CN107615080A - 用于在具有非对称梯度的磁共振成像中进行伴随场校正的系统和方法 - Google Patents

用于在具有非对称梯度的磁共振成像中进行伴随场校正的系统和方法 Download PDF

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Abstract

提供了用于在实施非对称磁场梯度的磁共振成像(“MRI”)系统中执行伴随场校正的系统和方法。一般而言，本文所描述的系统和方法可以针对诸如零阶、一阶和二阶伴随场之类的多阶伴随场的效应进行校正。

Description

用于在具有非对称梯度的磁共振成像中进行伴随场校正的系 统和方法
关联申请的交叉引用
本申请要求于2015年5月29日提交的题为“用于在具有非对称梯度的磁共振成像中进行伴随场校正的系统和方法(SYSTEMS AND METHODS FOR CONCOMITANT FIELDCORRECTION IN MAGNETIC RESONANCE IMAGING WITH ASYMMETRIC GRADIENTS)”的美国临时专利申请序列号62/168,364以及于2015年9月16日提交的题为“用于在具有非对称梯度的磁共振成像中进行伴随场校正的系统和方法(SYSTEMS AND METHODS FOR CONCOMITANTFIELD CORRECTION IN MAGNETIC RESONANCE IMAGING WITH ASYMMETRIC GRADIENTS)”的美国临时专利申请序列号62/219,464的权益并且通过引用将这些申请的全部结合于此。
关于联邦资助研究的说明
本发明是由国立卫生研究院资助的EB010065下得到政府支持而作出的。政府拥有本发明中的特定权利。
发明背景
本发明的领域是用于磁共振成像(“MRI”)的系统和方法。更具体而言，本发明涉及用于当在MRI扫描期间实施非对称梯度时进行伴随场校正和补偿的系统和方法。
根据麦克斯韦方程，用于MRI中的空间编码的磁场梯度总是伴随有空间地变化的更高阶磁场，其传统上被称为“伴随场”。传统上，只有在三阶以下的伴随场项被认为有意义的。伴随项的空间依赖性和组成取决于MRI梯度系统设计。
传统的MRI梯度系统通常具有圆柱形的对称结构。这种系统的伴随场只包含二阶空间依赖性。然而，对于非对称的梯度系统，也存在具有零阶和一阶空间依赖性的伴随场项。作为一些例子，这些零阶和一阶项导致在标准的回波平面成像(“EPI”)序列中的额外图像偏移、扩散成像中的回波偏移以及相位对比成像中的相移。
各种方法已被提出用来补偿对称梯度系统的二阶伴随场；然而，对于非对称的梯度系统，存在且应该校正附加的零阶和一阶伴随场的项。
对于标准的轴向EPI，C.Meier等人在“对于非对称梯度线圈的伴随场项：扩散、流动和回波平面成像的结果(Concomitant Field Terms for Asymmetric Gradient Coils:Consequences for Diffusion,Flow,and Echo-Planar Imaging)”(Magn.Reson.Med.,2008；60:128–134)中提出在z方向上添加附加的梯度以补偿仅具有在z方向上的线性空间依赖性的一阶自平方项(即，表现出对或的依赖性的相位分量)。这个方法没有解决具有任意梯度组合的更一般的情况，其中还存在一阶交叉项(即，表现出对GxGzx、GxGzz、GyGzy或GyGzz的依赖性的相位分量)和具有其他空间依赖性(即，在x方向和y方向上，包括和)的自平方项。对现有梯度波形的任何调整将导致附加的伴随场，这在之前还没被考虑过。
因此，仍然需要给非对称梯度系统提供伴随场校正和补偿。这样的校正和补偿技术应当能够解决伴随场的全三维空间依赖性，并且应当避免在补偿校正过程期间生成任何二级伴随场。
发明内容
本发明通过提供一种用于补偿利用具有非对称梯度系统的磁共振成像(“MRI”)系统所获取的数据中的零阶和一阶伴随场效应的方法来克服上述缺点。将在数据采集期间利用MRI系统应用的梯度波形被提供给计算机系统，且基于这些梯度波形计算补偿梯度波形。当被添加到所提供的梯度波形时，补偿梯度波形补偿一阶伴随场效应。在一些实施例中，补偿梯度波形在多个空间方向上同时补偿一阶伴随场效应。随后，向MRI系统提供梯度波形和补偿梯度波形，并且利用使用数据采集的MRI系统获取数据，所述MRI系统使用所提供的梯度波形和补偿梯度波形生成磁场梯度。因此，通过使用所提供的梯度波形和所提供的补偿梯度波形来生成磁场梯度，所获取的数据被补偿一阶伴随场效应。
