本發(fā)明涉及磁共振成像技術(shù)領(lǐng)域，特別是涉及一種從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布及局部比吸收率的方法。

背景技術(shù)：

電特性(簡稱EPs)又稱介電特性，主要是指組織的電導(dǎo)率σ和電容率ε，該參數(shù)能夠反映組織的生理、病理狀態(tài)。已有研究證明正常組織和腫瘤組織存在明顯的電特性差異。因此，通過比較活體組織與正常組織EPs分布圖的差異，可以了解組織的生理、病理狀態(tài)，對(duì)于疾病的診斷及腫瘤的超早期發(fā)現(xiàn)有十分重要的意義。

在成像的過程中，當(dāng)磁場作用于人體組織時(shí)，活體組織會(huì)吸收射頻能量。隨著主磁場場強(qiáng)的增加，比吸收率也會(huì)增加。如果組織對(duì)射頻能量吸收過多，超出人體自我調(diào)節(jié)的承受范圍，就會(huì)出現(xiàn)局部灼傷，甚至體溫調(diào)節(jié)紊亂，導(dǎo)致電解質(zhì)代謝紊亂、神經(jīng)系統(tǒng)紊亂等一系列問題。因此，量化測定超高場MRI全身組織Local SAR有重要的臨床價(jià)值。

近年來，磁共振人體組織電特性斷層成像(MR EPT)技術(shù)引起了科學(xué)家們極大的興趣。該研究結(jié)合B₁mapping技術(shù)，通過麥克斯韋方程導(dǎo)出。到目前為止，科學(xué)家們已在3T和7T磁共振下取得了一系列研究成果。主要如下所示:2009年，Philips歐洲研發(fā)中心的Katscher等系統(tǒng)地研究了3T下的MR EPT技術(shù)，Katscher等提出了忽略RF磁場強(qiáng)度矢量中的Z方向分量，只利用另外兩個(gè)分量來解析求解組織各處電導(dǎo)率和電容率的方法，并在鳥籠線圈中實(shí)現(xiàn)了電導(dǎo)率和電容率的活體測量，大大推動(dòng)了3T MR EPT技術(shù)的發(fā)展。2011年，德國Karlsruhe生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院的Voigt等在Katscher等的研究成果基礎(chǔ)上，對(duì)3T RF場的幅度和相位做出了一定的假設(shè)，Voigt等基于一定的假設(shè)，提出了基于相位的電導(dǎo)率求解方法和基于磁場幅度的電容率求解方法。Voigt等提出的基于以上兩種假設(shè)的MR EPT算法，經(jīng)與Katscher等提出的算法比較，二者測量結(jié)果相差10％以內(nèi)(但這并不意味著與真實(shí)值之間的誤差也在10％以內(nèi))，但計(jì)算方法簡化了很多，將MR EPT技術(shù)方法向臨床實(shí)際應(yīng)用推進(jìn)了一步。GE全球研發(fā)中心的Bulumulla等在Voigt等人的工作基礎(chǔ)上，亦在3T MR中實(shí)現(xiàn)了基于RF場幅度的組織電容率和基于RF場相位的組織電導(dǎo)率斷層成像，并進(jìn)一步提出了MR EPT算法的快速優(yōu)化計(jì)算方法。美國明尼蘇達(dá)大學(xué)磁共振中心的Bin He等學(xué)者在2013年利用人腦組織左右大致對(duì)稱的特點(diǎn)，提出了RF發(fā)射磁場和接收磁場幅度大致相當(dāng)?shù)募僭O(shè)，從依托于質(zhì)子密度分布的RF多線圈通道接收到的信號(hào)中抽取整個(gè)腦部的質(zhì)子密度分布，并計(jì)算各通道接收?qǐng)龅姆群拖辔唬俳Y(jié)合采用7T超高場多通道RF線圈B₁Mapping技術(shù)得到的各通道的發(fā)射磁場，依照MR EPT二階微分算法，實(shí)現(xiàn)了7T MR人體腦部組織無創(chuàng)EPs斷層成像。另有美國紐約大學(xué)Bernard&Irene Schwartz生物醫(yī)學(xué)成像中心的Sodickson等學(xué)者針對(duì)7T MR多通道線圈發(fā)射和接收?qǐng)龅南辔粺o法直接測量的問題，提出了利用局部麥克斯韋斷層成像(Local Maxwell Tomography,LMT)方法來求解各線圈通道的相位。他們將描述每一個(gè)通道的Maxwell電磁方程兩邊的實(shí)部和虛部分離，得到兩組不同的方程。理論上，有5組以上發(fā)射和接收線圈通道的測量數(shù)據(jù)，就可以對(duì)質(zhì)子密度分布、各發(fā)射通道和各接收通道的相位等未知量進(jìn)行求解，并進(jìn)而依照MR EPT二階微分算法得到成像區(qū)域各像素點(diǎn)的組織EPs值分布。

