专利名称：梯度磁场测量方法和mri装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种梯度磁场测量方法和MRI(磁共振成像)装置，更具体地说，涉及一种能够精确地测量实际施加的梯度磁场的梯度磁场测量方法和MRI装置。
附
图1所示为解释在题为“Novel k-space Trajectory MeasurementTechnique”(Zhang等人的，在Magnetic Resonance in Medicine,39:999-1004(1998)上)的文章中所公开的梯度磁场测量方法中应用的梯度磁场测量脉冲序列的附图。
梯度磁场测量脉冲序列J施加激励RF脉冲R和片层选择脉冲Gs，施加复相脉冲Gr，并在施加具有螺旋梯度波形的编码脉冲Ge的同时从FID信号中采集数据S(1)-S(T)。
接着，从所采集到的数据S(1)-S(T)中得到具有角度相位差Δφ的数据D(1)-D(T-1)。具体地说进行如下的计算D(t)=S(t)·S(t+1)*这里S(t+1)*表示S(t+1)的共轭复数。
然后，从具有角度相位差Δφ的数据D(1)-D(T-1)中得出梯度磁场差ΔG(1)-ΔG(T-1)。具体地说进行如下的计算ΔG(t)=arctan{D(t)}2π·γ·z·Δt]]>这里arctan{}表示反正切函数，γ是旋磁比，z是在梯度轴上的片层位置，Δt是在数据S(t)和S(t+1)之间的时间差。
接着累计梯度磁场差ΔG(1)-ΔG(T-1)得到梯度磁场G(1)-G(T-1)。具体地说进行如下的计算G(τ)=Σt=1τΔG(t)]]>应用梯度磁场测量结果来校正编码脉冲Ge。此外，它还可以用于分析涡流或剩磁。
理想地，关于附图1所示的编码脉冲Ge的梯度磁场测量的结果如附图2所示。
然而，在实际中并不能得到这种如附图2所示的无干扰的结果。尤其是在附图2中虚线所示的后部将产生随机性。这是因为更大的编码脉冲将增加在试样内的梯度磁场强度的差值，导致了所看到的由在试样内产生的相移引起的FID信号的降低。附图3所示为FID信号的时间变化。基本上FID信号以指数规律随时间降低，但是由于在试样内产生的相移的影响导致出现了许多更为小的极小部分。
本发明的一个目的是提供一种能够精确地测量实际所施加的梯度磁场的梯度磁场测量方法和MRI装置。
依据本发明的第一方面，提供一种梯度磁场测量方法，包括如下步骤施加激励RF脉冲，施加预编码脉冲Pk，在施加具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge的同时从FID信号中采集数据S(k,1)-S(k,T)，以不同幅值的预编码脉冲Pk重复这些步骤K次；从所采集的数据S(1,1)-S(1,T),S(2,1)-S(2,T),…,S(K,1)-S(K,T)中得到具有角度相位编码差Δφ的数据D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1)；将具有编码脉冲Ge的相应幅值的数据相加得到相加的数据d(1)-d(T-1)；从相加的数据d(1)-d(T-1)中得到梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)；累计梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)得到梯度磁场G(1)-G(T-1)。
依据第一方面的梯度磁场测量方法，因为预编码脉冲Pk在所采集的数据S(1,t),…,S(K,t)中是变化的，因此相位幅值不相同。然而，如果将所采集的数据转换为具有角度相位编码差Δφ的数据D(1,t),…,D(K,t),则该数据具有相应的编码脉冲Ge的幅值。在另一方面，由于预编码脉冲Pk是变化的，因此在试样内的相移幅值也是变化的，并且在数据S(1,t),…,S(K,t)中由于相移引起的FID信号降低的部分不相同。这就是说虽然在某些数据的某些部分中所观察到的FID信号很小，但是在其他数据中的相应部分中它并不小。然后将这些数据相加得到d(1)-d(T-1)。由于梯度磁场G(1)-G(T-1)是基于这些相加的数据d(1)-d(T-1)得出的，所以能够精确地测量梯度磁场。
