CN104352239B - 一种磁共振人体组织电特性断层成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种人体组织物理特性参数磁共振断层成像方法，其包括：1)根据磁共振射频场中得到的以及磁共振质子密度成像得到的结合互易原理和磁场高斯定理，计算得到B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)；将B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中，并将成像区域内组织各处电导率σ(r)和电容率∈(r)的初始值相应设置为人体组织中电导率平均值和电容率平均值，得到E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)；3)进行反复迭代运算，直到算法收敛，此时成像区域内组织各处的σ(r)和∈(r)的分布即为所求取的组织电特性参数分布结果；4)根据成像区域内组织电特性参数分布结果输出图像。

Description

一种磁共振人体组织电特性断层成像方法

技术领域

本发明属于磁共振成像领域，涉及一种人体组织物理特性参数磁共振断层成像方法，具体涉及一种变电特性参数时域有限差分(FDTD)迭代逼近式求解人体组织电特性参数(包括电导率和电容率)，实现人体组织电特性参数磁共振断层成像的方法，得到的人体组织电特性参数分布图像可用来指导临床肿瘤超早期或早期诊断。

背景技术

物质在电磁场中表现出来的电磁特性可以看作是物质的固有属性，人体组织也不例外。人体组织在电磁场中会表现出一定的电特性和磁特性。电特性，有时也称为介电特性(EPs)，主要是指组织的电导率和电容率，磁特性是指组织的磁导率。一般而言，人体组织是非磁性物质，其磁导率接近真空中的磁导率，可被看作是常数。人体组织各处的EPs与组织内非均匀分布的绝缘的细胞膜和导电的电解液等有关，因此组织各处的EPs分布呈现非均匀性，并具有频率依赖性。当人体组织的基本构造单位细胞的生理和病理状态发生改变时，组织的EPs也将发生改变。早有离体组织电特性参数测试实验证实，正常组织和肿瘤组织的EPs往往差异较大，有的差异甚至达到了10倍以上。如果能够无创地对活体组织的EPs进行成像，这些EPs图像将反映组织、器官的生理和病理状态，可能为诊断提供有价值的信息。特别地，活体组织EPs成像可能用于癌症超早期或早期诊断，甚至可能用于追踪监测正常组织向肿瘤组织演化的整个变化过程，对癌症的研究和治疗可能具有开创性的价值。可见，人体活体组织EPs成像，具有非常诱人的巨大的临床应用前景。

无创的人体活体组织电特性成像一直是未攻克的科学难题。学者普遍认为，近年被提出并得到快速发展的磁共振人体组织电特性断层成像(MR EPT)技术有广阔的发展前景，有可能推动人体活体组织EPs无创成像发展到一个崭新的阶段，产生这种期待是由MREPT技术原理本身的特点决定的。从根本上讲，磁共振成像(MRI)是人体组织与特定电磁场(即强静磁场、梯度磁场以及射频电磁场)相互作用的***，因此，MRI***检测到的MR信号中，必然携带了人体组织电磁特性分布信息。研究证实，检测人体磁共振(MR)信号的传感器RF线圈，其横向截面的RF场分布强烈依赖于人体组织的EPs分布。利用RF场映像(B₁Mapping)等技术可以测量得到RF场分布，再采用一定的MR EPT算法，就能实现活体组织EPs成像。

现有MR EPT技术中所使用的磁共振成像的算法为：(1)假设 得到基于相位的电导率求解方法其中，φ⁺(r)是重建区域各像素点相位，H⁺(r)是各像素点处磁场强度矢量，ω是角频率，μ是磁导率。(2)假设得到基于磁场幅度的电容率求解方法即：

由此可见，现有技术中使用的算法采用了近似处理方法(求解σ(r)和∈(r)的公式都是约等于号)，误差较大；并且由于是二阶差分运算，运算过程和重建结果受噪声(测量得到的H⁺(r)值里面，包含了测量过程中混入的噪声)影响较大，成像分辨率仍较差，依然与临床实际需要还有一定差距。

