CN103829946B - 磁共振成像系统及其诊断方法 - Google Patents

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Abstract

公开了一种磁共振成像系统及其诊断方法。一种诊断磁共振成像（MRI）系统的方法包括：通过基于参考梯度脉冲产生多个修改后梯度脉冲，并将所述多个修改后梯度脉冲中的一个脉冲施加到包括在梯度线圈中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈，来在布置了目标对象的扫描空间中形成梯度磁场；将来自射频（RF）线圈的RF脉冲施加到形成了与所述多个修改后梯度脉冲中的每个脉冲相应的梯度磁场的扫描空间中的目标对象，并接收从目标对象产生的并且与所述多个修改后梯度脉冲相应的多个RF信号；基于接收的所述多个RF信号补偿梯度线圈的输出。

Description

磁共振成像系统及其诊断方法
本申请要求于2012年11月26日在韩国知识产权局提交的第10-2012-0134867号韩国专利申请的优先权和利益，该申请的公开通过引用全部包含于此。
技术领域
本发明涉及一种磁共振成像（MRI）系统以及，具体地说，一种诊断MRI系统的方法。
背景技术
磁共振成像（MRI）系统通过使用从谐振获得的信息产生图像，其中，在将原子核暴露于磁场之后发生所述谐振。原子核的谐振指的是这样的现象：当特定的高频波入射到在被外部磁场磁化的状态下的原子核时，低能态的原子核吸收高频波能量，从而被激发到高能态。原子核根据原子核的类型具有不同的谐振频率。谐振受外部磁场的强度影响。在人体中存在大量原子核，并且氢原子核通常被用于MRI。
MRI系统包括用于在扫描空间中形成主磁场的磁体、用于在扫描空间中产生RF信号的射频（RF）线圈、用于在扫描空间中形成用于选择目标对象的扫描区域的梯度磁场的梯度线圈。在MRI系统中，将被设计用于扫描目标对象的脉冲序列施加到RF线圈和梯度线圈，并获得从扫描空间产生的RF信号的回波信号。由于许多原因，使得通过RF线圈和梯度线圈输出的信号存在误差。在输出信号中的误差劣化MR图像的信噪比（SNR）。此外，MR图像可包括伪影（artifact）。
发明内容
本发明提供一种可简单且精确地测量梯度线圈的误差并补偿梯度线圈的输出的磁共振成像（MRI）系统以及诊断MRI系统的方法。
根据本发明的一方面，一种诊断磁共振成像（MRI）系统的方法包括：通过基于参考梯度脉冲产生多个修改后梯度脉冲，并将所述多个修改后梯度脉冲中的一个脉冲施加到包括在梯度线圈中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈，来在布置了目标对象的扫描空间中形成梯度磁场；将来自射频（RF）线圈的RF脉冲施加到形成了与所述多个修改后梯度脉冲中的每个脉冲相应的梯度磁场的扫描空间中的目标对象，并接收从目标对象产生的并且与所述多个修改后梯度脉冲相应的多个RF信号；基于接收的所述多个RF信号补偿梯度线圈的输出。
补偿输出的步骤可包括：通过考虑接收的所述多个RF信号确定针对参考梯度脉冲的调谐值；基于调谐值调节施加到梯度线圈的脉冲序列。补偿输出的步骤可包括：基于接收的所述多个RF信号选择用于优化RF信号的最佳的修改后梯度脉冲，并且基于最佳的修改后梯度脉冲和参考梯度脉冲之间的差来调节施加到梯度线圈的脉冲序列。脉冲序列可包括自旋回波序列、涡轮自旋回波序列、反转恢复序列、梯度回波序列和场回波序列中的至少一个。
形成梯度磁场的步骤可包括：通过修改参考梯度脉冲的高度、宽度和相位中的至少一个来产生所述多个修改后梯度脉冲。在补偿输出的过程中，可基于参考梯度脉冲和与接收的所述多个RF信号中的具有最大幅度的一个RF信号相应的修改后梯度脉冲之间的差来补偿梯度线圈的输出。
参考梯度脉冲可包括具有正（+）值的第一脉冲和具有负（-）值的第二脉冲，第一脉冲和第二脉冲具有相同的幅度。RF信号可包括具有90°相位的脉冲和具有180°相位的脉冲，参考梯度脉冲包括具有比180°早的相位的第一脉冲和具有比180°晚的相位的第二脉冲，第一脉冲和第二脉冲具有相同的幅度。
所述方法还可包括：通过使用参考梯度脉冲确定MRI系统是否稳定，其中，仅当MRI系统被确定为稳定时，执行形成梯度磁场的操作、接收所述多个RF信号的操作以及补偿梯度线圈的输出的操作。确定MRI系统是否稳定的步骤可包括：通过将参考梯度脉冲施加到x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的至少一个线圈来在扫描空间中形成梯度磁场；重复以下操作多次：将来自RF线圈的RF脉冲施加到形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象，并且接收从形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象产生的RF信号，其中，所述RF信号被接收线圈接收；当接收的RF信号的幅度和相位中的至少一个的改变在预定范围内时，确定MRI系统稳定。
所述方法还可包括：远程接收用户输入；基于用户输入执行MRI系统诊断方法。
根据本发明的另一方面，一种诊断磁共振成像（MRI）系统的方法包括：通过将预定参考梯度脉冲施加到包括在梯度线圈中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的至少一个线圈来在布置了目标对象的扫描空间中形成梯度磁场；重复以下操作多次：将来自RF线圈的RF脉冲施加到形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象，并且接收从目标对象产生的RF信号，其中，所述RF信号被接收线圈接收；基于接收的RF信号的幅度和相位中的至少一个的改变，确定MRI系统是否稳定。
根据本发明的另一方面，一种磁共振成像（MRI）系统包括：磁体，用于在布置了目标对象的扫描空间中形成主磁场；射频（RF）线圈，用于在扫描空间中产生RF信号；梯度线圈驱动单元，用于通过将基于预定参考梯度脉冲产生的多个修改后梯度脉冲中的一个施加到包括在梯度线圈中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈来在扫描空间中形成梯度磁场；接收线圈，用于接收从形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象产生的并且与所述多个修改后梯度脉冲相应的多个RF信号；控制单元，用于控制磁体、RF线圈、梯度线圈、梯度线圈驱动单元和接收线圈，其中，控制单元基于接收的所述多个RF信号补偿梯度线圈的输出。
