黃敏，林穎，陳軍波

(中南民族大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，武漢 430074)

1 引 言

磁共振成像技術(shù)是一種無(wú)電離輻射，多層面多參數(shù)的重要醫(yī)學(xué)成像方式，已廣泛應(yīng)用于臨床和科研[1]。但MRI成像數(shù)據(jù)采集掃描過(guò)長(zhǎng)，使該項(xiàng)檢查的適應(yīng)癥大為減少。因此，提高磁共振成像速度一直是磁共振成像領(lǐng)域要解決的核心目標(biāo)之一。

傳統(tǒng)的快速成像方法是通過(guò)提高梯度場(chǎng)性能來(lái)加快 k 空間數(shù)據(jù)采集速度。然而, 受制于硬件制約和生理因素,這類(lèi)方法加速效果已經(jīng)接近極限。近年誕生的壓縮感知(compressed sensing,CS)新理論[2-3],提供了一種不需要遵循采樣定理的欠采樣新方式，可明顯縮短數(shù)據(jù)采集時(shí)間，并可從極少的采樣數(shù)據(jù)中恢復(fù)出原始信號(hào)。

MRI圖像在適當(dāng)?shù)淖儞Q域中(如小波變換域)是可壓縮的，且 MRI 采集的原始數(shù)據(jù)不是直接的圖像信息，而是k空間頻率域信息，因此，MRI可以采用壓縮感知的采集方式[4]。

要在MR掃描儀上實(shí)現(xiàn)壓縮感知MRI新技術(shù)，需要解決兩個(gè)關(guān)鍵問(wèn)題：一是在掃描儀中實(shí)現(xiàn)壓縮感知序列，二是對(duì)欠采樣數(shù)據(jù)進(jìn)行壓縮感知重建。針對(duì)后一個(gè)問(wèn)題，國(guó)內(nèi)外已經(jīng)進(jìn)行了大量的圖像重建方法的仿真。但在掃描儀上最終實(shí)現(xiàn)該技術(shù)的關(guān)鍵問(wèn)題——壓縮感知序列的設(shè)計(jì)和實(shí)現(xiàn)，還很少涉及。序列的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)也是目前國(guó)內(nèi)MR掃描儀自主研發(fā)的重點(diǎn)。

本研究主要就壓縮感知磁共振脈沖序列的設(shè)計(jì)、編程和實(shí)現(xiàn)方法進(jìn)行研究，設(shè)計(jì)不同的加速因子和序列，對(duì)掃描得到的數(shù)據(jù)進(jìn)行離線(xiàn)重建，用重建結(jié)果來(lái)驗(yàn)證序列的正確性。

2 壓縮感知MRI序列原理

壓縮感知MRI與傳統(tǒng)MRI的信號(hào)采樣不同， 它只需測(cè)量少部分隨機(jī)線(xiàn)性組合信號(hào)，通過(guò)非線(xiàn)性壓縮感知方法從測(cè)量值中高準(zhǔn)確度地重建出圖像。將壓縮感知理論應(yīng)用到MRI序列中，可通過(guò)隨機(jī)欠采樣序列的實(shí)現(xiàn)，采集少量的K空間數(shù)據(jù)，提高成像速度，減少患者在掃描過(guò)程中的不適，更好地服務(wù)臨床。

壓縮感知MRI序列主要是要確定欠采樣的方式?，F(xiàn)有的全采樣方式主要有二維笛卡爾軌跡、三維笛卡爾軌跡、二維螺旋軌跡等。在這些基礎(chǔ)上進(jìn)行欠采可分為一維隨機(jī)欠采和二維隨機(jī)欠采。隨機(jī)欠采的相關(guān)研究有很多，如Lustig[4-6], Wang Haifeng[7]等人提出的1-D隨機(jī)采樣[4]，2-D隨機(jī)采樣[4,7]，螺旋隨機(jī)采樣[6]等。一維隨機(jī)欠采主要是在相位編碼方向隨機(jī)欠采，二維隨機(jī)欠采是在相位編碼方向和頻率編碼方向同時(shí)進(jìn)行隨機(jī)欠采。

