一种用于人体肺部的快速功能磁共振成像方法与流程

本发明涉及磁共振成像技术领域，具体涉及一种用于人体肺部的快速功能磁共振成像方法。适用于以超极化气体为造影剂的人体肺部的功能磁共振成像，如采样时间短的肺部气血交换功能成像、肺癌检测、分子影像等。

背景技术：

传统的磁共振成像(magneticresonanceimaging,mri)根据样品中的观测核在磁场中受到射频脉冲(radiofrequencypulse,rfpulse)的激励而发生核磁共振的现象，使用梯度线圈对样品进行空间编码，利用电子系统接收到样品产生的磁共振信号，将其进行频谱变换，重建出磁共振图像。常规的mri多用于水或脂质中的h原子。对于惰性气体原子，通常利用自旋交换光抽运的方法，使得其非热平衡时的磁化矢量远高于稳态，即惰性气体核获得了较高的极化度，这种方法称为超极化气体技术。h气和惰性气体在室温条件下，核自旋极化度一般为10^-6量级，而超极化技术可将惰性气体的核自旋极化度增加4-5个量级，以弥补原子密度较低的因素，实现超极化气体磁共振成像。

在超极化气体磁共振成像常用的惰性气体核中，¹²⁹xe具有良好的化学位移敏感性，且可溶解于肺组织/血浆(197ppm，相对于肺泡内的气态¹²⁹xe，tp信号)和红细胞(217ppm，相对于肺泡内的气态¹²⁹xe，rbc信号)中，成为溶解态¹²⁹xe(dp信号)，溶解态¹²⁹xe的表观自旋-自旋弛豫时间常数(t2*)极短。由于溶解态¹²⁹xe和肺泡内的气态¹²⁹xe(0ppm，gp信号)进行动态交换，这可以用来模拟肺部氧气的气血交换过程。由于溶解态¹²⁹xe中tp和rbc信号的化学位移相差约20ppm，在1.5特斯拉(1.5t)的磁场中约为350hz，这使得传统的mri无法有效分离tp和rbc信号。但这类似于传统mri中水和脂肪内质子的频率差异，因此可以基于考虑b0场不均匀性和t2*衰减的质子的多点水脂分离方法(多点dixon方法，sbreeder等,jmagnresonimaging2007；25:644-652)，通过溶解态¹²⁹xemri分离tp和rbc信号。这使得基于多点dixon方法的肺部气血交换功能mri探测成为可能。

但是，由于超极化气体处于非稳态，其非热平衡极化度会随着时间增加及成像激发而迅速衰减，且不可恢复。同时，溶解态¹²⁹xe的t2*极短(1.5t下约为2ms)。此外，人体肺部超极化气体mri时(动态成像除外)需要屏气以降低肺部的运动伪影，而肺部疾病患者的屏气时间通常比健康人更短。以上三个因素要求溶解态¹²⁹xemri的回波时间(echotime,te)短且采样时间短。其中，压缩感知-磁共振成像(compressedsensing-magneticresonanceimaging,cs-mri)方法通过对成像对象的原始k空间进行欠采样可以有效缩短mri的采样时间。目前，基于自由感应衰减(freeinductiondecay,fid)信号的三维超短回波时间(ultra-shortechotime,ute)磁共振成像方法已用于分离溶解态¹²⁹xe的tp和rbc信号(kqing等,jmagnresonimaging2014；39:346-359.sskaushik等,magnresonmed2016；75:1434-1443)。但是ute方法采用非笛卡尔坐标系下的空间编码方式，这导致相位步数大大增加。例如，基于径向编码fid信号的三维ute满采样方法，其相位步数是相同空间分辨率下笛卡尔坐标系编码方式的π²倍。因此，需要发展一种适用于人体肺部的短te的快速溶解态¹²⁹xemri的方法。

