一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法
阅读：984发布：2023-03-09
专利汇可以提供一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 专利 公开了一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法，该方法采用半脉冲激发和半投影读出缩短TE实现超短T2时间 信号 的采集， 图像采集 和重建基于磁共振指纹成像技术。引入 正弦波 动的回波时间变化模式，提高了磁共振指纹信号对短T2和超短T2组织的区分能 力 ，实现短T2和超短T2组织以及长T2组织的同时多参数定量成像。通过正弦 波动 的TE将 磁场 的不均匀性调制进指纹信号的 相位 信息中,根据调幅信号解调原理直接重建B0图，并在指纹信号中对B0场引起的相位改变进行补偿，提高信号识别的准确性。本发明在磁共振骨骼肌系统成像中，实现对骨(超短T2)和肌肉(长T2)组织的同时T1,T2,PD和B0的定量测量；也可用于脑部成像，测量灰/白质弛豫时间以及颅骨结构。，下面是一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法专利的具体信息内容。
1.一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法，其特征在于，包括以下步骤：
S1、建立回波磁共振指纹成像序列设计与实现，包括正弦波动回波时间参数的优化；
S2、利用S1的建立回波磁共振指纹成像序列通过磁共振扫描仪对被试进行扫描，获得原始k空间数据；
S3、将S2中的原始k空间数据重建成一系列的降采样图像；
S4、S3中一系列降采样图像的相位是正弦波动的回波时间(echo time,TE)调制了B0场不均匀性的结果：Phase＝2pi·Boff·(αsin(ωτ)+β)+n，其中，Boff为由场不均匀性和化学位移引起的频率偏移，单位：Hz，α,β和ω是TE的采样参数，α＝(TEmax-TEmin)/2，β＝(TEmax+TEmin)/2,TEmax和TEmin分别为最大和最小回波时间；ω为正弦波的频率；τ为时间向量[1,
2,…,F]T，时间单位是一个重复时间(TR)；n代表了噪声项，Boff的解调通过乘以载波sin(ωτ)再低通滤波的方式实现；
S5、采用滑动窗技术先对指纹信号进行滑动平均，然后对S4进行幅度解调，即通过乘以载波sin(ωτ)再低通滤波的方式，计算出Boff：
其中，dPhase为S4中乘以sin(ωτ)的相位信号，mT为相位积分周期，m为周期数，π为圆周率，T＝2π/ω，S为F×F的矩阵，包含的元素非0即1，S的每行代表一个窗口，有且仅当信号在窗口内时元素的值为1，否则为0，S矩阵中从第一行到最后一行，窗口从左向右移动；
S6、将S5计算出的Boff补偿到滑动窗处理后的指纹信号中。然后通过磁共振指纹成像技术中字典识别方法从采集的指纹信号中重建出多参数定量图；
S7、根据S6重建出的组织弛豫时间，查招字典，获得对应的纵向磁化矢量变化曲线，选取骨组织对比度最高的图像作为骨增强图，记为Mz，使用Mz/T1作为骨增强图像输出，起到抑制长T1组织的目的，其中T1为S6中输出的纵向弛豫时间定量结果。
2.如权利要求1所述的一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法，其特征在于，S1中参数的优化为，通过MATLAB仿真方法选取测量准确性最高的回波时间参数，包括：最小回波时间、最大回波时间和正弦波动周期。
3.如权利要求1所述的一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法，其特征在于，S3中通过非均匀快速傅里叶变换(non-uniform fast Fourier transform,NUFFT)重建算法将S2中的原始k空间数据重建成一系列的降采样图像。
4.如权利要求1所述的一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法，其特征在于，S5中在滑动窗宽为4的情况下，可以将S写成：