发明内容

本发明针对现有技术中使用的MR EPT的算法误差较大，受噪声影响也较大，导致EPs成像分辨率较差等技术问题，提出一种能够降低噪声影响、成像分辨率较高的磁共振人体组织电特性断层成像方法。

本发明提出的一种磁共振人体组织电特性断层成像方法，其包括以下步骤：

1)根据磁共振射频场中得到的射频发射时对应的射频场以及磁共振质子密度成像得到的射频接收时对应的射频场结合互易原理和磁场高斯定理，计算得到磁共振射频磁场中x、y、z三个轴向分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)；

2)将得到的B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(1)～(3)中，并将成像区域内组织各处电导率σ(r)和电容率∈(r)的初始值相应设置为人体组织中电导率平均值和电容率平均值，得到磁共振射频电场中x、y、z三个轴向分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)；

所述磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组包括以下(1)～(6)：

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_x\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1z}\left(r\right)}{\∂y}-\frac{\∂B_{1y}\left(r\right)}{\∂z})---\left(1\right)$

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_y\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1x}\left(r\right)}{\∂z}-\frac{\∂B_{1z}\left(r\right)}{\∂x})---\left(2\right)$

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_z\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1y}\left(r\right)}{\∂x}-\frac{\∂B_{1x}\left(r\right)}{\∂y})---\left(3\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1x}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_z\left(r\right)}{\∂y}-\frac{\∂E_y\left(r\right)}{\∂z})---\left(4\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1y}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_x\left(r\right)}{\∂z}-\frac{\∂E_z\left(r\right)}{\∂x})---\left(5\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1z}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_y\left(r\right)}{\∂x}-\frac{\∂E_x\left(r\right)}{\∂y})---\left(6\right)$

其中，σ(r)是矢径r处的电导率，∈(r)是矢径r处的电容率，i是虚数符号，ω是角频率，μ₀是磁导率，x、y、z分别表示三个轴向，E_x(r)是矢径r处的电场x轴向分量，E_y(r)是矢径r处的电场y轴向分量，E_z(r)是矢径r处的电场z轴向分量，B_1x(r)是矢径r处的B₁磁场x轴向分量，B_1y(r)是矢径r处的B₁磁场y轴向分量，B_1z(r)是矢径r处的B₁磁场z轴向分量；

3)将得到的E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(4)～(6)中，重新得到一组新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)，再将所述新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(1)～(3)中，并调整所述电导率σ(r)和电容率∈(r)的数值，得到一组新的磁共振射频电场分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)，再将新的磁共振射频电场分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(4)～(6)中，重新得到一组更新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)，如此反复迭代，在每次迭代运算时不断调整所述电导率σ(r)和电容率∈(r)的数值，直至迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与实测的磁共振射频磁场的差异在设定的误差范围内即认为算法收敛，结束迭代运算；此时的成像区域内组织各处的σ(r)和∈(r)的分布即为所求取的该区域内组织电特性参数分布结果；

4)根据所述成像区域内组织电特性参数分布结果输出图像。

具体的，所述人体组织中电导率平均值为0.26S/m，电容率平均值为78。

优选的，所述直至迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与实测的磁共振射频磁场的差异在设定的误差范围内即认为算法收敛，结束迭代运算的步骤中，包括：

在实测中，选取成像区域内各点的磁共振射频场模值迭代前后差的平方和作为磁场误差大小的衡量尺度，若迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与该衡量尺度的差异在允许的误差范围内即认为算法收敛。

优选的，所述误差范围为10％以内。

优选的，所述误差范围为5％。

有益效果：本发明提出的一种磁共振人体组织电特性断层成像方法，其仅涉及一阶差分运算，相对于二阶差分运算，能够有效降低噪声对运算过程及重建结果的影响，并且可以在成像区域全局范围内量化控制重建结果的误差大小，使重建精度误差可以根据需要来设定，得到的重建图像分辨率及精度明显提高。

