移動式輕量化的磁共振成像系統可部署于重癥監護室、救護車等特殊場合，使床旁腦卒中監護成像、救護車上移動腦卒中成像成為可能。相比于中高場系統，超低場磁共振成像設備采用輕量化的永磁體設計，結構緊湊，方便移動，但在沒有電磁屏蔽房的情況下其圖像質量極易受外部電磁干擾噪聲的影響且硬件設計上還存在諸多關鍵技術問題有待解決。本文從系統硬件設計及環境電磁干擾消除兩個方面展開研究，研發了50 mT移動式無屏蔽磁共振成像系統樣機，從磁體的永磁結構、梯度和射頻線圈系統以及電磁噪聲消除算法等方面進行了系統研究，最終獲得了高質量的人腦圖像，為超低場磁共振成像技術的臨床應用打下了基礎。
引用本文： 張宇翔, 何為, 楊磊, 賀玉成, 吳嘉敏, 徐征. 移動式無屏蔽超低場磁共振成像系統研究. 生物醫學工程學雜志, 2023, 40(5): 829-836. doi: 10.7507/1001-5515.202303060 復制
0 引言
近年來，低場及超低場磁共振成像（ultra-low-field magnetic resonance imaging，ULF-MRI）系統正在重新成為國內外學者們的研究焦點[1-8]。相比于中、高場系統（1.0 T磁場強度及以上），超低場磁共振成像設備（0.1 T磁場強度以下）具有低成本、不受使用場地限制等優點，在床旁監護、移動腦卒中單元等應用場合受到廣泛關注。該技術的發展為腦卒中的及時診斷以及病情監測提供了新的技術手段，同時其生產、維護、使用成本都遠遠低于采用超導磁體的成像系統，有望在社區、鄉鎮醫院等基層醫療機構推廣使用，將對改善和提升我國醫療服務質量起到重要作用。
ULF-MRI技術通過降低磁共振成像的背景磁場來降低成像系統的復雜度，減小系統的重量和體積，實現磁共振成像系統輕量化、可移動的特點，并搭配高性能的外圍譜儀、功放等設備及線圈（梯度、射頻線圈等）實現可靠的磁共振成像。2015年，美國哈佛醫學院的Matthew Rosen團隊[1]研制出6.5 mT的ULF-MRI系統，磁場由線圈繞制的電磁體產生。電磁體采用了結構簡單的亥姆霍茲線圈，為了實現高均勻度，線圈的直徑超過2 m，導線直徑為5 mm且用量超過1 km，相比于永磁體，該系統的重量和體積無明顯優勢且設備須在屏蔽房中運行來保證圖像信噪比（signal-to-noise ratio，SNR）。2019年，本研究團隊[2]首先開發出50 mT ULF-MRI系統，并通過結合主動降噪技術使設備無需額外的電磁屏蔽措施。2020年，萊頓大學醫學中心的Thomas研究了一種采用Halbach磁體的ULF-MRI系統[3]，其成像孔直徑27 cm，離散化Halbach永磁陣列實現50 mT的主磁場強度，采用基于設備外形定制的梯度線圈、射頻線圈、梯度放大器和射頻放大器并集成在設備內部。同時該設備的磁場不均勻性高達2 400 ppm使圖像出現畸變，而且設備運行仍需要“靈活屏蔽”的方式（采用導體屏蔽布覆蓋磁體）。2020年2月份美國Hyperfine公司推出了首款商用可移動64 mT ULF-MRI系統并通過美國食品藥品監督管理局認證，系統高度約為1.5 m，重量約為650 kg。該設備結合噪聲消除技術可在無屏蔽的開放環境下運行，實現可觀的圖像信噪比并應用于新型冠狀病毒肺炎（coronavirus disease 2019，COVID-19）患者的床旁監護[4-5]，但受商業保密限制，其相關技術細節未見發表。2021年，香港大學研究團隊結合基于深度學習的電磁干擾消除技術實現開放式環境下的磁共振成像[6]，但系統線圈設計相關細節并未見發表，且其電磁干擾消除方式需要根據不同使用環境對卷積神經網絡進行實時訓練來達到降噪效果，從而制約了成像系統的時效性。由此可見，隨著眾多科研單位與產業界的深度參與，輕量化ULF-MRI系統的研究勢頭不可忽視，同時該類系統的設計中仍存在以下問題：
（1）高性能的系統硬件設計：例如盡可能在減小磁體重量的同時提高磁場的均勻度以保證成像質量；設計合適的梯度線圈以及適用于超低場的發射、接收射頻線圈以保證系統在該場強下的信號質量。
（2）高效的噪聲消除方法設計：在沒有屏蔽房的條件下ULF-MRI系統的信噪比將進一步降低，如何通過額外的傳感器并結合高效算法消除核磁信號接收過程中的外部干擾噪聲。
因此，本團隊在已有研究的基礎上，擬從輕量化磁體結構、梯度和射頻線圈設計以及外部電磁干擾消除等方面對移動式無屏蔽ULF-MRI系統展開研究。
1 系統硬件設計
本文設計的移動式無屏蔽ULF-MRI系統結構示意圖如圖1所示。系統主要包括磁體、線圈、外圍設備及機械支撐結構。主磁體部分主要包括雙極磁鐵產生50 mT背景主磁場及其他輔助部件（極靴、抗渦流板、勻場環等）。線圈部分包括射頻發射及接收線圈，實現磁共振信號的激勵及檢測；梯度線圈，成像中用于對信號進行空間編碼及一階勻場；噪聲檢測線圈（圖中僅畫出一個），用于檢測空間中的電磁干擾。外圍設備包括射頻功率放大器、梯度功率放大器、磁共振成像譜儀及射頻接收放大模塊（包括線圈匹配電路、前置放大器等電路）。系統供電為220 V/50 Hz市電，在序列參數設置完成之后，成像譜儀通過控制射頻及梯度功放激勵成像區域內的氫質子信號，使其產生經空間編碼的磁共振信號；同時射頻接收及噪聲檢測線圈通過射頻接收模塊將檢測信號發送至成像譜儀，最后在計算機中完成信號處理及圖像重構。
圖1
系統結構圖
Figure1.
