定量心肌磁共振成像方法、设备及存储介质与流程
本发明涉及医疗成像领域，更具体地涉及一种定量心肌磁共振成像方法、设备及存储介质。
背景技术
核磁共振成像技术利用核磁共振现象对人体成像，已经是一种常见的医学影像检查方式。
核磁共振的基本物理参数t1(自旋晶格弛豫时间，或称作纵向弛豫时间)和t2(自旋-自旋弛豫时间，或称作横向弛豫时间)是描述纵向磁化向量恢复和横向磁化向量衰减过程的时间常数。t1和t2由生物组织的组成成分和存在的结构形式以及磁场强度决定。在确定的磁场强度下，不同组织具有特定的t1和t2数值。当生物组织发生改变，t1和t2也会随之发生改变。因此t1和t2可以作为特征参数识别心肌组织特征。
近年来发展起来的定量心肌磁共振成像技术，对磁共振的基本物理参数(以t1和t2为代表)直接测量，实现定量的心肌组织评价。
心脏定量磁共振成像技术包括单参数t1或者t2成像以及2d和3d联合多参数t1和t2成像。与单参数成像比较，联合参数成像方式能够通过一次扫描获得t1和t2两个参数的测量结果，获得更多的反映心肌组织的影像学信息。
在现有的能够实现联合参数t1和t2定量心脏成像的技术中，通过屏气实现扫描过程中对呼吸运动的补偿。屏气的要求制约了成像分辨率的进一步提高，并且无法用于屏气困难的受试者(这在心脏病患者中比较常见)。现有技术中通过并行成像技术进行扫描加速，这以牺牲信号的信噪比为代价，并且引入了复杂的降采样和重建算法。最后，需要较多的t1和t2加权采样点才能够成像，因此对心率变化敏感，且扫描时间长。在拟合参数前，需要对原始加权图像进行滤波处理。甚至还需要对原始加权图像进行运动校正(例如配准)来消除心肌运动对成像的负面影响。
因此，迫切需要一种新的定量心肌磁共振成像技术，以至少部分地解决上述问题。
技术实现要素：
考虑到上述问题而提出了本发明。
根据本发明一个方面，提供了一种定量心肌磁共振成像方法，包括：
每隔恢复时间段，在心电门控信号和呼吸导航信号的控制下，至少执行如下信号采集操作：
在第一心拍内，在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下，采集第一图像信号；
在第二心拍内，在使用延迟时间为tsat2的饱和脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第二图像信号；
在第三心拍内，在使用延迟时间为tsat3的饱和脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第三图像信号，其中，tsat3≠tsat2；
在第四心拍内，在使用延迟时间为tsat4的饱和脉冲和回波时间间隔为techo4的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第四图像信号；
在第五心拍内，在使用延迟时间为tsat5的饱和脉冲和回波时间间隔为techo5的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第五图像信号；
在第六心拍内，在使用延迟时间为tsat6的饱和脉冲和回波时间间隔为techo6的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第六图像信号，其中，tsat6＝tsat5＝tsat4，techo6≠techo4，techo6≠techo5，techo5≠techo4，techo4是所述第四心拍内使用的t2准备脉冲的回波时间间隔，并且当所述第四心拍内未使用t2准备脉冲时，techo4＝0；
根据第i图像信号以及第i图像信号对应的饱和脉冲的延迟时间tsati确定参数t1，其中，i＝1、2、3，且当i＝1时，tsati为无穷大；并且根据第j图像信号以及第j图像信号对应的饱和脉冲的延迟时间tsatj和t2准备脉冲的回波时间间隔techoj确定参数t2，其中，j＝4、5、6；
根据所述参数t1和所述参数t2生成定量心肌磁共振图像。
根据本发明另一方面，还提供了一种用于定量心肌磁共振成像的设备，包括处理器和存储器，其中，所述存储器中存储有计算机程序指令，所述计算机程序指令被所述处理器运行时用于执行上述定量心肌磁共振成像方法。