附图说明

图1是本发明提出的一种磁共振人体组织电特性断层成像方法实施例流程示意图。

图2是图1中基于FDTD计算电磁方法的磁共振人体组织电特性断层成像重建步骤的分解步骤流程示意图。

具体实施方式

为了便于本领域技术人员理解，下面将结合附图以及实施例对本发明进行进一步描述。

本发明提出的一种磁共振人体组织电特性断层成像方法，其实施例如下：

首先，介绍求得和的过程。

其中，表示磁共振射频(线圈)发射时对应的射频场(具体的，是指在矢径r处的圆极化B₁磁场),以下用表示第k个发射单元发射时对应的相应的，表示磁共振射频(线圈)接收时对应的射频场，以下用表示第j个接收单元接收时对应的也即以和分别为作为和的一个特定实例，介绍和的求解过程。

以7T西门子Erlangen磁共振，配备16通道发射接收阵列射频线圈为例,请参阅图1及以下步骤S100至步骤S600。

S100、求解磁共振射频线圈发射和接收各单元的相对相位：

当只采用一个射频线圈单元(通道)发射的时候，获取一系列16个小的翻转角(flip angle)的2D GRE图象，分别用16个射频线圈单元(通道)分开同时接收。这样不同线圈单元(coil element)之间的相对的和(j和k均为序号，k表示用线圈单元k发射，j表示用线圈单元j接收)的相位图，就计算出来了，具体计算步骤如下：

1)、从10ms和6ms回波时间的两幅图像的复比的相位中推导出来ΔB₀图，得到

即后续用到的

其中，ΔB₀表示主磁场(即B₀场)的不均匀性；表示成像区域各点因为主磁场不均匀而产生的相位，这个相位会导致翻转角的偏差；γ是旋磁比，是一种物理常数，TE是回波时间，γTEΔB₀三者相乘得到的是相位，这些参数和变量的含义均是本领域人员所知晓的。

2)、假设

其中，是与空间各点相位分布中线圈单元各个通道相关的保留校正相位，一般忽略不计。

3)、计算

其中，是每个线圈的单元都对应着的各自自己的零阶相位值；是空间各点像素MRI图像的原始复数值。

4)、计算其中

其中，是独立于各个线圈通道的“发射射频场相位+接收射频场相位”。

5)、最后得到要求的为：

其中，是接收线圈各单元空间相对相位分布；是的相位，是每个接收线圈的单元都对应着的各自自己的零阶相位值，是独立于各个线圈通道的“发射射频场相位+接收射频场相位”，是成像区域各点因为主磁场不均匀而产生的相位，是与空间各点相位分布中线圈各个通道相关的保留校正相位；这些参数和变量的含义同样均是本领域人员所知晓的。

S200、计算磁共振射频线圈发射各单元相对相位差，过程如下：

1)、用单元k发射，用所有的单元接收，其中接收单元j接收的复数据的相位为原始数据，即

其中，是用单元k发射、用所有的单元接收时第j接收单元接收的复数据的相位；是接收线圈各单元空间相对相位分布，即上面接收过程的第5)项中的所求得的；是发射线圈各单元空间相对相位分布；是每个发射线圈的单元都对应着的各自自己的零阶相位值；是“发射相对相位+接收相对相位”，就是是成像区域各点因为主磁场不均匀而产生的相位，是与空间各点相位分布中线圈各个通道相关的保留校正相位，这些参数和变量的含义同样均是本领域人员所知晓的。

2)、使用与上述接收单元相对相位计算采用的ΔB₀图，得到

3)、假设

4)、对每一个单独发射的k单元，计算各个接收单元的

5)、在得到的原数据中去除这三项，得到

6)、当仅使用一个单元发射，在某些区域的SNR(即信噪比)会很低。为了减小我们相加引起的相位噪声，对于每个发射单元k，我们把对应的所有的接收单元j的数据，按照逐个像素点对应相加，用来估计相位表达

对应着16个发射单元单独发射，分别得到的上述的那16个求和，再全部相加，用来估计假设(跟接收场B1类似)线圈相关的相对相位项在相加中能够相互抵消，得到：

最后，每一个发射单元的相对发射相位

S300、求解发射磁场映像图幅度

采用实际翻转角(Actual Flip Angel)技术，获取3D的激励flip angle图，这时所有的线圈单元同时发射，与之前的获得的小翻转角(flip angle)的GRE图融合到一起，计算每个线圈单元的的幅度。

