磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging)是二十世纪八十年代发展起来的一种全新的影像检查技术。它主要是根据生物磁性核(氢核)在磁场中受到射频脉冲的激励后发生核磁共振现象而产生磁共振信号,再经梯度磁场的检测以及计算机系统的处理实现对成像物体结构、生理、和化学特征成像的。与一些其它常规的成像技术如X线成像、CT (Computed Tomography)成像以及超声成像技术相比,磁共振成像具有好的软组织分辨率、成像参数多、对人体没有电离辐射伤害等优点,而且可以对成像生物体内部的组织结构或功能进行无创的成像。因此,磁共振在临床上已经得到广泛的应用,在人类各种疾病的诊断中发挥着至关重要的作用。地中海贫血是一种遗传性血液病,严重威胁着人类的健康。虽然输血治疗对地中海贫血有一定的疗效,能提高病人的生存率,但是治疗中反复的输血加上贫血可以促使肠道对铁的吸收功能增强,导致了铁在人体内多个实质性器官内沉积。大量的铁沉积会导致心脏衰竭、肝硬化、肝功能退化、糖尿等一系列并发症。虽然在输血治疗地中海贫血的过程中会进行除铁治疗,但是过多的除铁治疗剂也会对患者造成一定的伤害,引起人体一系列的并发症。虽然肝脏疾病不是地中海贫血死亡的主要原因,但是临床研究表明肝脏的铁沉积量是反映全身铁沉积量的一个重要的指标。因此,准确而有效地测量肝脏铁沉积量对于地贫患者早期的诊断以及后续的治疗都有非常重要的作用。现已有很多方法可以实现地中海贫血患者肝脏铁沉积量的测量,包括：血清化学测量法、肝脏组织活检法、超导量子干涉法以及成像法。研究表明,血清化学测量法在评估除铁治疗疗效中具有很重要的作用,但是这种方法比较容易受到输血周期、炎症以及感染等因素的影响,而且测量到的结果与肝脏中铁沉积量没有相关关系。肝脏铁沉积量测量的金标准是肝脏组织活检法,但是这种检查法是一种有创的检查过程,容易造成肝脏出血等并发症,而且肝脏内铁的不均匀分布以及测量中取样的样本大小都会影响肝组织活检测量的准确性。超导量子干涉法由于价格昂贵等原因也没有得到广泛的应用。基于横向弛豫时间T2和有效横向弛豫时间T2*的肝铁测量方法克服了上述方法的缺点,已经得到了广泛的应用。当肝脏中含铁量增加时,顺磁性的铁化合物会加剧局部磁场的不均匀性,使信号快速的衰减,也就意味着弛豫率R2(1/T2)、R2*(1/T2*)的增加。已有研究表明,R2和R2*均可用于肝脏铁沉积的测量,且两种方法的测量精度大致相同。由于R2与R2*值与组织中铁沉积量呈正相关关系,而且肝铁T2*值比较小,采用R2*会更有利于表达小的T2*值,所以很多相关文献采用R2与R2*值。在本论文的研究中,我们用多回波梯度回波的R2*值来进行肝脏铁沉积的测量。因为梯度回波序列(Gradient-recalled-echo,GRE)对由顺磁性物质引起的磁场不均匀性很敏感。R2*的测量主要是基于多回波(multi-echo)梯度回波序列,将采集到的各回波时间上的信号值拟合到特定的衰减模型上,即可获得R2*的估计值。现己提出了不同的方法用于多回波图像的R2*估计。其中一类是先平均后拟合方法,是指在不同回波时间的回波图像上均匀肝实质区域部分的对应位置画出感兴趣区域,然后对感兴趣区域内的灰度求平均值,将不同回波图像上感兴趣区域内灰度的平均值拟合到特定的衰减模型即可得出肝脏的R2*值。这种方法的优点就是可以避免血管和胆汁对结果造成影响。但是,由于铁在患者肝脏内的分布可能是不均匀的,这种方法得出的R2*值只能提供一个肝脏R2*值的平均估计,而不能反映出肝脏内铁的分布。而且,选定的感兴趣区域的位置和大小由于操作者的不同而不同,可能会导致测量误差。第二类是对整个肝脏内的像素点逐点拟合方法,得到肝脏某一层面的R2*图。这种逐点拟合的方法得到的R2*图可以很好的反映出肝脏该层面内铁的分布情况,但是在信噪比低的地方尤其是在肝脏铁沉积严重的地方,这种方法就会导致较大的偏差和方差。我们可以采取优化图像协议,比如增加像素的带宽或增加激励的次数,来达到提高图像信噪比的目的。但是,它们是以降低图像的分辨率和增加采集时间为代价的,所以这两种方法都是不可行的。因此磁共振图像经常会被噪声污染,这些噪声将会影响R2*测量的准确性。噪声对衰减曲线的影响主要表现在两个方面：一是,非零均值的噪声使弛豫衰减曲线由两部分组成：前期回波时间内快速衰减的部分和后期回波时间缓慢衰减达到平台期的部分。尤其是在肝脏铁沉积比较严重的地方,这种现象更加明显。