專利名稱：具有非線性磁場梯度的磁共振方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種對布置在穩(wěn)定磁場中的物體進行成像的磁共振(MR)方法，由此根據(jù)所述方法執(zhí)行下列步驟-施加恒定磁場和暫時的依賴于磁性位置的場方向圖；-在物體的一部分中進行自旋勵磁；-通過一個或多個接收器天線獲取磁共振信號；和-在施加依賴于位置的場方向圖期間獲取MR信號。
本發(fā)明還涉及一種用于執(zhí)行這種方法的MR裝置。
背景技術(shù)：
當前的MR系統(tǒng)在可用成像區(qū)域的尺寸方面通常是非常有限的，所述可用成像區(qū)域取決于主恒定磁場的同質(zhì)體積。在該體積中，主磁場必須遵守恒定性的苛刻目標，并且三個暫時磁梯度場必須遵守關(guān)于線性度的苛刻目標。增加主磁場的體積使得系統(tǒng)造價非常昂貴，其中所述場基本上是恒定的并且標準梯度基本上是線性的。

發(fā)明內(nèi)容
因此本發(fā)明的目的是獲得一種MR成像系統(tǒng)，其很少依賴于主磁場的同質(zhì)性和梯度場的線性度的同質(zhì)性。
本發(fā)明的這個目的是通過如權(quán)利要求1中所定義的方法實現(xiàn)的。本發(fā)明還涉及一種如權(quán)利要求6中所定義的裝置和如權(quán)利要求9中所定義的計算機程序產(chǎn)品。
本發(fā)明的主要優(yōu)點在于該方法允許使用任何依賴于位置的場方向圖，其基本上是非線性的，使得對于具有不完美線圈的MR系統(tǒng)也可應用類似SENSE的二次取樣方法。


本發(fā)明的這些和其它優(yōu)點披露在從屬權(quán)利要求和下面的說明中，其中參照

了本發(fā)明的典型實施例。其中圖1概略的表示使用了本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)；圖2表示用兩個場方向圖獲得的一維目標；圖3表示通過兩個場方向圖引起的場的x分量；
圖4表示目標空間在G空間中的軌跡；圖5表示由于欠取樣目標軌跡在G空間中的重疊；圖6表示四個導體系統(tǒng)的依賴于位置的場方向圖；圖7表示目標在G空間中的軌跡；圖8表示單個測量點的與圖7相同的軌跡；和圖9表示若干個測量點的與圖7相同的軌跡。
具體實施例方式
圖1概略的表示使用本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)。所述磁共振成像系統(tǒng)包括一組主線圈10，由此產(chǎn)生穩(wěn)定的、均勻的磁場B0。以例如這樣一種方式來構(gòu)成所述主線圈即它們圍合成一個通道形的檢查空間。將要接受檢查的病人被滑送該通道形的檢查空間中。所述磁共振成像系統(tǒng)還包括多個場方向圖線圈11、12，于是在各個方向尤其是以依賴于暫時位置的場方向圖的形式產(chǎn)生呈現(xiàn)空間變化的磁場，以便被疊加在均勻的磁場上。所述場方向圖線圈11、12與一個可控電源21相連接。場方向圖線圈11、12通過借助電源單元21施加一個電流激勵。場方向圖的強度、方向和持續(xù)時間通過控制電源單元來進行控制。所述磁共振成像系統(tǒng)還包括發(fā)射和接收線圈13、15，分別用于產(chǎn)生RF激勵脈沖和拾取磁共振信號。發(fā)射線圈13優(yōu)選的被構(gòu)成為主體線圈，由此能夠包圍將要接受檢查的目標(的一部分)。通常以這樣一種方式將主體線圈布置在磁共振成像系統(tǒng)中即通過主體線圈13來包圍被布置在磁共振成像系統(tǒng)中的將要接受檢查的病人30。主體線圈13用作發(fā)射RF激勵脈沖和RF再聚焦脈沖的發(fā)射天線。優(yōu)選的，主體線圈13包括發(fā)射的RF脈沖的空間均勻強度分布。