專利名稱：用于產(chǎn)生高時(shí)間分辨率的磁共振圖像的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于在^t共振設(shè)備中產(chǎn)生高時(shí)間分辨率的MR照片的方 法。本申請尤其是但不只是用于借助磁核共振產(chǎn)生血管造影照片。
背景技術(shù)：
在大多數(shù)MR應(yīng)用中，期望在所拍攝的MR圖像中獲得很高的空間分辨率， 而不會顯著延長拍攝時(shí)間。但如果在保持奈奎斯特條件下拍攝MR原始數(shù)據(jù)組， 則意味著掃描速率是待顯示的極限頻率的兩倍，由此隨著位置分辨率的提高拍 攝時(shí)間也自動延長，因?yàn)楸仨氃贙域中采集更多的原始數(shù)據(jù)點(diǎn)。除了常見的MR拍攝機(jī)制之外，還采用K域的徑向?qū)ΨQ拍攝技術(shù)，以總體 上加快原始數(shù)據(jù)拍攝。在C.A.Mistretta在Magnetic Resonance in Medicine 55:30-40頁(2006 )的 "Highly Constrained Backprojection for Time-Resolved MRI" 中，描述了 一種采 用徑向K域拍攝技術(shù)來產(chǎn)生血管造影照片的方法。在此用不同的徑向投影拍攝 多個(gè)欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)。將不同的欠掃描的原始數(shù)據(jù)累加起來，并通過經(jīng) 過濾波的反投影產(chǎn)生空間分辨率高的血管造影圖像。同樣對于每個(gè)拍攝原始數(shù) 據(jù)組執(zhí)行一次未經(jīng)濾波的反投影，在此在對信號強(qiáng)度標(biāo)準(zhǔn)化之后將各個(gè)欠掃描 的MR圖像與平均后的MR圖像相乘，以總體上獲得多個(gè)高時(shí)間分辨率的MR 圖像。但該方法具有很多缺陷反投影的計(jì)算限制了所述方法對徑向拍攝技術(shù) 的應(yīng)用。該方法對其他拍攝技術(shù)如螺旋形拍攝技術(shù)或其他拍攝技術(shù)的應(yīng)用也不 可能進(jìn)行。此外該方法還包含從位于笛卡爾坐標(biāo)系中的經(jīng)平均的MR圖像中計(jì) 算出反投影的步驟。該方法步驟很復(fù)雜而且非常耗時(shí)。發(fā)明內(nèi)容因此本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是提供一種用于產(chǎn)生高分辨率的MR照片的 方法，該方法同樣可以產(chǎn)生具有可接受的空間分辨率的高時(shí)間分辨率的MR照v片，該方法很簡單而且可以在很多拍攝技術(shù)中使用。根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提出了一種用于在MR設(shè)備中產(chǎn)生MR照片的方 法，其中用K域中的非常量密度拍攝多個(gè)欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組。此外對欠 掃描的MR原始數(shù)據(jù)組進(jìn)行密度補(bǔ)償，根據(jù)待顯示解剖器官的幾何結(jié)構(gòu)來選擇 該密度補(bǔ)償。這意味著，密度補(bǔ)償可以與待顯示解剖器官一致地變化。在下一 個(gè)步驟中，將欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標(biāo)系中。在變換到笛卡 爾坐標(biāo)系、即所謂的重定格(Regridding)之后，在空域(Ortsraum)對原始數(shù)據(jù) 進(jìn)行傅立葉變換以產(chǎn)生欠掃描的MR圖像。在下一個(gè)步驟中，基于所拍攝的欠 掃描的MR原始數(shù)據(jù)組產(chǎn)生平均MR圖像?，F(xiàn)在可以產(chǎn)生高時(shí)間分辨率的MR 圖像，其中將欠掃描的MR圖像與平均MR圖像相乘。本發(fā)明的基本思想基于 以下事實(shí)尤其是在血管造影拍攝的使用過程中待顯示的血管僅稀疏地分布在 空間中，即分布在圖像中。這意味著在待顯示的血管之間基本上沒有信號。由 此推斷，可以用具有寬的點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)的圖像來顯示該血管或待顯示的解剖器官。 