一种高精度三维化学位移成像方法技术

本发明专利技术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。

【技术实现步骤摘要】
一种高精度三维化学位移成像方法
本专利技术涉及医用磁共振成像技术和影像诊断学
，尤其涉及一种高精度三维化学位移成像方法。
技术介绍
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。
技术实现思路
为此，本专利技术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。本专利技术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(branchcut)或区域增长法(regiongrowth)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：本专利技术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本文档来自技高网...

【技术保护点】
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×N×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×N×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×N)，再依次提取N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；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：S0=Σm=1NS0m=Σm=1N(Swe-[TE+(2m-2)·Δt]/T2w+Sfe-i[2πΔfΔτ·(2m-2))e-[TE+(2m-2)·Δt]/T2f)e-(2m-2)·Δτ/T2*e-i(φ0+φ·(2m-2))---(1)]]>S1=Σm=1NS1m=Σm=1N(Swe-[TE+(2m-1)·Δt]/T2w+Sfe-i(2πΔfΔτ·(2m-1))e-[TE+(2m-1)·Δt]/T2f)e-(2m-1)·Δτ/T2*e-i(φ0+φ·(2m-1))---(2)]]>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：S0=Σm=1NS0m=Σm=1N(Sw+Sf)e-(2m-2)·Δτ/T2*e-i(φ0+φ·(2m-2))---(3)]]>S1=Σm=1NS1m=Σm=1N(Sw-Sf)e-(2m-1)·Δτ/T2*e-i(φ0+φ·(2m-1))---(4)]]>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类似方式进行相位校正，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...

【技术特征摘要】
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...

【专利技术属性】
技术研发人员：罗会俊，
申请(专利权)人：大连锐谱科技有限责任公司，
类型：发明
国别省市：辽宁;21