專(zhuān)利名稱(chēng)：用于抵消mri系統(tǒng)中剩余磁化的一種方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明領(lǐng)域?yàn)楹舜殴舱癯上蠓椒ê拖到y(tǒng)。更具體地說(shuō)，本發(fā)明涉及對(duì)于由MRI系統(tǒng)中磁場(chǎng)梯度產(chǎn)生的剩余磁化的抵消。
當(dāng)一種物質(zhì)如人體組織受到均勻磁場(chǎng)(靜磁場(chǎng)Bo)的作用時(shí)，所說(shuō)組織中的各個(gè)自旋磁矩傾向于按照極化場(chǎng)方向排列，但是以它們的特征拉摩爾頻率圍繞所說(shuō)極化場(chǎng)隨機(jī)地進(jìn)動(dòng)。如果所說(shuō)物質(zhì)，或組織，受到處于x-y平面內(nèi)和具有接近拉摩爾頻率的一個(gè)磁場(chǎng)(激勵(lì)磁場(chǎng)B1)的作用，則沿同一方向排列的凈磁矩，Mz，可能會(huì)旋轉(zhuǎn)和“翻轉(zhuǎn)”到所說(shuō)x-y平面內(nèi)以產(chǎn)生一個(gè)凈橫向磁矩Mt。所說(shuō)受激自旋發(fā)射一個(gè)信號(hào)，在所說(shuō)激發(fā)信號(hào)B1結(jié)束之后，可以接收和處理這個(gè)信號(hào)以構(gòu)成一個(gè)圖象。
將磁共振應(yīng)用于成象和其它許多局部光譜學(xué)技術(shù)依賴(lài)于使用線(xiàn)性磁場(chǎng)梯度有選擇地激發(fā)特定區(qū)域和將空間信息編碼在NMR信號(hào)中。在NMR試驗(yàn)過(guò)程中，使用了具有特別選擇的時(shí)間變化的磁場(chǎng)梯度波形。所以，可以預(yù)料與理想磁場(chǎng)梯度波形的任何偏差都會(huì)引起圖像畸變、強(qiáng)度損失、虛影、和其它影象失真。例如，如果在所說(shuō)180°RF脈沖之前和之后所說(shuō)片選磁場(chǎng)梯度不均衡，就會(huì)使核自旋產(chǎn)生不完善的再定相和伴隨出現(xiàn)信號(hào)的損失。這影響到隨后多回波(Carr-Purcell-Mieboom-Gill)序列中的自旋回波的合成。此外，如果所說(shuō)梯度場(chǎng)當(dāng)它應(yīng)當(dāng)為零時(shí)卻不為零(由于梯度脈沖結(jié)束后剩余磁化的作用)，則不曾預(yù)料到的相位離散可能導(dǎo)致化學(xué)位移成象序列中光譜畸變以及無(wú)法正確地確定多回波序列中的自旋-自旋馳豫時(shí)間(T2)。因此本領(lǐng)域的技術(shù)人員特別關(guān)注磁場(chǎng)梯度產(chǎn)生的精度。
如果所說(shuō)梯度場(chǎng)耦合到極化磁體內(nèi)的導(dǎo)電結(jié)構(gòu)諸如它的低溫保持器(如果所說(shuō)磁體是超導(dǎo)體結(jié)構(gòu))、或調(diào)整線(xiàn)圈系統(tǒng)、或用于將所說(shuō)梯度線(xiàn)圈與所說(shuō)RF線(xiàn)圈隔離開(kāi)的RF屏蔽板，則在磁場(chǎng)梯度產(chǎn)生中會(huì)出現(xiàn)一個(gè)畸變?cè)?。在這些周邊結(jié)構(gòu)中感生的電流被稱(chēng)為渦流。由于渦流的作用，可以觀察到，在向梯度線(xiàn)圈施加梯形電流脈沖過(guò)程中和之后，所說(shuō)磁場(chǎng)梯度通常會(huì)分別發(fā)生指數(shù)上升和下降的情況。
在發(fā)明名稱(chēng)為“A Method for Magnetic Field Gradient EddyCurrent Compendsation”的美國(guó)專(zhuān)利US-4698591中公開(kāi)了一種方法，該方法在梯度電源中使用了一個(gè)模擬前置增強(qiáng)濾波器，以調(diào)整施加到所說(shuō)梯度線(xiàn)圈中的電流，使得渦流感生的梯度場(chǎng)畸變減小。所說(shuō)濾波器包括多個(gè)指數(shù)衰變?cè)涂烧{(diào)電位計(jì)，它們必須在系統(tǒng)標(biāo)定過(guò)程中設(shè)定。在系統(tǒng)標(biāo)定之前使用一種測(cè)量技術(shù)，按照這種技術(shù)測(cè)量所說(shuō)不正確磁場(chǎng)的脈沖響應(yīng)，然后計(jì)算所說(shuō)前置增強(qiáng)濾波器的電位計(jì)設(shè)置值。在美國(guó)專(zhuān)利US-4950994；4698591和4591789中記載有這種技術(shù)。
