一种脉冲磁粒子成像方法和系统与流程

1.本发明属于医学成像领域，具体涉及一种脉冲磁粒子成像方法和系统。


背景技术：

2.目前，临床医学成像主要分为两类：一类是结构成像，一类是功能成像。结构成像主要是显示出人体内部的器官和组织结构，成像方法包括b型超声、磁共振和ct(computed tomography，电子计算机断层扫描)等。功能成像是显示出血管、器官、组织和细胞的功能，成像方法包括dsa(digital subtraction angiography，数字减影血管造影)、pet(positron emission tomography，正电子发射计算机断层成像)、spect(single-photon emission computed tomography，单光子发射计算机断层成像)和cta(ct angiography，ct血管造影)等技术。功能成像通常需要向人体注射示踪剂。如果示踪剂本身带有放射性，则可以直接用探测器进行成像，如pet和spect技术。如果示踪剂本身不带有放射性，如含碘的造影剂，则必须通过x光扫描设备进行成像，如cta和dsa技术。但上述功能成像技术中具有放射性的示踪剂以及x射线都会对病人和操作医生产生一定的电离辐射危害。
3.2001年，一种全新的基于示踪剂的成像方式-磁粒子成像(magnetic particle imaging，mpi)被提出。2005年，gleich和weizenecker在飞利浦实验室研制成功首个mpi静态扫描仪，该种成像方式利用超顺磁性纳米粒子的非线性磁响应进行成像。其使用临床认证的超顺磁性氧化铁纳米颗粒(spions)作为示踪剂。该磁纳米粒子的磁核尺寸在10-60nm的范围，随着激励磁场的变化，能够产生出高频谐波信号。mpi成像主要是利用选择场产生一个磁场自由区(field free region，ffr)，利用聚焦场快速移动磁场自由区，并利用激励场(驱动场)激发磁场自由区内的磁纳米粒子的磁性方位发生反转产生高频谐波信号，利用接收线圈接收高频谐波信号，通过图像重建得到磁纳米粒子的浓度生命体内部的空间分布图像。由于mpi使用的磁纳米粒子不具有放射性，成像过程也无需使用x光，因而不存在任何电离辐射，对医生和患者具有更高的安全性。
4.mpi能够作为一种血管成像技术辅助治疗，比如在心脑血管疾病的诊断和治疗过程中，植入支架等操作都需要参考血管成像。但常规的血管成像需要向患者注入碘或钆对比剂，这些对比剂需要通过肾脏进行代谢，会对肾功能弱的患者造成很大的负担和危害。而磁粒子成像采用的磁纳米粒子是通过肝脏进行代谢的，对肾脏没有负担，对患者来说更为安全。并且，mpi不需要进行dsa中的数字减影处理，具有较少的运动伪影。
5.mpi为了得到特定点或线的信号，需要采用梯度线圈产生一个小的磁场自由区，磁场自由区可以是一个点区域(磁场自由点)，也可以是一根线区域(磁场自由线)。mpi采用逐点扫描或逐行扫描的方式，不断移动磁场自由区进行成像，每次采集的信号仅来源于特定位置的磁场自由区，信号强度取决于磁场自由区内的磁粒子浓度。
6.由于mpi通常采用一对或多对反亥姆霍兹线圈构建选择场，在选择场的中间形成一个磁场自由区(点或线)，为了提高图像分辨率，需要磁场自由点足够小、磁场自由线足够细，因此需要大功耗器件来产生足够大的电流，以此产生较大的梯度磁场满足上述要求，会
导致设备的功耗较大。mpi的空间分辨率是由梯度磁场的强度决定的，梯度磁场越大，磁场自由区的范围越小，产生信号的磁纳米粒子越少，会导致信号强度越小，信噪比越低，图像质量越差，mpi在20厘米的视野下，图像分辨率只能达到5毫米。而磁场自由区的范围越小，就会需要更多的采集点，会导致扫描时间变长，时间分辨率降低。同时，磁纳米粒子的弛豫效应会导致磁场自由区的移动发生滞后和延迟，使得图像变得模糊，会进一步降低图像的空间分辨率，降低扫描速度。并且，mpi成像视野大小是由选择场和激励场叠加组成的复合磁场共同决定的。目前mpi主要是应用于老鼠成像，成像视野为1-3个厘米，需要的激励场强度为10-30mt。而人体的扫描视野通常需要20-50厘米，这就需要很高的激励场强度，因此很难实现。
7.因此，综合上述可见，mpi很难满足临床人体扫描成像的需求。


技术实现要素：

8.为了解决现有技术中存在的上述问题，本发明实施例提供了一种脉冲磁粒子成像方法和系统。本发明要解决的技术问题通过以下技术方案实现：
9.第一方面，本发明实施例提出了一种脉冲磁粒子成像方法，包括：
10.产生脉冲均匀交变的主磁场；
11.根据成像需求，选择产生x方向、y方向和z方向至少之一的脉冲非均匀交变的梯度磁场，并改变所选择的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在已注入磁纳米粒子的待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且在每一预设方向上通过改变所述主磁场的大小，使得所述空间总梯度磁场和所述主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化；
12.持续获取磁纳米粒子被所述脉冲磁场激励所产生的电压信号；
13.针对每半个脉冲振荡周期，获得电压信号的时域衰减面积作为该半个脉冲振荡周期的成像参量；
14.利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对所述待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像。
15.第二方面，本发明实施例提出了一种脉冲磁粒子成像系统，包括：
16.脉冲激励磁场模块，包括主磁场线圈对，以及x方向、y方向和z方向的梯度线圈对；其中，所述主磁场线圈对用于在受控状态下提供z方向的脉冲交变的主磁场；每个方向的梯度线圈对用于在受控状态下提供该方向上脉冲非均匀交变的梯度磁场；其中，被注入磁纳米粒子的待测目标被置于所述脉冲激励磁场模块的空间中心区域，且长轴与z轴平行；各线圈对的两个线圈分别平行相对间隔设置；
17.控制模块，用于根据成像需求，控制各方向的梯度线圈对选择产生x方向、y方向和z方向至少之一的脉冲非均匀交变的梯度磁场，并改变所选择的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在所述待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且在每一预设方向上通过控制所述主磁场线圈对改变所述主磁场的大小，使得所述空间总梯度磁场和所述主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化；
18.接收线圈对，用于在所述脉冲磁场的激励下产生感应电压；
19.信号处理模块，用于对从所述接收线圈对获得的电压信号进行信号处理，并针对
每半个脉冲振荡周期，获得电压信号的时域衰减面积作为该半个脉冲振荡周期的成像参量；
20.图像重建模块，用于利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对所述待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像。
21.本发明实施例所提供的方案中，通过根据成像需求，选择性改变至少一个方向的脉冲非均匀交变的梯度磁场的场强大小，控制空间总梯度磁场在被注入磁纳米粒子的待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上，通过将脉冲均匀交变的主磁场的大小改变预定值次，使得所述空间总梯度磁场和所述主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化，从而使得主磁场强度的各次变化下，脉冲磁场的场强空间分布都不同。因此，能够在每一预设方向上提供不同磁场强度的脉冲激励场去激发磁纳米粒子，从而实现该预设方向上预定值个层的磁纳米粒子浓度分布信息的一维空间编码。在此基础上，通过空间总梯度磁场的方向在一个或者多个平面内的不断变化，利用脉冲磁场的场强空间分布变化能够实现磁纳米粒子浓度的二维或者三维空间编码，得到沿着多个方向和多个梯度大小，磁纳米粒子被激励产生的电压信号。通过对获取的电压信号提取电压信号的时域衰减面积，基于系统矩阵，可以得到磁纳米粒子浓度在不同维度重建后的分布图像。
22.相比于传统的mpi成像方法，本发明实施例对全空间的磁纳米粒子进行非均匀的脉冲激励，电压信号的贡献来自于待测目标所在空间中的所有磁纳米粒子，无需使用选择场产生磁场自由区，因此能够避免高功耗的选择场硬件设备。本发明实施例不使用聚焦场移动磁场自由区，因而能够避免聚焦场移动速度不均匀造成的伪影、移动轨迹不规则造成的空间采样不均匀等所导致的采样稀疏、空间分辨率低的缺陷。本发明实施例采用全区域脉冲激励方式，相比于传统的mpi成像方法中磁场自由区激发电压信号导致单个磁场自由区的电压信号微弱，本发明实施例的信号强度得到很大的增强，因此信噪比很高，能够提高图像质量，满足临床诊断的需求。由于本发明实施例不采用移动磁场自由区的扫描方式，而是对全空间进行非均匀脉冲磁场激励和空间编码，扫描区域不再由选择场梯度和驱动场强度共同决定，因此很容易扩大扫描区域和范围，使得成像视野不再局限于小动物，而是能够匹配人体尺寸，能够实现人体临床应用。且本发明实施例不采用李萨如曲线的磁场自由区的移动方式，使得大区域的扫描时间显著缩短，能够提高临床扫描的效率。
附图说明
23.图1为本发明实施例所提供的一种脉冲磁粒子成像方法的流程示意图；
24.图2为本发明实施例提供的脉冲均匀交变的磁场的场强示意图；
25.图3为本发明实施例提供的脉冲非均匀交变的梯度磁场的场强示意图；
26.图4为球面坐标系示意图；
27.图5为本发明实施例提供的脉冲交变磁场场强分布、脉冲电流信号和磁纳米粒子响应的电压弛豫衰减信号的示意图；
28.图6为本发明实施例提供的auc与脉冲交变磁场强度h的关系曲线；
