一种双对比度的灌注磁共振成像方法及系统

摘要

本发明属于磁共振成像技术领域，公开了一种双对比度的灌注磁共振成像方法及系统，采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面；打开选层梯度，当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间，最后得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号。完成双对比度的灌注磁共振成像方法。本发明能够对血液流量、血液流速和血管壁通透性进行成像。

说明书

技术领域

本发明属于磁共振成像技术领域，尤其涉及一种双对比度的灌注磁共振成像方法及系统。

背景技术

目前，血液是在心脏和血管腔中循环流动的一种组织。血液能够借助血管的运输和贮存的功能为身体各处输送氧气和营养物质，并且实现对体温、体内的酸碱值和渗透压的调节，在人体生命活动中扮演重要的角色。而血液和血管的异常化能够引发并加剧各类疾病的恶化，血管正常化一直是再生医学领域的研究热点之一。

动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)是两种广泛应用于检测血管通透性和血流的无创灌注成像技术，能够通过定性和定量的指标来实现对疾病进行早期诊断，分级以及治疗的预后评估等作用。然而，传统的DCE-MRI是用FLASH实现的，具有较高的空间分辨率，但时间分辨率较低。传统的DSC-MRI采用单次发射的GRE-EPI，时间分辨率高，空间分辨率低。但是这两种灌注成像方法能够帮助我们对于血液和血管获得完全不同的参数，对应于不同的临床应用价值，都发挥着至关重要的作用。这两种成像方式都需要使用对比剂，但是钆对比剂不仅具有潜在肾毒性，而且越来越多的证据表明反复暴露后，可能发生钆沉积在大脑中。如果对患者进行两种灌注成像数据的获取，需要注射两次磁共振对比剂，极大的带来了肾脏和脑部的副作用的发生率，同时两次成像的时间较长，患者可能难以忍受。如果能建立具有更高时间和空间分辨率的灌注成像方法和实验装置，实现同时减少钆对比剂的用量，将大力推进血管正常化的研究。

通过上述分析，现有技术存在的问题及缺陷为：

(1)传统的DCE-MRI是用FLASH实现的，但时间分辨率较低。

(2)传统的DSC-MRI采用单次发射的GRE-EPI，但空间分辨率低。

(3)传统的DCE-MRI和DSC-MRI均需要使用对比剂，但钆对比剂具有潜在肾毒性，且越来越多的证据表明反复暴露后，可能发生钆沉积在大脑中。如果对患者进行两种灌注成像数据的获取，需要注射两次磁共振对比剂，极大的带来了肾脏和脑部的副作用的发生率

(4)完成DCE-MRI和DSC-MRI，成像时间过长，患者可能难以忍受。

解决以上问题及缺陷的难度为：

第一个难度是技术创新层面：我们抛弃了传统的笛卡尔采集，改用螺旋采集k空间数据，由于我们只采集一条k空间的数据，就可以填满整个k空间，区别于以往的笛卡尔采集，需要很多条采集，极大的提高的采集的效率。其次，螺旋采集不会采集边缘的周围的数据，对于采集效率的提升也有帮助。有助于我们提高时间分辨率。第三，由于螺旋轨迹不使用相位编码梯度，从k空间中心开始的螺旋轨迹可能有很短的回波时间，以提高T1对比度。反之，从k空间边缘开始，向内旋转，则可以获得较长的回波时间，以提高T2*的灵敏度。有助于实现双对比度灌注成像。第四，由于靠近k空间中心的采样密度较大，它们通常对运动不太敏感。有助于我们减少我们的运动伪影。我们将双回波螺旋采集和两种灌注成像结合，第一个回波完成动态对比增强(DCE)，第二个回波完成动态磁敏感增强(DSC)，极大程度的缩短了成像时间。

本发明完成了序列的开发，水模的测试，实验动物的测试，数据的后处理，最终实现了双回波螺旋采集序列的从无到有的建立。在序列的开发过程中，使用球形水模进行测试，调整最适参数和最适波形，难度在于，最适参数的调整，需要对于大量的参数进行每一个的测试，同时一个参数的优化，很有可能会影响已经选定的最适参数。需要在兼具每个参数相对最优的条件下，有选择的取舍最优的参数和指标，不可能实现所有参数最优的情况。

