专利名称：一种用于测量和补偿由涡流感生的空间和时间变化磁场的方法
技术领域：
本发明涉及一种核磁共振成像方法和装置。更具体地说，本发明涉及对由涡流感生的空间和时间变化磁场的测量和其后的补偿。在实施本发明后，能够消除由涡流产生的图象畸变、信号强度损失、虚象、斑点、和其它假象。
当一种物质例如人体组织受到一个均匀磁场(偏振磁场B0)作用时，人体组织中的各个自旋磁矩试图沿着这个偏振磁场排列，但是同时按照它们的特征拉莫尔频率围绕磁矩随机进动。如果这种物质，或组织受到一个位于x-y平面并且具有接近拉莫尔频率的磁场(激励磁场B1)的作用，则净定向磁矩Mz会旋进，或“倾斜”到x-y平面中以产生一个净横向磁矩Mt。这种受激自旋产生一个信号，在激励信号B1停止之后，接收和处理这个信号以形成一幅图象。
磁共振在成像和许多定位谱学技术中的应用依赖于使用线性磁场梯度有选择地激发特定区域并对核磁共振信号中的空间信息进行编码。在核磁共振实验过程中，使用具有专门选定的时间变化的磁场梯度波形。所以可以预料应用任何偏离理想磁场的梯度波形都会造成图象畸变、密度损失、虚象、和其它假象。例如，如果在选定的时间反转脉冲(即使用180°时间反转RF脉冲)周期内磁场梯度不是恒定的，就会产生核自旋的不完全重新定相以及伴随的信号损失。这个效应使得多重回波(Carr-Purcell-Mieboom-Gill)序列中后面的自旋回波发生混合。此外，如果当梯度场应当为零时它却不为零(由于梯度脉冲结束后的剩余衰减)，所不希望产生的相位漂移会造成化学位移成像(CSI)序列中波谱失真以及对于多重回波序列的自旋-自旋弛豫时间(T2)测量的不准确。因此本领域技术人员特别关注时间变化磁场梯度产生的准确度。
如果梯度磁场与偏振磁体中的损耗结构例如它的低温恒温箱(如果该磁体是超导体设计)、或调整线圈系统、或用于将梯度线圈与射频线圈去耦的射频屏蔽结构发生作用，就会造成所产生的磁场梯度发生畸变。梯度畸变是由于在这些环境结构中的感生电流或者在这些调整线圈中的能量损失而产生的。这些感生电流被称为涡流。由于涡流的存在，可以观察到，在向梯度线圈中施加梯形电流脉冲的过程中和之后，分别会出现磁场梯度的指数上升和延迟。
在发明名称为“一种用于磁场梯度涡流补偿的方法”的美国专利US-4,698,591中公开了一种方法，这种方法在梯度场电源中使用一个模拟预修正滤波器对施加到梯度线圈中的电流进行整形，以减少涡流感生的梯度场畸变。这个滤波器包括一组指数延迟器件和可调电位计，它们在系统定标时必须予以设置。在对系统定标之前采用一种测量技术测量未经修正的磁场梯度的脉冲响应，然后计算预修正滤波器的电位计设定值。
已经发现，尽管对于线性磁场梯度的这种补偿改善了核磁共振系统的性能，但是由于应用脉冲线性磁场梯度，仍然会产生磁场畸变。更具体地说，测量结果表明由磁场梯度脉冲感生的涡流不仅产生一个无用的线性磁场梯度，而且使得在空间上均匀的偏振磁场B0随时间变化。就是说，磁场梯度脉冲引起偏振磁场B0量值的乱真变化。已经开发出一些测量和补偿涡流感生B0磁场变化的技术，如在美国专利US-4,950,994中所介绍的。
由于涡流感生的磁场具有空间和时间的相关性，所以它是一种复杂的现象。为了简化这个问题，现有技术中用于涡流测量和补偿的矫正方法假设空间相关性仅仅局限于零次项(即均匀偏振磁场B0)和一次项(即线性磁场梯度)，如在美国专利US-4,698,591和US-4,950,994中所述。对于涡流感生磁场的高次项(二次项、三次项等)空间相关性没有补偿，因而仍会产生残留的图象畸变和波谱品质下降。虽然也有一些方法可以解决某些图象质量问题，例如在美国专利US-4,591,789中所述的几何畸变，而其他的问题包括虚象、斑点强度降低、波谱位移、和相位偏移仍然存在。
本发明是对现有技术中用于测量和补偿涡流感生磁场畸变的方法的改进。实施本发明使得上述的图象和波谱质量问题得以消除或明显减少。
