CN114587328A - 一种基于梯度场的磁粒子成像方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种基于梯度场的磁粒子成像方法，包括：产生均匀交变的主磁场，以及X方向、Y方向和Z方向的梯度磁场；根据成像需求选择改变至少一个方向的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在磁纳米粒子所在空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化；持续获取磁纳米粒子被磁场激励所产生的响应电压信号；获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像。相比传统MPI成像方法，本发明对全空间磁纳米粒子进行非均匀激励，能降低功耗、提高图像信噪比、提高空间分辨率、扩大成像视野并提高扫描效率，满足临床人体扫描成像的需求。
Description
技术领域
本发明属于医学成像领域，具体涉及一种基于梯度场的磁粒子成像方法。
背景技术
断层成像技术的出现使医学诊断发生了革命性的变化，在过去几十年里，相继出现了计算机断层成像(Computed Tomography，CT)、核磁共振成像(Magnetic ResonanceImaging，MRI)、正电子发射计算机断层成像(positron emission tomography，PET)等断层成像技术，这些成像技术的原理基于不同的物理效应，总体来说可以分为两类：第一类为自然成像方式，即直接检测相关参数，如CT检测X射线在人体的衰减程度，MRI检测质子密度等；第二类为使用示踪剂成像方式，最终对示踪剂的空间分布进行成像，如PET何SPET(Single-Photon Emission Computed Tomography，单光子发射计算机断层成像)检测放射性示踪剂的分布等。由于示踪剂可以参与组织细胞代谢，使得在细胞形态发生变异前便可发现病灶。因此，基于示踪剂的成像方式成为检测癌细胞和功能成像的重要手段。2001年，一种全新的基于示踪剂的成像方式-磁粒子成像(Magnetic Particle Imaging，MPI)被提出。
2005年，Gleich和Weizenecker在飞利浦实验室研制成功首个MPI静态扫描仪，该种成像方式利用超顺磁性纳米粒子的非线性磁响应进行成像。其使用临床认证的超顺磁性氧化铁纳米颗粒(SPIONs)作为示踪剂。该磁性纳米粒子(简称磁粒子)的磁核尺寸在10-60nm的范围，随着激励磁场的变化，能够产生出高频谐波信号。MPI成像主要是利用选择场产生一个磁场自由区(Field Free Region，FFR)，利用聚焦场快速移动磁场自由区，并利用激励场(驱动场)激发磁场自由区内的磁纳米粒子的磁性方位发生反转产生高频谐波信号，利用接收线圈接收高频谐波信号，通过图像重建得到磁纳米粒子的浓度生命体内部的空间分布图像。由于MPI使用的磁纳米粒子不具有放射性，成像过程也无需使用X光，因而不存在任何电离辐射，对医生和患者具有更高的安全性。
MPI能够作为一种血管成像技术辅助治疗，比如在心脑血管疾病的诊断和治疗过程中，植入支架等操作都需要参考血管成像。但常规的血管成像需要向患者注入碘或钆对比剂，这些对比剂需要通过肾脏进行代谢，会对肾功能弱的患者造成很大的负担和危害。而磁粒子成像采用的磁纳米粒子是通过肝脏进行代谢的，对肾脏没有负担，对患者来说更为安全。并且，MPI不需要进行DSA中的数字减影处理，具有较少的运动伪影。
MPI为了得到特定点或线的信号，需要采用梯度线圈产生一个小的磁场自由区，磁场自由区可以是一个点区域(磁场自由点)，也可以是一根线区域(磁场自由线)。MPI采用逐点扫描或逐行扫描的方式，不断移动磁场自由区进行成像，每次采集的信号仅来源于特定位置的磁场自由区，信号强度取决于磁场自由区内的磁粒子浓度。
由于MPI通常采用一对或多对反亥姆霍兹线圈构建选择场，在选择场的中间形成一个磁场自由区(点或线)，为了提高图像分辨率，需要磁场自由点足够小、磁场自由线足够细，因此需要大功耗器件来产生足够大的电流，以此产生较大的梯度磁场满足上述要求，会导致设备的功耗较大。MPI的空间分辨率是由梯度磁场的强度决定的，梯度磁场越大，磁场自由区的范围越小，产生信号的磁纳米粒子越少，会导致信号强度越小，信噪比越低，图像质量越差，MPI在20厘米的视野下，图像分辨率只能达到5毫米。而磁场自由区的范围越小，就会需要更多的采集点，会导致扫描时间变长，时间分辨率降低。同时，磁纳米粒子的弛豫效应会导致磁场自由区的移动发生滞后和延迟，使得图像变得模糊，会进一步降低图像的空间分辨率，降低扫描速度。并且，MPI成像视野大小是由选择场和激励场叠加组成的复合磁场共同决定的。目前MPI主要是应用于老鼠成像，成像视野为1-3个厘米，需要的激励场强度为10-30mT。而人体的扫描视野通常需要20-50厘米，这就需要很高的激励场强度，因此很难实现。
因此，综合上述可见，现有MPI很难满足临床人体扫描成像的需求。
发明内容
为了解决现有技术中存在的上述问题，本发明实施例提供了一种基于梯度场的磁粒子成像方法。本发明要解决的技术问题通过以下技术方案实现：
一种基于梯度场的磁粒子成像方法，包括：
产生均匀交变的主磁场，以及X方向、Y方向和Z方向的梯度磁场；
根据成像需求，选择改变至少一个方向的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在磁纳米粒子所在空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化；
持续获取磁纳米粒子被磁场激励所产生的响应电压信号；
获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对所述空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像。
本发明实施例所提供的方案中，通过根据成像需求，选择性改变至少一个方向的梯度磁场大小，从而改变空间总梯度磁场的大小和方向，使空间总梯度磁场在磁纳米粒子所在空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化。在某一预设方向上，通过空间总梯度磁场大小的预定值次线性变化，能够在该预设方向上提供不同磁场强度的激励场去激励磁纳米粒子，从而实现该方向上预定值个层的磁纳米粒子浓度分布信息的一维空间编码。在此基础上，通过空间总梯度磁场的方向在一个或者多个平面内的不断变化，能够实现磁纳米粒子浓度的二维或者三维空间编码，得到沿着多个方向和多个梯度大小，磁纳米粒子被激励产生的响应电压信号。通过对获取的响应电压信号提取其中的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，可以得到磁纳米粒子浓度在不同维度重建后的分布图像。
相比于传统的MPI成像方法，本发明实施例对全空间的磁纳米粒子进行非均匀激励，响应电压信号的贡献来自于全空间中的所有磁纳米粒子，无需使用选择场产生磁场自由区，因此能够避免高功耗的选择场硬件设备。本发明实施例不使用聚焦场移动磁场自由区，因而能够避免聚焦场移动速度不均匀造成的伪影、移动轨迹不规则造成的空间采样不均匀等所导致的采样稀疏、空间分辨率低的缺陷。本发明实施例采用全区域激励方式，相比于传统的MPI成像方法中磁场自由区激发电压信号，单个磁场自由区的电压信号微弱，本发明实施例的信号强度得到很大的增强，因此信噪比很高，能够提高图像质量，满足临床诊断的需求。由于本发明实施例不采用移动磁场自由区的扫描方式，而是对全空间进行非均匀磁场激励和空间编码，扫描区域不再由选择场梯度和驱动场强度共同决定，因此很容易扩大扫描区域和范围，使得成像视野能够匹配人体尺寸，实现人体临床应用。且本发明实施例不采用李萨如曲线的磁场自由区的移动方式，使得大区域扫描时间显著缩短，能够提高临床扫描效率。