在一些方面，利用包括非对称梯度系统的MRI系统获取的数据也包括在数据采集期间由非对称梯度系统生成的零阶伴随场、二阶伴随场或两者所导致的误差。以这种方式，针对使用补偿梯度收集的MRI数据确定伴随场引起的相位累积，并且在图像重建期间校正数据。可替换地，还可以通过调整采集中心频率来校正零阶伴随场引起的相位误差，这可以与一阶校正并行完成。
本发明的先前以及其他方面和优点将根据以下描述而显现。在该描述中，参考形成其一部分且作为说明示出本发明的优选实施例的附图。然而，这样的实施例不必要表示本发明的全部范围，并因此对权利要求和在本文中作出参考以用于解释本发明的范围。
附图说明
图1是阐述用于在实施非对称梯度系统的MRI系统中补偿一阶伴随场效应的方法的示例的步骤的流程图；
图2图示了用于在实施非对称梯度系统的MRI系统中补偿一阶伴随场效应的示例目标、实际和补偿梯度波形；
图3是阐述用于在实施非对称梯度系统的MRI系统中补偿一阶伴随场效应的另一个示例方法的步骤的流程图；
图4是阐述用于在实施非对称梯度系统和实施补偿梯度的MRI系统中校正零阶伴随场效应、二阶伴随场效应、或两者的方法的示例的步骤的流程图；以及
图5是磁共振成像(“MRI”)系统的示例的框图。
具体实施方式
本文描述的是用于在实施非对称磁场梯度的磁共振成像(“MRI”)系统中执行伴随场校正的系统和方法。一般而言，本文所描述的系统和方法可以校正诸如零阶、一阶和二阶伴随场之类的多阶伴随场的效应。
本文所描述的方法同时在所有x、y和z方向上应用校正梯度以补偿一阶伴随场效应。所有一阶伴随场项可以同时被补偿，且附加校正梯度的效应也被本文所描述的方法自动地考虑。可以通过从使用补偿梯度所获取的数据中减去累积相位来回溯性地补偿零阶伴随场项。类似地，也可以在图像重建期间使用解调空间上变化的引起的相位的技术来校正二阶伴随场效应。
在一些实施方式中，本文描述的系统和方法包括测量由零阶伴随场导致的累积相位，基于该累积相位计算校正因子，以及将校正因子应用于获取的k空间数据，使得零级伴随场的效应不存在于从经校正的k空间数据重建的图像中。
在一些其它实施方式中，本文描述的系统和方法包括确定可以在成像期间被应用以补偿一阶伴随场的补偿磁场梯度。特别地，这些补偿梯度可以被设计成同时补偿多个不同方向上的一阶伴随场，诸如在两个方向(例如x和y)上的或三个方向(例如x、y和z)上的。因此，使用包含这些补偿梯度的数据采集方案所获取的k空间数据将不包括一阶伴随场的效应。
对于非对称梯度系统，也存在二阶伴随场项。这些项类似于传统的对称梯度系统的项。作为一个示例，这些二阶项可以在图像重建期间通过分离伴随场项的空间部分或时间部分，接着进行校正(例如，使用共轭相位方法)来被补偿。
对于零阶伴随场Bc,0、一阶伴随场Bc,1和二阶伴随场Bc,2，在实施非对称磁场梯度的MRI系统中的伴随场项被如下定义：
在方程(1)-(3)中，Gx是x方向上的梯度；Gy是y方向上的梯度；Gz是z方向上的梯度；z0x、z0y、x0和y0是描述横向场分量相对于磁体等中心的偏移的常数；x x是x方向上的空间位置；y是y方向上的空间位置；z是z方向上的空间位置；α是描述伴随场沿横向方向(例如x方向和y方向)的相对强度的无量纲的非对称参数；且B0是主磁场的强度。对于传统的对称梯度MRI系统，α的值通常约为0.5。对于其中两个横向轴(例如x轴和y轴)共享相似的设计且仅通过绕z轴九十度旋转主要地彼此不同的那些非对称梯度系统，α的值通常也约为0.5。在其他非对称梯度系统中，α的值可以不同于0.5。
现在参见图1，流程图示出为阐述用于在MRI中补偿一阶伴随场的效应的示例方法的步骤。该方法包括向计算机系统提供将在数据采集期间被使用的磁场梯度波形，如步骤102处所指示的。这些梯度波形可被提供给形成MRI系统的一部分的操作者工作站，或者提供给与MRI系统通信的另一个计算机系统或处理器。基于所提供的梯度波形，计算补偿梯度波形，如步骤104处所指示的。该补偿梯度波形定义补偿由所提供的梯度波形生成的一阶伴随场的磁场梯度。使用这些补偿梯度，可以沿着多个不同方向同时补偿一阶伴随场。
作为示例，通过求解以下方程组，补偿梯度波形(Gx、Gy和Gz)可被计算：
目标梯度波形和补偿梯度波形(Gx、Gy、Gz)接着被传送到MRI系统且在成像扫描期间被使用以获取已经沿着每个空间方向同时被补偿一阶伴随场效应的数据，如步骤106处所指示的。目标和实际梯度波形以及从中计算的补偿梯度的波形的示例在图2中被示出。
再次参见图1，接着可以从所获取的数据重建图像，如步骤108处所指示的。如以下相对于图3所描述的，在重建之前，还可以针对零阶伴随场效应和/或二阶伴随场效应校正数据，如在判定框110和可选步骤112处所指示的。在一些实施例中，可以通过调整采集中心频率来校正零阶伴随场引起的误差，这可以与一阶校正并行完成。
