CN107015180A - 磁共振成像矩阵匀场线圈系统和方法 - Google Patents

磁共振成像矩阵匀场线圈系统和方法 Download PDF

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Abstract

本发明题为磁共振成像矩阵匀场线圈系统和方法。一种用于改进磁共振成像系统(10)中的图像质量的方法包括快速调制(132)磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流，其中快速调制(132)补偿系统(10)中的高阶涡流。

Description

磁共振成像矩阵匀场线圈系统和方法
技术领域
本发明的实施例一般涉及磁共振成像(MRI)，以及更具体来说涉及使用矩阵匀场线圈(matrix shim coil)来生成具有低至高阶空间谐波的磁场的系统和方法。
背景技术
MRI是用于得到表示具有易受到核磁共振(NMR)的原子核的充分群体的对象的内部结构的数字化视觉图像的广泛认可和市场销售的技术。在MRI中，对核子施加强主磁场(B0)使待成像对象中的核子极化。核子通过在特性NMR(拉莫尔)频率的射频(RF)信号来激发。通过围绕对象空间分布定域磁场并且当所激发质子衰减回到其较低能量常态时分析来自核子的所产生RF响应，生成和显示作为其空间位置的函数的这些核子响应的地图或图像。核子响应的图像提供对象内部结构的无创视图。另外，许多MRI系统使用电磁梯度线圈来产生小幅度、空间变化的磁场。通常，由梯度线圈所产生的磁分量沿MRI系统的z轴对齐，并且其幅度随着沿MRI系统的x、y或z轴其中之一的位置而线性改变。相应地，许多MRI系统使用梯度线圈沿单个轴对磁场强度并且伴随地对核自旋的谐振频率来创建小斜升。
在典型MRI系统中，B0场越均匀，则产生的图像质量越好。但是，不均匀性可通过各种因素来引入B0场中(B0场不均匀性)，例如制造容差、安装误差、环境影响、设计限制、一个或多个磁体中的缺陷、安装站点附近的铁磁材料和/或电磁噪声/干扰的其他来源。例如，时变磁场能够通过在MRI机械和/或被成像受检者中生成电流(称作涡流)来产生B0场不均匀性。所生成涡流又可产生附加磁场，其称作涡流场和/或反射场，能够使B0场失真并且使图像质量降级。
为了补偿涡流和/或B0场不均匀性的其他来源所引起的图像降级，许多MRI系统实现一种称作“预加重”的技术来降低B0场不均匀性的影响。传统MRI系统通过调制梯度线圈中的电流以尝试缓解因B0场不均匀性引起的B0场的失真来实现预加重。梯度线圈能够调制的几何形状受到限制，这又限制能够补偿的B0场不均匀性的空间谐波阶数。
因此，所需的是改进总体成像性能并且具体来说提供高阶空间谐波B0场不均匀性的缓解的系统和方法。
发明内容
在一实施例中，提供一种用于改进磁共振成像系统中的图像质量的方法。该方法包括快速调制磁共振成像系统的矩阵匀场线圈中的电流，以补偿系统中的高阶涡流。
在另一个实施例中，提供一种用于补偿磁共振成像系统中的梯度线圈对齐的方法。该方法包括快速调制磁共振成像系统的矩阵匀场线圈中的电流，以缓解产生于一个或多个梯度线圈的对齐的一个或多个B0场取向偏差。
在又一个实施例中，提供一种用于补偿磁共振成像系统中的高阶涡流的矩阵匀场线圈设备。该矩阵匀场线圈设备包括矩阵匀场线圈，其配置成补偿具有高空间谐波阶数的B0场不均匀性。与矩阵匀场线圈的第二匀场线圈中的电流无关地快速调制矩阵匀场线圈的第一匀场线圈中的电流。
技术方案1：一种用于改进磁共振成像系统(10)中的图像质量的方法，包括：
快速调制(132)所述磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流，所述快速调制(132)补偿所述系统(10)中的高阶涡流。
技术方案2：如权利要求1所述的方法，其中，所述矩阵匀场线圈(86)补偿具有高阶空间谐波的B0场不均匀性。
技术方案3：如权利要求1所述的方法，其中，快速调制(132)所述矩阵匀场线圈(86)中的所述电流由提供动态匀场的所述匀场驱动器(110)来控制。
