技术领域
本发明涉及磁共振成像的方法，尤其是涉及一种基于重叠回波的单扫描定量磁共振T2 成像方法。
背景技术
磁共振参数成像(T2成像、T2*成像和扩散成像)因其能够提供丰富的组织特征属性的 定量信息而在临床诊断上有着广泛的应用([1]B.Zhao,F.Lam,andZ.P.Liang, “Model-basedMRParametermappingwithsparsityconstraints:parameterestimation andperformancebounds,”IEEETrans.Med.Imag.,vol.33,no.9,pp.1832-1844, 2014)，比如:心肌梗死的诊断、测量肝脏中铁含量是否过量等。特别地，T2弛豫时间的定 量分析在精神病学以及神经病科等临床医学磁共振成像中引起了越来越多的关注。然而，磁 共振参数成像在其成像过程中往往需要获取一系列对比加权的图像，因而一般其获取数据的 时间很长。虽然现在有很多不同的成像方法的提出来克服上述问题，比如：下采样自旋回波 磁共振成像(Spin-EchoMRI)、梯度自旋回波磁共振成像(GradientSpinEchoMRI)、基 于压缩感知的平行成像(ParallelImagingwithCS)等。同时，一些基于模型的重建方法 和基于布洛赫仿真的重建方法相继被提出，以此来进一步加快成像的速度。但是多次激发的 磁共振参数成像方法在获取阶段仍然需要耗费数秒的时间，这样对不可重复的神经活动进行 实时参数成像就变成了几乎不可能实现的任务。因此，单扫描的多回波的平面回波成像 (echo-planarimaging，EPI)的成像方法被提出([2]S.Posse,S.Wiese,D.Gembris, K.Mathiak,C.Kessler,M.L.Grosse-Ruyken,B.Elghawaghi,T.Richards,S.R.Dager, andV.G.Kiselev,“EnhancementofBOLD-ContrastSensitivitybySingle-Shot Multi-EchoFunctionalMRImaging,”Magn.Reson.Med.,vol.42,pp.87–97,1999)， 此方法通过将一系列对比加权图像的获取包含在一次扫描中所获得的多个回波中。然而这种 方法存在局限性，一方面是这种方法需要延长回波链，必然导致增加获取的时间与信号的衰 减；另一方面是这种方法的实现与常规EPI方法相比是以延长重复时间(TR)为代价的，这 就可能需要牺牲所得回波图像的空间分辨率；而最重要的是这种方法目前只能用于T2*定量 成像，尚无法用于T2定量成像。此外，尽管有不同的快速T2成像方法相继被提出，包括梯 度自旋回波序列，但是这些方法都是用多次激发序列来进行T2成像，这样不仅效果差强人 意，成像效率也亟待提高。
发明内容
本发明的目的在于提供一种基于重叠回波的单扫描定量磁共振T2成像方法。
本发明包括如下步骤：
(1)在磁共振成像仪操作台上，打开磁共振成像仪中的操作软件，首先对成像物体进 行感兴趣区域定位，然后进行调谐、匀场、功率校正和频率校正；
(2)导入事先编译好的OLED成像序列；根据具体的实验情况，设置脉冲序列的各个参 数；
所述OLED成像序列的结构依次为：翻转角为α的片选脉冲、(TE2-TE1)/2、翻转角为α 的片选脉冲、TE1/2、180°重聚脉冲、采样回波链；
将两个小角度激发脉冲结合两个回波移位梯度G1和G2，使得两个回波在K空间的中心产 生偏移，所述180°重聚脉冲以及两个小角度激发脉冲都与层选梯度Gss相结合进行层选；第 二个小角度激发脉冲前后分别施加回波延时(TE2-TE1)/2和TE1/2，所述180°重聚脉冲前 后有x，y，z三个方向的破坏梯度作用；
所述采样回波链是由分别作用在x，y方向的梯度链组成；x方向的梯度链由一系列正负 梯度构成，且每个梯度的面积是第一个回波移位梯度G1的三倍；y方向的梯度链是由一系列 大小相等的“blips”梯度构成，且所述“blips”梯度的总面积等于移位梯度面积的四倍；
