一種用於測量和補償由渦流感生的空間和時間變化磁場的方法

2023-05-17 23:54:11 2

專利名稱：一種用於測量和補償由渦流感生的空間和時間變化磁場的方法
技術領域：
本發明涉及一種核磁共振成像方法和裝置。更具體地說，本發明涉及對由渦流感生的空間和時間變化磁場的測量和其後的補償。在實施本發明後，能夠消除由渦流產生的圖象畸變、信號強度損失、虛象、斑點、和其它假象。
當一種物質例如人體組織受到一個均勻磁場(偏振磁場B0)作用時，人體組織中的各個自旋磁矩試圖沿著這個偏振磁場排列，但是同時按照它們的特徵拉莫爾頻率圍繞磁矩隨機進動。如果這種物質，或組織受到一個位於x-y平面並且具有接近拉莫爾頻率的磁場(激勵磁場B1)的作用，則淨定向磁矩Mz會旋進，或「傾斜」到x-y平面中以產生一個淨橫向磁矩Mt。這種受激自旋產生一個信號，在激勵信號B1停止之後，接收和處理這個信號以形成一幅圖象。
磁共振在成像和許多定位譜學技術中的應用依賴於使用線性磁場梯度有選擇地激發特定區域並對核磁共振信號中的空間信息進行編碼。在核磁共振實驗過程中，使用具有專門選定的時間變化的磁場梯度波形。所以可以預料應用任何偏離理想磁場的梯度波形都會造成圖象畸變、密度損失、虛象、和其它假象。例如，如果在選定的時間反轉脈衝(即使用180°時間反轉RF脈衝)周期內磁場梯度不是恆定的，就會產生核自旋的不完全重新定相以及伴隨的信號損失。這個效應使得多重回波(Carr-Purcell-Mieboom-Gill)序列中後面的自旋迴波發生混合。此外，如果當梯度場應當為零時它卻不為零(由於梯度脈衝結束後的剩餘衰減)，所不希望產生的相位漂移會造成化學位移成像(CSI)序列中波譜失真以及對於多重回波序列的自旋-自旋弛豫時間(T2)測量的不準確。因此本領域技術人員特別關注時間變化磁場梯度產生的準確度。
如果梯度磁場與偏振磁體中的損耗結構例如它的低溫恆溫箱(如果該磁體是超導體設計)、或調整線圈系統、或用於將梯度線圈與射頻線圈去耦的射頻屏蔽結構發生作用，就會造成所產生的磁場梯度發生畸變。梯度畸變是由於在這些環境結構中的感生電流或者在這些調整線圈中的能量損失而產生的。這些感生電流被稱為渦流。由於渦流的存在，可以觀察到，在向梯度線圈中施加梯形電流脈衝的過程中和之後，分別會出現磁場梯度的指數上升和延遲。
在發明名稱為「一種用於磁場梯度渦流補償的方法」的美國專利US-4,698,591中公開了一種方法，這種方法在梯度場電源中使用一個模擬預修正濾波器對施加到梯度線圈中的電流進行整形，以減少渦流感生的梯度場畸變。這個濾波器包括一組指數延遲器件和可調電位計，它們在系統定標時必須予以設置。在對系統定標之前採用一種測量技術測量未經修正的磁場梯度的脈衝響應，然後計算預修正濾波器的電位計設定值。
已經發現，儘管對於線性磁場梯度的這種補償改善了核磁共振系統的性能，但是由於應用脈衝線性磁場梯度，仍然會產生磁場畸變。更具體地說，測量結果表明由磁場梯度脈衝感生的渦流不僅產生一個無用的線性磁場梯度，而且使得在空間上均勻的偏振磁場B0隨時間變化。就是說，磁場梯度脈衝引起偏振磁場B0量值的亂真變化。已經開發出一些測量和補償渦流感生B0磁場變化的技術，如在美國專利US-4,950,994中所介紹的。
由於渦流感生的磁場具有空間和時間的相關性，所以它是一種複雜的現象。為了簡化這個問題，現有技術中用於渦流測量和補償的矯正方法假設空間相關性僅僅局限於零次項(即均勻偏振磁場B0)和一次項(即線性磁場梯度)，如在美國專利US-4,698,591和US-4,950,994中所述。對於渦流感生磁場的高次項(二次項、三次項等)空間相關性沒有補償，因而仍會產生殘留的圖象畸變和波譜品質下降。雖然也有一些方法可以解決某些圖象質量問題，例如在美國專利US-4,591,789中所述的幾何畸變，而其他的問題包括虛象、斑點強度降低、波譜位移、和相位偏移仍然存在。
