減小快速自旋迴波mr圖像中麥克斯韋項後生物的方法

2023-06-06 23:36:56 2

專利名稱：減小快速自旋迴波mr圖像中麥克斯韋項後生物的方法
本申請是於1997年4月10日申請的題為「Method For ReducingMaxwell Term Artifacts in fast Spin Echo MR Images」、編號為08/831,684的美國專利申請文件的繼續申請。
本發明的領域是核磁共振成像方法和系統。更具體地說，本發明涉及校正由MRI系統中成像梯度所產生的「麥克斯韋項」引起的圖像後生物。
當一種物質例如人體組織受到一均勻磁場(極化磁場B0)的作用時，該組織中的各個自旋磁矩試圖與該極化磁場的方向保持一致。它們還以其特徵拉莫爾頻率繞該磁場進動。若該物質或組織受到x-y平面中接近該拉莫爾頻率的磁場(激勵磁場B1)的作用，則淨定向磁矩M2可能旋進或「插入」到x-y平面中，而產生一淨橫向磁矩Me。由受激自旋產生一信號，在激勵磁場B1停止作用之後，可接收和處理該信號以形成一幅圖像。
當利用這些信號產生圖像時，應用了磁場梯度(Gx、Gy、Gz)。通常，以一測量周期序列掃描待成像區，在這些測量周期中這些梯度按照所採用的特定定位法變化。對由此得到的一組收到的NMR信號進行數位化和處理，以便利用許多公知重建法中的一種重建圖像。
用來快速產生圖像的一種方法是快速採集弛豫增強(RARE)序列，該方法由J.Hennig等人在Magnetic Resonance in Medicine 3，823-833(1986)中題為「RARE ImagingA Fast Imaging Method for ClinicalMR.」的文章中進行了描述。該RARE序列及其稱作快速自旋迴波(「FSE」)序列的變形序列採用了一種Carr-Purcell-Meiboom-Gill RF脈衝序列，從而從單一激勵信號產生出多個自旋迴波信號，其中對每個獲得的回波信號各自進行相位編碼。因此每個脈衝序列或「每次發射」導致捕獲多個視圖。在原始RARE序列中，視圖數可達128之多。這樣，可以單脈衝得到圖像重建的充足數據。但是，如R.V.Mulkern等人於MagneticResonance Imaging Vol.8，PP.557-566，1990中所述，在大多數臨床應用中，通常用多個脈衝獲取一完整的數據組。
眾所周知，線性磁場梯度(Gx、Gy和Gz)中的缺陷在重建圖像中產生後生物。例如，一個眾所周知的問題是，由梯度脈衝所產生的渦流會使磁場發生畸變並產生圖像後生物。補償這種渦流誤差的方法也已為公共所知，例如公開於美國專利US-4698591；4950994和5226418中。
另外眾所周知的是，在整個成像體積內，梯度可能並不完全一致，這可引起圖像失真。補償這種非一致性的方法眾所周知，例如在美國專利US-4591789中有述。
除了未補償的渦流誤差和未被校正的梯度非一致性誤差之外，可假定磁場梯度(Gx、Gy和Gz)產生正如所設計那樣的線性磁場，由此對NMR數據進行準確的空間編碼。利用這些梯度，按照慣例將位置(x，y，z)處的整個磁場定為B0+Gxx+Gyy+Gzz，通常將該磁場的方向取作沿Z軸方向。但是，這樣描述並不完全正確。只要施加一線性磁場梯度，整個磁場就偏離Z軸，且其幅值表現為高階空間依賴性(x2，y2，z2，x2z，…)。這些現象是麥克斯韋方程的直接後果，麥克斯韋方程要求整個磁場滿足以下兩個條件
和
。稱作「麥克斯韋項」(或麥克斯韋場)的高階磁場表示一基本的物理效應，而與渦流或硬體設計和製造中的機械誤差無關。儘管麥克斯韋項為人所知已達至少十年，可是由於它們在傳統成像條件下的微小後果，所以很大程度上早已忽略了它們對成像的影響。
