专利名称：匀场框架位置校正方法和装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及磁共振技术，特别涉及一种磁共振系统中的勻场框架位置校正方法和 一种勻场框架位置校正装置。
背景技术：
在磁共振(MR，Magnetic resonance)系统中，肩关节线圈位于靠近磁体边缘的位 置。由于这里的主磁场分布不均勻，因此在这些区域采集到的某些图像，比如脂肪饱和和水 激发等，其图像质量将会受到严重的影响。为此，现有技术通常采用带有被动勻场铁片或小 勻场线圈的勻场框架来补偿主磁场在肩关节线圈成像区域的变化，该勻场框架需要尽可能 地安放在穿过磁体中心的横断面位置上。勻场框架的具体结构与本发明所述方案无直接关 系，故不作介绍。由于磁体边缘的主磁场变化很快，因此对勻场框架的摆放位置的精度提出 了很高的要求。现有技术中通常采用以下方式来提高勻场框架的位置的精度1、利用激光灯标示。即利用激光灯标示来确定勻场框架的位置，但这种方法由于 在实际操作中可能存在各种误差，所以效果并不理想。2、利用一个具有较小水模的小线圈来校正勻场框架的位置。即利用小水模成像， 通过对图像的对称性等进行分析，来确定勻场框架的位置是否正确。但是，这种方式需要在 原基础上专门设计一个额外的具有水模的小线圈，实现起来很不方便；而且，由于图像的信 噪比较低，也不利于位置确定。
发明内容
有鉴于此，本发明的主要目的在于提供一种勻场框架位置校正方法，能够较好地 提高勻场框架的位置精度，且便于实现。本发明的另一目的在于提供一种勻场框架位置校正装置，能够较好地提高勻场框 架的位置精度，且便于实现。为达到上述目的，本发明的技术方案是这样实现的一种勻场框架位置校正方法，该方法包括:A、将病床移动到所认为的中心位置； B、测量得到所需图像，根据测量得到的图像确定所述病床偏离实际中心位置的距离和方 向，并按照确定出的距离和方向向实际中心位置移动所述病床。根据一种优选方案，所述步骤B包括Bi、测量得到一幅图像，所述图像优选为脂肪饱和图像或场图；B2、在所述图像中确定一检测线；B3、生成沿所述检测线的数据的轮廓图，确定所述轮廓图中的低信号区域数目以 及各高信号区域的宽度；B4、在所述低信号区域数目小于或等于预先设定的阈值时，根据所述各高信号区 域的宽度，确定所述病床偏离实际中心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向向
4实际中心位置移动所述病床，然后返回执行步骤Bl及后续步骤；在所述低信号区域数目大于预先设定的阈值时，根据所述各高信号区域的宽度， 确定所述病床偏离实际中心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向向实际中心位 置移动所述病床，然后结束流程。优选地，所述步骤Bl包括利用主磁场场图序列，或脂肪饱和或水激发序列，测量 得到一幅冠状面图像。优选地，所述根据各高信号区域的宽度，确定所述病床偏离实际中心位置的距离 和方向包括选出各高信号区域中宽度相差最大的两个高信号区域，比较这两个高信号区 域中靠近检测线起点的高信号区域的宽度是否大于另一高信号区域的宽度，如果是，则确 定所述病床偏离实际中心位置的方向为-Z方向，否则，为+Z方向；选择各高信号区域中靠 近检测线中心的一个高信号区域；按照经验公式，确定与该高信号区域的宽度相对应的移 动距离，将所述移动距离作为所述病床偏离实际中心位置的距离。优选地，所述检测线的形状为直线、椭圆的一部分或圆形的一部分。根据另一种优选方案，所述步骤B包括测量得到当所述病床位于所认为的中心位置时的一幅相位图像；以所认为的中心位置为中心，将所述病床分别以固定距离向相反的两个方向分别 移动至少一次，并在每移动一次后测量得到一幅相位图像；提取每幅相位图像中的特征部分；根据提取出的特征部分确定每幅相位图像的自相似度，并找到这些自相似度中的 最大值；利用该最大值对应的病床位置确定所述病床偏离实际中心位置的距离和方向，并 按照确定出的距离和方向向实际中心位置移动所述病床。优选地，所述测量得到相位图像包括利用能够获取相位图像的序列或双回波场 回波序列，获取冠状面相位图像。