本發明是對現有技術中用於測量和補償渦流感生磁場畸變的方法的改進。實施本發明使得上述的圖象和波譜質量問題得以消除或明顯減少。
更具體地說，本發明涉及用於分辨由於應用梯度脈衝產生的渦流在空間上和時間上變化的方法。產生一組相位圖象，然後根據這些圖象計算由渦流感生的已在空間上和時間上分辨的磁場。利用這種方法可以計算出已在空間上分辨出的渦流分量的大小和時間常數，並在其後的掃描中矯正在其它情況下產生的畸變。
本發明的一個目的是測量由於梯度脈衝產生的渦流的空間和時間變化。與此同時利用一個定標脈衝序列進行定標掃描。定標脈衝序列從一個檢測梯度Gtest開始，其後是一個具有最佳傾角(即Ernst角)的非選擇射頻脈衝。利用相位編碼梯度將由該射頻脈衝感生的FID在1、2或3維空間中編碼(根據模型的幾何維度)。在空間編碼之後，FID信號在由渦流產生的時間變化磁場存在的情況下繼續進動。所以，渦流的時間特性也編碼在FID信號中。由於使用了相位編碼梯度，所以時間變化磁場是由Gtest和相位編碼梯度兩者引起的渦流所感生的。為了消除後者的影響，以及靜態B0磁場非均勻性的影響，重複這個脈衝序列，但是使用相反的檢測梯度極性，即-Gtest。
可以將利用這個方法產生的兩個FID信號標記為S+(kx，ky，kz，ti)和S-(kx，ky，kz，ti)，其中ti表示FID信號(i＝1，2，…N)的離散時間點，其它三個參數為空間頻率。對於S+和S-的多維快速富裡葉變換，以kx、ky和kz作為變量，產生兩組在時間上分辨的複合圖象I+(x，y，z，ti)和I(x，y，z，ti)。這些複合圖象可以很容易地轉換成相位圖象φ+(x，y，z，ti)和φ-(x，y，z，ti)。為了消除由於相位編碼梯度產生的渦流效應，以及靜態B0磁場的非均勻性的影響，將兩組相位圖象相減以產生一組相位差圖象，這一組圖象與由檢測梯度產生的渦流直接相關φ(x，y，z，ti)＝[φ+(x，y，z，ti)-φ-(x，y，z，ti)]/2。將φ(x，y，z，ti)對時間求導數得到由渦流產生的在空間上和時間上分辨的磁場B(x，y，z，ti)。對於場B的球面諧波分解給出渦流感生場的一組時間點ti的空間分布。其後以時間為橫坐標對諧波係數的指數曲線擬合得出空間分辨的渦流分量的幅值和時間常數以便進行適當的補償。


圖1表示應用本發明的一個磁共振成像系統的方塊圖；圖2為圖1所示的磁共振成像系統實施本發明的優選實施例所執行的程序的流程圖；圖3為圖1所示磁共振成像系統所使用的三維定標脈衝序列的圖示；圖4為圖1所示磁共振成像系統所使用的另一個一維定標脈衝序列的圖示；
圖5為與圖4所示定標脈衝序列一起使用的第一模型的示意圖；圖6為與圖4所示定標脈衝序列一起使用的第二模型的示意圖；圖7為與圖4所示定標脈衝序列一起使用的第二模型在一個不同位置處的示意圖；以及圖8為用於實施本發明的另一個定標脈衝序列的圖示。
首先參照圖1，其中已經表示出在本發明中所使用的優選磁共振成像系統的主要部分。系統的工作由一個操作者控制臺100控制，該控制臺包括一個鍵盤和控制面板102以及一臺顯示器104。控制臺100通過連線116與一個分開的計算機系統107進行通訊，這個計算機系統使得操作者能夠控制圖象的生成並且在顯示屏104上顯示圖象。計算機系統107包括一組通過一塊主板相互通訊的模塊。其中包括一個圖象處理器模塊106、一個CPU模塊108和一個存儲器模塊113，在本領域中熟知其為一個用於存儲圖象數據陣列的幀緩存器。計算機系統107與一個硬碟存儲器111和一個磁帶驅動器112相連以存儲圖象數據和程序，它還通過一條高速串行連線115與一個分開的系統控制器122通訊。
