專利名稱：通過磁共振確定磁化率誘發(fā)的磁場梯度的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于對放置于檢査體積內(nèi)的人體進行磁共振成像的設(shè)備。
此外，本發(fā)明涉及一種用于MR成像的方法和一種用于MR設(shè)備的計 算機程序。
背景技術(shù)：
在磁共振成像(MRI)中，向MR設(shè)備的檢查體積內(nèi)的均勻磁場中放 置的對象(患者)施加包括了RF脈沖和切換磁場梯度的脈沖序列。通過這 種方式生成相位編碼的磁共振信號，利用RF接收天線對其進行掃描，以便 獲得來自對象的信息并重建其圖像。自從其最初發(fā)展開始，應(yīng)用MRI的臨 床相關(guān)領(lǐng)域的數(shù)量一直在迅速增加?？梢詫RI應(yīng)用于身體的幾乎每個部 分，可以將其用于獲得關(guān)于人體若干重要機能的信息。在MRI掃描期間施 加的脈沖序列在確定重建圖像特性方面起到重要作用，所述特性例如為在 對象中的位置和取向、維度、分辨率、信噪比、對比度、對運動的靈敏度 等。MRI設(shè)備的操作員必需要針對相應(yīng)的應(yīng)用選擇適當(dāng)?shù)男蛄?，必需要調(diào) 節(jié)和優(yōu)化其參數(shù)。
磁化率偏離周圍環(huán)境的對象產(chǎn)生主磁場BQ的局部不均勻。這適用于金 屬對象(例如手術(shù)器械、移植物或其他設(shè)備)、像缺氧血的含鐵物質(zhì)或基于 氧化鐵的造影劑或標(biāo)記的細(xì)胞。對這種效應(yīng)的利用是一種用于從造影劑(例 如SPIO)檢測到設(shè)備(導(dǎo)管、可植入支架等)定位的不同MR成像應(yīng)用的 重要工具。
通常通過丁2或T^加權(quán)序列執(zhí)行磁化率對比度增強的MR成像。禾IJ用 這些序列，在局部磁場干擾位點處由信號損耗生成對比度。在通過這些已 知技術(shù)生成的圖像中，不能將因場不均勻?qū)е碌陌祱D像特征與造成信號損 耗的其他效應(yīng)導(dǎo)致的特征區(qū)分開。己經(jīng)提出了若干將暗圖像對比度轉(zhuǎn)換成正(亮)對比度的理論。例如，
EP 1471362A1公開了一種基于梯度回波(GE)成像序列的MR方法。根據(jù) 這一已知技術(shù)，施加切換磁場梯度或額外梯度的特定的不平衡，以便生成 示出了在背景組織和產(chǎn)生局部磁場不均勻的對象之間的正(亮)對比度的 MR圖像。該己知技術(shù)的缺點是，為了獲得最佳正圖像對比度，必需要有對 磁化率梯度強度的先驗知識，或者必需要至少執(zhí)行精細(xì)且耗時的優(yōu)化過程。

發(fā)明內(nèi)容
因此，容易認(rèn)識到，需要一種改進的用于磁共振成像的設(shè)備，以生成 具有正(亮)磁化率對比度的圖像。因此，本發(fā)明的目的是提供一種MR 設(shè)備，該設(shè)備能夠進行磁化率成像而無需事先優(yōu)化以獲得最佳正對比度。 本發(fā)明的另一 目的是提供一種MR設(shè)備，其能夠不使用特殊的或非常規(guī)MR 成像序列而產(chǎn)生具有正磁化率對比度的圖像。
根據(jù)本發(fā)明，公開了一種用于對檢查體積中放置的人體進行磁共振成 像的MR設(shè)備，其包括用于在所述檢查體積中建立基本均勻的主磁場的 裝置，用于生成疊加在所述主磁場上的切換磁場梯度的裝置，用于向所述 人體輻射RF脈沖的裝置，用于控制所述磁場梯度和所述RF脈沖的生成的 控制裝置，用于對磁共振信號進行接收和采樣的裝置，以及用于從所述信 號樣本形成MR圖像的重建裝置。根據(jù)本發(fā)明，將該設(shè)備布置成
a) 通過使所述人體的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信號，
b) 獲取所述MR回波信號，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集，
c) 通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計算回波偏移參數(shù)來計算梯度 圖，所述回波偏移參數(shù)表示k空間中的磁場梯度誘發(fā)的回波位置偏移，其 中每個子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集的多個空間相鄰像素或體素值。