技术实现要素：

本发明的目的是针对现有技术存在的上述问题，提供一种用于人体肺部的快速功能磁共振成像方法。

本发明的上述目的通过以下技术方案实现：

一种用于人体肺部的快速功能磁共振成像方法，包括以下步骤：

步骤1、收集超极化气体，将超极化气体作为造影剂；

步骤2、对人体肺部进行胸腔质子mr定位成像，获得人体肺部的位置信息；

步骤3、人体将超极化气体吸入到肺部；

步骤4、进行超极化气体的双向非对称多回波成像，具体包括以下步骤，

步骤4.1、根据人体肺部的位置信息确定双向非对称多回波成像的成像视野；

步骤4.2、人体吸入超极化气体后，屏气1秒再开始双向非对称多回波成像；

步骤4.2.1、根据变密度加权函数随机生成欠采样轨迹，确定欠采样轨迹对应的多个编码步数，确定每一个编码步数对应的梯度脉冲，在编码步数中确定当前编码步数；

步骤4.2.2、施加第一dp-rf脉冲dr1，激发超极化气体的第一溶解态信号；

步骤4.2.3、利用欠采样轨迹和当前编码步数对应的梯度脉冲，对人体肺部进行笛卡尔坐标系内的空间编码；

步骤4.2.4、通过施加正向的读出编码重聚梯度脉冲和正反交替的读出编码梯度脉冲获得第一溶解态信号在回波时间te1到回波时间tes-2的右半回波re1～右半回波res-2，并在回波中心点前多采集l个回波数据点，其中l≥1，第一溶解态信号在回波时间te1对应施加正向的读出编码梯度脉冲；

步骤4.2.5、施加第一gp-rf脉冲gr1，激发超极化气体的第一气态信号；

步骤4.2.6、利用欠采样轨迹和当前编码步数对应的梯度脉冲，对人体肺部进行笛卡尔坐标系内的空间编码；

步骤4.2.7、施加正向的读出编码重聚梯度脉冲和正向的读出编码梯度脉冲获得第一气态信号在回波时间tes-1时的右半回波res-1，通过施加反向的读出编码梯度脉冲获得回波时间tes的右半回波res，并在回波中心点前多采集l个回波数据点；

步骤4.2.8、施加第二dp-rf脉冲dr2，激发超极化气体的第二溶解态信号；

步骤4.2.9、利用欠采样轨迹和当前编码步数对应的梯度脉冲，对人体肺部进行笛卡尔坐标系内的空间编码；

步骤4.2.10、通过施加负向的读出编码重聚梯度脉冲和正反交替的读出编码梯度脉冲获得第二溶解态信号在回波时间te1到回波时间tes-2的左半回波le1～左半回波les-2，且在回波中心点前多采集l个回波数据点，第二溶解态信号在回波时间te1对应施加负向的读出编码梯度脉冲；

步骤4.2.11、施加第二gp-rf脉冲gr2，激发超极化气体的第二气态信号；

步骤4.2.12、利用欠采样轨迹和当前编码步数对应的梯度脉冲，对人体肺部进行笛卡尔坐标系内的空间编码；

步骤4.2.13、施加负向的读出编码重聚梯度脉冲和负向的读出编码梯度脉冲获得第二气态信号在回波时间tes-1时的左半回波les-1，且在回波中心点前多采集l个回波数据点，通过施加反向的读出编码梯度脉冲获得回波时间tes的左半回波les；

步骤4.2.14、选择欠采样轨迹的下一个编码步数以及编码步数对应的梯度脉冲，返回步骤4.2.2直至欠采样轨迹的所有编码步数均实施完毕；

步骤5、对步骤4中欠采样轨迹的每一个编码步数下获得的第一溶解态信号的右半回波re1到右半回波res-2、第一气态信号的右半回波res-1到右半回波res、第二溶解态信号的左半回波le1到左半回波les-2、第二气态信号的左半回波les-1到左半回波les的数据，分别剔除各个回波中心前l个回波数据点；