附图说明
图1为本发明实施例所提供的一种基于梯度场的磁粒子成像方法的流程示意图；
图2为磁化量M随磁场强度H的变化曲线；
图3为本发明实施例提供的梯度磁场的场强大小分布示意图；
图4为球面坐标系示意图；
图5为本发明实施例提供的X方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图；
图6(a)为本发明实施例提供的Y方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向示意图；
图6(b)为本发明实施例提供的Y方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图；
图7(a)为本发明实施例提供的Z方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向示意图；
图7(b)为本发明实施例提供的Z方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图；
图8(a)为本发明实施例提供的三个方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图；
图8(b)为本发明实施例提供的三个方向的梯度线圈对和待测目标的位置关系示意图；
图9为本发明实施例提供的屏蔽线圈组件的结构示意图；
图10为本发明实施例提供的利用三倍基频谐波分量进行磁纳米粒子浓度分布二维成像的流程示意图；
图11为本发明实施例提供的利用三倍基频谐波分量进行磁纳米粒子浓度分布三维成像的流程示意图；
图12(a)为本发明实施例进行一维重建仿真实验的原始图像；
图12(b)为本发明实施例进行一维重建仿真实验使用本发明实施例方法重建的一维投影图；
图13(a)为本发明实施例进行第一次二维重建仿真实验的原始图像；
图13(b)为本发明实施例进行第一次二维重建仿真实验使用本发明实施例方法重建的二维投影图；
图14(a)为本发明实施例进行第二次二维重建仿真实验的原始图像；
图14(b)为本发明实施例进行第二次二维重建仿真实验使用本发明实施例方法重建的二维投影图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
为了克服现有MPI磁粒子成像技术存在的问题，满足人体临床应用的需求，本发明实施例提供了一种基于梯度场的磁粒子成像方法。本发明实施例中磁纳米粒子被预先注入于待测目标的内部，通过对待测目标进行扫描成像，可以得到待测目标对应的空间内磁纳米粒子浓度的分布图像。其中，本发明实施例的待测目标可以为人、动物等能够被注入磁纳米粒子，且利用磁场激励磁纳米粒子能够产生反映磁纳米粒子浓度信号的物体。
如图1所示，本发明实施例所提出的基于梯度场的磁粒子成像方法可以包括如下步骤：
S1，产生均匀交变的主磁场，以及X方向、Y方向和Z方向的梯度磁场。
(1)关于主磁场：
本发明实施例中的主磁场是一个交变磁场，在其磁场方向上强度恒定均匀。本发明实施例以主磁场的磁场方向为Z方向为例进行后续说明。
可选的一种实施方式中，产生均匀交变的主磁场，包括：
向主磁场线圈对加载恒定的同向交变电流，产生余弦均匀交变的主磁场。
具体的，两个主磁场线圈加载的电流数值恒定相同，且电流方向相同，在与磁纳米粒子所在空间对应的中心成像区域内，可以产生一定频率的余弦均匀交变磁场作为主磁场。
主磁场的作用是为了提高总体的磁场强度，以使得被激发的磁纳米粒子所产生的响应电压信号中携带有高次谐波分量，以用作成像。具体的，本发明实施例针对磁纳米粒子的磁化量随磁场强度的变化情况，以及磁纳米粒子在均匀的交流激励磁场下的响应电压信号情况进行研究，结合图2所示的磁化量M随磁场强度H的变化曲线理解，若磁场强度较小，磁化量将处于两条竖直虚线之内的线性区，响应电压信号傅里叶变换后仅有基频信号，无法用于成像。因此，若要获得高次谐波分量用于成像，需要加大磁场强度，将磁化量从线性区推至非线性区，使得响应电压信号接近方波形式，如此，响应电压信号在傅里叶变换后才会含有三倍基频谐波分量、五倍基频谐波分量等高次谐波分量。
本发明实施例的两个主磁场线圈轴向重合且朝向Z方向，两个主磁场线圈具有一定间距。主磁场线圈可以采用现有技术中的任意一种线圈实现，比如常导线圈或者超导线圈等，线圈的形状可以为矩形、圆形等。在此不做限制。
(2)关于三个方向的梯度磁场：
本发明实施例中，任一方向的梯度磁场的产生方式，包括：
向该方向的梯度线圈对加载相同大小的反向交变电流。
本发明实施例中，X方向、Y方向和Z方向各具有一梯度线圈对，三个方向的梯度线圈对采用的线圈类型可以完全一致，比如为麦克斯韦线圈等，在此不做具体限制。每一方向的梯度线圈对的两个梯度线圈具有间距，以该方向为轴向且两个梯度线圈的轴向重合。
通过向任一方向的梯度线圈对的两个梯度线圈加载相同数值，但方向相反的电流，在中心成像区域内，可以产生该方向的梯度磁场。任一方向的梯度磁场为一定频率的余弦交变磁场，磁场强度在该方向上呈线性梯度分布，但在另外两个方向上呈均匀分布，且任一方向的梯度磁场和主磁场的磁场方向相同。关于任一方向的梯度磁场的场强大小分布请结合图3进行理解，图3为本发明实施例提供的梯度磁场的场强大小分布示意图。图3中以箭头高度表示电流幅值的大小
S2，根据成像需求，选择改变至少一个方向的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在磁纳米粒子所在空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化。
本发明实施例中，改变任一方向的梯度磁场的大小的方式，包括：
将该方向的梯度线圈对的电流同时增大或者减小。
本发明实施例中，针对任一方向的梯度磁场，同时增大或者减小该方向的两个梯度线圈的电流大小，可以改变该方向的梯度磁场的场强大小，即改变图3中电流幅值的大小。
那么，在上述方式下，相应的，每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化的实现方式，包括：
在每一预设方向上，将至少一个方向的梯度线圈对的电流以预设步进同时增大或者减小预定值次。
比如针对Z方向，向该方向的梯度线圈对的两个梯度线圈加载相同数值的初始的交变电流，但两个梯度线圈的电流方向相反。在中心成像区域内，可以产生一定频率的梯度磁场。将Z方向的两个梯度线圈的电流值在每半个余弦振荡周期后以预设步进同步增加，使得两个梯度线圈的电流同步发生预定值次变化，则原先的梯度磁场沿着Z方向的磁场大小将会增加。
因此，针对任一方向的梯度磁场，通过同步增加或者降低该方向的梯度线圈对所加载的电流，可以改变该方向的梯度磁场的大小。
由于矢量叠加的原理，通过改变三个方向的梯度磁场的大小可以生成任意方向和大小的空间总梯度磁场。因此，通过改变各方向的梯度线圈对所加载的电流，可以使得空间总梯度磁场的方向发生改变，并且每一方向上的磁场大小得到改变。空间总梯度磁场和主磁场共同构成总激励磁场，其大小和方向随着空间总梯度磁场改变。
可选的一种实施方式中，根据成像需求，选择改变至少一个方向的梯度磁场的大小，包括：