與此同時(shí)，活體組織射頻熱點(diǎn)分布測定問題隨著B₀場的增高變得不可回避且日益重要，目前并未提出完善的解決方案，所以當(dāng)前國際上相關(guān)研究非?；钴S?，F(xiàn)有的射頻熱點(diǎn)分布量化測定方法主要有兩大類，第一類是：基于人體電磁模型的仿真計(jì)算方法：該方法應(yīng)用一定的人體電磁模型，將其置于特定的MR射頻線圈下，設(shè)置一定的射頻掃描參數(shù)，計(jì)算B₁場在人體組織內(nèi)的分布，參考離體組織復(fù)介電參數(shù)，得到組織的射頻熱點(diǎn)分布。第二類是：基于線性MR人體組織復(fù)介電參數(shù)斷層測量(MR EPT)技術(shù)的MR掃描測量計(jì)算方法：Katscher等在2009年提出了確定組織復(fù)電導(dǎo)率和局部射頻熱點(diǎn)的方法；Voigt等在2011年提出了腦部組織復(fù)介電參數(shù)的線性測量方法,即線性MR EPT，并在此研究基礎(chǔ)上于2012年提出了針對(duì)活體組織的基于MR EPT的射頻熱點(diǎn)分布計(jì)算方，但是僅在腦部的活體MR掃描中得到驗(yàn)證，還不能應(yīng)用到全身，并且計(jì)算結(jié)果誤差在20％左右，準(zhǔn)確度不夠理想，還有待提高。知名教授Bin He領(lǐng)導(dǎo)的研究團(tuán)隊(duì)在2013年報(bào)道了在7T下測量腦部組織復(fù)介電參數(shù)的研究，為進(jìn)一步采用MR EPT技術(shù)計(jì)算射頻熱點(diǎn)分布提供支持。

關(guān)于MR EPT，現(xiàn)有的MR EPT技術(shù)中存在以下幾個(gè)問題：1.運(yùn)算過程和重建結(jié)果受噪聲影響較大；2.無法解決不同組織交界處存在的成像誤差較大等問題；3.成像分辨率較差，有待進(jìn)一步提高。導(dǎo)致以上問題的原因有以下三個(gè)方面：1.現(xiàn)有技術(shù)均采用了近似處理的方法，基于組織復(fù)電特性梯度為零的假設(shè)；2.重建核心算法基于麥克斯韋電磁方程二階微分運(yùn)算，這就使得噪聲在計(jì)算過程中被放大，導(dǎo)致計(jì)算結(jié)果對(duì)噪聲非常敏感；3.需要得到B₁⁺場的幅度和相位信息，但B₁⁺場的相位信息是無法通過測量得到的，只能估計(jì)得到，因此基于B₁⁺場EPT重建誤差較大。

關(guān)于Local SAR，第一類基于人體電磁模型的射頻熱點(diǎn)分布仿真計(jì)算方法的最大缺陷是：針對(duì)單個(gè)病人個(gè)體建立個(gè)性化全身電磁模型的建模工作量巨大，無法在實(shí)踐中推廣，因此只能采用通用人體電磁模型，這就導(dǎo)致個(gè)體差異無法測量。除此之外，計(jì)算電磁模型時(shí)參考離體組織的復(fù)介電參數(shù)，而離體組織的復(fù)介電參數(shù)與活體組織的復(fù)介電參數(shù)之間存在一定差異，這種差異也會(huì)導(dǎo)致計(jì)算結(jié)果出現(xiàn)偏差。第二類基于線性MR EPT的MR掃描計(jì)算射頻熱點(diǎn)分布的方法，均要求測量的目標(biāo)區(qū)域內(nèi)組織復(fù)介電參數(shù)的變化遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于電場的變化。這種要求對(duì)以軟組織為主的腦部組織而言，基本滿足；但是對(duì)全身組織而言，就不能滿足，因?yàn)槿矸秶鷥?nèi)組織的復(fù)介電參數(shù)相互差異較大。

