本發(fā)明涉及核磁成像技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)梯度多回波水脂分離成像方法。

背景技術(shù)：

化學(xué)位移成像是目前最有效的磁共振壓脂成像技術(shù)之一，在四肢關(guān)節(jié)診斷上應(yīng)用較多，但對(duì)于腹部等運(yùn)動(dòng)器官，這類壓脂技術(shù)的臨床應(yīng)用常常由于運(yùn)動(dòng)偽影干擾而受到限制。掃描加速技術(shù)開發(fā)一直是臨床mri學(xué)術(shù)研究和商業(yè)化應(yīng)用的一個(gè)重要方向，這不僅有利于提高mri成像技術(shù)的臨床檢查效率也有利于克服運(yùn)動(dòng)偽影干擾。迄今為止，多種通用的掃描加速技術(shù)，例如，并行采集、半傅立葉采集和壓縮感知采集，已在臨床上獲得應(yīng)用，但仍不足以充分滿足腹部和心肺快速成像和實(shí)時(shí)成像的需要，具有快速和超快速掃描特征的特殊成像方法(包括序列和算法)的開發(fā)一直是磁共振領(lǐng)域前沿研究熱點(diǎn)之一，這類特殊成像方法與通用加速技術(shù)的結(jié)合有望提高磁共振掃描的時(shí)間分辨率達(dá)到秒級(jí)甚至毫秒級(jí)。其中，穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)成像方法是在保持高信噪比的同時(shí)實(shí)現(xiàn)快速掃描的一種十分有效的方法，盡管這種方法對(duì)序列設(shè)計(jì)要求和系統(tǒng)質(zhì)量控制要求明顯偏高。臨床上已實(shí)現(xiàn)常規(guī)應(yīng)用的穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)序列通常是在一個(gè)序列重復(fù)周期內(nèi)每層僅激發(fā)并采集一個(gè)梯度回波，通過(guò)空間編碼和圖像重建得到一幅圖像，主要用于腹部水成像和心臟電影。實(shí)際上，穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)序列可以在一個(gè)序列重復(fù)周期內(nèi)通過(guò)序列重復(fù)時(shí)間(tr)和回波時(shí)間(te)參數(shù)控制以及相位循環(huán)或頻移等方式進(jìn)行選擇性激發(fā)并采集不同的回波組份，人們可以利用這個(gè)技術(shù)特征將穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)成像方法與化學(xué)位移相位編碼技術(shù)結(jié)合應(yīng)用以便實(shí)現(xiàn)快速水脂分離成像。

在近幾年主要有三個(gè)版本的穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)水脂分離成像方法在斯坦福大學(xué)等歐美實(shí)驗(yàn)室環(huán)境初步開發(fā)成功，其中一個(gè)版本是，基于水和脂肪的共振頻率差值δf設(shè)置穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)序列的回波時(shí)間分別為te、te+1/δf/n和te+1/δf/n(n為任意正整數(shù))，進(jìn)行三次獨(dú)立的掃描得到三幅圖像，然后通過(guò)最小二乘法擬合得到水像和脂肪像，掃描時(shí)間比常規(guī)穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)掃描要延長(zhǎng)三倍；第二個(gè)版本是，每次掃描采用不同的te和tr參數(shù)值并在6次射頻脈沖相位循環(huán)條件下逐個(gè)檢測(cè)每個(gè)回波組份，其中第一個(gè)回波的實(shí)部和虛部的相位差需要精確控制為90度，這種掃描方式對(duì)脈沖翻轉(zhuǎn)角、射頻相位和偏共振效應(yīng)很敏感，在實(shí)際臨床環(huán)境下掃描時(shí)間較長(zhǎng)，并且實(shí)現(xiàn)不同回波組份分離的te和tr的合理選擇存在較大難度；第三個(gè)版本是，將兩點(diǎn)dixon水脂分離技術(shù)與穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)技術(shù)相結(jié)合，基于雙極性頻率編碼梯度在一個(gè)序列周期內(nèi)同時(shí)檢測(cè)兩個(gè)回波，一個(gè)為同相水脂信號(hào)，另一個(gè)為反相水脂信號(hào)，然后基于傳統(tǒng)的兩點(diǎn)dixon圖像重建方法進(jìn)行水脂信號(hào)歸屬，但水脂交界處可能存在水脂信號(hào)歸屬誤差，主要適用于高場(chǎng)胰膽管水成像。此外，上述方法基本上沒(méi)有考慮渦流效應(yīng)、剩磁效應(yīng)和回波時(shí)間較長(zhǎng)可能引起的相位纏繞問(wèn)題，在各種型號(hào)的mri設(shè)備上不具有普遍適用性。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