在鐵芯永磁體或鐵芯增強(qiáng)超導(dǎo)體磁體中，存在另一種類(lèi)型的梯度感生的磁場(chǎng)擾動(dòng)。這種被稱(chēng)為磁滯現(xiàn)象的擾動(dòng)，還沒(méi)有被很好地研究，并且沒(méi)有開(kāi)發(fā)出通用的校正技術(shù)。為了理解磁滯現(xiàn)象，考慮圖2所示雙極性梯度波形的影響，并假定鐵的磁化處于圖3所示的初始狀態(tài)8。這種初始磁化狀態(tài)被定義為未磁化狀態(tài)，但是在這種情況下，在磁場(chǎng)開(kāi)始增大，但是尚沒(méi)有施加任何梯度之前，就可能處于這種狀態(tài)。在第一次電平上升期間，所說(shuō)梯度線(xiàn)圈中的電流，以及所說(shuō)鐵芯經(jīng)受的磁場(chǎng)H逐漸增大。結(jié)果，磁感應(yīng)強(qiáng)度B隨著H增大，如圖3中曲線(xiàn)11所示。但是當(dāng)所說(shuō)梯度在12處下降到零時(shí)，所說(shuō)磁感應(yīng)強(qiáng)度B不恢復(fù)到零。相反，它與磁場(chǎng)的相關(guān)性由另一條曲線(xiàn)14表征。這種現(xiàn)象被稱(chēng)為磁滯現(xiàn)象，剩余的磁感應(yīng)強(qiáng)度(ΔB)被稱(chēng)為剩磁，或剩余磁化強(qiáng)度。如果所說(shuō)梯度繼續(xù)下降在16處變?yōu)樨?fù)值，則所說(shuō)磁感應(yīng)強(qiáng)度B按照曲線(xiàn)18變化。在其后的梯度變化20中，H相對(duì)于B的曲線(xiàn)22以負(fù)值剩磁(-ΔB)結(jié)束。其后的梯度脈沖激勵(lì)被稱(chēng)為磁滯回路的一個(gè)回路中的磁化。
上述分析表明當(dāng)使用一個(gè)與時(shí)間相關(guān)的磁場(chǎng)梯度脈沖進(jìn)行成象時(shí)，可能在鐵磁材料中產(chǎn)生一個(gè)擾動(dòng)磁場(chǎng)ΔB。如果不消除這種磁滯效應(yīng)，就會(huì)產(chǎn)生許多圖像失真。例如，由相位編碼梯度脈沖在快速自旋回波(FSE)中感生的剩余磁化強(qiáng)度可能在k-空間數(shù)據(jù)中產(chǎn)生不一致的相位誤差，從而導(dǎo)致圖像模糊和虛象。
在美國(guó)專(zhuān)利US-5729139中提及這個(gè)問(wèn)題。在該現(xiàn)有技術(shù)專(zhuān)利中提出的解決方案是校正由剩余磁化強(qiáng)度產(chǎn)生的相位誤差。提出了十種實(shí)現(xiàn)這個(gè)目的的具體方法，并且所有方法都需要改變特定脈沖序列中的梯度脈沖波形。由于可以規(guī)定的脈沖序列中可能存在無(wú)數(shù)的變化，所以根據(jù)這種現(xiàn)有技術(shù)的方法改變每一個(gè)脈沖序列是不實(shí)際的。
本發(fā)明涉及用于控制MRI系統(tǒng)中剩余磁化強(qiáng)度使得圖像失真減少的方法和裝置。更具體地說(shuō)，所說(shuō)MRI系統(tǒng)具有一種剩余磁化強(qiáng)度抵消功能，其將所說(shuō)剩余磁化強(qiáng)度激勵(lì)到預(yù)先選定狀態(tài)，并在每個(gè)標(biāo)稱(chēng)成象梯度波形上附加一個(gè)磁化復(fù)位梯度波形，該波形將所說(shuō)剩余磁化強(qiáng)度恢復(fù)到預(yù)先選定狀態(tài)。因?yàn)樵诿總€(gè)梯度波形結(jié)束之后總是將所說(shuō)剩余磁化強(qiáng)度激勵(lì)到相同值，所以在所獲取的NMR數(shù)據(jù)中產(chǎn)生的相位誤差在掃描中保持不變。當(dāng)利用富立葉變換將所獲取的NMR數(shù)據(jù)重構(gòu)成一個(gè)幅值圖像時(shí)，可以有效地消除這種恒定的相位誤差。
