一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法與流程

本發明涉及放射醫學計量檢測領域的醫用磁共振模體圖像評價方法，特別是涉及一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法。

背景技術：

由于核磁磁共振設備具有無電離輻射、對人體無害、軟組織分辨能力強的特點，因而被廣泛應用于醫院不同科室的圖像學檢查中，成為醫生的重要診斷手段之一。保障醫用磁共振設備性能良好，從而保障醫用磁共振圖像質量，成為計量檢測工作的重點。

為了衡量磁共振成像設備的性能，國際上一般采用由美國模體實驗室生產的Magphan SMR 100/170模體進行掃描檢測分析。SMR100模體的模體內核與170一致，僅外觀結構不同，因此國內多采用幾何穩定性更好的柱形SMR 170模體。

Magphan SMR 170模體作為目前國內使用范圍最廣的檢測模體，其內部測試方體主要分為5層，分別為：均勻性層(見圖1所示)、高對比度分辨力層(見圖2所示)、低對比度分辨力層(見圖3所示)、空間線性層(見圖4所示)和敏感度層(因為敏感度層的檢測未在國內或國內相關標準中涉獵，所以本發明不涉及這部分內容)。將模體置于醫用磁共振設備中進行掃描，可獲得多幅檢測圖像，進而實現對圖像均勻性、層厚、信噪比、高對比度分辨力、低對比度分辨力、空間線性和縱橫比等主要計量參數的定量評價。其中，圖像均勻性、層厚和信噪比通過均勻性層圖像進行檢測；高對比度分辨力通過高對比度分辨力層圖像進行檢測；低對比度分辨力通過低對比度分辨力層圖像進行檢測；空間線性和縱橫比通過空間線性層圖像進行檢測。Magphan模體具有較好的集成性和可拆卸性，一次掃描即可得到所有參數評價用圖像，避免多次掃描，因此應用十分廣泛。

現有的醫用磁共振模體圖像評價方法，主要步驟如下：

步驟1：圖像的導入和篩選

磁共振設備對模體進行一次掃描通常會生成十幾幅到四十幾幅數目不等的圖像。檢測人員首先要將這些圖像全部導入磁共振設備自帶的DICOM讀圖軟件中。在這一系列模體圖像中，前述每個檢測層都會生成至少3幅圖像，檢測人員需要在這若干幅圖像中憑經驗篩選出一幅用于后續檢測的最能代表該檢測層信息的圖像，圖像編號、存儲位置等信息都需要檢測人員手動記錄。

步驟2：進行均勻性層圖像的檢測

步驟2-1：進行圖像均勻性的檢測

如圖1所示，均勻性層模塊主要包含一個邊長為10cm的均勻材質的正方形區域，在正方形四邊的外側，分別有1個深色的近似于矩形的區域，用以檢測層厚。圖像的其余部分均表征硫酸銅溶液信號。

圖像均勻性是指當被檢測物體具有均勻的磁共振特性時，MRI系統在掃描整個物體時產生一個均勻信號響應的能力，通常用U(uniformity)表示。如圖5所示，在進行圖像均勻性檢測時，檢測人員需要手動將窗寬調節至最小，調節窗位找出正方形區域內最高信號強度區域，將感興趣區(面積不小于100mm²)定位在此高強度區域，然后將感興趣區的信號強度的均值定為S_max。同樣，檢測人員需要手動把窗寬調節至最小，調節窗位找出窗口內最低信號強度區域，將感興趣區(面積為100mm²)定位在此低強度區域，然后將感興趣區的信號強度的均值定為S_min。由公式(1)計算出圖像均勻性：

式中：

U——圖像均勻性；

S_max——信號強度均值的最大值；

S_min——信號強度均值的最小值。

步驟2-1：進行層厚的檢測

如圖6所示，在進行層厚檢測時，檢測人員需要手動把窗寬調節至最小，調節窗位為恰好使圖像中層厚檢測區域帶剛好消失的窗位與背景信號強度均值之和的一半，測量圖像中層厚檢測區域的長度，即半高全寬(FWHM，full width half maximum)。由于層厚檢測區域并非單一像素行或像素列，因此，確定某一行或列像素的長度作為半高全寬完全取決于檢測人員的經驗。而不同行(或列)的長度值存在明顯差異。

步驟3-1信噪比的檢測

如圖7所示，在進行信噪比(SNR，signal to noise ratio)檢測時，檢測人員需要手動定位并勾畫圖像中心ROI區域(M₀所在位置)和外周背景ROI區域(M_b1或M_b2或M_b3或M_b4所在位置)，這些ROI區域的面積不小于100mm²。之后通過公式(2-1)計算信噪比：

式中：M₀——中心ROI區域的信號強度均值；

M_b——某個外周背景ROI區域的信號強度均值；

SD₀——中心ROI區域信號強度的標準偏差。

鑒于手動測量過程中定位的不準確性，所以不同檢測人員得到的信噪比檢測結果各不相同。

步驟3：高對比度分辨力層圖像的檢測

如圖2所示，高對比度分辨力層模塊主要包含11個L形排布的線對組，分別代表(1～11)LP/cm的分辨力，其余呈放射狀排布的13個小圓孔用于測量空間線性。由于Magphan模體有專門的空間線性層，故此處不再贅述。

在進行高對比度分辨力檢測時，檢測人員需手動將窗寬調節至最小，再調節窗位至以目測方式能夠清楚分辨出的最細的一組線對，其對應的線對組數值即為該磁共振系統的高對比度分辨力，如圖8。

醫用磁共振設備的高對比度分辨能力本身并不是很強，這也是醫用磁共振設備相比于醫用CT設備的一項缺點，如圖8所示，這臺醫用磁共振設備的高對比度分辨力為5LP/cm。大量實驗表明，在用醫用磁共振設備的高對比度分辨力一般在(4～6)LP/cm之間。

雖然現行高對比度分辨力檢測方法基本能夠滿足需求，但仍需要檢測人員手動調節窗寬、窗位，并進行基于經驗的目測判斷，判斷標準為：在調節窗寬、窗位后，某一線對組內部白色線條部分完整、無形變，并且線對組內部多個白色線條之間能夠不粘、不連、不斷。這樣的線對組即被認為是可以分辨。

步驟4：低對比度分辨力層圖像的檢測

如圖3所示，低對比度分辨力層模塊主要包含4組夾角為90°、呈放射狀排布的不同深度、不同大小的圓孔。每組圓孔均有三種直徑，分別為10mm、6mm和4mm，以圖中A～D四組圓孔為例，他們的深度分別為0.5mm、0.75m、1.5mm和2mm。

在進行低對比度分辨力檢測時，檢測人員需要手動將窗寬和窗位調至合適的數值(合適數值的選擇嚴重依賴于檢測者的經驗)，分辨出直徑最小、深度最淺的圓孔，即為該磁共振系統的低對比分辨力。