為了充分滿足快速成像和精準(zhǔn)診斷的需要，本發(fā)明提供了一種基于一次激發(fā)三點(diǎn)直接相位編碼的穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)水脂分離成像方法和掃描校準(zhǔn)技術(shù)。

本發(fā)明提供了一種穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)梯度多回波水脂分離成像方法，以磁共振成像系統(tǒng)上常規(guī)掃描用的穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)成像序列為基礎(chǔ)，射頻脈沖每間隔一個(gè)10ms量級(jí)或更小短周期tr就重復(fù)激發(fā)成像區(qū)域，脈沖翻轉(zhuǎn)角在第一個(gè)序列重復(fù)周期內(nèi)設(shè)置為+α/2并取消采樣期，在后續(xù)序列重復(fù)周期內(nèi)脈沖翻轉(zhuǎn)角交替設(shè)置為+α和-α，同時(shí)通過(guò)選層梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度進(jìn)行三維空間編碼，每個(gè)方位的梯度積分面積之和為零，使得質(zhì)子磁化矢量進(jìn)動(dòng)趨于穩(wěn)態(tài)，在每個(gè)tr期間磁化矢量在三個(gè)或兩個(gè)正負(fù)極性交替的頻率編碼梯度作用下形成三個(gè)或兩個(gè)梯度回波，頻率編碼方向的梯度積分面積之和為零，并基于回波峰間隔時(shí)間和水脂化學(xué)位移差值對(duì)三個(gè)或兩個(gè)回波進(jìn)行直接相位編碼。

優(yōu)選的，直接相位編碼方法的有效回波時(shí)間te設(shè)置為最小值或水脂同相位時(shí)間，序列重復(fù)時(shí)間設(shè)置為tr＝2te+2δτ，δτ設(shè)置為1/δf/n，n優(yōu)選為3或4，且tr不小于其最小值，te不小于其最小值，tr最小值和te最小值估算包括射頻脈沖響應(yīng)延遲、梯度脈沖響應(yīng)延遲、接收機(jī)響應(yīng)延遲和梯度方位矩陣運(yùn)算時(shí)間以及序列指令執(zhí)行時(shí)間的精確測(cè)定值。

優(yōu)選的，信號(hào)調(diào)試方法采用下述方案進(jìn)行回波信號(hào)優(yōu)化：

(1)關(guān)閉相位編碼梯度，在實(shí)時(shí)調(diào)試模式下運(yùn)行成像序列,采集水模的質(zhì)子

回波信號(hào)并顯示幅值；

(2)先在采樣窗第一個(gè)讀梯度施加條件下調(diào)整序列周期tr和回波時(shí)間te

得到一個(gè)梯度回波并優(yōu)化信號(hào)幅度和對(duì)稱性；

(3)再在第一個(gè)至第二個(gè)乃至第三個(gè)讀梯度施加條件下調(diào)整梯度幅度gr1

直到各回波組份分離開且回波峰等距。

優(yōu)選的，其信號(hào)調(diào)試方法在掃描模式下采集k空間線，累加多次并保存為一維復(fù)矩陣，按采樣數(shù)據(jù)點(diǎn)數(shù)dim1分離為兩個(gè)復(fù)矩陣k1和k2或三個(gè)復(fù)矩陣k1，k2和k3，選取k1和k2^*信噪比較高的數(shù)據(jù)點(diǎn)并計(jì)算各自的相位均值<φ1>和<φ2>及二者差值δφ。

優(yōu)選的，數(shù)據(jù)采集處理方法是將人體掃描k空間數(shù)據(jù)沿選層方向進(jìn)行一維離散逆傅立葉變換，得到每個(gè)層面的k空間矩陣,再沿頻率編碼方向按采樣點(diǎn)數(shù)將k空間矩陣分離為兩個(gè)復(fù)矩陣i0和i1或三個(gè)復(fù)矩陣i0，i1和i2并將i1進(jìn)行時(shí)間反演和矩陣共軛后乘以e^-iδφ進(jìn)行初級(jí)相位校正以消除剩磁和渦流等效應(yīng)引起的相位誤差。

