CN104502873B - 一种mri系统的快速主动匀场方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种MRI系统的快速主动匀场方法，其特征在于：包括如下步骤：步骤1、设置MRI系统的扫描参数；步骤2、采集数据；骤3、计算MRI系统磁场的不均匀性分布场；步骤4、复值迭代逼近方法获得磁化矢量相位信息；步骤5、匀场电流的计算。与现有技术相比，本发明的优点在于：本发明使用双回波序列采集回波数据，同时采用复数拟合合成方法，间接获得MRI系统磁场的不均匀性分布场，避免了相位缠绕对相位拟合带来的麻烦，因此本发明提供的方法能对MRI系统实现准确和稳定的匀场，无需相位解缠绕，计算速度快且精度较高。

Description

一种MRI系统的快速主动匀场方法

技术领域

本发明涉及一种MRI系统的快速主动匀场方法。

背景技术

磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，MRI)是医学影像领域中的一种高新技术，它利用特定的射频脉冲和经过空间编码的磁场，使生物体内的氢核共振产生信号，经计算机处理而成像。自20世纪70年代问世以来，MRI技术发展迅速，由于其具有对比度高、成像参数多、可任意层面断层成像、无骨伪影干扰、无电离辐射等特点，目前已经成为影像学检查中最先进的工具之一，广泛应用于人体各部位的临床检查。

使用MRI系统进行人体扫描时，人需要进入MRI系统提供的特定磁场当中。然后，受磁体设计、制造工艺以及原材料物理性质之间差异等多方面因素的影响和限制，任何磁体出厂后都不可能使整个有效孔径内的磁场完全均匀。因此，磁体安装就位后，还要在现场对磁场均匀度进行优化，这个过程称为匀场(shimming)。常用的匀场方法有被动匀场和主动匀场。另外，当不同的人进入磁场后也会对磁场的均匀性产生一定的影响，使得成像的效果不理想，因此需要借助主动匀场来实现针对个体的匀场。

主动匀场(active shimming)又称为有源匀场，是指在匀场线圈(shimmingcoils，一阶匀场线圈常用梯度线圈代替)中通以电流，产生附加磁场，并通过适当调整匀场线圈阵列中各线圈的电流强度，使其周围的局部磁场发生变化来调节改善静磁场的不均匀性，以提高静磁场整体均匀性的过程。

然而，现有的对MRI系统进行主动匀场的技术，普遍匀场效果不佳，频率压脂效果不好，匀场过程不够快速稳定，有待于进一步改进。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是针对上述现有技术提供一种MRI系统的快速匀场方法，该方法能够获得很好的匀场效果，改善频率压脂序列的临床表现，同时匀场过程快速稳定。

本发明解决上述技术问题所采用的技术方案为：一种MRI系统的快速主动匀场方法，其特征在于：包括如下步骤：

步骤1、设置MRI系统的扫描参数，具体设置过程如下：

步骤(1-1)、在常温条件下，将预先制作好的水模放入MRI系统中扫描，前述水模的纵向驰豫时间T1值为570ms～580ms；

步骤(1-2)、采用双回波序列进行扫描，即采用普通GRE序列，使用两个不同的回波时间进行扫描，就构成了双回波序列扫描，使用双回波序列进行扫描可以采集得到双回波数据；设置扫描参数：重复时间TR选择15ms～25ms；两个回波时间TE的值满足水脂同相；

步骤(1-3)、采集数据，观察采集到的两个回波数据的中心是否对齐，以及采集到的两个回波数据是否是最大值，如不是，重复步骤(1-2)，调整扫描参数，直至采集到的两个回波数据的中心对齐，且两个回波数据达到最大值；