发明内容

针对现有技术存在的问题，本发明提供了一种双对比度的灌注磁共振成像方法及系统。

本发明是这样实现的，一种双对比度的灌注磁共振成像方法，所述一种双对比度的灌注磁共振成像方法包括以下步骤：

步骤一，采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面；其中，所述平面为XY平面；

步骤二，采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；

步骤三，打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；

步骤四，从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；

步骤五，当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；

步骤六，通过调整所述第一回波时间和第二回波时间，并基于所述调整后的回波时间得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号。

进一步，步骤二中，所述磁共振成像序列的获取，包括：

打开选层梯度，选择一个翻转角度为10-90度的选层梯度施加在-y轴方向，将初始磁化矢量M

进一步，步骤二中，所述梯度回绕的持续时间小于所述选层脉冲的持续时间。

进一步，步骤三中，所述双回波螺旋梯度波形由设计的K空间轨迹得到。

进一步，步骤五中，所述K空间轨迹由设定的视野、分辨率、带宽、采样时间间隔、采样密度和硬件设施所能达到的最大梯度和最大梯度爬升速度决定。

进一步，步骤六中，所述通过调整所述第一回波时间和第二回波时间，并基于所述调整后的回波时间得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号，包括：

调整所述第一回波时间，获取所述第一回波时间对应的动态对比增强图像，调整所述第二回波时间，获取所述第二回波时间对应的动态磁敏感增强图像；其中所述第一回波时间小于所述第二回波时间。

本发明的另一目的在于提供一种应用所述的一种双对比度的灌注磁共振成像方法，所述双对比度的灌注磁共振成像方法，包括：

激发模块，用于采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面，所述平面为XY平面；

控制采集模块，用于采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；

处理模块，用于通过调整所述第一回波和第二回波时间，并基于所述调整后的回波时间得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号。

本发明的另一目的在于提供一种计算机设备，所述计算机设备包括存储器和处理器，所述存储器存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，使得所述处理器执行如下步骤：

采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面；同时采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；最后通过调整所述第一回波和第二回波时间，并基于所述调整后的回波时间得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号。

本发明的另一目的在于提供一种计算机可读存储介质，存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时，使得所述处理器执行如下步骤：

采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面；同时采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；最后通过调整所述第一回波和第二回波时间，并基于所述调整后的回波时间得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号。

本发明的另一目的在于提供一种信息数据处理终端，所述信息数据处理终端用于实现所述的动态对比增强的磁共振成像系统。

结合上述的所有技术方案，本发明所具备的优点及积极效果为：本发明提供的双回波同时螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的成像方法及系统，在一次注射对比剂的情况下，通过使用选层梯度和双回波螺旋梯度进行编码并读出，通过一次扫描获得双回波图像，得到较高时间和空间分辨率的双回波动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)磁共振成像信号和图像。同时，本发明主要应用于血流量，血流速和血管通透性成像，能够对血液流量、血液流速和血管壁通透性进行成像。

目前灌注成像存在以下问题，第一：成像空间分辨率低(3mm*3mm*5mm)，导致图像的质量不高，对于微小的病灶难以识别。第二：时间分辨率低(3-6s)，因为我们的灌注成像就是注射对比剂之后实现对比剂的实时动态快速的监测和扫描，时间分辨率低，同样也会导致我们出现对于动态的成像不敏感的问题，对动态的监测不准确的问题。第三：成像时间长(5min)，对于患者而言，难以耐受。第四：灌注成像的方式都需要对比剂，但是我们知道对比剂都存在潜在的对肾脏，脑部的副作用和危害等问题。

本发明抛弃了传统的笛卡尔采集，改用螺旋采集k空间数据，由于我们只采集一条k空间的数据，就可以填满整个k空间，区别于以往的笛卡尔采集，需要很多条采集，极大的提高的采集的效率。其次，螺旋采集不会采集边缘的周围的数据，对于采集效率的提升也有帮助。有助于我们提高时间分辨率。第三，由于螺旋轨迹不使用相位编码梯度，从k空间中心开始的螺旋轨迹可能有很短的回波时间。反之，从k空间边缘开始，向内旋转，则可以获得较长的回波时间，以提高T2*的灵敏度。第四，由于靠近k空间中心的采样密度较大，它们通常对运动不太敏感。有助于我们减少我们的运动伪影