因此，針對(duì)現(xiàn)有技術(shù)不足，提供一種從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布及局部比吸收率的方法以克服現(xiàn)有技術(shù)不足甚為必要。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的在于避免現(xiàn)有技術(shù)的不足之處而提供一種從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布及局部比吸收率的方法，該從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布及局部比吸收率的方法具有計(jì)算接單、結(jié)果準(zhǔn)確特點(diǎn)。

本發(fā)明的上述目的通過如下技術(shù)手段實(shí)現(xiàn)。

提供一種從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布的方法，該方法基于以下物理事實(shí)：電磁能量在射頻線圈的作用下，從四周向體內(nèi)傳播，電場和磁場能量交替轉(zhuǎn)換，且能量不可能突變，在電場和磁場能量相互轉(zhuǎn)換過程中，一部分電場的能量會(huì)轉(zhuǎn)換成熱能消耗掉；

核磁共振射頻發(fā)射線圈發(fā)射出的電磁場，在到達(dá)人體后，各點(diǎn)電磁場的總能量的表達(dá)式為：

其中，ω為角頻率，μ是磁導(dǎo)率，ε是電容率，σ是電導(dǎo)率，B為磁感應(yīng)強(qiáng)度，E為電場強(qiáng)度，“*”表示取共軛復(fù)數(shù)，表示磁場儲(chǔ)能，表示電場儲(chǔ)能，表示焦耳熱損耗；

具體通過如下步驟進(jìn)行：

(1)根據(jù)射頻功放的功率大小和射頻發(fā)射的時(shí)間，以及系統(tǒng)的工作效率，計(jì)算核磁共振射頻線圈發(fā)射的總能量，減去系統(tǒng)反射回來的能量，得到人體組織內(nèi)存在的電磁場的總能量；

(2)根據(jù)B₁Mapping技術(shù)，得到射頻發(fā)射產(chǎn)生的磁場B₁⁺場在人體內(nèi)各點(diǎn)的幅度分布，根據(jù)得到B₁⁺場在體內(nèi)各點(diǎn)處的磁場能量；根據(jù)麥克斯韋方程組電磁互生理論，同時(shí)得到該處電場的能量；

(3)能量由外圈向內(nèi)圈傳遞的過程中，由于熱能的損耗，總能量不斷減少，每圈對(duì)應(yīng)各點(diǎn)之間減少的能量即是兩圈之間各對(duì)應(yīng)點(diǎn)之間B₁⁺場的能量的差，即：

其中,B_out表示外圈的磁感應(yīng)強(qiáng)度,B_in表示內(nèi)圈的磁感應(yīng)強(qiáng)度,Ε_out表示外圈電場強(qiáng)度；B_in和B_out通過B₁Mapping技術(shù)得到；

外圈各點(diǎn)的電場儲(chǔ)能轉(zhuǎn)化為內(nèi)圈對(duì)應(yīng)各點(diǎn)的磁場能量，即：

用式(Ⅱ)除以式(Ⅲ)，得到損耗角正切，損耗角正切為外圈各點(diǎn)所在部位組織的電導(dǎo)率與相對(duì)介電常數(shù)的比值，相對(duì)介電常數(shù)為電容率與角頻率之積，損耗角正切的表達(dá)式為

通過上述計(jì)算，得到成像區(qū)域內(nèi)各處組織的電導(dǎo)率與相對(duì)介電常數(shù)的比值

本發(fā)明同時(shí)提供一種從電磁場能量傳播角度求解組織局部比吸收率的方法，

該方法基于以下物理事實(shí)：電磁能量在射頻線圈的作用下，從四周向體內(nèi)傳播，電場和磁場能量交替轉(zhuǎn)換，且能量不可能突變，在電場和磁場能量相互轉(zhuǎn)換過程中，一部分電場的能量會(huì)轉(zhuǎn)換成熱能消耗掉；

