CN107271937B - 一种三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法。三维/二维快速多回波水脂分离序列及其信号调试方法、预扫描方法、扫描方法、数据预处理方法和图像重建方法可实现一次扫描获得水脂分离图像和T2加权(T1加权或PD加权)图像。本发明三维多参数加权同步扫描和校准方法在一次扫描中可以最大限度获得多幅图像，即，同相图、反相图、脂肪像、压脂水像、常规T2加权(或T1加权/PD加权)图像以及T2*加权图像，明显节省了临床扫描时间并增加了临床扫描方案的可选择性，对MRI系统的硬件性能的依赖性更小。

Description

一种三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法

技术领域

本发明涉及磁共振技术领域，尤其涉及一种三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法。

背景技术

临床上横向弛豫时间(T2)加权压脂图像有利于提高人体解剖细节的对比度和分辨率，从而提高疾病的确诊率，常常与T2加权图像配合使用。但是，反转恢复法压脂会同时降低其它人体组织和病灶的图像信噪比，而频率选择性压脂易于受到磁场不均匀性和射频场不均匀性的干扰，正因为如此，基于水脂化学位移的相位编码水脂分离成像技术作为一种高级成像技术是临床上实现T2加权压脂成像的最佳选择，具有信噪比高和解剖结构细节显示清晰等显著优点，在临床上可用于人体各部位的疾病诊断并提高确诊率，尤其为临床上具有独特诊断价值的磁共振水成像提供了一种更好的技术实现方式。不仅如此，水脂分离成像技术可与纵向弛豫时间(T1)加权和质子密度(PD)加权方式结合实现T1或PD加权压脂成像，同样具有信噪比高和解剖结构细节显示清晰等优点，并为脂肪变性鉴别和脂肪定量分析提供了有效的临床诊断方法。

近年来基于化学位移成像序列的二维T2加权压脂成像技术在美国GE和德国Siemens高场成像系统上已初步获得临床应用，该技术是以快速自旋回波序列(FSE)为基础对每个回波一次进行三个化学位移相位编码(-π，0，+π)构成三点Dixon回波组，每次分段激发的回波串的长度是FSE的三倍，并在图像重建时通过线性相位校正方式消除磁场不均匀性和双极性梯度极性切换引起的相位误差，可以获得质量合格的图像，还通过非Dixon相位编码方式进行不对称采集来避免相位缠绕引起的水脂分离错误。然而，在硬件性能不足够优异的成像系统上早期的数据采集和处理方式缺乏普遍适用性，双极性梯度的使用可以导致三点Dixon回波组之间的化学位移相位与预设值偏差较大，回波幅度波形的不对称性效应更为显著，场漂效应引起选层误差并导致图像模糊，涡流场的长时间指数项还可以引起高阶相位误差，这些误差不能通过180°重聚脉冲和线性相位校正等方式消除；尤其是，在低场强条件下由于FSE的回波时间和化学位移编码回波的间隔时间较长且磁场均匀性不足够高，相位缠绕通常不可避免，T2*弛豫效应也不可忽略，从而导致水脂分离不完全；另外，早期的二维成像方式在梯度强度不高时难以获得选层方向的高分辨图像，而三维成像方式容易受到磁体和射频系统性能不稳定的影响。

发明内容

为了解决上述难题，在此本发明基于单次激发化学位移成像序列提出一种三维T2加权图像和水脂分离图像同步采集方法，并扩展到T1加权和PD加权图像，一次扫描中最大限度获得多幅图像，即，同相图、反相图、脂肪像、压脂水像、常规T2加权(或T1加权/PD加权)图像以及T2*加权图像，明显节省了临床扫描时间并增加了临床扫描方案的可选择性；并且，本发明进一步配备有预扫描自动校准功能和实时自动校正功能，可采用对称或不对称回波采集模式，对MRI系统的硬件性能的依赖性更小。

本发明提供了一种三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，在常规三维快速自旋回波基础上，射频脉冲波形选用最小相位SLR脉冲，采样期施加三个极性交替的频率编码梯度，其中梯度G₁的积分面积是梯度G₂的一半，二者极性相反，且梯度G₂、G₃和G₄的积分面积相等，G₃和G₂的极性相反，ΔG₂和ΔG₄为补偿梯度，每次射频激发采集多组回波，每组回波包括两个梯度回波和一个自旋回波，回波顶点之间的时间间隔Δτ设置为1/Δf/n，其中Δf为水脂共振频率差，n一般选2、3或4，然后，将上述成像序列编译后加载到MRI成像系统的谱仪上，并按照工作流程进行数据采集和处理。三维/二维快速多回波水脂分离序列及其信号调试方法、预扫描方法、扫描方法、数据预处理方法和图像重建方法可实现一次扫描获得水脂分离图像和T2加权(T1加权或PD加权)图像。