在所述采样回波链之前，x和y方向分别施加了重聚梯度Gror和Gar，所述Gror的面积是x 方向第一个梯度面积的一半，方向与x方向第一个梯度方向相反；所述Gar的面积是所有所 述“blips”梯度的总面积的一半，方向与所述“blips”梯度方向相反；
(3)执行步骤(2)设置好的所述OLED成像序列，进行数据采样；数据采样完成后得 到两个回波信号的K空间数据；
(4)对步骤(3)得到的K空间数据进行分析以及对回波信号磁化矢量M+的演化进行 理论推导，在第二个回波移位梯度G2之后，可以得到以下式子：
M + = ∫ r → ρ ( r → ) sin α { - i cosαe iθ 2 + 1 2 e - δ T E / T 2 ( r → ) [ ( 1 + cos α ) e i ( θ 2 - θ 1 ) + ( 1 - cos α ) e i ( θ 1 + θ 2 ) ] } d r → ]]>
式中是自旋密度分布，α是激发脉冲的翻转角，通过实验发现，当α＝45°时，两个回波信号的强度都相对较高，δTE＝(TE2-TE1)/2，其中δ1，δ2分别对应的第一个和第二个回波移位梯度的持续时间，γ是磁旋比；由上式可知，实际上有三个被不同相位调制的回波信号，其中第一项是由第二个激发脉冲产生的，而后两项是由第一个激发脉冲产生的；然而要分离出这三个信号相对单扫描获取的信号来说是非常复杂的，通过分析后两项，可知后两项的回波中心位置是不一样的，且最后一项信号强度相对第二项来说比较小，因此最后一项的回波可以通过简单的处理而被忽略；
(5)对步骤(4)得到的回波信号用下述分离算法进行分离，根据傅里叶变换理论，两 个回波信号在图像域的线性相位是不一样的，此外，虽然两个回波信号由于演化时间不同导 致T2加权不同，但是它们是来自同一个图像层；因此，利用两者的图像结构相似的先验信 息可以对两个回波信号进行联合重建，重建算法如下：
{ x 1 , x 2 } = arg min x 1 , x 2 [ | | x 1 - x 10 | | 2 2 + λ 1 | | ▿ x 1 | | 1 + λ 2 | | ▿ x 2 | | 1 + λ 3 | | ▿ ( x 1 - βx 2 ) | | 1 ] ]]>
其中，x1，x2分别是从第一个和第二个回波信号中重建出来的图像；是尺度因子，x10，x20分别是第一个和第二个回波信号的初始图像；λ1，λ2和λ3分别是拉格朗日乘数法可调整约束权重；▽是梯度算子；第一项是保真项，第二项和第三项是对第一幅和第二幅图像的稀疏性约束，最后一项是两幅图像轮廓相似性约束；这两幅图像有如下关系：
其中，分别是第一幅和第二幅图像的线性相位位移；x0是原始信号，是由包含第一个和第二个回波信号的原始信号进行傅里叶逆变换得到的，通过迭代算法求解上述式子就可以得到分离后的第一个和第二个回波信号产生的图像；
(6)步骤(5)分离出来的图像进行T2成像计算；对于单扫描的T2成像方法来说，只 需要两幅不同的回波时间图像就可行了，T2的值直接通过T2弛豫方程求得：
T 2 ( r ) = - Δ T E l n ( μ S 2 ( r → ) S 1 ( r → ) ) , ]]>
其中是校正因子，ΔTE＝TE2-TE1；S1和S2分别是第一个回波信号和第二个回波信号的图像强度，加入全变分(TotalVariation)外推法来增强图像的分辨率，而且设定一个阈值，当得到的数值低于阈值时，会被认为是噪声而被忽略，同样当计算出的T2值过大时也是不合理的，也会被省略；最后通过T2成像计算得到了具有较好分辨率的高品质的T2图像。
本发明提供一种在一次扫描的情况下，获得重叠的回波信号，然后利用分离算法对重叠 的信号进行分离，最后进行T2计算，就能获得与常规单扫描EPI序列所需要的获取时间和 分辨率相当的一种新的成像方法。
