专利名称:测定人体区域内核磁化分布的方法和装置的制作方法
本发明是关于一种测定人体区域内核磁化分布的方法、人体区域是被放在一稳定的、均匀的磁场内，且a)产生一高频电磁脉冲，为在人体内形成原子核磁化的进动，因而就产生一共振信号。
b)之后，在一准备周期之后，在测定周期内周期性地从共振信号内取出一系列信号采样，测量周期是分成许多采样间隔的。
c)之后，在每次等待周期之后，步骤a)和b)重复多次(n)，以便获得一组(nxn)信号样本，从这些样本中就能测定感应核磁化分布的图象。
本发明也是关于测定人体区域内核磁化分布的装置的，它包括a)产生一稳定、均匀磁场的装置，b)产生一高频电磁辐射的装置，c)产生一梯度磁场的装置，d)对由手段a)和b)所产生的共振信号进行采样的采样装置，e)对由采样装置所探得的信号进行处理的处理装置，以便作出核磁化分布，及f)至少对由手段b)和e所述的装置进行控制的控制装置，以产生、整形、采样和处理很多的共振信号。
从美国专利号4，070，611中大家已知一种相似的方法(亦称傅氏Zeugmatography)和装置。根据这种方法，被测人体将受到一强的、稳定的均匀磁场B所作用，其磁场方向例如同笛卡尔直角座标(X，Y，Z)中的Z轴一致，稳定磁场B0对人体中存在的原子核的自旋产生一轻微的偏振，并使核自旋的进动围绕着磁场B0的方向出现。加上磁场B0后，即产生一最好是90°的高频电磁辐射脉冲(其角频率为ω＝γ·B0，这里γ为陀螺磁比，而B0为磁场的强度)，它使人体内存的核磁化方向旋转一角度(90°)。在90°脉冲结束以后，核自旋将开始实现围绕磁场B0方向的进动，于是就产生了共振信号(FID信号。利用同磁场B0方向一致的梯度磁场Gx，Gy，Gz可得出总磁场B＝B0+Gx·X+Gy·Y+Gz·Z，其强度同位置相关，因为梯度磁场Gx，Gy，Gz的强度分别在X，Y，Z三个方向有梯度。
在90°脉冲之后，在tx时间内加磁场Gx，再在ty时间内加磁场Gy，故被激发的核自旋的进动所受的影响与位置相关。在此准备周期之后(即在tx+ty之后)，加磁场Gz，则在测量周期tz内，在Nz个测量时刻，FID信号(实际上是全部核磁化的和)重复1次，每次在tx及/或ty内用不同的值。因此，得(Nz×m×l)个信号采样值，它们包括了有关人体区域中在X，Y，Z空间内的磁化分布。Nz个采样信号的l×m个测量值储存在存储器(大小为Nz×m×l)里，然后，对FID信号的采样值作三维傅氏变换就可得核磁化分布的图象。
那样也可能，即采用有选择地激发，使所产生的核自旋的FID信号只是在一层二维平面(其方向可任意选择)内，这将是很显然的，所以，FID信号只需要产生m次，以便用二维傅氏变换在所选择的那层平面内得到mxN点的磁化分布图象。从前面的讨论可明显地看出，当采用傅氏Zeugmatography方法时，生成磁化分布图象所需的时间多到至少几分钟。这样的测量周期对被检查的病人来说实在太长了，因为在测量期间病人不得保持不动。
本发明的目的是提供一种方法和装置，它主要是减少了生成核磁化分布图象的时间，而所得分子率至少等于用现有的方法如傅氏Zeugmatography所得的分子率。
本发明的进一步的目的是提供一种方法和装置，它能生成这样的核磁化分布图，其亮度分布对于用目前的技术由脉冲序列所生成的图象来说是不同的。
关于这一点，合乎本发明的方法的特点是，在对共振信号采样后，就产生一高频180°的脉冲，以便产生一核自旋回波信号，且由梯度场对核磁化所产生的影响(相位移)可被消除，然后在核自旋回波信号期间又产生高频激发脉冲。