事實上，大量實驗經驗表明，95％以上的醫用磁共振設備模體圖像都可以在完全不調節窗寬窗位的情況下，即可目測分辨出所有的圓孔(如圖9所示，此圖完全沒有調節窗寬、窗位)。但現行方法對低對比度分辨力檢測并沒有給出一個量化的評價指標。

步驟5：空間線性層圖像的檢測

如圖4所示，空間線性層模塊主要包含4組、共20個直徑為3mm的圓孔，用以實現對空間線性和縱橫比兩個參數的測量。

步驟5-1：空間線性的檢測

如圖4和圖10所示，在進行空間線性檢測時，檢測人員手動定位A、B、C、D四組圓孔的位置，并將它們按照如圖10所示的方式依次相連，形成3個邊長標稱值為12cm、10cm和8cm的四邊形。檢測人員通過使用讀圖軟件的“測距”功能，分別測量這3個四邊形的4條邊長，并根據公式(4)計算空間線性：

式中：L——空間線性；

L_標——標稱邊長；

L_測——圖像中的實測邊長。

所有L值中最大者，即為該磁共振系統的空間線性。

由于這些圓孔的直徑均為3mm，如圖10所示，這些圓孔在圖像中通常表現為由十幾個甚至幾十個像素點組成的小像斑，而并非單一像素點。因此圖10中的每條邊長起始點和終點的位置選擇不唯一，這使得現行方法的測量結果會有較大的隨機性和誤差，而且對3個四邊形共12條邊長進行逐一手動定位和測量也十分耗時。

5-2：縱橫比的檢測

在進行縱橫比檢測時，如圖4和圖11所示，檢測人員手動定位A1、B1、C1和D1四個圓孔的位置，并將A1和C1相連作為圖像的縱向直徑，將B1和D1相連作為圖像的橫向直徑，并根據公式(5)計算縱橫比：

式中：H——縱橫比；

L_縱——圖像的縱向直徑；

L_橫——圖像的橫向直徑。

與空間線性的檢測相同，由于這些圓孔在圖像上的表征并非單一像素點，因此圖10中的每條邊長起始點和終點的位置選擇不唯一，這使得現行方法的測量結果會有較大的隨機性和誤差。

步驟6：檢測結果的記錄、保存和查找

現行檢測方法全部采用手動定位和測量，檢測結果十分依賴檢測人員的經驗，且測量結果的準確度和重復性都較差。由于需要多次手動調節窗寬、窗位，并手動記錄各種檢測結果和圖像存儲路徑，圖像也必須手動保存，故現行檢測方法的效率較低，檢測結果不直觀也不方便查找。

綜上所述，目前，對醫用磁共振設備圖像質量性能指標的測量通常是利用磁共振設備自帶的讀圖軟件讀取磁共振模體的DICOM圖像來進行。其中在通過磁共振設備自帶的讀圖軟件讀取磁共振模體的DICOM圖像測量圖像均勻性、信噪比時，只能通過檢測人員手動定位檢測區域、讀取數據的方式進行測量；在通過磁共振設備自帶的讀圖軟件讀取磁共振模體的DICOM圖像測量層厚、空間線性和縱橫比時，只能通過檢測人員不斷調節窗寬(WW)、窗位(WL)后，依靠讀圖軟件中的測量距離功能，憑借經驗定位測量區域；在通過磁共振設備自帶的讀圖軟件讀取磁共振模體的DICOM圖像測量高對比度分辨力和低對比度分辨力時，只能通過檢測人員不斷調節窗寬(WW)、窗位(WL)后，直接觀察圖像，憑借經驗來判定磁共振設備的高對比度分辨力和低對比度分辨力所能達到的量級。由于不同檢測人員的視覺存在差異，因此通過這種方法得到的測量結果往往存在一定的誤差，測量重復性和準確性都比較差。此外，現有方法比較耗時，檢測效率也不高。

鑒于上述現有的醫用磁共振模體圖像評價方法存在的缺陷，本發明人經過不斷的研究、設計，并經反復試作及改進后，終于創設出確具實用價值的本發明。

技術實現要素：

本發明的主要目的在于，克服現有的醫用磁共振模體圖像評價方法存在的缺陷，而提供一種新的醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，所要解決的技術問題是使其自動化程度高、準確的量化評價，不僅能夠大幅度提高檢測人員的檢測效率，同時避免了由人為操作帶來的諸多誤差，確保測量結果準確，非常適于實用。

本發明的目的及解決其技術問題是采用以下技術方案來實現的。依據本發明提出的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其包括以下步驟：第一導入圖像；第二篩選圖像；第三圖像傾斜校正；第四分別對經篩選又經圖像傾斜校正的待檢測模體均勻性層圖像、待檢測模體高對比度分辨力層圖像、待檢測模體低對比度分辨力層圖像、待檢測模體空間線性層圖像進行檢測，其中，模體均勻性層圖像的檢測包括圖像均勻性檢測、厚層檢測、信噪比檢測、圖像均勻性分布檢測；模體高對比度分辨力層圖像的檢測是模體高對比度分辨力檢測；模體低對比度分辨力層圖像的檢測是模體低對比度分辨力檢測；空間線性層圖像的檢測包括空間線性檢測和縱橫比檢測，上述檢測既能依次檢測，也能任意單項檢測，還能多項同時檢測；第五檢測結果的記錄、保存和查找，上述全部步驟均能通過采用本發明形成的軟件自動完成。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的導入圖像是檢測人員將磁共振設備對模體進行一次掃描生成的十幾幅到四十幾幅數目不等的圖像全部導入采用本發明形成的軟件中。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的篩選圖像是在這一系列模體圖像中的模體均勻性檢測層、模體高對比度分辨力檢測層、模體低對比度分辨力檢測層、模體空間線性檢測層中都會生成至少3幅圖像，檢測人員需要在這若干幅圖像中篩選出一幅最能代表模體均勻性檢測層、模體高對比度分辨力檢測層、模體低對比度分辨力檢測層、模體空間線性檢測層的信息的圖像，以便進行檢測。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的圖像傾斜校正是分別對檢測人員篩選出的模體均勻性檢測層圖像、模體高對比度分辨力檢測層圖像、模體低對比度分辨力檢測層圖像、模體空間線性檢測層圖像進行圖像傾斜校正，同時保存圖像信息，將經過圖像傾斜校正的待檢測模體均勻性層圖像、待檢測模體高對比度分辨力層圖像、待檢測模體低對比度分辨力層圖像、待檢測模體空間線性層圖像信息分別保存至載入圖像相同系統路徑下的新建文件夾“selected-image”。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的圖像傾斜校正的具體方法是在人工交互的基礎上，分別初步定位模體均勻性檢測層圖像、模體高對比度分辨力檢測層圖像、模體低對比度分辨力檢測層圖像、模體空間線性檢測層圖像檢測區域中可以用來作為定位依據的規則圖形“頂點”附近區域的幾何位置，之后通過基于輪廓提取的閾值分割的方法，分別準確定位模體均勻性檢測層圖像、模體高對比度分辨力檢測層圖像、模體低對比度分辨力檢測層圖像、模體空間線性檢測層圖像中所述的規則圖形的輪廓，進而確定模體均勻性檢測層圖像、模體高對比度分辨力檢測層圖像、模體低對比度分辨力檢測層圖像、模體空間線性檢測層圖像中心點，再以中心點為軸進行圖像旋轉直至“正位”，所述的“正位”是將所述的規則圖形的各個邊界位于同一行或列的像素點，之后采用雙三次插值算法對旋轉后的圖像進行插值，從而最大限度地保存圖像的原始信息。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的圖像傾斜校正中所作為定位依據的規則圖形為正方形、長方形、折線形以及圓形。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的圖像均勻性檢測是根據所述的待檢測模體均勻性檢測層圖像的中心位置及該待檢測模體均勻性檢測層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，在規則圖形的內部，自動生成多個均勻分布的、面積不小于100mm²的感興趣區域(ROI)，并自動計算所述的多個區域的均值、方差，以及自動找到這些ROI區域中的信號強度均值的最大值區域和信號強度均值的最小值區域，依照以下公式自動完成均勻性的計算