優(yōu)選的，數(shù)據(jù)采集處理方法是在正交接收或多通道接收模式下，信號(hào)合成在圖像域且在水脂分離之前按下述方式進(jìn)行：

這里表示通道i接收的層面j的k空間數(shù)據(jù)(i0，i1或i2)的二維逆傅立葉變換，ai和δφi分別是通道i的靈敏度權(quán)重因子和相移，這兩個(gè)參數(shù)通過(guò)標(biāo)定方案測(cè)定。

優(yōu)選的，在不對(duì)稱回波相位編碼情況下基于下式

對(duì)圖像域復(fù)數(shù)矩陣采用最小二乘法擬合分析得到水像和脂肪像，這里上標(biāo)r和i分別表示復(fù)數(shù)的實(shí)部和虛部；或者，在場(chǎng)強(qiáng)足夠高(一般在1.5t至11.7t)而適用對(duì)稱回波相位編碼的情況下，在穩(wěn)態(tài)多回波序列中基于水脂化學(xué)位移差(例如3.0t時(shí)420hz)設(shè)置te＝2.4(ms)，δτ＝1/δf/2＝1.2(ms)，tr＝2·te+2·δτ＝7.2(ms)，采用常規(guī)三點(diǎn)dixon數(shù)據(jù)處理方式獲得水像和脂肪像。

優(yōu)選的，最小二乘法擬合分析采用矩陣運(yùn)算按照式(3)和式(4)，即，和進(jìn)行迭代直到δν<0.5hz，然后對(duì)矩陣(νi,j)dim1×dim2的各邊緣擴(kuò)充k行/列并充零后基于高斯模板進(jìn)行低通濾波，再用式(3)重新計(jì)算水像和脂肪像。

優(yōu)選的，在中低場(chǎng)mri系統(tǒng)上采用不對(duì)稱相位編碼，即π/2和π，通過(guò)水模測(cè)試基于確定初始相位φ0，然后每幅圖像的像素(i,j)分別乘以以消除人體掃描圖像的初始相位，再?gòu)恼幌辔粓D的實(shí)部和虛部直接得到水像和脂肪像，同時(shí)，通過(guò)四象限反正切函數(shù)計(jì)算反相圖s1'的像素(i,j)的相角φi,j＝2πνi,jδτ并基于區(qū)域增長(zhǎng)法對(duì)(φi,j)進(jìn)行相位解纏，再將s1'的像素(i,j)乘以e^-φ(i,j)，得到消除了場(chǎng)不均勻效應(yīng)的反相圖。

有益效果：本發(fā)明的成像方法可在保持高信噪比條件下實(shí)現(xiàn)秒級(jí)時(shí)間分辨率，并改善水脂分離的精確性，尤其是有助于抑制腹部水脂分離成像的運(yùn)動(dòng)偽影，不僅適用于高場(chǎng)成像系統(tǒng)也適用于中低場(chǎng)成像系統(tǒng)。

附圖說(shuō)明

圖1為基于單次激發(fā)三點(diǎn)相位編碼的三維穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)水脂分離序列。其中，te是回波時(shí)間，δτ是相鄰回波的峰值之間的時(shí)間間隔，gr0是預(yù)備讀梯度，gr1是二維平面頻率編碼梯度。

圖2為基于單次激發(fā)兩點(diǎn)相位編碼的三維穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)水脂分離序列。其中，te是回波時(shí)間，δτ是相鄰回波的峰值之間的時(shí)間間隔，gr0是預(yù)備讀梯度，gr1是二維平面頻率編碼梯度。

圖3為基于單次激發(fā)三點(diǎn)相位編碼的二維穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)水脂分離序列。其中，te是回波時(shí)間，δτ是相鄰回波的峰值之間的時(shí)間間隔，gr0是預(yù)備讀梯度，gr1是二維平面頻率編碼梯度。

圖4為基于單次激發(fā)兩點(diǎn)相位編碼的二維穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)水脂分離序列。