优选地，所述提取每幅相位图像中的特征部分包括利用滤波器对每幅相位图像 进行滤波，找到每幅相位图像中的图像边缘，并根据找到的图像边缘对每幅相位图像进行 二值化；将二值化后的每幅相位图像中的一指定部分确定为特征部分，其中，每幅相位图像 的特征部分的位置和大小均相同。优选地，所述根据提取出的特征部分确定每幅相位图像的自相似度包括将所述 特征部分作为滤波图像，进行反对称处理，得到反转图像；将所述滤波图像与所述反转图像 进行相乘，得到相乘图像；统计所述相乘图像中的非零点像素点个数，将统计出的非零像素 点个数作为相位图像的自相似度。优选地，所述利用该最大值对应的病床位置确定所述病床偏离实际中心位置的距 离和方向包括将该最大值对应的病床位置作为实际中心位置，确定所述病床偏离实际中 心位置的距离和方向。本发明还提供了一种勻场框架位置校正装置，包括一个预处理模块，用于将病床移动到所认为的中心位置；一个校正模块，用于测量得到所需图像，并根据测量得到的图像确定所述病床偏 离实际中心位置的距离和方向，根据确定出的距离和方向向实际中心位置移动所述病床。
根据一种优选实施方案，所述校正模块包括一个第一测量单元，用于测量得到一幅图像；所述图像优选为脂肪饱和图像或场 图；一个第一确定单元，用于在所述图像中确定一检测线；一个生成单元，用于生成沿所述检测线的数据的轮廓图，确定所述轮廓图像中的 低信号区域数目以及各高信号区域的宽度；一个判断单元，用于判断所述低信号区域数目是否小于或等于预先设定的阈值， 如果是，则通知第一校正单元，否则，通知第二校正单元；所述第一校正单元，用于根据所述图像中各高信号区域的宽度，确定所述病床偏 离实际中心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向向实际中心位置移动所述病 床，然后通知所述第一测量单元；所述第二校正单元，用于根据所述图像中各高信号区域的宽度，确定所述病床偏 离实际中心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向向实际中心位置移动所述病 床。优选地，所述第一校正单元和第二校正单元各自包括一个确定子单元，用于选出所述各高信号区域中宽度相差最大的两个高信号区 域，并比较这两个高信号区域中靠近检测线起点的高信号区域的宽度是否大于另一高信号 区域的宽度，如果是，则确定所述病床偏离实际中心位置的方向为-Z方向，否则，为+Z方 向；同时，选择所述各高信号区域中靠近检测线中心的一个高信号区域，并按照经验公式， 确定与该高信号区域的宽度相对应的移动距离，将所述移动距离作为所述病床偏离实际中 心位置的距离；一个校正子单元，用于按照确定出的距离和方向向实际中心位置移动所述病床。根据另一优选实施方案，所述校正模块包括一个第二测量单元，用于测量得到当所述病床位于所认为的中心位置时的一幅相 位图像，并以所认为的中心位置为中心，将所述病床分别以固定距离向相反的两个方向分 别移动至少一次，并在每移动一次后测量得到一幅相位图像；—个提取单元，用于提取每幅相位图像中的特征部分；一个第二确定单元，用于根据提取出的特征部分确定每幅相位图像的自相似度， 并找到这些自相似度中的最大值；—个第三校正单元，用于利用该最大值对应的病床位置确定所述病床偏离实际中 心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向向实际中心位置移动所述病床。优选地，所述提取单元包括一个滤波子单元，用于利用滤波器对每幅相位图像进行滤波，找到每幅相位图像 中的图像边缘，并根据找到的图像边缘对每幅相位图像进行二值化；一个确定子单元，用于将二值化后的每幅相位图像中的一指定部分确定为特征部 分；其中，每幅相位图像的特征部分的位置和大小均相同。优选地，所述第二确定单元包括一个反对称子单元，用于将所述特征部分作为滤波图像进行反对称处理，得到反 转图像；