Structure diagram of proposed system
1.1 主磁體設計
主磁體包括磁鐵、極靴、抗渦流板和勻場環，結合方形鐵軛組成永磁體結構并通過有限元仿真[9-10]在球型成像區域內產生50 mT磁場。整個磁體尺寸為766 mm × 586 mm × 421 mm，重量350 kg，成像區域為直徑200 mm的球型，設計緊湊的磁體外形在保證輕量化的同時其占地面積僅為1 m2左右。磁鐵部件選用釤鈷（SmCo）材料，相比于釹鐵硼（NdFeB）擁有更高的溫度穩定性，確保在設備運行期間提供相對穩定的磁場。同時釤鈷材料具有較高的機械強度及腐蝕耐性，在磁體組裝及設備運行中均有良好的表現。由于加工精度等因素帶來的誤差會導致成像區域磁場出現偏差，此問題可采用被動勻場來解決，即根據三維場圖通過在極靴上貼磁片的方式來補償不均勻的磁場[11-13]。首先通過測量的三維場圖確定目標區域中磁場最大值及最小值出現的位置，根據圓柱性磁片產生的磁場[14]在影響最大的位置貼正向或者反向的釤鈷磁片或鐵片對磁場偏差進行補償，通過重復上述過程最終提高磁場均勻度。
1.2 梯度線圈設計
梯度線圈配合功率放大器在X、Y、Z三個方向上產生沿Z方向的梯度磁場用于提供成像物體的空間位置編碼信息。線圈設計方法采用基于目標場的方法[15-19]，根據主磁體尺寸確定線圈的布線范圍為半徑235 mm的雙平面圓型區域，設計參數為梯度線圈效率大于120 μT/(m·A)，梯度場最大非線性度小于5%。計算的單面X/Y/Z方向梯度線圈布線及其仿真梯度場如圖2所示。通過仿真結果算出的X、Y、Z梯度線圈效率分別為125、135、360 μT/(m·A)。X、Y、Z梯度線圈最大非線性度分別為3.71%、3.74%、1.09%。梯度線圈板由漆包線嵌入環氧樹脂板構成，考慮到較小的空間編碼所需電流及系統空間與重量，設計中并未加入線圈冷卻及高階主動屏蔽線圈系統。針對梯度場的高頻切換下在系統周圍金屬中產生的渦流效應，主磁體中抗渦流板及梯度波形預加重技術的應用將有效緩解這一問題。
圖2
X/Y/Z方向梯度線圈布線及仿真梯度場
Figure2.
X/Y/Z gradient coil wiring and simulated gradient fields
1.3 射頻線圈設計
射頻發射與接收線圈采用收發分離射頻線圈，由螺線管結構線圈及對應的匹配電路組成。
其中，射頻發射線圈設計為圓方型螺線管線圈，增大線圈內部空間，如圖3左側所示，匝數為8，直徑294 mm，每對線圈間的間距通過粒子群算法進行優化[20-21]，以線圈所產生的射頻磁場在目標區域內的均勻性為目標，搜索其最小值時所對應的線圈環之間的間距。接收線圈包括射頻接收線圈及噪聲檢測線圈，均采用螺線管結構，為了更加貼合人腦輪廓得到更高的信噪比，射頻接收線圈設計為橢圓型且由兩個5匝的線圈組成，如圖3右側所示。考慮到噪聲檢測線圈僅用于檢測噪聲，其結構采用小型等間距繞制螺線管線圈（直徑小于30 mm），放置在磁體周圍或緊貼人體采集可能耦合到磁共振信號中的噪聲信號。用于射頻發射及接收線圈的調諧匹配電路均采用π型電容匹配及LC巴倫電路結構[22]，將阻抗匹配至50 Ω（同軸線纜特征阻抗），同時結合主動與被動失諧電路，實現射頻發射與接收線圈的收發分離。
圖3
線圈結構圖
Figure3.
Coil structure diagram
2 電磁干擾消除算法設計
對于受到外部電磁干擾的磁共振信號，本文提出一種基于噪聲檢測通道的電磁干擾消除算法實現磁共振信號的主動降噪。降噪流程以二維k空間為例，如圖4所示，圖中僅顯示一路噪聲檢測通道的情況，第一排每個實線方框表示逐行采樣的L行k空間信號。噪聲檢測通道信號（電磁干擾信號Kn）與磁共振信號（k空間信號Ki）分別通過噪聲檢測線圈和射頻接收線圈同時采樣得到。隨后由Ki邊緣信號（僅包含少量磁共振信號并被作為射頻接收線圈采集的純噪聲信號）與對應位置的Kn信號（噪聲檢測線圈采集的純噪聲信號）通過傅里葉變換（Fourier transform，FFT）及最小二乘法（least square，LS）得到轉移系數TF。最后通過與TF處理剩余頻域信號，通過反傅里葉變換（inverse FFT，IFFT）得到降噪后的k空間數據Kc。
圖4
電磁干擾消除算法
Figure4.