29.图7为本发明实施例提供的脉冲磁场强度与auc的变化示意图；
30.图8为本发明实施例提供的x方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图；
31.图9(a)为本发明实施例提供的y方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向示意
图；
32.图9(b)为本发明实施例提供的y方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图；
33.图10(a)为本发明实施例提供的z方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向示意图；
34.图10(b)为本发明实施例提供的z方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图；
35.图11(a)和图11(b)分别为本发明实施例提供的三个方向的梯度线圈对的组合结构和空间方位示意图和待测目标与各梯度线圈的位置关系示意图；
36.图12为本发明实施例提供的屏蔽线圈组件的结构示意图；
37.图13(a)为本发明实施例的一维重建仿真实验的原始图像；
38.图13(b)为本发明实施例的一维重建仿真实验使用本发明实施例方法重建的一维投影图；
39.图14(a)为本发明实施例的二维重建仿真实验的原始图像；
40.图14(b)为本发明实施例的二维重建仿真实验使用本发明实施例方法重建的二维投影图；
41.图15为本发明实施例所提供的一种脉冲磁粒子成像系统的结构示意图。
具体实施方式
42.下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
43.为了克服现有mpi磁粒子成像技术存在的问题，满足人体临床应用的需求，本发明实施例提供了一种脉冲磁粒子成像方法和系统。本发明实施例中磁纳米粒子被预先注入于待测目标的内部，通过对待测目标进行扫描成像，可以得到待测目标对应的空间内磁纳米粒子浓度的分布图像。其中，本发明实施例的待测目标可以为人、动物等能够被注入磁纳米粒子，且利用空间非均匀脉冲磁场激励磁纳米粒子能够产生反映磁纳米粒子浓度信号的物体。
44.第一方面，本发明实施例提出了一种脉冲磁粒子成像方法。如图1所示，本发明实施例所提出的脉冲磁粒子成像方法可以包括如下步骤：
45.s1，产生脉冲均匀交变的主磁场。
46.本发明实施例中该步骤产生的主磁场是一个利用脉冲电流产生的交变磁场，在其磁场方向上强度恒定均匀。本发明实施例中脉冲电流的方向依据半个振荡周期正、负交替变换。本发明实施例脉冲电流可以包括：矩形脉冲、尖顶脉冲、梯形脉冲等。
47.本发明实施例以主磁场的磁场方向为z方向为例进行后续说明。
48.可选的一种实施方式中，产生脉冲均匀交变的主磁场的方式，包括：
49.向主磁场线圈对加载电流大小恒定的同向脉冲交变电流。
50.本发明实施例的两个主磁场线圈轴向重合且朝向z方向，两个主磁场线圈具有一定间距。主磁场线圈可以采用现有技术中的任意一种线圈实现，比如常导线圈或者超导线圈等，线圈的形状可以为矩形、圆形等，在此不做限制。
51.为了便于理解脉冲均匀交变的磁场的形式，请参见图2，图2为本发明实施例提供的脉冲均匀交变的磁场的场强示意图。图2中每个梯形为半个脉冲振荡周期的磁场强度曲线。虚线框所示的是一个脉冲振荡周期，其两个的半脉冲振荡周期的磁场强度方向相反，分别为正梯形和反梯形分布，但场强的幅值大小相同。以一个脉冲振荡周期为例说明产生上述梯形状均匀场强分布的过程，具体的：比如针对前半个脉冲振荡周期，对主磁场线圈对加载同一方向的梯形状脉冲电流，使得电流快速上升至预设电流值，在电流平稳一段时间后，再将电流快速下降为0值。在后半个脉冲振荡周期内，对主磁场线圈对加载与之前反向的脉冲电流，使得电流快速上升至预设电流值，在电流平稳一段时间后，再将电流快速下降为0值。
52.通过上述方式，两个主磁场线圈在待测目标所在空间对应的中心成像区域内，可以产生一定频率的脉冲均匀交变磁场作为主磁场。
53.各方向的梯度磁场叠加会产生空间总梯度磁场，主磁场和空间总梯度磁场叠加会得到脉冲磁场，脉冲磁场即为待测目标所在空间中最终所有磁场的总和。一方面，本发明实施例引入具有一定场强幅值的主磁场能够改变梯度磁场正中间0磁场场强的位置，避免0磁场场强的位置始终处于一个固定位置的情况，这种情况会导致该位置的磁纳米粒子无法被激励，不产生电压信号，在重建图像中为黑区，无法正确检测该位置的磁纳米粒子浓度。另一方面，本发明实施例在磁纳米粒子成像过程中，初始为均匀交变的主磁场通过改变大小，能够改变脉冲磁场强度的空间分布，使得主磁场变化后每次脉冲磁场的场强空间分布都不一样，从而能够进行磁纳米粒子浓度分布的独立空间编码，继而实现磁纳米粒子浓度分布的重建成像。关于该部分内容，在后文中予以详细说明。
54.s2，根据成像需求，选择产生x方向、y方向和z方向至少之一的脉冲非均匀交变的梯度磁场，并改变所选择的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在已注入磁纳米粒子的待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且在每一预设方向上通过改变主磁场的大小，使得空间总梯度磁场和主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化。
55.可选的一种实施方式中，产生任一方向的脉冲非均匀交变的梯度磁场的方式，包括：
56.向该方向的梯度线圈对加载电流大小相同的反向脉冲交变电流。
57.本发明实施例中，x方向、y方向和z方向各具有一梯度线圈对，三个方向的梯度线圈对采用的线圈类型可以完全一致，比如为麦克斯韦线圈等；当然，三个方向的梯度线圈对采用的线圈类型也可以具有差异，在此不做具体限制。每一方向的梯度线圈对的两个梯度线圈具有间距，以该方向为轴向且两个梯度线圈的轴向重合。
58.关于向一方向的梯度线圈对加载电流大小相同的反向脉冲交变电流，以一个脉冲振荡周期为例说明，针对前半个脉冲振荡周期，对该方向的梯度线圈对加载相反方向的梯形脉冲电流，使得两个梯度线圈的电流在各自方向上均快速上升至预设电流值，在电流平稳一段时间后，再将电流快速下降为0值。在后半个脉冲振荡周期内，对该方向的两个梯度线圈加载与之前各自方向相反的脉冲电流，使得两个梯度线圈的电流在各自方向上均快速上升至预设电流值，在电流平稳一段时间后，再将电流快速下降为0值。
59.通过向任一方向的梯度线圈对的两个梯度线圈加载电流大小相同的反向脉冲交
变电流，在中心成像区域内，可以产生该方向的梯度磁场。任一方向的梯度磁场为一定频率的脉冲非均匀交变磁场，磁场强度在该方向上呈线性梯度分布，但在另外两个方向上呈均匀分布，且任一方向的梯度磁场和主磁场的磁场方向相同。请参见图3，图3为本发明实施例提供的脉冲非均匀交变的梯度磁场的场强示意图。可见，与图2均匀分布的场强相比，图3的梯度磁场的场强幅值变为非均匀线性分布，呈现出不同高度的梯形分布。
60.本发明实施例中，改变所选择的任一梯度磁场的大小的方式，包括：
61.将该方向的梯度线圈对的电流同时增大或者同时减小。
62.本发明实施例中，针对任一方向的梯度磁场，同时增大或者减小该方向的两个梯度线圈的电流大小，可以改变该方向的梯度磁场的场强大小。
63.具体的，比如针对z方向，向该方向的梯度线圈对的两个梯度线圈加载相同数值的反向脉冲交变电流，在中心成像区域内，可以产生一定频率的脉冲非均匀交变的梯度磁场。将z方向的两个梯度线圈的电流值在每半个余弦振荡周期后以预设步进同步增加，使得两个梯度线圈的电流同步发生多次变化，则原先的梯度磁场沿着z方向的磁场大小将会线性增加。
64.由于矢量叠加的原理，通过改变三个方向的梯度磁场的大小可以生成任意方向和大小的空间总梯度磁场。因此，通过改变各方向的梯度线圈对所加载的电流，可以使得空间总梯度磁场的方向发生改变。空间总梯度磁场和主磁场共同构成脉冲磁场，因此，通过改变空间总梯度磁场的方向，可以使得脉冲磁场的方向随之改变。
65.在成像过程中，使用哪些方向的梯度磁场和主磁场叠加，根据成像需求具体选择。
66.可选的一种实施方式中，根据成像需求，选择产生x方向、y方向和z方向至少之一的脉冲非均匀交变的梯度磁场，并改变所选择的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在已注入磁纳米粒子的待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且在每一预设方向上通过改变主磁场的大小，使得空间总梯度磁场和主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化，包括：
67.在成像与磁场的对应关系中，选择与成像需求匹配的至少一个方向的梯度线圈对，并获得选择的每个方向的梯度线圈对的电压序列，以及，获得每个预设方向上主磁场线圈对的电压序列。
68.根据电压序列驱动产生电流序列的方式，向至少一个方向的梯度线圈对进行电流加载，以产生所选择方向的梯度磁场并改变其大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在待测目标所在空间中遍历至少一个预设方向；并在每一预设方向上，利用主磁场线圈对的电压序列驱动产生电流序列，使得每半个脉冲振荡周期后主磁场线圈对的电流依据电流序列的顺序进行改变，以改变主磁场的大小，使得脉冲磁场的大小得到预定值次变化。
69.其中，成像需求包括目标成像维度，以及在目标成像维度为一维时的目标成像方向，在目标成像维度为二维时的目标成像平面。其中，目标成像维度为一维、二维或者三维。在目标成像维度为一维时的目标成像方向，包括x方向、y方向、z方向或者其余任意空间方向。在目标成像维度为二维时的目标成像平面为xy平面、xz平面、yz平面，或者其余任意平面。
