磁共振（MEGNETIC RRESONANCE, MR）成像方法自問世以來(lái),以其對(duì)軟組織的高對(duì)比分辨率、任意方向直接切層成像、無(wú)損傷、無(wú)電離輻射等優(yōu)點(diǎn)一直廣泛應(yīng)用于臨床。將磁共振成像（MRI）應(yīng)用到對(duì)人類胎兒的臨床檢查是自20世紀(jì)80年代第一次嘗試并逐漸發(fā)展起來(lái)。在將磁共振檢查運(yùn)用到胎兒之前,對(duì)胎兒診查的常規(guī)篩查手段一般為超聲（Ultrasound,US）設(shè)備。相對(duì)于超聲檢查,雖然磁共振成像空間分辨率高,但早期的磁共振設(shè)備和檢查費(fèi)用較昂貴,掃描時(shí)間長(zhǎng),運(yùn)動(dòng)偽影難以避免。九十年代后,隨著采樣技術(shù)、編碼技術(shù)、序列改進(jìn)等各種磁共振技術(shù)的發(fā)展,成像時(shí)間大大減少,胎兒運(yùn)動(dòng)對(duì)圖像的影響已大大降低,胎兒MRI逐漸應(yīng)用于胎兒各系統(tǒng)。胎兒磁共振廣泛應(yīng)用在中樞神經(jīng)系統(tǒng)檢查中,對(duì)于腦室擴(kuò)大、胼胝體發(fā)育異常、后顱窩病變（各種畸形及后顱窩病變）、皮層發(fā)育異常、蛛網(wǎng)膜囊腫、透明膜囊腫、出血、鈣化等診斷相當(dāng)可靠。對(duì)于心臟橫紋肌瘤、心包囊腫等胎兒心臟病均有更好的診斷效果。綜上所述,磁共振檢查視野大、軟組織對(duì)比分辨率高、不受母體情況和羊水量多少的影響,無(wú)輻射、無(wú)損傷,適用于胎兒診斷,能補(bǔ)充超聲檢查的局限性,提供更多的產(chǎn)前診斷信息,胎兒磁共振檢查在國(guó)內(nèi)外發(fā)展十分迅速�？紤]到無(wú)法控制胎兒的運(yùn)動(dòng),胎兒磁共振掃描傾向于使用快速成像序列,例如：平衡式穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)序列（balance-FFE）和單次激發(fā)快速自旋回波序列（SSTSE）,這是兩個(gè)應(yīng)用最多的序列,其他還有彌散加權(quán)DWI序列（缺血）、fMRI（視聽覺反射）、MRS（肝臟、心臟、腦的代謝產(chǎn)物）等許多序列可以用于胎兒。磁共振主要利用核磁共振原理進(jìn)行成像,不存在放射線和電離輻射,至今為止,尚未發(fā)現(xiàn)短時(shí)間暴露于靜磁場(chǎng)會(huì)對(duì)胎兒的發(fā)育造成危害。盡管如此,在孕期前三個(gè)月,胚胎尚處于細(xì)胞的分化發(fā)育期,受外界各種因素影響帶來(lái)?yè)p傷的程度還不明確,為最大程度的保護(hù)胎兒,目前普遍的建議是對(duì)孕3月以內(nèi)的胎兒,不主張做磁共振檢查,對(duì)孕程3個(gè)月以上的胎兒,通常選擇場(chǎng)強(qiáng)不超過1.5 T的磁共振設(shè)備,不選擇更高磁場(chǎng)強(qiáng)度的磁共振,并不是靜磁場(chǎng)的強(qiáng)度增大會(huì)帶來(lái)明顯的危害,而是磁共振成像時(shí)的射頻脈沖使組織溫度升高,以及梯度線圈中的電流高速切換產(chǎn)生洛倫茲力使線圈振動(dòng)產(chǎn)生的噪聲,可能會(huì)更容易對(duì)胎兒的發(fā)育帶來(lái)?yè)p傷。場(chǎng)強(qiáng)越高,射頻能量越高、梯度噪音更大,本文主要針對(duì)高場(chǎng)（3.0 T）磁共振檢查中,孕期人體對(duì)射頻能量的吸收及胎兒磁共振檢查中的噪音防護(hù)進(jìn)行研究。1射頻熱點(diǎn)相關(guān)研究特異性吸收率（specific absorption rate, SAR）是指單位質(zhì)量的對(duì)象吸收的射頻能量（W/KG）,是衡量人體射頻能量吸收的參數(shù)。FDA、IEC、ICNIRP對(duì)SAR值都做了相應(yīng)規(guī)定。SAR值的基本計(jì)算公式如下：每一點(diǎn)的SAR值需要該點(diǎn)的電導(dǎo)率、密度以及電場(chǎng)強(qiáng)度。早期的研究以均勻場(chǎng)以及均勻介質(zhì)建立模型,因電磁場(chǎng)的均勻性會(huì)被負(fù)載影響,且人體各組織器官的電導(dǎo)率和密度都非均勻,因此,在均勻場(chǎng)強(qiáng)和介質(zhì)的假設(shè)上得到的模擬結(jié)果比如與真實(shí)SAR值分布有較大誤差,為了得到更準(zhǔn)確的結(jié)果,我們使用時(shí)域有限差分（Finite Difference Time Domain,FDTD）方法建立了磁共振常用鳥籠線圈的仿真模型和懷孕女性盆腔的三維電磁模型,用以進(jìn)行SAR值的仿真計(jì)算。