一種mri系統的快速主動勻場方法

2023-04-29 11:00:56 2

一種mri系統的快速主動勻場方法
【專利摘要】本發明涉及一種MRI系統的快速主動勻場方法，其特徵在於：包括如下步驟：步驟1、設置MRI系統的掃描參數；步驟2、採集數據；驟3、計算MRI系統磁場的不均勻性分布場；步驟4、復值迭代逼近方法獲得磁化矢量相位信息；步驟5、勻場電流的計算。與現有技術相比，本發明的優點在於：本發明使用雙回波序列採集回波數據，同時採用複數擬合合成方法，間接獲得MRI系統磁場的不均勻性分布場，避免了相位纏繞對相位擬合帶來的麻煩，因此本發明提供的方法能對MRI系統實現準確和穩定的勻場，無需相位解纏繞，計算速度快且精度較高。
【專利說明】-種MR I系統的快速主動勻場方法

【技術領域】
[0001] 本發明設及一種MRI系統的快速主動勻場方法。

【背景技術】
[0002] 磁共振成像Wa即etic Resonance Imaging, MRI)是醫學影像領域中的一種高新 技術，它利用特定的射頻脈衝和經過空間編碼的磁場，使生物體內的氨核共振產生信號，經 計算機處理而成像。自20世紀70年代問世W來，MRI技術發展迅速，由於其具有對比度 高、成像參數多、可任意層面斷層成像、無骨偽影幹擾、無電離福射等特點，目前已經成為影 像學檢查中最先進的工具之一，廣泛應用於人體各部位的臨床檢查。
[0003] 使用MRI系統進行人體掃描時，人需要進入MRI系統提供的特定磁場當中。然後， 受磁體設計、製造工藝W及原材料物理性質之間差異等多方面因素的影響和限制，任何磁 體出廠後都不可能使整個有效孔徑內的磁場完全均勻。因此，磁體安裝就位後，還要在現場 對磁場均勻度進行優化，該個過程稱為勻場（shimming)。常用的勻場方法有被動勻場和主 動勻場。另外，當不同的人進入磁場後也會對磁場的均勻性產生一定的影響，使得成像的效 果不理想，因此需要藉助主動勻場來實現針對個體的勻場。
[0004] 主動勻場（active shimming)又稱為有源勻場，是指在勻場線圈（shimming coils,-階勻場線圈常用梯度線圈代替）中通W電流，產生附加磁場，並通過適當調整勻 場線圈陣列中各線圈的電流強度，使其周圍的局部磁場發生變化來調節改善靜磁場的不均 勻性，W提高靜磁場整體均勻性的過程。
[0005] 然而，現有的對MRI系統進行主動勻場的技術，普遍勻場效果不佳，頻率壓脂效果 不好，勻場過程不夠快速穩定，有待於進一步改進。


