，固定組織的可能性或者受檢者體外的可能性較高的位置)。例如，由于在位置Ov Yq)處根據(jù)數(shù)據(jù)序列(^所計(jì)算的最大值cjiiaxOv yq)在等式(4)中成立，所以像素P (xp， yq)指示固定組織或者受檢者體外的可能性較高的位置。另一方面，每個(gè)開放像素(open pixel)指示在層片SL的區(qū)域R中等式( 成立 的位置(x，y)(即血管的可能性較高的位置)。例如，由于在位置(Uj)處根據(jù)數(shù)據(jù)Cij所 計(jì)算的最大值cjiiax(Xi，Yj)滿足等式(5)，所以像素P(Xi，Yj)指示血管的可能性較高的位置。因此，血管的可能性較高的各像素(開放像素)可通過確定等式(4)是否成立來 指定。雖然為了說明方便起見在圖5的層片SL的部分區(qū)域R中示出血管的可能性較高的 各像素(開放像素)，但是血管的可能性較高的像素實(shí)際上在層片SL的整個(gè)區(qū)域上來指定。 在已經(jīng)執(zhí)行步驟S3之后，操作人員14進(jìn)行步驟S4。在步驟S4，血管位置指定裝置102(參見圖1)耦合血管的可能性較高的像素(圖 5所示的開放像素)內(nèi)彼此相鄰的像素，并且提取血管區(qū)域(參見圖6)。圖6是示意示出所提取血管區(qū)域的簡(jiǎn)圖。將鄰接像素相互耦合實(shí)現(xiàn)了血管區(qū)域Rl和R2的提取。順便提到，由于像素PUr，ys)屬于圖6中的開放像素，所以它對(duì)應(yīng)于在步驟S3判 斷為血管的可能性較高的像素。但是，像素PUr，ys)由固定組織的像素或者位于受檢者13 體外的像素包圍(圖6中所示加對(duì)角陰影的像素)。因此，甚至在判斷為血管的可能性較高 的像素的情況下，認(rèn)為在像素由固定組織的像素或者受檢者13體外的像素包圍的地方，血 管的可能性較低。因此，將像素判定為沒有對(duì)應(yīng)于血管。該流程按照上述方式結(jié)束?！銇碚f，最大值c_maX(X，y)趨向于在產(chǎn)生于血管的每個(gè)磁共振信號(hào)的情況下 變大，而最大值c_maX(X，y)趨向于在位于受檢者13體外的信號(hào)(噪聲)的情況下變小。 相應(yīng)地，血管區(qū)域能夠通過從取決于信號(hào)強(qiáng)度和流速的圖像CIk計(jì)算層片SL的每一個(gè)位置 (X，y)的最大值c_max(x，y)來提取。在第一實(shí)施例中，各血管的位置根據(jù)數(shù)據(jù)c(x，y，t)的絕對(duì)值|c(Xi，yj; t) |在時(shí) 間方向的最大值Cjnax(X，y)來指定。但是，由于在沒有使數(shù)據(jù)c(x，y，t)成為負(fù)值的情況 下不需要確定絕對(duì)值|c(x，y，t) |，所以血管的位置可根據(jù)數(shù)據(jù)c(x，y，t)在時(shí)間方向的最 大值來指定。此外，對(duì)數(shù)據(jù)c(x，y，t)進(jìn)行加權(quán)，并且各血管的位置可根據(jù)加權(quán)的數(shù)據(jù)c (X， 1，t)來指定。順便提到，數(shù)據(jù)c(x，y，t)屬于取決于信號(hào)強(qiáng)度a(x，y，t)和流速ν(x，y，t)(參見 等式(1))的數(shù)據(jù)。相應(yīng)地，各血管的位置可通過以下來指定確定信號(hào)強(qiáng)度a(x，y, t)和 流速v(x，y，t)而無需確定數(shù)據(jù)c(x，y，t)，以及分析信號(hào)強(qiáng)度a(x，y，t)隨時(shí)間的變化以 及流速v(x，y，t)隨時(shí)間的變化。(2)第二實(shí)施例將說明第二實(shí)施例，同時(shí)參照?qǐng)D2所示的流程。順便提到，由于第二實(shí)施例在步驟 Sl至S3方面與第一實(shí)施例相同，所以省略步驟Sl至S3的描述，因此僅說明步驟S4。