Electromagnetic interference cancellation algorithm
2.1 轉移系數TF計算
電磁干擾消除算法的目的是根據噪聲檢測線圈得到的yEMI(t)，從帶有電磁干擾的原始信號yRF(t)中去除干擾信號nRF(t)，描述為
 |
其中，s(t)為磁共振信號，nu(t)與nv(t)為不相關白噪聲（無法通過該方法去除），nRF(t)與nEMI(t)分別為射頻接收和噪聲檢測線圈接收到的相關電磁干擾信號。值得討論的是，對于射頻接收到的磁共振外圍k空間信號（例如圖4中的第一行信號），由于該信號的產生伴隨著較大的梯度磁場（相位編碼梯度），使磁共振信號進一步相散，即s(t) ≈ 0，因此，利用該行k空間數據與其同時采樣的噪聲信號可以得到nRF(t)與nEMI(t)之間的關系。
對于nEMI(t)，它可能包含不同頻率的噪聲源信息，因此計算TF的關鍵步驟為將k空間信號進行傅里葉變換，將它分為多個子頻帶并單獨獲得各個子頻帶與nRF(t)對應子頻帶之間的聯系。
本文采用最小二乘法獲得射頻接收與噪聲檢測線圈接收電磁干擾信號在頻域之間的關系，即轉移系數TF。假設噪聲檢測線圈數量為C，子頻帶數量為f，則每個噪聲通道與射頻接收通道的轉移系數
可由復數域（所接收磁共振及噪聲信號為復數）的最小二乘法實現[23]：
 |
其中 
、
分別為第C通道噪聲檢測線圈及射頻接收線圈采集的第一行離散頻域信號（第f子頻帶），認為均只包含電磁干擾及白噪聲的頻率成分，N為采樣點數，上標“H”與“?1”分別表示共軛轉置及逆矩陣運算。
2.2 電磁干擾消除
在得到系統的轉移系數 
之后，其余k空間信號（第二行及以后）中的電磁干擾均可通過 
進行抑制，如圖4所示。降噪后的頻域磁共振信號 
可以表示為：
 |
其中m = 2, 3, …, L，表示第二行及之后的k空間數據。時域磁共振信號最后通過反傅里葉變換得到，如圖4所示。該方法亦可直接擴展至對三維k空間的處理，在得到降噪后的三維k空間之后對數據進行重構即可得到無環境電磁干擾的磁共振圖像。
3 實驗結果
基于上述研究成果，本文設計研發了一套50 mT無屏蔽ULF-MRI系統，如圖5所示。射頻功放及梯度功放采用自研設備，成像譜儀選用MR solution的EVO譜儀配合Powerscan（v6.3）軟件實現完整成像流程，并通過磁場均勻度測量及人腦成像實驗驗證系統性能。實驗結果顯示系統機身重量小于700 kg，磁場強度為50.9 mT且不均勻度小于200 ppm；可實現開放式環境下的人腦成像，并在消除外部干擾噪聲后，圖像信噪比提升了55%。
圖5
ULF-MRI系統樣機
Figure5.
Prototype of ultra-low-field magnetic resonance imaging system
3.1 磁體均勻性驗證
磁場測量采用Metrolab PT2025核磁共振高斯計采集直徑200 mm成像區域表面的195個測量點，其磁場強度分布（被動勻場前后）如圖6所示。橫縱坐標分別表示磁場強度范圍及在該范圍內的磁場測量點數，根據圖6計算得到的磁場不均勻度約為120 ppm。值得討論的是，通過X/Y/Z三方向梯度線圈進行一階勻場可進一步提高磁場均勻度，而在未來的研究中可在主磁體中加入二階勻場線圈使主磁場更加均勻。
圖6
原始磁場與被動勻場后磁場分布
Figure6.
Distribution of original magnetic field and magnetic field after passive shimming
3.2 梯度磁場測量
為驗證上述設計理論的有效性以及測試加工的梯度線圈性能，采用直流電源（Agilent 6654A）為線圈提供3 A直流電流驅動線圈產生梯度磁場。通過三維霍爾高斯計（型號8030，Bell，美國）與三維運動平臺（42BYG250cll步進電機，中國，運動精度0.01 mm）測量梯度線圈產生的磁場值，從而分析梯度線圈效率及最大非線性度。
對于X梯度線圈，測量了在XOY平面上Y = –5 cm、0、5 cm線上的Bz磁場分布；對于Y梯度線圈，測量了在XOY平面上X = –5 cm、0、5 cm線上的Bz磁場分布；對于Z梯度線圈，測量了在XOZ平面上X = –5 cm、0、5 cm線上的Bz磁場分布。測試結果如圖7所示，從上到下依次為X、Y、Z梯度線圈，測量得出X、Y、Z方向上實際產生的梯度磁場效率為123、134、358 μT/(m·A)，與仿真結果相比誤差小于2%。由于線圈加工、位置及測量誤差，X、Y、Z梯度線圈實際最大非線性度為7.8%、6.0%和13.4%。Z方向梯度實測與仿真偏差較大可能與設備鐵磁材料產生的渦流影響有關，在未來的線圈優化設計過程中擬考慮設備周圍諸如抗渦流板、勻場環等鐵磁材料的影響。
圖7
梯度磁場測量結果
Figure7.
