专利名称：具有非线性磁场梯度的磁共振方法
技术领域：
本发明涉及一种对布置在稳定磁场中的物体进行成像的磁共振(MR)方法，由此根据所述方法执行下列步骤-施加恒定磁场和暂时的依赖于磁性位置的场方向图；-在物体的一部分中进行自旋励磁；-通过一个或多个接收器天线获取磁共振信号；和-在施加依赖于位置的场方向图期间获取MR信号。
本发明还涉及一种用于执行这种方法的MR装置。
背景技术：
当前的MR系统在可用成像区域的尺寸方面通常是非常有限的，所述可用成像区域取决于主恒定磁场的同质体积。在该体积中，主磁场必须遵守恒定性的苛刻目标，并且三个暂时磁梯度场必须遵守关于线性度的苛刻目标。增加主磁场的体积使得系统造价非常昂贵，其中所述场基本上是恒定的并且标准梯度基本上是线性的。
发明内容
因此本发明的目的是获得一种MR成像系统，其很少依赖于主磁场的同质性和梯度场的线性度的同质性。
本发明的这个目的是通过如权利要求1中所定义的方法实现的。本发明还涉及一种如权利要求6中所定义的装置和如权利要求9中所定义的计算机程序产品。
本发明的主要优点在于该方法允许使用任何依赖于位置的场方向图，其基本上是非线性的，使得对于具有不完美线圈的MR系统也可应用类似SENSE的二次取样方法。
本发明的这些和其它优点披露在从属权利要求和下面的说明中，其中参照
了本发明的典型实施例。其中图1概略的表示使用了本发明的磁共振成像系统；图2表示用两个场方向图获得的一维目标；图3表示通过两个场方向图引起的场的x分量；
图4表示目标空间在G空间中的轨迹；图5表示由于欠取样目标轨迹在G空间中的重叠；图6表示四个导体系统的依赖于位置的场方向图；图7表示目标在G空间中的轨迹；图8表示单个测量点的与图7相同的轨迹；和图9表示若干个测量点的与图7相同的轨迹。
具体实施例方式
图1概略的表示使用本发明的磁共振成像系统。所述磁共振成像系统包括一组主线圈10，由此产生稳定的、均匀的磁场B0。以例如这样一种方式来构成所述主线圈即它们围合成一个通道形的检查空间。将要接受检查的病人被滑送该通道形的检查空间中。所述磁共振成像系统还包括多个场方向图线圈11、12，于是在各个方向尤其是以依赖于暂时位置的场方向图的形式产生呈现空间变化的磁场，以便被叠加在均匀的磁场上。所述场方向图线圈11、12与一个可控电源21相连接。场方向图线圈11、12通过借助电源单元21施加一个电流激励。场方向图的强度、方向和持续时间通过控制电源单元来进行控制。所述磁共振成像系统还包括发射和接收线圈13、15，分别用于产生RF激励脉冲和拾取磁共振信号。发射线圈13优选的被构成为主体线圈，由此能够包围将要接受检查的目标(的一部分)。通常以这样一种方式将主体线圈布置在磁共振成像系统中即通过主体线圈13来包围被布置在磁共振成像系统中的将要接受检查的病人30。主体线圈13用作发射RF激励脉冲和RF再聚焦脉冲的发射天线。优选的，主体线圈13包括发射的RF脉冲的空间均匀强度分布。优选的，接收线圈15是布置在被检病人30的躯体上或附近的表面线圈15。这种表面线圈15对于接收的也是空间不均匀的磁共振信号具有高度敏感性。这意味着各个表面线圈15主要对起源于单独方向，即来自被检病人的躯体空间中的单独部分的磁共振信号敏感。线圈灵敏度分布代表表面线圈组的空间灵敏度。接收线圈，特别是表面线圈被连接至解调器24，并且借助解调器24对接收的磁共振信号(MS)进行解调。解调的磁共振信号(DMS)被施加给一个再建单元25。该再建单元在线圈灵敏度分布和获知的表面线圈组的暂时场方向图的场的基础上从该解调的磁共振信号(DMS)重建所述磁共振图像。所述线圈灵敏度分布被例如以电子的方式存储在一个存储单元中，所述存储单元被包括在再建单元中。再建单元从解调的磁共振信号(DMS)导出一个或多个图像信号，所述图像信号表示一个或多个可能连续的磁共振图像。实际上再建单元25优选的被构成为一个被编程的数字图像处理单元25以便从解调的磁共振信号并在线圈灵敏度分布和获知的暂时场方向图的场的基础上再建磁共振图像。来自再建单元的图像信号被施加给监视器26，使得该监视器能够显示磁共振图像(组)的图像信息。还能够将图像信号存储在缓冲单元27中同时等待进一步的处理，例如以硬拷贝的形式进行打印。