步骤2、采集数据，具体过程如下：

步骤(2-1)、对已经进行过被动匀场的MRI系统，记录下当前匀场线圈中电流值，或将当前匀场线圈中电流值清零。

步骤(2-2)、将预先制作好的水模设置在MRI系统的主磁场中央，发射射频脉冲，根据接收到的FID信号的谱峰位置，得到FID信号的中心频率和水脂共振频率差异；

步骤(2-3)、使用步骤1中提及的双回波序列进行扫描，采集双回波数据，根据水脂共振频率差异，设置两个回波中心的时间之差，使得在这两组回波中心水脂相位差保持一致；

步骤3、计算MRI系统磁场的不均匀性分布场，具体过程如下：

步骤(3-1)、同样采用双回波扫描序列，设置的MRI系统扫描参数与步骤1相同；对预先制作好的水模进行扫描，将x、y、z三个方向的匀场电流均设置为0，然后采集一组数据S0，该数据S0的第一个回波数据记为S01，第二个回波数据记为S02；

步骤(3-2)、将步骤(3-1)中采集的数据的两个回波数据通过复数共轭相乘得到两个回波数据的相位差ΔΦ0，ΔΦ0＝S01×S^*02，S^*02是S02的复共轭；

步骤(3-3)、步骤(3-2)得到的相位差ΔΦ0是由MRI系统磁场的不均匀性引起的，因此将步骤(3-2)得到的相位差ΔΦ0作为MRI系统磁场的不均匀性分布场；

步骤4、复值迭代逼近方法获得磁化矢量相位信息：

步骤(4-1)、采用逼近函数和迭代算法，对步骤3得到的相位差ΔΦ0进行局部或者全局逼近，得到相位差ΔΦ0的变化率；

步骤(4-2)、将步骤(4-1)得到的相位差ΔΦ0变化率作为该MRI系统的匀场系数；

步骤5、匀场电流的计算，具体过程如下：

步骤(5-1)、在对待测人体进行检测时，重复步骤2～3，获得待测人体的相位差ΔΦ1；

步骤(5-2)、根据步骤4得到的MRI系统的匀场系数以及待测人体的相位差ΔΦ1，计算出对待测人体进行检测时的匀场电流。

所述步骤4中，在选择度量函数时，度量函数的待定系数的取值范围由MRI系统的装机状态决定，并通过对实际扫描数据进行统计获得；度量函数的初值通过其他已有方法获得或选择随机初值。

与现有技术相比，本发明的优点在于：本发明使用双回波序列采集回波数据，同时采用复数拟合合成方法，间接获得MRI系统磁场的不均匀性分布场，避免了相位缠绕对相位拟合带来的麻烦，因此本发明提供的方法能对MRI系统实现准确和稳定的匀场，无需相位解缠绕，计算速度快且精度较高。

附图说明

图1为本发明实施例中快速主动匀场方法的流程图；

图2为本发明实施例具体实验中加匀场值的压脂频谱图；

图3为本发明实施例具体实验中不加匀场值的压脂频谱图；

图4为本发明实施例具体实验中加匀场值的膝关节频率压脂图像

图5为本发明实施例具体实验中不加匀场值的膝关节频率压脂图像。

具体实施方式

以下结合附图实施例对本发明作进一步详细描述。

本发明提供的MRI系统的快速主动匀场方法，包括以下五个步骤，参见图1所示，具体如下：

步骤1、设置MRI系统的扫描参数，具体设置过程如下：

步骤(1-1)、在常温条件下，将预先制作好的水模放入MRI系统中扫描，前述水模的纵向驰豫时间T1值为570ms～580ms；

步骤(1-2)、采用双回波序列进行扫描，即采用普通GRE序列，使用两个不同的回波时间进行扫描，就构成了双回波序列扫描，使用双回波序列进行扫描可以采集得到双回波数据；设置扫描参数：重复时间TR选择15ms～25ms；两个回波时间TE的值满足水脂同相；

步骤(1-3)、采集数据，观察采集到的两个回波数据的中心是否对齐，以及采集到的两个回波数据是否是最大值，如不是，重复步骤(1-2)，调整扫描参数，直至采集到的两个回波数据的中心对齐，且两个回波数据达到最大值；

