专利名称：磁共振成象装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种MRI(磁共振成象装置)，更具体地说是涉及一种能够防止图象质量由于相位编码梯度引起的涡流和剩磁而下降的MRI装量。
图1表示了应用于常规的高速SE(自旋回波)方法中的一个脉冲序列。
在脉冲序列KP中，施加了一个激励脉冲R和一个片选梯度ss。然后施加一个第一反相或者倒相脉冲P1和一个片选梯度ss，并在冠状面轴(warp axis)方向施加一个相位编码梯度gy(i)。之后，在向矢状面轴(read axis)方向施加一个读梯度rr的同时，从第一回波SE1中接收一个NMR信号。接着，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个具有相反极性的反转梯度gyr(i)，这个梯度的时间积分值与相位编码梯度gy(i)的时间积分值相等。然后施加一个第二反相脉冲P2和一个片选梯度ss，并在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个编码梯度gy(i+1)。之后，在施加一个读梯度rr的同时，从第二回波SE2中接收一个NMR信号。接着，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个具有相反极性的反转梯度gyr(i+1)，这个梯度的时间积分值与相位编码梯度gy(i+1)的时间积分值相等。然后施加一个第三反相脉冲P3和一个片选梯度ss，并在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个编码梯度gy(i+2)。之后，在施加一个读梯度rr的同时，从第三回波码梯度gy(i+2)。之后，在施加一个读梯度rr的同时，从第三回波SE3中接收一个NMR信号。接着，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个具有相反极性的反转梯度gyr(i+2)，这个梯度的时间积分值与相位编码梯度gy(i+2)的时间积分值相等。于是，在从发射反相脉冲到接收NMR信号的过程重复M次以后施加一个抑制梯度Kil。然后以重复时间间隔TR将此程序重复N次，从而在冠状面轴(warpaxis)方向上采集相当于(M×N)次、经过不同的相位编码的NMR信号。
顺便指出，p＝1、2...、N。而在图1中M＝3。但是，经常使用M≥4来缩短扫描时间。另外，i＝(p-1)M+1，编码梯度gy(i)、gy(i+1)、gy(i+2)中的符号(i)、(i+1)和(i+2)分别表示相位编码序数。
抑制梯度Kil表示一个应用于扰流横向磁场的梯度脉冲。抑制梯度Kil的极性通常是保持恒定的。
图2表示以前述的脉冲序列Kp在k-空间中的数据采集轨迹。
在回波列为M＝3的情况，k-空间Ksp被分成三个区Sg1、Sg2、Sg3。第一区Sg1的数据(例如，tc1)从第一回波SE1中采集，第二区Sg2的数据(例如，tc2)从第二回波SE2中采集。而第三区Sg3的数据(例如，tc3)从第三回波SE3中采集。
图2表示了p＝1的情况。相位轴上数据的位置分别由相位编码梯度gy(1)、gy(2)和gy(3)确定。相位编码的数值被反转梯度gyr(1)、gyr(2)、gyr(3)恢复到“0”。
由于图象对比度是由相位编码数值接近“0”时的数据决定的，所以在图1中所示的第二回波SE2之前经过的时间间隔TEeff变为一个有效回波时间。
图3表示应用于常规3D(三维)高速SE方法的脉冲序列。
在脉冲序列Kp’中，施加一个激励脉冲R和一个片选梯度。然后，在冠状面轴(warp axis)方向施加一个具有相反极性的反转梯度gzr(0)，以与一个破碎梯度(crusher gradient)重叠，其中反转梯度的时间积分值与恰好在施加激励脉冲R和片选梯度ss之前施加在横断面轴(slice axis)上的相位编码梯度的时间积分值相等。之后，施加一个第一反相或者倒相脉冲P1和一个片选梯度，并将一个相位编码梯度gz(i)施加在横断面轴(slice axis)方向，以与破碎梯度(crushergradient)重叠。在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个相位编码梯度gy(i)。然后，在施加一个读梯度rr的同时，从第一回波SE1中接收NMR信号。而后，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个具有相反极性的反转梯度gyr(i)，其时间积分值与施加在冠状面轴(warp axis)方向的相位编码梯度gy(i)的时间积分值相等，并且在横断面轴(sliceaxis)方向上施加一个具有相反极性的反转梯度gzr(i)，以与一个破碎梯度(crusher gradient)重叠，该反转梯度的时间积分值与施加在横断面轴(slice axis)方向的相位编码梯度gz(i)的时间积分值相等。然后施加一个第二反相脉冲P2和一个片选梯度，并在横断面轴(slice axis)方向上施加一个相位编码梯度gz(i+1)，以与一个破碎梯度(crushergradient)重叠。之后，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个相位编码梯度gy(i+1)。然后，在施加一个读梯度rr的同时，从第二回波SE2中接收NMR信号。而后，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个具有相反极性的反转梯度gyr(i+1)，其时间积分值与施加在冠状面轴(warp axis)方向的相位编码梯度gy(i+1)的时间积分值相等。在横断面轴(slice axis)方向上施加一个具有相反极性的反转梯度gzr(i+1)，以与一个破碎梯度(crusher gradient)重叠，该反转梯度的时间积分值与施加在横断面轴(slice axis)方向的相位编码梯度gz(i+1)的时间积分值相等。然后，施加一个第三反相或者倒相脉冲P3和一个片选梯度，并在横断面轴(slice axis)方向上施加一个相位编码梯度gz(i+1)，以使其重叠在一个破碎梯度(crusher gradient)上。之后，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个相位编码梯度gy(i+2)。而后，在施加一个读梯度rr的同时，从一个第三回波SE3中接收一个NMR信号。然后，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个具有相反极性的反转梯度gyr(i+2)，其时间积分值与施加在冠状面轴(warpaxis)方向的相位编码梯度gy(i+2)的时间积分值相等。于是，在从发射反相脉冲P到接收NMR信号的过程重复M次(在此脉冲序列中M＝3)以后施加一个抑制梯度Kil。这个过程以重复时间间隔TR多次重复，从而在横断面轴(slice axis)方向和冠状面轴(warp axis)方向上采集经过多次相位编码的NMR信号。
根据采用图1和图3中所示的脉冲序列Kp和Kp’的高速SE方法，施加在冠状面轴(warp axis)方向的相位编码梯度gy(i)、gy(i+1)和gy(i+2)的幅值被设定得尽可能大，而与该幅值对应，每一脉宽(time width)tgy被缩短。根据采用图3中所示的脉冲序列Kp’的3D高速SE方法，施加在横断面轴(slice axis)方向的相位编码梯度gz(i)、gz(i+1)和gz(i+2)的幅值被设定得尽可能大，并相应地缩短每一脉宽(time width)tgz。
然而，当梯度脉冲幅值增大和脉宽(time width)缩短时会导致涡流产生。此外，当脉冲幅值增大时会造成出现剩磁。如果产生了涡流和剩磁，由于它们的干扰图象上会出现伪象，从而使图象品质降低。