更具体地说，本发明涉及用于分辨由于应用梯度脉冲产生的涡流在空间上和时间上变化的方法。产生一组相位图象，然后根据这些图象计算由涡流感生的已在空间上和时间上分辨的磁场。利用这种方法可以计算出已在空间上分辨出的涡流分量的大小和时间常数，并在其后的扫描中矫正在其它情况下产生的畸变。
本发明的一个目的是测量由于梯度脉冲产生的涡流的空间和时间变化。与此同时利用一个定标脉冲序列进行定标扫描。定标脉冲序列从一个检测梯度Gtest开始，其后是一个具有最佳倾角(即Ernst角)的非选择射频脉冲。利用相位编码梯度将由该射频脉冲感生的FID在1、2或3维空间中编码(根据模型的几何维度)。在空间编码之后，FID信号在由涡流产生的时间变化磁场存在的情况下继续进动。所以，涡流的时间特性也编码在FID信号中。由于使用了相位编码梯度，所以时间变化磁场是由Gtest和相位编码梯度两者引起的涡流所感生的。为了消除后者的影响，以及静态B0磁场非均匀性的影响，重复这个脉冲序列，但是使用相反的检测梯度极性，即-Gtest。
可以将利用这个方法产生的两个FID信号标记为S+(kx，ky，kz，ti)和S-(kx，ky，kz，ti)，其中ti表示FID信号(i＝1，2，…N)的离散时间点，其它三个参数为空间频率。对于S+和S-的多维快速富里叶变换，以kx、ky和kz作为变量，产生两组在时间上分辨的复合图象I+(x，y，z，ti)和I(x，y，z，ti)。这些复合图象可以很容易地转换成相位图象φ+(x，y，z，ti)和φ-(x，y，z，ti)。为了消除由于相位编码梯度产生的涡流效应，以及静态B0磁场的非均匀性的影响，将两组相位图象相减以产生一组相位差图象，这一组图象与由检测梯度产生的涡流直接相关φ(x，y，z，ti)＝[φ+(x，y，z，ti)-φ-(x，y，z，ti)]/2。将φ(x，y，z，ti)对时间求导数得到由涡流产生的在空间上和时间上分辨的磁场B(x，y，z，ti)。对于场B的球面谐波分解给出涡流感生场的一组时间点ti的空间分布。其后以时间为横坐标对谐波系数的指数曲线拟合得出空间分辨的涡流分量的幅值和时间常数以便进行适当的补偿。
图1表示应用本发明的一个磁共振成像系统的方块图；图2为图1所示的磁共振成像系统实施本发明的优选实施例所执行的程序的流程图；图3为图1所示磁共振成像系统所使用的三维定标脉冲序列的图示；图4为图1所示磁共振成像系统所使用的另一个一维定标脉冲序列的图示；
图5为与图4所示定标脉冲序列一起使用的第一模型的示意图；图6为与图4所示定标脉冲序列一起使用的第二模型的示意图；图7为与图4所示定标脉冲序列一起使用的第二模型在一个不同位置处的示意图；以及图8为用于实施本发明的另一个定标脉冲序列的图示。
首先参照图1，其中已经表示出在本发明中所使用的优选磁共振成像系统的主要部分。系统的工作由一个操作者控制台100控制，该控制台包括一个键盘和控制面板102以及一台显示器104。控制台100通过连线116与一个分开的计算机系统107进行通讯，这个计算机系统使得操作者能够控制图象的生成并且在显示屏104上显示图象。计算机系统107包括一组通过一块主板相互通讯的模块。其中包括一个图象处理器模块106、一个CPU模块108和一个存储器模块113，在本领域中熟知其为一个用于存储图象数据阵列的帧缓存器。计算机系统107与一个硬盘存储器111和一个磁带驱动器112相连以存储图象数据和程序，它还通过一条高速串行连线115与一个分开的系统控制器122通讯。
