專利名稱：一種磁共振圖像的相位測速方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及在磁共振成象中用相位方法實現(xiàn)流速測量。
某些原子核，如氫原子核，具有一種稱之為自旋的特性，運動的電荷在核周圍有一個磁場，從而可把它看成為一個很小很小的磁偶極矩，稱為核磁矩。人體內(nèi)有大量水，因而含大量氫原子，如果把一組氫原子放在一個外加的恒定磁場中，則其核磁矩的極性順著外磁場方向排列的氫原子核的數(shù)目會稍多于逆著外磁場方向排列的氫原子核數(shù)目，這一差異形成了一個凈磁場，用磁化矢量表征，它既有幅度又有方向，并以一定的頻率圍繞外加磁場(象陀螺那樣)進動，這個運動頻率稱為拉莫爾頻率，它與外磁場的強度成正比。在目前人們能得到的強磁場范圍內(nèi)，拉莫爾頻率都在射頻波段。
如果用外加的一個頻率等于拉莫爾頻率的電磁波作用于置于外磁場中的人體，則其中的氫原子核將會吸收此電磁波的能量從而改變磁化矢量的方向(偏離其平衡狀態(tài))，假定在很短的時間間隔內(nèi)，外加的電磁波的能量足夠使上述磁化矢量的方向偏離其原來方向α角，則稱此電磁脈沖為α脈沖，外加的電磁脈沖在磁共振成象中又稱為射頻脈沖。
射頻脈沖結(jié)束之后，在一段時間之內(nèi)，磁化矢量將逐漸恢復(fù)到其平衡狀態(tài)，同時氫原子核釋放出吸收的外加電磁場能量，輻射電磁波，這就是所謂磁共振信號。磁化矢量從非平衡狀態(tài)朝其平衡狀態(tài)的恢復(fù)是一個漸變過程，稱之為弛豫，它由物質(zhì)內(nèi)部結(jié)構(gòu)及其所處的狀態(tài)所決定。弛豫可分成平行與垂直于外磁埸兩個方向的弛豫，并用T1和T2兩個特征弛豫時間來分別表征。
磁共振成象(MRI)需要用一個射頻線圈接收磁共振信號，通過外加射頻脈沖，使磁化矢量發(fā)生偏轉(zhuǎn)，磁化矢量在與磁場垂直的橫向平面內(nèi)的進動，使穿過線圈的磁通量發(fā)生變化，磁通的變化在線圈中感應(yīng)出電流，線圈內(nèi)流動的電流的大小或者說信號強度，正比于磁化矢量橫向分量的大小，與氫原子密度有關(guān)，同時也與T1和T2兩個弛豫時間有關(guān)。
磁共振圖象的空間信息是用梯度磁場形成的，人為地使磁場強度在空間形成有規(guī)律的分布。處于磁場強度較低位置的氫原子核的共振頻率比處于磁場強度高的位置氫原子核的共振頻率低，利用頻率上的這一差別進行空間編碼，以確定氫原子核的一維空間位置，這一維對應(yīng)的梯度磁場稱為頻率編碼梯度。另一維空間編碼是通過相位差別建立的，它使用的梯度方向與頻率編碼梯度相垂直，稱之為相位編碼梯度。第三個梯度與頻率編碼梯度和相位編梯度構(gòu)成的平面相垂直，其作用是選片，即選定人體上要成象的截面位置，稱為選片梯度。只要在不同的方向上、不同的時間間隔內(nèi)分別加上上述三種梯度磁場，便可得到表示橫斷面、矢狀面、冠狀面乃至任何方向截面的磁共振信號。射頻脈沖與三個梯度波形之間的時間、幅度關(guān)系稱之為脈沖序列。
磁共振成象系統(tǒng)采集經(jīng)過上述編碼的磁共振信號，對采集到的信號進行解碼，即圖象重構(gòu)，便得到任何方向截面的磁共振圖象。因為磁共振信號為復(fù)數(shù)信號，得到的磁共振圖象也為復(fù)數(shù)，其幅度、相位由氫原子密度、弛豫時間T1、T2及掃描參數(shù)確定。對于靜態(tài)物體磁共振圖象的相位不隨時間變化。磁共振圖象上也可以探測到流動現(xiàn)象。