式中：U——圖像均勻性；

S_max——信號強度的均值的最大值；

S_min——信號強度均值的最小值。

所計算的結果實時顯示并以excel文件的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找，圖像均勻性檢測全過程自動完成。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的層厚檢測是根據所述的待檢測模體均勻性層圖像的中心位置和該模體中層厚檢測區域的尺寸，并基于規則形的邊界輪廓的位置，采用閾值分割的方法，準確定位了4個包含多行或多列像素點的層厚檢測區域，分布在規則圖形邊框的上、下、左、右的位置；之后，在4個層厚檢測區域中每一個層厚檢測區域自動生成1條“均值profile線”，而每條“均值profile線”都是這個層厚檢測區域內多行或多列相鄰profile線的均值，采用數值遍歷的方法自動找到這條“均值profile線”的左右兩個“峰值點”，以及最低端的“谷值點”，并依據這三點的信號強度數值自動計算半高全寬半高全寬(FWHM，full width half maximum)，進而得到層厚測量值，所有層厚檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“均值profile線”曲線圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找，文件中會給出上下左右四個長條形區域的層厚測量值并進行比較，自動計算測量值之間的方差和測量值與層厚標稱值之間的偏差。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的信噪比檢測是根據所述的待檢測模體均勻性層圖像的中心位置及該待檢測模體均勻性層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，自動定位中心ROI區域和4個外周背景ROI區域，使用4個外周背景ROI區域信號強度的均值作為外周背景信號強度的代表，所有自動定位的ROI區域的的面積均不小于100mm²，通過公式下列公式，自動計算信噪比：

式中：M₀——中心ROI區域的信號強度均值；

——4個外周背景ROI區域的均值信號強度；

SD₀——中心ROI區域信號強度的標準偏差；

全部檢測過程均為自動完成，檢測結果實時顯示并以excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的圖像均勻性分布檢測是根據所述的待檢測模體均勻性層圖像的中心位置及待檢測模體均勻性層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，自動定位待檢測模體均勻性層圖像圖像的中心位置，并以此生成多條多個方向的profile線，用以從宏觀角度反映這幅圖整體的均勻性分布情況，以磁共振信號強度按像素位置分布的形式顯示這多條線，信號強度分布情況直觀顯示，均勻性分布檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“profile線”曲線圖的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的模體高對比度分辨力檢測是根據所述的待檢測模體高對比度分辨力層圖像的中心位置及該模體高對比度分辨力層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體高對比度分辨力層的結構尺寸，采用分水嶺的圖像分割算法提取高對比度分辨力檢測ROI區域中各個線對組的階躍型邊緣輪廓，從而準確定位這多個線對組的位置區域，之后，將在每個線對組的居中位置自動生成一條profile線，用以呈現每個線對組內部信號強度的“起伏”，所有高對比度分辨力檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“線對組profile線”圖的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的模體低對比度分辨力檢測是根據待檢測模體低對比度分辨力層圖像的中心位置及待檢測模體低對比度分辨力層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體低對比度分辨力層4組夾角為90°、呈放射狀排布的圓孔的幾何位置和模體內部結構尺寸，采用基于水平集的圖像分割算法，先分割出這4組圓孔率并確定每個圓孔的圓心位置，依托所述4組低對比度分辨力區域中最大的圓孔的中心位置，并通過“區域生長的算法”以每個最大圓孔的中心位置為圓心，“生長”出一個超過100個像素點、面積略小于這個最大圓孔的區域M_A、M_B、M_C、M_D，并按照所述的基于水平集的圖像分割算法的分割結果，定位4個與所述最大圓孔的區域M_A、M_B、M_C、M_D相鄰且面積相等的背景區域M_A’、M_B’、M_C’、M_D’，通過下列公式自動計算低對比度值：

式中：R——低對比度值；

M——低對比度分辨力ROI區域信號強度均值；

M’——相鄰背景區域信號強度均值.

所述的低對比度分辨力檢測全部檢測過程均為自動完成，檢測結果實時顯示并以excel的形式同步保存在所述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的空間線性檢測是根據待檢測模體空間線性層圖像的中心位置及待檢測模體空間線性層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體空間線性層的結構尺寸，同樣基于分水嶺的圖像分割算法先對A、B、C、D四組圓孔所在的區域進行定位，通過定位質心，所述的質心是待檢測模體空間線性層圖像中的小圓孔，該小圓孔的“質心”被認為是該小圓孔所在區域內信號強度最高的像素點，基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確找到每組圓孔內的5個質心，之后，使用每組圓孔中的3個小孔，將其相互連接成3個標稱邊長分別為12cm，10cm和8cm的四邊形，并同時自動測量這三個四邊形的邊長，并根據下例公式計算空間線性，

式中：L——空間線性；

L_標——標稱邊長；

L_測——圖像中的實測邊長。

所有L值中最大者，即為該磁共振系統的空間線性；

空間線性檢測的檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“空間線性檢測示意”圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

前述的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其中所述的縱橫比檢測是根據待檢測模體空間線性層圖像的中心位置及待檢測模體空間線性層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體空間線性層的結構尺寸，采用基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確定位四個圓孔的質心A1、B1、C1、D1，并將A1和C1相連作為圖像的縱向直徑，將B1和D1相連作為圖像的橫向直徑，根據下列公式計算縱橫比：