优选的，三维/二维快速多回波水脂分离序列，以三维/二维快速自旋回波为基础，射频脉冲选用具有均匀激发特征的最小相位SLR脉冲，其时带积优先为8，脉宽优选为2ms，带内和带外纹波系数均不大于0.5％，并在信号采集期施加三个极性交替的读梯度，其信号调试方法是在没有相位编码条件下通过实时调试模式采集信号并通过调试频率编码方向的预备梯度(G₁)和补偿梯度(ΔG₂和ΔG₄)校准回波串中每组三个回波的幅度和相位直到回波峰的时间间隔为1/Δf/n(n一般为2、3或4)。

优选的，按下述方式采集参考数据并计算相位误差：

(1)在所有相位编码梯度关闭条件下，设置相位编码步数DIM2为回波链长度ETL，ETL在T1加权扫描时一般在3至5范围取值，在T2加权扫描时一般在8至24范围取值，采集ETL个回波组，每组包括A、B和C三个回波，其回波峰相位分别为-π、0和+π，并对每组的回波B取复数共轭和时间反演，再沿频率编码方向对每组回波进行离散逆傅立叶变换，得到一系列混合空间矩阵元P_i ^A、P_i ^B和P_i ^C，这里i表示分段激发的各回波编号，取值范围为1至ETL；

(2)在所有相位编码梯度关闭且频率编码梯度极性反转条件下，设置DIM2＝ETL，ETL在T1加权扫描时一般在1至5范围取值，在T2加权扫描时一般在8至24范围取值，重新采集ETL个回波组，并对每组的回波B取复数共轭和时间反演，再沿频率编码方向对每组回波进行离散逆傅立叶变换，得到一系列混合空间矩阵元和这里i在1至ETL范围依次取值；

(3)计算P_i ^A和之间的相位差、P_i ^B和之间的相位差以及P_i ^C和之间的相位差和这里i在1至ETL范围依次取值；

(4)如果α、β和γ有相位缠绕则采用多项式拟合法或区域增长法进行相位解缠；

优选的，在场漂效应或具有长时间常数的涡流效应显著情况下，按下述方式采集参考数据并计算相位误差：

(1)在相位编码梯度关闭条件下按照上述方式采集整个k空间矩阵并重排为DIM1×DIM2×DIM3×DIM4矩阵，其中DIM1为频率编码步数，DIM2是相位编码步数，DIM3是扫描层数，临床上可按通常方式设置，例如，分别为256、192和16，DIM4是化学位移相位编码数，这里DIM4设置为3，再沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得一系列二维k空间矩阵，对其中回波B对应的k空间线进行复数共轭和时间反演，按DIM4＝3分离采集矩阵，再沿频率编码方向进行一维离散傅里叶变换，得到任一层面的复矩阵E^A、E^B和E^C。

(2)E^A的矩阵元沿相位编码方向分为DIM2/ETL组，通过四象限反正切函数计算两两相邻组之间的相位差这里i取值范围为1至ETL，g取值范围为1至DIM2/ETL-1，这样得到相位矩阵再将相位矩阵的各列拟合到其中i取值范围为1至ETL。

(3)同样，对回波B和回波C分别按类似方式得到相位差和并分别拟合到和其中i取值范围为1至ETL。

优选的，三维/二维快速多回波序列在三维成像模式下采用多叠交替射频激发方式，基于k_y＝0对应的k空间线实时测试中心频率ν_s及其偏移Δν并按照自动校准厚块位置对应的梯度G_s；根据回波串长度(ETL)、回波时间(TE)和重复时间(TR)选择T1加权或PD加权或T2加权方式；并在正常相位编码条件下采用分段激发方式采集DIM2·X％/ETL个回波组，每组包括A、B和C三个回波对应于回波时间TE、TE-Δt和TE+Δt，X％优选为55％；在正交接收或多通道接收模式下，回波信号合成方式是是通道i接收的层面j磁共振信号，a_i和ΔΦ_i分别是通道i的灵敏度权重因子和相移，其标定方式如下：

(1)对通道i采集的k_y＝0对应的矩阵行进行一维傅立叶变换，取模并计算最大值I_max；

(2)计算矩阵元素I>5％·I_max的横坐标范围[p1,p2]并求绝对值积分面积A_i；

(3)基于四象限反正切函数计算[p₁,p₂]范围的相位φ_i，基于Itoh算法展开相位φ_i并计算其平均值，

(4)对每个通道重复上述过程，计算相移ΔΦ_i＝<Φ_i>-<Φ_i-1>，在计算灵敏度权重因子a_i＝A_i/∑A_i。

优选的，按下述方式进行相位校正和幅度校正：

(1)在正常相位编码条件下采集的整个k空间矩阵(DIM1×DIM2×DIM3×DIM4)沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得各扫描层面的二维k空间矩阵，任一层面的k空间矩阵包括DIM2条k空间线，每条k空间线包含DIM1×DIM4个复数点，可按DIM4分离为 和