總的來說欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)的使用擴(kuò)大了點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)。因此可以用強(qiáng)欠掃 描的數(shù)據(jù)來記錄與時(shí)間有關(guān)的信號強(qiáng)度。待顯示的幾何結(jié)構(gòu)如血管的位置通過 經(jīng)平均的MR圖像來確定，該MR圖像基于多個(gè)欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組?，F(xiàn) 在可以產(chǎn)生高時(shí)間分辨率的MR圖4象，其中將由欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組計(jì)算 出的各個(gè)欠掃描的MR圖像與經(jīng)平均的MR圖像相乘?，F(xiàn)有技術(shù)的方法的復(fù)雜 度主要由于該方法基于以下思想各個(gè)高時(shí)間分辨率的MR圖像是各個(gè)圖像的 動態(tài)加權(quán)系數(shù)。但是這種加權(quán)系數(shù)是不需要的，因?yàn)镸R圖像不是建立在專用 的強(qiáng)度標(biāo)度上。按照本發(fā)明，只需要產(chǎn)生將沒有信號的背景和血管分開的對比 度。因此可以棄用從獲得的MR圖像中計(jì)算數(shù)據(jù)的反投影。在上述C.A.Mistretta 的現(xiàn)有技術(shù)中，通過除以從參考圖像中逆向計(jì)算出的未濾波投影來對單幅圖像 的未濾波投影進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化。不是進(jìn)行反投影而是執(zhí)行所謂的重定格，即將在K 域中非常量密度拍攝的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標(biāo)系中，由此接著可以通過快速傅 立葉變換方法而變換到圖像空間。根據(jù)本發(fā)明的另一重要方面，該密度補(bǔ)償依 據(jù)待顯示解剖器官的結(jié)構(gòu)如待顯示血管的結(jié)構(gòu)而變化。本發(fā)明的方法可用于很多方面，因?yàn)樵摲椒ú幌瘳F(xiàn)有技術(shù)的方法那樣僅限 于徑向K域拍攝技術(shù)。此外本發(fā)明的方法還棄用了上述對數(shù)據(jù)的反投影計(jì)算， 由此簡化了圖像計(jì)算，因?yàn)橥队暗姆聪蛴?jì)算在數(shù)學(xué)上非常麻煩。本發(fā)明的另一 方面基于以下事實(shí)依據(jù)待顯示的解剖結(jié)構(gòu)來選擇密度加權(quán)。在優(yōu)選實(shí)施方式中，采用用于產(chǎn)生血管造影照片的方法，其中該方法尤其 可用于經(jīng)過造影劑強(qiáng)化的血管造影。在經(jīng)過造影劑強(qiáng)化的血管造影中，重要的 是可靠地檢測造影劑在各個(gè)血管分支中的分布?？偟膩碚f，在靜態(tài)血管造影照 片中期望顯示動脈。因此該圖像拍攝必須限于造影劑回流到靜脈之前的時(shí)間。 本發(fā)明尤其在動態(tài)血管造影中使用，在此時(shí)間分辨地顯示造影劑流過動脈(和 靜脈)。在這種情況下可將數(shù)據(jù)拍攝擴(kuò)展到靜脈階段。由此參考圖像包含兩種血管類型。通過與欠掃描的MR圖像相乘來分離血管。當(dāng)然，在動脈和靜脈緊鄰 時(shí)，有利的是抑制參考圖像中的靜脈，其方法是僅從有限數(shù)量的欠掃描的MR 原始數(shù)據(jù)組中來再現(xiàn)參考圖.像，這當(dāng)然對圖像質(zhì)量是不利的。優(yōu)選地，在K域中用徑向投影拍攝MR原始數(shù)據(jù)組，其中對不同的欠掃描 的MR原始數(shù)據(jù)組采用不同的徑向?qū)?。通過對各個(gè)原始數(shù)據(jù)組采用不同的徑 向投影，可以接著通過求和獲得平均的高分辨率的數(shù)據(jù)組，該數(shù)據(jù)組是平均 MR圖像的基礎(chǔ)，該平均MR圖像又是乘以高時(shí)間分辨率的、欠掃描的MR圖 像所需要的。優(yōu)選地，在將原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標(biāo)系中之前進(jìn)行密度補(bǔ)償?？偟?