由于使用了更高频激发脉冲，测量周期可更快地一个接着一个，而不严重地影响每个测量循环所测得的核自旋共振信号的信号强度。将会有轻微的不重要的信号损失，但所产生的共振信号将包括别的信息，这将得到不同亮度分布的图象。于是采用了更高频激发脉冲不仅会缩短测量周期而且也会产生附加的图象信息，这些信息将决定于二相继脉冲之间的间隔时间的长短。
当(稳定统一的主磁场;B0场)磁场的不均匀性的影响(由于相位移)反被激活的梯度磁场或别的不均匀性所引入的影响都被去掉之后，采用更高频激发脉冲给出了所需的显著的结果。
本方法中，更高频激发脉冲同下一测量周期开始之间的等待时间，其长度与高频180°度脉冲同更高频激发脉冲之间的间隔是同数量级的;这意思是为获得一NMR图象(没有更多的信号损失)所需的采样数目而所需要花费的总时间将比采用现有的方法要短2倍至9倍。
采用本发明的方法，在准备期内(适合目前的技术水平)对某一平面加选择性的激发之后再加第一梯度场。或在测量期内加一横跨第一梯度场方向的不同的梯度场就可测定人体该平面的核自旋密度分布。采用本发明的方法，若与已知的测定核自旋密度分布的方法不同，在测量周期内不(稳定的)加梯度场，也有可能测定与位置相关的核自旋共振谱(与位置相关的核自旋谱)。例如，采用有选择性的激发并加二个梯度场(在激发平面内该两梯度方向是横跨的)，本发明可用来测定在该平面上每个象点的核自旋共振的频谱(化学移位)。平面内象点的数目可以按目前技术条件来选取。
如以上所述，核磁化M的进动频率由ω＝γ·β来决定。因为只要核可以被认为是“自由”的话，则陀螺磁比γ仅决持于核的型式。通常，核不能认为是自由的，因为它们特别受围绕核外的结合电子的影响。这表现为所谓的化学移位σ;结合的核并不在ω＝γ·β处共振，而是在ω′＝γ·β·(1-σ)。不仅失调△ω＝ω-ω′＝γ·β·σ而且角频ω′都是正比于磁场β的，一般来说，σ很小(在10-6至10-4数量级之间)。当磁场β的强度足够的话，例如高于1T，因为σ的值不同，故在所产生的谱中能区分出不同的峰值，该峰值同相应于有关的核，每个核的化学键不同。例如，在生物物质的磷(31P)的谱中，同phosphorceatine，ATP及无机结合的磷相关的峰值是可区分的，(见例如“用NMR法对代谢作用进行局部测量”，R.L.Nunnally，Procedings of an International Symposium on N.M.R.Bowman-Gray-School of Medicine of Wake Forest University，Winston-Salcm，Novth Caroline，Octobev-3，1981，Pages181-184)。这些峰值大小间的互相关系包含了有关纤维组织的代谢条件的信息。已经发现把这些谱画成被检查的纤维组织中位置的函数或画成被检查的人体某部分中位置的函数是很有用的。为了达到此目的，若在测量周期(在共振信号采样期内也如此)内无梯度场的作用，则在该美国专利4，070，611中所披露的方法和装置是可以采用的。
以前所述将在把谱用两个位置的座标(例如x，y)的函数来表示的例子来说明。在第一步，厚度为△z(同z轴横切)的一层用有选择的激发方法加以激发。然后，在准备周期内，把x及/或y梯度场激活。在测量周期内，对所产生的共振信号进行采样。