優(yōu)選的，接收線圈15是布置在被檢病人30的軀體上或附近的表面線圈15。這種表面線圈15對于接收的也是空間不均勻的磁共振信號具有高度敏感性。這意味著各個表面線圈15主要對起源于單獨方向，即來自被檢病人的軀體空間中的單獨部分的磁共振信號敏感。線圈靈敏度分布代表表面線圈組的空間靈敏度。接收線圈，特別是表面線圈被連接至解調(diào)器24，并且借助解調(diào)器24對接收的磁共振信號(MS)進行解調(diào)。解調(diào)的磁共振信號(DMS)被施加給一個再建單元25。該再建單元在線圈靈敏度分布和獲知的表面線圈組的暫時場方向圖的場的基礎(chǔ)上從該解調(diào)的磁共振信號(DMS)重建所述磁共振圖像。所述線圈靈敏度分布被例如以電子的方式存儲在一個存儲單元中，所述存儲單元被包括在再建單元中。再建單元從解調(diào)的磁共振信號(DMS)導出一個或多個圖像信號，所述圖像信號表示一個或多個可能連續(xù)的磁共振圖像。實際上再建單元25優(yōu)選的被構(gòu)成為一個被編程的數(shù)字圖像處理單元25以便從解調(diào)的磁共振信號并在線圈靈敏度分布和獲知的暫時場方向圖的場的基礎(chǔ)上再建磁共振圖像。來自再建單元的圖像信號被施加給監(jiān)視器26，使得該監(jiān)視器能夠顯示磁共振圖像(組)的圖像信息。還能夠?qū)D像信號存儲在緩沖單元27中同時等待進一步的處理，例如以硬拷貝的形式進行打印。
為了形成被檢病人的磁共振圖像或一系列的連續(xù)磁共振圖像，病人的軀體被暴露在存在于檢查空間中的磁場中。穩(wěn)定的、均勻的磁場，即主磁場將被檢病人的軀體中的較小多余數(shù)量的自旋定向為主磁場的方向。這就在所述軀體中產(chǎn)生了(較小的)凈宏觀磁化。這些自旋是例如類似氫核(質(zhì)子)的核自旋，但也可涉及電子自旋。施加依賴位置的場方向圖可局部影響磁化。隨后，發(fā)射線圈將RF激勵脈沖施加給被檢病人的將要成像部位所處的檢查空間。RF激勵脈沖在感興趣的區(qū)域激勵自旋，即凈磁化，然后繞主磁場的方向執(zhí)行進動(precessional motion)。在該操作期間，那些在主磁場的RF激勵脈沖的頻帶內(nèi)具有拉莫爾進動頻率的自旋被激勵。然而，也很有可能在比薄片大得多的身體部位中激勵自旋；例如，可在基本上沿身體中的三個方向上延伸的三維部位中激勵自旋。在RF激勵之后，自旋慢慢的返回至其初始狀態(tài)，并且宏觀磁化返回至其平衡(熱)狀態(tài)。減少自旋然后就發(fā)射磁共振信號。
與上面通常所述的傳統(tǒng)MR成像系統(tǒng)截然相反，根據(jù)本發(fā)明的MR成像系統(tǒng)包含N個子系統(tǒng)，其能有目的的和充分的感應依賴于位置的場方向圖。措辭“場方向圖”的含義是傳統(tǒng)提到的通常為線性和均勻的“梯度”或“主磁場”更為總括性的術(shù)語。本發(fā)明中所使用的場方向圖基本上是非線性的。所述方法的另外的重要特征是場方向圖的數(shù)量N總是大于3。另外，至少N-1個場方向圖的場強是獨立可控的，即通過施加給特定子系統(tǒng)的電流來控制所產(chǎn)生的方向圖的強度，其在這里被稱作是“可切換的”。
結(jié)果，這些場方向圖被稱作G0(x，y，z)，G1(x，y，z)，G2(x，y，z)，……，GN-1(x，y，z)，或者為了簡化起見將其稱作G0，G1，G2，……，GN-1。所有這些場方向圖都是可切換的，除了主場方向圖G0，其與傳統(tǒng)MR系統(tǒng)中的主場B0相當。傳統(tǒng)的MR系統(tǒng)可被看作是這樣一個系統(tǒng)，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賴于位置的場。