系统控制器122包括一组通过主板相互连接的模块。其中包括一个CPU模块119和一个脉冲发生器模块121，它通过一条串行连线125与操作者控制台100相连。系统控制器122正是通过这一条连线125接收由操作者发出的指示待执行的扫描顺序的命令。脉冲发生器模块121控制系统各个部分执行所需的扫描顺序。它产生指示将要产生的射频脉冲的时间、强度和形状，以及数据采集窗口的时间和长度的数据。脉冲发生器模块121与一组梯度放大器127相连，以指示在扫描过程中产生的梯度脉冲的时序和形状。脉冲发生器模块121还接收从一个生理数据采集控制器129输出的有关病人的数据，所说生理数据采集控制器129接收从与病人身体连接的一组不同的传感器输出的信号，例如从电极上输出的心电图信号或者从肺部传出的呼吸信号。最后，脉冲发生器模块121与一个扫描室接口电路133相连，所说接口电路133接收从与病人和磁体系统状态有关的各种传感器输出的信号。它还通过扫描室接口电路133与一个病人定位系统134相连，该定位系统接收命令将病人移动到扫描所需位置。
将由脉冲发生器模块121产生的梯度波形施加到由Gx、Gy、和Gz放大器组成的一个梯度放大器系统127，每个梯度放大器激励一个相应的梯度线圈以产生用于定位编码所得信号的线性磁场梯度，在附图中梯度线圈用一个组件总标号139表示。梯度线圈组件139构成磁体系统141的一部分，所说磁体系统包括一个偏振磁体140和一个整体射频线圈152。系统控制器122中的一个收发模块150产生脉冲，经一个射频放大器151放大后通过一个传送/接收开关154传输到射频线圈152。病人体内细胞核受激辐射所产生的信号可以用同一个射频线圈152探测，并通过所说的传送/接收开关154传输到一个前置放大器153中。放大的核磁共振信号在收发模块150的接收部分解调、滤波、和数字化。传送/接收开关154由一个从脉冲发生器模块121产生的信号控制，以使射频放大器151在传送模式下与线圈152电连接，在接收模式下与前置放大器153相连。传送/接收开关154还使一个分开的射频线圈(例如，一个顶部线圈或表面线圈)既能用于传送模式，还能用于接收模式。
利用收发模块150将由射频线圈152拾取的核磁共振信号数字化并传送到系统控制器122中的一个存储器模块160中。当扫描完成和整个数据阵列都已经采集到存储器模块160中时，一个阵列处理器161开始工作，将所说数据转换成一个图象数据阵列。然后通过串行连线115将这些图象数据传送到计算机系统107中，并被存储在硬盘存储器111中。响应从操作者控制台100接收到的命令，这些图象数据可以传送到外部驱动器112，或者由一个图象处理器106进一步处理，如下所详述，并传送到操作者控制台100和显示在显示器104上。
为了更详细地描述收发模块150，参照美国专利US-4,952,877和US-4,992,736，这些专利通过引用的方式结合在本申请中。
本发明能使图1所示的核磁共振系统被定期检测以测量由所施加的磁场梯度脉冲产生的涡流。根据所得到的空间和时间涡流信息，可以向构成偏振磁体140的一部分的调整线圈(未表示在附图中)以及梯度线圈139本身施加偏置电流。这种涡流补偿方法记载在美国专利US-4,950,994中，1990年8月21日授权，发明名称为“梯度和偏振场补偿”，该专利以引用的方法结合在本申请中。
特别参见图2，进行定标扫描以获取检测数据。在扫描过程中，可以使用一个充满水的球形模型以使磁化效应最小。模型的大小经过选择以使其具有正常的成像体积(例如23-30厘米)，包含在模型中的水中掺杂有顺磁离子，例如Cu2+，以减小弛豫时间T1。如程序框200所示，第一个步骤是利用图3所示的脉冲序列获取定标数据组，其中使用了一个正的检测梯度脉冲202。施加一个非选择射频激励脉冲204以产生穿过所检测区域(ROI)的横向磁化场，施加三个分立的相位编码梯度脉冲206、208和210以沿着各个x，y和z轴对FID信号212进行相位编码。在由包含在模型中的水的弛豫时间T2所确定的时间段内在时间ti对FID信号212进行采样。对于短的T2，射频脉冲可以偏移检测梯度，如图8所示，对FID数据的采集可以在不同的偏移间隔内重复多次。然后将如此得到的一组FID数据连接起来以构成一个覆盖较长时间段的FID信号。重复FID数据(或FID数据组)的采集，并逐步确定相位编码梯度脉冲206、208和210的值以在三维k空间采样。产生一个四维核磁共振数据组S+(kx，ky，kz，ti)。在优选实施例中沿着kx轴对k空间采样16-32次，沿ky轴采样16-32次，沿kz轴采样16-32次。