70.针对不同的成像需求，所选择产生并改变的梯度磁场是不同的，向所选择的几个梯度磁场提供的电流也具有差异。但是在空间总梯度磁场不同的预设方向上，使得脉冲磁
场的大小得到预定值次变化的主磁场的各个电流序列是相同的。
71.成像与磁场的对应关系是根据三个方向的梯度磁场与空间总梯度磁场的关系，进行梯度线圈对和主磁场线圈对电流变化和场强大小实验预先确定的。
72.具体的，成像与磁场的对应关系可以包括成像需求对应的特定方向的梯度磁场、特定方向的梯度磁场的每个梯度线圈的电压序列、各自的电流序列和空间总梯度磁场遍历的方向序列，还可以包括每个特定方向的梯度磁场的大小变化序列和空间总梯度磁场的大小变化序列，以及空间总梯度磁场遍历的各预设方向上，主磁场线圈对的电压序列和电流序列。
73.其中，参见图4的球面坐标系示意图，三个方向的梯度磁场与空间总梯度磁场的关系，包括：
[0074][0075][0076][0077]
其中，g
x
表示x方向的梯度磁场的大小；gy表示y方向的梯度磁场的大小；gz表示z方向的梯度磁场的大小；g表示空间总梯度磁场的大小，θ和为球面坐标系角度，两角度共同确定空间总梯度磁场的方向，任一角度改变则空间总梯度磁场的方向发生改变；arctan(
·
)表示反正切函数；arccos(
·
)表示反余弦函数。
[0078]
或者，上述关系也可以表述为：
[0079][0080]gx
、gy和gz分别为g在各坐标轴上的投影分量。因此，可以理解的是，通过调节g
x
、gy和gz的大小，可以组合得到需要的空间总梯度磁场大小g，以及表征空间总梯度磁场方向的
[0081]
众所周知，磁纳米粒子具有超顺磁性，当存在外加磁场时，存在于液体中的磁纳米粒子的磁矩会偏向外加磁场方向，在接收线圈产生磁通量的变化，从而产生电压信号。由于磁矩偏向外加磁场方向需要一定的时间延迟，在脉冲激励下，电压信号在时域上会产生弛豫衰减，因此该电压信号也可以称为电压弛豫衰减信号。为了便于理解，请参见图5，图5为本发明实施例提供的脉冲交变磁场场强分布、脉冲电流信号和磁纳米粒子响应的电压弛豫衰减信号的示意图。图5以磁场强度为-2.9mt作为示例，图中梯形虚线表示脉冲交变磁场的场强变化；弯曲虚线表示理想情况下的电压信号；弯曲实线表示实际的电压弛豫衰减信号。从实际的电压弛豫衰减信号的曲线可以看出，从脉冲交变磁场达到稳定状态开始，电压信号处于衰减状态。
[0082]
本发明实施例对不同磁场强度的脉冲交变磁场激励下，磁纳米粒子响应出的电压
弛豫衰减信号的时域衰减面积进行研究，结果如图6所示，图6为本发明实施例提供的auc与脉冲交变磁场强度h的关系曲线。本发明实施例的电压信号，即电压弛豫衰减信号，其在时域上的衰减面积，简称auc，从图6可见，auc与脉冲交变磁场强度h呈非线性关系。因此，将auc作为磁纳米粒子浓度编码和重建成像的特征参量是可行的。
[0083]
因此，本发明实施例针对不同的成像需求，可以通过实验预先确定成像与磁场的对应关系，在该对应关系指导的调节规律下，有序地改变特定方向的梯度线圈对的电流，从而改变特定方向的梯度磁场的大小，使得空间总梯度磁场的方向能够在空间沿着一定的轨迹发生变化，实现遍历多个预设方向的目的；并且在每个预设方向上，在该对应关系指导的调节规律下，通过改变主磁场线圈对电流的方式，使得脉冲磁场的大小得到预定值次变化，使得在该预设方向上，脉冲磁场激发待测目标内的磁纳米粒子产生预定值次不同的电压信号，利用不同次电压信号的时域衰减面积(auc)，能够实现磁纳米粒子浓度的一维空间编码。可以理解的是，当空间总梯度磁场的方向在平面内变化，或者多个平面形成的空间内变化时，在脉冲磁场场强空间分布的不同变化下，基于一维空间编码，能够对应实现磁纳米粒子浓度的二维空间编码和三维空间编码，通过相应的解码重建处理，可以得到待测目标内磁纳米粒子浓度分布的重建图像。关于该部分内容将在后文中予以详细说明。
[0084]
关于本发明实施例向各线圈提供的电流，可以利用计算机等控制器件实现，比如利用波形发生器可以将市电电压升高至一定数值的交流电，通过整流将升压后的交流电变为直流电，通过变频器得到一定频率下的脉冲交变电流，比如频率为1.67-50khz等；利用前端控制器将扫描序列进行预驱动，进而进行功率驱动，在变频输出的高压控制下给各线圈分配电流。此外，还可以通过一反馈回路将施加给各线圈的电流大小反馈到预驱动之前，从而形成闭环控制。
[0085]
针对梯度线圈，其获得电流的具体方式可以是，由序列发生器根据计算机软件设置的序列参数，向前端控制器发送各个线圈电压的时序参数、幅值参数。由前端控制器按照时序将幅值参数输出给梯度控制器，由梯度控制器根据获得的参数在给定的时序中分别给三个方向的梯度线圈发送电压信号，并将电压信号进行放大。因此，可以理解的是，每个方向的梯度线圈所接收到的各个电压构成一个电压序列，每个电压会驱动产生对应的电流。
[0086]
关于主磁场线圈，其获得电流的具体方式类似梯度线圈，在此不做详细说明。
[0087]
s3，持续获取磁纳米粒子被脉冲磁场激励所产生的电压信号。
[0088]
磁场会感生电流，磁场的方向、大小和感生电流的方向、大小有关。可以通过线圈中电压的变化来反映感生磁场的变化。本发明实施例可以利用接收线圈对来接收在脉冲磁场的激励下，磁纳米粒子的磁化响应引起的磁通量的变化。即该步骤可以包括：
[0089]
利用接收线圈对持续获取磁纳米粒子在脉冲磁场激励下所产生的电压信号。
[0090]
本发明实施例的接收线圈对中，两线圈的轴向朝向为z方向且具有间距。接收线圈对的类型在此不做限制，可以根据需要选用现有的任意一种线圈实现。
[0091]
s4，针对每半个脉冲振荡周期，获得电压信号的时域衰减面积作为该半个脉冲振荡周期的成像参量。
[0092]
本发明实施例对获得的各次电压信号，首先进行相关的信号处理。具体可以包括模拟信号处理阶段和数字信号处理阶段。
[0093]
可选的一种实施方式中，模拟信号处理阶段可以包括以下过程：对获得的电压信
号先进行低噪声放大；再将模拟信号转换为数字信号，具体可以利用模数转换器(analog-to-digital converter，adc)实现，adc具有一定的采样频率，在脉冲电流的激励频率对应的半个脉冲振荡周期内可以采样若干点数。
[0094]
可选的一种实施方式中，数字信号处理阶段可以包括以下过程：针对一个完整脉冲振荡周期或半个脉冲振荡周期的电压信号，将激励磁场的信号进行消减，只保留磁纳米粒子所产生的电压信号。之后从信号处理后的电压信号中提取每半个脉冲振荡周期的电压信号的时域衰减面积，即auc作为该半个脉冲振荡周期的成像参量。
[0095]
如前，可以将auc作为磁纳米粒子浓度编码和重建成像的特征参量。关于auc的获取方式，可选的一种实施方式中，针对每半个脉冲振荡周期，获得电压信号的时域衰减面积，包括以下两个步骤：
[0096]
针对每半个脉冲振荡周期，从该半个脉冲振荡周期内电压信号的全部采样点中，选取出该半个脉冲振荡周期内脉冲磁场强度平稳后对应的部分电压信号采样点。
[0097]
将选取出的部分电压信号采样点进行时域积分，得到该半个脉冲振荡周期内电压信号的时域衰减面积。
[0098]
参见图7理解，图7为本发明实施例提供的脉冲磁场强度与auc的变化示意图。图7原图中不同激励场幅值以颜色的差异化进行表示，现附图7是对彩色原图进行了灰度处理后的效果图。图7中第一行表示的是脉冲磁场的幅值变化情况，本发明实施例中，脉冲磁场的幅值，即激励场幅值比如在-10mt～10mt范围内变化，斜线表示空间总梯度场。第二行的四个图表示的是特定激励场幅值-10mt、-5mt、5mt和10mt下，激励场幅值和电压信号的曲线示意图。这四个图均体现半个脉冲振荡周期。以其中一个图为例说明，该梯形表示该半个脉冲振荡周期的脉冲磁场场强曲线，梯形顶端直线表示场强幅值，即激励场幅值。获得的电压信号如虚线所示。在实际信号接收处理中，针对虚线所示的电压信号会获得若干个电压信号采集点，但实际需要的auc是该半个脉冲振荡周期内脉冲磁场强度平稳后对应的部分电压信号采样点，也就是梯形顶端直线开始后对应的电压信号采样点，在该图中以黑色部分示意，黑色部分面积的数值即为该图对应的auc数值。另外，针对图7下面四图，可以看到，随着激励场幅值增大，auc数值会减小，关于该点可以结合图6中h在[-10mt，-5mt]和[5mt,10mt]的曲线理解。
[0099]
关于如何选取出满足上述要求的部分电压信号采样点，本发明实施例可以预先对磁纳米粒子在各种脉冲电流振荡下的电压信号进行观测实验和信号采集实验，预先确定出每种磁纳米粒子在各种脉冲电流振荡下，对应的半个脉冲振荡周期的时长、各脉冲电流加载至稳定后的稳定用时长，比如2微秒等。利用上述实验数据建立一个数据对应关系。那么，在实际成像时，就可以从该数据对应关系中，查找某种磁纳米粒子在某种脉冲电流下，半个脉冲振荡周期所用的稳定用时长，因此，可以在半个脉冲振荡周期获得的多个电压信号采样点中，选取稳定用时长结束后的部分电压信号采样点。或者，通过实验，可以使得数据对应关系中包含某种磁纳米粒子在某种脉冲电流下，电压信号采样点数中，脉冲磁场强度平稳后，也就是稳定用时长结束后的部分电压信号采样点占该半个脉冲振荡周期所有电压信号采样点的比例值，比如80％或者90％等。那么，在实际成像时，就可以从该数据对应关系中，查找某种磁纳米粒子在某种脉冲电流下，半个脉冲振荡周期的比例值，因此，可以在半个脉冲振荡周期获得的多个电压信号采样点中，直接从倒序选取该比例值的部分电压信号
采样点即可。当然，基于预先实验选取满足上述要求的部分电压信号采样点的方式不限于以上所描述的，可以根据需要进行合理设计。
[0100]
关于部分电压信号采样点进行时域积分的过程属于现有技术，在此不做赘述。可以理解的是，随着脉冲电流变化，每半个脉冲振荡周期，可以获得一个成像参量。
[0101]
s5，利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像。
[0102]
以下对本发明实施例的成像原理先进行简要介绍：
[0103]