如方程(1)中所见，零阶伴随场不具有空间依赖性(即，它们不依赖于x、y或z)。因此，可以在所获取的k空间数据中且在图像重建之前补偿零阶伴随场。
现在参见图3，流程图示出为阐述用于在MRI中补偿一阶伴随场的效应的另一个示例方法的步骤。该方法包括向计算机系统提供将在数据采集期间被使用的磁场梯度波形，如步骤302处所指示的。这些梯度波形可被提供给形成MRI系统的一部分的操作者工作站，或者提供给与MRI系统通信的另一个计算机系统或处理器。基于所提供的梯度波形，计算在某个时间点处的预加重(pre-emphasis)之后的实际梯度波形，如在步骤304处所指示的。这些实际梯度波形可以被表示为：
然后在逐个时间点的基础上计算梯度波形的预加重分量，如在步骤306处所指示的。一般而言，可以通过计算实际梯度波形和规定的梯度波形之间的差值来如下计算预加重分量：
计算出的预加重分量接着可被利用以执行实际梯度的一阶校正，如在步骤308处所指示的。使用经校正的梯度获取数据，如在步骤310处所指示的，且从所获取的数据重建图像，如在步骤312处所指示的。如以下相对于图4所描述的，在重建之前，还可以针对零阶伴随场效应和/或二阶伴随场效应校正数据，如在判定框314和可选步骤316处所指示的。在一些实施例中，可以通过调整采集中心频率来校正零阶伴随场引起的误差，这可以与一阶校正并行完成。
由于剩余效应，基于方程(10)-(12)中的有限差分近似的梯度预加重不可以提供对伴随场的完全补偿。然而，在这些情况下，剩余的伴随场将比标称场小若干个数量级，并且因此将对图像质量施加可忽略的影响。在一些实施方式中，可以应用基于近似校正的重复应用的迭代校正。
现在参见图4，流程图示出为阐述用于针对零阶伴随场的效应补偿所获取的k空间数据的示例方法的步骤。该方法包括提供要被校正的所获取的k空间数据，如在步骤402处所指示的。作为示例，可以通过从数据存储器取回数据或者通过使用MRI系统获取数据来提供k空间数据。然后从所提供的k空间数据计算数据采集期间的相位累积，如在步骤404处所指示的。例如，可归因于零阶伴随场效应的相位累积可被计算为，
其中φc,0(k)是作为k空间位置的函数的相位累积，γ是回磁比，t(k)是磁场梯度的持续时间，且Bc,0(τ)是零阶伴随场。
基于所计算的相位累积，可以计算移除所获取数据中的所累积相位的影响的校正因子，如在步骤406处所指示的。在校正因子被计算出后，它们被应用于k空间中的适当位置以对零阶伴随场的效应进行校正，如在步骤408处所指示的。然后可从所校正的数据重建图像，如在步骤410处所指示的。可选地，还可以通过应用用于在实施对称梯度系统的MRI系统中校正或补偿二阶伴随场效应的已知技术来校正或补偿二阶伴随场效应。
在一些其他实施方式中，可以通过基于梯度波形调整中心解调频率来校正零阶伴随场效应。在任何时间点t处由零阶伴随场引起的频率偏移可以被描述为，
在每个时间点处新的解调频率可被如下地计算出，
其中，f0是原始解调频率且Δfc,0th是由零阶伴随场引起的频率偏移。零阶相位校正可以通过调整中心载波频率以考虑预期的伴随场引起的相位误差来前瞻性地(prospectively)执行，或者可以在重建期间回溯性地执行。
现在具体参见图5，示出了磁共振成像(“MRI”)系统500的示例。MRI系统500包括操作者工作站502，其通常将包括显示器504；一个或多个诸如键盘和鼠标之类的输入设备506；以及处理器508。处理器508可包括运行可购买到的操作系统的可购买到的可编程机器。操作者工作站502提供操作者界面，操作者界面使得扫描处方(prescription)能够被输入MRI系统500中。一般而言，操作者工作站502可被耦合到四个服务器：脉冲序列服务器510；数据采集服务器512；数据处理服务器514；以及数据存储服务器516。操作者工作站502与每个服务器510、512、514和516被连接以彼此通信。例如，服务器510、512、514和516可经由通信系统540被连接，该通信系统540可包括任何适合的网络连接，无论是有线的、无线的或两者的结合。作为示例，通信系统540可包括专有的或专用的网络，以及诸如因特网之类的开放网络。
脉冲序列服务器510响应于从操作者工作站502下载的指令而运行来操作梯度系统518和射频(“RF”)系统520。执行规定的扫描所需的梯度波形被产生并应用至梯度系统518，该梯度系统518激励梯度线圈组件522中的梯度线圈以产生用于对磁共振信号进行定位编码的磁场梯度Gx、Gy和Gz。梯度线圈组件522形成包括极化磁体526和全身RF线圈528的磁体组件524的部分。
