CN116407106A - 一种无梯度场的阵列式磁粒子成像设备 - Google Patents
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Abstract
一种无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，采用小型化磁传感器阵列作为检测单元，利用传感器相对被扫描物体的相对空间位置不同实现空间定位；磁传感器采用正负对称串联结构，大幅降低激励噪声对检测信号的干扰；也可采取多层线圈嵌套的模式进一步降低激励干扰并防止磁传感器饱和；且系统采用开放式成像结构，具有较大的开放式成像空间；由于直接以阵列式磁传感器对示踪剂进行定位，使磁粒子成像设备摆脱对高强度梯度磁场的严重依赖，非常便于进行任意成像区间的设置及扩大成像区间，对实现临床连续动态成像等具有重要技术进步价值。
Description
技术领域
本发明属于医疗检测装置技术领域，具体涉及一种无需梯度定位磁场的阵列式磁粒子成像设备。
背景技术
磁粒子成像是一种利用超顺磁纳米粒子为示踪剂的新型影像学方法，其利用超顺磁粒子在高频交流场中产生非线性磁化响应的原理，对人体内摄入的示踪剂进行浓度及位置的动态成像。其优势在于具有快速的成像速度、极高的人体安全性、较高的灵敏度和空间分辨率，并适合偶联多种靶向蛋白或高分子结构，具有重要的科学与临床应用价值。
现有MPI成像设备及系统普遍需要高强度高线性度梯度磁场对示踪剂进行空间定位，其基本原理为：示踪剂在高强度直流梯度场下达到磁化饱和状态，在交流激励场下不再产生磁化信号，而处于梯度场零点（一般称为零磁场点或零磁场线）位置的示踪剂仍可正常产生信号，从而达到空间定位扫描的效果。直流梯度场的强度直接决定了MPI成像的空间分辨率，通常，为获得1mm程度的成像分辨率，直流梯度场需达到4-6T/m以上。而MPI为保持纯净非线性磁化响应，通常不能采用铁芯增强梯度磁场。对于人体体积的MPI设备，此种强度的梯度磁场因为线圈功率等因素极为难以实现，特别是在基于莉萨如曲线的成像方式中，其交流激励场和静态梯度场耦合形成了磁场扫描轨迹，在交流激励场不能大于6mT强度的行业内普遍标准（不产生组织加热及外周神经刺激的条件）的条件下，其扫描空间大小通常仅局限于小型动物尺寸。即使不采用莉萨如交直流耦合扫描轨迹，但达到人体尺寸的大型梯度场局部将达到3T以上，不符合当前在人体安全领域参考MRI技术设定的3T静态磁场强度限制。故有必要针对大型化MPI成像需求，对现有技术的磁粒子成像设备予以改进。
发明内容
本发明针对上述问题，提出一种无需梯度磁场的阵列式磁粒子成像设备，其采用小型化磁传感器阵列作为检测单元，利用传感器相对被扫描物体的相对空间位置不同实现空间定位；磁传感器采用正负对称串联结构，大幅降低激励噪声对检测信号的干扰；也可采取多层线圈嵌套的模式进一步降低激励干扰并防止磁传感器饱和；且系统采用开放式成像结构，具有较大的开放式成像空间，也便于扩大化使用，对实现临床连续动态成像等具有重要技术进步价值。
本发明所采用的技术方案是：该无梯度场的阵列式磁粒子成像设备包括机架，所述机架上设置有亥姆霍兹交流激励线圈组，对每个亥姆霍兹激励线圈组对称设置有均匀排布的磁性传感器阵列；磁性传感器可使用但不限于具备高灵敏度的磁阻类传感器（包括MR、GMR、TMR、AMR等）类传感器、磁通门类传感器、原子磁力计等磁性传感设备；开放式扫描场设置为亥姆霍兹线圈组直接的三维空间，通过预先地对已知浓度的超顺磁示踪剂在空间各点的扫描成像结果形成系统矩阵，当对未知被检测物进行空间成像时，可利用阵列传感器中各传感器位置直接输出电压分布图，或经系统矩阵重建后形成具有更高分辨率的浓度分布图。
优选的，磁性传感器物理尺寸部分决定了本磁粒子成像系统的空间分辨率。特别是对于直接输出的电压分布图，使用具有较小尺寸的磁性传感器或薄膜型磁传感器，可获得更好的空间分辨率。
进一步的，所述亥姆霍兹线圈组包括线圈骨架，线圈骨架上缠绕的激励线圈。激励线圈中通入高频激励电流（频率不高于20kHz），在两个亥姆霍兹之间产生均匀激励场作为成像区域，并定义两亥姆霍兹线圈相对方向Z轴，Z轴垂直方向为X和Y轴。使用带有内部信号源的供电电源，或由信号发生器产生激励信号经功率放大器放大后将激励电流输出至激励线圈，为保证磁场安全性，在成像区域的磁场强度不高于6mT。
优选的，亥姆霍兹线圈组与电容器连接组成串联谐振电路，串联谐振电路谐振点为ω 2 = LC，其中ω为激励信号角频率，L为亥姆霍兹线圈电感，C为串联电容值。依据测量获得的线圈电感及给定的信号角频率，可计算获得串联电容值。串联谐振电路可降低在谐振点的交流阻抗，为亥姆霍兹线圈施加足够强度的激励电流。