根据本发明再一方面，还提供了一种存储介质，在所述存储介质上存储了程序指令，所述程序指令在运行时用于执行上述定量心肌磁共振成像方法。
根据本发明实施例的定量心肌磁共振成像方法、设备及存储介质可以在受试者自由呼吸的情况下完成扫描，而无需闭气。同时也允许进一步扩大成像视野，提高空间分辨率。此外，通过k-空间在各采样点间完全交错分段采集，从而实现原始图像的内在配准，无需在后期进行另外的图像处理。
上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上述和其它目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举本发明的具体实施方式。
附图说明
通过结合附图对本发明实施例进行更详细的描述，本发明的上述以及其它目的、特征和优势将变得更加明显。附图用来提供对本发明实施例的进一步理解，并且构成说明书的一部分，与本发明实施例一起用于解释本发明，并不构成对本发明的限制。在附图中，相同的参考标号通常代表相同部件或步骤。
图1示出了根据本发明一个实施例的定量心肌磁共振成像方法的示意性流程图；
图2示出了根据本发明一个实施例的成像序列；
图3示出了根据本发明一个实施例的t1估计曲线；
图4示出了根据本发明一个实施例的t2估计曲线；
图5示出了根据本发明又一个实施例的成像序列；
图6示出了根据本发明另一个实施例的成像序列；以及
图7示出了根据本发明再一个实施例的成像序列。
具体实施方式
为了使得本发明的目的、技术方案和优点更为明显，下面将参照附图详细描述根据本发明的示例实施例。显然，所描述的实施例仅仅是本发明的一部分实施例，而不是本发明的全部实施例，应理解，本发明不受这里描述的示例实施例的限制。基于本发明中描述的本发明实施例，本领域技术人员在没有付出创造性劳动的情况下所得到的所有其它实施例都应落入本发明的保护范围之内。
根据本发明的实施例，提供了一种定量心肌磁共振成像方法。该方法是一种3d自由呼吸式的定量心肌参数t1和t2联合成像技术。该技术采用呼吸导航技术实现对呼吸运动的补偿。通过饱和脉冲的使用，结合充分的t1恢复时间获得理想的稳态磁化向量，对心率变化不敏感，可以实现较高的t1和t2拟合准确度。通过k-空间交错分段采集的方式实现原始图像内在的自配准，无需原始图像的配准、滤波等后处理，也不需要参数校正，可用于高场强(3t)3d心肌定量参数t1和t2的准确测量。
图1示出了根据本发明一个实施例的定量心肌磁共振成像方法100的示意性流程图。如图1所示，定量心肌磁共振成像方法100包括以下步骤。
步骤s110，每隔恢复时间段，在心电门控信号和呼吸导航信号的控制下，执行信号采集操作。
该信号采集操作可以以循环的方式采集多个成像序列。每循环一次，采集一个成像序列。每个成像序列中都包括多个图像信号。在一个示例中，每个成像序列包括6个图像信号。k-空间是磁共振采集的数据空间。每完成一个成像序列的图像信号采集即实现了磁共振成像中k-空间的一个分段的填充。需要循环采集成像序列若干次，才能填充完整的k-空间，以用于重建图像。可以理解，可以采用并行采样技术以及其他任何方式的k-空间降采技术。
信号采集操作以心电图(ecg)为基础。可以通过在受试者胸部皮肤表面贴电极并且通过心电监测设备获取心电图。在心电图中，两个r波之间的时间间隔称为心拍(beat)，即心动周期。可以通过检测r波来确定下一个心拍。成像序列中的每个图像信号都是分别在一个心动周期内采集的。在上述成像序列包括6个图像信号的示例中，需要6个心拍来完成信号采集。
在成像序列中存在一个允许纵向磁化向量充分恢复到稳态的图像信号。为了描述简洁，简称其为稳态图像信号。为了使得纵向磁化矢量能够在上一个成像序列的采集操作之后完全恢复，在稳态图像信号采集前，设置一个恢复时间段，例如n个空闲心拍，或称为恢复心拍。该恢复时间段中不采集图像信号，也不做任何可能扰动磁化向量的恢复过程的操作。
前述空闲心拍个数n可以根据允许磁化向量恢复的时间长度和受试者的心率确定。允许磁化向量恢复的时间长度n(秒)可以由用户在线实时设定，其间接决定了稳态图像信号在t1估计曲线上的时间位置。n越大，磁化向量恢复的越充分。由此，能获得更理想的稳态数据，有利于提高参数t1和t2的准确度。但是n越大，成像所需的扫描时间也越长。因此，需要基于扫描效率和稳态值的准确度二者来设定n。在一个示例中，磁场强度为3t，最小空闲时间可以设定为6秒(即n＝6)。这样能够保证恢复95％以上的磁化向量。如果磁场强度为1.5t，n可以相应地减小。通过在线实时设定允许磁化向量恢复的时间长度n而不是空闲心拍个数n，可以在保证信号恢复到稳态的程度的同时，剥离与心率变化的关联。