式中：H——縱橫比；

L_縱——圖像的縱向直徑；

L_橫——圖像的橫向直徑；

在縱橫比檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“縱橫比檢測示意”圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

本發明與現有技術相比具有明顯的優點和有益效果。其至少具有下列優點：

1、本發明能夠對圖像進行自動旋轉，在每幅圖像校準開始之前，對待檢測圖像進行傾斜校正，對圖像進行二維旋轉并采用雙三次插值算法對圖像進行插值，保存圖像的原始信息。確保每次處理的圖像都是“正位”，所述規則圖形的各個邊界位于同一行或列的像素點，方便后續自動方法。

2、本發明的圖像均勻性檢測，不需要再調節窗寬、窗位去定位S_max和S_min，而是根據圖像的中心位置和正方形的邊界輪廓，自動在規則圖形內部定位9個ROI檢測區域，避免了調節窗寬、窗位的麻煩，也避免了由于不同檢測人員定位不同而產生的檢測結果的差異。

3、本發明采用計算多條profile線均值的方法，準確計算每個層厚區域的FWHM，使得層厚測量不在受到各種主觀因素的影響。

4、本發明信噪比檢測自動定位圖像的中心位置(也代表信號的中心)，以及位于四周的外周背景區域，現行的檢測方法對于外周背景區域通常只定位一個，由于醫用磁共振設備圖像外周背景區域的信號強度差別較大，如果只用單一外周背景區域進行檢測，則不同檢測人員得到的檢測結果會有較大差別。而本發明定位四個，而且都是根據圖像的中心和正方形的輪廓自動定位的。所以我們的檢測結果更加真實、準確、可靠。

5、本發明增加圖像均勻性profile曲線，使得圖像的分布情況一目了然。

6、本發明采用分水嶺的方法提取高對比度分辨力檢測ROI區域的階躍型邊緣輪廓，從而準確定位這11個線對組的位置區域，為準確畫出profile線奠定基礎。避免了基于窗寬、窗位調節的圖像高對比度分辨力的檢測。

7、、本發明采用基于水平集的圖像分割算法，對每組低對比度分辨力檢測區域中的最大的圓斑進行準確定位，確保低對比度分辨力檢測結果的準確性和穩定性。并給出了量化的“低對比度值”作為評價指標。

8、本發明采用基于尋找“質心”的方法，自動、準確地定位空間線性檢測層所有ROI區域的質心，進而使得空間線性和縱橫比兩項參數的測量變得十分準確，避免了人為因素的干擾。

9、本發明處理速度快，且采用客觀評價方法來評價各性能參數，任何操作者得到的結果都完全一致，大幅度提升檢測效率和檢測結果的準確性。

10、本發明四種圖像檢測層不存在先后順序，可單獨檢測某層的性能參數；若該層有多個性能參數，可選擇單獨檢測某參數或同時檢測所有參數具有靈活性；

上述說明僅是本發明技術方案的概述，為了能夠更清楚了解本發明的技術手段，而可依照說明書的內容予以實施，并且為了讓本發明的上述和其他目的、特征和優點能夠更明顯易懂，以下特舉較佳實施例，并配合附圖，詳細說明如下。

附圖說明

圖1是本發明的模體均勻性層結構示意圖。

圖2是本發明的模體高對比度分辨力層結構示意圖。

圖3是本發明的模體低對比度分辨力層結構示意圖。

圖4是本發明的模體空間線性層結構示意圖。

圖5是現行檢測方法的圖像均勻性檢測圖。

圖6是現行檢測方法的層厚檢測圖。

圖7是現行檢測方法的信噪比檢測圖。

圖8是現行檢測方法的高對比度分辨力檢測圖。

圖9是現行檢測方法的低對比度分辨力檢測圖。

圖10是現行檢測方法的空間線性檢測圖。

其中，圖10中將4組虛線方塊中的圓孔各自相連，形成3個不同邊長的四邊形。

圖11是現行檢測方法的縱橫比檢測圖。

圖12是任一均勻性層待檢測圖像的原始狀態圖。

圖13是本發明人工交互進行“頂點”區域的定位圖。

圖14是本發明“傾斜校正”后的任一均勻性層待檢測圖像。

圖15A是本發明實施例的圖像均勻性檢測圖。

圖15B是本發明實施例的圖像均勻性檢測結果表。

其中：圖15A-15B為采用本發明形成的軟件生成的excel文件的截圖，圖中分別列出了本發明實施例的9個ROI區域的信號強度均值和標準偏差，9個ROI區域信號強度均值最大值與信號強度均值最小值之差，9個ROI區域信號強度均值最大值與信號強度均值最小值之和，以及均勻性(U)的計算結果。

圖16A是本發明實施例的層厚檢測圖。

圖16B是本發明實施例的層厚檢測上、下、左、右四個方向的均值profile線圖。

圖17A是本發明實施例的信噪比檢測圖。

圖17B是本發明實施例的信噪比檢測結果表。

其中：圖17A-17B為采用本發明形成的軟件生成的excel文件的截圖，圖中分別列出了本發明實施例中心ROI區域和4個外周背景ROI區域的信號強度均值和標準偏差，以及SNR的計算結果。

圖18A是本發明實施例的圖像均勻性分布檢測圖。

圖18B是本發明實施例的圖像均勻性分布檢測縱向profile線的MRI信號強度曲線圖。

圖18C是本發明實施例的圖像均勻性分布檢測圖橫向profile線的MRI信號強度曲線圖。

圖19A是本發明實施例的高對比度分辨力檢測圖。

其中：圖19A體現了本發明形成的軟件將在每個線對組的居中位置自動生成一條profile線，用以呈現每個線對組內部信號強度的“起伏”。

圖19B：是本發明實施例的高對比度分辨力檢測1LP/cm線對組內部信號強度的曲線圖。

圖19C：是本發明實施例的高對比度分辨力檢測2LP/cm線對組內部信號強度的曲線圖。

圖19D：是本發明實施例的高對比度分辨力檢測3LP/cm線對組內部信號強度的曲線圖。

圖19E：是本發明實施例的高對比度分辨力檢測4LP/cm線對組內部信號強度的曲線圖。

圖19F：是本發明實施例的高對比度分辨力檢測5LP/cm線對組內部信號強度的曲線圖。

圖19G：是本發明實施例的高對比度分辨力檢測6LP/cm線對組內部信號強度的曲線圖。

圖19H：是本發明實施例的高對比度分辨力檢測7LP/cm線對組內部信號強度的曲線圖。

圖19I：是本發明實施例的高對比度分辨力檢測8LP/cm線對組內部信號強度的曲線圖。

圖20A：是本發明實施例的低對比度分辨力檢測圖。

圖20B：是本發明實施例的低對比度分辨力檢測結果表。

其中：圖20A-21B為采用本發明形成的軟件生成的excel文件的截圖，圖中分別列出了本發明實施例中4個位于低對比度分辨力區域中最大的圓孔的中，且面積略小于最大圓孔的區域的信號強度均值和標準偏差，以及4個與之相鄰且面積相等的背景區域的信號強度均值和標準偏差