將本發(fā)明的MR設(shè)備布置成利用標(biāo)準(zhǔn)成像序列在步驟a)和b)中獲取MR 圖像數(shù)據(jù)集，標(biāo)準(zhǔn)成像序列常規(guī)上用于對被檢査人體的解剖結(jié)構(gòu)進行成像 (例如3D梯度回波序列)。所獲取的MR圖像數(shù)據(jù)集于是包含完整的解剖 學(xué)信息。此外，在步驟c)從解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集計算出梯度圖。梯度圖包含 關(guān)于局部磁化率誘發(fā)的磁場梯度強度的定量信息。例如，可以使用該信息來生成對應(yīng)的正對比度圖像或在檢查體積內(nèi)定位金屬對象，而無需任何額 外措施。
本發(fā)明的基本想法是使用重建MR圖像數(shù)據(jù)集的空間相鄰像素或體素 的每個子集中包含的關(guān)于局部場不均勻性的信息。本發(fā)明基于如下認(rèn)識， 即在成像期間，除切換的磁場梯度之外，局部(磁化率誘發(fā)的)梯度也起 作用，該局部梯度導(dǎo)致回波信號最大值在k空間中的偏移。根據(jù)本發(fā)明， 從對應(yīng)的像素或體素子集計算局部回波偏移參數(shù)。該回波偏移參數(shù)表示k 空間中回波位置的偏移，其中該偏移起源于影響相應(yīng)子集的像素或體素的 磁場梯度。因此，可以從回波偏移參數(shù)推斷出局部梯度強度。
可以簡單地通過為回波偏移參數(shù)分配灰度值將磁化率梯度圖轉(zhuǎn)換成正 對比度圖像。
本發(fā)明的設(shè)備能夠僅僅通過對常規(guī)(2D或3D)解剖學(xué)MR圖像數(shù)據(jù) 集進行后處理來導(dǎo)出檢查體積內(nèi)的局部磁場梯度分布和產(chǎn)生正磁化率對比 度圖像。在不使用專用的序列和不需要額外的優(yōu)化過程的情況下，就實現(xiàn) 了最佳正對比度成像。
優(yōu)選地，根據(jù)本發(fā)明，進一步將該設(shè)備布置成通過在步驟c)中在每個 子集的相鄰像素或體素上計算傅里葉變換來計算梯度圖。然后可以通過確 定每個子集的傅里葉分量的最大值位置來計算回波偏移參數(shù)。傅里葉分量 最大值的位置對應(yīng)于k空間中的相應(yīng)回波位置?？梢栽贛R圖像數(shù)據(jù)集的 每個空間方向上的相鄰像素或體素值上計算獨立的一維傅里葉變換。在這 個基礎(chǔ)上，可以通過從不同空間方向上的回波偏移參數(shù)計算梯度的強度和 方向來計算梯度圖。通過這種方式，計算局部梯度矢量。這樣允許分析局 部磁場梯度的方向和各向異性分布。
在本發(fā)明的實際實施例中，可以用比MR圖像數(shù)據(jù)集的空間分辨率低 的空間分辨率計算梯度圖。例如，如果回波偏移參數(shù)是從n個相鄰像素或 體素的子集計算的，則可以用比MR圖像數(shù)據(jù)集低n倍的分辨率計算磁化 率梯度圖的空間分辨率。
眾所周知，在MR成像中在檢查體積內(nèi)建立均勻的主磁場Bo是非常重 要的，目的是為了能夠獲取患者身體被檢查部分的精確而無失真的圖像。 提供均勻主磁場的通用方式是借助主磁體生成靜磁場Bo并生成可調(diào)節(jié)輔助磁場來補償靜磁場的不均勻性。輔助磁場是由所謂的勻場線圈生成的，勻 場線圈的形狀和電流路徑能夠有效地補償主磁體生成的場的不均勻性。讓
適當(dāng)?shù)膭驁鲭娏魍ㄟ^勻場線圈來校正靜磁場Bc的過程通常被稱為勻場過 程。通常在準(zhǔn)備階段期間一次性確定勻場電流值，勻場電流值決定了通過 每個勻場線圈的勻場電流。因此，不能通過常規(guī)勻場策略補償例如由動態(tài) 變化的磁化率效應(yīng)(患者運動)誘發(fā)的局部磁場梯度。本發(fā)明的發(fā)現(xiàn)是可 以有利地使用本文前面所述技術(shù)獲得的梯度圖來確定用于研究區(qū)的最佳勻 場電流值。因此，根據(jù)本發(fā)明，從所述梯度圖導(dǎo)出勻場電流值，并使對應(yīng) 的勻場電流通過MR設(shè)備的勻場線圈，用于產(chǎn)生輔助磁場，以優(yōu)化所述檢 查體積內(nèi)的主磁場的均勻性。MR儀器的用戶可以交互地選擇研究區(qū)，在研 究區(qū)中自動地從所獲取的MR回波信號中確定主磁場的勻場，即不需要額 外的測量?？梢匀菀椎貜囊粋€并且相同的MR信號數(shù)據(jù)集確定用于不同區(qū) 域的勻場電流值。能夠有利地將這種自動勻場技術(shù)集成到動態(tài)MR成像方 法以及實時MR成像方法中，以便能夠連續(xù)更新主磁場的勻場。通過這種 方式有效地使場的不理想導(dǎo)致的圖像失真最小化，即顯著改善了圖像質(zhì)量。