根据脉冲激励磁场强度的大小，弛豫效应的形状和大小也有差别，电压信号衰减的形状和大小也不一样。本发明实施例采用近方波脉冲形式的激励磁场，表述如下：
[0104][0105]
其中，h(t)表示磁场强度；a表示磁场强度幅值；f表示激励频率；t表示时间；n表示编码迭代序号；n表示成像区域内样品的编码个数；表示方波。
[0106]
本发明实施例没有使用现有磁粒子成像技术mpi中的选择场和聚焦场，而是采用全区域非均匀脉冲激励的技术方案，使得整个空间的每个点都是磁场自由区，能够被脉冲交变磁场激励，所以都对电压信号有所贡献，信噪比得到很大的增强。每次从电压信号提取到的电压信号的时域衰减面积(auc)等同于整个空间所有点/像素的磁纳米粒子的auc线性叠加而成。本发明实施例研究发现，auc与磁场强度a呈非线性关系，与磁粒子浓度c呈正比关系。因此可以通过这种关系进行空间编码和断面成像，即将auc作为本发明实施例的成像参量，用来做磁粒子浓度的图像重建。
[0107]
为了满足基于auc的脉冲激励磁场进行空间编码的要求，本发明实施例考虑进行以下设置：沿xyz单个方向有大小变化的脉冲激励磁场，而在与该单个方向垂直的其余两个方向上磁场均匀，以方便选层。因此本发明实施例设置xyz方向的脉冲非均匀交变的梯度磁场，通过改变加载的脉冲电流实现各方向的梯度磁场的强度发生变化从而叠加各梯度磁场改变空间总梯度磁场的方向。并在空间总梯度磁场的每一方向上，通过改变主磁场加载的脉冲电流实现主磁场的强度发生线性变化，从而在空间总梯度磁场的每一方向上改变最终的脉冲磁场的强度大小。如前，本发明实施例中各方向的梯度磁场方向一致，均为z方向。本发明实施例利用脉冲激励式的梯度磁场和主磁场的场强大小的线性变化，配合auc与脉冲式磁场的强度的非线性关系，能够使得在最终的脉冲磁场的作用下，场强空间分布并不均匀，且每次磁场空间分布都不同，每次编码和信号采集是互相独立的，从而能够得到磁粒子浓度矩阵的唯一解。
[0108]
关于电压信号的时域衰减面积(auc)的一维空间编码和解码，离散化的磁场强度a、磁粒子浓度c，和表示auc的s
decay
遵从下列关系：
[0109][0110]
其中，s
decay
(t)表示电压信号的时域衰减面积，即auc；s
decay
(a(r,t))表示单位浓度的磁粒子在激励磁场强度a下的auc；s(r)表示接收线圈灵敏度。
[0111]
由于本发明实施例中，时间与电流变化对应，将该公式进行离散化：
[0112][0113]
其中，s
decay
(i)表示auc；n表示成像区域内样品的编码个数，公式中δv表示数据采样点的体素的体积大小；g(in,rn)为系统矩阵g的元素，系统矩阵g与磁粒子浓度无关。系统矩阵用于表征单位浓度的磁粒子在脉冲磁场作用下所产生电压信号的auc的空间分布，其构建过程中利用实测得到的接收线圈灵敏度实现校正。基于该系统矩阵可以反推出每个方向上脉冲磁场大小变化的不同时刻(对应于不同的电流)所对应的磁粒子浓度，从而利用图像重建的方法实现成像。
[0114]
auc的运算矩阵形式简化为:
[0115]
gc＝s
decay
[0116]
其中，c表示一维解码后的磁粒子浓度矩阵；s
decay
表示auc矩阵；若已知单位浓度下的系统矩阵g，即可计算出每个编码点的磁粒子浓度，得到c。因此，本发明实施例可以预先通过实验获得单位浓度下的系统矩阵g，通过信号接收获得多个auc，利用c＝g-1sdecay
计算出磁粒子浓度，实现一维重建。在实际重建时，一般无法通过直接求逆来计算c，可以利用正则化最小二乘奇异值分解法和迭代求解算法辅助矩阵求解。利用系统矩阵的求解过程，在此不做详细说明。
[0117]
因此，依据脉冲磁场激励的磁纳米粒子响应的auc，与磁粒子浓度成正比，以及与脉冲激励磁场强度的非线性关系，通过结合xyz三个方向的变化的梯度磁场以及变化的主磁场进行多方向的激励和空间编码，可以获得多个auc，通过系统矩阵对磁粒子的浓度空间分布进行一维重建，并利用相关图像重建方法在多个方向的一维重建数据基础上进行二维或者三维重建处理，则可以得到磁纳米粒子在待测目标内部的二维或者三维浓度空间分布图像。
[0118]
本发明实施例所提供的方案中，通过根据成像需求，选择性改变至少一个方向的脉冲非均匀交变的梯度磁场的场强大小，控制空间总梯度磁场在被注入磁纳米粒子的待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上，通过将脉冲均匀交变的主磁场的大小改变预定值次，使得空间总梯度磁场和主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化，从而使得主磁场强度的各次变化下，脉冲磁场的场强空间分布都不同。因此，能够在每一预设方向上提供不同磁场强度的脉冲激励场去激发磁纳米粒子，从而实现该预设方向上预定值个层的磁纳米粒子浓度分布信息的一维空间编码。在此基础上，通过空间总梯度磁场的方向在一个或者多个平面内的不断变化，利用脉冲磁场的场强空间分布变化能够实现磁纳米粒子浓度的二维或者三维空间编码，得到沿着多个方向和多个梯度大小，磁纳米粒子被激励产生的电压信号。通过对获取的电压信号提取电压信号的时域衰减面积，基于系统矩阵，可以得到磁纳米粒子浓度在不同维度重建后的分布图像。
[0119]
相比于传统的mpi成像方法，本发明实施例对全空间的磁纳米粒子进行非均匀的脉冲激励，电压信号的贡献来自于待测目标所在空间中的所有磁纳米粒子，无需使用选择场产生磁场自由区，因此能够避免高功耗的选择场硬件设备。本发明实施例不使用聚焦场移动磁场自由区，因而能够避免聚焦场移动速度不均匀造成的伪影、移动轨迹不规则造成的空间采样不均匀等所导致的采样稀疏、空间分辨率低的缺陷。本发明实施例采用全区域脉冲激励方式，相比于传统的mpi成像方法中磁场自由区激发电压信号导致单个磁场自由
区的电压信号微弱，本发明实施例的信号强度得到很大的增强，因此信噪比很高，能够提高图像质量，满足临床诊断的需求。由于本发明实施例不采用移动磁场自由区的扫描方式，而是对全空间进行非均匀脉冲磁场激励和空间编码，扫描区域不再由选择场梯度和驱动场强度共同决定，因此很容易扩大扫描区域和范围，使得成像视野不再局限于小动物，而是能够匹配人体尺寸，能够实现人体临床应用。且本发明实施例不采用李萨如曲线的磁场自由区的移动方式，使得大区域的扫描时间显著缩短，能够提高临床扫描的效率。
[0120]
以下，对本发明实施例各线圈的可选方式进行说明。
[0121]
x方向的梯度线圈对，包括：
[0122]
沿yz平面对称的一对golay型横向梯度线圈，其中每一golay型横向梯度线圈包括沿z方向延伸的两个golay线圈。每一golay线圈呈120
°
圆弧分布在柱面上，近处圆弧的张角为68.7
°
，远处圆弧的张角为21.3
°
。请参见图8所示，图8为本发明实施例提供的x方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图。
[0123]
y方向的梯度线圈对，包括：
[0124]
沿xz平面对称的一对golay型横向梯度线圈，其中每一golay型横向梯度线圈包括沿z方向延伸的两个golay线圈。每一golay线圈呈120
°
圆弧分布在柱面上，近处圆弧的张角为68.7
°
，远处圆弧的张角为21.3
°
。请参见图9(a)所示，图9(a)为本发明实施例提供的y方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向示意图；x方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向类似，在此不做图示。其中，θ0表示近处圆弧的张角；θr表示远处圆弧的张角；zr和z0表示z轴上不同的位置。
[0125]
关于y方向的梯度线圈对的结构和空间方位请参见图9(b)所示，图9(b)为本发明实施例提供的y方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图。
[0126]
z方向的梯度线圈对，包括：
[0127]
一对轴向重合、轴向朝向为z方向，且具有间距的圆形麦克斯韦线圈。请参见图10(a)所示，图10(a)为本发明实施例提供的z方向的梯度线圈对中线圈形状和电流流向示意图；其中，d表示线圈间距，r表示线圈半径。关于z方向的梯度线圈对的结构和空间方位请参见图10(b)所示。
[0128]
各方向的梯度线圈对交错分布围绕成圆筒状空间，如图11(a)所示，图11(a)为本发明实施例提供的三个方向的梯度线圈对的结构和空间方位示意图。为了便于理解待测目标与各梯度线圈的位置关系，请参见图11(b)，图11(b)为本发明实施例提供的三个方向的梯度线圈对和待测目标的位置关系示意图。图11(b)以待测目标为人进行示意，人平躺的平面为xz平面，面部朝向正y方向，其所在的圆筒即为各方向的梯度线圈对交错分布围绕成的圆筒状空间。
[0129]
主磁场线圈对，包括：
[0130]
一对轴向重合、轴向朝向为z方向，且具有间距的圆形麦克斯韦线圈。其线圈形状请参考图10(a)，但其两个线圈加载的是同向交变电流。
[0131]
接收线圈对，包括：
[0132]
一对轴向重合、轴向朝向为z方向，且具有间距的圆形霍姆霍兹线圈。且接收线圈对的间距大于z方向的梯度磁场激励线圈对的间距。
[0133]
也就是说，接收线圈对平行于z方向的梯度线圈对。接收线圈对中一个线圈位于z
方向的梯度线圈对中一个梯度线圈外侧，接收线圈对中另一个线圈位于z方向的梯度线圈对中另一个梯度线圈外侧。
[0134]
为了简化，附图中并未对主磁场线圈对和接收线圈对进行图示，本领域技术人员可以理解的是，在实际成像时，本发明实施例的圆筒状空间中还有主磁场线圈对和接收线圈对。
[0135]
可选的一种实施方式中，在扫描成像时，待测目标可以被放置于承载装置上。
[0136]
