专利名称：对于相衬血管照影术中由麦克斯韦项引起的假象的校正的制作方法
技术领域：
本发明的领域为核磁共振成象方法及装置。更具体地说，本发明涉及对于MRI装置中由梯度场产生的麦克斯韦项所引起的图象假象的校正。
当一种物质例如人体组织处于一个均匀磁场(极化场B0)中时，该组织中的各个自旋磁矩倾向于沿该极化场的方向排列。这些自旋磁矩还以其特征拉莫频率围绕该磁场方向进动。如果这种物质，或组织受到位于x-y平面中并且其频率接近所说的拉莫频率的一个磁场(激励场B1)的作用，则净排列磁矩，Mz，会旋转，或“倾倒”在x-y平面中，产生一个净横向磁矩Mt。该受激自旋产生一个信号，在该激励场B1取消后，可以接收并处理这个信号以形成一帧图象。
在激励和接收这些信号构成图象时，应用了磁场梯度(Gx，Gy和Gz)。通常按照一个测量周期序列对成象区域进行扫描，在每个测量周期中这些梯度根据所采用的具体的定位方法变化。将所接收的一组NMR信号值数字化并进行处理，以便利用任何一种众所周知的重构技术重构该图象。
众所周知线性磁场梯度(Gx，Gy和Gz)的非理想性会在重构的图象中产生假象。这是一个人们熟知的问题，例如，由梯度脉冲产生的涡流会使磁场紊乱，并且产生图象假象。补偿这种涡流误差的方法也是众所周知的，例如在美国专利US-4698591，4950994，和5226418中公开了这样的方法。
在整个成象体元内梯度可能不是完全均匀的，它会导致图象失真，这也是众所周知的。人们也熟知补偿这种非均匀性的方法，例如，在美国专利US-4591789中所公开的方法。
除了未经补偿的涡流误差，以及未经修正的梯度非均匀误差，可以假定磁场梯度(Gx，Gy和Gz)按照程序准确地产生线性磁场，因此可以精确地对NMR数据进行空间编码。利用这些梯度，在位置(x，y，z)处的总的静态磁场通常表示为B0+Gxx+Gyy+Gzz，磁场的方向通常取作沿z轴方向。但是，这种描述不是完全正确的。只要施加一个线性磁场梯度，整个磁场就会章动偏离z轴，而且其幅值具有高阶空间相关性(x2，y2，z2，z3，……)。这些现象是麦克斯韦方程要求整个磁场满足以下两个条件
和
的直接后果(包含
的旋量的后一个方程在没有有效或位移电流动密度的区域中是成立的，这在成象物体中是近似正确的)。较高阶磁场，称之为“麦克斯韦项”(或麦克斯韦场)，是一种基本的物理效应，它与涡流或者硬件设计及制造的不完善无关。尽管已经知道麦克斯韦项至少十年，但是由于在通常的成象条件下它们的作用非常微弱，所以人们几乎忽略了它们对于成象的影响。
相衬磁共振血管造影图象通过对流动的血液成象来描述脉管系统的状态。对于流动血液的检测基于这样的事实，由流动经磁场梯度场的自旋产生的NMR信号会产生正比于速度的相移。对于在测量周期内具有基本恒定速度的流动体，NMR信号在相位上的变化由下式给出φ＝γMv其中M为磁场梯度的一级矩，γ为旋磁比，v为自旋沿梯度方向的速度。为了消除由其它原因引起的相移造成的测量误差，通常利用不同的磁场梯度磁矩进行至少两次测量，如美国专利US-4609872所述。两次测量所得任意位置处的相位差表示为Δφ＝γΔMv通过利用不同的磁场梯度一级矩进行两次完全扫描，并在重构的图象中将所测得的相位相减，形成一个相位图，从中可以精确地测量出恒速移动自旋的速度。相位图的精确度，亦即血管造影图象的精确度与所产生的磁场直接相关。已知由在施加线性磁场梯度时必然形成的高阶空间梯度分量所产生的相位误差会在相衬血管造影图象中产生明显的假象。
本发明涉及相衬磁共振血管造影图象的重构，具体地说，涉及对在这类图象中由麦克斯韦项引起的假象的消除或减少。在一个实施例中，根据施加在脉冲序列中的梯度波形计算校正系数，并使用这些系数计算对于由该脉冲序列获取的数据重构的血管造影图象的相位校正。在另一个实施例中，通过改变脉冲序列消除麦克斯韦项，从而使用反对称双极运动编码梯度，并且在该脉冲序列没有施加其它梯度的间隔中施加这利梯度。
本发明的基本目的是消除相衬图象中由麦克斯韦项产生的假象。通过根据所施加的脉冲序列梯度计算相位校正，并以此对重构的相衬图象进行校正，在脉冲序列回波时间(TE)没有任何增加的前提下消除了假象。在另一种实施例中，如果可以接受一个较长的回波时间(TE)，就可以调整脉冲序列以减少或消除麦克斯韦假象。