在第二實(shí)施例的步驟S4，血管位置指定裝置102(參見圖1)確定關(guān)于在步驟S3判 定為各血管的可能性較高的像素(圖5所示的開放像素)中彼此相鄰的像素，數(shù)據(jù)c (x，y， t)的時(shí)間方向的相關(guān)性是否較高。圖7是用于說明用于確定關(guān)于彼此相鄰的像素，數(shù)據(jù)c(x，y，t)的時(shí)間方向的相關(guān) 性是否較高的方法的一個(gè)示例的簡(jiǎn)圖。當(dāng)關(guān)于例如鄰接像素P(Xi，y」)和PO^yjJ來確定數(shù)據(jù)c(x，y，t)的時(shí)間方向的 相關(guān)性時(shí)，可計(jì)算在像素P (Xi, Yj)的數(shù)據(jù)序列Cij與在像素P (xi; Yj^1)的數(shù)據(jù)序列Ci, 之 間的相關(guān)性系數(shù)C0R。一般來說，數(shù)據(jù)c(x，y，t)的時(shí)間方向的相關(guān)性系數(shù)COR趨向于在各 血管的像素變大。因此，當(dāng)相關(guān)性系數(shù)COR較大(例如COR >0. 8)時(shí)，認(rèn)為對(duì)應(yīng)像素是血管 像素。另一方面，當(dāng)相關(guān)性系數(shù)COR較小(例如COR <0.8)時(shí)，認(rèn)為血管像素的可能性較 低。因此，即使在步驟S3錯(cuò)誤地確定非對(duì)應(yīng)于血管的像素屬于血管的可能性較高的像素， 也能夠通過在步驟S4計(jì)算相關(guān)性系數(shù)COR將其從血管像素中排除。在第二實(shí)施例中，當(dāng)確 定數(shù)據(jù)c(x，y，t)的時(shí)間方向的相關(guān)性較高時(shí)，鄰接像素相互耦合，并且由此提取各血管區(qū) 域。因此能夠以高準(zhǔn)確度來提取血管區(qū)域。順便提到，由于靜脈的流速比動(dòng)脈要慢，所以相關(guān)性系數(shù)COR的值變小，其取決于 靜脈的流速，而與靜脈的各像素的存在無關(guān)，使得可判斷不是血管像素。雖然像素P(Xi，yP 已經(jīng)確定為對(duì)應(yīng)于其中例如血管的區(qū)域Rl屬于靜脈區(qū)域的血管像素，可能判斷像素P (Xj， Yj-:)不是血管像素。作為一種用于避免這類誤判的方法，考慮例如其中確定在像素P(Xi， Yj)的數(shù)據(jù)序列Cij的平均值Ml及其標(biāo)準(zhǔn)偏差ο 1以及在像素P (xi; Yj^1)的數(shù)據(jù)序列Ci, 的平均值M2及其標(biāo)準(zhǔn)偏差。2并且由此執(zhí)行F測(cè)試和T測(cè)試的情況。一般已知，當(dāng)靜脈像 素相互比較時(shí)，數(shù)據(jù)c(x，y，t)的數(shù)據(jù)序列的平均值趨向于近似為相同值，并且數(shù)據(jù)c(x，y， t)的數(shù)據(jù)序列的平均值也趨向于近似為相同值。因此，允許F測(cè)試和T測(cè)試通過時(shí)，對(duì)應(yīng) 像素可判斷為靜脈像素。因此，當(dāng)允許F測(cè)試和T測(cè)試通過時(shí)，即使從血管像素中排除像素 P (xi; γ」-)，但從相關(guān)性系數(shù)COR的值進(jìn)行確定的情況下，像素(P(Xi，Yj^1)也能夠確定為對(duì) 應(yīng)于靜脈像素，由此使得能夠以較高準(zhǔn)確度來提取血管區(qū)域。(3)第三實(shí)施例將參照?qǐng)D8所示的流程來說明第三實(shí)施例。圖8是示出根據(jù)第三實(shí)施例的流程的簡(jiǎn)圖。由于第三實(shí)施例在步驟Sl和S2方面與第一實(shí)施例相同，所以將省略步驟Sl和S2 的描述。在步驟S2已經(jīng)結(jié)束之后，操作人員14進(jìn)行步驟S21。在步驟S21，血管位置指定裝置102(參見圖1)消除了偽像(artifact)的可能性 較高的像素。