CN105785298B - 一种高精度三维化学位移成像方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种高精度三维化学位移成像方法，该方法采用三维单次激发长回波串采集方式并结合特别设计的射频重聚脉冲串或频率编码梯度技术和具有回波幅度和相位误差精确校正特征的预扫描方案以及数据后处理方法可以在一次扫描中获得完全分离的水图像和脂肪图像以及二者的同相图和反相图，该技术对磁场均匀性和梯度系统性能要求低，可明显提高图像质量和诊断价值。
Description
技术领域
本发明涉及医用磁共振成像技术和影像诊断学技术领域，尤其涉及一种高精度三维化学位移成像方法。
背景技术
在医学磁共振成像(MRI)中，压脂成像对病变显示明显优于常规成像技术，例如，有利于提高诊断关节软骨损伤的敏感性和特异性,可改善乳腺和视神经图像的对比度。在T1加权图像中脂肪由于T1短出现为高信号而在增强扫描中易于与对比剂增强的病灶混淆，影响了增强扫描的临床确诊意义。另外，在1.5T水脂化学位移频率差为210赫兹，RF带宽大都在1～3千赫兹范围，含脂肪的扫描层面在空间上可以移动层厚的几分之一，同时在读梯度带宽50～200赫兹/像素条件下水脂化学位移伪影在频率编码方向可以覆盖几个像素，造成人体解剖结构影像失真。正因为如此，压脂技术在临床诊断医学中有着重要的应用价值，常用的压脂方法有选择性脂肪磁化饱和，水选择性激发和短TI恢复(STIR)。然而，选择性脉冲对磁场B0和射频场B1的不均匀性很敏感，在低场由于水脂化学位移差仅为几十赫兹而不适用。STIR对B1场的不均匀性敏感，在抑制脂肪的同时也减弱了其它组织的信号，且延长了扫描时间。另一方面，基于不同组织成分的化学位移f,而进行各成分单独成像的技术对射频场B1的均匀性和磁场强度没有特殊要求也不损失图像信噪比，还可以测定组织中脂肪和水的相对比例，在临床诊断上更有价值。Dixon水脂分离是化学位移成像技术之一，可以每层采集两幅(或三幅)水脂信号相位差分别为0π和(或0、π和2π)的k空间数据，然后通过数据处理获得水图像和脂肪图像。临床上基于自旋回波的两点和三点Dixon水脂分离成像技术应用较为广泛，水脂同相回波和反相回波分别在两次或三次独立的扫描中采集，扫描时间为常规T1加权扫描的两倍或三倍，这降低了临床扫描效率并增加了病患配合难度。正如快速自旋回波或回波平面序列一样，Dixon水脂分离成像技术也可以采用单次激发多个回波的方式缩短扫描时间几倍。然而，在磁体和梯度系统性能不理想的情况下，不仅回波信号的相位常常会超过-π到+π范围，引起严重的相位缠绕伪影，而且在水脂共存的组织区域水脂的相位符号易于发生计算错误，导致水脂分离不完全；尤其是，由于正反方向频率编码梯度不平衡，基于双极性(即正负极性)梯度进行频率编码的单次激发采集方式的使用会明显增加相位误差。这些问题已成为单次激发方式在临床环境下实现常规应用的技术瓶颈，降低了水脂分离图像的诊断价值。另外，两点和三点Dxion成像方式制约了图像信噪比或扫描效率的进一步提高，常规成像采用的二维扫描方式也限制了选层方向的图像分辨率。
发明内容
为此，本发明提供了一种高精度三维化学位移成像方法，该方法采用三维单次激发长回波串采集方式并结合特别设计的射频重聚脉冲串或频率编码梯度技术和具有回波幅度和相位误差精确校正特征的预扫描方案以及数据后处理方法可以在一次扫描中获得完全分离的水图像和脂肪图像以及二者的同相图和反相图，该技术对磁场均匀性和梯度系统性能要求低，可明显提高图像质量和诊断价值。
本发明提供的一种高精度三维化学位移成像方法，包括以下步骤：
