CN1203808C - 核磁共振成像装置和方法 - Google Patents

核磁共振成像装置和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN1203808C
CN1203808C CNB001292560A CN00129256A CN1203808C CN 1203808 C CN1203808 C CN 1203808C CN B001292560 A CNB001292560 A CN B001292560A CN 00129256 A CN00129256 A CN 00129256A CN 1203808 C CN1203808 C CN 1203808C
Authority
CN
China
Prior art keywords
pulse
data
excitation
gradient
pulse train
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CNB001292560A
Other languages
English (en)
Other versions
CN1289920A (zh
Inventor
池崎吉和
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Healthcare Japan Corp
Original Assignee
GE Yokogawa Medical System Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Yokogawa Medical System Ltd filed Critical GE Yokogawa Medical System Ltd
Publication of CN1289920A publication Critical patent/CN1289920A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN1203808C publication Critical patent/CN1203808C/zh
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56572Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field
    • G01R33/56581Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field due to Maxwell fields, i.e. concomitant fields

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Nonlinear Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

为了消除因数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项相位误差而导致的伪像,在N激励I回波的EPI脉冲序列中的第n次激励中,在反向射频脉冲RF180前,附加一第n个麦克斯韦尔项矫正脉冲MTCPn。此第n个麦克斯韦尔项矫正脉冲MTCPn的波形的时间积分值为零,且该矫正脉冲具有一相位偏差,以使因数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据中的麦克斯韦尔项相位误差沿相位编码轴方向从第1到第N·I行平滑变化。