來說在用非常量密度拍攝K域時(shí)，可以在轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標(biāo)系的運(yùn)算之前或之 后進(jìn)行密度補(bǔ)償。但優(yōu)選的是在執(zhí)行所謂的重定格運(yùn)算之前進(jìn)行密度補(bǔ)償。在 將數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標(biāo)系之后的密度補(bǔ)償大多只能在K域中的密度變化率 不是太大時(shí)才令人滿意。尤其是對于徑向拍攝的數(shù)據(jù)組來說，在K域中心附近 的密度變化比較大，因此優(yōu)選對于徑向拍攝的原始數(shù)據(jù)組在將原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換 到笛卡兒坐標(biāo)系之前進(jìn)行密度補(bǔ)償。此外，密度補(bǔ)償和到笛卡兒坐標(biāo)系的轉(zhuǎn)換優(yōu)選在K域進(jìn)行，這是為了給出 均勻的笛卡兒原始數(shù)據(jù)組，對該笛卡兒原始數(shù)據(jù)組可以采用快速傅立葉變換算 法。這大大加快了 MR圖像數(shù)據(jù)的計(jì)算，并在總體上縮短了計(jì)算MR圖像的計(jì) 算時(shí)間。在高時(shí)間分辨率的MR圖像中，由欠掃描的MR圖像與平均MR圖像的乘 積給出的血管的強(qiáng)度與平均強(qiáng)度的平方成正比。例如通過產(chǎn)生該乘積的根，可 以在待顯示MR圖像上實(shí)現(xiàn)基本上線性的強(qiáng)度標(biāo)度。但是為了顯示MR照片還 可以采用其它任何非線性的標(biāo)度(Skalierung )。為了進(jìn)行密度補(bǔ)償，可以采用密度補(bǔ)償函數(shù)，其中依據(jù)待顯示的血管結(jié)構(gòu) 或解剖結(jié)構(gòu)改變密度補(bǔ)償函數(shù)的斜率?？梢詫⒃诟邥r(shí)間分辨率的MR圖像中的點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)與待顯示的血管結(jié)構(gòu)匹配。對于緊靠在一起的血管結(jié)構(gòu)需要窄的點(diǎn) 擴(kuò)散函數(shù)，以便能彼此分離地顯示兩個(gè)血管的強(qiáng)度變化。該點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)可以通 過更改密度補(bǔ)償函數(shù)受到影響。通過減小密度補(bǔ)償函數(shù)的斜率，放大了圖像中 的信噪比并減小了欠掃描偽影，但是同時(shí)降低了空間分辨率，即點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)增大了 。如果K域掃描不完全，即如杲對K域掃描不足的話，這意味著在K域 邊緣圖像點(diǎn)之間的方位距離由于投影的次數(shù)太少而大于圖像點(diǎn)的徑向距離，而 且采用與完全掃描匹配的密度補(bǔ)償函數(shù)，則點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)由亍條紋偽影而不是局 部的。這意味著點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)(PSF)由具有圍繞中心部分的無偽影半徑的清晰 中央分量和清晰條紋組成，該條紋從無偽影半徑之外開始并一直延伸到圖像邊 緣。PSF的這些清晰條紋在圖像中產(chǎn)生遠(yuǎn)離所屬圖像點(diǎn)的信號分量。但在采用 本方法時(shí)，這意味著通過這些條紋偽影在沒有信號強(qiáng)度的血管中的對信號強(qiáng)度 成像，在此該強(qiáng)度僅通過條紋偽影產(chǎn)生。對于對比度加強(qiáng)的血管造影照片來說， 這意味著顯示了具有強(qiáng)度的血管，盡管該血管在信號拍攝時(shí)還沒有造影劑流過。 因此必須減少或抑制這種條紋偽影。這可以通過選擇適當(dāng)?shù)拿芏妊a(bǔ)償函數(shù)的斜 率來進(jìn)行?？傊梢砸罁?jù)血管造影照片中待顯示血管的空間距離來選擇密度 補(bǔ)償函數(shù)。密度補(bǔ)償函數(shù)應(yīng)當(dāng)補(bǔ)償K域中具有非常量密度的照片，從而優(yōu)選選擇與掃 描K域的密度成反比的密度補(bǔ)償函數(shù)。