第一步：第一个180°重聚脉冲施加在选层梯度至第一个回波的中间位置，即TE/2处，相位编码梯度均施加在第一个180°重聚脉冲之后，随后一系列180°重聚脉冲施加在Δt/2处，Δt设置为最小值，且Δτ＝1/Δf/2；在厚块选择梯度后面施加一个极性相反的相位重聚梯度以避免厚块选择梯度引起磁化矢量相位弥散，每个序列重复周期末施加一个幅度随机变化的损相梯度；在序列参数表中，设置TE为最小值，并设置采样数据点为Dim1，相位编码步数为Dim2，选层方向相位编码步数为Dim3；以单次激发方式运行上述成像序列模块，依次对Gp1和GP2幅度进行相位编码循环，每步循环采集M组同相和反相回波直至所有相位编码步数完成，由此构建四维复数矩阵(Dim1×Dim2×2M×Dim3)；其中，Gp1为选层方向相位编码梯度、Gp2为相位编码梯度，Δt为延迟时间，Δf为水脂化学位移差值，TE为回波时间。
第二步：对四维复数矩阵(Dim1×Dim2×2M×Dim3)沿选层方向进行一维离散傅里叶变换获得Dim3个三维复数矩阵(Dim1×Dim2×2M)，再依次提取M组二维复数矩阵(Dim1×Dim2)并进行二维离散傅立叶变换，获得M组同相和反相图像；对于二维版成像序列采集的信号，设置Dim3＝1。
第三步：按下式对同相图复数矩阵S0和反相图复数矩阵S1进行数据处理：
其中Sw和Sf分别表示成像区域内水和脂肪成份，N表示一次性射频激发后采集的水脂同相和反相回波的组数，且N可根据图像信噪比增强和加权方式需要取各种不同的自然数，和分别为人体富集水和脂肪的组织的横向弛豫时间常数，是与磁场不均匀度ΔB0有关的表观横向弛豫时间常数，Δτ是化学位移项演化时间，φ0是质子磁化矢量的初始相位，φ是在一个Δτ期间磁场不均匀性和人体局域磁化率等效应产生的相位误差。
考虑在国产设备上磁场均匀性不足够理想，上式中和项可忽略，故上式在Δτ＝1/Δf/2条件下可简化为：
通过非线性拟合横向弛豫时间测试序列采集的自由感应衰减信号或一连串水脂回波信号到单指数函数，分别获得和的近似值，并基于式(1)-(2)或式(3)-(4)获得回波幅度校正后的同相图复数矩阵和反相图复数矩阵。
第四步：对同相图复数矩阵和反相图复数矩阵进行相位解缠和相位校正，具体步骤如下所述：
通过对取复数共轭后乘以并除以的模，获得没有起始相位φ0影响的同相图复数矩阵|S0|和以及反相图复数矩阵
基于计算相位这里atan2()为四象限反正切函数，或优先基于同相图计算相位并采用常用的枝切法(branch cut)或区域增长法(region growth)对φ进行相位解缠以获得真实的相位矩阵φ`。
对乘以eiφ`，乘以ei·2φ`和乘以ei·3φ`分别消除相位误差。
在N>2的情况下，其它各组同相图和反相图均可用相同方式进行相位校正，即乘以ei·(2m-2)φ`，乘以ei·(2m-1)φ`。
基于φ`＝γ·ΔB0·(2m-1)·Δτ获得场分布图ΔB0，并定义第m个反相图的相位矩阵的余弦值为校正因子矩阵κm用于决定反相图中含水脂肪信号的像素应归属于水图像还是脂肪图像。
第五步：水脂信号分离模块和图像重建模块对相位校正后的所有同相图和反相图分别累加产生信噪比增强的S0和S1，在和项可忽略的情况下，按照下式产生水像Sw和脂肪像Sf：
Sw＝(|S0|+κm·|S1|/A)/2 (5)
Sf＝(|S0|-κm·|S1|/A)/2 (6)
或者按照下式计算产生充分分离的水像Sw和脂肪像Sf：
上式中 和均为消除相位误差后的同相图或反相图。
其中，在第一步前进一步包括预扫描过程：在三个正交方向的选层梯度并在对应的三个软脉冲作用下定位人体的测试区域，再用单脉冲激发并采集自由感应衰减信号或用一连串等间隔的180°脉冲激发并在180°脉冲间隔的中央采集一连串水脂回波信号。
其中，在第五步后进一步包括计算脂肪的含量和分布的过程：基于水像Sw和脂肪像Sf各自像素或体素的平均值和计算脂肪的含量和分布，即：
本发明的高精度三维化学位移成像方法及其二维版提供了通用的理论模型和数据分析方法，可有效克服了MRI设备的硬件不完善性产生的各种幅度误差和相位伪影的影响，而且明显提高了图像信噪比和扫描效率，在骨关节、乳腺、视神经和肾上腺等病变和脂肪肝的鉴别诊断中有利于改善诊断的敏感性或特异性并适用于脂肪的定量分析。
附图说明
图1本发明高精度三维化学位移成像方法扫描操作流程图。
图2本发明高精度三维化学位移成像方法涡流场测试序列。