一个相乘子单元，用于将所述滤波图像与所述反转图像进行相乘，得到相乘图像；一个统计子单元，用于统计所述相乘图像中的非零点像素点个数，将统计出的非 零像素点个数作为相位图像的自相似度，并找出所有相位图像的自相似度中的最大值。可见，采用本发明的技术方案，通过对测量得到的图像的检测线或自相似度进行 分析，确定病床偏离实际中心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向移动病床；由 于病床和勻场框架均与勻场框架基板相连，所以移动病床也就相当于移动勻场框架，即实 现对勻场框架的位置校正，提高其位置精度，进而提高成像质量；而且，本发明所述方案可 由系统自动完成，无需操作人员在对勻场框架进行其它的额外处理或调整，实现起来非常 方便。
下面将通过参照附图详细描述本发明的优选实施例，使本领域的普通技术人员更 清楚本发明的上述及其它特征和优点，附图中图1为本发明勻场框架位置校正方法第一实施例的流程图；图2为本发明方法实施例中测量得到的两幅图像；其中，图2(a)为当病床位于 F06时测量得到的图像，图2(b)为当病床位于FOl时测量得到的图像；图3为图2(a)所示图像的直线检测线示意图；图4为沿图3所示检测线的数据的轮廓线示意图；图5为图2(b)所示图像的直线检测线示意图；图6为沿图5所示检测线的数据的轮廓线示意图；图7为图2(a)所示图像的椭圆检测线的示意图；图8为沿图7所示检测线的数据的轮廓线示意图；图9为图2(b)所示图像的椭圆检测线的示意图；图10为沿图9所示检测线的数据的轮廓线示意11为本发明肩关节线圈勻场框架位置校正方法第二实施例的流程图；图12为本发明方法实施例中当病床位于F02时测量得到的相位图像；图13为图12所示相位图像的滤波图像；图14为依据图13所示滤波图像获取到的反转图像；图15为依据图13所示滤波图像获取到的相乘图像；图16为依据图13所示滤波图像获取到的相加图像；图17为本发明方法实施例中当病床位于不同位置时对应的自相似度示意图；图18为本发明勻场框架校正装置实施例的组成结构示意图；图19为图18所示装置一种较佳实施例的组成结构示意图；图20为图18所示装置另一较佳实施例的组成结构示意图。图21为本发明实施例中水模、勻场框架以及勻场框架基板三者之间的位置关系 示意图。
具体实施例方式针对现有技术中存在的问题，本发明提出一种勻场框架位置校正方案，即首先进行激光灯定位，并将病床(PTAB，Patient Table)移动到所认为的中心位置；然后，测量得 到所需图像，并根据测量得到的图像确定PTAB偏离实际中心位置的距离和方向；最后，按 照确定出的距离和方向，向实际中心位置移动PTAB。由于PTAB与勻场框架基板是连接在一 起的，而勻场框架也与基板连接在一起，所以，对PTAB的位置进行校正，也就相当于对勻场 框架的位置进行校正。在实际应用中，本发明所述方案可以有两种具体的实现方式。以下结合附图及实施例，对上述两种具体实现方式分别进行详细说明。应当理解， 此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明的技术方案。实施例一图1为本发明勻场框架位置校正方法第一实施例的流程图。如图1所示，包括以 下步骤步骤101 进行激光灯定位，并将PTAB移动到所认为的中心位置。本步骤中，将激光束定位在肩关节线圈的中心上，并将PTAB移动到所认为的系统 的中心位置，所认为的中心位置例如可以是先前确定的中心位置、默认的中心位置等等。由 于未进行校正，所以该中心位置可能并不是实际的中心位置。本步骤的具体实现为现有技术，不再赘述。步骤102 测量得到一幅图像。本实施例中，假设系统的磁场强度为1. 5T，回波时间(TE，echo time)为15. 7ms, 测量所用的序列可以是BO (主磁场)场图序列，例如专用测主磁场序列“field”，或者，也可 以是脂肪饱和或者水激发序列，比如带有脂肪饱和或者水激发的自旋回波-“SE”序列。这 里的“field”序列和“SE”序列为西门子磁共振系统装载的已知序列。在实际操作中，通过激光灯标示，将7300ml的瓶状水模放置于勻场框架基板的贴 近勻场框架的位置，根据上述参数及序列，获取冠状面脂肪饱和图像或场图。图21为本发明实施例中水模、勻场框架以及勻场框架基板三者之间的位置关系 示意图。