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)導航系統(tǒng)及方法。

背景技術(shù)：

精準微創(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用。激光、X射線、伽馬射線等放療技術(shù)、高強度聚焦超聲技術(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技術(shù)精確定位病灶并在治療過程中實時精確監(jiān)控電磁波、超聲波或手術(shù)器械在靶標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，還能清晰顯示解剖結(jié)構(gòu)的邊界、神經(jīng)和血管，甚至實時監(jiān)控人體生理活動和檢測代謝產(chǎn)物以及靶標區(qū)域的溫度，對人體無任何侵害和輻射損傷，故特別適合應用于影像導航。

現(xiàn)代MRI引導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)機器人)、光學跟蹤定位子系統(tǒng)和MRI影像引導及導航子系統(tǒng)構(gòu)成。對于MRI術(shù)中導航，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，圖像信噪比和分辨率要求能準確顯示靶標位置和醫(yī)療器械位置，溫度分布監(jiān)控對于熱/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，迄今為止進入臨床應用的MRI影像導航產(chǎn)品為數(shù)不多，以開放式中低場MRI系統(tǒng)為主。例如，美國通用電氣公司的Signa SP(0.5T)是中場超導開放式系統(tǒng)，通過鈮錫合金材料制作的兩個超導線圈垂直放置產(chǎn)生水平磁場，增加了可進入?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是低場常導開放式系統(tǒng)，由上下兩個阻抗型磁體產(chǎn)生垂直磁場，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。此類影像導航系統(tǒng)對磁兼容手術(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。盡管高場強或超高場強的MRI系統(tǒng)為許多重要的成像方法和技術(shù)的應用提供了必需的高信噪比或高分辨率條件，但是超導磁體的圓柱形封閉結(jié)構(gòu)和高成本嚴重限制了MRI技術(shù)在介入治療和微創(chuàng)手術(shù)中的應用。長期以來，超導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)后療效評估，而在術(shù)中導航中常常使用分時掃描方案，例如，GE的IntraOp Signa HD 3T系統(tǒng)在掃描和手術(shù)操作時需要通過滑軌在屏蔽室和手術(shù)室之間來回搬運，還需要借助立體定位技術(shù)(如光學跟蹤技術(shù))并通過物理空間和邏輯空間(即圖像域)的轉(zhuǎn)換實現(xiàn)器械標記跟蹤，甚至需要開發(fā)繁瑣復雜且必須高效運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MRI系統(tǒng)在介入治療中的應用受到相當大的限制。相對而言，放射治療較少受制于超導磁體的封閉結(jié)構(gòu)，這可能允許超導MRI系統(tǒng)與直線加速器聯(lián)用實現(xiàn)術(shù)中導航介入治療，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影像引導應用開辟廣闊空間。

我國自上世紀90年代以來也有少量永磁MRI系統(tǒng)用于醫(yī)學研究機構(gòu)的介入治療臨床試驗，但基本上都是現(xiàn)有診斷型永磁成像系統(tǒng)與通用的光學跟蹤定位儀的簡單組合，還沒有開發(fā)出獨具MRI技術(shù)優(yōu)勢的專用導航系統(tǒng)和適合導航用的成像方法廣泛應用于微創(chuàng)手術(shù)和介入治療。

技術(shù)實現(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的專用磁共振影像導航系統(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、光學跟蹤定位系統(tǒng)、線圈調(diào)諧控制單元、掃描床控制單元、導航成像控制單元、系統(tǒng)控制接口、主機、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；磁體場強在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)，在外導體環(huán)與內(nèi)導體環(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，一組置于一個磁極內(nèi)側(cè)，另一組置于另一個磁極內(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)導航方法，采用權(quán)利要求1的用于微創(chuàng)手術(shù)導航系統(tǒng)，具體方法如下：

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

步驟200：接著在:導航成像系統(tǒng)上將掃描部位通過校準掃描床水平面高度并借助激光定位儀的激光標線指引置于等中心點區(qū)域，選用動態(tài)局域勻場技術(shù)進行勻場，通過三個選層梯度和三個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，然后采集自由感應衰減信號FID，該序列重復運行，同時不斷通過線性梯度或勻場梯度調(diào)節(jié)磁場均勻性直到頻譜積分面積最大，從而實現(xiàn)成像區(qū)的磁場均勻度最優(yōu)化。

步驟300：然后導航流程通過導航模塊和和導航界面建立內(nèi)部參考坐標系并控制局域快速導航序列運行，根據(jù)手術(shù)路線反復采集三個正交方向的斷層信號，每個方向可以采集單層也可以同步采集多層，或者采用實時路徑跟蹤模式，先通過導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)進程中不斷更新定位參數(shù)和波形參數(shù)并實時掃描從而連續(xù)跟蹤定位手術(shù)器械位置。