一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法
技术领域
[0001] 本发明涉及信息处理技术领域，尤其涉及一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法。
背景技术
[0002] 磁共振技术提供了丰富的软组织成像对比度。但传统磁共振技术基本无法检测具有短T2甚至超短T2(约1-10ms)的骨、跟腱、半月板以及髓鞘壁。超短回波技术以及零回波成像技术通过缩短回波时间，已经被广泛的应用在上述组织的成像中。由于单点技术和多点技术的扫描时间过长，很少应用在被试的研究中。为了提高k空间的采样效率，信号采集时采用中心向外的读出轨迹，包括：半投影radial轨迹和spiral轨迹，信号激发部分二维成像中采用半脉冲激发方法，三维成像中采用硬脉冲激发。
[0003] 定量超短回波技术被应用于研究大量的骨关节疾病，包括：关节软骨退变、半月板撕裂以及年龄相关的骨密质退化以及骨质酥松。骨密质水含量被视为新型的骨密质质量的衡量指标，定量计算骨密质水含量需要测量骨组织的T1和T2*，但测量骨组织的T1和T2*需要长达1小时。为了缩短扫描时间，Abbasi-Rad等人利用双重复时间测量T1的方法结合先验的T2*信息，但该方法显然忽略了健康志愿者和病人之间T2*的差异。
[0004] UTE和ZTE技术不仅应用于磁共振系统对骨骼肌疾病进行诊断，而且可以为多模态PET(positron emission tomography)/MRI系统提供用于PET衰减矫正的伪CT(pseudo-CT，pCT)图。为了增强骨组织的信号抑制背景长T2组织的信号，信号激励时可采用长T2抑制脉冲作为信号激发脉冲，或双反转恢复的短T2选择脉冲，也可在图像重建时利用两幅回波时间不同的图像做差。Wiesinger等人通过图像分割的方法从ZTE序列采集的质子密度图像中重建出pCT图。由于软组织、骨和空腔具有不同的弛豫时间和质子密度，同时定量多组织参数也可用于增强骨组织结构。
[0005] 磁共振指纹成像(magnetic resonance fingerprinting,MRF)技术可实现多参数的同时定量成像，该方法可以应用于对骨组织的定量。MRF技术通过改变信号翻转角(flip angle,FA)、重复时间TR以及回波时间TE等参数将组织的不同定量指标，包括：T1、T2、T2*和质子密度(PD)等建模到MRF信号曲线的变化中。此外，MRF技术在脑部以及腹部扫描中已展现出临床潜力。但是现有MRF技术对超短T2的组织进行定量仍存在挑战。
[0006] 首先，由于传统MRF技术的最短回波时间为数毫秒，使MRF难以检测超短T2的组织信号。
[0007] 其次，超短T2的组织通常质子密度都低使得整体信号强度低，降低了MRF字典识别的准确性。第三，为了避免T2*模糊对读出信号的影响，二维成像中需要将读出窗口宽度限制在0.81T2，对于骨密质，优化的采样窗宽仅数百微秒。
[0008] 最后，与传统MRF的spiral读出相比，每次radial读出包含更少的数据量，为了降低单个MRF时间点的降采样伪影，每个MRF时间点需要采集多条radial轨迹的信号。
发明内容
[0010] 为了实现以上目的，本发明采用以下技术方案：
[0011] 一种超短回波时间磁共振指纹弛豫时间测量方法，包括以下步骤：
[0012] S1、建立回波磁共振指纹成像序列设计与实现，包括正弦波动回波时间参数的优化；
[0013] S2、利用S1的建立回波磁共振指纹成像序列通过磁共振扫描仪对被试进行扫描，获得原始k空间数据；
[0014] S3、将S2中的原始k空间数据重建成一系列的降采样图像；
[0015] S4、S3中一系列降采样图像的相位是正弦波动的回波时间(echo time,TE)调制了B0场不均匀性的结果：Phase＝2pi·Boff·(αsin(ωτ)+β)+n，
[0016] 其中，Boff为由场不均匀性和化学位移引起的频率偏移，单位：Hz，α，β和ω是TE的采样参数，α＝(TEmax-TEmin)/2，β＝(TEmax+TEmin)/2，TEmax和TEmin分别为最大和最小回波时间；ω为正弦波的频率；τ为时间向量[1，2，…，F]T，时间单位是一个重复时间(TR)；n代表了噪声项，Boff的解调通过乘以载波sin(ωτ)再低通滤波的方式实现；