在磁共振圖象上相位信號的變化可反映流動速度。一般磁共振圖象上的相位分布與流體流速分布，有如下關(guān)系P(X，Y)＝C·V(X，Y)(1)其中P(X，Y)為磁共振圖象上空間(X，Y)點的相位，V(X，Y)為相應(yīng)點的流速，C為常數(shù)。在磁共振成象中利用與流速相關(guān)的相位信息來進行流速測量稱為相位測速方法。用相位測速方法的電影回放式流速測量是磁共振成象中常用的一種流速測量方法，它在一個時間過程中，以一定的時間分辨力，對空間固定片層連續(xù)成象，得到一個空間某截面上速度場的時間變化過程，利用圖象上各點的相位變化來描寫對應(yīng)空間點的速度。用相位測速時往往會產(chǎn)生相位卷繞，因為圖象上各點的相位在土π區(qū)間周期性取值，如一個實際上的+3/2π的相位，在圖象上將表現(xiàn)為-π/2的相位，也就是說，當流速太大相對應(yīng)的相位大于π時，就會發(fā)生相位卷繞，在圖象上反映為一個負的相位，從而破壞了流速與相位的線性關(guān)系，不能正確進行流速測量。為防止相位卷繞，一般使用小的C，即低的速度靈敏度以擴大流速的測量范圍，但流速的動態(tài)范圍較大，在用小C情況下，流動速度測量的精度也就下降，對慢的流動，測出的速度也就不準。為保證測量精度又擴大測量的范圍，需要解決相位卷繞問題，S.M.Song在12th，SMRM 507 1993年＂DynamicRange Extension of Phase Contrast Velocity Measure-ments＂一文中認為流體的流動有一個空間的速度分布，在速度沿空間變化不大情況下，可由單幅MR圖象通過復(fù)雜的運算，得到流動的無卷繞的相位，但這種解決卷繞方法的算法較復(fù)雜。
本發(fā)明的目的是克服現(xiàn)有技術(shù)的不足，提出一種在磁共振成象中用相位測流速的解卷方法。
為達到上述目的，本發(fā)明的技術(shù)解決方案是在磁共振成象相位測速方法中，利用空間固定點速度場的時間連續(xù)性來處理空間相位的卷繞問題。即通過磁共振成象系統(tǒng)中的門控裝置，探測脈動流體的周期信號，用門控裝置同步磁共振成象脈沖序列的運行，例如，在測量人體脈動血流流速時，用心電門控(ECG)探測人體心電信號，用心電同步磁共振成象脈沖序列的掃描。在一個脈動周期內(nèi)對流體在空間一固定平面位置進行多次成象，再提取相鄰時刻兩幅圖象的相位差值，此差值正比于相鄰兩次掃描時間間隔該點流體的流速差值，時間間隔越小，流速差值就越小。如果某一時刻圖象上的相位因流速過大相位可能發(fā)生卷繞，但相鄰時刻兩幅圖象相位差值不會發(fā)生卷繞。如果所有時刻圖象上的相位不發(fā)生卷繞，則相鄰時刻兩幅圖象相位差值也不會發(fā)生卷繞。對相鄰時刻兩幅圖象的相位差值沿時間軸求積分，得到脈動周期內(nèi)各個時刻的無相位卷繞的相位，由此得到流速隨時間的變化波形。在沿時間積分中，必須選定一個無相位卷繞的積分參考圖象作為積分初值，一個無相位卷繞的積分參考圖象可以由選擇某時刻幅度圖象與相位圖象之積圖象的方差最小的那個時刻圖象來確定。在脈動周期內(nèi)掃描的片層越多，流速隨時間的分辨力越好，可測動態(tài)范圍就越大。
本發(fā)明的優(yōu)點在于利用本方法可以在不減小測量流速精度的情況下，擴大流速的可測動態(tài)范圍，得到流速隨時間的變化波形而且實施簡單，計算量極小，容易在MRI系統(tǒng)上實現(xiàn)。
下面結(jié)合附圖對本發(fā)明的實施例作詳細描述。


圖1表示可應(yīng)用本發(fā)明的MRI系統(tǒng)框圖。
圖2-a表示用ECG門控同步MRI掃描。
圖2-b表示在ECG門控同步掃描時，不同時刻的圖象關(guān)系。
圖2-c表示血流流速的周期變化及不同圖象對應(yīng)的血流速度。