根据本发明的另一方面，一种磁共振成像（MRI）系统包括：磁体，用于在布置了目标对象的扫描空间中形成主磁场；射频（RF）线圈，用于在扫描空间中产生RF脉冲；梯度线圈驱动单元，用于通过将预定梯度脉冲施加到包括在梯度线圈中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的至少一个线圈来在扫描空间中形成梯度磁场；接收线圈，用于重复多次接收从形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象产生的RF信号的操作；稳定性检查单元，用于基于接收的RF信号的每个的幅度和相位中的至少一个的改变来确定MRI系统是否稳定；控制单元，用于控制磁体、RF线圈、梯度线圈、接收线圈、梯度线圈驱动单元和稳定性检查单元。
附图说明
通过参照附图详细描述本发明的示例性实施例，本发明的以上和其他特征及优点将变得更加清楚，其中：
图1是示意地示出现有技术的一般磁共振成像（MRI）系统的框图；
图2A和图2B是示意地示出根据本发明示例性实施例的MRI系统的框图；
图3是用于示出根据本发明示例性实施例的诊断MRI系统的方法的流程图；
图4A、图4B、图4C和图4D是用于示出根据本发明示例性实施例的补偿梯度线圈的输出的方法的示图；图5A、图5B、图5C、图5D和图5E是用于在图3的MRI系统诊断方法中确定MRI系统是否稳定的脉冲序列的示图；
图6是用于示出在图3的MRI系统诊断方法中确定MRI系统是否稳定的方法的流程图；
图7示意地示出根据本发明示例性实施例的远程接收用户输入的MRI系统。
具体实施方式
参考用于示出本发明示例性实施例的附图以获得对本发明、本发明的优点和通过本发明的实现获得的目标的充分理解。在下文，将通过参照附图示出本发明的示例性实施例来详细描述本发明。附图中的相同标号表示相同元件。然而，本发明可以以许多不同形式实施，并不应被解释为限于这里阐述的示例性实施例。此外，在此描述的参照本发明的功能定义的术语可根据用户或操作者的意图和实践被不同地实现。因此，应基于贯穿说明书的公开来理解术语。可在不脱离本发明的范围的情况下，以各种和多个实施例实现本发明的原理和特点。
此外，虽然附图表示本发明的示例性实施例，但是附图不需要按比例绘制，特定特征可被夸大或省略以更清楚地示出和解释本发明。
诸如位于元素列表之后的“……中的至少一个”的表述修饰整列元素而不修饰列表中的单个元素。
现在将参照附图更全面地描述本发明，在附图中示出本发明的示例性实施例。在以下描述中，这里将省略关于会使本发明的主要构思模糊的公知功能或结构的详细描述。
当部件可“包括”特定组成元件时，除非另外指出，否则不应被理解为排除另一组成元件，而可被理解为还包括其他组成元件。在说明书中描述的诸如“部分”、“单元”、“模块”和“块”的术语可表示用于处理至少一个功能或操作的单元，并且该单元可通过硬件、由硬件执行的软件或硬件和软件的组合来实施。此外，可使用硬件、由硬件执行的软件或硬件和软件的组合而非编程的处理器/控制器，作为用于实施本发明的计算机软件命令。因此，本发明不被硬件和软件的特定组合限制。
贯穿本说明书，“目标对象”可以是人体或动物的各个内部器官或特定部分之一。此外，目标对象可以是表示具有生物的密度和体积以及与物理特性（诸如元素的原子数和生物的部分中的分子）相近的其他特性的材质的模型（phantom），诸如组织。例如，模型可以是具有球形以及与人体的部分类似的属性的水模型。
贯穿本说明书，“扫描空间”表示布置或保持了目标对象的空间，或者表示医疗成像设备可施加或接收预定信号以获得从目标对象产生的图像信号的空间。例如，对于包括圆柱托台的磁共振成像（MRI）系统，托台的内部空间可以是MRI系统的扫描空间。贯穿本说明书，“用户”可以是诸如医生的医疗专家、护士、临床病理学家、医疗图像专家或者修理医疗设备的技术人员，但是本发明不限于此。
贯穿本说明书，“脉冲序列”表示在MRI系统中重复施加的信号的序列。脉冲序列可以包括射频（RF）脉冲的时间参数，例如，重复时间（TR）和回波时间（TE）。贯穿本说明书，“脉冲序列示意图”表示在MRI系统中发生的事件的顺序。换言之，脉冲序列示意图以时间的顺序示出RF脉冲、梯度磁场和回波RF信号。贯穿本说明书，“梯度脉冲”表示施加到梯度线圈的信号，从而梯度线圈可在扫描空间中的磁场中产生微扰。
图1是示意地示出现有技术的一般MRI系统的框图。
目标对象105在屏蔽了外部射频（RF）信号的屏蔽室中的圆柱托台和/或平台上接受检查。由磁体110在托台中形成主磁场，由梯度线圈140形成梯度磁场。当在目标对象105外部形成磁场时，目标对象105中的原子核绕磁场的方向产生旋进。根据拉莫尔等式，诸如该旋进的谐振频率的频率与外部磁场的强度成比例。当将频率与谐振频率相同的RF脉冲发送到在谐振频率处产生旋进的原子核并且停止RF脉冲的发送时，原子核向外部发射将被MRI系统100检测的吸收的RF脉冲，随后MRI系统100通过使用从原子核发射的RF脉冲来获得MR图像。
RF线圈130将谐振频率的RF脉冲施加到目标对象105以获得MR图像。接收线圈120接收在病人的特定部分产生的回波信号，并将接收的回波信号发送到位于与屏蔽室分离的空间中的中央控制设备150。回波信号通过信号处理过程最终被转换为MR图像。
梯度线圈140包括x轴梯度线圈、y轴梯度线圈和z轴梯度线圈。MRI系统通过根据将被扫描的目标对象105的区间的角度和位置施加适当的梯度脉冲来形成梯度磁场。梯度线圈140可根据梯度磁场的功能被分类为切片（slice）选择梯度（GS）线圈、频率编码梯度（GF）线圈和相位编码梯度（GP）线圈。例如，切片选择梯度磁场可通过x轴梯度线圈或在某些情况下可选择地通过y轴梯度线圈或z轴梯度线圈来形成。
MRI系统100将被设计为扫描目标对象105的脉冲序列施加到RF线圈130和梯度线圈140，并获得在布置了目标对象105的扫描空间中产生的RF信号的回波信号。由于许多因素，使得从RF线圈130和梯度线圈140输出的信号会具有误差。在现有技术中，使用一种通过将MRI系统100调谐到各个设计的脉冲序列来补偿误差的方法。因此，由于将要补偿的具有误差的脉冲序列的数量增加，需要过多的调谐时间。