圖21A：是本發明實施例的空間線性檢測圖。

圖21B：是本發明實施例的空間線性檢測質心圖。

圖21C：是本發明實施例的空間線性檢測質心灰度三維顯示圖。

圖21D：是本發明實施例的空間線性檢測結果圖。

圖21E：是本發明實施例的空間線性檢測結果表。

其中：圖21A-21E為采用本發明形成的軟件生成的excel文件的截圖，圖中分別列出了本發明實施例基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確定位圓孔質心，進而準確測量的3組、共12條四邊形的邊長，以及空間線性的計算結果。

圖22A：是本發明實施例的縱橫比檢測圖。

圖22B：是本發明實施例的縱橫比檢測結果表。

其中，圖22A-22B為采用本發明形成的軟件生成的excel文件的截圖，圖中分別列出了實施例基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確定位圓孔質心，進而準確測量圖像的縱向直徑、橫向直徑，以及縱橫比計算結果。

具體實施方式

為更進一步闡述本發明為達成預定發明目的所采取的技術手段及功效，以下結合附圖及較佳實施例，對依據本發明提出的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法其包括以下步驟：第一導入圖像；第二篩選圖像；第三圖像傾斜校正；第四分別對經篩選又經圖像傾斜校正的待檢測模體均勻性層圖像、待檢測模體高對比度分辨力層圖像、待檢測模體低對比度分辨力層圖像、待檢測模體空間線性層圖像進行檢測，其中，模體均勻性層圖像的檢測包括圖像均勻性檢測、厚層檢測、信噪比檢測、圖像均勻性分布檢測；模體高對比度分辨力層圖像的檢測是模體高對比度分辨力檢測；模體低對比度分辨力層圖像的檢測是模體低對比度分辨力檢測空間線性層圖像的檢測包括空間線性檢測和縱橫比檢測，上述檢測既能依次檢測，也能任意單項檢測，還能多項同時檢測；第五檢測結果的記錄、保存和查找，上述全部步驟均能通過采用本發明形成的軟件自動完成。

其中所述的導入圖像是檢測人員將磁共振設備對模體進行一次掃描生成的十幾幅到四十幾幅數目不等的圖像全部導入采用本發明形成的軟件中。

其中所述的篩選圖像是在這一系列模體圖像中的模體均勻性檢測層、模體高對比度分辨力檢測層、模體低對比度分辨力檢測層、模體空間線性檢測層中都會生成至少3幅圖像，檢測人員需要在這若干幅圖像中篩選出一幅最能代表模體均勻性檢測層、模體高對比度分辨力檢測層、模體低對比度分辨力檢測層、模體空間線性檢測層的信息的圖像，以便進行檢測。

其中所述的圖像傾斜校正是分別對已篩選出的模體均勻性檢測層圖像、模體高對比度分辨力檢測層圖像、模體低對比度分辨力檢測層圖像、模體空間線性檢測層圖像進行圖像傾斜校正，同時保存圖像信息，將經過圖像傾斜校正的待檢測模體均勻性層圖像、待檢測模體高對比度分辨力層圖像、待檢測模體低對比度分辨力層圖像、待檢測模體空間線性層圖像信息分別保存至載入圖像相同系統路徑下的新建文件夾“selected-image”。該圖像傾斜校正的具體方法是在人工交互的基礎上，初步定位圖像檢測區域中可以用來作為定位依據的規則圖形“頂點”附近區域的幾何位置，之后通過基于輪廓提取的閾值分割的方法，準確定位圖像中規則圖形的輪廓，進而確定圖像中心點，再以中心點為軸進行圖像旋轉直至“正位”，所述的正位是將所述的規則圖形的各個邊界位于同一行或列的像素點，之后采用雙三次插值算法對旋轉后的圖像進行插值，從而最大限度地保存圖像的原始信息。其中所述的圖像傾斜校正中所作為定位依據的規則圖形為正方形、長方形、折線形以及圓形等圖形。

其中所述的圖像均勻性檢測是根據所述的待檢測模體均勻性檢測層圖像的中心位置及該待檢測模體均勻性檢測層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，在規則圖形的內部，自動生成多個均勻分布的、面積不小于100mm²的感興趣區域ROI，并自動計算所述的多個區域的均值、方差，以及自動找到這些ROI區域中的信號強度均值的最小區域，依照下列公式自動完成均勻性的計算

式中：U——圖像均勻性；

S_max——信號強度均值的最大值；

S_min——信號強度均值的最小值。

所計算的結果實時顯示并以excel文件的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找，圖像均勻性檢測全過程自動完成。

其中所述的層厚的檢測是根據所述的待檢測模體均勻性層圖像的中心位置和該模體中層厚檢測區域的尺寸，并基于所述的規則圖形的邊界輪廓的位置，采用閾值分割的方法，準確定位了4個包含多行或多列像素點的層厚檢測區域，分布在規則圖形邊框的上、下、左、右的位置；之后，在4個層厚檢測區域中每一個層厚檢測區域自動生成1條“均值profile線”，而每條“均值profile線”都是這個層厚檢測區域內多行或多列相鄰profile線的均值，采用數值遍歷的方法自動找到這條“均值profile線”的左右兩個“峰值點”，以及最低端的“谷值點”，并依據這三點的信號強度數值自動計算半高全寬半高全寬FWHM-full width half maximum，進而得到層厚測量值，所有層厚檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“均值profile線”曲線圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找，文件中會給出上下左右四個長條形區域的層厚測量值并進行比較，自動計算測量值之間的方差和測量值與層厚標稱值之間的偏差。

其中所述的信噪比檢測是根據所述的待檢測模體均勻性層圖像的中心位置及該待檢測模體均勻性層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，自動定位中心ROI區域和4個外周背景ROI區域，使用4個外周背景ROI區域信號強度的均值作為外周背景信號強度的代表，所有自動定位的ROI區域的的面積均不小于100mm²，通過公式下列公式，自動計算信噪比：

式中：M₀——中心ROI區域的信號強度均值；

——4個外周背景ROI區域的均值信號強度；

SD₀——中心ROI區域信號強度的標準偏差；

信噪比檢測檢測全過程均為自動完成，檢測結果實時顯示并以excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