時(shí)域有限差分方法基本原理是：以麥克斯韋微分方程為基礎(chǔ),在時(shí)域和空域交替地離散化采樣,最后得到以具有兩階精度的中心有限差分格式來(lái)近似地代替原來(lái)微分形式的方程。在我們給出邊界條件及初始值后,每一時(shí)刻空間中電磁場(chǎng)的值便可以使用時(shí)域有限差分方法步進(jìn)地求得。對(duì)于女性盆腔模型,我們獲得了一位未懷孕女性志愿者的CT掃描數(shù)據(jù),設(shè)定閾值每一層數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像分割處理,由于子宮和肌肉的灰度值不具顯著性差異,我們?cè)陂撝捣指畹幕A(chǔ)上,再人工將子宮和宮腔內(nèi)的組織液分割處理,并結(jié)合解剖知識(shí),去除偽影,最后將數(shù)據(jù)導(dǎo)入Mimics軟件,通過優(yōu)化以后,得到各組織器官區(qū)分明確的真實(shí)女性三維盆腔模型。胎兒的數(shù)據(jù),因?yàn)閭惱黻P(guān)系無(wú)法直接獲得掃描圖像,我們根據(jù)文獻(xiàn)報(bào)道的數(shù)據(jù),建立了13周大小胎兒的模型,與真實(shí)女性三維盆腔模型相結(jié)合,得到懷孕女性的盆腔三維模型。為提高分割效率,我們對(duì)自動(dòng)分割方法進(jìn)行了研究,采用了無(wú)監(jiān)督多尺度吉波斯隨機(jī)場(chǎng)分割算法。該算法抗干擾能力強(qiáng),魯棒性好,效率高,但是分割結(jié)果仍需人工進(jìn)行優(yōu)化,因此在下一步的實(shí)驗(yàn)中,我們?nèi)匀皇褂酶_的人工分割數(shù)據(jù)建立的人體三維模型。將所得的盆腔模型導(dǎo)入SEMCAD軟件,按國(guó)際應(yīng)用物理學(xué)協(xié)會(huì)提供的人體電磁參數(shù)（電導(dǎo)率σ和相對(duì)介電常數(shù)ε）,給對(duì)應(yīng)組織器官賦值,最終得到人體模型相對(duì)應(yīng)的三維電磁模型。頻率不同時(shí),電磁參數(shù)不同,因此我們做不同場(chǎng)強(qiáng)仿真計(jì)算時(shí),給人體模型賦予對(duì)應(yīng)的電磁參數(shù),就可以得到相應(yīng)場(chǎng)強(qiáng)時(shí)的人體三維電磁模型。我們接下來(lái)探討了加載非均勻負(fù)載（未懷孕女性）時(shí),不同場(chǎng)強(qiáng)磁共振射頻B1場(chǎng)均勻性受到的影響,對(duì)不同場(chǎng)強(qiáng),我們選取過子宮中心點(diǎn)的橫截面,記最大磁場(chǎng)值為1,對(duì)歸一化的結(jié)果數(shù)據(jù)取其dB值。從研究結(jié)果可以看到,隨著射頻場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)的升高（64Mhz對(duì)應(yīng)1.5 T,128Mhz對(duì)應(yīng)3.0 T,296Mhz對(duì)應(yīng)7.0 T）,B1場(chǎng)的均勻性下降。通過對(duì)加載懷孕女性和未懷孕女性負(fù)載的B1場(chǎng)分布進(jìn)行對(duì)比,可以看出懷孕女性過子宮中心點(diǎn)橫截面上的磁場(chǎng)均勻性進(jìn)一步降低,影響磁共振成像的質(zhì)量。我們建立的三維電磁模型,有助于線圈優(yōu)化設(shè)計(jì)的驗(yàn)證。我們分別計(jì)算了未懷孕女性在1.5 T、3.0 T、7.0 T場(chǎng)強(qiáng)時(shí)的局部SAR值和平均SAR值,以及懷孕女性在1.5 T、3.0 T場(chǎng)強(qiáng)的局部SAR值和平均SAR值。結(jié)果表明,1.5 T磁共振的局部SAR值并未超過安全閾值,隨著射頻頻率的增強(qiáng),SAR值也逐漸升高。對(duì)于未懷孕女性,當(dāng)磁通密度達(dá)到3.0 T時(shí),超出了FDA規(guī)定的安全閾值的組織為皮膚SAR平均值和皮膚SAR局部最大值；7.0 T時(shí),各部位SAR平均值都超過閾值,皮膚和肌肉SAR的局部最大值都超出了FDA規(guī)定的安全閾值,組織液的SAR局部最大值已非常接近安全閾值。