在成像与梯度磁场的对应关系中，选择与成像需求匹配的至少一个方向的梯度线圈对，并获得选择的每个方向的梯度线圈对的电压序列。
根据各自的电压序列驱动产生对应的电流序列的方式，向至少一个方向的梯度线圈对进行电流加载。
其中，成像需求包括目标成像维度，以及在目标成像维度为一维时的目标成像方向，和在目标成像维度为二维时的目标成像平面。其中，目标成像维度为一维、二维或者三维。在目标成像维度为一维时的目标成像方向，包括X方向、Y方向、Z方向或者其余任意空间方向。在目标成像维度为二维时的目标成像平面为XY平面、XZ平面、YZ平面，或者其余任意平面。
针对不同的目标成像方向和目标成像平面，所选择改变的梯度磁场是不同的，向所选择的几个梯度磁场提供的电流也具有差异。
成像与梯度磁场的对应关系是根据三个方向的梯度磁场与空间总梯度磁场的关系，进行线圈电流变化和场强大小实验预先确定的。
具体的，成像与梯度磁场的对应关系可以包括成像需求对应的特定方向的梯度磁场、特定方向的梯度磁场的每个梯度线圈的电压序列、各自的电流序列和空间总梯度磁场遍历的方向序列，还可以包括每个特定方向的梯度磁场的大小变化序列和空间总梯度磁场的大小变化序列。
其中，参见图4的球面坐标系示意图，三个方向的梯度磁场与空间总梯度磁场的关系，包括：
其中，Gx表示X方向的梯度磁场的大小；Gy表示Y方向的梯度磁场的大小；Gz表示Z方向的梯度磁场的大小；G表示空间总梯度磁场的大小，θ和
为球面坐标系角度，两角度共同确定空间总梯度磁场的方向，任一角度改变则空间总梯度磁场的方向发生改变；arctan(·)表示反正切函数；arccos(·)表示反余弦函数。
或者，上述关系也可以表述为：
Gx、Gy和Gz分别为G在各坐标轴上的投影分量。因此，可以理解的是，通过调节Gx、Gy和Gz的大小，可以组合得到需要的空间总梯度磁场大小G，以及表征空间总梯度磁场方向的
本发明实施例中，磁纳米粒子可以为超顺磁性氧化铁纳米粒子(Resovist)等，磁纳米粒子呈胶态悬浮体，浓度可以为0.5mmol Fe/mL等。注射剂量根据待测目标的重量设定。磁纳米粒子通过静脉注射，可以是由医生手动注射，也可以通过仪器实现自动注射，等等。众所周知，磁纳米粒子具有超顺磁性，当存在外加磁场时，存在于液体中的磁纳米粒子的磁矩会偏向外加磁场方向，在接收线圈产生磁通量的变化，从而产生响应电压信号。
因此，本发明实施例针对不同的成像需求，可以通过预先实验确定成像与梯度磁场的对应关系，在该对应关系指导的调节规律下，有序地改变特定方向的梯度线圈对的电流，改变特定方向的梯度磁场的大小，使得空间总梯度磁场的方向能够在空间沿着一定的轨迹发生变化，实现遍历多个预设方向；并且在每个预设方向上，通过改变特定方向的梯度线圈对电流的方式，使得空间总梯度磁场的大小得到预定值次线性变化，激励待测目标内的磁纳米粒子产生预定值次不同的响应电压信号，从而能够实现磁纳米粒子浓度的一维空间编码。可以理解的是，当空间总梯度磁场的方向在平面内变化，或者多个平面形成的空间内变化时，基于一维空间编码，能够对应实现磁纳米粒子浓度的二维空间编码和三维空间编码，通过相应的解码重建处理，可以得到磁纳米粒子浓度分布的重建图像。关于该部分内容将在后文中予以详细说明。
关于本发明实施例向各线圈提供的电流，可以利用计算机等控制器件实现，比如利用波形发生器可以将市电电压升高至一定数值的交流电，通过整流将升压后的交流电变为直流电，通过变频器得到一定频率下的交变电流，比如频率为1.67-50KHz等；利用前端控制器将扫描序列进行预驱动，进而进行功率驱动，在变频输出的高压控制下给各线圈分配电流。此外，还可以通过一反馈回路将施加给各线圈的电流大小反馈到预驱动之前，从而形成闭环控制。
针对梯度线圈，其获得电流的具体方式可以是，由序列发生器根据计算机软件设置的序列参数，向前端控制器发送各个线圈电压的时序参数、幅值参数。由前端控制器按照时序将幅值参数输出给梯度控制器，由梯度控制器根据获得的参数在给定的时序中分别给三个方向的梯度线圈发送电压信号，并电压信号进行放大。因此，可以理解的是，每个方向的梯度线圈所接收到的各个电压构成一个电压序列，每个电压会驱动产生对应的电流。
S3，持续获取磁纳米粒子被磁场激励所产生的响应电压信号。
磁场会感生电流，磁场的方向、大小和感生电流的方向、大小有关。可以通过线圈中电压的变化来反映感生磁场的变化。本发明实施例可以利用接收线圈对来接收在总激励磁场的激励下，磁纳米粒子的磁化响应引起的磁通量的变化。即该步骤可以包括：
利用接收线圈对持续获取磁纳米粒子在磁场激励下所产生的响应电压信号。
本发明实施例的接收线圈对中，两线圈的轴向朝向为Z方向且具有间距。接收线圈对的类型在此不做限制，可以根据需要选用现有的任意一种线圈实现。
S4，获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像。
本发明实施例对获得的各次响应电压信号，首先进行相关的信号处理。具体可以包括模拟信号处理阶段和数字信号处理阶段。
可选的一种实施方式中，模拟信号处理阶段可以包括以下过程：对获得的响应电压信号先进行低噪声放大；再根据信号衰减进行信号校正；接着进行信号混频，把有用信号变频到较低中频；然后对信号进行高频滤波和低频滤波；最后将模拟信号转换为数字信号，可以利用模数转换器(Analog-to-Digital Converter，ADC)实现，ADC具有一定的采样频率，在电流的激励频率对应的半个余弦振荡周期内可以采样若干点数。
其中，关于根据信号衰减进行信号校正：本发明实施例可以利用大量实验数据预先确定一个信号衰减模型。信号衰减模型表征原始响应电压信号、原始响应电压信号进行空间传输并进行一定低噪声放大后的响应电压信号，与信号衰减量的对应关系，通过信号衰减模型可以确定当前低噪声放大后的响应电压信号所对应的信号衰减量，并依据信号衰减量对当前低噪声放大后的响应电压信号进行补偿校正。
可选的一种实施方式中，数字信号处理阶段可以包括以下过程：首先利用傅里叶变换将该阶段得到的响应电压信号从时间域转变为频率域；其次对频谱进行分析，具体的，针对一个完整余弦激励周期或半个余弦激励周期的信号，在进行傅里叶变换后，频谱分析单元把信号函数通过一定的分解，能够表示为不同频率正弦函数的线性组合的形式，得到不同频率的系数。接下来消除基频的激励信号，具体的：时域的响应电压信号通常是由两部分重叠在一起的，一部分响应电压信号为激励磁场直接在接收线圈产生的，一部分响应电压信号是待测目标内的磁纳米粒子的磁矩被磁场激励导致磁矩方向改变产生的。傅里叶变换后，激励产生的信号只存在于一倍基频上，而磁纳米粒子产生的信号存在于一倍基频和高倍基频上。将一倍基频的系数设置为0，就可以将激励磁场的信号进行消减，只剩下磁纳米粒子发射的谐波信号，即消除基频所对应的尖峰信号，仅留下尖峰信号的高次谐波信号。然后提取尖峰信号的三倍基频谐波分量作为后续图像重建的信号参量。
在信号处理环节之后进行图像重建。以下对本发明实施例的成像原理先进行简要介绍：
根据激励磁场强度的大小，磁化曲线的形状和大小也有差别，信号尖峰的形状和大小也不一样。本发明实施例采用余弦振荡的激励磁场，表述如下：
H(t)＝-Acos(2πft)
其中，A表示磁场强度幅值；f表示激励频率；t表示时间。
推导得到三倍基频的信号强度为：
其中，
μ0表示真空磁导率；m表示单个磁粒子的磁矩；kB表示玻尔兹曼常数；TP表示人体内部的绝对温度，具体为(273+37.5)K＝310.5K。