所述的局域快速導航序列設(shè)計方式基本特征是射頻脈沖具有三維空間選擇性，對應第一個射頻激發(fā)脈沖、第一個射頻重聚脈沖和第二個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，可選擇同時均勻激發(fā)多個緊鄰的頻帶，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，重復多次采集一部分k空間線并進行脈沖相位循環(huán)，并且數(shù)據(jù)采集期間可選擇同時施加頻率編碼梯度和選層梯度，接收機帶寬設(shè)置為100kHz或更高，然后進行k空間數(shù)據(jù)累加和部分傅立葉圖像重建。這種導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，并縮短掃描時間；

步驟400：導航治療結(jié)束后，在導航成像儀或高場成像儀上進行局域高分辨率掃描和增強掃描以確認療效。與術(shù)中導航掃描相比，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一步提高圖像分辨率。

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

優(yōu)選的，跟蹤定位手術(shù)器械位置通過金屬偽影測試和校準步驟實現(xiàn)：首先基于硫酸銅水溶液的標準水模和梯度回波序列測試磁場分布圖，然后在標準水模的中心區(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試磁場分布圖，計算這兩個磁場分布圖之差，選用差值最小的無磁金屬材料或復合材料制作手術(shù)器械，最后在梯度回波圖像上測量無信號區(qū)尺寸并與金屬條實際尺寸進行一致性驗證，以此作為手術(shù)器械自身位置的精確標記。

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)一個小體積內(nèi)的質(zhì)子磁共振信號，這里第一個90°射頻激發(fā)脈沖和第一個180°重聚脈沖采用均勻激發(fā)的SLR脈沖波形，并在導航序列內(nèi)設(shè)置第一個射頻脈沖對應的選層梯度幅度為G_s1＝2πΔf/γ/FOV_x，設(shè)置第二個射頻脈沖對應的選層梯度幅度為G_s2＝2πΔf/γ/FOV_y，設(shè)置第三個射頻脈沖對應的選層梯度幅度為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，選層梯度強度根據(jù)所需層厚設(shè)置，例如這里為0.7G/cm；或時帶積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，在回波時間采集k空間數(shù)據(jù)，再按下述方式校準激發(fā)輪廓和幅值圖像：

A.用圖22所示的同步掃描校準序列并選用每個相位編碼的SLR脈沖波形采集信號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；

C.校準輪廓圖為C₁、和

D.同樣，對三次掃描獲得的二維圖像按上述積分面積比例k₁、k₂和k₃進行

校準并按式(4)進行各層圖像分解；

雖然上述方式可直接應用于三層同步激發(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。

優(yōu)選的，在金屬偽影干擾情況下接收機帶寬優(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的Δf，當數(shù)據(jù)采集期間同時施加頻率編碼梯度和選層梯度，則Δf最優(yōu)值接近于單個回波采集時間長度，否則Δf優(yōu)選為2kHz或更高值。

優(yōu)選的，選用導航序列Local-SE-NV，該導航成像序列在自旋回波序列的基礎(chǔ)上采用三個方位的選層梯度和SLR脈沖實現(xiàn)局域激發(fā)，或選用導航序列Local-ME-NV，該導航成像序列采用三個方位的選層梯度和SLR脈沖激發(fā)小視野內(nèi)磁共振信號，然后在正負極性交替的頻率編碼梯度施加期間采集多個梯度回波，通過最小化回波時間和優(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，其中前兩個垂直或平行于手術(shù)路線，另一個平行或垂直于手術(shù)路線，其它選層梯度的方位和幅度與G_s3相同，信號采集從第三個射頻脈沖之后開始，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，當優(yōu)先考慮掃描速度時，在讀梯度正負極性切換時刻施加一個G_blip梯度，這樣數(shù)據(jù)采集部分就相當于回波平面采集，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行處理。

優(yōu)選的，選用導航序列Local-HASTE-NV，該導航成像序列在單次激發(fā)快速自旋回波序列的基礎(chǔ)上采用三個方位的選層梯度和SLR脈沖實現(xiàn)局域激發(fā)，并采用半傅立葉采集方式快速實現(xiàn)T2加權(quán)成像；這里，回波時間設(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，其中前兩個垂直(或平行)于手術(shù)路線，另一個平行或垂直于手術(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；第一個脈沖波形特征參數(shù)：最小相位SLR，時帶積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，選層梯度強度根據(jù)所需層厚設(shè)置，例如0.7G/cm；第二個脈沖波形特征參數(shù)：最小相位SLR，時帶積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，選層梯度強度根據(jù)所需層厚設(shè)置，例如0.5G/cm；第三個脈沖和后續(xù)脈沖波形特征參數(shù)：最小相位SLR，時帶積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，選層梯度強度為0.5G/cm。

信號采集從第三個射頻脈沖之后開始，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，可同時均勻激發(fā)多個緊鄰的頻帶，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)定對應的定位線并傳遞各層方位參數(shù)到導航模塊的脈沖波形計算程序，輸出更新的脈沖波形并加載到導航成像控制單元，然后運行導航序列Local-MSME-NV，該序列采用三個選層梯度和上式定義的脈沖波形實現(xiàn)局域均勻激發(fā)，在正負極性交替的頻率編碼梯度作用下采集多回波信號，然后進行實時圖像重建；對于三層同步激發(fā)情況，射頻激發(fā)脈沖波形按下式計算得到：