技术方案4：如权利要求1所述的方法，其中，快速调制(132)所述磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流包括：
与所述矩阵匀场线圈(86)的第二匀场线圈(114)中的电流无关地调制所述矩阵匀场线圈(86)的第一匀场线圈(114)中的电流。
技术方案5：如权利要求1所述的方法，所述方法还包括：
从一个或多个B0场不均匀性图来得出(126)匀场波形，
其中所述矩阵匀场线圈(86)中的磁流按照所得出的匀场波形来调制(132)。
技术方案6：一种用于补偿磁共振成像系统(10)中的梯度线圈(104)对齐的方法，所述方法包括：
快速调制(150)所述磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流，以缓解产生于一个或多个梯度线圈(104)的对齐的一个或多个B0场取向偏差。
技术方案7：如权利要求6所述的方法，其中，所述一个或多个B0场取向偏差具有高空间谐波阶数。
技术方案8：如权利要求6所述的方法，其中，快速调制(150)所述矩阵匀场线圈(86)中的所述电流由提供动态匀场的所述匀场驱动器(110)来控制。
技术方案9：如权利要求6所述的方法，其中，快速调制(150)所述磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流以缓解产生于一个或多个梯度线圈(104)的所述对齐的一个或多个B0场取向偏差包括：
与所述矩阵匀场线圈(86)的第二匀场线圈(114)中的电流无关地调制所述矩阵匀场线圈(86)的第一匀场线圈(114)中的所述电流。
技术方案10：如权利要求6所述的方法，所述方法还包括：
通过激励(142)一个或多个梯度线圈(104)来生成(138)一个或多个反射场；
通过映射所述一个或多个反射场来创建(140)一个或多个B0场不均匀性图；以及
从所述一个或多个B0场不均匀性图来得出(146)匀场波形，
其中所述矩阵匀场线圈(86)中的磁流按照所得出的匀场波形来调制。
技术方案11：如权利要求6所述的方法，其中，所述一个或多个梯度线圈(104)的所述对齐是安装误差和B0偏移中的至少一个。
技术方案12：一种用于补偿磁共振成像系统(10)中的高阶涡流的矩阵匀场线圈设备，所述矩阵匀场线圈设备包括：
矩阵匀场线圈(86)，配置成通过与所述矩阵匀场线圈(86)的第二匀场线圈(114)无关地快速调制(132)所述矩阵匀场线圈(86)的第一匀场线圈(114)中的电流，来补偿具有高空间谐波阶数的B0场不均匀性。
技术方案13：如权利要求12所述的矩阵匀场线圈设备，其中，所述矩阵匀场线圈设备还包括：
匀场驱动器(110)，配置成按照匀场波形来调制所述矩阵匀场线圈(86)中的磁流。
技术方案14：如权利要求13所述的矩阵匀场线圈设备，其中，所述匀场驱动器(110)配置成提供动态匀场。
技术方案15：如权利要求13所述的矩阵匀场线圈设备，其中，所述矩阵匀场线圈设备还包括：
至少一个处理器(28、40)，配置成：
通过激励(142)一个或多个梯度线圈(104)来生成(138)一个或多个反射场；
通过映射所述一个或多个反射场来创建(140) B0场不均匀性图；以及
从所述一个或多个所创建B0场不均匀性图来得出(146)所述匀场波形。
附图说明
通过阅读以下参照附图的非限制性实施例的描述，将会更好地了解本发明，附图包括：
图1是结合本发明的实施例的示范磁共振成像(MRI)系统的框图；
图2是图1的MRI系统的示意侧视图；
图3是图1的MRI系统的示范矩阵匀场线圈的简图；
图4是示出按照本发明的一实施例、通过补偿高阶涡流来改进图像质量的方法的流程图；
图5是示出按照本发明的另一个实施例、通过补偿梯度线圈安装误差来改进图像质量的方法的流程图；以及
图6是示出按照本发明的又一个实施例、通过补偿B0偏移来改进图像质量的方法的流程图。
具体实施方式
下面将详细参照本发明的示范实施例，在附图中示出其示例。在可能的情况下，附图中通篇使用的相同参考标号表示相同或相似部件而无需赘述。