本发明实施例没有使用现有磁粒子成像技术MPI中的选择场和聚焦场，而是采用全区域非均匀激励的技术方案，使得整个空间的每个点都是磁场自由区，能够被交变磁场激励，所以都对响应电压信号有所贡献，信噪比得到很大的增强。根据傅里叶变换的线性性质，每次从响应电压信号提取到的尖峰信号的三倍基频谐波分量等同于整个空间所有点/像素的磁纳米粒子的三倍基频谐波分量线性叠加而成。本发明研究发现，三倍基频谐波分量与磁场强度A呈非线性关系，与磁粒子浓度c呈正比关系。因此可以通过这种关系进行空间编码和断面成像，即将三倍基频谐波分量作为本发明实施例的信号参量，用来做磁粒子浓度的图像重建。
为了满足基于三倍基频谐波分量的激励磁场进行空间编码的要求，本发明实施例进行以下设置：(1)主磁场>15mT，以确保出现信号尖峰，方便信号参量提取，同时可以过滤人体内部的铁原子。本发明实施例可以具体设定主磁场满足15mT～30mT等。(2)沿XYZ单个方向有大小变化的激励磁场，而在与该单个方向垂直的其余两个方向上磁场均匀，以方便选层。因此本发明实施例设置XYZ方向的梯度磁场，通过改变加载的电流实现各方向的梯度磁场的强度呈线性梯度变化。(3)所有的均匀和非均匀激励磁场的磁场方向相同，以方便信号接收。如前，本发明实施例中主磁场和各方向的梯度磁场方向一致，均为Z方向。本发明实施例利用梯度磁场的场强大小的线性变化，配合三倍基频谐波分量与磁场强度的非线性关系，能够使得在所有磁场形成的总激励磁场的作用下，磁场空间分布的每次编码和信号采集是互相独立的，从而能够得到磁粒子浓度矩阵的唯一解。
关于基于尖峰信号三倍基频谐波分量的一维空间编码和解码，离散化的磁场强度A、磁粒子浓度c，和尖峰信号的三倍基频谐波分量遵从下列关系：
其中，u3(t)表示三倍基频谐波分量；u3(A(r,t))表示单位浓度的磁粒子在激励磁场强度A下的信号尖峰的三倍基频谐波分量；s(r)表示接收线圈灵敏度。
由于本发明实施例中，时间与电流变化对应，将该公式进行离散化：
其中，u3(i)表示三倍基频谐波分量；N表示成像区域内样品的编码个数，公式中ΔV表示数据采样点的体素的体积大小；g(in,rn)为系统矩阵g的元素，系统矩阵g与磁粒子浓度无关。系统矩阵用于表征单位浓度的磁粒子在激励磁场作用下所产生响应电压信号的三倍基频谐波分量的空间分布，其构建过程中利用实测得到的接收线圈灵敏度实现校正。基于该系统矩阵可以反推出每个方向上空间总梯度磁场大小变化的不同时刻(对应于不同的电流)所对应的磁粒子浓度，从而利用图像重建的方法实现成像。
尖峰信号的三倍基频谐波分量的运算矩阵形式简化为:
gc＝u3
其中，c表示一维解码后的磁粒子浓度矩阵；u3表示三倍基频谐波分量矩阵；若已知单位浓度下的系统矩阵g，即可计算出每个编码点的磁粒子浓度，得到c。因此，本发明实施例可以预先通过实验获得单位浓度下的系统矩阵g，通过信号接收获得多个三倍基频谐波分量，利用c＝g-1u3计算出磁粒子浓度，实现一维重建。在实际重建时，一般无法通过直接求逆来计算c，可以利用正则化最小二乘奇异值分解法和迭代求解算法辅助矩阵求解。利用系统矩阵的求解过程，在此不做详细说明。
因此，依据余弦磁场激励的磁纳米粒子响应的信号尖峰三倍基频谐波分量，与磁粒子浓度成正比，以及与激励磁场强度的非线性关系，通过结合XYZ三个方向的线性梯度变化的梯度磁场进行多方向的激励和空间编码，使得脉冲磁场的场强空间分布并不均匀，且每次的场强空间分布都不同，可以获得多个三倍基频谐波分量信号，通过系统矩阵对磁粒子的浓度空间分布进行一维重建，并利用相关图像重建方法在多个方向的一维重建数据基础上进行二维或者三维重建处理，则可以得到磁纳米粒子在待测目标内部的二维或者三维浓度空间分布图像。
本发明实施例所提供的方案中，通过根据成像需求，选择性改变至少一个方向的梯度磁场大小，从而改变空间总梯度磁场的大小和方向，使空间总梯度磁场在磁纳米粒子所在空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化。在某一预设方向上，通过空间总梯度磁场大小的预定值次线性变化，能够在该预设方向上提供不同磁场强度的激励场去激发磁纳米粒子，从而实现该方向上预定值个层的磁纳米粒子浓度分布信息的一维空间编码。在此基础上，通过空间总梯度磁场的方向在一个或者多个平面内的不断变化，能够实现磁纳米粒子浓度的二维或者三维空间编码，得到沿着多个方向和多个梯度大小，磁纳米粒子被激励产生的响应信号。通过对获取的响应信号提取其中的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，可以得到磁纳米粒子浓度在不同维度重建后的分布图像。
相比于传统的MPI成像方法，本发明实施例对全空间的磁纳米粒子进行非均匀激励，响应信号的贡献来自于全空间中的所有磁纳米粒子，无需使用选择场产生磁场自由区，因此能够避免高功耗的选择场硬件设备。本发明实施例不使用聚焦场移动磁场自由区，因而能够避免聚焦场移动速度不均匀造成的伪影、移动轨迹不规则造成的空间采样不均匀等所导致的采样稀疏、空间分辨率低的缺陷。本发明实施例采用全区域激励方式，相比于传统的MPI成像方法中磁场自由区激发电压信号，单个磁场自由区的电压信号微弱，本发明实施例的信号强度得到很大的增强，因此信噪比很高，能够提高图像质量，满足临床诊断的需求。由于本发明实施例不采用移动磁场自由区的扫描方式，而是对全空间进行非均匀磁场激励和空间编码，扫描区域不再由选择场梯度和驱动场强度共同决定，因此很容易扩大扫描区域和范围，使得成像视野能够匹配人体尺寸，实现人体临床应用。且本发明实施例不采用李萨如曲线的磁场自由区的移动方式，使得大区域扫描时间显著缩短，能够提高临床扫描效率。
以下对本发明实施例信号处理环节中可选的实施方式进行说明。
可选的一种实施方式中，获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量之前，磁粒子成像方法还包括：
对每次获得的响应电压信号进行反卷积操作，以补偿驰豫效应带来的信号误差。
驰豫效应会出现信号尖峰幅度衰减、信号延迟、尖峰变宽、尖峰信号不对称等现象，导致信号产生误差。本发明实施例通过利用驰豫效应卷积核，对电压信号中的尖峰信号进行反卷积操作，能够补偿驰豫效应带来的信号误差。
可选的一种实施方式中，获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量的同时，方法还包括：
获得每次响应电压信号的信号面积和半值全宽。
比较多次响应电压信号的信号面积，对异常的信号尖峰和半值全宽进行校正。
比较多次响应电压信号的半值全宽，当出现异常半值全宽时进行磁场异常警示。
具体的，在空间总梯度磁场变化的每个预设方向上，电流每次发生变化都会采集一次响应电压信号，提取尖峰信号的信号面积可以是对时域上采集的数据进行积分处理。半值全宽表示针对采集到的信号，其峰值下降到幅度一半时对应的时域宽度。
由于信号面积与磁场强度无关，但与磁粒子浓度成正比。在空间总梯度磁场的大小和方向变化过程中，假设磁粒子浓度保持不变，每次采集的信号尖峰面积应该是个守恒量，即保持不变。依据这个守恒量，可以通过比较实际采集的多次响应电压信号中尖峰信号的信号面积，对信号尖峰和半值全宽进行校正。比如将异常的信号尖峰和半值全宽依据其余正常的信号尖峰和半值全宽进行修正，或者调节电流等相关参数以重新测量直至数值满足要求等，通过上述校正能够提高后续测量的精确性。
由于半值全宽与磁粒子浓度无关，但是与三个方向的梯度磁场的强度成反比关系。根据该反比关系，可以通过统一比较实际采集的多次响应电压信号中尖峰信号的半值全宽实现磁场监控。具体的，当发现当前的半值全宽宽度与三个方向的梯度磁场的特定强度下，该反比关系所得到的理论半值全宽宽度不同时，可以确定三个方向的梯度磁场中存在异常，从而进行磁场异常警示，比如输出警示信号等，以提示可能某个方向的梯度磁场的激励线圈存在故障等。基于该种方式，可以用来监控、校正梯度磁场的大小和方向，确保激励磁场的精确变化和编码准确性。
