一种基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法及装置

1.本技术涉及磁共振技术领域，尤其涉及磁共振mrcdi和mreit成像磁场测量领域。


背景技术：

2.磁共振电流密度成像(magnetic resonance current density imaging，mrcdi)与磁共振电阻抗成像(magnetic resonance electrical impedance tomography，mreit)是两种新兴的用于测量组织内部电特性参数的成像方法，其中，mreit技术通过结合外部电流的注入，可以非侵入的获取组织内部高空间分辨率的电导率分布；mrcdi技术则可以获得外部电流刺激在组织内部的电流密度分布，可对经颅电刺激(tdcs)等神经调控技术的具体实施提供指导。
3.该技术结合在成像物体的外部通过两电极施加电流，利用磁共振相位信息对主磁场(b0)方向磁场大小敏感的原理，测量通过成像体内部的电流产生的磁场空间分布中与主磁场(b0)平行方向的分量(bz)，进而利用bz求解计算成像体内部电流密度或电导率分布的信息。
4.目前，bz磁场的测量主要采用自旋回波(spin echo,se)序列，通过施加与重聚焦脉冲同步的方向变化的直流电，实现信号相位的持续累积，利用两次不同电流(如：1ma与2ma，2ma与-2ma等)扫描结果的相位数据做差，通过相位差与bz的线性关系计算出bz的分布。但是，由于se序列在采集信号时填充k空间的效率不高，目前bz的测量仍然不够高效，很难在短时间内获取全脑的空间分布信息，难以在实际需求中应用。而基于本发明跳回波编码的快速磁场测量序列不仅可以有效测量bz的分布，同时极大的提高了测量效率，降低了所需时间，从而为针对临床需求的mrcdi和mreit实际应用提供可能。


技术实现要素：

5.针对现有技术bz测量低效的缺点，本发明拟对现有技术进行改进，提出一种更高效的用于bz测量的方法和装置。本发明拟采用快速自旋回波(turbo spin echo,tse)的方式采集数据，turbo factor为加速因子(m)，相比原自旋回波(se)序列，该序列的采集速度可提高近十倍。但是，由于自旋回波序列回波信号呈现t2的指数衰减，在回波间距较大时，较大的加速因子会使每个tr靠后回波的信号过小，从而降低最终成像的分辨率，因此较小回波间距的选择是十分必要的。同时，在此问题背景下，自旋回波序列方法外部电流的持续时间与回波间距保持一致，故在回波间距较小时，较短的电流持续时间使bz引起的相位改变较小，降低了bz测量的信噪比。
6.基于此，本发明提供一种基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法及装置，实现外部电流产生磁场的快速测量，同时保证测量信噪比与测量效果，提高磁共振mrcdi和mreit成像性能。
7.本发明具体采用以下技术方案予以实现：
8.第一方面，本发明提供了一种基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法，具体如下：
9.利用相同的成像序列对目标组织进行两次扫描，且在第一次扫描过程中对成像组织施加与重聚焦脉冲同步的正负变换的第一刺激电流并获得第一扫描结果，在第二次扫描过程中对成像组织施加与重聚焦脉冲同步的正负变换的第二刺激电流并获得第二扫描结果；计算第一扫描结果和第二扫描结果的相位差，并利用相位差与bz磁场之间的线性关系得出bz磁场；
10.所述成像序列将快速自旋回波序列中每个重复周期中的所有180
°
重聚焦脉冲分为跳回波编码模块和快速自旋回波采样模块，其中前n个180
°
重聚焦脉冲属于跳回波编码，剩余180
°
重聚焦脉冲属于快速自旋回波采样部分，n为不小于1的正整数；所述跳回波编码模块中，模块内的180
°
重聚焦脉冲及与其对应的层选梯度编码与快速自旋回波序列一致，但模块内的每个180
°