在這種系統(tǒng)上獲取數(shù)據(jù)是通過使用上面結(jié)合圖1所述的任何已知MR方法執(zhí)行的，于是如在“通常的”MR獲取系統(tǒng)中對于GX，GY，和GZ切換G1，G2，G3，G4，……。作為一個主要差別，這是一個較高維數(shù)的實驗，例如使用四個編碼維數(shù)從三維人體獲取信息。因為必須要對更多的數(shù)據(jù)進行取樣，所以為了補償這種總的掃描時間的增加，本發(fā)明方法的進一步重要的特征在于按照類似公知的SENSE技術(shù)(參見例如，K.Prussmann等人在1998年發(fā)表的Proc.ISMRM的摘要，第579、799、803和2087頁)對獲取的數(shù)據(jù)進行粗的欠取樣。
再建是通過下列基本原理形成的1.實空間中的坐標(x，y，z)到G空間中的映射知識。為了更好的理解這一概念，假設(shè)每個子系統(tǒng)都是由單位電流(例如1A)驅(qū)動的，并且如果適用，穩(wěn)態(tài)子系統(tǒng)G0是通過其標準電流驅(qū)動的。那么實空間中的每個點將經(jīng)受一個由系統(tǒng)G0引起的給定場分量，一些由系統(tǒng)G1引起的其它場分量，等等。因此可將任何特定的點(x，y，z)映射到G空間中的點(g0，g1，g2，……，gN-1)，如圖4所示。所述映射原則上是從系統(tǒng)設(shè)計獲知的。
2.所獲得的原始MR數(shù)據(jù)可被看作是類似(kx，ky，kz)的(k0，k1，k2，……，kN-1)空間中的N維數(shù)據(jù)組。可通過傅立葉變換將那樣的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換至G空間(比較“圖像空間”)。
3.由于重疊，一些(x，y，z)位置對將映射成相同的(g0，g1，g2，……，gN-1)坐標。這些不確定性可通過線圈靈敏度分布的知識(所述技術(shù)可從SENSE獲知)或通過連續(xù)性約束或通過已知的稀少目標(例如對器皿進行成像時)來解決。
為了更好的理解本發(fā)明方法，現(xiàn)在考慮MR成像系統(tǒng)被設(shè)計只在一個維數(shù)上對目標進行成像的簡化情況。所述成像系統(tǒng)在圖2中示出，其中G0是圓形線圈系統(tǒng)，而G1是靠近一維目標31，即病人(的一部分)的直引線。進一步假設(shè)出現(xiàn)有與目標31的主方向?qū)R的強恒定場。在圖3中，關(guān)于x軸描繪場方向圖G0和G1的場強B。如果給定這些場方向圖，則就能繪出一維目標在兩維G空間中的軌跡32，如圖4所示。
原則上關(guān)于該系統(tǒng)，可應用通常的2維MR試驗，于是G0中的電流將被驅(qū)動為讀出場方向圖，G1中的電流將被驅(qū)動為相位編碼場方向圖。在傅立葉變換之后，將獲得2維圖像，其中只有一小部分將是非零形態(tài)的，即目標31的軌跡。然而，這種簡單的方法將具有掃描時間顯著增加的極大缺陷。在上面的例子中，需要2562個測量點來解決病人的約256個點。為了克服該缺點，可以應用G空間的粗的二次取樣。該結(jié)果仍然可以被重建，因為G空間大的區(qū)域?qū)嶋H上是空的。在圖5中，示出了由于欠取樣使目標31在G空間中的軌跡32a，32b，……，32f發(fā)生重疊?？蓮腉空間唯一的提取目標31的大部分，但在一些點上可能有重疊。如圓圈33處所示，這可能是固有的，或者如在全黑點34處所示的，這可能是由欠取樣引起的。內(nèi)在不確定性可由系統(tǒng)設(shè)計引起(例如，由于電流導線約束，目標中的兩點在所有環(huán)境下都確切的具有相同的磁場，等等)。然而，不確定性更可能是由欠取樣引起。可通過若干種方式來解決這兩種不確定性。第一種方式是如果使用線圈陣列已經(jīng)獲得了目標，則可運用如上述的SENSE方法中的關(guān)于線圈靈敏度方向圖的知識。第二種方案是使用連續(xù)性約束，例如通過假設(shè)目標不可能在特定的交叉位置處顯示出清楚的局部細節(jié)。尤其是如果這種系統(tǒng)被用于血管造影術(shù)的目的，則可使用這樣的知識，即感興趣的目標的大部分無論何時都將只包含非常小的信號。