1)所有发射单元同时发射，所有单元接收，得到

2)K个发射线圈单元和J个接收线圈单元，当只采用第k个发射线圈单元发射时，采用GE序列，在第个j接收线圈获得的复信号S_kj，复比的相位S_k,j÷S_1,j＝T_k÷T₁(就是两个发射项相除)，可以看作是各个发射单元之间的相位差；

3)对于给定的各个通道的phase和magnitude设置，有 测量了/B1,1～k,all+/和所有的Sk,j，就可以产生每个线圈发射通道的幅度图，即：

S400、基于质子密度的成像图：

最后，所有的通道一起发射，采用大的flip angle(高SNR)，长的TR(纵向磁化大概处于平衡)，短的TE(可忽略的T2弛豫)，获取2D GRE图像；每一个接收到的图像(共16个)都用“激励flip angle的正弦”归一化，产生16个基于质子密度的幅度图。

S500、提取质子密度以及的求解：

基于之前的观察，发射B1的各个单元的幅度和与接收的各个单元的幅度和基本相当，在大约椭球对称的脑部结构下，以及在沿y轴椭球对称的情况下。根据经验观察，如果将发射的幅度和(SOM)以y轴为对称轴翻转的话，则二者更接近。这样，质子密度PD_ratio,est(与长轴磁化Mz成正比的)就可以提取出来了：

于是得到：

综上所述，根据以上得到的发射单元的相对发射相位和每个线圈单元的的幅度便得到了射频线圈发射时对应的射频场根据以上得到的接收线圈各单元空间相对相位和接收线圈各单元的幅度便得到了射频线圈接收时对应的射频场(包括幅度和相位)。

上述求解和的过程，也即求解具体应用实例中的和的过程。

以下便可根据得到的和来求得成像区域内各点的电特性参数值，并将这些电特性参数值以断层图像分布图的形式显示出来(以下是本发明实施例的重点内容)，具体参考以下步骤S600。

S600、基于FDTD计算电磁方法的磁共振人体组织电特性断层成像(MR EPT)重建：

请参阅图2，步骤S600具体包括以下步骤L10至步骤L40：

L10、根据磁共振射频场中得到的射频发射时对应的射频场以及磁共振质子密度成像得到的射频接收时对应的射频场结合互易原理和磁场高斯定理，计算得到磁共振射频磁场中x、y、z三个轴向分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)。

具体的，步骤L10中，根据上述得出的和结合互易原理 和以及磁场高斯定理便可计算得到射频磁场中x、y、z三个轴向分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)。

L20、将得到的B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(1)～(3)中，并将成像区域内组织各处电导率σ(r)和电容率∈(r)的初始值相应设置为人体组织中电导率平均值和电容率平均值(当然，也可以设置为其他的初始值)，得到磁共振射频电场中x、y、z三个轴向分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)；

所述磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组包括以下(1)～(6)：

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_x\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1z}\left(r\right)}{\∂y}-\frac{\∂B_{1y}\left(r\right)}{\∂z})---\left(1\right)$

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_y\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1x}\left(r\right)}{\∂z}-\frac{\∂B_{1z}\left(r\right)}{\∂x})---\left(2\right)$

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_z\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1y}\left(r\right)}{\∂x}-\frac{\∂B_{1x}\left(r\right)}{\∂y})---\left(3\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1x}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_z\left(r\right)}{\∂y}-\frac{\∂E_y\left(r\right)}{\∂z})---\left(4\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1y}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_x\left(r\right)}{\∂z}-\frac{\∂E_z\left(r\right)}{\∂x})---\left(5\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1z}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_y\left(r\right)}{\∂x}-\frac{\∂E_x\left(r\right)}{\∂y})---\left(6\right)$