比如，承载装置可以为床体、支架等形式，起到承载以及固定待测目标的作用。承载装置的平面平行于xz平面，长轴平行于z轴。在准备进行扫描成像时，可以移动承载装置，使得待测目标全部位于中心成像区域。以便于对待测目标全区域的磁粒子浓度分布进行扫描、成像。
[0137]
由于在实际中，可能仅仅需要对待测目标局部区域的磁粒子浓度分布进行扫描、成像，此时，中心成像区域不必覆盖待测目标全区域。因此，在该种情况下，可选的一种实施方式中，在扫描成像前，可以利用水平和垂直方向的激光确定待测目标的扫描部位，调节承载装置的位置，将扫描部位对准中心成像区域。比如针对待测目标为人体，扫描部位为头部，可以让已经注入磁纳米粒子的患者仰面平躺在具体为床体的承载装置上，通过激光定位，推动床体将患者头部推动至圆筒状空间内的中心成像区域。
[0138]
并且，在该种情况下，由于扫描部位仅为待测目标的局部区域，而待测目标被注入磁纳米粒子后，在扫描部位之外的其余区域也会存在磁纳米粒子。因此，为了仅针对待测目标的扫描部位进行准确的磁粒子浓度成像，需要尽可能地排除待测目标除扫描部位之外的其余部位中磁纳米粒子产生的响应电压信号所带来的干扰。
[0139]
因此，可选的一种实施方式中，改变所选择的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在磁纳米粒子所在空间中遍历至少一个预设方向之前，磁粒子成像方法还包括：
[0140]
利用外加磁场饱和约束待测目标内除目标扫描区域之外的磁纳米粒子。
[0141]
该种实施方式中，目标扫描区域与中心成像区域对应，也对应于待测目标局部的扫描部位。通过向除目标扫描区域之外的磁纳米粒子施加一定的外加磁场，能够约束饱和该部分磁纳米粒子，使得这部分磁纳米粒子无法产生电压信号，保证所得到的电压信号仅来自于目标扫描区域的磁纳米粒子。
[0142]
可选的一种实施方式中，利用外加磁场饱和约束待测目标内除目标扫描区域之外的磁纳米粒子，包括：
[0143]
向待测目标内除目标扫描区域之外的其余区域下设置的屏蔽线圈加载电流。
[0144]
具体的，在承载装置内部设置有屏蔽线圈组件，屏蔽线圈组件包括沿承载装置长度方向并列设置的多个线圈；屏蔽线圈组件中与中心成像区域相对的线圈为中心成像区域线圈，其余为外围区域线圈。中心成像区域线圈覆盖中心成像区域在xz平面的投影范围。在成像过程中，外围区域线圈被加载电流，中心成像区域线圈不加载电流，即仅外围区域线圈呈打开状态，以产生静磁场用于饱和约束外围区域的磁纳米粒子，使待测目标内仅位于中心成像区域内的磁纳米粒子被脉冲磁场激励，避免产生干扰信号。
[0145]
其中，屏蔽线圈组件包括的线圈类型在此不做限制，可选的一种实现方式中，可以采用矩形线圈实现，如图12所示，图12为本发明实施例提供的屏蔽线圈组件的结构示意图。
[0146]
比如屏蔽线圈组件可以包括15个沿着床体长度方向排列、宽度为10厘米、长度为30厘米的矩形线圈，每个线圈匝数为200匝，线圈加载的直流电流为30安培。在成像时，2-5个中心成像区域线圈关闭，使得中心成像区域的磁纳米粒子能够被脉冲磁场激励振荡，产生电压信号。其余外围区域线圈打开，产生30mt的静磁场，用来饱和约束外围区域的磁纳米粒子，避免产生干扰信号。
[0147]
可选的一种实施方式中，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像之后，脉冲磁粒子成像方法还包括：
[0148]
显示和输出成像结果。
[0149]
其中，显示成像结果可以利用图像显示器实现，图像显示器显示出待测目标内磁纳米粒子浓度的分布图像，可以便于医生等人员进行观察。
[0150]
输出成像结果可以利用激光全息照相机等实现。激光全息照相机，是用激光作相干光拍摄全息照片的装置，用于图像打印，形成可供诊断的影片，通过dicm接口连接计算机。外存储器用于连接计算机实现数据存储和拷贝。
[0151]
此外，还可以将成像结果进行存储和发送等。
[0152]
上述功能可以利用pacs-ris系统实现。其中pacs指医学影像存档与通讯系统(picture archiving and communication systems,pacs)，是近年来随着数字成像技术、计算机技术和网络技术的进步而迅速发展起来的、旨在全面解决医学图像的获取、显示、存贮、传送和管理的综合系统。ris指放射信息管理系统(radioiogy information system,ris)，是优化医院放射科工作流程管理的软件系统，一个典型的流程包括登记预约、就诊、产生影像、出片、报告、审核、发片等环节。
[0153]
以下，对本发明实施例不同维度的成像过程进行说明。
[0154]
(一)一维成像
[0155]
目标成像维度为一维时，利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
[0156]
将目标成像方向所对应的预设方向上，脉冲磁场的大小进行预定值次变化得到的多个成像参量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上，待测目标内预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据，形成目标成像方向上磁粒子浓度的一维分布图。
[0157]
本发明实施例的系统矩阵可以通过实验预先获得，表示为：
[0158][0159]
同一预设方向上脉冲磁场大小改变预定值次，得到的auc表示为：
[0160][0161]
则利用c＝g-1sdecay
，可以计算出c。
[0162][0163]
其中，参数下标的n为预定值；i0,i1,
…
,i
n-1
表示使得该预设方向上脉冲磁场大小改变n次的线圈电流，即每个预设方向上主磁场线圈对的电流序列；r0,r1,
…
,r
n-1
表示该预设方向上的n个位置点；s
decay
(i1)表示线圈电流为i1时，所采集到的auc；g(i
n-1
,r0)表示单位浓度的磁粒子在电流i
n-1
的脉冲交变磁场作用下，在该预设方向第r0个位置点所产生的auc；其余元素的含义以此类推。c表示一维重建数据，其所包含的各个元素是中心成像区域中各位置点上的磁粒子浓度。
[0164]
利用系统矩阵可以得到一预设方向上预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据，将一维重建数据表征为图像形式即为目标成像方向上磁粒子浓度的一维分布图。
[0165]
预定值次根据成像分辨率要求确定。预定值越大成像分辨率越高。可以理解的是，获得的auc的数据维度＝预定值。
[0166]
关于利用系统矩阵的具体求解过程在此不做详细说明。
[0167]
(二)二维成像
[0168]
目标成像维度为二维时，利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括a1～a2：
[0169]
a1，将每一预设方向上脉冲磁场的大小进行预定值次变化得到的多个成像参量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上，待测目标内预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据。
[0170]
一维重建数据的获得过程请参见一维成像部分的说明。
[0171]
a2，将在特定平面内变化的多个预设方向所得到的所有一维重建数据进行二维滤波反投影，得到目标成像平面内表示待测目标内磁纳米粒子浓度分布的二维投影图。
[0172]
其中，特定平面根据目标成像平面确定。目标成像平面可以为xy平面、xz平面、yz平面以及其余任意平面。
[0173]
具体的，针对二维成像，θ和之一角度固定，另一角度进行遍历，实现空间总梯度磁场的方向在固定角度所对应的一个特定平面内发生改变，并在每一个遍历角度所形成的预设方向上，利用改变主磁场电流的方式实现该预设方向上脉冲磁场大小的预定值次改变，每一次脉冲磁场大小改变能够得到一个auc数值。
[0174]
二维成像中θ和的数值范围根据成像平面确定，遍历角度的遍历步进、某预设方向上脉冲磁场大小改变的预定值次根据成像分辨率要求确定。遍历角度的遍历步进越小、预定值越大，成像分辨率越高。可以理解的是，获得的auc的数据维度＝遍历角度的变化次数
×
预定值。
[0175]
其中，滤波反投影重建的方法的数学原理是拉东变换，常用在ct成像重建中。关于其具体变换该过程请参见相关现有技术，在此不做赘述。
[0176]
(三)三维成像
[0177]
目标成像维度为三维时，利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括b1～b3：
[0178]
b1，将每一预设方向上脉冲磁场的大小进行预定值次线性变化得到的多个成像参量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上，待测目标内预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据。
[0179]
一维重建数据的获得过程请参见一维成像部分的说明。
[0180]
b2，将属于同一平面的多个预设方向，分别得到的所有一维重建数据进行二维滤波反投影，得到与该平面相关的二维投影图。
[0181]
该步骤请参见s1302理解，在此不做赘述。
[0182]
b3，将得到的分别与各平面相关的二维投影图进行三维重建，得到表示待测目标内磁纳米粒子浓度分布的三维重建图。
[0183]
三维重建是根据沿不同方向投影的二维磁粒子浓度分布图像中的数据信息，计算获得待测目标内的磁粒子浓度在三维空间的分布图像。采用的方法可以为层析合成、滤波反投影重建、迭代重建或人工智能重建等。这些方法的具体过程在此不做详细说明。
[0184]
具体来说，针对三维成像，θ和之一角度固定，即作为固定角度，另一角度作为遍历角度在一定范围内以相应步进进行遍历，并在其每一个固定角度 遍历角度所形成的预设方向上，利用改变主磁场电流的方式实现该预设方向上脉冲磁场大小发生预定值次改变。
[0185]
