一种超极化气体磁共振影像处理方法与流程

本发明涉及磁共振成像和数字图像技术领域，具体是一种超极化气体磁共振影像处理方法。

背景技术：

空气污染(如雾霾等)加速肺部疾病问题的恶性发展，尤其对老人、儿童及孕妇等的健康影响更为严重。研究数据表明，PM2.5每增加10μg/m³可使总死亡率、心血管疾病死亡率和肺癌死亡率分别增高4％、6％和8％。目前肺癌已取代肝癌成为我国首位恶性肿瘤死亡原因，预计到2025年，每年仅死于肺癌的人数将达到100万。然而，目前肺癌早期诊断率仅为15％，尤其是0期患者因常无任何症状，其确诊率还不到肺癌患者总数的0.6％。医学影像学诊断是肺部疾病最常用、也是最直观的一种诊断方式，但是，传统的肺部影像学方法(如胸部X线透视、计算机X射线断层扫描、正电子发射计算机断层、磁共振成像)均无法从结构和功能上全面评价肺部生理状态。基于超极化惰性气体(¹²⁹Xe和³He)的磁共振，不仅能提供肺部结构信息，还能提供肺部功能信息(肺组织气-气交换和气-血交换功能)，给临床肺部医学研究引入了一种新的研究手段。

超极化气体磁共振利用自旋交换光抽运技术增强电子自旋信号，然后将电子信号转移增强惰性气体(¹²⁹Xe或³He)的磁共振信号(极化度增强10³～10⁵倍)，使得对肺部超极化气体成像成为可能。然而，超极化气体的非平衡核自旋极化度在信号采样过程中具有不可再生性，导致其可用的超极化磁化矢量强度随每一次射频脉冲的发生而快速衰减。此外，超极化气体磁共振成像敏感度∝γ×Q×P，其中，γ为惰性气体原子核的旋磁比，Q为自旋密度，P为惰性气体原子核自旋极化度。因此，超极化气体磁共振成像敏感度随激发次数和采集时间急剧下降。超极化气体磁共振k空间的中心决定重建影像的信噪比，而影像的细节信息取决于k空间的边缘。因此，如何在有限的屏气时间和受限的超极化磁化矢量条件下，提高超极化气体磁共振影像的信噪比和分辨率/细节，是超极化气体磁共振成像技术应用研究的关键问题。

目前用于改善超极化气体磁共振影像质量方法主要有线圈B1场均匀度的改进，惰性气体核自旋极化度的提高，以及类似并行成像、压缩感知等快速成像方法。但是，高质量超极化气体磁共振影像的获取依然面临很大的难度和复杂性。因此，如何改善影像质量是超极化气体磁共振成像技术向临床肺部医学研究转变所面临的重大挑战。

技术实现要素：

本发明是针对现有超极化气体磁共振成像方法存在的上述技术问题，提供了一种超极化气体磁共振影像处理方法。

一种超极化气体磁共振影像处理方法，包括以下步骤：

步骤1、选择成像序列、设置回波时间、设置激发角度，获得原始的超极化气体磁共振k空间数据；

步骤2、求解系数权重矩阵，原始的超极化气体磁共振k空间数据与系数权重矩阵进行点乘运算获得修改后的超极化气体磁共振k空间数据，

步骤3、修改后的超极化气体磁共振k空间数据经傅立叶变换获得优化后的磁共振影像，利用BM3D算法对优化后的磁共振影像进行处理获得质量改善后的核磁共振影像。

如上所述的步骤2中系数权重矩阵依据以下公式获得：

其中，C为系数权重矩阵，大小为m×n，p,q为系数权重矩阵元素索引，θ为设定的角度，TR是重复时间，T1是自旋-晶格弛豫时间。

如上所述的步骤2中系数权重矩阵依据以下公式获得：

其中，C为系数权重矩阵，大小为m×n，p,q为系数权重矩阵元素索引，θ为设定的角度。

本发明与现有技术相比，具有以下优点：

1.引入系数权重矩阵，有针对性地修改超极化气体磁共振的k空间数据，然后通过傅立叶反变换重建影像，从而改善影像信噪比或细节等信息。如为了改善影像信噪比，可以通过增加系数权重矩阵中心区域的权重实现；为了改善影像细节，可以通过增加系数权重矩阵边缘区域的权重实现。

2.为了改善超极化气体磁共振影像的细节信息，本发明首先针对常规磁共振和超极化气体磁共振信号特点，构建系数权重矩阵(系数权重矩阵边缘区域的权重高于中心区域的权重)；其次，依据构建的系数权重矩阵修改超极化气体磁共振的k空间数据；然后，通过傅立叶反变换重建影像，并通过影像后处理算法去除噪声，实现影像细节信息的增强。