将同一编码步数下的第一溶解态信号的右半回波re1到右半回波res-2、以及第二溶解态信号的左半回波le1到左半回波les-2合并为对应编码步数下的各个回波时间的溶解态全回波数据，将同一编码步数下的第一气态信号的右半回波res-1到右半回波res、以及第二气态信号的左半回波les-1到左半回波les合并为对应编码步数下的各个回波时间的气态全回波数据，

各个编码步数下的溶解态全回波数据构成各个回波时间的溶解态k空间全回波数据；各个编码步数下的气态全回波数据构成各个回波时间的气态k空间全回波数据；

步骤6、将步骤5中获得的各个回波时间的溶解态k空间全回波数据和各个回波时间的气态k空间全回波数据通过非线性共轭梯度算法进行处理，重建获得溶解态信号的各个回波时间的回波图像和气态信号的各个回波时间的回波图像，利用气态信号的各个回波图像获得b0场图；

步骤7、将步骤6中获得的溶解态信号的各个回波时间的回波图像、b0场图通过多点dixon方法分离出tp信号的图像和rbc信号的图像；

步骤8、计算tp信号的图像与步骤6中的气态信号的第一个回波时间的回波图像的比值图tp/gp；

计算rbc信号的图像与步骤6中的气态信号的第一个回波时间的回波图像的比值图rbc/gp；

将tp信号的图像与rbc信号的图像相加获得dp信号的图像，计算dp信号的图像与步骤6中的气态信号的第一个回波时间的回波图像的比值图dp/gp；

计算rbc信号的图像与tp信号的图像的比值图rbc/tp。

本发明相对于现有技术，具有以下优点：

1.由于使用半回波，成像的最短回波时间不大于1.0ms且变密度随机欠采样后的k空间中心区域的采样密度较高，能采集到高信噪比的dp信号。

2.变密度随机欠采样所采集的相位步数低于原始k空间相位步数，即成像时间短于原始k空间满采样方式，同时远低于基于径向编码fid信号的三维ute方法的相位步数，能显著缩短成像时间。

3.采集半回波时在回波中心点前多采集l个数据点，降低了脉冲梯度切换带来的涡流伪影。

4.gp-rf脉冲对溶解态信号的影响及dp-rf脉冲对气态信号的影响均较小，降低了rf脉冲损耗超极化气体带来的图像伪影。且射频脉冲gr1、gr2的激发角度满足α3＝asin(tan(α2))，降低了溶解态信号的图像伪影。

附图说明

图1为本发明方法的原理图。

图2为本发明方法中双向非对称多回波成像获得某一编码步数下第一溶解态信号的右半回波re1到右半回波res-2、第一气态信号的右半回波res-1到右半回波res、第二溶解态信号的左半回波le1到左半回波les-2、第二气态信号的左半回波les-1到左半回波les的原理图。