本發(fā)明是在磁共振成象中利用相位方法實現(xiàn)流速測量，它包括用時間連續(xù)性來處理相位成象時的相位卷繞問題?？蓪嵤┍景l(fā)明的MRI系統(tǒng)框圖如圖1所示，圖中主磁體120提供一個均勻的恒定磁場，被掃描者123，處于病床121上送入主磁體120腔內(nèi)，整個MRI系統(tǒng)的操作是通過操作臺100控制主計算機101進行，開始掃描時，主計算機101會將相應(yīng)的指令和參數(shù)裝入序列控制器102，序列控制器102便控制其內(nèi)部的梯度波形產(chǎn)生器、射頻產(chǎn)生單元和射頻接收單元的工作。102內(nèi)部梯度波形產(chǎn)生器驅(qū)動X，Y，Z三路梯度放大器103為X，Y，Z三路梯度線圈104提供足夠大的脈沖電流以形成三個方向的梯度磁場。102內(nèi)部射頻產(chǎn)生單元激勵射頻功放105為磁場中的射頻發(fā)射線圈106提供足夠大的脈沖功率，產(chǎn)生瞬間的射頻頻率的電磁場，激發(fā)人體中的氫原子核偏離熱平衡態(tài)。射頻脈沖結(jié)束后，這些受激的氫原子核便向熱平衡態(tài)恢復(fù)，產(chǎn)生磁共振信號。射頻接收線圈107檢測這個微弱的磁共振信號，并經(jīng)射頻前置放大器108放大后送至序列控制器102的內(nèi)部射頻接收器。
序列控制器102的接收器完成對磁共振信號的檢波與A/D變換后，將數(shù)據(jù)傳輸?shù)街饔嬎銠C101的內(nèi)存中，存儲在主計算機的硬盤上，從而完成數(shù)據(jù)采集。
在掃描過程中，三路梯度分別起著選擇片層、頻率編碼與相位編碼的作用，它們與射頻發(fā)射、射頻接收都按一定的時間關(guān)系先后或同時工作，決定于所設(shè)計的脈沖序列。
主計算機101將采集過程得到的原始數(shù)據(jù)送到陣列處理機109中進行適當?shù)念A(yù)處理和圖象重構(gòu)運算，得到磁共振圖象。重構(gòu)后的圖象送到主計算機101的硬盤上存貯，并又送到圖象子系統(tǒng)110的屏幕上供顯示分析使用。
心電門控(ECG)裝置122是用于對成象的脈沖序列實施心電門控的掃描。它用心電電極探測被掃描者的心電信號，并利用心電R波的前沿產(chǎn)生一個觸發(fā)信號，送入序列控制器102中，這個觸發(fā)信號控制序列控制器102中的脈沖序列與心電R波同步運行。
在本發(fā)明實施方案中，脈沖序列的運行設(shè)計如圖2所示，ECG裝置探測被掃描者的心電信號，用心電R波的前沿產(chǎn)生一個觸發(fā)信號如圖2-a所示，這個觸發(fā)信號控制磁共振成象脈沖序列與心電同步的運行，當MRI系統(tǒng)接收到ECG觸發(fā)信號后在等時間間隔上，即在t1，t2……tN時刻，對包含血管的固定片層，進行多次激發(fā)并接收由此產(chǎn)生的磁共振信號，重構(gòu)成象，從而得到心電周期中不同時刻的多幅磁共振圖象，即圖象1，圖象2……圖象N，如圖2-b所示。
設(shè)不同時刻的復(fù)數(shù)磁共振圖象為I(t1，x，y)1＝1～N，每幅磁共振圖象I(ti，x，y)上血管部位的相位表示血流在時刻t1的速度，在心臟收縮期時，由于血流速度大，以致可能使此時刻的血管部位的相位發(fā)生卷繞，但相鄰時刻ti-1與ti時的流速差值是極有限的(當ti-ti-1很小時)，它的動態(tài)范圍較流體速度本身的動態(tài)范圍要小得多，如圖2-c所示。
相鄰時刻兩幅圖象的相位差Q(ti，x，y)為Q(ti，x，y)＝arg{I(ti，x，y)·I*(ti-1，x，y)}i＝2～N(2.1)Q(t1，x，y)＝arg{I(t1，x，y)·I+(tN，x，y)} (2.2)