优选的，亥姆霍兹线圈组采用多股利兹线绕制。由于激励线圈为空心线圈，涡流损耗在选定的激励频率为主要损耗形式，交互缠绕的多股利兹线可有效降低线间涡流损耗及趋肤效应导致的等效直流电阻增加。
优选的，因激励电流流经线圈产生磁场，线圈为非线性负载，采用双极性线性电源或功率放大器可获得更稳定的交流电流输出。
进一步的，在所述亥姆霍兹线圈组的每个线圈的中心部位设置有两组磁性传感器阵列，线圈产生的磁力线垂直穿过传感器有效检测方向，两组传感器阵列以位于线圈Z轴方向中点的X, Y平面为轴相反排布，相对位置的两个传感器输出端串联连接，即对于磁场强度H e，相互串联的两个反向传感器输入电压V 1,V 2分别为V 1 = H e × R和V 2 = -H e × R，其中R为传感器输入电压与输入磁场强度的比，为传感器固有属性。串联传感器组在无被检测信号时，可降低激励磁场干扰，即V 1 + V 2≈0。对所有串联传感器组进行阵列序号标注，标注为(m, n, p)，其中m为行号，n为列号，p代表传感器阵列所在的亥姆霍兹激励线圈，对于一组亥姆霍兹激励线圈，定义p = 1或2。
优选的，因线圈缠绕不均或磁传感器性能误差等因素，V 1 + V 2在传感器固定位置必不可免的难以完全归零。因此，在各组串联传感器之间设置螺纹等平衡性调节结构，使串联的两个传感器的位置在Z轴方向相对于亥姆霍兹线圈可进行微调，以使V 1 + V 2尽可能接近于零，使激励噪声干扰达到最低。
优选的，以MR类磁传感器为例，具有较高灵敏度的MR传感器通常在较低的背景磁场强度中即可达到饱和，即在串联效应生效前已达到饱和状态，无法进行进一步的信号测量。为此，在各亥姆霍兹线圈Z轴方向中点的X, Y平面上设置与亥姆霍兹线圈反向缠绕的消除线圈，且消除线圈尺寸远小于外部亥姆霍兹线圈。消除线圈产生的磁场频率及相位与激励场相同，磁场强度与亥姆霍兹在阵列传感器位置产生的磁场强度相等但反向相反，以抵消激励磁场自身在阵列传感器位置的背景干扰；而在Z轴方向距离亥姆霍兹及消除线圈较远的位置，由亥姆霍兹产生的激励场强度远大于消除线圈，其磁场均匀区域内为实际成像空间。
进一步的，当使用外部为亥姆霍兹线圈，内部为消除线圈的结构时，分别使用供电电源或信号发生器+功率放大器组合对各线圈进行供电，各电源/功率放大器频率与相位相同。
优选的，使用一组电源/功率放大器同时对各线圈进行供电，此时需依据各线圈阻抗增加串联电阻，以在电源/功率放大器输出单一电压/电流时，在各线圈获得预先设置的激励电流强度。
优选的，使用一个信号发生器同时对两个功率放大器提供信号源，通过为功率放大器设置不同增益倍数为亥姆霍兹激励线圈及内部消除线圈提供不同的激励电流，这种方法可更好的保证亥姆霍兹线圈及内部消除线圈中电流的同频同相。
优选的，在消除线圈电路中串联可变电阻，通过对可变电阻的微调调整消除线圈中的激励电流，以获得最佳的激励背景噪声消除效果。
优选的，因激励电流流经激励线圈和消除线圈产生磁场，线圈为非线性负载，采用双极性线性电源或功率放大器可获得更稳定的交流电流输出。
进一步的，将被测样本置于开放成像区内时，阵列传感器中的每一组串联传感器均可获得其所在位置所对应的磁感应强度转化电压值，阵列式传感器与多通道信号放大器连接，信号放大器应至少具备m × n × 2个输入通道及输出通道，经放大后的信号与信号采集设备连接，信号采集设备应具有至少m × n × 2个信号输入端口。信号采集设备输入采集信号至上位机，因基波信号干扰较大，磁粒子成像系统中采用谐波信号作为检测信号，上位机对采集到的信号进行傅里叶变换以去除基波成分并获得各次谐波分量。
优选的，也可使用带通滤波器、锁相放大器等电路或者设备直接去除基波信号并获得各谐波分量；
进一步的，上位机通过如前所述的图像重建方法对去除基波成分后的检测信号进行图像重建。在图像分辨率要求较高，重建计算量较大时，采用GPU计算或并行计算等方式提高图像重建速度，重建后的图像在上位机中进行显示。
优选的，在对成像实时性要求较高的情况下，上位机在进行下一步图像重建的同时可直接显示与各传感器位置对应的两张电压分布图，两张电压分布图分别代表位于两个亥姆霍兹线圈位置的传感器阵列所测得的电压信号。设扫描区域大小为x × y × z，因电压分布图未进行图像重建，获得分布图为二维图像，其大小为x × y，分辨率为(x / m)与(x / n)。
进一步的，为实现更高扫描分辨率并获得三维扫描图像，对电压测量结果进行图像重建以获得更精确的磁粒子浓度分布图。对于电压测量结果V，其与磁粒子浓度分布c之前存在如下关系：
V=Ac