Gradient magnetic field measurement results
3.3 系統分辨率誤差測量
為測量成像系統在磁場不均勻度約為120 ppm下的空間分辨率誤差，通過點擴散函數（point spread function，PSF）兩側第一個過零點之間的距離可以估算空間分辨率[24]，然而磁共振成像中單位點源（沖激函數）的成像結果難以通過模體實驗獲得。因此，本文通過具有2 mm壁厚結構模體（如圖8b所示）成像實驗的截面信號與理論信號進行對比，計算空間分辨率誤差。以2 mm分辨率為例，成像序列掃描參數如下：成像視野160 mm，采樣矩陣80×80×24，采樣帶寬10 kHz，分辨率2 mm×2 mm，層厚10 mm，重復時間/回波時間（TR/TE）：50/15 ms。如圖8c所示，理論信號截面通過寬度2 mm的矩形波與過零點寬度2 mm的sinc函數卷積計算得到。測量結果如圖8a所示，橙色為模體實驗2 mm壁厚結構的截面曲線（截面位置如圖8b所示），藍色曲線為2 mm結構在2 mm分辨率成像序列下的理論計算結果。通過插值與數據標定（scaling）處理，計算得到實測與理論曲線兩側第一過零點距離分別為4.2 mm與3.3 mm，對應系統在磁場不均勻度約為120 ppm下2 mm成像序列的空間分辨率誤差約為27%。該不均勻度和分辨率誤差與臨床實際應用指標尚存在一定的差距，未來在磁體結構、線圈設計以及被動和高階勻場技術上可做進一步的優化提高。
圖8
成像分辨率誤差分析
a. 實測與理論點擴散函數曲線；b. 2 mm壁厚結構模體成像結果；c. 理論信號截面計算示意圖
Figure8. Analysis of imaging resolution errora. measured and theoretical point spread function curves; b. imaging results of a 2 mm structural thickness phantom; c. schematic diagram of theoretical signal cross-section calculation
3.4 無屏蔽成像效果驗證
本研究招募了1名健康受試者，24歲，男性。本研究經中國人民解放軍第三軍醫大學第一附屬醫院倫理委員會審核批準，受試者簽署了知情同意書。開放式環境下的人腦成像實驗均在重慶市生物醫學電磁技術與數字診療設備工程技術研究中心完成。成像序列選用T1加權的3D破壞梯度回波序列，掃描參數如下：成像視野240 mm，采樣矩陣120 × 120 × 24，采樣帶寬10 kHz，分辨率2 mm × 2 mm，層厚10 mm，重復時間/回波時間（TR/TE）：50/15 ms，掃描時間2.4 min。射頻接收線圈采集人腦磁共振信號，3個噪聲檢測線圈檢測干擾噪聲，其中2個檢測環境噪聲，1個采集人體噪聲（通過將線圈套在被試者手指上）。成像效果評估采用圖像信噪比，計算公式如下
 |
其中Smean為成像物體部分區域的像素均值，SDnoise為背景白噪聲標準差。24層圖像中的4層原始成像結果與降噪后的結果如圖9所示。圖中上方為原始圖像，下方為降噪后圖像，白色實線方框用于計算物體部分區域的像素均值，白色虛線方框用于計算背景白噪聲標準差，由式（4）可得原始圖像信噪比為2.51，降噪后圖像信噪比為3.89，提升較為明顯（55%）。此外，實驗發現當外界存在特定模式干擾時，噪聲去除效果更加明顯，如圖10所示。一維k空間信號（幅值信號）的降噪效果如圖11所示，其中前三幅圖分別表示噪聲檢測線圈采集的人體噪聲信號、射頻接收線圈采集的人體噪聲信號及降噪后信號（通過電磁干擾消除算法降噪）。從圖中的信號點P1、P2和P3的幅值可以計算出系統的噪聲抑制率最高可達95.7%，噪聲檢測線圈及射頻接收線圈所采集第一行k空間信號（后兩幅圖）的皮爾遜系數達到98%，表明兩信號具有極高的相似性，是降噪算法產生較好效果的關鍵。
圖9
成像結果
Figure9.
Imaging results
圖10
嚴重干擾時的成像結果
Figure10.
Imaging results with severe interference
圖11
一維k空間信號（幅值信號）的降噪效果
Figure11.
