CN110082696B - 一种多回波序列的成像方法和装置 - Google Patents

一种多回波序列的成像方法和装置 Download PDF

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Abstract

本申请提出的一种多回波序列的成像方法和装置。根据一个例子，所述方法包括：设置多回波序列的磁共振扫描参数值；将所述多回波序列的各个回波分为第一类回波和第二类回波；对于所述第一类回进行满采样，得到第一类k空间数据，对于所述第二类回波进行欠采样，得到第二类k空间数据以及欠采掩码；根据各个回波重建的仿真磁共振图像，得到第二类回波的理论磁共振图像；根据第二类k空间理论数据、所述第二类k空间数据、所述欠采掩码，得到第二类k空间近似数据；对第一类k空间数据进行图像重建，得到磁共振图像，对第二类k空间近似数据进行图像重建，得到磁共振图像。本申请能够在加速磁共振扫描的基础上，提高多回波磁共振图像的分辨率和细节。

Description

一种多回波序列的成像方法和装置
技术领域
本申请涉及磁共振成像领域，尤其涉及一种多回波序列的成像方法和装置。
背景技术
磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，MRI)作为一种多参数、多对比度的成像技术，是现代医疗影像学中主要的成像方式之一。MRI可以反映出组织纵向弛豫时间T1、横向弛豫时间T2和质子密度等多种特性，从而为疾病的检出和诊断提供信息。MRI***的基本工作原理是根据磁共振现象，采用射频发射线圈激励受检体中的氢质子，并运用梯度场进行空间编码，随后采用射频接收线圈接收带位置信息的电磁信号，最终利用傅里叶变换重建出被检体的图像信息。
由于受空间编码等因素的制约，MRI***的扫描时间较长。尤其对于多回波序列，一次射频脉冲激励后会通过射频接收线圈采集多个回波，从而得到不同对比度或不同权重的多个图像，导致扫描时间呈倍数增长。较慢的成像速度使得多回波序列对被检体的运动更为敏感，易于形成运动伪影，从而降低重建图像的质量，并最终影响临床诊断。
发明内容
有鉴于此，本申请提供一种多回波序列的成像方法和装置。
第一方面，本申请提供的一种多回波序列的成像方法是通过如下技术方案实现的：
对被检体设置多回波序列的磁共振扫描参数值，其中，所述多回波序列中的每个回波对应一个回波时间；
将所述多回波序列的各个回波分为第一类回波和第二类回波；
对于所述第一类回波，对所述被检体进行满采样，得到第一类k空间数据，并对于所述第二类回波，对所述被检体进行欠采样，得到第二类k空间数据以及欠采掩码；
根据各个回波k空间数据重建对应的仿真磁共振图像；
根据所述各个仿真磁共振图像，得到所述第二类回波的理论磁共振图像；
根据所述第二类回波的所述理论磁共振图像确定对应的第二类k空间理论数据；
根据所述第二类k空间理论数据、所述第二类k空间数据和所述欠采掩码，得到所述第二类回波的第二类k空间近似数据；
对所述第一类k空间数据进行图像重建，得到所述第一类回波对应的磁共振图像，并对所述第二类k空间近似数据进行图像重建，得到所述第二类回波对应的磁共振图像。
第二方面，本申请提供的一种多回波序列的成像装置包括：
参数设置模块，用于对被检体设置多回波序列的磁共振扫描参数值，其中，所述多回波序列中的每个回波对应一个回波时间；
分类模块，用于将所述多回波序列的各个回波分为第一类回波和第二类回波；
采样模块，用于对于所述第一类回波，对所述被检体进行满采样，得到第一类k空间数据，并对于所述第二类回波，对所述被检体进行欠采样，得到第二类k空间数据以及欠采掩码；
第一重建模块，用于根据各个回波k空间数据重建对应的仿真磁共振图像；
获得模块，用于根据所述各个仿真磁共振图像，得到所述第二类回波的理论磁共振图像；
确定模块，用于根据所述第二类回波的所述理论磁共振图像确定对应的第二类k空间理论数据；
计算模块，用于根据所述第二类k空间理论数据、所述第二类k空间数据和所述欠采掩码，得到所述第二类回波的第二类k空间近似数据；
第二重建模块，用于对所述第一类k空间数据进行图像重建，得到所述第一类回波对应的磁共振图像，并对所述第二类k空间近似数据进行图像重建，得到所述第二类回波对应的磁共振图像。
第三方面，本申请提供的一种多回波序列的成像装置包括处理器和机器可读存储介质，所述机器可读存储介质存储有能够被所述处理器执行的机器可执行指令，所述处理器被所述机器可执行指令促使实现第一方面所述的多回波序列的成像方法。
本申请提供的多回波序列的成像方法和装置，能够在加速磁共振扫描的基础上，提高多回波磁共振图像的分辨率和细节。
附图说明
图1是一种MRI***的构成示意图；
图2A是自旋回波序列的示意图；
图2B是多回波自旋回波序列的示意图；
图3是根据本申请的一个例子示出的多回波序列成像方法的流程图；
图4是变密度泊松分布欠采方法的欠采掩码的示意图；
图5是图3中步骤S150的具体流程图；
图6是T2值和T2*值的示意图；
图7A是头部组织的多回波GRE序列第一个回波对应的磁共振图像；
图7B是使用本申请提出的多回波序列的成像方法对图7A的磁共振图像进行改进后得到的磁共振图像；
图7C是头部组织的多回波GRE序列第三个回波对应的磁共振图像；
图7D是使用本申请提出的多回波序列的成像方法对图7C的磁共振图像进行改进后得到的磁共振图像；
图8是根据本申请的一个例子示出的多回波序列的成像装置的结构示意图；
图9是根据本申请的一个例子示出的多回波序列的成像装置的硬件结构示意图。
具体实施方式
这里将详细地对示例性实施例进行说明，其示例表示在附图中。下面的描述涉及附图时，除非另有表示，不同附图中的相同数字表示相同或相似的要素。以下示例性实施例中所描述的实施方式并不代表与本申请相一致的所有实施方式。相反，它们仅是与如所附权利要求书中所详述的、本申请的一些方面相一致的装置和方法的例子。
在本申请使用的术语是仅仅出于描述特定实施例的目的，而非旨在限制本申请。在本申请和所附权利要求书中所使用的单数形式的“一种”、“所述”和“该”也旨在包括多数形式，除非上下文清楚地表示其他含义。还应当理解，本文中使用的术语“和/或”是指并包含一个或多个相关联的列出项目的任何或所有可能组合。