定标扫描的目的是测量检测梯度脉冲202对于FID信号212的影响。但是，由于相位编码梯度脉冲206、208和210也感生涡流，它们对于FID信号212的作用，与静态B0场非均匀性的作用一样，必须予以补偿。如程序框216所示，这是通过利用图3所示的脉冲序列重复定标扫描实现的，但是所用的检测梯度脉冲220的极性是相反的。从而得到第二组核磁共振数据组S-(kx，ky，kz，ti)。如程序框222所示，分别对两组数据S+和S-在各个时间点ti以kx，ky，kz为变量进行富里叶变换。这个运算产生两组时间分辨的图象I+(x，y，z，ti)和I-(x，y，z，ti)。这种时间分辨图象实际上是复数的，每个图象均由一个实部U和一个虚部V构成。程序框224所示的下一个步骤是将复数图象转换成相应的相位图象φ+(x,y,z,ti)=tan-1[V+(x,y,z,ti)U+(x,y,z,ti)]---(1a)]]>φ-(x,y,z,ti)=tan-1[V-(x,y,z,ti)U-(x,y,z,ti)]---(1b)]]>然后在程序框226将对应于相反的梯度极性的这两组相位图象彼此相减以消除由于相位编码梯度脉冲，以及静态磁场的非均匀性产生的涡流的影响φ(x，y，z，ti)＝[φ+(x，y，z，ti)-φ-(x，y，z，ti)]/2(2)这样得到一组新的相位差图象，它们的值与由检测梯度脉冲Gtest产生的涡流相关。仍然参见图2，程序框228所示的下一个步骤是计算由涡流产生的时间分辨磁场B(x，y，z，ti)。这是通过对相位图象φ(x，y，z，ti)求时间导数完成的Bti(x,y,z)=φ(x,y,z,ti+1)-φ(x,y,z,ti)γ(ti+1-ti)---(3)]]>其中(ti+1-ti)是FID信号的采样间隔，γ为旋磁比。在任何给定的时间ti，可以将由涡流感生的磁场Bti(x，y，z)表示成球面谐波的和
其中Cmn，ti和Dmn，ti为常数，Pmn为相关的勒让德函数，r，θ和为极坐标，它们与卡笛尔坐标x，y和z的关系为x＝rsinθcos(5a)y＝rsinθsin(5b)z＝rcosθ (5c)利用已知的球面谐波分解技术，例如Chen和Hoult所述的方法(“生物医学磁共振技术”， C-N Chen和D.I.Hoult，Institute of PhysicsPublishing，London，1989)，方程4可以进一步表示为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+…其中球面谐波系数ζpq，ti的第一个下标p指示空间相关性的阶次，第二个下标q表示对于给定的空间阶次p的第q个分量，最后一个下标指示这些系数的时间相关性。对于给定的空间阶次p分量的总数为2p+1。
在程序框230将相同的球面谐波分解程序重复N次，每一次在一个不同的时间点ti(i＝1，2，…，N)进行。这样得到的一组完整的系数可以表示为ζpq(ti)。根据Jehenson等人(P.Jehenson，M.Westphal，和N.Schuff，磁共振杂志，90期，264-278页，1990年)的观点，每个与时间相关的系数ζpq(ti)与涡流的大小αpqj和时间常数τpqj之间的关系用下式表示ζpq(t)=γ∫01λpq(t′)dt′---(7a)]]>λpq(t)=Σj0αpq,je-r/rpq,j*dGtestdt----(7b)]]>其中*表示卷积，j表示第j个涡流分量。