依据本发明的第二方面，提供一种MRI装置，包括RF脉冲发射装置、梯度脉冲施加装置、NMR信号接收装置和数据处理装置，其中RF脉冲发射装置施加激励RF脉冲，梯度脉冲施加装置在具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge之后施加预编码脉冲Pk，NMR信号接收装置在施加编码脉冲Ge的同时接收FID信号以采集数据S(k,1)-S(k,T),并从应用不同幅值的预编码脉冲Pk重复上述步骤K次所采集的数据S(1,1)-S(1,T),S(2,1)-S(2,T),…,S(K,1)-S(K,T)中接收信号，数据处理装置得出具有角度相位编码差Δφ的数据D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1),并将具有编码脉冲Ge的相应幅值的数据相加得到相加的数据d(1)-d(T-1)，从相加的数据d(1)-d(T-1)中得出梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)，并累计梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)得出梯度磁场G(1)-G(T-1)。
第二方面的MRI装置适合于执行如第一方面所述的梯度磁场测量方法。
在本发明的第三方面中，提供一种如第一方面所述的梯度磁场测量方法，包括如下步骤在具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge的周期中分散地确定时间点Jk(k=1,…,K)；以及确定预编码脉冲Pk的幅值以从它的开始时间点到时间点Jk中消除编码脉冲Ge的整数值。
检测所观察到的由于在试样内的相移引起的FID信号降低的时间点，发现时间点并不集中在一个位置上而是分散在许多位置上。
第三方面的梯度磁场测量方法确定了分布在编码脉冲Ge的周期中的许多时间点Jk(k=1,…,K),确定预编码脉冲Pk的幅值以消除在每个时间点Jk上的相移。因此，在预编码脉冲Pk中的由于在试样内的相移引起的FID信号降低处的时间点被分化出来，因此能够从相加的数据中精确地测量梯度磁场。
在本发明的第四方面中，提供一种如相关的第三方面所述的梯度磁场测量方法，包括如下步骤施加激励RF脉冲，但不施加预编码脉冲Pk；在施加具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge的同时从FID信号中采集数据S(1)-S(T)；从所采集的数据S(1)-S(T)中得出FID信号强度的时间变化；以及确定FID信号强度最小的时间点作为时间点Jk(k=1,…,K)。
第四方面的梯度磁场测量方法查找这样的时间点在每个时间点上出现了所看到的由于在试样内产生的相移引起的FID信号降低的部分。确定预编码脉冲Pk的幅值以消除在这些点上的相移。因此，由于在没有施加预编码脉冲Pk时的相移引起的FID信号降低的部分处的FID信号增加了，所以能够精确地测量梯度磁场。
因此，本发明的梯度磁场测量方法和MRI装置能够提供对由于在试样内产生的相移引起的FID信号的降低进行补偿的数据，即，将总体上具有较好的SNR数据总和起来，因此能够精确地测量梯度磁场。
通过下文对如在附图中所示的优选实施例的描述，本发明的进一步目的和优点将会清楚。
附图1为解释常规的梯度磁场测量脉冲序列的附图。
附图2示例性地示出了常规的梯度磁场测量的结果。
附图3所示为出现了FID信号被减小的部分的附图。
附图4所示为依据本发明的第一实施例的MRI装置的方块图。
附图5所示为依据第一实施例的梯度磁场测量方法的流程图。
附图6所示为依据第一实施例的梯度磁场测量脉冲序列A。
附图7所示为随着预编码脉冲Pk的不同FID信号降低部分的变化图。
附图8示例性地说明依据第一实施例的梯度磁场测量结果。
附图9所示为依据第二实施例的梯度磁场测量脉冲序列B。
参考在附图中所示的实施例下文更详细地描述本发明。
-第一实施例-附图4所示为依据本发明的第一实施例的MRI装置的方块图。
在MRI装置100中，磁体组件1具有空心部分(孔)以插入目标对象，在空心部分的周围，设置有给目标施加恒定强度为H0的静止磁场的永磁体1p、施加梯度脉冲的梯度磁场线圈1g、施加RF脉冲以激励在目标体内的原子核自旋的发射线圈1t和检测来自目标的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分别连接到梯度磁场驱动电路3、RF功率放大器4和前置放大器5上。
应该指出的是，可以应用超导磁体或普通导电磁体替代永磁体。
序列存储器电路8基于所存储的脉冲序列按照来自计算机7的指令操作梯度磁场驱动电路3，以通过在磁体组件1中的梯度磁场线圈1g施加梯度脉冲。序列存储器电路8还操作门调制电路9以将RF振荡电路10的载波输出信号调制成具有一定的时序和包络线形的脉冲输送信号。将脉冲输送的信号作为RF脉冲施加给RF功率放大器4，在RF功率放大器4中进行功率放大，并施加给在磁体组件1中的发射线圈1t以有选择性地激励所需的片层区。