如本文所使用的术语“基本上”、“一般”和“大约”指示相对于用于取得组件或组合件的功能目的的理想预期条件适当可取得的制造和组装容差之内的条件。如本文所使用的“电耦合”、“电连接”和“电通信”表示所引用元件直接或间接连接，使得电流可从一个元件流动到另一个元件。连接可包括直接导电连接(即，没有中介电容、电感或有源元件)、电感连接、电容连接和/或任何其他适当电连接。中介组件可存在。如将会理解，本发明的实施例可一般用来分析动物组织，而并不局限于人体组织。
参照图1，示出结合本发明的一实施例的磁共振成像(MRI)系统10的主要组件。系统的操作从操作员控制台12来控制，操作员控制台12包括键盘或其他输入装置14、控制面板16和显示屏幕18。控制台12经过链路20与独立计算机系统22进行通信，其使操作员能够控制显示屏幕18上的图像的产生和显示。计算机系统22包括多个模块，其经过底板24相互通信。这些包括图像处理器模块26、CPU模块28和存储器模块30，其可包括用于存储图像数据阵列的帧缓冲器。计算机系统22经过高速串行链路34与独立系统控制或控制单元32进行通信。输入装置14能够包括鼠标、操纵杆、键盘、轨迹球、触控屏幕、光棒、语音控制或者任何相似或等效输入装置，并且可用于交互式几何规定。计算机系统22和MRI系统控制32共同形成“MRI控制器”36。
MRI系统控制32包括通过底板38连接在一起的模块集合。这些包括CPU模块40和脉冲发生器模块42，其经过串行链路44连接到操作员控制台12。经过链路44，系统控制32从操作员接收指示将要执行的扫描序列的命令。脉冲发生器模块42操作系统组件，以便运行预期扫描序列，并且产生指示所产生RF脉冲的定时、强度和形状的数据以及数据获取窗口的定时和长度。脉冲发生器模块42连接到梯度放大器46的集合，以指示扫描期间所产生的梯度脉冲的定时和形状。脉冲发生器模块42还能够从生理获取控制器48接收患者数据，生理获取控制器48接收来自连接到患者的多个不同传感器的信号，例如来自附连到患者的电极的ECG信号。以及最后，脉冲发生器模块42连接到扫描室接口电路50，扫描室接口电路50从与患者和磁体系统的条件关联的各种传感器来接收信号。还经过扫描室接口电路50，患者定位系统52接收将患者移动到预期位置供扫描的命令。
脉冲发生器模块42操作梯度放大器46，以便实现扫描期间所产生的梯度脉冲的预期定时和形状。由脉冲发生器模块42所产生的梯度波形施加到具有Gx、Gy和Gz放大器的梯度放大器系统46。各梯度放大器激发梯度线圈组合件(一般表示为54)中的对应物理梯度线圈，以产生用于对所获取信号进行空间编码的磁场梯度。梯度线圈组合件54形成磁体组合件56的部分，其还包括极化磁体58(其在操作中在磁体组合件56所包封的整个目标体积60提供均匀纵向磁场B0)和整体(发射和接收)RF线圈62(其在操作中在整个目标体积60提供与B0一般垂直的横向磁场B1)。
由患者体内的所激发核子所发射的所产生信号可由相同RF线圈62来感测，并且经过发射/接收开关64来耦合到前置放大器66。放大器MR信号在收发器68的接收器段中解调、过滤和数字化。发射/接收开关64通过来自脉冲发生器模块42的信号来控制，以便在发射模式期间将RF放大器70电连接到RF线圈62，并且在接收模式期间将前置放大器66连接到RF线圈62。发射/接收开关64还能够使独立RF线圈(例如表面线圈)用于发射或者接收模式中。
由RF线圈62所拾取的MR信号由收发器模块68数字化，并且传递给系统控制32中的存储器模块72。在存储器模块72中获取了原始k空间数据阵列时，扫描完成。这个原始k空间数据重新排列为待重构的各图像的独立k空间数据阵列，以及这些的每个输入到阵列处理器74，其进行操作以便将数据傅立叶变换为图像数据阵列。这个图像数据经过串行链路34传送给计算机系统22，其中将它存储在存储器30中。响应从操作员控制台12所接收的命令，这个图像数据可在长期存储装置中存档，或者它可由图像处理器26进一步处理，以及传送给操作员控制台12并且在显示器18上呈现。