本發(fā)明易于在商業(yè)MRI系統(tǒng)中實(shí)施。因?yàn)榭梢栽诿總€(gè)成象梯度波形中附加相同的磁化復(fù)位梯度波形，所以不需要進(jìn)行復(fù)雜的計(jì)算，也不需要定制每個(gè)可能的脈沖序列。只需在掃描過(guò)程中在由所說(shuō)MRI系統(tǒng)產(chǎn)生的每個(gè)成象梯度波形末尾簡(jiǎn)單地附加所說(shuō)磁化復(fù)位梯度波形。


圖1為應(yīng)用本發(fā)明的一種MRI系統(tǒng)的方框示意圖；圖2為由圖1所示MRI系統(tǒng)產(chǎn)生的一個(gè)示例性成象梯度波形的曲線(xiàn)圖表示；圖3為由圖2所示成象梯度波形產(chǎn)生的磁滯曲線(xiàn)的簡(jiǎn)化曲線(xiàn)圖表示；圖4為用于解釋本發(fā)明理論的一組梯度波形的曲線(xiàn)圖表示；圖5為由圖4所示梯度產(chǎn)生的磁滯曲線(xiàn)的曲線(xiàn)圖表示；圖6為用于圖1所示MRI系統(tǒng)的磁化復(fù)位梯度波形的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例的曲線(xiàn)圖表示；和圖7為構(gòu)成圖1所示MRI系統(tǒng)一部分的一個(gè)梯度抵消系統(tǒng)的電路方框圖。
如果如圖4所示在一個(gè)MRI系統(tǒng)中施加具有遞減幅值的一組梯度波形24-27，則所說(shuō)MRI系統(tǒng)中的鐵磁結(jié)構(gòu)將沿著圖5所示的各自的磁滯曲線(xiàn)28-31被激勵(lì)。因?yàn)槭紫仁┘幼畲蠓堤荻让}沖，在每個(gè)梯度波形結(jié)束之后所說(shuō)剩余磁化強(qiáng)度在點(diǎn)32處恢復(fù)到相同值。如所看到的，較小梯度脈沖的磁滯回路包含在所說(shuō)第一梯度脈沖24的較大磁滯回路28中。如果所說(shuō)第一梯度脈沖24是所說(shuō)MRI系統(tǒng)中可能的最大幅值，則其后的所有正值梯度脈沖將使所說(shuō)剩余磁化強(qiáng)度保持在相同量值，ΔBs，max當(dāng)產(chǎn)生一組負(fù)值梯度波形時(shí)，結(jié)果是一樣的，但是，在這種情況下所說(shuō)剩余磁化強(qiáng)度被激勵(lì)到并保持在一個(gè)值ΔBs，max。
本發(fā)明認(rèn)識(shí)到并且利用了在MR掃描過(guò)程中剩余磁化強(qiáng)度能夠容易地保持在±ΔBs，max的事實(shí)。由于使用了富立葉變換方法進(jìn)行重構(gòu)，所以在重構(gòu)的幅值圖像中看不到任何由這種不變的剩余磁化強(qiáng)度產(chǎn)生的相位誤差。
本發(fā)明可以用多種方式實(shí)現(xiàn)。在掃描開(kāi)始時(shí)，施加一個(gè)梯度脈沖以將所說(shuō)剩余磁化強(qiáng)度激勵(lì)為正或負(fù)的ΔBs，max。如果需要的話(huà)，可以在所有三個(gè)軸上施加這樣的脈沖，順序地或同時(shí)地。然后，當(dāng)在所說(shuō)成象脈沖序列過(guò)程中施加所說(shuō)梯度脈沖時(shí)，根據(jù)需要在所說(shuō)梯度波形上附加一個(gè)磁化復(fù)位波形以將剩余磁化激勵(lì)恢復(fù)到±ΔBs，max。舉例來(lái)說(shuō)，如果選擇了正ΔBs，max，則所說(shuō)磁化復(fù)位梯度波形是在所說(shuō)成象脈沖序列過(guò)程中產(chǎn)生的各個(gè)負(fù)值梯度脈沖之后的一個(gè)持續(xù)時(shí)間非常短的最大幅值正梯度脈沖。如果所說(shuō)成象梯度脈沖的極性是正的，則根據(jù)上文中參照?qǐng)D5討論的理論可以忽略所說(shuō)剩余磁化復(fù)位脈沖。但是，如果所說(shuō)成象梯度脈沖的極性是負(fù)的，則必須施加所說(shuō)復(fù)位脈沖。
在下述的優(yōu)選實(shí)施例中，磁化復(fù)位梯度波形是一個(gè)雙極梯度波形，如圖6所示。它包括一個(gè)負(fù)的半波36，其后為一個(gè)相同幅值的正的半波，以保持零梯度磁矩。所說(shuō)梯度半波36和37具有可能的最大幅值，并且它們的持續(xù)時(shí)間盡可能地短。所說(shuō)脈沖的長(zhǎng)短主要是由梯度放大器的轉(zhuǎn)換速率決定的。