式中A为系统矩阵。对于V中每一个电压领域点v xyz ，其与浓度领域点c ijk 的相关性可表示为：
v (x,y,z)=∑(m,n,p) ∑(i,j,k) a ((x,y,z),(i,j,k)) c (i,j,k)
式中a ((x,y,z),(i,j,k))代表v (x,y,z)与c (i,j,k) 的相关性，x为电压领域X方向坐标，y为电压领域Y方向坐标，z为电压领域Z方向坐标，i为浓度领域X方向坐标，j为浓度领域Y方向坐标，k为浓度领域Z方向坐标，m为磁性传感器所在行，n为磁性传感器所在列，p为亥姆霍兹线圈编号，p = 0或1。在系统函数A已知的情况下，通过最小二乘法、奇异值分解等数学算法，可求解出浓度c，其图像分辨率为如下所述的系统函数密度。
进一步的，通过系统函数测量的方式获得系统函数A。使用物理尺寸不大于最终分辨率的高浓度示踪剂样本S A，对扫描空间（浓度成像空间）进行分割，使其分割为x × y ×z（=i × j × k）个点，使样本S A分别置于扫描区间内所有空间点位中对其进行成像，可获得S A于成像空间进行扫描时传感器阵列中每个传感器获得的电压测量图，其代表了对于已知浓度与位置的样本S A，每个传感器测得的电压值与S A的相关性，即可获得a ((x,y,z),(i,j,k))值。
优选的，对x × y × z空间内每个点进行测量获得系统函数A较为耗时。可用极高浓度点在扫描区中间位置获得的测量结果形成点扩散函数PSF（Point SpreadFunction），使PSF中心点在测量空间内各坐标点进行移动，可获得系统函数A的近似解，且具有较快的测量速度。
进一步的，对a ((x,y,z),(i,j,k))进行矩阵合成获得用于计算的系统函数A矩阵，将第（1, 1, 1）个传感器开始至第（m, n, 2）个传感器所对应的对全扫描空间x × y × z的a ((x,y,z),(i,j,k))以x × y × z行，x × y × z列的形式形成矩阵A 1，A 2…A m×n×2，将A 1，A 2…A m×n×2进行垂直串联排列，即可得到系统函数A矩阵，矩阵大小为x × y × z × x × y × z × m × n × 2。
优选的，当传感器数量较多、空间分辨率要求较高时，系统矩阵A极为庞大，图像重建耗时较长。可采用断层重建的方式，将Z方向图像分为1 - z个断层，将每个传感器所对应的该断层平面x × y的a ((x,y),(i,j))以x × y行，x × y列的形式形成矩阵A 1,z1，A 1,z2…A 1,zz，将A 1,z1，A 1,z2…A 1,zz进行平行串联排列，可得每个传感器得系统矩阵A 1，A 2…A m×n×2，将A 1，A 2…A m×n×2进行垂直串联排列，即可得到系统函数A矩阵，矩阵大小为x × y × z × x × y × m × n × 2。
所述无梯度场的阵列式磁粒子成像设备中，使用生物功能化超顺磁纳米粒子为示踪剂。所述生物功能化超顺磁粒子示踪剂，是一种复合纳米材料，其核心为数纳米至数十纳米的Fe2O3或Fe3O4磁核,其外涂敷有聚合物涂层，提供亲水/疏水性、防聚集表面电位及各种官能基团等功能。超顺磁粒子通过聚合物涂层官能团可与多种生物分子结合，如蛋白质、酶、核酸等，如使用羧基修饰的官能团可与抗体表面游离氨基形成酰胺键从而使抗体稳定连接于磁球表面，形成生物功能化超顺磁纳米粒子。
该磁粒子成像系统的成像步骤如下：
步骤一、向亥姆霍兹线圈或同时向亥姆霍兹线圈及消除线圈中通入交流激励电流，在开放式扫描区域形成均匀空间激励磁场；
步骤二、将含有已知高浓度超顺磁粒子示踪剂的样本置于扫描区域内，且样本尺寸不大于空间分辨率要求。磁传感器阵列中各传感器将获得样本的磁化信号，磁化信号经传感器转为电压信号后，再经信号放大器放大，通过多通道信号采集设备输出至上位机。上位机对输入信号进行傅里叶变换，去除信号基波成分并获得各谐波分量，将之作为各传感器采集获得的原始有效电压信号；
优选的，在所述步骤二中，也可使用带通滤波器、锁相放大器等电路或设备直接去除基波信号并获得各谐波分量；
步骤三、将已知样本在扫描区域内所有位置进行移动，测量其在每个空间位置下每个磁传感器获得的信号电压值，形成系统函数A。在系统本身不发生变化时，系统函数A不发生变化，无需重复测量；
优选的，采用点扩散扩散函数PSF的方式，将极高浓度已知样本置于扫描区域中心，并通过对PSF中心点在扫描区的移动形成系统函数A的近似解，以减少系统函数测量时间；
步骤四、将实际被测物放入开放式成像空间，对其进行信号检测，通过阵列传感器中各传感器的位置及测量获得的电压值得到电压分布图；
步骤五、使用各传感器测量获得的电压值及系统函数A，通过最小二乘法、奇异值分解等矩阵计算方式获得电压浓度分布图c并进行显示。