核磁共振射頻發(fā)射線圈發(fā)射出的電磁場，在到達(dá)人體后，各點(diǎn)電磁場的總能量的表達(dá)式為：

其中，ω為角頻率，μ是磁導(dǎo)率，ε是電容率，σ是電導(dǎo)率，B為磁感應(yīng)強(qiáng)度，E為電場強(qiáng)度，“*”表示取共軛復(fù)數(shù)，表示磁場儲(chǔ)能，表示電場儲(chǔ)能，表示焦耳熱損耗；

具體通過如下步驟進(jìn)行：

(1)根據(jù)射頻功放的功率大小和射頻發(fā)射的時(shí)間，以及系統(tǒng)的工作效率，計(jì)算核磁共振射頻線圈發(fā)射的總能量，減去系統(tǒng)反射回來的能量，得到人體組織內(nèi)存在的電磁場的總能量；

(2)根據(jù)B₁Mapping技術(shù)，得到射頻發(fā)射產(chǎn)生的磁場B₁⁺場在人體內(nèi)各點(diǎn)的幅度分布，根據(jù)得到B₁⁺場在體內(nèi)各點(diǎn)處的磁場能量；根據(jù)麥克斯韋方程組電磁互生理論，同時(shí)得到該處電場的能量；

(3)能量由外圈向內(nèi)圈傳遞的過程中，由于熱能的損耗，總能量不斷減少，每圈對(duì)應(yīng)各點(diǎn)之間減少的能量即是兩圈之間各對(duì)應(yīng)點(diǎn)之間B₁⁺場的能量的差，即：

其中，B_out表示外圈的磁感應(yīng)強(qiáng)度，B_in表示內(nèi)圈的磁感應(yīng)強(qiáng)度，Ε_out表示外圈電場強(qiáng)度；B_in和B_out通過B₁Mapping技術(shù)得到；

外圈各點(diǎn)的電場儲(chǔ)能轉(zhuǎn)化為內(nèi)圈對(duì)應(yīng)各點(diǎn)的磁場能量，即：

對(duì)各圈而言，電場和磁場能量相互轉(zhuǎn)化，即：

通過比較內(nèi)外圈各點(diǎn)之間的電磁場總能量差，即得到各圈各點(diǎn)的熱能損耗的值，即各圈各點(diǎn)的再利用人體組織各點(diǎn)處的組織密度ρ，得到各圈各點(diǎn)的局部比吸收率Local SAR，即：

本發(fā)明的從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布及局部比吸收率的方法，從磁共振射頻發(fā)射電磁場能量在體內(nèi)傳輸和分布的角度求解EPs，計(jì)算過程中只用到了可以直接測量得到的射頻場的幅度信息，不需要射頻場的相位信息，規(guī)避了射頻場的相位無法直接測量的問題；同時(shí)新方法避免了現(xiàn)有方法采用的麥克斯韋方程的二階微分運(yùn)算的方法，可以有效的提高運(yùn)算結(jié)果的精度。

本發(fā)明的從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布及局部比吸收率的方法，從電磁場能量——一個(gè)全新的角度求解組織電特性和組織局部比吸收率，具有計(jì)算簡單，結(jié)果精確的特點(diǎn)。

附圖說明

利用附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步的說明，但附圖中的內(nèi)容不構(gòu)成對(duì)本發(fā)明的任何限制。