如图21所示，勻场框架和勻场框架基板相连，水模放置于位于勻场框架基板之上 的水模支架上，贴近勻场框架。另外，为了避免梯度场的非线性对成像质量造成影响，在获取图像的过程中，可进 行2维形变校正，并将头脚方向(HF)作为相位编码方向，且采用至少50%的相位编码方向 过采样，同时采用较大的读出带宽，比如每像素500Hz。具体如何获取图像为现有技术，不再赘述。另外，对于该实施例来说，本步骤中只需获取到一幅图像即可，但为了保证图像质 量，可获取多幅图像，然后从中选出一幅质量最好的图像用于后续分析。步骤103 在图像中确定一条检测线，并确定检测线的位置、形状和大小。检测线的选择需要保证其能够涵盖图像中体现磁场变化的大部分显著特征，其形 状可为沿Z方向的直线，或为沿Z方向的椭圆的一部分或圆形的一部分。为适应不同的系 统需要，检测线的具体形状、位置以及大小等的设定需要考虑所采用的视野(FOV，Fieldof view)的形状和大小。同时，检测线应该避免穿过图像中的伪影区域，因此检测线的长度不 能过长。这里所提到的Z方向，是指沿PTAB的方向。步骤104 生成沿检测线的数据的轮廓图，并通过对该轮廓图进行分析，确定出轮 廓图中的低信号区域数目以及各高信号区域的宽度。
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理想情况下，如果PTAB位于实际中心位置，那么沿检测线的数据的轮廓线应该是 对称的，但由于PTAB的位置可能相对于实际中心位置有一定的偏移，所以沿检测线的数据 的轮廓线会表现出的一定的不对称性。本步骤中，通过对沿检测线的数据的轮廓线进行分析，确定出图像中的低信号区 域数目以及各高信号区域的宽度。这里所提到的高信号区域的宽度，即指两个低信号区域 之间的距离；后续即可根据确定出低信号区域数目及各高信号区域的宽度，对PTAB的位置 进行校正。步骤105 判断确定出的低信号区域数目是否小于或等于预先设定的阈值，如果 是，则执行步骤106，否则，执行步骤107。该阈值的具体取值可通过试验确定。步骤106 根据确定出的图像中各高信号区域的宽度，确定PTAB偏离实际中心位 置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向，向实际中心位置移动PTAB ；然后返回执行 步骤102及其后续步骤。步骤107 根据确定出的图像中各高信号区域的宽度，确定PTAB偏离实际中心位 置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向，向实际中心位置移动PTAB ；然后结束流程。步骤106和107中，确定PTAB偏离实际中心位置的距离和方向的具体方式可以 是选出各高信号区域中宽度相差最大的两个高信号区域，并比较这两个高信号区域中靠 近检测线起点的高信号区域(即在图像中位置靠上的高信号区域)的宽度是否大于另一高 信号区域的宽度，如果是，则确定PTAB偏离实际中心位置的方向为-Z方向(病床移出磁共 振内腔的方向)，否则，为+Z方向(病床进入磁共振内腔的方向)；同时，选择各高信号区域 中靠近检测线中心的一个高信号区域，将该高信号区域的宽度作为代表特征，按照经验公 式，确定该代表特征对应的移动距离。下面结合具体的示例，对步骤103 107的具体实现作进一步地详细说明图2为本发明方法实施例中测量得到的两幅图像。其中，图2(a)为当PTAB位于 F06时测量得到的图像，图2(b)为当PTAB位于FOl时测量得到的图像。这里所提到的F06， 是指PTAB相对于实际中心位置向-Z方向偏移了 6mm，FOl表示PTAB相对于实际中心位置 向-Z方向偏移了 1mm。从这两幅图像可以看出，PTAB距离中心位置越近，测量得到的图像 上包括的低信号区域和高信号区域就越多，而且在每一幅图像中，每个高信号区域的宽度 是不同的。综合多幅图像的研究结果对上述结论进行验证，可以确定当PTAB位于不同位 置时，对应图像中的低信号区域和高信号区域的数目以及每个高信号区域的宽度均将随着 PTAB的位置的变化而变化。