圖6中剩余磁化復(fù)位梯度波形的正半波37將所說(shuō)剩余磁化激勵(lì)到正ΔBs，max。所說(shuō)負(fù)梯度半波36的面積等于所說(shuō)正梯度半波37，從而整個(gè)梯度波形的凈面積為零。這使得能夠?qū)⑺f(shuō)磁化復(fù)位梯度波形附加到成象梯度脈沖上，而不會(huì)干擾橫向磁化的凈相位。如果選擇負(fù)ΔBs，max的剩余磁化，則所說(shuō)梯度半波36和37的極性轉(zhuǎn)換，使得最后一個(gè)梯度半波將所說(shuō)剩余磁化激勵(lì)到負(fù)ΔBs，max。
本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)清楚，所說(shuō)剩余磁化復(fù)位梯度波形可以具有多種不同形狀。例如，它可以具有正弦波形，其中每個(gè)半波都處于最大梯度幅值。而且，當(dāng)所說(shuō)成象脈沖序列包括一個(gè)再聚焦RF脈沖時(shí)，可以將所說(shuō)剩余磁化復(fù)位梯度波形分為兩個(gè)部分，一個(gè)半波在所說(shuō)再聚焦脈沖之前結(jié)束，而另一個(gè)半波在所說(shuō)再聚焦脈沖之后結(jié)束。由于所說(shuō)自旋磁化的極性被所說(shuō)再聚焦脈沖翻轉(zhuǎn)，所以所說(shuō)的兩個(gè)復(fù)位梯度半波的極性保持相同。
首先參見(jiàn)圖1，其中表示了結(jié)合本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選MRI系統(tǒng)的主要部分。所說(shuō)系統(tǒng)的操作由一個(gè)操作者控制臺(tái)100控制，所說(shuō)控制臺(tái)包括一個(gè)鍵盤(pán)102和一個(gè)控制面板104。所說(shuō)控制臺(tái)100通過(guò)一條連線(xiàn)116與一個(gè)獨(dú)立的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107相連，使得操作者能夠控制在屏幕104上生成和顯示圖象。所說(shuō)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107包括多個(gè)模塊，它們相互之間通過(guò)背板相連。這些模塊包括一個(gè)圖象處理器模塊106、一個(gè)CPU模塊108和一個(gè)存儲(chǔ)器模塊113，所說(shuō)存儲(chǔ)器模塊在本領(lǐng)域中被稱(chēng)為幀緩沖存儲(chǔ)器，用于存儲(chǔ)圖象數(shù)據(jù)陣列。所說(shuō)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107與一個(gè)磁盤(pán)存儲(chǔ)器111和一個(gè)磁帶驅(qū)動(dòng)器112相連，用于保存圖象數(shù)據(jù)和程序，它還通過(guò)一條高速串行鏈路115與一個(gè)獨(dú)立的系統(tǒng)控制器122相連。
所說(shuō)系統(tǒng)控制器122包括由一個(gè)背板118連接在一起的多個(gè)模塊。這些模塊包括一個(gè)CPU模塊119和一個(gè)脈沖發(fā)生器模塊121，所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊通過(guò)一條串行鏈路125與一個(gè)操作者控制臺(tái)100相連。所說(shuō)系統(tǒng)控制器正是通過(guò)這條鏈路125從操作者處接收指示執(zhí)行掃描序列的命令。所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121控制各個(gè)系統(tǒng)部分執(zhí)行所需的掃描序列。它產(chǎn)生指示將要產(chǎn)生的RF脈沖的時(shí)序、強(qiáng)度、和形狀，以及數(shù)據(jù)采集窗口的時(shí)序和長(zhǎng)度的數(shù)據(jù)。所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121通過(guò)一個(gè)梯度抵消系統(tǒng)129與一組梯度放大器127相連。以指示將在掃描過(guò)程中產(chǎn)生的梯度脈沖的時(shí)序和形狀。所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121還與一個(gè)掃描室接口電路133相連，所說(shuō)接口電路133從與病人護(hù)理以及磁體系統(tǒng)相關(guān)的多個(gè)傳感器中接收信號(hào)。一個(gè)病人定位系統(tǒng)134也通過(guò)所說(shuō)掃描室接口電路133接收命令，以將病人移動(dòng)到所需的掃描位置。