于是，在测量周期内无梯度场激活，故要测的共振信号是图象频率kx，ky及时间t的函数。图象频率kx，ky由准备周期内所加的梯度场Gx和Gy所决定的，后面还将解释之。若在准备周期内每次所加的梯度场Gx，Gy为不同强度及/或不同持续时间，则当测量周期重复很多次时，共振信号的一系列信号采样值将作为时间的函数而取出，而每个时刻为不同的图象频率对(kx，ky)。因此，一三维短阵(kx，ky，t)内充满了信号采样值。作三维傅氏变换(对t，kx，ky)以后，从三维数据短阵(kx，ky，t)可找出在二维(有选择地激发)的二维x-y平面中在点(x，y)处的频谱。所介绍的方法能很容易地从二维平面推广至容积;在对给定容积激发之后，则在准备周期内加三个梯度场，然后测量时间信号，在采样时(不存在梯度场)它同三个频率(kx，ky，kz)有关。当重复测量很多次，每次在准备周期内所加的梯度场(Gx，Gy，Gz)(或在别的加梯度场的周期内)的强度不同时，一四维短阵(kx，ky，kz，t)中充满了信号的采样值。在进行了四维傅氏变换(对t，kx，ky，kz)之后，就可得该容积之中每点(x，y，z)处的频谱。就象上述，在相续的等待、准备、测量期间，被检查的物体不可挪动位置或移动(或移位或移动)。依据为测定共振谱密度的本发明所述的方法，主要减少了用来取得局部核自旋共振谱图象所需的时间，(所获得的分子率至少同已知的傅氏Zeugmatography技术所获得的分子率相等)这当然是一个优点。
依据本发明所述方法的最好实现的特点是在更高频激发脉冲之后，在时间周期T之后才体现的，完成了与梯度场磁有关的高频脉冲的相似的循环，至少完成了一个脉冲间隔梯度磁场，则在第一循环期间至少有一个脉冲间隔与第一循环期间内相应的间隔不同。当信号按本法的最好具体做法来采样时，我们发现主要的对比度的变化是在最后生成的图象中实现的。Bloch方程式的平稳解显示了当第二循环时在共振信号中产生这种对比度的负信号的出现增加了。
按本发明来实现该方法的装置的特点是在于控制装置，它包括预编程的计算机，该计算机用来产生控制信号并把控制信号送至产生高频电磁辐射的装置，该控制信号能产生90°和180°激发脉冲的可调脉冲序列，上次产生的两180°激发脉冲之间的间隔时间是上次180°激发脉冲和一随后的另一90°激发脉冲之间的间隔时间的两倍。因而所述的装置能够以一简单的方法来实现本发明，且若有必要，是与被检查物体的自然性质相适应的(例如，当利用与NMR图象形成对照的变化时)。
现在将结合例子介绍按本发明的具体实现，并参看各图，这些图为图1为用图表示实现本发明中方法的装置中线圈系统的结构。
图2为实现本发明中方法的装置的方块图。
图3a和3b为按当前技术水平的方法和简单的具体实现图，图4表示本发明中的方法的模式，图5表示本发明中的方法的最好的模式，及图6表示实现本发明中方法的一种装置的部份图。
图1为线圈系统10，它构成装置15(图2)的一部分，用来测定人体20的某一区域中核磁化的分布。该区的厚度譬如说为△z，且位于图中x-y-z座标系统中x-y平面上。系统的y轴向上垂直延伸至所画的平面上。线圈系统10产生一统一稳定的磁场B0的主线圈1。主线圈1可安排在譬如说球2的表面上，该球的中心位于所画的x-y-z座标系统的原点，主线圈1的轴与z轴一致。
线圈系统10还包括四个线圈3a，3b它们产生梯度场Gz。为实现此目的，第一组3a由与第二组3b中的电流方向相反的电流来激励;这在图中用符号
及
表表示，
表示电流流入线圈3的断面，而
表示电流离开线圈的断面。
线圈系统10也包括四个矩形线圈5(图中只画出2个)或四个别的线圈如“Golay线圈”，以便产生梯度磁场Gy。为了产生梯度磁场Gx，用了四个线圈7，它同线圈5具有相同的外形，且相对于线圈5来说围绕z轴旋转了90°角。图1亦表示了为生产和检测一高频电磁场用的线圈11。