图1为应用本发明的MRI系统的方块图；图2为构成图1所示MRI系统一部分的发射接收器的电路方块图；图3为用于图1所示MRI系统以实施本发明的第一优选脉冲序列的波形图；图4为用于图3所示脉冲序列中的第一双极传输编码梯度脉冲的波形图；图5为用于图3所示脉冲序列中的第二双极传输编码梯度脉冲的波形图；图6为用于图1所示MRI系统以实施本发明的另一种脉冲序列的波形图；图7为利用由图6所示脉冲序列获取的数据构成图象的方法的流动程图。
麦克斯韦项主要是由所施加的线性磁场梯度(x,y和z向梯度)产生的较高阶空间梯度(二阶、三阶，等)。这些项可以直接从麦克斯韦方程中推导出来。根据麦克斯韦方程，磁场
必须满足下述两个条件▿→•B→=0]]>(散度方程)(1a)▿→×B→=μ0ϵ0∂E→∂t+μ0J→]]>(旋度方程)(1b)其中
为微分算子，(▿→=i^∂/∂x+j^∂/∂y+k^∂/∂z),]]>
表示电场，
表示电流密度，μ0和ε0分别为真空中的磁导率和电导率。如果没有电流密度，而且电场为静电场，则方程1b简化为▿→×B→=O→---(1c)]]>根据方程1a至1c，我们得到∂Bx∂x+∂By∂y+∂Bz∂z=0,---(2)]]>∂Bx∂y=∂By∂x,---(3a)]]>∂By∂z=∂Bz∂y,---(3b)]]>∂Bz∂x=∂Bx∂z,---(3c)]]>上述四个方程2至3a-c中包含总共9个偏微分量，其中只有5个是独立的。我们下一步的任务就是选择这5个独立变量。认识到∂Bz∂x≡Gx,∂Bz∂v≡Gy,∂Bz∂z≡Gz]]>(Gx，Gy和Gz为线性梯度)，我们就很容易选择Gx，Gy和Gz作为前三个独立变量。对于柱坐标系中的径向对称的Gz场，Bx/x和By/y应当是相同的。但是，为了涵盖一般情况，我们选择一个无量纲的对称参数α作为第四个独立变量α≡-∂Bx/∂xGz,]]>或1-α≡-∂By/∂yGz.]]>(4a-b)最后一个独立变量通常可以选择为(根据方程3a)g≡∂Bx∂y=∂By∂x---(5)]]>这样，方程2和3中的所有偏微分量可以用这5个独立变量Gx，Gy，Gz，α和g来表示∂Bx∂x∂Bx∂y∂Bx∂z∂By∂x∂By∂y∂By∂z∂Bz∂x∂Bz∂y∂Bz∂z=-αGzgGxg-(1-α)GzGyGxGyGz.---(6)]]>利用所有这些项，磁场表示式变为B→=i^Bx+j^By+k^Bz,---(7)]]>其中，到第一阶分量，BxByBz-B0=∂Bx∂x∂Bx∂y∂Bx∂z∂By∂x∂By∂y∂By∂z∂Bz∂x∂Bz∂y∂Bz∂zxyz=-αGzgGxg-(1-α)GzGyGxGyGzxyz.--(8)]]>上述方程具有两个重要的含义。第一，由于横向磁场Bx和By的作用，B0磁场不再沿z轴方向取向。第二，B0磁场的幅值不再由B＝B0+Gxx+Gyy+Gzz简单地给出，而是由B(x,y,z)=Bx2+By2+Bz2---(9)]]>给出(B0+Gxx+Gyy+Gzz只表示整个磁场的z分量)。如果我们将方程9分别相对于x，y和z作三次连续泰勒级数展开，可以看到磁场不仅具有常规的零阶和一阶空间分量，而且具有高阶空间分量。泰勒展开到二阶的结果由方程10给出B＝B0+Gxx+Gyy+Gzz+12B0[α2Gz2+g2]x2+12B0[(1-α)2Gz2+g2]y2+]]>12B0[Gx2+Gy2]z2+gGzB0xy+]]>1B0[gGx-(1-α)GyGz]yz+1B0[gGy-αGxGz]xz.]]>(10)(泰勒展开需进行到足够高阶，以得到方程10的结果。例如，在高阶展开式中(Gxx+Gyy+Gzz)2项被一个等值的相反项抵消。)对于在大多数MRI系统中使用的梯度体系，我们可以令g＝0，和α≈1/2(由于柱对称)。在这些条件下，方程10简化为B＝B0+Gxx+Gyy+Gzz+18B0Gz2x2+18B0Gz2y2+12B0[Gx2+Gy2]z2-]]>12B0GyGzyz-12B0GxGzxz.]]>(11)如果所考虑的MR系统不具有柱对称性，则在方程10中可以用g和α的近似值代替。
