專利名稱：減少快速自旋回波磁共振圖象中麥克斯韋項(xiàng)假象的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及核磁共振成象方法和裝置。更具體地說，本發(fā)明涉及對于由磁共振成象系統(tǒng)成象梯度產(chǎn)生的“麥克斯韋項(xiàng)”所引起的圖象假象的校正。
當(dāng)一種物質(zhì)例如人體組織處于一個(gè)均勻磁場(極化場B0)中時(shí)，該組織中的各個(gè)自旋磁矩傾向于沿該極化場的方向排列。它們還以其特征拉莫頻率圍繞該磁場方向進(jìn)動(dòng)。如果這種物質(zhì)，或組織受到位于x-y平面中并且其頻率接近所說的拉莫頻率的一個(gè)磁場(激勵(lì)場B1)的作用，則凈排列磁矩，Mz，會(huì)旋轉(zhuǎn)，或“傾倒”在x-y平面中，產(chǎn)生一個(gè)凈橫向磁矩Mt。該受激自旋產(chǎn)生一個(gè)信號(hào)，在該激勵(lì)場B1取消后，可以接收并處理這個(gè)信號(hào)以形成一幀圖象。
在利用這些信號(hào)構(gòu)成圖象時(shí)，應(yīng)用了磁場梯度(Gx，Gy和Gz)。通常按照一個(gè)測量周期序列對成象區(qū)域進(jìn)行掃描，在每個(gè)測量周期中這些梯度根據(jù)所采用的具體的定位方法變化。將所接收的一組NMR信號(hào)值數(shù)字化并進(jìn)行處理，以便利用任何一種眾所周知的重構(gòu)技術(shù)重構(gòu)該圖象。
一種迅速構(gòu)成圖象的方法是快速采集增強(qiáng)遲豫(RARE)序列，該方法在J.Hennig等人所著“醫(yī)學(xué)磁共振”第3823-3833頁題為“RARE成象一種臨床磁共振快速成象方法”的一章中給予了介紹。這種RARE掃描方法，以及它的一種被稱為“快速自旋回波(“FSE”)序列的變異方法，利用Carr-Purcell-Meiboom-Gill射頻脈沖序列，從一個(gè)激勵(lì)信號(hào)產(chǎn)生多個(gè)自旋回波信號(hào)，其中所接收的每個(gè)回波信號(hào)都是單獨(dú)進(jìn)行相位編碼的。所以，每個(gè)脈沖序列，或者說每次“拍攝”都得到一組視圖。在原來的RARE掃描方法中，視圖數(shù)目可以多達(dá)128。因此，一次拍攝可以獲得足夠的圖象重構(gòu)數(shù)據(jù)。但是，在大多數(shù)臨床應(yīng)用中，通常需要進(jìn)行多次拍攝以獲取一組完整的數(shù)據(jù)，如R.V.Mulkern等人在《磁共振成象》(8卷，第557-566頁，1990)中所述。
眾所周知線性磁場梯度(Gx，Gy和Gz)的非理想性會(huì)在重構(gòu)的圖象中產(chǎn)生假象。這是一個(gè)人們熟知的問題，例如，由梯度脈沖產(chǎn)生的渦流會(huì)使磁場紊亂，并且產(chǎn)生圖象假象。補(bǔ)償這種渦流誤差的方法也是眾所周知的，例如在美國專利US-4698591，4950994，和5226418中公開了這樣的方法。
在整個(gè)成象體元內(nèi)梯度并不是完全均勻的，它會(huì)導(dǎo)致圖象失真，這也是眾所周知的。人們也熟知補(bǔ)償這種非均勻性的方法，例如，在美國專利US-4591789中所公開的方法。
除了未經(jīng)補(bǔ)償?shù)臏u流誤差，以及未經(jīng)修正的梯度非均勻誤差，可以假定磁場梯度(Gx，Gy和Gz)按照程序準(zhǔn)確地產(chǎn)生線性磁場，因此可以精確地對NMR數(shù)據(jù)進(jìn)行空間編碼。利用這些梯度，在位置(x，y，z)處的總磁場通常表示為B0+Gxx+Gyy+Gzz，磁場的方向通常取作沿z軸方向。但是，這種描述不是完全正確的。只要施加一個(gè)線性磁場梯度，整個(gè)磁場就會(huì)章動(dòng)偏離z軸，而且其量值具有高階空間相關(guān)性(x2，y2，z2，z3，……)。這些現(xiàn)象是麥克斯韋方程要求整個(gè)磁場滿足以下兩個(gè)條件
的直接后果。較高階磁場，稱之為“麥克斯韋項(xiàng)”(或麥克斯韋場)，是一種基本的物理效應(yīng)，它與渦流或者硬件設(shè)計(jì)及制造的不完善無關(guān)。盡管已經(jīng)知道麥克斯韋項(xiàng)至少十年，但是由于在通常的成象條件下它們的作用非常微弱，所以人們完全忽略了它們對于成象的影響。
本發(fā)明通過改變梯度波形抑制在FSE方法中由于麥克斯韋項(xiàng)作用產(chǎn)生的圖象假象。在選片方向使梯度波形相對于要求對稱的再聚焦脈沖對稱，而對于不要求這種對稱性的第一再聚焦脈沖，調(diào)整其中一個(gè)擠壓梯度脈沖的大小以消除由于麥克斯韋自平方項(xiàng)(即x2，y2或z2)作用產(chǎn)生的假象。通過將相位編碼梯度脈沖的幅值在允許施加的時(shí)間內(nèi)減少到可能的最小值而使由于這些脈沖形成的自平方項(xiàng)產(chǎn)生的假象影響最小。通過調(diào)整讀出梯度的相前波瓣的量值消除由于讀出梯度形成的麥克斯韋自平方項(xiàng)所產(chǎn)生的假象。
由于交叉平方項(xiàng)(即xz和yz項(xiàng))產(chǎn)生的假象通常較弱，一般可以利用常規(guī)的FSE相位校正技術(shù)消除，如美國專利US-5378985(1995年1月)所述。在這種交叉平方項(xiàng)變得較強(qiáng)，而無法利用現(xiàn)有的相位校正技術(shù)消除的情況下，可以調(diào)整梯度波形的位置，使得它們在脈沖序列中發(fā)生重疊(或者重疊最小)。