图2表示为实现本发明中方法的装置15。装置15包括线圈1，3，5，7及11，这些线圈已参考着图1讲过，还包括电流发生器17，19，21及23它们分别激励线圈1，3，5及7，还包括一高频信号发生器25，为激励线圈11用。装置15也包括一高频信号检测器27，一解调器28、一采样电路29、如模数转换器31那样的处理装置、一存储器33及一为实现傅氏变换用的算术电路35，一控制采样时刻的控制单元、还包括一显示装置43及中央控制装置445，其动能和关系将在下面详细叙述。
装置15实现了测定人体20中某一区域中的核磁化分布的方法，并将在下面详细介绍。该方法涉及某一测量循环的经常重复，该循环本身可以分成几步。当测量循环时，存在于体内的核自旋的一部分被共振地激发。核自旋共振激发是由中央控制单元45激发电流发生器17而获得的，故线圈1得到励磁，以便为所需的测量循环次数而仍然保持励磁。因而产生了一稳定且统一的磁场B0。而且，高频发生器25短期工作了一会儿，以便使线圈11产生一高频电磁场(射频场)。人体20中的核自旋可由所加的磁场共振地激发，则该激发的核磁化包括了一给定的角度例如与统一磁场B0的方向夹90°(90°射频脉冲)角。哪儿及哪些核自旋被激发尤其决定于磁场B0的强度，决定于所加的任一梯度磁场，以及决定于高频电磁场的角频率ω0，因为方程式ω0＝γ·β0(1)应当满足，这里γ为陀螺磁比(对自由质子来说，例如H2O质子，r/2·π＝42.576MHg/T)。在一激励周期之后，高频发生器25由中央控制装置45断开。共振激发在每一测量循环的开始总是完成的。对某些操作方法来说，在测量周期内射频脉冲也被感应入人体内。然后，就周期性地发生例如一串由180°射频脉冲所组成的这些射频脉冲。180°射频脉冲指“自旋回波”。自旋回波特别在I.L.Pykctt的文章“医药中的NMR”已有叙述，该文章发表于Scientific AmAmerican，May1982上。
在第二步内，采样信号被收集起来。为此目的，可采用梯度场，在中央控制装置45的控制下梯度场分别由发生器19，21及23产生。共振信号(指FID信号)的检测是把高频检测器27、解调器22、采样电路29、模数转换器31及控制单元接通而实现的。FID信号是以围绕磁场B0的场向的合成的核磁化的进动结果而出现的，磁场B0是由射频激发脉冲所引起的。这种核磁化在检测物圈内感应出一感应电压，其幅度是合成的核磁化的量度。
对来自采样电路29的被采样的模拟量FID信号进行数字化(转换器31)并储存于存储器33中。当时刻te时取走最后一个采样时，中央控制装置45使发生器19，21及23、采样线路29、控制单元37及模数转换器31不工作。
采样的FID信号仍储存在存储器33中。然后，实现下一个循环，在这个循环内又产生一FID信号，并对之采样并存储在存储器33中。当测得了足能数目的FID信号后(要测的FID信号的数目决定于例如所需的分子率)，由二维傅氏变换生成图象(这决定于梯度磁场的采用，在梯度磁场的影响下，产生FID信号并对其采样)。
图3表示按现今技术水平的一测量循环的例子，它亦参考了图2中的装置15来说明的。采用高频线圈11，在主线圈1被激励后就产生一稳定的均匀的磁场B0，由线圈11产生一90°的脉冲P1。当采用自旋回波技术时，所得的共振信号F1是允许衰减的，并在一时间tv1周期后，由高频线圈11产生一个180°脉冲P2。在tv1期间的部分时间内，产生了梯度场Gx及Gy，由于下面所要讲的原因由曲线G1和G3来表示。在等于tv1的tv2时间之后，由180°脉冲P2所产生的回波共振信号F2达到峰值。采用了所谓的自旋回波技术(180°脉冲P2)防止了由自旋核产生的共振信号中出现相位误差;这种相位误差是由稳定磁场B0中的不均匀性所引起的。在梯度磁场Gx存在时回波共振信号在每次采样间隔tm以后都采样一次，梯度磁场Gx由曲线G2来表示。