方程10和方程11表明，不论何时施加线性磁场梯度，都将产生高阶梯度场以满足麦克斯韦方程。这些高阶梯度场被称为“麦克斯韦项”或“麦克斯韦场”。
包含麦克斯韦项之后，NMR信号方程变为S(kx,ky)=∫∫x,yρ(x,y)e-i(kxx+kyy)e-iφMdxdy,---(12a)]]>φM=γ∫zBM(Gx,Gy,Gz,x,y,z)dt′,---(12b)]]>BM=18B0Gz2x2+18B0Gz2y2+12B0[Gx2+Gy2]z2---(12c)]]>-12B0GyGzyz-12B0GxGzxz.]]>其中BM为磁场的高阶麦克斯韦项，φM为相应的相位误差，我们称之为“麦克斯韦相位”。如方程12所表明的，麦克斯韦相位误差与各个脉冲序列的详细结构相关。在某些脉冲序列中，这种相位误差可以为零，因而不会造成图象品质下降。在大部分其它序列中，都会产生非零相位误差，这将引起各类图象质量问题，诸如阴影，这在相衬MRA中是十分重要的。很显然，如果需要的话，可以将方程(12a)扩展到三维图象。
通过获取两组相位图象，φfe1(x，y，z)和φfe2(x，y，z)，并将它们相减，可以得到一幅相位图象ΔφM(x,y,z)=φfe1(x,y,z)-φfe2(x,y,z),---(13)]]>第一相位图象应用具有第一磁矩M1的双极运动编码梯度，第二图象是利用具有第一磁矩M2的双极运动编码梯度获取的，并且M1-M2＝ΔM。实际上，这种相位差值计算是通过下述数学运算完成的Δφ(x,y,z)=arg(Zfe1Zfe2)=arg(Zfe1Z*fe2)---(14)]]>其中Zfe1和Zfe2为分别利用fe1和fe2数据组的复数富里叶变换重构的复数图象，*表示复数共轭，“arg”表示复数的相位，即arg(z)＝tan-1(Im(z)/Re(z))。
有两种方法可以减小由于施加运动编码梯度引起的麦克斯韦相位误差。第一种方法通过改变相衬成象脉冲序列来消除麦克斯韦假象的产生。第二种方法根据由该相衬成象脉冲序列产生的梯度计算出一个公式的系数。然后应用该公式校正在由麦克斯韦场形成的重构相位差图象中产生的相位误差。
根据脉冲序列设计进行校正方程(12c)和(13)表明，如果用于获取两个相减相位图象数据组的运动编码梯度是反对称的，则可以消除由自平方项(例如Gx2，Gy2，Gz2)引起的相位误差。这种反对称运动编码梯度Gfe1和Gfe2表示在图4和图5中。反对称性质意味着Gfe1(t)＝-Gfe2(t)。图4和图5中所示的运动编码梯度也是“双极的”，就是说，每个波形由两个幅值相等但是极性相反的梯度半周构成。这些双极运动编码梯度可以沿x，y或z轴中任何一个轴取向。
方程(12c)还表明，如果双极运动编码梯度不与其它成象梯度脉冲同时产生，则不会产生交叉项误差(例如GyGz，GxGz)。例如，可以调整图3所示的经过流动(flow)补偿的、梯度恢复的回波，成象脉冲序列，使得双极运动编码梯度Gfe1或Gfe2可以如图中点线20所示插入该脉冲序列中。尽管这样消除了交叉项麦克斯韦相位误差，但是要求大大增加脉冲序列的TE以只施加运动编码梯度。
如果可以略微增加TE，则可以采用另一种用于减小，而不是消除交叉项误差的方法来减小，或降低，双极运动编码梯度Gfe1和Gfe2的幅值。增加梯度的宽度以充满rf激励结束与回波信号读出开始之间的时间间隔，从而将其幅值减少到产生所需第一磁矩M1和M2必需的量值。这表示在图6中，其中双极运动编码梯度25被扩展开以占据由虚线27限定的时间间隔。对于如何将流动(flow)编码梯度与一个梯度恢复回波脉冲序列中的成象梯度相结合的方法在Bernstein，Shimakawa，和Pelc所撰写的“在磁矩零化或流动编码的二维和三维梯度回波成象中的TE最小化”(JMRI1992；2583-588)一文中有详细描述。当如此与图象梯度相结合之后，组合得到的波形如上所述降低了。
