一種mri系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法
【專(zhuān)利摘要】本發(fā)明涉及一種MRI系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法，其特征在于：包括如下步驟：步驟1、設(shè)置MRI系統(tǒng)的掃描參數(shù)；步驟2、采集數(shù)據(jù)；驟3、計(jì)算MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)；步驟4、復(fù)值迭代逼近方法獲得磁化矢量相位信息；步驟5、勻場(chǎng)電流的計(jì)算。與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)在于：本發(fā)明使用雙回波序列采集回波數(shù)據(jù)，同時(shí)采用復(fù)數(shù)擬合合成方法，間接獲得MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)，避免了相位纏繞對(duì)相位擬合帶來(lái)的麻煩，因此本發(fā)明提供的方法能對(duì)MRI系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)準(zhǔn)確和穩(wěn)定的勻場(chǎng)，無(wú)需相位解纏繞，計(jì)算速度快且精度較高。
【專(zhuān)利說(shuō)明】-種MR I系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明設(shè)及一種MRI系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法。

【背景技術(shù)】
[0002] 磁共振成像Wa即etic Resonance Imaging, MRI)是醫(yī)學(xué)影像領(lǐng)域中的一種高新 技術(shù)，它利用特定的射頻脈沖和經(jīng)過(guò)空間編碼的磁場(chǎng)，使生物體內(nèi)的氨核共振產(chǎn)生信號(hào)，經(jīng) 計(jì)算機(jī)處理而成像。自20世紀(jì)70年代問(wèn)世W來(lái)，MRI技術(shù)發(fā)展迅速，由于其具有對(duì)比度 高、成像參數(shù)多、可任意層面斷層成像、無(wú)骨偽影干擾、無(wú)電離福射等特點(diǎn)，目前已經(jīng)成為影 像學(xué)檢查中最先進(jìn)的工具之一，廣泛應(yīng)用于人體各部位的臨床檢查。
[0003] 使用MRI系統(tǒng)進(jìn)行人體掃描時(shí)，人需要進(jìn)入MRI系統(tǒng)提供的特定磁場(chǎng)當(dāng)中。然后， 受磁體設(shè)計(jì)、制造工藝W及原材料物理性質(zhì)之間差異等多方面因素的影響和限制，任何磁 體出廠后都不可能使整個(gè)有效孔徑內(nèi)的磁場(chǎng)完全均勻。因此，磁體安裝就位后，還要在現(xiàn)場(chǎng) 對(duì)磁場(chǎng)均勻度進(jìn)行優(yōu)化，該個(gè)過(guò)程稱為勻場(chǎng)（shimming)。常用的勻場(chǎng)方法有被動(dòng)勻場(chǎng)和主 動(dòng)勻場(chǎng)。另外，當(dāng)不同的人進(jìn)入磁場(chǎng)后也會(huì)對(duì)磁場(chǎng)的均勻性產(chǎn)生一定的影響，使得成像的效 果不理想，因此需要借助主動(dòng)勻場(chǎng)來(lái)實(shí)現(xiàn)針對(duì)個(gè)體的勻場(chǎng)。
[0004] 主動(dòng)勻場(chǎng)（active shimming)又稱為有源勻場(chǎng)，是指在勻場(chǎng)線圈（shimming coils,-階勻場(chǎng)線圈常用梯度線圈代替）中通W電流，產(chǎn)生附加磁場(chǎng)，并通過(guò)適當(dāng)調(diào)整勻 場(chǎng)線圈陣列中各線圈的電流強(qiáng)度，使其周?chē)木植看艌?chǎng)發(fā)生變化來(lái)調(diào)節(jié)改善靜磁場(chǎng)的不均 勻性，W提高靜磁場(chǎng)整體均勻性的過(guò)程。
