计 算 机 工 程 第 34 卷 第13期
Vol.34 No.13 Computer Engineering ·博士论文·
文章编号:1000—3428(2008)13—0001—03
文献标识码:A
2008年7月
July 2008
中图分类号:TP391
磁敏感加权成像的后处理算法与临床应用
钱黎俊,路 青,许建荣
(上海交通大学医学院附属仁济医院放射科,上海 200127)
摘 要:磁敏感加权成像可以无创地显示颅内静脉结构,对脑肿瘤、血管畸形等疾病具有重要临床意义。该文分析磁敏感加权独特的成像后处理和重建算法的具体步骤,通过仿真图像验证其有效性。该方法对幕上微小静脉结构、肿瘤及血管畸形病灶的显示敏感性优于传统磁共振成像法。
关键词:磁共振成像;磁敏感加权成像;相位
Post-processing Algorithm of Susceptibility Weighted Imaging
and Its Clinical Application
QIAN Li-jun, LU Qing, XU Jian-rong
(Department of Radiology, Renji Hospital Affiliated to Medical School of Shanghai Jiaotong University, Shanghai 200127)
【Abstract 】Susceptibility Weighted Imaging(SWI) non-invasively displays the intracranial venous structure, which is significant in the clinicaldiagnosis of brain tumor, vascular malformation, and other central nervous diseases. This paper analyzes the unique image post-processing andreconstruction algorithm of SWI, and verifies its effectiveness through simulation images. This algorithm proves a better sensitivity to supratentonialvenous and the lesion territory of tumor and vascular malformation compared with the traditional Magnetic Resonance Imaging(MRI) methods. 【Key words】Magnetic Resonance Imaging(MRI); Susceptibility Weighted Imaging(SWI); phase
1 概述
在许多脑部疾病中,静脉都不同程度地参与了病灶的病理生理变化,如肿瘤、静脉畸形等。然而,由于脑部静脉管2 算法描述及推导
本文将文献[4]的SWI 后处理基本流程进一步完善,算径相对狭小同时流速较慢,目前的CT 或磁共振血管成像法
对静脉显示效果仍不理想。 法流程如图1所示。
磁敏感加权成像(Susceptibility Weighted Imaging, SWI)利用不同组织间磁
化率的差异产生图像对比。静脉中的去氧血[1]
红蛋白是顺磁性物质,而含有氧和血红蛋白的动脉以及绝大部分脑实质均属于抗磁性物质,在特定的磁共振序列(如重T2*梯度回波序列) 下,它们之间磁化率的差异将导致H (k ) 明显的信号差异,使得静脉成为区别于其他组织的明显低信号。另外,由于磁化率不同,
静脉和其他脑组织在主磁场下形成局部磁
场的不同会引起频率的偏移并最终导致失相,这在相位图上可以得到反映。因此,相位图能增强静脉和其他组织的信号对比。除
图1 SWI图像后处理算法流程 了静脉,SWI 还对含铁血黄素、铁等顺磁性物质拥有高度的
具体步骤阐述如下: 敏感性,它能显示肿瘤内的小出血灶[2]、外伤和卒中后常规
(1)图像的复数重组 磁共振成像不易发现的脑改变等[3]。
幅值图像和相位图像在扫描过程中同时获得,并成对出SWI 最终图像的获得依赖于对采集的幅值图像和相位图
现,幅值图像和常规磁共振图像一样,描述驰豫过程中质子像进行一系列的后处理,而目前磁共振扫描仪上尚不具备直
