技术领域
[0001] 本
发明涉及医学设备技术领域，特别涉及磁共振弹性成像技术领域。
背景技术
[0002] 磁共振弹性成像(MRE)的基本原理是利用磁共振技术检测体内的组织或器官在外
力作用下产生的质点位移。通过在
磁共振成像(MRI)设备中附加一套产生机械运动的激发装置，该激发装置于体表产生低
频率剪切波，只要在梯度场的x、y或z轴上施加运动敏感梯度脉冲序列，剪切
波导致的介质内的周期性移位就会使得接收到的
信号产生周期性
相位偏移，以此为
基础得出组织或器官内部各点的弹性系数的分布图(即弹性图)，由此作为医学诊断的依据。图1显示了现有的MRE回波
数据采集的步骤，包括：先通过读出梯度轴采集回
波数据得到K空间图；再通过K空间图得到磁共振的相位图；最后由相位图得到弹性图。
[0003] 在现有的基于快速梯度回波序列(FGRE)的磁共振弹性成像(MRE)中，脉冲序列的重复时间(TR)一般设置成上述的激发装置产生的低频波周期的整数倍，比如：当激发装置产生的低频波的频率是60Hz时，TR为16.6毫秒。此外，再考虑到其他的一些安全因素，在实际配置MRE产品参数的时候，TR最少需要配置的更长一些，比如：25毫秒。这就意味着最小的TR值应当设置成上述低频波周期的两倍，即：33.3毫秒。这就导致每一个TR时间内有大约8毫秒的时间没有得到有效利用。图2显示了现有的MRE回波数据采集时的上述时长关系，其中，x轴是读出梯度方向，y轴是相位编码方向，z轴是选层梯度方向，
正弦波202表示激发装置发出的低频波，从图1可以看出，
现有技术在x轴上只有一个回波获取时间段201。
[0004] 此外，为了保证足够的
信噪比(SNR)
水平，通常会将TR设置成上述低频波周期的三倍，即：50毫秒。这就导致每个TR内有更多没有得到利用的空闲时间。在这种情况下，如果没有采用阵列空间敏感性编码技术(ASSET)，总的扫描时间为26秒；如果采用了阵列空间敏感性编码技术(ASSET)，总的扫描时间为13秒。在不采用ASSET的情况下，对于病人而言，要在一个20多秒的扫描周期屏住呼吸是有困难的，而采用ASSET会导致相当的信噪比损失。上述扫描时间过长的问题，使得现有的MRE产品实现时倾向于采用平面回波成像(EPI)而非基于快速梯度回波序列(FGRE)。然而，EPI存在相当的图像
变形且实现复杂。
发明内容
[0005] 本发明所要解决的技术问题是提供一种新的磁共振弹性成像的回波采集方法，能够提升信噪比，降低MRE的扫描时间，以解决现有技术中MRE扫描时间过长，信噪比不高的问题。
[0006] 为了解决这个问题，本发明提供了一种磁共振弹性成像的回波采集方法，包括如下步骤：在数据采集梯度轴上设置多个数据采集时间段。
[0007] 为了解决这个问题，本发明还提供一种用于磁共振弹性成像的回波采集装置，包括用于在数据采集梯度轴上设置多个数据采集时间段的装置。
[0008] 因此，与现有技术相比，本发明提供的一种磁共振弹性成像的回波采集方法和装置，其有益的技术效果是：
[0009] 1、由于在一个TR内设置了多个用于获取回波的数据采集时间段，就能够充分的利用现有技术没有利用的空闲时间。
[0010] 2、来自多个回波的相位图通过求平均的方式合成在一起，使得MRE扫描的信噪比提高，从而缩短了扫描时间。
[0011] 3、由于缩短了扫描时间，使得可以不采用ASSET就可以完成MRE扫描，就避免了ASSET在进行校准扫描时由于病人呼吸运动带来的麻烦。
[0012] 4、由于扫描时间的减少，使得基于FGRE的MRE和基于EPI的MRE扫描具有可比性。
[0013] 总的来说，本发明提出的技术方案在没有额外的成本开销的情况下，提升了信噪比。
附图说明
[0014] 图1是现有技术用于磁共振弹性成像的回波采集方法的步骤示意图；
[0015] 图2是现有技术磁共振弹性成像的脉冲序列和低频波的关系的示意图；
[0016] 图3是本发明提出的用于磁共振弹性成像的回波采集方法的步骤示意图；
[0017] 图4是本发明提出的磁共振弹性成像的脉冲序列和低频波的关系的示意图；