特别是使用永磁体的MRI装置，由于在磁分路板中存在剩磁，存在使图象品质下降的问题。
另一方面，根据日本专利，例如特许公开No.6-245917，其中已经公开了一种采用偏置倾斜场或者梯度场消除剩磁干扰的技术和通过补偿来修正由于磁分路板的剩磁引起的相位偏移的技术。
当用于高速SE方法的脉冲序列是由使用永磁体的MRI装置实现时，由相位编码梯度引起的剩磁的作用或者干扰变得尤其明显。
这将参照图4和图5加以描述。
如图4所示，由于在冠状面轴(warp axis)方向上施加了相位编码梯度gy(i)而产生了强度为ΔGY的剩磁。剩磁使得第一回波SE1产生了相移。如上所述，由于同样的原因，在第二回波SE2、第三回波SE3、......中也产生了相移。
由于有反转梯度gyr(i)的存在，相位编码的数值不能恢复到“0”。所以，这将对第二和第三回波SE2和SE3的相位产生一个干扰。同样由于反转梯度gyr(i+1)、gyr(i+2)、......的存在，也使得相位编码数值不能恢复到“0”。因此，这将对以后的回波的相位产生干扰。
此外，还需要使与自旋回波同时产生的受激回波STE(这是受激回波的缩写)的相位与自旋回波的相位匹配。但是这些相位彼此之间并不匹配。第二回波SE2对于确定图象的对比度来说极为重要，与第二回波SE2同时产生的受激回波STE2表示在图4中。但是，在由于相位编码梯度gy(i)引起的强度为ΔGY(i)的剩磁的干扰下，第二回波SE2发生相移。另一方面，因为第二受激回波STE2不受剩磁的干扰(第一反相或倒相脉冲P1与第二反相脉冲P2之间的间隔变成纵向磁化场)，所以第二回波SE2的相位与第二受激回波STE2的相位不匹配。结果在两者之间产生干涉现象，从而在图象上出现重影伪象、阴影伪象和环状伪象。
如图5所示，由于在横断面轴(slice axis)方向上施加了一个相位编码梯度gz(i)而产生了强度为ΔGZ(i)的剩磁。剩磁使得第一回波SE1产生一个相移。如上所述，由于同样的原因，第二回波SE2和第三回波SE3也产生了相移。
另外，由于有反转梯度gzr(i)的存在，相位编码的数值不能回到“0”。所以，这将对第二和第三回波SE2和SE3的相位产生一个干扰。同样由于反转梯度gzr(i+1)、gzr(i+2)、......的存在，也使得相位编码数值不能返回到“0”。因此，这将对以后的回波的相位产生干扰。
此外，由于对于确定图象的对比度来说极为重要的第二回波SE2的相位与和第二回波SE2同时产生的第二受激回波STE2的相位不匹配，从而在图象上出现伪象。
然而，上述的日本专利特许公开№.6-245917中所提出的已有技术存在一个问题，就是不足以防止由于相位编码梯度所引起的涡流和剩磁造成的图象品质的降低。
考虑到前面这些因素，本发明的一个目的是提供一种能够防止由于相位编码梯度引起的涡流和剩磁而造成的图象品质的降低的MRI装置。
根据本发明的第一方面，提供了一种MRI装置，该装置包括一个RF(射频)脉冲发射装置，一个梯度磁场施加装置和一个NMR信号接收装置。在该MRI装置中，从RF脉冲发射装量发射一个RF脉冲，并由梯度磁场施加装置将一个相位编码梯度施加在冠状面轴(warp axis)方向。然后，用NMR信号接收装置接收一个NMR信号。而后，用梯度磁场施加装置将一个反转梯度施加到冠状面轴(warpaxis)方向，该反转梯度是通过将一个用于修正由此相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰的冠状面轴(warp axis)修正分量加入一个时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等并具有相反极性的基本分量中而得到的。或者，将一个与基本分量等效的反转梯度和一个与冠状面轴(warp axis)修正分量等效的附加反转梯度施加在冠状面轴(warp axis)方向。关于前面所述的“施加”，它们可以以幅度或者脉宽(time width)方式一起施加。或者，它们可以以幅度和脉宽(timewidth)两种方式一起施加。
在根据本发明的第一方面的MRI装置中，在冠状面轴(warp axis)方向上施加由“(时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等并具有相反极性的基本分量)+(用于修正由于相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰的冠状面轴(warp axis)修正分量)”构成的反转梯度。或者，在冠状面轴(warp axis)方向上施加由“(时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等并具有相反极性的基本分量)”构成的反转梯度和由“(用于修正由于相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰的冠状面轴(warp axis)修正分量)”构成的附加梯度。
相位编码数值在基本分量的基础上恢复到“0”(初始反转)，从而由于相位编码梯度引起的涡流和剩磁的干扰被冠状面轴(warpaxis)修正分量消除了。所以能够防止图象品质由于相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰而降低。
同样，在本发明的第二方面中，提供了一种MRI装置，该装置包括一个RF(射频)脉冲发射装置，一个梯度磁场施加装置和一个NMR信号接收装置。在此MRI装置中，从RF脉冲发射装置中发射出一个RF脉冲。在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个相位编码梯度，该相位编码梯度是通过将一个用于修正由施加在冠状面轴(warp axis)方向的相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰的冠状面轴(warp axis)修正分量加入冠状面轴(warp axis)方向上的相位编码梯度的基本分量中而得到的，该基本分量是由扫描参数决定的。或者，将一个与基本分量等效的相位编码梯度和一个与冠状面轴(warpaxis)修正分量等效的辅助相位编码梯度施加在冠状面轴(warp axis)方向。在用NMR信号接收装置接收一个NMR信号之后，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个相反极性的反转梯度，其时间积分值与相位编码梯度的基本分量的时间积分值相等。前面所述的“施加”可以以幅度或者脉宽(time width)方式一起施加。或者，它们可以以幅度和脉宽(time width)两种方式一起施加。
在如前面所述的本发明第二方面的MRI装置中，在冠状面轴(warp axis)方向上施加由“(由扫描参数决定的相位编码梯度的基本分量)+(用于修正由于相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰的冠状面轴(warp axis)修正分量”)构成的相位编码梯度。或者，在冠状面轴(warp axis)方向上施加由“(由扫描参数决定的相位编码梯度的基本分量)”构成的相位编码梯度和由“(用于修正由于相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰的冠状面轴(warp axis)修正分量)”构成的辅助相位编码梯度。
相位编码(即初始相位编码)受到基本分量的作用，从而使由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰被冠状面轴(warp axis)修正分量消除了。所以能够防止图象品质由于相位编码梯度引起的涡流或而降低。
