本發(fā)明涉及磁共振技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種用于微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)及方法。

背景技術(shù)：

精準(zhǔn)微創(chuàng)治療技術(shù)有利于提高療效并減輕患者痛苦，在臨床醫(yī)療上獲得越來越多的應(yīng)用。激光、X射線、伽馬射線等放療技術(shù)、高強(qiáng)度聚焦超聲技術(shù)以及熱消融和冷凍消融等介入治療技術(shù)和其它各種微創(chuàng)手術(shù)都需要借助影像引導(dǎo)技術(shù)精確定位病灶并在治療過程中實(shí)時(shí)精確監(jiān)控電磁波、超聲波或手術(shù)器械在靶標(biāo)上的作用范圍和療效。與超聲和CT等影像技術(shù)相比，磁共振影像(MRI)技術(shù)不僅具有高分辨率和多方位多參數(shù)成像優(yōu)點(diǎn)，還能清晰顯示解剖結(jié)構(gòu)的邊界、神經(jīng)和血管，甚至實(shí)時(shí)監(jiān)控人體生理活動(dòng)和檢測(cè)代謝產(chǎn)物以及靶標(biāo)區(qū)域的溫度，對(duì)人體無任何侵害和輻射損傷，故特別適合應(yīng)用于影像導(dǎo)航。

現(xiàn)代MRI引導(dǎo)的立體定向腦外科等介入治療系統(tǒng)通常由微創(chuàng)手術(shù)器械(或手術(shù)機(jī)器人)、光學(xué)跟蹤定位子系統(tǒng)和MRI影像引導(dǎo)及導(dǎo)航子系統(tǒng)構(gòu)成。對(duì)于MRI術(shù)中導(dǎo)航，磁體開放度、掃描速度和圖像偽影是最為重要的技術(shù)指標(biāo)，圖像信噪比和分辨率要求能準(zhǔn)確顯示靶標(biāo)位置和醫(yī)療器械位置，溫度分布監(jiān)控對(duì)于熱/冷凍消融這類介入治療要求精確可靠。由于上述技術(shù)要求，迄今為止進(jìn)入臨床應(yīng)用的MRI影像導(dǎo)航產(chǎn)品為數(shù)不多，以開放式中低場(chǎng)MRI系統(tǒng)為主。例如，美國通用電氣公司的Signa SP(0.5T)是中場(chǎng)超導(dǎo)開放式系統(tǒng)，通過鈮錫合金材料制作的兩個(gè)超導(dǎo)線圈垂直放置產(chǎn)生水平磁場(chǎng)，增加了可進(jìn)入?yún)^(qū)域的寬度；德國西門子公司的Magnetom Open 0.2T和荷蘭飛利浦公司的Proview0.23T Open是低場(chǎng)常導(dǎo)開放式系統(tǒng)，由上下兩個(gè)阻抗型磁體產(chǎn)生垂直磁場(chǎng)，允許從一側(cè)接近患者，并在近280°范圍開展介入手術(shù)操作。此類影像導(dǎo)航系統(tǒng)對(duì)磁兼容手術(shù)器械的要求較低，且成像質(zhì)量和速度能滿足一般臨床介入治療需求，例如，前列腺癌、子宮肌瘤和關(guān)節(jié)疾病的活檢或微創(chuàng)手術(shù)治療。盡管高場(chǎng)強(qiáng)或超高場(chǎng)強(qiáng)的MRI系統(tǒng)為許多重要的成像方法和技術(shù)的應(yīng)用提供了必需的高信噪比或高分辨率條件，但是超導(dǎo)磁體的圓柱形封閉結(jié)構(gòu)和高成本嚴(yán)重限制了MRI技術(shù)在介入治療和微創(chuàng)手術(shù)中的應(yīng)用。長(zhǎng)期以來，超導(dǎo)MRI介入治療系統(tǒng)主要用于術(shù)前手術(shù)路線規(guī)劃和術(shù)后療效評(píng)估，而在術(shù)中導(dǎo)航中常常使用分時(shí)掃描方案，例如，GE的IntraOp Signa HD 3T系統(tǒng)在掃描和手術(shù)操作時(shí)需要通過滑軌在屏蔽室和手術(shù)室之間來回搬運(yùn)，還需要借助立體定位技術(shù)(如光學(xué)跟蹤技術(shù))并通過物理空間和邏輯空間(即圖像域)的轉(zhuǎn)換實(shí)現(xiàn)器械標(biāo)記跟蹤，甚至需要開發(fā)繁瑣復(fù)雜且必須高效運(yùn)算的校正算法修正組織器官的術(shù)中位移誤差，這使得這類高場(chǎng)MRI系統(tǒng)在介入治療中的應(yīng)用受到相當(dāng)大的限制。相對(duì)而言，放射治療較少受制于超導(dǎo)磁體的封閉結(jié)構(gòu)，這可能允許超導(dǎo)MRI系統(tǒng)與直線加速器聯(lián)用實(shí)現(xiàn)術(shù)中導(dǎo)航介入治療，但要求腫瘤放療的劑量和靶向精度能得到安全有效的控制。不管怎樣，現(xiàn)代磁共振成像設(shè)備向開放式結(jié)構(gòu)發(fā)展是大勢(shì)所趨，這不僅可為患者(特別是幽閉癥患者)改善檢查的舒適度，尤其可為術(shù)中MRI影像引導(dǎo)應(yīng)用開辟廣闊空間。

我國自上世紀(jì)90年代以來也有少量永磁MRI系統(tǒng)用于醫(yī)學(xué)研究機(jī)構(gòu)的介入治療臨床試驗(yàn)，但基本上都是現(xiàn)有診斷型永磁成像系統(tǒng)與通用的光學(xué)跟蹤定位儀的簡(jiǎn)單組合，還沒有開發(fā)出獨(dú)具M(jìn)RI技術(shù)優(yōu)勢(shì)的專用導(dǎo)航系統(tǒng)和適合導(dǎo)航用的成像方法廣泛應(yīng)用于微創(chuàng)手術(shù)和介入治療。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

為了克服現(xiàn)有成像儀磁體和線圈結(jié)構(gòu)的開放度限制，并針對(duì)顱腦與關(guān)節(jié)疾病的活檢和微創(chuàng)手術(shù)(如藥物注射和穿刺引流等)治療需要，本發(fā)明提出一種用于開放度高且定位精準(zhǔn)的專用磁共振影像導(dǎo)航系統(tǒng)的成像磁體結(jié)構(gòu)。

本發(fā)明提供了一種用于微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)，包括：磁軛、磁鋼、極板、屏蔽線圈、梯度線圈、射頻線圈、掃描床、加熱棒、加熱片、溫度傳感器、外殼、T/R接發(fā)開關(guān)、梯度功放、射頻功放、前置放大器、溫控單元、光學(xué)跟蹤定位系統(tǒng)、線圈調(diào)諧控制單元、掃描床控制單元、導(dǎo)航成像控制單元、系統(tǒng)控制接口、主機(jī)、顯示器，其特征在于，磁體為開放式U型結(jié)構(gòu)，磁體間隙大于500mm，極板半徑為350mm至400mm；所述極板半徑為380mm；磁體場(chǎng)強(qiáng)在0.2T至0.7T之間；磁體的射頻線圈為雙平面圓極化結(jié)構(gòu)，在外導(dǎo)體環(huán)與內(nèi)導(dǎo)體環(huán)之間設(shè)置若干無磁電容；射頻收發(fā)線圈通過T/R開關(guān)實(shí)現(xiàn)發(fā)射和接收的轉(zhuǎn)換；所述無磁電容數(shù)量為100以上；X，Y和Z軸平面梯度線圈各有兩組，一組置于一個(gè)磁極內(nèi)側(cè)，另一組置于另一個(gè)磁極內(nèi)側(cè)，線圈平面均平行于極板表面，并通過抗渦流板與極板隔開；其中，Z軸梯度線圈均由主梯度線圈和軸向屏蔽線圈構(gòu)成，屬于MAXWELL線圈，繞線為同心圓樣式，主梯度線圈13匝，軸向屏蔽線圈14匝，兩組梯度線圈通過6根梯度電纜經(jīng)梯度電源濾波器連接至梯度功放；主梯度線圈和軸向屏蔽線圈采用印刷電路板技術(shù)制作而成；軸向屏蔽線圈置于主梯度線圈外側(cè)并靠近極板，軸向屏蔽線圈和主梯度線圈的梯度電流方向相反，磁場(chǎng)梯度限制在軸向屏蔽線圈圓周內(nèi)，使線圈內(nèi)電流脈沖與靜磁場(chǎng)相互作用產(chǎn)生的推力被抵消；主梯度線圈、軸向屏蔽線圈之間設(shè)置絕緣層；主梯度線圈、軸向屏蔽線圈和絕緣層半徑優(yōu)選為350mm，每個(gè)線圈厚度為4mm至5mm，主梯度線圈和軸向屏蔽線圈間距為2mm至3mm。

本發(fā)明另提供一種微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航方法，采用權(quán)利要求1的用于微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)，具體方法如下：

步驟100：預(yù)先按照操作流程對(duì)無磁醫(yī)療器械的磁化率偽影或金屬偽影進(jìn)行檢測(cè)和優(yōu)化導(dǎo)航序列參數(shù)，并在手術(shù)前在導(dǎo)航成像儀或高場(chǎng)成像儀上采集三維高分辨T1加權(quán)圖像，必要時(shí)加掃增強(qiáng)掃描、血管造影或功能成像等，再進(jìn)行手術(shù)路線規(guī)劃，包括靶點(diǎn)設(shè)置、進(jìn)針路徑規(guī)劃和手術(shù)方案制訂。

步驟200：接著在:導(dǎo)航成像系統(tǒng)上將掃描部位通過校準(zhǔn)掃描床水平面高度并借助激光定位儀的激光標(biāo)線指引置于等中心點(diǎn)區(qū)域，選用動(dòng)態(tài)局域勻場(chǎng)技術(shù)進(jìn)行勻場(chǎng)，通過三個(gè)選層梯度和三個(gè)sinc波形脈沖構(gòu)成的三維空間選擇性射頻脈沖激發(fā)一個(gè)小體積內(nèi)的質(zhì)子或其它磁性原子核，然后采集自由感應(yīng)衰減信號(hào)FID，該序列重復(fù)運(yùn)行，同時(shí)不斷通過線性梯度或勻場(chǎng)梯度調(diào)節(jié)磁場(chǎng)均勻性直到頻譜積分面積最大，從而實(shí)現(xiàn)成像區(qū)的磁場(chǎng)均勻度最優(yōu)化。

步驟300：然后導(dǎo)航流程通過導(dǎo)航模塊和和導(dǎo)航界面建立內(nèi)部參考坐標(biāo)系并控制局域快速導(dǎo)航序列運(yùn)行，根據(jù)手術(shù)路線反復(fù)采集三個(gè)正交方向的斷層信號(hào)，每個(gè)方向可以采集單層也可以同步采集多層，或者采用實(shí)時(shí)路徑跟蹤模式，先通過導(dǎo)航軟件掃描獲得大視野定位像，在定位像上先定位掃描層面中心位置在手術(shù)入口位置，并朝向靶點(diǎn)位置規(guī)劃幾組掃描層面，每組層面可以設(shè)置在不同方位以避開神經(jīng)或血管，層面之間的間隔設(shè)置為層面厚度的一半；在手術(shù)進(jìn)程中不斷更新定位參數(shù)和波形參數(shù)并實(shí)時(shí)掃描從而連續(xù)跟蹤定位手術(shù)器械位置。