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)輪廓在三個緊鄰的頻帶范圍實現(xiàn)三個層面的磁共振信號均勻激發(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表示每個頻帶所對應的層面的厚度，SLR脈沖的時帶積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)的三個層面所對應的圖像。

當優(yōu)先考慮掃描速度時，在讀梯度正負極性切換時刻施加一個G_blip梯度，這樣數(shù)據(jù)采集部分就相當于回波平面采集，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行處理，然后按式(4)進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)量和實時性并保證手術(shù)器械精準定位和手術(shù)路線精準控制。

附圖說明

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

圖2為圖1中A-A向截面圖。

圖3為本發(fā)明實施例提供的平面射頻線圈結(jié)構(gòu)圖。

圖4為本發(fā)明實施例提供的梯度線圈結(jié)構(gòu)圖。

圖5為本發(fā)明實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)明實施例的MRI影像導航的信息化手術(shù)室示意圖。

圖7為本發(fā)明實施例的器械檢測流程。

圖8為本發(fā)明實施例的局域動態(tài)勻場序列：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)明實施例的導航工作流程。

圖10為本發(fā)明實施例的導航軟件功能模塊框圖。

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

圖12為本發(fā)明實施例的實時路徑跟蹤模式示意圖。長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)明實施例的局域自旋回波導航序列(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，Δt表示回波時間。

圖14為本發(fā)明實施例的(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，選層梯度強度為0.7G/cm。

圖15為本發(fā)明實施例的(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，選層梯度強度為0.5G/cm。

圖16為本發(fā)明實施例的術(shù)中導航序列(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表示預備讀梯度，G_r1，G_r2，G_r3......G_rn表示第一個至n個讀梯度，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)明實施例的術(shù)中導航序列(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極性切換時刻，其它參數(shù)同圖16。

圖18為本發(fā)明實施例的術(shù)中導航序列(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表示預備讀梯度，G_r1，G_r2，G_r3......G_rn表示第一個至n個讀梯度，相鄰讀梯度面積相等但極性相反，第一個射頻脈沖優(yōu)選為圖15所示的三層同步激發(fā)SLR脈沖，第二個和第三個射頻脈沖選用圖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)適當調(diào)節(jié)選層梯度幅度。

圖19為本發(fā)明實施例的術(shù)中導航序列(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極性切換時刻，其它參數(shù)同圖18。

圖20為本發(fā)明實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’，星號線表示C₂’，實線表示C₃’。

圖21為本發(fā)明實施例的校準前三層同步激發(fā)脈沖激發(fā)輪廓。圖中虛線表示C₁’，長短虛線表示C₂’，實線表示C₃’。

圖22為本發(fā)明實施例的多層同步掃描校準序列：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)明實施例的校準后三層同步激發(fā)脈沖激發(fā)輪廓。圖中虛線表示C₁’，長短虛線表示C₂’，實線表示C₃’。

圖24為本發(fā)明實施例的(左)五層同步激發(fā)脈沖波形，實線表示波形實部，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應同步激發(fā)的不同層面。

圖25為本發(fā)明實施例的(左)九層同步激發(fā)脈沖波形，實線表示波形實部，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應同步激發(fā)的不同層面。

圖26為本發(fā)明實施例的線性相位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，選層梯度強度為0.5G/cm。

圖27為本發(fā)明實施例的術(shù)中導航序列(局域快速自旋回波序列，Local-HASTE-NV)：第一個90°射頻激發(fā)脈沖和第一個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°重聚脈沖之間的時間間隔為TE/2，180°重聚脈沖之間的時間間隔為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償梯度，±G_P1、±G_P2、±G_p3…±G_pn表示正負極性的相位編碼梯度。虛線框內(nèi)部分重復執(zhí)行N_PE/4次，信號采集從第三個SLR脈沖之后開始。

具體實施方式

為使本發(fā)明解決的技術(shù)問題、采用的技術(shù)方案和達到的技術(shù)效果更加清楚，下面結(jié)合附圖和實施例對本發(fā)明作進一步的詳細說明?？梢岳斫獾氖牵颂幩枋龅木唧w實施例僅僅用于解釋本發(fā)明，而非對本發(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)的部分而非全部內(nèi)容。

一、原理與結(jié)構(gòu)

本發(fā)明的用于微創(chuàng)手術(shù)導航系統(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導航系統(tǒng)的技術(shù)特征說明如下：