应当理解，尽管在本申请可能采用术语第一、第二、第三等来描述各种信息，但这些信息不应限于这些术语。这些术语仅用来将同一类型的信息彼此区分开。例如，在不脱离本申请范围的情况下，第一信息也可以被称为第二信息，类似地，第二信息也可以被称为第一信息。取决于语境，如在此所使用的词语“如果”可以被解释成为“在……时”或“当……时”或“响应于确定”。
为了更好的理解本申请，首先介绍MRI***。如图1所示，简单示意了MRI***的组成，主要包括检查床110、磁体120、梯度线圈131-133、射频线圈140、主计算机150、梯度放大器160、射频控制器170和控制台180。磁体120是产生主磁场的装置。梯度线圈131-133、梯度放大器160等组成梯度***，主要用于产生梯度磁场以能够进行磁共振(MagneticResonance，MR)信号的空间定位编码。其中，梯度线圈由三组独立的线圈构成，分别为X轴梯度线圈131，Y轴梯度线圈132和Z轴梯度线圈133。射频线圈140、射频控制器170等组成射频***，主要用于向被检体发射射频信号，再从被检体接收射频信号，因此射频线圈140有射频发射线圈和射频接收线圈之分，射频发射线圈和射频接收线圈可以为同一个线圈，也可以分为不同的线圈。为了简单起见，图1中只画了一个线圈140。主计算机150负责MR成像序列的发送、采集的射频数据的运算、磁共振图像重建和显示等。
以自旋回波为例介绍多回波序列。参见图2A，为自旋回波(Spin Echo,SE)序列的示意图。重复时间(Repetition Time，TR)是指相同切片的两次连续激励之间的时间。回波时间(Echo Time，TE)是激励脉冲和信号峰值之间的时间。SE包括两种射频脉冲，一种是90°的激励脉冲，一种是180°的再聚焦脉冲，这两种射频脉冲都是由MRI***的射频发射线圈发出的。对SE序列，TR是指两个90°激励脉冲之间的时间，而TE是从90°激励脉冲到接收信号峰值的时间。图2A中的横轴表示时间，纵轴简略地表明相对应的线圈的设置情况。此外，图2A中的GZ表示Z方向的梯度磁场强度，是由Z轴梯度线圈133发出的，一般用于对人体进行选层；GY表示Y方向的梯度磁场强度，是由Y轴梯度线圈132发出的，一般用于对人体进行相位编码；GX表示X方向的梯度磁场强度，是由X轴梯度线圈131发出的，一般用于对人体进行频率编码。
对于多回波序列，一次射频脉冲激发后会通过射频接收线圈采集多个回波。参见图2B，为多回波自旋回波序列的示意图。图2B与图2A大体相同，只是在一个TR内，有三个回波，这三个回波分别对应回波时间TE1，TE2，TE3。TE和TR的设置是根据被检体的诊断需求由操作员确定的。对于MRI的各种成像序列来讲，可以将多种单回波序列扩展为对应的多回波序列，并不局限于SE序列。例如，可以将梯度回波序列(GRadient Echo，GRE)扩展为多回波序列。
对于如图2A所示的SE序列，一个TR只对应一个回波，可以认为是单回波序列。在回波信号的采集时间Ta内对回波信号进行多次采样，得到的多个采样信号经过模数变换后，可以填充一个k空间的一行数据。也就是一个TR内采样的回波信号，可以填充一个k空间的一行数据。k空间为MR生数据的存储空间。在经历L次TR之后，可以将该k空间填满，其中，L为k空间的行数。例如，当k空间为256*256时，L等于256，在时间Ta内得到的采样数据的个数也为256。将一个k空间的所有行数据都填充满之后，对k空间的数据进行傅里叶变换，可以重建出被检体的一幅磁共振图像。
对于如图2B所示的多回波SE序列，在一个TR内，第一个回波采样的信号，填充第一个k空间的一行数据，第二个回波采样的信号，填充第二个k空间的一行数据，第三个回波采样的信号，填充第三个k空间的一行数据。同样，在经历M次TR之后，可以将这三个k空间填满，然后可以分别重建出被检体的三幅磁共振图像。这三幅图像是对同一组织的成像，每幅图像的对比度或权重不同。由于多回波序列对应多个回波，其TR值明显长于单回波序列的TR值，因此多回波序列扫描时间更长，成像速度更慢，对于运动伪影更敏感。
由MRI***的空间编码原理可知，k空间的每行对应着不同的相位编码，相位编码比较费时间，所以k空间每行所需的时间较多。为了加速采样过程，在一个例子中，可以只采样k空间的中心区域对应的行。例如，对于256*256的k空间数据，只采样第112到第143行的数据，其余数据可以填零。也即原来需要采集256行的数据，现在只需要采集32行的数据，从而大大缩短了扫描时间。然后对k空间的数据进行傅里叶变换，得到重建的磁共振图像。
然而使用这种加速方法，由于没有采样k空间的周边区域的数据，为欠采样。与所有k空间数据都进行采样的满采样方法相比，由奈奎斯特定理可知，会导致重建的磁共振图像较为模糊，缺乏细节。
为了解决加速采样导致的磁共振图像细节丢失的问题，本申请提供了一种多回波序列的成像方法。
参见图3，为本申请一个例子提出的一种多回波序列的成像方法，包括如下步骤。
步骤S110，对被检体设置多回波序列的磁共振扫描参数值，其中，所述多回波序列中的每个回波对应一个回波时间。
被检体的磁共振参数的设置，可以根据被检体的身体情况、诊断需求、病灶等由操作员确定。其中，多回波序列的每个回波都有一个对应的回波时间。具体的磁共振扫描参数值可以为本领域惯用的各个磁共振扫描参数，例如回波时间、重复时间、k空间大小、切片层厚、使用的序列协议等等。对于本申请来讲，所使用的序列可以是多回波SE序列，多回波GRE序列，多回波快速自旋回波序列等。
步骤S120，将所述多回波序列的各个回波分为第一类回波和第二类回波。
所述第一类回波包括至少一个回波，第二类回波也包括至少一个回波。例如，当多回波序列为一个TR包括两个回波时，可以将其中任意一个回波设置为第一类回波，另一个回波设置为第二类回波。又例如，当多回波序列为一个TR包括三个回波时，可以将其中任意一个回波设置为第一类回波，其余两个回波设置为第二类回波。又例如，当回波序列为一个TR包括四个回波时，可以将第一个和第三个回波设置为第一类回波，将第二个和第四个回波设置为第二类回波。又例如，当回波序列为一个TR包括四个回波时，可以将其中任意一个回波设置为第一类回波，将其余三个回波设置为第二类回波。本领域技术人员可以根据熟知的技术对回波进行分类设置，此处不再赘述。