根据本发明一个实施例，空闲心拍个数n≥n/(60/hr)，其中受试者的心率为hr(心跳/分钟)，允许磁化向量恢复的时间长度为n秒。可选地，n取大于或等于n/(60/hr)的最小整数。利用该公式确定的空闲心拍个数能够保证磁化向量能够充分地恢复。进而保证所生成的定量心肌磁共振图像的准确性。
在每个心拍中，根据心电门控信号，确定采集图像信号的时刻。自r峰开始经过时间段ttrigger之后，即开始采集图像信号。期望采集图像信号的时刻是心脏相对静止的时刻，例如心脏舒张期末期的一个时刻。通过心电门控技术可以使得所采集的图像信号较少地受到心脏运动的干扰。可以理解，时间段ttrigger可以由扫描人员根据经验进行设置。
根据本发明的实施例，在每个心拍中，还根据呼吸导航信号来确定是否采集图像信号。通过监测胸膈肌位置随呼吸运动的改变，能够间接估计心脏随呼吸运动的位置改变。在本发明的实施例中，在自心电门控信号的r峰开始经过时间段ttrigger之前的一小段时间(nav)内，采集呼吸导航信号。根据该呼吸导航信号判断当前时刻是否符合预定条件，即在当前时刻胸膈肌位置是否在期望的位置。由此判断在自心电门控信号的r峰开始经过时间段ttrigger后采集的图像信号是否符合呼吸运动补偿的要求，也即确定在本心拍内采集的图像信号是否有效。利用呼吸导航技术，使得在定量心肌磁共振成像过程中，受试者能够自由呼吸。而且也扩大了成像视野，提高了图像的空间分辨率。
步骤s120，根据步骤s110所采集的第一部分图像信号以及这第一部分图像信号分别对应的饱和脉冲的延迟时间确定参数t1。在采集图像信号之前，可以施加饱和脉冲。对于不施加饱和脉冲的心拍，可以设该心拍内所采集的图像信号对应延迟时间为无穷大的饱和脉冲。可以通过施加不同延迟时间的饱和脉冲来改变参数t1的权重。饱和脉冲的使用降低了对图像信号对心率变化的依赖性。
根据步骤s110所采集的第二部分图像信号以及这第二部分图像信号分别对应的饱和脉冲的延迟时间和t2准备脉冲的回波时间间隔确定参数t2。在采集图像信号之前，除了施加饱和脉冲，还可以施加t2准备脉冲。对于不施加t2准备脉冲的心拍，可以设该心拍内所采集的图像信号对应回波时间间隔为零的t2准备脉冲。可以通过施加不同回波时间间隔的t2准备脉冲来改变参数t2的权重。
在上述步骤中，可以采用不同的数据拟合方式确定参数t1和t2。可选地，采用不同的信号模型来基于采样点(即图像信号)分别拟合参数t1和t2。在这种情况下，t1和t2的信号模型拟合相互独立，不存在两个参数拟合误差的传递干扰问题。替代地，还可以采用一个信号模型联合拟合参数t1和t2。
步骤s130，根据步骤s120所确定的参数t1和t2生成定量心肌磁共振图像。在此步骤中，可以根据通过拟合操作所获得的参数t1和t2生成定量心肌磁共振图像。
根据本发明的实施例的上述成像方法100，实现了3d定量参数t1和t2的同时测量。对于受试者的心脏运动和呼吸运动，通过心电门控和呼吸导航来实现对上述运动的补偿，由此保证图像信号在相同的呼吸状态和心脏运动周期上采集。可以在受试者自由呼吸的情况下完成扫描，而无需闭气。同时也允许进一步扩大成像视野，提高空间分辨率。此外，上述成像方法100中，通过k-空间在各采样点间完全交错分段采集，从而实现原始图像的内在配准，无需在后期进行另外的图像处理。
图2示出了根据本发明一个实施例的成像序列。可以理解，在本发明的实施例中以循环的方式获得多个这样的成像序列。在每个成像序列中，共采集了6个图像信号。在各个心拍内，在心电门控信号和呼吸导航信号的控制下，执行不同的信号采集操作，以获得图像序列。图像信号的采集过程即磁共振成像中k-空间的填充过程。
如图2所示，在第一心拍内，在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下，采集第一图像信号img1。第一图像信号img1是纵向磁化向量充分恢复到稳态的值。即第一图像信号img1为上述稳态图像信号。