設(shè)計(jì)和實(shí)現(xiàn)壓縮感知MRI序列可以有多種實(shí)現(xiàn)”基”?？梢栽谧孕夭?SE)序列基礎(chǔ)上實(shí)現(xiàn)，也可以在螺旋序列及其它序列基礎(chǔ)上實(shí)現(xiàn)。國(guó)內(nèi)MR掃描儀由于梯度系統(tǒng)及其它硬件配備很難實(shí)現(xiàn)螺旋等快速采集方式，從這種現(xiàn)狀考慮，我們基于自旋回波序列的基礎(chǔ)上進(jìn)行設(shè)計(jì)。

在實(shí)際儀器上，對(duì)于笛卡兒采集的二維成像：由于譜儀采集數(shù)據(jù)都是等時(shí)間間隔采集數(shù)據(jù)，要在頻率編碼上實(shí)現(xiàn)欠采樣必須重新調(diào)整采樣數(shù)據(jù)的例程；另外，由于TR的限制，頻率編碼方向上即便實(shí)行了欠采樣，對(duì)掃描時(shí)間也沒(méi)有實(shí)質(zhì)上的減少，只有相位編碼方向的欠采樣才能明顯減少采集時(shí)間。因此，本文進(jìn)行1D隨機(jī)欠采的設(shè)計(jì)及實(shí)現(xiàn)。

對(duì)于1D加速的壓縮感知MRI序列,與常規(guī)自旋回波的序列不同的是：相位編碼梯度幅值不再均勻變化，而是施加‘偽隨機(jī)’的變間隔梯度。壓縮感知MRI脈沖序列及回波信號(hào)采集見(jiàn)圖1。

圖1 壓縮感知MRI序列圖

若1D欠采樣加速因子為F，實(shí)際采集數(shù)據(jù)時(shí)間為全采集的1/F。一維相位編碼方向上隨機(jī)采樣使K空間的中心附近密集采集，周?chē)∈璨杉痆5]。變密度采樣的概率密度函數(shù)為：

(1)

其中r的取值范圍為(0，1)，p為多項(xiàng)式的系數(shù)，r為采樣點(diǎn)到k空間中心的距離；

通過(guò)以上概率密度函數(shù)設(shè)計(jì)出欠采樣軌跡，根據(jù)設(shè)計(jì)的欠采樣模式即可得到相應(yīng)的相位編碼次序，從而在序列中實(shí)現(xiàn)。而CS-SE序列即將SE序列的相位編碼次序改變成設(shè)計(jì)的隨機(jī)相位編碼次序即可。

3 壓縮感知MRI序列設(shè)計(jì)

本設(shè)計(jì)是在深圳貝斯達(dá)醫(yī)療器械有限公司磁共振設(shè)備上完成的，由于各方面的局限性，只能實(shí)現(xiàn)笛卡爾軌跡采集，并且只能在相位編碼方向上欠采。

由CS 理論可知：對(duì) K 空間數(shù)據(jù)在相位編碼方向上進(jìn)行隨機(jī)欠采，再采用非線(xiàn)性重建即能重構(gòu)出圖像。我們先通過(guò)MATLAB設(shè)計(jì)相位編碼隨機(jī)欠采模式，得到不同分辨率和不同加速因子條件下，K空間欠采樣的相位編碼序號(hào)，并將其做成表格存儲(chǔ)，然后將對(duì)應(yīng)采樣行寫(xiě)入序列中。

CS-SE序列是利用MR Solutions公司的磁共振譜儀對(duì)應(yīng)的PPL (Pulse Program Language) 語(yǔ)言，來(lái)設(shè)計(jì)和編寫(xiě)的，主要對(duì)射頻脈沖 RF，選層梯度 Gs，相位編碼梯度 Gp 和頻率編碼梯度 Gr 進(jìn)行設(shè)計(jì)，包括各脈沖的形狀，脈沖寬度，時(shí)序等的控制[8]。