步骤2、采集数据，具体过程如下：

步骤(2-1)、对已经进行过被动匀场的MRI系统，记录下当前匀场线圈中电流值，或将当前匀场线圈中电流值清零。

步骤(2-2)、将预先制作好的水模设置在MRI系统的主磁场中央，发射射频脉冲，根据接收到的FID信号的谱峰位置，得到FID信号的中心频率和水脂共振频率差异；

步骤(2-3)、使用步骤1中提及的双回波序列进行扫描，采集双回波数据，根据水脂共振频率差异，设置两个回波中心的时间之差，使得在这两组回波中心水脂相位差保持一致；

步骤3、计算MRI系统磁场的不均匀性分布场，具体过程如下：

步骤(3-1)、同样采用双回波扫描序列，设置的MRI系统扫描参数与步骤1相同；对预先制作好的水模进行扫描，将x、y、z三个方向的匀场电流均设置为0，然后采集一组数据S0，该数据S0的第一个回波数据记为S01，第二个回波数据记为S02；

步骤(3-2)、将步骤(3-1)中采集的数据的两个回波数据通过复数共轭相乘得到两个回波数据的相位差ΔΦ0，ΔΦ0＝S01×S^*02，S^*02是S02的复共轭；

步骤(3-3)、步骤(3-2)得到的相位差ΔΦ0是由MRI系统磁场的不均匀性引起的，因此将步骤(3-2)得到的相位差ΔΦ0作为MRI系统磁场的不均匀性分布场；

采用复数拟合合成方法，间接获得磁化矢量相位的分布特征，避免了相位缠绕对相位拟合带来的麻烦；

步骤4、复值迭代逼近方法获得磁化矢量相位信息：

步骤(4-1)、采用度量函数和迭代算法，对步骤3得到的相位差ΔΦ0进行局部或者全局逼近，得到相位差ΔΦ0的变化率；在选择度量函数时，度量函数的待定系数的取值范围由MRI系统的装机状态决定，并通过对实际扫描数据进行统计获得；度量函数的初值通过其他已有方法获得或选择随机初值；迭代算法采用现有技术中的常规迭代算法；

步骤(4-2)、将步骤(4-1)得到的相位差ΔΦ0变化率作为该MRI系统的匀场系数；

步骤5、匀场电流的计算，具体过程如下：

步骤(5-1)、在对待测人体进行检测时，重复步骤2～3，获得待测人体的相位差ΔΦ1；

步骤(5-2)、根据步骤4得到的MRI系统的匀场系数以及待测人体的相位差ΔΦ1，计算出对待测人体进行检测时的匀场电流，然后将该匀场电流加在匀场线圈或梯度线圈上进行匀场。知道了MRI系统的匀场系数以及待测人体的相位差ΔΦ1，计算待测人体进行检测时的匀场电流的方法为现有技术中的常规方法，即设MRI系统的匀场系数为k，待测人体进行检测时的匀场电流为：这里α为MRI系统的梯度比例系数，对于一台MRI系统机械来说，其MRI系统的梯度比例系数α是一个固定的常数；

最后，完成上述步骤后，观察FID谱线的高度和宽度或者压脂效果，场越均匀，FID信号越强，谱线越窄；场越均匀，压脂效果越好。

为了评价本发明提供的MRI系统的快速主动匀场方法的有效性，申请人分别做了两组仿真数据实验，水模频率压脂实验和人体膝关节频率压脂实验。两个实验都是在XGY-1.5T超导设备上完成的。首先将水和植物油混合在一起，配比按照步骤1要求，配制一个接近人体组织特性的水模，将该水模放入MRI系统中，根据步骤1设置扫描参数，并通过步骤2采集数据，经过步骤3就可以得到不均匀场的分布信息，再经过步骤4可获得拟合后的相位信息，然后通过步骤5换算匀场电流，将匀场电流载入进行匀场，进行频率压脂实验，观察压脂的频谱图。然后不加匀场电流，观察压脂的频谱图，并与加匀场的进行对比。