图2A和图2B是示意地示出根据本发明示例性实施例的MRI系统200的框图。参照图2A和图2B，根据示例性实施例的MRI系统200包括屏蔽室中的磁体210、接收线圈220、RF线圈230和梯度线圈240，其中，屏蔽室针对目标对象屏蔽来自外部的RF信号。梯度线圈240包括x轴梯度线圈、y轴梯度线圈和z轴梯度线圈。此外，MRI系统200包括屏蔽室外部的梯度线圈驱动单元260和控制单元250。MRI系统200还可包括屏蔽室外部的稳定性检查单元255和输入单元265。可选择地，可在屏蔽室中提供梯度线圈驱动单元260、稳定性检查单元255、输入单元265和控制单元250中的至少一个。输入单元265可被用作例如如图7中所示的从用户远程地接收输入的接收单元。
磁体210在扫描空间中产生或形成主磁场。梯度线圈240在扫描空间中形成梯度磁场。RF线圈230将RF脉冲施加到位于形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象105。接收线圈220接收从被施加了RF脉冲的目标对象105产生的RF信号。
梯度线圈驱动单元260通过将基于预定参考梯度脉冲产生的多个修改后梯度脉冲之一施加到梯度线圈240的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个，来在扫描空间中形成梯度磁场。接收线圈220接收从扫描空间中的目标对象105产生的多个RF信号，其中，在所述扫描空间中产生或形成了与修改后梯度脉冲相应的梯度磁场。
结合来自MRI系统200的用户的输入，利用通过连接到控制单元250的输入单元265接收的输入，控制单元250控制MRI系统200的整体操作。例如，控制单元250可以通过执行在包括在控制单元250中或连接到控制单元250的存储器中存储的程序，来整体控制磁体210、RF线圈230、梯度线圈240、接收线圈220和梯度线圈驱动单元260。此外，控制单元250可从接收线圈220获得RF信号。控制单元250可基于获得的RF信号补偿梯度线圈240的输出，并可产生用于控制梯度线圈驱动单元260产生和发送修改后梯度脉冲信号的控制信号，其中，所述修改后梯度脉冲信号用于控制梯度线圈240产生修改后梯度磁场，如这里在本发明中所描述的。
根据示例性实施例，控制单元250可从接收线圈220获得RF信号并将获得的RF信号发送到在图2B中示出的稳定性检查单元255，其中，稳定性检查单元255连接到控制单元250。以下参照图5A至图5E以及图6来描述稳定性检查单元255确定MRI系统200是否稳定的操作。
图3是用于示出根据本发明示例性实施例的诊断MRI系统200的方法的流程图，其中，所述方法包括补偿梯度线圈240的输出。参照图3，MRI系统诊断方法可包括在图2A和图2B的MRI系统200中处理的操作。以上对图2A和图2B的MRI系统200的描述可应用于图3的MRI系统诊断方法。
在步骤S310，MRI系统200将修改后梯度脉冲施加到x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个，从而在布置了目标对象105的扫描空间中形成梯度磁场，其中，基于预定的参考梯度脉冲产生所述修改后梯度脉冲。参考梯度脉冲是施加到梯度线圈240以在扫描空间中的磁场中诱发意图改变的信号，并且不论参考梯度脉冲被施加到x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的哪一个线圈，参考梯度脉冲都被预先确定为具有恒定形式。
根据示例性实施例，用于MRI系统200的诊断的参考梯度脉冲可包括具有正（+）值的第一脉冲和具有负（-）值的第二脉冲。第一脉冲和第二脉冲可以是具有相同幅度的双极性脉冲。此外，当脉冲序列中的施加到RF线圈230的RF脉冲包括具有90°相位的脉冲和具有180°相位的脉冲时，参考梯度脉冲可以是单极性脉冲，所述单极性脉冲包括具有比180°早的相位的第一脉冲和具有比180°晚的相位的第二脉冲，其中，第二脉冲具有与第一脉冲的幅度相同的幅度，但是本发明不限于此。
此外，根据示例性实施例，MRI系统200可通过修改参考梯度脉冲的幅度来产生“修改后梯度脉冲”。因此，修改后梯度脉冲可包括与参考梯度脉冲相同的脉冲、或形状与参考梯度脉冲的形状相同但是幅度大于或小于参考梯度脉冲的幅度的脉冲。可选择地，可根据施加到与各个脉冲相关的梯度线圈的电流的强度来比较脉冲。
此外，根据示例性实施例，MRI系统200可通过修改参考梯度脉冲的高度、宽度和相位中的至少一个来产生修改后梯度脉冲。
在步骤S320，MRI系统200将RF脉冲施加到扫描空间中的目标对象105，其中，在步骤S310通过梯度线圈240在所述扫描空间中形成了梯度磁场。当MRI系统200将RF脉冲发送到目标对象105并随后停止RF脉冲的发送时，已经吸收了RF脉冲的目标对象105产生将向外部发射的RF信号。接收线圈220接收与在步骤S310施加到梯度线圈240的各个修改后梯度脉冲相应的多个RF信号。
换言之，MRI系统200通过施加预定的修改后梯度脉冲来在扫描空间中形成梯度磁场，并通过将来自RF线圈230的RF脉冲施加到形成了梯度磁场的扫描空间来接收与修改后梯度脉冲相应的RF信号。为了获得多个RF信号，MRI系统200通过修改施加的梯度脉冲来改变在扫描空间中形成的梯度磁场，并且重复将RF脉冲施加到梯度磁场被改变的扫描空间并接收RF信号的操作。接收的RF信号可被存储在MRI系统200的外部存储装置或内部存储装置中，诸如存储在控制单元250的存储器或连接到控制单元250的外部存储器中。在步骤S330，MRI系统200的控制单元250基于接收的RF信号补偿梯度线圈240的输出，例如，控制单元250产生表示补偿的输出的控制信号。在步骤S340，响应于来自控制单元250的控制信号，梯度线圈驱动单元260产生修改后梯度脉冲信号并将修改后梯度脉冲信号发送到梯度线圈240，梯度线圈240随后在步骤S350在MRI系统200中产生修改后梯度磁场。以下将参照图4A、图4B、图4C和图4D详细描述步骤S330。
图4A、图4B、图4C和图4D是用于示出根据本发明示例性实施例的补偿在梯度线圈240的输出中包括的误差的方法的示图。
参照图4A，在本发明中使用的参考梯度脉冲可以是例如双极性脉冲402或单极性脉冲401。根据示例性实施例的MRI系统200可基于参考梯度脉冲401和402产生多个修改后梯度脉冲。例如，如图4A中所示，通过改变参考梯度脉冲401和402的幅度来产生由圈“A”表示的修改后梯度脉冲，并将由圈“A”表示的修改后梯度脉冲施加到包括在梯度线圈240中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈，从而可在扫描空间中形成梯度磁场。