通過改變梯度波形來抑制FSE方法中因麥克斯韋項而產生的圖像後生物。在切片選擇方向上需要的地方使梯度波形關於再聚焦脈衝對稱，而對於不要求這種對稱性的地方的第一再聚焦脈衝來說，調整其中一個擠壓梯度脈衝的大小以消除因自平方麥克斯韋項(即x2，y2或z2)引起的後生物。接著使第一再聚焦RF脈衝之後的擠壓梯度波瓣等於改變後的擠壓梯度波瓣。通過將相位編碼梯度脈衝的幅值在允許施加的時間內減小到可能的最小值而使由於這些脈衝形成的自平方項產生的後生物最小。通過調整讀取梯度的調相前波瓣幅值，消除因讀取梯度形成的自平方麥克斯韋項所產生的後生物。
由二次交叉麥克斯韋項(即xz和yz項)產生的後生物通常較小，一般可以利用常規的FSE相位校正技術消除，如美國專利US-5378985(1995年1月)所述。在二次交叉麥克斯韋項變得較強而無法利用現有的相位校正技術消除的情況下，可以調整梯度波形的位置，使得它們在脈衝序列中不發生重疊(或者重疊最小)。


圖1是一應用本發明的MRI系統的方框圖；圖2是構成圖1所示MRI系統一部分的收發裝置電氣方框圖；圖3表示出一傳統的FSE脈衝序列(實線)，還表示出根據由圖1所示MRI系統應用的本發明一個優選實施例的改進FSE脈衝序列(虛線)；圖4是一梯形梯度脈衝的圖示；圖5是根據本發明優選實施例沿切片選擇方向的改進梯度脈衝圖示，這些脈衝用在圖3的FSE序列中；圖6是根據本發明優選實施例沿讀取方向的改進梯度脈衝圖示，這些脈衝用在圖3的FSE序列中；圖7是另一方法的圖示，該方法通過加入一面積為零的額外的速度補償脈衝，即(1，-2，1)脈衝來調整切片選擇梯度，以去除麥克斯韋項。
麥克斯韋項基本上是高階空間梯度(二階，三階等)，它們由所加線性磁場梯度(x，y和z梯度)產生。這些項可由麥克斯韋方程直接推導得出。根據麥克斯韋方程，磁場 必須滿足以下兩個條件 (散度方程) (1a) (旋度方程) (1b)其中 是導數算子 是電場， 是電流密度，μ0和ε0分別是真空的磁導率和介電常數。若無電流密度且電場是靜電場，則式1b簡化為-B-=0-----(1c)]]>根據式1a和1c，得到Bxx+Byy+Bzz=0----(2)]]>Bxz=Byx----(3a)]]>Byz=Bzy----(3b)]]>Bzx=Bxz----(3c)]]>以上4個公式2和3a-3c包含總共9個偏導數，其中只有5個是獨立的。下一步任務是，選出這些五個獨立變量。考慮到
(Gx，Gy和Gz是線性梯度)，可便於將Gx、Gy和Gz選作前三個獨立變量。對於柱坐標系中的徑向對稱的Gz場來說，
和
應相同。但是，為涵蓋一般情況，選擇一無量綱的對稱參數α作為第四個獨立變量-BxxGz,]]>或1-By/yGz----(4a-b)]]>(根據式3a)一般將最後一個獨立變量選作gBxy=Byx----(5)]]>這時，可以用5個獨立變量Gx、Gy、Gz、α和g表達公式2和3中所描述的所有偏導數BxxBxyBxzByxByyByzBzxBzyBzBz=-GzgGxg-(1-)GzGyGxGyGz----(6)]]>對於所有項來說，整個磁場變成B-=i^Bx+j^By+k^Bz----(7)]]>其中，對於第一階來說，BxByBz-B0=BxxBxyBxzByxByyByzBzxBzyBz-zxyz=-GzgGxg-(1-)GzGyGxGyGzxyz----(8)]]>以上公式有兩個重要的含義。第一，由於橫向場Bx和By的緣故，B0場不再與z軸方向保持一致。第二，B0場的幅值不能簡單地由B＝B0+Gxx+Gyy+Gzz給出，而是由以下公式給出B(x,y,z)=Bx2-By2+Bz2----(9)]]>(B0+Gxx+Gyy+Gzz僅代表整個磁場的z分量)。若對式9分別關於x、y和z作三次連續泰勒級數展開，則可看出，該磁場不僅有其常規的零次項和一階空間分量，而且還表示出高階空間分量。泰勒展開至二階的結果由式10給出B＝B0+Gxx+Gyy+Gzz+12B02Gz2+g2x2+12B0(1-)2Gz2+g2y2+]]>12B0Gx2+Gy2z2-gGzB0xy+----(10)]]>1B0gGx-(1-)GyGzyz+1B0gGy-GxGzxz]]>(該泰勒展開式需達至足夠高的階數以得到式(10)的結果。例如，用更高階展開式的相等且相對的項來抵消項(Gxx+Gyy+Gzz)2)。對於用在大多數的MRI系統中的梯度系統來說，得到g＝0，α＝1/2(由於柱對稱)。在這些條件下，將式10簡化為B＝B0+Gxx+Gyy+Gzz+18B0Gz2x2+18B0Gz2y2+12B0Gx2+Gy2z2-----(11)]]>12B0GyGzyz-12B0GxGzxz]]>若上述MR系統並不是柱對稱或g為非零，則可代之以g和α的近似值用在式10中。