在本发明的第三方面，提供了具有上述结构的MRI装置，它还包括一个第一相位信息确定装置，该装置用于在RF发射装置发射一个RF脉冲和梯度磁场施加装量将一个读梯度施加到矢状面轴(read axis)方向上，而不在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度时，利用NMR信号接收装置接收一个NMR信号，从而从所接收到的NMR信号中得到第一相位信息；一个第二相位信息确定装置，该装置用于在RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲，梯度磁场施加装置将一个时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等的等效相位梯度施加到矢状面轴(read axis)方向上，将一个时间积分值与等效相位编码梯度的时间积分值相等、具有相反极性的等效反转梯度施加在矢状面轴(read axis)方向，而不在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度，然后将一个读梯度施加在矢状面轴(read axis)方向时，利用NMR信号接收装置接收一个NMR信号，从而从所接收到的NMR信号中得到第二相位信息；和一个用于根据第一相位信息和第二相位信息中确定冠状面轴(warp axis)修正分量的冠状面轴(warpaxis)修正分量计算装置。
在根据前面所述的本发明第三方面的MRI装置中，冠状面轴(warp axis)修正分量是按如下方式确定的(1)在发射RF脉冲，并在矢状面轴(read axis)方向上施加读梯度，但是不在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度的同时，接收一个NMR信号，从而从所接收到的NMR信号中得到第一相位信息。
(2)在发射RF脉冲，及在矢状面轴(read axis)方向施加一个时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等的等效相位梯度，并将一个时间积分值与等效相位编码梯度的时间积分值相等、具有相反极性的反转梯度施加在矢状面轴(read axis)方向，而不在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度的同时，接收一个NMR信号，从而从所接收到的NMR信号中得到第二相位信息。
(3)利用第一相位信息和第二相位信息确定冠状面轴(warpaxis)修正分量。
第一相位信息与没有受到由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰的相位信息等效。此外，第二相位信息对应于由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰等效形成在矢状面轴(read axis)方向上时形成的相位信息。因此，如果将第一相位信息与第二相位信息进行比较，就可以定量识别由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰。所以，能够定量确定用于消除干扰的冠状面轴(warp axis)修正分量。
根据本发明的第四方面，提供了一种具有上述构造的MRI装置，它还包括一个实在相位信息确定装置，该装置在RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲和梯度磁场施加装置将一个相位编码梯度施加到冠状面轴(warp axis)方向，然后将一个读梯度施加到矢状面轴(read axis)方向的同时，利用NMR信号接收装置接收一个NMR信号，从而根据所接收到的NMR信号中得到实在相位信息；一个理想相位信息确定装置，该装置在RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲和梯度磁场施加装置将一个脉宽(time width)和幅度分别被增大和减小的相位编码梯度施加到冠状面轴(warp axis)方向，然后将一个读梯度施加到矢状面轴(read axis)方向的同时，利用NMP信号接收装置接收一个NMR信号，从而从所接收到的NMR信号中得到理想相位信息；和一个冠状面轴(warp axis)修正分量计算装置，该装置用于根据实在相位信息和理想相位信息确定冠状面轴(warp axis)修正分量。
在根据前面所述的本发明的第四方面的MRI装置中，冠状面轴(warp axis)修正分量是按如下方式确定的(1)在发射RF脉冲，并在冠状面轴(warp axis)方向上施加相位编码梯度和在矢状面轴(read axis)方向上施加读梯度的同时，接收NMR信号，从而从所接收到的NMR信号中得到实在相位信息。
(2)在发射RF脉冲，并将一个脉宽(time width)和幅度分别被增大和减小的相位编码梯度施加到冠状面轴(warp axis)方向及将一个读梯度施加到矢状面轴(read axis)方向的同时，接收一个NMR信号，从而从所接收到的NMR信号中得到理想相位信息。
(3)利用实在相位信息和理想相位信息确定冠状面轴(warpaxis)修正分量。
实在相位信息对应于包含由相位编码梯度引起的涡流和剩磁干扰的相位信息。此外，理想相位信息与不包含由相位编码梯度引起的涡流和剩磁干扰的相位信息等效。因此，如果将实在相位信息与理想相位信息进行比较，就能够定量识别由相位编码梯度引起的涡流和剩磁的干扰。所以，能够定量确定用于消除干扰的冠状面轴(warp axis)修正分量。
根据本发明的第五方面，提供了一种MRI装置，其中NMR信号接收装置在RF脉冲发射装置发射一个激励RF脉冲和一个反相RF脉冲，及梯度磁场施加装置在冠状面轴(warp axis)方向施加一个相位编码梯度，然后在矢状面轴(read axis)方向施加一个读梯度的同时，接收一个NMR信号，梯度磁场施加装置在从发射反相RF脉冲到接收NMR信号的过程重复M次之后施加一个抑制梯度，再使从发射激励RF脉冲到施加抑制梯度的过程重复N次，从而在不同的时基上采集经过(M×N)次相位编码的NMR信号。在该MRI装置中，梯度磁场施加装置将抑制梯度的极性转换为与每M次相位编码梯度之和相同的极性，此抑制梯度是当从发射反相RF脉冲到接收NMR信号的程序重复M次时施加的。
在如前所述的本发明的第五方面的MRI装置中，抑制梯度的极性被加以转换，使之变成与每若干次相位编码梯度之和具有相同的极性，此梯度被施加相应的脉冲序列中。
通常，由于抑制梯度的极性是恒定的，所以抑制梯度极少用作一个扰流场。但是，当抑制梯度的极性被转换成与已施加到对应的脉冲序列中的每若干次相位编码梯度的和具有相同的极性时，其结果消除由各个相位编码梯度引起的涡流或剩磁干扰的功能。所以，能够防止图象的品质由于受到由相位编码梯度引起的涡流或剩磁而下降。
在本发明的第六个方面，提供了一种MRI装置，其中当一个RF脉冲发射装置发射一个激励RF脉冲和一个反相RF脉冲，接着一个梯度磁场施加装置在冠状面轴(warp axis)方向施加一个相位编码梯度，或者将其施加在冠状面轴(warp axis)方向和横断面轴(sliceaxis)方向，之后将一个读梯度施加在矢状面轴(read axis)方向的同时，一个NMR信号接收装置接收一个NMR信号。在该MRI装置中，从RF脉冲发射装置中发射的反相RF脉冲的发射相位被改变，或者由NMR信号接收装置检测的相位被改变，以抑制由于相位编码梯度引起的剩磁产生的0-级相位分量。
由于相位编码梯度引起的剩磁的干扰或影响包括一个不依赖位置关系而均匀施加的0-级相位分量和一个依赖位量关系线性变化的一级相位分量。0-级相位分量主要是产生重影伪象，而一级相位分量主要是产生阴影伪象。
由于0-级相位分量构成NMR信号的全部相移，所以能够通过改变从RF脉冲发射装置中发射的反相RF脉冲的发射相位或者改变由NMR信号接收装置检测的相位，将0-级相位分量恢复到初始状态。所以，能够抑制重影伪象。