由RF系统520向RF线圈528或分开的局部线圈(图5中未示出)应用RF波形，以便执行规定的磁共振脉冲序列。由RF线圈528或分开的局部线圈(图5中未示出)所检测的响应磁共振信号被RF系统520接收，在该RF系统520处，这些信号在由脉冲序列服务器510产生的命令的指导下被放大、解调、滤波和数字化。RF系统520包括用于产生用在MRI脉冲序列中的很多种RF脉冲的RF发射器。RF发射器对扫描处方和来自脉冲序列服务器510的指导作出响应以产生期望的频率、相位和脉冲幅度波形的RF脉冲。产生的RF脉冲可被应用到全身RF线圈528或被应用到一个或多个局部线圈或线圈阵列(图5中未示出)。
RF系统520还包括一个或多个RF接收器信道。每个RF接收器信道包括RF前置放大器和检测器，RF前置放大器放大由与其连接的线圈528所接收的磁共振信号，检测器检测并数字化所接收的磁共振信号的I和Q正交分量。因此，所接收的磁共振信号的大小可在任何取样点处由I和Q分量的平方和的平方根来确定：
且所接收的磁共振信号的相位还可根据以下关系来确定：
脉冲序列服务器510还任选地从生理采集控制器530接收患者数据。作为示例，生理采集控制器530可从与患者连接的数个不同的传感器接收信号，诸如从电极接收心电图(“ECG”)信号，或从呼吸风箱或其他呼吸监测设备接收呼吸信号。脉冲序列服务器510通常使用这样的信号以使扫描的表现与受试者的心跳或呼吸同步或“门控(gate)”。
脉冲序列服务器510还连接到扫描室接口电路532，扫描室接口电路532从与患者的情况和磁体系统相关联的各种传感器接收信号。患者定位系统534接收命令以在扫描期间将患者移动到期望的位置也是通过扫描室接口电路532。
由数据采集服务器512接收由RF系统520产生的数字化磁共振信号样本。响应于从操作者工作站502下载的指令，数据采集服务器512操作以接收实时磁共振数据并提供缓冲存储，使得没有数据由数据过量运行而丢失。在一些扫描中，数据采集服务器512不比将获取的磁共振数据传递到数据处理器服务器514做得更多。然而，在需要从所获取的磁共振数据导出的信息来控制扫描的进一步表现的扫描中，数据采集服务器512被编程以产生这样的信息并且将其传达到脉冲序列服务器510。例如，在预扫描期间，获取并使用磁共振数据来校准由脉冲序列服务器510执行的脉冲序列。作为另一个示例，可获取并使用导航信号来调整RF系统520或梯度系统518的操作参数，或者控制取样k空间的视图顺序(view order)。在又另一个示例中，也可采用数据采集服务器512来处理磁共振信号，该磁共振信号被用于在磁共振血管造影术(“MRA”)扫描中检测造影剂的到来。作为示例，数据采集服务器512获取磁共振数据并且实时地处理磁共振数据以产生用于控制扫描的信息。
数据处理服务器514从数据采集服务器512接收磁共振数据并且根据从操作者工作站502下载的指令来处理该磁共振数据。例如，这样的处理可包括下列中的一个或多个：通过执行原始k空间数据的傅立叶变换来重建二维或三维图像；执行其他图像重建算法，诸如迭代或反向投影重建算法；对原始k空间数据或重建的图像应用滤波器；生成功能磁共振图像；计算运动或流动图像等。
由数据处理服务器514重建的图像被传达回操作者工作站502，在操作者工作站，它们被存储。在数据库存储缓存(图5中未示出)中储存实时图像，从数据库存储缓存可输出实时图像到操作者显示器512或位于磁体组件524附近的显示器536以供主治医生使用。批处理模式图像或经选择的实时图像被储存在磁盘存储器538上的主机数据库中。当这样的图像已经被重建并且被转移到存储器时，数据处理服务器514通知操作者工作站502上的数据存储服务器516。可由操作者使用操作者工作站502来存档图像、产生影像或经由网络向其他设施发送图像。
MRI系统500还可包括一个或多个联网的工作站542。作为示例，联网的工作站542可包括显示器544；诸如键盘和鼠标之类的一个或多个输入设备546；以及处理器548。联网的工作站542可位于与操作者工作站502相同的设施内，或位于诸如不同的医疗保健机构或诊所之类不同的设施中。
不管是在与操作者工作站502相同的设施内还是在不同的设施中，联网的工作站542可经由通信系统540获得对数据处理服务器514或数据存储服务器516的远程访问。因此，多个联网的工作站542可以具有对数据处理服务器514和数据存储服务器516的访问。以这种方式，磁共振数据、重建的图像或其他数据可在数据处理服务器514或数据存储服务器516与联网的工作站542之间被交换，使得可由联网的工作站542远程地处理数据或图像。此数据可以任何合适的格式来被交换，诸如根据传输控制协议(“TCP”)、因特网协议(“IP”)或其他公知的或合适的协议。