其中，σ(r)是矢径r处的电导率，∈(r)是矢径r处的电容率，i是虚数符号，ω是角频率，μ₀是磁导率，x、y、z分别表示三个轴向，E_x(r)是矢径r处的电场x轴向分量，E_y(r)是矢径r处的电场y轴向分量，E_z(r)是矢径r处的电场z轴向分量，B_1x(r)是矢径r处的B₁磁场x轴向分量，B_1y(r)是矢径r处的B₁磁场y轴向分量，B_1z(r)是矢径r处的B₁磁场z轴向分量。

具体的，步骤L20中，磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(1)～(6)是根据麦克斯韦方程组得到，其分别反映了电场的三个分量E_x(r)、E_y(r)、E_z(r)是如何由磁场变化得到的，以及磁场的三个分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)是如何由电场变化得到的，即变化的磁场激发产生电场、变化的电场激发产生磁场。

将步骤L10得到的B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(1)～(3)中，并电导率σ(r)和电容率∈(r)的初始值相应设置为人体组织中电导率平均值和电容率平均值(一般人体组织平均电导率σ(r)为0.26S/m，平均电容率∈_r(r)为78,∈_r(r)＝∈(r)/∈₀(r),∈₀(r)是真空中的电容率)，便可得到磁共振射频电场中x、y、z三个轴向分量E_x(r)、E_y(r)、E_z(r)，由于是B₁磁场产生的，因此记为E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)。

L30、将得到的E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(4)～(6)中，重新得到一组新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)，再将所述新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(1)～(3)中，并调整所述电导率σ(r)和电容率∈(r)的数值，得到一组新的磁共振射频电场分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)，再将新的磁共振射频电场分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(4)～(6)中，重新得到一组更新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)，如此反复迭代，在每次迭代运算时不断调整所述电导率σ(r)和电容率∈(r)的数值，直至迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与实测的磁共振射频磁场的差异在设定的误差范围内即认为算法收敛，结束迭代运算(由此可知迭代次数根据具体情况而定)；此时的成像区域内组织各处的σ(r)和∈(r)的分布即为所求取的组织电特性参数分布结果；

具体的，步骤L30将步骤L20中得到的E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(4)～(6)中(分别代入E_x(r)、E_y(r)和E_z(r)中)，重新得到一组新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)，这组新的磁场分量必然与初始的磁场分量不同(如果相同的话，就意味着所赋值的σ(r)和∈(r)就是该处组织的真实的EPs值，由于一开始赋值给的是均匀值，而人体物理上是不均匀的，所以不会刚好相等)。

再将新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(1)～(3)中，调整电导率σ(r)和电容率∈(r)的数值(可以调整其幅度值或相位值)，如此进行反复迭代，直至迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与实测的磁共振射频磁场的差异在设定的误差范围内即认为算法收敛，结束迭代运算。

具体的，在实测中，可选取成像区域内各点的磁共振射频场模值迭代前后差的平方和作为磁场误差大小的衡量尺度，若迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与该衡量尺度的差异在允许的误差范围内即认为算法收敛。

具体的误差范围可以定在为10％以内，例如5％左右，可以大大降低噪声在成像过程中对结果的干扰。

在确定算法收敛后，成像区域内组织各处的σ(r)和∈(r)的分布即为所求取的组织电特性参数分布结果。

L40、根据所述成像区域内组织电特性参数分布结果输出图像。

具体的，步骤L40中便可根据步骤L30中得到的σ(r)和∈(r)的分布结果输出图像，完成图像重建。

本实施例提出的一种磁共振人体组织电特性断层成像方法，其仅涉及一阶差分运算，相对于二阶差分运算，能够有效降低噪声对运算过程及重建结果的影响，并且可以在成像区域全局范围内量化控制重建结果的误差大小，使重建精度误差可以根据需要来设定，得到的重建图像分辨率及精度明显提高。

以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (5)

1.一种磁共振人体组织电特性断层成像方法，其特征在于，包括以下步骤：

1)根据磁共振射频场中得到的射频发射时对应的射频场以及磁共振质子密度成像得到的射频接收时对应的射频场结合互易原理和磁场高斯定理，计算得到磁共振射频磁场中x、y、z三个轴向分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)；