The denoising effect of one-dimensional k-space signal (amplitude signal)
從圖10中可以看出在降噪后的圖像中仍然存在輕微的干擾，在未來的研究中將進一步改善噪聲消除算法，特別是基于卷積神經網絡的主動降噪算法[4, 25]，利用其非線性映射的特點實現更好的降噪效果。值得討論的是，圖9和圖10均為一次信號平均的成像結果，更高質量與信噪比的圖像可通過多次信號平均、采用針對低場特性優化的成像序列[7, 26]或先進的圖像濾波和增強算法[27-30]等方式獲得，如何在有限的背景磁場下獲得高質量的磁共振影像也將是未來擬解決的主要問題之一。
4 結論
本文針對移動式無屏蔽ULF-MRI系統的特點，在永磁體設計、梯度和射頻線圈設計及環境電磁干擾消除方法等方面展開研究并提出相應的解決方案。最終開發出系統樣機，其可移動特性及在無屏蔽條件下的成像性能均得到驗證，尤其在特定模式電磁噪聲下的抗干擾性能，使圖像質量提升顯著。本文的硬件及算法設計工作均可為ULF-MRI系統的具體實現及應用提供基礎，并為其他形式及不同應用場景下的ULF-MRI技術研究提供參考。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：張宇翔負責招募受試者、數據分析和論文撰寫；楊磊、吳嘉敏和賀玉成指導方法理論和試驗設計；何為和徐征指導論文撰寫。
倫理聲明：本研究通過了中國人民解放軍第三軍醫大學第一附屬醫院倫理委員會的審批（批文編號：KY201775）。
0 引言
近年來，低場及超低場磁共振成像（ultra-low-field magnetic resonance imaging，ULF-MRI）系統正在重新成為國內外學者們的研究焦點[1-8]。相比于中、高場系統（1.0 T磁場強度及以上），超低場磁共振成像設備（0.1 T磁場強度以下）具有低成本、不受使用場地限制等優點，在床旁監護、移動腦卒中單元等應用場合受到廣泛關注。該技術的發展為腦卒中的及時診斷以及病情監測提供了新的技術手段，同時其生產、維護、使用成本都遠遠低于采用超導磁體的成像系統，有望在社區、鄉鎮醫院等基層醫療機構推廣使用，將對改善和提升我國醫療服務質量起到重要作用。
ULF-MRI技術通過降低磁共振成像的背景磁場來降低成像系統的復雜度，減小系統的重量和體積，實現磁共振成像系統輕量化、可移動的特點，并搭配高性能的外圍譜儀、功放等設備及線圈（梯度、射頻線圈等）實現可靠的磁共振成像。2015年，美國哈佛醫學院的Matthew Rosen團隊[1]研制出6.5 mT的ULF-MRI系統，磁場由線圈繞制的電磁體產生。電磁體采用了結構簡單的亥姆霍茲線圈，為了實現高均勻度，線圈的直徑超過2 m，導線直徑為5 mm且用量超過1 km，相比于永磁體，該系統的重量和體積無明顯優勢且設備須在屏蔽房中運行來保證圖像信噪比（signal-to-noise ratio，SNR）。2019年，本研究團隊[2]首先開發出50 mT ULF-MRI系統，并通過結合主動降噪技術使設備無需額外的電磁屏蔽措施。2020年，萊頓大學醫學中心的Thomas研究了一種采用Halbach磁體的ULF-MRI系統[3]，其成像孔直徑27 cm，離散化Halbach永磁陣列實現50 mT的主磁場強度，采用基于設備外形定制的梯度線圈、射頻線圈、梯度放大器和射頻放大器并集成在設備內部。同時該設備的磁場不均勻性高達2 400 ppm使圖像出現畸變，而且設備運行仍需要“靈活屏蔽”的方式（采用導體屏蔽布覆蓋磁體）。2020年2月份美國Hyperfine公司推出了首款商用可移動64 mT ULF-MRI系統并通過美國食品藥品監督管理局認證，系統高度約為1.5 m，重量約為650 kg。該設備結合噪聲消除技術可在無屏蔽的開放環境下運行，實現可觀的圖像信噪比并應用于新型冠狀病毒肺炎（coronavirus disease 2019，COVID-19）患者的床旁監護[4-5]，但受商業保密限制，其相關技術細節未見發表。2021年，香港大學研究團隊結合基于深度學習的電磁干擾消除技術實現開放式環境下的磁共振成像[6]，但系統線圈設計相關細節并未見發表，且其電磁干擾消除方式需要根據不同使用環境對卷積神經網絡進行實時訓練來達到降噪效果，從而制約了成像系統的時效性。由此可見，隨著眾多科研單位與產業界的深度參與，輕量化ULF-MRI系統的研究勢頭不可忽視，同時該類系統的設計中仍存在以下問題：
（1）高性能的系統硬件設計：例如盡可能在減小磁體重量的同時提高磁場的均勻度以保證成像質量；設計合適的梯度線圈以及適用于超低場的發射、接收射頻線圈以保證系統在該場強下的信號質量。
（2）高效的噪聲消除方法設計：在沒有屏蔽房的條件下ULF-MRI系統的信噪比將進一步降低，如何通過額外的傳感器并結合高效算法消除核磁信號接收過程中的外部干擾噪聲。
因此，本團隊在已有研究的基礎上，擬從輕量化磁體結構、梯度和射頻線圈設計以及外部電磁干擾消除等方面對移動式無屏蔽ULF-MRI系統展開研究。
1 系統硬件設計
本文設計的移動式無屏蔽ULF-MRI系統結構示意圖如圖1所示。系統主要包括磁體、線圈、外圍設備及機械支撐結構。主磁體部分主要包括雙極磁鐵產生50 mT背景主磁場及其他輔助部件（極靴、抗渦流板、勻場環等）。線圈部分包括射頻發射及接收線圈，實現磁共振信號的激勵及檢測；梯度線圈，成像中用于對信號進行空間編碼及一階勻場；噪聲檢測線圈（圖中僅畫出一個），用于檢測空間中的電磁干擾。外圍設備包括射頻功率放大器、梯度功率放大器、磁共振成像譜儀及射頻接收放大模塊（包括線圈匹配電路、前置放大器等電路）。系統供電為220 V/50 Hz市電，在序列參數設置完成之后，成像譜儀通過控制射頻及梯度功放激勵成像區域內的氫質子信號，使其產生經空間編碼的磁共振信號；同時射頻接收及噪聲檢測線圈通過射頻接收模塊將檢測信號發送至成像譜儀，最后在計算機中完成信號處理及圖像重構。
圖1
系統結構圖
Figure1.