[0017] S5、采用滑动窗技术先对指纹信号进行滑动平均，然后对S4进行幅度解调，即通过乘以载波sin(ωτ)再低通滤波的方式，计算出Boff：
[0018] 其中，dPhase为S4中乘以sin(ωτ)的相位信号，mT为相位积分周期，m为周期数，π为圆周率，T＝2π/ω，S为F×F的矩阵，包含的元素非0即1，S的每行代表一个窗口，有且仅当信号在窗口内时元素的值为1，否则为0，S矩阵中从第一行到最后一行，窗口从左向右移动；
[0019] S6、将S5计算出的Boff补偿到滑动窗处理后的指纹信号中。然后通过磁共振指纹成像技术中字典识别方法从采集的指纹信号中重建出多参数定量图；
[0020] S7、根据S6重建出的组织弛豫时间，查招字典，获得对应的纵向磁化矢量变化曲线，选取骨组织对比度最高的图像作为骨增强图，记为Mz，使用Mz/T1作为骨增强图像输出，起到抑制长T1组织的目的，其中T1为S6中输出的纵向弛豫时间定量结果。
[0021] 进一步的，S1中参数的优化为，通过MATLAB仿真方法选取仿真结果与理论值均方跟误差最小的参数，包括：最小回波时间、最大回波时间和正弦波动周期，作为实验参数。
[0023] 进一步的，S5中在滑动窗宽为4的情况下，可以将S写成：
[0024]
[0025] 方法中参数定义如下：
[0026] T1:纵向弛豫时间，指纵向磁化矢量从零恢复至总信号强度的67％所需的时间；
[0027] T2:横向弛豫时间，指横向磁化矢量从100％衰减至37％所需的时间；根据横向弛豫时间的长短，可以将组织划分为超短T2组织(T2≤1ms)，短T2组织(1ms
[0029] T2′：磁场不均匀性引起的横向弛豫时间改变，其中1/T2＝1/T2*+1/T2′；
[0030] PD:质子密度(proton density)，指氢质子的含量；
[0031] B0：主磁场强度，B0图中通常仅显示磁场分布相对于主磁场的差异；
[0032] FA:翻转角(flip angle)，指激发脉冲使磁化矢量沿主磁场方向偏离的角度。FA＝90°时，磁化矢量垂直于主磁场方向；
[0033] TE：回波时间(echo time)，指信号激发中心到回波中心之间的时间间隔。在UTE技术中，TE为激发脉冲的终点到读出梯度起点的时间；
[0034] TR:重复时间(repetition time)，指序列两次相邻激发之间的时间间隔。
[0035] 采用本发明技术方案，本发明明的有益效果为：与现有技术相比，本发明首先超短回波磁共振指纹成像技术，实现对短T2和超短T2组织的T1、T2弛豫，时间同时定量测量，通过提出正弦波动回波时间磁共振指纹信号的编码模式，提高了磁共振指纹信号对短T2和超短T2组织的区分能力和定量准确性。本发明中提出基于幅度调制解调的方法实现B0场的直接解调估计，无需增加额外的字典计算和重建计算量。最后，本发明根据生成的纵向磁化矢量图提出Mz/T1方法抑制长T2信号，同时生成骨增强图像。附图说明
[0036] 图1a为本发明的一次序列扫描中翻转角(flip angle,FA)和回波时间(echo time,TE)的编码模式；
[0037] 图1b为本发明的一个回波时间(repetition time,TR)内超短回波磁共振指纹成像技术的序列示意图；
[0038] 图2为本发明的正弦波动回波时间方法对提高信号曲线之间的差异效果示意图；
[0039] 图3a为本发明的仿真水膜结构示意图；
[0040] 图3b为本发明的仿真水模各个组织弛豫参数列表；
[0041] 图4a为本发明的不同回波时间改变范围对组织T1,T2弛豫时间测量的影响，左右两列图像分别是图1a中的序列重复扫描3次和6次的结果；
[0042] 图4b为本发明的图4a中最大TE＝0.6ms情况下，仿真结果与理论结果之间的对比图以及残差图。
[0043] 图5为本发明的水模的UTE-MRF方法与金标准方法测量结果的对比图；
[0044] 图6a为本发明的基于感兴趣区域对图5的结果分析图；
[0045] 图6b为本发明的图6a中感兴趣区域的详细测量参数列表；