而且，通过多次试验可以确定出，当图像中包括的低信号区域数 据大于某一阈值时，PTAB与实际中心位置的距离将小于2mm，反之，当低信号区域数据小于 某一该阈值时，PTAB与实际中心位置的距离将大于2mm ；对于等于该阈值的情况，可按任一 方式(大于阈值时的处理手段，或小于阈值时的处理手段)进行处理，优选按照小于阈值时 的处理手段进行处理，可以将病床移动到更精确的位置。另外，对于所选出的各高信号区域 中宽度相差最大的两个高信号区域，如果这两个高信号区域中靠近检测线起点位置的高信 号区域的宽度大于另一高信号区域的宽度，则说明PTAB偏离实际中心位置的方向为-Z方 向，否则，为+Z方向。另外，从图2可以看出，信号和噪声的分界线非常明显，这是因为水模只占据整个FOV的一部分，分界线即对应水模和空气的边缘。示例一假设已经测量得到了所需图像和确定出了检测线，并假设获取到的图像如图2(a) 所示，确定出的检测线如图3中的白色直线所示。其中，图2所示横纵坐标分别表示左右 (R-L)方向和头脚(F-H)方向。可以看出，检测线的位置距离水模的边缘仅有很少的几个像素，假设本示例中为 2个像素，并且，为了方便后续对沿检测线的数据的轮廓线进行分析，检测线的长度不能过 长，但是，检测线需要涵盖图像中主要的低信号区域和高信号区域。沿图3所示检测线的数 据的轮廓线如图4所示，其中的无变化部分，即图中直线所示部分，表示位于检测线之外的 区域，该区域的具体取值可用临近像素点的取值来代替。比如，图像在检测线方向上的长度 为256个像素，而检测线的长度为180个像素，那么位于检测两端以外的其它像素点的取值 均可用检测线两个端点处的值来进行代替。另外，图4的横坐标和纵坐标分别表示像素点 位置以及像素点的亮度。对图4所示轮廓线进行分析，可以确定出相邻低信号区域间的距离，即高信号区 域的宽度，分别为61、37和40个像素；同时可以看出(1)图像中共存在4个明显的低信号 区域；(2)第一个高信号区域的宽度61大于第三个高信号区域的宽度40。通过第(1)点可 以确定出PTAB与实际中心位置的距离要大于2mm(假设阈值设置为5)，通过第⑵点可以 确定出PTAB偏离实际中心位置的方向为-Z方向。选取第二个高信号区域的宽度作为代表特征(如图3中的黑色箭头所示)，利用经 验公式确定PTAB偏离实际中心位置的距离LS1，并根据所确定的方向和LSl移动PTAB。这 里所提到的经验公式，可以理解为一通过多次试验生成的表格，该表格中记录有不同的高 信号区域宽度对应的距离值LS1，即，经验公式可以是预先得到的高信号区域与移动距离的 对应关系。假设在执行完示例一以后，还需要进行下一次测量，那么则有示例二假设获取到的图像如图2(b)所示，检测线如图5所示，沿检测线的数据的轮廓线 如图6所示。经过分析，相邻低信号区域间的距离分别为43、22，31和41个像素；另外，可 以看出(1)图像中共存在5个明显的低信号区域；(2)第二个高信号区域的宽度22小于第 三高信号区域的宽度31。通过第(1)点可以确定出PTAB到中心位置的距离小于2mm，通过 第⑵点可以确定出PTAB偏离中心位置的方向为+Z方向。选取第二或第三个高信号区域的宽度作为代表特征(假设选取第3个)，利用经验 公式来确定PTAB相对于实际中心位置的距离LS2，并根据所确定的方向和LS2移动PTAB。上述仅以将直线作为检测线为例来进行说明，在实际应用中，对于相同的图像，还 可以将椭圆的一部分作为检测线，并确定椭圆检测线的位置、形状和大小等，使其尽可能的 涵盖图像中的主要低信号区域和高信号区域。图7为图2(a)所示图像的椭圆检测线的示意图；图8为沿图7所示检测线的数据 的轮廓线示意图；图9为图2(b)所示图像的椭圆检测线的示意图；图10为沿图9所示检测 线的数据的轮廓线示意图。可以看出，椭圆检测线的顶部与信号和噪声的分界线仅距离少数的几个像素，假设本示例中为2个像素。通过对图8和图10进行分析，确定低信号区域的数目以及各高信 号区域的宽度，并按照与将直线作为检测线相同的方式，选取某一高信号区域的宽度作为 代表特征，如图7和9中的黑色箭头所示，并利用经验公式等确定PTAB偏离实际中心位置 的距离以及方向。另外，还可将圆形的一部分作为检测线，从本质上来说，这只是一种特殊的椭圆。 