本发明的有益效果：与传统磁粒子成像设备和系统相比，由于本发明直接以阵列式磁传感器对示踪剂进行定位，使磁粒子成像设备摆脱对高强度梯度磁场的严重依赖，非常便于进行任意成像区间的设置及扩大成像区间，对当前MPI技术从动物级向人用转变起到重要的技术提升作用。同时，本发明通过对小型弱磁传感器的正反向串联排布，降低了使用弱磁传感器时的激励背景干扰，通过反向消除线圈可进一步降低基波背景噪声干扰问题，使通过弱磁传感器阵列式进行MPI信号检测趋于实用化。另外，本发明提出的针对阵列式弱磁传感器的磁粒子成像图像重建算法，可在实现三维图像重建的同时进一步提高磁粒子成像分辨率。
作为医学成像系统，本发明与其他活体成像技术（如MRI或CT等）相比，具有极高的动态成像速度及灵敏度，并具有开放式成像空间、无电离辐射且超顺磁粒子示踪剂的人体安全性高，便于偶联各种靶向结构实现靶向成像等特点，对医学成像的临床前及临床应用是一种较好的新技术支持与补充。
附图说明
图1是本发明无梯度场的阵列式磁粒子成像设备的结构示意图。
图2是无梯度场的阵列式磁粒子成像设备的系统流程图。
图3是本发明中系统函数测量原理图。
图4是“大”字形样本的电压分布图及重建后结果。
图5是亥姆霍兹激励线圈及消除线圈形成的检测区域电压分布仿真计算结果。
图6是用于三维图像重建的系统矩阵。
图7是用于三维断层扫描的简化系统矩阵。
图中序号说明：1亥姆霍兹线组、2消除线圈组、3磁性传感器阵列、4扫描区域、5消除线圈谐振、6亥姆霍兹激励线圈谐振、7消除线圈功率放大器（或内置信号源的功率电源）、8激励线圈功率放大器（或内置信号源的功率电源）、9多通道信号放大器、10多通道信号采集装置、11上位机、12信号发生器、13激励磁场产生的磁力线。
具体实施方式
根据图1～4详细说明本发明的具体结构。该阵列式成像设备包括亥姆霍兹交流激励线圈组1、消除线圈2、磁性传感器阵列3、消除线圈谐振5、亥姆霍兹激励线圈谐振6、消除线圈电源7、激励线圈电源8、多通道信号放大器9、多通道信号采集装置10、上位机11等设备。
亥姆霍兹线圈组1的中间位置形成开放式扫描区域4，开放式扫描区域4设置为亥姆霍兹线圈组1之间的三维空间。对每个亥姆霍兹激励线圈组1对称设置有均匀排布的磁性传感器阵列3，磁性传感器阵列3位于消除线圈组2的内部，磁性传感器可使用但不限于具备高灵敏度的磁阻类传感器（包括MR、GMR、TMR、AMR等）类传感器、磁通门类传感器、原子磁力计等磁性传感设备。
亥姆霍兹交流激励线圈组1可采用多股利兹线绕制。由于亥姆霍兹交流激励线圈组1为空心线圈，涡流损耗在选定的激励频率为主要损耗形式，交互缠绕的多股利兹线可有效降低线间涡流损耗及趋肤效应导致的等效直流电阻增加。
由信号发生器12产生高频激励信号，经功率放大器8放大后输入亥姆霍兹线圈组1产生交流激励磁场，或使用具备内部信号发生源的大功率电源直接输入交流激励电流。
在所述亥姆霍兹激励线圈组1的每个线圈的中心部位设置有两组磁性传感器阵列3，线圈1产生的磁力线垂直穿过磁性传感器阵列3有效检测方向，两组传感器阵列3以位于线圈1Z轴方向中点的X, Y平面为轴相反排布，相对位置的两个传感器3输出端串联连接，即对于磁场强度H e，相互串联的两个反向传感器输入电压V 1,V 2分别为V 1 = H e × R和V 2 = -H e × R，其中R为传感器3输入电压与输入磁场强度的比，为传感器3固有属性。串联传感器组3在无被检测信号时，可降低激励磁场干扰，即V 1 + V 2 ≈ 0。对所有串联传感器组3进行阵列序号标注，标注为(m, n, p)，其中m为行号，n为列号，p代表传感器阵列3所在的亥姆霍兹交流激励线圈1，对于一组亥姆霍兹激励线圈1，定义p = 1或2。
因线圈1缠绕不均或磁性传感器阵列3性能误差等因素，V 1 + V 2在传感器固定位置必不可免的难以完全归零。因此，在各组串联传感器3之间设置螺纹等平衡性调节结构，使串联的两个传感器的位置在Z轴方向相对于亥姆霍兹交流激励线圈1可进行微调，以使V 1 +V 2尽可能接近于零，使激励噪声干扰达到最低。
优选的，以MR类磁传感器为例，具有较高灵敏度的MR传感器通常在较低的背景磁场强度中即可达到饱和，即在串联效应生效前已达到饱和状态，无法进行进一步的信号测量。为此，在各亥姆霍兹交流激励线圈1Z轴方向中点的X, Y平面上设置与亥姆霍兹交流激励线圈1反向缠绕的消除线圈组2，且消除线圈组2尺寸小于外部亥姆霍兹线圈1。消除线圈2产生的磁场频率及相位与激励场相同，磁场强度与亥姆霍兹交流激励线圈组1在阵列传感器3位置产生的磁场强度相等但反向相反，以抵消激励磁场自身在磁性传感器阵列3位置的背景干扰；而在Z轴方向距离亥姆霍兹交流激励线圈组1及消除线圈组2较远的位置，由亥姆霍兹交流激励线圈组1产生的激励场强度远大于消除线圈组2，其磁场均匀区域内为实际成像空间。在消除线圈组2电路中串联可变电阻，通过对可变电阻的微调调整消除线圈组2中的激励电流，以获得最佳的激励背景噪声消除效果。本实施方法采用设置消除线圈的方式降低激励背景噪声。