式10和11表示，每當施加一線性磁場梯度，就會產生高階梯度場以滿足麥克斯韋方程。將這些高階梯度場稱作「麥克斯韋項」或「麥克斯韋場」。
若包括了麥克斯韋項，則二維NMR信號公式變為S(kx,ky)=x,y(x,y)e-i(kxx+kyy)e-iMdxdy----(12a)]]>M=ytBM(Gk,Gy,Gz,x,y,z)dt,----(12b)]]>BM=18B0Gz2x2+18B0Gz2y2+12B0Gx2+Gy2z2]]>-12B0GyGzyz-12B0GxGzxz----(12c)]]>其中，BM是磁場的麥克斯韋高階項，φM是相關的相位誤差，稱之為「麥克斯韋相位」。首先檢驗式(12c)具有z2空間分量的項。這一項對於具有大FOV(例如48cm)的矢狀FSE脊柱圖像尤為重要。(為給出一個具體的實例，此處假定有一大矢狀圖像視場，這是用一超導磁體得到的，該超導磁體使z方向與病人的長軸保持一致。這裡所述的條件和方法亦適用於大冠狀掃描視場和傾斜掃描圖，它們基本上位於冠狀平面或矢狀平面內。這裡所述的方法還可用於視場較小的掃描，但其距梯度等角線有較大偏移。還可易於對其中z軸與病人的前部/後部相對應的垂直場磁體進行概括分析。)因此，公式(12c)中的z可以達±24cm之大。在矢狀圖像中，切片選擇方向是沿物理X方向，梯度Gx對具有z2空間關係的麥克斯韋項有影響。若讀取方向是沿向上/向下(S/I)方向(即物理z軸)，則相位編碼梯度Gy亦對z2麥克斯韋項有影響。但是，若相位方向和頻率方向交換，則是讀取梯度而不是相位編碼梯度對z2麥克斯韋項有影響。
假定一個任意梯形梯度波瓣如圖4所示。該波瓣的面積是AL=G(t)dt=rdGstart+Gmid2+MidGmid-rdGmid+Gend2----(13)]]>該用來計算自平方相位誤差的自平方積分為ML=G2(t)dt=raGstart2+GstartGmid+Gmid23]]>+MidGmid2+rdGend2+GendGmid+Gmid23----(14)]]>接著，考慮圖5的FSE切片選擇波形。兩個畫有交叉陰影線的波瓣6和8分別是90°切片選擇梯度的右半部分和第一個180°擠壓梯度的左側。這些梯度波瓣6和8由成像條件確定，成像條件例如切片高度、激勵帶寬和FID衰減量。利用公式(13)和(14)，易於計算兩個畫有交叉陰影線的波瓣6和8的總面積和麥克斯韋項。該目的是為了設計第一個180°再聚焦脈衝的右擠壓梯度波瓣10，它利用RF再聚焦脈衝的反相作用抵消梯度波瓣6和8的面積和使麥克斯韋項至零。
令梯度波瓣6和8總的畫有交叉陰影線的區域面積為A，而令其總的麥克斯韋項為M。由於梯度波瓣10的面積必須抵消A，所以由公式(13)結合圖5導出A=r1G1+G22+G2F+r2G22----(15)]]>
由成像條件(180°脈衝帶寬和切片高度)使G1為定值，但G2可改變。假設有變化速率呈有限直線上升，則有r1=r(G2-G1)h----(16)]]>r2=rG2h]]>其中h是最大梯度幅值，r是0到h的上升時間。將公式(16)代入公式(15)，可如下表示面積關係式A=G2F+r2h(2G22-G12)----(17)]]>類似地，為了用右擠壓波瓣10抵消麥克斯韋項M，公式(14)和(16)結合圖5得到M=G22F+r3h(2G23-G13)----(18)]]>可通過從公式(17)和(18)中消去F來求出G2。用G2乘以公式(17)，從公式(18)中減去該結果，得到G2的三項方程式G23-G2(3G122-3Ahr)+(G13+3Mhr)=0----(19)]]>應指出的是，已從公式(19)中消去了F。這樣，求解的策略是求出G2的三次方程，然後選擇F以使公式(17)中的面積約束條件得到滿足。