[0018] 图5是本发明提出的用于磁共振弹性成像的回波采集装置的示意图；
[0019] 图6是对比现有技术和本发明采集到的数据的相位图及其噪声的示意图；
[0020] 图7是在
选定区域定量对比现有技术和本发明采集到的数据的
相位差的示意图。
具体实施方式
[0021] 下面结合附图对本发明作进一步说明。
[0022] 为简单起见，以下描述中省略了本领域技术人员公知的某些技术特征。
[0023] 图3示出了用于磁共振弹性成像回波数据采集方法可以包括的步骤。
[0024] 其中的步骤301为在数据采集梯度轴上设置多个数据采集时间段。
[0025] 如图4所示，假定x、y、z是磁共振弹性成像中的梯度轴，x轴是读出梯度方向，即：x轴是数据采集梯度轴，y轴是相位编码方向，z轴是选层梯度方向。低频剪切波用图中的正弦波202来表示，脉冲序列的重复时间TR被设置成正弦波202周期的两倍。在现有的数据采集时间段201之后，增加设置另一个回波数据采集时间段401。根据本发明的一个
实施例，新增加的回波数据采集时间段401可以与原有的回波数据采集时间段201在时间上是相互邻接，即：在原有的回波数据采集时间段201结束以后，紧接着就会开始新增加的回波数据采集时间段401。两者之间没有时间间隔。新增加的回波数据采集时间段401的极性既可以和原有的数据采集时间段201的极性相同，也可以相反。图4给出的是极性相反的例子。新增加的回波数据采集时间段401的时长不小于该数据采集时间段401内需要采集的数据点个数除以接收带宽得到的值，比如，当接收带宽为31.25KHz时，如果一个数据采集时间段内需要采集96个点，则该时间段401的时长不小于96/31.25毫秒，即：3.072毫秒。在实际应用中，考虑到回波数据采集时间段401是一个梯形，而在我们只能在梯形的顶部所在的时间内进行数据采集，因此，实际的时长可以设置为大约4毫秒。
[0026] 根据本发明的一个实施例，由于新增加了回波数据采集时间段401，y轴上的回聚梯度脉冲402和z轴上的反向梯度脉冲403的
位置应当挪动到x轴上的最后一个数据采集时间段401结束以后。
[0027] 需要说明的是，本实施例在此仅给出了增加一个回波数据采集时间段401的示例，实际上还可以增加更多的回波数据采集时间段。这些回波数据采集时间段既可以相互邻接，也可以有时间间隔；它们的极性既可以设置成全部相同，比如：全部为正或者全部为负，也可以设置成相邻的两个回波数据采集时间段的极性相反(一正一负)。每个数据采集时间段的时长都不小于该数据采集时间段内需要采集的数据点个数除以接收带宽得到的值。
[0028] 其中的步骤302为获取每个数据采集时间段内采集到的数据的K空间图。根据本发明的一个实施例，可以分别获取两个数据采集时间段201和401内采集到的数据的K空间图。
[0029] 其中的步骤303为计算每个K空间图对应的单回波相位图。根据本发明的一个实施例，分别将两个回波数据采集时间段内的K空间图做傅里叶变换，然后进行相位取模、相位相减和相位解缠绕(phase unwrapping)，就可以得到每个回波数据采集时间段内的单回波相位图。相位相减的目的是为了消除B0场的不一致性、本地磁感性(local susceptibility)和
涡流(eddy currents)导致的相位积累误差。根据本发明的一个实施例，相位相减可以对于每一个相位偏移(phase offset)，先做两次数据采集，这两次数据采集的运动编码梯度的极性相反；然后将两次采集得到的相位相减。
[0030] 其中的步骤304为计算每个K空间图对应的单回波相位图。根据本发明的一个实施例，可以将单回波相位图进行加权
叠加，得到多回波相位图。
[0031] 由于通过上述处理以后的单回波相位图只包含有运动带来的相位变化，和回波时间(TE)无关，这些相位图就可以直接加权叠加到一起来得到多回波对应的相位图。
[0032] 这里所述的加权叠加，既可以是将所有单回波相位图简单的求算术平均，也可以对每个单回波相位图赋予不同的权重，进行加权叠加。比如：对某些