【發明內容】

[0006] 本發明所要解決的技術問題是針對上述現有技術提供一種MRI系統的快速勻場 方法，該方法能夠獲得很好的勻場效果，改善頻率壓脂序列的臨床表現，同時勻場過程快速 穩定。
[0007] 本發明解決上述技術問題所採用的技術方案為；一種MRI系統的快速主動勻場方 法，其特徵在於；包括如下步驟：
[000引步驟1、設置MRI系統的掃描參數，具體設置過程如下：
[0009] 步驟（1-1)、在常溫條件下，將預先製作好的水模放入MRI掃描儀中掃描，前述水 模的縱向馳豫時間T1值為570ms?580ms ;
[0010] 步驟（1-2)、採用雙回波序列進行掃描，即採用普通GRE序列，使用兩個不同的回 波時間進行掃描，就構成了雙回波序列掃描，使用雙回波序列進行掃描可W採集得到雙回 波數據；設置掃描參數：重複時間TR選擇15ms?25ms ;兩個回波時間TE的值滿足水脂同 相；
[0011] 步驟（1-3)、採集數據，觀察採集到的兩個回波數據的中屯、是否對齊，W及採集到 的兩個回波數據是否是最大值，如不是，重複步驟（1-2)，調整掃描參數，直至採集到的兩個 回波數據的中屯、對齊，且兩個回波數據達到最大值；
[0012] 步驟2、採集數據，具體過程如下：
[0013] 步驟（2-1)、對已經進行過被動勻場的MRI設備，記錄下當前勻場線圈中電流值， 或將當前勻場線圈中電流值清零。
[0014] 步驟（2-2)、將預先製作好的水模設置在MRI設備的主磁場中央，發射射頻脈衝， 根據接收到的FID信號的譜峰位置，得到FID信號的中屯、頻率和水脂共振頻率差異；
[0015] 步驟（2-3)、使用步驟1中提及的雙回波序列進行掃描，採集雙回波數據，根據水 脂共振頻率差異，設置兩個回波中屯、的時間之差，使得在該兩組回波中屯、水脂相位差保持 一致；
[0016] 步驟3、計算MRI系統磁場的不均勻性分布場，具體過程如下：
[0017] 步驟（3-1)、同樣採用雙回波掃描序列，設置的MRI系統掃描參數與步驟1相同； 對預先製作好的水模進行掃描，將x、y、z =個方向的勻場電流均設置為0,然後採集一組數 據S0,該數據SO的第一個回波數據記為SOI，第二個回波數據記為S02 ;
[001引步驟（3-2)、將步驟（3-1)中採集的數據的兩個回波數據通過複數共輛相乘得到 兩個回波數據的相位差A 00, A 00 = S01XS*02, S*02是S02的復共輛；
[0019] 步驟（3-3)、步驟（3-。得到的相位差A 〇0是由MRI系統磁場的不均勻性引起 的，因此將步驟（3-。得到的相位差A 〇0作為MRI系統磁場的不均勻性分布場；
[0020] 步驟4、復值迭代逼近方法獲得磁化矢量相位信息：
[0021] 步驟（4-1)、採用逼近函數和迭代算法，對步驟3得到的相位差A 〇0進行局部或 者全局逼近，得到相位差A 〇0的變化率；
[002引步驟（4-2)、將步驟（4-1)得到的相位差A 00變化率作為該MRI系統的勻場系 數；
[0023] 步驟5、勻場電流的計算，具體過程如下：
[0024] 步驟巧-1)、在對待測人體進行檢測時，重複步驟2?3,獲得待測人體的相位差 A巫1 ;
[0025] 步驟巧-2)、根據步驟4得到的MRI系統的勻場係數W及待測人體的相位差 A 〇 1，計算出對待測人體進行檢測時的勻場電流。
[0026] 所述步驟4中，在選擇度量函數時，度量函數的待定係數的取值範圍由MRI設備的 裝機狀態決定，並通過對實際掃描數據進行統計獲得；度量函數的初值通過其他已有方法 獲得或選擇隨機初值。
[0027] 與現有技術相比，本發明的優點在於：本發明使用雙回波序列採集回波數據，同時 採用複數擬合合成方法，間接獲得MRI系統磁場的不均勻性分布場，避免了相位纏繞對相 位擬合帶來的麻煩，因此本發明提供的方法能對MRI系統實現準確和穩定的勻場，無需相 位解纏繞，計算速度快且精度較高。

【專利附圖】

【附圖說明】
[002引圖1為本發明實施例中快速主動勻場方法的流程圖；
[0029] 圖2為本發明實施例具體實驗中加勻場值的壓脂頻譜圖；
[0030] 圖3為本發明實施例具體實驗中不加勻場值的壓脂頻譜圖；
[0031] 圖4為本發明實施例具體實驗中加勻場值的膝關節頻率壓脂圖像
[0032] 圖5為本發明實施例具體實驗中不加勻場值的膝關節頻率壓脂圖像。