前置放大器5放大在磁体组件1中的接收线圈1r所检测到的来自目标的NMR信号，并将该信号输入到相位检测器12。相位检测器12参照RF振荡电路10的载波输出信号检测来自前置放大器5的NMR信号的相位，并将相位检测信号输送到A/D转换器11。A/D转换器11将该相位检测模拟信号转换为数字信号，并将其输入到计算机7。
计算机7从A/D转换器11读取数据，并执行图像重建操作以得到所需片层区的图像。将该图像显示在显示器装置6上。计算机7还负责整体的控制，比如接收从操作控制台13输入的信息。
附图5所示为依据本发明的梯度磁场测量方法的流程图。
在步骤F1中，将预编码重复系数初始化为“1”。
在步骤F2中，应用如附图6所示的梯度磁场测量脉冲序列A采集数据S(k,1)-S(k,T)。
如附图6所示的梯度磁场测量脉冲序列A施加激励RF脉冲R和片层选择脉冲Gs，施加预编码脉冲Pk并在施加具有螺旋梯度波形的编码脉冲Ge的同时从FID信号中采集数据S(k,1)-S(k,T)。
预编码脉冲Pk是其面积相对于k微分的编码脉冲(参见在附图9中的Pk)和复相脉冲(即，在附图1中的Gr)的和。
在编码脉冲Ge和用于编码的脉冲的整数值接近于“0”的部分上，在试样内的相移减小了，因而能够避免减小FID信号。然后，比较有利的是在编码脉冲Ge的周期内分散地确定时间点Jk(k=1,…,K),并确定预编码脉冲Pk的幅值以从它的开始点到时间点Jk上消除编码脉冲Ge的整数值Ak。具体地说，设计每个k的编码脉冲的面积以使至少在编码脉冲Ge中任何部分的至少一个时间点上的整数值接近于“0”。
可替换的是，也可以施加激励RF脉冲但不施加预编码脉冲Pk，在施加具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge的同时从FID信号中采集数据S(1)-S(T)，从所采集的数据S(1)-S(T)中获得FID信号强度的时间变化，并确定FID信号强度为最小的时间点为时间点Jk(k=1,…,K)。
在步骤F3和F4中，重复步骤F2(k=2-K)次。由此获得数据S(1,1)-S(1,T),…,S(K,1)-S(K,T)。
在步骤F5中，从所采集的数据S(1,1)-S(1,T),…,S(K,1)-S(K,T)中获得以相位编码差Δφ作为角度的数据D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1)。具体地说,进行如下的计算D(k,t)=S(k,t)·S(k,t+1)*,这里S(k,t+1)*表示S(k,t+1)的共轭复数。
在步骤F6中，将具有编码脉冲Ge的相应幅值的数据相加得到相加的数据d(1)-d(T-1)。具体地说进行如下的计算d(t)=Σk=1KD(k,t)]]>在步骤F7中，从相加的数据d(1)-d(T-1)中获得梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)。具体地说进行如下的计算ΔG(τ)=arctan{d(t)}2π·γ·z·Δt]]>这里arctan{}表示反正切函数，γ是旋磁比，z是在梯度轴上的片层位置，Δt是在数据S(k,t)和S(k,t+1)之间的时间差。
在步骤F8中，对梯度磁场差ΔG(1)-ΔG(T-1)进行累计求和得到梯度磁场G(1)-G(T-1)。具体地说进行如下的计算G(τ)=Σt-1τΔG(t)]]>依据如上所述的在MRI装置100中的梯度磁场测量方法，由于预编码脉冲Pk可变化，因此在试样内的相移幅值也可变化，并且在数据S(1,t),…,S(K,t)中由于相移引起的FID信号被降低的部分不相同。这就是说，如附图7所示，虽然当k=k1时在某些部分中FID信号很小，但是当k=k2时在相应部分中它并不小。因此当将这些数据相加时，可以得到在任何部分中FID信号都没有被降低的数据。因此能够得到如附图8所示的精确的梯度磁场测量结果。
-第二实施例-附图9中所示的梯度磁场测量脉冲序列B可以用于测量较小的试样(例如，直径为10cm的球体)。
在附图9中所示的梯度磁场测量脉冲序列B中，由于试样较小，并不需要选择片层，所以不施加片层选择脉冲(在附图6中的Ge)。此外，由于不要求复相脉冲(在附图1中的Gr)，预编码脉冲Pk仅由编码脉冲组成。
在不脱离本发明的精神范围的前提下可以构造本发明的许多不同的实施例。应该理解的是本发明应该不仅限于在说明书中所描述的特定的实施例，而仅以所附加的权利要求为限。
权利要求