其中，梯度脉冲幅度与成像序列梯度在同一个数量级，延迟时间列表在0.1ms和50ms范围,磁共振信号FID的数据点为256。
图3本发明高精度三维化学位移成像方法局域横向弛豫时间常数(T2)测试序列。
其中，GX、GY和GZ代表三个正交方向的梯度，其幅度可根据水脂成像区域的空间尺寸进行调节；Δt表示90°软脉冲之间的时间间隔，2τ表示相邻180°硬脉冲之间的时间间隔，接收机采集的每个回波的峰值位于每个2τ期间的中点，每个回波的数据点设置为128。
图4本发明高精度三维化学位移成像方法局域表观横向弛豫时间常数(T2 *)测试序列。
其中，GX、GY和GZ代表三个正交方向的梯度，其幅度和极性可根据水脂成像区域的空间位置和尺寸通过定位像进行调节；Δt表示90°软脉冲之间的时间间隔，接收机在第三个Δt末尾开始采集自由感应衰减信号，采样数据点设置为512。
图5本发明高精度三维化学位移成像方法三维单次激发长回波串化学位移成像序列。
其中，90°激发脉冲为软脉冲(如Sinc脉冲)，180°重聚脉冲均为硬脉冲，TE为最短回波时间，Δt是回波顶点与180°重聚脉冲之间的最短间隔时间的两倍，Δτ＝1/Δf/2。信号采集为N组同相和反相梯度回波，依次为同相信号、反相信号、同相信号、反相信号，其余类推。虚框内的部位可按图像参数加权需要重复N-1次。梯度预加重波形可在Δt/2时期实时切换。
图6本发明高精度三维化学位移成像方法三维单次激发双回波化学位移成像序列。
其中，90°激发脉冲为软脉冲(如Sinc脉冲)，180°重聚脉冲均为硬脉冲，TE为最短回波时间，Δτ＝1/Δf/2。选层梯度方向的损相梯度用于加快自旋体系恢复到平衡态。信号采集梯度回波依次为水脂同相信号和水脂反相信号。梯度预加重波形可在Δt/2时期实时切换。
图7本发明高精度三维化学位移成像方法三维单次激发长回波串化学位移成像序列。
其中，90°激发脉冲为软脉冲(如Sinc脉冲)，TE为最短回波时间，Δτ是回波顶点之间的间隔时间，且Δτ＝1/Δf/2。信号采集为N组同相和反相梯度回波，依次为同相信号、反相信号、同相信号、反相信号，其余类推。虚框内的部位可按图像参数加权需要重复N-1次。梯度预加重波形可在Δt/2时期实时切换。
图8本发明高精度三维化学位移成像方法二维单次激发长回波串化学位移成像序列。
其中，90°激发脉冲为软脉冲(如Sinc脉冲)，180°重聚脉冲均为Sinc脉冲，TE为最短回波时间，Δt是回波顶点与180°重聚脉冲之间的最短间隔时间的两倍，Δτ＝1/Δf/2。信号采集为N组同相和反相梯度回波，依次为同相信号、反相信号、同相信号、反相信号，其余类推。虚框内的部位可按图像参数加权需要重复N-1次。梯度预加重波形可在Δt/2时期实时切换。
图9本发明高精度三维化学位移成像方法二维单次激发长回波串化学位移成像序列。
其中，90°激发脉冲和180°重聚脉冲为软脉冲(如Sinc脉冲)，TE为最短回波时间，Δτ是回波顶点之间的间隔时间，且Δτ＝1/Δf/2。信号采集为N组同相和反相梯度回波，依次为同相信号、反相信号、同相信号、反相信号，其余类推。虚框内的部位可按图像参数加权需要重复N-1次。梯度预加重波形可在Δt/2时期实时切换。
具体实施方式
一、本发明的特点
本发明克服了硬件不完善性引起回波幅度和相位误差，并增强图像信噪比的三维化学位移成像，用于在磁共振成像设备上快速获得精确的磁共振化学位移图像。
采用单次激发长回波串序列实现一系列同相和反相回波信号的快速采集，并提出一个通用的理论模型，即式(1)和式(2)为基础实现回波幅度和相位的精确校正和图像信噪比增强。
采用三维空间编码方式提高选层方向分辨率，并采用2M个脉冲宽度很短的180°硬脉冲以尽量减少信号损失，在每个180°脉冲之后并在频率编码梯度的极性保持一致条件下采集M组同相和反相回波并构建四维k空间矩阵。
三维空间编码方式采用厚块选择梯度，其后增加一个相位重聚梯度以弥补信号损失，为此相位编码梯度和选层方向相位编码梯度均置于180°硬脉冲之后，并采用2M个读梯度进行频率编码，其中M根据图像加权方式可设置为1、2、3或更高值。