根据示例性实施例的MRI系统200重复将RF脉冲施加到扫描空间中的目标对象105并接收多个RF信号403的处理，其中，在所述扫描空间中形成了与修改后梯度脉冲相应的梯度磁场。MRI系统200从接收的RF信号403获得调谐信息并补偿在梯度线圈240的输出（即，输出的梯度磁场）中包括的误差。根据示例性实施例，MRI系统200可改变参考梯度脉冲以接收预定RF信号，并使用通过改变参考梯度脉冲而获得的调谐值作为用于对MRI系统200进行调谐的调谐信息。
根据示例性实施例，MRI系统200可检测用于优化接收的回波信号（即，从目标对象105产生并从接收线圈220接收的RF信号）的最佳的修改后梯度脉冲。例如，MRI系统200可检测在接收到最接近预定相位或具有最大幅度的接收的RF信号之一时的修改后梯度脉冲来作为最佳的修改后梯度脉冲。因此，MRI系统200可基于最佳的修改后梯度脉冲与参考梯度脉冲之间的差来补偿梯度线圈240的输出。例如，MRI系统200可调节施加到梯度线圈240的脉冲序列以补偿梯度线圈240的输出。
调节脉冲序列的方法可包括：利用存储在控制单元250的存储器中的数据库改变在包括在MRI系统200中的数据库中存储的脉冲序列值并存储改变的脉冲序列值而非脉冲序列的方法、以及在扫描或获得医疗图像期间调节存储的脉冲序列值并将调节的脉冲序列值施加到梯度线圈240的方法。例如，脉冲序列可包括自旋回波序列、涡轮自旋回波序列、反转恢复序列、梯度回波序列和场回波序列或者本领域中已知的其它脉冲序列中的至少一个。
图4B示出通过接收与例如具有不同幅度的256个修改后梯度脉冲相应的RF信号而获得的数据。施加到在梯度线圈240中包括的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈的脉冲的改变可以影响RF信号的幅度。影响RF信号的幅度的线圈可以是GS线圈或GP线圈。图4B是示出在将修改后梯度脉冲施加到MRI系统200中的梯度线圈240的GS线圈或GP线圈之后接收到的RF信号的曲线图。在图4B的曲线图中，x轴表示接收的RF信号的数量，y轴以例如焦耳（J）示出接收的RF信号的幅度。例如，MRI系统200可将与接收的具有最大幅度的RF信号之一相应的修改后梯度脉冲视为最佳的修改后梯度脉冲，并获得最佳梯度脉冲和参考梯度脉冲之间的差作为调谐信息。例如，在图4B中，当接收的第135个RF信号具有最大幅度时，与第135个RF信号相应的修改后梯度脉冲和参考梯度脉冲之间的差可被用作调谐信息，以补偿在梯度线圈240的输出中包括的误差。如图4C至图4D所示，可通过使用在图4C中示出的修改后梯度脉冲401和在图4D中示出的修改后梯度脉冲402改变在图4A中示出的参考梯度脉冲401和402中的每个的高度、宽度和相位中的至少一个，来产生在本发明中使用的修改后梯度脉冲。MRI系统200可通过改变参考梯度脉冲的高度A、斜坡（ramp）时间R、延迟时间D和相位中的至少一个来产生修改后梯度脉冲401、402。MRI系统200重复将RF脉冲施加到扫描空间中的目标对象105并接收图4A中示出的RF信号403的操作，其中，在所述扫描空间中形成了与产生的修改后梯度脉冲相应的梯度磁场。MRI系统200可从接收的RF信号403检测优化RF信号的最佳的修改后梯度脉冲。
根据示例性实施例的MRI系统200可通过将使用参考梯度脉冲获得的调谐信息应用到各个脉冲序列以及各个图像处理选项两者来补偿误差；例如，以使用用于将调节的序列施加到梯度线圈240的调谐值或调谐信息来调节脉冲序列。例如，根据示例性实施例，基于MR血管造影法的图像改善是可能的，并且可通过使用流动补偿技术执行误差校正来改善流动伪影。此外，可在相位对比MR血管造影法中改善速度编码梯度磁场的精度。因此根据示例性实施例的MRI系统200不需要被设计为扫描和获得医疗图像的脉冲序列的单独调谐，从而可快速执行MRI系统200的维持和修复。
根据示例性实施例，MRI系统200可通过使用用于调谐的参考梯度脉冲来确定MRI系统200是否稳定。MRI系统200可被配置为仅当MRI系统200被确定为稳定时补偿梯度线圈240的输出。
为了确定MRI系统200是否稳定，将参考梯度脉冲施加到包括在梯度线圈240中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的至少一个以在扫描空间中形成梯度磁场。RF线圈230将RF脉冲施加到形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象105。接收线圈220接收从目标对象105产生的RF信号。因此，可基于接收的RF信号的幅度和相位中的至少一个来确定MRI系统200是否稳定。例如，当与参考RF信号的幅度相比，接收的RF信号的幅度包括在预定的误差范围内时，MRI系统200可被确定为稳定。参考RF信号可以是期望被接收线圈220接收的RF信号。可通过计算在扫描空间中形成的梯度磁场和施加到目标对象105的RF脉冲来确定期望的RF信号。预定的误差范围可以是在MRI系统200的制造期间或由用户在使用MRI系统200时根据实验设置的范围。
此外，根据示例性实施例，MRI系统200可通过处理经由重复的操作获得的多个RF信号数据，基于获得的RF信号的幅度和相位中的至少一个计算MRI系统200的稳定性。例如，重复例如200次或更多次如下处理：通过将预定的梯度脉冲施加到形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象105来从目标对象105获得RF信号。当通过重复的操作获得的接收的RF信号的幅度的改变在预定范围内时，MRI系统200可被确定为稳定，这是用于确定MRI系统200的稳定性的预定标准。相反，当作为处理获得的RF信号数据的结果，RF信号的幅度或相位的改变超过预定范围时，MRI系统200可被确定为不稳定。当MRI系统200被确定为不稳定时，用户可确定不稳定的原因并对MRI系统200进行修复。此外，当MRI系统200被确定为稳定时，MRI系统200可如以上参照图2至图4D描述的例如在控制单元250的控制下自动补偿梯度线圈240的输出，而不需要来自用户的输入。
根据示例性实施例，MRI系统200可通过不将脉冲施加到梯度线圈240而将RF脉冲施加到目标对象105，而不在扫描空间中形成梯度磁场。MRI系统200可从没有形成梯度磁场的扫描空间中的目标对象105接收去梯度（gradient-off）RF信号，并使用接收的去梯度RF信号来确定MRI系统200是否稳定。
以下将参照图5A、图5B、图5C、图5D和图5E详细地描述确定MRI系统200是否稳定的操作。