所述的局域快速導(dǎo)航序列設(shè)計(jì)方式基本特征是射頻脈沖具有三維空間選擇性，對(duì)應(yīng)第一個(gè)射頻激發(fā)脈沖、第一個(gè)射頻重聚脈沖和第二個(gè)射頻重聚脈沖的選層梯度設(shè)置在不同方位，并采用激發(fā)輪廓高度優(yōu)化的SLR脈沖波形，可選擇同時(shí)均勻激發(fā)多個(gè)緊鄰的頻帶，各頻帶的范圍和間距可在定位像上通過層厚和層間距進(jìn)行精確調(diào)節(jié)，脈沖激發(fā)輪廓幅度可根據(jù)各頻帶的積分面積校正一致，重復(fù)多次采集一部分k空間線并進(jìn)行脈沖相位循環(huán)，并且數(shù)據(jù)采集期間可選擇同時(shí)施加頻率編碼梯度和選層梯度，接收機(jī)帶寬設(shè)置為100kHz或更高，然后進(jìn)行k空間數(shù)據(jù)累加和部分傅立葉圖像重建。這種導(dǎo)航成像方法不僅可提高圖像均勻度、分辨率和信噪比，還可抑制磁化率偽影和金屬偽影，并縮短掃描時(shí)間；

步驟400：導(dǎo)航治療結(jié)束后，在導(dǎo)航成像儀或高場(chǎng)成像儀上進(jìn)行局域高分辨率掃描和增強(qiáng)掃描以確認(rèn)療效。與術(shù)中導(dǎo)航掃描相比，這里頻率編碼和相位編碼方向的采集矩陣增加一倍以便進(jìn)一步提高圖像分辨率。

優(yōu)選的，所述導(dǎo)航流程包括動(dòng)態(tài)局域勻場(chǎng)的步驟：將掃描部位通過校準(zhǔn)掃描床平面高度并借助激光定位儀的激光標(biāo)線指引置于等中心點(diǎn)區(qū)域，選用動(dòng)態(tài)局域勻場(chǎng)技術(shù)進(jìn)行勻場(chǎng)，采用序列用三個(gè)選層梯度和sinc或SLR射頻脈沖激發(fā)一個(gè)小體積內(nèi)的質(zhì)子或其它磁性原子核，然后采集自由感應(yīng)衰減信號(hào)，重復(fù)運(yùn)行該序列，同時(shí)通過線性梯度或勻場(chǎng)梯度調(diào)節(jié)磁場(chǎng)均勻性直到頻譜積分面積最大，從而實(shí)現(xiàn)成像區(qū)的磁場(chǎng)均勻度最優(yōu)化。

優(yōu)選的，跟蹤定位手術(shù)器械位置通過金屬偽影測(cè)試和校準(zhǔn)步驟實(shí)現(xiàn)：首先基于硫酸銅水溶液的標(biāo)準(zhǔn)水模和梯度回波序列測(cè)試磁場(chǎng)分布圖，然后在標(biāo)準(zhǔn)水模的中心區(qū)域加入條形或井字型無磁金屬材料并通過梯度回波序列測(cè)試磁場(chǎng)分布圖，計(jì)算這兩個(gè)磁場(chǎng)分布圖之差，選用差值最小的無磁金屬材料或復(fù)合材料制作手術(shù)器械，最后在梯度回波圖像上測(cè)量無信號(hào)區(qū)尺寸并與金屬條實(shí)際尺寸進(jìn)行一致性驗(yàn)證，以此作為手術(shù)器械自身位置的精確標(biāo)記。

優(yōu)選的，采用多方位選層梯度和激發(fā)輪廓高度優(yōu)化的射頻脈沖激發(fā)一個(gè)小體積內(nèi)的質(zhì)子磁共振信號(hào)，這里第一個(gè)90°射頻激發(fā)脈沖和第一個(gè)180°重聚脈沖采用均勻激發(fā)的SLR脈沖波形，并在導(dǎo)航序列內(nèi)設(shè)置第一個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的選層梯度幅度為G_s1＝2πΔf/γ/FOV_x，設(shè)置第二個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的選層梯度幅度為G_s2＝2πΔf/γ/FOV_y，設(shè)置第三個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的選層梯度幅度為G_s3＝2πΔf/γ/THK，其中FOV_x、FOV_y和THK可在序列參數(shù)表上直接調(diào)節(jié)。

優(yōu)選的，射頻脈沖優(yōu)選為SLR脈沖，其波形特征參數(shù)設(shè)置如下：時(shí)帶積TBP為4或8，帶外紋波系數(shù)和帶內(nèi)紋波系數(shù)均不大于0.5％，激發(fā)脈沖翻轉(zhuǎn)角為π/2，選層梯度強(qiáng)度根據(jù)所需層厚設(shè)置，例如這里為0.7G/cm；或時(shí)帶積TBP為16，帶外紋波系數(shù)和帶內(nèi)紋波系數(shù)均不大于0.5％，重聚脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度為0.5G/cm；并在同步多層激發(fā)情況下基于同步掃描校準(zhǔn)序列優(yōu)化激發(fā)輪廓，該序列的特征是射頻脈沖選用同步激發(fā)脈沖波形，選層梯度和頻率編碼梯度設(shè)置在相同方位，在回波時(shí)間采集k空間數(shù)據(jù)，再按下述方式校準(zhǔn)激發(fā)輪廓和幅值圖像：

A.用圖22所示的同步掃描校準(zhǔn)序列并選用每個(gè)相位編碼的SLR脈沖波形采集信號(hào)并傅立葉變換到頻域得到激發(fā)輪廓，分別表示為C₁、C₂和C₃；

B.計(jì)算C₁、C₂和C₃的積分面積，這里分別表示為k₁＝∫∫C₁dxdy、k₂＝∫∫C₂dxdy和k₃＝∫∫C₃dxdy，這里∫∫表示二維積分，x和y表示二維坐標(biāo)；

C.校準(zhǔn)輪廓圖為C₁、和

D.同樣，對(duì)三次掃描獲得的二維圖像按上述積分面積比例k₁、k₂和k₃進(jìn)行

校準(zhǔn)并按式(4)進(jìn)行各層圖像分解；

雖然上述方式可直接應(yīng)用于三層同步激發(fā)情況，顯然可以通過類似方式推廣到其它多層同步激發(fā)圖像的校準(zhǔn)。

優(yōu)選的，在金屬偽影干擾情況下接收機(jī)帶寬優(yōu)選為100kHz以上，射頻脈沖的帶寬Δf需要事先優(yōu)化，可根據(jù)圖7所示操作流程設(shè)置Δf為不同值，從中搜索到磁化率偽影或金屬偽影最小時(shí)的Δf，當(dāng)數(shù)據(jù)采集期間同時(shí)施加頻率編碼梯度和選層梯度，則Δf最優(yōu)值接近于單個(gè)回波采集時(shí)間長(zhǎng)度，否則Δf優(yōu)選為2kHz或更高值。

優(yōu)選的，選用導(dǎo)航序列Local-SE-NV，該導(dǎo)航成像序列在自旋回波序列的基礎(chǔ)上采用三個(gè)方位的選層梯度和SLR脈沖實(shí)現(xiàn)局域激發(fā)，或選用導(dǎo)航序列Local-ME-NV，該導(dǎo)航成像序列采用三個(gè)方位的選層梯度和SLR脈沖激發(fā)小視野內(nèi)磁共振信號(hào)，然后在正負(fù)極性交替的頻率編碼梯度施加期間采集多個(gè)梯度回波，通過最小化回波時(shí)間和優(yōu)選相位編碼步數(shù)為32或64或其它較小整數(shù)可快速實(shí)現(xiàn)T1加權(quán)成像。這里，選層梯度G_s1、G_S2和G_S3的方位在定位像上設(shè)置為正交方向，G_s1，G_s2和G_s3表示不同方位的選層梯度，其中前兩個(gè)垂直或平行于手術(shù)路線，另一個(gè)平行或垂直于手術(shù)路線，其它選層梯度的方位和幅度與G_s3相同，信號(hào)采集從第三個(gè)射頻脈沖之后開始，k空間填充和圖像重建采用部分傅里葉方式；局域成像序列Local-ME-NV的基本特征是，當(dāng)優(yōu)先考慮掃描速度時(shí)，在讀梯度正負(fù)極性切換時(shí)刻施加一個(gè)G_blip梯度，這樣數(shù)據(jù)采集部分就相當(dāng)于回波平面采集，虛線框中的回波數(shù)可設(shè)置為32或其它較小的整數(shù)，采集的數(shù)據(jù)按照回波平面成像常用的相位校正和圖像重建方式進(jìn)行處理。

優(yōu)選的，選用導(dǎo)航序列Local-HASTE-NV，該導(dǎo)航成像序列在單次激發(fā)快速自旋回波序列的基礎(chǔ)上采用三個(gè)方位的選層梯度和SLR脈沖實(shí)現(xiàn)局域激發(fā)，并采用半傅立葉采集方式快速實(shí)現(xiàn)T2加權(quán)成像；這里，回波時(shí)間設(shè)置在80ms至140ms范圍，選層梯度G_s1、G_S2和G_S3的方位在定位像上設(shè)置為正交方向，其中前兩個(gè)垂直(或平行)于手術(shù)路線，另一個(gè)平行或垂直于手術(shù)路線，其它選層梯度的方位與G_s3相同；并且，這里在選層方向額外施加補(bǔ)償梯度G_sc1、G_sc2、G_sc3…G_scn，其梯度幅度均與G_S3相同，其梯度寬度均與G_r1相同；第一個(gè)脈沖波形特征參數(shù)：最小相位SLR，時(shí)帶積TBP為8，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π/2，選層梯度強(qiáng)度根據(jù)所需層厚設(shè)置，例如0.7G/cm；第二個(gè)脈沖波形特征參數(shù)：最小相位SLR，時(shí)帶積TBP為16，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度根據(jù)所需層厚設(shè)置，例如0.5G/cm；第三個(gè)脈沖和后續(xù)脈沖波形特征參數(shù)：最小相位SLR，時(shí)帶積TBP為16，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度為0.5G/cm，或者(此處需要描述圖26脈沖波形參數(shù))，線性相位SLR，時(shí)帶積TBP為16，帶內(nèi)帶外紋波系數(shù)均為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度為0.5G/cm。

信號(hào)采集從第三個(gè)射頻脈沖之后開始，k空間填充和圖像重建采用部分傅里葉方式。

優(yōu)選的，射頻脈沖具有空間選擇性，可同時(shí)均勻激發(fā)多個(gè)緊鄰的頻帶，任意位置的多層同步成像的射頻脈沖波形符合下式：

上式中SLR(t)表示線性相位SLR脈沖，γ表示旋磁比，和分別表示脈沖編碼相位，G_s表示選層梯度，r_i(i＝0-n)表示一組等間隔同步激發(fā)層面的空間矢量；通過用戶界面在定位像上設(shè)定對(duì)應(yīng)的定位線并傳遞各層方位參數(shù)到導(dǎo)航模塊的脈沖波形計(jì)算程序，輸出更新的脈沖波形并加載到導(dǎo)航成像控制單元，然后運(yùn)行導(dǎo)航序列Local-MSME-NV，該序列采用三個(gè)選層梯度和上式定義的脈沖波形實(shí)現(xiàn)局域均勻激發(fā)，在正負(fù)極性交替的頻率編碼梯度作用下采集多回波信號(hào)，然后進(jìn)行實(shí)時(shí)圖像重建；對(duì)于三層同步激發(fā)情況，射頻激發(fā)脈沖波形按下式計(jì)算得到：