(1)磁體設(shè)計為圖1所示的開放式U型結(jié)構(gòu)，磁體場強在0.2T～0.7T范圍，優(yōu)先為0.3T以避免高場強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)計的重要技術(shù)指標是，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)同時實現(xiàn)發(fā)射和接收功能，避免獨立接收線圈對微創(chuàng)手術(shù)的空間限制，特別是電容數(shù)量至少100以上，充分改善射頻場發(fā)射和信號接收的均勻性。(3)梯度線圈設(shè)計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磁率高電阻率的渦流屏蔽板，充分減弱梯度切換時產(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)量和實時性并保證手術(shù)器械精準定位和手術(shù)路線精準控制，本發(fā)明提出下述術(shù)中導航技術(shù)方案和成像方法：

首先，預先按照圖7所示的操作流程對無磁醫(yī)療器械的磁化率偽影或金屬偽影進行檢測和優(yōu)化導航序列參數(shù)(例如，射頻脈沖寬度和回波采集時間)，并在手術(shù)前在導航成像儀或高場成像儀上采集三維高分辨T1加權(quán)圖像，必要時加掃增強掃描、血管造影或功能成像等，再進行手術(shù)路線規(guī)劃，包括靶點設(shè)置、進針路徑規(guī)劃和手術(shù)方案制訂。

其次，接著在圖1所示的導航成像系統(tǒng)上將掃描部位通過校準掃描床水平面高度并借助激光定位儀的激光標線指引置于等中心點區(qū)域，選用動態(tài)局域勻場技術(shù)進行勻場，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)一個小體積內(nèi)的質(zhì)子或其它磁性原子核，采集自由感應衰減信號(FID)，通過線性梯度或勻場梯度調(diào)節(jié)磁場均勻性直到頻譜積分面積最大，從而實現(xiàn)成像區(qū)的磁場均勻度最優(yōu)化。

然后，按照圖9所示的導航流程通過圖10所示的導航模塊和和圖11所示的導航界面建立內(nèi)部參考坐標系并控制局域快速導航序列運行，根據(jù)手術(shù)路線反復采集三個正交方向的斷層信號，每個方向可以采集單層也可以同步采集多層，或者采用圖12所示的實時路徑跟蹤模式在手術(shù)進程中不斷更新定位參數(shù)和波形參數(shù)并實時掃描從而連續(xù)跟蹤定位手術(shù)器械位置。

這里所述的局域快速導航序列設(shè)計方式如圖13‐圖27所示，其基本特征是射頻脈沖具有三維空間選擇性，對應第一個射頻激發(fā)脈沖、第一個射頻重聚脈沖和第二個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，可選擇同時均勻激發(fā)多個緊鄰的頻帶，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，重復多次采集一部分k空間線并進行脈沖相位循環(huán)，并且數(shù)據(jù)采集期間可選擇同時施加頻率編碼梯度和選層梯度，接收機帶寬設(shè)置為100kHz或更高，然后進行k空間數(shù)據(jù)累加和部分傅立葉圖像重建。這種導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，并縮短掃描時間。

導航治療結(jié)束后，在導航成像儀或高場成像儀上進行局域高分辨率掃描和增強掃描以確認療效。與術(shù)中導航掃描相比，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)導航系統(tǒng)，所述微創(chuàng)手術(shù)導航系統(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、導航成像控制單元20、系統(tǒng)控制接口21、主機22、顯示器23。

磁體60設(shè)計為圖1及圖2所示的開放式U型結(jié)構(gòu)，磁體場強在0.2T至0.7T范圍，優(yōu)先為0.3T以避免高場強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)計的重要技術(shù)指標是，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)計為雙平面圓極化類型，在外導體環(huán)50與內(nèi)導體環(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同時實現(xiàn)發(fā)射和接收功能，避免獨立接收線圈對微創(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，充分改善射頻場發(fā)射和信號接收的均勻性，配套的射頻功放具有15kW或更高功率以滿足超快速導航成像序列的需要。

如圖4所示，雙平面梯度線圈5設(shè)計為三組雙平面主梯度線圈101，每組兩個分別位于成像區(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，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，用目標場方法計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之間加裝高導磁率高電阻率的渦流屏蔽板，充分減弱梯度切換時產(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場強優(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上方安裝一個激光定位儀1，采用12V直流供電，一字線光斑形狀，輸出波長為635nm至650nm范圍，位置坐標精確到0.1mm。梯度線圈最大梯度強度為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定理計算梯度線性區(qū)域大小進行設(shè)計確認。

整套裝置構(gòu)成一個適合MRI影像導航的信息化手術(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，機柜67(內(nèi)有主機和磁場報警器)，手術(shù)床68，輔助定位標線69?？刂婆_采用移動式小型電腦桌，下放主機并安裝一個磁場報警器，用于預防電腦桌進入10高斯范圍受到強磁場干擾。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對接，病人可推入成像區(qū)，在掃描的同時進行手術(shù)，也可根據(jù)手術(shù)需要移出成像區(qū)進行某些特殊的手術(shù)操作。在臨床掃描和手術(shù)期間，主機加載導航序列到導航成像控制單元，后者按照導航序列和導航參數(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，然后，磁共振信號經(jīng)射頻接收線圈接收后通過導航成像控制單元上傳到主機并由導航控制軟件實時進行數(shù)據(jù)處理和圖像顯示，醫(yī)師由此可及時獲得手術(shù)器械和靶標位置信息。