基于以上螺旋采集的优势，改为了双回波螺旋采集，在兼具了螺旋采集优势的同时，我们能够使用这两个回波分别进行动态对比增强和动态磁敏感增强的成像。实现了一次采集获得双对比度的灌注图像。

解决以上问题及缺陷的意义为：经过我们的优化，灌注成像的参数的优化，比如空间分辨率可以实现1mm*1mm*5mm，时间分辨率可以达到0.52s，由于我们一次注射就可以获得双对比度的图像，可以减少对比剂的用量，成像时间也缩短了一半。利用我们自主开发的新序列，能够实现高空间和时间分辨率的成像，有助于病灶的精准诊断，以及疾病的早期发现，在无创的条件下获得血液及间质和血管的一系列参数。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例的技术方案，下面将对本发明实施例中所需要使用的附图做简单的介绍，显而易见地，下面所描述的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是本发明实施例提供的动态对比增强的磁共振成像方法流程图。

图2是本发明实施例提供的磁共振成像序列示意图。

图3是本发明实施例提供的双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)成像系统结构图。

图4是本发明实施例提供的电子设备的结构框图。

图5是本发明实施例提供的第一回波获得比格犬头部图像：

图6是本发明实施例提供的第二回波获得比格犬头部图像：

图7是本发明实施例提供的第一回波和第二回波信号随时间变化曲线：

图8是本发明实施例提供的ΔR和ΔR*弛豫时间随时间变化曲线：

图9是本发明实施例提供的动态对比增强(DCE)转运速率常数(Ktrans)图：

图10是本发明实施例提供的动态对比增强(DCE)部分血浆体积(vp)图：

图11是本发明实施例提供的动态磁敏感对比增强(DSC)血流量图：

图12是本发明实施例提供的动态磁敏感对比增强(DSC)血流速图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

针对存在的问题，本发明提供了一种双对比度的灌注磁共振成像方法及系统，下面结合附图对本发明作详细的描述。

如图1所示，本发明实施例提供的一种双对比度的灌注磁共振成像方法包括以下步骤：

S101，采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面；其中，所述平面为XY平面；这里的小角度一般是10-90°；

S102，采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；这里使用系统允许的最大梯度爬坡速率是为了缩短成像所需的时间，最大程度发挥序列的优势；

S103，打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；预设的双回波螺旋梯度波形变化可以根据成像物体和成像设备进行调整；

S104，从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间(TE1)；我们使用的第一回波时间一般小于4ms；

S105，当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间(TE2)；我们使用的第二回波时间一般小于34.2ms；

S106，通过调整所述第一回波时间和第二回波时间，并基于所述调整后的回波时间得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号。完成双对比度灌注成像方法。

下面结合实施例对本发明的技术方案作进一步描述。

针对现有技术中DCE-MRI具有较高的空间分辨率，但时间分辨率较低。DSC-MRI时间分辨率高，空间分辨率低。而且这两种成像方式都需要使用对比剂，钆对比剂不仅具有潜在肾毒性，而且越来越多的证据表明反复暴露后，可能发生钆沉积在大脑中的问题。

本发明实例提供了一种双对比度双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)成像方法及系统，主要应用于血流量，血流速和血管通透性成像，能够对血液流量、血液流速和血管壁通透性进行成像。通过采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面，这里使用的角度是60°，所述平面为XY平面，采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度，本实验所在系统的最大梯度爬升速度为110mT/m/ms，使用最大梯度爬升速度是为了最大程度发挥系统的优势，缩短成像时间；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化,本实验预设双回波螺旋梯度波形为测试后适合于本实验的最佳波形；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间，本实验使用的第一回波时间控制在4ms以内；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间，本实验使用的第二回波时间控制在34.2ms以内；通过调整所述第一回波时间和所述第二回波时间，得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的成像方法及系统磁共振成像图像信号。在人体所需成像部位中，在第一个回波图像中，得到动态对比增强图像；在第二个回波图像中，得到动态磁敏感增强图像。至此，完成了双对比度灌注成像方法。