系統控制器122包括一組通過主板相互連接的模塊。其中包括一個CPU模塊119和一個脈衝發生器模塊121，它通過一條串行連線125與操作者控制臺100相連。系統控制器122正是通過這一條連線125接收由操作者發出的指示待執行的掃描順序的命令。脈衝發生器模塊121控制系統各個部分執行所需的掃描順序。它產生指示將要產生的射頻脈衝的時間、強度和形狀，以及數據採集窗口的時間和長度的數據。脈衝發生器模塊121與一組梯度放大器127相連，以指示在掃描過程中產生的梯度脈衝的時序和形狀。脈衝發生器模塊121還接收從一個生理數據採集控制器129輸出的有關病人的數據，所說生理數據採集控制器129接收從與病人身體連接的一組不同的傳感器輸出的信號，例如從電極上輸出的心電圖信號或者從肺部傳出的呼吸信號。最後，脈衝發生器模塊121與一個掃描室接口電路133相連，所說接口電路133接收從與病人和磁體系統狀態有關的各種傳感器輸出的信號。它還通過掃描室接口電路133與一個病人定位系統134相連，該定位系統接收命令將病人移動到掃描所需位置。
將由脈衝發生器模塊121產生的梯度波形施加到由Gx、Gy、和Gz放大器組成的一個梯度放大器系統127，每個梯度放大器激勵一個相應的梯度線圈以產生用於定位編碼所得信號的線性磁場梯度，在附圖中梯度線圈用一個組件總標號139表示。梯度線圈組件139構成磁體系統141的一部分，所說磁體系統包括一個偏振磁體140和一個整體射頻線圈152。系統控制器122中的一個收發模塊150產生脈衝，經一個射頻放大器151放大後通過一個傳送/接收開關154傳輸到射頻線圈152。病人體內細胞核受激輻射所產生的信號可以用同一個射頻線圈152探測，並通過所說的傳送/接收開關154傳輸到一個前置放大器153中。放大的核磁共振信號在收發模塊150的接收部分解調、濾波、和數位化。傳送/接收開關154由一個從脈衝發生器模塊121產生的信號控制，以使射頻放大器151在傳送模式下與線圈152電連接，在接收模式下與前置放大器153相連。傳送/接收開關154還使一個分開的射頻線圈(例如，一個頂部線圈或表面線圈)既能用於傳送模式，還能用於接收模式。
利用收發模塊150將由射頻線圈152拾取的核磁共振信號數位化並傳送到系統控制器122中的一個存儲器模塊160中。當掃描完成和整個數據陣列都已經採集到存儲器模塊160中時，一個陣列處理器161開始工作，將所說數據轉換成一個圖象數據陣列。然後通過串行連線115將這些圖象數據傳送到計算機系統107中，並被存儲在硬碟存儲器111中。響應從操作者控制臺100接收到的命令，這些圖象數據可以傳送到外部驅動器112，或者由一個圖象處理器106進一步處理，如下所詳述，並傳送到操作者控制臺100和顯示在顯示器104上。
為了更詳細地描述收發模塊150，參照美國專利US-4,952,877和US-4,992,736，這些專利通過引用的方式結合在本申請中。
本發明能使圖1所示的核磁共振系統被定期檢測以測量由所施加的磁場梯度脈衝產生的渦流。根據所得到的空間和時間渦流信息，可以向構成偏振磁體140的一部分的調整線圈(未表示在附圖中)以及梯度線圈139本身施加偏置電流。這種渦流補償方法記載在美國專利US-4,950,994中，1990年8月21日授權，發明名稱為「梯度和偏振場補償」，該專利以引用的方法結合在本申請中。
特別參見圖2，進行定標掃描以獲取檢測數據。在掃描過程中，可以使用一個充滿水的球形模型以使磁化效應最小。模型的大小經過選擇以使其具有正常的成像體積(例如23-30釐米)，包含在模型中的水中摻雜有順磁離子，例如Cu2+，以減小弛豫時間T1。如程序框200所示，第一個步驟是利用圖3所示的脈衝序列獲取定標數據組，其中使用了一個正的檢測梯度脈衝202。施加一個非選擇射頻激勵脈衝204以產生穿過所檢測區域(ROI)的橫向磁化場，施加三個分立的相位編碼梯度脈衝206、208和210以沿著各個x，y和z軸對FID信號212進行相位編碼。在由包含在模型中的水的弛豫時間T2所確定的時間段內在時間ti對FID信號212進行採樣。對於短的T2，射頻脈衝可以偏移檢測梯度，如圖8所示，對FID數據的採集可以在不同的偏移間隔內重複多次。然後將如此得到的一組FID數據連接起來以構成一個覆蓋較長時間段的FID信號。重複FID數據(或FID數據組)的採集，並逐步確定相位編碼梯度脈衝206、208和210的值以在三維k空間採樣。產生一個四維核磁共振數據組S+(kx，ky，kz，ti)。在優選實施例中沿著kx軸對k空間採樣16-32次，沿ky軸採樣16-32次，沿kz軸採樣16-32次。