单次激发长回波串序列是在M较大的情况下也可采用2M-1个极性相反的频率编码梯度代替180°硬脉冲，该梯度与正常的频率编码梯度保持积分面积一致但幅度明显更大时间更短以尽量减少回波信号损失并避免引入额外的相位误差。
M组同相和反相回波是第一个回波时间TE设置为最短时间，而后所有相邻的回波顶点之间的时间间隔根据水脂的化学位移差设置为Δτ＝1/Δf/2，在采用180°重聚脉冲情况下则包括相位重聚时间Δt。
回波幅度校正是在M＝1的情况下采用两种专门设计的局域横向弛豫时间测试序列，通过三个正交方向的选层梯度并在对应的三个软脉冲作用下定位人体的测试区域，再用单脉冲激发并采集自由感应衰减信号或用一连串等间隔的180°脉冲激发并在180°脉冲间隔的中央采集一连串回波，然后按单指数函数进行非线性拟合，分别得到横向弛豫时间常数和表观横向弛豫时间常数用于补偿水脂回波幅度的衰减。
回波幅度校正是在M＝2的情况下通过校正因子进行幅度校正，或者选用信噪比最高的k空间中心线(ky＝0)并取模，即和并计算得到校正因子 和分别对第二至第四个回波进行幅度校正，并在N取更高值时可基于式(1)和式(2)用类似方式推导出校正因子。
回波相位校正通过在选层方向对N组同相和反相回波信号进行一维离散傅立叶变换获得一系列二维k空间数据，再采用枝切法或区域增长法进行二维相位解缠获得真实的相位φ`分布图用于同一体位同一层面的水脂同相和反相回波信号的相位校正。
相位校正后的水脂同相和反相回波信号通过一个通用的理论模型，即式(5)和(6)获得水和脂肪充分分离的N组水和脂肪各自的图像，并累加实现图像信噪比增强。
采用Sinc重聚脉冲或2M-1个极性相反的频率编码梯度代替180°硬脉冲的情况下可以通过同样的理论模型和类似的数据处理方式实现精确快速的二维化学位移成像。
应用于各种场强的磁共振成像装置上，根据特定场强设置序列参数Δτ＝1/Δf/2，并基于通用的理论模型，即式(1)—式(6)，进行类似的数据处理并获得水脂精确分离的图像。
二、本发明的原理
医学磁共振成像仪主要由磁体、谱仪、控制台、梯度线圈、射频线圈、射频功放和梯度功放等硬件单元构成，并安装三维化学位移成像模块和数据处理模块按照图1所示的扫描流程工作。首先，根据预扫描的需要在序列发生器上加载图2所示的常规梯度预加重序列并调试涡流场补偿参数进行梯度波形校正，接着分别加载这里专门设计的测试序列采集水脂信号用于局域水脂弛豫时间测定，如图3和图4所示。然后，在序列发生器上加载图5(或图6至图7)所示的三维化学位移成像序列模块控制各硬件单元实现同相和反相质子信号的激发、空间编码和采集，并在控制台主机上安装运行配套的数据处理模块，包括回波幅度校正模块、回波相位解缠及校正模块、水脂信号分离模块和图像重建模块，从而快速精确实现化学位移成像功能。
这里，图3和图4所示的测试序列包括：在三个正交方向的选层梯度并在对应的三个软脉冲作用下定位人体的测试区域，再用单脉冲激发并采集自由感应衰减信号或用一连串等间隔的180°脉冲激发并在180°脉冲间隔的中央采集一连串水脂回波信号。
三维化学位移成像序列模块包括厚块选择梯度Gs、选层方向相位编码梯度Gp1、相位编码梯度Gp2、2M个频率编码梯度Gr以及2M个回波采集等单元，如图5所示。其中，第一个180°重聚脉冲施加在选层梯度至第一个回波的中间位置，即图5中TE/2处，相位编码梯度均施加在第一个180°重聚脉冲之后，随后一系列180°重聚脉冲施加在图5中Δt/2处，Δt设置为最小值，且Δτ＝1/Δf/2；并且，这里180°重聚脉冲均采用宽度很短的硬脉冲以便减少回波幅度由于横向弛豫导致的显著衰减。这里重聚脉冲的使用方式不同于通常的快速自旋回波(FSE)情况，化学位移效应和场不均匀效应并不需要在CPMG条件下重聚，恰恰是用来实现水脂分离并获得磁场分布图。