图3为欠采样轨迹的模版。其中，a是2维编码对应的欠采样轨迹的模版，b是3维编码对应的欠采样轨迹的模版。

图4为分离tp信号和rbc信号时所用的多点水脂分离方法(即多点dixon方法)的示意图。

具体实施方式

下面结合具体实例给出本发明的具体实施过程以及效果。

本发明公开的一种用于人体肺部的快速功能磁共振成像方法，包括以下步骤：

步骤1、收集超极化气体，将超极化气体作为造影剂。其中超极化气体包括¹²⁹xe或¹³¹xe等。收集得到的超极化气体保存为气态或固态，其中固态在使用时升华为气态。

步骤2、对人体肺部进行胸腔质子mr定位成像，获得人体肺部的位置信息。胸腔质子mr定位成像所用序列为flash序列或tse序列。

步骤3、人体将超极化气体吸入到肺部。吸入方法包括气管插管、鼻腔或口腔吸入等。

步骤4、对人体肺部在笛卡尔坐标系内使用梯度脉冲进行2维编码或3维编码，进行超极化气体的双向非对称多回波成像。

双向非对称多回波成像所用的rf脉冲有2类：

第一类rf脉冲为gp-rf脉冲，用于激发超极化气体的气态信号，第一类rf脉冲包括第一gp-rf脉冲gr1和第二gp-rf脉冲gr2；

第二类rf脉冲为dp-rf脉冲，用于激发超极化气体的溶解态信号，第二类rf脉冲包括第一dp-rf脉冲dr1和第二dp-rf脉冲dr2。

进行2维编码的梯度脉冲包括：读出编码重聚梯度脉冲、读出编码梯度脉冲、相位编码梯度脉冲。

进行3维编码的梯度脉冲包括：读出编码重聚梯度脉冲、读出编码梯度脉冲、相位编码梯度脉冲、选层编码梯度脉冲。

其中双向非对称多回波成像的英文全称定义为bi-directionalasymmetricmulti-echomagneticresonanceimaging，英文简称定义为bami。

步骤4的具体操作步骤如下：

步骤4.1、根据人体肺部的位置信息确定双向非对称多回波成像的成像视野(fov)。

步骤4.2、人体吸入超极化气体后，屏气1秒再开始双向非对称多回波成像。

步骤4.2中双向非对称多回波成像包括以下步骤：

步骤4.2.1、根据变密度加权函数随机生成欠采样轨迹，确定欠采样轨迹对应的多个编码步数，确定每一个编码步数对应的梯度脉冲，在多个编码步数中确定当前编码步数，欠采样轨迹对应的k空间中心区域的采样密度高于欠采样轨迹对应的k空间外周区域的采样密度；

2维编码时，变密度加权函数的表达式为：f(x)＝(1/((2*π)^0.5*σ1))*exp(-((x-m/2)²/(σ1*m)²/2))，式中σ1≥0，m、x均为正实数，且m≥x≥1。

3维编码时，变密度加权函数的表达式为：f(x,y)＝(1/(2*π*σ1*σ2))*exp(-((x-m/2)²/(σ1*m)²+(y-n/2)²/(σ2*n)²)/2)，式中σ1≥0，σ2≥0，m、n、x、y均为正实数，且m≥x≥1，n≥y≥1。

优选的，步骤4.2.1中，在编码步数中按照中心编码方式或线性编码方式选取当前编码步数，也即第一个编码步数。

步骤4.2.2、施加第一dp-rf脉冲dr1，激发超极化气体的第一溶解态信号。其中第一dp-rf脉冲dr1的激发角度为α1，且第一dp-rf脉冲dr1在激发超极化气体的气态信号共振频率处的偏共振激发角度不大于0.1度。

步骤4.2.3、利用欠采样轨迹和当前编码步数对应的梯度脉冲，对人体肺部进行笛卡尔坐标系内的空间编码。

步骤4.2.4、通过施加正向的读出编码重聚梯度脉冲和正反交替的读出编码梯度脉冲获得第一溶解态信号在回波时间te1到回波时间tes-2的右半回波re1～右半回波res-2。第一溶解态信号在回波时间te1对应施加正向的读出编码梯度脉冲，其中回波时间te1不大于1ms。采集右半回波re1到右半回波res-2时，在回波中心点前多采集l个回波数据点，其中l≥1。

步骤4.2.5、施加第一gp-rf脉冲gr1，激发超极化气体的第一气态信号。其中第一gp-rf脉冲gr1的激发角度为α2，且第一gp-rf脉冲gr1在激发超极化气体的溶解态信号共振频率处的偏共振激发角度不大于0.003度。

步骤4.2.6、利用欠采样轨迹和当前编码步数对应的梯度脉冲，对人体肺部进行笛卡尔坐标系内的空间编码。

步骤4.2.7、施加正向的读出编码重聚梯度脉冲和正向的读出编码梯度脉冲获得第一气态信号在回波时间tes-1时的右半回波res-1，通过施加反向的读出编码梯度脉冲获得回波时间tes的右半回波res。其中第一气态信号的回波时间tes-1不大于1ms并且tes-1＝te1、tes＝te2。采集右半回波res-1到右半回波res时，通过调整读出编码重聚梯度脉冲和读出编码梯度脉冲，使得在回波中心点前多采集l个回波数据点。