图5A、图5B、图5C、图5D和图5E是用于在图3的MRI系统诊断方法中确定MRI系统200是否稳定的脉冲序列的示图。在图5A、图5B、图5C、图5D和图5E中，“X”、“Y”和“Z”分别表示施加到x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈的信号，“信号”表示由接收线圈220接收的信号。
根据示例性实施例的MRI诊断方法，如图5A中所示，可基于通过当梯度线圈240被关闭时将RF脉冲仅施加到RF线圈230而获得的RF信号501来确定MRI系统200是否稳定。例如，当获得的RF信号501的幅度或相位与参考RF信号相比在预定误差范围内时，或者当在重复以上处理多次之后获得的RF信号501的幅度或相位的改变在预定范围内时，MRI系统200可被确定为稳定。当通过使用图5A中的脉冲序列MRI系统200被确定为稳定时，可以看出涉及驱动例如MRI系统200中的RF线圈230和接收线圈220的部分的操作是稳定的。换言之，即使当整个MRI系统200不稳定时，如果通过使用图5A中的脉冲序列获得的RF信号501稳定，则用户可看出涉及驱动RF线圈230和接收线圈220的部分不涉及MRI系统200的不稳定性。
此外，根据基于示例性实施例的MRI诊断方法，如图5B、图5C和图5D所示，可基于RF信号502、503和504来确定MRI系统200是否稳定，其中，通过将预定的参考梯度脉冲510施加到包括在梯度线圈240中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个来获得RF信号502、503和504。例如，当获得的RF信号502、503和504中的每个信号的幅度或相位与参考RF信号相比在预定误差范围内时，或者当在重复以上处理多次之后获得的RF信号502、503和504中的每个信号的幅度或相位的改变在预定范围内时，MRI系统200可被确定为稳定。当通过使用图5B、图5C和图5D中的脉冲序列MRI系统200被确定为稳定时，可以看出涉及驱动例如MRI系统200中的梯度线圈240的部分的操作是稳定的。换言之，即使当整个MRI系统200不稳定时，如果通过使用图5B、图5C和图5D中的脉冲序列获得的RF信号502、503和504稳定，则用户可看出涉及驱动梯度线圈240的部分不涉及MRI系统200的不稳定性。
此外，根据基于示例性实施例的MRI诊断方法，如图5E所示，可基于RF信号505来确定MRI系统200是否稳定，其中，通过将预定的参考梯度脉冲510施加到包括在梯度线圈240中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈的全部来获得RF信号505。例如，在重复以上处理多次之后，当与参考RF信号相比从以上处理的每次迭代获得的RF信号505中的每个信号的幅度或相位在预定误差范围内时，或者当从以上处理的每次迭代获得的RF信号505中的每个信号的幅度或相位的改变在预定范围内时，MRI系统200可被确定为稳定。当通过使用图5E中的脉冲序列MRI系统200被确定为稳定时，可以看出涉及驱动例如MRI系统200中的梯度线圈240的部分的操作是稳定的。换言之，即使当整个MRI系统200不稳定时，如果通过使用图5E中的脉冲序列获得的RF信号505稳定，则用户可看出涉及驱动梯度线圈240的部分不涉及MRI系统200的不稳定性。
如图5A、图5B、图5C、图5D和图5E中所示，根据示例性实施例的MRI系统200可通过使用至少一个参考梯度脉冲测量、评价并诊断整个系统的稳定性。换言之，由于用于检查梯度线圈240的稳定性的参考梯度脉冲被统一，因此可简化稳定性检查处理，并且可减少检查时间（即，用于诊断MRI系统200的功能性的时间）。
图6是用于示出在图3的MRI系统诊断方法中确定MRI系统200是否稳定的方法的流程图。可以按照在图6中示出的顺序执行通过使用在图5A至图5E中示出的任何脉冲序列对MRI系统200的稳定性检查。
在步骤S610，可执行RF线圈230和接收线圈220的稳定性检查。例如，图5A的脉冲序列可用于该稳定性检查。在步骤S620，MRI系统200可基于从没有形成梯度磁场的扫描空间中的目标对象105产生的RF信号，来确定涉及驱动RF线圈230和接收线圈220的部分是否稳定。
如果如在步骤S620中所确定的，RF线圈230和接收线圈220不稳定，则MRI系统200可在步骤S625输出指示RF线圈230和接收线圈220需要被修复的信息。可例如从如图7中所示的MRI系统200的显示器或者可连接到控制单元250的其他公知的输出装置（诸如打印机）输出所述信息。为了修复RF线圈230和接收线圈220，用户可例如修改MRI系统200中的软件或替换与RF线圈230和接收线圈220相应的部件。在步骤S625之后，该方法可循环返回以执行步骤S610至S620。
如果如在步骤S620中所确定的，RF线圈230和接收线圈220稳定，则可在步骤S630执行梯度线圈240的稳定性检查。图5B、图5C、图5D和图5E中的脉冲序列可用于该稳定性检查。换言之，在步骤S640，MRI系统200可基于从扫描空间中的目标对象105产生的RF信号确定涉及驱动梯度线圈240的部分是否稳定，其中，通过将预定的参考梯度脉冲510施加到x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个或全部来形成所述扫描空间。
如果梯度线圈240不稳定，则MRI系统200可在步骤S645例如从如图7中所示的MRI系统200的显示器或者其他公知的输出装置（诸如打印机）输出指示梯度线圈240需要被修复的信息，并且该方法循环返回以执行步骤S630至S640。为了修复梯度线圈240，用户可例如修改MRI系统200中的软件或替换与梯度线圈240相应的部件。用户可根据在将参考梯度脉冲510分别施加到x轴线圈、y轴线圈、z轴线圈以及x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈的全部的每个情况（如图5B至图5E中所示）下接收的RF信号是否稳定来确定MRI系统200的不稳定性的原因。
例如，MRI系统200可执行对从接收线圈220获得的RF信号的幅度和相位的数据处理，并且例如通过图7中的显示器或者其他公知的输出装置（诸如打印机）将总体评价报告呈现给用户，以用于诊断MRI系统200。用户可从总体评价报告识别MRI系统200的问题。此外，例如，用户可通过将从接收线圈220获得的RF信号的幅度和相位与预设值进行比较来诊断MRI系统200并识别问题。“预设值”可以是当在MRI系统200的每个部分中发生问题时被期望获得的RF信号的计算值或仿真值。