为了形成被检病人的磁共振图像或一系列的连续磁共振图像，病人的躯体被暴露在存在于检查空间中的磁场中。稳定的、均匀的磁场，即主磁场将被检病人的躯体中的较小多余数量的自旋定向为主磁场的方向。这就在所述躯体中产生了(较小的)净宏观磁化。这些自旋是例如类似氢核(质子)的核自旋，但也可涉及电子自旋。施加依赖位置的场方向图可局部影响磁化。随后，发射线圈将RF激励脉冲施加给被检病人的将要成像部位所处的检查空间。RF激励脉冲在感兴趣的区域激励自旋，即净磁化，然后绕主磁场的方向执行进动(precessional motion)。在该操作期间，那些在主磁场的RF激励脉冲的频带内具有拉莫尔进动频率的自旋被激励。然而，也很有可能在比薄片大得多的身体部位中激励自旋；例如，可在基本上沿身体中的三个方向上延伸的三维部位中激励自旋。在RF激励之后，自旋慢慢的返回至其初始状态，并且宏观磁化返回至其平衡(热)状态。减少自旋然后就发射磁共振信号。
与上面通常所述的传统MR成像系统截然相反，根据本发明的MR成像系统包含N个子系统，其能有目的的和充分的感应依赖于位置的场方向图。措辞“场方向图”的含义是传统提到的通常为线性和均匀的“梯度”或“主磁场”更为总括性的术语。本发明中所使用的场方向图基本上是非线性的。所述方法的另外的重要特征是场方向图的数量N总是大于3。另外，至少N-1个场方向图的场强是独立可控的，即通过施加给特定子系统的电流来控制所产生的方向图的强度，其在这里被称作是“可切换的”。
结果，这些场方向图被称作G0(x，y，z)，G1(x，y，z)，G2(x，y，z)，……，GN-1(x，y，z)，或者为了简化起见将其称作G0，G1，G2，……，GN-1。所有这些场方向图都是可切换的，除了主场方向图G0，其与传统MR系统中的主场B0相当。传统的MR系统可被看作是这样一个系统，其中G1(x，y，z)＝GX(x，y，z)＝x＝，……，G3(x，y，z)＝Gz(x，y，z)＝z，并且不存在其它有目的的依赖于位置的场。
在这种系统上获取数据是通过使用上面结合图1所述的任何已知MR方法执行的，于是如在“通常的”MR获取系统中对于GX，GY，和GZ切换G1，G2，G3，G4，……。作为一个主要差别，这是一个较高维数的实验，例如使用四个编码维数从三维人体获取信息。因为必须要对更多的数据进行取样，所以为了补偿这种总的扫描时间的增加，本发明方法的进一步重要的特征在于按照类似公知的SENSE技术(参见例如，K.Prussmann等人在1998年发表的Proc.ISMRM的摘要，第579、799、803和2087页)对获取的数据进行粗的欠取样。
再建是通过下列基本原理形成的1.实空间中的坐标(x，y，z)到G空间中的映射知识。为了更好的理解这一概念，假设每个子系统都是由单位电流(例如1A)驱动的，并且如果适用，稳态子系统G0是通过其标准电流驱动的。那么实空间中的每个点将经受一个由系统G0引起的给定场分量，一些由系统G1引起的其它场分量，等等。因此可将任何特定的点(x，y，z)映射到G空间中的点(g0，g1，g2，……，gN-1)，如图4所示。所述映射原则上是从系统设计获知的。
2.所获得的原始MR数据可被看作是类似(kx，ky，kz)的(k0，k1，k2，……，kN-1)空间中的N维数据组。可通过傅立叶变换将那样的数据转换至G空间(比较“图像空间”)。
3.由于重叠，一些(x，y，z)位置对将映射成相同的(g0，g1，g2，……，gN-1)坐标。这些不确定性可通过线圈灵敏度分布的知识(所述技术可从SENSE获知)或通过连续性约束或通过已知的稀少目标(例如对器皿进行成像时)来解决。