本发明已经在一个或多个优选实施例方面进行了描述，并且应当理解除那些清楚说明以外的许多等同、替换、变型、以及修改是可能的且在本发明的范围内。

Claims (16)

1.一种用于在利用具有非对称梯度系统的磁共振成像(MRI)系统所获取的数据中补偿一阶伴随场的方法，所述方法的步骤包括：
(a)向计算机系统提供将利用所述MRI系统在数据采集期间应用的梯度波形；
(b)利用所述计算机系统计算补偿梯度波形，所述补偿梯度波形当被添加到所提供的梯度波形时补偿一阶伴随场效应；
(c)向所述MRI系统提供所述梯度波形和所述补偿梯度波形；以及(d)利用使用数据采集的所述MRI系统获取数据，所述MRI系统使用所提供的梯度波形和所提供的补偿梯度波形生成磁场梯度，其中，通过使用所提供的梯度波形和所提供的补偿梯度波形来生成所述磁场梯度，所获取的数据被补偿一阶伴随场效应。
2.如权利要求1所述的方法，进一步包括从所校正的数据重建至少一个图像，其中可归因于所述一阶伴随场效应的误差在所述至少一个图像中被减轻。
3.如权利要求1所述的方法，其中在步骤(b)中计算出的所述补偿梯度波形同时在至少两个空间方向上补偿一阶伴随场效应。
4.如权利要求3所述的方法，其中在步骤(b)中计算出的所述补偿梯度波形同时在三个空间方向上补偿一阶伴随场效应。
5.如权利要求1所述的方法，其中在步骤(d)中所获取的数据包括由所述非对称梯度系统在所述数据采集期间生成的零阶伴随场所导致的误差，并且所述方法进一步包括：
在表示在所获取的数据中的每个k空间位置处计算可归因于零阶伴随场的相位累积；
针对表示在所获取的数据中的每个k空间位置确定校正因子，每个校正因子是基于在相应的k空间位置处计算的所述相位累积确定的；以及
通过将所述校正因子应用于所获取的数据来产生经校正的数据，所述经校正的数据针对由所述非对称梯度系统在数据采集期间生成的零阶伴随场所导致的误差被校正。
6.如权利要求5所述的方法，进一步包括从所述经校正的数据重建至少一个图像，其中可归因于所述零阶伴随场的误差以及可归因于所述一阶伴随场效应的误差在所述至少一个图像中被减轻。
7.如权利要求5所述的方法，其中在每个k空间位置处计算所述相位累积是基于所述零阶伴随场在持续时间上的积分，在所述持续时间期间，通过所述非对称梯度系统应用磁场梯度。
8.如权利要求5所述的方法，其中每个校正因子被确定为否定在所述相应的k空间位置处计算的可归因于所述零阶伴随场的所述相位累积。
9.如权利要求5所述的方法，其中向所获取的数据应用所述校正因子包括将在所获取的数据中表示的每个k空间位置乘以针对每个相应的k空间位置确定的所述校正因子。
10.如权利要求5所述的方法，其中在步骤(d)中获取的所述数据还包括由所述非对称梯度系统在数据采集期间生成的二阶伴随场所导致的误差，且其中在每个k空间位置处计算所述相位累积也是基于在持续时间上的二阶伴随场的积分，在所述持续时间期间通过所述非对称梯度系统应用磁场梯度。
11.如权利要求10所述的方法，其中每个校正因子被确定用来还否定可归因于所述二阶伴随场的所述相位累积且接着由利用共轭相位方法的校正进行应用。
12.如权利要求5所述的方法，其中对所获取的数据应用所述校正因子包括分离所述伴随场项的空间部分或时间部分。
13.如权利要求1所述的方法，其中在步骤(d)中获取的所述数据包括由所述非对称梯度系统在所述数据采集期间生成的零阶伴随场所导致的误差，且所述方法进一步包括使用解调频率针对由所述零阶伴随场所导致的误差校正所获取的数据，所述解调频率是基于原始解调频率和由所述零阶伴随场引起的频率偏移计算出的。
14.如权利要求1所述的方法，其中步骤(b)包括使用中心频率计算出所述补偿梯度，所述中心频率已经被前瞻性地调整以考虑将在数据采集期间被引起的零阶伴随场。
15.一种用于在利用具有非对称梯度系统的磁共振成像(MRI)系统所获取的数据中补偿一阶伴随场的方法，所述方法的步骤包括：
(a)向计算机系统提供将利用所述MRI系统在数据采集期间应用的梯度波形；
(b)利用所述计算机系统计算出将由所述MRI系统生成的实际梯度波形，所述实际梯度波形基于所提供的梯度波形；
(c)基于所提供的梯度波形与所述实际梯度波形之间的差值计算出预加重分量；
(d)利用所述计算机系统使用所述预加重分量计算出经校正的梯度波形；
(e)向所述MRI系统提供所述经校正的梯度波形；以及
(f)利用使用数据采集的所述MRI系统获取数据，所述MRI系统使用所述经校正的梯度波形生成磁场梯度，其中通过使用所述经校正的梯度波形生成所述磁场梯度，所获取的数据被补偿一阶伴随场效应。