返回参照步骤S640，当涉及驱动RF线圈230、接收线圈220和梯度线圈240的部分全部被确定为稳定时，在步骤S640，将MRI系统200确定为稳定，并且在步骤S650终止稳定性检查。
如上所述，当使用根据示例性实施例的MRI诊断方法时，可以通过使用预定的测试梯度脉冲来更快速且简单地检查MRI系统200的稳定性。从而，由于可容易地确定MRI系统200的不稳定性的原因，因此可修复MRI系统200。
根据示例性实施例的MRI系统200可用于检查用于补偿梯度线圈240的输出的误差的MRI系统200的稳定性。例如，根据示例性实施例的MRI系统200可使用用于补偿梯度线圈240的输出的误差的梯度脉冲来检查MRI系统200的稳定性。例如，仅当MRI系统200被确定为稳定时，MRI系统200可通过使用用于稳定性检查的参考梯度脉冲来补偿梯度线圈240的输出。在补偿在梯度线圈240的输出中包括的误差的情况下，当MRI系统200稳定时，可精确地测量和补偿该误差。然而，根据示例性实施例的MRI系统200可将确定MRI系统200是否稳定的操作以及补偿梯度线圈240的输出的操作执行为一个操作。
根据示例性实施例，由于在检查MRI系统200是否稳定以及补偿在梯度线圈240的输出中包括的误差的处理中使用了一个梯度脉冲，因此处理被简化，从而用户在诊断MRI系统时犯错的可能性大大减小。因此，可大大提高检查结果和误差补偿结果的精确性。
图7示意地示出根据本发明示例性实施例的远程地接收用户输入的MRI系统720。参照图7，可基于远程接收的用户输入执行根据示例性实施例的诊断MRI系统的方法。在示例性实施例中，由于MRI系统720的稳定性通过使用单个梯度脉冲被确定，并且误差可被补偿，因此诊断和修复MRI系统720的处理可被大大简化。因此，在用户可能远离MRI系统720的情况下，可由用户710使用终端或工作站测量、调节、评价和诊断MRI系统720的状态，所述终端或工作站可包括显示器或其他输出装置以及在图2B中示出的输入单元265。输入单元265和/或整个终端或工作站至少作为用于从例如远离MRI系统720的用户接收输入的接收单元进行操作。由于通过网络来远程地执行这些处理，因此用户710不需要直接访问布置了MRI系统720的地方来诊断和修复MRI系统720，从而还可节省时间和成本。为了远程地执行MRI系统诊断方法，MRI系统720还可包括用于远程地接收通过输入单元265的用户输入的接收单元。
此外，用户710可将MRI系统720的诊断结果和误差补偿记录存储在例如终端或工作站的存储器中。当之后在MRI系统720中出现问题时，用户710可通过参考存储的诊断结果和误差补偿记录来快速识别问题的原因。
如上所述，由于通过使用单个测试梯度脉冲来测量梯度线圈的误差并且补偿梯度线圈的输出，因此MRI系统的调谐处理更简单和精确。由于MRI系统的诊断和误差补偿被更简单精确地执行，因此远离MRI系统的用户可在不访问布置了MRI系统的地点的情况下分析问题并修复MRI系统。
根据本发明的上述设备和方法可被实现在硬件或固件中，或被实现为软件或计算机代码或其组合。此外，软件或计算机代码还可被存储在非暂时性记录介质（诸如CDROM、RAM、ROM（不论是否可被删除或重写）、软盘、CD、DVD、存储芯片、硬盘、磁存储介质、光记录介质或磁光盘）中，或者被存储在原始存储在远程记录介质、计算机可读记录介质、或非暂时性机器可读介质上的通过网络被下载而将被存储在本地记录介质上的计算机代码中，从而可以使用通用计算机、数字计算机或者专用处理器或者可编程或专用硬件（诸如ASIC或FPGA）以存储在记录介质上的这样的软件、计算机代码、软件模块、软件对象、指令、应用程序、小应用程序、应用等来实施在此描述的方法。如将被本领域所理解的，计算机、处理器、微处理器控制器或可编程硬件包括可存储或接收软件或计算机代码的易失和/或非易失存储器和存储组件（例如，RAM、ROM、闪存等），其中，所述软件或计算机代码当被计算机、处理器或硬件访问和执行时实现在此描述的处理方法。此外，将认识到，当通用计算机访问用于实现在此示出的处理的代码时，代码的执行将通用计算机转换为用于执行在此示出的处理的专用计算机。此外，可通过任何介质（诸如通过有线/无线连接传输的通信信号及其等同物）来电传输程序。程序和计算机可读记录介质还可分布在联网的计算机系统中，从而计算机可读代码以分布方式被存储和执行。
虽然已经参照本发明的示例性实施例具体示出和描述了本发明，但是本领域的普通技术人员将理解，在不脱离由权利要求限定的本发明的精神和范围的情况下，可以对本发明进行形式和细节上的各种改变。

Claims (15)

1.一种诊断具有梯度线圈和射频RF线圈的磁共振成像MRI系统的方法，所述方法包括：
通过基于参考梯度脉冲产生多个修改后梯度脉冲，并将所述多个修改后梯度脉冲中的一个脉冲施加到包括在梯度线圈中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈，来在布置了目标对象的扫描空间中产生梯度磁场；
将来自射频RF线圈的RF脉冲施加到产生了与所述多个修改后梯度脉冲中的每个脉冲相应的梯度磁场的扫描空间中的目标对象，并接收从目标对象产生的并且与所述多个修改后梯度脉冲相应的多个RF信号；
基于接收的所述多个RF信号补偿x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈的输出；
针对x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的每个，重复所述产生梯度磁场的步骤、所述施加和接收的步骤以及所述补偿的步骤；
产生修改后梯度脉冲信号并将修改后梯度脉冲信号发送到梯度线圈；
由梯度线圈使用修改后梯度脉冲信号产生修改后梯度磁场。
2.如权利要求1所述的方法，其中，补偿输出的步骤包括：
通过使用接收的所述多个RF信号确定针对参考梯度脉冲的调谐值；
基于调谐值调节施加到梯度线圈的脉冲序列。
3.如权利要求1所述的方法，其中，补偿输出的步骤包括：基于接收的所述多个RF信号检测用于优化RF信号的最佳的修改后梯度脉冲，并且基于最佳的修改后梯度脉冲和参考梯度脉冲之间的差来调节施加到梯度线圈的脉冲序列。
4.如权利要求3所述的方法，其中，脉冲序列包括自旋回波序列、涡轮自旋回波序列、反转恢复序列、梯度回波序列和场回波序列中的至少一个。
5.如权利要求1所述的方法，其中，产生梯度磁场的步骤包括：通过修改参考梯度脉冲的高度、宽度和相位中的至少一个来产生所述多个修改后梯度脉冲。
6.如权利要求1所述的方法，其中，在补偿输出的过程中，基于参考梯度脉冲和与接收的所述多个RF信号中的具有最大幅度的一个RF信号相应的修改后梯度脉冲之间的差来补偿梯度线圈的输出。