重聚焦脉冲后的相位梯度编码以及频率梯度编码均被取消；所述快速自旋回波采样模块按照快速自旋回波方式采样信号并填充到k空间中，每个重复周期中的第一个频率梯度编码即为快速自旋回波采样模块中的第一个频率梯度编码；
11.在每个重复周期内，所述第一刺激电流从第一个90
°
射频脉冲开始持续至第一个频率梯度编码结束，且仅在每个90
°
和180
°
射频脉冲施加期间置零，相邻两个射频脉冲之间的一个电流持续段中电流大小与正负方向始终相同，任意两个相邻的电流持续段中电流大小相同但正负方向相反；所述第一刺激电流和所述第二刺激电流在每个重复周期内具有相同数量的电流持续段且各自的电流持续段一一对应，每一组对应的电流持续段的起止时间完全相同但电流不同。
12.作为上述第一方面的优选，所述成像序列具体按照如下方式实现：
13.所述成像序列的每个重复周期中，首先施加一个90
°
射频脉冲并同时施加层选编码梯度，然后施加一个预重聚焦频率梯度使自旋在回波中心恢复同相，再执行跳回波编码模块和快速自旋回波采样模块；所述跳回波编码模块中，间隔施加n个180
°
重聚焦脉冲，且在施加每个180
°
重聚焦脉冲的同时进行层面选择梯度编码；所述快速自旋回波采样模块中，间隔施加m个180
°
重聚焦脉冲，且在施加每个180
°
重聚焦脉冲的同时进行层面选择梯度编码，层面选择梯度编码后再进行相位梯度编码，相位梯度编码后再进行频率梯度编码，并且在频率梯度编码的同时通过回波信号采样得到k空间数据；且所述跳回波编码模块和快速自旋回波采样模块中施加的n+m个层面选择梯度编码两侧设置有扰相梯度，其中第一个层面选择梯度编码的两侧扰相梯度面积设置为能引起4π相位散相的数值，n+m个层面选择梯度编码中任意两个相邻层面选择梯度编码施加面积不同的扰相梯度，n+m个层面选择梯度编码中任意一个层面选择梯度编码两侧的扰相梯度面积不低于第一个层面选择梯度编码两侧的扰相梯度面积；最后对采样得到的k空间数通过傅里叶变换计算重建出每次扫描的幅值图像和相位图像；n和m分别为不小于1的正整数；
14.作为上述第一方面的优选，所述n+m个层面选择梯度编码中任意两个相邻层面选择梯度编码两侧的扰相梯度面积关系优选为2或1/2倍。
15.作为上述第一方面的优选，所述利用相位差与bz磁场之间的线性关系得出bz磁场的计算公式为：
16.bz(x,y)＝δφ(x,y)/(2γ
·
tc
·
(i
1-i2))
17.其中：bz(x,y)表示点(x,y)处单位外部电流产生的bz磁场，单位：nt/ma，δφ(x,y)表示所述第一扫描结果和所述第二扫描结果在点(x,y)的相位差，γ为氢原子旋磁比，tc为
一个重复周期中刺激电流的持续时间，i1与i2分别为区分正负的第一刺激电流与第二刺激电流。
18.作为上述第一方面的优选，所述一个重复周期中刺激电流的持续时间tc的计算式为：
19.tc＝(esp-τ
π
)
·
(n+1)-0.5τ
π/2
20.其中：esp为相邻180
°
重聚焦脉冲的时间间隔，τ
π
、τ
π/2
分别为单个180
°
重聚焦脉冲和单个90
°
射频脉冲的作用时间。
21.作为上述第一方面的优选，所述n优选为1～3。
22.作为上述第一方面的优选，所述n进一步优选为1。
23.作为上述第一方面的优选，所述m优选为不超过10。
24.作为上述第一方面的优选，所述m进一步优选为5。
25.作为上述第一方面的优选，在每个重复周期内，所述第一刺激电流和所述第二刺激电流的每一组对应的电流持续段的起止时间和大小完全相同，但电流正负方向相反。
26.作为上述第一方面的优选，所述第一刺激电流和所述第二刺激电流中，第一段电流持续段的大小优选为目标组织所允许施加的外部电流安全范围内的最大值。
27.第二方面，本发明提供了一种用于实现上述第一方面任一方案所述磁共振磁场测量方法的基于跳回波编码的磁共振磁场测量装置，其包括磁共振设备、外部电刺激设备和计算模块；
28.所述外部电刺激设备用于在所述磁共振设备的扫描过程中对目标组织施加所述第一刺激电流和所述第二刺激电流；
29.所述磁共振设备用于执行所述成像序列并获得第一扫描结果和第二扫描结果；
30.所述计算模块用于计算第一扫描结果和第二扫描结果的相位差，并利用相位差与bz磁场之间的线性关系得出bz磁场。