(2)对K^B取复数共轭和时间反演，然后将K^A、K^B和K^C沿频率编码方向进行一维离散逆傅立叶变换后得到一系列混合空间的复数矩阵和再沿相位编码方向分为g＝DIM2/ETL组，每组分别乘以和其中i从1至ETL依次取值。

(3)按上述方式校正相位误差后将和按照相位编码梯度表重新排序，得到复矩阵和然后将和沿相位编码方向后进行一维离散逆傅里叶变换，由此获得任一层面的同相图和反相图和或者，在半傅立叶采集情况下，将和沿频率编码方向后进行一维离散傅里叶变换后按照Cuppen或POCS算法进行半傅立叶重建。

(4)分别对P_i ^A、P_i ^B和P_i ^C取模，得到|P_i ^A|、|P_i ^B|和|P_i ^C|，并分别对和取模，得到和这里i从1至ETL取值，计算幅度校正因子矩阵和这里i从1至ETL取值，再将和沿相位编码方向分为g＝DIM2/ETL组，每组ETL行矩阵元素分别除以a_i，b_i和c_i，其中i从1至ETL取值。

(5)按上述方式校正幅度不对称性后将和按照相位编码梯度表重新排序，得到复矩阵和再将和沿相位编码方向进行一维离散逆傅里叶变换，由此获得任一层面的同相图和反相图和其中等价于常规T2(或T1或PD)加权图像；或者，在半傅立叶采集情况下，将和沿频率编码方向后进行一维离散傅里叶变换后按照Cuppen或POCS算法进行半傅立叶重建。

优选的，在场漂效应或具有长时间常数的涡流效应显著情况下，按下述方式进行相位校正：

(1)在正常相位编码条件下采集的整个k空间矩阵(DIM1×DIM2×DIM3×DIM4)沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得一系列二维k空间矩阵，每个矩阵按照DIM4＝3分离为三个DIM1×DIM2矩阵并沿频率编码方向进行一维离散傅里叶变换得到复矩阵F^A、F^B和F^C；

(2)将F^A、F^B和F^C沿相位编码方向分为DIM2/ETL组，每组乘以 和进行残余相位误差校正，这里i取值范围为1至ETL；

(3)按相位编码梯度表重排k空间线，并沿频率编码方向进行一维离散逆傅里叶变换到图像域，对每个层面的k空间矩阵重复上述数据处理过程，得到图像域复数矩阵和这里j从1至DIM3取值。

优选的，对于Δτ＝1/Δf/2情况，任一层面j的水像和脂肪像分别计算为

同时，基于获得T2*加权图像，并基于获得磁场均匀度分布图。

优选的，在低场MRI系统上设置Δτ＝1/Δf/3，每组回波的化学位移编码相位分别设置为-2π/3，0，2π/3，三个不同的回波时间满足条件t₂-t₁＝1/3/Δf和t₃-t₂＝1/3/Δf，在场强很低(例如0.2T)情况下，Δτ设置可为1/Δf/4，回波峰的相位分别设置为-π/2，0，+π/2，基于下式

采用迭代最小二乘法拟合法获得水脂分离完全的水像和脂肪像。

有益效果：本发明三维多参数加权同步扫描和校准方法在一次扫描中可以最大限度获得多幅图像，即，同相图、反相图、脂肪像、压脂水像、常规T2加权(或T1加权/PD加权)图像以及T2*加权图像，明显节省了临床扫描时间并增加了临床扫描方案的可选择性，对MRI系统的硬件性能的依赖性更小。

附图说明

图1三维快速多回波水脂分离序列。其中，TE为回波时间，相邻回波的峰值之间的时间间隔Δτ设置为1/Δf/2，射频激发脉冲和重聚脉冲选用sinc脉冲或最小相位SLR脉冲，虚框内的部分重复ETL-1次，G_s1和G_s2是选层梯度，其两侧是散相梯度，G_p1和ΔG_p1是选层方向相位编码梯度及其递增量，G_p2和ΔG_p2是二维平面相位编码梯度及其递增量，虚线框内回波串对应的相位编码方式与常规三维FSE分段激发情况类似，G₁是预备读梯度，G₂、G₃和G₄是二维平面频率编码梯度，ΔG₂和ΔG₄是施加在读梯度方向的补偿梯度，用于校正回波中心位置，-ΔG₂和-ΔG₄用于对补偿梯度作用下磁化矢量的相位变化进行恢复。

图2二维快速多回波水脂分离序列。其中，TE为回波时间，相邻回波的峰值之间的时间间隔Δτ设置为1/Δf/2，射频激发脉冲和重聚脉冲选用sinc脉冲或最小相位SLR脉冲，虚框内的部分重复ETL-1次，G_s1和G_s2是选层梯度，其两侧是散相梯度，G_p1和ΔG_p1是选层方向相位编码梯度及其递增量，G_p2和ΔG_p2是二维平面相位编码梯度及其递增量，虚线框内回波串对应的相位编码方式与常规三维FSE分段激发情况类似，G₁是预备读梯度，G₂、G₃和G₄是二维平面频率编码梯度，ΔG₂和ΔG₄是施加在读梯度方向的补偿梯度，用于校正回波中心位置，-ΔG₂和-ΔG₄用于对补偿梯度作用下磁化矢量的相位变化进行恢复。