其中，te是回波時(shí)間，δτ是相鄰回波的峰值之間的時(shí)間間隔，gr0是預(yù)備讀梯度，gr1是二維平面頻率編碼梯度。

圖5為本發(fā)明成像序列調(diào)試方案

圖6為本發(fā)明多通道信號(hào)合成參數(shù)標(biāo)定方案。

具體實(shí)施方式

為使本發(fā)明解決的技術(shù)問(wèn)題、采用的技術(shù)方案和達(dá)到的技術(shù)效果更加清楚，下面結(jié)合附圖和實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步的詳細(xì)說(shuō)明?？梢岳斫獾氖?，此處所描述的具體實(shí)施例僅僅用于解釋本發(fā)明，而非對(duì)本發(fā)明的限定。另外還需要說(shuō)明的是，為了便于描述，附圖中僅示出了與本發(fā)明相關(guān)的部分而非全部?jī)?nèi)容。

本發(fā)明的一種穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)梯度多回波水脂分離成像方法，是由多回波水脂分離序列、信號(hào)調(diào)試模塊、數(shù)據(jù)采集處理模塊和水脂分離模塊構(gòu)成。其中，成像序列以磁共振成像系統(tǒng)上常規(guī)掃描的真穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)成像序列為基礎(chǔ)，在10ms量級(jí)或更短的序列重復(fù)周期內(nèi)射頻脈沖反復(fù)激發(fā)成像區(qū)的質(zhì)子磁共振信號(hào)，脈沖翻轉(zhuǎn)角在第一個(gè)序列重復(fù)周期內(nèi)設(shè)置為+α/2并取消采樣期，在后續(xù)序列重復(fù)周期內(nèi)脈沖翻轉(zhuǎn)角交替設(shè)置為+α和-α，同時(shí)通過(guò)選層梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度進(jìn)行三維空間編碼，每個(gè)方位的梯度積分面積之和為零，使得質(zhì)子磁化矢量進(jìn)動(dòng)趨于穩(wěn)態(tài)，其特征在于，采樣期施加三個(gè)(或兩個(gè))極性交替的頻率編碼梯度，且頻率編碼方向的梯度總積分面積為零，使得質(zhì)子磁化矢量進(jìn)動(dòng)達(dá)到完全穩(wěn)態(tài)后產(chǎn)生三個(gè)(或兩個(gè))高信噪比的梯度回波信號(hào)，并基于相鄰回波峰的時(shí)間間隔δτ和水脂化學(xué)位移差δf對(duì)梯度回波進(jìn)行直接相位編碼，在序列參數(shù)表中設(shè)置δτ為1/δf/n，n優(yōu)先為3(或4)，并設(shè)置序列重復(fù)時(shí)間tr＝2·te+2·δτ(或tr＝te1+te2+δτ)，其中te、te1和te2為回波時(shí)間，取最小值或設(shè)置為1/δf；并且，為了充分抑制場(chǎng)不均勻性效應(yīng)，在序列執(zhí)行過(guò)程中精確測(cè)試射頻系統(tǒng)和梯度系統(tǒng)的響應(yīng)延遲時(shí)間、接收機(jī)采樣延遲時(shí)間、梯度矩陣的運(yùn)算時(shí)間和其它序列指令執(zhí)行時(shí)間，然后在序列內(nèi)精確設(shè)置最小回波時(shí)間temin和最小序列重復(fù)時(shí)間trmin，且te≧temin,tr≧trmin，序列重復(fù)執(zhí)行直到磁化矢量進(jìn)動(dòng)達(dá)到穩(wěn)態(tài)后開始采樣，在每個(gè)采樣期內(nèi)磁化矢量在極性正負(fù)交替的多個(gè)(這里優(yōu)先為三個(gè)或兩個(gè))頻率編碼梯度作用下形成多個(gè)梯度回波，回波時(shí)間依次為t1＝te，t2＝te+δτ，t3＝te+2·δτ(或t1＝te1，t2＝te1+δτ)，采用正交采集或多通道并行采集模式接收信號(hào)并數(shù)字化；尤其是，為了克服渦流場(chǎng)效應(yīng)、麥克斯韋場(chǎng)效應(yīng)和回波時(shí)間較長(zhǎng)可能引起的相位纏繞問(wèn)題，成像系統(tǒng)通過(guò)一個(gè)專用的信號(hào)調(diào)試模塊在相位編碼梯度關(guān)閉條件下調(diào)用上述成像序列對(duì)標(biāo)準(zhǔn)水模進(jìn)行參考掃描，先在一個(gè)讀梯度施加條件下調(diào)整tr和te(或te1、te2)進(jìn)行單個(gè)梯度回波信號(hào)幅度和對(duì)稱性優(yōu)化，再在極性交替的三個(gè)(或兩個(gè))讀梯度施加條件下調(diào)整gr0和gr1梯度幅度直到產(chǎn)生多個(gè)梯度回波組份，回波峰兩兩之間等距且δτ＝1/δf/n，將參數(shù)調(diào)試結(jié)果保存到參數(shù)表，同時(shí)保存回波信號(hào)以計(jì)算雙極性梯度作用下相鄰梯度回波的相位差δφ＝<φ1>-<φ2>并通過(guò)itoh算法進(jìn)行相位解纏，接著，成像系統(tǒng)通過(guò)掃描模塊調(diào)用上述成像序列和參數(shù)表進(jìn)行油水混合物標(biāo)樣或人體掃描并存貯k空間數(shù)據(jù)，隨后數(shù)據(jù)采集處理模塊將k空間數(shù)據(jù)沿選層方向進(jìn)行一維離散逆傅立葉變換，得到每個(gè)層面的k空間矩陣,按化學(xué)位移編碼數(shù)(一般為3或2)將k空間矩陣在頻率編碼方向一分為三或一分為二，得到三組復(fù)矩陣i0、i1和i2(或兩組復(fù)矩陣i0和i1)，再將i1進(jìn)行時(shí)間反演和矩陣共軛后乘以e-ⁱδ^φ進(jìn)行初級(jí)相位校正,最后，成像系統(tǒng)通過(guò)水脂分離模塊進(jìn)行二維離散逆傅立葉變換得到三幅圖像s0、s1和s2(或兩幅圖像s0和s1)，在單次激發(fā)三回波情況下水脂分離模塊基于下式進(jìn)行最小二乘法迭代擬合，消除場(chǎng)不均勻性導(dǎo)致的相位誤差并得到水像和脂肪像。