另外，在厚块选择梯度后面施加一个极性相反的相位重聚梯度以避免厚块选择梯度引起磁化矢量相位弥散，每个序列重复周期末施加一个幅度随机变化的损相梯度以避免残余磁化矢量对序列后续运行的干扰。在序列参数表中，设置TE为最小值，并设置采样数据点为Dim1，相位编码步数为Dim2，选层方向相位编码步数为Dim3。以单次激发方式运行上述成像序列模块，依次对Gp1和GP2幅度进行相位编码循环，每步循环采集N组同相和反相回波直至所有相位编码步数完成，由此构建四维复数矩阵(Dim1×Dim2×2M×Dim3)。当N＝2时，该序列就是一种三维版基于自旋回波的两点Dixon序列，如图6所示。当M>8时，后续回波串可能发生较大幅度衰减，在梯度强度大且切换速率快的条件下可用极性相反的频率编码梯度代替图五中的180°硬脉冲，这相当于通常的回波平面(EPI)奇数或偶数回波采集方式，但不同的是这里单次激发的所有回波串共享每步相位编码，并且所用极性相反的频率编码梯度在保持积分面积与正常的频率编码梯度一致且Δτ＝1/Δf/2的条件下其幅度明显更大以减少Δτ期间回波信号衰减，如图7所示。图8和图9所示序列为图5和图7所示序列的二维版，所有180°硬脉冲更换为sinc软脉冲，可选用三瓣、单瓣或半瓣类型。
数据处理模块主要由预处理模块、幅度校正模块、相位解缠及校正模块、水脂信号分离模块和图像重建模块构成，用于将图5所示序列采集的M组同相图和反相图进行幅度校正、相位解缠和校正以及累加，由此获得一组同相图复数矩阵S0和反相图复数矩阵S1，具体实现方式如下所述：
首先，预处理模块对四维复数矩阵沿选层方向进行一维离散傅里叶变换获得Dim3个三维复数矩阵(Dim1×Dim2×2M)，再依次提取M组二维复数矩阵(Dim1×Dim2)并进行二维离散傅立叶变换，获得N组同相和反相图像。对于二维版成像序列采集的信号，设置Dim3＝1即可。
其次，幅度校正模块按下式对同相图复数矩阵S0和反相图复数矩阵S1进行数据处理：
上式提供了一个充分描述该化学位移成像信号的通用数学模型，其中Sw和Sf分别表示成像区域内水和脂肪成份，N表示一次性射频激发后采集的水脂同相和反相回波的组数，且N可根据图像信噪比增强和加权方式需要取各种不同的自然数，和分别为人体富集水和脂肪的组织的横向弛豫时间常数，是与磁场不均匀度ΔB0有关的表观横向弛豫时间常数，Δτ是化学位移项演化时间，φ0是质子磁化矢量的初始相位，受梯度、接收链路组延迟、涡流场、Maxwell场和射频场B1相位的影响，φ是在一个Δτ期间磁场不均匀性和人体局域磁化率等效应产生的相位误差。考虑在国产设备上磁场均匀性不足够理想，上式中和项可忽略，故上式在Δτ＝1/Δf/2条件下可简化为：
式(3)和式(4)同样适用于图6至图9所示序列采集的同相图和反相图的数据处理。
幅度校正模块通过非线性拟合图3和图4所示的局域横向弛豫时间测试序列采集的自由感应衰减信号或一连串水脂回波信号到单指数函数，分别获得和的近似值，并基于式(1)-(2)或式(3)-(4)获得回波幅度校正后的同相图复数矩阵和反相图复数矩阵。
然后，相位解缠及校正模块用于对同相图复数矩阵和反相图复数矩阵进行相位解缠和相位校正，其实现方式如下所述：
通过对取复数共轭后乘以并除以的模，获得没有起始相位φ0影响的同相图复数矩阵|S0|和以及反相图复数矩阵
基于计算相位这里atan2()为四象限反正切函数，或优先基于同相图计算相位并采用常用的枝切法(branch cut)或区域增长法(region growth)对φ进行相位解缠以获得真实的相位矩阵φ`。
对乘以eiφ`，乘以ei·2φ`和乘以ei·3φ`分别消除相位误差。
在N>2的情况下，其它各组同相图和反相图均可用相同方式进行相位校正，即乘以ei·(2m-2)φ`，乘以ei·(2m-1)φ`。
基于φ`＝γ·ΔB0·(2m-1)·Δτ获得场分布图ΔB0，并定义第m个反相图的相位矩阵的余弦值为校正因子矩阵κm用于决定反相图中含水脂肪信号的像素应归属于水图像还是脂肪图像。
最后，水脂信号分离模块和图像重建模块对相位校正后的所有同相图和反相图分别累加产生信噪比增强的S0和S1，在和项可忽略的情况下按照下式产生水像Sw和脂肪像Sf：