接产生该图像的功能,国内外更是缺乏相应的第三方软件,作者简介:钱黎俊(1981-) ,男,住院医师、博士,主研方向:中枢给SWI 的应用带来极大的困难。 神经系统MRI ;路 青,主管技师、博士研究生;许建荣,教授、
本文给出一种具体可控的SWI 算法,把相位图像经过滤博士、博士生导师 波消除伪影后制作成蒙片和幅值图像加权融合,使用最小密收稿日期:2007-08-11 E-mail :[email protected]
—1—
度投影显示连续的静脉结构,并通过在Matlab 上仿真以及临
床病例的回顾性分析对该算法的有效性进行了验证。
发出的信号强度,相位图像则描述质子在该过程中行经的角度。在图像空间里,无论幅值还是相位,都可以表示为三维数字矩阵。对于图像中任意一点r ,该点幅值和相位图像信
将两者合并可以得到r 点处复号可分别由ρ(r ) 和θ(r ) 表示,数形式的信号f (r ) :
f (r ) =ρ(r ) [cos θ(r ) +jsin θ(r ) ]=ρ(r )e j θ(r ) (1)
位的范围从[−π, π) 变为[0,1]。
(2) k 空间低通滤波
不同组织交界处(如气窦和骨骼周围) 磁化率的突变将带来相位图像上的磁场不均一性伪影,实现SWI 首先必须消除该伪影的影响。假设r 点处的相位θ(r ) 是由组织中自旋质子产生的固有相位ϕ(r ) 和磁场不均一性效应导致的相位伪影σ(r ) 共同组成,即
θ(r ) =ϕ(r ) +σ(r ) (2)
(a)原始相位图像 (b)窗宽为32像素的滤波结果
则式(1)的复信号可以进一步表示为
f (r ) =ρ(r )e [
j ϕ(r ) +σ(r ) ]
(3)
(c)窗宽为64像素的滤波结果 (d)窗宽为128像素的滤波结果
由于相位伪影σ(r ) 由2种磁化率差异较大的组织频率差
∆ω导致,而固有相位ϕ(r ) 来源于组织固有频率ω(ω
因此前者对应图像的低频部分,后者则对应图像的高频分量。为了获得ϕ(r ) 而滤除σ(r ) ,可以通过以下的方法进行:
e j ϕ(r ) =
图2 图像结果
ρ(r )e
ρ(r )e j σ(r )
j ϕ(r )
j [ϕ(r ) +σ(r ) ]
=
f (r ) f (r )
(4) =
LPF f (r ) g (r )
(5)相位加权得到SWI 图像
将上述蒙片ϕmask (r ) 作 n 次幂后和幅值图ρ(r ) 相乘得到SWI 图像,如式(9)所示,n 决定了权重的大小,n 取2~5可以得到信噪比较高的图像[4]。
SWI (r ) ={ϕmask (r ) }ρ(r ), n ∈N (9)
n
ϕ(r ) =arg{e} (5)
其中,分母g (r ) 为原始图像f (r ) 经过低通滤波后的形式。对上式结果e j ϕ(r ) 取相位,即可获得组织固有相位ϕ(r ) 。通过低通滤波前后的复数图像相除,并提取相位,可以有效消除磁场不均一性效应带来的相位伪影。虽然运用的是低通滤波,但真正得到的是高通的图像。算法中的频域滤波通过使用二维Hanning 低通滤波器实现。
g (r )=LPF {f (r )}=IFFT {FFT ⎡⎣f (r )⎤⎦⋅H (k )} (6) 一个窗宽为W 的Hanning 低通滤波器转移函数H (k ) 如 式(7)所示,其中,R (k ) 为k 空间中任意一点距离滤波器中心的距离;W 为滤波器的窗宽。
⎧112π⋅R (k )⎪+cos ⎪W H (k ) =⎨22⎪0⎪⎩
W
2 (7) W
R (k )>
2R (k )≤
(6)最小密度投影
由于SWI 中静脉表现为明显的低信号,对上述结果进行最小密度投影可以将分散在各个层面的静脉连续化。假设SWI 容积资料总层面数为N ,将这些图像等分为m 个单元,则每个单元的图像层数为h =N /m 。在每个单元中,对这些h 层图像数据通过循环,遍历二维坐标上的每一点,同时取这些点所对应空间中的最小值,形成一幅单层的空间最小值投影图像。最后将这些m 个单元的共m 幅投影图像按照先后顺序拼接在一起,便得到了最小密度投影图像。
3 实验结果
使用Philips Acheiva 3.0T磁共振同时采集幅值与相位图像,在Matlab7.0中编写代码的仿真结果及相应解剖结构如图3所示[5],常规血管成像法所难以描绘的中脑静脉结构也
能被清晰显示。其中,1表示侧脑室;2表示大脑内静脉; 3表示透明隔静脉;4表示丘脑纹状体静脉;5表示胼胝体压部;6表示大脑前静脉;7表示黑质;8表示大脑中深静脉;9表示红核;10表示基底静脉。
(3)低通滤波前后相除提取相位