Structure diagram of proposed system
1.1 主磁體設計
主磁體包括磁鐵、極靴、抗渦流板和勻場環，結合方形鐵軛組成永磁體結構并通過有限元仿真[9-10]在球型成像區域內產生50 mT磁場。整個磁體尺寸為766 mm × 586 mm × 421 mm，重量350 kg，成像區域為直徑200 mm的球型，設計緊湊的磁體外形在保證輕量化的同時其占地面積僅為1 m2左右。磁鐵部件選用釤鈷（SmCo）材料，相比于釹鐵硼（NdFeB）擁有更高的溫度穩定性，確保在設備運行期間提供相對穩定的磁場。同時釤鈷材料具有較高的機械強度及腐蝕耐性，在磁體組裝及設備運行中均有良好的表現。由于加工精度等因素帶來的誤差會導致成像區域磁場出現偏差，此問題可采用被動勻場來解決，即根據三維場圖通過在極靴上貼磁片的方式來補償不均勻的磁場[11-13]。首先通過測量的三維場圖確定目標區域中磁場最大值及最小值出現的位置，根據圓柱性磁片產生的磁場[14]在影響最大的位置貼正向或者反向的釤鈷磁片或鐵片對磁場偏差進行補償，通過重復上述過程最終提高磁場均勻度。
1.2 梯度線圈設計
梯度線圈配合功率放大器在X、Y、Z三個方向上產生沿Z方向的梯度磁場用于提供成像物體的空間位置編碼信息。線圈設計方法采用基于目標場的方法[15-19]，根據主磁體尺寸確定線圈的布線范圍為半徑235 mm的雙平面圓型區域，設計參數為梯度線圈效率大于120 μT/(m·A)，梯度場最大非線性度小于5%。計算的單面X/Y/Z方向梯度線圈布線及其仿真梯度場如圖2所示。通過仿真結果算出的X、Y、Z梯度線圈效率分別為125、135、360 μT/(m·A)。X、Y、Z梯度線圈最大非線性度分別為3.71%、3.74%、1.09%。梯度線圈板由漆包線嵌入環氧樹脂板構成，考慮到較小的空間編碼所需電流及系統空間與重量，設計中并未加入線圈冷卻及高階主動屏蔽線圈系統。針對梯度場的高頻切換下在系統周圍金屬中產生的渦流效應，主磁體中抗渦流板及梯度波形預加重技術的應用將有效緩解這一問題。
圖2
X/Y/Z方向梯度線圈布線及仿真梯度場
Figure2.
X/Y/Z gradient coil wiring and simulated gradient fields
1.3 射頻線圈設計
射頻發射與接收線圈采用收發分離射頻線圈，由螺線管結構線圈及對應的匹配電路組成。
其中，射頻發射線圈設計為圓方型螺線管線圈，增大線圈內部空間，如圖3左側所示，匝數為8，直徑294 mm，每對線圈間的間距通過粒子群算法進行優化[20-21]，以線圈所產生的射頻磁場在目標區域內的均勻性為目標，搜索其最小值時所對應的線圈環之間的間距。接收線圈包括射頻接收線圈及噪聲檢測線圈，均采用螺線管結構，為了更加貼合人腦輪廓得到更高的信噪比，射頻接收線圈設計為橢圓型且由兩個5匝的線圈組成，如圖3右側所示。考慮到噪聲檢測線圈僅用于檢測噪聲，其結構采用小型等間距繞制螺線管線圈（直徑小于30 mm），放置在磁體周圍或緊貼人體采集可能耦合到磁共振信號中的噪聲信號。用于射頻發射及接收線圈的調諧匹配電路均采用π型電容匹配及LC巴倫電路結構[22]，將阻抗匹配至50 Ω（同軸線纜特征阻抗），同時結合主動與被動失諧電路，實現射頻發射與接收線圈的收發分離。
圖3
線圈結構圖
Figure3.
Coil structure diagram
2 電磁干擾消除算法設計
對于受到外部電磁干擾的磁共振信號，本文提出一種基于噪聲檢測通道的電磁干擾消除算法實現磁共振信號的主動降噪。降噪流程以二維k空間為例，如圖4所示，圖中僅顯示一路噪聲檢測通道的情況，第一排每個實線方框表示逐行采樣的L行k空間信號。噪聲檢測通道信號（電磁干擾信號Kn）與磁共振信號（k空間信號Ki）分別通過噪聲檢測線圈和射頻接收線圈同時采樣得到。隨后由Ki邊緣信號（僅包含少量磁共振信號并被作為射頻接收線圈采集的純噪聲信號）與對應位置的Kn信號（噪聲檢測線圈采集的純噪聲信號）通過傅里葉變換（Fourier transform，FFT）及最小二乘法（least square，LS）得到轉移系數TF。最后通過與TF處理剩余頻域信號，通過反傅里葉變換（inverse FFT，IFFT）得到降噪后的k空間數據Kc。
圖4
電磁干擾消除算法
Figure4.