根据本发明的第七方面，提供了具有上述构造的MRI装置，它包括一个0-级相位分量确定装置，该装置在RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲，梯度磁场施加装置在矢状面轴(read axis)方向施加一个时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等的等效相位编码梯度，并向读梯度施加一个时间积分值与等效相位编码梯度的时间积分值相等、具有相反极性的等效反转梯度，而不在冠状面轴(warpaxis)方向和横断面轴(slice axis)方向施加相位编码梯度，然后梯度磁场施加装置将一个读梯度施加在矢状面轴(read axis)方向的同时，利用该NMR信号接收装置接收一个NMR信号，并根据接收到的NMR信号得到相位信息，进而利用所得到的相位信息确定0-级相位分量。
在如前所述的本发明的第七方面的MPI装置中，0-级相位分量是按如下方式确定的(1)在发射RF脉冲，在矢状面轴(read axis)方向施加一个时间积分值值等于相位编码梯度的时间积分值等效相位编码梯度，并向读梯度施加一个时间积分值与等效相位编码梯度的时间积分值相等、具有相反极性的等效反转梯度，而不在冠状面轴(warp axis)方向和横断面轴(slice axis)方向施加相位编码梯度，然后将一个读梯度施加在矢状面轴(read axis)方向的同时，接收NMR信号，并根据接收到的NMR信号得到相位信息。
(2)利用所得到的相位信息确定0-级相位分量。
该相位信息表示当由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰作用在矢状面轴(read axis)方向时的相位信息。因此，如果确定了梯度中心的相位，就能够定量识别在由相位编码梯度引起的涡流或剩磁产生的0-级相位分量。
根据本发明的第八方面，提供了具有前述构造的MRI装置，它还包括一个0-级相位分量确定装置，该装置根据一个在向冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度和反转梯度时得到的NMR信号和一个没有在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度时得到的NMR信号确定0-级相位分量。
在如前所述的本发明的第八方面的MRI装置中，0-级相位分量是按如下方式确定的(1)通过在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度和反转梯度而得到一个实在NMR信号。
(2)不在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度和反转梯度而得到一个理想NMR信号。
(3)根据实在NMR信号的在矢状面轴(read axis)方向的1D(一维)富立叶变换的梯度中心的相位确定一个0-级相位量。此外，还可从理想NMR信号在矢状面轴(read axis)方向的1D富立叶变换的梯度中心的相位确定一个0-级相位量。与涡流或剩磁干扰相关的0-级相位分量则由这两个量的差确定。
如果求得在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度和反转梯度时的0-级相位分量与没有将它们施加在冠状面轴(warp axis)方向时的0-级分量之间的差，就可以定量识别与由相位编码梯度和反转梯度引起的涡流或剩磁相关的0-级分量。
由于在冠状面轴(warp axis)方向上施加了相位编码梯度和反转梯度，由此引起的涡流或剩磁干扰就叠加在0-级相位分量上。因此，为了防止出现重叠，最好使用根据前述的第一或第二方面通过对涡流或剩磁的干扰进行修正得到的值作为相位编码梯度和反转梯度。
根据本发明的第九方面，提供了一种MRI装置，该装置包括一个RF脉冲发射装置，一个梯度磁场施加装置和一个NMR信号接收装置。在此MRI装置中，用RF脉冲发射装置发射一个激励脉冲。之后，RF脉冲发射装置发射一个反相脉冲，梯度磁场施加装置在横断面轴(slice axis)方向施加一个相位编码梯度，NMR信号接收装置接收一个NMR信号。梯度磁场施加装置再重复在横断面轴(sliceaxis)方向施加一个反转梯度，该梯度是通过将一个用于修正由相位编码梯度引起的涡流或剩磁干扰的横断面轴(slice axis)修正分量加入到相反极性的、时间积分值与相位编码梯度时间积分值相等的基本分量中得到的，或者将一个与基本分量等效的反转梯度和一个与横断面轴(slice axis)修正分量等效的辅助反转梯度施加在横断面轴(slice axis)方向，重复的次数对应于在横断面轴(slice axis)方向的编码数值。
在前述的本发明第九方面的MRI装置中，在横断面轴(slice axis)方向施加由“(时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等的相反极性的基本分量)+(用于修正由相位编码梯度引起的涡流或剩磁干扰的横断面轴(slice axis)修正分量)”构成的反转梯度。或者，在横断面轴(slice axis)方向施加由(时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等的相反极性的基本分量)构成的反转梯度和由(用于修正由相位编码梯度引起的涡流或剩磁干扰的横断面轴(slice axis)修正分量)构成的辅助反转梯度。
在基本分量的基础上，相位编码数值被恢复到“0”(即初始反转)，从而利用横断面轴(slice axis)修正分量消除由相位编码梯度引起的涡流或剩磁干扰。因此，可以防止图象的质量由于涡流或剩磁而下降。
根据本发明的第十方面，提供了具有上述结构的MRI装置，它还包括一个第一相位信息确定装置，该装置用于在RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲和梯度磁场施加装置在矢状面轴(read axis)方向施加一个读梯度，而不在横断面轴(slice axis)方向施加相位编码梯度的同时，利用NMR信号接收装置接收一个NMR信号，从而根据接收到的NMR信号得到第一相位信息；一个第二信息确定装置，该装置用于在RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲，梯度磁场施加装置在矢状面轴(read axis)方向施加一个与相位编码梯度和其后的反转梯度的基本分量之间的差值等效的差值梯度，在读梯度施加一个时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等的等效相位编码梯度和一个时间积分值与反转梯度的时间积分值相等的基本分量的等效反转梯度，但不在横断面轴(slice axis)方向施加相位编码梯度，然后在矢状面轴(read axis)方向施加一个读梯度的同时，利用NMR信号接收装置接收一个NMR信号，从而根据所接收到的NMR信号得到第二相位信息；和一个横断面轴(slice axis)修正分量计算装置，该装量用于根据第一相位信息和第二相位信息确定横断面轴(slice axis)修正分量。
在根据前面所述的本发明第十方面的MRI装置中，横断面轴(slice axis)修正分量是按如下方式确定的(1)在发射RF脉冲，并在矢状面轴(read axis)方向上施加读梯度，但是不在横断面轴(slice axis)方向施加相位编码梯度的同时，接收NMR信号，从而从所接收到的NMR信号中得到第一相位信息。
(2)在发射RF脉冲，不在横断面轴(slice axis)方向施加相位编码梯度，而在矢状面轴(read axis)方向施加一个与相位编码梯度和其后的反转梯度的基本分量之间的差值等效的差值梯度，在矢状面轴(read axis)方向施加一个时间积分值与相位编码梯度的时间积分值相等的等效相位编码梯度和一个时间积分值与反转梯度的基本分量的时间积分值相等的等效反转梯度，并在矢状面轴(read axis)方向施加一个读梯度的同时，接收一个NMR信号，从而利用所接收到的NMR信号得到第二相位信息。