具体实现请参照上述说明，不再赘述。实施例二图11为本发明肩关节线圈勻场框架位置校正方法第二实施例的流程图。如图11 所示，包括以下步骤步骤1101 进行激光灯定位，并将PTAB移动到所认为的中心位置。本步骤的具体实现与步骤101相同，不再赘述。步骤1102 测量得到当PTAB位于所认为的中心位置时的一幅相位图像，并以所认 为的中心位置为中心，将PTAB分别以固定距离向相反的两个方向分别至少移动一次，并在 每移动一次后测量得到一幅相位图像。本步骤中，测量所用的序列可以是能够获取相位图像的序列，比如改进的场回波 “gre”序列；或者，也可以是具有水和脂肪同相位回波和反相位回波的双回波场回波序列， 例如，对于1. 5T的系统，TEl设置为4. 73ms, TE2设置为9. 46ms。根据上述系统及序列，获 取冠状面相位图像。另外，为了避免梯度场的非线性对成像质量造成影响，在获取图像的过程中，可进 行2维形变校正，并将头脚方向作为相位编码方向，且采用至少50%的相位编码方向过采 样，同时采用较大的读出带宽，比如每像素500Hz。再有，具体需要测量多少幅相位图像可根据实际需要而定，通常，以每次移动Imm 的方式，采集偏移实际中心位置_5mm到+5mm内的11幅相位图像。步骤1103 提取每幅相位图像中的特征部分。本步骤中，针对PTAB位于不同位置时所对应的每幅相位图像，利用特征提取方法 提取出相位图像中的特征部分，具体提取方式可以是首先，利用滤波器对相位图像进行滤 波，找到图像边缘，并利用找到的图像边缘将相位图像二值化，即将图像上的每个像素点的 取值分别设置为0或255，或者为0或1，具体实现为现有技术，不再赘述，假设本实施例中 设置为0或255 ；然后，将进行二值化处理后的相位图像中的一指定部分确定为特征部分， 该特征部分可称为滤波图像。需要说明的是，对于测量得到的每幅相位图像，其特征部分的 位置和大小均需要相同。步骤1104 根据提取出的特征部分确定每幅图像的自相似度，并找到所有图像的 自相似度中的最大值。本步骤中，首先对滤波图像进行反对称处理，得到反转图像；然后，将滤波图像与 反转图像分别进行相乘和相加，得到乘法图像和加法图像，由于滤波图像和反转图像中的 每个像素点的取值均为0或255，因此，可利用相乘图像上的非零像素点的个数来确定图像 的自相似度。如何得到反转图像、相乘图像和相加图像均为现有技术，不再赘述。另外，本 步骤中得到的相加图像仅用于作为参考，不用于上述算法流程。举例说明
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图12为本发明方法实施例中当PTAB位于F02时测量得到的相位图像；图13为图 12所示相位图像的滤波图像。其中，图12中用实线标注出的区域即为图13所示滤波图像 在图12所示图像中的原始位置，图13所示滤波图像中的每个像素点的取值为0或255。图 14 16依次为依据图13所示滤波图像获取到的反转图像、相乘图像以及相加图像。对于当PTAB位于不同位置时对应的每幅滤波图像，均按照上述方式进行处理，得 到每个PTAB位置对应的自相似度。图17为本发明方法实施例中当PTAB位于不同位置时对应的自相似度示意图，并 对最大值进行了标柱。步骤1105 利用该最大值对应的PTAB位置确定PTAB偏离实际中心位置的距离和 方向，并按照确定出的距离和方向，向实际中心位置移动PTAB。本步骤中，将该最大值对应的PTAB位置作为实际中心位置，确定PTAB偏离实际中 心位置的距离和方向，并相应地向实际中心位置移动PTAB。基于上述方法，本发明同时提供了一种勻场框架校正装置。如图18所示，图18为 本发明勻场框架校正装置实施例的组成结构示意图，包括一个预处理模块181，用于进行激光灯定位，将PTAB移动到所认为的中心位置；一个校正模块182，用于测量得到所需图像，并根据测量得到的图像确定PTAB偏 离实际中心位置的距离和方向，根据确定出的距离和方向，向实际中心位置移动PTAB。在实际应用中，图18所示装置的具体结构还可进一步细化。图19为图18所示装 置一种较佳实施例的组成结构示意图。