应用于重构相位成象的校正这种方法在重构程序的富里叶变换步骤之后校正麦克斯韦项相位误差。由于在脉冲序列发生期间产生的梯度是已知的，可以根据方程(12b)计算由麦克斯韦项产生的相位误差。于是可以根据下列公式校正重构图象中各个位置x，y，z处的相位ΔφM(x，y，z)＝Az2+B(x2+y2)+Cxz+Dyz.(15)这个公式的系数利用下列公式，和所选择的脉冲序列计算出数值A=γ2B0∫{(Gx2(t)+Gy2(t))fe1-(Gx2(t)+Gy2(t))fe2}dt]]>B=γ8B0∫{Gz2(t)fe1-Gz2(t)fe2}dt]]>C=-γ2B0∫{(Gx(t)Gz(t))fe1-(Gx(t)Gz(t))fe2}dt]]>D=-γ2B0∫{(Gy(t)Gz(t))fe1-(Gy(t)Gz(t))fe2}dt.]]>(16)方程(16)中的积分是对包含所有随运动编码梯度变化的梯度半周的时间段进行的。Gfe1和Gfe2在其余时间区间内的贡献相互抵消。通常所需的时间区间从选片梯度结束延续到读取梯度开始。我们称这个时间区间为“tmaxwell”。例如在图6所示的脉冲序列中，tmaxwell对应于由虚线27限定的时间区间。如方程(15)所表示的，计算出的麦克斯韦相位误差可以用这些计算出的系数，和实际的空间坐标表示。
在某些条件下，方程(16)中的系数可以解析求出。例如，很容易证明，一个具有幅值G0、平顶持续时间F和斜线持续时间r的梯形半周对于其自平方积分具有一个简单的表示式∫G2(t)dt=G02(F+23r)]]>[梯形半周] (17)因此系数A和B对于梯形半周具有简单的解析表示式。但不幸的是交叉项系数C和D没有这样的表示式，当必须校正交叉项误差时这种解析解也是不够的。
通常，利用数值方法计算方程(16)的积分。这是通过构成表示Gx，Gy和Gz波形的数值阵列而进行的。一般，每根轴上500个点足以表示出整个tmaxwell区间内的波形。于是方程(16)的积分可以以离散和值逼近。
在进行扫描之前首先计算出系数A、B、C和D。当扫描完成，这些数据经过富里叶变换构成Zfe1和Zfe2时，可以利用方程(15)计算其中每个x，y，z位置处的麦克斯韦相位误差。然后可取的是，在利用反正切运算计算每个像素处的相位之前，对该图象阵列进行相位校正。于是经过校正的相位差图象可根据下式计算出Δφcorr(x,y,z)=arg(Zfe1Zfe2e-iΔφM(x,y,z))=]]>arg(Zfe1Zfe2*e-iΔφM(x,y,z))]]>(18)通过在反正切运算之前校正相位，这种方法甚至在出现360°相位重叠的区域也是适用的。
优选实施例的描述首先参照图1，其中表示了应用本发明的优选MRI系统的主要部分。系统的操作由一个控制台100操纵，控制台100包括一个键盘和一个控制板102以及一个显示器104。控制台100通过一根电缆116与一个分开的计算机系统107通讯，该计算机系统使得操作者能够控制生成图象和在显示屏104上显示图象。计算机系统107包括一组功能模块，它们彼此之间通过一块主板连接。其中包括图象处理模块106、CPU模块108和一个存储器模块113，在本领域中人们熟知其作为存储图象数据阵列的帧缓存器。计算机系统107与用于存储图象数据和程序的一个硬盘存储装置111和一个磁带驱动装置112相连，而且它还通过一根高速串口线115与一个分开的系统控制部分122相连。
系统控制部分122包括一组通过主板相连的模块。其中包括一个CPU模块119和一个脉冲发生器模块121，它通过一根串联线125与控制台100相连。系统控制部分122正是通过这根电缆125接收由操作者发出的指示拟执行的扫描顺序的命令。脉冲发生器模块121控制系统部件执行所需的扫描顺序。它产生指示所产生的RF脉冲的时序、强度和形状，以及数据采集窗口的时序和长度。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还接收来自一个生理学数据采集控制器129的病人数据，该采集控制器129接收从与病人相连的一组不同的传感器发出的信号，例如从电极产生的ECG信号或者从一个膜盒产生的呼吸信号。最后，脉冲发生器模块121与一个扫描室接口电路133相连，其接收来自与病人状态和磁体系统相关的各个传感器的信号。它还通过扫描室接口电路133使病人定位系统134接收指令将病人移动到扫描所需位置。