圖1是本發(fā)明實(shí)施例3的仿真實(shí)驗(yàn)中射頻場幅度和相位的分布圖。

圖2是本發(fā)明實(shí)施例3的仿真實(shí)驗(yàn)中得到的SAR值分布圖。

圖3是本發(fā)明實(shí)施例3的仿真實(shí)驗(yàn)中計(jì)算得到的電導(dǎo)率和相對(duì)電容率的分布圖。

圖4是本發(fā)明實(shí)施例3的仿真實(shí)驗(yàn)中電場能量、磁場能量、熱損耗和總能量的分布圖。

具體實(shí)施方式

結(jié)合以下實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步描述。

實(shí)施例1。

一種從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布的方法，該方法基于以下物理事實(shí)：電磁能量在射頻線圈的作用下，從四周向體內(nèi)傳播，電場和磁場能量交替轉(zhuǎn)換，且能量不可能突變，在電場和磁場能量相互轉(zhuǎn)換過程中，一部分電場的能量會(huì)轉(zhuǎn)換成熱能消耗掉；

核磁共振射頻發(fā)射點(diǎn)磁場的總能量的表達(dá)式為：

其中，ω為角頻率，μ是磁導(dǎo)率，ε是電容率，σ是電導(dǎo)率，B為磁感應(yīng)強(qiáng)度，E為電場強(qiáng)度，“*”表示取共軛復(fù)數(shù)，表示磁場儲(chǔ)能，表示電場儲(chǔ)能，表示焦耳熱損耗。

具體通過如下步驟進(jìn)行：

(1)根據(jù)射頻功放的功率大小和射頻發(fā)射的時(shí)間，以及系統(tǒng)的工作效率，計(jì)算核磁共振射頻線圈發(fā)射的總能量，減去系統(tǒng)反射回來的能量，得到人體組織內(nèi)存在的電磁場的總能量；其中，反射回來的能量可通過測量得到。

(2)根據(jù)B₁Mapping技術(shù)，得到射頻發(fā)射產(chǎn)生的磁場B₁⁺場在人體內(nèi)各點(diǎn)的幅度分布，根據(jù)得到B₁⁺場在體內(nèi)各點(diǎn)處的磁場能量；根據(jù)麥克斯韋方程組電磁互生理論，同時(shí)得到該處電場的能量。

(3)能量由外圈向內(nèi)圈傳遞的過程中，由于熱能的損耗，總能量不斷減少，每圈對(duì)應(yīng)各點(diǎn)之間減少的能量即是兩圈之間各對(duì)應(yīng)點(diǎn)之間B₁⁺場的能量的差，即：

外圈的電場能量轉(zhuǎn)化為內(nèi)圈的磁場能量，即：

用式(Ⅱ)除以式(Ⅲ)，得到損耗角正切，損耗角正切為外圈各點(diǎn)所在部位組織的電導(dǎo)率與相對(duì)介電常數(shù)的比值，相對(duì)介電常數(shù)為電容率與角頻率之積，損耗角正切的表達(dá)式為

通過上述計(jì)算，得到成像區(qū)域內(nèi)各處組織的電導(dǎo)率與相對(duì)介電常數(shù)的比值

由于正常人體組織的介電特性值是已知的，故其比值即損耗角正切的值，也是已知的。將上述計(jì)算得到的分布成像的結(jié)果與正常組織的值進(jìn)行對(duì)比，就可以發(fā)現(xiàn)值異常所在部位，為疾病的早期發(fā)現(xiàn)，如早期可疑癌變病灶等，提供有價(jià)值的空間定位信息，再輔以活檢等技術(shù)手段，就可以實(shí)現(xiàn)腫瘤的早期發(fā)現(xiàn)，具有重要的臨床應(yīng)用價(jià)值。

本發(fā)明的從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布的方法，從磁共振射頻發(fā)射電磁場能量在體內(nèi)傳輸和分布的角度求解EPs，計(jì)算過程中只用到了可以直接測量得到的射頻場的幅度信息，不需要射頻場的相位信息，規(guī)避了射頻場的相位無法直接測量的問題；同時(shí)新方法避免了麥克斯韋方程的二階微分運(yùn)算，可以有效的提高運(yùn)算結(jié)果的精度。

相比現(xiàn)有的MR EPT的算法中，在計(jì)算MR射頻電磁場時(shí)，普遍采用的處理方法是提出局部組織電特性是均勻的(即假設(shè)局部組織的電特性的梯度為零)，并且假設(shè)忽略射頻電場的橫截面分量和射頻磁場的縱軸分量，即假設(shè)E_x,y(r)≈0和B_z(r)≈0?，F(xiàn)有的MR EPT算法這樣處理的目的是為了簡化得到組織EPs的近似計(jì)算公式，形成現(xiàn)有的MR EPT算法理論，比如之前提到的Voigt等給出的基于射頻磁場幅度的電容率求解方法。這種簡化處理在復(fù)雜電磁邊界條件存在區(qū)域會(huì)導(dǎo)致測量結(jié)果誤差增加。