本發(fā)明的用于微創(chuàng)手術(shù)導航系統(tǒng)及方法是一種結(jié)構(gòu)高度開放且具有導航校準和實時高分辨掃描功能的診斷和介入治療兩用磁共振導航系統(tǒng)和技術(shù)方案，特別是提供了導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)同時實現(xiàn)發(fā)射和接收功能，避免獨立接收線圈對微創(chuàng)手術(shù)的空間限制，特別是電容數(shù)量至少100以上，充分改善射頻場發(fā)射和信號接收的均勻性。

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。

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

導航校準功能的實現(xiàn)方式包括金屬偽影測試和校準，首先基于硫酸銅水溶液的標準水模和梯度回波序列測試磁場分布圖，然后在標準水模的中心區(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試磁場分布圖，計算這兩個磁場分布圖之差，選用差值最小的無磁金屬材料或復合材料制作手術(shù)器械，最后在梯度回波圖像上測量無信號區(qū)尺寸并與金屬條實際尺寸進行一致性驗證，以此作為手術(shù)器械自身位置的精確標記。

導航校準功能的實現(xiàn)方式是，按照圖9所示的導航流程通過圖10所示的導航模塊和圖11所示的導航界面建立內(nèi)部參考坐標系并預定手術(shù)路線坐標和控制局域快速導航序列運行，沿著手術(shù)路線逐步采集三個正交平面的成像區(qū)域信號，或者采用圖12所示的實時路徑跟蹤模式，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)進程中不斷更新定位參數(shù)和波形參數(shù)并實時掃描從而連續(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)一個小體積內(nèi)的質(zhì)子信號，這里第一個90°射頻激發(fā)脈沖和第一個180°重聚脈沖采用均勻激發(fā)的SLR脈沖波形，并在導航序列內(nèi)設(shè)置第一個射頻脈沖對應的選層梯度幅度為G_s1＝2πΔf/γ/FOV_x，設(shè)置第二個射頻脈沖對應的選層梯度幅度為G_s2＝2πΔf/γ/FOV_y，設(shè)置第三個射頻脈沖對應的選層梯度幅度為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所示的校準序列獲得的各頻帶的積分面積優(yōu)化激發(fā)輪廓或校準圖像幅值，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的Δf，當在數(shù)據(jù)采集期間同時施加頻率編碼梯度和選層梯度，則Δf最優(yōu)值接近于單個回波采集時間長度，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并最小化回波時間可快速實現(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，其中前兩個垂直(或平行)于手術(shù)路線，另一個平行(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，信號采集從第三個射頻脈沖之后開始，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，當優(yōu)先考慮掃描速度時，在讀梯度正負極性切換時刻施加一個G_blip梯度，如圖17所示，這樣數(shù)據(jù)采集部分就相當于回波平面采集，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序列可快速實現(xiàn)T2加權(quán)成像。這里，回波時間設(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，其中前兩個垂直(或平行)于手術(shù)路線，另一個平行(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；第一個脈沖和第二個脈沖采用類似于圖14和圖15所示的波形，第三個脈沖和后續(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，信號采集從第三個射頻脈沖之后開始，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，可同時均勻激發(fā)多個緊鄰的頻帶，例如，對于三層同步激發(fā)情況選用圖18所示的導航序列Local-MSME-NV，其中射頻激發(fā)脈沖波形按下式計算得到：

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現(xiàn)，如圖24和圖25所示。

導航序列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行精確調(diào)節(jié)，三次掃描時和分別設(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，最后按下式進行圖像分解得到各層圖像：

導航序列Local-MSME-NV的基本特征是，當優(yōu)先考慮掃描速度時，在讀梯度正負極性切換時刻施加一個G_blip梯度，如圖19所示，這樣數(shù)據(jù)采集部分就相當于回波平面采集，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行處理，然后按式(4)進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)，多個緊鄰的頻帶均勻激發(fā)的校準方式是

(1)用圖22所示的同步掃描校準序列并選用式(3)中每個相位編碼的SLR脈沖波形采集信號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；

(3)校準輪廓圖為C₁、和如圖23所示。

(4)同樣，對三次掃描獲得的二維圖像按上述積分面積比例k₁、k₂和k₃進行校準并按式(4)進行各層圖像分解。

雖然上述方式可直接應用于三層同步激發(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。

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)定對應的定位線并傳遞各層方位參數(shù)到圖10所示的導航模塊的脈沖波形計算程序，輸出更新的脈沖波形并加載到圖1所示的導航成像控制單元，然后運行掃描序列并進行實時圖像重建。