Sw＝(|S0|+κm·|S1|/A)/2 (5)
Sf＝(|S0|-κm·|S1|/A)/2 (6)
或者按照下式计算产生充分分离的水像Sw和脂肪像Sf：
上式中 和均为消除相位误差后的同相图或反相图。此外，基于水像Sw和脂肪像Sf各自像素或体素的平均值(和)计算脂肪的含量和分布，即，用于脂肪肝和脂肪瘤这类疾病的定量评估。
三、实施例
实施例1
在在0.35T医学磁共振成像仪上按照图六所示编辑成像序列，设置第一个频率编码梯度的面积为预备读梯度面积的两倍，设定射频激发软脉冲中心位置与第一个厚块选择梯度中心位置的时间间隔(即第一个回波时间TE)为最小值，如TE＝6ms，设定Δt略大于频率编码梯度的宽度，如Δt＝2ms，设置第二个频率编码梯度的极性与第一个频率编码梯度的极性相同，二者面积相等，按照水和脂肪质子的共振频率差Δf＝51Hz设定Δτ＝1/Δf/2＝9.8ms，并参照常规自旋回波序列设置选层梯度和相位编码梯度，然后保存序列文件。在序列参数表中设置采集矩阵大小为256×192×2×16，序列重复时间TR＝400ms，视野FOV＝250mm，块厚THK＝32mm，累加次数NEX＝1，按常规方式设置其它参数并调试射频功率以限定180°硬脉冲宽度在100μs以内，然后保存参数表文件。
接着，设置射频脉冲中心频率为水质子共振频率，在具有预加重功能的谱仪上按下述方式对频率编码方向的读梯度进行涡流补偿：
在图5所示的涡流测试序列中设置读梯度脉冲的幅度、宽度和极性与图二或图4所示的梯度多回波序列的每个读梯度相同，运行该序列并调试下式中涡流场时间常数τn和幅度αn直到自由感应衰减信号(FID)与梯度关闭时完全一致；
根据梯度预加重波形分别补偿多梯度回波序列的读梯度波形，即
然后，用图3所示测试序列并选定水脂成像区域采集磁共振信号并按前述方式计算再用图4所示测试序列并选定水或脂肪富集区域采集磁共振信号并按前述方式计算和在相位编码梯度关闭条件下运行图六所示化学位移成像序列，调试厚块选择方向的相位重聚梯度直到回波幅度最大，再在相位编码梯度正常开启条件下运行化学位移成像序列并采集四维复数矩阵(256×192×2×16)，进行一维离散傅里叶变换获得16个三维复数矩阵(256×192×2)，依次提取一组大小均为256×192的k空间矩阵I0和I1并进行二维离散傅立叶变换得到反相图矩阵S0和同相图矩阵S1如下：
与反映场不均匀性效应的T2*弛豫过程相比，水脂自身的T2弛豫过程在短时间内引起的信号衰减通常较小，水脂的横向弛豫行为之间的差异可忽略，故上式中的T2项可在一定程度上补偿水脂自身的横向弛豫行为引起的信号衰减。
由于Δτ＝1/Δf/2，式(10)和(11)可写为：
这里，我们定义和其中成像区域的T2值可根据图3所示的序列进行测定，T2*值可根据图4所示的序列进行测定。
对同相图S0取模，即
|S0|＝(Sw+Sf)A1 (16)
同时，对同相图S0取复数共轭后乘以反相图S1并除以S0的模，即
于是，我们获得相位φ如下：
φ＝atan2[Im(S1A)/Re(S1A)] (18)
由于φ常超出(-π，+π)范围发生相位缠绕导致相位校正出现错误，故此采用前述相位解缠算法进行相位解缠获得每个扫描层的相位分布图φ`。然后，基于下式对S1A进行相位误差校正：
S1B＝S1Aeiφ`＝(Sw-Sf)A2 (19)
最后，我们获得充分分离的水像和脂肪像如下：
Sw＝(|S0|/A1+κ·|S1|/A2)/2 (20)
Sf＝(|S0/|A1-κ·|S1/|A2)/2 (21)
这里，校正因子κ＝Re(S1B)/|S1B|，κ可以在(-1,+1)范围内连续变化。
实施例2