图3本发明工作流程图。

图4信号调试模块工作流程图。

图5具有均匀激发特征的射频激发脉冲波形图。

图6具有均匀激发特征的射频激发轮廓图。其中，波形特征参数：最小相位SLR，时带积为8，脉宽为2ms，带内和带外纹波系数均为0.5％，激发带宽可通过调节选层梯度幅度改变。

图7三维多叠交替激发模式。

图8预扫描模块工作流程图。

图9扫描模块工作流程图。

图10多通道参数标定方案。

具体实施方式

为使本发明解决的技术问题、采用的技术方案和达到的技术效果更加清楚，下面结合附图和实施例对本发明作进一步的详细说明。可以理解的是，此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，而非对本发明的限定。另外还需要说明的是，为了便于描述，附图中仅示出了与本发明相关的部分而非全部内容。

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，本发明涉及的一种多参数加权成像方法包括三维/二维快速多回波水脂序列、信号调试、预扫描、扫描、数据预处理、图像重建和水脂分离模块，安装在控制台主机内按照图3所示的扫描流程工作。

实施例1：

按通常方式在谱仪的序列发生器上加载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，然后在序列发生器上加载图1(或图2)所示的三维/二维快速多回波水脂序列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，这里，射频脉冲波形采用90°脉冲和180°脉冲选用具有均匀激发特征的最小相位SLR脉冲波形，例如图5和图6所示的时带积优先为8，脉宽优选为2ms，带内和带外纹波系数均为0.5％的最小相位SLR波形，G_s是厚块选择梯度，G_p1是选层方向的相位编码梯度，G_p2是二维平面相位编码梯度，G₁是预备读梯度，G₂、G₃和G₄是二维平面频率编码梯度，ΔG₂和ΔG₄是补偿梯度，虚线框表示可重复执行的序列部分。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，设置每组频率编码梯度(G₂、G₃和G₄)的积分面积初始值为G₁梯度的两倍，其中G₂和G₄的极性与G₁的极性相反。参照常规快速自旋回波序列的分段激发方式设置回波链长度ETL和相应的相位编码梯度值，在每组频率编码梯度(G₂、G₃和G₄)施加期间采集一组回波(包括梯度回波A、自旋回波B和梯度回波C)，然后保存序列文件和相位编码梯度表。在序列参数表中，设置采集矩阵大小为DIM1×DIM2×DIM3×DIM4＝256×192×16×3，其中DIM1、DIM2、DIM3和DIM4分别表示成像序列中的频率编码步数、相位编码编码步数、扫描层数和化学位移相位编码数，采用多叠交替三维采集模式，选层方向扫描视野切分为多个(例如9个)激发厚块并按照图7所示的编号次序进行交替激发和半傅立叶采集，每个厚块的厚度为16mm，近邻厚块之间的叠加范围为2mm，相当于边缘2层重叠。其它参数设置如下：

对于T1加权和水脂分离同步扫描，设置ETL为1～5范围的一个恰当值，设置回波时间TE＝10ms，设置序列重复时间TR＝450ms，对于T2加权和水脂分离同步扫描，设置ETL为8～24范围的一个恰当值，TE＝12ms，设置TR为2000～4000ms范围的一个恰当值，对于PD加权和水脂分离同步扫描，设置ETL为1～5范围的一个恰当值，TE＝12ms，设置TR为2000～4000ms范围的一个恰当值。另外，设置视野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90°脉冲射频功率。该优化方案在临床环境下不仅适合高场扫描也适合低场扫描，例如，对于T2加权和水脂分离同步扫描，扫描时间T_ACQ＝TR·DIM2/ETL·DIM3/60＝2.5·108/16·16/60＝4.5(min)。然后，保存序列文件和参数表文件并按下述方式对每个厚块进行信号采集和处理：

首先，按照图4所示工作流程在相位编码梯度关闭条件下自动执行信号校准模块100，设置G₂＝0，G₄＝0，ΔG₂＝0，ΔG4＝0，G₃＝2·G₁，微调G₁使得回波B的顶点在采样窗中心位置；设置G₂＝2·G₁，G₄＝2·G₁，反转G₃的极性，用图谱处理常用的标尺标记回波幅值顶点，测量顶点之间的时标间隔Δτ，分别调试补偿梯度ΔG₂和ΔG₄直到回波A的顶点与回波B的顶点的时标间隔Δτ＝1/Δf/2，以及回波B的顶点与回波C的顶点的时标间隔Δτ＝1/Δf/2，这里水和脂肪质子的化学位移差Δf在序列内设定，例如1.5T场强下210Hz，3.0T场强下420Hz。