31.作为上述第二方面的优选，所述磁共振设备在执行所述成像序列对目标组织进行扫描的过程中，在施加90
°
射频脉冲之前向所述外部电刺激设备发出第一同步信号，在施加跳回波编码模块的每一个180
°
重聚焦脉冲之前向所述外部电刺激设备发出第二同步信号，在施加回波信号采样模块的第一个180
°
重聚焦脉冲之前向所述外部电刺激设备发出第三同步信号；
32.所述外部电刺激设备收到第一同步信号后开始按照设定的时延对目标组织施加第一段电流持续段；
33.所述外部电刺激设备每次收到第二同步信号后，均按照设定的时延对目标组织施加与上一段电流持续段正负方向相反的下一段电流持续段；
34.所述外部电刺激设备收到第三同步信号后按照设定的时延对目标组织施加与上一段电流持续段正负方向相反的最后一段电流持续段。
35.作为上述第二方面的优选，所述外部电刺激设备在所述磁共振设备的两次扫描过程中，收到第一同步信号后所分别施加的第一段电流持续段的电流大小相同但正负方向相反。
36.作为上述第二方面的优选，所述外部电刺激设备在所述磁共振设备的两次扫描过程中，收到第一同步信号后所分别施加的第一段电流持续段的大小进一步优选为目标组织
所允许施加的外部电流安全范围内的最大值。
37.本发明相对于现有技术而言，具有以下有益效果：
38.本发明通过在跳回波编码中合理跳过该部分回波的采样，使得所测得的回波信号经历了足够长的外部电流作用时间，提高了由外部电流诱发的相位累积，提升了所测磁场的质量，解决了传统基于自旋回波序列测量方法中由于短回波间隔造成的低信噪比问题。同时，快速自旋回波采样的方式使得成像时间大幅降低，整体提高磁共振mrcdi和mreit成像性能，成像时间满足临床应用的限制，这也使得本发明具有非常重要的临床应用价值。
附图说明
39.图1是基于跳回波编码的磁共振磁场测量序列框图。
40.图2是分别基于跳回波编码的磁共振磁场测量序列与常规多回波自旋回波(mese)序列加权方式扫描水模实验的bz图像对比及量化分析。
41.图3是基于跳回波编码的磁共振磁场测量序列扫描水模实验的大范围覆盖bz图像效果。
42.图4是基于跳回波编码的磁共振磁场测量序列扫描猪肉实验的大范围覆盖bz图像效果。
具体实施方式
43.为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以很多不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似改进，因此本发明不受下面公开的具体实施例的限制。本发明各个实施例中的技术特征在没有相互冲突的前提下，均可进行相应组合。
44.在本发明的描述中，需要理解的是，术语“第一”、“第二”仅用于区分描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。
45.请参阅图1所示，本发明提供了一种基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法，该方法实际可以表示为一条基于跳回波编码的磁共振磁场测量序列，该磁共振磁场测量序列是在磁共振设备的成像序列基础上耦合外部电刺激设备所施加的外部刺激电流来实现的。下面具体对该磁共振磁场测量序列的具体改进点和设计原理进行详细描述。
46.本发明测量bz磁场时，利用磁共振设备基于成像序列对目标组织进行两次扫描，该成像序列是基于传统的快速自旋回波(tse)序列进行改进的。而在两次扫描中，通过外部电刺激设备对成像组织分别施加大小相同、起始方向相反的与重聚焦脉冲同步的正负变换的电流，该电流持续到每个重复时间tr中第一个回波信号采样结束，以此来保证电流产生的磁场诱发的相位改变可以在该回波采样结束前可以持续累积，两次扫描结果的相位分别为φ
+
(x,y)与φ-(x,y)。
47.快速自旋回波序列的每个重复周期中包含90
°
射频脉冲和跟在90
°
射频脉冲后施加的若干重聚焦脉冲(即180
°
射频脉冲)。本发明中将快速自旋回波序列中每个重复周期中的所有180