[0005] 然而，現(xiàn)有的對(duì)MRI系統(tǒng)進(jìn)行主動(dòng)勻場(chǎng)的技術(shù)，普遍勻場(chǎng)效果不佳，頻率壓脂效果 不好，勻場(chǎng)過(guò)程不夠快速穩(wěn)定，有待于進(jìn)一步改進(jìn)。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0006] 本發(fā)明所要解決的技術(shù)問(wèn)題是針對(duì)上述現(xiàn)有技術(shù)提供一種MRI系統(tǒng)的快速勻場(chǎng) 方法，該方法能夠獲得很好的勻場(chǎng)效果，改善頻率壓脂序列的臨床表現(xiàn)，同時(shí)勻場(chǎng)過(guò)程快速 穩(wěn)定。
[0007] 本發(fā)明解決上述技術(shù)問(wèn)題所采用的技術(shù)方案為；一種MRI系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方 法，其特征在于；包括如下步驟：
[000引步驟1、設(shè)置MRI系統(tǒng)的掃描參數(shù)，具體設(shè)置過(guò)程如下：
[0009] 步驟（1-1)、在常溫條件下，將預(yù)先制作好的水模放入MRI掃描儀中掃描，前述水 模的縱向馳豫時(shí)間T1值為570ms?580ms ;
[0010] 步驟（1-2)、采用雙回波序列進(jìn)行掃描，即采用普通GRE序列，使用兩個(gè)不同的回 波時(shí)間進(jìn)行掃描，就構(gòu)成了雙回波序列掃描，使用雙回波序列進(jìn)行掃描可W采集得到雙回 波數(shù)據(jù)；設(shè)置掃描參數(shù)：重復(fù)時(shí)間TR選擇15ms?25ms ;兩個(gè)回波時(shí)間TE的值滿足水脂同 相；
[0011] 步驟（1-3)、采集數(shù)據(jù)，觀察采集到的兩個(gè)回波數(shù)據(jù)的中屯、是否對(duì)齊，W及采集到 的兩個(gè)回波數(shù)據(jù)是否是最大值，如不是，重復(fù)步驟（1-2)，調(diào)整掃描參數(shù)，直至采集到的兩個(gè) 回波數(shù)據(jù)的中屯、對(duì)齊，且兩個(gè)回波數(shù)據(jù)達(dá)到最大值；
[0012] 步驟2、采集數(shù)據(jù)，具體過(guò)程如下：
[0013] 步驟（2-1)、對(duì)已經(jīng)進(jìn)行過(guò)被動(dòng)勻場(chǎng)的MRI設(shè)備，記錄下當(dāng)前勻場(chǎng)線圈中電流值， 或?qū)?dāng)前勻場(chǎng)線圈中電流值清零。
[0014] 步驟（2-2)、將預(yù)先制作好的水模設(shè)置在MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)中央，發(fā)射射頻脈沖， 根據(jù)接收到的FID信號(hào)的譜峰位置，得到FID信號(hào)的中屯、頻率和水脂共振頻率差異；
[0015] 步驟（2-3)、使用步驟1中提及的雙回波序列進(jìn)行掃描，采集雙回波數(shù)據(jù)，根據(jù)水 脂共振頻率差異，設(shè)置兩個(gè)回波中屯、的時(shí)間之差，使得在該兩組回波中屯、水脂相位差保持 一致；
[0016] 步驟3、計(jì)算MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)，具體過(guò)程如下：
[0017] 步驟（3-1)、同樣采用雙回波掃描序列，設(shè)置的MRI系統(tǒng)掃描參數(shù)與步驟1相同； 對(duì)預(yù)先制作好的水模進(jìn)行掃描，將x、y、z =個(gè)方向的勻場(chǎng)電流均設(shè)置為0,然后采集一組數(shù) 據(jù)S0,該數(shù)據(jù)SO的第一個(gè)回波數(shù)據(jù)記為SOI，第二個(gè)回波數(shù)據(jù)記為S02 ;
[001引步驟（3-2)、將步驟（3-1)中采集的數(shù)據(jù)的兩個(gè)回波數(shù)據(jù)通過(guò)復(fù)數(shù)共輛相乘得到 兩個(gè)回波數(shù)據(jù)的相位差A(yù) 00, A 00 = S01XS*02, S*02是S02的復(fù)共輛；
[0019] 步驟（3-3)、步驟（3-。得到的相位差A(yù) 〇0是由MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性引起 的，因此將步驟（3-。得到的相位差A(yù) 〇0作為MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)；