本發(fā)明的方法從電磁場能量的角度求解EPs，計(jì)算過程中只應(yīng)用了磁場的幅度信息，避開了射頻場的相位問題。相位問題是現(xiàn)有MR EPT算法中未解決的難題，因?yàn)樯漕l發(fā)射場的相位利用現(xiàn)有的MR技術(shù)，是無法在工程上直接測量得到的，在求解的過程中，同樣是在做了許多假設(shè)的情況下求取相位分布近似解，且現(xiàn)有的求解方法都存在較大的誤差。故，本發(fā)明的方法同時(shí)避免了麥克斯韋方程的二階微分運(yùn)算，可以有效的提高運(yùn)算結(jié)果的精度。

實(shí)施例2。

一種從電磁場能量傳播角度求解組織局部比吸收率的方法，該方法基于以下物理事實(shí)：電磁能量在射頻線圈的作用下，從四周向體內(nèi)傳播，電場和磁場能量交替轉(zhuǎn)換，且能量不可能突變，在電場和磁場能量相互轉(zhuǎn)換過程中，一部分電場的能量會(huì)轉(zhuǎn)換成熱能消耗掉。

核磁共振射頻發(fā)射點(diǎn)磁場的總能量的表達(dá)式為：

其中，ω為角頻率，μ是磁導(dǎo)率，ε是電容率，σ是電導(dǎo)率，B為磁感應(yīng)強(qiáng)度，E為電場強(qiáng)度，“*”表示取共軛復(fù)數(shù)，表示磁場儲(chǔ)能，表示電場儲(chǔ)能，表示焦耳熱損耗。

具體通過如下步驟進(jìn)行：

(1)根據(jù)射頻功放的功率大小和射頻發(fā)射的時(shí)間，以及系統(tǒng)的工作效率，計(jì)算核磁共振射頻線圈發(fā)射的總能量，減去系統(tǒng)反射回來的能量，得到人體組織內(nèi)存在的電磁場的總能量。

(2)根據(jù)B₁Mapping技術(shù)，得到射頻發(fā)射產(chǎn)生的磁場B₁⁺場在人體內(nèi)各點(diǎn)的幅度分布，根據(jù)得到B₁⁺場在體內(nèi)各點(diǎn)處的磁場能量；根據(jù)麥克斯韋方程組電磁互生理論，同時(shí)得到該處電場的能量。

(3)能量由外圈向內(nèi)圈傳遞的過程中，由于熱能的損耗，總能量不斷減少，每圈對(duì)應(yīng)各點(diǎn)之間減少的能量即是兩圈之間各對(duì)應(yīng)點(diǎn)之間B₁⁺場的能量的差，即：

外圈的電場能量轉(zhuǎn)化為內(nèi)圈的磁場能量，即：

對(duì)外圈而言：

其中,B_out表示外圈的磁感應(yīng)強(qiáng)度,B_in表示內(nèi)圈的磁感應(yīng)強(qiáng)度,Ε_out表示外圈電場強(qiáng)度。B_in和B_out通過B₁Mapping技術(shù)得到。

通過比較內(nèi)外圈各點(diǎn)之間的電磁場總能量差，即可以得到各圈各點(diǎn)的熱能損耗的值，即各圈各點(diǎn)的再利用人體組織各點(diǎn)處的組織密度ρ(已知值)，即可得到各圈各點(diǎn)的局部比吸收率(Local SAR)值，即：