该第一心拍内，未使用饱和脉冲。可以设第一图像信号img1对应延迟时间为无穷大的饱和脉冲，即tsat1为无穷大。
可以理解，第一心拍内，根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件。在第一心拍之前，可能存在其间根据呼吸导航信号判断当前时刻不符合预定条件的心拍。因此，可选地，在信号采集操作中，在第一心拍之前还包括以下操作：在一个心拍内，在根据呼吸导航信号判断当前时刻不符合预定条件的情况下，等待下一个心拍，以再次根据呼吸导航信号执行判断操作并根据判断结果执行当前心拍的相应图像信号采集操作。为描述方便，称其间根据呼吸导航信号判断当前时刻不符合预定条件的心拍为a心拍。在a心拍中，不进行图像信号采集。在a心拍的下一个心拍中，再次根据呼吸导航信号判断当前时刻是否符合预定条件。如果仍然不符合，那么继续等待。直到在某一心拍中，根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件，则该心拍为第一心拍。如上所述，在该第一心拍内，当根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件时，采集第一图像信号img1。
在上述方案中，在第一心拍前的a心拍中，不采集图像信号。由此，能够保证在第一心拍内采集的磁化向量是在其平衡态的值。
在第二心拍内，首先使用延迟时间为tsat2的饱和脉冲sat。饱和脉冲可以将磁化向量置零。如图2所示，饱和脉冲的延迟时间是饱和脉冲到采集图像信号的时刻之间的时间间隔。在使用延迟时间为tsat2的饱和脉冲sat之后，在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第二图像信号img2。
与第二心拍类似的，在第三心拍内，在使用延迟时间为tsat3的饱和脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第三图像信号img3。其中，tsat3≠tsat2。
在第二、第三心拍内，利用饱和脉冲实现了t1加权。其中，饱和脉冲的延迟时间不同，t1的权重不同。由此，在这两个心拍内，各获得了一个采样点。饱和脉冲的延迟时间可以是从系统允许的最小时间间隔到系统允许的最大时间间隔之间的任意值。
可选地，第二心拍内饱和脉冲的延迟时间tsat2为系统允许的最大时间间隔tmax的35％至70％。可以首先确定时间段ttrigger期间的信号操作(例如呼吸导航信号nav)所占用的时间长度与硬件响应延迟时间的和。然后计算时间段ttrigger与该和的差，该差即系统允许的最大时间间隔tmax。第三心拍内饱和脉冲的延迟时间tsat3为系统允许的最大时间间隔tmax的90％至100％。根据本发明一个实施例，tsat2为tmax/2，tsat3等于tmax。tmax越大，磁化向量恢复的时间越长，也即可用于成像的图像信号越强，获得的图像信号的信噪比(snr)越大，t1的权重越大。图3示出了根据该实施例的t1估计曲线。其中，横轴表示饱和脉冲的延迟时间，纵轴表示可用于数据读取的归一化的纵向磁化向量(mz)，当mz＝1时表示纵向磁化向量的稳态值。图3中还示出了分别在第一、第二和第三心拍内获得的采样点img1、img2和img3。这些采样点属于方法100中所涉及的第一部分图像信号。tsat2和tsat3采用上述取值范围可以使采样点更合理的分布，从而使得在仅获得少量采样点的情况下也能够准确地估计t1值。此外，上述取值范围还使得可用于数据读取的纵向磁化向量比较大，从而提高了信号的信噪比，获得质量比较好的原始加权图像。
在第四心拍内，与第二心拍和第三心拍内类似，首先使用延迟时间为tsat4的饱和脉冲。可选地，在使用延迟时间为tsat4的饱和脉冲sat之后，可以不使用t2准备脉冲，如图2所示。在这种情况下，techo4＝0。在使用饱和脉冲sat之后，在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下，采集第四图像信号img4。