懷孕女性的平均SAR值和局部SAR值都比為懷孕女性高,3.0 T胎兒磁共振時(shí), 皮膚SAR的平均值已經(jīng)超出了安全閾值,羊水SAR的平均值已非常接近安全閾值, 子宮膚和羊水的SAR局部最大值增幅較大,羊水局部SAR最大值已經(jīng)接近IEC給出的安全閾值。包裹胎兒的羊水處出現(xiàn)局部能量熱點(diǎn),有可能對(duì)胎兒發(fā)育造成危害,相關(guān)安全性需要引起注意。2胎兒磁共振梯度噪聲防護(hù)早期的研究發(fā)現(xiàn),如果懷孕期間暴露在一定程度的噪聲下,胎兒在宮內(nèi)和產(chǎn)后的發(fā)育都會(huì)受到一定程度的影響。目前IEC對(duì)磁共振噪聲的安全規(guī)定限值是140dB,對(duì)做磁共振的病人而言,超過99dB（A）時(shí)則要求有耳罩等聽力保護(hù)裝置（IEC60601-2-33（2010））。場(chǎng)強(qiáng)越高,梯度噪聲越強(qiáng),隨著對(duì)磁共振成像的要求及磁共振技術(shù)的發(fā)展（更薄的層厚、更高的場(chǎng)強(qiáng)等）,將會(huì)導(dǎo)致更高的磁共振梯度噪聲。當(dāng)磁共振梯度噪聲超過安全閾值時(shí),對(duì)成人可以采用輔助防護(hù)手段進(jìn)行保護(hù),對(duì)胎兒的相關(guān)防護(hù)一直未有針對(duì)性的研究。本文針對(duì)高場(chǎng)（3.0T）胎兒磁共振掃描中胎兒噪聲問題,給出簡(jiǎn)易可行的保護(hù)方案,確保在MR系統(tǒng)符合產(chǎn)品噪聲標(biāo)準(zhǔn)要求的前提下,胎兒接收到的噪聲在可靠的安全閾值范圍內(nèi),有助于胎兒磁共振的安全防護(hù)。聲音在真空中不能傳播,我們利用這一眾所周知的原理設(shè)計(jì)了一個(gè)雙層的半圓柱形有機(jī)玻璃罩。內(nèi)外層之間形成2cm的空腔,底部留有一個(gè)自封閉的抽氣口,使用真空泵通過抽氣口抽取空腔中的空氣,形成真空遮罩。人體或其他被測(cè)生物可通過入口放入雙層真空罩,入口用類似的雙層真空部件封閉,縫隙使用消音棉封閉。我們將分貝儀的麥克風(fēng)置入雙層真空罩,先在靜音室測(cè)試了雙層真空罩內(nèi)不同位置的聲音衰減效果。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,在不使用雙層真空罩時(shí),噪音分貝值80.4dB,使用雙層真空罩后,對(duì)噪音的衰減幅度大約為7dB,內(nèi)腔各位置噪聲水平差異不超過1dB。當(dāng)我們測(cè)試-450mbar時(shí),雙層真空罩因無(wú)法承受大氣壓力而破裂。在磁共振噪音測(cè)試中,我們使用-400mbar真空度,測(cè)量?jī)?nèi)腔中心位置的噪聲水平。不同的磁共振掃描序列會(huì)產(chǎn)生不同強(qiáng)度的噪音,我們選擇了部分常用磁共振序列,進(jìn)行了相應(yīng)的測(cè)量,磁共振場(chǎng)強(qiáng)3.0T。結(jié)果顯示,噪音水平隨著TR、TE,層厚、視域范圍（FOV）不同而不同,更短的TR、TE,更薄的層厚和更小的視域范圍,會(huì)產(chǎn)生更強(qiáng)的噪聲。在未使用真空罩以前,噪音都超過了規(guī)定的安全閾值。使用了我們所設(shè)計(jì)是雙層真空罩以后,噪音水平范圍降到了84.4dB（A）到104.2dB（A）之間,除了T1WITHRIVE序列,其他序列的梯度噪音都降到了99dB（A）以下,且對(duì)于各掃描序列的衰減效果不同,衰減幅度最高的是T2WI TSE2序列（26.9dB（A））,衰減幅度最小的是DWI磁共振掃描序列（15.5dB（A））。結(jié)合各噪聲頻譜進(jìn)行分析,若噪音的頻譜中含有幅值較高的頻率,則雙層真空罩的衰減作用也較強(qiáng),而若是噪音的頻譜能量較分散,即使噪聲本身整體分貝值高,衰減的幅度也不夠高。實(shí)驗(yàn)證明,我們?cè)O(shè)計(jì)的雙層真空罩可以有效降低磁共振檢查中產(chǎn)生的梯度噪聲。對(duì)部分常規(guī)序列,其梯度噪聲都可以降至國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)安全閾值以下,可以有效地對(duì)胎兒磁共振檢查提供噪聲防護(hù)。