当使用外部为亥姆霍兹线圈1，内部为消除线圈2的结构时，分别使用供电电源或信号发生器12+功率放大器7、8组合对各线圈进行供电，各电源/功率放大器频率与相位相同。也可使用一组电源/功率放大器同时对各线圈进行供电，此时需依据各线圈阻抗增加串联电阻，以在电源/功率放大器输出单一电压/电流时，从而使各线圈获得预先设置的激励电流强度。
优选的，可使用一个信号发生器12同时对两个功率放大器7、8提供信号源，通过为功率放大器7、8设置不同增益倍数为亥姆霍兹激励线圈1及内部消除线圈2提供不同的激励电流，这种方法可更好的保证亥姆霍兹线圈1及内部消除线圈2中电流的同频同相，本实施方式中采用此种供电方式。同时，为保证磁场安全性，扫描区域磁场强度低于6mT，激励频率不高于20kHz。
本阵列式成像设备中，使用生物功能化超顺磁纳米粒子为示踪剂。所述生物功能化超顺磁粒子示踪剂，是一种复合纳米材料，其核心为数纳米至数十纳米的Fe2O3或Fe3O4磁核,其外涂敷有聚合物涂层，提供亲水/疏水性、防聚集表面电位及各种官能基团等功能。超顺磁粒子通过聚合物涂层官能团可与多种生物分子结合，如蛋白质、酶、核酸等，如使用羧基修饰的官能团可与抗体表面游离氨基形成酰胺键从而使抗体稳定连接于磁球表面，形成生物功能化超顺磁纳米粒子。
将被测样本置于开放成像区4内时，阵列传感器中的每一组串联传感器均可获得其所在位置所对应的磁感应强度转化电压值，阵列式传感器与多通道信号放大器连接，信号放大器应至少具备m × n × 2个输入通道及输出通道，经放大后的信号与信号采集设备连接，信号采集设备应具有至少m × n × 2个信号输入端口。信号采集设备输入采集信号至上位机，因基波信号干扰较大，磁粒子成像系统中采用谐波信号作为检测信号，上位机对采集到的信号进行傅里叶变换以去除基波成分并获得各次谐波分量。
经信号放大及多通路采集后，可直接获得与传感器位置对应的两张电压分布图，两张分布图分别为位于两个亥姆霍兹线圈方向的传感器阵列所获得的图像。设扫描区域大小为x × y × z，因电压分布图未进行图像重建，获得分布图为二维图像，其大小为x × y，分辨率为(x / m)与(x / n)。
为实现更高扫描分辨率并获得三维扫描图像，对电压测量结果进行图像重建以获得更精确的磁粒子浓度分布图。对于电压测量结果V，其与磁粒子浓度分布c之前存在如下关系：
V=Ac
式中A为系统矩阵。对于V中每一个电压领域点v xyz ，其与浓度领域点c ijk 的相关性可表示为：
v (x,y,z)=∑(m,n,p) ∑(i,j,k) a ((x,y,z),(i,j,k)) c (i,j,k)
式中a ((x,y,z),(i,j,k))代表v (x,y,z)与c (i,j,k) 的相关性，x为电压领域X方向坐标，y为电压领域Y方向坐标，z为电压领域Z方向坐标，i为浓度领域X方向坐标，j为浓度领域Y方向坐标，k为浓度领域Z方向坐标，m为磁性传感器所在行，n为磁性传感器所在列，p为亥姆霍兹线圈编号，p = 0或1。在系统函数A已知的情况下，通过最小二乘法、奇异值分解等数学算法，可求解出浓度c，其图像分辨率为系统函数密度。
通过系统函数测量的方式获得系统函数A。使用物理尺寸不大于最终分辨率的高浓度示踪剂样本S A，对扫描空间（浓度成像空间）进行分割，使其分割为x × y × z（=i × j × k）个点，其分割数代表系统函数密度，即图像重建后空间分辨率。使样本S A分别置于扫描区间内所有空间点位中对其进行成像，可获得S A于成像空间进行扫描时传感器阵列中每个传感器获得的电压测量图，其代表了对于已知浓度与位置的样本S A，每个传感器测得的电压值与S A的相关性，即可获得a((x,y,z),(i,j,k))值。
对x × y × z空间内每个点进行测量获得系统函数A较为耗时。可用极高浓度点在扫描区中间位置获得的测量结果形成点扩散函数PSF（Point Spread Function），使PSF中心点在测量空间内各坐标点进行移动，可获得系统函数A的近似解，且具有较快的测量速度。