如果在大的K值下限制了該密度補(bǔ)償函 數(shù)，即高K值、也就是高信號頻率在圖像中被抑制，則同樣可以抑制圖像中的 條紋偽影。密度補(bǔ)償函數(shù)在高K值時(shí)的受限相當(dāng)于對該圖像使用的的低通頻率 濾波器。這導(dǎo)致兩個(gè)效果 一是低通濾波擴(kuò)展了密度補(bǔ)償函數(shù)的中心部分，也 就是導(dǎo)致圖像中信號模糊，二是減小了條紋偽影的強(qiáng)度。由此優(yōu)選可以直到預(yù)定的值k0與掃描K域的密度成反比地選擇密度補(bǔ)償 函數(shù)。對于值k>k0可以選擇為常量或者具有負(fù)斜率的密度補(bǔ)償函數(shù)。在利用 徑向投影二維地拍攝K域時(shí)，所拍攝的K域的密度與半徑成反比地減小。這意 味著，在二維地拍攝K域時(shí)對于值k<k0可以選擇密度補(bǔ)償函數(shù)與k成正比。 在利用徑向投影三維地拍攝K域時(shí)，對于更大K值或半徑密度成平方地減小。 由此可以在三維地拍攝K域時(shí)選擇密度補(bǔ)償函數(shù)與k平方成正比。密度補(bǔ)償函 數(shù)的這種線性或平方的增長，僅限于大于kO的值，例如可以將密度補(bǔ)償函數(shù)選 擇為恒定，或者其斜率減小，從而總體上濾波效果隨著K域值的增加而上升。 這意味著對于k>k0的值，圖像的絕對值隨著k的增大而緩慢地降至0?？傊芏妊a(bǔ)償函數(shù)最多應(yīng)當(dāng)劇烈衰減到使得點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)的中心部分窄于 待比較血管的一半間距。但是無論如何都必須對大的K值盡量衰減密度補(bǔ)償函 數(shù)，以使條紋偽影足夠地被抑制，從而使得空間上彼此遠(yuǎn)離的信號動態(tài)特性不 會混合。根據(jù)待顯示的幾何結(jié)構(gòu)，可以這樣調(diào)整密度補(bǔ)償函數(shù)，使得或者圖像 清晰度增大，這意味著好得象不進(jìn)行密度補(bǔ)償那樣，但是這又增大了條紋偽影， 或者更強(qiáng)烈地抑制條紋偽影，而這又導(dǎo)致圖像中更強(qiáng)烈的信號模糊。欠掃描的MR圖像中的模糊不會導(dǎo)致MR照片中血管的圖像模糊，而是導(dǎo) 致通過將欠掃描的MR圖像與平均MR圖像相乘而產(chǎn)生的MR照片中的動態(tài)信 息的模糊。欠掃描的MR圖像中的模糊會導(dǎo)致動態(tài)信息的擴(kuò)散。


下面借助附圖詳細(xì)描述本發(fā)明。在此示出圖1示出按照本發(fā)明的用于產(chǎn)生高時(shí)間分辨率的MR血管造影的方法的流 程圖，圖2示意性示出根據(jù)圖1的方法對各原始數(shù)據(jù)和圖像的處理，圖3示意性示出K域的徑向二維拍攝模式，圖4示出在轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標(biāo)系之前徑向拍攝的K域點(diǎn)。
具體實(shí)施方式
首先考慮圖1和圖2來詳細(xì)描述本發(fā)明的方法。該方法從步驟10開始。 在步驟11中用徑向拍攝技術(shù)為K域或原始數(shù)據(jù)空間填充數(shù)據(jù)，其中從該徑向 拍攝技術(shù)中得到被拍攝K域的非常量密度。如圖2所示，總共拍攝了 N個(gè)不同 的欠掃描原始數(shù)據(jù)。在圖2中所選擇的顯示中，每個(gè)原始數(shù)據(jù)組20都示出一個(gè) 不同的軌跡21,由此表示對不同的原始數(shù)據(jù)拍攝了不同的投影。在圖3中例如 示出具有不同投影的K域的二維徑向?qū)ΨQ拍攝。在該徑向?qū)ΨQ拍攝中，沿著穿 過K域中心的投影21以等間隔采集一個(gè)測量值，其中對每個(gè)原始數(shù)據(jù)組使用 多個(gè)投影21 (例如圖3的星形)。對于圖2的不同原始數(shù)據(jù)組20使用不同的投 影21,從而總體上拍攝了大量的不同的K域點(diǎn)。這意味著例如對于不同的原始 數(shù)據(jù)組測量如圖3所示的彼此相對旋轉(zhuǎn)的星形。從圖3還可以看出，所拍攝的 K域點(diǎn)的密度在二維情況下與k成正比地下降。在K域的三維拍攝中，采用通 過K域球的不同投影。在這種情況下，所拍攝的K域的密度與R平方成正比地下降。所拍攝的核自旋信號m(R)在K域的拍攝密度為非常量時(shí)可以描述如 下W(kj)是加權(quán)函數(shù)，其在信號拍攝時(shí)考慮了 K域點(diǎn)的非常量密度。