在常規(guī)MR系統(tǒng)中，使用諸如勒讓德多項式的三維系列多項式對勻場 線圈生成的輔助磁場建模，其中每個勻場電流值對應(yīng)于多項式的一個系數(shù)。 根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例可以將對應(yīng)的三維多項式與梯度圖匹配，從而能 夠直接從多項式的系數(shù)導(dǎo)出勻場電流值。通過這種方式，利用常規(guī)的勻場 線圈組可以容易地使檢查體積內(nèi)的主磁場的不均勻性最小化。
本發(fā)明不僅涉及一種設(shè)備，而且涉及一種對MR設(shè)備的檢查體積中放 置的人體的至少一部分進行磁共振成像的方法。該方法包括如下步驟
a) 通過使所述人體的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信號，
b) 獲取所述MR回波信號，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集，
c) 通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計算回波偏移參數(shù)來計算梯度 圖，所述回波偏移參數(shù)表示k空間中的磁化率誘發(fā)的回波位置偏移，其中 每個子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集的多個空間相鄰像素或體素值。
可以在任何通用計算機硬件上有利地實現(xiàn)適于執(zhí)行本發(fā)明的成像過程 的計算機程序，目前將該計算機程序用于在臨床上控制磁共振掃描儀?？梢栽谶m當(dāng)?shù)臄?shù)據(jù)載體，例如CD-ROM或磁盤上提供該計算機程序?；蛘?， 可以由用戶從Internet服務(wù)器上下載該計算機程序。


附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。然而應(yīng)當(dāng)理解，設(shè)計附圖僅是為了
例示而不是作為限制本發(fā)明的界定。在附圖中
圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的MR掃描儀； 圖2示出了說明本發(fā)明的方法的示意圖。
具體實施例方式
在圖1中，將根據(jù)本發(fā)明的MR成像設(shè)備1顯示為方框圖。儀器1包 括一組主磁性線圈2和三組梯度線圈3、 4和5，主磁性線圈用于生成靜止 且基本均勻的主磁場，梯度線圈用于疊加強度可控且在選定方向上具有梯 度的額外磁場。常規(guī)上，將主磁場的方向標(biāo)識為z方向，將垂直于其的兩 個方向標(biāo)識為x和y方向。經(jīng)由電源11為梯度線圈3、 4和5供電。成像 設(shè)備1還包括用于向身體7發(fā)射射頻(RF)脈沖的RF發(fā)射天線6。天線6 耦合到用于生成和調(diào)制RF脈沖的調(diào)制器9。還提供了用于接收MR信號的 接收機，接收機可以與發(fā)射天線6相同或是獨立部件。如果發(fā)射天線6和 接收機是如圖1所示物理上相同的天線，則將發(fā)送-接收開關(guān)8布置為將接 收到的信號與要發(fā)送的脈沖區(qū)分開。將接收到的MR信號輸入到解調(diào)器10。 由控制系統(tǒng)12控制用于梯度線圈3、 4和5的發(fā)送-接收開關(guān)8、調(diào)制器9 和電源ll?？刂葡到y(tǒng)12控制饋送到天線6的RF信號的相位和幅度?？刂?系統(tǒng)12通常是具有存儲器和程序控制的微型計算機。解調(diào)器10耦合到例 如計算機的重建裝置14，用于將接收到的信號轉(zhuǎn)換成可以在例如可視顯示 器單元15上看到的圖像。此外，MR成像設(shè)備1包括一組三個勻場線圈16、 17和18。由來自勻場電源19經(jīng)由獨立的勻場通道通過勻場線圈16、 17和 18的勻場電流生成輔助磁場。由控制系統(tǒng)12控制勻場電流的強度以優(yōu)化主 磁場的均勻性。為了實際實施本發(fā)明，MR設(shè)備1包括用于執(zhí)行上述方法的 程序。