同时，半值全宽也可以用于验证驰豫效应反卷积的校正效果，比如将驰豫效应反卷积校正后的半值全宽与目标半值全宽进行比较，若相符则表示校正目标实现。也可以利用半值全宽在检测出现异常时提醒对系统矩阵重新校正等。具体过程在此不做详细说明。
以下，对本发明实施例各线圈的可选方式进行说明。
X方向的梯度线圈对，包括：
沿YZ平面对称的一对Golay型横向梯度线圈，其中每一Golay型横向梯度线圈包括沿Z方向延伸的两个Golay线圈。每一Golay线圈呈120°圆弧分布在柱面上，近处圆弧的张角为68.7°，远处圆弧的张角为21.3°。请参见图5所示，图5为本发明实施例提供的X方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图。
Y方向的梯度线圈对，包括：
沿XZ平面对称的一对Golay型横向梯度线圈，其中每一Golay型横向梯度线圈包括沿Z方向延伸的两个Golay线圈。每一Golay线圈呈120°圆弧分布在柱面上，近处圆弧的张角为68.7°，远处圆弧的张角为21.3°。请参见图6(a)所示，图6(a)为本发明实施例提供的Y方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向示意图；X方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向类似，在此不做图示。其中，θ0表示近处圆弧的张角；θr表示远处圆弧的张角；zr和z0表示Z轴上不同的位置。
关于Y方向的梯度线圈对的结构和空间方位请参见图6(b)所示，图6(b)为本发明实施例提供的Y方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图。
Z方向的梯度线圈对，包括：
一对轴向重合、轴向朝向为Z方向，且具有间距的圆形麦克斯韦线圈。请参见图7(a)所示，图7(a)为本发明实施例提供的Z方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向示意图；其中，d表示线圈间距，R表示线圈半径。关于Z方向的梯度线圈对的结构和空间方位请参见图7(b)所示。
各方向的梯度线圈对交错分布围绕成圆筒状空间，如图8(a)所示，图8(a)为本发明实施例提供的三个方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图。为了便于理解待测目标与各梯度线圈的位置关系，请参见图8(b)，图8(b)为本发明实施例提供的三个方向的梯度线圈对和待测目标的位置关系示意图。图8(b)以待测目标为人进行示意，人平躺的平面为XZ平面，面部朝向正Y方向，其所在的圆筒即为各方向的梯度线圈对交错分布围绕成的圆筒状空间。
主磁场线圈对，包括：
一对轴向重合、轴向朝向为Z方向，且具有间距的圆形麦克斯韦线圈。其线圈形状请参考图7(a)，但其两个线圈加载的是同向交变电流。
接收线圈对，包括：
一对轴向重合、轴向朝向为Z方向，且具有间距的圆形霍姆霍兹线圈。且接收线圈对的间距大于Z方向的梯度磁场激励线圈对的间距。
也就是说，接收线圈对平行于Z方向的梯度线圈对。接收线圈对中一个线圈位于Z方向的梯度线圈对中一个梯度线圈外侧，接收线圈对中另一个线圈位于Z方向的梯度线圈对中另一个梯度线圈外侧。
为了简化，并未对主磁场线圈对和接收线圈对进行图示。
可选的一种实施方式中，在扫描成像时，待测目标可以被放置于承载装置上。
比如，承载装置可以为床体、支架等形式，起到承载以及固定待测目标的作用。承载装置的平面平行于XZ平面，长轴平行于Z轴。在准备进行扫描成像时，可以移动承载装置，使得待测目标全部位于中心成像区域。以便于对待测目标全区域的磁粒子浓度分布进行扫描、成像。
由于在实际中，可能仅仅需要对待测目标局部区域的磁粒子浓度分布进行扫描、成像，此时，中心成像区域不必覆盖待测目标全区域。因此，在该种情况下，可选的一种实施方式中，在扫描成像前，可以利用水平和垂直方向的激光确定待测目标的扫描部位，调节承载装置的位置，将扫描部位对准中心成像区域。比如针对待测目标为人体，扫描部位为头部，可以让已经注入磁纳米粒子的患者仰面平躺在具体为床体的承载装置上，通过激光定位，推动床体将患者头部推动至圆筒状空间内的中心成像区域。
并且，在该种情况下，由于扫描部位仅为待测目标的局部区域，而待测目标被注入磁纳米粒子后，在扫描部位之外的其余区域也会存在磁纳米粒子。因此，为了仅针对待测目标的扫描部位进行准确的磁粒子浓度成像，需要尽可能地排除待测目标除扫描部位之外的其余部位中磁纳米粒子产生的响应电压信号所带来的干扰。
因此，可选的一种实施方式中，根据成像需求，选择改变至少一个方向的梯度磁场的大小之前，磁粒子成像方法还包括：
利用外加磁场饱和约束空间中，除目标扫描区域之外的磁纳米粒子。
该种实施方式中，目标扫描区域与待测目标的扫描部位以及中心成像区域对应。通过向除目标扫描区域之外的磁纳米粒子施加一定的约束磁场，能够约束饱和该部分磁纳米粒子，使得这部分磁纳米粒子无法产生响应电压信号，保证所得到的响应电压信号仅来自于目标扫描区域的磁纳米粒子。
可选的一种实施方式中，利用外加磁场饱和约束空间中，除目标扫描区域之外的磁纳米粒子，包括：
向除目标扫描区域之外的磁纳米粒子下设置的屏蔽线圈加载电流。
具体的，在承载装置内部设置有屏蔽线圈组件，屏蔽线圈组件包括沿承载装置长度方向并列设置的多个线圈；屏蔽线圈组件中与中心成像区域相对的线圈为中心成像区域线圈，其余为外围区域线圈。中心成像区域线圈覆盖与中心成像区域在XZ平面的投影范围。在成像过程中，外围区域线圈被加载电流，中心成像区域线圈不加载电流，即仅外围区域线圈呈打开状态，以产生静磁场用于饱和约束外围区域的磁纳米粒子，使仅位于中心成像区域内的磁纳米粒子被磁场激励，避免产生干扰信号。
其中，屏蔽线圈组件包括的线圈类型在此不做限制，可选的一种实现方式中，可以采用矩形线圈实现，如图9所示，图9为本发明实施例提供的屏蔽线圈组件的结构示意图。
比如屏蔽线圈组件可以包括15个沿着床体长度方向排列、宽度为10厘米、长度为30厘米的矩形线圈，每个线圈匝数为200匝，线圈加载的直流电流为30安培。在成像时，2-5个中心成像区域线圈关闭，使得中心成像区域的磁纳米粒子能够被激励线圈振荡，产生信号。其余外围区域线圈打开，产生30mT的静磁场，用来饱和约束外围区域的磁纳米粒子，避免产生干扰信号。
可选的一种实施方式中，对空间中磁纳米粒子的浓度分布进行成像之后，方法还包括：
显示和输出成像结果。
其中，显示成像结果可以利用图像显示器实现，图像显示器显示出待测目标内磁纳米粒子浓度的分布图像，可以便于医生等人员进行观察。
输出成像结果可以利用激光全息照相机等实现。激光全息照相机，是用激光作相干光拍摄全息照片的装置，用于图像打印，形成可供诊断的影片，通过DICM接口连接计算机。外存储器用于连接计算机实现数据存储和拷贝。
此外，还可以将成像结果进行存储和发送等。
上述功能可以利用PACS-RIS系统实现。其中PACS指医学影像存档与通讯系统(Picture archiving and communication systems,PACS)，是近年来随着数字成像技术、计算机技术和网络技术的进步而迅速发展起来的、旨在全面解决医学图像的获取、显示、存贮、传送和管理的综合系统。RIS指放射信息管理系统(Radioiogy information system,RIS)，是优化医院放射科工作流程管理的软件系统，一个典型的流程包括登记预约、就诊、产生影像、出片、报告、审核、发片等环节。