当遍历角度遍历完成后，将原固定角度改变一个步进，依据上述方式再次进行原遍历角度的遍历，直至遍历角度完成遍历。
[0186]
多次改变原固定角度重复执行上述过程，直至原固定角度达到其遍历上限值。
[0187]
在上述过程中，先以θ和哪个角度为固定角度开始遍历不做限定，能够实现空间内各预设方向的遍历过程即可。θ和的数值范围根据三维成像要求确定，遍历角度的遍历步进、预定值根据成像分辨率要求确定。
[0188]
可以理解的是，获得的可以理解的是，获得的
[0189]
以下，结合具体参数值，对本发明实施例的成像过程进行举例说明。需要说明的是，以下涉及的参数数值不作为对本发明实施例的限制，仅作为实现方式的一种示例以便于方案理解，在实际使用中，可以根据需要具体选择合适的数值。
[0190]
①
磁场相关参数
[0191]
主磁场的两个圆形麦克斯韦线圈的直径为40厘米，厚度和宽度均为5厘米，线圈匝数为200匝，两个线圈的间距为40厘米。两个线圈加载施加同向交变电流，最大电流的数值范围为20-60安培，在中心成像区域产生最大值为10-20mt的脉冲均匀交变磁场，激励频率为1.67-5.0千赫兹。在空间总梯度磁场的每一预设方向上，主磁场线圈上加载的电流改变256次，则该脉冲均匀交变磁场的大小变化256次，强度从-5.0mt到5.0mt，每次变化为0.039mt。
[0192]
x方向的梯度线圈对的一对golay型横向梯度线圈，被施加反向脉冲交变电流，激励频率为1.67-50千赫兹，在中心成像区域产生50mt/m的脉冲非均匀交变的梯度磁场。轴向的磁场分量沿着x方向为线性梯度分布，在yz平面为均匀分布，在中心成像区域20厘米范围内磁场强度的变化范围小于5％，确保等磁场面为一个平面，而不是曲面。在成像扫描过程
中，通过同时提高两个梯度线圈的电流，改变该梯度磁场的大小，使得该方向的梯度磁场强度从-50mt/m到50mt/m，每次变化为0.39mt/m。
[0193]
y方向的梯度线圈对的一对golay型横向梯度线圈，被施加反向交变电流，激励频率为1.67-50千赫兹。在中心成像区域产生50mt/m的脉冲非均匀交变的梯度磁场。轴向的磁场分量沿着y方向为线性梯度分布，在xz平面为均匀分布，在中心成像区域20厘米范围内磁场强度的变化范围小于5％，确保等磁场面为一个平面，而不是曲面。在成像扫描过程中，通过同时提高两个梯度线圈的电流，改变该梯度磁场的大小，使得该方向的梯度磁场强度从-50mt/m到50mt/m，每次变化为0.39mt/m。
[0194]
z方向的梯度线圈对的两个圆形麦克斯韦线圈中，每个线圈的直径为40厘米，厚度和宽度均为5厘米，线圈匝数为200匝，两个线圈的间距为40厘米。两个梯度线圈施加反向脉冲交变电流，最大电流的数值范围为20-60安培，激励频率为1.67-50千赫兹。在中心成像区域产生50mt/m的脉冲非均匀交变的梯度磁场。轴向的磁场分量沿着z方向为线性梯度分布，在xy平面为均匀分布，在中心成像区域20厘米范围内磁场强度的变化范围小于5％，确保等磁场面为一个平面，而不是曲面。在成像扫描过程中，通过同时提高两个梯度线圈的电流，改变该梯度磁场的大小，使得该方向的梯度磁场强度从-50mt/m到50mt/m，每次变化为0.39mt/m。
[0195]
接收线圈对的两个圆形霍姆霍兹线圈，用来接收z方向的磁化向量变化。每个线圈的直径为40厘米，厚度和宽度均为5厘米，两个线圈的间距为50厘米。
[0196]
②
一维空间编码和重建
[0197]
具体的，激励频率为3.3khz，信号采样频率为16.5mhz。以x方向为例说明一维空间编码和重建过程。在待测目标的扫描部位就位于中心成像区域后，在预先确定的成像与磁场的对应关系中，确定x方向的梯度线圈对的两个梯度线圈各自的脉冲交变电压值，以驱动产生对应的脉冲交变电流值。需要补充说明的是，一维空间编码和重建中，梯度线圈的电压(电流)是固定不变的，前文的每个预设方向上主磁场线圈对的电压序列(电流序列)，在该种情况下可以理解为多个相同的电压(电流)数值。并且在预先确定的成像与磁场的对应关系中确定x方向成像时主磁场线圈对的两个线圈各自的脉冲交变电压序列，以驱动产生对应的脉冲交变电流序列。
[0198]
x方向的梯度磁场g
x
即为空间总梯度磁场g。按照x方向的梯度磁场的脉冲交变电流值，g
x
在(θ＝0
°
，)的预设方向，磁场大小比如为-50mt/m。其余两个方向的梯度磁场大小始终为0。
[0199]
在该(θ＝0
°
，)的预设方向上，主磁场线圈对的电流按照其脉冲交变电流序列变化，使得主磁场在每半个脉冲振荡周期后，磁场大小发生一次改变，共完成256次的半个脉冲振荡周期，使得主磁场的大小以0.039mt为步进，从-5mt/m变化至5mt/m。
[0200]
因此，在预设方向(θ＝0
°
，)上，可以得到256个auc，将256个auc利用对应的系统矩阵进行一维重建，可以得到沿着这个预设方向256层中每一层的磁粒子浓度，即得到预设方向(θ＝0
°
，)上的一维重建数据。
[0201]
对一维空间编码和重建过程进行仿真实验，得到的结果如图13所示，图13(a)为该次仿真实验的原始图像；原始图像中仅白色区域对应含有磁纳米粒子。图13(b)为该次仿真
实验使用本发明实施例方法重建的一维投影图。
[0202]
关于y方向和z方向的一维空间编码和重建过程与x方向类似，在此不做重复说明。
[0203]
③
二维空间编码和重建
[0204]
关于二维成像，成像平面可以为xy平面、xz平面、yz平面以及任意平面。以下以xy平面为例说明。具体的，目标成像维度为二维，目标成像平面为xy平面时：
[0205]
在待测目标的扫描部位就位于中心成像区域后，在预先确定的成像与磁场的对应关系中，确定x方向和y方向的梯度线圈对的两个梯度线圈各自的脉冲交变电压序列，以驱动产生对应的脉冲交变电流序列；并且确定xy平面成像时主磁场线圈对在空间总梯度场的每个预设方向上，两个线圈各自的脉冲交变电压序列，以驱动产生对应的脉冲交变电流序列。
[0206]
x方向和y方向的梯度磁场叠加构成空间总梯度磁场g。按照x方向和y方向的梯度磁场的交变电流序列的第一个电流数值，g在(θ＝0
°
，)的初始预设方向，磁场大小比如为-50mt/m。z方向的梯度磁场大小始终为0。
[0207]
在(θ＝0
°
，)的初始预设方向上，主磁场线圈对的电流按照对应的脉冲交变电流序列变化，使得主磁场在每半个脉冲振荡周期后，磁场大小发生一次改变，共完成256次的半个脉冲振荡周期，使得主磁场的大小以0.039mt为步进，从-5mt/m变化至5mt/m，而g的大小保持-50mt/m。因此，在预设方向(θ＝0
°
，)上，可以得到256个auc，将256个auc利用对应的系统矩阵进行一维重建，可以得到预设方向(θ＝0
°
，)上的一维重建数据，其中含有256个磁粒子浓度数值。
[0208]
依据x方向和y方向的梯度磁场的脉冲交变电流序列在第一个电流数值后的各个电流数值，通过x方向和y方向的梯度磁场的电流变化，使得保持不变，θ沿1
°
递增，在每一个预设方向(θ，)上，主磁场的电流按照对应的脉冲交变电流序列变化256次，得到256个auc，并利用对应的系统矩阵进行一维重建得到该预设方向的一维重建数据。重复上述过程直至得到预设方向(θ＝180
°
，)的一维重建数据。
[0209]
将180个一维重建数据利用二维滤波反投影，得到针对xy平面的二维投影图。
[0210]
可以理解的是，二维成像过程中共完成256
×
180次半个脉冲振荡激励引起的信号编码，即auc的数据维度是256
×
180。以信号采样频率为16.5mhz，激励频率为3.3khz计算，半个激励振荡周期内采样点数5000个，共需要256
×
180个半振荡周期，共需要时间为6.98秒。
[0211]
关于xy平面成像，空间总梯度磁场方向变化也可以利用对应的脉冲交变电流序列同时调节三个方向的梯度磁场的大小实现，但是其中z方向的梯度线圈对被加载的脉冲电流序列使得z方向的梯度磁场的大小始终为0。
[0212]
类似的，关于xz平面成像，空间总梯度磁场方向变化可以通过调节x方向和z方向的梯度磁场的电流实现；关于yz平面成像，空间总梯度磁场方向变化可以通过调节y方向和z方向的梯度磁场的电流实现，具体过程不做详细说明。但空间总梯度磁场的每个预设方向上，均是通过改变主磁场的脉冲交变电流256次来改变脉冲磁场的场强大小。
[0213]
对二维空间编码和重建过程进行仿真实验，得到的结果如图14所示，其中图14(a)
为该次仿真实验的原始图像，具体为核磁共振获得的人体头部血管图像的最大强度投影图；原始图像中仅白色区域对应含有磁纳米粒子。图14(b)为该次仿真实验使用本发明实施例方法重建的二维图像。其中，二维滤波反投影通过radon反变换得到。从仿真结果可以看出，使用本发明实施例方法重建的二维图像可以清楚地显示出待测目标内原有的磁粒子分布情况。
[0214]
④
三维空间编码和重建
[0215]
具体的，在待测目标的扫描部位就位于中心成像区域后，在预先确定的成像与磁场的对应关系中，确定每个方向的梯度线圈对的两个梯度线圈各自的脉冲交变电压序列，以驱动产生对应的脉冲交变电流序列；并且确定空间总梯度场的每个预设方向上，主磁场线圈对的脉冲交变电压序列，以驱动产生对应的脉冲交变电流序列。
[0216]
三个方向的梯度磁场叠加构成空间总梯度磁场g。按照三个方向的梯度磁场的脉冲交变电流序列的第一个电流数值，g在(θ＝0
°
，)的初始预设方向，磁场大小比如为-50mt/m。
[0217]
在(θ＝0
°
，)的初始预设方向上，主磁场线圈对的电流按照对应的脉冲交变电流序列变化，使得主磁场在每半个脉冲振荡周期后，磁场大小发生一次改变，共完成256次的半个脉冲振荡周期，使得主磁场的大小以0.039mt为步进，从-5mt/m变化至5mt/m，而g的大小保持-50mt/m。因此，在预设方向(θ＝0
°
，)上，可以得到256个auc，将256个auc利用对应的系统矩阵进行一维重建，可以得到预设方向(θ＝0
°