[0020] 步驟4、復(fù)值迭代逼近方法獲得磁化矢量相位信息：
[0021] 步驟（4-1)、采用逼近函數(shù)和迭代算法，對(duì)步驟3得到的相位差A(yù) 〇0進(jìn)行局部或 者全局逼近，得到相位差A(yù) 〇0的變化率；
[002引步驟（4-2)、將步驟（4-1)得到的相位差A(yù) 00變化率作為該MRI系統(tǒng)的勻場(chǎng)系 數(shù)；
[0023] 步驟5、勻場(chǎng)電流的計(jì)算，具體過(guò)程如下：
[0024] 步驟巧-1)、在對(duì)待測(cè)人體進(jìn)行檢測(cè)時(shí)，重復(fù)步驟2?3,獲得待測(cè)人體的相位差 A巫1 ;
[0025] 步驟巧-2)、根據(jù)步驟4得到的MRI系統(tǒng)的勻場(chǎng)系數(shù)W及待測(cè)人體的相位差 A 〇 1，計(jì)算出對(duì)待測(cè)人體進(jìn)行檢測(cè)時(shí)的勻場(chǎng)電流。
[0026] 所述步驟4中，在選擇度量函數(shù)時(shí)，度量函數(shù)的待定系數(shù)的取值范圍由MRI設(shè)備的 裝機(jī)狀態(tài)決定，并通過(guò)對(duì)實(shí)際掃描數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)獲得；度量函數(shù)的初值通過(guò)其他已有方法 獲得或選擇隨機(jī)初值。
[0027] 與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)在于：本發(fā)明使用雙回波序列采集回波數(shù)據(jù)，同時(shí) 采用復(fù)數(shù)擬合合成方法，間接獲得MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)，避免了相位纏繞對(duì)相 位擬合帶來(lái)的麻煩，因此本發(fā)明提供的方法能對(duì)MRI系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)準(zhǔn)確和穩(wěn)定的勻場(chǎng)，無(wú)需相 位解纏繞，計(jì)算速度快且精度較高。

【專(zhuān)利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[002引圖1為本發(fā)明實(shí)施例中快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法的流程圖；
[0029] 圖2為本發(fā)明實(shí)施例具體實(shí)驗(yàn)中加勻場(chǎng)值的壓脂頻譜圖；
[0030] 圖3為本發(fā)明實(shí)施例具體實(shí)驗(yàn)中不加勻場(chǎng)值的壓脂頻譜圖；
[0031] 圖4為本發(fā)明實(shí)施例具體實(shí)驗(yàn)中加勻場(chǎng)值的膝關(guān)節(jié)頻率壓脂圖像
[0032] 圖5為本發(fā)明實(shí)施例具體實(shí)驗(yàn)中不加勻場(chǎng)值的膝關(guān)節(jié)頻率壓脂圖像。

【具體實(shí)施方式】
[0033] W下結(jié)合附圖實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)描述。
[0034] 本發(fā)明提供的MRI系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法，包括W下五個(gè)步驟，參見(jiàn)圖1所示， 具體如下：
[0035] 步驟1、設(shè)置MRI系統(tǒng)的掃描參數(shù)，具體設(shè)置過(guò)程如下：
[0036] 步驟（1-1)、在常溫條件下，將預(yù)先制作好的水模放入MRI掃描儀中掃描，前述水 模的縱向馳豫時(shí)間T1值為570ms?580ms ;
[0037] 步驟（1-2)、采用雙回波序列進(jìn)行掃描，即采用普通GRE序列，使用兩個(gè)不同的回 波時(shí)間進(jìn)行掃描，就構(gòu)成了雙回波序列掃描，使用雙回波序列進(jìn)行掃描可W采集得到雙回 波數(shù)據(jù)；設(shè)置掃描參數(shù)：重復(fù)時(shí)間TR選擇15ms?25ms ;兩個(gè)回波時(shí)間TE的值滿足水脂同 相；