順便提到，雖然以下描述將對(duì)像素P(Xi，y」)的偽像可能性較高的一個(gè)示例來 進(jìn)行，但是能夠通過相似方法來確定其它像素是否也是偽像。在時(shí)間方向的數(shù)據(jù)c(Xi，yj; t)之間的微分首先對(duì)在像素P(Xi，Yj)處的數(shù)據(jù)序列 Cij (參見例如圖4(b))來執(zhí)行(參見圖9)。圖9(a)是示意示出在像素P(Xi，Yj)的數(shù)據(jù)序列Cij的簡(jiǎn)圖，以及圖9(b)是示意 示出通過在時(shí)間方向的數(shù)據(jù)序列Cu的數(shù)據(jù)c(Xi，t，t)之間微分所得到的差分?jǐn)?shù)據(jù)序列Dij 的簡(jiǎn)圖。差分?jǐn)?shù)據(jù)序列Du在時(shí)間tn(其中η = 1至m_l)的數(shù)據(jù)(以下稱作“差分?jǐn)?shù)據(jù)”)d(Xi, Yj, tn)在下式(6)中使用數(shù)據(jù) c (Xi，Yj, tn+1)和 c(Xi，Yj, tn)來表達(dá)d(Xi, Yj, tn)= c (Xi, Yj, tn+1)-c (Xi, Yj, tn) ... (6)因此，例如，在時(shí)間tk的差分?jǐn)?shù)據(jù)d(Xi，yj; tk)在下式(6’ )中通過等式(6)來表 達(dá)d(Xi, Yj, tk)= c(xi; Yj, V1)-c (xi Yj, tk) …(6，)在已經(jīng)確定差分?jǐn)?shù)據(jù)d(Xi，yj，tn)之后，確定差分?jǐn)?shù)據(jù)d(Xi，yj，tn)的絕對(duì)值|d(Xi， Yj, tn) I在時(shí)間方向的最大值d_maX(Xi，Yj) 0圖9(b)中，在時(shí)間ta的差分?jǐn)?shù)據(jù)的絕對(duì)值
d(Xi，yj，ta) I取時(shí)間方向的最大值。相應(yīng)地，最大值d_maX(Xi，yj)按照下式(7)來表達(dá)d_max (Xi，Yj) = | d (Xi，y」，t α)隨后，將在差分?jǐn)?shù)據(jù)序列Du的最大值d_max (χ,，Yj)和在數(shù)據(jù)序列Cu的最大值c_ MaX(Xij7j)相互進(jìn)行比較。一般來說，數(shù)據(jù)c(x，y，t)在血流的情況下在時(shí)間方向平滑且逐 漸地改變。因此，在血管像素的情況下，在差分?jǐn)?shù)據(jù)序列Dij的最大值d_maX(Xi，yj)必然產(chǎn) 生比在數(shù)據(jù)序列Cij的最大值cjiiax(Xi，Yj)小的值。另一方面，在例如偽像等異常信號(hào)的 情況下，不必使最大值d_maX(Xi，yp為小值。因此，當(dāng)下式(8)成立時(shí)，能夠判斷為指示產(chǎn) 生于偽像的磁共振信號(hào)。另一方面，當(dāng)下式(9)成立時(shí)，能夠確定產(chǎn)生于血管的磁共振信號(hào) 的可能性較高。d_max(xi, Yj) > constl*c_max (Xi, y」)...(8)d_max(xi, Yj) < constl*c_max (Xi, y」)...(9)順便提到，const 1具有經(jīng)驗(yàn)值。因此，偽像可通過確定等式(8)是否成立來排除，由此使得能夠以較高準(zhǔn)確度來 提取血管。在排除偽像之后，操作人員14進(jìn)行步驟S3和S4，其中提取血管區(qū)域。順便提到，在以上描述中，根據(jù)在差分?jǐn)?shù)據(jù)序列Dij的最大值d_maX(Xi，y)與在數(shù) 據(jù)序列Cu的最大值cjiiax(Xi，&)之間的比較結(jié)果，來排除偽像。但是，確定差分?jǐn)?shù)據(jù)序列 Dij的標(biāo)準(zhǔn)偏差d_std(Xi，Yj)和數(shù)據(jù)序列Cij的標(biāo)準(zhǔn)偏差d_std(Xi，Yj)，并且由此可根據(jù)這 些標(biāo)準(zhǔn)偏差d_std(Xi，Yj)和c_std(Xi，Yj)之間的比較結(jié)果來排除偽像。