圖2將本發(fā)明的方法示為示意圖。在第一步中，利用常規(guī)3D梯度回波成像序列(例如3DEPI)采集3D MR回波信號數(shù)據(jù)集20。然后，經(jīng)過標(biāo) 準(zhǔn)圖像重建技術(shù)將回波信號數(shù)據(jù)集20轉(zhuǎn)換成(復(fù)合)3D MR圖像數(shù)據(jù)集 21。作為下一步，計算三維梯度圖22。為此，針對所有三個維度x、 y和z 中的n個獨立相鄰體素的子集執(zhí)行1D傅里葉變換。在圖2中，示范性地示 出了在一個空間維度中對單個梯度值的確定。1D傅里葉變換23包括-n/2 到n/2-l個傅里葉分量。如圖2所示，與在傅里葉變換方向上作用的局部磁 場梯度成正比例地偏移這些傅里葉分量的最大值。利用最小二乘法擬合過 程，從該離散傅里葉分量23以亞傅里葉分量(sub fourier component)分辨 率確定最大值的位置。該最大值的位置確定了用于相應(yīng)體素子集的回波偏 移參數(shù)SPx。重復(fù)同樣的過程以確定剩余維度中的SPy和SPZ。針對所有三 個維度獨立的確定最大值能夠針對相應(yīng)體素子集合成出表示(例如由磁化 率誘發(fā)的)磁場梯度強度和方向的矢量。針對n個體素的所有子集確定的 這些矢量的幅度構(gòu)成了梯度圖22。與MR圖像數(shù)據(jù)集21相比，梯度圖22 具有降低n倍的空間分辨率。通過線性內(nèi)插，并通過為梯度22分配灰度值， 生成了具有最佳正對比度的圖像數(shù)據(jù)集24。通過常規(guī)的圖像分級和加窗操 作，可以很容易地將圖像數(shù)據(jù)集24調(diào)節(jié)成適應(yīng)弱和高磁化率梯度。為了使 磁場梯度誘發(fā)的正對比度可見，可以借助顯示器單元15顯示數(shù)據(jù)集24的 單個層，如圖1所示?；蛘?，可以從梯度圖22導(dǎo)出勻場電流值，并可以使 勻場電流值確定的勻場電流通過勻場線圈16、 17、 18以產(chǎn)生輔助磁場，從 而優(yōu)化MR設(shè)備1的檢查體積內(nèi)的主磁場的均勻性。為了該目的，可以將 三維多項式與梯度圖22或用戶定義的梯度圖22的子集匹配。這使得勻場 電流值能夠直接從三維多項式的系數(shù)導(dǎo)出。
權(quán)利要求
1、一種用于對放置于檢查體積中的人體(7)進行磁共振成像的設(shè)備，所述設(shè)備(1)包括用于在所述檢查體積中建立基本均勻的主磁場的裝置(2)，用于生成疊加在所述主磁場上的切換磁場梯度的裝置(3，4，5)，用于向所述人體(7)輻射RF脈沖的裝置(6)，用于控制所述磁場梯度和所述RF脈沖的生成的控制裝置(12)，用于對磁共振信號進行接收和采樣的裝置(10)，以及用于從所述信號樣本形成MR圖像的重建裝置(14)，將所述設(shè)備(1)布置成a)通過使所述人體(7)的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場梯度的MR成像序列，生成一系列MR回波信號(20)，b)獲取所述MR回波信號，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集(21)，c)通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計算回波偏移參數(shù)(SPx，SPy，SPz)來計算梯度圖(22)，所述回波偏移參數(shù)(SPx，SPy，SPz)表示k空間中的局部磁場梯度誘發(fā)的回波位置偏移，其中，每個子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集(21)的一定數(shù)量(n)的空間相鄰像素或體素值。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備進一步布置成d) 通過為所述回波偏移參數(shù)分配灰度值來將所述梯度圖(22)轉(zhuǎn)換成 正對比度圖像(24)。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備進一步布置成 通過對步驟c)中的每個子集的所述相鄰像素或體素值計算傅里葉變換(23) 來計算所述梯度圖(22)。
