用于校正MR成像中的主磁场B0的磁场不均匀性的MR设备的制作方法与工艺

本发明涉及磁共振(MR)成像和谱学领域。其涉及校正MR设备的检查体积中的几乎均匀的主磁场B0的磁场不均匀性的方法。本发明还涉及MR设备以及在MR设备上运行的计算机程序。

背景技术：
现今广泛地使用利用磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维或者三维图像的成像MR方法，尤其在医学诊断的领域，因为对于软组织的成像而言，它们在许多方面中优于其它成像方法，不要求电离辐射并且通常不是侵入性的。根据一般的MR方法，待检查的患者的身体被布置在强均匀磁场B0中，该磁场B0的方向同时限定测量所基于的坐标系的轴(通常z轴)。取决于可以通过施加给定频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的交变电磁场(RF场)而激发的磁场强度，磁场B0针对个体核自旋产生不同的能级。从宏观的角度，个体核自旋的分布产生可以通过应用适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)而偏离平衡状态的整体磁化，而磁场B0垂直于z轴延伸，使得磁化关于z轴进行进动。该进动描述了其孔径角被称为翻转角的圆锥体的表面。翻转角的幅值取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。就所谓的90°脉冲而言，自旋偏离z轴到横向平面(翻转角90°)。在RF脉冲的终止之后，磁化弛豫回到初始的平衡状态，其中，z方向上的磁化以第一时间常量T1(自旋点阵或者纵向弛豫时间)再次建立，并且垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常量T2(自旋点阵或者横向弛豫时间)弛豫。可以借助于使得在垂直于z轴的方向上测量磁化的方式在MR设备的检查体积内布置和取向的接收RF线圈来探测磁化的变化。在应用例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有(由局部磁场不均匀性所诱发的)核自旋从具有相同相位的有序的状态到其中所有相位角不均匀地分布(失相)的状态的转变。该失相可以借助于再聚焦脉冲(例如180°脉冲)来补偿。这产生了接收线圈中的回波信号(自旋回波)。为了实现身体中的空间分辨，沿着三个主轴延伸的线性磁场梯度被叠加在均匀磁场B0上，这导致自旋共振频率的线性空间依赖性。接收线圈中拾取的信号然后包含可以与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由接收线圈获取的信号数据对应于空间频率域并且被叫做k空间数据。k空间数据通常包括利用不同相位编码所获得的多个线。每个线通过采集若干样本来数字化。一组k空间数据借助于傅里叶变换被转换为MR图像。在MR成像中，主磁场B0的不均匀性是一个重要因素。基于主磁体结合静态匀场措施(例如，在检查体积中或附近的合适的位置处应用的铁磁性材料)的适当设计所使用的MR设备的检查体积中达到必要的磁场均匀性。此外，通过将适当的电流施加到匀场线圈，在MR成像会话期间激发进一步改进主磁场的匀场的一组(在适用情况下，一阶、二阶和三阶)匀场线圈。在今天临床应用中的MR设备中，典型地存在包括一组五个匀场线圈的高阶匀场系统。这样的匀场系统包括用于将适当的电流应用到个体匀场线圈的一组来个放大器以及到MR设备的后端控制电子器件的接口。这样的系统的缺点是它们的复杂性和昂贵性。从前述应容易地认识到，存在对于经改进的MR技术的需要。因此，本发明的目标是提供一种使能主磁场B0高阶场不均匀性的有效校正。日本专利申请JP11-089816提及采用梯度线圈系统的独立部分线圈来执行磁共振仪器的主磁场的高阶匀场。

技术实现要素：