在徑向 拍攝技術(shù)中，在K域中心附近拍攝的點(diǎn)比在外面的點(diǎn)多。這個(gè)事實(shí)必須反映到 密度加權(quán)中。在二維拍攝技術(shù)中，密度加權(quán)函數(shù)應(yīng)當(dāng)與k成正比地變化以補(bǔ)償 徑向拍攝。在三維徑向拍攝技術(shù)中，密度補(bǔ)償函數(shù)必須選擇的與k平方成正比 以補(bǔ)償徑向拍攝技術(shù)。參照圖1,在徑向拍攝的步驟之后執(zhí)行密度補(bǔ)償12。在圖2中可以看出， 對所有N個(gè)拍攝的欠掃描徑向原始數(shù)據(jù)執(zhí)行密度補(bǔ)償。密度補(bǔ)償函數(shù)的精確表 示還將在本申請的下文中詳細(xì)描述。在密度補(bǔ)償之后，在步驟13執(zhí)行所謂的重 定格，即將拍攝的原始數(shù)據(jù)點(diǎn)轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標(biāo)系中。在圖4中例如示出，在 徑向拍攝技術(shù)中如何對K域中預(yù)定的徑向間距k設(shè)置原始it據(jù)點(diǎn)。如圖4所示， 在徑向拍攝技術(shù)中原始數(shù)據(jù)點(diǎn)41不是位于笛卡爾坐標(biāo)系的交叉點(diǎn)上，該笛卡'爾 坐標(biāo)系在圖4中同樣用虛線42示出。但是為了能使用快速的圖像計(jì)算方法如快 速傅立葉變換(FFT)，數(shù)據(jù)必須位于笛卡爾坐標(biāo)系中。因此必須將各個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn) 41轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標(biāo)系中。非笛卡爾K域點(diǎn)到笛卡爾坐標(biāo)系的插值可以通過不 同方式進(jìn)行。 一種可能的插值方法在此是分別使一個(gè)徑向拍攝的K域點(diǎn)對應(yīng)于 最近的笛卡爾K域點(diǎn)的方法。該方法也稱為"最近鄰居重定格"。專業(yè)人員還 知道其他所謂重定格方法，從而在此不需要詳細(xì)列出。例如還可以使用 "Kaiser-Bessel窗重定格"或者其他插值方法來將各個(gè)K域點(diǎn)41轉(zhuǎn)換為笛卡爾 格式。如圖2所示，在另一個(gè)步驟中將各個(gè)原始數(shù)據(jù)組20組合為一個(gè)平均原始 數(shù)據(jù)組，其中該原始數(shù)據(jù)組具有所有單個(gè)原始數(shù)據(jù)組20的原始數(shù)據(jù)。該原始數(shù) 據(jù)組不再是欠掃描的，因?yàn)樗哂羞h(yuǎn)比單個(gè)數(shù)據(jù)組20多的原始數(shù)據(jù)點(diǎn)。利用該 經(jīng)過平均的原始數(shù)據(jù)組，在步驟12，中同樣執(zhí)行密度補(bǔ)償。該密度補(bǔ)償用12'表 示，以表示密度補(bǔ)償12，和對單個(gè)原始數(shù)據(jù)組12的密度補(bǔ)償是不同的。在密度 補(bǔ)償12，中采用數(shù)量多得多的投影。此外密度補(bǔ)償12，還實(shí)現(xiàn)了明顯更高的位置 分辨率。同樣在步驟13，中類似于步驟13那樣轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標(biāo)系中。在步驟 14，中對轉(zhuǎn)換后的平均原始數(shù)據(jù)進(jìn)行傅立葉變換。該傅立葉變換也在步驟14中對各轉(zhuǎn)換后的原始數(shù)據(jù)組進(jìn)行。最后在步驟15和15'中分別形成傅立葉變換后 的數(shù)據(jù)組的絕對值。在步驟15和15，中的絕對值形成一方面導(dǎo)致產(chǎn)生N個(gè)欠掃 描MR圖像31和平均的MR圖像32。然后在下個(gè)步驟中將每個(gè)欠掃描MR圖 像與平均MR圖像32逐像素相乘。該相乘導(dǎo)致具有更好的空間和時(shí)間分辨率的 N個(gè)MR圖像33的和。此后進(jìn)行非線性標(biāo)度(Skalierung )步驟，優(yōu)選是形成 根以顯示高時(shí)間分辨率的MR血管造影34。造影劑的時(shí)間變化分別通過欠掃描MR圖像31給出。待顯示血管的位置 或該位置的信息包含在平均MR圖像32中。通過將各欠掃描的MR圖像與平 均MR圖像相乘，獲得高時(shí)間分辨率的圖像33 。