二、具體實例

本發(fā)明的導航方法和軟件適用于各種場強磁共振成像系統(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航系統(tǒng)，其基本構(gòu)架和技術(shù)實施細節(jié)說明如下：

磁體場強優(yōu)選為0.3T，氣隙優(yōu)選為550mm，磁體勻場環(huán)(或稱為極環(huán))直徑小于360mm，磁體上方安裝一個激光定位儀1，采用12V直流供電，一字線光斑形狀，輸出波長為635nm至650nm范圍，位置坐標精確到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)同時實現(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定理計算梯度線性區(qū)域大小進行設(shè)計確認；另外，在軸向梯度線圈在外側(cè)附加屏蔽線圈，用目標場方法計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_采用移動式小型電腦桌，下放主機并安裝一個磁場報警器，用于預防電腦桌進入10高斯范圍受到強磁場干擾。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接，病人可推入成像區(qū)，在掃描的同時進行手術(shù)，也可根據(jù)手術(shù)需要移出成像區(qū)進行某些特殊的手術(shù)操作。這樣，整套裝置構(gòu)成一個適合MRI影像導航的信息化手術(shù)室，如圖6所示。為了實現(xiàn)術(shù)中影像引導不受到手術(shù)器械的磁化率偽影或金屬偽影嚴重干擾，本發(fā)明按照圖7所示的檢測流程對手術(shù)器械的金屬偽影進行檢測和校準，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準水模，目標水模是在標準水模的中心區(qū)域加入包含長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試磁場分布圖，然后基于目標水模和梯度回波序列測試磁場分布圖，計算這兩個磁場分布圖之差，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間等參數(shù)，最后在圖像上測量金屬條對應的無信號區(qū)尺寸并與金屬條實際尺寸進行一致性驗證。

另一方面，磁共振成像導航系統(tǒng)的各種導航方法和成像方法通過導航軟件實現(xiàn)，導航軟件包括圖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：進行圖像測量和分析；生成評估報告。模塊1032的控制功能包括：建立磁共振導航掃描序列、協(xié)議和參數(shù)表；選擇導航方案和模式；實時進行系統(tǒng)校準、掃描和圖像重建。模塊1033的控制功能包括：建立圖像域內(nèi)部參考坐標系；定義并可視化手術(shù)路線；多平面實時顯示靶點和器械軌跡；實時分析手術(shù)路線偏差并警告。導航軟件的操作界面設(shè)計方式如圖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)校準序列包括局域勻場和梯度非線性校準，用于改善磁場均勻度和補償梯度非線性誤差，T1導航序列指T1加權(quán)成像的快速導航序列，包括全域和局域SE-NV、ME-NV和MSME-NV等序列，T2導航序列指T2加權(quán)成像的快速導航序列，包括全域和局域HASTE-NV、FISP-NV等序列，T2*導航序列指T2*加權(quán)成像的快速導航序列，包括全域和局域EPI-NV等序列。序列參數(shù)表和重建參數(shù)表采用浮動窗形式，每個序列名稱對應各自的參數(shù)表頁面，可更改并存貯參數(shù)值，如圖11(下)所示。圖中“開始”鍵在鼠標點擊后根據(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)行掃描和實時圖像重建。

上述MRI導航系統(tǒng)按照圖9所示的導航流程實現(xiàn)臨床導航操作，具體說明如下：

首先，在高場成像儀上獲得三維各項同性高分辨T1加權(quán)圖像，對于顱腦手術(shù)導航加掃增強掃描，必要時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)部參考坐標系進行手術(shù)路線規(guī)劃。對于顱腦手術(shù)導航，內(nèi)部參考坐標系建立方式是，將顱內(nèi)前連合后緣中點至后連合前緣中點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)成了定位像的三個基準平面。這三個基準平面的交點定為原點。通過原點前后方向的軸為矢狀軸(與連合間徑重合)，定為Y軸；通過原點的上下方向與Y軸垂直的垂直軸定為Z軸；與通過原點左右方向并與Y軸垂直相交的冠狀軸定為X軸。應用這些平面和軸線，即可描畫出腦內(nèi)各個結(jié)構(gòu)的三維空間坐標。路線規(guī)范方式是，對三維全腦高分辨T1加權(quán)k空間數(shù)據(jù)沿著進行多平面圖像重建，在圖像上根據(jù)內(nèi)部參考坐標系確定最佳手術(shù)路線并標記為一系列節(jié)點位置，讀取對應的梯度方位參數(shù)，然后，根據(jù)高場成像儀和導航成像儀各自的最大梯度強度的比值校正上述梯度方位參數(shù)并存儲到導航成像儀的每個導航序列參數(shù)表中作為導航方位參數(shù)默認值。