众所周知，在梯度磁场Gx中点x处磁化的相角是由∫tγ ·GX· x d τ]]>来决定的。因此，图象频率kx可由下式定义kx= γ ·∫tGXd τ]]>。故在每个采样周期tm以后，就决定了一信号的采样值，这是在相应的(不同的)图象频率kx上的值。相继的图象频率呈显了一图象频率差△ kx= γ ·∫tm· GX· d τ]]>。显然，当在采样之前梯度场Gx加上的这段时间内所述的测量循环重复时，就得到了信号的采样值，它们是图象频率对(kx，ky)上的值，在梯度磁场Gy不存在的情况下，这样所获得的信号的采样值是在图象频率(kx，o)处的。可以说明，当采集一组图象频率对(kx，ky)的矩阵处的信号采样值，这些频率对的范围自-kxm至+kxm及自-kym至+kym，1kym1和｜kym｜为图象频率短阵中的最高频率，用二维傅氏变换对这组信号采样值进行变换就可以求得x-y平面内的磁化分布。于是，为了决定核磁化分布，有必要取得在图象频率范围-kxm至+kxm及-kym至+kym内的信号的采样值。图象频率ky由下式求得ky＝γtv1G3(τ)dτ，故当在测量循环内时，它为常数。图象频率kx则由梯度场G1及G2来决定。这些场的强度及持续时间互相是配合的，以便能在时刻t0处能取出图象频率对(o，ky)处的信号采样值。上面所讨论的意味着∫tV1γ·G1(τ)dτ=∫tV2γ·G2(τ)dτ,当∫tv1γ·G1(τ)dτ调整到上述积分等于+kxm时，自时刻t＝ts时取得的第一个信号采样值是在图象频率对(-kxm，ky)处的值。在由脉冲P1开始的测量循环的周期T之后，由一相似的测量脉冲P′2起动的下一个测量周期，以便得新的一串信号采样值，它们是在图象频率对(kx，ky)处的值，kx是变的而ky是固定的，且在周期t′v1内在脉冲P′1和P′2之间梯度场G′1和梯度场G′2(不同强度)加上的时候可预测出的。按目前的技术水平，两测量循环起始的间隔时间T在0.5至1秒范围之内。再要减少此周期时间就将牺牲在下一测量循环内产生的核自旋回波信号，因为相对于该较短的周期时间来说受激发的核自旋的主要部分将有相当长的松弛时间，只有松弛回主磁场B0方向的核自旋部分才对下一个自旋回波信号有贡献。
若当测量周期内没有梯度场存在，如图3b所示(在图3a中所出的图3b中的所有脉冲均用相应的数字来表示)。信号采样值取为kx，ky及周期t的函数。用图3b中所示的测量循环，三维短阵(kx，ky，t)中的一行一行都被充满，包括数据(x，y，f)在内的三维短阵可在三维傅氏变换之后得出，一个与(x，y)位置相关的频谱(f)。
如图3a和3b所示的本方法所需的执行时间周期实质上可减少的程度可参阅图4和图5来加以说明。