参照图2，示出是图1的MRI系统10的示意侧视图。磁体组合件56的形状为圆柱形，其具有中心轴76、“患者端”78以及与患者端78相对的“服务端”80。磁体组合件56包括超导/极化磁体58、梯度线圈组合件54、RF屏蔽82、RF线圈62、患者膛管84和矩阵匀场线圈86。磁性组合件56还可包括各种其他元件，例如盖板、支承、悬浮构件、端帽、托架等，其为了清楚起见而从图2中省略。虽然图1和图2所示的磁性组合件56的实施例利用圆柱磁体和梯度拓扑，但是应当理解，可使用除了圆柱组合件之外的磁体和梯度拓扑。例如，裂开（split-open）MRI系统的平坦梯度几何结构也可利用以下所述的本发明的实施例。
极化磁体58可包括若干径向对齐的纵向间隔超导线圈88，其中各线圈能够携带大电流。超导线圈88设计成在患者/目标体积60中创建B0场。超导线圈88包封在低温外壳100之内的低温环境中。低温环境设计成将超导线圈88的温度保持为低于适当临界温度，使得超导线圈88处于具有零电阻的超导状态。低温外壳100可包括氦器皿(未示出)和热或冷屏蔽(未示出)，以用于按照已知方式来包含和冷却磁体绕组。极化磁体58由磁体器皿102、例如低温恒温器皿来包封。磁体器皿102配置成保持真空，并且防止热量被传递到低温外壳100。
梯度线圈组合件54设置在极化磁性58的内圆周中并且按照间隔同轴关系围绕RF屏蔽82和RF线圈62。梯度线圈组合件54可安装到极化磁体58，使得梯度线圈组合件54在圆周上由极化磁体58包围。梯度线圈组合件54还可沿圆周包围RF屏蔽82和RF线圈62。在实施例中，梯度线圈组合件54可以是自屏蔽梯度线圈组合件。例如，梯度线圈组合件54可包括圆柱内梯度线圈组合件或绕组104和圆柱外梯度线圈组合件或绕组106，其相对中心轴76均按照同心布置来设置。内梯度线圈组合件104包括内(或主)X、Y和Z梯度线圈，以及外梯度线圈组合件106包括相应外(或屏蔽)X、Y和Z梯度线圈。内梯度线圈组合件104的线圈可通过使电流经过线圈以在患者体积60中生成如MR成像所需的梯度场。内梯度线圈组合件104与外梯度线圈组合件106之间的体积108或空间可填充有接合材料，例如环氧树脂、粘弹性树脂、聚氨酯等。备选地，具有填充材料(例如玻璃珠、硅石和氧化铝)的环氧树脂可用作接合材料。另外，矩阵匀场线圈86可设置在内梯度线圈组合件104与外梯度线圈组合件106之间的体积108中。
RF屏蔽82的形状为圆柱形，并且围绕RF线圈62来设置。RF屏蔽82用来保护RF线圈62免受RF辐射的外部源影响，并且可由任何适当导电材料来制作，例如铜片、具有导电铜迹线的电路板、铜丝网、不锈钢丝网、其他导电丝网等。
RF线圈62为圆柱形，围绕患者膛管84的外表面设置，并且安装在圆柱梯度线圈组合件54内部。患者膛管84包围圆柱患者/目标体积或膛60。患者膛管84能够配置为标准膛尺寸(-60 cm)或者配置为宽膛尺寸(-70 cm或以上)。
矩阵匀场线圈86以第一半径设置在磁体组合件58内部，并且经过匀场来提供对B0场不均匀性、例如患者感应谐波的补偿。如本文所定义的匀场是通过调制电磁体中的电流对磁场中的不均匀性的补偿。具体来说，电流经过矩阵匀场线圈86来传导，以生成一个或多个磁场，其中和/补偿B0场不均匀性所引起的B0场中的扰动。因此，虽然图2示出位于梯度线圈组合件54内部的矩阵匀场线圈86，但是要理解，矩阵匀场线圈86可设置在矩阵匀场线圈86所产生的(一个或多个)磁场能够提供对B0场不均匀性的有效补偿的任何位置。但是，将矩阵匀场线圈86放置在RF屏蔽82后面限制矩阵匀场线圈86与RF线圈62之间的交互。
如图2进一步所示，矩阵匀场线圈86可由匀场驱动器110来驱动。匀场驱动器110和矩阵匀场线圈86可由电源112供电。电源112和匀场驱动器110可由计算机系统(例如，如图1所示的MRI控制器36)来操作。计算机36和匀场驱动器110配置成控制提供给矩阵匀场线圈86的电流，以便对预期感兴趣体积(例如患者/目标体积60)提供全局匀场。计算机36和匀场驱动器110还可配置成控制提供给矩阵匀场线圈86的电流，以便对预期感兴趣体积提供全局动态匀场。