[0046] 图7为本发明的被试骨骼肌系统扫描实验结果示意图；
[0047] 图8为本发明的不同组织纵向磁化矢量的改变；
[0048] 图9为本发明的被试脑部扫描实验结果及于CT图的对比示意图。
具体实施方式
[0049] 结合附图对本发明具体方案具体实施例作进一步的阐述。
[0050] 如图1a、1b所示，为磁共振指纹(magnetic resonance fingerprinting,MRF)的信号编码参数，以及基于稳态自由感应快速成像序列(fast imaging with steady-state precession,FISP)的二维超短回波磁共振指纹成像技术(ultrashort echo time magnetic resonance fingerprinting,UTE-MRF)的序列示意图。为了降低回波时间，采用半脉冲激发技术。将脉冲持续时间为1.2ms，时间带宽积为6的sinc脉冲分成两个半脉冲。通过变速率选择性激发算法(variable-rate selective excitation,VERSE)将RF的峰值能量和截断的梯度轨迹平缓降低至0，生成的半脉冲持续时间为0.7ms。半脉冲施加的同时伴随着正负双极性梯度脉冲以实现完整的选层，同时提高层选梯度对涡流的鲁棒性。一个UTE-MRF单元包含了480幅高倍降采样的图像，图像序列中翻转角(flip angle,FA)和回波时间(echo time,TE)都在连续变化。FA由四组半周期的正弦波型组成，其中峰值FA强度分别为32°,22°,60°,和10°，且最小FA为5°。TE按照正弦波形改变，其中最小TE为0.05ms，最大TE为0.6ms，TE的波动周期为120(单位：TR)。TR固定在6ms。
[0051] 为了缩短回波时间，UTE-MRF中采用斜坡采样技术，读出窗宽0.79ms，包含：0.64ms的梯度平台时间和0.15ms的斜坡时间，读出带宽为1780Hz/pixel。第一个UTE-MRF单元之后设置3s的等待时长，目的是在第二个MRF单元之前使质子恢复的初始状态。重复扫描时，每次重复间隔3s的延时，目的也是让纵向磁化矢量恢复。为了最大化信噪比(signal-to-noise-ratio,SNR)，同时将扫描时间控制在1分钟内，水膜、脚踝和脑组织扫描时重复次数为5。小腿骨密质定量时，为了提高SNR额外多重复了一次，总扫描时间增加至68s。为了增加MRF图像之间的不一致性同时降低涡流对图像质量的影响，轮辐状(radial)读出轨迹按照小黄金角(23.62°)旋转。在MRF的不同重复次数的相同时间点，radial轨迹均匀的分布在单位圆上。
[0052] 现有的MRF技术研究中，通过引入回波时间的变化要么为了提高MRF对T2*的敏感度，用于区分水和脂肪的信号。UTE-MRF技术中，使用正弦变化的TE模式来提高MRF对短甚至超短T2组织的敏感度。
[0053] 如图2所示，显示了六种不同组织利用EPG(extended phase graph，扩展相位图)仿真的信号曲线，这些组织的T1＝180ms，T2＝0.5,1,2,5以及10ms，采用图1(b)中的FA变化模式。当TE为常数时(图2前两列)，不同弛豫时间组织的归一化信号难以区分，即使TE最小化到0.05ms时。但是在正弦变化的TE模式下(最小TE为0.05ms，最大TE为2ms)，可以直观的区分各个组织的信号曲线。但在磁场不均匀时，变化的TE会在MRF图像序列中引入随TE时间和空间位置变化的相位。
[0054] 为了避免损失相位的信息，磁场非均匀性引入的额外相位可以通过一下方式解决：a)通过预扫描B0图，并对B0引起的相位进行补偿，b)在MRF字典中将非共振效应建模进去。
[0055] 但上述方法在MRF字典计算和识别方面都需要增加计算量。本发明通过正弦的TE变化模式，提出无需字典(dictionary free)的B0估计方法。MRF图像序列中的累积相位被非均匀场Boff和正弦波动的TE时间调制，调制的载波为(αsin(ωτ)+β)，
[0056] Phase＝2pi·Boff·(αsin(ωτ)+β)+n，