步骤4.2.8、施加第二dp-rf脉冲dr2，激发超极化气体的第二溶解态信号。其中第二dp-rf脉冲dr2的激发角度为α1，且第二dp-rf脉冲dr2在激发超极化气体的气态信号共振频率处的偏共振激发角度不大于0.1度。

步骤4.2.9、利用欠采样轨迹和当前编码步数对应的梯度脉冲，对人体肺部进行笛卡尔坐标系内的空间编码。

步骤4.2.10、通过施加负向的读出编码重聚梯度脉冲和正反交替的读出编码梯度脉冲获得第二溶解态信号在回波时间te1到回波时间tes-2的左半回波le1～左半回波les-2。第二溶解态信号在回波时间te1对应施加负向的读出编码梯度脉冲，其中第二溶解态信号在回波时间te1不大于1ms。采集左半回波le1到左半回波les-2时，通过调整读出编码重聚梯度脉冲和读出编码梯度脉冲，使得在回波中心点前多采集l个回波数据点。

步骤4.2.11、施加第二gp-rf脉冲gr2，激发超极化气体的第二气态信号。其中第二gp-rf脉冲gr2的激发角度为α3，且第二gp-rf脉冲gr2在激发超极化气体的溶解态信号共振频率处的偏共振激发角度不大于0.003度。其α3＝asin(tan(α2))，式中asin为反正弦函数，tan为正切函数，α2为第一gp-rf脉冲gr1的激发角度。

步骤4.2.12、利用欠采样轨迹和当前编码步数对应的梯度脉冲，对人体肺部进行笛卡尔坐标系内的空间编码。

步骤4.2.13、施加负向的读出编码重聚梯度脉冲和负向的读出编码梯度脉冲获得第二气态信号在回波时间tes-1时的左半回波les-1，通过施加反向的读出编码梯度脉冲获得回波时间tes的左半回波les。其中第二气态信号的回波时间tes-1不大于1ms并且tes-1＝te1、tes＝te2。采集左半回波les-1到左半回波les时，通过调整读出编码重聚梯度脉冲和读出编码梯度脉冲，使得在回波中心点前多采集l个回波数据点。

步骤4.2.14、选择欠采样轨迹的下一个编码步数以及编码步数对应的梯度脉冲，返回步骤4.2.2直至欠采样轨迹的所有编码步数均实施完毕。

步骤5、对步骤4中欠采样轨迹的每一个编码步数下获得的第一溶解态信号的右半回波re1到右半回波res-2、第一气态信号的右半回波res-1到右半回波res、第二溶解态信号的左半回波le1到左半回波les-2、第二气态信号的左半回波les-1到左半回波les的数据，分别剔除各个回波中心前l个回波数据点。

然后将同一编码步数下的第一溶解态信号的右半回波re1到右半回波res-2、以及第二溶解态信号的左半回波le1到左半回波les-2合并为对应编码步数下的各个回波时间的溶解态全回波数据，将同一编码步数下的第一气态信号的右半回波res-1到右半回波res、以及第二气态信号的左半回波les-1到左半回波les合并为对应编码步数下的各个回波时间的气态全回波数据。

各个编码步数下的溶解态全回波数据构成各个回波时间的溶解态k空间全回波数据；各个编码步数下的气态全回波数据构成各个回波时间的气态k空间全回波数据。

步骤6、将步骤5中获得的各个回波时间的溶解态k空间全回波数据和各个回波时间的气态k空间全回波数据通过非线性共轭梯度算法进行处理，重建获得溶解态信号的各个回波时间的回波图像和气态信号的各个回波时间的回波图像。其中利用气态信号的各个回波图像获得b0场图。