圖1為應(yīng)用本發(fā)明的一個(gè)MRI系統(tǒng)的方塊圖2為構(gòu)成圖1所示MRI系統(tǒng)的一部分的發(fā)射接收裝置的電路方塊圖；圖3表示一個(gè)常規(guī)的FSE脈沖序列(實(shí)線)，和根據(jù)圖1所示MRI系統(tǒng)所應(yīng)用的本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的改進(jìn)的FSE脈沖序列(虛線)；圖4表示一個(gè)梯形梯度脈沖；圖5表示根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例沿選片方向的改進(jìn)的梯度脈沖，這種脈沖應(yīng)用于圖3所示的FSE序列；圖6表示根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例沿讀出方向的改進(jìn)的梯度脈沖，這種脈沖應(yīng)用于圖3所示的FSE序列；以及圖7表示通過添加一個(gè)具有零面積的額外速度補(bǔ)償脈沖，即一個(gè)(1，-2，1)脈沖來調(diào)整選片梯度以消除麥克斯韋項(xiàng)的另一種方法。
麥克斯韋項(xiàng)主要是由所施加的線性磁場梯度(x，y和z梯度)產(chǎn)生的高階空間梯度(二階、三階等)。從麥克斯韋方程可以直接得出這些項(xiàng)。根據(jù)麥克斯韋方程，磁場
必須滿足以下兩個(gè)條件
其中
為微分算子(▿→≡i^∂/∂x+j^∂/∂y+k^∂/∂z)]]>
表示電場，
表示電流密度，μ0和ε0分別為真空中的磁導(dǎo)率和電導(dǎo)率。如果沒有電流密度，而且電場為靜電場，則方程1b簡化為▿→×B→=O→.....(1c)]]>根據(jù)方程1a至1c，我們得到∂Bx∂x+∂By∂y+∂Bz∂z=0,......(2)]]>∂Bx∂y=∂By∂x=0,....(3a)]]>∂By∂z=∂Bz∂y,.....(3b)]]>∂Bz∂x=∂Bx∂z......(3c)]]>上述四個(gè)方程2和3a-c中包含總共9個(gè)偏微分量，其中只有5個(gè)是獨(dú)立的。我們下一步的任務(wù)就是選擇這5個(gè)獨(dú)立變量。認(rèn)識(shí)到∂Bz∂x≡Gx,∂Bz∂y≡Gy,∂Bz∂z≡Gz]]>(Gx，Gy和Gz為線性梯度)，我們就很容易選擇Gx，Gy和Gz作為前三個(gè)獨(dú)立變量。對于柱坐標(biāo)系中的徑向?qū)ΨQ的Gz場，Bx/x和By/y應(yīng)當(dāng)是相同的。但是，為了涵蓋一般情況，我們選擇一個(gè)無量綱的對稱參數(shù)α作為第四個(gè)獨(dú)立變量α≡-∂Bx/∂xGz,or1-α≡-∂By/∂yGz......(4a-b)]]>最后一個(gè)獨(dú)立變量通?？梢赃x擇為(根據(jù)方程3a)g≡∂Bx∂y=∂By∂x......(5)]]>這樣，方程2和3中的所有偏微分量可以用這5個(gè)獨(dú)立變量Gx，Gy，Gz，α和g來表示∂Bx∂x∂Bx∂y∂Bx∂z∂By∂x∂By∂y∂By∂z∂Bz∂x∂Bz∂y∂Bz∂z=-αGzgGxg-(1-α)GzGyGxGyGz......(6)]]>利用所有這些項(xiàng)，磁場表示式變?yōu)锽→=i^Bx+j^By+k^Bz,.....(7)]]>其中，到第一階分量，BxByBz-B0=∂Bx∂x∂Bx∂y∂Bx∂z∂By∂x∂By∂y∂By∂z∂Bz∂x∂Bz∂y∂Bz∂zxyz=-αGzgGxg-(1-α)GzGyGxGyxyz....(8)]]>上述方程具有兩個(gè)重要的含義。第一，由于橫向磁場Bx和By的作用，B0磁場不再沿z軸方向取向。第二， B0磁場的幅值不再由B＝B0+Gxx+Gyy+Gzz簡單地給出，而是由B(x,y,z)=Bx2+By2+Bz2.....(9)]]>給出(B0+Gxx+Gyy+Gzz只表示整個(gè)磁場的z分量)。如果我們將方程9分別相對于x，y和z作三次連續(xù)泰勒級(jí)數(shù)展開，可以看到磁場不僅具有常規(guī)的零階和一階空間分量，而且具有高階空間分量。泰勒展開到二階的結(jié)果由方程10給出B=B0+Bxx+Byy+Bzz+]]>12B0[α2Gz2+g2]x2+12B0[(1-α)2Gz2+g2]y2+]]>12B0[Gx2+Gy2]z2+gGzB0xy+.....(10)]]>1B0[gGx-(1-α)GyGz]yz+1B0[gGy-αGxGz]xz.]]>(泰勒展開需進(jìn)行到足夠高階，以得到方程10的結(jié)果。例如，在高階展開式中(Gxx+Gyy+Gzz)2項(xiàng)被一個(gè)等值的相反項(xiàng)抵消。)對于在大多數(shù)MRI系統(tǒng)中使用的梯度系統(tǒng)，我們可以令g＝0，和α≈1/2(由于柱對稱)。在這些條件下，方程10簡化為B=B0+Gxx+Gyy+Gzz+]]>18B0Gz2x2+18B0Gz2y2+12B0[Gx2+Gy2]z2-....(11)]]>12B0GyGzyz-12B0GxGzxz.]]>如果所考慮的MR系統(tǒng)不具有柱對稱性，則在方程10中可以用g和α的近似值代替。
方程10和方程11表明，不論何時(shí)施加線性磁場梯度，都將產(chǎn)生高階梯度場以滿足麥克斯韋方程。這些高階梯度場被稱為“麥克斯韋項(xiàng)”或“麥克斯韋場”。
