本發(fā)明涉及磁共振(MR)成像和譜學(xué)領(lǐng)域。其涉及校正MR設(shè)備的檢查體積中的幾乎均勻的主磁場B0的磁場不均勻性的方法。本發(fā)明還涉及MR設(shè)備以及在MR設(shè)備上運行的計算機程序。

背景技術(shù)：
現(xiàn)今廣泛地使用利用磁場與核自旋之間的相互作用以便形成二維或者三維圖像的成像MR方法，尤其在醫(yī)學(xué)診斷的領(lǐng)域，因為對于軟組織的成像而言，它們在許多方面中優(yōu)于其它成像方法，不要求電離輻射并且通常不是侵入性的。根據(jù)一般的MR方法，待檢查的患者的身體被布置在強均勻磁場B0中，該磁場B0的方向同時限定測量所基于的坐標系的軸(通常z軸)。取決于可以通過施加給定頻率(所謂的拉莫爾頻率或MR頻率)的交變電磁場(RF場)而激發(fā)的磁場強度，磁場B0針對個體核自旋產(chǎn)生不同的能級。從宏觀的角度，個體核自旋的分布產(chǎn)生可以通過應(yīng)用適當頻率的電磁脈沖(RF脈沖)而偏離平衡狀態(tài)的整體磁化，而磁場B0垂直于z軸延伸，使得磁化關(guān)于z軸進行進動。該進動描述了其孔徑角被稱為翻轉(zhuǎn)角的圓錐體的表面。翻轉(zhuǎn)角的幅值取決于所施加的電磁脈沖的強度和持續(xù)時間。就所謂的90°脈沖而言，自旋偏離z軸到橫向平面(翻轉(zhuǎn)角90°)。在RF脈沖的終止之后，磁化弛豫回到初始的平衡狀態(tài)，其中，z方向上的磁化以第一時間常量T1(自旋點陣或者縱向弛豫時間)再次建立，并且垂直于z方向的方向上的磁化以第二時間常量T2(自旋點陣或者橫向弛豫時間)弛豫?？梢越柚谑沟迷诖怪庇趜軸的方向上測量磁化的方式在MR設(shè)備的檢查體積內(nèi)布置和取向的接收RF線圈來探測磁化的變化。在應(yīng)用例如90°脈沖之后，橫向磁化的衰減伴隨有(由局部磁場不均勻性所誘發(fā)的)核自旋從具有相同相位的有序的狀態(tài)到其中所有相位角不均勻地分布(失相)的狀態(tài)的轉(zhuǎn)變。該失相可以借助于再聚焦脈沖(例如180°脈沖)來補償。這產(chǎn)生了接收線圈中的回波信號(自旋回波)。為了實現(xiàn)身體中的空間分辨，沿著三個主軸延伸的線性磁場梯度被疊加在均勻磁場B0上，這導(dǎo)致自旋共振頻率的線性空間依賴性。接收線圈中拾取的信號然后包含可以與身體中的不同位置相關(guān)聯(lián)的不同頻率的分量。經(jīng)由接收線圈獲取的信號數(shù)據(jù)對應(yīng)于空間頻率域并且被叫做k空間數(shù)據(jù)。k空間數(shù)據(jù)通常包括利用不同相位編碼所獲得的多個線。每個線通過采集若干樣本來數(shù)字化。一組k空間數(shù)據(jù)借助于傅里葉變換被轉(zhuǎn)換為MR圖像。在MR成像中，主磁場B0的不均勻性是一個重要因素?；谥鞔朋w結(jié)合靜態(tài)勻場措施(例如，在檢查體積中或附近的合適的位置處應(yīng)用的鐵磁性材料)的適當設(shè)計所使用的MR設(shè)備的檢查體積中達到必要的磁場均勻性。此外，通過將適當?shù)碾娏魇┘拥絼驁鼍€圈，在MR成像會話期間激發(fā)進一步改進主磁場的勻場的一組(在適用情況下，一階、二階和三階)勻場線圈。在今天臨床應(yīng)用中的MR設(shè)備中，典型地存在包括一組五個勻場線圈的高階勻場系統(tǒng)。這樣的勻場系統(tǒng)包括用于將適當?shù)碾娏鲬?yīng)用到個體勻場線圈的一組來個放大器以及到MR設(shè)備的后端控制電子器件的接口。這樣的系統(tǒng)的缺點是它們的復(fù)雜性和昂貴性。從前述應(yīng)容易地認識到，存在對于經(jīng)改進的MR技術(shù)的需要。因此，本發(fā)明的目標是提供一種使能主磁場B0高階場不均勻性的有效校正。日本專利申請JP11-089816提及采用梯度線圈系統(tǒng)的獨立部分線圈來執(zhí)行磁共振儀器的主磁場的高階勻場。