图4表示了本发明的方法中的一测量循环。该测量循环实际上可看成和图3a和3b中所示的测量循环中的一个是同一的。为了说清楚起见，图4未画出梯度场，而只有有关的核自旋回波信号。但在本发明的方法中，在所产生的核自旋回波信号F2的回波的时刻之后，产生了高频180°脉冲P2并持续时间t2。在核自旋回波信号F2产生期间，产生了一更高频激发脉冲P4。高频激发脉冲P4的重力中心(高斯脉冲型)最好与回波信号F2的回波时刻一致。脉冲P3和P4用作下述目的，180°脉冲P2放好了核磁化的分量，这些核磁化分量的方向在相位上(在回波时刻)指向主磁场B0的横向方向。倘使由梯度场及由别的(故意加进的)场的不均匀性所引起的相差已补偿了的话，于是，这些磁化分量的方向可由更高频激发脉冲P4以一简单方式而加以改变。与在回波时刻磁化的合成相位有关的高频激发脉冲P4的相位决定了现在是同相的核磁化分量的方向的变化。可(可选择的)电磁脉冲P1的相位假定为0°，且该脉冲定为x脉冲，则一高频180°脉冲P2一般将是x脉冲或-x脉冲(与P1同相或反相)或是y脉冲或-y脉冲。但不同相位的脉冲也同样可用。
若高频180°脉冲P2是-x脉冲，最好用-x180°脉冲P3来产生第二个回波信号F3。高频场的不均匀性及稳定磁场B0的不均匀性的可能的影响是补偿掉了，否则要影响第一个核自旋回波信号F2的强度和相位。那末在该P1-P2-P3脉冲循环内这两个相继的核自旋回波信号F2和F3分别具有例如-y相位或+y相位。在第二核自旋回波信号F3期间，产生了一更高频90°(可选择的)激发脉冲P4，该脉冲P4的相位决定了方向上的变化，对这样一个变化，将受到核磁化的作用。若脉冲P4是-x脉冲，核磁化的任何横向成分都将被旋转，以便位于稳定磁场B0的方向(正z轴的方向)。在+x脉冲的情况下，该横向成分将旋转至处于磁场B0的反方向(负z轴)。一般可以说，在回波时刻更高频激发脉冲的相位，将落后于或导前于核磁化合成相位90°。更高频激发脉冲P4因而把横向成分旋转至平衡位置或同稳定磁场B0方向对着的位置。当产生了多于一个核自旋回波信号及/或在测量循环的开始利用了不同相位的激发脉冲。为了把磁化的横向成分旋转到同磁场B0相同或相反的方向的更高频激发信号所需的相位可由简单的方法推出。最终的结果将决定于测量循环期间的脉冲序列及决定于被测定物体的松弛时间T1和T2。当完成了图4中的测量循环时，该测量循环的持续时间T1为200ms。在(可选择的)激发脉冲P1(+x90°脉冲)加上后，则在tv1(＝25ms)后，再加一个+x180°脉冲P2，此后，出现一回波信号F2并对其采样。脉冲P3为一个-x180°脉冲，它在P2后50ms跟着到来，故更高频激发脉冲P4应当在25ms后跟上。该脉冲P4(+x，90°脉冲)后面跟着-100ms的等待周期，故测量循环的总的持续时间约200ms;这比目前的水平的测量循环的持续时间T自500ms至1s要短得多(图3a和3b)。在产生了一矩形的完整的一系列核自旋回波信号之后，在回波时刻s1的信号强度就可算出(以动稳态方式)，它等于
此处MM6是在热平衡状态下所感应的核磁化，而k表示仪器参数。对ti＜＜T1，T2来说，也对ti＜＜T1，T2来说，i＝1，2，3或4时，s1＝k·M0exp(-2t1/T2)，这是满松弛对热平衡期所出现的信号强度。如果所用的不是更多的激发脉冲，这些只是在ti＞＞T1，T2才出现。显然，当加更多的激发脉冲时，所得图象同在磁化完全松弛情况下的图象将不严格地相同;但实际上已经发现，在相继采样值之间的等待周期可大大地减少而不引起显著的信号损失，故所得图象将富于核磁化分布的有关信息。
图5表明本发明的方法的最好的模式。这个方法的测量循环实际上包括了二个循环。它们具有同一脉冲序列，但其中两脉冲间的有些时间间隔则不同。在目前的例子中，在第一和第二循环中的高频90°和180°脉冲相当于图4中的90°和180°脉冲。其时间间隔tv′1、tv′2、t′2、t′3亦分别相当于tv1、tv2、t2和t3。时间间隔t4长于时间间隔t′4。从Block方程的平稳解中可以推出在第二循环中形成的核自旋回波信号中会出现负信号，这就引起了要显示的物体的重建NMR图象中对比度(不同强度分布)的变化。此外，所述的测量时间的减少，周期T1和T″应当选择得不管是否短于图3a或3b中的测量周期T，而仍还可能重新产生NMR图象中的别的信息;这些信息将决定于后继的循环中所采用的时间间隔。