可选地，第四心拍内的饱和脉冲sat的延迟时间tsat4为系统允许的最大时间间隔tmax的90％至100％。在此情况下，由于tsat6＝tsat5＝tsat4，所以tsat6和tsat5也在相同的取值范围内。第四心拍、第五心拍和第六心拍内饱和脉冲的延迟时间在上述取值范围内可以显著提高图像质量。可以理解，该取值范围仅为示例而非对本发明的限制。实际上，第四心拍、第五心拍和第六心拍内饱和脉冲的延迟时间可以取任意可能的数值。
在第五心拍和第六心拍内，首先分别使用延迟时间为tsat5和tsat6的饱和脉冲。然后分别使用回波时间间隔为techo5和techo6的t2准备脉冲t2-prep。t2准备脉冲t2-prep用于实现对磁化向量的t2衰减。通过改变t2准备脉冲t2-prep的回波时间间隔，实现不同程度的t2衰减。在前面第一、第二、第三心拍内，不存在t2准备脉冲t2-prep。在第四心拍内，可以存在或不存在t2准备脉冲t2-prep。在不存在t2准备脉冲的情况下，如前所述，饱和脉冲的延迟时间是饱和脉冲到采集图像信号的时刻之间的时间间隔。在存在t2准备脉冲的情况下，饱和脉冲的延迟时间是饱和脉冲到t2准备脉冲t2-prep之间的时间间隔。可以在使用t2准备脉冲之前，根据呼吸导航信号判断当前时刻是否符合预定条件。在第五心拍和第六心拍内的饱和脉冲的延迟时间与在第四心拍内的饱和脉冲的延迟时间相等，即tsat6＝tsat5＝tsat4。但是，在第四心拍、第五心拍和第六心拍内的t2准备脉冲的回波时间间隔techo4、techo5和techo6不相等。即，techo5≠techo4，techo6≠techo4，techo5≠techo6。由此，在第四心拍、第五心拍和第六心拍内对用于成像的磁化向量的改变互不相同。在第五心拍内，在使用延迟时间为tsat5的饱和脉冲和回波时间间隔为techo5的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下，采集第五图像信号img5。在第六心拍内，也在类似情况下，采集第六图像信号img6。即，在使用延迟时间为tsat6的饱和脉冲和回波时间间隔为techo6的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第六图像信号img6。
在上述存在t2准备脉冲的心拍内，不仅利用饱和脉冲实现了t1加权，还利用t2准备脉冲实现了t2加权。t2权重的改变通过改变t2准备脉冲的回波时间间隔来实现。在图2中，t2准备脉冲的回波时间间隔表示为表示t2准备脉冲t2-prep的矩形的宽度。可以根据t2衰减曲线上能够较好地刻画曲线形状的采样点来确定t2准备脉冲的回波时间间隔。这样的采样点例如其对应的t2准备脉冲的回波时间间隔分别为0和心肌t2的估计值的采样点、以及这两个采样点之间居中的采样点等。如上所述，如果第四心拍内不使用t2准备脉冲，则第四心拍内采集的第四图像信号img4对应的t2准备脉冲的回波时间间隔为0，该第四图像信号img4为t2衰减曲线上磁化向量最大的点。可选地，第六心拍内t2准备脉冲的回波时间间隔techo5为当前磁场强度下心肌t2估计值的90％至110％，第五心拍内t2准备脉冲的回波时间间隔techo5为techo6的35％至70％或者系统允许的最小t2准备脉冲的回波时间间隔。例如，在磁场强度为3t的情况下，心肌的t2大约为42ms，因此在该示例中，第六心拍中的t2准备脉冲的回波时间间隔techo6＝45ms。关于第五心拍中的t2准备脉冲的回波时间间隔techo5，期望在0至45ms之间取一个中间值，由此，能够比较好的反映t2衰减曲线的形状。由此，可以设定techo5＝25ms。图4示出了根据该实施例的t2估计曲线。其中，横轴表示t2准备脉冲的回波时间间隔，纵轴表示可用于数据读取的归一化的纵向磁化向量(mz)，当mz＝1时表示纵向磁化向量的稳态值。如图4所示，系统允许的最大时间间隔tmax所对应的点的右边的部分是t2衰减曲线。图4示出了分别在第四、第五和第六心拍内获得的采样点。这些采样点属于方法100中所涉及的第二部分图像信号。techo5和techo6采用上述取值范围可以使采样点更均匀地分布在t2衰减曲线上，从而使得在仅获得少量采样点的情况下也能够更准确地估计t2。可以理解，t2准备脉冲的回波时间间隔可以由用户预先设定。