根据本发明，公开了一种校正MR设备的检查体积中的几乎均匀的主磁场B0的磁场不均匀性的方法。本发明提出以如下的方式来控制通过多个梯度线圈中的至少一个的两个或两个以上的线圈段的电流：使得主磁场B0的高阶场不均匀性由被叠加到主磁场B0上的至少一个梯度线圈的磁场来补偿。本发明的主旨是使用用于生成高阶空间磁场分布的MR设备的梯度线圈系统使主磁场B0匀场。根据本发明，可以省略MR设备的匀场系统的典型地五个信道中的多达三个，因为主磁场B0的相对应的高阶场不均匀性无论如何可以由存在于MR设备中的三个梯度线圈(x梯度、y梯度和z梯度)来补偿。因此，可以显著地降低MR设备的匀场系统的成本。本发明洞悉，当使用(本身已知的)分段梯度线圈时，可以借助于梯度线圈来生成高阶磁场分布。经过MR设备的相应的梯度线圈的不同线圈段的电流需要独立于彼此进行控制以便达到指定的B0均匀性。一般地，当针对主磁场B0的高阶匀场应用本发明的方法时，流过梯度线圈中的一个的一个线圈段的电流将与流过相同梯度线圈的另一线圈段的电流不同。在优选实施例中，本发明的方法包括以下步骤：-使患者的身体的一部分经受包括RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列；-采集成像信号数据；-从成像信号数据重建MR图像，其中，对经过梯度线圈的线圈段的电流进行控制，使得主磁场B0的高阶场不均匀性在成像序列期间和/或成像信号数据的采集期间被校正。在磁共振的激发期间以及在MR图像最后从其重建的MR成像信号数据的采集期间，可以应用本发明的匀场方法。由于应用到梯度线圈的不同段的电流可以单独地来控制(例如取决于生成对主磁场的特定干扰的被检查身体的形状)，因而本发明的方法使能动态匀场。实践表明，由单独地遵从患者身体形状所生成的主导的场干扰可以通过由根据本发明的梯度线圈生成的高阶磁场分布来补偿。在实际图像采集之前借助于校准扫描来测量主磁场分布是可能的。根据本发明，然后可以根据所获得的校准信号数据来控制应用到梯度线圈的个体线圈段的电流以便在图像采集期间达到最佳主磁场均匀性。用于测量检查体积内的B0分布的技术在本领域中本身是已知的。这样的已知技术可以被用于确定应用到梯度线圈段的电流以用于根据本发明的B0匀场。迄今所描述的本发明的方法可以借助于MR设备来执行，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于生成检查体积中的几乎均匀稳定的磁场B0；若干梯度线圈，其用于在检查体积内在不同空间取向上的生成切换的磁场梯度，每个梯度线圈包括两个或两个以上的线圈段；至少一个RF线圈，其用于生成检查体积内的RF脉冲和/或用于接收来自定位在检查体积中的患者身体的MR信号；以及控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间相继。根据本发明，流过每个梯度线圈的线圈段的电流能够独立于彼此被控制。可以利用由其控制MR设备的计算机程序，使得它执行上文所解释的本发明的方法。该计算机程序可以要么存在于数据载体上要么存在于数据网络中以便下载用于MR设备的控制单元中的安装。附图说明所公开附图公开了本发明的优选实施例。然而，应该理解，附图仅出于说明的目的而设计并且不作为对本发明的范围的限定。在附图中：图1示出了用于执行本发明的方法的MR设备；图2示意性地示出了包括根据本发明的第一实施例的线圈段的梯度线圈布置；图3示意性地示出了根据本发明的第二实施例的屏蔽的梯度线圈布置。具体实施方式参考图1，示出了MR设备1。该设备包括超导或者常导主磁体线圈2，使得沿着穿过检查体积的z轴创建了几乎均匀的、时间上恒定的主磁场B0。该设备还包括一组(一阶，在适用情况下，二阶和三阶)匀场线圈2’，其中，流过组2’的个体匀场线圈的电流出于最小化检查体积内的B0偏离的目的而是能够控制的。磁共振生成和操纵系统应用一系列RF脉冲和切换的磁场梯度以反转或者激发核磁自旋、诱发磁共振、再聚焦磁共振、操纵磁共振、空间地或者以其他方式编码磁共振、饱和自旋等来执行MR成像。具体而言，梯度脉冲放大器3沿着检查体积的x、y和z轴将电流脉冲应用到全身梯度线圈4、5和6的选定的一个或多个。数字RF频率发射器7经由发送-/接收开关8将RF脉冲或者脉冲包发送到身体RF线圈9以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的RF成像序列包括彼此一起采取的短持续时间的RF脉冲片段以及实现任何所应用的磁场梯度达到核磁共振的选定的操纵的包。该RF脉冲被用于饱和、激发共振、反转磁化、再聚焦共振或者操纵共振并且选择定位在检查体积中的身体10的一部分。MR信号还由身体RF线圈9来取得。为借助于平行成像来生成身体10的有限区域的MR图像，一组局部阵列RF线圈11、12、13邻近针对成像所选择的区域来放置。该阵列线圈11、12、13可以被用于接收由身体线圈RF传输所诱发的MR信号。