然后，在MRI導航成像儀上運行圖10和圖11所示的導航軟件，選擇導航序列并循環(huán)運行，關(guān)于每個導航序列的具體設(shè)計方式和特征參數(shù)設(shè)置要求如下文實施例1—6所述。對于每個導航序列，采用變角度掃描模式讀取導航方位參數(shù)并掃描圖像，同時附帶掃描其它兩個正交方向的圖像，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。或者，在梯度系統(tǒng)非線性誤差較大情況下采用圖12所示的實時路徑跟蹤模式實現(xiàn)探針位置的實時連續(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，實時掃描從手術(shù)入口位置開始直到靶點位置結(jié)束，實時掃描期間可暫停當前掃描并參照預定的手術(shù)路線和內(nèi)部參考坐標系在已掃描的圖像上重新設(shè)置下一個節(jié)點位置的定位線，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特征形狀，這本身就提供了與周圍組織的對比度，可作為手術(shù)器械自身位置的精確標記，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比度，并且上述導航模式使得手術(shù)器械位置的定位精度不受外界因素影響；相反，圖1中的光學跟蹤定位系統(tǒng)(包括紅外導航相機、定位示蹤器、配有導航光球的穿刺針、磁兼容電源和通信電纜和導航功能模塊等)作為常規(guī)備選項用于實時跟蹤手術(shù)器械的方位信息，需要建立MRI掃描系統(tǒng)坐標系和光學定位系統(tǒng)坐標系的相對關(guān)系，再將手術(shù)器械的定位系統(tǒng)坐標轉(zhuǎn)化為掃描系統(tǒng)坐標并與患者MRI圖像共同實時顯示在屏幕上，但定位精確度易于遭受患者術(shù)中體位變動或組織器官移位影響以及器械尖端彎曲變形影響。

最后，導航治療結(jié)束后在導航成像儀或高場成像儀上進行局域高分辨率掃描和增強掃描以確認療效。與術(shù)中導航掃描相比，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一步提高圖像分辨率。

實施例1快速局域自旋回波掃描

基于上述MRI導航系統(tǒng)和導航流程，快速導航序列選用圖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，可減小射頻帶寬并保持時帶積TBP不變而相應調(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)點間隔時間，同時調(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，接收機帶寬優(yōu)選為100kHz或更高，回波時間優(yōu)化為最小值，在數(shù)據(jù)采集期間同時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的Δf。當在數(shù)據(jù)采集期間同時施加選層梯度，則TBP/Δf最優(yōu)值接近于單個回波采集時間長度，否則Δf一般優(yōu)選為2kHz或更高值。在實時路徑跟蹤模式下，在多平面(如三平面)定位像上設(shè)置導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)置第一個射頻脈沖對應的梯度強度為G_s1＝2πΔf/γ/FOV_x，第二個射頻脈沖對應的梯度強度為G_s2＝2πΔf/γ/FOV_y，第三個射頻脈沖對應的梯度強度為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)置序列重復時間TR＝300ms，相位編碼步數(shù)N_pe＝32、64或128，序列重復次數(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TR的剩余時間內(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)導航模式實時設(shè)置與手術(shù)路線方向垂直或平行。然后，運行導航序列，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，并進行部分傅立葉重建獲得T1加權(quán)圖像。掃描時間計算為

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，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。在高場強成像系統(tǒng)上，本發(fā)明的快速導航序列與并行采集技術(shù)結(jié)合將可進一步縮短掃描時間幾倍。

實施例2快速局域多回波掃描

基于上述MRI導航系統(tǒng)和導航流程，快速導航序列選用圖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，第一個和第二個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，可減小射頻帶寬并保持時帶積TBP不變而相應調(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)點間隔時間，同時調(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，接收機帶寬優(yōu)選為100kHz或更高，回波時間優(yōu)化為最小值，在數(shù)據(jù)采集期間同時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。在實時路徑跟蹤模式下，在多平面(例如三平面)定位像上設(shè)置導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)置第一個射頻脈沖對應的梯度強度為G_s1＝2πΔf/γ/FOV_x，第二個射頻脈沖對應的梯度強度為G_s2＝2πΔf/γ/FOV_y，第三個射頻脈沖對應的梯度強度為G_s3＝2πΔf/γ/THK，設(shè)置FOV_x和FOV_y為32mm、64mm或128mm，THK為8mm，并設(shè)置序列重復時間TR＝300ms，相位編碼步數(shù)N_pe＝32、64或128，序列重復次數(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TR的剩余空閑時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)導航模式實時設(shè)置與手術(shù)路線方向垂直或平行。當NEX＝2時，每次掃描交替反轉(zhuǎn)每個讀梯度的極性，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)束后進行復數(shù)信號累加以增強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。掃描時間T_ACQ可計算為

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

當NEX＝1時，掃描時間T_ACQ可計算為

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快(例如100mT/m/ms)的條件下圖16虛線框中的回波數(shù)量可進一步增加，從而在保證所需對比度的同時進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，可在序列參數(shù)表中選中G_blip梯度選項，在讀梯度正負極性切換時刻施加一個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，相位編碼梯度強度滿足G_pe＝G_blip·N_pe/2條件，掃描時間為