本发明通过在单次扫描中加入两个有相同偏转角的激发脉冲来产生两个不同演化时间 的回波信号，尽管两个回波信号的演化时间不同，导致两个回波信号的T2加权不同，但是 这两个回波信号来自同一个成像切片，因此可以通过两个回波信号之间的先验知识：两者结 构类似、联合边缘的稀疏性来分离这两个回波信号，从而利用稀疏变换配合相应的分离算法 对这两个回波信号进行分离。最后对分离得到的两个信号进行T2计算得到定量T2图像。利 用此方法首先获得了单次扫描的定量T2成像，将定量T2成像的时间由秒级甚至分钟级，减 少到ms级，并且得到的T2图像质量能够与常规的单次扫描EPI序列得到的图像质量相当。
附图说明
图1是本发明中OLED成像序列结构图。
图2展示了OLED成像序列的模型实验的结果对比图。其中：
(a)是分离之前OLED序列重建出的包含两个回波信号的图像；
(b)是从(a)中分离之后第一个回波信号图像；
(c)是从(a)中分离之后第二个回波信号图像；
(d)是多扫描单回波自旋回波序列(SE序列)重建出的信号图像；
(e)是单扫描自旋EPI序列重建出的信号图像；
(g)是从(a)中重建出来的T2图像；
(h)是(d)和(e)中分别沿着对应虚线部分水平剖面的信号强度值和T2值。
图3是从图2(d)中重建出来的T2图像。
具体实施方式
以下结合附图及具体实施方式，对本发明做进一步说明。
本发明具体实施过程中的各个步骤如下：
(1)在磁共振成像仪操作台上，打开成像仪中相应的操作软件，首先对成像物体进行 感兴趣区域定位，然后进行调谐、匀场、功率和频率校正；
(2)导入事先编译好的OLED成像序列；根据具体的实验情况，设置脉冲序列的各个参 数；
所述OLED成像序列的结构依次为：翻转角为α的片选脉冲、(TE2-TE1)/2、翻转角为α 的片选脉冲、TE1/2、180°重聚脉冲、采样回波链；
将两个小角度激发脉冲结合两个回波移位梯度G1和G2，从而使得两个回波在K空间的中 心产生偏移，所述180°重聚脉冲以及两个小角度激发脉冲都与层选梯度Gss相结合进行层选； 第二个小角度激发脉冲前后分别施加回波延时(TE2-TE1)/2和TE1/2，所述180°重聚脉冲 前后有x，y，z三个方向的破坏梯度作用；
所述采样回波链是由分别作用在x，y方向的梯度链组成；x方向的梯度链由一系列正负 梯度构成，且每个梯度的面积是所述移位梯度G1的三倍；y方向的梯度链是由一系列大小相 等的“blips”梯度构成，且所述“blips”梯度的总面积等于所述移位梯度面积的四倍；
在所述采样回波链之前，x和y方向分别施加了重聚梯度Gror和Gar，所述Gror的面积是x 方向第一个梯度面积的一半，方向与x方向第一个梯度方向相反；所述Gar的面积是所有所 述“blips”梯度的总面积的一半，方向与所述“blips”梯度方向相反；
(3)执行步骤(2)设置好的所述OLED成像序列，进行数据采样；数据采样完成后得 到两个回波信号的K空间数据。
(4)对步骤(3)得到的K空间数据进行分析以及对回波信号磁化矢量M+的演化进行 理论推导，在第二个移位梯度G2之后，可以得到以下式子：
M + = ∫ r → ρ ( r → ) sin α { - i cosαe jθ 2 + 1 2 e - δ T E / T 2 ( r → ) [ ( 1 + cos α ) e i ( θ 2 - θ 1 ) + ( 1 - cos α ) e i ( θ 1 + θ 2 ) ] } d r → ]]>
式中是自旋密度分布，α是激发脉冲的翻转角，通过实验发现，当α＝45°时两个回波信号的强度都相对较高，δTE＝(TE2-TE1)/2，其中δ1，δ2分别对应的第一个和第二个回波移位梯度的持续时间，γ是磁旋比。由上式可知实际上有三个被不同相位调制的回波信号，其中第一项是由第二个激发脉冲产生的，而后两项是由第一个激发脉冲产生的；然而要分离出这三个信号相对单扫描获取的信号来说是非常复杂的，通过分析后两项，可知后两项的回波中心位置是不一样的，且最后一项信号强度相对第二项来说比较小，因此最后一项的回波可以通过简单的处理而被忽略。
(5)对步骤(4)得到的回波信号用下述分离算法进行分离，根据傅里叶变换理论，两 个回波信号在图像域的线性相位是不一样的，此外，虽然两个回波信号由于演化时间不同导 致T2加权不同，但是它们是来自同一个图像层。因此，利用两者的图像结构相似的先验信 息可以对两个回波信号进行联合重建。重建算法如下：