由于數(shù)據(jù)c(Xi， Yj, t)在血流的情況下在時(shí)間方向平滑且逐漸地改變，所以差分?jǐn)?shù)據(jù)序列Dij的標(biāo)準(zhǔn)偏差d_ StcKxi, Yj)必然產(chǎn)生比數(shù)據(jù)序列Cij的標(biāo)準(zhǔn)偏差c_std(Xi，Yj)小的值。另一方面，在例如 偽像等異常信號(hào)的情況下，不必使標(biāo)準(zhǔn)偏差d_std(Xi，yj)為小值。因此，當(dāng)下式(10)成立 時(shí)，能夠判斷為指示產(chǎn)生于偽像的磁共振信號(hào)。另一方面，當(dāng)?shù)仁?11)成立時(shí)，能夠判斷產(chǎn) 生于血管的磁共振信號(hào)的可能性較高。d_std(xi, Yj) > const2*c_std(xi, y」)...(10)d_std(xi, Yj) ^ const2*c_std(xi, Yj) ··· (11)順便提到，COnSt2指示經(jīng)驗(yàn)值。因此，偽像甚至能夠通過比較標(biāo)準(zhǔn)偏差來排除，由此使得能夠以較高準(zhǔn)確度來執(zhí) 行血管的提取。可考慮最大值d_maX(Xi，Yj)與c_maX(Xi，Yj)之間的比較結(jié)果以及標(biāo)準(zhǔn)偏差d_ StcKxi, Yj)與c_std(Xi，Yj)之間的比較結(jié)果來排除偽像。
(4)第四實(shí)施例圖10是示出根據(jù)第四實(shí)施例的處理流程的簡(jiǎn)圖。順便提到，將說明圖10的處理 流程，同時(shí)在其描述時(shí)根據(jù)需要參照?qǐng)D11和圖12。在步驟Si,首先設(shè)置層片SL(參見圖11 (a))。在已經(jīng)設(shè)置層片SL之后，執(zhí)行使用 相襯度方法的脈沖序列，以便從層片SL獲取磁共振信號(hào)，并且由此生成各指示磁共振信號(hào) 的強(qiáng)度的電影圖像以及各取決于磁共振信號(hào)的強(qiáng)度和各自旋的流速的電影圖像。在相襯度 方法中，自旋的相移的幅值能夠按照自旋的流速來改變。相應(yīng)地，與各自旋的流速有關(guān)的信 息能夠通過經(jīng)由相襯度方法獲取磁共振信號(hào)來獲得。在第四實(shí)施例中，在以脈沖序列改變 梯度磁場(chǎng)的極性的同時(shí)執(zhí)行成像兩次，由此獲取復(fù)合數(shù)據(jù)fl和f2。圖像生成裝置101 (參見 圖1)根據(jù)這些復(fù)合數(shù)據(jù)fl和f2來生成電影圖像，其中的每個(gè)取決于磁共振信號(hào)的強(qiáng)度和 自旋的流速。圖U (b)示出指示信號(hào)強(qiáng)度的強(qiáng)度圖像AIk(其中k = 1至m)，以及圖11 (c) 示出取決于信號(hào)強(qiáng)度和流速的圖像CIk(其中k= 1至m)。強(qiáng)度圖像AIk(其中k= 1至m) 能夠作為例如復(fù)合數(shù)據(jù)的絕對(duì)值|fl| (= |f2|)來獲得。圖像CIk(其中k= 1至m)能夠 通過例如求復(fù)合數(shù)據(jù)Π和f2的微分來獲得。強(qiáng)度圖像AI1至AIm的相應(yīng)像素的位置和時(shí)間以(x，y，t)來表達(dá)。各像素所表示 的信號(hào)強(qiáng)度以a(x，y，t)來表達(dá)。在χ = Xi和y = yj處的像素的信號(hào)強(qiáng)度a(Xi，yj; t^、 a(Xi，ypt2)、c(Xi，yptm)通常如圖11(b)所示。順便提到，由于各取決于信號(hào)強(qiáng)度和流速 的圖像CI1至CIm與第一實(shí)施例中采用的相似，所以將省略其描述。