为了简单起见，下述步骤主要以多回波序列为一个TR包括三个回波为例进行说明，其中，将第二个回波设置为第一类回波，其余两个回波设置为第二类回波。
步骤S130，对于所述第一类回波，对所述被检体进行满采样，得到第一类k空间数据，并对于所述第二类回波，对所述被检体进行欠采样，得到第二类k空间数据以及欠采掩码。
在本申请的一个例子中，对于第一类回波，也即第二个回波，进行满采样，得到第一类k空间数据，可以记为S2。其中，k空间的大小可以为256*256，本申请对k空间的大小不作限定。对于第二类回波，也即第一个回波和第三个回波，进行欠采样。欠采样的方法为对k空间中央区域对应的行进行采样，对其他行不进行采样。将采样的数据填充到对应的两个第二类k空间中，记为S1和S3，其中，第二类k空间数据S1对应着第一个回波，第二类k空间数据S3对应着第三个回波。k空间中央区域对应的行可以是32行，如只采集第112到第143行的数据，其他224行的数据填零。k空间中央区域对应的行也可以是64行，如只采集第96到第159行的数据，其他192行的数据填零。本申请对k空间中央区域对应的行数不作限定。
在一个例子中，对应于k空间的第1到第111行，只采集第二个回波的数据。其中，第二个回波的回波时间为TE2，此时，TR的设置只需要考虑TE2。对应于k空间的第112到第143行，采集3个回波的数据。其中，第一个回波的回波时间为TE1，第二个回波的回波时间为TE2，第三个回波的回波时间为TE3，此时，TR的设置需要考虑TE1到TE3。对应于k空间的第144到第256行，只采集第二个回波的数据。此时，TR的设置只需要考虑TE2。如此，可以得到3个回波分别对应的k空间数据。
同时，记录欠采样的行数和列数，得到欠采掩码M。欠采掩码为矩阵形式，矩阵的大小同k空间的大小一致，例如为256*256的矩阵。若某行某列采集了数据，则欠采掩码的矩阵中相应的位置记为1，否则，欠采掩码的矩阵中相应的位置记为0。以只采集第112到第143行的数据为例，欠采掩码M的矩阵中，对于第112行到第143行，每一行中的256个数据都是1，对于其他行，每一行中的256个数据都是0。
在本申请的另一个例子中，对第一类回波进行满采样得到第一类k空间数据S2，对第二类回波采用压缩感知的欠采样方法进行数据采集，得到相应的第二类k空间数据S1和S3。压缩感知方法通过开发信号的稀疏特性，可以在远小于奈奎斯特采样率的条件下，用随机采样获取信号的离散样本，然后通过非线性重建算法重建信号。由于MR信号的稀疏性和不相干特性，可以采用压缩感知的方法进行欠采样，进一步降低扫描时间，加快扫描速度。压缩感知方法包括全随机欠采样方法，或者变密度泊松分布欠采样方法等方法。全随机欠采样方法的所有采样点都是随机选择的。变密度泊松分布欠采样方法，是对于k空间中心区域的采样点比较多，而k空间边缘区域的采样点比较少。
需要注意的是，本例中，虽然使用压缩感知方法获得第二类k空间数据，但是欠采掩码M的定义仍和上个例子一致，即当某行某列采集了数据，则欠采掩码的矩阵中相应的位置记为1，否则，欠采掩码的矩阵中相应的位置记为0。例如，对于变密度泊松分布欠采样方法，其欠采掩码M可如图4所示，像素点为黑时，表示该像素点所在位置的数值为0，即没有采样，像素点为白时，表示该像素点所在位置的数值为1，即进行了采样。
除了上述的欠采样方法之外，还可以采用其他的欠采样方式，比如隔行采样，例如对奇数行进行采样，对偶数行不进行采样。根据欠采样方式的不同，更新对应的欠采掩码M。本申请对欠采样方式不做限定。
步骤S140，根据各个回波k空间数据重建对应的仿真磁共振图像。
需要说明的是，对于可以使用傅里叶变换进行重建的欠采样方式，如只对k空间中央区域对应的行进行采样、隔行采样等方法，它们的处理方式一样。为了简单起见，以下只对k空间中央区域对应的行进行采样的情况进行说明。
在本申请的一个例子中，当生成第二类k空间数据的欠采样方法是对k空间中央区域对应的行进行采样，对其他行不进行采样的时候，为了数据的一致性，可以再对第一类回波采用同样的欠采样方法，得到第一类回波的仿真数据。同时，由于第二类回波的k空间数据已经是使用相同的欠采样方法得到的，因此，直接将该k空间数据作为仿真数据。也就是对于步骤S130所得到的第二类k空间数据S1，将其直接作为仿真数据
Figure BDA0002046813610000091
同样，对于步骤S130所得到的第二类k空间数据S3，将其直接作为仿真数据
Figure BDA0002046813610000092
而对于第二个回波，按照生成第二类k空间数据的欠采样方法进行采样，并将得到的k空间数据作为仿真数据
Figure BDA0002046813610000093
然后对这三组仿真数据
Figure BDA0002046813610000094
和
Figure BDA0002046813610000095
分别进行傅里叶变换，得到各自对应的仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000096
和
Figure BDA0002046813610000097
变换得到的仿真磁共振图像也是矩阵形式，矩阵大小和k空间的大小一致。由傅里叶变换的原理可知，虽然仿真数据
Figure BDA0002046813610000098
只有中央的若干行有数值，其他行是零，但是经过傅里叶变换之后，仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000099
的各行数据都是有数值的，不存在某些行的数据均为零的情况。
在本申请的另一个例子中，当生成第二类k空间数据的欠采样方法是对k空间中央区域对应的行进行采样，对其他行不进行采样的时候，可以根据欠采掩码M，使用第一类k空间数据更新第二类k空间数据。对于步骤S130所得到的第二类k空间数据S1、第一类k空间数据S2和第二类k空间数据S3，使用公式(1)-(3)生成对应的仿真数据
Figure BDA0002046813610000101
和
Figure BDA00020468136100001017
Figure BDA0002046813610000102
Figure BDA0002046813610000103