包含麥克斯韋項(xiàng)之后，兩維NMR信號(hào)方程變?yōu)閟(kx,ky)=∫∫x,yρ(x,y)e-i(kxx+kyy)e-iφMdxdy,.....(12a)]]>φM=γ∫tBM(Gx,Gy,Gz,x,y,z)dt′,....(12b)]]>BM=18B0Gz2x2+18B0Gz2y2+12B0[Gx2+Gy2]z2.....(12c)]]>-12B0GyGzyz-12B0GxGzxz,]]>其中BM為磁場的高階麥克斯韋項(xiàng)，φM為相應(yīng)的相位誤差，我們稱之為“麥克斯韋相位”。首先讓我們檢查方程(12c)中的各項(xiàng)，其中含有z2空間分量。這一項(xiàng)在具有較大FOV(例如48厘米)的矢狀FSE脊骨成象是非常重要的。(為了給出一個(gè)具體的實(shí)例，在這里我們考慮利用具有沿病人的長軸方向取向的z方向的超導(dǎo)磁體獲得的一個(gè)較大的矢狀圖象視場。這里所述的考慮和方法也應(yīng)用于較大冠狀掃描視場，以及基本位于冠狀或者矢狀平面的傾斜掃描。這里所述的方法還應(yīng)用于視場較小但是相對于梯度等角點(diǎn)偏移較大的掃描。所作的分析也可以容易地推廣到垂直場磁體(其中z軸對應(yīng)于病人的向前/向后方向)。所以方程(12c)中的z可以大到±24厘米。在矢狀圖象中選片方向沿著實(shí)際的x軸方向，梯度Gx為麥克斯韋項(xiàng)貢獻(xiàn)z2空間分量。如果讀出方向沿向上/向內(nèi)方向(S/I)(即實(shí)際的z軸方向)，則相位編碼梯度Gy也對z2麥克斯韋項(xiàng)有貢獻(xiàn)。但是，如果交換相位和頻率方向，則讀出梯度代替相位梯度對z2麥克斯韋項(xiàng)產(chǎn)生貢獻(xiàn)。
考慮圖4所示的一個(gè)任意梯形梯度波瓣。該波瓣的面積為AL=∫G(t)dt=raGstart+Gmid2+MidGmid+rdGmid+Gend2.......(13)]]>用于計(jì)算自平方相位誤差的自平方積分為ML=∫G2(t)dt=raGstart2+GstartGmid+Gmid23......(14)]]>+MidGmid2+rdGend2+GendGmid+Gmid23.]]>下面考慮圖5所示的FSE選片波形。兩個(gè)畫交叉陰影線的波瓣6和8分別為90°選片梯度的右半側(cè)，和第一個(gè)180°擠壓梯度的左半側(cè)。這些梯度波瓣6和8是由成象條件諸如切片厚度、激勵(lì)脈寬和FTD減少確定的。利用方程(13)和(14)，很容易計(jì)算兩個(gè)畫交叉陰影線的梯度波瓣6和8的總面積和麥克斯韋項(xiàng)。目的是為第一個(gè)180°再聚焦脈沖設(shè)計(jì)一個(gè)右擠壓梯度波瓣10，利用RF再聚焦脈沖的相位翻轉(zhuǎn)效應(yīng)使梯度波瓣6和8的面積和麥克斯韋項(xiàng)同時(shí)為零。只要與梯度波瓣6和8相關(guān)的麥克斯韋項(xiàng)被梯度波瓣10抵消，就消除了由所有選片梯度產(chǎn)生的麥克斯韋項(xiàng)，因?yàn)樗衅渌ㄐ?例如，與各個(gè)再聚焦脈沖伴生的選片梯度，和在第二再聚焦脈沖周圍以及其后的擠壓梯度)相對于各個(gè)再聚焦RF脈沖時(shí)對稱的。
設(shè)梯度波瓣6和8的陰影線部分的總面積為A，令其整個(gè)麥克斯韋項(xiàng)為M。由于梯度波瓣10的面積必須抵消A，由方程(13)結(jié)合圖5得到A=r1G1+G22+G2F+r2G22......(15)]]>G1根據(jù)成象條件(180°脈沖寬度和切片厚度)是固定的，但是G2是可以變化的。我們假定轉(zhuǎn)換速率呈有限直線上升，從而r1=r(G2-G1)h,.....(16)]]>r2=rG2h,]]>其中h是最大梯度幅值，r是從0到h的上升時(shí)間。將方程(16)代入方程(15)，我們可以將面積關(guān)系表示為A=G2F+r2h(2G22-G12).....(17)]]>類似地，為了使右擠壓波瓣10抵消麥克斯韋項(xiàng)M，從方程(14)和(16)結(jié)合圖5得到M=G22F+r3h(2G23-G13).......(18)]]>我們可以從方程(17)和(18)中消去F求解G2。用G2乘以方程(17)，并減去方程(18)所得結(jié)果，得到一個(gè)有關(guān)G2的三次方程G23-G2(3G122+3Ahr)+(G13+3Ahr)=0.....(19)]]>記住已經(jīng)從方程(19)中消去了F。因此策略是求解G2的三次方程，然后選擇F，從而滿足方程(17)的面積限制。
可以采用標(biāo)準(zhǔn)方法求解該三次方程。有三個(gè)根，至少有一個(gè)根是實(shí)數(shù)。求解該三次方程的第一步是設(shè)g=(G122-Ahr),......(20)]]>p=12(G13+3Mhr)......(21)]]>如果q3+p2≤0，則所有三個(gè)根都是實(shí)數(shù)。如果q3+p2＞0，則有一個(gè)實(shí)數(shù)根，和一對復(fù)數(shù)根。只有實(shí)數(shù)根具有實(shí)際意義。三個(gè)根z1，z2，和z3可以用q和p表示為s1=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
我們假定G1是正值。為了有效地利用梯度，擠壓幅值G2應(yīng)當(dāng)是正值，以便使來自第一個(gè)180°脈沖的任何FID發(fā)生相移。但是，G2不能大于最大梯度幅值，所以0≤G2≤h。為了避免回波間隔增加太大，我們應(yīng)用另一個(gè)約束條件G1≤G2。所以，我們尋找處于以下范圍中的實(shí)數(shù)根G1≤G2≤h. (23)如果有多個(gè)根滿足方程(23)，則選擇最大的一個(gè)。