在已經(jīng)生成強(qiáng)度圖像AI1至AImW及各取決于信號(hào)強(qiáng)度和流速的圖像CI1至(1111之 后，操作人員14進(jìn)行步驟S11。在步驟S11，使用強(qiáng)度圖像AI1至AIm對(duì)層片SL的平面的各位置(x，y)計(jì)算信號(hào) 強(qiáng)度a(x，y，t)在時(shí)間方向的最大值a_maX(X，y)。圖12是計(jì)算時(shí)間方向的信號(hào)強(qiáng)度a(x，y，t)的最大值a_maX(X，y)時(shí)使用的說明 圖。圖12(a)是示出強(qiáng)度圖像AI1至AIm的電影圖像的簡(jiǎn)圖。當(dāng)例如計(jì)算在層片SL的平面的位置(xt，yu)處的信號(hào)強(qiáng)度a(xt，yu，t)在時(shí)間方 向的最大值a_maX(Xt，yu)時(shí)，在層片SL的平面的位置(xt，yu)處的信號(hào)強(qiáng)度a(xt，yu, t^ 至a(xt，yu，tm)可取自強(qiáng)度圖像AI1至AIm(參見圖12(b))。圖12(b)示出指示信號(hào)強(qiáng)度a(Xpyl^t1)至a(xt，yu，tm)隨時(shí)間的變化的強(qiáng)度數(shù)據(jù) 序列Atu。確定強(qiáng)度數(shù)據(jù)序列Atu實(shí)現(xiàn)了在層片SL的平面的位置(xt，yu)處的信號(hào)強(qiáng)度在時(shí) 間方向的最大值a_maX(Xt，yu)的計(jì)算。在以上描述中已經(jīng)示出了計(jì)算層片SL的平面的位置(xt，yu)處的信號(hào)強(qiáng)度a(xt， yu，t)在時(shí)間方向的最大值a_maX(Xt，yu)的過程。但是，在層片SL的平面的各其它位置 (x，y)處的信號(hào)強(qiáng)度a(x，y，t)在時(shí)間方向的最大值也能夠按照相似過程來確定。例如，在 層片SL的平面的位置(xv，yw)(參見圖12(a))處的信號(hào)強(qiáng)度a(xv，yw，t)在時(shí)間方向的最 大值a_maX(Xy，yw)如圖12(c)所示。能夠從層片SL的平面的位置(xv，yw)處的信號(hào)強(qiáng)度 a(xv, yw,、)至a(xv，yw, tm)的強(qiáng)度數(shù)據(jù)序列Avw來確定最大值a_max(xv，yw)。在上述過程中對(duì)于層片SL的平面的各位置(X，y)確定了時(shí)間方向的信號(hào)強(qiáng)度 a(x，y，t)的最大值a_maX(X，y)之后，操作人員14進(jìn)行步驟S12。
在步驟S12，確定在步驟Sll已經(jīng)確定的時(shí)間方向的信號(hào)強(qiáng)度的最大值a_maX(X， y)是否小于閾值a_limit。一般來說，在時(shí)間方向的信號(hào)強(qiáng)度的最大值a_maX(X，y)趨向于 在受檢者13體內(nèi)變大，而在時(shí)間方向的信號(hào)強(qiáng)度的最大值a_maX(X，y)在受檢者13體外變 小。因此，能夠確定當(dāng)下式(1 成立時(shí)，能夠判斷噪聲的可能性較高。另一方面，能夠確定 當(dāng)下式(13)成立時(shí)，能夠判斷與噪聲不同的信號(hào)(產(chǎn)生于受檢者13體內(nèi)的磁共振信號(hào)) 的可能性較高。a_max(x,y) < a_limit ...(12)a_max(x,y) ^ a_limit ...(13)順便提到，a_limit能夠通過迭代計(jì)算等等來優(yōu)化。例如，在層片SL的平面的位置(xt，yu)，信號(hào)強(qiáng)度在時(shí)間方向的最大值a_maX(Xt， yu)大于閾值3_1加^，如圖12(b)所示。因此，由于等式(13)在層片SL的平面的位置(xt， yu)成立，所以認(rèn)為除噪聲之外的信號(hào)(產(chǎn)生于受檢者13體內(nèi)的磁共振信號(hào))的可能性較