這里，sj其任一像素對(duì)應(yīng)的磁共振信號(hào)，sw和sf分別表示人體組織中水和脂肪的質(zhì)子磁化矢量的初始值，上標(biāo)r和i分別表示復(fù)數(shù)的實(shí)部和虛部，下標(biāo)w和f分別表示水和脂肪，ν表示與磁場(chǎng)不均勻性有關(guān)的中心頻率偏差，或者在單次激發(fā)雙回波情況下水脂分離模塊基于水模掃描的回波信號(hào)計(jì)算得到初始相位，再通過(guò)復(fù)數(shù)運(yùn)算消除人體掃描的正交相位圖s0和反相圖s1的初始相位，所得正交相位圖s'0的實(shí)部和虛部即為水像和脂肪像，所得反相圖s1'的相位圖(φi,j)dim1×dim2＝2πδτ(νi,j)dim1×dim2進(jìn)行相位展開后產(chǎn)生場(chǎng)圖(νi,j)dim1×dim2，這里dim1和dim2分別為頻率編碼數(shù)和相位編碼數(shù)，然后將s1'乘以e^-i·φ得到消除了場(chǎng)不均勻效應(yīng)的反相圖。

上述成像序列的二維版也可按同樣方式基于水脂化學(xué)位移差實(shí)現(xiàn)梯度回波直接相位編碼，除序列參數(shù)表中設(shè)置梯度相位編碼數(shù)設(shè)置為1以外，按類似方式進(jìn)行信號(hào)調(diào)試、數(shù)據(jù)采集處理和水脂分離得到水像和脂肪像。