3.1 射頻脈沖選擇

磁共振2D成像要選擇性激發(fā)具有一定厚度的層面，需要采用軟脈沖來(lái)實(shí)現(xiàn)選層。選層需要在頻域上為一理想窄帶的矩形形狀最佳，時(shí)域無(wú)限長(zhǎng)sinc信號(hào)可滿(mǎn)足此要求。但實(shí)際使用時(shí)通常選擇一定數(shù)量的主旁瓣，以激發(fā)不同區(qū)域，常用3瓣或5瓣sinc信號(hào)。

MR Solutions公司的磁共振譜儀底層軟件中，已經(jīng)存在著多種固定類(lèi)形的RF脈沖，如sinc型、gauss型及正切型的波形，并且各種不同波形的RF脈沖也根據(jù)帶寬大小的不同而進(jìn)行分類(lèi)編號(hào)。設(shè)計(jì)RF脈沖需要調(diào)用這些脈沖類(lèi)型。如果序列開(kāi)發(fā)者覺(jué)得已有RF脈沖不滿(mǎn)足應(yīng)用，也可根據(jù)自己的需求在波形編輯器中編輯生成想要的波形并保存到RF波形文件RFstd.seq中再進(jìn)行調(diào)用即可。在程序開(kāi)始處需要進(jìn)行RF脈沖波形調(diào)用的聲明，再用對(duì)應(yīng)的語(yǔ)句調(diào)出可能使用到的波形，如下所示：

#use RF1 "c:smisseqlibRFstd.seq" pf1

NEWSHAPE_MAC(1,pf1,"3lobe_sinc_3kHz",1332, 3000);NEWSHAPE_MAC(7, pf7,"gauss_240Hz" , 7500, 240);NEWSHAPE_MAC(8,pf8,"5sinc_7_5cos_6ms",6000, 1500)

3.2 梯度脈沖設(shè)計(jì)

MR儀器上使用的梯度脈沖是梯形狀的正脈沖或者負(fù)脈沖，正負(fù)脈沖的上升和下降速度相同。為了輸出不同的梯度，通常是改變梯度的強(qiáng)度及持續(xù)時(shí)間，各個(gè)方向上的梯度脈沖的強(qiáng)度大小需要定義，并存儲(chǔ)到對(duì)應(yīng)的梯度矩陣中，而持續(xù)時(shí)間也是在程序中定義的。梯度強(qiáng)度大小使用CREATE_MATRIX(mat, slice, phase, read)命令來(lái)定義，mat是定義的矩陣名稱(chēng)，slice, phase, read是固定的三個(gè)方向上的梯度值，以相位編碼梯度矩陣pe_mat為例，定義如下：

CREATE_MATRIX(pe_mat, gs_on*gs_comp_s, gp_on*gp_var, gr_on*gr_comp_s)

delay( caldelay, us );

gs_on、gp_on、gr_on只能取0或者1，取0則對(duì)應(yīng)方向上這段時(shí)間內(nèi)的梯度值為0，取1則輸出對(duì)應(yīng)的梯度值，caldelay是程序中創(chuàng)建矩陣及計(jì)算矩陣所需要的等待時(shí)間。梯度方向上的梯度輸出同樣需要定義，用到MR3040_InitList()。譜儀底層軟件中已有定義好的正負(fù)梯度波形，可以直接調(diào)用POSPULSE_HOLD、NEGPULSE_HOLD來(lái)組成各個(gè)方向上的梯度，也可用 MR3040_OUTPUT來(lái)分別輸出各個(gè)梯度，具體代碼如下：

MR3040_SetListAddress(0);

slice_list_1 = MR3040_InitList();

POSPULSE_HOLD()

if (slice_rephase = 0 & flow_comp_on == 0) {NEGPULSE(tref, clock)}

if (slice_rephase == 0 & flow_comp_on == 1) {NEGPULSE((2*tref + tramp), clock)