Figure BDA0002046813610000104
其中，°代表矩阵点对点相乘，B表示一个矩阵，该矩阵大小与欠采掩码M大小一致，且矩阵中每个元素的值均为1。
公式(1)和(3)的含义是对于第二类回波，保留采样得到的数据，对于其未采样部分的数据，使用第一类回波的对应位置的数据进行填充。例如，对于第二类k空间数据S1的第1行第1列的数据，由于在步骤S130中没有进行采样，所以其M[1,1]为0，根据公式(1)，第一项M°S1计算得到0，第二项(B-M)°S2计算得到S2[1,1]，也就是
Figure BDA0002046813610000105
对于第二类k空间数据S1的第128行第128列的数据，由于在步骤S130中进行了采样，所以其M[128,128]为1，根据公式(1)，可以得到
Figure BDA0002046813610000106
然后对这三组仿真数据
Figure BDA0002046813610000107
和
Figure BDA0002046813610000108
进行傅里叶变换，得到各自对应的仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000109
和
Figure BDA00020468136100001010
需要说明的是，从公式(2)中可以看到，本例中的仿真数据
Figure BDA00020468136100001011
是满采得到的第一类空间数据S2，经过傅里叶变换得到的仿真磁共振图像
Figure BDA00020468136100001012
就是重建磁共振图像。
在本申请的再一个例子中，当生成第二类k空间数据的欠采样方法是压缩感知的时候，采用相应的压缩感知重建方法对第二类k空间数据进行重建，得到仿真磁共振图像。对于步骤S130所得到的第二类k空间数据S1、第一类k空间数据S2和第二类k空间数据S3使用公式(4)-(6)生成对应的仿真磁共振图像
Figure BDA00020468136100001013
和
Figure BDA00020468136100001014
Figure BDA00020468136100001015
Figure BDA00020468136100001016
Figure BDA0002046813610000111
其中，FFT(S)表示对k空间数据S做快速傅里叶变换，CSRec(S)表示对k空间数据S进行压缩感知重建，在一种实现方式中，CSRec(S)可以使用公式(7)求得：
Figure BDA0002046813610000112
其中，A代表傅里叶逆变换与欠采掩码M的算子变换，即AI＝M°IFFT(I)，Ψ代表小波变换算子，‖I‖TV代表对I求全变差(Total Variation，TV)变换，S是k空间的数据，μ表示小波变换的权重，λ表示图像保真项的权重，C为图像I所在的复数域，N表示复数域的维度，N为2或3，
Figure BDA0002046813610000113
为图像保真项，
Figure BDA0002046813610000114
表示L2范数的平方，‖ ‖1表示L1范数。公式(7)的含义是当
Figure BDA0002046813610000115
的值最小时，所对应的图像I即为k空间数据S的重建磁共振图像。小波变换的权重μ和图像保真项的权重λ可以根据经验值进行设定。
步骤S150，根据所述各个仿真磁共振图像，得到第二类回波的理论磁共振图像。
步骤S150的具体实现方法，可以参见图5，包括如下步骤。
步骤S151，根据至少两个所述仿真磁共振图像和仿真磁共振图像对应的回波时间，计算有效横向弛豫率图R2*。
在MRI***中，激励的射频脉冲停止之后，原子或分子会发生弛豫现象。也即在主磁场的作用下，受激励的原子或分子的横向宏观磁化矢量逐渐缩小到零，纵向宏观磁化矢量从零逐渐回到平衡状态，这个过程称为核磁弛豫。纵向弛豫被称为T1弛豫，简单的说，T1弛豫就是纵向磁化矢量增加的过程。横向弛豫被称为T2弛豫，简单的说，T2弛豫就是横向磁化矢量减小的过程。受T1弛豫和T2弛豫的影响，MR信号以指数形式衰减。人体不同组织具有不同的T1和T2弛豫时间值，从而形成强度不同的信号。用T1值来衡量纵向弛豫的快慢，可规定为纵向磁化矢量达到最终平衡状态63％所用的时间。用T2值来衡量横向弛豫的快慢，可规定为横向磁化矢量衰减到其原来值37％所用的时间。对于任一特定组织，比如脂肪，在确定的MRI***中，T1值和T2值是确定的。
然而，在实际MRI***的使用中，横向磁化矢量衰减要比T2的理论值快得多。这个实际的横向磁化矢量衰减被称为T2*弛豫，也称为有效横向弛豫。用T2*值来衡量有效横向弛豫的快慢，可定义为横向磁化矢量衰减到其原来值37％所用的时间。参见图6，可以看出T2值比T2*值大。T2*弛豫较快主要是由主磁场中的不均匀性导致的。这些不均匀性可能是磁体本身的固有缺陷的结果，也可能是由放置在磁场内的组织或其他材料引起磁场畸变。因此，在实际使用中，与T2值不同，T2*值不是确定的。
对于MRI***来讲，理想状态下，梯度磁场信号方程可以用如下的公式(8)来表示：
Figure BDA0002046813610000121
其中，I为最后重建出来的磁共振图，PD是质子密度图，bias是接收线圈敏感度场图，k为B1场图，T1为T1值的定量图，T2*为T2*值的定量图，θ为激励时的射频发射线圈的翻转角，°代表矩阵点对点相乘。此处所有的图都表示为矩阵形式，且矩阵大小一致。也就是I，PD，bias，k，T1和T2*都是矩阵形式。sin(k·θ)表示对矩阵k中的每个元素乘以θ之后，求其正弦值，所有的正弦值组成一个大小和k一样的矩阵。
Figure BDA0002046813610000122
表示矩阵T1中的每个元素，将其倒数乘以-TR之后，作为e的指数，所有的指数函数的值组成一个大小和k一样的矩阵。
将仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000123
和
Figure BDA0002046813610000124
和它们对应的TE值TE1、TE2和TE3分别代入上述公式(8)，两边求对数，然后进行相减，可以得到公式(9)：