上式中r₀表示同步激發(fā)層面的空間矢量，ΔS表示同步激發(fā)層面的間距，通過調(diào)節(jié)上式中波形參數(shù)可優(yōu)化激發(fā)輪廓在三個(gè)緊鄰的頻帶范圍實(shí)現(xiàn)三個(gè)層面的磁共振信號(hào)均勻激發(fā)，例如，這里G_s基于所需層厚設(shè)置為1.5G/cm，SLR脈沖的帶寬設(shè)置為1kHz，時(shí)帶積TBP設(shè)置為4，帶內(nèi)和帶外紋波系數(shù)均不超過0.5％，三次掃描時(shí)和分別設(shè)置為和在自旋回波采集模式下重聚脈沖優(yōu)選為180°最小相位SLR脈沖或線性相位SLR脈沖，G_s取值不超過最大梯度幅度，這里設(shè)置為2.0G/cm，SLR脈沖的帶寬要求不小于(3·THK+2·ΔS)·γ·G_s/(2π)，這里設(shè)置為4kHz，其中THK表示每個(gè)頻帶所對(duì)應(yīng)的層面的厚度，SLR脈沖的時(shí)帶積TBP設(shè)置為8或16，帶內(nèi)紋波系數(shù)設(shè)置為0.1％，帶外紋波系數(shù)設(shè)置為0.1％；每次掃描采集一部分k空間線，三次掃描得到圖像S₁，圖像S₂和圖像S₃，最后按下式進(jìn)行圖像分解得到各層圖像：

式(4)中S′₁,S'₂和S′₃表示同步激發(fā)的三個(gè)層面所對(duì)應(yīng)的圖像。

當(dāng)優(yōu)先考慮掃描速度時(shí)，在讀梯度正負(fù)極性切換時(shí)刻施加一個(gè)G_blip梯度，這樣數(shù)據(jù)采集部分就相當(dāng)于回波平面采集，虛線框中的回波數(shù)可設(shè)置為32或其它較小的整數(shù)，采集的數(shù)據(jù)先按照回波平面成像常用的相位校正和圖像重建方式進(jìn)行處理，然后按式(4)進(jìn)行圖像分解得到各層圖像。

有益效果：本發(fā)明的結(jié)構(gòu)保證微創(chuàng)手術(shù)所需的系統(tǒng)開放度、安全性和便利性；尤其是，為了改善磁共振成像質(zhì)量和實(shí)時(shí)性并保證手術(shù)器械精準(zhǔn)定位和手術(shù)路線精準(zhǔn)控制。

附圖說明

圖1為本發(fā)明實(shí)施例提供的用于微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖。

圖2為圖1中A-A向截面圖。

圖3為本發(fā)明實(shí)施例提供的平面射頻線圈結(jié)構(gòu)圖。

圖4為本發(fā)明實(shí)施例提供的梯度線圈結(jié)構(gòu)圖。

圖5為本發(fā)明實(shí)施例提供的主線圈和軸向屏蔽線圈的繞線方式示意圖。

圖6為本發(fā)明實(shí)施例的MRI影像導(dǎo)航的信息化手術(shù)室示意圖。

圖7為本發(fā)明實(shí)施例的器械檢測(cè)流程。

圖8為本發(fā)明實(shí)施例的局域動(dòng)態(tài)勻場(chǎng)序列：G_s1，G_s2，G_s3代表不同方位的邏輯梯度，可通過定位像設(shè)置其方位。

圖9為本發(fā)明實(shí)施例的導(dǎo)航工作流程。

圖10為本發(fā)明實(shí)施例的導(dǎo)航軟件功能模塊框圖。

圖11為本發(fā)明實(shí)施例的導(dǎo)航截面及參數(shù)：左圖是導(dǎo)航界面，包括“手術(shù)評(píng)估”、“路徑規(guī)劃”和“導(dǎo)航掃描”子界面，分別對(duì)應(yīng)于圖10中的1031、1032和1033功能模塊。右圖是導(dǎo)航參數(shù)表，采用浮動(dòng)窗形式，用于修改序列參數(shù)和重建參數(shù)。

圖12為本發(fā)明實(shí)施例的實(shí)時(shí)路徑跟蹤模式示意圖。長(zhǎng)方形框表示掃描層面，圓圈表示掃描層面中心位置。

圖13為本發(fā)明實(shí)施例的局域自旋回波導(dǎo)航序列(Local-SE-NV)：G_s1，G_s2和G_s3表示不同方位的選層梯度，虛線所示的選層梯度G_s4為可選項(xiàng)，Δt表示回波時(shí)間。

圖14為本發(fā)明實(shí)施例的(左)最小相位SLR激發(fā)脈沖波形，(右)最小相位SLR激發(fā)脈沖激發(fā)輪廓。波形特征參數(shù)：時(shí)帶積TBP為8，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π/2，選層梯度強(qiáng)度為0.7G/cm。

圖15為本發(fā)明實(shí)施例的(左)最小相位SLR重聚脈沖波形；(右)最小相位SLR重聚脈沖激發(fā)輪廓。波形特征參數(shù)：時(shí)帶積TBP為16，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度為0.5G/cm。

圖16為本發(fā)明實(shí)施例的術(shù)中導(dǎo)航序列(局域多回波序列，Local-ME-NV)：G_s1，G_s2，G_s3代表不同方位的選層梯度，G_s4，G_s5，G_s6......G_sn作為可選項(xiàng)表示采樣期間施加的選層梯度，G_p表示相位編碼梯度，G_pre表示預(yù)備讀梯度，G_r1，G_r2，G_r3......G_rn表示第一個(gè)至n個(gè)讀梯度，相鄰讀梯度面積相等但極性相反，90°射頻脈沖優(yōu)選為圖14所示的最小相位SLR脈沖，180°射頻脈沖優(yōu)選為圖15所示的最小相位SLR脈沖。

圖17為本發(fā)明實(shí)施例的術(shù)中導(dǎo)航序列(三層同步局域多回波序列，Local-MEEPI-NV)：G_blip是相位編碼梯度，施加在頻率編碼梯度正負(fù)極性切換時(shí)刻，其它參數(shù)同圖16。

圖18為本發(fā)明實(shí)施例的術(shù)中導(dǎo)航序列(三層同步局域多回波序列，Local-MSME-NV)：G_s1，G_s2，G_s3代表不同方位的選層梯度，G_s4，G_s5，G_s6......G_sn作為可選項(xiàng)表示采樣期間施加的選層梯度，G_p表示相位編碼梯度，G_pre表示預(yù)備讀梯度，G_r1，G_r2，G_r3......G_rn表示第一個(gè)至n個(gè)讀梯度，相鄰讀梯度面積相等但極性相反，第一個(gè)射頻脈沖優(yōu)選為圖15所示的三層同步激發(fā)SLR脈沖，第二個(gè)和第三個(gè)射頻脈沖選用圖15或圖26所示的180°重聚SLR脈沖，并根據(jù)所需層厚在成像序列內(nèi)適當(dāng)調(diào)節(jié)選層梯度幅度。

圖19為本發(fā)明實(shí)施例的術(shù)中導(dǎo)航序列(三層同步局域多回波序列，Local-MSEPI-NV)：G_blip是相位編碼梯度，施加在頻率編碼梯度正負(fù)極性切換時(shí)刻，其它參數(shù)同圖18。

圖20為本發(fā)明實(shí)施例的三層同步激發(fā)射頻脈沖波形(左)和激發(fā)輪廓(右)。右圖中虛線表示C₁’，星號(hào)線表示C₂’，實(shí)線表示C₃’。

圖21為本發(fā)明實(shí)施例的校準(zhǔn)前三層同步激發(fā)脈沖激發(fā)輪廓。圖中虛線表示C₁’，長(zhǎng)短虛線表示C₂’，實(shí)線表示C₃’。

圖22為本發(fā)明實(shí)施例的多層同步掃描校準(zhǔn)序列：射頻脈沖為多層同步激發(fā)脈沖，G_s1、G_s2和G_s3表示選層梯度。

圖23為本發(fā)明實(shí)施例的校準(zhǔn)后三層同步激發(fā)脈沖激發(fā)輪廓。圖中虛線表示C₁’，長(zhǎng)短虛線表示C₂’，實(shí)線表示C₃’。

圖24為本發(fā)明實(shí)施例的(左)五層同步激發(fā)脈沖波形，實(shí)線表示波形實(shí)部，虛線表示波形虛部；(右)五層同步激發(fā)輪廓，圖中不同類型的曲線分別對(duì)應(yīng)同步激發(fā)的不同層面。

圖25為本發(fā)明實(shí)施例的(左)九層同步激發(fā)脈沖波形，實(shí)線表示波形實(shí)部，虛線表示波形虛部；(右)九層同步激發(fā)輪廓，圖中不同類型的曲線分別對(duì)應(yīng)同步激發(fā)的不同層面。

圖26為本發(fā)明實(shí)施例的線性相位SLR重聚射頻脈沖波形(左)和激發(fā)輪廓(右)。波形特征參數(shù)：時(shí)帶積TBP為16，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.1％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度為0.5G/cm。

圖27為本發(fā)明實(shí)施例的術(shù)中導(dǎo)航序列(局域快速自旋回波序列，Local-HASTE-NV)：第一個(gè)90°射頻激發(fā)脈沖和第一個(gè)180°重聚脈沖分別選用圖14(左)和圖15(左)所示的SLR脈沖，第二個(gè)及后續(xù)180°重聚脈沖選用圖15(左)或圖26(左)所示的SLR脈沖。90°射頻激發(fā)脈沖和180°重聚脈沖之間的時(shí)間間隔為TE/2，180°重聚脈沖之間的時(shí)間間隔為TE。G_s1、G_s2、G_s3…G_sn表示不同方位的選層梯度，G_pre表示預(yù)備讀梯度，G_r1、G_r2、G_r3…G_rn表示讀梯度，G_sc1、G_sc2、G_sc3…G_scn表示施加在選層方向的補(bǔ)償梯度，±G_P1、±G_P2、±G_p3…±G_pn表示正負(fù)極性的相位編碼梯度。虛線框內(nèi)部分重復(fù)執(zhí)行N_PE/4次，信號(hào)采集從第三個(gè)SLR脈沖之后開始。

具體實(shí)施方式

為使本發(fā)明解決的技術(shù)問題、采用的技術(shù)方案和達(dá)到的技術(shù)效果更加清楚，下面結(jié)合附圖和實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步的詳細(xì)說明。可以理解的是，此處所描述的具體實(shí)施例僅僅用于解釋本發(fā)明，而非對(duì)本發(fā)明的限定。另外還需要說明的是，為了便于描述，附圖中僅示出了與本發(fā)明相關(guān)的部分而非全部?jī)?nèi)容。

一、原理與結(jié)構(gòu)

本發(fā)明的用于微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)及方法，其基本構(gòu)架如圖1所示，不同于常規(guī)診斷MRI系統(tǒng)和其它MRI導(dǎo)航系統(tǒng)的技術(shù)特征說明如下：