4、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備進一步布置成通過 針對每個子集確定所述傅里葉分量(23)的最大值的位置來計算所述回波 偏移參數(shù)(SPX, SPy， SPZ)。
5、 根據(jù)權(quán)利要求3或4所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備布置成對所述 MR圖像數(shù)據(jù)(21)集的每個空間方向(x， y， z)上的所述相鄰像素或體 素值計算獨立一維傅里葉變換(23)。
6、 根據(jù)權(quán)利要求5所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備布置成通過從所述 不同空間方向(x， y， z)上的所述回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPz)計算所 述局部磁場梯度的強度和方向來計算所述梯度圖(22)。
7、 根據(jù)權(quán)利要求1-6的任一項所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備布置成 與所述MR圖像數(shù)據(jù)集(21)的空間分辨率相比，以降低的空間分辨率計 算所述梯度圖(22)。
8、 根據(jù)權(quán)利要求1-7的任一項所述的設(shè)備，還包括勻場線圈(16， 17， 18)，所述勻場線圈用于產(chǎn)生輔助磁場以補償所述主磁場的不均勻性，其中， 將所述設(shè)備布置為從所述梯度圖(22)導(dǎo)出勻場電流值并使所述勻場電流 值決定的勻場電流通過每個勻場線圈(16， 17， 18)。
9、 根據(jù)權(quán)利要求8所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備進一步布置成將三 維多項式與所述梯度圖(22)或所述梯度圖(22)的子集匹配，并從所述 三維多項式的系數(shù)導(dǎo)出所述勻場電流值。
10、 一種對放置于MR設(shè)備的檢查體積中的人體的至少一部分進行MR 成像的方法，所述方法包括如下步驟a) 通過使所述人體的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信號(20)，b) 獲取所述MR回波信號，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集(21)，c) 通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計算回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPZ)來計算梯度圖(22)，所述回波偏移參數(shù)表示k空間中的局部磁場梯 度誘發(fā)的回波位置偏移，其中，每個子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集(21)的一定數(shù)量(n)的空間相鄰像素或體素值。
11、 根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，通過為所述回波偏移參數(shù)(SPx， SPy， SPZ)分配灰度值來將所述梯度圖(22)轉(zhuǎn)換成正對比度圖像(24)。
12、 根據(jù)權(quán)利要求10或11所述的方法，其中，通過如下步驟計算所 述梯度圖(22):-對歩驟c)中的每個子集的所述相鄰像素或體素值計算傅里葉變換 (23)，以及-通過針對每個子集確定所述傅里葉分量(23)的最大值的位置來計算 所述回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPZ)。
