1.本发明涉及图像处理技术领域，具体涉及一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像方法系统。


背景技术：

2.磁共振成像具有多种成像模式，例如用于检测纵向磁化强度恢复度的t1加权成像，用于检测横向磁化强度衰减度的t2加权成像，以及排除氢核磁性干扰，进行成像区域中核数显示的pd（质子密度）加权成像等。每种成像模式都针对于不同的物质结构特征，因此，在针对不同的生物组织结构特征时，采用相匹配的成像模式已经成为共识。而不同的成像模式，所采用到的磁共振成像序列是不同的。由于生物组织结构的复杂性，单目标区域中可能存在不同的物质结构混合组成，因此，在对生物组织结构进行磁共振成像时，往往需要采用两种甚至两种以上的成像模式进行整体磁共振图像的获取。
3.针对于生物组织骨关节处的磁共振图像获取，就往往选用的是质子密度加权和t2加权两种成像模式。因为要用到两种成像模式，因此在以往的技术中，其往往需要两次的扫描时间，因此其整体花费时间较长。同时，潜在的目标生物移动或者两次扫描定位不一致问题，也容易导致成像系统需要花费更多的算力资源进行两种成像模式的配准融合。


技术实现要素：

4.针对现有磁共振成像需要多次采集以适配不同成像模式的扫描参数需求，造成整体耗费时间长，无法保证成像质量稳定的问题，本发明提出了一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像方法，包括步骤：s1：通过核磁共振仪进行一次脉冲激发后，在单次扫描中采集预设个数的自旋回波；s2：根据预设比例信息将处于前列的若干个自旋回波存入第一对偶空间，并将剩余的自旋回波存入第二对偶空间；s3：对第一对偶空间的自旋回波进行傅里叶逆变换，获得重建后的质子密度加权图像；s4：对第二对偶空间的自旋回波进行傅里叶逆变换，获得重建后的横向衰减加权图像；s5：根据质子密度加权图像和横向衰减加权图像获取叠加融合后的骨关节磁共振图像。
5.进一步地，所述预设比例信息根据成像速度，或者质子密度加权图像与横向衰减加权图像之间的权重进行设置。
6.进一步地，所述骨关节包括组织液部分和非组织液部分，质子密度加权图像的扫描参数为长重复时间、短回波时间，横向衰减加权图像的扫描参数为长重复时间、长回波时间。
7.进一步地，组织液部分通过横向衰减加权图像进行成像，非组织液部分通过质子密度加权图像进行成像。
8.进一步地，采用并行采集和螺旋桨采集的方式进行自旋回波的采集。
9.本发明还提出了一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像系统，包括：回波采集单元，用于在核磁共振仪进行一次脉冲激发后，在单次扫描中采集预设个数的自旋回波；回波分类单元，用于根据预设比例信息将处于前列的若干个自旋回波存入第一对偶空间，并将剩余的自旋回波存入第二对偶空间；第一成像单元，用于对第一对偶空间的自旋回波进行傅里叶逆变换，获得重建后的质子密度加权图像；第二成像单元，用于对第二对偶空间的自旋回波进行傅里叶逆变换，获得重建后的横向衰减加权图像；图像输出单元，用于根据质子密度加权图像和横向衰减加权图像输出叠加融合后的骨关节磁共振图像。
10.进一步地，所述预设比例信息根据成像速度，或者质子密度加权图像与横向衰减加权图像之间的权重进行设置。
11.进一步地，所述骨关节包括组织液部分和非组织液部分，质子密度加权图像的扫描参数为长重复时间、短回波时间，横向衰减加权图像的扫描参数为长重复时间、长回波时间。
12.进一步地，组织液部分通过横向衰减加权图像进行成像，非组织液部分通过质子密度加权图像进行成像。
13.进一步地，采用并行采集和螺旋桨采集的方式进行自旋回波的采集。
14.与现有技术相比，本发明至少含有以下有益效果：（1）本发明所述的一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像方法与系统，利用骨关节处混合生物组织磁共振图像的扫描参数的区别特征，通过将单次扫描所获得的自旋回波前后段分别存入不同的对偶空间，从而实现单次扫描的双重加权图像获取，大大节省了由于分次扫描造成的时间耗费；（2）通过单次扫描实现双重加权图像的获取，除了提高了成像效率外，还减少了由于目标生物的移动或者定位不一致导致的成像融合算力浪费。
附图说明
15.图1为一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像方法的方法步骤图；图2为一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像系统的系统结构图；图3为单一磁共振波序列的波形信息拆分示意图。
具体实施方式
16.以下是本发明的具体实施例并结合附图，对本发明的技术方案作进一步的描述，但本发明并不限于这些实施例。
17.实施例一