【具體實施方式】
[0033] W下結合附圖實施例對本發明作進一步詳細描述。
[0034] 本發明提供的MRI系統的快速主動勻場方法，包括W下五個步驟，參見圖1所示， 具體如下：
[0035] 步驟1、設置MRI系統的掃描參數，具體設置過程如下：
[0036] 步驟（1-1)、在常溫條件下，將預先製作好的水模放入MRI掃描儀中掃描，前述水 模的縱向馳豫時間T1值為570ms?580ms ;
[0037] 步驟（1-2)、採用雙回波序列進行掃描，即採用普通GRE序列，使用兩個不同的回 波時間進行掃描，就構成了雙回波序列掃描，使用雙回波序列進行掃描可W採集得到雙回 波數據；設置掃描參數：重複時間TR選擇15ms?25ms ;兩個回波時間TE的值滿足水脂同 相；
[003引步驟（1-3)、採集數據，觀察採集到的兩個回波數據的中屯、是否對齊，W及採集到 的兩個回波數據是否是最大值，如不是，重複步驟（1-2)，調整掃描參數，直至採集到的兩個 回波數據的中屯、對齊，且兩個回波數據達到最大值；
[0039] 步驟2、採集數據，具體過程如下：
[0040] 步驟（2-1)、對已經進行過被動勻場的MRI設備，記錄下當前勻場線圈中電流值， 或將當前勻場線圈中電流值清零。
[0041] 步驟（2-2)、將預先製作好的水模設置在MRI設備的主磁場中央，發射射頻脈衝， 根據接收到的FID信號的譜峰位置，得到FID信號的中屯、頻率和水脂共振頻率差異；
[0042] 步驟（2-3)、使用步驟1中提及的雙回波序列進行掃描，採集雙回波數據，根據水 脂共振頻率差異，設置兩個回波中屯、的時間之差，使得在該兩組回波中屯、水脂相位差保持 一致；
[0043] 步驟3、計算MRI系統磁場的不均勻性分布場，具體過程如下：
[0044] 步驟（3-1)、同樣採用雙回波掃描序列，設置的MRI系統掃描參數與步驟1相同； 對預先製作好的水模進行掃描，將x、y、z =個方向的勻場電流均設置為0,然後採集一組數 據S0,該數據SO的第一個回波數據記為SOI，第二個回波數據記為S02 ;
[0045] 步驟（3-2)、將步驟（3-1)中採集的數據的兩個回波數據通過複數共輛相乘得到 兩個回波數據的相位差A 〇0, A 〇0 = S01XS*02, S*02是S02的復共輛；
[0046] 步驟（3-3)、步驟（3-2)得到的相位差A 〇0是由MRI系統磁場的不均勻性引起 的，因此將步驟（3-。得到的相位差A 〇0作為MRI系統磁場的不均勻性分布場；
[0047] 採用複數擬合合成方法，間接獲得磁化矢量相位的分布特徵，避免了相位纏繞對 相位擬合帶來的麻煩；
[0048] 步驟4、復值迭代逼近方法獲得磁化矢量相位信息：
[0049] 步驟（4-1)、採用度量函數和迭代算法，對步驟3得到的相位差A 〇0進行局部或 者全局逼近，得到相位差A 〇0的變化率；在選擇度量函數時，度量函數的待定係數的取值 範圍由MRI設備的裝機狀態決定，並通過對實際掃描數據進行統計獲得；度量函數的初值 通過其他已有方法獲得或選擇隨機初值；迭代算法採用現有技術中的常規迭代算法；
[0050] 步驟（4-2)、將步驟（4-1)得到的相位差A 〇0變化率作為該MRI系統的勻場系 數；
[0化1] 步驟5、勻場電流的計算，具體過程如下：
[0化2] 步驟巧-1)、在對待測人體進行檢測時，重複步驟2?3,獲得待測人體的相位差 A巫1 ;
[005引步驟巧-2)、根據步驟4得到的MRI系統的勻場係數W及待測人體的相位差 A 01，計算出對待測人體進行檢測時的勻場電流，然後將該勻場電流加在勻場線圈或梯度 線圈上進行勻場。知道了 MRI系統的勻場係數W及待測人體的相位差A 0 1，計算待測人體 進行檢測時的勻場電流的方法為現有技術中的常規方法，即設MRI系統的勻場係數為k，待 測人體進行檢測時的勻場電流為： ^xa，該裡a為MRI系統的梯度比例係數，對於一臺 麼 MRI系統機械來說，其MRI系統的梯度比例係數a是一個固定的常數；
[0化4] 最後，完成上述步驟後，觀察FID譜線的高度和寬度或者壓脂效果，場越均勻，FID 信號越強，譜線越窄；場越均勻，壓脂效果越好。