對于我們檢查的所有與臨床相關(guān)的情況，我們發(fā)現(xiàn)方程(19)存在三個(gè)實(shí)根。三次方程的一些一般特性使得我們對這三個(gè)根有一定的了解。由于在方程(19)中G22的系數(shù)為零，所以這三個(gè)根的和必須為零。而且，由于方程(19)中的常數(shù)項(xiàng)是正值，所以三個(gè)根的乘積一定是負(fù)值。所以我們得出結(jié)論，在存在三個(gè)根的情況下，兩個(gè)根是正的，一個(gè)根是負(fù)的。我們已經(jīng)發(fā)現(xiàn)其中一個(gè)正根對于我們所檢查的所有與臨床相關(guān)的病例滿足方程(23)。
一旦找到一個(gè)可以接受的G2的解，就將這個(gè)根用于方程(17)求解擠壓脈沖的平頂持續(xù)時(shí)間F。然后根據(jù)方程(16)確定直線上升部分的持續(xù)時(shí)間。于是完全確定了經(jīng)過麥克斯韋補(bǔ)償?shù)挠覕D壓脈沖，并且對于第一回波使Gx→z2麥克斯韋項(xiàng)得到補(bǔ)償。由于每一后繼的擠壓脈沖對相對于其再聚焦脈沖是對稱的，所以對于整個(gè)FSE回波脈沖群，麥克斯韋項(xiàng)都保持補(bǔ)償狀態(tài)。
另一種不需要改變擠壓波瓣10的設(shè)計(jì)策略是根據(jù)麥克斯韋項(xiàng)的相對幅值在90°RF脈沖和第一個(gè)再聚焦脈沖之間，或者在第一和第二再聚焦脈沖之間加入一個(gè)單獨(dú)的梯度波形。這樣一個(gè)梯度波形的凈面積應(yīng)當(dāng)為零，但是其幅值平方的積分應(yīng)當(dāng)如上所述抵消麥克斯韋自平方項(xiàng)?？梢允褂靡粋€(gè)雙級(jí)(1，-1)梯度波形，或者，可以如圖7中標(biāo)號(hào)15所示使用一個(gè)經(jīng)過速度補(bǔ)償?shù)?1，-2，1)梯度波形。
由FSE方法的相位編碼梯度產(chǎn)生的麥克斯韋項(xiàng)在較大的FOV圖象中還會(huì)產(chǎn)生虛影。例如，一個(gè)實(shí)際上沿y軸方向的相位編碼梯度在矢狀圖象中可能產(chǎn)生z2麥克斯韋項(xiàng)，從而在具有較大z值的位置處產(chǎn)生假象。由于相位編碼梯度幅值必須相對于每一個(gè)回波變化，很難精確地使其麥克斯韋項(xiàng)為零。于是我們通過降低其期望值來使其下降到可以接受的量值。根據(jù)方程(13)和(14)，當(dāng)面積AL保持恒定時(shí)，梯形波瓣的麥克斯韋項(xiàng)近似正比于梯度幅值。所以，我們通過盡可能大地?cái)U(kuò)展FSE脈沖序列中每個(gè)相位編碼梯度的持續(xù)時(shí)間，而不增加最小的回波間隔來減小該幅值?？山邮艿淖畲蟪掷m(xù)時(shí)間通常由擠壓脈沖的持續(xù)時(shí)間決定。增大相位編碼梯度脈沖寬度，同時(shí)保持梯度面積恒定并不增大由選片梯度和相位編碼梯度的乘積產(chǎn)生的麥克斯韋混合平方項(xiàng)。例如，如果我們假定在施加相位編碼梯度的時(shí)間里選片梯度是一個(gè)常數(shù)，則在“擴(kuò)展”相位編碼梯度前后麥克斯韋混合平方項(xiàng)完全相同。
與選片梯度和相位編碼梯度相似，F(xiàn)SE讀出梯度也能夠產(chǎn)生一個(gè)麥克斯韋場，它會(huì)引起相位誤差和相應(yīng)的圖象假象。相位誤差主要是由于用于調(diào)相前(prephase)讀出梯度和第一回波點(diǎn)的讀出梯度的不一致的波形所致。從第一回波中心向前，讀出梯度波形相對于各個(gè)再聚焦RF脈沖是對稱的。因此，相位誤差被與RF再聚焦脈沖的倒相效應(yīng)所抵消。
為了消除由讀出梯度感生的自平方麥克斯韋效應(yīng)，調(diào)整調(diào)相前讀出梯度，從而使方程(24)的梯度面積要求和方程(25)的麥克斯韋相位抵消要求同時(shí)得到滿足∫tgrp(t)dt=∫t′gro(t′)dt′,.......(24)]]>∫tgrp2(t)dt=∫t′gro2(t′)dt′,......(25)]]>在上述方程中，grp(t)和gro(t’)分別為圖6所示第一讀出梯度的調(diào)相前和第一半部分的波形。左邊的積分覆蓋整個(gè)調(diào)相前梯度，右邊的積分覆蓋從開始到第一讀出梯度波瓣的中心的時(shí)間范圍。對于在圖6所示實(shí)例中給出的時(shí)間參數(shù)，方程(24)和(25)可以表示為Grp(t1+ta)=Gro(t2+tb2),......(26)]]>Grp2(t1+2ta3)=Gro2(t2+tb3).....(27)]]>為了限定滿足上述方程的相移梯度波形，必須確定三個(gè)參數(shù)t1，ta，和Grp。如果我們假定直線上升時(shí)間ta和tb受到轉(zhuǎn)換速率的限制，則ta和tb可以通過下式與最大梯度h、上升時(shí)間r、和相應(yīng)的梯度幅值相關(guān)ta=rGrph,.....(28a)]]>tb=rGroh......(28b)]]>將方程(28a)和(28b)代入方程(26)和(27)，可以得到Grp(t1+rGrph)=Gro(t2+rGro2h),.......(29)]]>Grp2(t1+2rGrp3h)=gro2(t2+rGro3h))......(30)]]>將上面兩個(gè)方程結(jié)合消去t，得到Grp3-6hGrot2+3rGro22rGrp+Gro2(3ht2r+Gro)=0,....(31)]]>定義u=-6hGrot2+3rGro22r,]]>v=Gro2(3ht2r+Gro).]]>方程(31)簡化為Grp3+uGrp+v=0......(32)]]>該三次方程的三個(gè)解為Grp,1=-v2+(v2)2+(u3)33+-v2-(v2)2+(u3)33,..........(33a)]]>Grp,2=ω-v2+(v2)2+(u3)33+ω2-v2-(v2)2+(u3)33,....(33b)]]>Grp,3=ω2-v2+(v2)2+(u3)33+ω-v2-(v2)2+(u3)33,....(33c)]]>其中