(1)磁體設(shè)計(jì)為圖1所示的開放式U型結(jié)構(gòu)，磁體場(chǎng)強(qiáng)在0.2T～0.7T范圍，優(yōu)先為0.3T以避免高場(chǎng)強(qiáng)加重圖像的磁化率偽影或金屬偽影。不同于傳統(tǒng)磁體設(shè)計(jì)的重要技術(shù)指標(biāo)是，磁體間隙大于500mm，極板直徑比常規(guī)診斷型減小1/3至1/2，優(yōu)先為360mm，以便增加手術(shù)操作的便利性。(2)射頻收發(fā)線圈設(shè)計(jì)為雙平面圓極化類型，如圖2所示。不同于診斷掃描用的平板射頻線圈，這里通過T/R開關(guān)同時(shí)實(shí)現(xiàn)發(fā)射和接收功能，避免獨(dú)立接收線圈對(duì)微創(chuàng)手術(shù)的空間限制，特別是電容數(shù)量至少100以上，充分改善射頻場(chǎng)發(fā)射和信號(hào)接收的均勻性。(3)梯度線圈設(shè)計(jì)為雙平面主線圈并在外側(cè)附加雙平面軸向屏蔽線圈，其繞線方式如圖3所示，安裝位置如圖1所示，各線圈和屏蔽板直徑優(yōu)選為360mm，主線圈和軸向屏蔽線圈之間加有高導(dǎo)磁率高電阻率的渦流屏蔽板，充分減弱梯度切換時(shí)產(chǎn)生的渦流干擾并限制梯度線圈厚度增加。

上述技術(shù)特征主要是保證微創(chuàng)手術(shù)所需的系統(tǒng)開放度、安全性和便利性；尤其是，為了改善磁共振成像質(zhì)量和實(shí)時(shí)性并保證手術(shù)器械精準(zhǔn)定位和手術(shù)路線精準(zhǔn)控制，本發(fā)明提出下述術(shù)中導(dǎo)航技術(shù)方案和成像方法：

首先，預(yù)先按照?qǐng)D7所示的操作流程對(duì)無磁醫(yī)療器械的磁化率偽影或金屬偽影進(jìn)行檢測(cè)和優(yōu)化導(dǎo)航序列參數(shù)(例如，射頻脈沖寬度和回波采集時(shí)間)，并在手術(shù)前在導(dǎo)航成像儀或高場(chǎng)成像儀上采集三維高分辨T1加權(quán)圖像，必要時(shí)加掃增強(qiáng)掃描、血管造影或功能成像等，再進(jìn)行手術(shù)路線規(guī)劃，包括靶點(diǎn)設(shè)置、進(jìn)針路徑規(guī)劃和手術(shù)方案制訂。

其次，接著在圖1所示的導(dǎo)航成像系統(tǒng)上將掃描部位通過校準(zhǔn)掃描床水平面高度并借助激光定位儀的激光標(biāo)線指引置于等中心點(diǎn)區(qū)域，選用動(dòng)態(tài)局域勻場(chǎng)技術(shù)進(jìn)行勻場(chǎng)，其技術(shù)特征是采用圖8所示的三維空間選擇性射頻脈沖激發(fā)一個(gè)小體積內(nèi)的質(zhì)子或其它磁性原子核，采集自由感應(yīng)衰減信號(hào)(FID)，通過線性梯度或勻場(chǎng)梯度調(diào)節(jié)磁場(chǎng)均勻性直到頻譜積分面積最大，從而實(shí)現(xiàn)成像區(qū)的磁場(chǎng)均勻度最優(yōu)化。

然后，按照?qǐng)D9所示的導(dǎo)航流程通過圖10所示的導(dǎo)航模塊和和圖11所示的導(dǎo)航界面建立內(nèi)部參考坐標(biāo)系并控制局域快速導(dǎo)航序列運(yùn)行，根據(jù)手術(shù)路線反復(fù)采集三個(gè)正交方向的斷層信號(hào)，每個(gè)方向可以采集單層也可以同步采集多層，或者采用圖12所示的實(shí)時(shí)路徑跟蹤模式在手術(shù)進(jìn)程中不斷更新定位參數(shù)和波形參數(shù)并實(shí)時(shí)掃描從而連續(xù)跟蹤定位手術(shù)器械位置。

這里所述的局域快速導(dǎo)航序列設(shè)計(jì)方式如圖13‐圖27所示，其基本特征是射頻脈沖具有三維空間選擇性，對(duì)應(yīng)第一個(gè)射頻激發(fā)脈沖、第一個(gè)射頻重聚脈沖和第二個(gè)射頻重聚脈沖的選層梯度設(shè)置在不同方位，并采用激發(fā)輪廓高度優(yōu)化的SLR脈沖波形，可選擇同時(shí)均勻激發(fā)多個(gè)緊鄰的頻帶，各頻帶的范圍和間距可在定位像上通過層厚和層間距進(jìn)行精確調(diào)節(jié)，脈沖激發(fā)輪廓幅度可根據(jù)各頻帶的積分面積校正一致，重復(fù)多次采集一部分k空間線并進(jìn)行脈沖相位循環(huán)，并且數(shù)據(jù)采集期間可選擇同時(shí)施加頻率編碼梯度和選層梯度，接收機(jī)帶寬設(shè)置為100kHz或更高，然后進(jìn)行k空間數(shù)據(jù)累加和部分傅立葉圖像重建。這種導(dǎo)航成像方法不僅可提高圖像均勻度、分辨率和信噪比，還可抑制磁化率偽影和金屬偽影，并縮短掃描時(shí)間。

導(dǎo)航治療結(jié)束后，在導(dǎo)航成像儀或高場(chǎng)成像儀上進(jìn)行局域高分辨率掃描和增強(qiáng)掃描以確認(rèn)療效。與術(shù)中導(dǎo)航掃描相比，這里頻率編碼和相位編碼方向的采集矩陣增加一倍以上以便進(jìn)一步提高圖像分辨率。

如圖1所示，將本磁體結(jié)構(gòu)用于微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)，所述微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)包括：磁軛1、磁鋼2、極板3、屏蔽線圈4、梯度線圈5、射頻線圈6、掃描床7、加熱棒8、加熱片9、溫度傳感器10、外殼11、T/R接發(fā)開關(guān)12、梯度功放13、射頻功放14、前置放大器15、溫控單元16、光學(xué)跟蹤定位系統(tǒng)17、線圈調(diào)諧控制單元18、掃描床控制單元19、導(dǎo)航成像控制單元20、系統(tǒng)控制接口21、主機(jī)22、顯示器23。

磁體60設(shè)計(jì)為圖1及圖2所示的開放式U型結(jié)構(gòu)，磁體場(chǎng)強(qiáng)在0.2T至0.7T范圍，優(yōu)先為0.3T以避免高場(chǎng)強(qiáng)加重圖像的磁化率偽影或金屬偽影。不同于傳統(tǒng)磁體設(shè)計(jì)的重要技術(shù)指標(biāo)是，磁體間隙大于450mm，極板3半徑比常規(guī)診斷型減小1/5至1/4，以便增加手術(shù)操作的便利性。射頻線圈6設(shè)計(jì)為雙平面圓極化類型，在外導(dǎo)體環(huán)50與內(nèi)導(dǎo)體環(huán)52之間設(shè)置若干無磁電容51，如圖3所示，不同于診斷掃描用的平板射頻線圈，這里通過T/R開關(guān)12同時(shí)實(shí)現(xiàn)發(fā)射和接收功能，避免獨(dú)立接收線圈對(duì)微創(chuàng)手術(shù)的空間限制，特別是無磁電容51數(shù)量至少100以上，充分改善射頻場(chǎng)發(fā)射和信號(hào)接收的均勻性，配套的射頻功放具有15kW或更高功率以滿足超快速導(dǎo)航成像序列的需要。

如圖4所示，雙平面梯度線圈5設(shè)計(jì)為三組雙平面主梯度線圈101，每組兩個(gè)分別位于成像區(qū)上下并靠近極板3位置，分別在X軸、Y軸和Z軸方向產(chǎn)生線性梯度場(chǎng)，并在軸向主梯度線圈101外側(cè)附加雙平面軸向屏蔽線圈102，用目標(biāo)場(chǎng)方法計(jì)算得到軸向雙平面主梯度線圈101和軸向屏蔽線圈102的繞線形式，為如圖5所示的同心圓樣式，采用印刷電路板技術(shù)制作而成，軸向屏蔽線圈102接線方式與圖4所示的梯度電纜接線方式類似，但梯度電流方向相反，主梯度線圈安裝位置如圖1和圖2所示；另外，在雙平面軸向主梯度線圈和軸向屏蔽線圈之間加絕緣層103并緊密連接，主梯度線圈101與極板3之間加裝高導(dǎo)磁率高電阻率的渦流屏蔽板，充分減弱梯度切換時(shí)產(chǎn)生的渦流和推力并限制梯度線圈厚度增加。

其他參數(shù)如下：磁體60場(chǎng)強(qiáng)優(yōu)選為0.3T，氣隙優(yōu)選為500mm，磁體極板3半徑小于380mm，磁體60上方安裝一個(gè)激光定位儀1，采用12V直流供電，一字線光斑形狀，輸出波長(zhǎng)為635nm至650nm范圍，位置坐標(biāo)精確到0.1mm。梯度線圈最大梯度強(qiáng)度為15mT/m，切換速率為50mT/m/ms或更高，主梯度線圈101和軸向屏蔽線圈102半徑優(yōu)選為350mm，厚度4mm至5mm，間距2mm至3mm,且梯度線性度通常約束在5％以內(nèi)，有效成像區(qū)DSV不小于250mm×250mm×300mm，并根據(jù)Biot-Savart定理計(jì)算梯度線性區(qū)域大小進(jìn)行設(shè)計(jì)確認(rèn)。

整套裝置構(gòu)成一個(gè)適合MRI影像導(dǎo)航的信息化手術(shù)室，如圖6所示，包括：磁體60，激光定位儀61，掃描床7，卡口63，超大型液晶顯示屏64，，鍵盤66，機(jī)柜67(內(nèi)有主機(jī)和磁場(chǎng)報(bào)警器)，手術(shù)床68，輔助定位標(biāo)線69。控制臺(tái)采用移動(dòng)式小型電腦桌，下放主機(jī)并安裝一個(gè)磁場(chǎng)報(bào)警器，用于預(yù)防電腦桌進(jìn)入10高斯范圍受到強(qiáng)磁場(chǎng)干擾。成像數(shù)據(jù)采用光纖傳輸方式和雙屏顯示方式，小型液晶顯示器65(醫(yī)用觸摸屏顯示器)固定在電腦桌的桌面上，超大型液晶顯示屏64安裝在成像儀背面墻壁上。手術(shù)床68通過卡口63與掃描床7對(duì)接，病人可推入成像區(qū)，在掃描的同時(shí)進(jìn)行手術(shù)，也可根據(jù)手術(shù)需要移出成像區(qū)進(jìn)行某些特殊的手術(shù)操作。在臨床掃描和手術(shù)期間，主機(jī)加載導(dǎo)航序列到導(dǎo)航成像控制單元，后者按照導(dǎo)航序列和導(dǎo)航參數(shù)控制射頻發(fā)射線圈產(chǎn)生所需的射頻脈沖，并控制梯度線圈產(chǎn)生所需的梯度電流脈沖，在人體成像部位產(chǎn)生三維空間編碼的磁共振信號(hào)，然后，磁共振信號(hào)經(jīng)射頻接收線圈接收后通過導(dǎo)航成像控制單元上傳到主機(jī)并由導(dǎo)航控制軟件實(shí)時(shí)進(jìn)行數(shù)據(jù)處理和圖像顯示，醫(yī)師由此可及時(shí)獲得手術(shù)器械和靶標(biāo)位置信息。