根据式(4)和式(5),将f (r ) 和g (r ) 相除后,提取辐角,即可获得滤除了伪影的相位图像。不同的滤波器参数影响着滤波的强度,随着Hanning 滤波器窗宽的增加,磁场不均一性伪影被逐渐滤除,但过大的窗宽将带来噪声。分别采用窗宽为32像素、64像素以及128像素的Hanning 滤波器对大小为336×336像素的原始图像滤波,提取相位获得的图像结果如图2所示。
(4)蒙片的生成
相位角值域为[−π, π) ,需经过归一化转换后才能作为蒙片(mask)对幅值图像加权。在SWI 中,通常只有静脉的相位表现为明显的负值,为了在加权时不使其他组织的相位对结果产生影响,采用如下的方法生成蒙片:
⎧1⎪
ϕmask (r ) =⎨ϕ(r ) +π
⎪
π⎩
图3 脑的部分SWI 图像
ϕ(r ) >0
ϕ(r ) ≤0
(8)
4 实验讨论
使用该算法对40例正常志愿者及临床患者的磁共振数
据进行后处理仿真后,均获得了SWI 图像,可以观察到最小
其中,ϕ(r ) 和ϕmask (r ) 分别为转换前后的相位,经过转换,相 —2—
直径为1个体素(在本研究中相当于0.52 mm)的细微静脉 结构。
为比较SWI 与传统TOF MRA, PC MRA对静脉的显示情况,将13例无明显器质性疾病表现的SWI 图像交由3名经验丰富的主治医生进行独立辨认,统计各预先设定的静脉结构所出现的频数,并使用TOF MRA、PC MRA及 SWI分别对静脉显示率进行对比,结果如表1所示,其中,P 为概率
2
参数。根据χ检验的结果,SWI 对显示大脑深部管径较小的幕上静脉结构明显优于TOF 和PC 法(除了上矢状窦以外,其余P
表1 各种方法在横断面上各静脉结构的显示率
静脉结构 直窦 上矢状窦 横窦 乙状窦 透明隔静脉 丘脑纹状体静脉 大脑内静脉 基底静脉 大脑大静脉
织的高分辨率显示。
(a)左枕叶海绵状血管瘤
(b)右额叶隐匿性血管畸形
显示率/(%)
SWI
2D-TOF MRA 3D-PC MRA
(c)恶性胶质瘤 (d)肺癌脑转移
P
χ2
图4 实验结果
上述仿真的实现基于Matlab 平台,运算速度较慢,而各种文件格式的相互转换也较为繁琐,因此,有待进一步开发兼容多种图像格式的图形化界面SWI 后处理软件。
97.4 60.4 68.8 16.4520.5 33.3 95.8 59.1217.9 80.2 96.9 66.7494.8 15.6 26.0 63.3987.2 32.3 55.2 26.38100.0 17.7 100.0 49.0
94.8 91.3075.0 28.57
87.2 81.3 97.9 6.90 0.03
5 结束语
本文提出一种能够将磁共振采集的原始图像转变为SWI
的后处理算法,解决了相位图像中磁场不均一性伪影的问题,通过采用相位蒙片的方式使相位和幅值图像有效融合,并使用最小密度投影连续显示了分散在各个层面的静脉。仿真结果完整地再现了颅内静脉系统的走行,周围组织也能被保留下来,因此,SWI 可有效应用于临床诊断。
参考文献
[1] Reichenbach J R, Venkatesan R, Schillinger D J, et al. Small Vessels
in the Human Brain: MR Venography with Deoxyhemoglobin as an Intrinsic Contrast Agent[J]. Radiology, 1997, 204(1): 272-277. [2] Sehgal V, Delproposto Z, Haddar D, et al. Susceptibility Weighted
Imaging to Visualize Blood Products and Improve Tumor Contrast in the Study of Brain Masses[J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2006, 24(1): 41-51.
[3] Sehgal V, Delproposto Z, Haacke E M, et al. Clinical Applications of
Neuroimaging with Susceptibility Weighted Imaging[J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2005, 22(4): 439-450.