可用標準方法求解該三次方程。得出三個根，至少一個根為實數。求解該三次方程的第一步是設定q=-(G122+Ahr),----(20)]]>p=-12(G13+3Mhr)----(21)]]>若q3+p2≤0，則三個根全部為實數。若q3+p2＞0，則有一個實根，一對共軛復根。只有實根是有實際意義的。可以用q和p來表示根z1、z2和z3s1=p+q3+p23]]>s2=p-q3+p23]]>z1＝s1+s2. (22)z2=-s1+s22+i32(s1-s2)]]>z3=-s1+s22-i32(s1-s2)]]>其中
假設G1為正。為了有效利用梯度，擠壓幅值G2應為正，以便於對任何來自第一180°脈衝的FID’s移相。但是，G2不能超出最大的梯度幅值，則0≤G2≤h。為避免回波間距的大幅度增大，再加另外一個約束條件G1≤G2。因此，可以尋求位於以下範圍之內的實根G1≤G2≤h. (23)若有多個根滿足公式(23)，則選最大根。
對於已檢驗過的所有與臨床相關的協議來說，已為方程(19)找到三個實根。三次方程式的某些一般的特性使人能深入了解這些根。由於方程(19)中G22的係數為零，所以肯定三個根的和為零。而且，由於方程(19)中的常數項為正，所以三個根的積肯定為負。因此，可推論，當有三個實根時，兩個為正，一個為負。已發現正根中的一個對已研究過的所有臨床相關協議來說都滿足公式(23)。
仍參見圖5，一旦找到G2合格的解，就結合公式(17)用該根求出擠壓平頂持續時間F。然後根據公式(16)確定斜線持續時間。這樣，徹底地確定了麥克斯韋補償右擠壓波形，對第一回波補償了Gx→Z2麥克斯韋項。
就第一再聚焦脈衝的再整形的右擠壓梯度和包圍其他再聚焦脈衝的對稱梯度來說，易於了解的是，可以消除主自旋迴波的麥克斯韋相位誤差。但是，對於激勵回波來說，由於在第一右擠壓梯度引起的自平方相位和隨後擠壓梯度產生的那些相位之間存在差異，所以麥克斯韋相位誤差仍然存在。為確保主回波和激勵回波二者都不含麥克斯韋相位誤差，在這一細微過程中採用一種「波形對稱」的策略來使從第二再聚焦脈衝的左擠壓梯度開始的所有擠壓梯度與第一再聚焦脈衝的最新再整形的右擠壓梯度相等，但是重要的一點在於，變化對於獲得高質量FSE圖像來說很關鍵。當然，也可以用許多其他的方法來實現主回波與激勵回波之間的相位相關。例如，可以對第一再聚焦脈衝的左擠壓梯度而不是右擠壓梯度進行再整形以抵消麥克斯韋相位，而保持其他所有的擠壓梯度不變。
另外一種設計策略無需改變擠壓波瓣10，它是根據麥克斯韋項的相對幅值將一單獨的梯度波形加到90°RF脈衝與第一再聚焦脈衝之間，或加到第一與第二再聚焦RF脈衝之間。這樣一個梯度波形的總面積應為零，但其幅值平方的積分值應如上所述消去麥克斯韋自平方項。可以採用一種雙極(1，-1)梯度波形，或可換用如圖7中15處所示的一種速度補償(1，-2，1)梯度波形。
來自一FSE序列中相位編碼梯度的麥克斯韋項還能在大FOV圖像中產生虛影。例如，物理y軸中的相位編碼梯度可在矢狀圖像中產生z2麥克斯韋項，導致具有大z值的部位產生後生物。由於相位編碼幅值一定是回波——回波變化，所以很難完全使其麥克斯韋項為零。而通過降低其目標幅值來使其減小到合理的水平。根據公式(13)和(14)，當面積AL保持恆定時，梯形波瓣的麥克斯韋項約與梯度幅值成正比。因此，通過儘可能多地拉長FSE脈衝序列中每個相位編碼波瓣的持續時間來降低幅值，而不會使最小回波間距增大。通常用擠壓梯度的持續時間來確定最大合理持續時間。增大相位編碼梯度脈寬而保持梯度面積恆定，這未必增大切片選擇梯度和相位編碼梯度之積所引起的二次混和麥克斯韋項。例如，若假設當施加相位編碼梯度時保持時間內的切片選擇梯度為一常數，則二次混和麥克斯韋項將在相位編碼脈衝「拉長」之前和之後完全相同。