[0057] 其中，Boff为由场不均匀性和化学位移引起的频率偏移，单位：Hz，α，β和ω是TE的采样参数，α＝(TEmax-TEmin)/2，β＝(TEmax+TEmin)/2，TEmax和TEmin分别为最大和最小回波时间；ω为正弦波的频率；τ为时间向量[1，2，…，F]T，以重复时间(repetition time，TR)为单位；n代表了噪声项，Boff的解调通过乘以载波sin(ωτ)再低通滤波的方式实现：
[0058] dPhase＝(2π·Boff·(asin(ωτ)+β)+n)·sin(ωτ)。
[0059] 进一步将dPhase写成：
[0060]
[0061] 其中，Boff为由场不均匀性和化学位移引起的频率偏移，单位：Hz，α，β和ω是TE的采样参数，α＝(TEmax-TEmin)/2，β＝(TEmax+TEmin)/2，TEmax和TEmin分别为最大和最小回波时间；ω为正弦波的频率；τ为时间向量[1，2，…，F]T，时间单位是一个重复时间(repetition time，TR)；n代表了噪声项。上式中的噪声项包含了生理噪声、热噪声以及其他MRI系统相关的噪声。但由于MRI图像序列中每张图重建自一个TR内采集的k空间按数据，因此噪声项n中的大部分信号源自图像的降采样伪影。为了降低k空间降采样引起的相位噪声，对上式施加滑动窗算法，对相位图像序列进行滑动平均，具体方法是等式dPhase＝(2π·Boff·(αsin(ωτ)+β)+n)·sin(ωτ)左右乘以滑动窗矩阵：
[0062]
[0063] 其中，S为F×F的矩阵，包含的元素非0即1；Boff为由场不均匀性和化学位移引起的频率偏移，单位：Hz；α，β和ω是TE的采样参数，α＝(TEmax-TEmin)/2，β＝(TEmax+TEmin)/2，TEmax和TEmin分别为最大和最小回波时间；ω为正弦波的频率；τ为时间向量[1，2，…，F]T，时间单位是一个重复时间(TR)；n代表了噪声项。S的每行代表一个窗口，有且仅当信号在窗口内时元素的值为1，否则为0。S矩阵中从第一行到最后一行，窗口从左向右移动。在滑动窗宽为4的情况下，可以将S写成：
[0064]
[0065] 通过滑动窗处理的相位图像噪声项n的影响几乎可以忽略，因此认为滑动窗后的噪声项为0。整数倍TE变化周期内的时间积分可视为低通滤波器，从而载波为cos(2ωτ)和sin(ωτ)的相位项将被滤除，从而导出Boff为：
[0066]
[0067] 其中，mT为相位积分周期，m为周期数，T＝2π/ω，ω为正弦波频率，α＝(TEmax-TEmin)/2，β＝(TEmax+TEmin)/2，TEmax和TEmin分别为最大和最小回波时间。
[0068] MRF的字典根据图1(b)中的FA模式和正弦的TE变化模式(最小TE＝0.05ms，最大TE＝[0.05：0.05：1.0]ms)，通过相位拓展图(extended phase graph，EPG)的方法计算得到，本示例中将TE的周期设置为120个TR。字典的纵向恢复时间T1的范围从10ms到3000ms，具体为：[10：10：400，400：20：2000，2000：40：3000]ms。横向弛豫时间T2从0.1ms到300ms，具体为：[0.1：0.1：5，5：5：150，150：10：300]ms。考虑到纵向磁化矢量的部分恢复效应，采用一个两步的字典设计方法，字典中所有曲线包络的面积都归一化为1。
[0069] 通过以下四步重建多参数T1、T2、PD以及B0的定量图谱。步骤一，利用非均匀快速傅里叶变换(non-uniform fast Fourier transform,NUFFT)算法从多通道k空间重建多通道的图像，然后利用自适应线圈叠加的方法合成单幅图像。接着将来自正负极性梯度激励的图像直接复数相加，得到完整选层的图像。步骤二，利用式从步骤一中图像的相位部分估计出B0图，为了减小降采样混叠的干扰，且降低MRF信号特异性的损失，滑动窗宽度取20。同时，为了避免IR引起的相位翻转的影响，仅用从240到480个TR的相位图(即两个TE变化周期)。步骤三，为了去除场不均匀性产生的相位干扰，将步骤二估计的场不均匀性补偿进复数的MRF图像序列中。步骤四，MRF的图像序列归一化并通过与字典曲线点乘的方法找出与扫描信号最相似的字典曲线。由于骨密质具有较低的质子密度和超短的T2值，相比于骨髓，radial降采样伪影对其识别的干扰更大。因此在骨信号识别前，先利用部分容积字典识别的方法估计并去除信号中的骨髓成分，然后利用MRF字典识别的方法重建多参数的定量图。