在对本发明的技术点进行分析解释前，我们首先要对磁共振成像的原理和相应参数进行一个初步的了解。磁共振成像（mri）是一种利用原子核在强磁场内发生共振产生的信号经图像重建的成像技术，是一种核物理现象。它是利用射频脉冲（rf）对置于磁场中含有自旋不为零的原子核进行激励，射频脉冲停止后，原子核进行弛豫，在其弛豫过程中用感应线圈采集信号，按一定的数学方法重建并形成最终的数学图像。
18.其中，射频脉冲就是磁共振成像的成像能量。其是一种短波电磁波，通过围绕于人体的射频线圈发射至磁场内。在磁共振成像中施加脉冲的顺序是先给予90
°
脉冲，而后给予180
°
脉冲，这样一个脉冲序列称之为自旋回波序列。
19.一般地，常规自旋回波序列在一次90
°
射频脉冲激发后，利用一个180
°
聚焦脉冲采集一个自旋回波信号。而快速自旋回波序列则是在一次90
°
脉冲激发后，利用多个180
°
聚焦脉冲采集多个自旋回波，就可以填充k空间的多条相位编码线，那么序列所需要重复执行的次数也即是tr需要重复的次数将明显减少，所以相较于自旋回波序列，快速自旋回波序列可以大幅提高成像速度。其中，k空间也即是对偶空间，是一种寻常空间在经过傅里叶转换后所获得的，是成像体的另一种图像表示，是组成成像体图像的空间频率的解构表现形式。
20.对于快速自旋回波有如下相关参数：1.回波链长度（echo train length，etl）：回波链中的回波数目被称为回波链长度，一次90
°
脉冲激发后利用n个180
°
聚焦脉冲采集n个自旋回波，则etl=n，在其它成像参数不变的前提下，tr所需要重复的次数只需要原来的 1/n，图像的采集时间也就缩短到原来的1/n。
21.2.回波间隙（echospacing，es）：是指回波链中相邻的两个回波中点的时间间隔，称为回波间隙。
22.3.有效回波时间（effective te）：我们把90
°
脉冲中点到填充k空间中心的那个回波中点的时间间隔定义为有效回波时间，我们日常在快速自旋回波序列参数卡中的回波时间就是有效回波时间。这样做是因为图像对比度主要是根据填充在k空间中心的相位编码处获取的信号确定的。因此，尽管快速自旋回波的每个回波都是用不同的回波时间获得的，但决定整体图像对比度的还是由有效回波时间决定的。
23.在了解了上述理论基础的情况下，再来对本发明的技术内容进行分析。由于本发明针对的是骨关节处的磁共振图像获取，因此考虑到骨关节处的生物组织生物结构特征：既包含有组织液部分（生物组织中的组织液成分，组织质子（氢核）密度相差不大，对比度不强，但存在较高的信噪比），又包含有非组织液部分（骨关节、肌肉组织等，组织质子密度相差较大）。因此，为了保证对骨关节处不同生物组织结构的成像完整度，一般选用质子密度加权成像和t2加权成像（也即是横向衰减加权成像，是一种用于检测施加90
°
rf脉冲后横向磁化强度衰减的成像手段）分别对组织液部分和非组织液部分进行磁共振图像的采集。
24.其中，质子密度加权成像的扫描参数条件为：长tr、短te；而t2加权成像的扫描参数条件为：长tr、长te。一般的扫描方法是通过两次扫描分别获得质子密度加权图像和t2加权图像，但这样会花费较长的获取时间，而且可能会由于目标生物的移动或者两次扫描定位不一致导致两种成像不能融合或者需要花费大量的算力进行配准融合。基于此，如图1所示，本发明提出了一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像方法，包括步骤：s1：通过核磁共振仪进行一次脉冲激发后，在单次扫描中采集预设个数的自旋回
波；s2：根据预设比例信息将处于前列的若干个自旋回波存入第一对偶空间，并将剩余的自旋回波存入第二对偶空间；s3：对第一对偶空间的自旋回波进行傅里叶逆变换，获得重建后的质子密度加权图像；s4：对第二对偶空间的自旋回波进行傅里叶逆变换，获得重建后的横向衰减加权图像；s5：根据质子密度加权图像和横向衰减加权图像获取叠加融合后的骨关节磁共振图像。
25.如图3所示，为以上述步骤为设计思路获得的波形示意图，其以回波链长度etl为10的一个双对比fse序列（dual contrast fast spin echo，dc-fse）为示例，通过不同的波形来对该序列中的各类信息进行展示，其中：第一行的rf波，为激发态为90
°
脉冲信号，后续为180
°
的回波重聚脉冲信号，负责回波信号的形成。
26.第二行的slice波，为层面选择梯度信号，负责对成像对象的成像层面进行选择。
27.第三行的phase波，为相位编码梯度，负责成像对象的空间定位。
28.第四行的read波，为频率编码梯度，负责成像对象的空间定位。
29.第五行的echo波，为采集到的回波信号，接收到的信号通过傅里叶逆变换可以得到最终的扫描图像。
30.在如图3第一行所示的磁共振波发射状态下，根据本发明提出的自旋回波存储方法对各自旋回波进行处理，假设将前5个自旋回波（设为etl1）存入第一对偶空间（k1），对应的有效回波时间为te1eff；将后5个自旋回波存入第二对偶空间（k2），对应的有效回波时间为te2eff。
