CN106338703A - 一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，收集超极化气体；进行质子MR定位成像获得位置信息；对成像对象的原始K空间不同区域利用射频脉冲进行多模加权，对成像对象在笛卡尔坐标系内进行2维或3维编码，采集成像对象的回波信号；通过回波信号获得重建图像。本发明降低了K空间滤波效应在相位编码方向引起的图像伪影；有利于提高图像的SNR；降低相位编码方向的激发次数，大幅缩短成像时间，同时结合K空间射频脉冲多模加权的方法可以保存更多的图像细节。
Description
技术领域
本发明涉及磁共振成像技术领域，具体涉及一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法。适用于以超极化气体为造影剂的高信噪比、细节丰富、采样时间短的动态成像、功能成像、分子影像、病变检测等。
背景技术
磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging,MRI)，根据样品中的观测核在磁场中受到射频脉冲的激励而发生核磁共振的现象，使用梯度线圈对样品进行空间编码，利用电子系统接收到样品产生的磁共振信号，将其进行频谱变换，重建出磁共振图像。常规的MRI多用于水或脂质中的H原子。对于惰性气体原子，通常利用自旋交换光抽运的方法，使得其非热平衡时的磁化矢量远高于稳态，即惰性气体核获得了较高的极化度，这种方法称为超极化气体技术。H气和惰性气体在室温条件下，核自旋极化度一般为10-6量级，而超极化技术可将惰性气体的核自旋极化度增加4-5个量级。但是，这时由于超极化气体处于非稳态，其非热平衡极化度会随着时间增加及成像激发而迅速衰减，且不可恢复。同时，同等条件下同等体积的气体原子数目仍然远低于液态或固态原子数目。以上两个因素导致超极化气体MRI不同于常规的质子MRI。
由于超极化气体非热平衡极化度的非稳态性质和不可恢复性，MRI参数集对图像信噪比(Signal-to-Noise ratio,SNR)、图像细节丰富程度和成像时间影响较大。
为了提高超极化气体磁共振图像的SNR，通常采用中心编码的方式对测试对象进行成像(Lei Zhao等,Journal of Magnetic Resonance,Series B 113,179-183(1996))。目前超极化气体MRI常用的K空间激发方式有定角、变角等(Lei Zhao等,Journal ofMagnetic Resonance,Series B 113,179-183(1996))。中心编码定角激发的K空间加权函数为双边指数衰减函数，其存在一阶导数不连续点，易产生相位方向上的伪影，导致图像部分细节丢失；变角激发的K空间加权函数为常数，其一阶导数连续，但是激发角度较低，导致图像SNR较低(J.M.Wild等，Magnetic Resonance in Medicine 47:687–695(2002))。为了充分利用超极化气体的高极化度并保证图像质量，需要综合考虑MRI的序列参数集在K空间的加权效果。
此外，利用压缩感知-磁共振成像(Compressed Sensing-Magnetic ResonanceImaging,CS-MRI)的方法可以有效缩短超极化气体磁共振成像的时间。压缩感知(Compressed Sensing,CS)作为一种新兴的采样理论，可以在远小于Nyquist采样频率的条件下，使用欠采样方式采集信号，然后通过非线性重建算法很好地重建信号(Candes E J,Tao T.Near-optimal signal recovery from random projections:Universal encodingstrategies[J].IEEE T Inform Theory,2006,52(12):5 406－5425)。压缩感知-磁共振成像(Compressed Sensing-Magnetic Resonance Imaging,CS-MRI)将压缩感知技术和磁共振成像相结合，以提高成像速度(Lustig M,Donoho D L,Pauly J M.Sparse MRI:Theapplication of compressed sensing for rapid MR imaging[J].Magn Reson Med,2007,58(6):1 182－1 195)。但是目前CS-MRI的K空间激发方式为定角激发或变角激发，除了引入欠采样伪影外，仍面临着全采样定角激发或变角激发成像所产生的问题。