3.本发明引入一种超极化气体磁共振影像质量刻画指标，能有效度量超极化气体磁共振影像质量。

附图说明

图1为本发明的流程框图。

图2为实施例1获得的超极化气体老鼠肺部磁共振影像。

图3为实施例2获得的超极化气体人体肺部磁共振影像(存在通气缺陷，女性，34岁)。

图4为实施例3获得的超极化气体人体肺部磁共振影像(存在通气缺陷，女性，56岁)。

具体实施方式

下面通过实施例，并结合附图，对本发明一种超极化气体磁共振影像处理方法的技术方案作进一步具体的说明。

实施例1：

图1为本发明一种超极化气体磁共振影像处理方法的示意框图，主要包括—超极化气体磁共振成像参数确定(包括回波时间、重复时间、矩阵大小、层数、层厚、视野等)、k空间数据采集(定角激发/中心编码)、系数权重矩阵确定、k空间数据变换、磁共振影像重建(傅立叶反变换)，以及影像后处理(去噪)，获得质量改善后的超极化气体磁共振影像。

具体为：

步骤1，选择成像序列、设置回波时间、设置激发角度，获得原始的超极化气体磁共振k空间数据。

由于超极化气体磁共振的纵向磁化矢量具有不可再生性，超极化气体磁共振成像一般采用梯度回波序列(如FLASH成像序列)、小角度激发(如定角激发)方式。

在本实施例中，如图2所示，老鼠肺部磁共振的成像序列选择为FLASH成像序列、回波时间为4.035ms、定角激发角度为10度。

步骤2，求解系数权重矩阵：

常规质子磁共振成像(梯度回波序列)，第l次射频脉冲激发后的k空间信号可以表示为(忽略频率编码项)

其中，M₀是初始的纵向磁化矢量，l是激发次数索引，N是总的激发次数，x∈[0,N-1]是空间像素索引，exp(j2πlx/N)是相位编码项。每一次射频脉冲激发后，纵向磁化矢量经过T1弛豫时间(自旋-晶格弛豫时间)可以恢复到M₀。

不同于常规质子磁共振成像方法，超极化气体磁共振的纵向磁化矢量具有不可恢复性，且极化度随激发次数快速衰减。超极化气体磁共振成像(梯度回波序列，定角激发)，第l次射频脉冲激发后的k空间信号表示为(忽略频率编码项)

其中，M₀是初始的纵向磁化矢量，l是激发次数索引，N是总的激发次数，x∈[0,N-1]是空间像素索引，exp(j2πlx/N)是相位编码项，TR是重复时间，T1是自旋-晶格弛豫时间，α是激发角度。一般地，T1远大于TR，因此指数项exp(-(l-1)TR/T1)可以忽略(即忽略T1弛豫)，则式(2)可以简化为

磁共振k空间原点附近的数据主要反映影像信号的强度，决定重建影像的对比度；而远离原点的数据含有精确的定位信息，决定重建影像的细节。由于极化度具有不可恢复和快速衰减等特性，采用中心编码的超极化气体磁共振k空间边缘区域的信号强度低，导致模糊的影像细节信息，不利于发现肺部可能存在的病灶。比较式(1)和式(2)，或式(1)和(3)，可知

s₁(l)＝s₂(l)·(exp(-(l-1)TR/T1)·sinα·cos^l-1α)^-1或s₁(l)＝s₂(l)·(sinα·cos^l-1α)^-1, (4)

于是，可以通过系数权重矩阵修改超极化气体磁共振k空间数据，从而实现增强影像的细节信息。

采用中心编码，定角激发的超极化气体磁共振成像方法(梯度回波序列)，修改后的超极化气体磁共振k空间表示为

其中，S为原始的超极化气体磁共振k空间数据，为修改后的超极化气体磁共振k空间数据，C为系数权重矩阵，⊙为点乘算子。

若假设原始的超极化气体磁共振k空间数据大小为m×n(一般设定为32×32，64×64，96×96，128×128，160×160，或256×256)，则对应的系数权重矩阵大小也为m×n。当m为奇数时，公式(6)中的m/2取整数。系数权重矩阵中的元素C(p,q)表示为：

其中，(p,q)为系数权重矩阵元素索引，θ为设定的角度。一般地，θ可设定为2°-10°。若忽略T1弛豫，式(6)可简化为：

在本实施例中，如图2所示，老鼠肺部的磁共振成像参数为：7T磁共振成像仪，回波时间为4.035ms，重复时间为11.355ms，系数权重矩阵大小为96×96，层数为1，层厚为30mm，视野为50×50mm²，带宽为25kHz，总的扫描时间为1.09s,定角激发(激发角度为10°)，FLASH成像序列，中心编码，系数权重矩阵依据式(7)，系数权重矩阵大小为96×96，系数权重矩阵中的角度θ设定为8°。