图1为本发明实例提供的一种双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)成像方法流程图，如图1所示，包括：

S1，采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面，所述平面为XY平面；

S2，采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；

S3，通过调整所述第一回波时间和所述第二回波时间，得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的成像方法及系统磁共振成像图像信号。

具体地，步骤S1中，用一个选层梯度配合射频脉冲选层激发将特定层面内的磁化矢量激发到横平面，该横平面为XY平面，磁化矢量激发到横平面的大小与射频脉冲的翻转角度有关，用公式表示为，M

步骤S2中，采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；

步骤S3中，进一步对第一回波和第二回波时间进行调整，并基于所述调整后的回波时间从而得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号。

本发明实例通过将磁化矢量激发到磁场空间的横平面，通过使用选层梯度和双回波螺旋梯度进行编码并读出，在一次注射对比剂的情况下，通过一次扫描获得双回波图像，得到较高时间和空间分辨率的双回波动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)磁共振成像信号和图像。

基于上述实例，所述通过调整所述第一回波时间和所述第二回波时间，得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)图像信号，具体包括：

调整所述第一回波时间和第二回波时间，获取所述第一回波成像时间对应的动态对比增强(DCE)图像，和所述第二回波成像时间对应的动态磁敏感增强(DSC)图像，其中所述第一回波成像时间小于所述第二回波成像时间；

此处，在人体所需成像部位中，在第一个回波图像中，得到动态对比增强图像；在第二个回波图像中，得到动态磁敏感增强图像。

本发明实例通过调整第一回波时间和第二回波时间的长短，分别得到TE1时间和TE2时间下的成像图像，得到较为高时间空间分辨率的双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)成像信号。

基于上述任一实例，所述选层梯度的翻转角度为10-90度，所述选层梯度的幅度选择系统允许的最大值。

具体地，在选层梯度的幅度值一定的情况下，横平面的磁化矢量的能量的大小与非选层梯度的翻转角度θ有关，不同的成像物质需要不同能量的磁化矢量，因此可以通过调节非选层梯度的翻转角度为10-90度的某一个值，来观测不同的成像物质；同样，选层梯度的脉冲幅度选择系统硬件允许最大值，使得选层梯度宽度最小。

所述双回波螺旋梯度波形由设计的K空间轨迹得到。

所述K空间轨迹由设定的视野、分辨率、带宽、采样时间间隔、采样密度、硬件设施所能达到的最大梯度和最大梯度爬升速度决定。

图2为本发明实例提供的磁共振成像序列示意图，如图2所示，打开选层梯度，选择一个翻转角θ＝10-90度的选层梯度施加在-y轴方向，将初始磁化矢量M

为了实现最短的回波时间，在磁化矢量被激发之后，采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间，记为TE1；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间，记为TE2；在所述双回波螺旋读出梯度变为零之后，采集信号；实验中设置第一回波时间TE1＝4ms，第二回波时间TE1＝34.2ms。

本技术中调整所述第一回波和第二回波时间，并基于所述调整后的回波时间得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的图像信号。

图3为本发明实例提供的一种双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)成像磁共振成像系统结构图，如图3所示，包括：激发模块31、控制采集模块32和处理模块33；其中：

激发模块31用于采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面，所述平面为XY平面；

控制采集模块32用于采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；

处理模块33用于通过调整所述第一回波时间和所述第二回波时间，得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的成像方法及系统磁共振成像图像信号。

本发明实例提供的系统用于执行上述对应的方法，其具体的实施方式与方法的实施方式一致，涉及的算法流程与对应的方法算法流程相同，此处不再赘述。

本发明实例通过将磁化矢量激发到磁场空间的横平面，通过使用选层梯度和双回波螺旋梯度进行编码并读出，在一次注射对比剂的情况下，通过一次扫描获得双回波图像，得到较高时间和空间分辨率的双回波动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)磁共振成像信号和图像。