亦已注意到在所述的例子中采用了90°和180°激发脉冲。显然，也可以在一个循环的开始时(P1，P′1)使用别的脉冲角度。也可在测量循环(可以有选择或无选择地激发)的终了的更高频脉冲(P4，P4)中使用别的脉冲角度。
对一给定脉冲序列的选择/调整及测量循环的有关时间间隔的选择/调整，最好能采用可编程的计算机装置。在装置15的一种具体结构(图2)中，中央控制装置45包括一可编程计算机51，它带有输入/出工作站52，以便控制数据，还包括一脉冲程序发生器53(见图6)。脉冲程序发生器53的输出55通过总线50(见图2)连到电流发生器19，21，23及25上，这些电流发生器受发生器53对线圈3a，b，5，7及11的控制。显然，输出55亦能直接连到该发生器上，按后面附录中的程序来编制计算机(Philips P857型)的程序;以该程序为基础，由程序及要通过工作站52输入的控制数据来控制脉冲程序发生器53(Nicolet 293B型)。程序(在程序中的第三列中)中用的指令组是脉冲程序发生器53的指令组(但这条指令除外JSA它使程序跳到起始地址)。第四列中的每一项定义了一时间周期，在此期间发生器53的输出端应出现输出信号。程序的第四列以十六进制码(字母S除外)指出发生器53的输出状态。第五列说明地址或存储单元的位置。第六列中的符号指出了存在中断，它与要输出至发生器输出端55上的代码的一部分一起可带来另外的功能，例如a)使发生器25加有新的波形(对180°脉冲而不是对90°脉冲)，b)把激发脉冲倒相，或c)标明一新的脉冲序列的起始位置。附录中给出的程序对90°激发脉冲无例外地利用了+或-的y脉冲，而对180°脉冲无例外采用了+或-x脉冲。
尽管我们已参看了图3b已叙述了在测量周期内无稳定梯度磁场的情况下核自旋共振谱的测定。这种测定方法是当信号的采样值是在测量周期内梯度磁场存在的情况下获取的。因而是易行的。若在不同相位的延时τx(例如准备周期)激发之后也延迟了加上任何梯度场的时间，而在此后加上两个梯度场，以便在第三梯度场存在的情况下取得信号的采样值，则可得充满了信号采样值的一四维(kx，ky，kz，t)矩阵加不同相位的延时τx对每次测量循环是不同的。作四维傅氏变换之后，则所要的谱又以x，y，z的函数出现。
对已讲述的例子来说，每次通过傅氏变换(傅氏zeugmatography)就测定了核磁化分布。要注意的是本发明中的方法也包括了根据所谓的投影重建法所建立起来的方法，如philips Technisch Tijdschrift，41，No 3，1983，page 73-89中所述的那样。
勘误表
勘误表
勘误表
勘误表
勘误表
权利要求
1.一种测定人体某区域中核磁化分布的方法，产生一种稳定而均匀的磁场人体某区域就位于其中，及a)产生一高频电磁脉冲，以便引起人体内核磁化的进动，因而产生了一共振信号，b)以后，在一准备周期之后，在划分为很多采样间隔的测量周期内周期性地取出共振信号(FID信号)的采样值，c)以后，每次在等待周期后，步骤a)和b)反复多次(n′)，以便获得一套信号采样值，从它可决定感应的核磁化分布图象，要说明的特点是，在取得采样信号之后，产生一高频180°脉冲，以便产生核自旋回波信号并消除由梯度场对核磁化所产生的影响(相位移)，然后当核自旋回波信号来时产生一更高频激发脉冲。