对a((x,y,z),(i,j,k))进行矩阵合成获得用于计算的系统函数A矩阵，将第（1,1, 1）个传感器开始至第（m, n, 2）个传感器所对应的对全扫描空间x × y × z的a((x, y,z),(i,j,k))以x × y × z行，x × y × z列的形式形成矩阵A 1，A 2…A m×n×2，将A 1，A 2…A m×n×2进行垂直串联排列，即可得到系统函数A矩阵，矩阵大小为x × y × z × x × y × m × n ×2。
当传感器数量较多、空间分辨率要求较高时，系统矩阵A极为庞大，图像重建耗时较长。可采用断层重建的方式，将Z方向图像分为1 - z个断层，将每个传感器所对应的该断层平面x × y的a((x,y),(i,j))以x×y行，x×y列的形式形成矩阵A 1,z 1，A 1,z 2…A 1,zz，将A 1,z 1，A 1,z 2…A 1,zz进行平行串联排列，可得每个传感器得系统矩阵A 1，A 2…A m×n×2，将A 1，A 2…A m×n×2进行垂直串联排列，即可得到系统函数A矩阵，矩阵大小为x × y × z × x × y × m × n ×2。本实施例采用断层重建方式获得系统函数矩阵A。
在上位机中使用非负最小二乘法NNLS对传感器阵列测得的电压分布V进行重建，重建使用上述断层重建方式获得的系统函数矩阵A，即可获得示踪剂空间浓度分布图并进行显示。因系统矩阵A较大，使用GPU或并行计算方式对计算进行加速。
该磁粒子成像设备的成像步骤如下：
步骤一、向亥姆霍兹激励线圈组1中通入正弦激励电流，使成像空间区域4内产生高均匀度的交流激励磁场。
步骤二、向亥姆霍兹激励线圈组1内部的消除线圈组2通入与亥姆霍兹线圈组1频率与相位相同、方向相反的交流激励电流，消除线圈组2反向中的电流小于亥姆霍兹激励线圈组1内部的电流，抵消激励磁场自身在阵列传感器3位置的背景干扰。
步骤三、将含有已知高浓度超顺磁粒子示踪剂样本置于扫描区4域内，且样本尺寸不大于空间分辨率要求。磁传感器阵列3中各传感器将获得样本的磁化信号，磁化信号经阵列传感器3转为电压信号后，再经信号放大器9放大，通过多通道信号采集设备10输出至上位机11。上位机11对输入信号进行傅里叶变换，去除信号基波成分并获得各谐波分量，将之作为各传感器采集获得的原始有效电压信号。
步骤四、将已知样本在扫描区域4内所有位置进行移动，通过阵列传感器3测量超顺磁粒子样本在每个空间位置下每个磁传感器3获得的信号电压值，形成系统函数A。在系统本身不发生变化时，系统函数A不发生变化，无需重复测量。
优选的，采用点扩散扩散函数PSF的方式，将极高浓度已知样本置于扫描区域中心，并通过对PSF中心点在扫描区的移动形成系统函数A的近似解，以减少系统函数测量时间。
步骤五、将实际被测物放入开放式成像空间4，对其进行信号检测，通过阵列传感器3中各传感器的位置及测量获得的电压值得到电压分布图。
步骤六、使用各传感器测量获得的电压值及系统函数A，通过最小二乘法、奇异值分解等矩阵计算方式获得电压浓度分布图c并进行显示。
实施例：
如图1所示，本发明工作时，用到图示设备，亥姆霍兹线圈组电源8采用NF公司的4610型功率放大器，消除线圈组电源7采用NF公司的4610型功率放大器，信号放大器9采用NF公司的SA-440F5信号放大器，信号采集设备10采用NI PCI-6534型数据采集卡。
本实施例中使用一组直径为30cm的亥姆霍兹线圈作为激励线圈，匝数为270匝，激励电流强度为1A，亥姆霍兹线圈中心部磁场强度为2mT；使用一组直径8cm的线圈作为消除线圈，匝数为50匝，电流强度为0.2A。激励电流与消除电流频率均为20kHz，使用同一信号发生器产生信号源，使用BNC三通接口连接两个功率放大器为线圈施加同频同相激励电流。激励线圈与消除线圈共同在亥姆霍兹线圈组1中心位置附近产生匀强激励场区，其大小约为80mm×80mm×70mm。匀强激励区域仿真计算结果如图5所示。
由于亥姆霍兹线圈组1和消除线圈组2高频交流阻抗较大，使用串联谐振6和串联谐振5来减小亥姆霍兹线圈组1和消除线圈组2的阻抗，串联谐振6与串联谐振5分别与亥姆霍兹线圈及消除线圈在20kHz频率共振。另外，为了避免电流的趋肤效应所导致的线圈等效直流电阻增大的情况，并有效防止热噪声干扰，亥姆霍兹线圈组1和消除线圈组2采用多股利兹线绕制。
每个亥姆霍兹激励线圈1附近对称设置有均匀排布的磁性传感器阵列3；磁性传感器可使用但不限于具备高灵敏度的磁阻类传感器，通过磁性传感器阵列3对样本中的超顺磁粒子示踪剂进行检测。本实施例使用的磁性传感器阵列3由多维科技TMR9001型线性磁场传感器构成，单传感器尺寸为6mm × 5mm × 1.5mm，磁性传感器按8 × 8矩形排布成一组，两个磁性传感器之间间隔2mm，并将4组8 × 8磁性传感器分别呈上下对称结构分别排布在亥姆霍兹线圈组1的上下两侧，关于亥姆霍兹线圈上下对称的两个磁性传感器采用串联差分的连接方式，形成2组8 × 8传感器阵列，阵列大小为62mm×54mm，小于匀强磁场区XY平面大小，因此设置成像区大小为62mm×54mm×70mm。