POSPULSE_SEC((tsel90/2-tramp/2), clock)}

slice_list_2 = MR3040_InitList();

POSPULSE_HOLD()

if ( flow_comp_on) {NEGPULSE_HOLD()}

ref_list = MR3040_InitList();

if ( flow_comp_on == 0) {POSPULSE(tref, clock)}

else {NEGPULSE_SEC_HOLD()

POSPULSE_SEC(tsel90/2, clock)}

read_list = MR3040_InitList();

POSPULSE_HOLD()

phase_list = MR3040_InitList();

POSPULSE(tref, clock)

slice_list_1和slice_list_2分別定義了90°和180°射頻脈沖輸出時(shí)對(duì)應(yīng)的選層梯度的脈沖波形；read_list和ref_list 定義了頻率編碼通道輸出的梯度波形；phase_list定義了相位編碼梯度的輸出波形。

3.3 梯度脈沖設(shè)計(jì)

為了找到適合不同場(chǎng)強(qiáng)掃描儀的壓縮感知欠采樣加速因子F，我們實(shí)現(xiàn)了F分別為1.5、2、2.5、3、4、5、8等的CS-MRI序列，實(shí)際采樣矩陣大小為256×256/F，并取整數(shù)。實(shí)現(xiàn)過(guò)程分為以下兩步：(1)用MATLAB產(chǎn)生1D變密度隨機(jī)采樣模板的概率密度函數(shù)及對(duì)應(yīng)的采樣模式；(2)用PPL語(yǔ)言實(shí)現(xiàn)(1)中用MATLAB設(shè)計(jì)的采樣模式。

以欠采加速因子F=3為例，實(shí)際采樣矩陣大小則為256×256/3(即256×84)，取r=0.15，p=6及r=0.1，p=11得到兩種采樣模式分別見(jiàn)圖2(a)、(b)，圖中水平方向是頻率編碼，垂直方向是相位編碼，也就是相應(yīng)的k空間填充順序，白色表示采集，黑色不采集。

圖2 壓縮感知欠采樣的K空間填充順序

為了在盡可能節(jié)省時(shí)間的情況下得到較好的圖像結(jié)果，就要對(duì)不同部位進(jìn)行多種不同欠采樣加速因子選取的實(shí)驗(yàn)。我們先在MATLAB中得到欠采樣加速因子對(duì)應(yīng)的采樣模式，再將采樣模式的相位編碼行號(hào)寫(xiě)入到SMIS譜儀可讀取的pph文件中，記為gp.pph。在程序開(kāi)始時(shí)對(duì)該文件進(jìn)行聲明，并在程序中進(jìn)行相應(yīng)的調(diào)用。在PPL程序中具體的實(shí)現(xiàn)如下：

#include "C:smisincludegp.pph"

phase_encode_loop:

current_view = current_view + 1;

if (no_views=256){gp_var=gp_var-gp_inc;}

if(no_views=84){gp_var=(-gp_inc*(gp_mul2[current_view]-128));}

if (no_views=103){gp_var=(-gp_inc*(gp_mul3[current_view]-128));}

if(no_views=128){gp_var=(-gp_inc*(gp_mul5[current_view]-128));}

if(no_views=171){gp_var=(-gp_inc*(gp_mul4[current_view]-128));}

if (current_view < no_views) goto phase_encode_loop;

3.4 時(shí)序設(shè)計(jì)

MRI序列中施加的各個(gè)脈沖的順序及各脈沖間的延遲時(shí)間的長(zhǎng)短都會(huì)對(duì)最終的圖像產(chǎn)生一定的影響，為了保證數(shù)據(jù)的準(zhǔn)確性，需要對(duì)脈沖時(shí)序進(jìn)行嚴(yán)格要求，下面以讀出梯度的時(shí)序?yàn)槔M(jìn)行說(shuō)明。

starttimer();

ret = tramp * 10 ;

MR3040_SelectMatrix( aq_mat );

MR3040_Start(CHANNEL_R);

frequency_buffer(1);

reset_frequency();

waittimer(ret);

acquire( sample_period, no_samples );