與切片選擇梯度和相位編碼梯度相類似，FSE讀取梯度也可產生一麥克斯韋場，該麥克斯韋場引起相位誤差和相關的圖像後生物。相位誤差主要由不全同波形所致，這些波形用於調相前讀取梯度和第一回波處的讀取梯度。從第一回波的中央向前，讀取梯度波形關於每個再聚焦RF脈衝對稱。這樣，用與RF再聚焦脈衝相關的反相作用抵消相位誤差。
為去除讀取梯度產生的自平方麥克斯韋作用，修正調相前讀取梯度，以便公式(24)的梯度面積要求和公式(25)中的麥克斯韋相位抵消要求同時得到滿足tgrp(t)dt=tgro(t)dt----(24)]]>tgrp2(t)dt=tgro2(t)dt-----(25)]]>在以上公式中，grp(t)和gro(t』)分別是如圖6中所示第一讀取梯度的調相前部分和第一半波部分。公式左邊的積分包括整個調相前梯度，公式右邊的積分包括從第一讀取梯度波瓣的開始到中央的時間段。對於圖6所示實例中給出的時序參數來說，公式(24)和(25)可如下表示Grp(t1+ta)=Gro(t2+tb2)----(26)]]>Grp2(t1+2ta3)=Gro2(t2+tb3)----(27)]]>為定義滿足以上公式的調相前梯度波形，必須確定三個參數t1，ta和Grp。若假設斜線上升時間ta和tp為受限的變化速率，則可以通過以下公式使ta和tb與最大梯度h、上升時間r和相應的梯度幅值相關ta=rGrph----(28a)]]>tb=rGroh----(28b)]]>將公式(28a)和(28b)代入公式(26)和(27)，得到Grp(t1+rGrph)=Gro(t2+rGro2h)----(29)]]>Grp2(t1+2rGrp3h)=gro2(t2+rGro3h)----(30)]]>將以上兩公式相結合消去t1，有Grp3-6hGrot2+3rGro22rGrp+Gro2(3ht2r+Gro)=0----(31)]]>定義u=6hGrot2+3rGro22r]]>v=Gro2(3ht2r+Gro)]]>公式(31)簡化為Grp3+uGrp+v=0----(32)]]>該三次方程的三個解為Grp,1=-v2+(v2)2+(u3)33--v2-(v2)2-(u3)33----(33a)]]>Grp,2=-v2+(v2)2+(u3)33+2-v2-(v2)2-(u3)33----(33b)]]>Grp,3=2-v2+(v2)2+(u3)33+-v2-(v2)2+(u3)33----(33c)]]>其中
。在這三個解中，如以前就擠壓梯度所述，至少有一個解是實數。這樣，總是可以得到一個有用的解。在有多個實數解的情況下，例如可以在梯度幅值限度之內選擇最大的解，以便使回波時間最短。一旦確定了Grp，則可根據公式(29)計算平頂梯度持續時間，而可用公式(28a)確定斜線時間。對於用Grp、tl和ta所確定的新調相前梯度來說，在每個回波的中央去除了由讀取梯度造成的麥克斯韋項所引入的相位誤差。
若採用前述技術，則可完全消除或基本上減小自平方麥克斯韋項的影響。公式(12c)中的二次交叉麥克斯韋項，即xz和yz項仍可保留。由於這些交叉項涉及兩個重疊的物理梯度，並且該兩梯度中的一個(即，相位編碼梯度)可以在整個序列過程中改變其幅值，所以，用與為自平方麥克斯韋項開發出的麥克斯韋調零技術相同的技術消除交叉項並不可行。幸而二次交叉麥克斯韋項常簡化為線性項，由此可用傳統的相位校正法來去除它們的相位誤差，這些方法例如是美國專利US-5378985(1995年1月)中所述的一種方法。可在矢狀圖像中找到這樣一個例子，其中因x在一給定切片時是常數，所以xz麥克斯韋項減為一線性z項。在不能將二次混和項簡化為一線性項的情況下，例如矢狀圖象中的yz項，若讀取梯度與相位編碼梯度不在脈衝序列中重疊，則可以使混和項為零。
雖然以上討論因矢狀圖像在脊柱檢驗中的臨床重要性而主要集中在矢狀圖像上，但是，同樣的原理也適用於其他圖像平面，如軸向圖像平面和冠狀圖像平面。