7.如权利要求1所述的方法，其中，参考梯度脉冲包括具有正值的第一脉冲和具有负值的第二脉冲，第一脉冲和第二脉冲具有相同的幅度。
8.如权利要求1所述的方法，其中，RF信号包括具有90°相位的脉冲和具有180°相位的脉冲，参考梯度脉冲包括具有比180°早的相位的第一脉冲和具有比180°晚的相位的第二脉冲，第一脉冲和第二脉冲具有相同的幅度。
9.如权利要求1所述的方法，还包括：通过使用参考梯度脉冲确定MRI系统是否稳定；
其中，在确定MRI系统稳定之后执行产生梯度磁场的操作、接收所述多个RF信号的操作以及补偿梯度线圈的输出的操作。
10.如权利要求9所述的方法，其中，确定MRI系统是否稳定的步骤包括：
通过将参考梯度脉冲施加到x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的至少一个线圈来在扫描空间中产生梯度磁场；
重复以下操作多次：将来自RF线圈的RF脉冲施加到形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象，并且接收从形成了梯度磁场的扫描空间中的目标对象产生的RF信号，其中，所述RF信号被接收线圈接收；
当接收的RF信号的幅度和相位中的至少一个的改变在预定范围内时，确定MRI系统稳定。
11.如权利要求1所述的方法，还包括：
远程接收输入；
基于接收的输入执行产生、施加和补偿操作。
12.一种磁共振成像MRI系统，所述MRI系统包括：
磁体，用于在布置了目标对象的扫描空间中产生主磁场；
射频RF线圈，用于在扫描空间中产生RF信号；
梯度线圈，包括x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈；
梯度线圈驱动单元，用于通过将基于预定参考梯度脉冲产生的多个修改后梯度脉冲中的一个施加到包括在梯度线圈中的x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈来在扫描空间中产生梯度磁场；
接收线圈，用于接收从产生了梯度磁场的扫描空间中的目标对象产生的并且与所述多个修改后梯度脉冲相应的多个RF信号；
控制单元，用于基于接收的所述多个RF信号补偿x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的一个线圈的输出，并用于控制磁体、RF线圈、梯度线圈、梯度线圈驱动单元和接收线圈针对x轴线圈、y轴线圈和z轴线圈中的每个重复所述产生梯度磁场的操作、所述接收的操作以及所述补偿的操作；
其中，响应于控制信号，梯度线圈驱动单元产生修改后梯度脉冲信号并将修改后梯度脉冲信号发送到梯度线圈；
其中，梯度线圈使用修改后梯度脉冲信号产生修改后梯度磁场。
13.如权利要求12所述的MRI系统，其中，控制单元通过使用接收的所述多个RF信号确定针对预定参考梯度脉冲的调谐值，并且基于调谐值调节施加到梯度线圈的脉冲序列。
14.如权利要求12所述的MRI系统，其中，控制单元基于接收的所述多个RF信号检测用于优化RF信号的最佳的修改后梯度脉冲，并基于最佳的修改后梯度脉冲和预定参考梯度脉冲之间的差调节施加到梯度线圈的脉冲序列。
15.如权利要求12所述的MRI系统，其中，控制单元通过修改预定参考梯度脉冲的高度、宽度和相位中的至少一个来产生所述多个修改后梯度脉冲。
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Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20160020897A (ko) * 2014-08-14 2016-02-24 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 장치의 펄스 시퀀스 검증 방법 및 이를 위한 장치
CN105044635A (zh) * 2015-06-12 2015-11-11 北京斯派克科技发展有限公司 用于关节磁共振成像的梯度线圈
US10634751B2 (en) * 2017-09-30 2020-04-28 Uih America, Inc. Systems and methods for reducing artifacts in MRI images
CN107861078A (zh) * 2017-12-15 2018-03-30 冯友珍 一种mri影像诊断系统
EP3828580B1 (en) * 2019-11-27 2023-10-11 Siemens Healthcare GmbH Method and system for compensating stray magnetic fields in a magnetic resonance imaging system with multiple examination areas

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4893081A (en) * 1986-08-15 1990-01-09 Elscint Ltd. Driven equilibrium in magnetic resonance imaging
US6288545B1 (en) * 1999-03-22 2001-09-11 General Electric Company Method and apparatus for calibration of RF and gradient field time delays
CN102508182A (zh) * 2011-11-30 2012-06-20 苏州安科医疗系统有限公司 一种用于磁共振成像的多阶谐波动态匀场方法

Family Cites Families (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4950994A (en) * 1988-03-07 1990-08-21 General Electric Company Gradient and polarizing field compensation
US4973906A (en) * 1989-08-17 1990-11-27 General Electric Company Flow compensated NMR fast pulse sequence