Figure BDA0002046813610000125
其中，R2*为一个矩阵，矩阵中的每个元素是T2*的矩阵中位置相同的元素的倒数，也即R2*[i,j]＝1/T2*[i,j]。R2*表示有效横向弛豫率图。lnI+表示对仿真磁共振图像I+的每个元素求自然对数，求得的值组成一个大小和仿真磁共振图像I+一样的矩阵。
对于一个TR包括两个回波的多回波序列，上述公式(9)可以改写为公式(10)：
Figure BDA0002046813610000131
由公式(10)可以看出，已知两幅仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000132
和
Figure BDA0002046813610000133
以及他们各自对应的TE值TE1和TE2，就可以求得R2*矩阵。对于公式(9)来讲，将三幅仿真磁共振图像两两进行计算，分别求得各自对应的R2*矩阵，然后再做平均，将平均值作为最终的R2*矩阵，这样可以使最终所得的R2*矩阵更准确。
步骤S152，根据所述有效横向弛豫率图R2*、所述第一类k空间数据、各所述回波时间，得到第二类回波的理论磁共振图像。
通过步骤S151计算得到的R2*矩阵，结合第一类k空间数据，可以由下述公式(11)、(12)求得理论磁共振图像
Figure BDA0002046813610000134
和
Figure BDA0002046813610000135
Figure BDA0002046813610000136
Figure BDA0002046813610000137
其中，
Figure BDA0002046813610000138
为第一个回波的理论磁共振图像，
Figure BDA0002046813610000139
为第三个回波的理论磁共振图像，I2为对第一类k空间数据S2进行傅里叶变换得到的重建磁共振图像。
显而易见的，由于弛豫率图R2*矩阵中的每个元素是T2*的矩阵中位置相同的元素的倒数，可以将公式(9)-(12)中的弛豫率图R2*矩阵更改为T2*矩阵。该更改也包含在本申请保护的范围之内。
需要注意的是，理论磁共振图像使用的是理想状态下梯度磁场信号方程，即公式(8)为一个近似的公式，在实际情况中，各回波信号的衰减和涡流的影响十分复杂。并且，结合第一类回波的磁共振图像的信息推算出来的理论磁共振图像，没有保证第二类回波的采集的k空间的数据的一致性。因此理论磁共振图像的图像效果不足以供后续的诊断使用。
步骤S160，根据所述第二类回波的理论磁共振图像确定对应的第二类k空间理论数据，根据第二类k空间理论数据、所述第二类k空间数据、所述欠采掩码，得到第二类回波的第二类k空间近似数据。
对步骤S150得到的第二类回波的理论磁共振图像进行逆傅里叶变换，得到第二类k空间理论数据。也就是对第一个回波的理论磁共振图像
Figure BDA0002046813610000141
进行逆傅里叶变换，得到第一个回波的第二类k空间理论数据
Figure BDA0002046813610000142
对第三个回波的理论磁共振图像
Figure BDA0002046813610000143
进行逆傅里叶变换，得到第三个回波的第二类k空间理论数据
Figure BDA0002046813610000144
然后，根据第二类k空间理论数据
Figure BDA0002046813610000145
和
Figure BDA0002046813610000146
步骤S130得到的第二类k空间数据S1和S3、步骤S130得到的欠采掩码M，得到第二类回波的第二类k空间近似数据S‘1和S‘3。具体可以由下述公式(13)、(14)求得第二类k空间近似数据：
Figure BDA0002046813610000147
Figure BDA0002046813610000148
其中，S‘1为第一个回波的第二类k空间近似数据，S‘3为第三个回波的k空间近似数据，°代表矩阵点对点相乘。
公式(13)和(14)的含义是对于第二类回波，在保留采样得到的数据的同时，使用k空间理论数据的对应位置的数据填充欠采样的部分。例如，对于第二类k空间数据S1的第1行第1列的数据，由于在步骤S130中没有进行采样，所以M[1,1]为0，根据公式(13)，第一项M°S1计算得到0，第二项
Figure BDA0002046813610000149
Figure BDA00020468136100001410
计算得到
Figure BDA00020468136100001411
也就是
Figure BDA00020468136100001412
对于S1的第128行第128列的数据，由于在步骤S130中进行了采样，所以M[128,128]为1，根据公式(13)，可以得到S′1[128,128]＝S1[128,128]。
步骤S170，对第一类k空间数据进行图像重建，得到第一类回波对应的磁共振图像，并对第二类k空间近似数据进行图像重建，得到第二类回波对应的磁共振图像。
由于第一类k空间数据是满采得到的，所以可以直接对其进行傅里叶变换，得到第一类回波对应的磁共振图像。也即对第一类k空间数据S2进行傅里叶变换，得到第一类回波对应的磁共振图像I2。而对于第二类k空间近似数据，通过公式(13)、(14)，可以看到，原来欠采样的部分，由理论值进行了填充。对第二类k空间近似数据进行傅里叶变换，得到第二类回波对应的磁共振图像。也即对第二类k空间近似数据S‘1进行傅里叶变换，得到第一个回波的磁共振图像I1，对第二类k空间近似数据S‘3进行傅里叶变换，得到第三个回波的磁共振图像I3。这样，就得到了三个回波各自对应的磁共振图像I1、I2和I3。
需要说明的是，对于多回波序列为一个TR包括三个回波这种情况，当然也可以将第一个回波设置为第一类回波，其余两个回波设置为第二类回波，或者也可以将第三个回波设置为第一类回波，其余两个回波设置为第二类回波。或者多回波序列为一个TR包括两个回波等情况。本领域技术人员通过更改上述公式可以简单地推导出第二类k空间近似数据。其所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请保护的范围之内。