本發(fā)明的用于微創(chuàng)手術(shù)導(dǎo)航系統(tǒng)及方法是一種結(jié)構(gòu)高度開放且具有導(dǎo)航校準(zhǔn)和實(shí)時(shí)高分辨掃描功能的診斷和介入治療兩用磁共振導(dǎo)航系統(tǒng)和技術(shù)方案，特別是提供了導(dǎo)航專用的局域成像技術(shù)和可精確定位的多層同步激發(fā)技術(shù)。

所述的高度開放的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)包括開口達(dá)到500mm以上的U型磁體，并配備發(fā)射接收型雙平面射頻線圈和專用屏蔽梯度線圈用于改善手術(shù)操作的便利性。

所述的發(fā)射接收型雙平面射頻線圈通過T/R開關(guān)同時(shí)實(shí)現(xiàn)發(fā)射和接收功能，避免獨(dú)立接收線圈對(duì)微創(chuàng)手術(shù)的空間限制，特別是電容數(shù)量至少100以上，充分改善射頻場(chǎng)發(fā)射和信號(hào)接收的均勻性。

專用屏蔽梯度線圈是X/Y/Z軸雙平面梯度線圈，比常規(guī)診斷型線圈的直徑減小1/3至1/2，優(yōu)選為360mmm，梯度線性度約束在10％以內(nèi)，且Z軸主梯度線圈外側(cè)附加雙平面屏蔽梯度，其繞線形式如圖5所示。

導(dǎo)航校準(zhǔn)功能的實(shí)現(xiàn)方式包括動(dòng)態(tài)局域勻場(chǎng)，將掃描部位通過校準(zhǔn)掃描床平面高度并借助激光定位儀的激光標(biāo)線指引置于等中心點(diǎn)區(qū)域，選用動(dòng)態(tài)局域勻場(chǎng)技術(shù)進(jìn)行勻場(chǎng)，其特征是采用圖8所示的空間選擇性射頻脈沖激發(fā)一個(gè)小體積內(nèi)的質(zhì)子或其它磁性原子核，采集自由感應(yīng)衰減信號(hào)，通過線性梯度或勻場(chǎng)梯度調(diào)節(jié)磁場(chǎng)均勻性直到頻譜積分面積最大，從而實(shí)現(xiàn)成像區(qū)的磁場(chǎng)均勻度最優(yōu)化。

導(dǎo)航校準(zhǔn)功能的實(shí)現(xiàn)方式包括金屬偽影測(cè)試和校準(zhǔn)，首先基于硫酸銅水溶液的標(biāo)準(zhǔn)水模和梯度回波序列測(cè)試磁場(chǎng)分布圖，然后在標(biāo)準(zhǔn)水模的中心區(qū)域加入條形或井字型無磁金屬材料并通過梯度回波序列測(cè)試磁場(chǎng)分布圖，計(jì)算這兩個(gè)磁場(chǎng)分布圖之差，選用差值最小的無磁金屬材料或復(fù)合材料制作手術(shù)器械，最后在梯度回波圖像上測(cè)量無信號(hào)區(qū)尺寸并與金屬條實(shí)際尺寸進(jìn)行一致性驗(yàn)證，以此作為手術(shù)器械自身位置的精確標(biāo)記。

導(dǎo)航校準(zhǔn)功能的實(shí)現(xiàn)方式是，按照?qǐng)D9所示的導(dǎo)航流程通過圖10所示的導(dǎo)航模塊和圖11所示的導(dǎo)航界面建立內(nèi)部參考坐標(biāo)系并預(yù)定手術(shù)路線坐標(biāo)和控制局域快速導(dǎo)航序列運(yùn)行，沿著手術(shù)路線逐步采集三個(gè)正交平面的成像區(qū)域信號(hào)，或者采用圖12所示的實(shí)時(shí)路徑跟蹤模式，掃描層面中心位置從手術(shù)入口位置開始直到靶點(diǎn)位置沿著箭頭所示的手術(shù)路徑方向依次遞增ΔL/2，在手術(shù)進(jìn)程中不斷更新定位參數(shù)和波形參數(shù)并實(shí)時(shí)掃描從而連續(xù)跟蹤定位手術(shù)器械位置。

局域成像技術(shù)的基本特征是，采用多方位選層梯度和激發(fā)輪廓高度優(yōu)化的射頻脈沖激發(fā)一個(gè)小體積內(nèi)的質(zhì)子信號(hào)，這里第一個(gè)90°射頻激發(fā)脈沖和第一個(gè)180°重聚脈沖采用均勻激發(fā)的SLR脈沖波形，并在導(dǎo)航序列內(nèi)設(shè)置第一個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的選層梯度幅度為G_s1＝2πΔf/γ/FOV_x，設(shè)置第二個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的選層梯度幅度為G_s2＝2πΔf/γ/FOV_y，設(shè)置第三個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的選層梯度幅度為G_s3＝2πΔf/γ/THK，其中FOV_x、FOV_y和THK可在序列參數(shù)表上直接調(diào)節(jié)。

局域成像技術(shù)的基本特征是，在金屬偽影干擾情況下需要事先優(yōu)化射頻脈沖的帶寬Δf，接收機(jī)帶寬優(yōu)選為100kHz以上，在TBP≧8條件下優(yōu)化SLR脈沖的激發(fā)輪廓，其波形特征如圖14和圖15所示，并在同步多層激發(fā)情況下基于圖22所示的校準(zhǔn)序列獲得的各頻帶的積分面積優(yōu)化激發(fā)輪廓或校準(zhǔn)圖像幅值，然后在k空間數(shù)據(jù)采集期間在頻率編碼方向和選層方向同時(shí)施加梯度脈沖。

射頻脈沖的帶寬Δf優(yōu)化方式是，根據(jù)圖7所示操作流程設(shè)置Δf為不同值，例如750Hz,1kHz，1.25kHz，1.5kHz等等，從中搜索到磁化率偽影或金屬偽影最小時(shí)的Δf，當(dāng)在數(shù)據(jù)采集期間同時(shí)施加頻率編碼梯度和選層梯度，則Δf最優(yōu)值接近于單個(gè)回波采集時(shí)間長(zhǎng)度，否則Δf優(yōu)選為2kHz或更高值。

局域成像技術(shù)的基本特征是，選用圖13所示的Local-SE-NV或圖13所示的Local-ME-NV并最小化回波時(shí)間可快速實(shí)現(xiàn)T1加權(quán)成像。這里，選層梯度G_s1、G_S2和G_S3的方位在定位像上設(shè)置為正交方向，其中前兩個(gè)垂直(或平行)于手術(shù)路線，另一個(gè)平行(或垂直)于手術(shù)路線，其它選層梯度的方位和幅度與G_s3相同，信號(hào)采集從第三個(gè)射頻脈沖之后開始，k空間填充和圖像重建采用部分傅里葉方式。

局域成像序列Local-ME-NV的基本特征是，當(dāng)優(yōu)先考慮掃描速度時(shí)，在讀梯度正負(fù)極性切換時(shí)刻施加一個(gè)G_blip梯度，如圖17所示，這樣數(shù)據(jù)采集部分就相當(dāng)于回波平面采集，虛線框中的回波數(shù)可設(shè)置為32或其它較小的整數(shù)，采集的數(shù)據(jù)按照回波平面成像常用的相位校正和圖像重建方式進(jìn)行處理。

局域成像技術(shù)的基本特征是，選用圖27所示的Local-HASTE-NV序列可快速實(shí)現(xiàn)T2加權(quán)成像。這里，回波時(shí)間設(shè)置在80ms至140ms范圍，選層梯度G_s1、G_S2和G_S3的方位在定位像上設(shè)置為正交方向，其中前兩個(gè)垂直(或平行)于手術(shù)路線，另一個(gè)平行(或垂直)于手術(shù)路線，其它選層梯度的方位與G_s3相同；并且，這里在選層方向額外施加補(bǔ)償梯度G_sc1、G_sc2、G_sc3…G_scn，其梯度幅度均與G_S3相同，其梯度寬度均與G_r1相同；第一個(gè)脈沖和第二個(gè)脈沖采用類似于圖14和圖15所示的波形，第三個(gè)脈沖和后續(xù)脈沖采用類似于圖15或圖26所示的波形，波形參數(shù)優(yōu)化方式同上所述，信號(hào)采集從第三個(gè)射頻脈沖之后開始，k空間填充和圖像重建采用部分傅里葉方式。

可精確定位的多層同步激發(fā)技術(shù)的基本特征是，射頻脈沖具有空間選擇性，可同時(shí)均勻激發(fā)多個(gè)緊鄰的頻帶，例如，對(duì)于三層同步激發(fā)情況選用圖18所示的導(dǎo)航序列Local-MSME-NV，其中射頻激發(fā)脈沖波形按下式計(jì)算得到：

其波形特征和激發(fā)輪廓如圖20或圖23所示，在自旋回波采集模式下重聚脈沖優(yōu)選為180°最小相位SLR脈沖或線性相位SLR脈沖，如圖15和圖26所示，并且重聚脈沖的射頻帶寬要求不小于(3·THK+2·ΔS)·γ·G_s/(2π)。同樣，其它多層同步激發(fā)情況可采用類似方式實(shí)現(xiàn)，如圖24和圖25所示。

導(dǎo)航序列Local-MSME-NV的基本特征是，同步激發(fā)脈沖的頻帶范圍和間距可在定位像上通過層厚和層間距進(jìn)行精確調(diào)節(jié)，三次掃描時(shí)和分別設(shè)置為和每次掃描采集一部分k空間線，三次掃描得到圖像S₁，S₂和S₃，最后按下式進(jìn)行圖像分解得到各層圖像：

導(dǎo)航序列Local-MSME-NV的基本特征是，當(dāng)優(yōu)先考慮掃描速度時(shí)，在讀梯度正負(fù)極性切換時(shí)刻施加一個(gè)G_blip梯度，如圖19所示，這樣數(shù)據(jù)采集部分就相當(dāng)于回波平面采集，虛線框中的回波數(shù)可設(shè)置為32或其它較小的整數(shù)，采集的數(shù)據(jù)先按照回波平面成像常用的相位校正和圖像重建方式進(jìn)行處理，然后按式(4)進(jìn)行圖像分解得多各層圖像。

在圖像分解不完全情況下(例如TBP>8)，多個(gè)緊鄰的頻帶均勻激發(fā)的校準(zhǔn)方式是

(1)用圖22所示的同步掃描校準(zhǔn)序列并選用式(3)中每個(gè)相位編碼的SLR脈沖波形采集信號(hào)并傅立葉變換到頻域得到激發(fā)輪廓，分別表示為C₁、C₂和C₃；

(2)計(jì)算C₁、C₂和C₃的積分面積，這里分別表示為k₂＝∫∫C₂dxdy和k₃＝∫∫C₃dxdy，其中∫∫表示二維積分，x和y表示二維坐標(biāo)；

