梯度磁場測量方法和mri裝置的製作方法

2023-10-04 12:41:24

專利名稱：梯度磁場測量方法和mri裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種梯度磁場測量方法和MRI(磁共振成像)裝置，更具體地說，涉及一種能夠精確地測量實際施加的梯度磁場的梯度磁場測量方法和MRI裝置。
附

圖1所示為解釋在題為「Novel k-space Trajectory MeasurementTechnique」(Zhang等人的，在Magnetic Resonance in Medicine,39:999-1004(1998)上)的文章中所公開的梯度磁場測量方法中應用的梯度磁場測量脈衝序列的附圖。
梯度磁場測量脈衝序列J施加激勵RF脈衝R和片層選擇脈衝Gs，施加復相脈衝Gr，並在施加具有螺旋梯度波形的編碼脈衝Ge的同時從FID信號中採集數據S(1)-S(T)。
接著，從所採集到的數據S(1)-S(T)中得到具有角度相位差Δφ的數據D(1)-D(T-1)。具體地說進行如下的計算D(t)=S(t)·S(t+1)*這裡S(t+1)*表示S(t+1)的共軛複數。
然後，從具有角度相位差Δφ的數據D(1)-D(T-1)中得出梯度磁場差ΔG(1)-ΔG(T-1)。具體地說進行如下的計算G(t)=arctan{D(t)}2zt]]>這裡arctan{}表示反正切函數，γ是旋磁比，z是在梯度軸上的片層位置，Δt是在數據S(t)和S(t+1)之間的時間差。
接著累計梯度磁場差ΔG(1)-ΔG(T-1)得到梯度磁場G(1)-G(T-1)。具體地說進行如下的計算G=t=1G(t)]]>應用梯度磁場測量結果來校正編碼脈衝Ge。此外，它還可以用於分析渦流或剩磁。
理想地，關於附圖1所示的編碼脈衝Ge的梯度磁場測量的結果如附圖2所示。
然而，在實際中並不能得到這種如附圖2所示的無幹擾的結果。尤其是在附圖2中虛線所示的後部將產生隨機性。這是因為更大的編碼脈衝將增加在試樣內的梯度磁場強度的差值，導致了所看到的由在試樣內產生的相移引起的FID信號的降低。附圖3所示為FID信號的時間變化。基本上FID信號以指數規律隨時間降低，但是由於在試樣內產生的相移的影響導致出現了許多更為小的極小部分。
本發明的一個目的是提供一種能夠精確地測量實際所施加的梯度磁場的梯度磁場測量方法和MRI裝置。
依據本發明的第一方面，提供一種梯度磁場測量方法，包括如下步驟施加激勵RF脈衝，施加預編碼脈衝Pk，在施加具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge的同時從FID信號中採集數據S(k,1)-S(k,T)，以不同幅值的預編碼脈衝Pk重複這些步驟K次；從所採集的數據S(1,1)-S(1,T),S(2,1)-S(2,T),…,S(K,1)-S(K,T)中得到具有角度相位編碼差Δφ的數據D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1)；將具有編碼脈衝Ge的相應幅值的數據相加得到相加的數據d(1)-d(T-1)；從相加的數據d(1)-d(T-1)中得到梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)；累計梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)得到梯度磁場G(1)-G(T-1)。
依據第一方面的梯度磁場測量方法，因為預編碼脈衝Pk在所採集的數據S(1,t),…,S(K,t)中是變化的，因此相位幅值不相同。然而，如果將所採集的數據轉換為具有角度相位編碼差Δφ的數據D(1,t),…,D(K,t),則該數據具有相應的編碼脈衝Ge的幅值。在另一方面，由於預編碼脈衝Pk是變化的，因此在試樣內的相移幅值也是變化的，並且在數據S(1,t),…,S(K,t)中由於相移引起的FID信號降低的部分不相同。這就是說雖然在某些數據的某些部分中所觀察到的FID信號很小，但是在其他數據中的相應部分中它並不小。然後將這些數據相加得到d(1)-d(T-1)。由於梯度磁場G(1)-G(T-1)是基於這些相加的數據d(1)-d(T-1)得出的，所以能夠精確地測量梯度磁場。