尚ο另一方面，在圖12(c)所示的層片SL的平面的位置(xv，yw)處，信號(hào)強(qiáng)度在時(shí)間方 向的最大值a_maX(Xv，yw)小于閾值a_limit。因此，由于等式(12)在層片SL的平面的位 置(xv，yu)成立，所以認(rèn)為噪聲(受檢者體外的磁共振信號(hào))的可能性較高。類似地，確定等式(12)或(13)關(guān)于層片SL的平面的任何其它位置(x，y)是否成 立。因此，通過確定在層片SL的整個(gè)平面上在時(shí)間方向的信號(hào)強(qiáng)度的最大值a_maX(X，y) 是否大于或等于閾值a_limit，能夠有效地排除噪聲。在步驟S12結(jié)束之后，操作人員14進(jìn) 行步驟S2。由于步驟S2至S4與第一實(shí)施例中采用的相似，所以將省略其描述。在第四實(shí)施例中，在步驟S12已經(jīng)確定在時(shí)間方向的信號(hào)強(qiáng)度的最大值a_maX(X， y)在層片SL的整個(gè)平面上是否大于或等于閾值a_limit。相應(yīng)地，能夠在步驟S4將像素 相互耦合之前有效地排除噪聲，由此使得能夠以較高準(zhǔn)確度來提取血管區(qū)域。第四實(shí)施例已經(jīng)說明了除了取決于信號(hào)強(qiáng)度和流速的圖像CIk之外還生成強(qiáng)度圖 像AIk的示例。但是，除了強(qiáng)度圖像AIk之外(或者代替強(qiáng)度圖像AIk)還可生成指示各自 旋流速的流速圖像。由于靜脈的流速比動(dòng)脈要慢，所以能夠通過生成流速圖像來識(shí)別所提 取血管區(qū)域是屬于靜脈血管還是動(dòng)脈血管。順便提到，在第一至第四實(shí)施例的每個(gè)中使用了通過等式(1)所表達(dá)的數(shù)據(jù)c(x， y，t)。但是，由于數(shù)據(jù)取決于流速ν (x, y，t)和信號(hào)強(qiáng)度a (χ, y，t)，所以可使用與數(shù)據(jù)c (χ, y，t)不同的數(shù)據(jù)。例如，可使用通過將信號(hào)強(qiáng)度a(x，y, t)與流速v(x，y, t)彼此相乘所 得到的數(shù)據(jù)P(x，y，t)。在這種情況下，數(shù)據(jù)p(x，y，t)通過下式(14)來表達(dá)p(x，y，t) = a(x, y, t)*v(x, y, t) — (14)甚至當(dāng)使用等式(14)代替等式(1)所定義的數(shù)據(jù)ρ (X，y，t)時(shí)，也能夠指定各血 管的位置能夠?？膳渲帽景l(fā)明的許多極為不同的實(shí)施例，而沒有背離本發(fā)明的精神和范圍。應(yīng)當(dāng) 理解，本發(fā)明并不局限于說明書中的具體實(shí)施例，而是由所附權(quán)利要求書來定義。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像設(shè)備(1)，執(zhí)行用于生成每個(gè)自旋的與該自旋的流速對(duì)應(yīng)的相移的 脈沖序列、由此從受檢者(1 獲取磁共振信號(hào)，并且根據(jù)所述磁共振信號(hào)的每個(gè)來確定所 述受檢者(1 的各血管的位置，包括血管位置指定裝置(102)，用于根據(jù)所述磁共振信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度隨時(shí)間的變化以及根 據(jù)所述自旋的流速隨時(shí)間的變化來指定各血管的位置。
2.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，所述血管位置指定裝置(10 根據(jù) 在所述受檢者(1 的預(yù)定切割面的各位置處的磁共振信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度隨時(shí)間的變化以及 在其各位置處的自旋的流速隨時(shí)間的變化來指定各血管的位置。