匀场驱动器110产生称作匀场波形的数据，其控制矩阵匀场线圈86所产生的(一个或多个)磁场的定时和形状。匀场波形可通过调制流经矩阵匀场线圈86的电流来控制所产生的(一个或多个)磁场的定时和形状。匀场波形可调制流动到矩阵匀场线圈86中的单独匀场线圈(图3中示为114)或者流动到匀场线圈的编组(图3中示为116)的电流。匀场波形可配置成快速调制流经矩阵匀场线圈86的电流。匀场驱动器110可修改MRI扫描期间的波形，以产生实时或者近实时动态匀场。例如，MRI序列的各层面可具有到矩阵匀场线圈86中的各匀场线圈114或匀场线圈的编组116的电流的唯一集合。在实施例中，电流可在梯度场更新的硬件极限允许的情况下尽快地调制。在某些实施例中，快速调制的速度从一个值到另一个值可以为大致4微秒。在实施例中，可根据应用、匀场驱动器110的能力和矩阵匀场线圈86的电感来使用较慢调制速度。例如，在实施例中，层面相关匀场的矩阵匀场线圈86调制时间可至少部分基于成像序列的重复时间(例如，在5 msec至5000 msec的范围中)。
参照图3，示出按照一实施例的示范矩阵匀场线圈86的简图。矩阵匀场线圈86包括多个单独匀场线圈114，其围绕内梯度线圈组合件设置在圆柱表面(图2中示为54)上。在实施例中，矩阵匀场线圈86还可包括二阶或以上未屏蔽电阻匀场线圈(未示出)。匀场线圈114可在电路板上蚀刻，或者匀场线圈114可由按照预期模式所缠绕的绝缘铜线上的连续长度来制作。在一实施例中，电路板可包含RF4背衬和蚀刻铜。在另一个实施例中，电路板可以是具有蚀刻铜和Kapton绝缘的交错层的多层Kapton电路板。
矩阵匀场线圈86包括沿z方向(其对应于中心轴76)的n行线圈以及围绕圆柱结构的圆周的m个线圈，以形成匀场线圈114的n×m阵列。矩阵匀场线圈86中的单独匀场线圈114的数量越大，则矩阵匀场线圈86能够补偿的B0场不均匀性的空间谐波的阶数越高。例如，图3所示的示范矩阵匀场线圈86包括二十四(24)个匀场线圈114其沿z方向76设置成4行，并且沿圆柱结构的圆周在每行具有六(6)个匀场线圈114。因此，图3所示的示范矩阵匀场线圈86能够补偿具有大致高达YLM = Y43的空间谐波阶数的B0场不均匀性。
在其他实施例中，矩阵匀场线圈86可具有6×4矩阵阵列。在又一些实施例中，矩阵匀场线圈86可包括匀场线圈114的n×n阵列。另外，匀场线圈114可按照重叠对或编组116设置在矩阵匀场线圈86中。
匀场线圈114可具有不同形状，例如，匀场线圈114可以是p边多边形和/或圆形。多边形和圆形匀场线圈114可耦合到梯度线圈104和106，但是，其可在脉动期间引起矩阵匀场线圈86中的大电压。这种耦合又可要求匀场驱动器110中的大电压，以实现有效匀场。但是，矩阵匀场线圈86与梯度线圈104、106之间的任何耦合可通过将单独匀场线圈114卷成8字形或沙漏形状来降低和/或消除。具体来说，8字形形状使梯度线圈104和106的净径向通量为最小，这降低对匀场驱动器110的反馈电压。在美国专利申请No. 2014/0187222中公开了匀场线圈114和矩阵匀场线圈86的其他设计，通过引用将其完整地结合于此。
现在参照图4，示出按照本发明的一实施例、用于补偿高阶涡流的方法的流程图。在框118，患者或成像受检者(图2中示为117)在患者台架或托架(图2中示为119)上沿中心轴76(例如Z轴)插入磁性组合件56中。患者台架或托架119然后在患者端78插入磁性组合件56。
在框120，校准矩阵匀场线圈86。如框122、124和126所示，校准矩阵匀场线圈86可包括产生反射场，将映射反射场以创建B0场不均匀性图，并且从B0场不均匀性图来得出匀场波形，其中匀场波形设计成降低和/或消除反射场所产生的B0场不均匀性。在实施例中，得出匀场波形126可以是与校准120矩阵匀场线圈86分开的过程。
如在框122所示，产生反射场可包括在框128激励一个或多个梯度线圈104。梯度线圈104可同时、单独或者按照编组来激励。例如，在一些实施例中，x、y和z梯度线圈104可与在框124映射所产生反射场同时地激励。在其他实施例中，x梯度线圈可在框128与在框124所映射的所产生反射场一起来激励，之后接着y梯度线圈在框128与在框124所映射的所产生反射场一起来激励，之后接着z梯度线圈在框128与在框124所映射的对应反射场一起来激励。在又一些实施例中，x和y、y和z或者z和x梯度线圈可在框128来激励，以及所产生反射场在框124来映射，之后接着z、x或y梯度线圈在框128分别随着在框124所映射的对应反射场来激励。