13、 根據(jù)權(quán)利要求10-12的任一項所述的方法，其中，與所述MR圖像 數(shù)據(jù)集(21)的空間分辨率相比，以降低的空間分辨率計算所述梯度圖(22)。
14、 根據(jù)權(quán)利要求10-13的任一項所述的方法，其中，從所述梯度圖(22) 導(dǎo)出勻場電流值，并使所述勻場電流值決定的勻場電流通過勻場線圈(16， 17， 18)，用于產(chǎn)生輔助磁場，以優(yōu)化所述檢査體積內(nèi)的主磁場的均勻性。
15、 一種用于MR設(shè)備的計算機程序，其包括用于如下操作的指令a) 生成MR成像脈沖序列，b) 獲取MR回波信號，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集(21)，c) 通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計算回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPZ)來計算梯度圖(22)，所述回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPZ)表示k空 間中的局部磁場梯度誘發(fā)的回波位置偏移，其中，每個子集包括所述MR 圖像數(shù)據(jù)集(21)的一定數(shù)量(n)的空間相鄰像素或體素值。
16、 根據(jù)權(quán)利要求15所述的計算機程序，其中，所述程序還包括用于 通過為所述回波偏移參數(shù)(SPx， SPy， SPz)分配灰度值來將所述梯度圖(22) 轉(zhuǎn)換成正對比度圖像(24)的指令。
17、 根據(jù)權(quán)利要求15或16所述的計算機程序，其中，所述程序還包 括用于從所述梯度圖(22)導(dǎo)出勻場電流值的指令，所述勻場電流值決定 通過MR設(shè)備的勻場線圈(16， 17， 18)的勻場電流。
18、 根據(jù)權(quán)利要求17所述的計算機程序，包括用于將三維多項式與所 述梯度圖(22)或所述梯度圖(22)的子集匹配，并從所述三維多項式的 系數(shù)導(dǎo)出所述勻場電流值的指令。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于對人體(7)進行磁共振成像的設(shè)備。該設(shè)備(1)包括用于在檢查體積中建立基本均勻的主磁場的裝置(2)，用于生成疊加在所述主磁場上的切換磁場梯度的裝置(3，4，5)，用于向所述人體(7)輻射RF脈沖的裝置(6)，用于控制所述磁場梯度和所述RF脈沖的生成的控制裝置(12)，用于對磁共振信號進行接收和采樣的裝置(10)，以及用于從所述信號樣本形成MR圖像的重建裝置(14)。根據(jù)本發(fā)明，將該設(shè)備布置成a)通過使所述人體(7)的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場梯度的MR成像序列，生成一系列MR回波信號(20)，b)獲取所述MR回波信號，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集(21)，c)通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計算回波偏移參數(shù)(SP_x，SP_y，SP_z)來計算梯度圖(22)，所述回波偏移參數(shù)(SP_x，SP_y，SP_z)表示k空間中的磁場梯度誘發(fā)的回波位置偏移，其中每個子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集(21)的一定數(shù)量(n)的空間相鄰像素或體素值。
文檔編號G01R33/48GK101583882SQ200880002364
公開日2009年11月18日 申請日期2008年1月15日 優(yōu)先權(quán)日2007年1月18日
發(fā)明者H·達恩克, P·范德默倫, T·舍夫特 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司