。如上所述對于擠壓梯度，在這三個(gè)解中，至有一個(gè)是實(shí)數(shù)。因此，總是可以得到一個(gè)有用的解。在有多個(gè)實(shí)數(shù)解的情況下，可以在幅值極限內(nèi)選擇，例如最大的一個(gè)解，從而可以使回波時(shí)間最小。一旦確定了Grp，可以根據(jù)方程(29)計(jì)算平頂梯度持續(xù)時(shí)間，和利用方程(28a)求出直線上升時(shí)間。利用由Grp，t1，和ta確定的新的調(diào)相前梯度，在每個(gè)回波的中心可以消除由讀出梯度產(chǎn)生的麥克斯韋項(xiàng)所引起的相位誤差。
利用上述的技術(shù)，可以完全消除或者基本消除自平方麥克斯韋項(xiàng)效應(yīng)?？梢匀匀槐Ａ舴匠?12c)中的混合麥克斯韋項(xiàng)，亦即xz和yz項(xiàng)。由于混合項(xiàng)包含兩個(gè)重疊的物理梯度，兩個(gè)梯度中任何一個(gè)(即相移梯度)在整個(gè)脈沖群中的幅值可以改變，所以利用為自平方麥克斯韋項(xiàng)開發(fā)的相同零化技術(shù)消除混合項(xiàng)并不總是實(shí)用的。所幸的是，混合平方麥克斯韋項(xiàng)常常簡化為線性項(xiàng)，因此可以采用常規(guī)的相位修正方法，例如在美國專利US-5378985(1995年1月)中所述的方法消除它們的相位誤差。在矢狀圖象中可以找到這樣的例子，其中xz麥克斯韋項(xiàng)簡化為一個(gè)線性z項(xiàng)，因?yàn)閷τ诮o定的切片x是一個(gè)常數(shù)。在混合項(xiàng)無法簡化為線性項(xiàng)的情況下，例如在矢狀圖象中的yz項(xiàng)，如果脈沖群中的讀出梯度和相位編碼梯度不重疊，就可以使該混合項(xiàng)為零。
雖然由于矢狀圖象在脊骨臨床檢查的重要性，上面的討論主要針對矢狀圖象，但是相同的原理也可以應(yīng)用于其它成象平面，例如軸向平面和冠狀平面。
此外，上述用于減少和消除麥克斯韋項(xiàng)效應(yīng)的技術(shù)不僅僅限于使用超導(dǎo)磁體的MRI系統(tǒng)。運(yùn)用相同的原理，僅僅需要改變一些符號(hào)，也能夠有效地消除由非超導(dǎo)磁體MRI系統(tǒng)，例如采用永磁體或者電阻性磁體的MRI系統(tǒng)產(chǎn)生的麥克斯韋項(xiàng)。例如，采用某些電阻性磁體，MRI系統(tǒng)的物理z軸對應(yīng)于病人的向前/向后方向，而不是象在超導(dǎo)磁體中那樣沿向外/向內(nèi)方向。因此，冠狀面圖象位于x-y平面，選片梯度(z梯度)產(chǎn)生x2+y2的麥克斯韋項(xiàng)，它只是在超導(dǎo)磁體情況下選片梯度(y軸)所產(chǎn)生的z2項(xiàng)的四分之一大小。盡管如此，通過調(diào)整第一右擠壓梯度，或者加入一個(gè)零面積的梯度波形可以消除x2+y2的麥克斯韋項(xiàng)的影響，如說明書所述以及附圖4和7分別所示。
首先參照圖1，其中表示了應(yīng)用本發(fā)明的優(yōu)選MRI系統(tǒng)的主要部分。系統(tǒng)的操作由一個(gè)控制臺(tái)100操縱，控制臺(tái)100包括一個(gè)鍵盤和一個(gè)控制板102以及一個(gè)顯示器104?？刂婆_(tái)100通過一個(gè)電纜116與一個(gè)分開的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107通訊，該計(jì)算機(jī)系統(tǒng)使得操作者能夠控制生成圖象和在顯示屏104上顯示圖象。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107包括一組功能模塊，它們彼此之間通過一塊主板連接。其中包括圖象處理模塊106、CPU模塊108和一個(gè)存儲(chǔ)器模塊113，在本領(lǐng)域中人們熟知其作為存儲(chǔ)圖象數(shù)據(jù)陣列的幀緩存器。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107與用于存儲(chǔ)圖象數(shù)據(jù)和程序的一個(gè)硬盤存儲(chǔ)裝置111和一個(gè)磁帶驅(qū)動(dòng)裝置112相連，而且它還通過一根高速串口線115與一個(gè)分開的系統(tǒng)控制部分122相連。
系統(tǒng)控制部分122包括一組通過主板相連的模塊。其中包括一個(gè)CPU模塊119和一個(gè)脈沖發(fā)生器模塊121，它通過一根串聯(lián)線125與控制臺(tái)100相連。系統(tǒng)控制部分122正是通過這根電纜125接收由操作者發(fā)出的指示擬執(zhí)行的掃描順序的命令。脈沖發(fā)生器模塊121控制系統(tǒng)部件執(zhí)行所需的掃描順序。它產(chǎn)生指示所產(chǎn)生的RF脈沖的時(shí)序、幅值和形狀，以及數(shù)據(jù)采集窗口的時(shí)序和長度。脈沖發(fā)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(chǎn)生的梯度脈沖的時(shí)序和形狀。脈沖發(fā)生器模塊121還接收來自一個(gè)生理學(xué)數(shù)據(jù)采集控制器129的病人數(shù)據(jù)，該采集控制器129接收從與病人相連的一組不同的傳感器發(fā)出的信號(hào)，例如從電極產(chǎn)生的ECG信號(hào)或者從一個(gè)膜盒產(chǎn)生的呼吸信號(hào)。最后，脈沖發(fā)生器模塊121與一個(gè)掃描室接口電路133相連，其接收來自與病人狀態(tài)和磁體系統(tǒng)相關(guān)的各個(gè)傳感器的信號(hào)。它還通過掃描室接口電路133使病人定位系統(tǒng)134接收指令將病人移動(dòng)到掃描所需位置。