在1.5T医学磁共振成像仪上编辑图五所示成像序列，设置第一个频率编码梯度的面积为预备读梯度面积的两倍，设定射频激发软脉冲中心位置与第一个厚块选择梯度中心位置的时间间隔(即第一个回波时间TE)为最小值，如TE＝3ms，设定Δt略大于频率编码梯度的宽度，如Δt＝1.6ms，设置第二个频率编码梯度的极性与第一个频率编码梯度的极性相同，二者面积相等，按同样方式设置第三个和第四个频率编码梯度参数，按照水和脂肪质子的化学位移差Δf在序列内设定Δτ＝1/Δf/2＝2.2ms，并参照常规自旋回波序列设置选层梯度和相位编码梯度，然后保存序列文件。在序列参数表中设置采集矩阵大小为256×192×4×16，序列重复时间TR＝400ms，视野FOV＝250mm，块厚THK＝32mm，累加次数NEX＝1，按常规方式设置其它参数并调试射频功率以限定180°硬脉冲宽度在100μs以内，然后保存参数表文件。
然后，在相位编码梯度关闭条件下运行化学位移成像序列，调试厚块选择梯度直到回波幅度最大，再在相位编码梯度正常开启条件下运行化学位移成像序列并采集四维复数矩阵(256×192×4×16)，并进行一维傅里叶变换获得16个三维复数矩阵(256×192×4)，依次提取两组二维复数矩阵并进行二维离散傅立叶变换后累加获得反相图矩阵S0和同相图矩阵S1用下式描述：
考虑在国产设备上磁场均匀性不足够理想，上式中项和项已忽略；并且，上式中对所有回波都相同，可归入起始磁化矢量内以简化计算。
这里，我们定义故式(22)和式(23)可分别简化为：
显然，基于式(24)和式(25)可求得但在主要由ΔB0而不是由局域磁化率效应决定的情况下，我们可以优先从复数矩阵和的傅立叶变换对和中选用信噪比最高的k空间中心线(ky＝0)并取模，即和由此计算得到以最大限度减少计算误差。
对取模，即
由此得到再乘以式(24)至(27)消除初始相位，故式(24)至(27)表述的复数矩阵可重写为：
由式(31)可计算得到相位误差φ如下：
由于φ常超出(-π，+π)范围发生相位缠绕导致相位校正出现错误，故此采用前述相位解缠算法对φ矩阵进行相位解缠获得每个扫描层的相位分布图φ`。然后，对复数矩阵和分别乘以eiφ`、ei·3φ`和ei·3φ`进行相位校正，于是得到下述复数矩阵：
然后，这四组同相图和反相图分别累加得到S0和S1并分别代入式(5)和式(6)获得水脂分离图像，或者直接基于下式产生两组水和脂肪图像：
这里，校正因子二者在(-1,+1)范围内连续变化。最后，水和脂肪图像分别进行累加得到信噪比增强的水脂分离图像。
实施例3
在1.5T医学磁共振成像仪上编辑图8(或图9)所示成像序列，设置第一个频率编码梯度的面积为预备读梯度积分面积的两倍，设定射频激发软脉冲中心位置与第一个厚块选择梯度中心位置的时间间隔(即第一个回波时间TE)为最小值，如TE＝4ms，设定Δt略大于频率编码梯度的宽度，如Δt＝2ms，设置第二个频率编码梯度的极性与第一个频率编码梯度的极性相同，二者面积相等，按同样方式设置第三个和第四个频率编码梯度参数，按照水和脂肪质子的化学位移差Δf在序列内设定Δτ＝1/Δf/2＝2.2ms，并参照常规自旋回波序列设置选层梯度和相位编码梯度。对于图九所示序列，代替180°重聚脉冲的频率编码梯度在保持积分面积与正常的频率编码梯度一致的条件下要求极性相反、幅度明显更大且Δτ＝1/Δf/2以减少Δτ期间回波信号衰减。在序列参数表中设置采集矩阵大小为256×192×4，序列重复时间TR＝400ms，视野FOV＝250mm，层厚THK＝3mm，累加次数NEX＝1，按常规方式设置其它参数并限定180°软脉冲宽度在2ms以内，然后保存参数表文件。
然后，在相位编码梯度关闭条件下运行化学位移成像序列，调试选层梯度直到回波幅度最大，再在相位编码梯度正常开启条件下运行化学位移成像序列并采集三维复数矩阵(256×192×4)，依次提取两组二维复数矩阵并进行二维离散傅立叶变换后累积获得反相图矩阵S0和同相图矩阵S1，再按照实例二的理论计算和数据处理方式获得信噪比增强的水脂分离图像。
Claims (3)
1.一种高精度三维化学位移成像方法，其特征在于，包括以下步骤：