其中所述的圖像均勻性分布檢測是根據所述的待檢測模體均勻性層圖像中心位置及該待檢測模體均勻性層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，自動定位該待檢測模體均勻性層圖像的中心位置，并以此生成多條多個方向的profile線，用以從宏觀角度反映這幅圖整體的均勻性分布情況，以磁共振信號強度按像素位置分布的形式顯示這多條線，信號強度分布情況直觀顯示，均勻性分布檢測的檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“profile線”曲線圖的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

其中所述的模體高對比度分辨力檢測是根據所述的待檢測模體高對比度分辨力層圖像的中心位置及該待檢測模體高對比度分辨力層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體高對比度分辨力層的結構尺寸，采用分水嶺的圖像分割算法提取高對比度分辨力檢測ROI區域中各個線對組的階躍型邊緣輪廓，從而準確定位這多個線對組的位置區域，之后，將在每個線對組的居中位置自動生成一條profile線，用以呈現每個線對組內部信號強度的“起伏”，所有高對比度分辨力層圖像的檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“線對組profile線”圖的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

其中所述的模體低對比度分辨力檢測是根據所述的待檢測模體低對比度分辨力層圖像的中心位置及該待檢測模體低對比度分辨力層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體低對比度分辨力層4組夾角為90°、呈放射狀排布的圓孔的幾何位置和模體內部結構尺寸，采用基于水平集的圖像分割算法，先分割這4組圓孔率并確定每個圓孔的圓心位置，依托所述4組低對比度分辨力區域中最大的圓孔的中心位置，并通過“區域生長的算法”以每個最大圓空的中心位置為圓心，“生長”出一個超過100個像素點、面積略小于這個最大圓孔的區域M_A、M_B、M_C、M_D，并按照所述的基于水平集的圖像分割算法的分割結果，定位4個與區域M_A、M_B、M_C、M_D相鄰且面積相等的背景區域M_A’、M_B’、M_C’、M_D’，通過下列公式自動計算低對比度值：

式中：R——低對比度值；

M——低對比度分辨力ROI區域信號強度均值；

M’——相鄰背景區域信號強度均值.

所述的低對比度分辨力檢測全部過程均為自動完成，檢測結果實時顯示并以excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

其中所述的空間線性檢測是根據待檢測模體空間線性層圖像的中心位置及該待檢測模體空間線性層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體空間線性層的結構尺寸，同樣基于分水嶺的圖像分割算法先對A、B、C、D四組圓孔所在的區域進行定位，通過定位“質心”，所述的質心是待檢測模體空間線性層圖像中的“小圓孔”，其所述的小圓孔的質心被認為是這個小圓孔所在區域內信號強度最高的像素點，基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確找到每組圓孔內的5個質心，之后，使用每組圓孔中的3個小孔，將其相互連接成3個標稱邊長分別為12cm，10cm和8cm的四邊形，并同時自動測量這三個四邊形的邊長，并根據下例公式計算空間線性，

式中：L——空間線性；

L_標——標稱邊長；

L_測——圖像中的實測邊長。

所有L值中最大者，即為該磁共振系統的空間線性；

空間線性檢測的檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“空間線性檢測示意”圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

其中所述的縱橫比的檢測是根據待檢測模體空間性層圖像的中心位置及待檢測模體空間線性層圖像中規則圖形的邊界輪廓和模體空間線性層的結構尺寸，采用基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確定位四個圓孔的質心A1、B1、C1、D1，并將A1和C1相連作為圖像的縱向直徑，將B1和D1相連作為圖像的橫向直徑，根據下列公式計算縱橫比：

式中：H——縱橫比；

L_縱——圖像的縱向直徑；

L_橫——圖像的橫向直徑；

在縱橫比檢測的所有檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“縱橫比檢測示意”圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。

本發明請參閱圖1-22所示，本發明較佳實施例的一種醫用磁共振模體圖像量化自動評價方法，其主要包括以下步驟：

步驟1：圖像的導入

首先導入圖像，磁共振設備對模體進行一次掃描通常會生成十幾幅到四十幾幅數目不等的圖像。檢測人員首先要將這些圖像全部導入采用本發明形成的軟件中。

步驟2：篩選圖像

在這一系列模體圖像中的模體均勻性檢測層、模體高對比度分辨力檢測層、模體低對比度分辨力檢測層、模體空間線性檢測層中都會生成至少3幅圖像，檢測人員需要在這若干幅圖像中篩選出一幅最能代表模體均勻性檢測層、模體高對比度分辨力檢測層、模體低對比度分辨力檢測層、模體空間線性檢測層信息的圖像，以便進行檢測。

步驟3：圖像傾斜校正

然后對步驟2中篩選出的最能代表模體均勻性檢測層、模體高對比度分辨力檢測層、模體低對比度分辨力檢測層、模體空間線性檢測層信息的圖像進行傾斜校正。由于MRI模體一般是球形或者圓柱形，MRI設備成像杜絕金屬物質介入，所以模體外表面沒有嵌入能夠用于定位的金屬小圓珠，因此在MRI模體成像過程中，模體的內部結構在平面內實際上不太可能完全的“水平”或者“垂直”的，進而模體圖像內部的可以用來作為定位依據的規則圖形，本實施例采用正方形一定會有傾斜，而這種傾斜會對我們期待的自動化操作帶來很大的障礙。因此，本發明在進行圖像檢測前，會對被篩選出來的4幅圖像進行“傾斜校正”以方便后續的操作步驟。這些被篩選并經過傾斜校正后的待檢測圖像將分別被自動保存到一個名為“selected-image”的新生成的文件夾中，而這個文件夾與前述一系列原始的模體圖像保存在同一路徑下，方便查找。

參閱圖12所示，以“待檢測模體均勻性層圖像”為例，待待檢測模體均勻性層圖像可能與如圖1所示的標準“正位”(即所述的規則圖形的各個邊界位于同一行或列的像素點)相差任何一個不為0°的角度，通常稱為圖像傾斜，這種傾斜會給圖像內檢測區域的準確定位帶來很多麻煩。因此，本實施列首先要對待檢測圖像進行“傾斜校正”。參閱圖13所示，該“傾斜校正”是在人工交互的基礎上，初步定位待檢測模體均勻性層圖像中正方形的四個“頂點”附近區域的幾何位置，之后通過基于輪廓提取的閾值分割的方法，準確定位待檢測模體均勻性層圖像中正方形的輪廓，進而確定圖像中心點，再以中心點為軸進行待檢測模體均勻性層圖像旋轉直至“正位”，之后采用雙三次插值算法對旋轉后的圖像進行插值，從而最大限度地保存圖像的原始信息(如圖14所示)，所述的待檢測模體高對比度分辨力層圖像、待檢測模體低對比度分辨力層圖像待檢測模體空間現象層圖像的傾斜校正同待檢測模體均勻性層圖像的傾斜校正。