[0070] MRF中为了在信号中引入T1加权，使用了绝热反转脉冲，使MRF的图像信号在长T2组织反转恢复至零点时表现出软组织抑制的效果。基于这一特性，本章提出骨增强的图像重建方法。虽然骨组织具有超短T2，造成其横向平面内信号衰减非常快速，但短T1的属性使其在纵向平面的恢复速度快于长T2组织，从而骨组织在纵向磁化矢量图中表现出高信号。因为MRF技术可定量出组织的T1和T2弛豫时间，通过反向查字典的方法，可以从在MRF扫描中任意时间的横向和纵向磁化矢量图。最后，选取纵向磁化矢量图中超短T2骨信号被增强的图作为颅骨增强图。
[0071] 为了研究正弦的TE采样模式对组织定量准确性的影响，在如图3a、3b的数字水膜(110x 110)上进行了仿真实验。数字水膜包含的组织有：肌肉、跟腱、骨的全部水信号以及骨的自由水信号。水膜中黑色的区域表示空气。图3(b)中列举了组织的参数特性。理想的MRF图像序列来自EPG算法计算得到的横向磁化矢量。尽管TE的变化提高了MRF对短T2甚至超短T2组织的特异性，也在图像中引入了由TE变化引起的T2*加权。因为通过EPG已经将组织的T2效应模拟进了MRF信号曲线中，T2*的效应通过在理想MRF信号曲线中乘以额外的T2′衰减项实现，因为T2*是T2和T2′的综合效应：exp(TE/T2*)＝exp(TE/T2+TE/T2′)。理想的T2′的值如图3(b)所示，使得肌肉的T2*为25ms，跟腱的T2*为2.3ms，骨头全部水的T2*为0.7ms，骨头自由水的T2*为2.4ms。
[0072] 在仿真实验中，也考虑了不同组织SNR的差异对定量的影响。将不同噪声强度的复数高斯白噪声加入到MRF的信号中，使得不同组织的SNR如图3(b)所示。MRF每个时间点的图像都通过NUFFT算法将含噪声的MRF横向磁化矢量变换到k空间，其中需要黄金角旋转的radial采样轨迹以及对应密度补偿函数。最小TE固定在0.05ms，最大TE从0.05ms提高到1ms，步长为0.05ms。定量多参数图谱采用上一小节中图像重建部分介绍的方法。结果计算了测量的T1和T2值与理想的T1和T2值之间的均方根误差(root mean square error,
RMSE)。仿真实验结果如图4a、4b所示。
RMSE)。仿真实验结果如图4a、4b所示。
[0073] 实验扫描对象为自制的琼脂水膜用以模拟软组织，以及橡胶筛以模拟超短T2的组织，磁共振信号由20通道的头线圈采集。琼脂水膜包含7只试管，由不同浓度的MnCl2琼脂凝胶构成，用于模拟组织中的T1和T2差异。还有一只试管充满了植物油(包含94％的大豆油和6％葵花子油)，该植物油的样品有一个主要的共振频率，其中心频率与水之间的偏差约为
3.46ppm。金标准T1图由反转恢复超短回波(inversion recovery ultrashort echo time,IR-UTE)序列采集得到，其中TI时间为：50,100,200,400和800ms,TR＝3000ms,TE＝0.05ms,radial条数＝248。金标准的T2*定量图由UTE序列采集得到，其中TE时间分别为：0.05,0.2,
0.5,1,2和4ms,TR＝1500ms,radial条数＝248。所有IR-UTE以及UTE序列采集的数据都采用MRF图像重建步骤一的算法进行重建。金标准的T2定量图通过SE序列测量，其中TE＝25,50,
2
75,100和125ms,TR＝3000ms,重建矩阵＝192x192,分辨率＝1x1mm ,同时采用了6/8的部分傅里叶采集。金标准扫描的采集时间如下：T1：124分钟,T2*：74分钟,以及T2：36分钟。水膜的实验结果如图5和6a、6b所示。
3.46ppm。金标准T1图由反转恢复超短回波(inversion recovery ultrashort echo time,IR-UTE)序列采集得到，其中TI时间为：50,100,200,400和800ms,TR＝3000ms,TE＝0.05ms,radial条数＝248。金标准的T2*定量图由UTE序列采集得到，其中TE时间分别为：0.05,0.2,