定標掃描的目的是測量檢測梯度脈衝202對於FID信號212的影響。但是，由於相位編碼梯度脈衝206、208和210也感生渦流，它們對於FID信號212的作用，與靜態B0場非均勻性的作用一樣，必須予以補償。如程序框216所示，這是通過利用圖3所示的脈衝序列重複定標掃描實現的，但是所用的檢測梯度脈衝220的極性是相反的。從而得到第二組核磁共振數據組S-(kx，ky，kz，ti)。如程序框222所示，分別對兩組數據S+和S-在各個時間點ti以kx，ky，kz為變量進行富裡葉變換。這個運算產生兩組時間分辨的圖象I+(x，y，z，ti)和I-(x，y，z，ti)。這種時間分辨圖象實際上是複數的，每個圖象均由一個實部U和一個虛部V構成。程序框224所示的下一個步驟是將複數圖象轉換成相應的相位圖象+(x,y,z,ti)=tan-1[V+(x,y,z,ti)U+(x,y,z,ti)]---(1a)]]>-(x,y,z,ti)=tan-1[V-(x,y,z,ti)U-(x,y,z,ti)]---(1b)]]>然後在程序框226將對應於相反的梯度極性的這兩組相位圖象彼此相減以消除由於相位編碼梯度脈衝，以及靜態磁場的非均勻性產生的渦流的影響φ(x，y，z，ti)＝[φ+(x，y，z，ti)-φ-(x，y，z，ti)]/2(2)這樣得到一組新的相位差圖象，它們的值與由檢測梯度脈衝Gtest產生的渦流相關。仍然參見圖2，程序框228所示的下一個步驟是計算由渦流產生的時間分辨磁場B(x，y，z，ti)。這是通過對相位圖象φ(x，y，z，ti)求時間導數完成的Bti(x,y,z)=(x,y,z,ti+1)-(x,y,z,ti)(ti+1-ti)---(3)]]>其中(ti+1-ti)是FID信號的採樣間隔，γ為旋磁比。在任何給定的時間ti，可以將由渦流感生的磁場Bti(x，y，z)表示成球面諧波的和
其中Cmn，ti和Dmn，ti為常數，Pmn為相關的勒讓德函數，r，θ和為極坐標，它們與卡笛爾坐標x，y和z的關係為x＝rsinθcos(5a)y＝rsinθsin(5b)z＝rcosθ (5c)利用已知的球面諧波分解技術，例如Chen和Hoult所述的方法(「生物醫學磁共振技術」， C-N Chen和D.I.Hoult，Institute of PhysicsPublishing，London，1989)，方程4可以進一步表示為Bti(x，y，z)＝ζ00，ti+ζ10，tiz+ζ11，tix+ζ12，tiy+ζ20，tiz2+ζ21，ti(x2-y2)+ζ22，tixy+ζ23，tiyz+ζ24，tizx+ζ30，tiz3+…其中球面諧波係數ζpq，ti的第一個下標p指示空間相關性的階次，第二個下標q表示對於給定的空間階次p的第q個分量，最後一個下標指示這些係數的時間相關性。對於給定的空間階次p分量的總數為2p+1。
在程序框230將相同的球面諧波分解程序重複N次，每一次在一個不同的時間點ti(i＝1，2，…，N)進行。這樣得到的一組完整的係數可以表示為ζpq(ti)。根據Jehenson等人(P.Jehenson，M.Westphal，和N.Schuff，磁共振雜誌，90期，264-278頁，1990年)的觀點，每個與時間相關的係數ζpq(ti)與渦流的大小αpqj和時間常數τpqj之間的關係用下式表示pq(t)=01pq(t)dt---(7a)]]>pq(t)=j0pq,je-r/rpq,j*dGtestdt----(7b)]]>其中*表示卷積，j表示第j個渦流分量。