°
重聚焦脉冲分为跳回波编码模块和快速自旋回波采样模块，其中前n个180
°
重
聚焦脉冲属于跳回波编码，剩余180
°
重聚焦脉冲(个数记为m)属于快速自旋回波采样部分，n为不小于1的正整数。跳回波编码模块中，模块内的180
°
重聚焦脉冲及与其对应的层选梯度编码与tse序列一致，但区别在于跳回波编码模块内的每个180
°
重聚焦脉冲后的相位梯度编码以及频率梯度编码均被取消；而快速自旋回波采样模块按照tse序列的方式采样信号并填充到k空间中。由于每个重复周期中的跳回波编码模块中180
°
重聚焦脉冲后的频率梯度编码均被取消，因此整个重复周期内的第一个频率梯度编码即为快速自旋回波采样模块中的第一个频率梯度编码。
48.在成像序列的跳回波编码中，n代表了跳回波编码模块中施加的180
°
重聚焦脉冲的数量，该参数是一个需要合理设置的skipped echo参数，用于跳过前n个回波信号的采样，使得所采的第一个回波信号经历了足够长的外部电流作用时间。为使外部电刺激设备施加的电流可以在每个回波中持续线性累积，需要在每个回波中消除因不完美重聚焦脉冲引起的stimulated echo的影响，本发明采取变换相邻扰相梯度面积的方式。
49.另外，快速自旋回波采样模块中的180
°
重聚焦脉冲的数量m即为成像序列的加速因子。在电流结束后采用常规快速自旋回波(tse)序列的方式采集信号，每个tr采集m个回波信号填充到k空间的m行，使成像速度提高了m倍。
50.基于上述成像序列在外部刺激电流下进行两次扫描后，将扫描的两次相位结果做差得到图像上各点位置的相位差δφ(x,y)，并利用δφ(x,y)与bz之间的线性关系求解出bz，用于mreit或mrcdi成像的计算。
51.由此可见，本发明的基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法，通过跳回波编码延长外部电流作用时间，提高bz的有效性。同时，利用快速自旋回波方式采集信号，可提高成像速度达10倍，高效、稳定、快速的实现了bz磁场的测量，从而提高磁共振mrcdi和mrcdi成像性能。
52.由于在本发明中，磁共振成像设备和外部电刺激设备是两套不同的设备体系，因为两者之间需要依赖于同步信号来实现所施加的外部电流与成像序列的协同。
53.本发明中，外部电刺激设备所施加的外部刺激电流可按照如下方法来实现：
54.在每个tr第一个采样回波之前的所有射频脉冲施加前，在序列编程使磁共振机器给出根据三种根据不同电流指令(开始、翻转、结束)需求而特异宽度的同步脉冲信号，外部电刺激设备接收到该同步信号后通过识别脉冲宽度编程所应用的刺激电流。三种指令需求分别为：90
°
射频脉冲前施加“开始”同步信号，回波信号采样前的180
°
射频脉冲前施加“结束”同步信号，二者之间的所有180
°
射频脉冲前施加“翻转”同步信号。外部电流的施加需要在编程时考虑到同步信号与射频脉冲间的特定时序关系。需要特别指出，为减少在射频脉冲施加期间外部电流对结果的复杂影响，外部电流的施加应在射频脉冲期间置零。具体电流施加的模式可参见图1。
55.传统快速自旋回波序列通常从第一个回波信号开始采集数据，将所有回波信号填充到k空间中。但在bz测量的问题背景下，按要求将外部刺激电流施加到第一个回波采样结束，对于传统快速自旋回波序列来说，长回波间隔(esp)会造成靠后面回波信号大量损失，在大加速因子(m)情况下极大影响了成像的分辨率，而小加速因子(m)则削弱了加速效果；同时，短回波间隔(esp)则会减少电流的施加时间，造成相位的不补充累积导致难以测得较高信噪比的信号。因此，本发明在选择小回波间隔(esp)、大加速因子(m)的条件下，为延长
电流的持续时间，设计了跳过前n个回波采样的序列，即前n个回波的时间只用来施加电流累积相位，电流结束后开始采集回波信号。在此情况下一个重复周期内，外部刺激电流的作用时间可由下式表达：
56.tc＝(esp-τ
π
)
·
n+1)-0.5τ
π/2
ꢀꢀꢀ
公式(1)
57.其中esp为相邻180
°
重聚焦脉冲的时间间隔，τ
π
、τ