，)上的一维重建数据，其中含有256个磁粒子浓度数值。
[0218]
依据三个方向的梯度磁场的脉冲交变电流序列在第一个电流数值后的各个电流数值，通过三个方向的梯度磁场的电流变化，使得保持不变，θ沿1
°
递增，在每一个预设方向(θ，)上，按照主磁场对应的交变电流序列改变主磁场线圈对的电流256次，得到256个auc，并利用对应的系统矩阵进行一维重建得到各预设方向的一维重建数据。重复上述过程直至得到预设方向(θ＝180
°
，)方向的一维重建数据。将180个一维重建数据利用二维滤波反投影，得到针对对应的二维投影图。
[0219]
然后，依据三个方向的梯度磁场的脉冲交变电流序列之后的电流数值，通过三个方向的梯度磁场的电流变化，使得以为12
°
的步进递增，保持不变，并按照之前方式将θ从0
°
变化至180
°
，在每一个θ下按照主磁场线圈对的脉冲交变电流序列改变主磁场线圈对的电流256次，最终得到针对对应的二维投影图。
[0220]
依据三个方向的梯度磁场的脉冲交变电流序列的后续电流数值，再次变化重复上述过程，直至得到针对对应的二维投影图。将得到的所有二维投影图进行层析合成，可以得到待测目标内磁纳米粒子浓度在三维空间的分布图像。
[0221]
可以理解的是，三维成像过程中共完成256
×
180
×
15次半个脉冲振荡激励引起的信号编码，auc的数据维度是256
×
180
×
15。以信号采样频率为16.5m赫兹，激励频率为3.3千赫兹计算，内采样点数5000个，共需要256*180*15个半振荡周期，共需要时间为1.75分钟。
[0222]
本发明实施例所提供的方案中，通过根据成像需求，选择性改变至少一个方向的脉冲非均匀交变的梯度磁场的场强大小，控制空间总梯度磁场在被注入磁纳米粒子的待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且每一预设方向上，通过将脉冲均匀交变的主磁场的大小改变预定值次，使得空间总梯度磁场和主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化，从而使得主磁场强度的各次变化下，脉冲磁场的场强空间分布都不同。因此，能够在每一预设方向上提供不同磁场强度的脉冲激励场去激励磁纳米粒子，从而实现该预设方向上预定值个层的磁纳米粒子浓度分布信息的一维空间编码。在此基础上，通过空间总梯度磁场的方向在一个或者多个平面内的不断变化，利用脉冲磁场的场强空间分布变化能够实现磁纳米粒子浓度的二维或者三维空间编码，得到沿着多个方向和多个梯度大小，磁纳米粒子被激发产生的电压信号。通过对获取的电压信号提取电压信号的时域衰减面积，基于系统矩阵，可以得到磁纳米粒子浓度在不同维度重建后的分布图像。
[0223]
相比于传统的mpi成像方法，本发明实施例对全空间的磁纳米粒子进行非均匀的脉冲激励，电压信号的贡献来自于待测目标所在空间中的所有磁纳米粒子，无需使用选择场产生磁场自由区，因此能够避免高功耗的选择场硬件设备。本发明实施例不使用聚焦场移动磁场自由区，因而能够避免聚焦场移动速度不均匀造成的伪影、移动轨迹不规则造成的空间采样不均匀等所导致的采样稀疏、空间分辨率低的缺陷。本发明实施例采用全区域脉冲激励方式，相比于传统的mpi成像方法中磁场自由区激发电压信号导致单个磁场自由区的电压信号微弱，本发明实施例的信号强度得到很大的增强，因此信噪比很高，能够提高图像质量，满足临床诊断的需求。由于本发明实施例不采用移动磁场自由区的扫描方式，而是对全空间进行非均匀脉冲磁场激励和空间编码，扫描区域不再由选择场梯度和驱动场强度共同决定，因此很容易扩大扫描区域和范围，使得成像视野不再局限于小动物，而是能够匹配人体尺寸，能够实现人体临床应用。且本发明实施例不采用李萨如曲线的磁场自由区的移动方式，使得大区域的扫描时间显著缩短，能够提高临床扫描的效率。
[0224]
同时，现有的核磁共振成像技术成像中携带有肌肉、骨骼等组织信息，对于观测血管存在一定的干扰项。而本发明实施例利用磁性纳米粒子仅存在于血液中的特性，成像无需进行数字减影，具有较少的运动伪影，可用于靶向成像。与现有的pet和spect的成像技术相比，本发明实施例具有更高的灵敏度和图像分辨率，且没有电离辐射，示踪剂的生产和存储也较为容易。本发明实施例的二维重建方法可以替代现有的dsa血管造影技术，为血管类疾病的诊断和治疗能够提供快捷有效的参考信息。
[0225]
第二方面，本发明实施例提出了一种脉冲磁粒子成像系统。如图15所示，脉冲磁粒子成像系统可以包括：
[0226]
脉冲激励磁场模块，包括主磁场线圈对，以及x方向、y方向和z方向的梯度线圈对；其中，主磁场线圈对用于在受控状态下提供z方向的脉冲交变的主磁场；每个方向的梯度线圈对用于在受控状态下提供该方向上脉冲非均匀交变的梯度磁场；其中，被注入磁纳米粒子的待测目标被置于脉冲激励磁场模块的空间中心区域，且长轴与z轴平行；各线圈对的两个线圈分别平行相对间隔设置。
[0227]
控制模块，用于根据成像需求，控制各方向的梯度线圈对选择产生x方向、y方向和z方向至少之一的脉冲非均匀交变的梯度磁场，并改变所选择的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且在每一预设方
向上通过控制主磁场线圈对改变主磁场的大小，使得空间总梯度磁场和主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化。
[0228]
接收线圈对，用于在脉冲磁场的激励下产生感应电压。
[0229]
信号处理模块，用于对从接收线圈对获得的电压信号进行信号处理，并针对每半个脉冲振荡周期，获得电压信号的时域衰减面积作为该半个脉冲振荡周期的成像参量。
[0230]
图像重建模块，用于利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像。
[0231]
为了便于理解本发明实施例方案，对上述各部分分别进行说明。
[0232]
1)脉冲激励磁场模块
[0233]
本发明实施例的主磁场的磁场方向为z方向。
[0234]
可选的一种实施方式中，主磁场线圈对在受控状态下提供脉冲交变的主磁场的方式，包括：
[0235]
由控制模块向主磁场线圈对加载同向脉冲交变电流；其中，当加载的同向脉冲交变电流大小恒定时，主磁场的磁场强度呈脉冲均匀交变；当加载的同向脉冲交变电流大小变化时，主磁场的磁场强度呈脉冲非均匀交变。
[0236]
具体的，脉冲磁粒子成像系统刚开始产生的主磁场的磁场强度呈脉冲均匀交变，即其磁场方向上强度恒定均匀。但是在空间总梯度磁场的每个预设方向上，主磁场的磁场强度呈脉冲非均匀交变，并且呈一定的线性变化趋势。
[0237]
本发明实施例的两个主磁场线圈轴向重合且朝向z方向，两个主磁场线圈具有一定间距。主磁场线圈可以采用现有技术中的任意一种线圈实现，比如常导线圈或者超导线圈等，线圈的形状可以为矩形、圆形等。在此不做限制。
[0238]
本发明实施例可以根据使用需求合理选择主磁场线圈的类型，并设置具体结构，具体细节在此不做详细说明。主磁场线圈设置有电源接口，由控制模块向其提供电流并进行电源信号控制。
[0239]
可选的一种实施方式中，主磁场线圈对，包括：
[0240]
一对轴向重合、轴向朝向为z方向，且具有间距的圆形麦克斯韦线圈。
[0241]
具体请参考图10(a)，但其两个线圈加载的是同向交变电流。
[0242]
可选的一种实施方式中，每个方向的梯度线圈对在受控状态下提供该方向上脉冲非均匀交变的梯度磁场的方式，包括：
[0243]
由控制模块向该方向的梯度线圈对加载电流大小相同的反向脉冲交变电流，产生该方向的脉冲非均匀交变的梯度磁场。
[0244]
其中，z方向的梯度线圈对可以为麦克斯韦线圈对；x方向和y方向的梯度线圈对可以为鞍形线圈对，比如高莱golay线圈对等。每一方向的梯度线圈对设置有一个正负极接头连接控制模块，由控制模块控制电流向其输出，以控制该方向上梯度场的大小。
[0245]
可选的一种实施方式中，x方向的梯度线圈对，包括：
[0246]
沿yz平面对称的一对golay型横向梯度线圈，其中每一golay型横向梯度线圈包括沿z方向延伸的两个golay线圈。每一golay线圈呈120
°
圆弧分布在柱面上，近处圆弧的张角为68.7
°
，远处圆弧的张角为21.3
°
。具体请参见图8所示。
[0247]
可选的一种实施方式中，y方向的梯度线圈对，包括：
[0248]
沿xz平面对称的一对golay型横向梯度线圈，其中每一golay型横向梯度线圈包括沿z方向延伸的两个golay线圈。每一golay线圈呈120
°
圆弧分布在柱面上，近处圆弧的张角为68.7
°
，远处圆弧的张角为21.3
°
。具体请参见图9所示。
[0249]
可选的一种实施方式中，z方向的梯度线圈对，包括：
[0250]
一对轴向重合、轴向朝向为z方向，且具有间距的圆形麦克斯韦线圈。具体请参见图10所示。
[0251]
各方向的梯度线圈对交错分布围绕成圆筒状空间，如图11(a)所示。待测目标与各梯度线圈的位置关系，请参见图11(b)所示。
[0252]
关于主磁场线圈对和各方向的梯度线圈对以及相关磁场介绍，请参见第一方面的相关内容，在此不做重复说明。
[0253]
2)控制模块
[0254]
控制模块主要用于脉冲电流控制，可以运行于计算机上。具体可以包括波形发生器及其对应的前端控制器等，波形发生器可以将市电电压升高至一定数值的交流电，通过整流将升压后的交流电变为直流电，通过变频器得到一定频率下的脉冲交变电流，比如频率为1.67-50khz等；前端控制器将扫描序列进行预驱动，进而进行功率驱动，在变频输出的高压控制下给各线圈分配脉冲电流。此外，还可以通过一反馈回路将施加给各线圈的电流大小反馈到预驱动之前，从而形成闭环控制。
[0255]