本申请提出的一种多回波序列的成像方法，对被检体设置多回波序列的磁共振扫描参数值，将所述多回波序列的各个回波分为第一类回波和第二类回波，对于所述第一类回波，对所述被检体进行满采样，得到第一类k空间数据，并对于所述第二类回波，对所述被检体进行欠采样，得到第二类k空间数据以及欠采掩码，根据各个回波重建对应的仿真磁共振图像，根据各个反正磁共振图像，得到第二类回波的理论磁共振图像，根据所述第二类回波的理论磁共振图像对应的第二类k空间理论数据、所述第二类k空间数据、所述欠采掩码，得到第二类回波的第二类k空间近似数据，对第一类k空间数据进行图像重建，得到第一类回波对应的磁共振图像，并对第二类k空间近似数据进行图像重建，得到第二类回波对应的磁共振图像。本申请对第二类回波进行欠采样，可加快MRI***的扫描速度。然后在图像域，对欠采样的第二类回波对应的仿真磁共振图像进行计算，逐像素地将第一类回波对应的磁共振图像信息反映到第二类回波的理论磁共振图像上。从而能够在加速扫描的基础上，提高欠采的多回波磁共振图像的分辨率和细节。
下面以具体图像示意说明本申请提供方法的有益效果。图7A为头部组织的多回波GRE序列中第一个回波对应的磁共振图像，图7B为使用本申请提出的多回波序列的成像方法对图7A的磁共振图像进行改进后得到的磁共振图像。由图7B可以看出，相比图7A，头皮组织部分变得更清晰，分辨率得到了提升。图7C为头部组织的多回波GRE序列中第三个回波对应的磁共振图像，图7D是使用本申请提出的多回波序列的成像方法对图7C的磁共振图像进行改进后得到的磁共振图像。由图7D可以看出，相比图7C，脑沟下面的血管及脑沟本身均明显清晰。
更进一步的，为了使第二类回波对应的磁共振图像更加清晰，在本申请的一个例子中，在步骤S170之后，还可以判断是否满足迭代停止条件。如果不满足迭代停止条件，则进行迭代，否则停止迭代。其中，迭代停止条件可以是迭代次数达到预设的次数阈值，也可以是步骤S170得到的第二类回波对应的磁共振图像与步骤S140得到第二类回波的仿真磁共振图像之间的差值小于预设的差值阈值。例如，将步骤S170得到的第一个回波对应的磁共振图像I1中每个像素的值减去步骤S140得到的第一个回波的仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000168
中相应位置的像素的值，得到各个像素的差值，然后将所得的各个差值求L2范数，当L2范数的值大于或等于预设的阈值的时候，说明两个图像的差别过大，需要进行迭代运算以减小仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000169
和磁共振图像I1间的差异。当然，第二类回波对应的磁共振图像与第二类回波的仿真磁共振图像之间的差值小于预设的阈值还可以有其他的判断方式，比如各个像素的差值的均值小于预设的差值阈值，又比如对求得的L2范数进行归一化，归一化之后的L2范数小于预设的差值阈值等等，本申请对此不做限制。
当需要进行迭代时，将步骤S170得到的磁共振图像I1和I3作为新的仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000161
和
Figure BDA0002046813610000162
重复步骤S150至步骤S170，即基于新的仿真磁共振图像
Figure BDA0002046813610000163
和
Figure BDA0002046813610000164
得到新的第二类回波的理论磁共振图像
Figure BDA0002046813610000165
和
Figure BDA0002046813610000166
进而得到新的第二类k空间近似数据S‘1和S‘3，以及新的磁共振图像I1和I3。需要注意的是，由于第一类回波对应的k空间数据S2、仿真数据
Figure BDA0002046813610000167
和磁共振图像I2在第一次执行上述步骤时已经进行了采样和求解，在迭代时使用原来得到的值即可、而不需要重新进行运算或采样，使用原来得到的值即可。
当不需要再进行迭代时，步骤S170得到的磁共振图像I1和I3就是MRI***最终的磁共振图像。
基于以上实施例提供的多回波序列的成像方法，本申请的实施例还提供了多回波序列的成像装置，下面结合附图进行详细的介绍。
参见图8，为本申请实施例提供的一种多回波序列的成像装置的结构示意图，其中该成像装置可以应用在MRI***的主计算机上。如图8所示，该成像装置可以包括：参数设置模块810、分类模块820、采样模块830、第一重建模块840、获得模块850、确定模块860、计算模块870和第二重建模块880。
参数设置模块810，用于对被检体设置多回波序列的磁共振扫描参数值，其中，所述多回波序列中的每个回波对应一个回波时间。
分类模块820，用于将所述多回波序列的各个回波分为第一类回波和第二类回波。
采样模块830，用于对于所述第一类回波，对所述被检体进行满采样，得到第一类k空间数据，并对于所述第二类回波，对所述被检体进行欠采样，得到第二类k空间数据以及欠采掩码。
第一重建模块840，用于根据各个回波k空间数据重建对应的仿真磁共振图像。
获得模块850，用于根据所述各个仿真磁共振图像，得到所述第二类回波的理论磁共振图像。
确定模块860，用于根据所述第二类回波的所述理论磁共振图像确定对应的第二类k空间理论数据。
计算模块870，用于根据所述第二类k空间理论数据、所述第二类k空间数据和所述欠采掩码，得到所述第二类回波的第二类k空间近似数据。
第二重建模块880，用于对所述第一类k空间数据进行图像重建，得到所述第一类回波对应的磁共振图像，并对所述第二类k空间近似数据进行图像重建，得到所述第二类回波对应的磁共振图像。
在一种可选的实施方式中，所述获得模块850还用于根据至少两个所述仿真磁共振图像和所述仿真磁共振图像对应的回波时间，计算有效横向磁化衰减的速率图；根据所述有效横向磁化衰减的速率图、所述第一类k空间数据、各所述回波时间，得到所述第二类回波的所述理论磁共振图像。
在一种可选的实施方式中，采样模块830使用的欠采样方法可以包括对k空间中央区域对应的行进行采样，其他行不进行采样；隔行采样。