由所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121產(chǎn)生的梯度波形被如下詳述的系統(tǒng)129抵消，并且傳輸?shù)接蒅x、Gy和Gz放大器構(gòu)成的一個(gè)梯度放大器系統(tǒng)127中。每個(gè)梯度放大器激勵(lì)一個(gè)相應(yīng)的梯度線(xiàn)圈(未示出)。如在本領(lǐng)域中所熟知的，所說(shuō)梯度線(xiàn)圈產(chǎn)生用于對(duì)所獲得的信號(hào)進(jìn)行空間編碼的線(xiàn)性磁場(chǎng)梯度。一個(gè)磁體組件141還包括一個(gè)極化磁體(未示出)和一個(gè)整體RF線(xiàn)圈(未示出)。在優(yōu)選實(shí)施例中，利用一個(gè)永磁體和相關(guān)的鐵心產(chǎn)生所說(shuō)極化場(chǎng)，所說(shuō)鐵心用于調(diào)整和引導(dǎo)所說(shuō)磁場(chǎng)，如在發(fā)明名稱(chēng)為“Magnet Assembly For MRI Apparatus”美國(guó)專(zhuān)利US-5652517中所述。正是這些元件被所說(shuō)梯度磁場(chǎng)磁化，并且產(chǎn)生本發(fā)明所解決的問(wèn)題。但是，本發(fā)明還可以應(yīng)用于其它磁體結(jié)構(gòu)中，例如鐵心增強(qiáng)的超導(dǎo)體磁體。
所說(shuō)系統(tǒng)控制器122中的一個(gè)收發(fā)器模塊150產(chǎn)生脈沖，這些脈沖由一個(gè)RF放大器151放大，并利用一個(gè)發(fā)送/接收開(kāi)關(guān)154將這些脈沖傳送到所說(shuō)磁體組件141中的所說(shuō)RF線(xiàn)圈。由病人體內(nèi)被激發(fā)自旋產(chǎn)生的結(jié)果信號(hào)可以被同一個(gè)RF線(xiàn)圈檢測(cè)到，并通過(guò)所說(shuō)發(fā)送/接收開(kāi)關(guān)154傳送到一個(gè)前置放大器153。經(jīng)過(guò)放大的NMR信號(hào)在所說(shuō)收發(fā)器150的接收器部分進(jìn)行解調(diào)制、濾波、和數(shù)字化。所說(shuō)發(fā)送/接收開(kāi)關(guān)154由所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121的信號(hào)控制，在發(fā)送模式下使所說(shuō)RF放大器151與所說(shuō)RF線(xiàn)圈電相連，而在接收模式下與所說(shuō)前置放大器153相連。所說(shuō)發(fā)送/接收開(kāi)關(guān)154還使得在所說(shuō)發(fā)送或接收模式中可以使用一個(gè)獨(dú)立的RF線(xiàn)圈(例如，一個(gè)頭部線(xiàn)圈或表面線(xiàn)圈)。
由所說(shuō)RF線(xiàn)圈拾取的NMR信號(hào)由所說(shuō)發(fā)送接收器模塊150進(jìn)行數(shù)字化處理，并傳送到所說(shuō)系統(tǒng)控制器122中的一個(gè)存儲(chǔ)器模塊160中。當(dāng)掃描完成，并且在所說(shuō)存儲(chǔ)器模塊160中已經(jīng)獲取了整個(gè)數(shù)據(jù)陣列時(shí)，一個(gè)陣列處理器161將所說(shuō)數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換為一個(gè)圖象數(shù)據(jù)陣列。這個(gè)圖象數(shù)據(jù)陣列通過(guò)所說(shuō)串行鏈路115傳送到所說(shuō)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107，保存在所說(shuō)磁盤(pán)存儲(chǔ)裝置111中。響應(yīng)從所說(shuō)操作者控制臺(tái)100接收的命令，可以將所說(shuō)圖象數(shù)據(jù)歸檔保存在外部驅(qū)動(dòng)器112中，或者，可以如下詳述的，可以利用所說(shuō)圖象處理器106進(jìn)行進(jìn)一步處理，并傳送到所說(shuō)操作者控制臺(tái)100和顯示在所說(shuō)顯示器104上。