[0055] 為了評價本發明提供的MRI系統的快速主動勻場方法的有效性， 申請人:分別做 了兩組仿真數據實驗，水模頻率壓脂實驗和人體膝關節頻率壓脂實驗。兩個實驗都是在 XGY-1. 5T超導設備上完成的。首先將水和植物油混合在一起，配比按照步驟1要求，配製一 個接近人體組織特性的水模，將該水模放入MRI掃描儀中，根據步驟1設置掃描參數，並通 過步驟2採集數據，經過步驟3就可W得到不均勻場的分布信息，再經過步驟4可獲得擬合 後的相位信息，然後通過步驟5換算勻場電流，將勻場電流載入進行勻場，進行頻率壓脂實 驗，觀察壓脂的頻譜圖。然後不加勻場電流，觀察壓脂的頻譜圖，並與加勻場的進行對比。
[0056] 從頻譜圖上看，圖2比圖3中的水峰更尖細，半高寬較窄，圖2的信號幅值為2609 比圖3的信號幅值2091大了很多，而且脂峰基本被壓下去了。
[0化7] 選擇多位志願者，做膝關節頻率壓脂實驗。首先用本發明提供的MRI系統的快速 主動勻場方法進行勻場，然後做頻率壓脂實驗，獲得膝關節頻率壓脂的圖像，然後勻場電流 置零，獲得不加勻場的膝關節頻率壓脂的圖像，並與加勻場的圖像對比。從膝關節頻率壓脂 的圖像上看，圖4的壓脂效果要比圖5的更好，壓脂更均勻，從而證明本發明是有效的，能夠 提高頻率壓脂圖像的質量。
【權利要求】
1. 一種MRI系統的快速主動勻場方法，其特徵在於：包括如下步驟： 步驟1、設置MRI系統的掃描參數，具體設置過程如下： 步驟（1-1)、在常溫條件下，將預先製作好的水模放入MRI掃描儀中掃描，前述水模的 縱向馳豫時間T1值為570ms?580ms ; 步驟（1-2)、採用雙回波序列進行掃描，即採用普通GRE序列，使用兩個不同的回波時 間進行掃描，就構成了雙回波序列掃描，使用雙回波序列進行掃描可以採集得到雙回波數 據；設置掃描參數：重複時間TR選擇15ms?25ms ;兩個回波時間TE的值滿足水脂同相； 步驟（1-3)、採集數據，觀察採集到的兩個回波數據的中心是否對齊，以及採集到的兩 個回波數據是否是最大值，如不是，重複步驟（1-2)，調整掃描參數，直至採集到的兩個回波 數據的中心對齊，且兩個回波數據達到最大值； 步驟2、採集數據，具體過程如下： 步驟（2-1)、對已經進行過被動勻場的MRI設備，記錄下當前勻場線圈中電流值，或將 當前勻場線圈中電流值清零。 步驟（2-2)、將預先製作好的水模設置在MRI設備的主磁場中央，發射射頻脈衝，根據 接收到的FID信號的譜峰位置，得到FID信號的中心頻率和水脂共振頻率差異； 步驟（2-3)、使用步驟1中提及的雙回波序列進行掃描，採集雙回波數據，根據水脂 共振頻率差異，設置兩個回波中心的時間之差，使得在這兩組回波中心水脂相位差保持一 致； 步驟3、計算MRI系統磁場的不均勻性分布場，具體過程如下： 步驟（3-1)、同樣採用雙回波掃描序列，設置的MRI系統掃描參數與步驟1相同；對預 先製作好的水模進行掃描，將x、y、z三個方向的勻場電流均設置為0,然後採集一組數據 S0,該數據S0的第一個回波數據記為S01，第二個回波數據記為S02 ; 步驟（3-2)、將步驟（3-1)中採集的數據的兩個回波數據通過複數共軛相乘得到兩個 回波數據的相位差A ?〇, A = S01XS*02, S*02是S02的復共軛； 步驟（3-3)、步驟（3-2)得到的相位差A 是由MRI系統磁場的不均勻性引起的，因 此將步驟（3-2)得到的相位差A 作為MRI系統磁場的不均勻性分布場； 步驟4、復值迭代逼近方法獲得磁化矢量相位信息： 步驟（4-1)、採用度量函數和迭代算法，對步驟3得到的相位差△ 進行局部或者全 局逼近，得到相位差A 的變化率； 步驟（4-2)、將步驟（4-1)得到的相位差A 變化率作為該MRI系統的勻場係數； 步驟5、勻場電流的計算，具體過程如下： 步驟（5-1)、在對待測人體進行檢測時，重複步驟2?3,獲得待測人體的相位差 A ? 1 ; 步驟（5-2)、根據步驟4得到的MRI系統的勻場係數以及待測人體的相位差△ ? 1，計 算出對待測人體進行檢測時的勻場電流，然後將該勻場電流加在勻場線圈或梯度線圈上進 行勻場。
2. 根據權利要求1所述的MRI系統的快速主動勻場方法，其特徵在於：所述步驟4中， 在選擇度量函數時，度量函數的待定係數的取值範圍由MRI設備的裝機狀態決定，並通過 對實際掃描數據進行統計獲得；度量函數的初值通過其他已有方法獲得或選擇隨機初值。
【文檔編號】G01R33/3875GK104502873SQ201410674865
【公開日】2015年4月8日 申請日期:2014年11月21日 優先權日:2014年11月21日
【發明者】張喬夫, 王雷, 朱劍鋒, 李璟 申請人:鑫高益醫療設備股份有限公司