更进一步的，第一重建模块840还用于对所述第一类回波采用所述欠采样方法，得到所述第一类回波的仿真数据，对所述第一类回波的所述仿真数据进行傅里叶变换，得到所述第一类回波的所述仿真磁共振图像；对所述第二类k空间数据进行傅里叶变换，得到所述第二类回波的所述仿真磁共振图像。
更进一步的，第一重建模块840还用于对所述第一类k空间数据进行傅里叶变换，得到所述第一类回波的所述仿真磁共振图像；对于所述第二类回波，保留采样得到的数据，对于其未采样部分的数据，使用所述第一类回波的对应位置的k空间数据进行填充，对填充好的第二类k空间数据进行傅里叶变换，得到所述第二类回波的所述仿真磁共振图像。
在一种可选的实施方式中，采样模块830使用的欠采样方法可以为压缩感知的欠采样方法。
更进一步的，第一重建模块840还用于对所述第一类k空间数据进行傅里叶变换，得到所述第一类回波的所述仿真磁共振图像；对所述第二类k空间数据进行压缩感知重建，得到所述第二类回波的所述仿真磁共振图像。
在一种可选的实施方式中，所述多回波序列的成像装置还可以包括迭代模块和输出模块。
迭代模块，用于在所述第二类回波对应的所述磁共振图像不满足迭代停止条件的情况下，将所述磁共振图像作为新的仿真磁共振图像输入第一重建模块，并继续运行计算模块和第二重建模块。
输出模块，用于在所述第二类回波对应的所述磁共振图像满足所述迭代停止条件的情况下，输出所述磁共振图像作为最终的磁共振图像。
其中，所述迭代停止条件为迭代次数达到预设的次数阈值，或者所述第二类回波对应的所述磁共振图像与所述第二类回波的所述仿真磁共振图像的差值小于预设的差值阈值。
上述装置中各个单元的功能和作用的实现过程具体详见上述方法中对应步骤的实现过程，在此不再赘述。对于装置实施例而言，由于其基本对应于方法实施例，所以相关之处参见方法实施例的部分说明即可。以上所描述的装置实施例仅仅是示意性的，其中所述作为分离部件说明的单元可以是或者也可以不是物理上分开的，作为单元显示的部件可以是或者也可以不是物理单元，即可以位于一个地方，或者也可以分布到多个网络单元上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部模块来实现本申请方案的目的。本领域普通技术人员在不付出创造性劳动的情况下，即可以理解并实施。
请参见图9，为本申请实施例提供的一种多回波序列的成像装置的硬件结构示意图。该成像装置可以包括处理器901、存储有机器可执行指令的机器可读存储介质902。处理器901与机器可读存储介质902可经由***总线903通信。并且，通过读取并执行机器可读存储介质902中与成像逻辑对应的机器可执行指令，处理器901可执行上文描述的多回波序列的成像方法。
本文中提到的机器可读存储介质902可以是任何电子、磁性、光学或其它物理存储装置，可以包含或存储信息，如可执行指令、数据，等等。例如，机器可读存储介质可以是：非易失性存储器、闪存、存储驱动器(如硬盘驱动器)、固态硬盘、任何类型的存储盘(如光盘、DVD等)，或者类似的存储介质，或者它们的组合。
本说明书中描述的主题及功能操作的实施例可以在以下中实现：数字电子电路、有形体现的计算机软件或固件、包括本说明书中公开的结构及其结构性等同物的计算机硬件、或者它们中的一个或多个的组合。本说明书中描述的主题的实施例可以实现为一个或多个计算机程序，即编码在有形非暂时性程序载体上以被数据处理装置执行或控制数据处理装置的操作的计算机程序指令中的一个或多个模块。可替代地或附加地，程序指令可以被编码在人工生成的传播信号上，例如机器生成的电、光或电磁信号，该信号被生成以将信息编码并传输到合适的接收机装置以由数据处理装置执行。计算机存储介质可以是机器可读存储设备、机器可读存储基板、随机或串行存取存储器设备、或它们中的一个或多个的组合。
本说明书中描述的处理及逻辑流程可以由执行一个或多个计算机程序的一个或多个可编程计算机执行，以通过根据输入数据进行操作并生成输出来执行相应的功能。所述处理及逻辑流程还可以由专用逻辑电路—例如FPGA(现场可编程门阵列)或ASIC(专用集成电路)来执行，并且装置也可以实现为专用逻辑电路。
适合用于执行计算机程序的计算机包括，例如通用和/或专用微处理器，或任何其他类型的中央处理单元。通常，中央处理单元将从只读存储器和/或随机存取存储器接收指令和数据。计算机的基本组件包括用于实施或执行指令的中央处理单元以及用于存储指令和数据的一个或多个存储器设备。通常，计算机还将包括用于存储数据的一个或多个大容量存储设备，例如磁盘、磁光盘或光盘等，或者计算机将可操作地与此大容量存储设备耦接以从其接收数据或向其传送数据，抑或两种情况兼而有之。
虽然本说明书包含许多具体实施细节，但是这些不应被解释为限制任何发明的范围或所要求保护的范围，而是主要用于描述特定发明的具体实施例的特征。本说明书内在多个实施例中描述的某些特征也可以在单个实施例中被组合实施。另一方面，在单个实施例中描述的各种特征也可以在多个实施例中分开实施或以任何合适的子组合来实施。此外，虽然特征可以如上所述在某些组合中起作用并且甚至最初如此要求保护，但是来自所要求保护的组合中的一个或多个特征在一些情况下可以从该组合中去除，并且所要求保护的组合可以指向子组合或子组合的变型。
类似地，虽然在附图中以特定顺序描绘了操作，但是这不应被理解为要求这些操作以所示的特定顺序执行或顺次执行、或者要求所有例示的操作被执行，以实现期望的结果。在某些情况下，多任务和并行处理可能是有利的。此外，上述实施例中的各种***模块和组件的分离不应被理解为在所有实施例中均需要这样的分离，并且应当理解，所描述的程序组件和***通常可以一起集成在单个软件产品中，或者封装成多个软件产品。
由此，主题的特定实施例已被描述。其他实施例在所附权利要求书的范围以内。在某些情况下，权利要求书中记载的动作可以以不同的顺序执行并且仍实现期望的结果。此外，附图中描绘的处理并非必需所示的特定顺序或顺次顺序，以实现期望的结果。在某些实现中，多任务和并行处理可能是有利的。
以上所述仅为本申请的较佳实施例而已，并不用以限制本申请，凡在本申请的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请保护的范围之内。

Claims (11)

1.一种多回波序列的成像方法，应用于磁共振成像***，其特征在于，所述方法包括：