(3)利用第一相位信息和第二相位信息确定横断面轴(sliceaxis)修正分量。
第一相位信息相当于没有受到由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰的相位信息。而第二相位信息则相当于由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰等效形成在矢状面轴(read axis)方向上时的相位信息。因此，如果将第一相位信息与第二相位信息进行比较，就可以定量识别由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰。所以，能够定量确定用于消除干扰的横断面轴(slice axis)修正分量。
本发明的其他目的和优点通过以下对附图中所表示的本发明优选实施例的描述将变得更为清楚。
以下将参照附图描述本发明图1表示应用于常规的高速SE方法中的一个脉冲序列；图2表示在K-空间中采集数据的轨迹；图3表示应用于常规的3D高速SE方法中的一个脉冲序列；图4表示在常规高速SE方法中产生的问题；图5表示在常规3D高速SE方法中产生的问题；图6为表示本发明第一实施例中的一个MRI装置的方框图；图7为表示应用于第一实施例的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序的流程图；图8用于解释应用于图7所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序的脉冲序列的一个实例；图9用于解释应用于图7所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序的脉冲序列的另一个实例；图10为表示应用于第一实施例中的图象数据采集程序的流程图；图11表示应用于图10所示的图象数据采集程序的脉冲序列的一个实例；图12表示应用于第二实施例中的图象数据采集程序的脉冲序列的一个实例；图13表示应用于第三实施例中的图象数据采集程序的脉冲序列的一个实例；图14表示应用于第四实施例中的图象数据采集程序的脉冲序列的一个实例；图15为表示应用于第五实施例中的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序的流程图；图16表示应用于图15中所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序中的脉冲序列的第一回波的一个实例；图17表示应用于图15中所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序中的脉冲序列的第一回波的另一个实例；图18表示应用于图15中所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序中的脉冲序列的第二回波的一个实例；图19表示应用于图15中所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序中的脉冲序列的第二回波的另一个实例；图20表示应用于图15中所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序中的脉冲序列的第三回波的一个实例；图21表示应用于图15中所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序中的脉冲序列的第三回波的另一个实例；图22表示应用于第六实施例的图象数据采集程序的脉冲序列的一个实例；图23表示应用于第六实施例的图象数据采集程序的脉冲序列的另一个实例；图24为表示应用于第七实施例中的0-级相位分量确定程序的流程图；图25表示应用于图24中所示的0-级相位分量确定程序中的脉冲序列的一个实例；图26表示应用于图24中所示的0-级相位分量确定程序中的脉冲序列的另一个实例；图27为表示应用于第八实施例中的横断面轴(slice axis)修正分量确定程序的流程图；图28表示应用于图27所示的横断面轴(slice axis)修正分量确定程序中的脉冲序列的一个实例；图29表示应用于图27所示的横断面轴(slice axis)修正分量确定程序中的脉冲序列的另一个实例；图30为表示应用于第八实施例中的图象数据采集程序的流程图；图31表示应用于图30所示的图象数据采集程序中的脉冲序列的一个实例。
下面将参照在附图中所示的优选实施例描述本发明。图6为表示本发明第一实施例的MRI装置的一个方框图。
MRI装置100包括具有一个用于插入待检测的物体或者样品的空间区域(例如空洞)的磁体组件1，围绕着空间区域，一个用于向样品施加一个预定主磁场的永磁体1p，一个用于在横断面轴(sliceaxis)方向、冠状面轴(warp axis)方向和矢状面轴(read axis)方向产生或生成梯度磁场的梯度磁场线圈1g，用于发送一个用以激励样品中原子核自旋的RF脉冲的发射线圈1t，和一个用于检测来自样品中的NMR信号的接收线圈1r。梯度磁场线圈1g，发射线圈1t，和接收线圈1r分别与梯度磁场驱动电路3，RF能量放大器4和前置放大器5电连接。
响应计算机7发出的指令，序列存储电路8根据存储在其中的脉冲序列启动梯度磁场驱动电路3，由磁体组件1的梯度磁场线圈1g产生一个梯度磁场。序列存储电路8还启动一个门调制电路9将一个由RF振荡电路10产生的载波输出信号转换成具有预定时序和预定包络形状的脉冲形状信号，并将经过调制的信号作为一个RF脉冲送入RF能量放大器4中，在这个放大器中该信号经过能量放大。之后，经过放大的信号被输入磁体组件1的发射线圈1t中，以有选择地激励一个选定的薄片区域。
前置放大器5将由磁体组件1的接收线圈1r从样品中检测到的NMR信号放大，并将经过放大的信号输入到一个相位检测器12。相位检测器12将由RF振荡电路10产生的载波输出信号作为一个参照信号加以确定。相位检测器12还检测由前置放大器5输入的NMR信号的相位，并将其输入一个A/D转换器11。A/D转换器11将经过相位检测的模拟信号转换成一个数字信号，并将其输入计算机7。
计算机7从A/D转换器中读取数据，并对数据进行图象重构运算，以生成一个选定薄片区域的图象。这个图象显示在一个显示单元6上。计算机7还担任或执行总体控制，例如接收由键盘13输入的信息，或诸如此类的工作。
图7为表示应用于MRI装置100的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序的流程图。
在步骤S1，按照图8中所示的脉冲序列A0采集数据sy0(k)。在脉冲序列A0中，首先施加一个激励脉冲R和一个片选梯度ss，然后施加一个反相脉冲P和一个片选梯度ss。之后，在施加一个读梯度gxw的同时，从回波SE中接收一个NMR信号，以采集数据sy0(k)。顺便说，在冠状面轴(warp axis)方向上没有施加相位编码梯度。
在步骤S2，将数据sy0(k)进行矢状面轴(read axis)方向的一维富里叶变换，富里叶变换的结果定义为SY0(x)。
在步骤S3，确定(通过使用最小二乘法或者类似的方法确定)富里叶变换的结果SY0(x)中相位项(Arctan(SY0(x))的初级梯度dy0。然后确定梯度中心的相位量b0＝Arctan(SY(0))。相位量b0对应于梯度中心在没有剩磁存在时的相位量。
上述步骤S1到S3与确定主要是由梯度磁场gxl和gxw引起的涡流的干扰或影响(回波信号SE的回波中心的相移或偏移)的程序是等效的。