此外，前述用來減小和消除麥克斯韋項影響的技術並不限於帶有超導磁體的MRI系統。利用相同的原理而僅作一些符號變化，也可以有效地減小或消除由象那些帶有永磁體或阻性磁體的系統那樣的非超導MRI系統所產生的麥克斯韋項。例如，在某些阻性磁體中，MRI系統的物理Z軸對應於病人的前部/後部方向，而不象在超導磁體中那樣對應於向上/向下方向。這樣，一冠狀圖像位於x-y平面，而切片選擇梯度(z梯度)引起x2+y2麥克斯韋項，它比超導磁體中切片選擇梯度(y軸)所產生的z2項小4倍。儘管如此，也可以分別如圖4和7中所示以及本文中所述的那樣，通過修正第一右擠壓梯度，或通過加入一個面積為零的梯度波形，來消除x2+y2麥克斯韋項的影響。
首先參見圖1，其中示出一優選MRI系統的主要部件，該系統包括本發明。該系統的操作受控制臺100的控制，控制臺100包括鍵盤和控制面板102以及顯示器104。控制臺100通過連接設備116與一分離的計算機系統107連通，使操作員能控制顯示屏104上圖像的產生與顯示。計算機系統107包括許多模塊，它們通過底板互相聯繫。這些模塊包括圖像處理模塊106、CPU模塊108和存儲器模塊113，這作為用來存儲圖像數據陣列的幀緩衝存儲器在現有技術中已是公知。將計算機系統107連接到用來存儲圖像數據與程序的磁碟存儲器111和磁帶驅動器112上，該計算機系統107通過一高速串行連線115與一分開的系統控制裝置122進行聯繫。
系統控制裝置122包括一組用一塊底板連接在一起的模塊。這些模塊包括CPU模塊119和脈衝發生器模塊121，脈衝發生器模塊121通過一串行連線125接至控制臺100。通過該連線125，系統控制裝置122接收來自控制臺的命令，控制臺顯示出待執行的掃描序列。脈衝發生器模塊121控制系統部件執行所期望的掃描序列。它產生表示待發生RF脈衝的時序、幅值和形狀的數據，並產生數據採集窗口的時序與長度的數據。脈衝發生器模塊121接至一組梯度放大器127，用以顯示會在掃描過程中產生的梯度脈衝的時序與形狀。脈衝發生器模塊121還接收來自生理數據採集控制器129的病人數據，生理數據採集控制器129接收來自許多接至病人的不同傳感器的信號，例如來自電極的ECG信號或來自膜盒的呼吸信號。最後，脈衝發生器模塊121接至掃描室接口電路133，該接口電路133接收來自與病人和磁體系統狀態有關的各種傳感器的信號。通過掃描室接口電路133，病人定位系統134還接收命令以將病人移到掃描所需的位置。
把由脈衝發生器模塊121所產生的梯度波形施加給一梯度放大器系統127，該梯度放大器系統127包括Gx、Gy和Gz放大器。每個梯度放大器激勵總的由139表示的組件中相應的梯度線圈，以產生用來對所得信號進行空間編碼的磁場梯度。梯度線圈組件139構成磁體組件141的一部分，該磁體組件141包括極化磁體140和整體RF線圈152。系統控制裝置122中的收發模塊150產生脈衝，這些脈衝由RF放大器151放大，由傳送/接收開關154耦合到RF線圈152上。由病人體內的受激核子所輻射產生的信號可以由同一個RF線圈152檢測，並通過傳送/接收開關154耦合到前置放大器153中。在收發模塊150的接收部分中對放大的NMR信號進行解調、濾波和數位化。傳送/接收開關154受到來自脈衝發生器121的信號控制，便在傳送模式期間使RF放大器151電連接到線圈152上，而在接收模式期間連接前置放大器153。傳送/接收開關154還使一分開的RF線圈(例如，一頭部線圈或表面線圈)即能用於傳送模式，亦能用於接收模式。
通過收發模塊150對由RF線圈152拾取的NMR信號進行數位化，並傳輸給系統控制裝置122中的存儲器模塊160。當掃描完成並且已將整個數據列都採集到存儲器模塊160中時，陣列處理器161開始工作，對數據進行傅立葉變換，使其成為圖像數據組陣列。通過串行連線115將該圖像數據組傳送給計算機系統107，其中將該數據組存入磁碟存儲器111中。響應於從控制臺100接收到的命令，可以將該圖像數據組保存在帶驅動器112上，或可用圖像處理器106對其進行進一步處理，並傳送給控制臺100，顯示於顯示器104上。