(3)校準(zhǔn)輪廓圖為C₁、和如圖23所示。

(4)同樣，對(duì)三次掃描獲得的二維圖像按上述積分面積比例k₁、k₂和k₃進(jìn)行校準(zhǔn)并按式(4)進(jìn)行各層圖像分解。

雖然上述方式可直接應(yīng)用于三層同步激發(fā)情況，顯然可以通過類似方式推廣到其它多層同步激發(fā)圖像的校準(zhǔn)。

可精確定位的多層同步激發(fā)技術(shù)的基本特征是，多層同步激發(fā)方法可用于任意位置的層面成像，即

并通過圖11所示的用戶界面在定位像上設(shè)定對(duì)應(yīng)的定位線并傳遞各層方位參數(shù)到圖10所示的導(dǎo)航模塊的脈沖波形計(jì)算程序，輸出更新的脈沖波形并加載到圖1所示的導(dǎo)航成像控制單元，然后運(yùn)行掃描序列并進(jìn)行實(shí)時(shí)圖像重建。

二、具體實(shí)例

本發(fā)明的導(dǎo)航方法和軟件適用于各種場(chǎng)強(qiáng)磁共振成像系統(tǒng)，尤其適用于開放式磁共振成像系統(tǒng)，例如圖1、圖2所示的磁共振成像導(dǎo)航系統(tǒng)，其基本構(gòu)架和技術(shù)實(shí)施細(xì)節(jié)說明如下：

磁體場(chǎng)強(qiáng)優(yōu)選為0.3T，氣隙優(yōu)選為550mm，磁體勻場(chǎng)環(huán)(或稱為極環(huán))直徑小于360mm，磁體上方安裝一個(gè)激光定位儀1，采用12V直流供電，一字線光斑形狀，輸出波長(zhǎng)為635nm至650nm范圍，位置坐標(biāo)精確到0.1mm。射頻收發(fā)線圈采用圖3所示的雙平面圓極化類型，其中電容數(shù)量至少100以上，并通過T/R開關(guān)同時(shí)實(shí)現(xiàn)發(fā)射和接收功能，配套的射頻功放具有15kW或更高功率。梯度線圈采用平板式主線圈，最大梯度強(qiáng)度為20mT/m，切換速率為60mT/m/ms，線圈直徑優(yōu)選為360mm，且梯度線性度通常約束在10％以內(nèi)，并根據(jù)Biot-Savart定理計(jì)算梯度線性區(qū)域大小進(jìn)行設(shè)計(jì)確認(rèn)；另外，在軸向梯度線圈在外側(cè)附加屏蔽線圈，用目標(biāo)場(chǎng)方法計(jì)算得到軸向梯度線圈和屏蔽線圈的繞線形式，如圖5所示?？刂婆_(tái)采用移動(dòng)式小型電腦桌，下放主機(jī)并安裝一個(gè)磁場(chǎng)報(bào)警器，用于預(yù)防電腦桌進(jìn)入10高斯范圍受到強(qiáng)磁場(chǎng)干擾。成像數(shù)據(jù)采用光纖傳輸方式和雙屏顯示方式，醫(yī)用觸摸屏顯示器固定在電腦桌的桌面上，超大液晶顯示屏安裝在成像儀背面墻壁上。手術(shù)床通過卡口與掃描床對(duì)接，病人可推入成像區(qū)，在掃描的同時(shí)進(jìn)行手術(shù)，也可根據(jù)手術(shù)需要移出成像區(qū)進(jìn)行某些特殊的手術(shù)操作。這樣，整套裝置構(gòu)成一個(gè)適合MRI影像導(dǎo)航的信息化手術(shù)室，如圖6所示。為了實(shí)現(xiàn)術(shù)中影像引導(dǎo)不受到手術(shù)器械的磁化率偽影或金屬偽影嚴(yán)重干擾，本發(fā)明按照?qǐng)D7所示的檢測(cè)流程對(duì)手術(shù)器械的金屬偽影進(jìn)行檢測(cè)和校準(zhǔn)，其中參考水模是日常質(zhì)檢所用的包含硫酸銅水溶液的標(biāo)準(zhǔn)水模，目標(biāo)水模是在標(biāo)準(zhǔn)水模的中心區(qū)域加入包含長(zhǎng)條形或井架狀無磁金屬材料制成的水模，首先基于參考水模和梯度回波序列測(cè)試磁場(chǎng)分布圖，然后基于目標(biāo)水模和梯度回波序列測(cè)試磁場(chǎng)分布圖，計(jì)算這兩個(gè)磁場(chǎng)分布圖之差，選用差值最小的無磁金屬材料(例如鈦合金和陶瓷復(fù)合材料)制作手術(shù)器械，并獲得最優(yōu)的脈沖寬度和回波采集時(shí)間等參數(shù)，最后在圖像上測(cè)量金屬條對(duì)應(yīng)的無信號(hào)區(qū)尺寸并與金屬條實(shí)際尺寸進(jìn)行一致性驗(yàn)證。

另一方面，磁共振成像導(dǎo)航系統(tǒng)的各種導(dǎo)航方法和成像方法通過導(dǎo)航軟件實(shí)現(xiàn)，導(dǎo)航軟件包括圖10所示的1031、1032和1033功能模塊，用于控制硬件系統(tǒng)100、101和102工作。其中，模塊1031的控制功能包括：進(jìn)行圖像測(cè)量和分析；生成評(píng)估報(bào)告。模塊1032的控制功能包括：建立磁共振導(dǎo)航掃描序列、協(xié)議和參數(shù)表；選擇導(dǎo)航方案和模式；實(shí)時(shí)進(jìn)行系統(tǒng)校準(zhǔn)、掃描和圖像重建。模塊1033的控制功能包括：建立圖像域內(nèi)部參考坐標(biāo)系；定義并可視化手術(shù)路線；多平面實(shí)時(shí)顯示靶點(diǎn)和器械軌跡；實(shí)時(shí)分析手術(shù)路線偏差并警告。導(dǎo)航軟件的操作界面設(shè)計(jì)方式如圖11所示，圖中S11至S31表示不同方位或?qū)用娴膱D像，圖像通過鼠標(biāo)雙擊在單張顯示模式與多張顯示模式之間切換。其中，系統(tǒng)校準(zhǔn)序列包括局域勻場(chǎng)和梯度非線性校準(zhǔn)，用于改善磁場(chǎng)均勻度和補(bǔ)償梯度非線性誤差，T1導(dǎo)航序列指T1加權(quán)成像的快速導(dǎo)航序列，包括全域和局域SE-NV、ME-NV和MSME-NV等序列，T2導(dǎo)航序列指T2加權(quán)成像的快速導(dǎo)航序列，包括全域和局域HASTE-NV、FISP-NV等序列，T2*導(dǎo)航序列指T2*加權(quán)成像的快速導(dǎo)航序列，包括全域和局域EPI-NV等序列。序列參數(shù)表和重建參數(shù)表采用浮動(dòng)窗形式，每個(gè)序列名稱對(duì)應(yīng)各自的參數(shù)表頁面，可更改并存貯參數(shù)值，如圖11(下)所示。圖中“開始”鍵在鼠標(biāo)點(diǎn)擊后根據(jù)參數(shù)表中的選層梯度方位參數(shù)更新脈沖波形并執(zhí)行掃描和實(shí)時(shí)圖像重建。

上述MRI導(dǎo)航系統(tǒng)按照?qǐng)D9所示的導(dǎo)航流程實(shí)現(xiàn)臨床導(dǎo)航操作，具體說明如下：

首先，在高場(chǎng)成像儀上獲得三維各項(xiàng)同性高分辨T1加權(quán)圖像，對(duì)于顱腦手術(shù)導(dǎo)航加掃增強(qiáng)掃描，必要時(shí)加掃彌散張量成像和血管造影以便顯示病灶、血管和神經(jīng)纖維。接著，基于內(nèi)部參考坐標(biāo)系進(jìn)行手術(shù)路線規(guī)劃。對(duì)于顱腦手術(shù)導(dǎo)航，內(nèi)部參考坐標(biāo)系建立方式是，將顱內(nèi)前連合后緣中點(diǎn)至后連合前緣中點(diǎn)的連線定為連合間徑，通過它所作的水平面定為HO平面，通過連合間徑的冠狀面定為FO平面，加上腦的正中矢狀面SO平面，就構(gòu)成了定位像的三個(gè)基準(zhǔn)平面。這三個(gè)基準(zhǔn)平面的交點(diǎn)定為原點(diǎn)。通過原點(diǎn)前后方向的軸為矢狀軸(與連合間徑重合)，定為Y軸；通過原點(diǎn)的上下方向與Y軸垂直的垂直軸定為Z軸；與通過原點(diǎn)左右方向并與Y軸垂直相交的冠狀軸定為X軸。應(yīng)用這些平面和軸線，即可描畫出腦內(nèi)各個(gè)結(jié)構(gòu)的三維空間坐標(biāo)。路線規(guī)范方式是，對(duì)三維全腦高分辨T1加權(quán)k空間數(shù)據(jù)沿著進(jìn)行多平面圖像重建，在圖像上根據(jù)內(nèi)部參考坐標(biāo)系確定最佳手術(shù)路線并標(biāo)記為一系列節(jié)點(diǎn)位置，讀取對(duì)應(yīng)的梯度方位參數(shù)，然后，根據(jù)高場(chǎng)成像儀和導(dǎo)航成像儀各自的最大梯度強(qiáng)度的比值校正上述梯度方位參數(shù)并存儲(chǔ)到導(dǎo)航成像儀的每個(gè)導(dǎo)航序列參數(shù)表中作為導(dǎo)航方位參數(shù)默認(rèn)值。

然后，在MRI導(dǎo)航成像儀上運(yùn)行圖10和圖11所示的導(dǎo)航軟件，選擇導(dǎo)航序列并循環(huán)運(yùn)行，關(guān)于每個(gè)導(dǎo)航序列的具體設(shè)計(jì)方式和特征參數(shù)設(shè)置要求如下文實(shí)施例1—6所述。對(duì)于每個(gè)導(dǎo)航序列，采用變角度掃描模式讀取導(dǎo)航方位參數(shù)并掃描圖像，同時(shí)附帶掃描其它兩個(gè)正交方向的圖像，每次獲得三組斷層圖像，每組可以是單張圖像或同步激發(fā)采集的多張圖像，在醫(yī)用顯示器上顯示成像區(qū)的解剖結(jié)構(gòu)和醫(yī)療器械位置?；蛘?，在梯度系統(tǒng)非線性誤差較大情況下采用圖12所示的實(shí)時(shí)路徑跟蹤模式實(shí)現(xiàn)探針位置的實(shí)時(shí)連續(xù)跟蹤，圖12中相鄰層面之間的間距為ΔL，掃描層面中心位置沿著箭頭所示的手術(shù)路徑方向依次遞增ΔL/2，實(shí)時(shí)掃描從手術(shù)入口位置開始直到靶點(diǎn)位置結(jié)束，實(shí)時(shí)掃描期間可暫停當(dāng)前掃描并參照預(yù)定的手術(shù)路線和內(nèi)部參考坐標(biāo)系在已掃描的圖像上重新設(shè)置下一個(gè)節(jié)點(diǎn)位置的定位線，然后開始掃描圖像或根據(jù)定位參數(shù)更新脈沖波形并開始同步掃描。由于手術(shù)器械(如無磁金屬探針)在MRI圖像上顯示為無信號(hào)特征形狀，這本身就提供了與周圍組織的對(duì)比度，可作為手術(shù)器械自身位置的精確標(biāo)記，并且可通過圖7所示的操作流程優(yōu)化序列參數(shù)和磁化率偽影從而增加手術(shù)器械與周圍組織的對(duì)比度，并且上述導(dǎo)航模式使得手術(shù)器械位置的定位精度不受外界因素影響；相反，圖1中的光學(xué)跟蹤定位系統(tǒng)(包括紅外導(dǎo)航相機(jī)、定位示蹤器、配有導(dǎo)航光球的穿刺針、磁兼容電源和通信電纜和導(dǎo)航功能模塊等)作為常規(guī)備選項(xiàng)用于實(shí)時(shí)跟蹤手術(shù)器械的方位信息，需要建立MRI掃描系統(tǒng)坐標(biāo)系和光學(xué)定位系統(tǒng)坐標(biāo)系的相對(duì)關(guān)系，再將手術(shù)器械的定位系統(tǒng)坐標(biāo)轉(zhuǎn)化為掃描系統(tǒng)坐標(biāo)并與患者M(jìn)RI圖像共同實(shí)時(shí)顯示在屏幕上，但定位精確度易于遭受患者術(shù)中體位變動(dòng)或組織器官移位影響以及器械尖端彎曲變形影響。