π/2
分别为180
°
重聚焦脉冲和单个90
°
射频脉冲作用时间。回波信号的采样与外部电流施加的具体关系可参见图1。
58.另外，本发明的磁共振磁场测量序列中，跳回波编码模块中保证电流在连续回波间持续线性累积的方式按照如下方法进行改进：
59.通过改变相邻扰相梯度面积的方式消除回波中的激发回波(stimulated echo)成分，具体方法为：第一组扰相梯度面积设置为可引起对应4π相位散相的数值，其余扰相梯度面积为对应前一组的2或1/2倍，但要保证不小于第一组扰相梯度的面积。按此方法设计的序列可以实现回波中只保留主回波信号，消除激发回波成分，使得电流产生磁场引发的相位可以在连续回波信号中线性累积。
60.但是需要说明的是，相邻层面选择梯度编码的扰相梯度面积并不一定要满足2倍或1/2倍的关系，这仅仅是一种优选方式，理论上任意两个相邻层面选择梯度编码施加面积不同的扰相梯度即可。
61.另外，本发明的磁共振磁场测量序列中，回波数据采样及k空间填充按照如下方法进行改进：
62.不同于传统基于单回波自旋回波(se)序列的bz测量序列中每个tr只采集一个回波信号填充到k空间中，本发明所设计序列采用快速自旋回波(tse)序列进行信号的采样，m为加速因子，每个tr采集m个回波信号填充到k空间的m行，扫描时间缩短了m倍。
63.本发明的磁共振磁场测量序列中，bz磁场的计算可按照如下方法：
64.在两次起始电流方向相反的扫描结果中，图像上每点(x,y)的信号可表达为：
[0065][0066]
其中ρ(x,y)为信号密度，te为回波时间，t2为成像体弛豫时间，δ(x,y)为系统固有相位，γ为氢原子旋磁比，γ＝26.75
×
107rad/(t
·
s)，电流作用时间tc＝(esp-τ
π
)
·
(n+1)-0.5τ
π/2
。由此，两次扫描结果的相位差可表达为：
[0067][0068]
因此，所求bz(x,y)可由下式计算：
[0069]bz
(x,y)＝δφ(x,y)/(2γ
·
tc
·
(i
1-i2))
ꢀꢀꢀ
公式(4)
[0070]
式中：i1与i2分别为两次扫描过程中分别施加的刺激电流，记为第一刺激电流与第二刺激电流，i1与i2需区分正负，即相反方向的电流由正负值进行区分。
[0071]
基于上述对图1所示磁共振磁场测量序列的具体改进点和设计原理的描述，本发明的一较佳实施例中，进一步给出了一种基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法，其具体方法流程如下：
[0072]
利用相同的成像序列对目标组织进行两次扫描，且在第一次扫描过程中对成像组织施加与重聚焦脉冲同步的正负变换的第一刺激电流并获得第一扫描结果，在第二次扫描
过程中对成像组织施加与重聚焦脉冲同步的正负变换的第二刺激电流并获得第二扫描结果；计算第一扫描结果和第二扫描结果的相位差，并利用相位差与bz磁场之间的线性关系得出bz磁场。
[0073]
其中，同步施加的成像序列和刺激电流(第一刺激电流或第二刺激电流)在时序上耦合形成的序列如图1所示，具体如下：
[0074]
成像序列的每个重复周期中，首先施加一个90
°
射频脉冲并同时施加层选编码梯度，然后施加一个预重聚焦频率梯度使自旋在回波中心恢复同相，再进行跳回波编码和快速自旋回波采样。而在跳回波编码模块中，间隔施加n个180
°
重聚焦脉冲，且在施加每个180
°
重聚焦脉冲的同时进行层面选择梯度编码；在快速自旋回波采样模块中，间隔施加m个180
°
重聚焦脉冲，且在施加每个180
°
重聚焦脉冲的同时进行层面选择梯度编码，层面选择梯度编码后再进行相位梯度编码，相位梯度编码后再进行频率梯度编码，并且在频率梯度编码的同时通过回波信号采样得到k空间数据。且为使外部电流诱发的相位可以保留在重建后的相位图像中，需在采样的回波中消除由不完美重聚焦脉冲引起的激发回波的成分，该问题可由合理设置成像序列中的扰相梯度解决，具体而言：跳回波编码模块和快速自旋回波采样模块中施加的n+m个层面选择梯度编码均在两侧设置扰相梯度，其中第一个层面选择梯度编码的两侧扰相梯度面积设置为能引起4π相位散相的数值，n+m个层面选择梯度编码中，任意两个相邻层面选择梯度编码施加面积不同的扰相梯度(优选的，两个相邻层面选择梯度编码施加的扰相梯度面积之间呈2倍或1/2倍关系)，n+m个层面选择梯度编码中任意一个层面选择梯度编码的两侧扰相梯度面积不低于第一个层面选择梯度编码的两侧扰相梯度面积；n和m分别为不小于1的正整数。最后对上述成像序列采样得到的k空间数通过傅里叶变换，计算重建出每次扫描的幅值图像和相位图像。