以下，对本发明实施例不同维度的成像过程进行说明。
(一)一维成像
目标成像维度为一维时，获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
将目标成像方向所对应的预设方向上，空间总梯度磁场的大小进行预定值次线性变化得到的多个三倍基频谐波分量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据，形成目标成像方向上磁粒子浓度的一维分布图。
本发明实施例的系统矩阵可以通过实验预先获得，表示为：
同一预设方向上空间总梯度磁场大小改变预定值次，得到的三倍基频谐波分量表示为：
则利用c＝g-1u3，可以计算出c。
其中，N为预定值；i0,i1,…,iN-1表示使得该预设方向上空间总梯度磁场大小改变N次的线圈电流；r0,r1,…,rN-1表示该预设方向上的N个位置点；u(i1)表示线圈电流为i1时，所采集到的三倍基频谐波分量；g(iN-1,r0)表示单位浓度的磁粒子在电流iN-1激励的磁场作用下，在该预设方向第r0个位置点所产生的三倍基频谐波分量；其余元素的含义以此类推。c表示一维重建数据，其所包含的各个元素是中心成像区域中各位置点上的磁粒子浓度。
利用系统矩阵可以得到一预设方向上预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据，将一维重建数据表征为图像形式即为目标成像方向上磁粒子浓度的一维分布图。
预定值次根据成像分辨率要求确定。预定值越大成像分辨率越高。可以理解的是，获得的三倍基频谐波分量的数据维度＝预定值。
关于利用系统矩阵的具体求解过程在此不做详细说明。
(二)二维成像
请参见图10，图10为本发明实施例提供的利用三倍基频谐波分量进行磁纳米粒子浓度分布二维成像的流程示意图。
目标成像维度为二维时，获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
S1001，将每一预设方向上空间总梯度磁场的大小进行预定值次线性变化得到的三倍基频谐波分量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据。
一维重建数据的获得过程请参见一维成像部分的说明。
S1002，将在特定平面内变化的多个预设方向所得到的所有一维重建数据进行二维滤波反投影，得到目标成像平面内表示磁纳米粒子浓度分布的二维投影图。
其中，特定平面根据目标成像平面确定。目标成像平面可以为XY平面、XZ平面、YZ平面以及其余任意平面。
具体的，针对二维成像，θ和
之一角度固定，另一角度进行遍历，实现空间总梯度磁场的方向在固定角度所对应的一个特定平面内发生改变，并在每一个遍历角度所形成的预设方向上，实现该预设方向上空间总梯度磁场大小的预定值次改变，每一次空间总梯度磁场大小改变能够得到一个三倍基频谐波分量。
二维成像中θ和
的数值范围根据成像平面确定，遍历角度的遍历步进、某预设方向上空间总梯度磁场大小改变的预定值次根据成像分辨率要求确定。遍历角度的遍历步进越小、预定值越大，成像分辨率越高。可以理解的是，获得的三倍基频谐波分量的数据维度＝遍历角度的变化次数×预定值。
其中，滤波反投影重建的方法的数学原理是拉东变换，常用在CT成像重建中。关于其具体变换该过程请参见相关现有技术，在此不做赘述。
(三)三维成像
请参见图11，图11为本发明实施例提供的利用三倍基频谐波分量进行磁纳米粒子浓度分布三维成像的流程示意图。
目标成像维度为三维时，获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
S1101，将每一预设方向上空间总梯度磁场的大小进行预定值次线性变化得到的三倍基频谐波分量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据。
一维重建数据的获得过程请参见一维成像部分的说明。
S1102，将属于同一平面的多个预设方向，分别得到的所有一维重建数据进行二维滤波反投影，得到与该平面相关的二维投影图。
该步骤请参见S1002理解，在此不做赘述。
S1103，将得到的分别与各平面相关的二维投影图进行三维重建，得到表示磁纳米粒子浓度分布的三维重建图。
三维重建是根据沿不同方向投影的二维磁粒子浓度分布图像中的数据信息，计算获得待测目标内的磁粒子浓度在三维空间的分布图像。采用的方法可以为层析合成、滤波反投影重建、迭代重建或人工智能重建等。这些方法的具体过程在此不做详细说明。
具体来说，针对三维成像，θ和
之一角度固定，即作为固定角度，另一角度作为遍历角度在一定范围内以相应步进进行遍历，并在其每一个固定角度+遍历角度所形成的预设方向上，利用改变梯度磁场电流的方式实现该预设方向上空间总梯度磁场大小发生预定值次改变。
当遍历角度遍历完成后，将原固定角度改变一个步进，依据上述方式再次进行原遍历角度的遍历，直至遍历角度完成遍历。
多次改变原固定角度重复执行上述过程，直至原固定角度达到其遍历上限值。
在上述过程中，先以θ和
哪个角度为固定角度开始遍历不做限定，能够实现空间内各预设方向的遍历过程即可。θ和
的数值范围根据三维成像要求确定，遍历角度的遍历步进、预定值根据成像分辨率要求确定。
可以理解的是，获得的三倍基频谐波分量的数据维度＝θ的变化次数×
的变化次数×预定值。
以下，结合具体参数值，对本发明实施例的成像过程进行举例说明。需要说明的是，以下涉及的参数数值不作为对本发明实施例的限制，仅作为实现方式的一种示例以便于方案理解，在实际使用中，可以根据需要具体选择合适的数值。
①磁场相关参数
主磁场的两个圆形麦克斯韦线圈的直径为40厘米，厚度和宽度均为5厘米，线圈匝数为200匝，两个线圈的间距为40厘米。两个线圈加载施加同向交变电流，最大电流的数值范围为20-60安培，在中心成像区域产生最大值为10-20mT的余弦交变均匀磁场，激励频率为1.67-5.0千赫兹。
X方向的梯度线圈对的一对Golay型横向梯度线圈，被施加反向交变电流，激励频率为1.67-50千赫兹。轴向的磁场分量沿着x方向为线性梯度分布，在yz平面为均匀分布，在中心成像区域20厘米范围内磁场强度的变化范围小于5％，确保等磁场面为一个平面，而不是曲面。通过同时提高两个梯度线圈的电流，改变该梯度磁场的大小。比如预定值为256，即将线圈上加载的电流改变256次，则该梯度磁场的大小变化256次，强度从-25mT/m到25mT/m，每次变化为0.195mT/m。
Y方向的梯度线圈对的一对Golay型横向梯度线圈，被施加反向交变电流，激励频率为1.67-50千赫兹。轴向的磁场分量沿着y方向为线性梯度分布，在xz平面为均匀分布，在中心成像区域20厘米范围内磁场强度的变化范围小于5％，确保等磁场面为一个平面，而不是曲面。通过同时提高两个梯度线圈的电流，改变该梯度磁场的大小。比如预定值为256，即将线圈上加载的电流改变256次，则该梯度磁场的大小变化256次，强度从-25mT/m到25mT/m，每次变化为0.195mT/m。
Z方向的梯度线圈对的两个圆形麦克斯韦线圈中，每个线圈的直径为40厘米，厚度和宽度均为5厘米，线圈匝数为200匝，两个线圈的间距为40厘米。两个线圈施加反向交变电流，最大电流的数值范围为20-60安培，激励频率为1.67-50千赫兹。轴向的磁场分量沿着z方向为线性梯度磁场变化，在xy平面为均匀分布的变化。通过同时提高两个梯度线圈的电流，改变该梯度磁场的大小。比如预定值为256，即将线圈上加载的电流改变256次，则该梯度磁场的大小变化256次，强度从-25mT到25mT/m，每次变化为0.195mT/m。