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

這樣就完全實現(xiàn)了實時掃描，并且由于采用短回波鏈并在數(shù)據(jù)采集期間同時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掃描和相位校正方案可在圖1所示的導航系統(tǒng)上充分消除圖像偽影的干擾。

實施例3快速局域三層同步掃描

基于上述MRI導航系統(tǒng)和導航流程，快速導航序列選用圖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，為了同時激發(fā)人體多個層面，射頻脈沖波形按下述方式進行相位編碼：

這里，SLR(t)表示線性相位SLR脈沖，G_s表示選層方向為的梯度強度，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，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。為了實現(xiàn)各層均勻激發(fā)，避免層間交疊偽影，并在臨床導航應用中能實現(xiàn)精確定位，這里第一個射頻脈沖的帶寬在單層激發(fā)時設(shè)定為1kHz，時帶積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)獲得多個相鄰層面同時均勻激發(fā)的脈沖波形，每步相位循環(huán)產(chǎn)生一種波形，對應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序列的第二個和第三個射頻脈沖可采用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中解碼出同時激發(fā)的多個層面信號并降低射頻功率峰值，例如，對于三層同步激發(fā)情況，三次掃描時和以下述方式進行相位循環(huán)，即，和

三次掃描得到圖像S₁，S₂和S₃，再按下式進行圖像分解得到各層圖像：

中低場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％。

在時帶積TBP較大時或磁場均勻性較差時，同步掃描的信號幅度可能不一致，導致圖像分解不完全，見圖21所示的TBP＝16的情況，這時需要按下述步驟進行幅度誤差校準：

(1)用圖22所示的同步掃描校準序列并選用式(3)中每個相位編碼的SLR脈沖波形采集信號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；

(3)校準輪廓圖為C₁、和如圖23所示。

(4)同樣，對三次掃描獲得的二維圖像按上述積分面積比例k₁、k₂和k₃進行校準并按式(4)進行各層圖像分解。

另外，在金屬偽影干擾情況下，接收機帶寬優(yōu)選為100kHz或更高，回波時間優(yōu)化為最小值，在數(shù)據(jù)采集期間同時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，可在序列參數(shù)表中選中G_blip梯度選項，在讀梯度正負極性切換時刻施加一個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，相位編碼梯度強度滿足G_pe＝G_blip·N_pe/2條件，掃描時間計算為

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掃描、相位校正和圖像重建方案在圖1所示的導航系統(tǒng)上獲得沒有偽影干擾的MRI圖像。

實施例4：快速局域任意多層同步掃描：

實施例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，選層梯度強度為1.5G/cm，脈沖帶寬為1kHz。當掃描序列是自旋回波類型時，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，選層梯度強度可根據(jù)所需層厚調(diào)節(jié)，例如，這里對于五層同步激發(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)點間隔時間直到脈沖寬度達到最優(yōu)值，同時調(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，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。在臨床導航應用中按照圖9所示的導航流程實現(xiàn)成像區(qū)域的精確定位。基于五層或更多層同步激發(fā)射頻脈沖的成像序列在中低場條件下可通過多次累加顯著提高信噪比，而掃描時間的增加相對于非同步激發(fā)情況明顯更少。

實施例5：快速局域任意位五層同步掃描：

實施例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)定對應的定位線并傳遞各層方位參數(shù)到圖10所示的導航模塊的SLR波形計算程序，輸出更新的SLR脈沖波形并加載到圖1所示的導航成像控制單元，然后運行掃描序列并進行實時圖像重建。當掃描序列是自旋回波類型時，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，選層梯度強度可根據(jù)所需層厚調(diào)節(jié)，這里設(shè)置為2.0G/cm。

實施例6局域單次激發(fā)T2加權(quán)掃描

基于上述MRI導航系統(tǒng)和導航流程，快速導航序列選用圖27所示的Local-HASTE-NV序列，該序列的第一個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，選層梯度強度為0.5G/cm。在射頻功率不足情況下，第二個及后續(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重情況下可根據(jù)圖7所示檢測流程獲得最優(yōu)SLR脈沖寬度并調(diào)節(jié)波形文件的數(shù)據(jù)點間隔時間直到圖像清晰度最佳，同時調(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180°重聚脈沖之間的時間間隔為TE/2，后續(xù)180°重聚脈沖之間的時間間隔為TE，TE通常在80ms至140ms范圍取值，信號采集從第三個SLR脈沖之后開始，虛線框內(nèi)部分重復執(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，梯度脈沖長度均大于射頻脈沖長度，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寬度相同的補償梯度?！繥_P1、±G_P2、±G_p3…±G_pn表示正負極性且幅度依次遞增或遞減的相位編碼梯度，有效回波對應的相位編碼梯度設(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)束后進行實時部分傅里葉重建。由于這里N_PE比常規(guī)診斷用的HASTE序列中回波鏈長度小幾倍，噪聲和雜波的影響可明顯降低，從而保證導航圖像具有較高信噪比和分辨率。

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