在步骤S4，按照图9中所示的脉冲序列Aj采集数据syi(k)。在脉冲序列Aj中，首先施加一个激励脉冲R和一个片选梯度ss，然后向读梯度施加一个时间积分值与相位编码梯度gy(i)的时间积分值相等、由扫描参数确定的编码数值为i的等效相位编码梯度。经过时间ty(设置得尽可能长以提高精度)之后，在矢状面轴(readaxis)方向施加一个时间积分值与等效相位编码梯度gy(i)的时间积分值相等的、具有相反极性的等效反转梯度gyr(i)。然后，施加一个反相脉冲P和一个片选梯度ss，其后，在施加一个读梯度gxw的同时，从一个回波SE中接收一个NMR信号，以采集数据syi(k)。顺便说，没有在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度。这里，步骤S4可以相对于所有的编码序数i(在这种情况下j＝i)被重复。但是，也可以采用另一种方法，只对一个适当选定的编码序数i重复步骤S4以缩短时间(j≠i)，对应于未选定编码序数的数据可以通过插入法来确定。为了使运算最为简化，仅仅对于产生最大相位编码梯度的一个编码序数(在这种情况下只有j＝l)执行步骤S4，而对应于其他编码序数的数据可以正比于编码梯度计算出。
在步骤S5，将数据syi(k)进行在矢状面轴(read axis)方向的一维富里叶变换，该富里叶变换的结果定义为SYi(x)。
在步骤S6，确定(通过使用最小二乘法或者类似的方法确定)富里叶变换的结果SYi(x)中相位项(Arctan(SYi(x))的初级梯度dyi。然后确定梯度中心的相位量bi＝Arctan(SYi(0))，并确定相位量b0与bi之间的差。这个差值(bi-b0)对应于不依赖于受到由相位编码梯度gy(i)引起的剩磁干扰的位置而均匀施加的0-级相位分量。
上述步骤S4到S6相当于用于确定主要是由相位编码梯度gy(i)引起的剩磁的干扰或影响的程序。
在步骤S7，利用(dyi-dy0)计算出由等效相位编码梯度gy(i)引起的涡流或剩磁的干扰或影响的量值ΔGY(i)。
项dy0表示没有相位编码梯度存在时的相位周期或循环移位。另一方面，项dyi表示有等效相位编码梯度gy(i)存在时的相位周期或循环移位。由于等效相位编码梯度gy(i)被等效反转梯度gyr(i)完全消除，所以(dyi-dy0)应当等于0。因此，如果(dyi-dy0)≠0，则它们之间的差值表示由等效相位编码梯度gy(i)引起的涡流或剩磁的干扰的量值。所以，可以根据(dyi-dy0)计算出相当于由等效相位编码梯度gy(i)引起的涡流或剩磁干扰量值的ΔGY(i)。
也就是说，当将读梯度gxw的量值表示为a_gxw，将回波中心由于等效相位编码梯度gy(i)引起的涡流或剩磁的干扰而产生的相移时间表示为ty0时，则可以得到下列关系式γ·ΔGY(i)·ty＝γ·a_gxw·ty0(其中γ为磁旋比)从而得到以下关系式ΔGY(i)＝a_gxw·ty0/ty在步骤S8，从下列关系式得出修正因子αi(相当于每单位相位编码量引起的涡流和剩磁干扰的量值)αi=γ·ΔGY(i)·ty/γ∫0tgy(gy(i,t))dt---(1)]]>其中γ表示磁旋比，ty表示从相位编码梯度到反转梯度的时间，tgy表示相位编码梯度的时间宽度，gy(i，t)表示相位编码梯度的波形函数。
在步骤S9，根据由扫描参数和修正因子ai得出的相位编码梯度的特征或基本分量gy(i)确定冠状面轴(warp axis)修正分量qiqi＝αi·gy(i)(其中qi≤1.0)图10为表示应用于MRI装置100的图象数据采集程序的流程图。
在步骤S10，根据由扫描参数和冠状面轴(warp axis)修正因子qi得出的相位编码梯度的特征或基本分量gy(i)确定一个新的反转梯度gyr(i)’gyr(i)’＝0.01·gy(i)+qi在步骤S11，按照应用于一个高速SE方法中的脉冲序列Bp采集图象数据，其中的高速SE方法采用了图11中所示的新反转梯度gyr(i)’。这时，调整相位检测器12检测到的相位或者调整反相脉冲P1、P2和P3的对应发射相位，以消除相位量差值(bi-b0)。
如果采用以上述方式采集的图象数据构成图象，就可以防止图象质量由于由冠状面轴(warp axis)方向上的相位编码梯度引起的涡流或剩磁的而降低。第二实施例为第一实施例的改进。用与第一实施例的时间积分值相等的方法得到冠状面轴(warp axis)修正分量qi。但是，图象数据是按照图12中所示的脉冲序列Cp，而不是按照图11中所示的脉冲序列Bp采集到的。
就是说，如图12所示，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个与前述基本分量gy(i)等效的反转梯度gyr(i)，再在冠状面轴(warpaxis)方向上施加一个与前述的冠状面轴(warp axis)修正分量qi等效的辅助反转梯度gqr(i)。
即使图象是由按上述方式采集的图象数据构成的，也能够防止图象质量由于相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰而降低。第三实施例为第一实施例的改进。用与第一实施例的时间积分值相等的方法得到冠状面轴(warp axis)修正分量qi。但是，新的相位编码梯度gy(i)’是采用由扫描参数和冠状面轴(warp axis)修正分量qi得出的相位编码梯度的基本分量gy(i)确定的。之后，按照应用于一个高速SE方法中的脉冲序列Dp采集图象数据，方该法采用了图13中所示的新相位编码梯度gy(i)’。
即使图象是由按上述方式采集的图象数据构成的，也能够防止图象质量由于受到由相位编码梯度引起的涡流或剩磁而降低。第四实施例为第一实施例的改进。用与第一实施例的时间积分值相等的方法得到冠状面轴(warp axis)修正分量qi。但是如图14所示，在冠状面轴(warp axis)方向上施加一个与前述基本分量gy(i)等效的相位编码梯度gy(i)，并按照应用于一个高速SE方法中的脉冲序列Ep采集图象数据，其中在冠状面轴(warp axis)方向上施加了一个与前述的冠状面轴(warp axis)修正分量qi等效的辅助相位编码梯度gq(i)。
即使图象是由按上述方式采集的图象数据构成的，也能够防止图象质量由于相位编码梯度引起的涡流或剩磁而降低。在第五实施例中，执行图15中所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序，以取代图7中所示的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序。
图15为表示用于第五实施例的冠状面轴(warp axis)修正分量确定程序的流程图。
在步骤V1，从图16所示的一个脉冲序列F1p中的一个第一回波中采集数据sBi(k)，在上述脉冲序列中采用的第i个相位编码梯度gy(i)B的幅值等于这样一个值，其大小使得能够忽略由一个相位编码数值引起的涡流和剩磁的干扰，该相位编码数值与一个由扫描参数确定的第i个相位编码梯度gy(i)的时间积分值相等。
在步骤V2，将数据sBi(k)进行矢状面轴(read axis)方向的一维富里叶变换，并将富里叶变换的结果定义为Sbi(x)。
在步骤V3，数值SBi(0)，该值为Sbi(x)在x＝0时的数值，被定义为理想相位信息Φi。理想相位信息Φi表示在没有由该相位编码梯度引起的涡流和剩磁干扰存在时的一个相位偏移分量(0-级相位分量)。
在步骤V4，从在图1 7所示的一个脉冲序列F1p’中的第一回波中采集数据SBi’(k)，该脉冲序列中采用了一个由扫描参数确定的第i个相位编码梯度gy(i)。
在步骤V5，将数据sBi’(k)进行矢状面轴(read axis)方向的一维富里叶变换，并将富里叶变换的结果定义为SBi’(x)。
在步骤V6，数值SBi’(0)，该值为SBi’(x)在x＝0时的数值，被定义为实在相位信息Φi’。实在相位信息Φi’表示在有由该相位编码梯度引起的涡流和剩磁干扰存在时的一个相位偏移分量(0-级相位分量)。
在步骤V7，根据永磁体型的MRI装置的磁性特性计算出冠状面轴(warp axis)修正分量qi，该修正分量是被加入用以将实在相位信息Φi’与理想相位信息Φi进行匹配的。