在框124的反射场的映射可包括使用一个或多个传感器来检测反射场。在某些实施例中，独立映射可以相结合，以创建B0场不均匀性图。例如，如果单独激励和映射x、y和z梯度线圈，则对应B0场不均匀性图可以相结合，以创建单个B0场不均匀性图。匀场波形然后在步骤126从B0场不均匀性图来得出。所得出的匀场波形可存储在存储器组件、例如存储器30或72中。
在框130，运行MRI扫描，在此期间，通过如框132所示按照所得出的匀场波形调制矩阵匀场线圈86，来降低和/或消除B0场不均匀性。在实施例中，匀场波形可从存储器组件、例如存储器30和72中检索，并且加载到匀场驱动器110或者可控制匀场驱动器110的其他处理器、例如CPU 28或40。匀场驱动器110然后按照所得出的匀场波形来调制矩阵匀场线圈86，由此缓解和/或降低B0场不均匀性的影响。
本发明的实施例还可用来补偿B0场偏差。B0场偏差是相对中心轴76(或者另一个轴，例如x或y轴)的B0场的取向/对齐的偏差，其产生于一个或多个梯度线圈104的对齐。B0场偏差可能是梯度线圈安装误差的结果或者预计B0场偏移的结果。
参照图5，图5是示出补偿梯度线圈安装误差的方法的流程图。在框134，患者或成像受检者(图2中示为117)在患者台架或托架(图2中示为119)上沿中心轴76(例如Z轴)插入磁性组合件56中。患者台架或托架119然后在患者端78插入磁性组合件56。
在框136，确定产生于梯度线圈安装误差的B0场偏差。如框138和140所示，确定B0场偏差可包括产生反射场，并且映射反射场。如框142所示，产生反射场可包括激励一个或多个梯度线圈104。梯度线圈104可按照以上针对框128所述的相同方式来激励。在实施例中，在框140映射反射场可包括按照与本文针对框124所述过程相似的方式来映射反射场中的B0场不均匀性。例如，映射140反射场可包括在框144检测和/或感测反射场。
在框146，所确定的B0场偏差用来得出匀场波形，其设计成降低和/或消除产生于梯度线圈安装误差的B0场偏差。在矩阵匀场线圈86所生成的匀场存在的情况下降低或消除所得出的匀场波形配置/设计成使得总B0场偏差(例如产生于梯度线圈安装误差的B0偏差之和)。所得出的匀场波形可存储在存储器组件、例如存储器30或72中。在实施例中，得出146匀场波形可包含在框136的确定B0场偏差中。
在框148，运行MRI扫描，在此期间，通过如框150所示按照所得出的匀场波形调制矩阵匀场线圈86，来降低和/或消除产生于梯度线圈安装误差的B0场不均匀性。在实施例中，匀场波形可从存储器组件、例如存储器30和72中检索，并且加载到匀场驱动器110或者可控制匀场驱动器110的其他处理器、例如CPU 28或40。匀场驱动器110然后按照所得出的匀场波形来调制矩阵匀场线圈86，由此缓解和/或降低B0场偏差的影响。
参照图6，图6是示出结合图1的MRI来补偿一个或多个梯度线圈中的B0偏移的方法的流程图。在框152，患者或成像受检者(图2中示为117)在患者台架或托架(图2中示为119)上沿中心轴76(例如Z轴)插入磁性组合件56中。患者台架或托架119然后在患者端78插入磁性组合件56。
在框154，确定产生于B0偏移的B0偏差(本文中又称作B0偏移偏差)。可通过产生156反射场、映射158反射场并且得出160匀场波形，来确定154产生于B0偏移的B0场偏差。如框162所示，产生156反射场可包括激励一个或多个梯度线圈104。梯度线圈104可按照以上针对框128所述的相同方式来激励。在实施例中，映射158反射场可包括按照根据本文针对框124所述的过程的方式来映射反射场中的B0场不均匀性，以包括在框164检测和/或感测反射场。在实施例中，仅测量反射场的空间均匀分量，而忽略任何空间相关反射场分量、例如高阶空间谐波项。值得注意的是，B0场偏差在时间上可改变。
在框160，所确定的B0场偏差用来得出匀场波形，其设计成降低和/或消除产生于B0偏移的B0场偏差。如将会理解，所得出的匀场波形可存储在存储器组件、例如存储器30或72中。在实施例中，得出160匀场波形可可以是与确定154 B0场偏移偏差分开的过程。