 

南方醫(yī)科大學(xué)廣東省

 

【學(xué)位級(jí)別】：博士

 

頁(yè)數(shù)：93

 

文章目錄

摘要

ABSTRACT

第一章 緒論

    第一節(jié) 胎兒磁共振的發(fā)展

    第二節(jié) 胎兒磁共振的安全問題

        1 概述

        2 射頻熱點(diǎn)分布安全及國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)要求

        3 梯度噪聲安全及國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)要求

    第三節(jié) 本文組織結(jié)構(gòu)

    參考文獻(xiàn)

第二章 胎兒磁共振射頻熱點(diǎn)安全研究

    第一節(jié) 射頻熱點(diǎn)計(jì)算機(jī)仿真方法

        1 電磁場(chǎng)仿真方法

        2 時(shí)域有限差分方法理論

        3 FDTD方法實(shí)現(xiàn)

        4 鳥籠線圈的仿真

        5 小結(jié)

    第二節(jié) 胎兒及母體三維電磁模型

        1 真實(shí)盆腔及胎兒三維數(shù)值模型

        2 盆腔及胎兒三維電磁模型

        3 小結(jié)

    第三節(jié) 射頻場(chǎng)及射頻熱點(diǎn)在胎兒及母體的分布

        1 磁共振射頻線圈B1場(chǎng)分布

        2 磁共振射頻熱點(diǎn)分布

    參考文獻(xiàn)

第三章 胎兒磁共振梯度噪聲安全防護(hù)研究

    第一節(jié) 胎兒磁共振的梯度噪聲特點(diǎn)研究

    第二節(jié) 胎兒磁共振梯度噪聲安全防護(hù)設(shè)計(jì)提出

        1 帶抽氣口的雙層真空罩設(shè)計(jì)

        2 真空雙層罩的噪聲衰減實(shí)驗(yàn)

    第三節(jié) 胎兒磁共振梯度噪聲安全防護(hù)效果討論

        1 真空度選擇

        2 不同磁共振掃描序列梯度噪音及雙層真空罩衰減結(jié)果

        3 小結(jié)

    參考文獻(xiàn)

第四章 總結(jié)及展望

攻讀學(xué)位期間成果

致謝

 

參考文獻(xiàn)

 

期刊論文

 

[1]利用MIMICS和CATIA軟件輔助建立包含方絲弓矯治器的上頜三維有限元模型[J]. 楊寶寬,王林,嚴(yán)斌,魏志剛.  實(shí)用口腔醫(yī)學(xué)雜志. 2010(03)

[2]對(duì)CT圖像的特點(diǎn)及質(zhì)量的認(rèn)識(shí)[J]. 林平春.  中外醫(yī)療. 2010(02)