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中。每个梯度放大器激励统指为139的组件中的一个相应的梯度线圈，以产生用于对所采集信号进行位置编码的磁场梯度。梯度线圈组件139构成磁体组件141的一部分，所说磁体组件141包括一个偏振磁体140和一个整体RF线圈152。在系统控制部分122中的一个发射接收模块150产生的脉冲由一个RF放大器151放大，并通过一个发射/接收开关154连接到RF线圈152。病人体内受激励原子核所发射的信号可以被相同的RF线圈检测到，并通过发射/接收开关154传输到一个前置放大器153中。放大的NMR信号在发射接收装置150的接收器部分经过解调制、滤波和数字化处理。发射/接收开关154由来自脉冲发生器模块121的一个信号控制以便在发射模式下将RF放大器151与线圈152相连，在接收模式下将其与前置放大器153相连。发射/接收开关154还能够使得在发射或接收模式下都使用单独的一个RF线圈(例如，一个头部线圈或者表面线圈)。
由RF线圈152拾取的NMR信号由发射接收器模块150数字化，并传输到系统控制部分122的一个存储模块160中。当扫描完成，在存储模块160中已经采集到完整的数据阵列时，一个阵列处理器161通过富里叶变换将这些数据转换成图象数据阵列。这组图象数据通过串口线115传送到计算机系统107，在这里根据本发明的教导进行校正，并存储在硬盘存储装置111中。或者，可以利用阵列处理器161校正麦克斯韦误差。响应从控制台100接收的指令，这组图象数据可以归档保存在磁带驱动装置112中，或者由图象处理器106进行进一步处理，并传送到控制台100和显示在显示器104上。
特别参照图1和图2，发射接收装置150通过功率放大器151在线圈152A处产生一个RF激励场B1，并且接收在线圈152B中感生的信号。如上所述，线圈152A和152B可以是分开的不同线圈，如图2所示，也可以是单独一个线圈，如图1所示。频率合成器200从CPU模块119和脉冲发生器模块121接收一组数字信号(CF)，并且在其控制下产生RF激励场的基频或者载波频率。这些数字信号指示在输出端201产生的RF载波信号的频率和相位。将携带指令(commanded)的RF载波信号施加到一个调制器和上转换器202，响应也是从脉冲发生器模块121接收的一个信号R(t)对其幅值进行调制。信号R(t)限定了拟产生的RF激励脉冲的包络线，它是通过连续读出一串存储的数字值产生的。这些存储的数字值也可以由控制台100加以改变以产生任何所需的RF脉冲包络线。
在输出端205产生的RF激励脉冲的量值由一个激励衰减电路206衰减，该电路接收来自主板118的一个数字指令。经过衰减的RF激励脉冲施加到功率放大器151，其驱动所说RF线圈152A。有关发射接收装置122的这部分的更详细的说明，参见美国专利US-4952877，该专利以引用的方式结合在本申请中。
仍然参照附图1和2，由物体产生的信号被接收线圈152B拾取，并通过前置放大器153传输到一个接收器衰减器207的输入端。该接收器衰减器207还放大该信号，放大量由从主板118接收的一个数字衰减信号(RA)决定。
接收的信号频率为拉莫频率或者接近拉莫频率，这个高频信号由一个向下转换器208以两步程序向下转换，所说向下转换器208首先将该NMR信号与传输线201上的载波信号混合，然后将所得的差值信号与线204上的2.5MHz基准信号混合。经过向下转换的NMR信号被传输到一个模数(A/D)转换器209的输入端，该转换器对这些模拟信号进行采样和数字化，并将其输入到一个数字检测器和信号处理器210，其产生与所接收信号对应的16位同相值(I)和16位正交值(Q)。接收信号所产生的数字化I和Q值数据流通过主板118输出到存储模块160，在这里这些数据用来重构一幅图象。
2.5MHz基准信号以及250kHz采样信号和5、10及60MHz基准信号都是由一个基准频率发生器203从一个共用20MHz主时钟信号产生的。