技術(shù)實現(xiàn)要素：
根據(jù)本發(fā)明，公開了一種校正MR設(shè)備的檢查體積中的幾乎均勻的主磁場B0的磁場不均勻性的方法。本發(fā)明提出以如下的方式來控制通過多個梯度線圈中的至少一個的兩個或兩個以上的線圈段的電流：使得主磁場B0的高階場不均勻性由被疊加到主磁場B0上的至少一個梯度線圈的磁場來補償。本發(fā)明的主旨是使用用于生成高階空間磁場分布的MR設(shè)備的梯度線圈系統(tǒng)使主磁場B0勻場。根據(jù)本發(fā)明，可以省略MR設(shè)備的勻場系統(tǒng)的典型地五個信道中的多達三個，因為主磁場B0的相對應(yīng)的高階場不均勻性無論如何可以由存在于MR設(shè)備中的三個梯度線圈(x梯度、y梯度和z梯度)來補償。因此，可以顯著地降低MR設(shè)備的勻場系統(tǒng)的成本。本發(fā)明洞悉，當使用(本身已知的)分段梯度線圈時，可以借助于梯度線圈來生成高階磁場分布。經(jīng)過MR設(shè)備的相應(yīng)的梯度線圈的不同線圈段的電流需要獨立于彼此進行控制以便達到指定的B0均勻性。一般地，當針對主磁場B0的高階勻場應(yīng)用本發(fā)明的方法時，流過梯度線圈中的一個的一個線圈段的電流將與流過相同梯度線圈的另一線圈段的電流不同。在優(yōu)選實施例中，本發(fā)明的方法包括以下步驟：-使患者的身體的一部分經(jīng)受包括RF脈沖和切換的磁場梯度的成像序列；-采集成像信號數(shù)據(jù)；-從成像信號數(shù)據(jù)重建MR圖像，其中，對經(jīng)過梯度線圈的線圈段的電流進行控制，使得主磁場B0的高階場不均勻性在成像序列期間和/或成像信號數(shù)據(jù)的采集期間被校正。在磁共振的激發(fā)期間以及在MR圖像最后從其重建的MR成像信號數(shù)據(jù)的采集期間，可以應(yīng)用本發(fā)明的勻場方法。由于應(yīng)用到梯度線圈的不同段的電流可以單獨地來控制(例如取決于生成對主磁場的特定干擾的被檢查身體的形狀)，因而本發(fā)明的方法使能動態(tài)勻場。實踐表明，由單獨地遵從患者身體形狀所生成的主導(dǎo)的場干擾可以通過由根據(jù)本發(fā)明的梯度線圈生成的高階磁場分布來補償。在實際圖像采集之前借助于校準掃描來測量主磁場分布是可能的。根據(jù)本發(fā)明，然后可以根據(jù)所獲得的校準信號數(shù)據(jù)來控制應(yīng)用到梯度線圈的個體線圈段的電流以便在圖像采集期間達到最佳主磁場均勻性。用于測量檢查體積內(nèi)的B0分布的技術(shù)在本領(lǐng)域中本身是已知的。這樣的已知技術(shù)可以被用于確定應(yīng)用到梯度線圈段的電流以用于根據(jù)本發(fā)明的B0勻場。迄今所描述的本發(fā)明的方法可以借助于MR設(shè)備來執(zhí)行，所述MR設(shè)備包括：至少一個主磁體線圈，其用于生成檢查體積中的幾乎均勻穩(wěn)定的磁場B0；若干梯度線圈，其用于在檢查體積內(nèi)在不同空間取向上的生成切換的磁場梯度，每個梯度線圈包括兩個或兩個以上的線圈段；至少一個RF線圈，其用于生成檢查體積內(nèi)的RF脈沖和/或用于接收來自定位在檢查體積中的患者身體的MR信號；以及控制單元，其用于控制RF脈沖和切換的磁場梯度的時間相繼。根據(jù)本發(fā)明，流過每個梯度線圈的線圈段的電流能夠獨立于彼此被控制?？梢岳糜善淇刂芃R設(shè)備的計算機程序，使得它執(zhí)行上文所解釋的本發(fā)明的方法。該計算機程序可以要么存在于數(shù)據(jù)載體上要么存在于數(shù)據(jù)網(wǎng)絡(luò)中以便下載用于MR設(shè)備的控制單元中的安裝。