2)将得到的B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(1)～(3)中，并将成像区域内组织各处电导率σ(r)和电容率∈(r)的初始值相应设置为人体组织中电导率平均值和电容率平均值，得到磁共振射频电场中x、y、z三个轴向分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)；

所述磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组包括以下(1)～(6)：

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_x\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1z}\left(r\right)}{\∂y}-\frac{\∂B_{1y}\left(r\right)}{\∂z})---\left(1\right)$

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_y\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1x}\left(r\right)}{\∂z}-\frac{\∂B_{1z}\left(r\right)}{\∂x})---\left(2\right)$

$(i\mathrm{\ω}\∈(r)+\mathrm{\σ}(r\left)\right)E_z\left(r\right)=\frac{1}{{\mathrm{\μ}}_0}(\frac{\∂B_{1y}\left(r\right)}{\∂x}-\frac{\∂B_{1x}\left(r\right)}{\∂y})---\left(3\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1x}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_z\left(r\right)}{\∂y}-\frac{\∂E_y\left(r\right)}{\∂z})---\left(4\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1y}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_x\left(r\right)}{\∂z}-\frac{\∂E_z\left(r\right)}{\∂x})---\left(5\right)$

${\mathrm{i\ωB}}_{1z}\left(r\right)=-(\frac{\∂E_y\left(r\right)}{\∂x}-\frac{\∂E_x\left(r\right)}{\∂y})---\left(6\right)$

其中，σ(r)是矢径r处的电导率，∈(r)是矢径r处的电容率，i是虚数符号，ω是角频率，μ₀是磁导率，x、y、z分别表示三个轴向，E_x(r)是矢径r处的电场x轴向分量，E_y(r)是矢径r处的电场y轴向分量，E_z(r)是矢径r处的电场z轴向分量，B_1x(r)是矢径r处的B₁磁场x轴向分量，B_1y(r)是矢径r处的B₁磁场y轴向分量，B_1z(r)是矢径r处的B₁磁场z轴向分量；

3)将得到的E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(4)～(6)中，重新得到一组新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)，再将所述新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)代入磁共振时谐射是频电磁场FDTD方程组中(1)～(3)中，并调整所述电导率σ(r)和电容率∈(r)的数值，得到一组新的磁共振射频电场分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)，再将新的磁共振射频电场分量E_1x(r)、E_1y(r)、E_1z(r)代入磁共振时谐射频电磁场FDTD方程组中(4)～(6)中，重新得到一组更新的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)，如此反复迭代，在每次迭代运算时不断调整所述电导率σ(r)和电容率∈(r)的数值，直至迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与实测的磁共振射频磁场的差异在设定的误差范围内即认为算法收敛，结束迭代运算；此时的成像区域内组织各处的σ(r)和∈(r)的分布即为所求取的组织电特性参数分布结果；

4)根据所述成像区域内组织电特性参数分布结果输出图像。

2.根据权利要求1所述的磁共振人体组织电特性断层成像方法，其特征在于，所述人体组织中电导率平均值为0.26S/m，相对电容率平均值为78。

3.根据权利要求1所述的磁共振人体组织电特性断层成像方法，其特征在于，所述直至迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与实测的磁共振射频磁场的差异在设定的误差范围内即认为算法收敛，结束迭代运算的步骤中，包括：

在实测中，选取成像区域内各点的磁共振射频场模值迭代前后差的平方和作为磁场误差大小的衡量尺度，若迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与该衡量尺度的差异在允许的误差范围内即认为算法收敛。

4.根据权利要求1所述的磁共振人体组织电特性断层成像方法，其特征在于，所述直至迭代得到的磁共振射频磁场分量B_1x(r)、B_1y(r)、B_1z(r)与实测的磁共振射频磁场的差异在设定的误差范围内即认为算法收敛，结束迭代运算的步骤中，所述误差范围为10％以内。

5.根据权利要求4所述的磁共振人体组织电特性断层成像方法，其特征在于，所述误差范围为5％。