關(guān)于所說(shuō)發(fā)送接收器150的詳細(xì)描述，可以參見(jiàn)美國(guó)專(zhuān)利US-4952877和4992736，它們以引用方式結(jié)合在本申請(qǐng)中。
特別參見(jiàn)圖1和圖7，本發(fā)明以所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121和所說(shuō)梯度抵消系統(tǒng)129來(lái)實(shí)現(xiàn)。所說(shuō)梯度抵消系統(tǒng)129包括一個(gè)波形存儲(chǔ)器200，它以數(shù)字形式保存圖6所示的磁化復(fù)位梯度波形。當(dāng)控制器202通過(guò)控制總線(xiàn)204接收到所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121的命令時(shí)，所說(shuō)控制器讀出所存儲(chǔ)的波形。
從所說(shuō)波形存儲(chǔ)器200讀出的數(shù)字值通過(guò)一條數(shù)據(jù)總線(xiàn)210傳送到一個(gè)或多個(gè)A/D轉(zhuǎn)換器206-208。所說(shuō)控制器202啟動(dòng)相應(yīng)的D/A轉(zhuǎn)換器206-208，并從存儲(chǔ)器200中讀出所說(shuō)波形，以在所說(shuō)的一個(gè)或多個(gè)A/D轉(zhuǎn)換器206-208的輸出端產(chǎn)生圖6所示波形的模擬波形。這些輸出信號(hào)驅(qū)動(dòng)對(duì)應(yīng)的x軸、y軸和z軸梯度放大器127。
當(dāng)利用圖1中所說(shuō)MRI系統(tǒng)執(zhí)行一個(gè)成象脈沖序列時(shí)，所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121在所說(shuō)數(shù)據(jù)總線(xiàn)210上產(chǎn)生所說(shuō)成象梯度波形，并將它們傳送到相應(yīng)的D/A轉(zhuǎn)換器206-208。然后所說(shuō)控制器202通過(guò)控制總線(xiàn)204發(fā)出信號(hào)，以附加如圖6所示的一個(gè)磁化復(fù)位波形。所說(shuō)控制器202從所說(shuō)存儲(chǔ)器200讀取適合的波形，并將其傳送到對(duì)應(yīng)的A/D轉(zhuǎn)換器206-208。如上所述，可以在由所說(shuō)脈沖發(fā)生器模塊121產(chǎn)生的每個(gè)成象波形之后附加所說(shuō)磁化復(fù)位梯度波形，或者僅僅附加在具有與選定的正或負(fù)ΔBs，max極性相反的梯度半波的波形之后。
權(quán)利要求
1.用于減少由MRI系統(tǒng)中剩余磁化強(qiáng)度引起的MR圖象失真的一種方法，所說(shuō)剩余磁化強(qiáng)度是由在掃描過(guò)程中用于獲取MR圖象數(shù)據(jù)的成象梯度波形所產(chǎn)生的，所說(shuō)方法包括將所說(shuō)MRI系統(tǒng)中的剩余磁化強(qiáng)度激勵(lì)到一個(gè)預(yù)定值；和在掃描過(guò)程中獲取所說(shuō)MR圖象數(shù)據(jù)時(shí)通過(guò)在成象梯度波形上附加一個(gè)剩余磁化復(fù)位波形而使所說(shuō)剩余磁化保持在所說(shuō)預(yù)定值。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于所說(shuō)預(yù)定值為可以由所說(shuō)成象梯度波形產(chǎn)生的最大剩余磁化強(qiáng)度。