由脈沖發(fā)生器模塊121產(chǎn)生的梯度波形施加到由Gx，Gy和Gz放大器組成的一個(gè)梯度放大器系統(tǒng)127中。每個(gè)梯度放大器激勵(lì)統(tǒng)指為139的組件中的一個(gè)相應(yīng)的梯度線圈，以產(chǎn)生用于對所采集信號(hào)進(jìn)行空間編碼的磁場梯度。梯度線圈組件139構(gòu)成磁體組件141的一部分，所說磁體組件141包括一個(gè)極化磁體140和一個(gè)整體RF線圈152。在系統(tǒng)控制部分122中的一個(gè)發(fā)射接收模塊150產(chǎn)生的脈沖由一個(gè)RF放大器151放大，并通過一個(gè)發(fā)射/接收開關(guān)154耦合到RF線圈152。病人體內(nèi)受激勵(lì)原子核所發(fā)射的信號(hào)可以被相同的RF線圈檢測到并通過發(fā)射/接收開關(guān)154傳輸?shù)揭粋€(gè)前置放大器153中。放大的NMR信號(hào)在發(fā)射接收裝置150的接收器部分經(jīng)過解調(diào)制、濾波和數(shù)字化處理。發(fā)射/接收開關(guān)154由來自脈沖發(fā)生器模塊121的一個(gè)信號(hào)控制以便在發(fā)射模式下將RF放大器151與線圈152電相連，在接收模式下將其與前置放大器153相連。發(fā)射/接收開關(guān)154還能夠使得在發(fā)射或接收模式下使用一單獨(dú)RF線圈(例如，一個(gè)頭部線圈或者表面線圈)。
由RF線圈152拾取的NMR信號(hào)由發(fā)射接收器模塊150數(shù)字化，并傳輸?shù)较到y(tǒng)控制部分122的一個(gè)存儲(chǔ)模塊160中。當(dāng)掃描完成，在存儲(chǔ)模塊160中已經(jīng)采集到完整的數(shù)據(jù)陣列時(shí)，一個(gè)陣列處理器161通過富里葉變換將這些數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成圖象數(shù)據(jù)陣列。這組圖象數(shù)據(jù)通過串口線115傳送到計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107，存儲(chǔ)在硬盤存儲(chǔ)裝置111中。響應(yīng)從控制臺(tái)100接收的指令，這組圖象數(shù)據(jù)可以歸檔保存在磁帶驅(qū)動(dòng)裝置112中，或者由圖象處理器106進(jìn)行進(jìn)一步處理，并傳送到控制臺(tái)100和顯示在顯示器104上。
特別參照圖1和圖2，發(fā)射接收裝置150通過功率放大器151在線圈152A處產(chǎn)生一個(gè)RF激勵(lì)場B1，并且接收在線圈152B中感生的信號(hào)。如上所述，線圈152A和152B可以是分開的不同線圈，如圖2所示，也可以是單獨(dú)一個(gè)線圈，如圖1所示。頻率合成器200從CPU模塊119和脈沖發(fā)生器模塊121接收一組數(shù)字信號(hào)，并且在其控制下產(chǎn)生RF激勵(lì)場的基頻或者載波頻率。這些數(shù)字信號(hào)指示在輸出端201產(chǎn)生的RF載波信號(hào)的頻率和相位。將攜帶指令的RF載波信號(hào)施加到一個(gè)調(diào)制器和上轉(zhuǎn)換器202，響應(yīng)也是從脈沖發(fā)生器模塊121接收的一個(gè)信號(hào)R(t)對其幅值進(jìn)行調(diào)制。信號(hào)R(t)限定了所產(chǎn)生的RF激勵(lì)脈沖的包絡(luò)線，是通過連續(xù)讀出一串存儲(chǔ)的數(shù)字值產(chǎn)生的。這些存儲(chǔ)的數(shù)字值也可以由控制臺(tái)100加以改變以產(chǎn)生任何所需的RF脈沖包絡(luò)線。
在輸出端205產(chǎn)生的RF激勵(lì)脈沖的量值由一個(gè)激勵(lì)衰減電路206衰減，該電路接收來自主板118的一個(gè)數(shù)字指令。經(jīng)過衰減的RF激勵(lì)脈沖施加到功率放大器151，其驅(qū)動(dòng)所說RF線圈152A。有關(guān)發(fā)射接收裝置122的這部分的更詳細(xì)的說明，參見美國專利US-4952877，該專利以引用的方式結(jié)合在本申請中。
仍然參照附圖1和2由物體產(chǎn)生的信號(hào)被接收線圈152B拾取，并通過前置放大器153傳輸?shù)搅硪粋€(gè)接收器放大器的輸入端，前置放大器153的增益由一個(gè)衰減器207調(diào)節(jié)。該接收器放大器207還放大該信號(hào)，放大量根據(jù)從主板118接收的數(shù)字衰減信號(hào)決定。