MR3040_Continue(CHANNEL_R);

delay(tramp,us);

用starttimer來(lái)提示計(jì)時(shí)開(kāi)始，ret為定義的計(jì)時(shí)時(shí)間的大小，tramp是梯度脈沖上升沿及下降沿的持續(xù)時(shí)間，ret、tramp都是以u(píng)s為單位的，MR3040_SelectMatrix用來(lái)選擇即將輸出的梯度強(qiáng)度矩陣，aq_mat是當(dāng)前選擇的讀梯度強(qiáng)度的大小矩陣，CHANNEL_R 指的是讀梯度通道，MR3040_Start(CHANNEL_R)則是執(zhí)行開(kāi)啟讀梯度通道命令，frequency_buffer頻率緩存器，可存儲(chǔ)多達(dá)到10個(gè)頻率，buffer 0指的是發(fā)射頻率，buffer 1指的是接收機(jī)頻率，當(dāng)前選擇存儲(chǔ)了接收機(jī)頻率，并需要用reset_frequency()來(lái)重置一下，才能將頻率切換過(guò)來(lái)，starttimer()與waittimer()是配套使用的，兩者之間的持續(xù)時(shí)間即是定義的ret，包括了代碼執(zhí)行時(shí)間，用acquire來(lái)提示進(jìn)行數(shù)據(jù)的采集，sample_period是兩個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)之間的采樣間隔，no_samples 是采樣點(diǎn)數(shù)，在參數(shù)設(shè)置時(shí)設(shè)定的，MR3040_Continue用來(lái)結(jié)束梯度的輸出。

時(shí)序的精確性體現(xiàn)在程序開(kāi)始時(shí)用MR3040_Clock(clock) 開(kāi)啟定時(shí)器，計(jì)時(shí)開(kāi)始時(shí)，配套運(yùn)用starttimer和waittimer進(jìn)行時(shí)間的精確控制，及運(yùn)用delay命令進(jìn)行延時(shí)，及程序代碼執(zhí)行時(shí)間也被考慮計(jì)算進(jìn)去。

程序編寫(xiě)完成后進(jìn)行編譯，生成的參數(shù)界面反映了在脈沖序列程序編寫(xiě)過(guò)程中設(shè)置的參數(shù)范圍，一旦設(shè)置超出范圍，就會(huì)進(jìn)行錯(cuò)誤提示。同時(shí)界面上的各個(gè)參數(shù)的數(shù)值與實(shí)際數(shù)據(jù)之間有各自不同的對(duì)應(yīng)關(guān)系，有的是程序編寫(xiě)者人為定義的，有的是譜儀軟件里固定的，若需要使用這些值，則需要進(jìn)行一個(gè)轉(zhuǎn)換。序列設(shè)計(jì)者可進(jìn)一步根據(jù)自己的需求修改參數(shù)，如頻率編碼數(shù)、相位編碼數(shù)、層數(shù)、層厚、層間距、平均次數(shù)等等，來(lái)獲得自己想要的序列。

4 結(jié)果與討論

我們?cè)谏钲谪愃惯_(dá)醫(yī)療器械有限公司的MR掃描儀(包括0.5T永磁型及1.5T超導(dǎo)型)上進(jìn)行了序列的編寫(xiě)和調(diào)試，并進(jìn)行了CS-SE序列采集試驗(yàn)。

對(duì)于0.5T MR掃描儀試驗(yàn)數(shù)據(jù)，設(shè)計(jì)了欠采樣率為1/5、1/3、1/2.5、1/2、2/3、1共六種情況下的2種不同采樣模式，采集得到膝蓋和頭部的原始數(shù)據(jù)。成像參數(shù)為：(1)頭部數(shù)據(jù)：TR=520 ms，TE=20 ms，Number of Samples=256，SLICE_THICKNESS=5 mm，BW=25 KHz，SLICE_SEPARATION=1 mm，F(xiàn)OV=224 mm，NEX=2，TA=4 min26s； (2)膝蓋數(shù)據(jù)：TR=400 ms，TE=20 ms，Number of Samples=256，SLICE_THICKNESS=5 mm，BW=25 KHz， SLICE_SEPARATION=1 mm，F(xiàn)OV=224 mm，NEX=3，TA=5 min7s。CS-SE序列中的相位編碼步Number of Views，分別取52、84、103、128、171、256。