与第一心拍类似的，在第二、第三、第四、第五和第六心拍之中的一个或多个之前，可能存在其间根据呼吸导航信号判断当前时刻不符合预定条件的心拍。可选地，在信号采集操作中，在第二、第三、第四、第五和第六心拍之中的一个或多个之前还包括以下操作：在一个心拍内，在根据呼吸导航信号判断当前时刻不符合预定条件的情况下，采集图像信号并将所采集的图像信号设为无效，等待下一个心拍，以再次根据呼吸导航信号执行判断操作并根据判断结果执行当前心拍的相应图像信号采集操作。如果出现误判，所采集的图像信号可以用作原始数据。由此，保证了成像数据的完备性。
以第二心拍为例，假设在第二心拍之前，存在其间根据呼吸导航信号判断当前时刻不符合预定条件的心拍，简称为b心拍。在b心拍的下一个心拍中，再次根据呼吸导航信号判断当前时刻是否符合预定条件。如果仍然不符合，那么采集图像信号并将所采集的图像信号设为无效，继续等待下一个心拍。直到在某一心拍中，根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件，则该心拍为第二心拍。如上所述，在该第二心拍内，在使用延迟时间为tsat2的饱和脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第二图像信号img2。
上述信号采集操作中，采集了t1权重不同的图像信号(img1、img2和img3)和混合t1-t2权重的图像信号(img4、img5和img6)。这些图像信号循环采集。即在完成第六心拍的img6采集之后，再返回第一心拍。然后，重复上述过程。换言之，在成像过程中，重复采集上述成像序列，直至完成磁共振成像中k-空间的所有分段的填充。可以理解，上述第一心拍至第六心拍的顺序仅为示例，而非对本发明的限制。可以以任意顺序执行这6个心拍，而不影响本申请技术方案的效果。
如前所述，在第一心拍中采集的是稳态图像信号。为了使得纵向磁化矢量能够从上一次图像信号采集(img5)之后完全恢复，在第一心拍前，设置恢复时间段。该恢复时间段中，不采集图像信号。可选地，在该恢复时间段中，只采集呼吸导航信号nav，以保证呼吸导航信号的连续性。由此，避免干扰呼吸导航信号nav的参数设定以及它所提供的灵活性。进而保证呼吸导航信号nav准确地控制信号采集操作，以获得更准确的图像信号。
图5示出了根据本发明又一个实施例的成像序列。图5所示成像序列与图2所示成像序列类似。为了简洁，对两个成像序列中的相同部分不再赘述。二者的主要区别在于成像序列中的第四心拍。如图5所示，在第四心拍中，在使用延迟时间为tsat4的饱和脉冲sat之后，使用回波时间间隔为techo4的t2准备脉冲t2-prep。在使用饱和脉冲sat和t2准备脉冲t2-prep之后，在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下，采集第四图像信号img4。
通过上述优化的成像序列，上述成像方法100扫描效率高、成像分辨率不受限制。只需要较少的采样点，例如仅上述img1、img2、img3、img4、img5和img6这6个采样点，就能够实现3d心肌定量参数t1和t2的同时测量，而且无需额外的滤波数据处理。
可以理解，上述采集图像信号(img1、img2、img3、img4、img5和img6)可以利用各种合适的数据读取方式。该数据读取方式包括但不限于梯度回波(gradientecho)、回波平面成像(echo-planarimaging，epi)和自旋回波(spinecho)等等。优选地，数据读取方式采用损毁梯度回波(spoiledgradientecho，spgr)、平衡稳态自由进动(balancedsteadystatefreeprecession，bssfp)和梯度自旋回波(gradientspinecho，grase)技术。这些优选数据读取方式的采用，能够显著降低成像过程对磁场强度均匀性的要求，使得本方案可应用于高场(如3t)磁共振系统。
图6示出了根据本发明另一个实施例的成像序列。图6所示成像序列与图2所示成像序列类似。为了简洁，对两个成像序列中的相同部分不再赘述。如图6所示，在信号采集操作中的采集图像信号(img1、img2、img3、img4、img5和img6)之前，可以分别执行压脂操作(fs)。图7示出了根据本发明再一个实施例的成像序列。图7所示成像序列与图5所示成像序列类似。为了简洁，对两个成像序列中的相同部分不再赘述。如图7所示，在信号采集操作中的采集图像信号(img1、img2、img3、img4、img5和img6)之前，也分别执行压脂操作(fs)。压脂操作有助于降低呼吸伪影，显著提高成像质量。