二是,噪声会使衰减曲线偏离其期望值而上下波动。大量的研究针对第一种情况提出了不同的拟合模型。平移模型是一种把后期回波时间内缓慢变化的部分看成一个常数加在单指数拟合模型上的拟合方法。这种模型可以降低数据拟合误差,然而该模型对噪声等因素影响磁共振信号的机制缺乏深入的考虑。截断模型是认为衰减曲线中缓慢变化的部分是由噪声、伪影等所造成的,可以把平台期的点舍弃掉,然后将剩余的点用单指数拟合模型来拟合。在心脏和肝脏的R2*测量中,截断模型已经被证明具有很好的重复性,而且当数据是由相位阵线圈采集得到时,截断模型可以提高R2*测量值的准确性。但是,截断模型在肝脏R2*的测量中有一个很大的局限性。肝脏中铁沉积量要比心脏中的铁沉积量大很多。在铁含量严重超载的肝脏中,衰减信号快速衰减到噪声水平,那么截断模型就有可能找不到足够的点来进行拟合。最近的研究中又提出了一阶矩噪声修正模型和二阶矩噪声修正模型,这两种方法可以更准确的刻画非中心卡分布的噪声对信号衰减曲线的影响,且优于平移模型和截断模型,具有很高的精度。针对第二种情况,有研究提出了一种通过非局部均值(Non-Local Means, NLM)算法来提高逐点拟合R2*图准确性的方法,这篇文章的主要思想是在对衰减信号进行拟合前,首先分别对每幅回波图像进行非局部均值滤波,去除回波图像中的噪声,然后利用滤波后的回波图像进行二阶矩噪声修正模型的拟合。仿真实验结果和真实数据实验结果都证明了这种先滤波后拟合方法的可行性。非局部均值算法的思想是利用以待去噪点为中心的搜索窗内像素值的加权平均来进行去噪的。这种算法已经成功的被应用到磁共振图像莱斯分布噪声的去除上。这种算法在保持图像的边缘和细节以及在平坦区域噪声的去除上都有很好的效果,这是因为非局部均值去噪算法中权重的大小可以根据图像局部特征的不同而自适应的改变。所以这种算法本质上是非线性的自适应滤波过程。在利用非局部均值算法分别对每幅回波图像进行去噪的时候,由于算法的非线性以及每个回波图像上的特征不完全相同,这就给衰减曲线带来额外的失真。针对上述方法的不足,我们将每一个衰减信号看成一个基本单元来进行加权平均去噪。这就避免了对回波图像单独进行去噪时,滤波器的非线性特性所带来的失真问题。我们提出的方法的思想主要是：在以待去噪衰减信号为中心的大的搜索窗内,通过衰减信号之间欧式距离的比较来确定搜索窗内其他衰减信号和待去噪衰减信号之间的相似性,并将大的权重赋予那些与待去噪衰减信号相似的衰减信号,然后通过搜索窗内衰减信号的加权平均来达到去噪的目的。为了验证我们的方法在R2*测量结果的准确性方面比原有NLM方法好,我们分别在仿真数据上和真实的临床数据上做了对比实验。仿真实验中,我们的实验数据仿真方案为：根据临床上己分割好的典型真实肝部图像来仿真肝实质与血管等解剖位置；然后将血管区域的R2*值设为33s-1,把肝实质区域的R2*值设为代表不同铁沉积水平的值,生成参考的R2*图。根据参考R2*图以及预设So,采样理想自由衰减信号就可以得到不同回波图像上的理想图像；将图像的实部和虚部都加上高斯噪声再取模,就可以实现噪声的仿真。根据实际情况变换仿真数据中肝铁沉积的水平以及噪声的水平,可以用来评价我们方法和原有NLM方法在不同的铁沉积水平和噪声水平级下R2*图测量的准确性。实验中用到的临床数据是分别对应着正常的肝铁沉积量、中等的肝铁沉积量、严重的肝铁沉积量的三名志愿者的肝脏横断面回波图像。图像是在1.5T西门子磁共振上扫描得到的,采用的是多回波的梯度回波序列。仿真实验数据结果表明本论文提出的ADSSW方法和NLM方法均可提高R2*图测量的准确性。ADSSW方法测量得到的R2*图中,肝实质和血管的交界处边缘清晰,且在血管的周围没有奇异值的出现。而NLM方法测量到的R2*图中,边缘出现模糊的现象且在血管的周围可以看到明显的奇异点。从对应的误差图上更好的看出来。由肝脏R2*图中过血管直线的R2*值统计图可以看出,ADSSW方法测量得到的R2*值更接近真实的R2*值,更好的保持了边缘细节。此外,在不同噪声水平级下,本论文提出方法测得的R2*图都具有最小的RMSE,再次验证了我们方法的优越性。在临床真实数据实验中,本论文ADSSW方法得到的R2*图中血管的形状得到了很好的保持,且没有较大奇异值的出现。对比之下,NLM方法得到的R2*图中,部分血管出现失真,且在边缘区域有奇异值的出现。而且,我们方法得到的拟合误差值相比NLM方法更小。临床真实数据实验结果也验证了我们方法比NLM方法更优越。