可借助下面如圖6所示的模型更好的理解這個更加理論化的方法。如果“從腳到頭”的方向(z方向)上的或多或少的線性場方向圖將被使用，類似例如開放的磁體系統(tǒng)，如WO-A-00/33100的圖4所示和所述，則場方向圖系統(tǒng)必須存儲大量的只能由非常昂貴的電子放大器布置的能量，這暗示著在距MR系統(tǒng)的中心1米處具有非常強的場變化。因此病人和操作者將出現(xiàn)緊張不安的情形。應該清楚這種具有高能量存儲的巨大場將使線性場方向圖在z方向圖上的實際應用幾乎不可能。z方向上的線性場的一個可選擇方案可通過由平行的導體系統(tǒng)，例如由四個系統(tǒng)A，B，C和D構(gòu)成的系統(tǒng)獲得，其中每個系統(tǒng)具有與WO-A-00/33100的圖2中所示的系統(tǒng)的主磁體場類似的設(shè)計，于是“切換的”磁場在z方向上基本上是較短的。四個導體系統(tǒng)A，B，C，和D是相同的，但是在沿z軸上的不同位置是等距離布置的?？蓡为毜目刂茖w系統(tǒng)A，B，C和D中的每一個。圖6中示出了每個導體系統(tǒng)的場方向圖，于是Bgs是由導體系統(tǒng)以電流單位(unit)“切換”的額外場。因為導體系統(tǒng)的場方向圖是高斯函數(shù)，并且因此在z方向上不是線性的，所以它一定不是如從通常的MR系統(tǒng)獲知的“梯度變化曲線”。然而，可按照傳統(tǒng)的方式類似“梯度”的使用導體系統(tǒng)，因為它們具有在z方向上連續(xù)變化的并且能夠被切斷和接通的方向圖?，F(xiàn)在能夠在z方向上執(zhí)行兩個不同的MR序列，而在x和y方向上使用了通常的梯度。第一個序列應用了組合G1＝(A+B-C-D)，而第二個序列應用了組合G2＝(-A+B+C-D)。對于每個序列來說，將以通常的方式，即根據(jù)3維快速傅立葉變換(FFT)再建由接收器天線接收的數(shù)據(jù)。對于病人的每個(x，y)坐標，將獲得根據(jù)圖7的G1-G2空間中的曲線圖，其與平行于z軸的直線相稱。關(guān)于軸G1和G2，應該意識到它代表由電流單位激勵的線圈或?qū)w系統(tǒng)A，B，C和D的組合的磁場。所以，第一MR序列正在測量沿這個軸的等距離點(對于沿z軸的那個點的所有x和y坐標)。圖7中的曲線是病人身體內(nèi)所有可能的組合的軌跡。例如，病人最左側(cè)處的點(圖6中的圓圈35)對于G2經(jīng)受一個負磁場，而對于G1經(jīng)受一個正磁場，所述最左側(cè)的點幾乎只能由導體系統(tǒng)A激勵。所述測量序列的結(jié)果實際上表示病人曲線在所述軸上的投影。因此，如從圖8可以看出，點36(X)在G1軸上的測量結(jié)果是病人內(nèi)的在兩個不同位置37(全黑點)處的圖像的和。所述兩個點可通過類似SENSE方法的RF線圈的靈敏度的知識從測量點36導出。因為曲線上測量點的數(shù)量本質(zhì)上與未知變元的數(shù)量相同，所以應該用所有其它測量變元執(zhí)行計算。在圖7所示的例子中，測量點37(全黑點)的數(shù)量是七個，并且未知變元36(X)的數(shù)量也是七個-參見圖9。
通過上述的系統(tǒng)，可設(shè)計出具有不完美線圈的MR系統(tǒng)，所述線圈具有高度非線性場方向圖-與傳統(tǒng)的說法“梯度”相當-以便獲得大視場的廉價系統(tǒng)。這種系統(tǒng)的重要前提是應該已知依賴于位置的場方向圖和線圈靈敏度方向圖，即RF線圈系統(tǒng)的適當特征。
權(quán)利要求