[003引步驟（1-3)、采集數(shù)據(jù)，觀察采集到的兩個(gè)回波數(shù)據(jù)的中屯、是否對(duì)齊，W及采集到 的兩個(gè)回波數(shù)據(jù)是否是最大值，如不是，重復(fù)步驟（1-2)，調(diào)整掃描參數(shù)，直至采集到的兩個(gè) 回波數(shù)據(jù)的中屯、對(duì)齊，且兩個(gè)回波數(shù)據(jù)達(dá)到最大值；
[0039] 步驟2、采集數(shù)據(jù)，具體過(guò)程如下：
[0040] 步驟（2-1)、對(duì)已經(jīng)進(jìn)行過(guò)被動(dòng)勻場(chǎng)的MRI設(shè)備，記錄下當(dāng)前勻場(chǎng)線圈中電流值， 或?qū)?dāng)前勻場(chǎng)線圈中電流值清零。
[0041] 步驟（2-2)、將預(yù)先制作好的水模設(shè)置在MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)中央，發(fā)射射頻脈沖， 根據(jù)接收到的FID信號(hào)的譜峰位置，得到FID信號(hào)的中屯、頻率和水脂共振頻率差異；
[0042] 步驟（2-3)、使用步驟1中提及的雙回波序列進(jìn)行掃描，采集雙回波數(shù)據(jù)，根據(jù)水 脂共振頻率差異，設(shè)置兩個(gè)回波中屯、的時(shí)間之差，使得在該兩組回波中屯、水脂相位差保持 一致；
[0043] 步驟3、計(jì)算MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)，具體過(guò)程如下：
[0044] 步驟（3-1)、同樣采用雙回波掃描序列，設(shè)置的MRI系統(tǒng)掃描參數(shù)與步驟1相同； 對(duì)預(yù)先制作好的水模進(jìn)行掃描，將x、y、z =個(gè)方向的勻場(chǎng)電流均設(shè)置為0,然后采集一組數(shù) 據(jù)S0,該數(shù)據(jù)SO的第一個(gè)回波數(shù)據(jù)記為SOI，第二個(gè)回波數(shù)據(jù)記為S02 ;
[0045] 步驟（3-2)、將步驟（3-1)中采集的數(shù)據(jù)的兩個(gè)回波數(shù)據(jù)通過(guò)復(fù)數(shù)共輛相乘得到 兩個(gè)回波數(shù)據(jù)的相位差A(yù) 〇0, A 〇0 = S01XS*02, S*02是S02的復(fù)共輛；
[0046] 步驟（3-3)、步驟（3-2)得到的相位差A(yù) 〇0是由MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性引起 的，因此將步驟（3-。得到的相位差A(yù) 〇0作為MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)；
[0047] 采用復(fù)數(shù)擬合合成方法，間接獲得磁化矢量相位的分布特征，避免了相位纏繞對(duì) 相位擬合帶來(lái)的麻煩；
[0048] 步驟4、復(fù)值迭代逼近方法獲得磁化矢量相位信息：
[0049] 步驟（4-1)、采用度量函數(shù)和迭代算法，對(duì)步驟3得到的相位差A(yù) 〇0進(jìn)行局部或 者全局逼近，得到相位差A(yù) 〇0的變化率；在選擇度量函數(shù)時(shí)，度量函數(shù)的待定系數(shù)的取值 范圍由MRI設(shè)備的裝機(jī)狀態(tài)決定，并通過(guò)對(duì)實(shí)際掃描數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)獲得；度量函數(shù)的初值 通過(guò)其他已有方法獲得或選擇隨機(jī)初值；迭代算法采用現(xiàn)有技術(shù)中的常規(guī)迭代算法；
[0050] 步驟（4-2)、將步驟（4-1)得到的相位差A(yù) 〇0變化率作為該MRI系統(tǒng)的勻場(chǎng)系 數(shù)；
[0化1] 步驟5、勻場(chǎng)電流的計(jì)算，具體過(guò)程如下：
[0化2] 步驟巧-1)、在對(duì)待測(cè)人體進(jìn)行檢測(cè)時(shí)，重復(fù)步驟2?3,獲得待測(cè)人體的相位差 A巫1 ;