對(duì)全采集數(shù)據(jù)(256行)，直接采用快速傅立葉變換進(jìn)行重建。對(duì)各組壓縮感知欠采數(shù)據(jù)(小于256行)，按照MR掃描儀MRD文件的存儲(chǔ)格式進(jìn)行數(shù)據(jù)讀取，采用本實(shí)驗(yàn)室在VC6.0環(huán)境下編寫(xiě)的壓縮感知重建程序進(jìn)行離線(xiàn)重建[9]，該程序是基于M. Lustig的非線(xiàn)性共軛梯度下降法，采用迭代方式求取最優(yōu)值進(jìn)行圖像重建的。

1D隨機(jī)欠采樣采用了k-空間中心附近密集，周?chē)∈璧淖兠芏炔杉绞?，而k空間中心半徑r及多項(xiàng)式次數(shù)p的選取對(duì)成像效果影響很大。對(duì)不同的欠采模式1和2下的頭部數(shù)據(jù)，采用相同的Db小波結(jié)合全變差分的壓縮感知方法進(jìn)行重建，當(dāng)?shù)螖?shù)取72次，重建出一幅256×256圖像需要時(shí)間為203 s，得到重建結(jié)果見(jiàn)圖3。從左至右欠采樣加速因子分別為 5、3、2.5、2、1.5、1。由于采樣模式2采用的中心半徑r=0.1比采樣模式1的r=0.15要小的多，低頻區(qū)域損失信息相對(duì)較多，加上儀器本身的噪聲，在同欠采樣率下，重建效果要差的多。由此可見(jiàn)：為了能達(dá)到最優(yōu)的結(jié)果，首先要考慮中心區(qū)域應(yīng)取k空間最大值的多少比例，以及各區(qū)域的采樣密度的分配，才能設(shè)計(jì)出合理的欠采樣模式。

圖3頭部CS-SE序列成像結(jié)果

(a)采樣模式1；(b)采樣模式2

Fig3ImagingresultofCS-SEsequenceonbrain

(a)Model 1; (b)Model 2

圖像稀疏變換基有很多，如有限差分、小波基、curvelet基、Harr基、Contourlets基等等。不同部位的成像數(shù)據(jù)的稀疏度是不同的，選用不同的稀疏變換基，對(duì)圖像重建速度和效果有很大的影響。我們對(duì)同一采樣模式下加速因子為3的頭部?jī)蓪拥臄?shù)據(jù)以及膝蓋數(shù)據(jù)，采用多種不同的稀疏變換后重建圖像，結(jié)果見(jiàn)圖4。從左至右稀疏方式分別為全變差分、5層Db小波、5層Symmlet小波、5層Battle小波、8層Db小波。迭代次數(shù)選用45，重建出256×256圖像所需要時(shí)間分別為：頭部13、94、92、118 s，膝蓋13、92、100、118 s。注：最右邊的是全采樣，采用快速傅立葉變換重建。由此可見(jiàn)：對(duì)于稀疏程度高的膝蓋數(shù)據(jù)，只需選擇簡(jiǎn)單的差分運(yùn)算便可得到很快且較好的結(jié)果；對(duì)于稀疏程度相對(duì)較低的頭部數(shù)據(jù)，采用5層Db4的稀疏變換方式較優(yōu)。