16.如权利要求1所述的方法，其中在步骤(c)中计算出的所述梯度预加重分量是使用快速近似技术动态地确定的。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP4090988A1 (en) * 2020-01-16 2022-11-23 Mayo Foundation for Medical Education and Research Continuous three-dimensional imaging for magnetic resonance elastography
US11294016B1 (en) 2020-12-03 2022-04-05 GE Precision Healthcare LLC System and method for calibration of asymmetric gradient concomitant field correction parameters
WO2022212907A1 (en) * 2021-04-02 2022-10-06 University Of Southern California Image reconstruction incorporating maxwell fields and gradient impulse response function distortion

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1189817A (ja) * 1997-09-22 1999-04-06 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
US6369568B1 (en) * 1999-06-03 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Fast spin echo phase correction for MRI system
CN102342832A (zh) * 2010-07-23 2012-02-08 株式会社东芝 磁共振成像方法、磁共振成像装置及其控制装置
CN103596496A (zh) * 2011-06-30 2014-02-19 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置以及倾斜磁场波形推定方法
US20140312897A1 (en) * 2013-04-19 2014-10-23 General Electric Company Magnetic resonance imaging data correction methods and systems

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE69211806T2 (de) 1991-10-25 1996-10-31 Univ Queensland Korrektur von Signalverzerrungen in einem magnetischen Kernresonanzapparat
US5770943A (en) * 1996-12-30 1998-06-23 General Electric Company Method for measuring and compensating for spatially and temporally varying magnetic fields induced by eddy currents
US6025715A (en) * 1997-12-15 2000-02-15 King; Kevin F. Method for compensating an MRI system for time dependent gradient field distortion
US6211675B1 (en) * 1998-11-12 2001-04-03 General Electric Company Automatic measurement of gradient field distortion
DE19931210C2 (de) * 1999-07-06 2001-06-07 Siemens Ag Verfahren zur Korrektur von Artefakten in Magnetresonanzbildern