具體參見圖1和2，收發模塊150通過152A處的功率放大器151產生RF激勵磁場B1，並接收線圈152B中感生的結果信號，如以上所述，可如圖2所示分開線圈152A和152B，或者它們也可如圖1所示是單個線圈。在頻率合成器200的控制下產生RF激勵磁場的基頻或載波頻率，頻率合成器200接收來自CPU模塊119和脈衝發生器模塊121的一組數位訊號。這些數位訊號表示輸出部分201產生的RF載波信號的頻率和相位。把指定的RF載波信號施加給一調製器和上變換器202，其中響應於信號R(t)調製其幅值，信號R(t)也是從脈衝發生器模塊121接收到的。信號R(t)限定了待發生的RF激勵脈衝的包絡，通過依次讀取一系列存儲的數字值而在模塊121中產生信號R(t)。可以接著從控制臺100改變這些存儲的數字值，以使任何所需RF脈衝包絡能得以產生。
在輸出部分205產生的RF激勵脈衝幅值由激勵衰減電路206衰減，該衰減電路206接收來自底板118的數字命令。將衰減的RF激勵脈衝施加給功率放大器151，以驅動RF線圈152A。為更詳細地描述收發裝置122，可參照在此引入作為參考的美國專利US-4952877。
仍參見圖1和2，用接收線圈152B拾取由受治療者所產生的信號，並通過前置放大器153將其施加給另一接收放大器的輸入端，這另一接收放大器的增益受衰減器207的調整。接收放大器207進一步放大該信號一定的量，該量由從底板118接收到的數字衰減信號確定。
接收到的信號位於拉莫爾頻率或在其周圍，用向下變換器208以兩步過程對該高頻信號向下變換，向下變換器208首先使NMR信號與線201上的載波信號混和在一起，然後使所得到的差值信號與線204上的2.5MHz參考信號混和在一起。把向下變換後的NMR信號加到模/數(A/D)轉換器209的輸入端，模/數轉換器209對模擬信號進行採樣並對其進行數位化處理，將其加到一數字檢波器和信號處理器210上，信號處理器210產生16位同相(I)值和16位正交(Q)值，這些值對應於接收到的信號。通過底板118將接收到的信號的數位化I值與Q值結果數據流輸出至存儲器模塊160，在該模塊160中用它們來重建圖像。
2.5MHz參考信號以及250KHz採樣信號和5、10、60MHz參考信號都由參考頻率發生器203根據共用20MHz主時鐘信號產生。為更詳細地描述接收機，可參照在此引入作為參考的美國專利US-4992736。
具體參見圖3，圖中示出傳統的快速自旋迴波NMR脈衝序列(實線)。為清楚起見，圖3中僅示出三個回波信號301-303，但是可知，可以產生和得到更多的回波信號。這些NMR回波信號由90°RF激勵脈衝305產生，該脈衝305在有一G2切片選擇梯度脈衝306的情況下產生，從而在穿過病人的切片中實現橫向磁化。用每個選擇180°RF再聚焦脈衝307對該橫向磁化進行再聚焦，以產生自旋迴波信號301-303，在有Gx讀取梯度脈衝308的情況下得到這些自旋迴波信號301-303。分別通過各個Gy相位編碼脈衝309-311來對每個自旋迴波信號301-303進行相位編碼。每個相位編碼脈衝的幅值都不同，例如在一個完整的掃描過程中要通過256個值來獲取256個分離圖像。這便能重建在y方向上有256個分離象素的圖像。通過數位化獲取每個自旋迴波信號，例如對每個信號作256個採樣數據。因此，在完成了一個圖像的掃描時，已執行圖3的脈衝序列達16個脈衝(假設回波鏈長度為16)，得到256×256個複數數字的陣元陣列。在如美國專利US-4484138中所述的優選實施例擠壓梯度脈衝316中也應用了它。這些擠壓梯度316的面積相等，並且就在美國再聚焦RF脈衝307的前與後由切片選擇梯度產生。另外，在得到各個回波信號301-303之後，沿相位編碼方向數據如美國專利US-4665365中所述的重繞梯度脈衝312和314。