DE69321653T2 (de) * 1992-05-27 1999-05-20 Koninklijke Philips Electronics N.V., Eindhoven Verfahren und Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz
DE69418404T2 (de) * 1993-09-16 1999-11-11 Koninklijke Philips Electronics N.V., Eindhoven Korrektur der Polarität des Auslesegradienten in Bilderzeugung durch EPI und GRASE magnetische Resonanz
US6008647A (en) * 1997-02-11 1999-12-28 General Electric Company Method for reducing Maxwell term artifacts in fast spin echo MR images
US6011392A (en) * 1997-04-10 2000-01-04 General Electric Company Method for reducing Maxwell term artifacts in fast spin echo MR images
JP2000157509A (ja) 1998-11-23 2000-06-13 General Electric Co <Ge> Ｍｒｉシステムの較正方法、ｍｒｉシステム及びリセット勾配発生方法
US6043656A (en) * 1998-11-23 2000-03-28 General Electric Company Method for compensating an MRI system for residual magnetization
JP3423902B2 (ja) 1999-09-17 2003-07-07 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 勾配磁場計測方法およびｍｒｉ装置
KR100331449B1 (ko) 1999-11-12 2002-04-09 윤종용 패스트 스핀 에코 영상법에서 위상 부호화 경사 자계펄스의 위상 오류 보정방법
JP3440049B2 (ja) * 2000-02-25 2003-08-25 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｍｒｉ装置
US7081750B1 (en) 2000-05-11 2006-07-25 Fonar Corporation Dynamic real-time magnetic resonance imaging sequence designer
US6522137B1 (en) * 2000-06-28 2003-02-18 Schlumberger Technology Corporation Two-dimensional magnetic resonance imaging in a borehole
JP4212352B2 (ja) * 2001-12-27 2009-01-21 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
US7027853B2 (en) * 2002-09-26 2006-04-11 Board Of Regents, The University Of Texas System Data acquisition method and apparatus for MR imaging
US20060225766A1 (en) 2005-03-31 2006-10-12 Iderstine Richard V Portable oral hygiene system
US7218110B2 (en) * 2005-09-02 2007-05-15 Toshiba America Mri, Inc. Method and apparatus for diffusion magnetic resonance imaging with the effects of eddy currents compensated
US8094909B2 (en) 2007-10-09 2012-01-10 Siemens Aktiengesellschaft Apparatus and method for remotely controlling in real time measurement parameters of a magnetic resonance (MR) scanner
CA2683411C (en) * 2009-08-31 2017-07-18 University Of New Brunswick Magnetic resonance imaging apparatus and method
KR20110075859A (ko) * 2009-12-29 2011-07-06 (주)에이아이랩 Ｍｒｉ 시스템의 위상오차 보정 방법
JP5686660B2 (ja) * 2010-05-27 2015-03-18 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置及び方法
JP5650044B2 (ja) * 2011-04-22 2015-01-07 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4893081A (en) * 1986-08-15 1990-01-09 Elscint Ltd. Driven equilibrium in magnetic resonance imaging
US6288545B1 (en) * 1999-03-22 2001-09-11 General Electric Company Method and apparatus for calibration of RF and gradient field time delays
CN102508182A (zh) * 2011-11-30 2012-06-20 苏州安科医疗系统有限公司 一种用于磁共振成像的多阶谐波动态匀场方法

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