0.5,1,2和4ms,TR＝1500ms,radial条数＝248。所有IR-UTE以及UTE序列采集的数据都采用MRF图像重建步骤一的算法进行重建。金标准的T2定量图通过SE序列测量，其中TE＝25,50,
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75,100和125ms,TR＝3000ms,重建矩阵＝192x192,分辨率＝1x1mm ,同时采用了6/8的部分傅里叶采集。金标准扫描的采集时间如下：T1：124分钟,T2*：74分钟,以及T2：36分钟。水膜的实验结果如图5和6a、6b所示。
[0074] 小腿以及跟腱的成像，信号采集使用15通道的膝盖线圈，结果见图7。面神经瘤患者脑部的扫描，其中扫描线圈采用64通道头线圈。患者扫描时考虑到扫描的安全性，将FA序列的幅度减半。图8显示了基于脑组织的弛豫时间模拟的纵向磁化矢量改变曲线，以及在帧数＝130和393时的纵向磁化矢量图。图9为病人扫描结果重建出的骨增强图像与该病人的CT图像进行了对比，其中CT采集的详细参数为：管电压＝80kV,管电流＝365mA,DLP＝97.9mGy·cm,平均辐射剂量＝0.34mSv,层厚＝1.0mm,以及分辨率＝0.5x 0.5mm2)，CT数据是病人术前导航在当地医院的Philips iCT仪(Brilliance iCT,Philips Healthcare,The Netherlands)上采集得到。利用RadiAnt Dicom Viewer(Medixant Co.,Poland)的三维旋转功能将三维的CT图像与二维的磁共振图像进行配准。
[0075] 水膜的成像层厚为6mm，人体扫描的层厚为7mm。为了提高颅骨增强图像的图像质量，脑部扫描时回波时间保持最小的TE值(0.05ms)不变。多参数定量结果图由Linux服务器(Core i7Intel Xeon 2.8GHz CPUs and 64GB RAM)上的MATLAB R2014a(The MathWorks,MA)重建得到。水膜、小腿和跟腱的图像重建分辨率为1.0x 1.0mm2(重建矩阵＝240x 240)，脑组织的分辨率为0.75x0.75mm2(矩阵大小＝256x 256)。上述实验均在西门子Prisma扫描仪上完成。实施例中参数定义如下：
[0076] T1:纵向弛豫时间，指纵向磁化矢量从零恢复至总信号强度的67％所需的时间；
[0077] T2:横向弛豫时间，指横向磁化矢量从100％衰减至37％所需的时间；根据横向弛豫时间的长短，可以将组织划分为超短T2组织(T2≤1ms)，短T2组织(1ms
[0078] T2*:有效横向弛豫时间，指存在磁场不均匀性的情况下，横向磁化矢量从100％衰减至37％所需的时间；
[0079] T2′：磁场不均匀性引起的横向弛豫时间改变，其中1/T2＝1/T2*+1/T2′；
[0080] PD:质子密度(proton density)，指氢质子的含量；
[0081] B0：主磁场强度，B0图中通常仅显示磁场分布相对于主磁场的差异；
[0082] FA:翻转角(flip angle)，指激发脉冲使磁化矢量沿主磁场方向偏离的角度。FA＝90°时，磁化矢量垂直于主磁场方向；
[0083] TE：回波时间(echo time)，指信号激发中心到回波中心之间的时间间隔。在UTE技术中，TE为激发脉冲的终点到读出梯度起点的时间；
[0084] TR:重复时间(repetition time)，指序列两次相邻激发之间的时间间隔。
[0085] 注意，上述仅为本发明的较佳实施例及所运用技术原理。本领域技术人员会理解，本发明不限于这里所述的特定实施例，对本领域技术人员来说能够进行各种明显的变化、重新调整和替代而不会脱离本发明的保护范围。因此，虽然通过以上实施例对本发明进行了较为详细的说明，但是本发明不仅仅限于以上实施例，在不脱离本发明构思的情况下，还可以包括更多其他等效实施例，而本发明的范围由所附的权利要求范围决定。
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