步驟4：對經篩選又經圖像傾斜校正的待檢測模體均勻性層圖像、待檢測模體高對比度分辨力層圖像、待檢測模體低對比度分辨力層圖像、待檢測模體空間線性層圖像進行檢測。其中：

模體均勻性層圖像的檢測包括圖像均勻性的檢測、層厚的檢測、信噪比的檢測、圖像均勻性分布的檢測。

模體高對比度分辨力層圖像的檢測是模體高對比度分辨力檢測。

模體低對比度分辨力層圖像的檢測是模體低對比度分辨力檢測。

模體空間線性層圖像的檢測包括空間線性的檢測和縱橫比的檢測。

4-1：圖像均勻性的檢測

參閱圖15A、圖15B所示，在圖像均勻性檢測時，檢測人員只需要從“selected-image”文件夾中導入前述已保存并經過“傾斜校正”的待檢測均勻性層圖像。由于在所述“傾斜校正”的過程中，該待檢測模體均勻性層圖像的中心位置已經確定。本實施例根據待檢測模體均勻性層圖像的中心位置及該待檢測模體均勻性層圖像中正方形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，在邊長10cm正方形的內部，以九宮格法自動定位生成9個均勻分布的、面積不小于100mm²的感興趣區域(ROI)，自動計算這9個ROI區域的均值、方差，依照公式(1)，自動完成均勻性的計算。在圖像均勻性檢測過程中，完全不需要檢測人員調節窗寬、窗位，所有檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以excel文件的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找，圖15B顯示了具體的檢測結果生成的excel表。

4-2：層厚的檢測

參閱圖16A、圖16B所示，檢測人員依然使用所述的待檢測模體均勻性層測圖像。參閱圖6所示，由于每個層厚檢測區域都是由十幾行或列像素點組成的，因此選取任何單一行或列都不能完全表征這一區域的真實信息，且檢測結果會有很大的偏差。因此，該層厚檢測是根據所述的待檢測模體均勻性層

圖像的中心位置和模體中層厚檢測區域的尺寸，并基于正方形的邊界輪廓的位置，采用閾值分割的方法，準確定位了4個包含10行或列像素點的層厚檢測區域的上、下、左、右的位置。之后，在4個檢測區域中，通過采用本發明形成的軟件都會自動生成1條“均值profile線”，而每條“均值profile線”都是這個層厚檢測區域內10條相鄰profile線的均值，參閱圖16所示。以一條“均值profile線”為例，采用數值遍歷的方法自動找到這條“均值profile線”的左右兩個“峰值點”，以及最低端的“谷值點”，并依據這三點的信號強度數值自動計算FWHM，進而得到層厚測量值。

采用“均值profile線”的方法能夠大幅度降低由于不同檢測人員定位區域不一致帶來的測量結果的不確定性，并且能夠更加準確地反應層厚測量的真實情況。層厚的檢測過程中，完全不需要檢測人員調節窗寬、窗位，所有檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“均值profile線”圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找，文件中會給出上下左右四個長條形區域的層后測量值并進行比較，自動計算測量值之間的方差和測量值與層厚標稱值之間的最大絕對誤差。本實施例檢測結果列表如下：

4-3：信噪比的檢測

參閱圖17A、圖17B所示，檢測人員依然使用所述的待檢測模體均勻性層圖像。該信噪比的檢測根據經過“傾斜校正”后的待檢測模體均勻性層像的中心位置及該待檢測模體均勻性層圖像中正方形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，自動定位中心ROI區域和4個外周背景ROI區域M_b1、M_b2、M_b3、M_b4，由于醫用磁共振設備圖像外周背景區域的信號強度差別較大，如果只用單一外周背景區域進行檢測，則不同檢測人員得到的檢測結果會有較大差別。因此，該信噪比的檢測使用4個外周背景ROI區域信號強度的均值作為外周背景信號強度的代表，大幅度提高了測量結果的準確性并大幅度降低了測量結果的不確定度。所有自動定位的ROI區域的的面積均不小于100mm²。通過公式(2)自動計算信噪比：

信噪比的檢測過程中，全部檢測過程均為自動完成，檢測結果實時顯示并以excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。圖17B顯示了具體信噪比的檢測結果生成的excel表。

4-4：圖像均勻性分布的檢測

參閱圖18A、圖18B、圖18C所示，在進行圖像均勻性分布檢測時，檢測人員依然使用所述的待檢測模體均勻性層圖像。由于已有校準方法的圖像均勻性只能粗略計算均勻性數值，且在檢測完成后調節窗寬、窗位后的圖像很難保存，為檢測人員日后查閱檢測結果帶來了很多不便。因此，圖像均勻性分布的檢測根據經過圖像傾斜校正待檢測模體均勻性檢測層圖像的中心位置及待檢測模體均勻性檢測層圖像中正方形的邊界輪廓和模體均勻性層的結構尺寸，自動定位待檢測模體均勻性檢測層圖像的中心位置，并以此生成兩條分別位于水平和垂直方向的profile線，用以從宏觀角度反映這幅圖整體的均勻性分布情況。以磁共振信號強度按像素位置分布的形式顯示這兩條線，信號強度分布情況一目了然，十分直觀。

采用“profile線”的方法能夠幫助檢測人員更好地了解被檢磁共振設備均勻性的分布情況，也是對前述“均勻性(U)”的有效補充，因為已有的均勻性檢測并不能告訴檢測者圖像均勻性分布的情況，也無法給出圖像上磁共振信號強弱的分布情況。本發明的圖像均勻性分布檢測的所有檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“profile線”圖的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。檢測結果見圖18B、圖18C。

4-5：模體高對比度分辨力層圖像檢測

參閱圖19A-圖19I所示，在進行模體高對比度分辨力層檢測時，檢測人員只需要從“selected-image”文件夾中導入前述已保存并經過“傾斜校正”的待檢測模體高對比度分辨力層圖像。由于在前述“傾斜校正”的過程中，該待檢測模體高對比度分辨力層圖像的中心位置已經確定。所述的高對比度分辨力檢測根據經“傾斜校正”的待檢測模體高對比度分辨力層圖像的中心位置及該待檢測模體高對比度分辨力層圖像中正方形的邊界輪廓和模體高對比度分辨力層的結構尺寸，采用分水嶺的圖像分割算法提取高對比度分辨力檢測ROI區域中各個線對組的階躍型邊緣輪廓，從而準確定位這11個線對組成的位置區域，為準確畫出profile線奠定基礎。這11個呈L型排布的線對組，分別代表(1-11)LP/cm的分辨力。之后，將在每個線對組的居中位置自動生成一條profile線，用以呈現每個線對組內部信號強度的“起伏”。