1.一種用于形成目標圖像的磁共振成像方法，其中-施加恒定磁場(G0)和具有依賴于位置的場方向圖(G1，G2，G3，...)的暫時磁場，-通過至少一個接收器天線獲取磁共振信號，-在所述目標的一部分中激勵自旋，-在施加依賴于位置的場方向圖(G1，G2，...)期間獲取MR信號，-從取樣的磁共振信號導出磁共振圖像，由此依賴于位置的場方向圖(G1，G2，......)基本上是非線性的，總場方向圖的數(shù)量N大于3，并且可單獨控制至少N-1個場方向圖的場強。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中以二次取樣的方式獲取磁共振信號，并從二次取樣的磁共振信號導出磁共振圖像。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中借助接收天線陣列對磁共振信號進行二次取樣，并且在接收天線陣列的空間靈敏度分布的基礎(chǔ)上從二次取樣的磁共振信號導出磁共振圖像。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于通過將被成像的目標的連續(xù)性約束來識別折疊假象。
5.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于通過將被成象的目標的稀少知識來識別和丟棄折疊假象。
6.一種用于從多個信號獲得MR圖像的磁共振成像裝置，包括-施加恒定磁場和暫時的、基本上非線性的具有一依賴于位置的場方向圖的磁場的裝置(10，12)，-至少一個接收天線(13，15)，用于在施加依賴于位置的場方向圖(G1，G2，......)期間獲取磁共振信號，-用于在所述目標的一部分中激勵自旋的裝置(13)，-用于從取樣的磁共振信號導出磁共振圖像的裝置(25)，其中所述磁場裝置被布置為獲得基本上非線性的磁場，由此總場方向圖的數(shù)量N大于3，并且可單獨控制至少N-1個場方向圖的場強。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的裝置，其中提供有以二次取樣的方式獲取磁共振信號的裝置，和從二次取樣的磁共振信號導出磁共振圖像的裝置。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中提供有接收天線陣列和用于確定接收天線的靈敏度分布的裝置。
9.一種存儲在計算機可用介質(zhì)上的用于借助磁共振方法形成圖像的計算機程序產(chǎn)品，包括用于使計算機控制執(zhí)行下列步驟的計算機可讀程序裝置-施加恒定磁場和具有一依賴于位置的場方向圖的暫時磁場，由此所述磁場基本上是非線性的，并且總場方向圖的數(shù)量N大于3，-通過至少一個接收器天線獲取磁共振信號，-在所述目標的一部分中激勵自旋，-在施加依賴于位置的場方向圖(G1，G2，......)期間獲取MR信號，-從取樣的磁共振信號導出磁共振圖像，單獨控制至少N-1個場方向圖的場強。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的計算機程序產(chǎn)品，額外的以二次取樣的方式獲取磁共振信號并從二次取樣的磁共振信號獲取磁共振圖像。
全文摘要
本發(fā)明提出了一種用于形成目標圖像的磁共振成像方法，其中一恒定磁場和具有依賴于位置的場方向圖的暫時磁場被施加，通過至少一個接收器天線獲取磁共振信號，在所述目標的一部分中激勵自旋，在施加依賴于位置的場方向圖(G
文檔編號G01R33/561GK1739038SQ200380109020
公開日2006年2月22日 申請日期2003年12月15日 優(yōu)先權(quán)日2003年1月21日
發(fā)明者M·富德雷 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司