第一步：第一个180°重聚脉冲施加在选层梯度至第一个回波的中间位置，即TE/2处，相位编码梯度均施加在第一个180°重聚脉冲之后，随后一系列180°重聚脉冲施加在Δt/2处，Δt设置为最小值，且Δτ＝1/Δf/2；在厚块选择梯度后面施加一个极性相反的相位重聚梯度以避免厚块选择梯度引起磁化矢量相位弥散，每个序列重复周期末施加一个幅度随机变化的损相梯度；在序列参数表中，设置TE为最小值，并设置采样数据点为Dim1，相位编码步数为Dim2，选层方向相位编码步数为Dim3；以单次激发方式运行上述成像序列模块，依次对Gp1和GP2幅度进行相位编码循环，每步循环采集M组同相和反相回波直至所有相位编码步数完成，由此构建四维复数矩阵(Dim1×Dim2×M×Dim3)；其中，Gp1为选层方向相位编码梯度、Gp2为相位编码梯度，Δt为延迟时间，Δf为水脂化学位移差值，TE为回波时间；
第二步：对四维复数矩阵(Dim1×Dim2×M×Dim3)沿选层方向进行一维离散傅里叶变换获得Dim3个三维复数矩阵(Dim1×Dim2×M)，再依次提取M组二维复数矩阵(Dim1×Dim2)并进行二维离散傅立叶变换，获得M组同相和反相图像；对于二维版成像序列采集的信号，设置Dim3＝1；
第三步：按下式对同相图复数矩阵S0和反相图复数矩阵S1进行数据处理：
其中Sw和Sf分别表示成像区域内水和脂肪成份，N表示一次性射频激发后采集的水脂同相和反相回波的组数，且N可根据图像信噪比增强和加权方式需要取各种不同的自然数，和分别为人体富集水和脂肪的组织的横向弛豫时间常数，是与磁场不均匀度ΔB0有关的表观横向弛豫时间常数，Δτ是化学位移项演化时间，φ0是质子磁化矢量的初始相位，φ是在一个Δτ期间磁场不均匀性和人体局域磁化率等效应产生的相位误差；
当磁场均匀性不足够理想，上式中和项可忽略，故上式在Δτ＝1/Δf/2条件下可简化为：
通过非线性拟合横向弛豫时间测试序列采集的自由感应衰减信号或一连串水脂回波信号到单指数函数，分别获得和的近似值，并基于式(1)-(2)或式(3)-(4)获得回波幅度校正后的同相图复数矩阵和反相图复数矩阵；
第四步：对同相图复数矩阵和反相图复数矩阵进行相位解缠和相位校正，具体步骤如下所述：
通过对取复数共轭后乘以并除以的模，获得没有起始相位φ0影响的同相图复数矩阵|S0|和以及反相图复数矩阵
基于计算相位这里atan2()为四象限反正切函数，或优先基于同相图计算相位并采用常用的枝切法(branch cut)或区域增长法(region growth)对φ进行相位解缠以获得真实的相位矩阵φ`；
对乘以eiφ`，乘以ei·2φ`和乘以ei·3φ`分别消除相位误差；
在N>2的情况下，其它各组同相图和反相图均可用相同方式进行相位校正，即乘以ei·(2m-2)φ`，乘以ei·(2m-1)φ`；
基于φ`＝γ·ΔB0·(2m-1)·Δτ获得场分布图ΔB0，并定义第m个反相图的相位矩阵的余弦值为校正因子矩阵κm用于决定反相图中含水脂肪信号的像素应归属于水图像还是脂肪图像；
第五步：水脂信号分离模块和图像重建模块对相位校正后的所有同相图和反相图分别累加产生信噪比增强的S0和S1，在和项可忽略的情况下，按照下式产生水像Sw和脂肪像Sf：
Sw＝(|S0|+κm·|S1|/A)/2 (5)
Sf＝(|S0|-κm·|S1|/A)/2 (6)
或者按照下式计算产生充分分离的水像Sw和脂肪像Sf：
上式中 和均为消除相位误差后的同相图或反相图。
2.根据权利要求1所述的高精度三维化学位移成像方法，其特征在于，在第一步前进一步包括预扫描过程：
在三个正交方向的选层梯度并在对应的三个软脉冲作用下定位人体的测试区域，再用单脉冲激发并采集自由感应衰减信号或用一连串等间隔的180°脉冲激发并在180°脉冲间隔的中央采集一连串水脂回波信号。
3.根据权利要求1所述的高精度三维化学位移成像方法，其特征在于，在第五步后进一步包括计算脂肪的含量和分布的过程：
基于水像Sw和脂肪像Sf各自像素或体素的平均值和计算脂肪的含量和分布，即：
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