[4] Haacke E M, Xu Yingbiao, Cheng Y N, et al. Susceptibility
Weighted Imaging(SWI)[J]. Magnetic Resonance in Medicine, 2004, 52(3): 612-618.
[5] Rauscher A, Sedlacik J, Barth M, et al. Magnetic Susceptibility-
weighted MR Phase Imaging of the Human Brain[J]. American Journal of Neuroradiology, 2005, 26(4): 736-742.
92.9 77.1 62.5 10.57
在6例血管畸形的病例中,SWI 使3例海绵状血管瘤的
诊断更加明确,如图4(a),2例隐匿性静脉畸形只有在SWI 扫描后才明确看到引流静脉的结构,如图4(b)。在共14例肿瘤患者中,5例胶质瘤和3例脑膜瘤患者通过该方法均显示了瘤内外静脉,如图4(c),3例转移瘤均显示瘤内出血灶,鉴于SWI 对出血灶的敏感性,3例常规MRI 仅发现5个病灶,而SWI 检出7个病灶,如图4(d),可见SWI 可相应地提高了出血病灶的检出率。2例垂体瘤及1例听神经瘤病例在图像上并没有明显表现,这和肿瘤位置靠近颅底,受骨骼伪影影像较多有关。
在本算法中,诸如滤波器窗宽、蒙片加权次数、最小密度投影单元数等皆为可控参数,按照不同的需要将获得大体相似的最终结果。步骤(4)得到的蒙片称为负相位蒙片,其特点为:负相位被线性转换为0~1的范围,而正相位全为1。这样,当蒙片和幅值图像加权时,只特异性地使静脉信号更低,而不会对正相位对应的组织(如大部分脑实质及脑脊液等) 产生影响。在步骤(6)的最小密度投影中,并没有采取常用的选取阈值并进行整个容积单层投影的方法,因为SWI 和常规MRA
相比另一个显著的优势是可以清晰地显示脑实质,设定阈值无疑会去除这些有用的信息。通过分组投影的方式,不但兼顾了血管的连续性,更保留了组织信息,真正做到对组
—3—
计 算 机 工 程 第 34 卷 第13期
Vol.34 No.13 Computer Engineering ·博士论文·
文章编号:1000—3428(2008)13—0001—03
文献标识码:A
2008年7月
July 2008
中图分类号:TP391
磁敏感加权成像的后处理算法与临床应用
钱黎俊,路 青,许建荣
(上海交通大学医学院附属仁济医院放射科,上海 200127)
摘 要:磁敏感加权成像可以无创地显示颅内静脉结构,对脑肿瘤、血管畸形等疾病具有重要临床意义。该文分析磁敏感加权独特的成像后处理和重建算法的具体步骤,通过仿真图像验证其有效性。该方法对幕上微小静脉结构、肿瘤及血管畸形病灶的显示敏感性优于传统磁共振成像法。
关键词:磁共振成像;磁敏感加权成像;相位
Post-processing Algorithm of Susceptibility Weighted Imaging
and Its Clinical Application
QIAN Li-jun, LU Qing, XU Jian-rong
(Department of Radiology, Renji Hospital Affiliated to Medical School of Shanghai Jiaotong University, Shanghai 200127)
【Abstract 】Susceptibility Weighted Imaging(SWI) non-invasively displays the intracranial venous structure, which is significant in the clinicaldiagnosis of brain tumor, vascular malformation, and other central nervous diseases. This paper analyzes the unique image post-processing andreconstruction algorithm of SWI, and verifies its effectiveness through simulation images. This algorithm proves a better sensitivity to supratentonialvenous and the lesion territory of tumor and vascular malformation compared with the traditional Magnetic Resonance Imaging(MRI) methods. 【Key words】Magnetic Resonance Imaging(MRI); Susceptibility Weighted Imaging(SWI); phase