基于上述任一实例，所述处理模块33包括调整子模块331、获取子模块332和处理子模块333；其中：

调整子模块331用于分两次调整所述第一回波时间和第二回波时间，其中第一回波时间小于第二回波时间；获取子模块332用于获取所述第一回波时间对应的图像，和所述第二回波时间对应的图像；处理子模块333用于将所述第一回波时间对应的图像，和所述第二回波时间对应的图像，得到高时间和空间分辨率的双回波动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)磁共振成像信号和图像。

本发明实例通过调整第一回波时间和第二回波时间的长短，分别得到第一回波时间和第二回波时间下的成像图像，高时间和空间分辨率的双回波(DCE)和(DSC)磁共振成像信号。

基于上述任一实例，所述激发模块31中的选层梯度的翻转角度为10-90度，所述选层梯度的幅度选择系统允许的最大值。

所述双回波螺旋梯度波形由设计的K空间轨迹得到。

所述K空间轨迹由设定的视野、分辨率、带宽、采样时间间隔、采样密度、硬件设施所能达到的最大梯度和最大梯度爬升速度决定。

本发明实例通过根据需要调整双回波螺旋达到k空间的位置，以满足研究需要又保证一定清晰度的图像。

图4示例了一种电子设备的实体结构示意图，如图4所示，该电子设备可以包括：处理器(processor)410、通信接口(Communications Interface)420、存储器(memory)430和通信总线440，其中，处理器410，通信接口420，存储器430通过通信总线440完成相互间的通信。处理器410可以调用存储器430中的逻辑指令，以执行如下方法：

采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面，所述平面为XY平面；采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；通过调整所述第一回波时间和所述第二回波时间，得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的成像方法及系统磁共振成像图像信号。

此外，上述的存储器430中的逻辑指令可以通过软件功能单元的形式实现并作为独立的产品销售或使用时，可以存储在一个计算机可读取存储介质中。基于这样的理解，本发明的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分或者该技术方案的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品存储在一个存储介质中，包括若干指令用以使得一台计算机设备(可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等)执行本发明各个实施例所述方法的全部或部分步骤。而前述的存储介质包括：U盘、移动硬盘、只读存储器(ROM，Read-Only Memory)、随机存取存储器(RAM，Random Access Memory)、磁碟或者光盘等各种可以存储程序代码的介质。

另一方面，本发明实施例还提供一种非暂态计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时实现以执行上述各实施例提供的传输方法，例如包括：采用小角度激发脉冲将磁化矢量激发到磁场空间的横平面，所述平面为XY平面；采用系统允许最大梯度爬坡速率打开选层梯度；当选层梯度达到系统允许最大值后，逐渐下降到零，之后进行梯度回绕；打开双回波螺旋进行编码并读出；二维的双回波螺旋梯度波形振幅从零开始，并以预设的双回波螺旋梯度波形变化；从发射激发脉冲到打开双回波螺旋梯度的时间称为第一回波时间；当双回波螺旋轨迹达到最大K空间半径，双回波螺旋梯度变为零，从发射激发脉冲到双回波螺旋梯度结束的时间称为第二回波时间；通过调整所述第一回波时间和所述第二回波时间，得到双回波螺旋采集动态对比增强(DCE)和动态磁敏感增强(DSC)的成像方法及系统磁共振成像图像信号。

对5只健康比格犬进行静脉注射25％甘露醇(注射剂量：25ml/kg)，注射甘露醇的目的是：打开血脑屏障，使得对比剂可以进入脑部，并进行磁共振灌注成像分析。测试参数为:成像视野大小＝15*15cm

如图5所示，第一回波获得比格犬头部图像：

如图6所示，第二回波获得比格犬头部图像：如图7所示，第一回波和第二回波信号随时间变化曲线：

如图8所示，ΔR和ΔR*弛豫时间随时间变化曲线：

如图9所示，动态对比增强(DCE)转运速率常数(Ktrans)图：

如图10所示，动态对比增强(DCE)部分血浆体积(vp)图：

如图11所示，动态磁敏感对比增强(DSC)血流量图：

如图12所示，动态磁敏感对比增强(DSC)血流速图。

以上所述，仅为本发明的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，都应涵盖在本发明的保护范围之内。