1．一种梯度磁场测量方法，包括如下步骤当T是从一个FID信号中进行数据采集的次数并且K是等于或大于2的自然数时，施加激励RF脉冲，施加预编码脉冲Pk，在施加具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge的同时从FID信号中采集数据S(k,1)-S(k,T)，以不同的幅值的所说的预编码脉冲Pk重复这些步骤K次；从所说的所采集的数据S(1,1)-S(1,T),S(2,1)-S(2,T),…,S(K,1)-S(K,T)中获得具有以相位编码差Δφ作为角度的数据D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1)；将具有所说的编码脉冲Ge的相应幅值的数据相加得到加法数据d(1)-d(T-1)；从所说的加法数据d(1)-d(T-1)中得到梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)；累计所说的梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)得到梯度磁场G(1)-G(T-1)。
2．如权利要求1所述的梯度磁场测量方法,包括如下步骤在具有要测量的梯度波形的所说的编码脉冲Ge的周期中分散地确定时间点Jk(k=1,…,K)；以及确定所说的预编码脉冲Pk的幅值以便从它的开始时间点到时间点Jk中消除所说的编码脉冲Ge的整数值。
3．如权利要求2所述的梯度磁场测量方法，包括如下步骤施加激励RF脉冲，但不施加预编码脉冲Pk；在施加具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge的同时从FID信号中采集数据S(1)-S(T)；从所说的所采集的数据S(1)-S(T)中得出FID信号强度的时间变化；以及确定FID信号强度最小的时间点作为所说的时间点Jk(k=1,…,K)。
4．如权利要求1所述的梯度磁场测量方法，其中当施加所说的激励RF脉冲的时候也施加片层选择脉冲。
5．如权利要求1所述的梯度磁场测量方法，其中并入用于梯度磁场测量的试样。
6．一种MRI装置，包括RF脉冲发射装置、梯度脉冲施加装置、NMR信号接收装置和数据处理装置，其中当T是从一个FID信号中进行数据采集的次数并且K是等于或大于2的自然数时，所说的RF脉冲发射装置施加激励RF脉冲，所说的梯度脉冲施加装置在具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge之前施加预编码脉冲Pk，所说的NMR信号接收装置在施加编码脉冲Ge的同时接收FID信号以采集数据S(k,1)-S(k,T)，并接收以不同幅值的所说的预编码脉冲Pk重复上述操作K次所采集的数据S(1,1)-S(1,T),S(2,1)-S(2,T),…,S(K,1)-S(K,T),所说的数据处理装置获得以相位编码差Δφ作为角度的数据D(1,1)-D(1,T-1),D(2,1)-D(2,T-1),…,D(K,1)-D(K,T-1)，并将具有所说的编码脉冲Ge的相应幅值的数据相加得到相加的数据d(1)-d(T-1)，从所说的加法数据d(1)-d(T-1)中获得梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)，并累计所说的梯度磁场差值ΔG(1)-ΔG(T-1)得到梯度磁场G(1)-G(T-1)。
7．如权利要求6所述的MRI装置，其中在具有要测量的波形的所说的编码脉冲Ge的周期内分散地确定时间点Jk(k=1,…,K),并确定所说的预编码脉冲Pk幅值以从它的开始点到时间点Jk上消除所说的编码脉冲Ge的整数值Ak。
8．如权利要求7所述的MRI装置，其中施加RF脉冲但不施加预编码脉冲Pk，在施加具有要测量的梯度波形的编码脉冲Ge的同时从FID信号中采集数据S(1)-S(T)，从所说的所采集的数据S(1)-S(T)中获得FID信号强度的时间变化，并确定FID信号强度最小的时间点作为所说的时间点Jk(k=1,…,K)。
9．如权利要求6所述的MRI装置，其中在施加所说的激励RF脉冲时也施加片层选择脉冲。
10．如权利要求6所述的MRI装置，进一步包括用于梯度磁场测量的试样。
全文摘要
为了精确地测量梯度磁场,施加预编码脉冲P
文档编号G01R33/54GK1289053SQ0012875
公开日2001年3月28日 申请日期2000年9月15日 优先权日1999年9月17日
发明者宫本昭荣, 押尾晃一 申请人:通用电器横河医疗系统株式会社