质量较好的单回波相位图赋予较大的权重，对某些质量较差的单回波相位图赋予较小的权重。
[0033] 其中的步骤305为用多回波相位图计算得到组织体的弹性分布图。根据本发明的一个实施例，可以利用加权叠加得到的多回波相位图就可以计算得到组织体的弹性分布图，即：
刚度图。
[0034] 图5给出了本发明提出的用于磁共振弹性成像的回波采集装置501的示意图，该装置可以包括：用于在数据采集梯度轴上设置多个数据采集时间段的装置502；用于获取每个数据采集时间段内采集到的数据的K空间图的装置503；用于计算每个K空间图对应的单回波相位图的装置504；用于将单回波相位图进行加权叠加得到多回波相位图的装置505；用于通过多回波相位图计算弹性分布图的装置506。
[0035] 根据本发明的一个实施例，多个数据采集时间段既可以是相互邻接的，也可以有时间间隔。
[0036] 根据本发明的一个实施例，每个数据采集时间段的时长不小于该数据采集时间段内需要采集的数据点个数除以接收带宽得到的值。
[0037] 根据本发明的一个实施例，多个数据采集时间段的极性既可以完全相同，即：全部为正或者全部为负，也可以是相邻两个数据采集时间段的极性相反。
[0038] 根据本发明的一个实施例，用于计算每个K空间图对应的单回波相位图的装置504可以进一步包括用于通过进行两次数据采集来计算单回波相位图的装置，其中，这两次数据采集的运动编码梯度的极性相反。
[0039] 根据本发明的一个实施例，用于计算每个K空间图对应的单回波相位图的装置504可以进一步包括用于通过将两次采集得到的数据的相位相减来计算所述的单回波相位图的装置。
[0040] 下面给出本发明技术方案在真实的MRF设备上测试的结果。
[0041] 首先，这台基于FGRE的MRE回波序列配置成图4所示，使得其可以采集多回波数据。然后采用了如下扫描参数进行两个回波的数据采集：FOV＝30cm，矩阵大小matrix＝256*64，RBW＝31.25kHz，TR/TE＝33.3/22.6ms，相位偏移有4个，低频波的频率为60Hz，扫描时间是17秒。由此得到的其中一个回波的相位图及其噪声如图6b所示，相位差如图7b所示；由此得到的两个回波求平均叠加以后的多回波相位图及其噪声如图6c所示，相位差如图7c所示。作为对比，还采用现有技术进行了回波数据获取，扫描参数与上面的相同，只是TR改为50毫秒，总的扫描时间变成了26秒，由此得到的相位图及其噪声如图6a所示，，相位差如图7a所示。上述三种不同类型的扫描都重复的进行了两次采集，这两次数据采集的运动编码梯度的极性相反。这两次采集之间的相位差就被认作是噪声，这个噪声通过平均相位进行归一化并被用作一个基准尺度。
[0042] 可以看出，图6b相对于图6a表现出了更高的噪
声波动，因为相对于图6a而言，其TR减少了；图6c中的多回波平均相位的噪声水平相对于图6b有所改善。相位图上面还标识了剖面线来说明上述观点。
[0043] 分别在图7a，图7b和图7c上选择两个区域A和B，定量计算这两个选定区域归一化以后的噪声，结果如下：
[0044] 图7a中的区域A的噪声为0.15，图7a中的区域B的噪声为0.13；
[0045] 图7b中的区域A的噪声为0.20，图7b中的区域B的噪声为0.25；
[0046] 图7c中的区域A的噪声为0.14，图7c中的区域B的噪声为0.11；
[0047] 上述定量分析的结果与图6的结果一致，即：减少TR会导致噪声上升；而采用本发明提出的多回波获取不仅能够有效地补偿这个信噪比损失，还能在扫描时间减少了30％的情况下，比现有技术的信噪比有所上升。
[0048] 应当注意，上面所描述的实施例仅仅是示例性而非限制性的，并且本领域技术人员在不偏离所附
权利要求书的范围的情况下可以设计出很多备选实施例。所使用的动词“包括”并不排除权利要求书或
说明书中所记载的元件和步骤之外的元件和步骤。在元件之前使用的词语“一个”并不排除存在多个这种元件。