接收线圈对的两个圆形霍姆霍兹线圈，用来接收z方向的磁化向量变化。每个线圈的直径为40厘米，厚度和宽度均为5厘米，两个线圈的间距为50厘米。
②一维空间编码和重建
具体的，激励频率为3.3KHz，信号采样频率为16.5MHz。以x方向为例说明一维空间编码和重建过程。在待测目标的扫描部位就位于中心成像区域后，在预先确定的成像与梯度磁场的对应关系中，确定X方向的梯度线圈对的两个梯度线圈各自的交变电压序列，以驱动产生对应的交变电流序列。
X方向的梯度磁场Gx即为空间总梯度磁场G。按照交变电流序列的初始值，Gx在
的初始预设方向，磁场大小比如为-25mT/m。其余两个方向的梯度磁场大小始终为0。
电流按照交变电流序列变化，使得X方向的梯度磁场每余弦振荡半个周期后，磁场大小发生一次改变，共完成256次半个余弦振荡，使得X方向的梯度磁场的大小以0.195mT/m为步进，从-25mT/m变化至25mT/m。
因此，在预设方向
上，可以得到256个三倍基频谐波分量信号，将256个尖峰信号的三倍基频谐波分量利用对应的系统矩阵进行一维重建，可以得到沿着这个预设方向256层中每一层的磁粒子浓度，即得到预设方向
上的一维重建数据。
示例性地，对一维空间编码和重建过程进行仿真实验，得到的结果如图12所示，图12(a)为该次仿真实验的原始图像；原始图像中仅白色区域对应含有磁纳米粒子。图12(b)为该次仿真实验使用本发明实施例方法重建的一维投影图。
关于Y方向和Z方向的一维空间编码和重建过程与X方向类似，在此不做重复说明。
③二维空间编码和重建
关于二维成像，成像平面可以为XY平面、XZ平面、YZ平面以及任意平面。以下以XY平面为例说明。具体的，目标成像维度为二维，目标成像平面为XY平面时：
在待测目标的扫描部位就位于中心成像区域后，在预先确定的成像与梯度磁场的对应关系中，确定X方向和Y方向的梯度线圈对的两个梯度线圈各自的交变电压序列，以驱动产生对应的交变电流序列。
X方向和Y方向的梯度磁场叠加构成空间总梯度磁场G。按照交变电流序列，G在
的初始预设方向，磁场大小比如为-25mT/m。Z方向的梯度磁场大小始终为0。
电流按照对应的交变电流序列变化，使得X方向的梯度磁场每余弦振荡半个周期后，磁场大小发生一次改变，共完成256次半个余弦振荡，使得G的大小从-25mT/m变化256次至25mT/m。因此，在预设方向(θ＝0，
上，可以得到256个三倍基频谐波分量信号，将256个尖峰信号的三倍基频谐波分量利用对应的系统矩阵进行一维重建，可以得到预设方向
上的一维重建数据，其中含有256个磁粒子浓度数值。
保持
不变，θ沿1°递增，在每一个预设方向
上，按照对应的交变电流序列改变X方向和Y方向的梯度磁场激励线圈对的电流256次，得到256个三倍基频谐波分量信号，并利用对应的系统矩阵进行一维重建得到该预设方向的一维重建数据。重复上述过程直至得到预设方向
的一维重建数据。
将180个一维重建数据利用二维滤波反投影，得到针对XY平面的二维投影图。
可以理解的是，二维成像过程中共完成256×180次半个余弦振荡激励引起的信号编码，即三倍基频谐波分量的数据维度是256×180。以信号采样频率为16.5MHz，激励频率为3.3KHz计算，半个激励振荡周期内采样点数5000个，共需要256×180个半振荡周期，共需要时间为6.98秒。
关于XY平面成像，也可以利用对应的交变电流序列同时调节三个方向的梯度磁场的大小，但是其中Z方向的梯度线圈对被加载的电流序列使得Z方向的梯度磁场的大小始终为0。
类似的，关于XZ平面成像，可以通过调节X方向和Z方向的梯度磁场的电流实现；关于YZ平面成像，可以通过调节Y方向和Z方向的梯度磁场的电流实现，具体过程不做详细说明。
对二维空间编码和重建过程进行两次仿真实验，得到的结果分别如图13和图14所示，各图中图(a)为该次仿真实验的原始图像；原始图像中仅白色区域对应含有磁纳米粒子。各图中图(b)为该次仿真实验使用本发明实施例方法重建的二维图像；其中，二维滤波反投影通过Radon反变换得到。其中图13(a)为核磁共振获得的人体头部血管图像的最大强度投影图。从仿真结果可以看出，使用本发明实施例方法重建的二维图像可以清楚地显示出待测目标原有的磁粒子分布情况。
④三维空间编码和重建
具体的，在待测目标的扫描部位就位于中心成像区域后，在预先确定的成像与梯度磁场的对应关系中，确定每个方向的梯度线圈对的两个梯度线圈各自的交变电压序列，以驱动产生对应的交变电流序列。
三个方向的梯度磁场叠加构成空间总梯度磁场G。按照交变电流序列，G在
的初始预设方向，磁场大小比如为-25mT/m。
电流按照对应的交变电流序列变化，使得X方向的梯度磁场每余弦振荡半个周期后，磁场大小发生一次改变，共完成256次半个余弦振荡，使得G的大小从-25mT/m变化256次至25mT/m。因此，在预设方向(θ＝0，
上，可以得到256个三倍基频谐波分量信号，将256个尖峰信号的三倍基频谐波分量利用对应的系统矩阵进行一维重建，可以得到预设方向
上的一维重建数据，其中含有256个磁粒子浓度数值。
保持
不变，θ沿1°递增，在每一个预设方向
上，按照对应的交变电流序列改变各方向梯度线圈对的电流256次，得到256个三倍基频谐波分量信号，并利用对应的系统矩阵进行一维重建得到各预设方向的一维重建数据。重复上述过程直至得到预设方向
方向的一维重建数据。将180个一维重建数据利用二维滤波反投影，得到针对
对应的二维投影图。
然后，以
为12°的步进递增，保持
不变，按照上述方式将θ从0°变化至180°，在每一个θ下按照对应的交变电流序列改变各方向梯度磁场激励线圈对的电流256次，最终得到针对
对应的二维投影图。
再次变化
重复上述过程，直至得到针对
对应的二维投影图。将得到的所有二维投影图进行层析合成，可以得到待测目标内磁纳米粒子浓度在三维空间的分布图像。
可以理解的是，三维成像过程中共完成256×180×15次半个余弦振荡激励引起的信号编码，三倍基频谐波分量的数据维度是256×180×15。以信号采样频率为16.5M赫兹，激励频率为3.3千赫兹计算，内采样点数5000个，共需要256*180*15个半振荡周期，共需要时间为1.75分钟。
本发明实施例所提供的方案中，通过根据成像需求，选择性改变至少一个方向的梯度磁场大小，从而改变空间总梯度磁场的大小和方向，使空间总梯度磁场在磁纳米粒子所在空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化。在某一预设方向上，通过空间总梯度磁场大小的预定值次线性变化，能够在该预设方向上提供不同磁场强度的激励场去激励磁纳米粒子，从而实现该方向上预定值个层的磁纳米粒子浓度分布信息的一维空间编码。在此基础上，通过空间总梯度磁场的方向在一个或者多个平面内的不断变化，能够实现磁纳米粒子浓度的二维或者三维空间编码，得到沿着多个方向和多个梯度大小，磁纳米粒子被激励产生的响应信号。通过对获取的响应信号提取其中的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，可以得到磁纳米粒子浓度在不同维度重建后的分布图像。