所得的MR信号由身体RF线圈9和/或阵列RF线圈11、12、13来拾取并且由优选地包括前置放大器(未示出)的接收器14来解调。该接收器14经由发送-/接收开关8连接到RF线圈9、11、12和13。主机计算机15控制匀场线圈2’以及梯度脉冲放大器3和发射器7来生成任何多个MR成像序列，诸如平面回波成像(EPI)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等。对于选定的序列，接收器14接收跟随每个RF激发脉冲的快速相继的单个或多个MR数据线。数据采集系统16执行所接收信号的模数转换并且将每个MR数据线转换为适合于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集系统16是在原始图像数据的采集中专用的分开的计算机。最后，数字原始图像数据由应用傅里叶变换或者如SENSE或SMASH这样的其它适当的重建算法的重建处理器17来重建为图像表示。MR图像可以表示穿过患者的平面薄片、平行平面薄片的阵列、三维体积等等。该图像然后被存储在图像存储器中，其中，该图像存储器可以被访问以用于将薄片、投影或者图像表示的其它部分转换为适当的格式用于可视化(如经由提供所得的MR图像的人类可读显示的视频监视器18)。本发明的第一实际实施例参考图2描述如下。图2更详细地示出了MR设备1的梯度脉冲放大器3和梯度线圈4(的一部分)。梯度线圈4被分段，这意味着存在两个线圈段X1和X2以用于生成X方向上的磁场梯度。相对应的梯度线圈半Y1、Y2、Z1和Z2分别存在于梯度线圈5和6中。借助于放大器(电流源)20和21应用通过线圈段X1和X2的电流。每个放大器20、21连接到一个线圈半X1、X2。如图2所示的梯度线圈4的设计在当今临床应用中的许多MR设备中实现。然而，在已知的MR设备中，驱动分段X1和X2的放大器20、21基于每梯度轴X、Y、Z的单个波形发生器同时地来驱动。在图2中，相反，每个放大器20、21分别由单独的波形发生器22、23来驱动。假如仅需要生成静态高阶场分布，那么第二波形发生器23可以被简化为能控制的DC电流偏置。这使能控制根据本发明的独立于彼此流过梯度线圈4的线圈段X1和X2的电流。可以借助于如图2中所示的梯度线圈4来生成高阶空间磁场分布。梯度线圈4的磁场被叠加到MR设备1的检查体积内的主磁场B0上。通过经由波形发生器22、23流过线圈段X1和X2的电流的适当控制，达到了主磁场B0的高阶匀场。当电流流过线圈段X1和X2使得生成磁场梯度时，例如在成像序列期间，将生成线性磁场梯度加上某个量的高阶场分量(主要3阶)。通过反转线圈段X1、X2之一中的电流，将由梯度线圈生成B0场(即，在没有线性梯度场的情况下)加上高阶场分布(主要2阶)。如上文所解释，可以用靶向的方式使用由梯度线圈所生成的该高阶空间场分布以用于补偿主磁场B0的相对应的高阶场不均匀性。也可以对其它两个梯度线圈5和6应用以上所描述的技术。通过使用以适当方式被分段的梯度线圈4、5、6(其中，线圈段一般将关于检查体积的对称平面而不对称地来布置)，MR设备1的梯度系统可以产生检查体积内的磁场分布的z2、x2和y2项。这对应于常规匀场系统的勒让德(Legendre)系数C20、C21和S21。图3中示出了本发明的备选的可行实施例。在图3中，线圈半X1和X2分别被划分为内部线圈段31、32和外部线圈段33和34。外部线圈段33、34被用于屏蔽由内部线圈段31、32所生成的磁场。外部线圈段33、34以串联方式电路连接，线圈段32和34也一样。外部线圈段33、34与控制流过外部线圈段33、34的电流的单独的电流源35、36连接。电流源35、36的电流被叠加到由放大器37所生成的电流上。电流源35、36的适当控制导致由可以根据本发明使用的梯度线圈4所生成的高阶场图样以用于主磁场B0的匀场。在图3中所示的实施例中，放大器35、36可以被用于将DC电流驱动为通过独立于由放大器37所生成的交流电的外部线圈段33、34的恒定偏置(在梯度切换期间)。在图3的实施例中，仅要求单个波形发生器38。如图3所示，根据本发明，通常可能将线圈段X1、X2、31、32、33、34中的一个或多个与电流源(所驱动的DC)连接，所述电流源独立于流过梯度线圈4的另一线圈段的电流而控制流过相应的线圈段的电流。由相应的电流源所生成的电流可以单独地来控制(例如出于动态匀场的目的)。