根据本发明一个实施例，可以根据上述第i图像信号以及第i图像信号的饱和脉冲延迟时间tsati确定参数t1，其中，i＝1、2、3。并且当i＝1时，用于数据拟合的tsat1为无穷大。
在一个示例中，根据如下公式确定参数t1，
可以根据根据第j图像信号以及第j图像信号的饱和脉冲延迟时间tsatj和t2准备脉冲的回波时间间隔techoj确定参数t2，其中，j＝4、5、6。
在一个示例中，根据如下公式确定参数t2，
针对身体健康的受试者，根据本发明的实施例所生成的t1和t2图像中，参数t1和t2的数值分布呈现正态分布。而且参数t1和t2的数值的标准方差较小。因此，根据本发明的实施例所生成的定量心肌磁共振图像较理想地反映了受试者的心肌组织状态。
可选地，上述信号采集操作还包括至少一个以下操作：在第f1心拍内，在使用延迟时间为tsatf1的饱和脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第f1图像信号，其中，tsatf1不等于其他图像信号对应的饱和脉冲的延迟时间，f1为不等于1、2、3、4、5和6的整数。例如，可以在第七心拍和第八心拍内各采集一个图像信号。该操作与上述采集img2和img3的操作类似，为了简洁，在此不再赘述。通过该操作，增加了采样点。
可以理解，上述确定参数t1还根据第f1图像信号和tsatf1。由此可以通过更多采样点参与拟合而获得更准确的参数t1。
上述关于第f1图像信号的操作是关于参数t1的。类似地，所述信号采集操作还包括至少一个关于参数t2的以下操作：在第g1心拍内，在使用延迟时间为tsatg1的饱和脉冲和回波时间间隔为techog1的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下采集第g1图像信号，其中，tsatg1＝tsat4，techog1不等于其他图像信号对应的t2准备脉冲的回波时间间隔，g1为不等于1、2、3、4、5和6的整数。可以理解，如果成像方法中还采集了第f1图像信号，则g1也不等于f1。所述确定参数t2还根据所述第g1图像信号和所述techog1。
由此可以通过更多采样点参与拟合而获得更准确的参数t2。
可选地，所述信号采集操作还包括至少一个以下操作：在第f2心拍内，在使用延迟时间为tsat2或tsat3的饱和脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下再次采集与饱和脉冲对应的第二图像信号或第三图像信号，f2为不等于1、2、3、4、5和6的整数。可以理解，如果成像方法中还采集了第f1和g1图像信号，则f2也不等于f1和g1。该操作是重复第二心拍或第三心拍的操作，由此获得了t1权重相同的采样点。最后，根据所采集的所有第二图像信号和/或所有第三图像信号确定参数t1。例如，将多次采集的第二图像信号输入信号模型进行拟合，以获得参数t1。
关于参数t2，也可以存在类似的步骤。可选地，所述信号采集操作还包括至少一个以下操作：在第g2心拍内，在使用延迟时间为tsat4的饱和脉冲和回波时间间隔为techo4的t2准备脉冲(如果存在的话)、使用延迟时间为tsat5的饱和脉冲和回波时间间隔为techo5的t2准备脉冲或使用延迟时间为tsat6的饱和脉冲和回波时间间隔为techo6的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下再次采集与饱和脉冲相应的第四图像信号、第五图像信号或第六图像信号，g2为不等于1、2、3、4、5或6的整数。可以理解，如果成像方法中还采集了第f1、g1和f2图像信号，则g2也不等于f1、g1和f2。例如，在第九心拍内，在使用延迟时间为tsat4的饱和脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下再次采集与饱和脉冲相应的第四图像信号。