WO2004004563A1 (ja) * 2002-07-04 2004-01-15 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
US7327141B2 (en) * 2005-11-30 2008-02-05 Wisconsin Alumni Research Foundation Characterization of receiver demodulation for correcting off-axis MR imaging degradation
EP1963830A4 (en) * 2005-12-21 2013-04-24 Yeda Res & Dev METHOD AND DEVICE FOR COLLECTING HIGH-RESOLUTION SPECTRAL DATA OR HIGH-SHARPER PICTURES IN INHOMOTIVE ENVIRONMENTS
US8306289B1 (en) * 2007-02-23 2012-11-06 University Of Virginia Patent Foundation Method and system for off-resonance correction for non-cartesian parallel image reconstruction
FR2929724B1 (fr) 2008-04-02 2010-04-30 Airbus France Procede pour la determination de la vitesse de sortie d'effet de sol d'un aeronef.
DE102009019895B4 (de) 2009-05-04 2011-05-12 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Magnetresonanzanlage zur diffusionsgewichteten Aufnahme von MR-Signalen
JP5611882B2 (ja) * 2010-05-31 2014-10-22 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US8781146B2 (en) * 2012-12-11 2014-07-15 American Covers, Inc. Combined passive acoustic speaker and stand

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1189817A (ja) * 1997-09-22 1999-04-06 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
US6369568B1 (en) * 1999-06-03 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Fast spin echo phase correction for MRI system
CN102342832A (zh) * 2010-07-23 2012-02-08 株式会社东芝 磁共振成像方法、磁共振成像装置及其控制装置
CN103596496A (zh) * 2011-06-30 2014-02-19 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置以及倾斜磁场波形推定方法
US20140312897A1 (en) * 2013-04-19 2014-10-23 General Electric Company Magnetic resonance imaging data correction methods and systems

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
SHENGZHEN TAO等: ""Closed-Form Solution Concomitant Field Correction Method for Echo Planar Imaging on Head-only Asymmetric Gradient MRI System"", 《PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE》 *

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