步骤7、将步骤6中获得的溶解态信号的各个回波时间的回波图像、b0场图通过多点dixon方法分离出tp信号的图像和rbc信号的图像。其中分离tp信号、rbc信号的过程采用多分辨率的方法缩短处理时间。

步骤8、根据步骤6中的气态信号的第一个回波时间的回波图像和步骤7中的tp信号的图像和rbc信号的图像，

计算tp信号的图像与步骤6获得的气态信号的第一个回波时间的回波图像的比值图tp/gp；

计算rbc信号的图像与步骤6获得的气态信号的第一个回波时间的回波图像的比值图rbc/gp；

将tp信号的图像与rbc信号的图像相加获得dp信号的图像，计算dp信号的图像与步骤6获得的气态信号的第一个回波时间的回波图像的比值图dp/gp；

计算rbc信号的图像与tp信号的图像的比值图rbc/tp。

其中，用比值图tp/gp反映人体肺部的组织容量；用rbc/gp反映肺部红细胞容量；用比值图dp/gp反映人体肺部的呼吸膜总容量；用比值图rbc/tp反映人体肺部单位组织容量下的红细胞容量分数。

步骤9、根据步骤6获得的气态信号的第一个回波时间的回波图像判断人体肺部的气体通气分布，根据步骤7获得的tp信号的图像和rbc信号的图像，判断人体肺部的溶解态信号分布，根据步骤8获得的比值图tp/gp、比值图rbc/gp、比值图dp/gp、比值图rbc/tp判断人体肺部的气血交换功能分布。

本实施例中，由于使用半回波，成像的最短回波时间不大于1.0ms且变密度随机欠采样后的k空间中心区域的采样密度较高，能采集到高信噪比的dp信号。变密度随机欠采样所采集的相位步数低于原始k空间相位步数，即成像时间短于原始k空间满采样方式，同时远低于基于径向编码fid信号的三维ute方法的相位步数，能显著缩短成像时间。通过多点dixon方法可以分离得到tp信号和rbc信号的图像，并通过不同的信号比值得到人体肺部局部的气体通气分布和气血交换功能分布。

由以上结果可知，采用本发明所述方法适用于进行人体肺部的短回波时间的快速溶解态超极化气体mri。

综上所述，本发明一种用于人体肺部的快速功能磁共振成像方法，首先收集超极化气体，将其作为造影剂；通过质子定位像获得人体肺部的位置信息；人体肺部获得超极化气体后，使用双向非对称多回波成像的方法对人体肺部进行超极化气体成像，获得多个回波时间的左右半回波；将左右半回波合并为相应回波时间的全回波数据；将全回波数据通过压缩感知重建算法获得高质量的溶解态信号和气态信号的重建图像；根据气态信号的重建图像获得b0场图，并根据溶解态信号的重建图像和b0场图通过多分辨率的多点dixon方法快速分离得到rbc信号和tp信号的图像；根据tp信号、rbc信号和gp信号的图像获得tp/gp、rbc/gp、dp/gp、rbc/tp的比值图像，用于判断人体肺部局部的气体通气分布和气血交换功能分布。具体优势如下：

1.由于使用半回波，成像的最短回波时间不大于1.0ms且变密度随机欠采样后的k空间中心区域的采样密度较高，能采集到高信噪比的dp信号。

2.变密度随机欠采样所采集的相位步数低于原始k空间相位步数，即成像时间短于原始k空间满采样方式，同时远低于基于径向编码fid信号的三维ute方法的相位步数，能显著缩短成像时间。

3.采集半回波时在回波中心点前多采集l个数据点，降低了脉冲梯度切换带来的涡流伪影。

4.gp-rf脉冲对溶解态信号的影响及dp-rf脉冲对气态信号的影响均较小，降低了rf脉冲损耗超极化气体带来的图像伪影。且射频脉冲gr1、gr2的激发角度满足α3＝asin(tan(α2))，降低了溶解态信号的图像伪影。

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。