[005引步驟巧-2)、根據(jù)步驟4得到的MRI系統(tǒng)的勻場(chǎng)系數(shù)W及待測(cè)人體的相位差 A 01，計(jì)算出對(duì)待測(cè)人體進(jìn)行檢測(cè)時(shí)的勻場(chǎng)電流，然后將該勻場(chǎng)電流加在勻場(chǎng)線圈或梯度 線圈上進(jìn)行勻場(chǎng)。知道了 MRI系統(tǒng)的勻場(chǎng)系數(shù)W及待測(cè)人體的相位差A(yù) 0 1，計(jì)算待測(cè)人體 進(jìn)行檢測(cè)時(shí)的勻場(chǎng)電流的方法為現(xiàn)有技術(shù)中的常規(guī)方法，即設(shè)MRI系統(tǒng)的勻場(chǎng)系數(shù)為k，待 測(cè)人體進(jìn)行檢測(cè)時(shí)的勻場(chǎng)電流為： ^xa，該里a為MRI系統(tǒng)的梯度比例系數(shù)，對(duì)于一臺(tái) 么 MRI系統(tǒng)機(jī)械來(lái)說(shuō)，其MRI系統(tǒng)的梯度比例系數(shù)a是一個(gè)固定的常數(shù)；
[0化4] 最后，完成上述步驟后，觀察FID譜線的高度和寬度或者壓脂效果，場(chǎng)越均勻，F(xiàn)ID 信號(hào)越強(qiáng)，譜線越窄；場(chǎng)越均勻，壓脂效果越好。
[0055] 為了評(píng)價(jià)本發(fā)明提供的MRI系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法的有效性， 申請(qǐng)人:分別做 了兩組仿真數(shù)據(jù)實(shí)驗(yàn)，水模頻率壓脂實(shí)驗(yàn)和人體膝關(guān)節(jié)頻率壓脂實(shí)驗(yàn)。兩個(gè)實(shí)驗(yàn)都是在 XGY-1. 5T超導(dǎo)設(shè)備上完成的。首先將水和植物油混合在一起，配比按照步驟1要求，配制一 個(gè)接近人體組織特性的水模，將該水模放入MRI掃描儀中，根據(jù)步驟1設(shè)置掃描參數(shù)，并通 過(guò)步驟2采集數(shù)據(jù)，經(jīng)過(guò)步驟3就可W得到不均勻場(chǎng)的分布信息，再經(jīng)過(guò)步驟4可獲得擬合 后的相位信息，然后通過(guò)步驟5換算勻場(chǎng)電流，將勻場(chǎng)電流載入進(jìn)行勻場(chǎng)，進(jìn)行頻率壓脂實(shí) 驗(yàn)，觀察壓脂的頻譜圖。然后不加勻場(chǎng)電流，觀察壓脂的頻譜圖，并與加勻場(chǎng)的進(jìn)行對(duì)比。
[0056] 從頻譜圖上看，圖2比圖3中的水峰更尖細(xì)，半高寬較窄，圖2的信號(hào)幅值為2609 比圖3的信號(hào)幅值2091大了很多，而且脂峰基本被壓下去了。
[0化7] 選擇多位志愿者，做膝關(guān)節(jié)頻率壓脂實(shí)驗(yàn)。首先用本發(fā)明提供的MRI系統(tǒng)的快速 主動(dòng)勻場(chǎng)方法進(jìn)行勻場(chǎng)，然后做頻率壓脂實(shí)驗(yàn)，獲得膝關(guān)節(jié)頻率壓脂的圖像，然后勻場(chǎng)電流 置零，獲得不加勻場(chǎng)的膝關(guān)節(jié)頻率壓脂的圖像，并與加勻場(chǎng)的圖像對(duì)比。從膝關(guān)節(jié)頻率壓脂 的圖像上看，圖4的壓脂效果要比圖5的更好，壓脂更均勻，從而證明本發(fā)明是有效的，能夠 提高頻率壓脂圖像的質(zhì)量。
【權(quán)利要求】
1. 一種MRI系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法，其特征在于：包括如下步驟： 步驟1、設(shè)置MRI系統(tǒng)的掃描參數(shù)，具體設(shè)置過(guò)程如下： 步驟（1-1)、在常溫條件下，將預(yù)先制作好的水模放入MRI掃描儀中掃描，前述水模的 縱向馳豫時(shí)間T1值為570ms?580ms ; 步驟（1-2)、采用雙回波序列進(jìn)行掃描，即采用普通GRE序列，使用兩個(gè)不同的回波時(shí) 間進(jìn)行掃描，就構(gòu)成了雙回波序列掃描，使用雙回波序列進(jìn)行掃描可以采集得到雙回波數(shù) 據(jù)；設(shè)置掃描參數(shù)：重復(fù)時(shí)間TR選擇15ms?25ms ;兩個(gè)回波時(shí)間TE的值滿足水脂同相； 步驟（1-3)、采集數(shù)據(jù)，觀察采集到的兩個(gè)回波數(shù)據(jù)的中心是否對(duì)齊，以及采集到的兩 個(gè)回波數(shù)據(jù)是否是最大值，如不是，重復(fù)步驟（1-2)，調(diào)整掃描參數(shù)，直至采集到的兩個(gè)回波 數(shù)據(jù)的中心對(duì)齊，且兩個(gè)回波數(shù)據(jù)達(dá)到最大值； 步驟2、采集數(shù)據(jù)，具體過(guò)程如下： 步驟（2-1)、對(duì)已經(jīng)進(jìn)行過(guò)被動(dòng)勻場(chǎng)的MRI設(shè)備，記錄下當(dāng)前勻場(chǎng)線圈中電流值，或?qū)?