步骤3，影像后处理：

修改后的超极化气体磁共振k空间数据经傅立叶变换可以重建优化后的磁共振影像。从式(7)可以看出，修改后的超极化气体磁共振k空间数据中心的权重小于边缘的权重。然而，原始超极化气体磁共振k空间数据边缘因信号强度低，受噪声影响较大。若按照式(7)修改k空间数据，重建后磁共振影像更易受噪声/伪影等不利因素的影响，因而需要影像后处理方法消除噪声/伪影等不利因素的影响。本步骤中利用BM3D(Block-matching and 3D filtering)算法对优化后的磁共振影像进行处理获得质量改善后的核磁共振影像，质量改善后的核磁共振影像抑制重建后磁共振影像中的噪声/伪影等不利因素。

如图2的A为原始超极化气体磁共振k空间数据经傅立叶变换重建的磁共振影像(老鼠肺部)，A图中包含较多噪声；图2的B为A图经BM3D处理后滤波结果，可以看出，噪声在很大程度上得到消除，但也在一定程度模糊老鼠肺部的细节信息；图2的C为采用本实施例中的步骤1-步骤3对原始超极化气体磁共振k空间数据进行处理后获得的质量改善后的核磁共振影像，可以看出，老鼠肺部的细节信息得到增强。

实施例2：

如图3所示，本实施例中步骤1～3与实施例1有以下区别：人体肺部的成像参数为：1.5T磁共振成像仪，回波时间为2.7ms，重复时间为6.8ms，矩阵大小为128×128，层数为7，层厚为20mm，视野为400×400mm²，带宽为25.6kHz，总的扫描时间为6.1s,定角激发(激发角度为9°)，FLASH成像序列，中心编码，系数权重矩阵大小为128×128，系数权重矩阵依据式(7)，系数权重矩阵中的角度θ设定为6°。其他与实施例1相同。

图3A、图3B和图3C分别为依据第四层、第五层和第六层原始超极化气体磁共振k空间数据重建的磁共振影像；图3D、图3E和图3F为对应于图3A、图3B和图3C经BM3D处理后的滤波结果；图3G、图3H和图3I分别为采用本实施例的步骤1～3对第四层、第五层和第六层原始超极化气体磁共振k空间数据处理后获得的第四层、第五层和第六层磁共振影像。

超极化气体磁共振影像质量评估可以从定性角度出发(如比较噪声的幅度，感兴趣区域的细节信息等)，也可以从定量角度出发考虑(一般采用特定的度量指标评估影像质量)。本发明引入一种超极化气体磁共振影像质量度量指标，该指标首先把超极化气体磁共振影像分解为s×t个影像块，其次计算每个影像块的度量指标值，然后计算所有影像块的度量指标值的均值，作为最终的度量结果。超极化气体磁共振影像质量度量指标如下所示：

其中，I_max是影像块内像素点的最大灰度值，I_med是影像块内像素点灰度中值，I_min是影像块内像素点的最小灰度值，β是正的常数(一般取值为0.1-0.3)。

依据式(8)，图3A，图3B和图3C的度量值分别为0.2394，0.2379，0.2455；图3D，图3E和图3F的度量值分别为0.2509，0.2512，0.2548；图3G，图3H和图3I的度量值分别为0.2638，0.2604，0.2725。

实施例3

如图4所示，本实施例中步骤1～3与实施例1有以下区别：人体肺部的成像参数为：1.5T磁共振成像仪，回波时间为2.7ms，重复时间为6.8ms，矩阵大小为128×128，层数为8，层厚为20mm，视野为400×400mm²，带宽为25.6kHz，总的扫描时间为6.97s，定角激发(激发角度为9°)，FLASH成像序列，中心编码，系数权重矩阵大小为128×128，系数权重矩阵依据式(7)，系数权重矩阵中的角度θ设定为6°。其他与实施例1相同。

图4A、图4B和图4C分别为依据第五层、第六层和第七层原始超极化气体磁共振k空间数据重建的磁共振影像；图4D、图4E和图4F为对应于图4A、图4B和图4C经BM3D处理后的滤波结果；图4G、图4H和图4I分别为采用本实施例的步骤1～3对第五层、第六层和第七层原始超极化气体磁共振k空间数据处理后获得的第五层、第六层和第七层磁共振影像。

本实施例表明可以得到较好的细节信息影像。

图4A，图4B和图4C的度量值分别为0.2261，0.2305，0.2347；图4D，图4E和图4F的度量值分别为0.2272，0.2432，0.2474；图4G，图4H和图4I的度量值分别为0.2639，0.2588，0.2603。本实施例方法获得较高的度量指标值，说明本发明一种超极化气体磁共振影像处理方法实施例获得了具有较好质量的影像。

本文中所描述的具体实施例仅仅是对本发明精神作举例说明。本发明所属技术领域的技术人员可以对所描述的具体实施例做各种各样的修改或补充或采用类似的方式替代，但并不会偏离本发明的精神或者超越所附权利要求书所定义的范围。