相比于传统的MPI成像方法，本发明实施例对全空间的磁纳米粒子进行非均匀激励，响应电压信号的贡献来自于全空间中的所有磁纳米粒子，无需使用选择场产生磁场自由区，因此能够避免高功耗的选择场硬件设备。本发明实施例不使用聚焦场移动磁场自由区，因而能够避免聚焦场移动速度不均匀造成的伪影、移动轨迹不规则造成的空间采样不均匀等所导致的采样稀疏、空间分辨率低的缺陷。本发明实施例采用全区域激励方式，相比于MPI磁场自由区激发电压信号，单个磁场自由区的电压信号微弱，本发明实施例的信号强度得到很大的增强，因此信噪比很高，能够提高图像质量，满足临床诊断的需求。由于本发明实施例不采用移动磁场自由区的扫描方式，而是对全空间进行非均匀磁场激励和空间编码，扫描区域不再由选择场梯度和驱动场强度共同决定，因此很容易扩大扫描区域和范围，使得成像视野能够匹配人体尺寸，实现人体临床应用。且本发明实施例不采用李萨如曲线的磁场自由区的移动方式，使得大区域扫描时间显著缩短，能够提高临床扫描效率。
同时，现有的核磁共振成像技术成像中携带有肌肉、骨骼等组织信息，对于观测血管存在一定的干扰项。而本发明实施例利用磁性纳米粒子仅存在于血液中的特性，成像无需进行数字减影，具有较少的运动伪影，可用于靶向成像。与现有的PET和SPECT的成像技术相比，本发明实施例具有更高的灵敏度和图像分辨率，且没有电离辐射，示踪剂的生产和存储也较为容易。本发明实施例的二维重建方法可以替代现有的DSA血管造影技术，为血管类疾病的诊断和治疗能够提供快捷有效的参考信息。
以上仅为本发明的较佳实施例而已，并非用于限定本发明的保护范围。凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换、改进等，均包含在本发明的保护范围内。
Claims (10)
1.一种基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，包括：
产生均匀交变的主磁场，以及X方向、Y方向和Z方向的梯度磁场；
根据成像需求，选择改变至少一个方向的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在磁纳米粒子所在空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化；
持续获取磁纳米粒子被磁场激励所产生的响应电压信号；
获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对所述空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像。
2.根据权利要求1所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，所述产生均匀交变的主磁场，包括：
向主磁场线圈对加载恒定的同向交变电流，产生余弦均匀交变的主磁场。
3.根据权利要求1所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，任一方向的梯度磁场的产生方式，包括：
向该方向的梯度线圈对加载相同大小的反向交变电流。
4.根据权利要求3所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，改变任一方向的梯度磁场的大小的方式，包括：
将该方向的梯度线圈对的电流同时增大或者减小；
相应的，所述每一预设方向上的磁场大小得到预定值次线性变化的实现方式，包括：
在每一预设方向上，将至少一个方向的梯度线圈对的电流以预设步进同时增大或者减小预定值次。
5.根据权利要求4所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，所述根据成像需求，选择改变至少一个方向的梯度磁场的大小，包括：
在成像与梯度磁场的对应关系中，选择与成像需求匹配的至少一个方向的梯度线圈对，并获得选择的每个方向的梯度线圈对的电压序列；
根据各自的电压序列驱动产生电流序列的方式，向所述至少一个方向的梯度线圈对进行电流加载；
其中，所述成像需求包括目标成像维度，以及在所述目标成像维度为一维时的目标成像方向，在所述目标成像维度为二维时的目标成像平面；所述成像与梯度磁场的对应关系是根据三个方向的梯度磁场与空间总梯度磁场的关系，进行线圈电流变化和场强大小实验预先确定的。
6.根据权利要求5所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，所述三个方向的梯度磁场与空间总梯度磁场的关系，包括：
其中，Gx表示X方向的梯度磁场的大小；Gy表示Y方向的梯度磁场的大小；Gz表示Z方向的梯度磁场的大小；G表示空间总梯度磁场的大小，θ和
为球面坐标系角度，两角度共同确定空间总梯度磁场的方向，任一角度改变则空间总梯度磁场的方向发生改变；arctan(·)表示反正切函数；arccos(·)表示反余弦函数。
7.根据权利要求1所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，所述持续获取磁纳米粒子被磁场激励所产生的响应电压信号，包括：
利用接收线圈对持续获取磁纳米粒子在磁场激励下所产生的响应电压信号。
8.根据权利要求1或6所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，所述目标成像维度为一维时，所述获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对所述空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
将目标成像方向所对应的预设方向上，所述空间总梯度磁场的大小进行预定值次线性变化得到的多个三倍基频谐波分量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据，形成所述目标成像方向上磁粒子浓度的一维分布图。
9.根据权利要求8所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，所述目标成像维度为二维时，所述获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对所述空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
将每一预设方向上所述空间总梯度磁场的大小进行预定值次线性变化得到的多个三倍基频谐波分量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据；
将在特定平面内变化的多个预设方向所得到的所有一维重建数据进行二维滤波反投影，得到所述目标成像平面内表示磁纳米粒子浓度分布的二维投影图；其中，所述特定平面根据所述目标成像平面确定。
10.根据权利要求9所述的基于梯度场的磁粒子成像方法，其特征在于，所述目标成像维度为三维时，所述获得多次响应电压信号中尖峰信号的三倍基频谐波分量，基于系统矩阵，对所述空间中磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
将每一预设方向上所述空间总梯度磁场的大小进行预定值次线性变化得到的多个三倍基频谐波分量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据；
将属于同一平面的多个预设方向，分别得到的所有一维重建数据进行二维滤波反投影，得到与该平面相关的二维投影图；
将得到的分别与各平面相关的二维投影图进行三维重建，得到表示磁纳米粒子浓度分布的三维重建图。
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