发明内容
本发明的目的是针对现有技术存在的上述问题，提供一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法。
本发明的上述目的通过以下技术方案实现：
一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，包括以下步骤：
步骤1、收集超极化气体；
步骤2、对成像对象进行质子MR定位成像，获得成像对象的位置信息；
步骤3、对成像对象的原始K空间不同区域利用射频脉冲进行多模加权，根据对象的位置信息对成像对象在笛卡尔坐标系内用中心编码的方式使用脉冲梯度场进行2维或3维编码，根据射频脉冲多模加权后的K空间和变密度随机欠采样的方法采集成像对象的回波信号；
步骤4、将步骤3中获得的回波信号通过非线性共轭梯度算法进行处理，获得重建图像。
如上所述的步骤3包括：
步骤3.1、成像对象获得超极化气体；
步骤3.2、对成像对象的原始K空间不同区域利用射频脉冲进行多模加权，其中对原始K空间的中心区域加权大于对原始K空间的外周区域加权，对原始K空间的外周区域加权大于对原始K空间的位于中心区域与外周区域之间的中间区域的加权；
步骤3.3、对成像对象在笛卡尔坐标系内用中心编码的方式使用脉冲梯度场进行2维或3维编码，2维或3维编码对应的区域由步骤2获得的位置信息确定；
步骤3.4、对成像对象的加权后的K空间的不同区域进行变密度随机欠采样；
步骤3.5、使用快速小角度激发的梯度回波序列对成像对象进行成像；
步骤3.6、将步骤3.3中的脉冲梯度场和ADC的采样时序相结合，采集成像对象的回波信号。
如上所述的步骤3.2中射频脉冲对应的射频脉冲多模加权函数光滑连续且一阶导数连续。
如上所述的射频脉冲多模加权函数的表达式为：
w(x)＝A*(B-(1+cos(2*π*(x*C-D/2)/D))/2*exp(-(π*1e-6*(x*C-D/2))^2/(4*log(2))))
其中，w(x)为射频脉冲多模加权函数，x是相位编码步数，A、B、C、D均为正实数，且C<D。
如上所述的步骤3.4中，成像对象的加权后的K空间的中心区域的采样密度高于加权后的K空间的外周区域采样密度，加权后的K空间的外周区域采样密度高于加权后的K空间的位于中心区域和外周区域之间的中间区域的采样密度。
如上所述的步骤3.1中成像对象获得超极化气体的方法包括气泡溶解或表面流动或表面渗入或呼吸机插管或鼻腔/口腔吸入。
如上所述的步骤3.5中的梯度回波序列为FLASH序列或bSSFP序列或PSIF序列。
如上所述的步骤3.6中回波信号包括全回波信号、半回波信号、部分回波信号。该回波信号是成像对象所获得的超极化气体的气态信号或溶解态信号。该气态信号或溶解态信号来源于步骤3.1成像对象获得的超极化气体。
如上所述的超极化气体为3He或129Xe或131Xe或83Kr。
本发明相对于现有技术具有以下有益效果：
1.成像射频脉冲形成的多模加权函数，其一阶导数连续时，伪影降低。本发明的射频脉冲加权函数光滑连续且一阶导数连续，降低了K空间滤波效应在相位编码方向引起的图像伪影，保留更多细节。
2.K空间低频区域决定图像的SNR，高频区域决定图像的细节。使用射频脉冲对K空间不同区域进行多模加权，低频区域加权最高，有利于提高图像的SNR；变密度随机欠采样时低频区域采样权重最高，有利于提高图像的SNR；使用射频脉冲对K空间高频区域加权较高，有利于保留更多细节。
3.使用快速小角度激发的序列成像，并采用中心编码和变密度随机欠采样的方法降低相位编码方向的激发次数，大幅缩短成像时间，同时结合K空间射频脉冲多模加权的方法可以保存更多的图像细节。
附图说明
图1为本发明方法的原理图。
图2为不同方式下的K空间射频脉冲多模加权函数，CFA为定角激发函数、VFA为变角激发函数、MMA为本发明的多模加权函数。
图3为K空间变密度随机欠采样轨迹(白色为采样区域)。