本發(fā)明的從電磁場能量傳播角度求解組織局部比吸收率的方法，從磁共振射頻發(fā)射電磁場能量在體內(nèi)傳輸和分布的角度求解EPs，計(jì)算過程中只用到了可以直接測量得到的射頻場的幅度信息，不需要射頻場的相位信息，規(guī)避了射頻場的相位無法直接測量的問題；同時(shí)新方法避免了麥克斯韋方程的二階微分運(yùn)算，可以有效的提高運(yùn)算結(jié)果的精度。在組織電特性分布的基礎(chǔ)上，結(jié)合組織密度、組織處電場幅值、組織處電導(dǎo)率，按照Local SAR計(jì)算公式即可以得到Local SAR分布。

本發(fā)明的從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布及局部比吸收率的方法，從電磁場能量——一個(gè)全新的角度求解組織電特性和組織局部比吸收率，具有計(jì)算簡單，結(jié)果精確的特點(diǎn)。

實(shí)施例3。

為了驗(yàn)證本發(fā)明的準(zhǔn)確性，通過仿真、體模實(shí)驗(yàn)和人體實(shí)際測量等不同角度，來驗(yàn)證本發(fā)明方法的正確性。

1)仿真

利用SEMCAD軟件，設(shè)置核磁共振的頻率為128MHZ，建立16通道的高通鳥籠線圈，將DUKE頭部模型置于鳥籠線圈中。仿真獲取頭部射頻場B₁⁺場的分布，如圖1所示。建立磁場由外向內(nèi)的傳播模型,將所得的B代入公式(Ⅱ)中,得到組織的熱損耗值,又由于組織的密度是已知的,帶入Local SAR的求解公式即可求得Local SAR的分布圖，如圖2所示。由公式(Ⅰ)和(Ⅳ)可計(jì)算得組織的電容率，再根據(jù)損耗角正切值，則可求出對(duì)應(yīng)點(diǎn)的電導(dǎo)率，如圖3所示。圖4是本發(fā)明實(shí)施例3的仿真實(shí)驗(yàn)中電場能量、磁場能量、熱損耗和總能量的分布圖。

2)體模實(shí)驗(yàn)

采用各種能模擬不同組織電特性的介電材料，填充特定結(jié)構(gòu)空腔，形成類似人體不同組織交界面的電磁邊界條件，制成專用的體模。在3T的磁共振中采用不同的掃描序列，得到相應(yīng)的圖像，應(yīng)用B₁Mapping技術(shù)，求出射頻場的幅度|B₁⁺|。然后，結(jié)合核磁共振的能量場求解電特性及局部比吸收率即可。

3)人體實(shí)測

通過仿真及體模實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證基于核磁共振能量場求解電特性的準(zhǔn)備性后，進(jìn)行臨床志愿者的人體測量實(shí)驗(yàn)。志愿者包含正常人群及腫瘤患者兩類。

通過仿真、體模實(shí)驗(yàn)和人體實(shí)測，結(jié)果證明，本發(fā)明的方法能夠簡單、精確地得到組織的電特性分布和局部比吸收率。相比現(xiàn)有的MR EPT方法，本發(fā)明的方法從電磁場能量的角度求解EPs，計(jì)算過程中只應(yīng)用了磁場的幅度信息，避開了射頻場的相位問題，因?yàn)橄辔辉谇蠼獾倪^程中，比較復(fù)雜，且現(xiàn)有的求解方法都存在較大的誤差；同時(shí)避免了麥克斯韋方程的二階微分運(yùn)算，可以有效的提高運(yùn)算結(jié)果的精度。在組織電特性分布的基礎(chǔ)上，結(jié)合組織密度、組織處電場幅值、組織處電導(dǎo)率，按照Local SAR計(jì)算公式即可以得到Local SAR分布。

本發(fā)明的從電磁場能量傳播角度求解組織電特性分布及局部比吸收率的方法，從電磁場能量——一個(gè)全新的角度求解組織電特性和組織局部比吸收率，具有計(jì)算簡單，結(jié)果精確的特點(diǎn)。

最后應(yīng)當(dāng)說明的是，以上實(shí)施例僅用以說明本發(fā)明的技術(shù)方案而非對(duì)本發(fā)明保護(hù)范圍的限制，盡管參照實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作了詳細(xì)說明，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，可以對(duì)本發(fā)明的技術(shù)方案進(jìn)行修改或者等同替換，而不脫離本發(fā)明技術(shù)方案的實(shí)質(zhì)和范圍。