Electromagnetic interference cancellation algorithm
2.1 轉移系數TF計算
電磁干擾消除算法的目的是根據噪聲檢測線圈得到的yEMI(t)，從帶有電磁干擾的原始信號yRF(t)中去除干擾信號nRF(t)，描述為
|
其中，s(t)為磁共振信號，nu(t)與nv(t)為不相關白噪聲（無法通過該方法去除），nRF(t)與nEMI(t)分別為射頻接收和噪聲檢測線圈接收到的相關電磁干擾信號。值得討論的是，對于射頻接收到的磁共振外圍k空間信號（例如圖4中的第一行信號），由于該信號的產生伴隨著較大的梯度磁場（相位編碼梯度），使磁共振信號進一步相散，即s(t) ≈ 0，因此，利用該行k空間數據與其同時采樣的噪聲信號可以得到nRF(t)與nEMI(t)之間的關系。
對于nEMI(t)，它可能包含不同頻率的噪聲源信息，因此計算TF的關鍵步驟為將k空間信號進行傅里葉變換，將它分為多個子頻帶并單獨獲得各個子頻帶與nRF(t)對應子頻帶之間的聯系。
本文采用最小二乘法獲得射頻接收與噪聲檢測線圈接收電磁干擾信號在頻域之間的關系，即轉移系數TF。假設噪聲檢測線圈數量為C，子頻帶數量為f，則每個噪聲通道與射頻接收通道的轉移系數可由復數域（所接收磁共振及噪聲信號為復數）的最小二乘法實現[23]：
|
其中 、 分別為第C通道噪聲檢測線圈及射頻接收線圈采集的第一行離散頻域信號（第f子頻帶），認為均只包含電磁干擾及白噪聲的頻率成分，N為采樣點數，上標“H”與“?1”分別表示共軛轉置及逆矩陣運算。
2.2 電磁干擾消除
在得到系統的轉移系數 之后，其余k空間信號（第二行及以后）中的電磁干擾均可通過 進行抑制，如圖4所示。降噪后的頻域磁共振信號 可以表示為：
|
其中m = 2, 3, …, L，表示第二行及之后的k空間數據。時域磁共振信號最后通過反傅里葉變換得到，如圖4所示。該方法亦可直接擴展至對三維k空間的處理，在得到降噪后的三維k空間之后對數據進行重構即可得到無環境電磁干擾的磁共振圖像。
3 實驗結果
基于上述研究成果，本文設計研發了一套50 mT無屏蔽ULF-MRI系統，如圖5所示。射頻功放及梯度功放采用自研設備，成像譜儀選用MR solution的EVO譜儀配合Powerscan（v6.3）軟件實現完整成像流程，并通過磁場均勻度測量及人腦成像實驗驗證系統性能。實驗結果顯示系統機身重量小于700 kg，磁場強度為50.9 mT且不均勻度小于200 ppm；可實現開放式環境下的人腦成像，并在消除外部干擾噪聲后，圖像信噪比提升了55%。
圖5
ULF-MRI系統樣機
Figure5.
Prototype of ultra-low-field magnetic resonance imaging system
3.1 磁體均勻性驗證
磁場測量采用Metrolab PT2025核磁共振高斯計采集直徑200 mm成像區域表面的195個測量點，其磁場強度分布（被動勻場前后）如圖6所示。橫縱坐標分別表示磁場強度范圍及在該范圍內的磁場測量點數，根據圖6計算得到的磁場不均勻度約為120 ppm。值得討論的是，通過X/Y/Z三方向梯度線圈進行一階勻場可進一步提高磁場均勻度，而在未來的研究中可在主磁體中加入二階勻場線圈使主磁場更加均勻。
圖6
原始磁場與被動勻場后磁場分布
Figure6.
Distribution of original magnetic field and magnetic field after passive shimming
3.2 梯度磁場測量
為驗證上述設計理論的有效性以及測試加工的梯度線圈性能，采用直流電源（Agilent 6654A）為線圈提供3 A直流電流驅動線圈產生梯度磁場。通過三維霍爾高斯計（型號8030，Bell，美國）與三維運動平臺（42BYG250cll步進電機，中國，運動精度0.01 mm）測量梯度線圈產生的磁場值，從而分析梯度線圈效率及最大非線性度。
對于X梯度線圈，測量了在XOY平面上Y = –5 cm、0、5 cm線上的Bz磁場分布；對于Y梯度線圈，測量了在XOY平面上X = –5 cm、0、5 cm線上的Bz磁場分布；對于Z梯度線圈，測量了在XOZ平面上X = –5 cm、0、5 cm線上的Bz磁場分布。測試結果如圖7所示，從上到下依次為X、Y、Z梯度線圈，測量得出X、Y、Z方向上實際產生的梯度磁場效率為123、134、358 μT/(m·A)，與仿真結果相比誤差小于2%。由于線圈加工、位置及測量誤差，X、Y、Z梯度線圈實際最大非線性度為7.8%、6.0%和13.4%。Z方向梯度實測與仿真偏差較大可能與設備鐵磁材料產生的渦流影響有關，在未來的線圈優化設計過程中擬考慮設備周圍諸如抗渦流板、勻場環等鐵磁材料的影響。
圖7
梯度磁場測量結果
Figure7.