通過對得到的圖像數據陣列進行二維傅立葉變換，然後計算美國最終複數陣元的大小，從而重建圖像。由此產生一個256×256象素圖像，其中每個象素的亮度由其在變換後陣列中相應的陣元大小來確定。
如上所述和如圖5所示，通過改變第一RF再聚焦脈衝307的右擠壓梯度脈衝316和後來RF再聚焦脈衝307的兩邊擠壓梯度脈衝316，可完成本發明的一個方面。最終調整後的擠壓梯度脈衝如圖3中的317所示。其幅值降低，而其寬度增大，但並不與產生讀取梯度308重疊。將調整後的脈衝序列存入脈衝發生器121中，在掃描過程中施加它，以控制梯度放大器127和收發裝置150。
還調整Gy相位編碼梯度脈衝309-313，若操作員在一矢狀或冠狀掃描中選擇了頻率方向S/I，則這一點尤為重要，其中在一超導磁體中用一大視場來進行矢狀或冠狀掃描。在這種情況下，相位編碼脈衝309-313的形狀受到調整，以使它們有最小的幅值，不增大最小回波間距。通過增大它們的寬度從而在與相應擠壓梯度脈衝316時間周期相同的時間內施加它們來完成這一任務。如相應脈衝321、322和323所示，對重繞脈衝312-314進行同樣的調整。
亦如上所述調整讀取梯度上的調相前梯度波瓣320，以減少由自平方麥克斯韋項引起的後生物。若讀取梯度軸是沿物理x軸或y軸，則這一點尤為重要，原因在於z2項的係數是z軸梯度產生的x2+y2項係數的四倍。把最終調整過的調相前讀取梯度脈衝322存入脈衝發生器121中，在掃描過程中施加它。
為消除二次混和麥克斯韋項，還可對非軸向掃描調整讀取梯度和相位編碼梯度，以便它們在整個序列中不重疊。若這使得回波間距不合理地增大，則應在最小回波間距的約束條件內保持兩梯度波形的重疊區最小。
權利要求
1.一種NMR系統，該系統包括用來產生一極化磁場的裝置(141)；激勵裝置(152，202，206，151)，用來產生一RF磁場，該RF磁場在受到極化磁場作用的自旋中產生橫向磁化；接收裝置(152，207，208，209)，用來檢測由橫向磁化所產生的NMR信號，並產生NMR信號的數位化採樣信號；第一梯度裝置(127，139)，用來產生第一磁場梯度，從而對NMR信號進行相位編碼；第二梯度裝置(127，139)，用來產生第二磁場梯度，從而對NMR信號進行頻率編碼；第三梯度裝置(127，139)，用來產生第三磁場梯度，從而選擇一個區域，從該區域中獲取NMR信號；和脈衝控制裝置(121)，該裝置接至激勵裝置、第一梯度裝置、第二梯度裝置、第三梯度裝置和接收裝置，所述脈衝控制裝置可用來進行掃描，在該掃描中，施加一脈衝序列以獲取NMR信號的數位化採樣數據，這些數據能使圖像得到建立，其中脈衝控制裝置在掃描過程中工作，以施加一快速自旋迴波脈衝序列，在該脈衝序列中，由所述激勵裝置產生一系列RF再聚焦脈衝(307)，以產生一系列相應的NMR自旋迴波信號(301，302，303)，第三梯度裝置在每個RF再聚焦脈衝(307)周圍產生一對擠壓梯度脈衝(316)，由所述第三梯度裝置在一時間間隔期間產生一補償梯度(6，8，10)以減小麥克斯韋項產生的圖像後生物，該時間間隔與所述一系列RF再聚焦脈衝(307)中第一RF再聚焦脈衝(307)相鄰，通過改變與第一RF再聚焦脈衝(307)相關的擠壓梯度脈衝(316)波形來產生該補償梯度(6，8，10)，且使與所述第一RF再聚焦脈衝(307)之後的RF再聚焦脈衝相關的擠壓梯度脈衝(317)的形狀與第一RF再聚焦脈衝(307)相關的改變後擠壓梯度脈衝(317)相同。
全文摘要
調整快速自旋掃描回波脈衝序列,以減小或消除由線性圖像梯度引起的麥克斯韋項所造成的圖像後生物。在形狀、大小或位置方面調整切片選擇梯度、相位編碼梯度和讀取梯度的波形,以消除或減小由空間二次麥克斯韋項所產生的相位誤差。
文檔編號G01R33/56GK1264043SQ99100850
公開日2000年8月23日 申請日期1999年1月28日 優先權日1999年1月28日
發明者周曉洪, M·A·伯恩斯坦, S·G·譚 申請人:通用電氣公司