1 概述
在许多脑部疾病中,静脉都不同程度地参与了病灶的病理生理变化,如肿瘤、静脉畸形等。然而,由于脑部静脉管2 算法描述及推导
本文将文献[4]的SWI 后处理基本流程进一步完善,算径相对狭小同时流速较慢,目前的CT 或磁共振血管成像法
对静脉显示效果仍不理想。 法流程如图1所示。
磁敏感加权成像(Susceptibility Weighted Imaging, SWI)利用不同组织间磁
化率的差异产生图像对比。静脉中的去氧血[1]
红蛋白是顺磁性物质,而含有氧和血红蛋白的动脉以及绝大部分脑实质均属于抗磁性物质,在特定的磁共振序列(如重T2*梯度回波序列) 下,它们之间磁化率的差异将导致H (k ) 明显的信号差异,使得静脉成为区别于其他组织的明显低信号。另外,由于磁化率不同,
静脉和其他脑组织在主磁场下形成局部磁
场的不同会引起频率的偏移并最终导致失相,这在相位图上可以得到反映。因此,相位图能增强静脉和其他组织的信号对比。除
图1 SWI图像后处理算法流程 了静脉,SWI 还对含铁血黄素、铁等顺磁性物质拥有高度的
具体步骤阐述如下: 敏感性,它能显示肿瘤内的小出血灶[2]、外伤和卒中后常规
(1)图像的复数重组 磁共振成像不易发现的脑改变等[3]。
幅值图像和相位图像在扫描过程中同时获得,并成对出SWI 最终图像的获得依赖于对采集的幅值图像和相位图
现,幅值图像和常规磁共振图像一样,描述驰豫过程中质子像进行一系列的后处理,而目前磁共振扫描仪上尚不具备直
接产生该图像的功能,国内外更是缺乏相应的第三方软件,作者简介:钱黎俊(1981-) ,男,住院医师、博士,主研方向:中枢给SWI 的应用带来极大的困难。 神经系统MRI ;路 青,主管技师、博士研究生;许建荣,教授、
本文给出一种具体可控的SWI 算法,把相位图像经过滤博士、博士生导师 波消除伪影后制作成蒙片和幅值图像加权融合,使用最小密收稿日期:2007-08-11 E-mail :[email protected]
—1—
度投影显示连续的静脉结构,并通过在Matlab 上仿真以及临
床病例的回顾性分析对该算法的有效性进行了验证。
发出的信号强度,相位图像则描述质子在该过程中行经的角度。在图像空间里,无论幅值还是相位,都可以表示为三维数字矩阵。对于图像中任意一点r ,该点幅值和相位图像信
将两者合并可以得到r 点处复号可分别由ρ(r ) 和θ(r ) 表示,数形式的信号f (r ) :
f (r ) =ρ(r ) [cos θ(r ) +jsin θ(r ) ]=ρ(r )e j θ(r ) (1)
位的范围从[−π, π) 变为[0,1]。
(2) k 空间低通滤波
不同组织交界处(如气窦和骨骼周围) 磁化率的突变将带来相位图像上的磁场不均一性伪影,实现SWI 首先必须消除该伪影的影响。假设r 点处的相位θ(r ) 是由组织中自旋质子产生的固有相位ϕ(r ) 和磁场不均一性效应导致的相位伪影σ(r ) 共同组成,即
θ(r ) =ϕ(r ) +σ(r ) (2)
(a)原始相位图像 (b)窗宽为32像素的滤波结果
则式(1)的复信号可以进一步表示为
f (r ) =ρ(r )e [
j ϕ(r ) +σ(r ) ]
(3)
(c)窗宽为64像素的滤波结果 (d)窗宽为128像素的滤波结果
由于相位伪影σ(r ) 由2种磁化率差异较大的组织频率差
∆ω导致,而固有相位ϕ(r ) 来源于组织固有频率ω(ω
因此前者对应图像的低频部分,后者则对应图像的高频分量。为了获得ϕ(r ) 而滤除σ(r ) ,可以通过以下的方法进行:
e j ϕ(r ) =
图2 图像结果
ρ(r )e
ρ(r )e j σ(r )
j ϕ(r )
j [ϕ(r ) +σ(r ) ]
=
f (r ) f (r )
(4) =
LPF f (r ) g (r )
(5)相位加权得到SWI 图像