依據本發明的第二方面，提供一種MRI裝置，包括RF脈衝發射裝置、梯度脈衝施加裝置、NMR信號接收裝置和數據處理裝置，其中RF脈衝發射裝置施加激勵RF脈衝，梯度脈衝施加裝置在具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge之後施加預編碼脈衝Pk，NMR信號接收裝置在施加編碼脈衝Ge的同時接收FID信號以採集數據S(k,1)-S(k,T),並從應用不同幅值的預編碼脈衝Pk重複上述步驟K次所採集的數據S(1,1)-S(1,T),S(2,1)-S(2,T),…,S(K,1)-S(K,T)中接收信號，數據處理裝置得出具有角度相位編碼差Δφ的數據D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1),並將具有編碼脈衝Ge的相應幅值的數據相加得到相加的數據d(1)-d(T-1)，從相加的數據d(1)-d(T-1)中得出梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)，並累計梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)得出梯度磁場G(1)-G(T-1)。
第二方面的MRI裝置適合於執行如第一方面所述的梯度磁場測量方法。
在本發明的第三方面中，提供一種如第一方面所述的梯度磁場測量方法，包括如下步驟在具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge的周期中分散地確定時間點Jk(k=1,…,K)；以及確定預編碼脈衝Pk的幅值以從它的開始時間點到時間點Jk中消除編碼脈衝Ge的整數值。
檢測所觀察到的由於在試樣內的相移引起的FID信號降低的時間點，發現時間點並不集中在一個位置上而是分散在許多位置上。
第三方面的梯度磁場測量方法確定了分布在編碼脈衝Ge的周期中的許多時間點Jk(k=1,…,K),確定預編碼脈衝Pk的幅值以消除在每個時間點Jk上的相移。因此，在預編碼脈衝Pk中的由於在試樣內的相移引起的FID信號降低處的時間點被分化出來，因此能夠從相加的數據中精確地測量梯度磁場。
在本發明的第四方面中，提供一種如相關的第三方面所述的梯度磁場測量方法，包括如下步驟施加激勵RF脈衝，但不施加預編碼脈衝Pk；在施加具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge的同時從FID信號中採集數據S(1)-S(T)；從所採集的數據S(1)-S(T)中得出FID信號強度的時間變化；以及確定FID信號強度最小的時間點作為時間點Jk(k=1,…,K)。
第四方面的梯度磁場測量方法查找這樣的時間點在每個時間點上出現了所看到的由於在試樣內產生的相移引起的FID信號降低的部分。確定預編碼脈衝Pk的幅值以消除在這些點上的相移。因此，由於在沒有施加預編碼脈衝Pk時的相移引起的FID信號降低的部分處的FID信號增加了，所以能夠精確地測量梯度磁場。
因此，本發明的梯度磁場測量方法和MRI裝置能夠提供對由於在試樣內產生的相移引起的FID信號的降低進行補償的數據，即，將總體上具有較好的SNR數據總和起來，因此能夠精確地測量梯度磁場。
通過下文對如在附圖中所示的優選實施例的描述，本發明的進一步目的和優點將會清楚。
附圖1為解釋常規的梯度磁場測量脈衝序列的附圖。
附圖2示例性地示出了常規的梯度磁場測量的結果。
附圖3所示為出現了FID信號被減小的部分的附圖。
附圖4所示為依據本發明的第一實施例的MRI裝置的方塊圖。
附圖5所示為依據第一實施例的梯度磁場測量方法的流程圖。
附圖6所示為依據第一實施例的梯度磁場測量脈衝序列A。
附圖7所示為隨著預編碼脈衝Pk的不同FID信號降低部分的變化圖。
附圖8示例性地說明依據第一實施例的梯度磁場測量結果。
附圖9所示為依據第二實施例的梯度磁場測量脈衝序列B。
參考在附圖中所示的實施例下文更詳細地描述本發明。
-第一實施例-附圖4所示為依據本發明的第一實施例的MRI裝置的方塊圖。
在MRI裝置100中，磁體組件1具有空心部分(孔)以插入目標對象，在空心部分的周圍，設置有給目標施加恆定強度為H0的靜止磁場的永磁體1p、施加梯度脈衝的梯度磁場線圈1g、施加RF脈衝以激勵在目標體內的原子核自旋的發射線圈1t和檢測來自目標的NMR信號的接收線圈1r。梯度磁場線圈1g、發射線圈1t和接收線圈1r分別連接到梯度磁場驅動電路3、RF功率放大器4和前置放大器5上。
應該指出的是，可以應用超導磁體或普通導電磁體替代永磁體。
序列存儲器電路8基於所存儲的脈衝序列按照來自計算機7的指令操作梯度磁場驅動電路3，以通過在磁體組件1中的梯度磁場線圈1g施加梯度脈衝。序列存儲器電路8還操作門調製電路9以將RF振蕩電路10的載波輸出信號調製成具有一定的時序和包絡線形的脈衝輸送信號。將脈衝輸送的信號作為RF脈衝施加給RF功率放大器4，在RF功率放大器4中進行功率放大，並施加給在磁體組件1中的發射線圈1t以有選擇性地激勵所需的片層區。