最后一个步骤，如程序框232所示，是计算空间分辨涡流幅值αpq，j和时间常数τpq，j，从而可以向梯度线圈139和偏振场线圈140中的调整线圈施加补偿电流。这是通过首先在分析上进行方程7中的卷积和积分运算，然后以时间作为横坐标对谐波系数进行指数曲线拟合而完成的。有关利用多指数拟合从ζpq(t)析取αpq，j和τpq，j的详细内容可以在美国专利US-4,698,591和US-4,950,994中找到，上述专利以引用方式结合在本申请中。
本发明如图2和图3所示在三维情况下的实施是最常用的和准确的实施。它对梯度场中的任何高阶空间变化提供补偿。但是，完整的三维实施需要相当长的时间才能完成。例如，利用三维实施需要大约2小时时间将一个磁共振系统定标到第四阶变化量。
本发明的另一个教导是梯度场的第二阶、或“平方项”空间变化可以利用三次一维检测扫描来测量。图4所示的脉冲序列用在所有三次检测扫描中。除了仅仅使用一个相位编码脉冲240以外，它与上述的三维脉冲序列相同。因而，采用该第二实施例的定标过程需要大约15分钟的时间完成。
如图5所示，第一次一维数据获取应用一个充满水在磁共振成像系统中心沿z-轴放置的细棒242。在图4所示的脉冲序列中使用一个Gz相位编码，按照上述相同的步骤，相应于正、负Gtest分别获取和产生一对图象组I1，+(z，ti)和I1，-(z，ti)。然后利用方程1-3将I1，+(z，ti)和I1，-(z，ti)转换成一个磁场映射B1(z，ti)。在任何给定时间ti，B1(z，ti)可以表示区域球面谐波的和，令m＝0从方程4可以推导出B1.ti(z)=Σn=0∞ηn.tizn---(8)]]>以z为横坐标所作的简单的多项式拟合得出所有的区域球面谐波系数ηn，ti。如果在所有的时间点重复相同的过程，可以得到一组ηn，ti的集合，这个集合表示为ηn(ti)。通过将ηn(ti)按照方程7拟合，可以析取每一个区域球面谐波分量的涡流幅值和时间常数。利用已知的涡流幅值和时间常数，采用在美国专利US-4,698,591和US-4,590,994中所述的方法可以将补偿电流施加到z-梯度线圈，以及较高阶调整线圈，例如z2、z3、…、 zn中。
在第二次一维定标扫描中使用了在图6中所示的一个模型244。该模型包含32-64个小的水样品，它们位于以z轴为中心的一个圆环上，并且在x-y平面中向着系统等角点取向。这些样品围绕着圆环244相互间隔，使得它们的x轴投影(或者是y轴投影)沿x轴等间距分布。利用图4所示的脉冲序列的第二次检测扫描利用了一个Gx相位编码梯度(或者是Gy)进行的，以生成分别对应于正负Gtext的第二对定标数据组I2，+(Px(x，y)，ti)和I2，-(Px(x，y)，ti)。在上面的表示式中，Px(x，y)表示该模型沿x轴方向的投影。根据公式4，在给定时间ti从两组数据得出的磁场映射可以表示为
其中R为图6所示圆环244的半径。对于对应于m＝1的分量，我们得到
＝α1，t，cos+β1，t，sin (10)从B2，ti(x，y)的富里叶变换的一次谐波的实部和虚部，可以求得系数α1，ti和β1，ti。由于cos＝x/R和sin＝y/R，将α1，ti和β1，ti用R相除，分别得到x和y的谐波系数。同样地，B2，ti(x，y)对应于m＝2的分量由下式给出
从B2，ti(x，y)的富里叶变换的二次谐波的实部和虚部可以得到系数α2，ti和β2，ti。由于cos2＝(x2-y2)/R2和sin2＝2xy/R2，将α2，ti和β2，ti分别用R2和R2/2相除，得到(x2-y2)和xy项的谐波系数。利用这种方法，还可以得到某些高次谐波系数。
如上所述，在求得所有时间点的所有谐波系数之后，通过曲线拟合可以析取相应的涡流幅值和时间常数，并且可以向x-和y-梯度线圈以及xy和x2-y2调整线圈施加补偿电流。