其次，按照图8所示的工作流程执行预扫描模块110，测试场漂并限制场漂引起的中心频率波动范围不超过扫描层厚对应的频率范围；然后，按照图9所示工作流程执行扫描模块120，在序列循环之间基于k_y＝0对应的k空间线测试中心频率ν_s及其偏移Δν并按照自动校准厚块位置对应的梯度G_s。

其三，在采样期间双极性频率编码梯度切换引起的涡流场或麦克斯韦场不一致，难以通过180°脉冲和梯度校准彻底消除，需要通过数据预处理模块130进行低阶和高阶相位校正，其实现方式说明如下：

(1)在所有相位编码梯度关闭条件下，设置DIM2＝ETL，采集ETL个回波组，每组包括A、B和C三个回波，其回波峰相位分别为-π、0和+π，并对每组的回波B取复数共轭和时间反演，再沿频率编码方向对每组回波进行离散逆傅立叶变换，得到一系列混合空间矩阵元P_i ^A、P_i ^B和P_i ^C，这里i表示分段激发的各回波编号，取值范围为1至ETL；

(2)在所有相位编码梯度关闭且频率编码梯度极性反转条件下，设置DIM2＝ETL，重新采集ETL个回波组，并对每组的回波B取复数共轭和时间反演，再沿频率编码方向对每组回波进行离散逆傅立叶变换，得到一系列混合空间矩阵元和这里i在1至ETL范围依次取值；

(3)计算P_i ^A和之间的相位差、P_i ^B和之间的相位差以及P_i ^C和之间的相位差和这里i在1至ETL范围依次取值，如果α、β和γ有相位缠绕则采用多项式拟合法或区域增长法进行相位解缠；

(4)在正常相位编码条件下，采集整个k空间矩阵并沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得各扫描层面的二维k空间矩阵，任一层面的k空间矩阵包括DIM2条k空间线，每条k空间线包含DIM1×DIM4个复数点，可按DIM4分离为和

(5)对K^B取复数共轭和时间反演，然后将K^A、K^B和K^C沿频率编码方向进行一维离散逆傅立叶变换后得到一系列混合空间的复数矩阵和再沿相位编码方向分为g＝DIM2/ETL组，每组分别乘以和其中i从1至ETL依次取值。

(6)按上述方式校正相位误差后将和按照相位编码梯度表排序，得到复矩阵和

(7)然后将和沿相位编码方向后进行一维离散逆傅里叶变换，由此获得任一层面的同相图和反相图和或者，在半傅立叶采集情况下，将和沿频率编码方向后进行一维离散傅里叶变换后按照Cuppen或POCS算法进行半傅立叶重建。

其三，在双极性梯度频率编码条件下，接收通道滤波器幅度响应的不对称性会引起回波幅度不对称以至于水脂分离不完全，所以在上述相位误差校正基础上和需要进行幅度校正如下：

(1)分别对P_i ^A、P_i ^B和P_i ^C取模，得到|P_i ^A|、|P_i ^B|和|P_i ^C|，这里i从1至ETL取值；

(2)分别对和取模，得到和这里i从1至ETL取值；

(3)计算幅度校正因子矩阵和这里i从1至ETL取值；

(4)将和沿相位编码方向分为g＝DIM2/ETL组，每行矩阵的ETL个元素分别除以a_i，b_i和c_i，其中i从1至ETL取值；

(5)按上述方式校正幅度不对称性后将和按照相位编码梯度表排序，得到复矩阵和

(6)将和沿相位编码方向进行一维离散逆傅里叶变换，由此获得任一层面的同相图和反相图和其中等价于常规T2(或T1或PD)加权图像；或者，在半傅立叶采集情况下，将和沿频率编码方向后进行一维离散傅里叶变换后按照Cuppen或POCS算法进行半傅立叶重建。

其四，在场漂效应或具有长时间常数的涡流效应显著情况下，序列重复周期之间可能存在额外的相位误差，为此，按下述步骤进行相位误差消除：

(1)在相位编码梯度关闭条件下按照上述方式采集整个k空间矩阵并重排为DIM1×DIM2×DIM3×DIM4矩阵，再沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得一系列二维k空间矩阵，对其中回波B对应的k空间线进行复数共轭和时间反演，按化学位移相位编码数DIM4＝3分离采集矩阵，再沿频率编码方向进行一维离散傅里叶变换，得到任一层面的复矩阵E^A、E^B和E^C；

(2)E^A的矩阵元沿相位编码方向分为DIM2/ETL组，通过四象限反正切函数计算各组与第一组的相位差这里i取值范围为1至ETL，g取值范围为1至DIM2/ETL-1，这样得到相位矩阵

(3)将相位矩阵的各列分别拟合到其中i取值范围为1至ETL；

(4)同样，对回波B和回波C分别按类似方式得到相位差和并分别拟合到和其中i取值范围为1至ETL；

(5)在正常相位编码条件下按照上述方式采集整个k空间矩阵(DIM1×DIM2×DIM3×DIM4)并沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得一系列二维k空间矩阵，每个按照DIM4＝3分离为三个DIM1×DIM2矩阵并沿频率编码方向进行一维离散傅里叶变换得到复矩阵F^A、F^B和F^C；