图1所示的NMR系统应用一组脉冲序列以采集足够的NMR数据，重构所需的血管造影图象。特别参见图3，第一脉冲序列可以是常规的第一级磁矩零化梯度回波序列，其中在Gslice选片梯度脉冲301存在的同时将选择的RF激励脉冲300施加到该物体上。激励脉冲300具有一个翻转角α，α的典型值为30°。为了对FID补偿由选片梯度脉冲301引起的相位偏移，和降低FID对于沿z轴方向的速度的敏感度，由Gslice梯度线圈产生一个负Gslice梯度脉冲304，其后跟随一个正Gslice梯度脉冲305。例如，一种方案是利用具有与脉冲301相同宽度、但是相反极性的脉冲304，脉冲305具有脉冲301宽度的一半和与之相同的高度。虽然脉冲304和305可以补偿沿z轴的速度，但是使用更复杂的梯度波形来补偿加速度，甚至更高级的运动，对于本领域技术人员来说也是熟知的。
为了对NMR信号303进行空间编码，在施加RF激励脉冲300之后迅速对该物体施加一个相位编码Gphase梯度脉冲306。如在本领域熟知的，一次完整的扫描包括一组这样的脉冲序列，其中Gphase脉冲的幅值相是通过一组，例如256个离散的相位编码值步进的，以便对沿y轴产生NMR信号的自旋位置进行编码。沿x轴的位置由一个Gread梯度脉冲307编码，所说梯度脉冲307是在采集NMR梯度回波信号303时产生的，其频率对NMR信号303编码。与Gphase相位编码梯度脉冲306不一样，Gread读出梯度脉冲307在整个扫描期间保持恒定值。为了产生梯度回波303和降低其对沿x轴的速度的敏感度，在产生脉冲307之前产生梯度脉冲308和309。有许多熟知的方式可以实现这些要求。人们还熟知，梯度Gslice、Gread和Gphase可以直接沿x，y和z轴中任何一个的方向，为了进行非垂直扫描，可以利用两个或者甚至所有三个物理梯度Gx、Gy和Gz产生这些功能梯度。
如下所详述的，为了实施本发明，至少需要两组完整的数据，每组数据沿以一个方向具有不同的流动敏感度。在优选实施例中，以隔行扫描的方式获取这两组数据。按照这种方法，对于相位编码梯度的一个值，需要连续采集具有两个或多个不同流动敏感度的测量值。然后改变相位编码值，并针对这个新的相位编码值采集另外具有两个或多个同样的流动敏感度的测量值。继续这个过程，直到使用了所有的相位编码值。然后将所采集的数据重新排列成k-空间NMR数据组，每组数据具有不同的流动敏感度。尽管因为这种隔行扫描的方法由于使得其它运动(例如呼吸)产生的效应最小而是优选的，但是在以下的讨论中，以这样的方式描述本发明，就好象k-空间NMR数据组都是在使用下一个流动编码值之前采集的。
NMR信号303由系统发射接收器150拾取，数字化成一列，例如，256个复数，这些数值存储在系统控制存储器160或者主计算机113的存储器中。对于Gphase相位编码梯度的每个值，产生一个NMR信号303，这个信号被采集、数字化和存储成分立的一列256复数。所以，当扫描完成时，对于每个流动编码数据组，在计算机101中存储一个两维(256×256)阵列的复数。
为了产生根据本发明构成的一幅血管造影图象，所采集的NMR信号是对速度敏感的。所用的脉冲序列与图3所示相同，但是也可以应用双极流动编码梯度Gfe。这个梯度表示在图4中，其中Gfe1具有双极波形，该波形包括一个负梯度脉冲310，其后跟随一个正梯度脉冲311。每个半周310和311所限定的面积(A)是相同的，每个梯度半周310和311的中心彼此相距一定的时间间隔(t)。所以由Gfe1梯度产生的增量第一磁矩(M1)为M1＝A×t，并且在施加RF激励脉冲300之后和采集信号303之前施加梯度第一磁矩M1。虽然梯度Gfe1表示为一个分立的梯度磁场，事实上，它是由产生Gread、Gphase和Gslice梯度场的同一个线圈产生的。例如，使梯度对于选片方向的流动敏感是十分通用的方式，在这种情况下梯度磁矩Gef1仅仅由Gslice梯度线圈产生。因此，在优选实施例中，利用图3所示的脉冲序列采集第一阵列的NMR原始数据Z1，但是增加了图4所示的梯度场Gef1。还应当理解，如在上文中引用的JMRI文献所述，流动编码梯度是与成象梯度相结合的。