从频谱图上看，图2比图3中的水峰更尖细，半高宽较窄，图2的信号幅值为2609比图3的信号幅值2091大了很多，而且脂峰基本被压下去了。

选择多位志愿者，做膝关节频率压脂实验。首先用本发明提供的MRI系统的快速主动匀场方法进行匀场，然后做频率压脂实验，获得膝关节频率压脂的图像，然后匀场电流置零，获得不加匀场的膝关节频率压脂的图像，并与加匀场的图像对比。从膝关节频率压脂的图像上看，图4的压脂效果要比图5的更好，压脂更均匀，从而证明本发明是有效的，能够提高频率压脂图像的质量。

Claims (2)

1.一种MRI系统的快速主动匀场方法，其特征在于：包括如下步骤：

步骤1、设置MRI系统的扫描参数，具体设置过程如下：

步骤(1-1)、在常温条件下，将预先制作好的水模放入MRI系统中扫描，前述水模的纵向驰豫时间T1值为570ms～580ms；

步骤(1-2)、采用双回波序列进行扫描，即采用普通GRE序列，使用两个不同的回波时间进行扫描，就构成了双回波序列扫描，使用双回波序列进行扫描可以采集得到双回波数据；设置扫描参数：重复时间TR选择15ms～25ms；两个回波时间TE的值满足水脂同相；

步骤(1-3)、采集数据，观察采集到的两个回波数据的中心是否对齐，以及采集到的两个回波数据是否是最大值，如不是，重复步骤(1-2)，调整扫描参数，直至采集到的两个回波数据的中心对齐，且两个回波数据达到最大值；

步骤2、采集数据，具体过程如下：

步骤(2-1)、对已经进行过被动匀场的MRI系统，记录下当前匀场线圈中电流值，或将当前匀场线圈中电流值清零。

步骤(2-2)、将预先制作好的水模设置在MRI系统的主磁场中央，发射射频脉冲，根据接收到的FID信号的谱峰位置，得到FID信号的中心频率和水脂共振频率差异；

步骤(2-3)、使用步骤1中提及的双回波序列进行扫描，采集双回波数据，根据水脂共振频率差异，设置两个回波中心的时间之差，使得在这两组回波中心水脂相位差保持一致；

步骤3、计算MRI系统磁场的不均匀性分布场，具体过程如下：

步骤(3-1)、同样采用双回波扫描序列，设置的MRI系统扫描参数与步骤1相同；对预先制作好的水模进行扫描，将x、y、z三个方向的匀场电流均设置为0，然后采集一组数据S0，该数据S0的第一个回波数据记为S01，第二个回波数据记为S02；

步骤(3-2)、将步骤(3-1)中采集的数据的两个回波数据通过复数共轭相乘得到两个回波数据的相位差ΔΦ0，ΔΦ0＝S01×S^*02，S^*02是S02的复共轭；

步骤(3-3)、步骤(3-2)得到的相位差ΔΦ0是由MRI系统磁场的不均匀性引起的，因此将步骤(3-2)得到的相位差ΔΦ0作为MRI系统磁场的不均匀性分布场；

步骤4、复值迭代逼近方法获得磁化矢量相位信息：

步骤(4-1)、采用度量函数和迭代算法，对步骤3得到的相位差ΔΦ0进行局部或者全局逼近，得到相位差ΔΦ0的变化率；

步骤(4-2)、将步骤(4-1)得到的相位差ΔΦ0变化率作为该MRI系统的匀场系数；

步骤5、匀场电流的计算，具体过程如下：

步骤(5-1)、在对待测人体进行检测时，重复步骤2～3，获得待测人体的相位差ΔΦ1；

步骤(5-2)、根据步骤4得到的MRI系统的匀场系数以及待测人体的相位差ΔΦ1，计算出对待测人体进行检测时的匀场电流，然后将该匀场电流加在匀场线圈或梯度线圈上进行匀场。

2.根据权利要求1所述的MRI系统的快速主动匀场方法，其特征在于：所述步骤4中，在选择度量函数时，度量函数的待定系数的取值范围由MRI系统的装机状态决定，并通过对实际扫描数据进行统计获得；度量函数的初值选择随机初值。