在步骤V8，按照与上述从步骤V1到V7相似的方法，根据在从第二回波到第M个回波中的回波得出的一个冠状面轴(warp axis)修正分量q(i+1)确定q(i+M-1)。
图18和图19分别表示当第二回波产生时的脉冲序列F2p和F2p’。
图20和图21分别表示当第三回波产生时的脉冲序列F3p和F3p’。
利用这样确定的冠状面轴(warp axis)修正分量qi采集图10到图14所示的图象数据。如果图象是由这些图象数据构成的，就可以防止图象品质由于相位编码梯度引起的涡流和剩磁而降低。第六实施例说明通过转换抑制梯度的极性来抑制由由相位编码梯度引起的涡流和剩磁的干扰的情况。
图22和图23分别表示应用于第六实施例的脉冲序列。
在图22所示的脉冲序列Gp中，首先施加一个激励RF脉冲和一个片选梯度ss。然后，施加一个第一反相脉冲P1和一个片选梯度ss，以及在冠状面轴(warp axis)方向施加一个相位编码梯度gy(i)。接着在向冠状面轴(warp axis)方向施加一个读梯度rr，而后施加一个相反极性的、时间积分值与该相位编码梯度gy(i)的时间积分值相等的反转梯度gyr(i)的同时，从第一回波SE1中接收一个NMR信号。然后，施加第二反相脉冲P2和一个片选梯度ss，并在冠状面轴(warp axis)方向施加一个相位编码梯度gy(i+1)。之后，又在冠状面轴(warp axis)方向施加另一个读梯度rr ，而后施加一个相反极性的、时间积分值与该相位编码梯度gy(i+1)的时间积分值相等的反转梯度gyr(i+1)的同时，从第二回波SE2中接收一个NMR信号。然后，施加第三反相脉冲P3和一个片选梯度ss，并在冠状面轴(warp axis)方向施加一个相位编码梯度gy(i+2)。之后，又在向冠施加另一个读梯度rr，而后施加一个相反极性的、时间积分值与该相位编码梯度gy(i+2)的时间积分值相等的反转梯度gyr(i+2)的同时，从第三回波SE3中接收一个NMR信号。如此，将从发射反相脉冲到接收NMR信号的过程重复M次(在本实施例中M＝3)。接着，施加一个抑制梯度Kil。但是，要使抑制梯度Kil的极性与前述的相位编码梯度gy(i)、gy(i+1)和gy(i+2)之和的极性相同(在这个脉冲序列中极性为正)。
然后，在图23所示的脉冲序列Gq中，以与图22所示相同的方式重复从发射一个激励脉冲R到施加反转梯度gyr(j+2)的过程。而后，施加一个抑制梯度Kil。但是，要使抑制梯度Kil的极性与前述的相位编码梯度gy(j)、gy(j+1)和gy(j+2)之和的极性相同(在这个脉冲序列中极性为负)。
因此，如果在从发射反相或倒相RF脉冲到接收NMR信号的过程重复M次之后施加的抑制梯度Kil的极性被转换为与这M次施加的相位编码梯度之和的极性相同，就可以用这个制梯度Kil消除由相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰。因此，可以防止图象质量由于相位编码梯度引起的涡流或剩磁而下降。图24为表示应用于MRI装置100中的0-级相位分量确定程序的流程图。
在步骤R1，如图25所示，根据脉冲序列H0采集与第二回波SE2相关的数据sy0(k)，在此脉冲序列中没有在冠状面轴(warp axis)方向施加相位编码梯度和反转梯度。
在步骤R2，将数据sy0(k)进行矢状面轴(read axis)方向的一维富里叶变换，并将富里叶变换的结果定义为SY0(x)。
在步骤R3，确定0-级相位值b0＝Arctan(SY0(0))。0级相位值b0表示没有剩磁存在时梯度场中心的相位值。
在步骤R4，如图26所示，根据脉冲序列Hj采集与第二回波SE2相关的数据syj(k)，在此脉冲序列中在冠状面轴(warp axis)方向施加了一个相位编码梯度gy(i)和一个反转梯度gyr(i)’。这里，该反转梯度gyr(i)’相当于用由扫描参数确定的相位编码梯度的一个基本分量gy(i)和一个冠状面轴(warp axis)修正分量qi得到的一个新反转梯度gyr(i)’。
在步骤R5，将数据syj(k)进行矢状面轴(read axis)方向的一维富里叶变换，并将富里叶变换的结果定义为SYj(x)。
在步骤R6，确定0-级相位值bj＝Arctan{SYj(0)}。0级相位值bj表示有剩磁存在时梯度场中心的相位值。
在步骤R7，确定0-级相位分量bi＝b0-bj。
如果在图10中所示的步骤S11中采用以上述方式得到的0-级相位分量，就可以抑制重影伪象。第八实施例的目的是防止图象质量因为受到在3D高速SE方法中施加的横断面轴(slice axis)方向相位编码梯度引起的涡流或剩磁的干扰而下降。
图27为表示应用于MRI装置100中的横断面轴(slice axis)修正分量确定程序的流程图。
在步骤L1，按照图28所示的脉冲序列I0采集数据sz0(k)。在脉冲序列I0中，施加一个激励脉冲R和一个片选梯度ss。然后施加一个反相或倒相脉冲P和一个片选梯度ss。之后，在施加一个读梯度gxw的同时，从回波SE中接收一个NMR信号，从而采集到数据sz0(k)。顺便指出，在冠状面轴(warp axis)方向和横断面轴(sliceaxis)方向没有施加相位编码梯度。
在步骤L2，将数据sz0(k)进行矢状面轴(read axis)方向的一维富里叶变换，并将富里叶变换的结果定义为SZ0(x)。
在步骤L3，确定数据SZ0(x)的相位项(Arctan(SZ0(x))的初始斜率或梯度dz0(用最小二乘法或类似的方法)。然后，确定梯度场中心的相位值b0＝Arctan(SZ0(0))。相位值b0相当于没有剩磁存在时梯度场中心的相位值。
上述的步骤L1到L3为确定主要由梯度磁场gxl和gxw引起的涡流的干扰或影响(回波信号SE的回波中心的相移或移动)的过程。
在步骤L4，按照图29所示的脉冲序列Ij采集数据szi(K)。在脉冲序列Ij中，施加一个激励脉冲R并在横断面轴(slice axis)方向施加一个片选梯度ss。然后，在矢状面轴(read axis)方向施加一个相当于横断面轴(slice axis)上的相位编码梯度gz(i)与反转梯度gzr(i)之间差值的一个差值梯度dd，其中各梯度用由扫描参数确定的编码数值i来标示。接着，在矢状面轴(read axis)方向施加一个与施加在横断面轴(slice axis)方向的相位编码梯度gz(i)等效的等效相位编码梯度gz(i)，并施加一个反相或倒相脉冲P和一个片选梯度ss。之后，在矢状面轴(read axis)方向施加一个与横断面轴(slice axis)方向上的该反转梯度gzr(i)等效的等效反转梯度gzr(i)。经过时间t后，在施加一个读梯度gxw的同时，从回波SE中接收一个NMR信号，以采集数据szi(k)。顺便指出，在冠状面轴(warp axis)方向没有施加相位编码梯度。这里步骤L4可以对所有的编码序数i重复(在这种情况下j＝i)。或者，步骤L4对一个经过适当选择的编码序数i重复，以缩短时间(在这种情况下j≠i)，与未选定编码序数对应的数据可以用插入法来得到。
在步骤L5，将数据szi(k)进行矢状面轴(read axis)方向的一维富里叶变换，并将富里叶变换的结果定义为SZi(x)。
在步骤L6，确定富里叶变换结果SZi(x)的相位项(Arctan(SZi(x))的初始梯度dzi(例如用最小二乘法或类似的方法)然后，确定梯度场中心的相位值bi＝Arctan(SZi(0))并确定相位值bi与b0之间的差值(bi-b0)。差值(bi-b0)相当于不依赖于受到由相位编码梯度gz(i)引起的干扰的位置而均匀加入的一个0-级相位分量。
上述的步骤L4到L6为确定主要由相位编码梯度gz(i)引起的剩磁干扰或影响的过程。
在步骤L7，由(dzi-dz0)计算由相位编码梯度gz(i)引起的涡流和剩磁的干扰或影响的量值ΔGZ(i)。