實(shí)施例1：在1.5tmri系統(tǒng)的序列庫(kù)中安裝圖1或圖3所示序列，其中射頻脈沖采用最小相位slr波形，脈寬為1ms或更短，梯度上下沿時(shí)間為0.1ms或更短，并在序列參數(shù)表中設(shè)置頻率編碼數(shù)設(shè)置為dim1＝160，相位編碼數(shù)設(shè)置為dim2＝256，選層方向相位編碼數(shù)設(shè)置為dim3＝32，化學(xué)位移相位編碼數(shù)設(shè)置為dim4＝3，視野設(shè)置為fov＝220mm，接收機(jī)帶寬設(shè)置為bw＝125khz，δτ優(yōu)選為1/δf/3＝1.5ms，每組回波的回波時(shí)間依次為t1＝4.1ms，t2＝5.6ms，t3＝7.1ms，相應(yīng)的回波編碼相位依次為-π/6，π/2和7π/6，并設(shè)置te＝4.5ms,tr＝12ms，δf≈220hz，。然后，在臨床操作軟件中安裝并依次執(zhí)行信號(hào)調(diào)試模塊、掃描模塊、數(shù)據(jù)采集處理模塊和水脂分離模塊，各模塊的設(shè)計(jì)方式和工作流程說(shuō)明如下：

信號(hào)調(diào)試模塊按照?qǐng)D5所示的調(diào)試方案進(jìn)行序列參數(shù)校準(zhǔn)，該模塊執(zhí)行時(shí)要求使用標(biāo)準(zhǔn)水模，并關(guān)閉相位編碼梯度在實(shí)時(shí)模式下采集和顯示梯度回波信號(hào)。參數(shù)校準(zhǔn)完畢，將標(biāo)準(zhǔn)水模的回波信號(hào)保存為復(fù)矩陣k作為參考信號(hào)供數(shù)據(jù)采集處理模塊調(diào)用，并將優(yōu)化的參數(shù)值保存到序列參數(shù)表。其中，油水混合物標(biāo)樣測(cè)試僅在首次運(yùn)行本發(fā)明的成像序列時(shí)需要，用于在臨床掃描前驗(yàn)證參數(shù)校準(zhǔn)的精確度。

掃描模塊基于上述優(yōu)化的序列參數(shù)值運(yùn)行圖1或圖3所示的成像序列，對(duì)人體檢查部位進(jìn)行一次掃描獲得化學(xué)位移編碼的k空間數(shù)據(jù)。

數(shù)據(jù)采集處理模塊調(diào)用參考信號(hào)復(fù)矩陣k并按dim1＝256和dim4＝3分離為三個(gè)復(fù)矩陣k1，k2和k3，選取k1和k2^*信噪比較大的數(shù)據(jù)點(diǎn)并計(jì)算各自的相位均值<φ1>和<φ2>，然后調(diào)用人體掃描數(shù)據(jù)并沿選層方向進(jìn)行一維離散逆傅立葉變換，得到32個(gè)層面的k空間矩陣(480×256)，再按dim1＝256和dim4＝3將每個(gè)層面的k空間矩陣沿頻率編碼方向一分為三，保存為三組大小為dim1×dim2(這里160×256)的復(fù)矩陣，即i0，i1和i2，并將i1進(jìn)行矩陣共軛轉(zhuǎn)置后乘以進(jìn)行初級(jí)相位校正，消除剩磁和渦流等效應(yīng)引起的相位誤差。

最后，水脂分離模塊調(diào)用初級(jí)相位校正后的三組復(fù)矩陣(i0，i1和i2)并進(jìn)行二維離散逆傅立葉變換(2difft)，得到三幅圖像，即，s0＝2difft{i0}，s1＝2difft{i1}和s2＝2difft{i2}，并對(duì)這三幅圖像進(jìn)行數(shù)據(jù)分析，有關(guān)算法設(shè)計(jì)說(shuō)明如下：

對(duì)于任一層面j所對(duì)應(yīng)的圖像，其任一像素對(duì)應(yīng)的磁共振信號(hào)sj可描述為

這里，sw和sf分別表示人體組織中水和脂肪的質(zhì)子自旋密度的初始值，后者分別構(gòu)成水像和脂肪像的復(fù)數(shù)矩陣，下標(biāo)w和f分別表示水和脂肪，tn表示三幅圖像(s0、s1和s2)對(duì)應(yīng)的t1、t2和t3，ν表示場(chǎng)不均勻性或渦流效應(yīng)引起的頻率偏差。在多通道接收或正交接收模式下，采用并行采集重建方式(例如sense和grappa等)或直接信號(hào)合成方式，即表示通道i接收的層面j的磁共振信號(hào)，ai和δφi分別是通道i的靈敏度權(quán)重因子和相移，通過(guò)圖6所示的標(biāo)定方案測(cè)定。由于磁場(chǎng)不均勻性效應(yīng)，質(zhì)子共振頻率存在一個(gè)偏差ν，它在二維成像平面的分布可用場(chǎng)圖矩陣(νi,j)dim1×dim2表示。考慮到偏差ν是一個(gè)可測(cè)量，式(1)在消除其效應(yīng)后可寫為