接收的信號(hào)頻率為拉莫頻率或者在其周圍，這個(gè)高頻信號(hào)由一個(gè)向下轉(zhuǎn)換器208以兩步程序向下轉(zhuǎn)換，所說向下轉(zhuǎn)換器208首先將該NMR信號(hào)與傳輸線201上的載波信號(hào)混合，然后將所得的差值信號(hào)與線204上的2.5MHz的基準(zhǔn)信號(hào)混合。經(jīng)過向下轉(zhuǎn)換的NMR信號(hào)被傳輸?shù)揭粋€(gè)模數(shù)轉(zhuǎn)換器209的輸入端，該轉(zhuǎn)換器對這些模擬信號(hào)進(jìn)行采樣和數(shù)字化，并將其輸入到一個(gè)數(shù)字檢測器和信號(hào)處理器210，其產(chǎn)生與所接收信號(hào)對應(yīng)的16位同相值(I)和16位正交值(Q)。所接收信號(hào)的數(shù)字化I和Q值數(shù)據(jù)流通過主板118輸出到存儲(chǔ)模塊160，在這里這些數(shù)據(jù)用來重構(gòu)一幅圖象。
2.5MHz基準(zhǔn)信號(hào)以及250kHz采樣信號(hào)和5、10及60MHz基準(zhǔn)信號(hào)都是由一個(gè)基準(zhǔn)頻率發(fā)生器203從一個(gè)共用20MHz主時(shí)鐘信號(hào)產(chǎn)生的。對于接收器的更詳細(xì)的說明，可以參見美國專利US-4992736，該專利以引用方式結(jié)合在本申請中。
特別參見圖3，其中表示了一種常規(guī)的快速自旋回波NMR脈沖序列(實(shí)線)。為了清楚起見，在圖3中只表示了三個(gè)回波信號(hào)301-303，但是應(yīng)當(dāng)理解可以產(chǎn)生和采集更多的信號(hào)。這些NMR回波信號(hào)由一個(gè)90°RF激勵(lì)脈沖305產(chǎn)生，它是在有Gz選片梯度脈沖存在的情況下產(chǎn)生的，以在病人體內(nèi)切片中產(chǎn)生橫向磁場作用。這種橫向磁場作用由各個(gè)選定的再聚焦脈沖307再聚焦，以產(chǎn)生自旋回波信號(hào)301-303，這些信號(hào)在Gx讀出梯度脈沖存在的情況下拾取。每個(gè)自旋回波信號(hào)301-303分別由對應(yīng)的Gy相位編碼脈沖309-311進(jìn)行相位編碼。每個(gè)相位編碼脈沖的量值是不同的，例如，它是在256個(gè)值之間步進(jìn)的，以便在一次完整的掃描過程中采集256個(gè)不同的視圖。這樣可以重構(gòu)在y方向具有256個(gè)不同象素的一幅圖象。每個(gè)自旋回波信號(hào)都是通過對每個(gè)信號(hào)的例如256個(gè)采樣值數(shù)字化拾取的。結(jié)果，在對一幅圖象的掃描完成時(shí)，圖3所示的脈沖序列已經(jīng)進(jìn)行了16次拍攝(假定回波串長度為16)，并且采集了一組完整的256×256象素陣列的數(shù)據(jù)。在優(yōu)選實(shí)施例中，也應(yīng)用了如在美國專利US-4484138中所述的擠壓梯度脈沖316。這些擠壓梯度316具有相同的面積，并且在每個(gè)再聚焦RF脈沖307之前和之后由選片梯度立即產(chǎn)生。此外，在采集到各個(gè)回波信號(hào)301-303之后，在相位編碼方向也施加了如美國專利US-4665365中所述的倒卷梯度脈沖312和314。
通過對所采集的圖象數(shù)據(jù)陣列實(shí)施二維富里葉變換，然后計(jì)算所得的每個(gè)復(fù)數(shù)陣元的量值，可以重構(gòu)一幅圖象。于是生成一幅256×256象素的圖象，在這個(gè)圖象中每個(gè)象素的亮度是由其變換矩陣的相應(yīng)陣元的量值所決定的。
如上所述和如圖5所示，通過相對于第一RF再聚焦脈沖307改變右側(cè)擠壓梯度脈沖316實(shí)現(xiàn)了本發(fā)明的一個(gè)方面。所得的經(jīng)過調(diào)整的擠壓梯度脈沖在圖3中以317表示。其幅值降低，而其寬度增大，但不與讀出脈沖308重疊生成。經(jīng)過調(diào)整的脈沖序列存儲(chǔ)在脈沖發(fā)生器121中，并且在掃描過程中施加以控制梯度放大器127和發(fā)射接收裝置150。
Gy相位編碼梯度脈沖309-313也經(jīng)過調(diào)整，如果在一個(gè)大視場超導(dǎo)磁體系統(tǒng)中，在矢狀面或冠狀面掃描過程中操作者選擇頻率方向S/I，這就是十分重要的。在這種情況下，相位編碼脈沖309-313的形狀經(jīng)過調(diào)整，使得它們具有不增大回波間隔的最小的幅值。這是通過增加它們的寬度，使得它們施加在與相應(yīng)的擠壓梯度脈沖316相同的時(shí)間里來實(shí)現(xiàn)的。以318、319和320表示的所得相位編碼梯度波形存儲(chǔ)在脈沖發(fā)生器121中，并在掃描過程中施加。對于由相應(yīng)的脈沖321、322和323表示的倒卷脈沖312-314也進(jìn)行相同的調(diào)整。
讀出梯度上的相移梯度波瓣320也如上所述進(jìn)行調(diào)整，以減少由自平方麥克斯韋項(xiàng)所引起的假象。如果讀出梯度軸沿實(shí)際的x或y軸，這是十分重要的，因?yàn)閦2項(xiàng)的系數(shù)是由z軸梯度產(chǎn)生的x2+y2項(xiàng)系數(shù)的四倍。所得的經(jīng)過調(diào)整的相移讀出梯度脈沖322存儲(chǔ)在脈沖發(fā)生器121中，并在掃描時(shí)施加。
為了消除混合平方麥克斯韋項(xiàng)，也可以對非軸向掃描調(diào)整讀出和相位編碼梯度，從而它們在整個(gè)脈沖序列中不發(fā)生重疊。如果這導(dǎo)致回波間隔的增加不能接收，則應(yīng)當(dāng)使兩個(gè)梯度波形的重疊區(qū)域在最小回波間隔的極限范圍內(nèi)保持最小。
權(quán)利要求