图4为K空间中心编码方式下模拟全采样成像的结果，图4中A为模版图像、图4中B为本发明中射频脉冲多模加权结合全采样后重建的图像(图像均值为0.0879)、图4中C为定角激发重建的图像(图像均值为0.0840)、图4中D为变角激发重建的图像(图像均值为0.0477)。
图5为K空间中心编码方式下不同方式下的模拟全采样重建图像与模版图像的归一化差异图，并用平均绝对误差(Mean Absolute Error,MAE)评价差异高低。图5中A为本发明中射频脉冲多模加权结合全采样后重建的图像与模版的差异(MAE为0.0217)、图5中B为定角激发重建图像与模版的差异(MAE为0.0256)、图5中C为变角激发重建图像与模版的差异(MAE为0.0009)。
图6为中心编码时不同方式下的模拟全采样重建图像与模版图像的结构相似性(structural similarity index，SSIM)的map图，图6中A为本发明中射频脉冲多模加权结合全采样后重建的图像与模版的SSIM(均值为0.929)、图6中B为定角激发重建图像与模版的SSIM(均值为0.858)、图6中C为变角激发重建图像与模版的SSIM(均值为0.995)。
图7为K空间中心编码方式下模拟欠采样成像的结果，图7中A为模版图像、图7中B为实施例2中步骤4获得的图像(图像均值为0.0535)、图7中C为定角激发重建的图像(图像均值为0.0524)、图7中D为变角激发重建的图像(图像均值为0.0316)。
图8为K空间中心编码方式下不同方式下的模拟欠采样重建图像与模版图像的归一化差异图，并用平均绝对误差(Mean Absolute Error,MAE)评价差异高低。图8中A为实施例2中步骤4获得的图像与模版的差异图(MAE为0.0537)、图8中B为定角激发重建图像与模版的差异图(MAE为0.0577)、图8中C为变角激发重建图像与模版的差异图(MAE为0.0408)。
图9为中心编码时不同方式下的模拟欠采样重建图像与模版图像的结构相似性(structural similarity index，SSIM)的map图，图9中A为实施例2中步骤4获得的图像与模版的SSIM(均值为0.586)、图9中B为定角激发重建图像与模版的SSIM(均值为0.575)、图9中C为变角激发重建图像与模版的SSIM(均值为0.651)。
具体实施方式
下面结合具体实例给出本发明的具体实施过程以及效果。
实施例1：
本发明公开的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，包括以下步骤：
步骤1、收集超极化气体，将超极化气体作为造影剂。其中超极化气体包括3He或129Xe或131Xe或83Kr等。收集得到的超极化气体保存为气态或固态，其中固态在使用时升华为气态。
步骤2、对成像对象进行质子MR定位成像，获得成像对象的位置信息。成像对象包括液体或固体或生物组织或动物或人等。质子MR定位所用序列为FLASH序列。
步骤3、对成像对象的原始K空间不同区域利用射频脉冲进行多模加权，根据对象的位置信息对成像对象在笛卡尔坐标系内用中心编码的方式使用脉冲梯度场进行2维或3维编码，根据射频脉冲多模加权后的K空间和变密度随机欠采样的方法采集成像对象的回波信号；
步骤3的具体操作步骤如下：
步骤3.1、成像对象获得超极化气体的方法包括气泡溶解、表面流动、表面渗入、呼吸机插管、鼻腔或口腔吸入等。
步骤3.2、射频脉冲激发角度不同，导致测量的信号强度不同，形成对成像对象的原始K空间的加权函数。本申请中，成像时对成像对象的原始K空间不同区域利用射频脉冲进行多模加权，对成像对象的原始K空间不同区域利用射频脉冲进行多模加权，其中对原始K空间的中心区域加权大于对原始K空间的外周区域加权，对原始K空间的外周区域加权大于对原始K空间的位于中心区域与外周区域之间的中间区域的加权；即，对原始K空间的中心区域加权最高，对原始K空间的外周区域加权较高，对原始K空间的中心区域与外周区域之间的中间区域的加权最低。该射频脉冲对应的射频脉冲多模加权函数光滑连续且一阶导数连续，特别是在成像对象的原始K空间的中心区域一阶导数连续，以降低相位方向的伪影。射频脉冲多模加权函数w(x)的表达式为：
w(x)＝A*(B-(1+cos(2*π*(x*C-D/2)/D))/2*exp(-(π*1e-6*(x*C-D/2))^2/(4*log(2)))).