該高對比度分辨力檢測自動定位并生成“profile線”的功能能夠幫助檢測人員更好地了解被檢磁共振設備的高對比度分辨能力。由于磁共振設備的高對比度分辨力本身不強，因此profile線分析做到8LP/cm已足夠，由圖19A-圖19I可知，這臺磁共振設備的高對比度分辨力水平約為5LP/cm。在本實施例的高對比度分辨力檢測過程中，不需要檢測人員調節窗寬、窗位，大幅度提高了檢測效率同時避免了由不同檢測人員經驗不同而引入的檢測誤差。所有檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“線對組profile線”圖的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。圖19B-圖19I顯示1-11線對組profile線圖。

4-6：模體低對比度分辨力層圖像的檢測

在進行模體低對比度分辨力層圖像的檢測時，檢測人員只需要從“selected-image”文件夾中導入前述已保存并經過“傾斜校正”的低對比度分辨力層待檢測圖像。

參閱圖9和圖20A、圖20B所示，由于在前述“傾斜校正”的過程中，該待檢測模體低對比度分辨力層圖像的中心位置已經確定。所述的低對比度分辨力檢測是根據經過“傾斜校正”的待檢測模體低對比度分辨力層的中心位置及該待檢測模體低對比度分辨力層圖像中正方形的邊界輪廓和模體低對比度分辨力層4組夾角為90°、呈放射狀排布的圓孔的幾何位置和模體內部結構尺寸，采用基于水平集的圖像分割算法，將先分割出這4組圓孔率來并確定每個圓孔的圓心位置，低對比度分辨力層的待檢測模體低對比度分辨力層圖像在不調節窗寬、窗位的情況下都能直接目測分辨出每個4組低對比度分辨力區域中最小的圓孔。因此，該低對比度分辨力檢測僅對4組低對比度分辨力區域中最大的圓孔進行分析，因為最大的圓孔直徑較大，包含的像素點較多，便于分析。

低對比度分辨力檢測依托所述4組低對比度分辨力區域中最大的圓孔的中心位置，并通過“區域生長的算法”以這個中心位置為圓心，“生長”出一個超過100個像素點、面積略小于這個最大圓孔的區域，如圖20A、圖20B中M_A、M_B、M_C、M_D，并按照前述的基于水平集的圖像分割算法的分割結果，定位4個與M_A、M_B、M_c、M_D相鄰且面積相等的背景區域M_A’、M_B’、M_C’、M_D’。通過公式(3)自動計算低對比度值：

在該模體低對比度分辨力檢測過程中，不僅準確定位了低對比度分辨力檢測區域的位置，還創新地提出了計算低對比度值的方法，實現了低對比度分辨力的量化評價。全部檢測過程均為自動完成，檢測結果實時顯示并以excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。參閱圖20B顯示了具體模體低對比度分辨力層圖像檢測結果生成的excel表。

4-7：空間線性的檢測

在進行空間線性檢測時，檢測人員只需要從“selected-image”文件夾中導入前述已保存并經過“傾斜校正”的待檢測模體空間線性層圖像。由于在前述“傾斜校正”的過程中，該待檢測模體空間線性層圖像的中心位置已經確定。空間線性檢測根據經“傾斜校正”的待檢測模體空間線性層圖像的中心位置及待檢測模體圖像中正方形的邊界輪廓和模體空間線性層的結構尺寸，同樣基于分水嶺的圖像分割算法先對A、B、C、D四組圓孔所在的區域進行定位，參閱圖21A-圖21D所示，由于這些圓孔的直徑均為3mm，所以這些圓孔在圖像中通常表現為由十幾個甚至幾十個像素點組成的小像斑，而并非單一像素點。因此，該空間線性層圖像的檢測是通過定位“質心”來確保檢測結構的準確。所述的質心是質量中心的簡稱，對于待檢測模體空間線性層圖像中的“小圓孔”，則認為是這個小圓孔所在區域內信號強度最高的像素點。在完成四組圓孔的定位后，參閱圖21A-圖21C所示，采用基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確找到每組圓孔內的5個質心。之后，使用每組圓孔中的3個小孔，將其相互連接成3個標稱邊長分別為12cm，10cm和8cm的四邊形，并同時自動測量這三個四邊形的邊長，根據公式(4)計算空間線性。

空間線性層圖像的檢測采用基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確定位圓孔質心，進而準確測量各組四邊形的邊長。有效避免了由于檢測人員認為因素引入的測量誤差，并同時大幅度提高了檢測效率。所有檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“空間線性檢測示意”圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。圖21E顯示了空間線性檢測結果excel表。

4-8：縱橫比的檢測

參閱圖22A、圖22B所示。在進行縱橫比檢測時，檢測人員依然使用所述的待檢測模體空間線性層圖像。與前述空間線性檢測步驟相同，縱橫比檢測同樣采用基于局部圖像灰度三維顯示的方法準確定位四個圓孔的質心A1、B1、C1、D1，并將A1和C1相連作為圖像的縱向直徑，將B1和D1相連作為圖像的橫向直徑，新方法同樣根據公式(5)計算縱橫比。

在該測的檢測過程中，所有檢測流程全部自動完成，檢測結果實時顯示并以“縱橫比檢測示意”圖和excel的形式同步保存在前述“selected-image”文件夾中，方便檢測人員查找。圖22B顯示了縱橫比的檢測結果excel表。

步驟5：檢測結果的記錄、保存和查找

在完成圖像導入和篩選后，本發明每幅圖傾斜校正的時間不超過5秒，圖像均勻性檢測、層厚檢測、信噪比檢測、均勻性分布檢測總共不超過15秒，高對比度分辨力層圖像的檢測不超過10秒，低對比度分辨力層圖像的檢測不超過10秒。本發明全部流程耗時不超過2分鐘，而現行檢測方法大約需要20分鐘～25分鐘，大幅度提高的檢測效率和準確性。本發明四種圖像檢測層不存在先后順序，可單獨檢測某層的性能參數；若該層有多個性能參數，可選擇單獨檢測某參數或同時檢測所有參數，具有靈活性。此外，本發明完全不依賴檢測人員的經驗。經過大量實驗證明：本發明對于在任何廠家、型號的醫用磁共振設備中掃描得到的模體圖像均具有普遍適用性。

以上所述，僅是本發明的較佳實施例而已，并非對本發明作任何形式上的限制，雖然本發明已以較佳實施例揭露如上，然而并非用以限定本發明，任何熟悉本專業的技術人員，在不脫離本發明技術方案范圍內，當可利用上述揭示的技術內容作出些許更動或修飾為等同變化的等效實施例，但凡是未脫離本發明技術方案的內容，依據本發明的技術實質對以上實施例所作的任何簡單修改、等同變化與修飾，均仍屬于本發明技術方案的范圍內。