将上述蒙片ϕmask (r ) 作 n 次幂后和幅值图ρ(r ) 相乘得到SWI 图像,如式(9)所示,n 决定了权重的大小,n 取2~5可以得到信噪比较高的图像[4]。
SWI (r ) ={ϕmask (r ) }ρ(r ), n ∈N (9)
n
ϕ(r ) =arg{e} (5)
其中,分母g (r ) 为原始图像f (r ) 经过低通滤波后的形式。对上式结果e j ϕ(r ) 取相位,即可获得组织固有相位ϕ(r ) 。通过低通滤波前后的复数图像相除,并提取相位,可以有效消除磁场不均一性效应带来的相位伪影。虽然运用的是低通滤波,但真正得到的是高通的图像。算法中的频域滤波通过使用二维Hanning 低通滤波器实现。
g (r )=LPF {f (r )}=IFFT {FFT ⎡⎣f (r )⎤⎦⋅H (k )} (6) 一个窗宽为W 的Hanning 低通滤波器转移函数H (k ) 如 式(7)所示,其中,R (k ) 为k 空间中任意一点距离滤波器中心的距离;W 为滤波器的窗宽。
⎧112π⋅R (k )⎪+cos ⎪W H (k ) =⎨22⎪0⎪⎩
W
2 (7) W
R (k )>
2R (k )≤
(6)最小密度投影
由于SWI 中静脉表现为明显的低信号,对上述结果进行最小密度投影可以将分散在各个层面的静脉连续化。假设SWI 容积资料总层面数为N ,将这些图像等分为m 个单元,则每个单元的图像层数为h =N /m 。在每个单元中,对这些h 层图像数据通过循环,遍历二维坐标上的每一点,同时取这些点所对应空间中的最小值,形成一幅单层的空间最小值投影图像。最后将这些m 个单元的共m 幅投影图像按照先后顺序拼接在一起,便得到了最小密度投影图像。
3 实验结果
使用Philips Acheiva 3.0T磁共振同时采集幅值与相位图像,在Matlab7.0中编写代码的仿真结果及相应解剖结构如图3所示[5],常规血管成像法所难以描绘的中脑静脉结构也
能被清晰显示。其中,1表示侧脑室;2表示大脑内静脉; 3表示透明隔静脉;4表示丘脑纹状体静脉;5表示胼胝体压部;6表示大脑前静脉;7表示黑质;8表示大脑中深静脉;9表示红核;10表示基底静脉。
(3)低通滤波前后相除提取相位
根据式(4)和式(5),将f (r ) 和g (r ) 相除后,提取辐角,即可获得滤除了伪影的相位图像。不同的滤波器参数影响着滤波的强度,随着Hanning 滤波器窗宽的增加,磁场不均一性伪影被逐渐滤除,但过大的窗宽将带来噪声。分别采用窗宽为32像素、64像素以及128像素的Hanning 滤波器对大小为336×336像素的原始图像滤波,提取相位获得的图像结果如图2所示。
(4)蒙片的生成
相位角值域为[−π, π) ,需经过归一化转换后才能作为蒙片(mask)对幅值图像加权。在SWI 中,通常只有静脉的相位表现为明显的负值,为了在加权时不使其他组织的相位对结果产生影响,采用如下的方法生成蒙片:
⎧1⎪
ϕmask (r ) =⎨ϕ(r ) +π
⎪
π⎩
图3 脑的部分SWI 图像
ϕ(r ) >0
ϕ(r ) ≤0
(8)
4 实验讨论
使用该算法对40例正常志愿者及临床患者的磁共振数
据进行后处理仿真后,均获得了SWI 图像,可以观察到最小
其中,ϕ(r ) 和ϕmask (r ) 分别为转换前后的相位,经过转换,相 —2—
直径为1个体素(在本研究中相当于0.52 mm)的细微静脉 结构。
为比较SWI 与传统TOF MRA, PC MRA对静脉的显示情况,将13例无明显器质性疾病表现的SWI 图像交由3名经验丰富的主治医生进行独立辨认,统计各预先设定的静脉结构所出现的频数,并使用TOF MRA、PC MRA及 SWI分别对静脉显示率进行对比,结果如表1所示,其中,P 为概率
2
参数。根据χ检验的结果,SWI 对显示大脑深部管径较小的幕上静脉结构明显优于TOF 和PC 法(除了上矢状窦以外,其余P
表1 各种方法在横断面上各静脉结构的显示率
静脉结构 直窦 上矢状窦 横窦 乙状窦 透明隔静脉 丘脑纹状体静脉 大脑内静脉 基底静脉 大脑大静脉
织的高分辨率显示。
(a)左枕叶海绵状血管瘤
(b)右额叶隐匿性血管畸形
显示率/(%)
SWI
2D-TOF MRA 3D-PC MRA
(c)恶性胶质瘤 (d)肺癌脑转移
P
χ2
图4 实验结果
上述仿真的实现基于Matlab 平台,运算速度较慢,而各种文件格式的相互转换也较为繁琐,因此,有待进一步开发兼容多种图像格式的图形化界面SWI 后处理软件。