最后，導(dǎo)航治療結(jié)束后在導(dǎo)航成像儀或高場(chǎng)成像儀上進(jìn)行局域高分辨率掃描和增強(qiáng)掃描以確認(rèn)療效。與術(shù)中導(dǎo)航掃描相比，這里頻率編碼和相位編碼方向的采集矩陣增加一倍以上以便進(jìn)一步提高圖像分辨率。

實(shí)施例1快速局域自旋回波掃描

基于上述MRI導(dǎo)航系統(tǒng)和導(dǎo)航流程，快速導(dǎo)航序列選用圖13所示的局域自旋回波序列Local-SE-NV，其中，90°射頻脈沖優(yōu)選為圖14所示的最小相位SLR脈沖，兩個(gè)180°重聚射頻脈沖可選用圖15所示的最小相位SLR脈沖或圖26所示的線性相位SLR脈沖。在射頻功率不足時(shí)，可減小射頻帶寬并保持時(shí)帶積TBP不變而相應(yīng)調(diào)節(jié)SLR脈沖寬度，并根據(jù)所需SLR脈沖寬度調(diào)節(jié)波形文件的數(shù)據(jù)點(diǎn)間隔時(shí)間，同時(shí)調(diào)節(jié)序列參數(shù)表中梯度幅度直到獲得所需層厚。在金屬偽影干擾情況下，接收機(jī)帶寬優(yōu)選為100kHz或更高，回波時(shí)間優(yōu)化為最小值，在數(shù)據(jù)采集期間同時(shí)施加頻率編碼梯度和幅度為G_s3的選層梯度，并根據(jù)圖7所示操作流程設(shè)置射頻脈沖帶寬Δf為不同值，例如750Hz,1kHz，1.25kHz，1.5kHz等等，從中搜索到磁化率偽影或金屬偽影最小時(shí)的Δf。當(dāng)在數(shù)據(jù)采集期間同時(shí)施加選層梯度，則TBP/Δf最優(yōu)值接近于單個(gè)回波采集時(shí)間長(zhǎng)度，否則Δf一般優(yōu)選為2kHz或更高值。在實(shí)時(shí)路徑跟蹤模式下，在多平面(如三平面)定位像上設(shè)置導(dǎo)航序列的定位線并調(diào)整其厚度、間距和方位，在成像序列內(nèi)設(shè)置第一個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的梯度強(qiáng)度為G_s1＝2πΔf/γ/FOV_x，第二個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的梯度強(qiáng)度為G_s2＝2πΔf/γ/FOV_y，第三個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的梯度強(qiáng)度為G_s3＝2πΔf/γ/THK，其中Δf為射頻脈沖帶寬，F(xiàn)OV_x和FOV_y分別表示x軸和y軸方向的視野，可設(shè)置為32mm、64mm或128mm，層厚THK設(shè)置為8mm，并設(shè)置序列重復(fù)時(shí)間TR＝300ms，相位編碼步數(shù)N_pe＝32、64或128，序列重復(fù)次數(shù)NEX＝1。k空間數(shù)據(jù)采用部分傅立葉采集方式，并在每個(gè)TR的剩余時(shí)間內(nèi)按同樣方式選擇性激發(fā)其它相鄰層面，掃描層面根據(jù)導(dǎo)航模式實(shí)時(shí)設(shè)置與手術(shù)路線方向垂直或平行。然后，運(yùn)行導(dǎo)航序列，每次相位編碼循環(huán)采集一組k空間線，數(shù)據(jù)采集后插值或充零，并進(jìn)行部分傅立葉重建獲得T1加權(quán)圖像。掃描時(shí)間計(jì)算為

T_ACQ＝55％·NEX·N_PE·TR＝0.3·55％·1·32＝5.3(s)

由于TR不小于300ms，人體組織的質(zhì)子磁化矢量在較大程度上可恢復(fù)，這樣就避免了層間交疊偽影。與常規(guī)診斷用的自旋回波序列(SE)相比，該掃描方法可顯著提高掃描效率，且圖像具有高分辨率。在高場(chǎng)強(qiáng)成像系統(tǒng)上，本發(fā)明的快速導(dǎo)航序列與并行采集技術(shù)結(jié)合將可進(jìn)一步縮短掃描時(shí)間幾倍。

實(shí)施例2快速局域多回波掃描

基于上述MRI導(dǎo)航系統(tǒng)和導(dǎo)航流程，快速導(dǎo)航序列選用圖16所示的局域多梯度回波序列Local-ME-NV，其中，90°射頻脈沖優(yōu)選為圖14所示的最小相位SLR脈沖，第一個(gè)和第二個(gè)180°重聚射頻脈沖選用圖15所示的最小相位SLR脈沖或圖26所示的線性相位SLR脈沖。在射頻功率不足時(shí)，可減小射頻帶寬并保持時(shí)帶積TBP不變而相應(yīng)調(diào)節(jié)SLR脈沖寬度，并根據(jù)所需SLR脈沖寬度調(diào)節(jié)波形文件的數(shù)據(jù)點(diǎn)間隔時(shí)間，同時(shí)調(diào)節(jié)序列參數(shù)表中梯度幅度到所需層厚。在金屬偽影干擾情況下，接收機(jī)帶寬優(yōu)選為100kHz或更高，回波時(shí)間優(yōu)化為最小值，在數(shù)據(jù)采集期間同時(shí)施加頻率編碼梯度和幅度為G_s3的選層梯度，并根據(jù)圖7所示操作流程優(yōu)化Δf。在實(shí)時(shí)路徑跟蹤模式下，在多平面(例如三平面)定位像上設(shè)置導(dǎo)航序列的定位線并調(diào)整其厚度、間距和方位，在成像序列內(nèi)設(shè)置第一個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的梯度強(qiáng)度為G_s1＝2πΔf/γ/FOV_x，第二個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的梯度強(qiáng)度為G_s2＝2πΔf/γ/FOV_y，第三個(gè)射頻脈沖對(duì)應(yīng)的梯度強(qiáng)度為G_s3＝2πΔf/γ/THK，設(shè)置FOV_x和FOV_y為32mm、64mm或128mm，THK為8mm，并設(shè)置序列重復(fù)時(shí)間TR＝300ms，相位編碼步數(shù)N_pe＝32、64或128，序列重復(fù)次數(shù)NEX＝1或2。k空間數(shù)據(jù)采集采用部分傅立葉采集方式，并在每個(gè)TR的剩余空閑時(shí)間按同樣方式選擇性激發(fā)其它相鄰層面，掃描層面根據(jù)導(dǎo)航模式實(shí)時(shí)設(shè)置與手術(shù)路線方向垂直或平行。當(dāng)NEX＝2時(shí)，每次掃描交替反轉(zhuǎn)每個(gè)讀梯度的極性，每次相位編碼循環(huán)依次遞增或遞減相位編碼梯度并采集k空間數(shù)據(jù)，數(shù)據(jù)采集結(jié)束后進(jìn)行復(fù)數(shù)信號(hào)累加以增強(qiáng)信噪比并消除相位誤差，然后采用部分傅里葉重建方式獲得T1加權(quán)圖像。掃描時(shí)間T_ACQ可計(jì)算為

T_ACQ＝55％·NEX·N_PE·TR＝0.3·55％·2·32＝10.6(s)

當(dāng)NEX＝1時(shí)，掃描時(shí)間T_ACQ可計(jì)算為

T_ACQ＝55％·NEX·N_PE·TR＝0.3·55％·1·32＝5.3(s)

該成像方法基于局域掃描方式在保證病灶區(qū)域高分辨率和信噪比的條件下大幅度提高了掃描效率，而且可抑制金屬偽影。在梯度切換速率相當(dāng)快(例如100mT/m/ms)的條件下圖16虛線框中的回波數(shù)量可進(jìn)一步增加，從而在保證所需對(duì)比度的同時(shí)進(jìn)一步提高圖像信噪比。

另外，在掃描速度要特別優(yōu)先考慮時(shí)，可在序列參數(shù)表中選中G_blip梯度選項(xiàng)，在讀梯度正負(fù)極性切換時(shí)刻施加一個(gè)G_blip梯度，如圖17所示。圖中虛線框中的回波數(shù)N_pe可設(shè)置為32或64，相位編碼梯度強(qiáng)度滿足G_pe＝G_blip·N_pe/2條件，掃描時(shí)間為

T_ACQ＝55％·NEX·N_PE·TR＝0.3·55％·2＝0.33(s)

這樣就完全實(shí)現(xiàn)了實(shí)時(shí)掃描，并且由于采用短回波鏈并在數(shù)據(jù)采集期間同時(shí)施加頻率編碼梯度和選層梯度，常見的奈奎斯特偽影和磁化率偽影可顯著減少，再結(jié)合使用回波平面成像常用的預(yù)掃描和相位校正方案可在圖1所示的導(dǎo)航系統(tǒng)上充分消除圖像偽影的干擾。

實(shí)施例3快速局域三層同步掃描

基于上述MRI導(dǎo)航系統(tǒng)和導(dǎo)航流程，快速導(dǎo)航序列選用圖18所示的多層同步激發(fā)Local-MSME-NV序列。為了增加射頻激發(fā)均勻性，成像序列的第一個(gè)射頻脈沖的波形采用圖20所示的線性相位SLR脈沖波形；并且，為了同時(shí)激發(fā)人體多個(gè)層面，射頻脈沖波形按下述方式進(jìn)行相位編碼：