附圖說明所公開附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。然而，應(yīng)該理解，附圖僅出于說明的目的而設(shè)計并且不作為對本發(fā)明的范圍的限定。在附圖中：圖1示出了用于執(zhí)行本發(fā)明的方法的MR設(shè)備；圖2示意性地示出了包括根據(jù)本發(fā)明的第一實施例的線圈段的梯度線圈布置；圖3示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的第二實施例的屏蔽的梯度線圈布置。具體實施方式參考圖1，示出了MR設(shè)備1。該設(shè)備包括超導(dǎo)或者常導(dǎo)主磁體線圈2，使得沿著穿過檢查體積的z軸創(chuàng)建了幾乎均勻的、時間上恒定的主磁場B0。該設(shè)備還包括一組(一階，在適用情況下，二階和三階)勻場線圈2’，其中，流過組2’的個體勻場線圈的電流出于最小化檢查體積內(nèi)的B0偏離的目的而是能夠控制的。磁共振生成和操縱系統(tǒng)應(yīng)用一系列RF脈沖和切換的磁場梯度以反轉(zhuǎn)或者激發(fā)核磁自旋、誘發(fā)磁共振、再聚焦磁共振、操縱磁共振、空間地或者以其他方式編碼磁共振、飽和自旋等來執(zhí)行MR成像。具體而言，梯度脈沖放大器3沿著檢查體積的x、y和z軸將電流脈沖應(yīng)用到全身梯度線圈4、5和6的選定的一個或多個。數(shù)字RF頻率發(fā)射器7經(jīng)由發(fā)送-/接收開關(guān)8將RF脈沖或者脈沖包發(fā)送到身體RF線圈9以將RF脈沖發(fā)射到檢查體積中。典型的RF成像序列包括彼此一起采取的短持續(xù)時間的RF脈沖片段以及實現(xiàn)任何所應(yīng)用的磁場梯度達到核磁共振的選定的操縱的包。該RF脈沖被用于飽和、激發(fā)共振、反轉(zhuǎn)磁化、再聚焦共振或者操縱共振并且選擇定位在檢查體積中的身體10的一部分。MR信號還由身體RF線圈9來取得。為借助于平行成像來生成身體10的有限區(qū)域的MR圖像，一組局部陣列RF線圈11、12、13鄰近針對成像所選擇的區(qū)域來放置。該陣列線圈11、12、13可以被用于接收由身體線圈RF傳輸所誘發(fā)的MR信號。所得的MR信號由身體RF線圈9和/或陣列RF線圈11、12、13來拾取并且由優(yōu)選地包括前置放大器(未示出)的接收器14來解調(diào)。該接收器14經(jīng)由發(fā)送-/接收開關(guān)8連接到RF線圈9、11、12和13。主機計算機15控制勻場線圈2’以及梯度脈沖放大器3和發(fā)射器7來生成任何多個MR成像序列，諸如平面回波成像(EPI)、回波體積成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等。對于選定的序列，接收器14接收跟隨每個RF激發(fā)脈沖的快速相繼的單個或多個MR數(shù)據(jù)線。數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16執(zhí)行所接收信號的模數(shù)轉(zhuǎn)換并且將每個MR數(shù)據(jù)線轉(zhuǎn)換為適合于進一步處理的數(shù)字格式。在現(xiàn)代MR設(shè)備中，數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16是在原始圖像數(shù)據(jù)的采集中專用的分開的計算機。最后，數(shù)字原始圖像數(shù)據(jù)由應(yīng)用傅里葉變換或者如SENSE或SMASH這樣的其它適當?shù)闹亟ㄋ惴ǖ闹亟ㄌ幚砥?7來重建為圖像表示。MR圖像可以表示穿過患者的平面薄片、平行平面薄片的陣列、三維體積等等。