第三次检测扫描使用相同的模型环244，但是将该环244按照图7所示重新定位。更具体地说，是将模型环244沿z轴平移，使之离开xy-平面。然后重复进行完全相同的检测扫描以得到第二组定标数据。于是得到第三对定标数据I3，+(Px(x，y)，ti)和I3，-(Px(x，y)，ti)，并将其用于计算其余的平方谐波项yz和zx。从I3，+和I3，-得到的磁场映射可以表示为
其中r0和θ0表示在图7中。对B3，ti进行富里叶变换，可以求得一次富里叶谐波的实部和虚部富里叶系数为α3,ti=C11,tir0sinθ0+32C12,tir02sin2θ0----(13a)]]>β3,ti=D11,tir0sinθ0+32D12,tir02sin2θ0----(13b)]]>略去平方项以后的高次项，从公式10和13可以得到C12,ti=2(α3,tiR-α1,tir0sinθ0)3r02sin2θ0---(14a)]]>D12,ti=2(β3,tiR-β1,tir0sinθ0)3r02sin2θ0---(14b)]]>从公式4，可以看到3C12，ti和3D12，ti分别等于xz和yz项的谐波系数。如上所述，通过相对于时间对每个谐波系数作曲线拟合可以得出涡流幅值和时间常数。利用已知的涡流幅值和时间常数，通过向xz和yz调整线圈施加电流可以对空间涡流分量xz和yz进行补偿。因此，利用三次独立的一维定标扫描可以测得高达二次的空间变化涡流，进而通过向相应的磁场B0，即三个线性梯度线圈和五个二次调整线圈提供电流来对空间变化涡流进行补偿。
根据本发明，应用一种纯相位编码技术生成一组图象，每幅图象表示一个真正的“快照”，而不是空间分辨涡流的时间平均图象。因此与现有技术的方法相比大大提高了涡流测量的时间分辨率，更准确地说，是可以计算出高次补偿电流。
权利要求
1.一种用于补偿磁共振系统的磁场的方法，它包括以下步骤a)利用一个脉冲序列获取第一组定标数据，其中包括以下步骤施加具有一种极性的检测梯度脉冲；施加射频激励脉冲，以在检测区域产生横向磁场；施加相位编码梯度脉冲；和在施加检测梯度脉冲和在时间ti对其进行采样后获取在一段时间(T)内的核磁共振信号；其中所说脉冲序列重复多次，所说相位编码梯度脉冲按照预定值步进；b)利用如步骤a)所述相同方法获取第二组定标数据，但是所施加的检测梯度脉冲具有相反极性；c)对两组定标数据分别进行富里叶变换以产生两组空间和时间分辨的相位图象；d)从第一组相位图象中相应的图象减去第二组相位图象以形成一组相位差图象；e)根据相位差图象计算涡流补偿值；和f)在以后的扫描中向磁共振系统的线圈施加所说补偿值的电流。
2.如权利要求1所述的方法，其中步骤e)包括以下步骤根据所说相位差图象计算空间和时间分辨的磁场；将计算所得磁场分解成时间分辨的空间谐波系数；对于每个空间谐波分量析取涡流幅值和时间常数；根据所说涡流幅值和时间常数计算出所说涡流补偿值。
3.如权利要求1所述的方法，其中所说利用脉冲序列的步骤包括在获取所说定标数据组时施加三个分别按照预定值步进的相位编码梯度脉冲；以及在步骤c)中所说富里叶变换是一个三维富里叶变换，该变换生成三维相位图象。
4.如权利要求1所述的方法，其中重复步骤a)到步骤d)以生成第二组相位差图象，但是所使用的脉冲序列中的相位编码脉冲是沿一条不同轴进行相位编码的；以及步骤e)是利用两组相位差图象进行的。
5.如权利要求1所述的方法，其中所说的一组相位差图象包括对应于每一个所说采样时间ti的一幅相位差图象。
全文摘要
利用定标扫描获取一组检测数据,从而可以根据这组数据将由检测梯度脉冲感生的涡流在空间和时间上进行分辨。计算补偿参数,并用其抵消所测得的涡流。
文档编号G01R33/20GK1188897SQ9712595
公开日1998年7月29日 申请日期1997年12月30日 优先权日1996年12月30日
发明者周晓洪 申请人:通用电气公司