[0075]
在每个重复周期内，第一刺激电流从第一个90
°
射频脉冲开始持续至第一个频率梯度编码结束，且仅在每个射频脉冲(包括90
°
射频脉冲以及180
°
射频脉冲即重聚脚脉冲)施加期间置零，相邻两个射频脉冲之间的一个电流持续段中电流大小与正负方向始终相同，任意两个相邻的电流持续段中电流大小相同但正负方向相反；所述第一刺激电流和所述第二刺激电流在每个重复周期内具有相同数量的电流持续段且各自的电流持续段一一对应，每一组对应的电流持续段的起止时间完全相同但电流不同。
[0076]
作为本发明实施例的一种具体实现方式，如前所述，利用相位差与bz磁场之间的线性关系得出bz磁场的具体计算公式如公式(4)。式中bz(x,y)表示点(x,y)处的bz磁场，δφ(x,y)表示所述第一扫描结果和所述第二扫描结果在点(x,y)的相位差，γ为氢原子旋磁比，tc为一个重复周期中刺激电流的持续时间，i1与i2分别为区分正负的第一刺激电流与第二刺激电流。其中tc的计算式可以采用前述的公式(1)。
[0077]
另外，本发明中的参数n和m需要根据实际进行优化调整。其中，n优选为1～3，进一步优选为1。m优选为不超过10，进一步优选为5。
[0078]
需要说明的是，在每个重复周期内，第一刺激电流和所述第二刺激电流中，原则上每一组对应的电流持续段的起止时间完全相同但电流不同即可，该不同可以是电流大小不同(例如分别施加1ma与2ma的电流)，也可以是电流方向不同(例如分别施加2ma与-2ma的电流)。但作为本发明实施例的一种具体实现方式，第一刺激电流和第二刺激电流的每一组对应的电流持续段的起止时间和大小完全相同，但电流正负方向相反。
[0079]
在本发明的另一实施例中，基于相同的发明构思，为了实现上述基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法，本发明还提供了一种基于跳回波编码的磁共振磁场测量装置，该装置包括磁共振设备、外部电刺激设备和计算模块；
[0080]
所述外部电刺激设备用于在所述磁共振设备的扫描过程中对目标组织施加所述第一刺激电流和所述第二刺激电流；
[0081]
所述磁共振设备用于执行所述成像序列并获得第一扫描结果和第二扫描结果；
[0082]
所述计算模块用于计算第一扫描结果和第二扫描结果的相位差，并利用相位差与bz磁场之间的线性关系得出bz磁场。
[0083]
需要注意的是，磁共振设备在执行所述成像序列对目标组织进行扫描的过程中，在施加90
°
射频脉冲之前向所述外部电刺激设备发出代表“开始”的第一同步信号，在施加跳回波编码模块的每一个180
°
重聚焦脉冲之前向所述外部电刺激设备发出代表“翻转”的第二同步信号，在施加回波信号采样模块的第一个180
°
重聚焦脉冲之前向所述外部电刺激设备发出代表“结束”的第三同步信号；
[0084]
所述外部电刺激设备收到第一同步信号后开始按照设定的时延对目标组织施加第一段电流持续段，
[0085]
所述外部电刺激设备每次收到第二同步信号后，均按照设定的时延对目标组织施加与上一段电流持续段正负方向相反的下一段电流持续段；
[0086]
所述外部电刺激设备收到第三同步信号后按照设定的时延对目标组织施加与上一段电流持续段正负方向相反的最后一段电流持续段。
[0087]
如前所述，原则上第一刺激电流和所述第二刺激电流在每个重复周期内每一组对应的电流持续段的起止时间完全相同但电流不同即可，但优选设置为每一组对应的电流持续段的起止时间和大小完全相同，但电流正负方向相反。
[0088]