前置放大器5放大在磁體組件1中的接收線圈1r所檢測到的來自目標的NMR信號，並將該信號輸入到相位檢測器12。相位檢測器12參照RF振蕩電路10的載波輸出信號檢測來自前置放大器5的NMR信號的相位，並將相位檢測信號輸送到A/D轉換器11。A/D轉換器11將該相位檢測模擬信號轉換為數位訊號，並將其輸入到計算機7。
計算機7從A/D轉換器11讀取數據，並執行圖像重建操作以得到所需片層區的圖像。將該圖像顯示在顯示器裝置6上。計算機7還負責整體的控制，比如接收從操作控制臺13輸入的信息。
附圖5所示為依據本發明的梯度磁場測量方法的流程圖。
在步驟F1中，將預編碼重複係數初始化為「1」。
在步驟F2中，應用如附圖6所示的梯度磁場測量脈衝序列A採集數據S(k,1)-S(k,T)。
如附圖6所示的梯度磁場測量脈衝序列A施加激勵RF脈衝R和片層選擇脈衝Gs，施加預編碼脈衝Pk並在施加具有螺旋梯度波形的編碼脈衝Ge的同時從FID信號中採集數據S(k,1)-S(k,T)。
預編碼脈衝Pk是其面積相對於k微分的編碼脈衝(參見在附圖9中的Pk)和復相脈衝(即，在附圖1中的Gr)的和。
在編碼脈衝Ge和用於編碼的脈衝的整數值接近於「0」的部分上，在試樣內的相移減小了，因而能夠避免減小FID信號。然後，比較有利的是在編碼脈衝Ge的周期內分散地確定時間點Jk(k=1,…,K),並確定預編碼脈衝Pk的幅值以從它的開始點到時間點Jk上消除編碼脈衝Ge的整數值Ak。具體地說，設計每個k的編碼脈衝的面積以使至少在編碼脈衝Ge中任何部分的至少一個時間點上的整數值接近於「0」。
可替換的是，也可以施加激勵RF脈衝但不施加預編碼脈衝Pk，在施加具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge的同時從FID信號中採集數據S(1)-S(T)，從所採集的數據S(1)-S(T)中獲得FID信號強度的時間變化，並確定FID信號強度為最小的時間點為時間點Jk(k=1,…,K)。
在步驟F3和F4中，重複步驟F2(k=2-K)次。由此獲得數據S(1,1)-S(1,T),…,S(K,1)-S(K,T)。
在步驟F5中，從所採集的數據S(1,1)-S(1,T),…,S(K,1)-S(K,T)中獲得以相位編碼差Δφ作為角度的數據D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1)。具體地說,進行如下的計算D(k,t)=S(k,t)·S(k,t+1)*,這裡S(k,t+1)*表示S(k,t+1)的共軛複數。
在步驟F6中，將具有編碼脈衝Ge的相應幅值的數據相加得到相加的數據d(1)-d(T-1)。具體地說進行如下的計算d(t)=k=1KD(k,t)]]>在步驟F7中，從相加的數據d(1)-d(T-1)中獲得梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)。具體地說進行如下的計算G=arctan{d(t)}2zt]]>這裡arctan{}表示反正切函數，γ是旋磁比，z是在梯度軸上的片層位置，Δt是在數據S(k,t)和S(k,t+1)之間的時間差。
在步驟F8中，對梯度磁場差ΔG(1)-ΔG(T-1)進行累計求和得到梯度磁場G(1)-G(T-1)。具體地說進行如下的計算G=t-1G(t)]]>依據如上所述的在MRI裝置100中的梯度磁場測量方法，由於預編碼脈衝Pk可變化，因此在試樣內的相移幅值也可變化，並且在數據S(1,t),…,S(K,t)中由於相移引起的FID信號被降低的部分不相同。這就是說，如附圖7所示，雖然當k=k1時在某些部分中FID信號很小，但是當k=k2時在相應部分中它並不小。因此當將這些數據相加時，可以得到在任何部分中FID信號都沒有被降低的數據。因此能夠得到如附圖8所示的精確的梯度磁場測量結果。
-第二實施例-附圖9中所示的梯度磁場測量脈衝序列B可以用於測量較小的試樣(例如，直徑為10cm的球體)。
在附圖9中所示的梯度磁場測量脈衝序列B中，由於試樣較小，並不需要選擇片層，所以不施加片層選擇脈衝(在附圖6中的Ge)。此外，由於不要求復相脈衝(在附圖1中的Gr)，預編碼脈衝Pk僅由編碼脈衝組成。
在不脫離本發明的精神範圍的前提下可以構造本發明的許多不同的實施例。應該理解的是本發明應該不僅限於在說明書中所描述的特定的實施例，而僅以所附加的權利要求為限。
權利要求