3.如權(quán)利要求1或2所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，所述血管位置指定裝置(102) 根據(jù)取決于所述信號(hào)強(qiáng)度和所述流速的數(shù)據(jù)來指定各血管的位置。
4.如權(quán)利要求3所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，對(duì)所述受檢者(13)的所述預(yù)定切 割面的各位置來確定指示所述數(shù)據(jù)隨時(shí)間的變化的數(shù)據(jù)序列，并且各血管的位置根據(jù)所述 數(shù)據(jù)序列來指定。
5.如權(quán)利要求4所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，所述血管位置指定裝置(10 確定 所述預(yù)定切割面的各位置的所述數(shù)據(jù)序列中的所述數(shù)據(jù)的絕對(duì)值在時(shí)間方向的最大值，并 且根據(jù)所述最大值來指定各血管的位置。
6.如權(quán)利要求4或5所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，所述血管位置指定裝置(102) 根據(jù)所述預(yù)定切割面中彼此相鄰的位置處的數(shù)據(jù)序列之間的相關(guān)性來指定各血管的位置。
7.如權(quán)利要求4至6中的任一項(xiàng)所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，所述血管位置指定 裝置(10 確定所述預(yù)定切割面中彼此相鄰的位置處的數(shù)據(jù)序列的平均值或標(biāo)準(zhǔn)偏差，并 且根據(jù)所述平均值或所述標(biāo)準(zhǔn)偏差來指定所述血管的位置。
8.如權(quán)利要求4至7中的任一項(xiàng)所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，所述血管位置指 定裝置(10 確定各數(shù)據(jù)序列的數(shù)據(jù)之間在時(shí)間方向的差分，并且根據(jù)所述差分來排除偽 像。
9.如權(quán)利要求1至8中的任一項(xiàng)所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，所述血管位置指定 裝置(102)根據(jù)所述磁共振信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度隨時(shí)間的變化來排除噪聲。
10.如權(quán)利要求1至9中的任一項(xiàng)所述的磁共振成像設(shè)備(1)，其中，所述血管位置指 定裝置(10 根據(jù)所述流速隨時(shí)間的變化來確定所提取的血管是動(dòng)脈還是靜脈。
全文摘要
磁共振成像設(shè)備(1)執(zhí)行用于生成每個(gè)自旋的與該自旋的流速對(duì)應(yīng)的相移的脈沖序列、由此從受檢者(13)獲取磁共振信號(hào)，并且根據(jù)所述磁共振信號(hào)的每個(gè)來確定所述受檢者(13)的各血管的位置。磁共振成像設(shè)備(1)包括血管位置指定裝置(102)，用于根據(jù)所述磁共振信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度隨時(shí)間的變化以及根據(jù)所述自旋的流速隨時(shí)間的變化來指定各血管的位置。
文檔編號(hào)A61B5/055GK102138792SQ201110037348
公開日2011年8月3日 申請(qǐng)日期2011年1月28日 優(yōu)先權(quán)日2010年1月29日
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