示踪剂采用经筛选的Fuji Film公司Resovist超顺磁粒子，其经筛选后的超顺磁核大小均值约为21nm，水动力学直径约为60nm。将被测样本放置于扫描区后，磁性传感器阵列3中的每一组串联传感器均可获得其所在位置所对应的磁感应强度转化电压值，经信号放大器9及信号采集卡10后将数据信息传递到上位机11，可直接获得与传感器位置对应的两张电压分布图，两张分布图分别为位于两个亥姆霍兹线圈方向的传感器阵列所获得的图像。因扫描区域大小为62mm × 54mm × 70mm，电压分布图未进行图像重建，获得分布图为二维图像，其大小为62mm × 54mm，分辨率为(62 / 8 = 7.75mm)与(54 / 8= 6.75mm)。图4左半部分为将大字型样本置于磁场z = 0（亥姆霍兹线圈中心点）平面的单侧阵列测量电压分布图。
进一步的，为实现更高扫描分辨率并获得三维扫描图像，对电压测量结果进行图像重建以获得更精确的磁粒子浓度分布图。对于电压测量结果V，其与磁粒子浓度分布c之前存在如下关系：
V=Ac
式中A为系统矩阵。对于V中每一个电压领域点v xyz ，其与浓度领域点c ijk 的相关性可表示为：
v(x,y,z)=∑(m,n,p) ∑(i,j,k) a((x,y,z),(i,j,k))c(i,j,k)
式中a((x,y,z),(i,j,k))代表v(x,y,z)与c(i,j,k)的相关性，x为电压领域X方向坐标，y为电压领域Y方向坐标，z为电压领域Z方向坐标，i为浓度领域X方向坐标，j为浓度领域Y方向坐标，k为浓度领域Z方向坐标，m为磁性传感器所在行，n为磁性传感器所在列，p为亥姆霍兹线圈编号，p = 0或1。
进一步的，通过系统函数测量的方式获得系统函数A。使用物理尺寸不大于最终分辨率的高浓度示踪剂样本S A（200mg/mL），对扫描空间（浓度成像空间）进行分割，使其分割为62×54×70（= x × y × z = i × j × k）个点，即系统函数密度（浓度重建分辨率）为1mm。使样本S A分别置于扫描区间内所有空间点位中对其进行成像，可获得S A于成像空间进行扫描时传感器阵列中每个传感器获得的电压测量图，其代表了对于已知浓度与位置的样本S A，每个传感器测得的电压值与S A的相关性，即可获得a((x,y,z),(i,j,k))值，系统函数测量方法如图3所示。
优选的，对x × y × z空间内每个点进行测量获得系统函数A较为耗时，因此使用极高浓度点在扫描区中间位置获得的测量结果形成点扩散函数PSF（Point SpreadFunction），并为点扩散函数中心点分别赋予成像区域不同位置坐标，可获得系统函数A的近似解，且具有较快的测量速度。
进一步的，对a((x,y,z),(i,j,k))进行矩阵合成获得用于计算的系统函数A矩阵，将第（1, 1, 1）个传感器开始至第（m, n, 2）个传感器所对应的对全扫描空间x × y × z的a((x,y,z),(i,j,k))以x × y × z行，x × y × z列的形式形成矩阵A 1，A 2…A m×n×2，将A1，A 2…A m×n×2进行垂直串联排列，即可得到系统函数A矩阵，矩阵大小为x × y × z × x × y × z × m × n × 2，具体矩阵格式如图6所示。
优选的，因实施例所用传感器数量为64个、系统矩阵A较大，图像重建耗时较长，因此采用断层重建的方式，将Z方向图像分为1 - z个断层，将每个传感器所对应的该断层平面x × y的a((x,y),(i,j))以x × y行，x × y列的形式形成矩阵A 1,z 1，A 1,z 2…A 1,zz，将A 1,z 1，A 1,z 2…A 1,zz进行平行串联排列，可得每个传感器得系统矩阵A1，A 2…A m×n×2，将A1，A 2…A m×n×2进行垂直串联排列，即可得到系统函数A矩阵，矩阵大小为x × y × z × x × y × m × n × 2，具体矩阵格式如图7所示。
使用非负最小二乘法NNLS对电压测量结果进行图像重建，计算结果如图4右侧所示，因样本放置于z = 0平面，计算结果在其他断层均为0，图4仅显示z = 0平面的浓度分布图，经重建后图像分辨率大幅提高。图像像素间断点考虑是由于传感器尺寸较大且排布间隔约为2mm所致，可进一步采用更加小型化的传感器或TMR薄膜等组成传感器阵列。
Claims (9)