其中，w(x)为射频脉冲多模加权函数，x是相位编码步数，A、B、C、D均为正实数，且C<D。
步骤3.3、成像时对成像对象在笛卡尔坐标系内用中心编码的方式使用脉冲梯度场进行2维或3维编码，2维或3维编码对应的区域由步骤2获得的位置信息确定。
步骤3.4、由于成像对象的K空间的中心区域决定图像的信噪比，在成像时对成像对象的加权后的K空间的不同区域进行变密度随机欠采样。成像对象的加权后的K空间的中心区域的采样密度高于加权后的K空间的外周区域采样密度，加权后的K空间的外周区域采样密度高于加权后的K空间的位于中心区域和外周区域之间的中间区域的采样密度。即成像对象的加权后的K空间的中心区域的采样密度最高，外周区域采样密度较高，中间区域的采样密度最低。欠采样轨迹随机生成，以降低欠采样伪影。在保证获得尽量多的信号能量的前提下减少采集次数，从而缩短成像总时间。
步骤3.5、使用快速小角度激发的梯度回波序列对成像对象进行成像，梯度回波序列包括FLASH序列、bSSFP序列、PSIF序列。
步骤3.6、将步骤3.3中的脉冲梯度场和ADC的采样时序相结合，采集成像对象的回波信号，回波信号包括全回波信号、半回波信号、部分回波信号。该回波信号是成像对象所获得的超极化气体的气态信号或溶解态信号。该气态信号或溶解态信号来源于步骤3.1成像对象获得的超极化气体。
步骤4、将步骤3中获得的回波信号通过非线性共轭梯度算法进行处理，获得高质量的重建图像。
实施例2：
本实施例中，
超极化气体为129Xe。
成像对象为人体肺部，射频脉冲多模加权函数w(x)采用：
w(x)＝0.17*(1.05-(1+cos(2*π*(x*10-2000/2)/2000))/2*exp(-(π*1e-6*(x*10-2000/2))^2/(4*log(2))))。
成像对象获得超极化气体的方法由鼻腔或口腔吸入。
梯度回波序列为FLASH序列。
其他与实施例1一致。
图7为K空间中心编码方式下模拟欠采样成像的结果，图7中A为模版图像、图7中B为本实施例中步骤4获得的图像(图像均值为0.0535)、图7中C为定角激发重建的图像(图像均值为0.0524)、图7中D为变角激发重建的图像(图像均值为0.0316)。
图8为K空间中心编码方式下不同方式下的模拟欠采样重建图像与模版图像的归一化差异图，并用平均绝对误差(Mean Absolute Error,MAE)评价差异高低。图8中A为本实施例中步骤4获得的图像与模版图像的差异图(MAE为0.0537)、图8中B为定角激发重建图像与模版图像的差异图(MAE为0.0577)、图8中C为变角激发重建图像与模版图像的差异图(MAE为0.0408)。
图9为中心编码时不同方式下的模拟欠采样重建图像与模版图像的结构相似性(structural similarity index，SSIM)的map图，图9中A为本实施例中步骤4获得的图像与模版图像的SSIM(均值为0.586)、图9中B为定角激发重建图像与模版图像的SSIM(均值为0.575)、图9中C为变角激发重建图像与模版图像的SSIM(均值为0.651)。
本实施例中，模拟欠采样重建图像均值为0.0535，与模版图像的SSIM均值为0.586，与模版图像的差异图的MAE为0.0537；定角激发重建图像均值为0.0524，与模版图像的SSIM均值为0.575，与模版图像的差异图的MAE为0.0577；变角激发重建图像均值为0.0316，与模版图像的SSIM均值为0.651，与模版图像的差异图的MAE为0.0408。
由以结果可知，采用本发明所述方法得到的图像SNR更高、与模版图像细节差异更少且伪影较低。
综上所述，本发明一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，首先收集超极化气体，将其作为造影剂；通过质子定位像获得成像对象的超极化气体磁共振成像的区域；成像对象获得超极化气体后，使用快速小角度激发的序列对成像对象进行成像；成像时利用射频脉冲对成像对象的原始K空间不同区域进行多模加权；对成像对象的加权后的K空间不同区域进行变密度随机欠采样；使用笛卡尔坐标系内中心编码的方式结合脉冲梯度场进行编码；通过压缩感知重建算法获得高质量的重建图像。具体优势如下：
1.成像射频脉冲形成的多模加权函数，其一阶导数连续时，伪影降低。本发明的射频脉冲加权函数光滑连续且一阶导数连续，降低了K空间滤波效应在相位编码方向引起的图像伪影，保留更多细节。