(6)将F^A、F^B和F^C沿相位编码方向分为DIM2/ETL组，每组乘以和进行残余相位误差校正，这里i取值范围为1至ETL；

(7)按相位编码梯度表重排k空间线，并沿频率编码方向进行一维离散逆傅里叶变换到图像域，对每个层面的k空间矩阵重复上述数据处理过程，得到图像域复数矩阵和这里j从1至DIM3取值。

在多通道接收情况下，按下述方式进行信号合成：

(1)对通道i采集的k_y＝0对应的矩阵行进行一维傅立叶变换，取模并计算最大值I_max；

(2)计算矩阵元素I>5％·I_max的横坐标范围[p1,p2]并求绝对值积分面积A_i；

(3)基于四象限反正切函数计算[p₁,p₂]范围的相位φ_i，基于Itoh算法展开相位φ_i并计算其平均值，

(4)对每个通道重复上述过程，计算相移ΔΦ_i＝<Φ_i>-<Φ_i-1>，在计算灵敏度权重因子a_i＝A_i/∑A_i。

然后，对于Δτ设置为1/Δf/2的情况，按下述方式对进行场不均匀性校正并进行水脂分离：

基于式(2)计算初始相位如下：

基于常用的区域增长法进行相位解缠，再对同相和反相图像消除φ₀如下：

这里定义用于确定S_w-S_f的符号。

然后，按下述方式进行水脂分离，分别得到水像S_w和脂肪像S_f：

其中

最后，按照前述厚块交替激发次序选择近邻厚块，将其中叠加区域的图像像素进行加和平均，并采用中值滤波或非局域均值滤波进行图像平滑去噪，得到完整的三维水像和脂肪像。

上述成像方法最大程度上降低了硬件缺陷或物理效应的影响，可方便地同时获得水脂分离图像和常规T2加权图像，在DIM2＝ETL且ETL<4情况下可获得T1加权或PD加权图像，也可同时基于下式

获得T2*加权图像，并基于下式

获得场图，单位为赫兹。在某些特殊情况下个别像素的水脂质子含量接近相等，这可导致式(13)的计算产生异常点，这些异常点可通过近邻插值或双线性插值方式弥补。

实施例2：

对于Δτ设置为1/Δf/3的情况，在上述扫描方案中将每组回波的化学位移编码相位分别设置为-2π/3，0，2π/3并采集数据，按类似方式校正相位和幅度误差并进行图像重建后进行数据处理如下：

对于任一层面j所对应的图像的任一像素，其对应的磁共振信号可按下式描述：

这里，S_w和S_f分别表示人体组织中水和脂肪的质子磁化矢量的初始值，后者分别构成水像和脂肪像的复数矩阵，下标w和f分别表示水和脂肪，ν表示场不均匀性或涡流效应引起的频率偏差，t_n(n＝1，2或3)表示三个不同的回波时间，满足条件t₂-t₁＝1/3/Δf和t₃-t₂＝1/3/Δf。在正交接收或多通道接收模式下，是通道i接收的层面j磁共振信号，a_i和ΔΦ_i分别是通道i的灵敏度权重因子和相移，通过图10所示的标定方案测定。

已知频率偏差ν是一个可测量，式(14)在消除其效应后改写为

上式中上标R和I分别表示复数的实部和虚部。这里采用线性最小二乘法拟合求解上述线性方程组得到水脂分离图像和场图。

上述不对称回波采集和数据处理方式的额外优势是可避免水和脂肪含量相当的极个别像素出现异常的计算误差，但需要另行采集常规T2加权(或T1加权或PD加权)图像。在场强很低(例如0.2T)情况下，Δτ设置可为1/Δf/4，回波峰的相位分别设置为-π/2，0，+π/2，每次分段激发并采集三幅图像，然后按照上述相位和幅度校正方式和最小二乘法拟合迭代方式得到水脂分离图像和场图。

最后应说明的是：以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围。

Claims (10)

1.一种三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，在常规三维快速自旋回波基础上，射频脉冲波形选用最小相位SLR脉冲，采样期施加三个极性交替的频率编码梯度，其中梯度G₁的积分面积是梯度G₂的一半，二者极性相反，且梯度G₂、G₃和G₄的积分面积相等，G₃和G₂的极性相反，△G₂和△G₄为补偿梯度，每次射频激发采集多组回波，每组回波包括两个梯度回波和一个自旋回波，回波顶点之间的时间间隔△τ设置为1/△f/n，其中△f为水脂共振频率差，n一般选2、3或4，然后，将上述成像序列编译后加载到MRI成像系统的谱仪上，并按照工作流程进行数据采集和处理。

2.根据权利要求1所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，射频脉冲选用具有均匀激发特征的最小相位SLR脉冲，其时带积优先为8，脉宽优选为2ms，带内和带外纹波系数均不大于0.5％。