因此，控制模块可以给脉冲激励磁场模块中任一方向的梯度线圈对进行电流分配，提供多次变化的反向脉冲交变电流，控制各方向的梯度磁场叠加后的空间总梯度场的方向发生变化，以及，在空间总梯度场的每一预设方向上，给主磁场线圈对提供预定值个变化的同向脉冲交变电流，以控制脉冲磁场在每一预设方向上大小发生预定值次变化，使得在中心成像区域产生的各次脉冲磁场的场强空间分布发生不同的变化，以振荡待测目标内的磁纳米粒子。
[0256]
可选的一种实施方式中，控制模块根据成像需求，控制各方向的梯度线圈对选择产生x方向、y方向和z方向至少之一的脉冲非均匀交变的梯度磁场，并改变所选择的梯度磁场的大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在待测目标所在的空间中遍历至少一个预设方向，且在每一预设方向上通过控制主磁场线圈对改变主磁场的大小，使得空间总梯度磁场和主磁场叠加得到的脉冲磁场的大小得到预定值次变化，包括：
[0257]
控制模块在成像与磁场的对应关系中，选择与成像需求匹配的至少一个方向的梯度线圈对，并获得选择的每个方向的梯度线圈对的电压序列，以及，获得每个预设方向上主磁场线圈对的电压序列。
[0258]
根据电压序列驱动产生电流序列的方式，向至少一个方向的梯度线圈对进行电流加载，以产生所选择方向的梯度磁场并改变其大小，使叠加产生的空间总梯度磁场，在待测目标所在空间中遍历至少一个预设方向；并在每一预设方向上，利用主磁场线圈对的电压序列驱动产生电流序列，使得每半个脉冲振荡周期后主磁场线圈对的电流依据电流序列的顺序进行改变，以改变主磁场的大小，使得脉冲磁场的大小得到预定值次变化。
[0259]
其中，成像需求包括目标成像维度，以及在目标成像维度为一维时的目标成像方向，在目标成像维度为二维时的目标成像平面；成像与磁场的对应关系是根据三个方向的梯度磁场与空间总梯度磁场的关系，进行梯度磁场线圈对和主磁场线圈对电流变化和场强
大小实验预先确定的。
[0260]
其中，针对目标成像维度为一维、二维或者三维，以及一维成像下成像方向为x方向、y方向、z方向或者其余任意空间方向，以及二维成像下目标成像平面为xy平面、xz平面、yz平面或者其余任意平面，所选择的特定方向的梯度磁场是不同的，向所选择的几个特定方向的梯度磁场激励线圈对所选择提供的变化的反向脉冲交变电流也具有差异，但是在空间总梯度磁场的每一预设方向上，主磁场线圈对的交变电流序列是相同的。
[0261]
其中，三个方向的梯度磁场与空间总梯度磁场的关系请参见前文相关内容。
[0262]
当然，控制模块也可以进行系统的机械控制以及其余信号控制等，具体内容在此不做详细说明。关于控制模块的具体内容请参见第一方面的相关内容，在此不做重复说明。
[0263]
3)接收线圈对
[0264]
众所周知，磁场会感生电流，磁场的方向、大小和感生电流的方向、大小有关。可以通过线圈中电压的变化来反映感生磁场的变化。本发明实施例的接收线圈对用来接收磁纳米粒子的磁化响应引起的磁通量的变化，产生相应的电压信号。
[0265]
本发明实施例的接收线圈对中，两线圈的轴向朝向为z方向且具有间距。接收线圈对的类型在此不做限制，可以根据需要选用现有的任意一种线圈实现。
[0266]
可选的一种实施方式中，接收线圈对，包括：
[0267]
一对轴向重合、轴向朝向为z方向，且具有间距的圆形霍姆霍兹线圈。且接收线圈对的间距大于z方向的梯度磁场激励线圈对的间距。具体请参考第一方面的相关内容。
[0268]
4)信号处理模块
[0269]
信号处理模块可以运行于计算机上。用于对从接收线圈对上检测到的电压信号进行处理。
[0270]
可选的一种实施方式中，信号处理模块对从接收线圈对获得的电压信号进行信号处理，并针对每半个脉冲振荡周期，获得电压信号的时域衰减面积作为该半个脉冲振荡周期的成像参量，包括：
[0271]
信号处理模块对从接收线圈对获得的电压信号进行低噪声放大处理和模数转换处理。
[0272]
对处理后的电压信号，针对每半个脉冲振荡周期，从该半个脉冲振荡周期内电压信号的全部采样点中，选取出该半个脉冲振荡周期内脉冲磁场强度平稳后对应的部分电压信号采样点。
[0273]
将选取出的部分电压信号采样点进行时域积分，得到电压信号的时域衰减面积作为该半个脉冲振荡周期的成像参量。
[0274]
关于该部分内容，具体请参见第一方面的介绍，在此不做重复说明。
[0275]
5)图像重建模块
[0276]
图像重建模块可以运行于计算机上。针对不同维度的成像过程，具体的：
[0277]
①
一维成像：
[0278]
目标成像维度为一维时，图像重建模块利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
[0279]
图像重建模块将目标成像方向所对应的预设方向上，脉冲磁场的大小进行预定值次变化得到的多个成像参量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上，待测目
标内预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据，形成目标成像方向上磁粒子浓度的一维分布图。
[0280]
②
二维成像：
[0281]
目标成像维度为二维时，图像重建模块利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
[0282]
图像重建模块将每一预设方向上脉冲磁场的大小进行预定值次变化得到的多个成像参量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上，待测目标内预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据。
[0283]
将在特定平面内变化的多个预设方向所得到的所有一维重建数据进行二维滤波反投影，得到目标成像平面内表示待测目标内磁纳米粒子浓度分布的二维投影图；其中，特定平面根据目标成像平面确定。
[0284]
③
三维成像：
[0285]
目标成像维度为三维时，图像重建模块利用获得的多个成像参量，基于系统矩阵对待测目标内磁纳米粒子的浓度分布进行重建成像，包括：
[0286]
图像重建模块将每一预设方向上脉冲磁场的大小进行预定值次线性变化得到的多个成像参量，利用系统矩阵进行一维重建，得到包括该预设方向上，待测目标内预定值个层的磁粒子浓度信息的一维重建数据。
[0287]
将属于同一平面的多个预设方向，分别得到的所有一维重建数据进行二维滤波反投影，得到与该平面相关的二维投影图。
[0288]
将得到的分别与各平面相关的二维投影图进行三维重建，得到表示待测目标内磁纳米粒子浓度分布的三维重建图。
[0289]
关于不同成像需求的成像过程，请参见第一方面的介绍，在此不做重复说明。
[0290]
另外，可选的一种实施方式中，脉冲磁粒子成像系统还包括：
[0291]
用于置放待测目标的承载装置。
[0292]
比如，承载装置可以为床体、支架等形式，起到承载以及固定待测目标的作用。承载装置的平面平行于xz平面，长轴平行于z轴。在准备进行扫描成像时，可以移动承载装置，使得待测目标全部位于中心成像区域。以便于对待测目标全区域的磁粒子浓度分布进行扫描、成像。
[0293]
其中，承载装置内部设置有屏蔽线圈组件；屏蔽线圈组件包括沿承载装置长度方向并列设置的多个线圈；屏蔽线圈组件中与脉冲磁粒子成像系统的中心成像区域相对的线圈为中心成像区域线圈，其余为外围区域线圈；其中，中心成像区域与待测目标的目标扫描区域匹配。
[0294]
可选的一种实施方式中，脉冲磁粒子成像系统还包括：
[0295]
承载装置控制模块，包括激光定位单元和屏蔽线圈组件控制单元。
[0296]
其中，激光定位单元，用于利用水平和垂直方向的激光确定待测目标的目标扫描区域，调节承载装置的位置，将目标扫描区域对准中心成像区域。
[0297]
屏蔽线圈组件控制单元，用于在成像过程中，向外围区域线圈加载电流，以产生外加磁场饱和约束待测目标内除目标扫描区域之外的磁纳米粒子。
[0298]
通过上述方式，可以针对待测目标局部的扫描部位，即目标扫描区域进行单独有
效成像，关于该部分内容，请参见第一方面的相关描述，在此不做重复说明。本发明实施例的脉冲磁粒子成像系统的外形结构请参见图11理解，需要说明的是，为了简化，图11(a)中并未示出主磁场线圈对和接收线圈对。
[0299]
可选的另一种实施方式中，承载装置控制模块的功能也可以由控制模块实现。
[0300]
可选的一种实施方式中，脉冲磁粒子成像系统，还包括：
[0301]
磁纳米粒子注射器。磁纳米粒子注射器可以设置于脉冲激励磁场模块的空间区域外侧，即圆筒状结构外侧，用于向待测目标注入磁纳米粒子。
[0302]
在本发明实施例的脉冲磁粒子成像方法和系统中，磁纳米粒子可以为超顺磁性氧化铁纳米粒子(resovist)，磁纳米粒子呈胶态悬浮体，浓度可以为0.5mmol fe/ml等。注射剂量根据待测目标的重量设定。磁纳米粒子通过静脉注射，可以是由医生手动注射，也可以通过仪器实现自动注射，等等。
[0303]
可选的一种实施方式中，脉冲磁粒子成像系统，还包括：
[0304]
封闭外壳；封闭外壳可以将脉冲激励磁场模块内置其中，形成一个空心圆筒状的容纳空间。
[0305]
可选的一种实施方式中，脉冲磁粒子成像系统，还包括：
[0306]
图像显示器、激光相机和外存储器。
[0307]
其中，图像显示器用于显示待测目标内磁纳米粒子浓度的分布图像，便于医生等人员进行观察。激光全息照相机，是用激光作相干光拍摄全息照片的装置，用于图像打印，形成可供诊断的影片，通过dicm接口连接计算机。外存储器用于连接计算机实现数据存储和拷贝。
[0308]
同样，可选的一种实施方式中，dicm接口还连接有pacs-ris系统。
[0309]
关于脉冲磁粒子成像系统的具体内容和相关效果，请参见第一方面描述的脉冲磁粒子成像方法的相关部分，在此不再详细说明。
[0310]
以上仅为本发明的较佳实施例而已，并非用于限定本发明的保护范围。凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换、改进等，均包含在本发明的保护范围内。