97.4 60.4 68.8 16.4520.5 33.3 95.8 59.1217.9 80.2 96.9 66.7494.8 15.6 26.0 63.3987.2 32.3 55.2 26.38100.0 17.7 100.0 49.0
94.8 91.3075.0 28.57
87.2 81.3 97.9 6.90 0.03
5 结束语
本文提出一种能够将磁共振采集的原始图像转变为SWI
的后处理算法,解决了相位图像中磁场不均一性伪影的问题,通过采用相位蒙片的方式使相位和幅值图像有效融合,并使用最小密度投影连续显示了分散在各个层面的静脉。仿真结果完整地再现了颅内静脉系统的走行,周围组织也能被保留下来,因此,SWI 可有效应用于临床诊断。
参考文献
[1] Reichenbach J R, Venkatesan R, Schillinger D J, et al. Small Vessels
in the Human Brain: MR Venography with Deoxyhemoglobin as an Intrinsic Contrast Agent[J]. Radiology, 1997, 204(1): 272-277. [2] Sehgal V, Delproposto Z, Haddar D, et al. Susceptibility Weighted
Imaging to Visualize Blood Products and Improve Tumor Contrast in the Study of Brain Masses[J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2006, 24(1): 41-51.
[3] Sehgal V, Delproposto Z, Haacke E M, et al. Clinical Applications of
Neuroimaging with Susceptibility Weighted Imaging[J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2005, 22(4): 439-450.
[4] Haacke E M, Xu Yingbiao, Cheng Y N, et al. Susceptibility
Weighted Imaging(SWI)[J]. Magnetic Resonance in Medicine, 2004, 52(3): 612-618.
[5] Rauscher A, Sedlacik J, Barth M, et al. Magnetic Susceptibility-
weighted MR Phase Imaging of the Human Brain[J]. American Journal of Neuroradiology, 2005, 26(4): 736-742.
92.9 77.1 62.5 10.57
在6例血管畸形的病例中,SWI 使3例海绵状血管瘤的
诊断更加明确,如图4(a),2例隐匿性静脉畸形只有在SWI 扫描后才明确看到引流静脉的结构,如图4(b)。在共14例肿瘤患者中,5例胶质瘤和3例脑膜瘤患者通过该方法均显示了瘤内外静脉,如图4(c),3例转移瘤均显示瘤内出血灶,鉴于SWI 对出血灶的敏感性,3例常规MRI 仅发现5个病灶,而SWI 检出7个病灶,如图4(d),可见SWI 可相应地提高了出血病灶的检出率。2例垂体瘤及1例听神经瘤病例在图像上并没有明显表现,这和肿瘤位置靠近颅底,受骨骼伪影影像较多有关。
在本算法中,诸如滤波器窗宽、蒙片加权次数、最小密度投影单元数等皆为可控参数,按照不同的需要将获得大体相似的最终结果。步骤(4)得到的蒙片称为负相位蒙片,其特点为:负相位被线性转换为0~1的范围,而正相位全为1。这样,当蒙片和幅值图像加权时,只特异性地使静脉信号更低,而不会对正相位对应的组织(如大部分脑实质及脑脊液等) 产生影响。在步骤(6)的最小密度投影中,并没有采取常用的选取阈值并进行整个容积单层投影的方法,因为SWI 和常规MRA
相比另一个显著的优势是可以清晰地显示脑实质,设定阈值无疑会去除这些有用的信息。通过分组投影的方式,不但兼顾了血管的连续性,更保留了组织信息,真正做到对组
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