其中I(ti，x，y)為ti時刻的復(fù)數(shù)MRI圖象，符號*表示取共軛，arg{·}是取相角運算。提取相鄰時刻兩幅圖象的相位差值Q(ti，x，y)，流體處的相位差值正比于相鄰兩次掃描時間流體的流速差值，時間間隔越小，流速差值就越小，因此得到的相鄰時刻兩幅圖象相位差值就越不易發(fā)生卷繞。由于Q(ti，x，y)不發(fā)生卷繞的限制較使I(ti，x，y)的相位不發(fā)生卷繞的限制要寬松得多，所以利用Q(ti，x，y)可以允許有更大的流速動態(tài)范圍，通過空間某處沿時間軸對Q(ti，x，y)求積分，則可以得到無卷繞的流體相位，通過公式(1)的換算得到流速隨時間的變化波形。
在沿時間的積分中，必須選定一個無相位卷繞的積分參考圖象做為積分的初值，在實際臨床應(yīng)用中，血流速度在心臟舒張期是很低的，因此可以很容易地得到無相位卷繞的積分參考圖象。在實用中，這一選擇過程可以按如下自動實現(xiàn)，定義圖象J(ti，x，y)為J(ti，x.y)＝|I(ti，x，y)|·Arg{I(t1，x，y) i＝1～N(3)其中|·|是取模，arg{·}是取相角。
積分參考圖象可選定為J(ti，x，y)具有最小方差的那一幅圖象，從而自動確定了積分初值。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成象中用相位測量流速的方法，其特征在于利用空間固定點速度場的時間連續(xù)性，用某一磁共振成象脈沖序列在某種探測脈動流體周期信號的門控裝置同步掃描下，在一個脈動周期內(nèi)對流體在空間一固定平面位置上進行多次成象。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的相位測速方法，其特征在于對所獲取的多幅不同時刻的磁共振圖象提取相鄰時刻兩幅圖象的相位差值，相位差正比于相鄰兩次掃描時間該點流體的流速差值。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的相位測速方法，其特征在于通過相鄰時刻兩幅圖象的相位差值沿時間軸求積分，利用一個無相位卷繞的積分參考圖象在流體位置的相位作積分初值，得到該處脈動周期內(nèi)各個時刻的無相位卷繞的相位，由此得到該截面上不同空間點不同時刻的流速。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述相位測速方法，其特征在于一個無相位卷繞的積分參考圖象由選擇某時刻幅度圖象與相位圖象之積圖象的方差最小的那個時刻的圖象來確定。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，它可通過核磁共振成象系統(tǒng)中的心電門控裝置同步成象脈沖序列掃描來完成人體血流速度的測量。
全文摘要
本發(fā)明公開了在磁共振成像的相位測速技術(shù)中解決相位卷繞問題的一種方法，具體的說是磁共振成像序列在心電門控同步下掃描，獲取同一片層不同心電時相的磁共振圖像，利用空間固定點速度場的時間連續(xù)性來處理空間相位的卷繞問題，利用本方法可以在不減小測量流速精度的情況下，擴大流速的可測動態(tài)范圍，而且掃描簡單，計算方便，適用于在磁共振成像系統(tǒng)中用相位方法實現(xiàn)流速測量。
文檔編號A61B5/026GK1116077SQ94108770
公開日1996年2月7日 申請日期1994年8月4日 優(yōu)先權(quán)日1994年8月4日
發(fā)明者向清三 申請人:深圳安科高技術(shù)有限公司