當(dāng)然，迭代次數(shù)同樣影響著圖像重建效果。迭代次數(shù)越多，重建結(jié)果也就越接近全采樣值。不同的稀疏變換下的迭代時(shí)間也各不相同，如：全變差分變換每增加一次迭代時(shí)間增加0.29 s，而5層的Db4變換一次迭代要2 s。所以，在不同稀疏變換的選擇下，若是重建效果差不多，則盡可能選擇重建時(shí)間短的變換；而且對(duì)于不同部位的數(shù)據(jù)，最佳的迭代次數(shù)也會(huì)不同。我們還在1.5T 超導(dǎo)MR掃描儀上進(jìn)行了序列調(diào)試和采集數(shù)據(jù)的試驗(yàn)，成像參數(shù)同0.5T掃描儀。當(dāng)加速因子分別為5、4、3、2.5、2，1時(shí)(即采樣行數(shù)為52、64、84、103、128，256)，頭部?jī)蓚€(gè)部位以及膝蓋的重建結(jié)果見(jiàn)圖5。根據(jù)上述掃描數(shù)據(jù)及重建結(jié)果，我們認(rèn)為：在貝斯達(dá)公司的掃描儀上運(yùn)用CS-SE序列后，綜合考慮掃描時(shí)間及圖像效果兩個(gè)方面，頭部合適的欠采樣加速因子為2，膝蓋則為4。此時(shí)將采集并重建圖像的時(shí)間分別縮短到SE序列的1/2及1/4，掃描CS-SE序列獲得膝蓋橫斷位數(shù)據(jù)需要1 min 17 s，頭部橫斷位數(shù)據(jù)需要2 min 23 s，全采膝蓋需要5 min 7 s，全采頭部需要4 min 26 s，CS-SE大大節(jié)省了數(shù)據(jù)采集時(shí)間。不同部位，由于圖像本身的稀疏程度不同，膝蓋部位可采用比頭部高的欠采樣加速因子。

圖4不同稀疏變換的重建結(jié)果

(a) 頭部層面1 ；(b) 頭部層面2；(c) 膝蓋
Fig4Reconstructionresultfromdifferentsparsetransforms

(a)Slice 1 on brain; (b)Slice 2 on brain;(c)On knee

圖5 1.5T超導(dǎo)MR掃描儀CS-SE序列成像結(jié)果

由此可見(jiàn)：實(shí)際儀器采集CS數(shù)據(jù)可以實(shí)施的加速因子，與很多文獻(xiàn)中采用‘仿真’的理想數(shù)據(jù)得到的可欠采樣十倍甚至幾十倍的結(jié)論相差甚遠(yuǎn)。因此，我們必須考慮實(shí)際采集數(shù)據(jù)中不可預(yù)見(jiàn)的各種噪聲，不能以仿真數(shù)據(jù)作為推斷。壓縮感知成像技術(shù)要真正用于商業(yè)掃描儀上，還得進(jìn)行大量的試驗(yàn)。

5 結(jié)論

目前，國(guó)內(nèi)MR掃描儀的核心部分(包括譜儀，脈沖序列，線(xiàn)圈等)的自主研發(fā)還處于薄弱環(huán)節(jié)，壓縮感知序列更沒(méi)有應(yīng)用于商用掃描儀上。本研究介紹的基于壓縮感知的磁共振序列，對(duì)序列的設(shè)計(jì)和編程，圖像的重建進(jìn)行了介紹，可為國(guó)內(nèi)MR開(kāi)發(fā)領(lǐng)域在脈沖序列設(shè)計(jì)及實(shí)現(xiàn)方面提供參考。

CS-SE序列最終要嵌入到商用掃描儀，必須對(duì)于不同部位分析出最佳的欠采樣因子，并直接固定重建程序中不同部位對(duì)應(yīng)的稀疏方法以及最佳迭代次數(shù)，這樣才能既實(shí)現(xiàn)加速掃描，獲得重建質(zhì)量好的MR圖像。我們下一步將研究更優(yōu)的壓縮感知重建算法來(lái)適應(yīng)更大的欠采樣加速因子，并將CS重建算法集成到MR掃描儀上，進(jìn)行在線(xiàn)重建，爭(zhēng)取將壓縮感知成像應(yīng)用到臨床成像序列中。

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