在框166，运行MRI扫描，在此期间，通过按照所得出的匀场波形调制矩阵匀场线圈86，来降低和/或消除产生于B0偏移的B0场偏差。在实施例中，匀场波形可从存储器组件、例如存储器30和72中检索，并且加载到匀场驱动器110或者可控制匀场驱动器110的其他处理器、例如CPU 28或40。匀场驱动器110然后按照所得出的匀场波形来调制矩阵匀场线圈86，由此缓解和/或降低B0场偏差的影响，如框168所示。
要理解，从以上所述和图4-6所示的方法所得出的匀场波形可以相结合。也就是说，本发明的实施例可补偿产生于反射场/由反射场所产生的B0场不均匀性，并且补偿产生于梯度线圈安装误差和/或B0偏移的B0偏差。另外并且如上所述，产生于梯度线圈安装误差和/或B0偏移偏差的B0场不均匀性可以是B0场的取向的偏差(本文中又称作B0场取向偏差)，其产生于一个或多个梯度线圈104的对齐。相应地，图5和图6所示的方法可被认为是补偿梯度线圈对齐的方法。
还要理解，预计以上描述是说明性而不是限制性的。例如，上述实施例(和/或其方面)可相互结合使用。另外，可对本发明的理论进行多种修改以使具体情况或材料适合本发明的理论，而没有背离其范围。
例如，在一实施例中，用于改进磁共振成像系统中的图像质量的方法包括快速调制磁共振成像系统的矩阵匀场线圈中的电流，以补偿系统中的高阶涡流。在某些实施例中，矩阵匀场线圈补偿具有高阶空间谐波的B0场不均匀性。在某些实施例中，快速调制矩阵匀场线圈中的电流由提供动态匀场的匀场驱动器来控制。在某些实施例中，快速调制磁共振成像系统的矩阵匀场线圈中的电流包括与矩阵匀场线圈的第二匀场线圈中的电流无关地调制矩阵匀场线圈的第一匀场线圈中的电流。在某些实施例中，矩阵匀场线圈中的磁流可按照匀场波形来调制。在某些实施例中，该方法还包括从一个或多个B0场不均匀性图来得出匀场波形。在某些实施例中，该方法还包括通过映射一个或多个反射场来创建一个或多个B0场不均匀性图。在某些实施例中，该方法还包括通过激励一个或多个梯度线圈来生成一个或多个反射场。
其他实施例提供一种用于补偿磁共振成像系统中的梯度线圈对齐的方法。该方法包括快速调制磁共振成像系统的矩阵匀场线圈中的电流，以缓解产生于一个或多个梯度线圈的对齐的一个或多个B0场取向偏差。在某些实施例中，一个或多个B0场取向偏差具有高空间谐波阶数。在某些实施例中，快速调制矩阵匀场线圈中的电流由提供动态匀场的匀场驱动器来控制。在某些实施例中，快速调制磁共振成像系统的矩阵匀场线圈中的电流以缓解产生于一个或多个梯度线圈的对齐的一个或多个B0场取向偏差包括与矩阵匀场线圈的第二匀场线圈中的电流无关地调制矩阵匀场线圈的第一匀场线圈中的电流。在某些实施例中，矩阵匀场线圈中的磁流按照匀场波形来调制。在某些实施例中，该方法还包括通过激励一个或多个梯度线圈来生成一个或多个反射场，通过映射一个或多个反射场来创建一个或多个B0场不均匀性图，并且从一个或多个B0场不均匀性来得出匀场波形。在某些实施例中，一个或多个梯度线圈的对齐是安装误差。在某些实施例中，一个或多个梯度线圈的对齐是B0偏移。
又一些实施例提供一种用于补偿磁共振成像系统中的高阶涡流的矩阵匀场线圈设备。该矩阵匀场线圈设备包括矩阵匀场线圈，其配置成补偿具有高空间谐波阶数的B0场不均匀性，其中矩阵匀场线圈的第一匀场线圈中的电流与矩阵匀场线圈的第二匀场线圈中的电流无关地调制。在某些实施例中，该矩阵匀场线圈设备还包括匀场驱动器，其配置成按照匀场波形来调制矩阵匀场线圈中的磁流。在某些实施例中，匀场驱动器配置成提供动态匀场。该矩阵匀场线圈设备可包括至少一个处理器，其配置成通过激励一个或多个梯度线圈来生成一个或多个反射场，通过映射一个或多个反射场来创建一个或多个B0场不均匀性图，并且从一个或多个B0场不均匀性来得出匀场波形。
另外，虽然本文所述的尺寸和类型预计定义本发明的参数，但是它们完全不是限制性的，而只是示范实施例。通过阅读以上描述，许多其他实施例将是本领域的技术人员显而易见的。因此，本发明的范围应当参照所附权利要求连同这类权利要求涵盖的完整等效范围共同确定。在所附权利要求书中，术语“包括”和“其中”用作相应术语“包含”和“其中”的普通语言等效体。此外，在以下权利要求书中，诸如“第一”、“第二”、“第三”、“上”、“下”、“底部”、“顶部”等的术语只用作标号，而不是意在对其对象施加数字或位置要求。此外，以下权利要求书的限制并不是按照部件加功能格式编写的，并且不是意在基于35 U.S.C.§112(f)来解释，除非这类权利要求限制明确使用词语“用于…的部件”加上没有其他结构的功能的陈述。