如图19所示，其中的校正模块182内可具体包括一个第一测量单元191，用于测量得到一幅图像；一个第一确定单元192，用于在所述图像中确定一条检测线，确定检测线的位置、 形状和大小；一个生成单元193，用于生成沿检测线的数据的轮廓图，并通过对轮廓图进行分 析，确定出轮廓图中的低信号区域数目以及各高信号区域的宽度；一个判断单元194，用于判断确定出的低信号区域数目是否小于或等于预先设定 的阈值，如果是，则通知第一校正单元195进行操作，否则，通知第二校正单元196进行操 作；一个第一校正单元195，用于根据确定出的图像中各高信号区域的宽度，确定 PTAB偏离实际中心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向向实际中心位置移动 PTAB，然后通知第一测量单元191进行操作；一个第二校正单元196，用于根据确定出的图像中各高信号区域的宽度，确定 PTAB偏离实际中心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向，向实际中心位置移动 PTAB。其中，第一校正单元195和第二校正单元196中各自又可具体包括一个确定子单元1901，用于选出各高信号区域中宽度相差最大的两个高信号区 域，并比较这两个高信号区域中靠近所述检测线起点位置的高信号区域的宽度是否大于另 一高信号区域的宽度，如果是，则确定PTAB偏离实际中心位置的方向为-Z方向，否则，为+Z 方向；同时，选择确定出的各高信号区域中靠近所述检测线中心的一个高信号区域，将该高 信号区域的宽度作为代表特征，并按照经验公式，确定该代表特征对应的移动距离，将移动距离作为PTAB偏离实际中心位置的距离；一个校正子单元1902，用于按照确定出的距离和方向移动PTAB。所述检测线的形状为直线、椭圆的一部分或圆形的一部分。图20为图18所示装置另一较佳实施例的组成结构示意图。如图20所示，其中的 校正模块182中可具体包括一个第二测量单元201，用于测量得到当PTAB位于所认为的中心位置时的一幅相 位图像，并以所认为的中心位置为中心，将PTAB分别以固定距离向相反的两个方向分别至 少移动一次，并在每移动一次后测量得到一幅相位图像；一个提取单元202，用于提取每幅相位图像中的特征部分；一个第二确定单元203，用于根据提取出的特征部分确定每幅相位图像的自相似 度，并找到所有图像自相似度中的最大值；一个第三校正单元204，用于利用该最大值对应的PTAB位置确定PTAB偏离实际中 心位置的距离和方向，并按照确定出的距离和方向，向实际中心位置移动PTAB。其中，提取单元202中又可具体包括一个滤波子单元2001，用于利用滤波器对每幅相位图像进行滤波，找到每幅相位 图像中的图像边缘，并根据找到的图像边缘对每幅相位图像进行二值化；一个确定子单元2002，用于将二值化后的每幅相位图像中的一指定部分确定为特 征部分；其中，每幅相位图相对应的特征部分的位置和大小均相同。第二确定单元203中可具体包括一个反对称子单元2003，用于将所述特征部分作为滤波图像进行反对称处理，得 到反转图像；一个相乘子单元2004，用于将滤波图像与反转图像进行相乘，得到相乘图像；一个统计子单元2005，用于统计相乘图像中的非零点像素点个数，将统计出的非 零像素点个数作为相位图像的自相似度。图19和20所示装置实施例的具体工作流程请参照图1和11所述方法实施例中 的相应说明，此处不再赘述。总之，采用本发明的技术方案，提高了勻场框架的位置精度，进而提高了成像质 量；而且，本发明所述方案可由系统自动完成，无需操作人员再对勻场框架进行其它的额外 处理或调整，所以实现起来非常方便。另外，可在系统调节的时候对勻场框架的位置进行校 正，并将校正值保存到系统中，后续应用于具有勻场框架的肩关节图像的扫描协议中。上述实施例仅用于举例说明，并不用于限制本发明的技术方案。凡在本发明的精 神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
权利要求