为了更好的理解本发明方法，现在考虑MR成像系统被设计只在一个维数上对目标进行成像的简化情况。所述成像系统在图2中示出，其中G0是圆形线圈系统，而G1是靠近一维目标31，即病人(的一部分)的直引线。进一步假设出现有与目标31的主方向对齐的强恒定场。在图3中，关于x轴描绘场方向图G0和G1的场强B。如果给定这些场方向图，则就能绘出一维目标在两维G空间中的轨迹32，如图4所示。
原则上关于该系统，可应用通常的2维MR试验，于是G0中的电流将被驱动为读出场方向图，G1中的电流将被驱动为相位编码场方向图。在傅立叶变换之后，将获得2维图像，其中只有一小部分将是非零形态的，即目标31的轨迹。然而，这种简单的方法将具有扫描时间显著增加的极大缺陷。在上面的例子中，需要2562个测量点来解决病人的约256个点。为了克服该缺点，可以应用G空间的粗的二次取样。该结果仍然可以被重建，因为G空间大的区域实际上是空的。在图5中，示出了由于欠取样使目标31在G空间中的轨迹32a，32b，……，32f发生重叠。可从G空间唯一的提取目标31的大部分，但在一些点上可能有重叠。如圆圈33处所示，这可能是固有的，或者如在全黑点34处所示的，这可能是由欠取样引起的。内在不确定性可由系统设计引起(例如，由于电流导线约束，目标中的两点在所有环境下都确切的具有相同的磁场，等等)。然而，不确定性更可能是由欠取样引起。可通过若干种方式来解决这两种不确定性。第一种方式是如果使用线圈阵列已经获得了目标，则可运用如上述的SENSE方法中的关于线圈灵敏度方向图的知识。第二种方案是使用连续性约束，例如通过假设目标不可能在特定的交叉位置处显示出清楚的局部细节。尤其是如果这种系统被用于血管造影术的目的，则可使用这样的知识，即感兴趣的目标的大部分无论何时都将只包含非常小的信号。
可借助下面如图6所示的模型更好的理解这个更加理论化的方法。如果“从脚到头”的方向(z方向)上的或多或少的线性场方向图将被使用，类似例如开放的磁体系统，如WO-A-00/33100的图4所示和所述，则场方向图系统必须存储大量的只能由非常昂贵的电子放大器布置的能量，这暗示着在距MR系统的中心1米处具有非常强的场变化。因此病人和操作者将出现紧张不安的情形。应该清楚这种具有高能量存储的巨大场将使线性场方向图在z方向图上的实际应用几乎不可能。z方向上的线性场的一个可选择方案可通过由平行的导体系统，例如由四个系统A，B，C和D构成的系统获得，其中每个系统具有与WO-A-00/33100的图2中所示的系统的主磁体场类似的设计，于是“切换的”磁场在z方向上基本上是较短的。四个导体系统A，B，C，和D是相同的，但是在沿z轴上的不同位置是等距离布置的。可单独的控制导体系统A，B，C和D中的每一个。图6中示出了每个导体系统的场方向图，于是Bgs是由导体系统以电流单位(unit)“切换”的额外场。因为导体系统的场方向图是高斯函数，并且因此在z方向上不是线性的，所以它一定不是如从通常的MR系统获知的“梯度变化曲线”。然而，可按照传统的方式类似“梯度”的使用导体系统，因为它们具有在z方向上连续变化的并且能够被切断和接通的方向图。现在能够在z方向上执行两个不同的MR序列，而在x和y方向上使用了通常的梯度。第一个序列应用了组合G1＝(A+B-C-D)，而第二个序列应用了组合G2＝(-A+B+C-D)。对于每个序列来说，将以通常的方式，即根据3维快速傅立叶变换(FFT)再建由接收器天线接收的数据。对于病人的每个(x，y)坐标，将获得根据图7的G1-G2空间中的曲线图，其与平行于z轴的直线相称。关于轴G1和G2，应该意识到它代表由电流单位激励的线圈或导体系统A，B，C和D的组合的磁场。所以，第一MR序列正在测量沿这个轴的等距离点(对于沿z轴的那个点的所有x和y坐标)。图7中的曲线是病人身体内所有可能的组合的轨迹。例如，病人最左侧处的点(图6中的圆圈35)对于G2经受一个负磁场，而对于G1经受一个正磁场，所述最左侧的点几乎只能由导体系统A激励。所述测量序列的结果实际上表示病人曲线在所述轴上的投影。因此，如从图8可以看出，点36(X)在G1轴上的测量结果是病人内的在两个不同位置37(全黑点)处的图像的和。所述两个点可通过类似SENSE方法的RF线圈的灵敏度的知识从测量点36导出。因为曲线上测量点的数量本质上与未知变元的数量相同，所以应该用所有其它测量变元执行计算。在图7所示的例子中，测量点37(全黑点)的数量是七个，并且未知变元36(X)的数量也是七个-参见图9。