2.K空间低频区域决定图像的SNR，高频区域决定图像的细节。使用射频脉冲对K空间不同区域进行多模加权，低频区域加权最高，有利于提高图像的SNR；变密度随机欠采样时低频区域采样权重最高，有利于提高图像的SNR；使用射频脉冲对K空间高频区域加权较高，有利于保留更多细节。
3.使用快速小角度激发的序列成像，并采用中心编码和变密度随机欠采样的方法降低相位编码方向的激发次数，大幅缩短成像时间，同时结合K空间射频脉冲多模加权的方法可以保存更多的图像细节。
本文中所描述的具体实施例仅仅是对本发明精神作举例说明。本发明所属技术领域的技术人员可以对所描述的具体实施例做各种各样的修改或补充或采用类似的方式替代，但并不会偏离本发明的精神或者超越所附权利要求书所定义的范围。
Claims (9)
1.一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，包括以下步骤：
步骤1、收集超极化气体；
步骤2、对成像对象进行质子MR定位成像，获得成像对象的位置信息；
步骤3、对成像对象的原始K空间不同区域利用射频脉冲进行多模加权，根据对象的位置信息对成像对象在笛卡尔坐标系内用中心编码的方式使用脉冲梯度场进行2维或3维编码，根据射频脉冲多模加权后的K空间和变密度随机欠采样的方法采集成像对象的回波信号；
步骤4、将步骤3中获得的回波信号通过非线性共轭梯度算法进行处理，获得重建图像。
2.根据权利要求1所述的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，所述的步骤3包括：
步骤3.1、成像对象获得超极化气体；
步骤3.2、对成像对象的原始K空间不同区域利用射频脉冲进行多模加权，其中对原始K空间的中心区域加权大于对原始K空间的外周区域加权，对原始K空间的外周区域加权大于对原始K空间的位于中心区域与外周区域之间的中间区域的加权；
步骤3.3、对成像对象在笛卡尔坐标系内用中心编码的方式使用脉冲梯度场进行2维或3维编码，2维或3维编码对应的区域由步骤2获得的位置信息确定；
步骤3.4、对成像对象的加权后的K空间的不同区域进行变密度随机欠采样；
步骤3.5、使用快速小角度激发的梯度回波序列对成像对象进行成像；
步骤3.6、将步骤3.3中的脉冲梯度场和ADC的采样时序相结合，采集成像对象的回波信号。
3.根据权利要求2所述的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，
所述的步骤3.2中射频脉冲对应的射频脉冲多模加权函数光滑连续且一阶导数连续。
4.根据权利要求3所述的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，所述的射频脉冲多模加权函数的表达式为：
w(x)＝A*(B-(1+cos(2*π*(x*C-D/2)/D))/2*exp(-(π*1e-6*(x*C-D/2))^2/(4*log(2))))
其中，w(x)为射频脉冲多模加权函数，x是相位编码步数，A、B、C、D均为正实数，且C<D。
5.根据权利要求2所述的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，所述的步骤3.4中，成像对象的加权后的K空间的中心区域的采样密度高于加权后的K空间的外周区域采样密度，加权后的K空间的外周区域采样密度高于加权后的K空间的位于中心区域和外周区域之间的中间区域的采样密度。
6.根据权利要求2所述的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，所述的步骤3.1中成像对象获得超极化气体的方法包括气泡溶解或表面流动或表面渗入或呼吸机插管或鼻腔/口腔吸入。
7.根据权利要求2所述的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，所述的步骤3.5中的梯度回波序列为FLASH序列或bSSFP序列或PSIF序列。
8.根据权利要求2所述的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，所述的步骤3.6中回波信号包括全回波信号、半回波信号、部分回波信号，该回波信号是成像对象所获得的超极化气体的气态信号或溶解态信号。
9.根据权利要求1所述的一种基于射频脉冲多模加权的高清快速磁共振成像方法，其特征在于，所述的超极化气体为3He或129Xe或131Xe或83Kr。
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