一种匀场框架位置校正方法，该方法包括将病床移动到所认为的中心位置；测量得到当所述病床位于所认为的中心位置时的一幅相位图像；以所认为的中心位置为中心，将所述病床分别以固定距离向相反的两个方向分别移动至少一次，并在每移动一次后测量得到一幅相位图像；提取每幅相位图像中的特征部分；根据提取出的特征部分确定每幅相位图像的自相似度，并找到这些自相似度中的最大值；利用该最大值对应的病床位置，确定所述病床偏离实际中心位置的距离和方向，并向实际中心位置移动所述病床。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述测量得到一幅相位图像包括 利用能够获取相位图像的序列或双回波场回波序列，获取冠状面相位图像。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述提取每幅相位图像中的特征部分包括利用滤波器对每幅相位图像进行滤波，找到每幅相位图像中的图像边缘，并根据找到 的图像边缘对每幅相位图像进行二值化；将二值化后的每幅相位图像中的一指定部分确定为特征部分，其中每幅相位图像的特 征部分的位置和大小均相同。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述根据提取出的特征部分确定每幅相 位图像的自相似度包括将所述特征部分作为滤波图像，进行反对称处理，得到反转图像； 将所述滤波图像与所述反转图像进行相乘，得到相乘图像；统计所述相乘图像中的非零点像素点个数，将统计出的非零像素点个数作为相位图像 的自相似度。
5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述利用该最大值对应的病床位置确定 所述病床偏离实际中心位置的距离和方向包括将该最大值对应的病床位置作为实际中心位置，确定所述病床偏离实际中心位置的距 离和方向。
6.一种勻场框架位置校正装置，包括一个预处理模块(181)，用于将病床移动到所认为的中心位置； 一个第二测量单元(201)，用于测量得到当所述病床位于所认为的中心位置时的一幅 相位图像，并以所认为的中心位置为中心，将所述病床分别以固定距离向相反的两个方向 分别移动至少一次，并在每移动一次后测量得到一幅相位图像； 一个提取单元(202)，用于提取每幅相位图像中的特征部分； 一个第二确定单元(203)，用于根据提取出的特征部分确定每幅相位图像的自相似度， 并找到这些自相似度中的最大值；一个第三校正单元(204)，用于利用该最大值对应的病床位置，确定所述病床偏离实际 中心位置的距离和方向，并向实际中心位置移动所述病床。
7.根据权利要求6所述的装置，其特征在于，所述提取单元(202)包括一个滤波子单元(2001)，用于利用滤波器对每幅相位图像进行滤波，找到每幅相位图 像中的图像边缘，并根据找到的图像边缘对每幅相位图像进行二值化；一个确定子单元(2002)，用于将二值化后的每幅相位图像中的一指定部分确定为特征 部分，其中每幅相位图像的特征部分的位置和大小均相同。
8.根据权利要求6所述的装置，其特征在于，所述第二确定单元(203)包括 一个反对称子单元(2003)，用于将所述特征部分作为滤波图像进行反对称处理，得到 反转图像；一个相乘子单元(2004)，用于将所述滤波图像与所述反转图像进行相乘，得到相乘图像；一个统计子单元(2005)，用于统计所述相乘图像中的非零点像素点个数，将统计出的 非零像素点个数作为相位图像的自相似度，并找出所有相位图像的自相似度中的最大值。
全文摘要
本发明公开了一种匀场框架位置校正方法，包括A、进行激光灯定位，并将病床(PTAB)移动到所认为的中心位置；B、测量得到所需图像，并根据测量得到的图像确定所述PTAB偏离实际中心位置的距离和方向；按照确定出的距离和方向移动所述PTAB。本发明同时公开了一种匀场框架位置校正装置。应用本发明所述的方法和装置，能够提高匀场框架的位置精度，从而提高成像质量，且易于实现。
文档编号G01R35/00GK101937067SQ20091014847
公开日2011年1月5日 申请日期2009年6月30日 优先权日2009年6月30日
发明者廖然, 贺强, 陈进军 申请人:西门子迈迪特(深圳)磁共振有限公司