31.根据上文提到的快速自旋回波相关参数中的第3点，可以看出，te1eff实际的回波时间为3（对应于短te），而te2eff实际的回波时间为8（对应于长te），通过一定的数据处理，两者均可为长tr。因此第一对偶空间中的自旋回波可以用作质子密度加权图像重建，而第二对偶空间中的自旋回波可以用作t2加权图像重建。也即是说，通过本发明所提出来的自旋回波分段存储方法，合理的利用有效回波时间的物理含义，在一个磁共振波序列下就可以同步完成质子密度加权图像和t2加权图像的同步采集，大大提高了磁共振融合图像的采集效率。
32.需要注意的是，通过上述方法采集到自旋回波，其预设比例信息是根据成像速度，或者质子密度加权图像与横向衰减加权图像之间的权重进行设置的。也即是说，其可以通过调整te1eff和te2eff来改变质子密度加权和t2加权图像的权重，te1eff和te2eff可以根据实际需要的成像速度或者权重要求进行相应的调节。
33.由于采集到的自旋回波仅仅占据整个磁共振波序列的一定比例，还无法满足长tr的要求，因此，在此处需要通过傅里叶逆变换来对对偶空间中的自旋回波进行处理，从而得到质子密度加权图像和t2加权图像。最后，通过相应需求，对两个加权图像进行剪影或叠加融合等操作，即可得到最终的磁共振融合图像。
34.进一步地，为了更快的扫描，在一优选实施例中，还采用了并行采集技术进行自旋
回波的采集，从而加速成像。在另一优选实施例中，为了减少运动伪影的影响，更是采用了螺旋桨采集技术进行自旋回波的采集，以降低运动伪影（特别是刚性运动伪影）的干扰，从而得到更优质的磁共振图像。也即是通过频率编码梯度和相位编码梯度的特定组合完成数据采集，然后有与之对应的算法分别完成不同对比度图像的重建。
35.实施例二为了更好的对本发明的技术内容进行理解，本实施例通过系统结构的形式来对本发明的技术内容进行阐述，如图2所示，一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像系统，包括：回波采集单元，用于在核磁共振仪进行一次脉冲激发后，在单次扫描中采集预设个数的自旋回波；回波分类单元，用于根据预设比例信息将处于前列的若干个自旋回波存入第一对偶空间，并将剩余的自旋回波存入第二对偶空间；第一成像单元，用于对第一对偶空间的自旋回波进行傅里叶逆变换，获得重建后的质子密度加权图像；第二成像单元，用于对第二对偶空间的自旋回波进行傅里叶逆变换，获得重建后的横向衰减加权图像；图像输出单元，用于根据质子密度加权图像和横向衰减加权图像输出叠加融合后的骨关节磁共振图像。
36.进一步地，预设比例信息根据成像速度，或者质子密度加权图像与横向衰减加权图像之间的权重进行设置。
37.进一步地，骨关节包括组织液部分和非组织液部分，质子密度加权图像的扫描参数为长重复时间、短回波时间，横向衰减加权图像的扫描参数为长重复时间、长回波时间。
38.进一步地，组织液部分通过横向衰减加权图像进行成像，非组织液部分通过质子密度加权图像进行成像。
39.进一步地，采用并行采集和螺旋桨采集的方式进行自旋回波的采集。
40.综上所述，本发明所述的一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像方法与系统，利用骨关节处混合生物组织磁共振图像的扫描参数的区别特征，通过将单次扫描所获得的自旋回波前后段分别存入不同的对偶空间，从而实现单次扫描的双重加权图像获取，大大节省了由于分次扫描造成的时间耗费。通过单次扫描实现双重加权图像的获取，除了提高了成像效率外，还减少了由于目标生物的移动或者定位不一致导致的成像融合算力浪费。
41.需要说明，本发明实施例中所有方向性指示（诸如上、下、左、右、前、后
……
）仅用于解释在某一特定姿态（如附图所示）下各部件之间的相对位置关系、运动情况等，如果该特定姿态发生改变时，则该方向性指示也相应地随之改变。
42.另外，在本发明中如涉及“第一”、“第二”、“一”等的描述仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示其相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是至少两个，例如两个，三个等，除非另有明确具体的限定。
43.在本发明中，除非另有明确的规定和限定，术语“连接”、“固定”等应做广义理解，例如，“固定”可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是机械连接，也可以是
电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系，除非另有明确的限定。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
44.另外，本发明各个实施例之间的技术方案可以相互结合，但是必须是以本领域普通技术人员能够实现为基础，当技术方案的结合出现相互矛盾或无法实现时应当认为这种技术方案的结合不存在，也不在本发明要求的保护范围之内。