1.一种无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，包括激励线圈（1）、阵列式弱磁传感器（3）、开放式扫描区域（4）以及上位机（11）图像重建计算单元，其特征在于：所述激励线圈（1）采用亥姆霍兹线圈组（1）结构，开放式扫描区间位于亥姆霍兹线圈组（1）中间的匀场区；两组阵列式磁传感器（3）分别平行放置于两个亥姆霍兹线圈（1）附近位置，且每组阵列传感器（3）内部包含正反两组传感器，正反传感器组相对于单个亥姆霍兹线圈中心平面对称，正反两组传感器中对应位置的两个传感器串联连接以抵消激励背景噪声干扰；上述装置采用超顺磁纳米粒子为示踪剂，阵列式磁传感器（3）中的每个传感器均对信号扫描区内的示踪剂磁化信号进行采集，并变换为电压值输出至上位机（11），上位机（11）的图像重建单元依据预先测定的系统函数对电压值进行图像重建，获得示踪剂浓度分布图。
2.根据权利要求1所述的无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，其特征在于：在亥姆霍兹激励线圈（1）内与亥姆霍兹线圈中心线同轴缠绕有消除线圈（2），激励线圈（1）与消除线圈（2）频率与相位相同，激励线圈（1）在前述传感器阵列位置所产生的磁场强度与消除线圈（2）产生的磁场强度相同但方向相反，为传感器阵列（3）抵消激励背景噪声并防止传感器饱和；在亥姆霍兹线圈组（1）中心附近，激励线圈（1）产生的磁场强度远大于消除线圈（2），作为磁粒子成像扫描区域（4）。
3.根据权利要求1或2所述的无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，其特征在于：所述的激励线圈（1）及消除线圈（2）通过串联谐振电路（5）,（6）降低激励频率交流阻抗，阵列式传感器（3）输出经信号放大器（9）输出至多通道信号采集装置（10）后输出至上位机（11），上位（11）机通过傅里叶变换或带通滤波器等频率选择电路等对基波频率进行分离并采集各谐波成分作为电压信号。
4.根据权利要求1或2所述的无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，其特征在于：使用高浓度已知样本在扫描区域（4）内移动，通过已知样本放置于扫描区域（4）内已知位置时传感器组中每个传感器测得的信号强度获得测量值与浓度及位置的相关性，组合形成系统函数矩阵。
5.根据权利要求1或2所述的无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，其特征在于：使用极高浓度已知样本放置于成像区域中心位置，测量其点扩散函数，并为点扩散函数中心点分别赋予成像区域不同位置坐标，获得系统函数矩阵近似解。
6.根据权利要求1或2所述的无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，其特征在于，在需要更快的MPI扫描速度时，上位机可直接输出或显示传感器阵列直接测得的二维电压云图，电压云图坐标与传感器阵列中的传感器位置相对应。
7.根据权利要求1或2所述的无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，其特征在于：对于正反传感器组中对应位置的两个相互串联的传感器，其相对于亥姆霍兹线圈（1）的位置可进行平衡性微调，以补偿因线圈绕制或传感器误差等导致的正负信号不平衡性。
8.根据权利要求2所述的无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，其特征在于：使用两组同频同相的激励电源分别对亥姆霍兹线圈（1）及消除线圈（2）输出激励电流；或使用串联电阻改变线圈所在电路总电阻后使用一组激励电源同时对亥姆霍兹线圈（1）及消除线圈（2）输出激励电流。
9.根据权利要求8所述的无梯度场的阵列式磁粒子成像设备，其特征在于：使用与消除线圈（2）串联的可变电阻对消除线圈（2）中的电流进行微调，以在阵列式传感器（3）位置获得更好的激励背景噪声消除效果以及在远离阵列式传感器（3）位置更均匀的激励磁场。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
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| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
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