該圖像然后被存儲在圖像存儲器中，其中，該圖像存儲器可以被訪問以用于將薄片、投影或者圖像表示的其它部分轉(zhuǎn)換為適當?shù)母袷接糜诳梢暬?如經(jīng)由提供所得的MR圖像的人類可讀顯示的視頻監(jiān)視器18)。本發(fā)明的第一實際實施例參考圖2描述如下。圖2更詳細地示出了MR設(shè)備1的梯度脈沖放大器3和梯度線圈4(的一部分)。梯度線圈4被分段，這意味著存在兩個線圈段X1和X2以用于生成X方向上的磁場梯度。相對應(yīng)的梯度線圈半Y1、Y2、Z1和Z2分別存在于梯度線圈5和6中。借助于放大器(電流源)20和21應(yīng)用通過線圈段X1和X2的電流。每個放大器20、21連接到一個線圈半X1、X2。如圖2所示的梯度線圈4的設(shè)計在當今臨床應(yīng)用中的許多MR設(shè)備中實現(xiàn)。然而，在已知的MR設(shè)備中，驅(qū)動分段X1和X2的放大器20、21基于每梯度軸X、Y、Z的單個波形發(fā)生器同時地來驅(qū)動。在圖2中，相反，每個放大器20、21分別由單獨的波形發(fā)生器22、23來驅(qū)動。假如僅需要生成靜態(tài)高階場分布，那么第二波形發(fā)生器23可以被簡化為能控制的DC電流偏置。這使能控制根據(jù)本發(fā)明的獨立于彼此流過梯度線圈4的線圈段X1和X2的電流?？梢越柚谌鐖D2中所示的梯度線圈4來生成高階空間磁場分布。梯度線圈4的磁場被疊加到MR設(shè)備1的檢查體積內(nèi)的主磁場B0上。通過經(jīng)由波形發(fā)生器22、23流過線圈段X1和X2的電流的適當控制，達到了主磁場B0的高階勻場。當電流流過線圈段X1和X2使得生成磁場梯度時，例如在成像序列期間，將生成線性磁場梯度加上某個量的高階場分量(主要3階)。通過反轉(zhuǎn)線圈段X1、X2之一中的電流，將由梯度線圈生成B0場(即，在沒有線性梯度場的情況下)加上高階場分布(主要2階)。如上文所解釋，可以用靶向的方式使用由梯度線圈所生成的該高階空間場分布以用于補償主磁場B0的相對應(yīng)的高階場不均勻性。也可以對其它兩個梯度線圈5和6應(yīng)用以上所描述的技術(shù)。通過使用以適當方式被分段的梯度線圈4、5、6(其中，線圈段一般將關(guān)于檢查體積的對稱平面而不對稱地來布置)，MR設(shè)備1的梯度系統(tǒng)可以產(chǎn)生檢查體積內(nèi)的磁場分布的z2、x2和y2項。這對應(yīng)于常規(guī)勻場系統(tǒng)的勒讓德(Legendre)系數(shù)C20、C21和S21。圖3中示出了本發(fā)明的備選的可行實施例。在圖3中，線圈半X1和X2分別被劃分為內(nèi)部線圈段31、32和外部線圈段33和34。外部線圈段33、34被用于屏蔽由內(nèi)部線圈段31、32所生成的磁場。外部線圈段33、34以串聯(lián)方式電路連接，線圈段32和34也一樣。外部線圈段33、34與控制流過外部線圈段33、34的電流的單獨的電流源35、36連接。電流源35、36的電流被疊加到由放大器37所生成的電流上。電流源35、36的適當控制導(dǎo)致由可以根據(jù)本發(fā)明使用的梯度線圈4所生成的高階場圖樣以用于主磁場B0的勻場。在圖3中所示的實施例中，放大器35、36可以被用于將DC電流驅(qū)動為通過獨立于由放大器37所生成的交流電的外部線圈段33、34的恒定偏置(在梯度切換期間)。在圖3的實施例中，僅要求單個波形發(fā)生器38。如圖3所示，根據(jù)本發(fā)明，通?？赡軐⒕€圈段X1、X2、31、32、33、34中的一個或多個與電流源(所驅(qū)動的DC)連接，所述電流源獨立于流過梯度線圈4的另一線圈段的電流而控制流過相應(yīng)的線圈段的電流。由相應(yīng)的電流源所生成的電流可以單獨地來控制(例如出于動態(tài)勻場的目的)。