在第十心拍内，在使用延迟时间为tsat5的饱和脉冲和回波时间间隔为techo5的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下再次采集与饱和脉冲相应的第五图像信号。在第十一心拍内，在使用延迟时间为tsat6的饱和脉冲和回波时间间隔为techo6的t2准备脉冲之后，并且在根据呼吸导航信号判断当前时刻符合预定条件的情况下再次采集与饱和脉冲相应的第六图像信号。最后，根据所采集的所有第四图像信号和/或所有第五图像信号确定参数t2。在上述示例中，将第四心拍、第九心拍内采集的第四图像信号，第五心拍、第十心拍内采集的第五图像信号以及第六心拍和第十一心拍所采集的第六图像信号全部输入信号模型进行拟合，以确定参数t2。
上述技术方案的效果相当于平均了采样点(例如第二图像信号)的噪声，从而降低了拟合偏差。总之，上述信号采集操作可以提高参数t1和t2的计算准确率，从而提高图像质量。
根据本发明又一方面，还提供了一种用于定量心肌磁共振成像的设备。该系统包括处理器和存储器。所述存储器存储用于实现根据本发明实施例的定量心肌磁共振成像的方法中的各个步骤的计算机程序指令。所述处理器用于运行所述存储器中存储的计算机程序指令，以执行根据本发明实施例的定量心肌磁共振成像的方法的相应步骤。
根据本发明再一方面，还提供了一种存储介质，在所述存储介质上存储了程序指令，在所述程序指令被计算机或处理器运行时使得所述计算机或处理器执行本发明实施例的定量心肌磁共振成像的方法的相应步骤，并且用于实现根据本发明实施例的用于定量心肌磁共振成像的装置中的相应模块。所述存储介质例如可以包括平板电脑的存储部件、个人计算机的硬盘、只读存储器(rom)、可擦除可编程只读存储器(eprom)、便携式紧致盘只读存储器(cd-rom)、usb存储器、或者上述存储介质的任意组合。所述计算机可读存储介质可以是一个或多个计算机可读存储介质的任意组合。
在此处所提供的说明书中，说明了大量具体细节。然而，能够理解，本发明的实施例可以在没有这些具体细节的情况下实践。在一些实例中，并未详细示出公知的方法、结构和技术，以便不模糊对本说明书的理解。
类似地，应当理解，为了精简本发明并帮助理解各个发明方面中的一个或多个，在对本发明的示例性实施例的描述中，本发明的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。然而，并不应将该本发明的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本发明要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如相应的权利要求书所反映的那样，其发明点在于可以用少于某个公开的单个实施例的所有特征的特征来解决相应的技术问题。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本发明的单独实施例。
本领域的技术人员可以理解，除了特征之间相互排斥之外，可以采用任何组合对本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征以及如此公开的任何方法或者设备的所有过程或单元进行组合。除非另外明确陈述，本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的每个特征可以由提供相同、等同或相似目的的替代特征来代替。
此外，本领域的技术人员能够理解，尽管在此所述的一些实施例包括其它实施例中所包括的某些特征而不是其它特征，但是不同实施例的特征的组合意味着处于本发明的范围之内并且形成不同的实施例。例如，在权利要求书中，所要求保护的实施例的任意之一都可以以任意的组合方式来使用。
应该注意的是单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。单词第一、第二、以及第三等的使用不表示任何顺序。可将这些单词解释为名称。
以上所述，仅为本发明的具体实施方式或对具体实施方式的说明，本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。本发明的保护范围应以权利要求的保护范围为准。
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