3.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于在所說(shuō)掃描過(guò)程中在所產(chǎn)生的所有成象梯度波形上附加所說(shuō)磁化復(fù)位梯度波形。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于所說(shuō)磁化復(fù)位梯度波形具有極性相反的兩個(gè)相同的梯度半波。
5.如權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于每個(gè)梯度半波產(chǎn)生所說(shuō)MRI系統(tǒng)中最大可能的梯度場(chǎng)。
6.如權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于每個(gè)梯度半波的持續(xù)時(shí)間盡可能地短。
7.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于所說(shuō)將一個(gè)剩余磁化復(fù)位梯度波形附加到一個(gè)成象梯度波形上的步驟包括改變所說(shuō)成象梯度波形的形狀。
8.如權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于改變所說(shuō)成象梯度波形的持續(xù)時(shí)間。
9.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于增大所說(shuō)成象梯度波形的持續(xù)時(shí)間。
10.如權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于減小所說(shuō)成象梯度波形的持續(xù)時(shí)間。
11.在具有用于在掃描過(guò)程中響應(yīng)如由一個(gè)脈沖發(fā)生器產(chǎn)生的成象梯度波形產(chǎn)生成象磁場(chǎng)梯度的一個(gè)梯度系統(tǒng)的一種MRI系統(tǒng)中，所說(shuō)改進(jìn)包括與所說(shuō)梯度系統(tǒng)相連以在每個(gè)成象磁場(chǎng)梯度產(chǎn)生之后產(chǎn)生一個(gè)剩余磁化抵消磁場(chǎng)梯度的一個(gè)梯度抵消系統(tǒng)；其中所說(shuō)MRI系統(tǒng)中的剩余磁化在整個(gè)掃描過(guò)程中保持在一個(gè)預(yù)定的最大值。
12.如權(quán)利要求11所述的改進(jìn)，其特征在于所說(shuō)梯度抵消系統(tǒng)使得所說(shuō)梯度系統(tǒng)在掃描過(guò)程中產(chǎn)生的每個(gè)成象磁場(chǎng)之后產(chǎn)生所說(shuō)剩余磁化抵消磁場(chǎng)。
13.如權(quán)利要求11所述的改進(jìn)，其特征在于所說(shuō)梯度抵消系統(tǒng)產(chǎn)生具有極性相反的兩個(gè)相同半波的剩余磁化復(fù)位梯度波形。
14.如權(quán)利要求13所述的改進(jìn)，其特征在于每個(gè)半波具有MRI系統(tǒng)中可能的最大幅值。
15.如權(quán)利要求11所述的改進(jìn)，其特征在于所說(shuō)梯度抵消系統(tǒng)至少部分地通過(guò)改變所說(shuō)成象磁場(chǎng)梯度產(chǎn)生所說(shuō)剩余磁化復(fù)位磁場(chǎng)梯度。
16.如權(quán)利要求15所述的改進(jìn)，其特征在于通過(guò)減小所說(shuō)成象磁場(chǎng)梯度的持續(xù)時(shí)間來(lái)改變它。
17.如權(quán)利要求15所述的改進(jìn)，其特征在于通過(guò)增大所說(shuō)成象磁場(chǎng)梯度的持續(xù)時(shí)間來(lái)改變它。
全文摘要
一種MRI系統(tǒng)包括一個(gè)梯度抵消系統(tǒng),該系統(tǒng)將磁化復(fù)位梯度波形附加于在掃描過(guò)程中產(chǎn)生的成象梯度波形上。所說(shuō)磁化抵消梯度將所說(shuō)MRI系統(tǒng)中的剩余磁化強(qiáng)度保持在恒定的量值上,以減小圖象失真。
文檔編號(hào)G01R33/565GK1257201SQ99125809
公開(kāi)日2000年6月21日 申請(qǐng)日期1999年11月23日 優(yōu)先權(quán)日1998年11月23日
發(fā)明者馬竟飛, 周曉洪, G·C·麥金諾恩 申請(qǐng)人:通用電氣公司