1.一種NMR系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括用于產(chǎn)生一個(gè)極化磁場的裝置；用于產(chǎn)生一個(gè)RF磁場的激勵(lì)裝置，所說RF磁場對受到所說極化磁場作用的自旋產(chǎn)生橫向磁場作用；用于探測由所說橫向磁場作用產(chǎn)生的NMR信號(hào)和生成所說NMR信號(hào)的數(shù)字化采樣值的接收器；用于產(chǎn)生一個(gè)第一磁場梯度以對所說NMR信號(hào)進(jìn)行相位編碼的第一梯度裝置；用于產(chǎn)生一個(gè)第二磁場梯度以對所說NMR信號(hào)進(jìn)行頻率編碼的第二梯度裝置；用于產(chǎn)生一個(gè)第三磁場梯度以選擇一個(gè)采集NMR信號(hào)的區(qū)域的第三梯度裝置；和脈沖控制裝置，該裝置與所說激勵(lì)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相連，所說脈沖控制裝置可控制地進(jìn)行掃描，在掃描過程中施加一個(gè)脈沖序列，以采集能夠重構(gòu)一幅圖象的NMR信號(hào)數(shù)字化采樣值，其中所說脈沖控制裝置在掃描過程中工作以施加一個(gè)快速自旋回波脈沖序列，在該脈沖序列中，由所說的激勵(lì)裝置產(chǎn)生一個(gè)RF再聚焦脈沖串以產(chǎn)生相應(yīng)的NMR自旋回波信號(hào)串，所說的第三梯度裝置在每個(gè)RF再聚焦脈沖周圍產(chǎn)生一對擠壓梯度脈沖，并由所說的第三梯度裝置在與所說的RF再聚焦脈沖串的第一個(gè)RF再聚焦脈沖相鄰的間隔中產(chǎn)生一個(gè)補(bǔ)償梯度以減少由麥克斯韋項(xiàng)產(chǎn)生的圖象假象。
2.如權(quán)利要求1所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于所說補(bǔ)償梯度凈面積為零。
3.如權(quán)利要求1所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于所說的補(bǔ)償梯度是通過改變與所說第一個(gè)RF再聚焦脈沖相關(guān)的一個(gè)擠壓梯度脈沖的形狀產(chǎn)生的。
4.如權(quán)利要求3所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于與所說第一個(gè)RF再聚焦脈沖相關(guān)的所說擠壓梯度脈沖的幅值通過求解一個(gè)三次方程計(jì)算得出，它確保所說面積及由所說第三梯度裝置產(chǎn)生的麥克斯韋項(xiàng)都得到抵消。
5.如權(quán)利要求1所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于所說第一梯度裝置產(chǎn)生一個(gè)相位編碼梯度脈沖串，每個(gè)相位編碼梯度脈沖與相應(yīng)的一個(gè)RF再聚焦脈沖相關(guān)，并且每個(gè)脈沖具有不同的面積，其中減少了每個(gè)相位編碼梯度脈沖的峰值，以使由麥克斯韋項(xiàng)所產(chǎn)生的圖象假象最小，而不改變它們的面積。
6.如權(quán)利要求1所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于所說第二梯度裝置產(chǎn)生與所說的NMR自旋回波信號(hào)串相關(guān)的讀出梯度脈沖串，所說的第二梯度裝置在第一個(gè)所說RF再聚焦脈沖之前產(chǎn)生一個(gè)調(diào)相前梯度脈沖，所說調(diào)相前脈沖具有與所說讀出梯度脈沖串的第一個(gè)脈沖面積的一半基本相等的面積，和幅值以及持續(xù)時(shí)間，所說幅值和持續(xù)時(shí)間經(jīng)過調(diào)整以使由麥克斯韋項(xiàng)引起的圖象假象最小。
7.如權(quán)利要求5所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于所說調(diào)相前脈沖的幅值和持續(xù)時(shí)間經(jīng)過調(diào)整，基本滿足下面的條件∫tgrp2(t)dt=∫t′gro2(t′)dt′,]]>其中g(shù)rp(t)是在時(shí)間t施加的調(diào)相前梯度脈沖波形，gro(t’)是在時(shí)間t’施加的第一讀出梯度脈沖的第一半。
8.如權(quán)利要求1所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于由第一梯度裝置和第二梯度裝置產(chǎn)生的波形在時(shí)間上彼此不重疊，從而消除了由于混合麥克斯韋項(xiàng)產(chǎn)生的假象。
9.如權(quán)利要求2所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于所說補(bǔ)償梯度是在第一個(gè)RF再聚焦脈沖之前產(chǎn)生的。
10.如權(quán)利要求9所述的NMR系統(tǒng)，其特征在于所說補(bǔ)償梯度具有面積比分別為1∶-2∶1的三個(gè)波瓣。
全文摘要
調(diào)整自旋回波脈沖序列以減少,或消除由于線性成象梯度產(chǎn)生的麥克斯韋項(xiàng)所引起的圖象假象。調(diào)整選片波形、相位編碼波形和讀出梯度波形的形狀、幅值或位置以消除或減少由于空間混合的麥克斯韋項(xiàng)引起的相位誤差。
文檔編號(hào)G01R33/48GK1190572SQ98104098
公開日1998年8月19日 申請日期1998年2月11日 優(yōu)先權(quán)日1997年2月11日
發(fā)明者周曉洪, M·A·伯恩斯坦, 譚國升 申請人:通用電氣公司