最後一個步驟，如程序框232所示，是計算空間分辨渦流幅值αpq，j和時間常數τpq，j，從而可以向梯度線圈139和偏振場線圈140中的調整線圈施加補償電流。這是通過首先在分析上進行方程7中的卷積和積分運算，然後以時間作為橫坐標對諧波係數進行指數曲線擬合而完成的。有關利用多指數擬合從ζpq(t)析取αpq，j和τpq，j的詳細內容可以在美國專利US-4,698,591和US-4,950,994中找到，上述專利以引用方式結合在本申請中。
本發明如圖2和圖3所示在三維情況下的實施是最常用的和準確的實施。它對梯度場中的任何高階空間變化提供補償。但是，完整的三維實施需要相當長的時間才能完成。例如，利用三維實施需要大約2小時時間將一個磁共振系統定標到第四階變化量。
本發明的另一個教導是梯度場的第二階、或「平方項」空間變化可以利用三次一維檢測掃描來測量。圖4所示的脈衝序列用在所有三次檢測掃描中。除了僅僅使用一個相位編碼脈衝240以外，它與上述的三維脈衝序列相同。因而，採用該第二實施例的定標過程需要大約15分鐘的時間完成。
如圖5所示，第一次一維數據獲取應用一個充滿水在磁共振成像系統中心沿z-軸放置的細棒242。在圖4所示的脈衝序列中使用一個Gz相位編碼，按照上述相同的步驟，相應於正、負Gtest分別獲取和產生一對圖象組I1，+(z，ti)和I1，-(z，ti)。然後利用方程1-3將I1，+(z，ti)和I1，-(z，ti)轉換成一個磁場映射B1(z，ti)。在任何給定時間ti，B1(z，ti)可以表示區域球面諧波的和，令m＝0從方程4可以推導出B1.ti(z)=n=0n.tizn---(8)]]>以z為橫坐標所作的簡單的多項式擬合得出所有的區域球面諧波係數ηn，ti。如果在所有的時間點重複相同的過程，可以得到一組ηn，ti的集合，這個集合表示為ηn(ti)。通過將ηn(ti)按照方程7擬合，可以析取每一個區域球面諧波分量的渦流幅值和時間常數。利用已知的渦流幅值和時間常數，採用在美國專利US-4,698,591和US-4,590,994中所述的方法可以將補償電流施加到z-梯度線圈，以及較高階調整線圈，例如z2、z3、…、 zn中。
在第二次一維定標掃描中使用了在圖6中所示的一個模型244。該模型包含32-64個小的水樣品，它們位於以z軸為中心的一個圓環上，並且在x-y平面中向著系統等角點取向。這些樣品圍繞著圓環244相互間隔，使得它們的x軸投影(或者是y軸投影)沿x軸等間距分布。利用圖4所示的脈衝序列的第二次檢測掃描利用了一個Gx相位編碼梯度(或者是Gy)進行的，以生成分別對應於正負Gtext的第二對定標數據組I2，+(Px(x，y)，ti)和I2，-(Px(x，y)，ti)。在上面的表示式中，Px(x，y)表示該模型沿x軸方向的投影。根據公式4，在給定時間ti從兩組數據得出的磁場映射可以表示為
其中R為圖6所示圓環244的半徑。對於對應於m＝1的分量，我們得到
＝α1，t，cos+β1，t，sin (10)從B2，ti(x，y)的富裡葉變換的一次諧波的實部和虛部，可以求得係數α1，ti和β1，ti。由於cos＝x/R和sin＝y/R，將α1，ti和β1，ti用R相除，分別得到x和y的諧波係數。同樣地，B2，ti(x，y)對應於m＝2的分量由下式給出
從B2，ti(x，y)的富裡葉變換的二次諧波的實部和虛部可以得到係數α2，ti和β2，ti。由於cos2＝(x2-y2)/R2和sin2＝2xy/R2，將α2，ti和β2，ti分別用R2和R2/2相除，得到(x2-y2)和xy項的諧波係數。利用這種方法，還可以得到某些高次諧波係數。
如上所述，在求得所有時間點的所有諧波係數之後，通過曲線擬合可以析取相應的渦流幅值和時間常數，並且可以向x-和y-梯度線圈以及xy和x2-y2調整線圈施加補償電流。