1．一種梯度磁場測量方法，包括如下步驟當T是從一個FID信號中進行數據採集的次數並且K是等於或大於2的自然數時，施加激勵RF脈衝，施加預編碼脈衝Pk，在施加具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge的同時從FID信號中採集數據S(k,1)-S(k,T)，以不同的幅值的所說的預編碼脈衝Pk重複這些步驟K次；從所說的所採集的數據S(1,1)-S(1,T),S(2,1)-S(2,T),…,S(K,1)-S(K,T)中獲得具有以相位編碼差Δφ作為角度的數據D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1)；將具有所說的編碼脈衝Ge的相應幅值的數據相加得到加法數據d(1)-d(T-1)；從所說的加法數據d(1)-d(T-1)中得到梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)；累計所說的梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)得到梯度磁場G(1)-G(T-1)。
2．如權利要求1所述的梯度磁場測量方法,包括如下步驟在具有要測量的梯度波形的所說的編碼脈衝Ge的周期中分散地確定時間點Jk(k=1,…,K)；以及確定所說的預編碼脈衝Pk的幅值以便從它的開始時間點到時間點Jk中消除所說的編碼脈衝Ge的整數值。
3．如權利要求2所述的梯度磁場測量方法，包括如下步驟施加激勵RF脈衝，但不施加預編碼脈衝Pk；在施加具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge的同時從FID信號中採集數據S(1)-S(T)；從所說的所採集的數據S(1)-S(T)中得出FID信號強度的時間變化；以及確定FID信號強度最小的時間點作為所說的時間點Jk(k=1,…,K)。
4．如權利要求1所述的梯度磁場測量方法，其中當施加所說的激勵RF脈衝的時候也施加片層選擇脈衝。
5．如權利要求1所述的梯度磁場測量方法，其中併入用於梯度磁場測量的試樣。
6．一種MRI裝置，包括RF脈衝發射裝置、梯度脈衝施加裝置、NMR信號接收裝置和數據處理裝置，其中當T是從一個FID信號中進行數據採集的次數並且K是等於或大於2的自然數時，所說的RF脈衝發射裝置施加激勵RF脈衝，所說的梯度脈衝施加裝置在具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge之前施加預編碼脈衝Pk，所說的NMR信號接收裝置在施加編碼脈衝Ge的同時接收FID信號以採集數據S(k,1)-S(k,T)，並接收以不同幅值的所說的預編碼脈衝Pk重複上述操作K次所採集的數據S(1,1)-S(1,T),S(2,1)-S(2,T),…,S(K,1)-S(K,T),所說的數據處理裝置獲得以相位編碼差Δφ作為角度的數據D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1)，並將具有所說的編碼脈衝Ge的相應幅值的數據相加得到相加的數據d(1)-d(T-1)，從所說的加法數據d(1)-d(T-1)中獲得梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)，並累計所說的梯度磁場差值ΔG(1)-ΔG(T-1)得到梯度磁場G(1)-G(T-1)。
7．如權利要求6所述的MRI裝置，其中在具有要測量的波形的所說的編碼脈衝Ge的周期內分散地確定時間點Jk(k=1,…,K),並確定所說的預編碼脈衝Pk幅值以從它的開始點到時間點Jk上消除所說的編碼脈衝Ge的整數值Ak。
8．如權利要求7所述的MRI裝置，其中施加RF脈衝但不施加預編碼脈衝Pk，在施加具有要測量的梯度波形的編碼脈衝Ge的同時從FID信號中採集數據S(1)-S(T)，從所說的所採集的數據S(1)-S(T)中獲得FID信號強度的時間變化，並確定FID信號強度最小的時間點作為所說的時間點Jk(k=1,…,K)。
9．如權利要求6所述的MRI裝置，其中在施加所說的激勵RF脈衝時也施加片層選擇脈衝。
10．如權利要求6所述的MRI裝置，進一步包括用於梯度磁場測量的試樣。
全文摘要
為了精確地測量梯度磁場,施加預編碼脈衝P
文檔編號G01R33/54GK1289053SQ0012875
公開日2001年3月28日 申請日期2000年9月15日 優先權日1999年9月17日
發明者宮本昭榮, 押尾晃一 申請人:通用電器橫河醫療系統株式會社