通过上述的系统，可设计出具有不完美线圈的MR系统，所述线圈具有高度非线性场方向图-与传统的说法“梯度”相当-以便获得大视场的廉价系统。这种系统的重要前提是应该已知依赖于位置的场方向图和线圈灵敏度方向图，即RF线圈系统的适当特征。
权利要求
1.一种用于形成目标图像的磁共振成像方法，其中-施加恒定磁场(G0)和具有依赖于位置的场方向图(G1，G2，G3，...)的暂时磁场，-通过至少一个接收器天线获取磁共振信号，-在所述目标的一部分中激励自旋，-在施加依赖于位置的场方向图(G1，G2，...)期间获取MR信号，-从取样的磁共振信号导出磁共振图像，由此依赖于位置的场方向图(G1，G2，......)基本上是非线性的，总场方向图的数量N大于3，并且可单独控制至少N-1个场方向图的场强。
2.根据权利要求1所述的方法，其中以二次取样的方式获取磁共振信号，并从二次取样的磁共振信号导出磁共振图像。
3.根据权利要求2所述的方法，其中借助接收天线阵列对磁共振信号进行二次取样，并且在接收天线阵列的空间灵敏度分布的基础上从二次取样的磁共振信号导出磁共振图像。
4.根据权利要求2所述的方法，其特征在于通过将被成像的目标的连续性约束来识别折叠假象。
5.根据权利要求2所述的方法，其特征在于通过将被成象的目标的稀少知识来识别和丢弃折叠假象。
6.一种用于从多个信号获得MR图像的磁共振成像装置，包括-施加恒定磁场和暂时的、基本上非线性的具有一依赖于位置的场方向图的磁场的装置(10，12)，-至少一个接收天线(13，15)，用于在施加依赖于位置的场方向图(G1，G2，......)期间获取磁共振信号，-用于在所述目标的一部分中激励自旋的装置(13)，-用于从取样的磁共振信号导出磁共振图像的装置(25)，其中所述磁场装置被布置为获得基本上非线性的磁场，由此总场方向图的数量N大于3，并且可单独控制至少N-1个场方向图的场强。
7.根据权利要求6所述的装置，其中提供有以二次取样的方式获取磁共振信号的装置，和从二次取样的磁共振信号导出磁共振图像的装置。
8.根据权利要求7所述的方法，其中提供有接收天线阵列和用于确定接收天线的灵敏度分布的装置。
9.一种存储在计算机可用介质上的用于借助磁共振方法形成图像的计算机程序产品，包括用于使计算机控制执行下列步骤的计算机可读程序装置-施加恒定磁场和具有一依赖于位置的场方向图的暂时磁场，由此所述磁场基本上是非线性的，并且总场方向图的数量N大于3，-通过至少一个接收器天线获取磁共振信号，-在所述目标的一部分中激励自旋，-在施加依赖于位置的场方向图(G1，G2，......)期间获取MR信号，-从取样的磁共振信号导出磁共振图像，单独控制至少N-1个场方向图的场强。
10.根据权利要求9所述的计算机程序产品，额外的以二次取样的方式获取磁共振信号并从二次取样的磁共振信号获取磁共振图像。
全文摘要
本发明提出了一种用于形成目标图像的磁共振成像方法，其中一恒定磁场和具有依赖于位置的场方向图的暂时磁场被施加，通过至少一个接收器天线获取磁共振信号，在所述目标的一部分中激励自旋，在施加依赖于位置的场方向图(G
文档编号G01R33/561GK1739038SQ200380109020
公开日2006年2月22日 申请日期2003年12月15日 优先权日2003年1月21日
发明者M·富德雷 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司