对被检体设置多回波序列的磁共振扫描参数值，其中，所述多回波序列中的每个回波对应一个回波时间；
将所述多回波序列的各个回波分为第一类回波和第二类回波；
对于所述第一类回波，对所述被检体进行满采样，得到第一类k空间数据，并对于所述第二类回波，对所述被检体进行欠采样，得到第二类k空间数据以及欠采掩码；
根据各个回波k空间数据重建对应的仿真磁共振图像；
根据所述各个仿真磁共振图像，得到所述第二类回波的理论磁共振图像；
根据所述第二类回波的所述理论磁共振图像确定对应的第二类k空间理论数据；
根据所述第二类k空间理论数据、所述第二类k空间数据和所述欠采掩码，得到所述第二类回波的第二类k空间近似数据；
对所述第一类k空间数据进行图像重建，得到所述第一类回波对应的磁共振图像，并对所述第二类k空间近似数据进行图像重建，得到所述第二类回波对应的磁共振图像；
其中，根据所述各个仿真磁共振图像，得到所述第二类回波的所述理论磁共振图像，包括：
根据至少两个所述仿真磁共振图像和所述仿真磁共振图像对应的回波时间，计算有效横向弛豫率图；
根据所述有效横向弛豫率图、所述第一类k空间数据、各所述回波时间，得到所述第二类回波的所述理论磁共振图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述欠采样方法包括以下任一：
对k空间中央区域对应的行进行采样，其他行不进行采样；
隔行采样。
3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，根据各个所述回波k空间数据，重建对应的所述仿真磁共振图像，包括：
对所述第一类回波采用所述欠采样方法，得到所述第一类回波的仿真数据，对所述第一类回波的所述仿真数据进行傅里叶变换，得到所述第一类回波的所述仿真磁共振图像；
对所述第二类k空间数据进行傅里叶变换，得到所述第二类回波的所述仿真磁共振图像。
4.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，根据各个所述回波k空间数据，重建对应的所述仿真磁共振图像，包括：
对所述第一类k空间数据进行傅里叶变换，得到所述第一类回波的所述仿真磁共振图像；
对于所述第二类回波，保留采样得到的数据，对于其未采样部分的数据，使用所述第一类回波的对应位置的k空间数据进行填充，对填充好的第二类k空间数据进行傅里叶变换，得到所述第二类回波的所述仿真磁共振图像。
5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述欠采样方法为压缩感知的欠采样方法。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，根据各个所述回波k空间数据，重建对应的所述仿真磁共振图像，包括：
对所述第一类k空间数据进行傅里叶变换，得到所述第一类回波的所述仿真磁共振图像；
对所述第二类k空间数据进行压缩感知重建，得到所述第二类回波的所述仿真磁共振图像。
7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：
在所述第二类回波对应的所述磁共振图像不满足迭代停止条件的情况下，将所述磁共振图像作为新的仿真磁共振图像，并基于所述新的仿真磁共振图像得到新的第二类回波的理论磁共振图像，进而得到新的第二类k空间近似数据以及新的磁共振图像；
在所述第二类回波对应的所述磁共振图像满足所述迭代停止条件的情况下，输出所述磁共振图像作为最终的磁共振图像；
其中，所述迭代停止条件为迭代次数达到预设的次数阈值；或者所述第二类回波对应的所述磁共振图像与所述第二类回波的所述仿真磁共振图像的差值小于预设的差值阈值。
8.一种多回波序列的成像装置，应用于磁共振成像***，其特征在于，所述装置包括：
参数设置模块，用于对被检体设置多回波序列的磁共振扫描参数值，其中，所述多回波序列中的每个回波对应一个回波时间；
分类模块，用于将所述多回波序列的各个回波分为第一类回波和第二类回波；
采样模块，用于对于所述第一类回波，对所述被检体进行满采样，得到第一类k空间数据，并对于所述第二类回波，对所述被检体进行欠采样，得到第二类k空间数据以及欠采掩码；
第一重建模块，用于根据各个回波k空间数据重建对应的仿真磁共振图像；
获得模块，用于根据所述各个仿真磁共振图像，得到所述第二类回波的理论磁共振图像；
确定模块，用于根据所述第二类回波的所述理论磁共振图像确定对应的第二类k空间理论数据；
计算模块，用于根据所述第二类k空间理论数据、所述第二类k空间数据和所述欠采掩码，得到所述第二类回波的第二类k空间近似数据；
第二重建模块，用于对所述第一类k空间数据进行图像重建，得到所述第一类回波对应的磁共振图像，并对所述第二类k空间近似数据进行图像重建，得到所述第二类回波对应的磁共振图像；
其中，所述获得模块还用于：
根据至少两个所述仿真磁共振图像和所述仿真磁共振图像对应的回波时间，计算有效横向弛豫率图；
根据所述有效横向弛豫率图、所述第一类k空间数据、各所述回波时间，得到所述第二类回波的所述理论磁共振图像。
9.根据权利要求8所述的装置，其特征在于，所述欠采样方法包括以下任一：
k空间中央区域对应的行进行采样，其他行不进行采样；
隔行采样；
压缩感知。
10.根据权利要求8所述的装置，其特征在于，所述装置还包括：
迭代模块，用于在所述第二类回波对应的所述磁共振图像不满足迭代停止条件的情况下，将所述磁共振图像作为新的仿真磁共振图像输入第一重建模块，并继续运行计算模块和第二重建模块；
输出模块，用于在所述第二类回波对应的所述磁共振图像满足所述迭代停止条件的情况下，输出所述磁共振图像作为最终的磁共振图像；
其中，所述迭代停止条件为迭代次数达到预设的次数阈值，或者所述第二类回波对应的所述磁共振图像与所述第二类回波的所述仿真磁共振图像的差值小于预设的差值阈值。
11.一种多回波序列的成像装置，其特征在于，包括处理器和机器可读存储介质，所述机器可读存储介质存储有能够被所述处理器执行的机器可执行指令，所述处理器被所述机器可执行指令促使实现权利要求1-7中任一项所述的多回波序列的成像方法。
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