這里采用線性最小二乘法擬合求解上述線性方程組，具體步驟如下：

(1)設(shè)ν的初始值為ν0＝0，按照下式進(jìn)行水脂信號(hào)分析

上式中上標(biāo)t表示復(fù)矩陣轉(zhuǎn)置，

(2)使用下式計(jì)算δν

上式中

(3)計(jì)算ν＝ν0+δν，將和代入式(3)并更新ν值，重新計(jì)算

(4)重復(fù)上述步驟直到δν<0.5hz；

(5)建立大小為(2k+1)(2k+1)的高斯模板這里k＝5，i＝1,2,…,2·k+1，對(duì)矩陣(νi,j)dim1×dim2的各邊緣擴(kuò)充k行/列并充零，基于上述高斯模板進(jìn)行低通濾波，再用式(3)重新計(jì)算水像和脂肪像；

(6)對(duì)于其它層面的圖像數(shù)據(jù)重復(fù)上述所有步驟得到水像和脂肪像。

上述不對(duì)稱回波相位編碼和數(shù)據(jù)處理方式不僅有利于減少穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)成像的重復(fù)時(shí)間tr，也有利于避免水和脂肪含量相當(dāng)?shù)膫€(gè)別像素出現(xiàn)異常的計(jì)算誤差。顯然，如果場(chǎng)強(qiáng)足夠高(例如3.0t)，對(duì)稱回波相位編碼所要求的δτ很短以至于穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)條件易于建立，在這樣的情況下圖一和圖三所示的序列中設(shè)置te＝2.4(ms)，δτ＝1/δf/2＝1.2(ms)，tr＝2·te+2·δτ＝7.2(ms)，水脂分離模塊可采用常規(guī)三點(diǎn)dixon數(shù)據(jù)處理方式獲得水像和脂肪像。

實(shí)施例2：

在低場(chǎng)強(qiáng)(例如0.35t)情況下，信號(hào)調(diào)試模塊和掃描模塊調(diào)用圖2或圖4所示的成像序列，參數(shù)表中設(shè)置te＝1/δf/4和δτ＝1/δf/4，回波峰的化學(xué)位移編碼相位分別為π/2和π，然后按照上述類似方式進(jìn)行掃描和信號(hào)處理，得到正交相位圖s0和反相圖s1，最后水脂分離模塊采用下述方式對(duì)這兩幅圖像進(jìn)行數(shù)據(jù)處理：

首先，基于計(jì)算參考掃描所得水模圖像k的相角φ0(i,j)；然后，進(jìn)行人體掃描得到圖像s0和s1，每幅圖像的像素(i,j)分別乘以得到

s'0＝sw+i·sf(7)

s1'＝(sw-sf)·e^i2πνδτ(8)

于是，水像和脂肪像分別計(jì)算為sw＝re(s'0)，sf＝im(s'0)，這里re和im分別表示復(fù)數(shù)的實(shí)部和虛部。最后，通過(guò)四象限反正切函數(shù)計(jì)算s1'的像素(i,j)的相角φi,j＝2πνi,jδτ并基于區(qū)域增長(zhǎng)法對(duì)(φi,j)進(jìn)行相位解纏，再將s1'的像素(i,j)乘以e^-φ(i,j)，得到消除了場(chǎng)不均勻效應(yīng)的反相圖。

最后應(yīng)說(shuō)明的是：以上各實(shí)施例僅用以說(shuō)明本發(fā)明的技術(shù)方案，而非對(duì)其限制；盡管參照前述各實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了詳細(xì)的說(shuō)明，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解：其對(duì)前述各實(shí)施例所記載的技術(shù)方案進(jìn)行修改，或者對(duì)其中部分或者全部技術(shù)特征進(jìn)行等同替換，并不使相應(yīng)技術(shù)方案的本質(zhì)脫離本發(fā)明各實(shí)施例技術(shù)方案的范圍。