因此圖像31可以被視為應(yīng)用 在平均MR圖像上的掩膜。該掩膜包含各個(gè)血管中的信號強(qiáng)度是如何隨時(shí)間變 化的信息。但通過與平均MR圖像相乘，該信息僅在總體上存在信號強(qiáng)度的地 方顯示出來，即在血管中而不是在血管周圍的空白區(qū)域內(nèi)顯示出來。最后各 MR圖像可以在步驟17中顯示出來，其中顯示相乘后的圖像的平方根。該方法 在步驟18結(jié)束。接著詳細(xì)描述密度補(bǔ)償函數(shù)。如果在二維徑向掃描模式中采用與k成正比 的密度補(bǔ)償函數(shù)，則可以理想地補(bǔ)償徑向拍攝技術(shù)的事實(shí)。但是如結(jié)合各欠掃 描原始數(shù)據(jù)組20所解釋的，這些原始數(shù)據(jù)組是強(qiáng)烈欠掃描的，這意味著與考慮 奈奎斯特定理相比需要拍攝少得多的數(shù)據(jù)點(diǎn)來獲得具有如MR圖像32和33的 分辨率的MR圖像。該欠掃描導(dǎo)致點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)具有以無偽影的半徑圍繞中心部 分的清晰中心分量以及在該無偽影半徑之外的清晰條紋，該條紋一直延伸到圖 像邊緣。但是該條紋偽影在將圖像31與32相乘時(shí)會導(dǎo)致錯(cuò)誤的信息。因此必 須將該條紋偽影降至最低。在K域中大的K域值代表高的信號頻率，這些信號 頻率負(fù)責(zé)MR圖像的分辨率，而小的K域值負(fù)責(zé)MR圖像的對比度。如果公式 (1)中的密度補(bǔ)償函數(shù)W(k)對較大的K值受限，則意味著大的K值在圖像中 被抑制。如果例如對大于預(yù)定值kO的1(選擇密度補(bǔ)償函數(shù)=常數(shù)，則濾波效果 隨著k的增加而上升，即對于k>kO圖像的絕對值隨著k增大而緩慢地降至0。 對于大于kO的k值，可以選擇密度補(bǔ)償函數(shù)為常量。 對于二維拍攝，例如如下選擇W(k):對于三維拍攝技術(shù)，W(k)可以是代替對k>k0選擇k^常數(shù)，還可以將密度補(bǔ)償函數(shù)選擇為對于較大的k緩慢變?yōu)?。選擇密度補(bǔ)償函數(shù)的另一個(gè)可能是綠<formula>formula see original document page 11</formula>最后一個(gè)例子是對于l"k0將k與Hanning濾波器相乘。 操作人員現(xiàn)在可以依據(jù)應(yīng)用設(shè)置密度補(bǔ)償。在此必須在信噪比和空間分辨 率之間選擇。如果減小密度補(bǔ)償函數(shù)的斜率，則圖像中的信噪比就會加大并使 條紋偽影減小，但是空間分辨率也減小了。不使用密度補(bǔ)償函數(shù)，即在恒定的 密度補(bǔ)償函數(shù)下，則最大信噪比通過最小的空間分辨率達(dá)到。密度補(bǔ)償函數(shù)可 以依據(jù)待顯示的血管結(jié)構(gòu)而變化。
權(quán)利要求
1.一種用于在磁共振設(shè)備中產(chǎn)生磁共振照片的方法，具有以下步驟用K域中的非常量密度拍攝多個(gè)欠掃描的磁共振原始數(shù)據(jù)組，進(jìn)行密度補(bǔ)償，其中根據(jù)待顯示結(jié)構(gòu)的幾何結(jié)構(gòu)來選擇該密度補(bǔ)償，將欠掃描的磁共振原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標(biāo)系，在空域?qū)D(zhuǎn)換后的原始數(shù)據(jù)進(jìn)行傅立葉變換以產(chǎn)生欠掃描的磁共振圖像，從多個(gè)欠掃描的磁共振原始數(shù)據(jù)組中產(chǎn)生平均磁共振圖像，通過將欠掃描的磁共振圖像乘以該平均磁共振圖像來產(chǎn)生所述磁共振照片。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l.所述的方法，其特征在于，在K域中用徑向投影拍攝 磁共振原始數(shù)據(jù)組。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，對不同的欠掃描的磁共振原 始數(shù)據(jù)組采用K域中的不同徑向投影。
4. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于，所述密度補(bǔ)償在將原 始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡兒坐標(biāo)系之前進(jìn)行。
5. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于，所述密度補(bǔ)償和到笛 卡兒坐標(biāo)系的轉(zhuǎn)換在K域中進(jìn)行。
6. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于具有步驟將由欠掃描 的磁共振圖像與平均磁共振圖像形成的乘積的非線性標(biāo)度用于顯示磁共振照 片，尤其是通過形成根。
7. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于，為了進(jìn)行密度補(bǔ)償采 用密度補(bǔ)償函數(shù)，其中依據(jù)待顯示的血管結(jié)構(gòu)改變密度補(bǔ)償函數(shù)的斜率。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，依據(jù)血管造影照片中待顯示 血管的空間距離來選擇所述密度補(bǔ)償函數(shù)的斜率。
9. 根據(jù)權(quán)利要求7或8所述的方法，其特征在于，選擇與掃描K域的密 度成反比的所述密度補(bǔ)償函數(shù)。
10. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其特征在于，與掃描K域的密度成反比 地選擇密度補(bǔ)償函數(shù)，直到預(yù)定值k0。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其特征在于，對于值k〉lc0的密度補(bǔ)償函數(shù)選擇為常量或者具有負(fù)斜率。
12. 根據(jù)權(quán)利要求7至11中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，在K域的二維拍攝中，選擇與k成正比的密度補(bǔ)償函數(shù)。
13. 根據(jù)權(quán)利要求7至12中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，在三維拍攝 K域時(shí)選擇與k的平方成正比的密度補(bǔ)償函數(shù)。
14. 根據(jù)權(quán)利要求7至13中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，對于10k0, 將密度補(bǔ)償函數(shù)設(shè)置為等于0。
15. 根據(jù)權(quán)利要求7至14中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，將密度補(bǔ)償 函數(shù)選擇為使得點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)的中心區(qū)域窄于待顯示的血管的間距的一半。
16. 根據(jù)上述權(quán)利要求之一所述的方法，其特征在于，該方法用于產(chǎn)生造 影劑加強(qiáng)的血管造影磁共振圖像。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于在MR設(shè)備中產(chǎn)生MR照片的方法，具有以下步驟用K域中的非常量密度拍攝多個(gè)欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組，進(jìn)行密度補(bǔ)償，其中根據(jù)待顯示的解剖結(jié)構(gòu)來選擇該密度補(bǔ)償，將欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組轉(zhuǎn)換到笛卡爾坐標(biāo)系，在空域?qū)D(zhuǎn)換后的原始數(shù)據(jù)進(jìn)行傅立葉變換以產(chǎn)生欠掃描的MR圖像，基于多個(gè)欠掃描的MR原始數(shù)據(jù)組產(chǎn)生平均MR圖像，通過將欠掃描的MR圖像與該平均MR圖像相乘來產(chǎn)生所述MR照片。
文檔編號G01R33/56GK101256226SQ200810082010
公開日2008年9月3日 申請日期2008年2月26日 優(yōu)先權(quán)日2007年2月26日
發(fā)明者彼得·斯派爾, 彼得·施米特, 索尼亞·尼爾斯-瓦利斯平 申請人:西門子公司