Gradient magnetic field measurement results
3.3 系統分辨率誤差測量
為測量成像系統在磁場不均勻度約為120 ppm下的空間分辨率誤差，通過點擴散函數（point spread function，PSF）兩側第一個過零點之間的距離可以估算空間分辨率[24]，然而磁共振成像中單位點源（沖激函數）的成像結果難以通過模體實驗獲得。因此，本文通過具有2 mm壁厚結構模體（如圖8b所示）成像實驗的截面信號與理論信號進行對比，計算空間分辨率誤差。以2 mm分辨率為例，成像序列掃描參數如下：成像視野160 mm，采樣矩陣80×80×24，采樣帶寬10 kHz，分辨率2 mm×2 mm，層厚10 mm，重復時間/回波時間（TR/TE）：50/15 ms。如圖8c所示，理論信號截面通過寬度2 mm的矩形波與過零點寬度2 mm的sinc函數卷積計算得到。測量結果如圖8a所示，橙色為模體實驗2 mm壁厚結構的截面曲線（截面位置如圖8b所示），藍色曲線為2 mm結構在2 mm分辨率成像序列下的理論計算結果。通過插值與數據標定（scaling）處理，計算得到實測與理論曲線兩側第一過零點距離分別為4.2 mm與3.3 mm，對應系統在磁場不均勻度約為120 ppm下2 mm成像序列的空間分辨率誤差約為27%。該不均勻度和分辨率誤差與臨床實際應用指標尚存在一定的差距，未來在磁體結構、線圈設計以及被動和高階勻場技術上可做進一步的優化提高。
圖8
成像分辨率誤差分析
a. 實測與理論點擴散函數曲線；b. 2 mm壁厚結構模體成像結果；c. 理論信號截面計算示意圖
Figure8. Analysis of imaging resolution errora. measured and theoretical point spread function curves; b. imaging results of a 2 mm structural thickness phantom; c. schematic diagram of theoretical signal cross-section calculation
3.4 無屏蔽成像效果驗證
本研究招募了1名健康受試者，24歲，男性。本研究經中國人民解放軍第三軍醫大學第一附屬醫院倫理委員會審核批準，受試者簽署了知情同意書。開放式環境下的人腦成像實驗均在重慶市生物醫學電磁技術與數字診療設備工程技術研究中心完成。成像序列選用T1加權的3D破壞梯度回波序列，掃描參數如下：成像視野240 mm，采樣矩陣120 × 120 × 24，采樣帶寬10 kHz，分辨率2 mm × 2 mm，層厚10 mm，重復時間/回波時間（TR/TE）：50/15 ms，掃描時間2.4 min。射頻接收線圈采集人腦磁共振信號，3個噪聲檢測線圈檢測干擾噪聲，其中2個檢測環境噪聲，1個采集人體噪聲（通過將線圈套在被試者手指上）。成像效果評估采用圖像信噪比，計算公式如下
|
其中Smean為成像物體部分區域的像素均值，SDnoise為背景白噪聲標準差。24層圖像中的4層原始成像結果與降噪后的結果如圖9所示。圖中上方為原始圖像，下方為降噪后圖像，白色實線方框用于計算物體部分區域的像素均值，白色虛線方框用于計算背景白噪聲標準差，由式（4）可得原始圖像信噪比為2.51，降噪后圖像信噪比為3.89，提升較為明顯（55%）。此外，實驗發現當外界存在特定模式干擾時，噪聲去除效果更加明顯，如圖10所示。一維k空間信號（幅值信號）的降噪效果如圖11所示，其中前三幅圖分別表示噪聲檢測線圈采集的人體噪聲信號、射頻接收線圈采集的人體噪聲信號及降噪后信號（通過電磁干擾消除算法降噪）。從圖中的信號點P1、P2和P3的幅值可以計算出系統的噪聲抑制率最高可達95.7%，噪聲檢測線圈及射頻接收線圈所采集第一行k空間信號（后兩幅圖）的皮爾遜系數達到98%，表明兩信號具有極高的相似性，是降噪算法產生較好效果的關鍵。
圖9
成像結果
Figure9.
Imaging results
圖10
嚴重干擾時的成像結果
Figure10.
Imaging results with severe interference
圖11
一維k空間信號（幅值信號）的降噪效果
Figure11.
The denoising effect of one-dimensional k-space signal (amplitude signal)
從圖10中可以看出在降噪后的圖像中仍然存在輕微的干擾，在未來的研究中將進一步改善噪聲消除算法，特別是基于卷積神經網絡的主動降噪算法[4, 25]，利用其非線性映射的特點實現更好的降噪效果。值得討論的是，圖9和圖10均為一次信號平均的成像結果，更高質量與信噪比的圖像可通過多次信號平均、采用針對低場特性優化的成像序列[7, 26]或先進的圖像濾波和增強算法[27-30]等方式獲得，如何在有限的背景磁場下獲得高質量的磁共振影像也將是未來擬解決的主要問題之一。
4 結論
本文針對移動式無屏蔽ULF-MRI系統的特點，在永磁體設計、梯度和射頻線圈設計及環境電磁干擾消除方法等方面展開研究并提出相應的解決方案。最終開發出系統樣機，其可移動特性及在無屏蔽條件下的成像性能均得到驗證，尤其在特定模式電磁噪聲下的抗干擾性能，使圖像質量提升顯著。本文的硬件及算法設計工作均可為ULF-MRI系統的具體實現及應用提供基礎，并為其他形式及不同應用場景下的ULF-MRI技術研究提供參考。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：張宇翔負責招募受試者、數據分析和論文撰寫；楊磊、吳嘉敏和賀玉成指導方法理論和試驗設計；何為和徐征指導論文撰寫。
倫理聲明：本研究通過了中國人民解放軍第三軍醫大學第一附屬醫院倫理委員會的審批（批文編號：KY201775）。