在采集并存储第一阵列NMR信号Z1之后，采集第二阵列信号Z2。这是在使用图3所示脉冲序列的扫描过程中进行的，但是应用图5所示的双极流动编码梯度Gfe2产生第一磁矩M2＝-M1。因此总的第一磁矩差为ΔM＝M2-M1＝-2M1。这是利用与梯度脉冲310和311幅值相等，但是方向相反的梯度脉冲312和313实现的。在已经采集256个NMR信号Z2，并将其存储在计算机101之后，相对于一个运动轴的数据采集阶段完成，并开始数据处理阶段。
消除由两组数据Z1和Z2重构的血管造影图象中麦克斯韦相位误差的一种方法是调整该脉冲序列，使得不产生麦克斯韦项，或者使所产生的麦克斯韦项在相位差运算过程中抵消。对于图3-5所示的脉冲序列，这可以通过两种方式来实现。第一，两个双极流动编码梯度Gfe1和Gfe2是相等的，但是反对称的。即，Gfe1(t)＝-Gfe2(t)。这确保了无论什么样的“自平方”麦克斯韦相位误差出现在第一数据组Z1也会出现在第二数据组Z2中，都可以从最终的相位差血管造影图象中减除。
第二种必须进行的调整方式是拉长脉冲序列，并形成由虚线20表示的时间周期，在这个时间周期中，可以单独施加双极流动编码梯度Gfe1和Gfe2。这样预防了任何“交叉项”麦克斯韦相位误差的产生，否则当同时施加另一个梯度场时就会产生所说的“交叉项”麦克斯韦相位误差。
虽然对脉冲序列的这些调整能够完全消除由于麦克斯韦项产生的相位误差，但是这种方法也伴随着损失性能的代价。为了单独施加双极流动编码梯度，必须显著地增加回波时间(TE)，从而增长了总的扫描时间。例如，必须增加回波时间(TE)9毫秒至12毫秒，其结果是对于最小的TR增加了3毫秒，对于总扫描时间增加了10-20％，或者降低了时间分辨率。
用于消除由麦克斯韦项引起的假象的最佳方法应用图6所示的非常短的脉冲序列。施加相同的rf和梯度场，产生它们的脉冲利用与上文参照图3所述相同的参考数值标识。唯一明显的区别是通过在时间周期tmaxwell内与其它梯度脉冲同时施加双极流动编码梯度25而缩短了脉冲序列回波时间(TE)。
利用图6所示脉冲序列进行的扫描由图7所示的流动程图表示。在已经选择脉冲序列参数和选择流动编码梯度方向和量值之后，如方框350所示，方程(16)中的积分在时间周期tmaxwell中进行数值计算。存储所得的校正系数A、B、C和D，并且通过将脉冲中序列卸载到脉冲发生器121开始数据采集步骤。如程序框352所示，然后如上所述采集两个流动编码数据组Z1、Z2。这些数据组在阵列处理器161中经过富里叶变换，如程序框354所示，以产生相应的流动编码图象数据组Zfe1和Zfe2。利用存储的校正系数A、B、C和D以及方程(15)，计算麦克斯韦相位误差ΔφM，如程序框356所示。然后确定在重构图象Zfe1和Zfe2中的每个象素的物理坐标(x，y，z)。之后将麦克斯韦相位误差ΔφM应用于每个象素。因此首先校正各个复数图象Zfe1和Zfe2中的相位误差ΔφM，然后根据方程(18)对这些图象中相应的经过校正的象素进行反正切运算。然后，如程序框360所示，通过对涡流相位误差进行其它进一步的校正而产生相衬血管造影图象。这种处理方法的一个实例记载在美国专利US-5226418中，该专利以引用的方法结合在本申请中。
方程(18)所示的相位校正还可以用于校正一个复数差值(CD)血管造影图象。利用余弦定理cosΔφcorr(x,y,z).]]>如果需要相位图象对于2或3个垂直方向的流动敏感，可以对各个相位图象分别进行麦克斯韦项校正。这种流动编码策略记载在由NorbertJ.Pelc，Matt A.Bernstein，Ann Shimakawa，和Gary H.Glover所撰写的“三维相衬MR流动成象的编码策略”一文中(JMRI1991；1405-413)。于是可以重构经过麦克斯韦校正的“速度”图象。speed=(Δφcorr,x)2+(Δφcorr,y)2+(Δφcorr,z)2.]]>类似地，可以形成经过麦克斯韦校正的复数差值速度图象CDspeed=CDx2+CDy2+CDz2.]]>本发明适合于利用如美国专利US-5399970所述，以及由MattA.Bernstein，Mladen Grgic，Thomas J.Brosnan和Norbert J.Pelc所撰写的“相衬、相位阵列多线圈数据的重构”(医学中的磁共振，32330-334(1994))所述的相控阵列多线圈产生的相衬图象。