當(dāng)前勻場(chǎng)線圈中電流值清零。 步驟（2-2)、將預(yù)先制作好的水模設(shè)置在MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)中央，發(fā)射射頻脈沖，根據(jù) 接收到的FID信號(hào)的譜峰位置，得到FID信號(hào)的中心頻率和水脂共振頻率差異； 步驟（2-3)、使用步驟1中提及的雙回波序列進(jìn)行掃描，采集雙回波數(shù)據(jù)，根據(jù)水脂 共振頻率差異，設(shè)置兩個(gè)回波中心的時(shí)間之差，使得在這兩組回波中心水脂相位差保持一 致； 步驟3、計(jì)算MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)，具體過(guò)程如下： 步驟（3-1)、同樣采用雙回波掃描序列，設(shè)置的MRI系統(tǒng)掃描參數(shù)與步驟1相同；對(duì)預(yù) 先制作好的水模進(jìn)行掃描，將x、y、z三個(gè)方向的勻場(chǎng)電流均設(shè)置為0,然后采集一組數(shù)據(jù) S0,該數(shù)據(jù)S0的第一個(gè)回波數(shù)據(jù)記為S01，第二個(gè)回波數(shù)據(jù)記為S02 ; 步驟（3-2)、將步驟（3-1)中采集的數(shù)據(jù)的兩個(gè)回波數(shù)據(jù)通過(guò)復(fù)數(shù)共軛相乘得到兩個(gè) 回波數(shù)據(jù)的相位差A(yù) ?〇, A = S01XS*02, S*02是S02的復(fù)共軛； 步驟（3-3)、步驟（3-2)得到的相位差A(yù) 是由MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性引起的，因 此將步驟（3-2)得到的相位差A(yù) 作為MRI系統(tǒng)磁場(chǎng)的不均勻性分布場(chǎng)； 步驟4、復(fù)值迭代逼近方法獲得磁化矢量相位信息： 步驟（4-1)、采用度量函數(shù)和迭代算法，對(duì)步驟3得到的相位差△ 進(jìn)行局部或者全 局逼近，得到相位差A(yù) 的變化率； 步驟（4-2)、將步驟（4-1)得到的相位差A(yù) 變化率作為該MRI系統(tǒng)的勻場(chǎng)系數(shù)； 步驟5、勻場(chǎng)電流的計(jì)算，具體過(guò)程如下： 步驟（5-1)、在對(duì)待測(cè)人體進(jìn)行檢測(cè)時(shí)，重復(fù)步驟2?3,獲得待測(cè)人體的相位差 A ? 1 ; 步驟（5-2)、根據(jù)步驟4得到的MRI系統(tǒng)的勻場(chǎng)系數(shù)以及待測(cè)人體的相位差△ ? 1，計(jì) 算出對(duì)待測(cè)人體進(jìn)行檢測(cè)時(shí)的勻場(chǎng)電流，然后將該勻場(chǎng)電流加在勻場(chǎng)線圈或梯度線圈上進(jìn) 行勻場(chǎng)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的MRI系統(tǒng)的快速主動(dòng)勻場(chǎng)方法，其特征在于：所述步驟4中， 在選擇度量函數(shù)時(shí)，度量函數(shù)的待定系數(shù)的取值范圍由MRI設(shè)備的裝機(jī)狀態(tài)決定，并通過(guò) 對(duì)實(shí)際掃描數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)獲得；度量函數(shù)的初值通過(guò)其他已有方法獲得或選擇隨機(jī)初值。
【文檔編號(hào)】G01R33/3875GK104502873SQ201410674865
【公開(kāi)日】2015年4月8日 申請(qǐng)日期:2014年11月21日 優(yōu)先權(quán)日:2014年11月21日
【發(fā)明者】張喬夫, 王雷, 朱劍鋒, 李璟 申請(qǐng)人:鑫高益醫(yī)療設(shè)備股份有限公司