3.根据权利要求1或2所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，所述数据采集和处理采用以下流程：

A.信号调试模块100在无相位编码条件下实时采集信号并通过实时调节G₁、△G₂和△G₄进行回波峰间隔校准和回波幅度校准；

B.预扫描模块110采集预设区域的自有感应衰减信号FID并进行一维傅立叶变换，自动测试中心频率随时间的变化△ν，直到中心频率偏移△ν<5Hz；

C.扫描模块120基于上述成像序列进行信号激发、空间编码、化学位移编码和数据采集，其中二维平面相位编码方向采用半傅立叶采集方式，选层方向采用多叠交替射频激发方式，通过设置回波串长度ETL、回波时间TE和序列重复时间TR实现三种不同的图像加权方式，包括T1加权、PD加权和T2加权，并在序列循环之间基于k_y＝0对应的k空间线实时测试中心频率ν_s及其偏移△ν并按照自动校准厚块位置对应的梯度G_s，这里γ表示质子旋磁比；

D.数据预处理模块130在选层方向进行傅立叶逆变换产生对应于DIM3个层面的一系列二维复数矩阵，并从每个复数矩阵中分离出DIM4个k空间复数矩阵DIM1×DIM2，这些矩阵分别包含水脂同相和反相信号，其中DIM1、DIM2和DIM4分别指频率编码数、相位编码数和化学位移编码数，再基于预扫描结果计算同相和反相信号的线性相位误差和高阶相位误差以消除场不均匀、剩磁和涡流效应并校正信号幅度；

E.图像重建模块140基于相位校正后的k空间矩阵通过半傅立叶重建方式分别产生T2加权或T1加权/PD加权的水脂同相图S^B和水脂反相图S^A和S^C；

F.水脂分离模块150基于水脂同相和反相图分别产生水像S_w和脂肪像S_f；对于△τ＝1/△f/2情况，任一层面j的水脂分离图像按下式计算得到：

其中用于确定S_w-S_f的符号，S^A’和S^C’分别指消除起始相位后的S^A和S^C，上标A、B和C分别表示图像中水脂信号的相位差分别为-π、0和+π；同时，基于获得T2*加权图像，并基于获得磁场均匀度分布图或称场图；

这里S_w和Sf分别表示人体组织中水和脂肪的质子磁化矢量的初始值，上标R和I分别表示复数的实部和虚部；

最后基于下式

采用迭代最小二乘法拟合法获得水脂完全分离的水像和脂肪像。

4.根据权利要求3所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，按下述方式采集参考数据并计算相位误差：

(1)在所有相位编码梯度关闭条件下，设置DIM2＝ETL，采集ETL个回波组，每组包括A、B和C三个回波，其回波峰相位分别为-π、0和+π，并对每组的回波B取复数共轭和时间反演，再沿频率编码方向对每组回波进行离散逆傅立叶变换，得到一系列混合空间矩阵元P_i ^A、P_i ^B和P_i ^C，这里i表示分段激发的各回波编号，取值范围为1至ETL；

(2)在所有相位编码梯度关闭且频率编码梯度极性反转条件下，设置DIM2＝ETL，重新采集ETL个回波组，并对每组的回波B取复数共轭和时间反演，再沿频率编码方向对每组回波进行离散逆傅立叶变换，得到一系列混合空间矩阵元和这里i在1至ETL范围依次取值；

(3)计算P_i ^A和之间的相位差、P_i ^B和之间的相位差以及P_i ^C和之间的相位差和这里i在1至ETL范围依次取值；

(4)如果α、β和γ有相位缠绕则采用多项式拟合法或区域增长法进行相位解缠。

5.根据权利要求3所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，在场漂效应或具有长时间常数的涡流效应显著情况下，按下述方式采集参考数据并计算相位误差：

(1)在相位编码梯度关闭条件下按照上述方式采集整个k空间矩阵并重排为DIM1×DIM2×DIM3×DIM4矩阵，再沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得一系列二维k空间矩阵，对其中回波B对应的k空间线进行复数共轭和时间反演，按化学位移相位编码数DIM4＝3分离采集矩阵，再沿频率编码方向进行一维离散傅里叶变换，得到任一层面的复矩阵E^A、E^B和E^C；

(2)E^A的矩阵元沿相位编码方向分为DIM2/ETL组，通过四象限反正切函数计算两两相邻组之间的相位差这里i取值范围为1至ETL，g取值范围为1至DIM2/ETL-1，这样得到相位矩阵再将相位矩阵的各列拟合到其中i取值范围为1至ETL；