{ x 1 , x 2 } = arg min x 1 , x 2 [ | | x 1 - x 10 | | 2 2 + k | | ▿ x 1 | | 1 + λ 2 | | ▿ x 2 | | 1 + L | | ▿ ( x 1 - βx 2 ) | | 1 ] ]]>
其中x1，x2分别是从第一个和第二个回波信号中重建出来的图像；是尺度因子，x10，x20分别是第一个和第二个回波信号的初始图像；λ1，λ2和λ3分别是拉格朗日乘数法可调整约束权重；▽是梯度算子。第一项是保真项，第二项和第三项是对第一幅和第二幅图像的稀疏性约束，最后一项是两幅图像轮廓相似性约束。这两幅图像有如下关系：
其中分别是第一幅和第二幅图像的线性相位位移；x0是原始信号，是由包含第一个和第二个回波信号的原始信号进行傅里叶逆变换得到的。通过迭代算法求解上述式子就可以得到分离后的第一个和第二个回波信号产生的图像。
(6)步骤(5)分离出来的图像进行T2成像计算。对于单扫描的T2成像方法来说，只 需要两幅不同的回波时间图像就可行了，T2的值直接通过T2弛豫方程求得：
T 2 ( r ) = - Δ T E l n ( μ S 2 ( r → ) S 1 ( r → ) ) , ]]>
其中是校正因子，ΔTE＝TE2-TE1；S1和S2分别是第一个回波信号和第二个回波信号的图像强度。这里我们加入了全变分(TotalVariation)外推法来增强图像的分辨率，而且我们设定了一个阈值，当得到的数值低于阈值时会被认为是噪声而被忽略，同样当计算出的T2值过大时也是不合理的，也会被省略。最后通过T2成像计算得到了具有较好分辨率的高品质的T2图像。
以下给出具体实施例：
用基于重叠回波的单扫描定量磁共振T2成像方法进行了水模型实验，用来验证本发明 的可行性。实验前先将装在七个小瓶子中浓度为0.5％的琼脂凝胶与含有不同浓度的二氯化锰 (MnCl2，0.01～0.16mM)的水溶液混合，用来产生接近人体组织的一系列T2值，并使T1/T2 的比值在3T成像仪中约为10，这与人体组织在3T磁场下T1与T2的比值相当。实验测得的 T1值其时间范围大约为350～1500ms。此外，以多扫描单回波自旋回波序列(SE序列)产生 的T2图像作为参考，其成像厚度为2mm。首先我们导入编译好的如图1所示的基于重叠回波 的单扫描分离平面成像序列，设置试验参数，本实施例的试验参数设置如下：45°激发脉冲 的激发时间为3ms，x方向采样点数Nx为128，y方向采样点数Ny为64，采样带宽sw为91.4kHz。 x方向的成像视野FOVx为20cm，y方向的成像视野FOVy为20cm。将以上试验参数设置好后， 直接运行整个序列的采样时间约为160ms。采样结束后，就获得了重叠回波信号的采样数据。 然后我们就利用步骤(5)中的分离算法对重叠的两个回波信号进行分离，这里的分离算法 我们将正则化参数分别设置为λ1＝1.4，λ2＝1，λ3＝1。分离后的结果如图2和3所示， SE序列采用8个不同的回波延时(从8.8～120ms不等)，其采样矩阵大小为128×128，TR＝3.5s， 总的扫描时间大约为1h。从图a和图e可以看到，有明显的畸变，这是由于背景场不均匀 导致的。值得注意的是图d与图e中箭头指示部分，原本每个水管中的信号强度应该是均匀 的，而图中指示部分的信号强度却是不均匀的。这可能是由多方面因素综合作用导致的，其 中不均匀的背景场以及检测线圈的灵敏性差异是导致自旋回波序列图像不均匀的主要原因， 而在不均匀场中信号的堆积效应也是单扫描EPI序列出现这一现象的主要原因。从图2h可 以发现，尽管EPI的信号强度更不均匀，但是其T2值却比信号强度更均匀。因此实验所采 用的序列对不均匀场和线圈灵敏度差异比自旋回波EPI序列鲁棒性更强。由此可以证明，OLED 成像方法，可以在一次激发的情况下，得到重叠的回波信号，利用相应的分离算法进行分离， 减少了获取时间，提高了图像的空间分辨率。
表1
各符号说明参见表1。