需要特别说明的是，所述外部电刺激设备收到各同步信号后，具体需要执行的电刺激时延需要根据同步信号发出实现到图1所示序列上对应的电流持续段的实际开始时间而定，以能够准确按照图1所示序列对目标组织施加相应的外部刺激电流为准。而且在目标组织能承受的情况下，施加的外部电流越大越好，因此第一刺激电流和所述第二刺激电流中，第一段电流持续段的大小优选为目标组织所允许施加的外部电流安全范围内的最大值。
[0089]
需要说明的是，第一刺激电流和第二刺激电流的正负方向相反可通过设置第一段电流持续段的正负方向来控制，即外部电刺激设备在所述磁共振设备的两次扫描过程中，收到第一同步信号后所施加的第一段电流持续段的正负方向相反。例如，第一刺激电流可按照图1所示的外部电流序列施加，即第一段电流持续段的电流方向是正向的；而第二刺激电流可按照图1所示的外部电流序列的反向施加，即第一段电流持续段的电流方向是负向的。由于后续其他的电流持续段都是依次正负交替的，因此只要第一段电流持续段的电流方向相反，第一刺激电流和第二刺激电流中后续任意一组对应的电流持续段的电流方向都会是相反的。
[0090]
本领域的技术人员应当知道，本发明中所涉及的计算模块可以通过电路、其他硬件或者可执行的程序代码来完成，只要能够实现相应功能即可。若采用代码，则代码可存储于存储装置中，并有计算装置中的相应元件执行。本发明的实现便不限制于任何特定的硬
件和软件结合。上述装置中的计算模块也可以集成在磁共振成像设备的内部计算单元中，或者以单独的数据处理设备的形式存在，对此不作限制。
[0091]
另外，本发明中的磁共振成像设备和外部电刺激设备，可采用市售产品也可以采用自制设备，可根据实际用户需求进行选择。
[0092]
下面基于上述方法结合实施例展示其具体的技术效果，以便本领域技术人员更好地理解本发明的实质。
[0093]
实施例：
[0094]
将上述基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法和装置在一个球形水模和猪肉组织的磁共振磁场测量实验中进行了测试，并与常规多回波自旋回波序列加权方式的磁场测量结果进行了对比。本发明的述基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法和装置具体方案如前所述，其第一次扫描时施加的成像序列和同步施加的第一刺激电流如图1所示，两个相邻层面选择梯度编码施加的扰相梯度面积之间呈2倍或1/2倍关系；而第二次扫描时施加的成像序列与第一次扫描相同，但第二刺激电流与第一刺激电流中每一组对应的电流持续段的起止时间和大小完全相同，但电流正负方向相反。具体的成像序列和刺激电流此处不再赘述，下面仅介绍此处的具体参数。在本实施例中，skipped echo参数n＝1，加速因子m＝5。
[0095]
本实施例中的实验结果如附图2、附图3、附图4所示：
[0096]
由附图2可以看到，在水模上的磁共振磁场测量实验中，基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法测量结果与常规多回波自旋回波序列加权方式的磁场测量结果具有高度的一致性，同时测量时间缩短了5倍，量化分析进一步说明了所提出序列在磁场测量问题上的效果(回归结果r＝0.98，s＝1.02，p《0.001；bland-altman plot结果显示有97％的点在可信区间内)，说明了本发明的有效性。
[0097]
由附图3、附图4可以看到，基于跳回波编码的磁共振磁场测量方法无论是在水模还是生物组织上都可以在临床允许的测量时间提供大范围成像覆盖能力(z为不同层面)，同时无论是磁场测量结果还是幅值结果中均未发现明显伪影，这也进一步证明了本发明的有效性。
[0098]
以上所述的实施例只是本发明的一种较佳的方案，然其并非用以限制本发明。有关技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，还可以做出各种变化和变型。因此凡采取等同替换或等效变换的方式所获得的技术方案，均落在本发明的保护范围内。