数值项dz0表示没有相位编码梯度gz(i)存在时的相位周期或循环相移。另一方面，数值项dzi表示有相位编码梯度gz(i)存在时的相位周期或循环相移。由于相位编码梯度gz(i)被反转梯度gzr(i)完全抵消，(dzi-dz0)应等于0。因此如果(dzi-dz0)≠0，那么这个差值的大小就表示由相位编码梯度gz(i)引起的涡流和剩磁的干扰的量值。所以，相当于由相位编码梯度gz(i)引起的涡流和剩磁的干扰的量值ΔGZ(i)可以由(dzi-dz0)计算出来。
也就是说，如果将读梯度gxw的幅度表示为a_gxw，回波中心由于受到相位编码梯度gz(i)引起的涡流和剩磁的干扰而产生的相移时间表示为tz0，则得到下列关系式γ·ΔGZ(i)·tz＝γ·a_gxw·tz0(其中γ为磁旋比)于是得到以下关系式ΔGZ(i)＝a_gxw·tz0/tz在步骤L8，根据下列关系式确定修正因子βi(相当于由每单位相位编码数值引起的涡流和剩磁干扰的量值)βi=γ·ΔGZ(i)·tz/γ∫0tgy{gz(i,t)}dt---(2)]]>其中γ表示磁旋比，tz表示从施加破碎梯度(crusher gradient)到施加读梯度的时间，tgz表示破碎梯度(crusher gradient)的脉宽(timewidth)，gz(i，t)表示破碎梯度(crusher gradient)的波形函数。
在步骤L9，利用由扫描参数确定的相位编码梯度的特征或基本分量gz(i)和修正因子βi确定横断面轴(slice axis)修正分量wiwi＝βi·gz(i)图30为图象数据采集程序的流程图。
在步骤L10，利用由扫描参数确定的相位编码梯度的基本分量gz(i)和横断面轴(slice axis)修正分量wi确定一个新的反转梯度gzr(i)’
gzr(i)’＝gz(i)+wi在步骤L11，按照应用于3D高速SE方法中的一个脉冲序列Jp采集图象数据，在该方法中使用了图31所示的横断面轴(slice axis)方向的新反转梯度gzr(i)’。这时，可取的是同时采用在第一实施例中采用的冠状面轴(warp axis)方向的前述新反转梯度gyr(i)’。之后，调节由相位检测器12检测到的相位，或者调节反相或倒相脉冲P1、P2和P3的相应发射相位，从而消除相位量差值(bi-b0)。
顺便指出，按照参照图7到图9所介绍的同样方法，可以采用横断面轴(slice axis)方向的辅助反转梯度和辅助相位编码梯度。
如果图象是由按上述方法采集的图象数据构成的，就能够防止图象品质因为受到由横断面轴(slice axis)方向的相位编码梯度引起的涡流和剩磁的干扰而降低。
根据本发明的MRI装置，可以防止图象品质由于相位编码梯度引起的涡流和剩磁的干扰而降低。使用永磁体的MRI装置在改进图象质量方面是特别有效的。
在不脱离本发明的构思和范围的前提下，可以提出本发明的许多完全不同的实施例。应当理解本发明并不局限于说明书所述的特定实施例，而是由权利要求书所限定的。
权利要求
1.一种MRI装置，其特征在于在RF脉冲发射装置发射一个激励RF脉冲和一个反相RF脉冲，梯度磁场施加装置在一个冠状面轴方向施加一个相位编码梯度，然后在一个矢状面轴方向施加一个矢状面梯度时，NMR信号接收装置接收一个NMR信号，在从发射反相RF脉冲到接收到NMR信号的过程重复M次之后，所说的梯度磁场施加装置施加一个抑制梯度，从发射激励RF脉冲到施加抑制梯度的过程被重复N次，从而在不同的时基上采集(M×N)次经过相位编码的NMR信号，所说的梯度磁场施加装置将该抑制梯度的极性转换为与每M次相位编码梯度之和的极性相同，此抑制梯度在从发射反相RF脉冲到接收到NMR信号的过程重复M次时施加。
2.一种MRI装置，其特征在于在RF脉冲发射装置发射一个激励RF脉冲和一个反相RF脉冲，然后梯度磁场施加装置在一个冠状面轴方向施加一个相位编码梯度，或在该冠状面轴方向和一个横断面轴方向施加该相位编码梯度，之后在一个矢状面轴方向施加一个矢状面梯度，NMR信号接收装置接收一个NMR信号，运行所说的MRI装置可以改变由所说的RF脉冲发射装置发射的反相RF脉冲的发射相位或者改变由所说的NMR信号接收装置检测到的相位，从而抑制在由相位编码梯度引起的剩磁干扰下产生的0-级相位分量。
3.如权利要求2所述的MRI装置，它还包括0-级相位分量获得装置，该装置在所说的RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲，所说的梯度磁场施加装置在矢状面轴方向施加一个时间积分值与该相位编码梯度的时间积分值相等的等效相位编码梯度，并在该矢状面轴方向施加一个时间积分值与该等效相位编码梯度的时间积分值相等的相反极性的等效反转梯度，而不在该冠状面轴方向和该横断面轴方向施加该相位编码梯度，然后所说的梯度磁场施加装置在该矢状面轴方向施加一个矢状面梯度时，利用所说的NMR信号接收装置接收一个NMR信号，从而根据所说接收到的NMR信号得出相位信息，并根据所得出的相位信息确定该0-级相位分量。
4.如权利要求2所述的MRI装置，它还包括0-级相位分量获得装置，该装置根据一个在冠状面轴方向施加该相位编码梯度和该反转梯度时得到的NMR信号和一个没有在冠状面轴方向施加该相位编码梯度和该反转梯度时得到的NMR信号得出0-级相位分量。
5.一种MRI装置，它包括RF脉冲发射装置；梯度磁场施加装置；和NMR信号接收装置；其中在所说的RF脉冲发射装置发射一个激励脉冲以后，所说的RF脉冲发射装置发射一个反相脉冲，所说的梯度磁场施加装置在一个横断面轴方向施加一个相位编码梯度，所说的NMR信号接收装置接收一个NMR信号，所说的梯度磁场施加装置在该横断面轴方向重复施加一个反转梯度，该反转梯度是将一个用于修正由该相位编码梯度引起的涡流或剩磁干扰的横断面轴修正分量加入一个时间积分值与该相位编码梯度的时间积分值相等的相反极性的基本分量而得到的，或者在一个横断面轴方向重复施加一个与基本分量等效的反转梯度和一个与该横断面轴修正分量等效的辅助反转梯度，所说的重复次数为在一个横断面轴方向的编码数。
6.如权利要求5所述的MRI装置，它还包括第一相位信息获得装置，该装置在所说的RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲，所说的梯度磁场施加装置在一个矢状面轴方向施加一个矢状面梯度，但是不在该横断面轴方向施加该相位编码梯度时，利用所说的NMR信号接收装置接收一个NMR信号，从而根据所说接收到的NMR信号得出第一相位信息；第二相位信息获得装置，该装置在所说的RF脉冲发射装置发射一个RF脉冲，所说的梯度磁场施加装置在该矢状面轴方向施加一个与该相位编码梯度和一个后续反转梯度的基本分量之间的差值等效的差值梯度，在该矢状面轴方向施加一个时间积分值与该相位编码梯度的时间积分值相等的等效相位编码梯度和一个时间积分值与该反转梯度的基本分量的时间积分值相等的等效反转梯度，而不在该横断面轴方向施加该相位编码梯度，然后在该在矢状面轴方向施加一个矢状面梯度时，利用所说的NMR信号接收装置接收一个NMR信号，从而根据所说接收到的NMR信号得出第二相位信息；横断面轴修正分量计算装置，该装置用于根据所说的第一相位信息和所说的第二相位信息确定横断面轴修正分量。
全文摘要
本发明涉及一种MRI装置，这种MRI装置能够防止图象质量因受到由一个相位编码梯度引起的涡流或剩磁干扰而降低。在发射一个RF脉冲P1，在一个冠状面轴方向施加一个相位编码梯度gy(i)和在一个矢状面轴方向施加一个读梯度rr时，接收一个NMR信号，然后，在冠状面轴方向施加一个反转梯度gyr(i)’。该反转梯度gyr(i)’定义为“(时间积分值与该相位编码梯度gy(i)的时间积分值相等的相反极性的基本分量)+(用于修正由相位编码梯度gy(i)引起的涡流或剩磁干扰的冠状面轴修正分量)”。
文档编号A61B5/055GK1570662SQ200310102840
公开日2005年1月26日 申请日期1996年3月28日 优先权日1995年3月28日
发明者T·后藤 申请人:通用电器横河医疗系统株式会社