第三次檢測掃描使用相同的模型環244，但是將該環244按照圖7所示重新定位。更具體地說，是將模型環244沿z軸平移，使之離開xy-平面。然後重複進行完全相同的檢測掃描以得到第二組定標數據。於是得到第三對定標數據I3，+(Px(x，y)，ti)和I3，-(Px(x，y)，ti)，並將其用於計算其餘的平方諧波項yz和zx。從I3，+和I3，-得到的磁場映射可以表示為
其中r0和θ0表示在圖7中。對B3，ti進行富裡葉變換，可以求得一次富裡葉諧波的實部和虛部富裡葉係數為3,ti=C11,tir0sin0+32C12,tir02sin20----(13a)]]>3,ti=D11,tir0sin0+32D12,tir02sin20----(13b)]]>略去平方項以後的高次項，從公式10和13可以得到C12,ti=2(3,tiR-1,tir0sin0)3r02sin20---(14a)]]>D12,ti=2(3,tiR-1,tir0sin0)3r02sin20---(14b)]]>從公式4，可以看到3C12，ti和3D12，ti分別等於xz和yz項的諧波係數。如上所述，通過相對於時間對每個諧波係數作曲線擬合可以得出渦流幅值和時間常數。利用已知的渦流幅值和時間常數，通過向xz和yz調整線圈施加電流可以對空間渦流分量xz和yz進行補償。因此，利用三次獨立的一維定標掃描可以測得高達二次的空間變化渦流，進而通過向相應的磁場B0，即三個線性梯度線圈和五個二次調整線圈提供電流來對空間變化渦流進行補償。
根據本發明，應用一種純相位編碼技術生成一組圖象，每幅圖象表示一個真正的「快照」，而不是空間分辨渦流的時間平均圖象。因此與現有技術的方法相比大大提高了渦流測量的時間解析度，更準確地說，是可以計算出高次補償電流。
權利要求
1.一種用於補償磁共振系統的磁場的方法，它包括以下步驟a)利用一個脈衝序列獲取第一組定標數據，其中包括以下步驟施加具有一種極性的檢測梯度脈衝；施加射頻激勵脈衝，以在檢測區域產生橫向磁場；施加相位編碼梯度脈衝；和在施加檢測梯度脈衝和在時間ti對其進行採樣後獲取在一段時間(T)內的核磁共振信號；其中所說脈衝序列重複多次，所說相位編碼梯度脈衝按照預定值步進；b)利用如步驟a)所述相同方法獲取第二組定標數據，但是所施加的檢測梯度脈衝具有相反極性；c)對兩組定標數據分別進行富裡葉變換以產生兩組空間和時間分辨的相位圖象；d)從第一組相位圖象中相應的圖象減去第二組相位圖象以形成一組相位差圖象；e)根據相位差圖象計算渦流補償值；和f)在以後的掃描中向磁共振系統的線圈施加所說補償值的電流。
2.如權利要求1所述的方法，其中步驟e)包括以下步驟根據所說相位差圖象計算空間和時間分辨的磁場；將計算所得磁場分解成時間分辨的空間諧波係數；對於每個空間諧波分量析取渦流幅值和時間常數；根據所說渦流幅值和時間常數計算出所說渦流補償值。
3.如權利要求1所述的方法，其中所說利用脈衝序列的步驟包括在獲取所說定標數據組時施加三個分別按照預定值步進的相位編碼梯度脈衝；以及在步驟c)中所說富裡葉變換是一個三維富裡葉變換，該變換生成三維相位圖象。
4.如權利要求1所述的方法，其中重複步驟a)到步驟d)以生成第二組相位差圖象，但是所使用的脈衝序列中的相位編碼脈衝是沿一條不同軸進行相位編碼的；以及步驟e)是利用兩組相位差圖象進行的。
5.如權利要求1所述的方法，其中所說的一組相位差圖象包括對應於每一個所說採樣時間ti的一幅相位差圖象。
全文摘要
利用定標掃描獲取一組檢測數據,從而可以根據這組數據將由檢測梯度脈衝感生的渦流在空間和時間上進行分辨。計算補償參數,並用其抵消所測得的渦流。
文檔編號G01R33/20GK1188897SQ9712595
公開日1998年7月29日 申請日期1997年12月30日 優先權日1996年12月30日
發明者周曉洪 申請人:通用電氣公司