权利要求
1.用于校正在利用相衬脉冲序列形成血管造影图象的过程中由NMR系统产生的麦克斯韦项相位误差的一种方法，它包括以下步骤a)为所说相衬脉冲序列建立由操作者选择的输入参数；b)根据这些参数确定梯度波形；c)根据在脉冲序列的一个时间区间tmaxwell中有效的梯度波形计算校正系数；d)利用所说相衬脉冲序列采集两组数据Z1和Z2，所说脉冲序列中包含在时间区间tmaxwell中施加的两个不同的相应流动编码梯度第一磁矩；e)根据所采集的数据组Z1和Z2重构两个图象数据组Zfe1和Zfe2；f)利用计算出的校正系数计算麦克斯韦相位误差ΔφM；和g)根据图象数据组Zfe1和Zfe2产生一个相衬血管造影图象，其中每个象素的相位经过校正以补偿计算出的麦克斯韦相位误差ΔφM。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于在步骤f)中计算出的麦克斯韦相位误差如下所示ΔφM(x，y，z)＝Az2+B(x2+Y2)+Cxz+Dyz，其中x，y，z为被校正的象素的物理坐标，A、B、C和D为计算出的校正系数。
3.如权利要求1所述的方法，其特征在于应用在步骤f)中计算出的麦克斯韦相位误差ΔφM以在计算所说相位差值之前补偿图象数据组Zfe1和Zfe2中的误差，所说相位差值用于根据所说图象数据组产生相衬血管造影图象。
4.如权利要求1所述的方法，其特征在于在步骤g)中产生的所说相衬血管造影图象如下式所示Δφcorr(x,y,z)=arg(Zfe1(Zfe2*)e-iΔφM(x,y,z))]]>其中x，y，z为象素的物理坐标，Zfe2*为图象数据组Zfe2的复数共轭，ΔφM(x，y，z)为各个象素的麦克斯韦相位误差。
5.如权利要求4所述的方法，其特征在于对于方向沿三个垂直轴的流动编码梯度重复这些步骤，产生三个经过校正的血管造影图象(Δφcorr，x)，(Δφcorr，y)，(Δφcorr，z)，并将这三个经过校正的血管造影图象按照下式结合计算一个速度图象speed=(Δφcorr,x)2+(Δφcorr,y)2+(Δφcorr,z)2.]]>
6.如权利要求4所述的方法，其特征在于经过麦克斯韦校正的复数差值血管造影图象如下式所示产生CD=|Zfe1|2+|Zfe2|2-2|Zfe1||Zfe2|cosΔφcorr(x,y,z).]]>
7.如权利要求6所示的方法，其特征在于对于方向沿三个垂直轴的流动编码梯度重复这些步骤，产生三个经过校正的复数差值血管造影图象(CDx)，(CDy)，(CDz)，并将它们按照下式结合计算一个复数差值速度图象CDspeed=CDx2+CDy2+CDz2.]]>
8.用于利用一个NMR系统产生相衬血管造影图象的一种方法，所说NMR系统采用包含rf激励脉冲、选片梯度脉冲、相位编码脉冲和读出梯度脉冲的一个脉冲序列，该方法包括以下步骤使用包含一个双极流动编码梯度脉冲Gfe1的脉冲序列采集第一数据组Z1，所说双极流动编码梯度是在rf激励脉冲与采集NMR信号之间的一个时间区间内施加的；使用包含在相同时间区间内施加的一个第二双极流动编码梯度Gfe2的脉冲序列采集第二数据组Z2；其中所说双极流动编码梯度脉冲Gfe1和Gfe2是反对称的；在施加所说的双极流动编码梯度Gfe1和Gfe2的时间区间内不施加选片梯度脉冲、相位编码梯度脉冲或读出梯度脉冲中任何一种。
9.如权利要求8所述的方法，其特征在于所说双极流动编码梯度脉冲Gfe1和Gfe2基本上是在rf激励脉冲结束与开始采集NMR信号之间的时间区间内施加的。
全文摘要
减少或消除由麦克斯韦项引起的相衬血管造影图象中的假象。可以调整用于采集NMR数据的脉冲序列以减少或消除所说假象,或者可以对重构的相位图象进行相位校正以消除所说假象。
文档编号G01R33/54GK1196226SQ9810515
公开日1998年10月21日 申请日期1998年3月27日 优先权日1997年3月27日
发明者M·A·伯恩斯坦, 周晓洪, K·F·金, A·加尼恩, G·H·格洛弗, N·J·佩尔克, J·A·波尔辛 申请人:通用电气公司