2.按照权利要求
1中所述的方法，要说明的特点是当核自旋回波信号的最大值出现时产生一更高频激发脉冲。
3.按照权利要求
2中所述的方法，要说明的特点是更高频激发脉冲的相位导前90°于在回波时刻所得的核磁化的合成相位。
4.按照权利要求
2中所述的方法，要说明的特点是更高频激发脉冲的相位泄后90°于在回波时刻所得的核磁化的合成相位。
5.按照权利要求
3或4中所述的方法，要说明的特点是更高频激发脉冲是-90°的选择性激发脉冲。
6.按照权利要求
1中所述的方法，要说明的特点是在更高频激发脉冲后。在一时间T周期之后，完成了一高频脉冲及有关的梯度磁场的同样的循环，在第一循环内至少有一个脉冲间隔不同于第二循环内相应的脉冲间隔。
7.按照权利要求
1至6中任一所述的方法，其中不管当准备周期时加第一梯度磁场或加第一及第二梯度磁场，其梯度方向是相互垂直的，当测量周期时，再加一梯度场，其梯度方向垂直地延伸至当准备周期时就存在的梯度场的梯度方向、对步骤a)和b)重复进行时，就对在准备周期内每次具有不同值的至少一个梯度场的强度进行了积分，在对一组信号的采样值进行了傅氏变换以后就可导出核自旋密度分布。
8.按照权利要求
1至6中任一所述的方法，其中当准备周期时，在准备周期内对强度的每次a和b重复时，在准备周期内对强度的每次积分具有不同的值，在对一组信号的采样值作傅氏变换之后就可得与位置相关的核自旋共振谱。
9.按照权利要求
8中所述的方法，其中在产生了第一高频电磁脉冲之后，在梯度磁场加上之前有一失相周期，当步骤a)和b)重复进行时，每次失相周期的值不同。
10.按照权利要求
8中所述的方法，其中为产生一第一高频电磁脉冲，所以加了一有选择的梯度磁场(有选择的激发)，且当准备周期时，加了二个或三个梯度磁场，其梯度方向互相垂直，且用三维傅氏变换或四维傅氏变换就可得人体内一层的或一个容积的与位置相关的核共振谱。
11.一测定人体内某区域中核磁化分布的装置，它包括a)产生一稳定且均匀磁场的装置，b)产生高频电磁辐射的装置，c)产生一梯度磁场的装置，d)对用a)和b)中所述的装置所产生共振信号进行采样的装置。e)对由采样装置所提供的信号进行处理的处理装置，以便生成核磁分布，及f)对至少如b)至e)中所述的装置如发生、整形、采样及对一系列共振信号进行处理的装置进行控制的控制装置，要说明的特点是，控制装置包括预编程的计算机装置，以便对产生高频电磁辐射的装置产生及提供控制信号，该控制信号能产生一可调的90°及180°激发脉冲序列，上次产生的两180°激发脉冲之间的间隔时间两倍于上次的180°脉冲同接着的另一90°激发脉冲之间的间隔时间。
专利摘要
“测定人体区域中核磁化分布的方法和装置”在测量周期内在NMR装置内产生FID信号并对其采样，-180°脉冲及随之而来的90°激发脉冲加在脉冲序列之上。180°脉冲产生一附加的回波信号。在(最大的)回波信号存在期间产生-90°脉冲。在下一测量周期的起始点到来之前所发生的等待周期可大大地减少而不引起在该循环中要产生的回波信号中显著的信号损失。除了减少测量时间以外，可获得不同对比度(别的强度分布)的NMR图象。
文档编号G01N24/08GK85103793SQ85103793
公开日1986年12月31日 申请日期1985年5月13日
发明者范鸟詹, 丹博夫 申请人:菲利浦光灯制造公司导出引文BiBTeX, EndNote, RefMan