(3)同样，对回波B和回波C分别按类似方式得到相位差和并分别拟合到和其中i取值范围为1至ETL。

6.根据权利要求3所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，三维/二维快速多回波序列在三维成像模式下采用多叠交替射频激发方式，基于k_y＝0对应的k空间线实时测试中心频率ν_s及其偏移△ν并按照自动校准厚块位置对应的梯度G_s，这里γ表示质子旋磁比；根据回波串长度ETL、回波时间TE和重复时间TR选择T1加权或PD加权或T2加权方式；并在正常相位编码条件下采用分段激发方式采集DIM2·X％/ETL个回波组，每组包括A、B和C三个回波对应于回波时间TE、TE-△t和TE+△t，X％优选为55％；在正交接收或多通道接收模式下，回波信号合成方式是 是通道i接收的层面j磁共振信号，a_i和△Φ_i分别是通道i的灵敏度权重因子和相移，其标定方式如下：

(1)对通道i采集的k_y＝0对应的矩阵行进行一维傅立叶变换，取模并计算最大值I_max；

(2)计算矩阵元素I>5％·I_max的横坐标范围[p1,p2]并求绝对值积分面积A_i；

(3)基于四象限反正切函数计算[p₁,p₂]范围的相位φ_i，基于Itoh算法展开相位φ_i并计算其平均值，

(4)对每个通道重复上述过程，计算相移△Φ_i＝<Φ_i>-<Φ_i-1>，在计算灵敏度权重因子a_i＝A_i/∑A_i。

7.根据权利要求3所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，按下述方式进行相位校正和幅度校正：

(1)在正常相位编码条件下采集的整个k空间矩阵DIM1×DIM2×DIM3×DIM4沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得各扫描层面的二维k空间矩阵，任一层面的k空间矩阵包括DIM2条k空间线，每条k空间线包含DIM1×DIM4个复数点，可按DIM4分离为 和

(2)对K^B取复数共轭和时间反演，然后将K^A、K^B和K^C沿频率编码方向进行一维离散逆傅立叶变换后得到一系列混合空间的复数矩阵和再沿相位编码方向分为g＝DIM2/ETL组，每组分别乘以和其中i从1至ETL依次取值；

(3)按上述方式校正相位误差后将和按照相位编码梯度表重新排序，得到复矩阵和然后将和沿相位编码方向后进行一维离散逆傅里叶变换，由此获得任一层面的同相图和反相图和或者，在半傅立叶采集情况下，将和沿频率编码方向后进行一维离散傅里叶变换后按照Cuppen或POCS算法进行半傅立叶重建；

(4)分别对P_i ^A、P_i ^B和P_i ^C取模，得到|P_i ^A|、|P_i ^B|和|P_i ^C|，并分别对和取模，得到和这里i从1至ETL取值，计算幅度校正因子矩阵和这里i从1至ETL取值，再将和沿相位编码方向分为g＝DIM2/ETL组，每组ETL行矩阵元素分别除以a_i，b_i和c_i，其中i从1至ETL取值；

(5)按上述方式校正幅度不对称性后将和按照相位编码梯度表重新排序，得到复矩阵和再将和沿相位编码方向进行一维离散逆傅里叶变换，由此获得任一层面的同相图和反相图和其中等价于常规T2或T1或PD加权图像；或者，在半傅立叶采集情况下，将和沿频率编码方向后进行一维离散傅里叶变换后按照Cuppen或POCS算法进行半傅立叶重建。

8.根据权利要求3所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，在场漂效应或具有长时间常数的涡流效应显著情况下，按下述方式进行相位校正：

(1)在正常相位编码条件下采集的整个k空间矩阵DIM1×DIM2×DIM3×DIM4沿选层方向进行一维离散逆傅里叶变换，获得一系列二维k空间矩阵，每个矩阵按照DIM4＝3分离为三个DIM1×DIM2矩阵并沿频率编码方向进行一维离散傅里叶变换得到复矩阵F^A、F^B和F^C；

(2)将F^A、F^B和F^C沿相位编码方向分为DIM2/ETL组，每组乘以 和进行残余相位误差校正，这里i取值范围为1至ETL；

(3)按相位编码梯度表重排k空间线，并沿频率编码方向进行一维离散逆傅里叶变换到图像域，对每个层面的k空间矩阵重复上述数据处理过程，得到图像域复数矩阵和这里j从1至DIM3取值。

9.根据权利要求3所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，对于△τ＝1/△f/2情况，任一层面j的水像和脂肪像分别计算为

同时，基于获得T2*加权图像，并基于获得磁场均匀度分布图，这里γ表示质子旋磁比。

10.根据权利要求3所述的三维多参数加权磁共振成像的同步采集和校准方法，其特征在于，在低场MRI系统上设置△τ＝1/△f/3，每组回波的化学位移编码相位分别设置为-2π/3，0，2π/3，三个不同的回波时间满足条件t₂-t₁＝1/3/△f和t₃-t₂＝1/3/△f，在场强很低情况下，△τ设置可为1/△f/4，回波峰的相位分别设置为-π/2，0，+π/2，基于下式

采用迭代最小二乘法拟合法获得水脂分离完全的水像和脂肪像；

这里S_w和Sf分别表示人体组织中水和脂肪的质子磁化矢量的初始值，上标R和I分别表示复数的实部和虚部。