這里，SLR(t)表示線性相位SLR脈沖，G_s表示選層方向?yàn)榈奶荻葟?qiáng)度，是表示中心層空間位置的矢量，可直接在定位像上設(shè)定，這里設(shè)定為等中心點(diǎn)，相鄰層的位置通過選層方向的層厚THK和層間距ΔS設(shè)定，ΔS由G_S和帶寬Δf按照ΔS＝2π·Δf/γ/G_s設(shè)定，和是初始相位，且ΔS>THK。為了實(shí)現(xiàn)各層均勻激發(fā)，避免層間交疊偽影，并在臨床導(dǎo)航應(yīng)用中能實(shí)現(xiàn)精確定位，這里第一個(gè)射頻脈沖的帶寬在單層激發(fā)時(shí)設(shè)定為1kHz，時(shí)帶積TBP設(shè)定為4，帶內(nèi)和帶外紋波系數(shù)分別設(shè)定為0.5％和0.1％，選層梯度為0.7高斯/厘米(G/cm)，接著按式(3)獲得多個(gè)相鄰層面同時(shí)均勻激發(fā)的脈沖波形，每步相位循環(huán)產(chǎn)生一種波形，對(duì)應(yīng)于其中一步相位循環(huán)的三層同步激發(fā)的脈沖波形和激發(fā)輪廓顯示在圖20中。Local-MSME-NV序列的第二個(gè)和第三個(gè)射頻脈沖可采用Hamming加窗180°sinc脈沖，這里優(yōu)選為180°最小相位SLR脈沖(見圖15)或線性相位SLR脈沖(見圖26)，并調(diào)節(jié)帶寬為(3·THK+2·ΔS)·γ·G_s/(2π)。為了從相位編碼的磁共振信號(hào)中解碼出同時(shí)激發(fā)的多個(gè)層面信號(hào)并降低射頻功率峰值，例如，對(duì)于三層同步激發(fā)情況，三次掃描時(shí)和以下述方式進(jìn)行相位循環(huán)，即，和

三次掃描得到圖像S₁，S₂和S₃，再按下式進(jìn)行圖像分解得到各層圖像：

中低場(chǎng)成像在臨床上一般需要累加三次或四次，在其它掃描參數(shù)相同的條件下所述同步激發(fā)采集方式比常規(guī)的單層激發(fā)采集方式提高圖像信噪比約40％。

在時(shí)帶積TBP較大時(shí)或磁場(chǎng)均勻性較差時(shí)，同步掃描的信號(hào)幅度可能不一致，導(dǎo)致圖像分解不完全，見圖21所示的TBP＝16的情況，這時(shí)需要按下述步驟進(jìn)行幅度誤差校準(zhǔn)：

(1)用圖22所示的同步掃描校準(zhǔn)序列并選用式(3)中每個(gè)相位編碼的SLR脈沖波形采集信號(hào)并傅立葉變換到頻域得到激發(fā)輪廓，分別表示為C₁、C₂和C₃；

(2)計(jì)算C₁、C₂和C₃的積分面積，這里分別表示為k₁＝∫∫C₁dxdy、k₂＝∫∫C₂dxdy和k₃＝∫∫C₃dxdy，其中∫∫表示二維積分，x和y表示二維坐標(biāo)；

(3)校準(zhǔn)輪廓圖為C₁、和如圖23所示。

(4)同樣，對(duì)三次掃描獲得的二維圖像按上述積分面積比例k₁、k₂和k₃進(jìn)行校準(zhǔn)并按式(4)進(jìn)行各層圖像分解。

另外，在金屬偽影干擾情況下，接收機(jī)帶寬優(yōu)選為100kHz或更高，回波時(shí)間優(yōu)化為最小值，在數(shù)據(jù)采集期間同時(shí)施加頻率編碼梯度和幅度為G_s3的選層梯度，并根據(jù)圖4所示操作流程優(yōu)化Δf。

另外，在掃描速度要特別優(yōu)先考慮時(shí)，可在序列參數(shù)表中選中G_blip梯度選項(xiàng)，在讀梯度正負(fù)極性切換時(shí)刻施加一個(gè)G_blip梯度，如圖19所示，圖中虛線框中的回波數(shù)N_pe可設(shè)置為32或64，相位編碼梯度強(qiáng)度滿足G_pe＝G_blip·N_pe/2條件，掃描時(shí)間計(jì)算為

T_ACQ＝55％·NEX·N_PE·TR·3＝55％·2·0.3·3≈1(s)

然后，結(jié)合使用回波平面成像常用的預(yù)掃描、相位校正和圖像重建方案在圖1所示的導(dǎo)航系統(tǒng)上獲得沒有偽影干擾的MRI圖像。

實(shí)施例4：快速局域任意多層同步掃描：

實(shí)施例3中描述的多層同步激發(fā)方法也可與SLR脈沖技術(shù)結(jié)合并推廣到一般情況，即

這里，SLR(t)脈沖波形是基于Parks-McClellan算法設(shè)計(jì)線性相位數(shù)字濾波器并結(jié)合Shinnar-Le-Roux變換算法獲得。例如，圖24(左)和(右)所示的五層同步激發(fā)脈沖波形和激發(fā)輪廓，其中SLR(t)為線性相位SLR脈沖，時(shí)帶積TBP為4，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.5％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π/2，選層梯度強(qiáng)度為1.5G/cm，脈沖帶寬為1kHz。圖25(左)和(右)所示的九層同步激發(fā)脈沖波形和激發(fā)輪廓，其中SLR(t)為線性相位SLR脈沖，時(shí)帶積TBP為4，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.5％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π/2，選層梯度強(qiáng)度為1.5G/cm，脈沖帶寬為1kHz。當(dāng)掃描序列是自旋回波類型時(shí)，重聚脈沖選用圖26所示的線性相位SLR脈沖，其特征參數(shù)是：時(shí)帶積TBP為16，脈沖帶寬為4kHz，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.1％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度可根據(jù)所需層厚調(diào)節(jié)，例如，這里對(duì)于五層同步激發(fā)情況設(shè)置為2.0G/cm。在圖像不夠清晰情況下，可根據(jù)圖7所示檢測(cè)流程獲得所需射頻脈沖的最優(yōu)脈沖寬度并調(diào)節(jié)波形文件的數(shù)據(jù)點(diǎn)間隔時(shí)間直到脈沖寬度達(dá)到最優(yōu)值，同時(shí)調(diào)節(jié)序列參數(shù)表中梯度幅度直到獲得所需層厚。在同步采集2n+1層k空間數(shù)據(jù)時(shí)，式(5)所定義的RF脈沖可以滿足均勻激發(fā)和相鄰層面無交疊偽影要求。在臨床導(dǎo)航應(yīng)用中按照?qǐng)D9所示的導(dǎo)航流程實(shí)現(xiàn)成像區(qū)域的精確定位?；谖鍖踊蚋鄬油郊ぐl(fā)射頻脈沖的成像序列在中低場(chǎng)條件下可通過多次累加顯著提高信噪比，而掃描時(shí)間的增加相對(duì)于非同步激發(fā)情況明顯更少。

實(shí)施例5：快速局域任意位五層同步掃描：

實(shí)施例4中描述的多層同步激發(fā)方法也可用于任意位置的層面成像，即

具體定位方式是，通過圖11所示的用戶界面在定位像上設(shè)定對(duì)應(yīng)的定位線并傳遞各層方位參數(shù)到圖10所示的導(dǎo)航模塊的SLR波形計(jì)算程序，輸出更新的SLR脈沖波形并加載到圖1所示的導(dǎo)航成像控制單元，然后運(yùn)行掃描序列并進(jìn)行實(shí)時(shí)圖像重建。當(dāng)掃描序列是自旋回波類型時(shí)，重聚脈沖選用圖26所示的線性相位SLR脈沖，其特征參數(shù)是：時(shí)帶積TBP為16，脈沖帶寬為4kHz，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.1％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度可根據(jù)所需層厚調(diào)節(jié)，這里設(shè)置為2.0G/cm。

實(shí)施例6局域單次激發(fā)T2加權(quán)掃描

基于上述MRI導(dǎo)航系統(tǒng)和導(dǎo)航流程，快速導(dǎo)航序列選用圖27所示的Local-HASTE-NV序列，該序列的第一個(gè)90°射頻激發(fā)脈沖和180°重聚脈沖分別選用圖14和圖15中激發(fā)輪廓高度優(yōu)化的SLR脈沖。圖14所示的最小相位SLR激發(fā)脈沖的波形特征參數(shù)是，時(shí)帶積TBP為8，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π/2，選層梯度強(qiáng)度為0.7G/cm；圖15所示的最小相位SLR重聚脈沖的波形特征參數(shù)是，時(shí)帶積TBP為16，帶內(nèi)紋波系數(shù)為0.5％，帶外紋波系數(shù)為0.1％，脈沖翻轉(zhuǎn)角為π，選層梯度強(qiáng)度為0.5G/cm。在射頻功率不足情況下，第二個(gè)及后續(xù)180°重聚脈沖可選用圖26所示的SLR脈沖，并在磁化率偽影或金屬偽影較為嚴(yán)重情況下可根據(jù)圖7所示檢測(cè)流程獲得最優(yōu)SLR脈沖寬度并調(diào)節(jié)波形文件的數(shù)據(jù)點(diǎn)間隔時(shí)間直到圖像清晰度最佳，同時(shí)調(diào)節(jié)序列參數(shù)表中梯度幅度直到獲得所需層厚。在圖27中，90°射頻激發(fā)脈沖和第一個(gè)180°重聚脈沖之間的時(shí)間間隔為TE/2，后續(xù)180°重聚脈沖之間的時(shí)間間隔為TE，TE通常在80ms至140ms范圍取值，信號(hào)采集從第三個(gè)SLR脈沖之后開始，虛線框內(nèi)部分重復(fù)執(zhí)行N_PE/4次，N_PE可取較小整數(shù)，如32或64。G_s1、G_s2、G_s3、G_s4、G_s5…G_sn表示選層梯度，梯度幅度由層厚決定，梯度脈沖長(zhǎng)度均大于射頻脈沖長(zhǎng)度，其中G_s1、G_S2和G_S3梯度的方位可在定位像上設(shè)置為正交方向，其它選層梯度的方位與G_s3相同。G_pre表示預(yù)備讀梯度，G_r1、G_r2、G_r3…G_rn均表示與G_pre極性相反而積分面積為其兩倍的讀梯度，G_sc1、G_sc2、G_sc3…G_scn作為可選項(xiàng)表示施加在選層方向與G_S3幅度相同且與G_r1寬度相同的補(bǔ)償梯度?！繥_P1、±G_P2、±G_p3…±G_pn表示正負(fù)極性且幅度依次遞增或遞減的相位編碼梯度，有效回波對(duì)應(yīng)的相位編碼梯度設(shè)置為零，其余回波按下述k空間填充方式設(shè)置相應(yīng)的相位編碼梯度幅度和極性。有效回波前面的奇數(shù)回波依次填充k空間中心區(qū)域的上半部分，偶數(shù)回波依次填充k空間中心區(qū)域的下半部分，有效回波后面的奇偶回波分別填充k空間中心區(qū)域的上下部分直到中心區(qū)域的下半部分(占整個(gè)k空間的1/10)填滿為止，然后剩余奇偶回波從內(nèi)向外逐次填充上半k空間(或下半k空間)的空白部分，掃描結(jié)束后進(jìn)行實(shí)時(shí)部分傅里葉重建。由于這里N_PE比常規(guī)診斷用的HASTE序列中回波鏈長(zhǎng)度小幾倍，噪聲和雜波的影響可明顯降低，從而保證導(dǎo)航圖像具有較高信噪比和分辨率。

最后應(yīng)說明的是：以上各實(shí)施例僅用以說明本發(fā)明的技術(shù)方案，而非對(duì)其限制；盡管參照前述各實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了詳細(xì)的說明，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解：其對(duì)前述各實(shí)施例所記載的技術(shù)方案進(jìn)行修改，或者對(duì)其中部分或者全部技術(shù)特征進(jìn)行等同替換，并不使相應(yīng)技術(shù)方案的本質(zhì)脫離本發(fā)明各實(shí)施例技術(shù)方案的范圍。