本书面描述使用示例来公开包括最佳模式的本发明的若干实施例，并且还使本领域的技术人员能够实施本发明的实施例，包括制作和使用任何装置或系统，以及执行任何结合方法。本发明的专利范围由权利要求书来定义，并且可包括本领域的技术人员想到的其他示例。如果这类其他示例具有与权利要求书的文字语言完全相同的结构元件，或者如果它们包括具有与权利要求书的文字语言的非实质差异的等效结构元件，则它们意在落入权利要求书的范围之内。
如本文所使用的、以单数形式所述并且具有数量词“一”或“一个”的元件或步骤应当被理解为并不排除多个所述元件或步骤的情况，除非明确说明了这种排除情况。此外，本发明的“一个实施例”的说法并不是意在被理解为排除也结合了所述特征的附加实施例的存在。此外，除非相反的明确说明，否则，“包括”或“具有”带特定性质的元件或者多个元件的实施例可包括没有那种性质的附加的这类元件。
由于在上述上述发明中可进行某些变更而没有背离本文所涉及的本发明的精神和范围，所以预计附图所示的以上描述的主题的全部只被理解为示出本文的发明概念的示例，而不是被理解为限制本发明。

Claims (10)

1.一种用于改进磁共振成像系统(10)中的图像质量的方法，包括：
快速调制(132)所述磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流，所述快速调制(132)补偿所述系统(10)中的高阶涡流。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述矩阵匀场线圈(86)补偿具有高阶空间谐波的B0场不均匀性。
3.如权利要求1所述的方法，其中，快速调制(132)所述矩阵匀场线圈(86)中的所述电流由提供动态匀场的所述匀场驱动器(110)来控制。
4.如权利要求1所述的方法，其中，快速调制(132)所述磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流包括：
与所述矩阵匀场线圈(86)的第二匀场线圈(114)中的电流无关地调制所述矩阵匀场线圈(86)的第一匀场线圈(114)中的电流。
5.如权利要求1所述的方法，所述方法还包括：
从一个或多个B0场不均匀性图来得出(126)匀场波形，
其中所述矩阵匀场线圈(86)中的磁流按照所得出的匀场波形来调制(132)。
6.一种用于补偿磁共振成像系统(10)中的梯度线圈(104)对齐的方法，所述方法包括：
快速调制(150)所述磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流，以缓解产生于一个或多个梯度线圈(104)的对齐的一个或多个B0场取向偏差。
7.如权利要求6所述的方法，其中，所述一个或多个B0场取向偏差具有高空间谐波阶数。
8.如权利要求6所述的方法，其中，快速调制(150)所述矩阵匀场线圈(86)中的所述电流由提供动态匀场的所述匀场驱动器(110)来控制。
9.如权利要求6所述的方法，其中，快速调制(150)所述磁共振成像系统(10)的矩阵匀场线圈(86)中的电流以缓解产生于一个或多个梯度线圈(104)的所述对齐的一个或多个B0场取向偏差包括：
与所述矩阵匀场线圈(86)的第二匀场线圈(114)中的电流无关地调制所述矩阵匀场线圈(86)的第一匀场线圈(114)中的所述电流。
10.如权利要求6所述的方法，所述方法还包括：
通过激励(142)一个或多个梯度线圈(104)来生成(138)一个或多个反射场；
通过映射所述一个或多个反射场来创建(140)一个或多个B0场不均匀性图；以及
从所述一个或多个B0场不均匀性图来得出(146)匀场波形，
其中所述矩阵匀场线圈(86)中的磁流按照所得出的匀场波形来调制。
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