Description

核磁共振成像装置和方法
技术领域
本发明涉及一种核磁共振成像装置,具体的说该装置可以消除因数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项相位误差而导致的伪像(ghost artifacts)。
背景技术
图6为采用EPI(回波平面成像)技术的一组示例性的脉冲序列。
在此脉冲序列中具有一激励脉冲RF90和一限幅梯度SG90。随后为一相位编码梯度Pn1。随后为反向射频脉冲RF180和限幅梯度SG180。随后为具有正负极性的数据采集读取梯度r1,...,rI(图6中I=4)交替出现,同时相位编码梯度p2,...,pI对第1回波到第I回波e1-eI进行连续监测并进行采样而得到与回波e1-eI相应的数据dn1,...,dnI。以n=1,...,N重复以上序列,数据d11-dNI将添满一k空间。这被称为N激励I回波处理。
图7为k空间KS内采集的数据d11-dNI的示意图。
当k空间KS沿相位编码轴方向被分为第1到第N·I行,并采用Pn1,P2,...,PI相位编码时,则数据dni表示第n次激励第i回波时所采集的数据,该数据位于第(n+(i-1)N)行。
如图8所示,k空间KS可以进一步划分为第1回波区到第I回波区(图6中I=4)。其中第1回波区为每次激励中第1回波采集的数据dn1,第I回波区为每次激励中第I回波采集的数据dnI
图9显示了因磁体的非均匀磁场产生的相位误差。
如磁场非均匀度相位误差特性曲线所示,磁场非均匀度引起的相位误差同从激励脉冲RF90开始的时间成正比。
如果在每次激励中,从激励脉冲RF90到数据采集读取梯度起始时刻的时间间隔一致,则同第i回波ei相应的所有数据dni具有一数量为Ui的相位误差。此相位误差表达了相邻回波间存在着较大的梯级差异,且因此产生了伪像。
因此,如图10所示,从第2回波到第N回波,在从激励脉冲RF90到数据采集读取梯度的持续时间段中逐次加入1/N回波空间的延迟(回波空间=相邻回波之间的时间段=读取梯度对应一个回波的响应时间长度)。这种技术称为回波移动。在k空间KS中沿相位编码轴的相位误差强度呈线形变化,这样在相邻回波区间就不存在较大的梯级差异了,从而可以消除伪像。
图12为一组采用GRASE(梯度和回旋回波)技术的示例性的脉冲序列。
此脉冲序列具有激励脉冲RF90和限幅梯度SG90。随后为一读取梯度r0,再后为一第j个反向脉冲RF180_j(j=1,...,J,图12中J=3)及一限幅梯度SG180。随后具有正负极性的数据采集读取梯度rj1,...,rjI(图12中I=3)交替依次出现,同时,相位编码梯度pj1,...,pjI用于对第j反向射频脉冲的第1到第I回波ej1-ejI进行连续监测并采样得到了同回波ej1-ejI相应的数据dnj1,...,dnjI。以n=1,...,N重复此序列,得到充满k空间的数据d111-dNJI
图13为k空间KS内采集的数据d111-dNJI的示意图,其中N=2,J=3而I=3。
当k空间KS被沿相位编码轴方向分割为第1到第N·J·I行(图13中为18行),对第n次激励采用相位编码pji时,则数据dnji表示对第n次激励中第j次反向脉冲的第i次回波的采集数据,该数据位于第(n+(i-1)N+(I-1)NJ)行。
同样,在如图12、13所示的GRAESE脉冲序列中,可以采用同EPI技术中类似的回波移动的方法来消除伪像。
过去,由于磁场非均匀度引起的相位误差所产生的伪像就是这样采用回波移动来消除的。
然而,由于传统技术不能处理由数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项(后文将详细解释)相位误差导致的伪像,仅仅依靠回波移动,还不能完全消除伪像。
发明内容
本发明的目的是提供一种核磁共振成像装置,可以消除由数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项相位误差导致的伪像。
本发明第一方面涉及一核磁共振成像装置,该装置包含用以产生采集数据的脉冲序列的脉冲序列产生装置、用以利用已产生脉冲序列采集数据的数据采集装置、用以利用已采集数据重建图象的图象生成装置。其中,脉冲序列产生装置产生的用于第n次激励的脉冲序列满足以下条件:(1)当k空间被沿相位编码轴方向分割为从第1到第N·I行(N和I为不小于2的自然数),对于N次激励,重复一个采用一数据采集读取梯度的脉冲序列并同时反转该梯度以监测每个反向射频脉冲的I次回波,采集数据以充满k空间;(2)在第n次激励中(n=1-N),在反向射频脉冲前加入一第n个麦克斯韦尔项矫正脉冲,此第n个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲波形的时间积分值为零,且该矫正读取脉冲具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据中的麦克斯韦尔项相位误差在沿相位编码轴方向的第1到第N·I行中平滑变化(包含作为参考的激励中不存在麦克斯韦尔项矫正脉冲的情况)。
换言之,本发明提供了一种核磁共振成像方法:当k空间沿相位编码轴方向被分割为从第1到第N·I的行时(N和I为不小于2的自然数),对于N次激励,重复一个采用一数据采集读取梯度的脉冲序列并同时反转该梯度以监测每个反向射频脉冲的I次回波,采集数据以充满k空间。该方法包含以下步骤:在第n次激励中(n=1-N),在反向射频脉冲前加入一第n个麦克斯韦尔项矫正脉冲,此第n个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲具有时间积分值为零的波形,且该矫正读取脉冲具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据中的麦克斯韦尔项相位误差在沿相位编码轴方向的第1到第N·I行中平滑变化(包含作为参考的激励中不存在麦克斯韦尔项矫正脉冲的情况)。
如主磁场为B0,X、Y、Z方向上的线形梯度磁场为Gx、Gy、Gz,则在理想条件下点(x,y,z)在时刻(t)的磁场Bz(x,y,z,t)为:
Bz(x,y,z,t)=B0+Gx(t)·x+Gy(t)·y+Gz(t)·z
实际上,磁场Bz(x,y,z,t)含有一附加项Bm(x,y,z,t)以满足麦克斯韦尔方程:
Bz(x,y,z,t)=B0+Gx(t)·x+Gy(t)·y+Gz(t)·z+BM(x,y,z,t)
此附加项称为麦克斯韦尔项,由下式给出:
B M = G z 2 x 2 8 B 0 + G z 2 y 2 8 B 0 + ( G x 2 + G y 2 ) z 2 2 B 0 - G y G z yz 2 B 0 - G x G z xz 2 B 0 , - - - ( 1 )
其中Z方向定义为主磁场方向。
假设限幅轴相应于Y方向,读取轴响应于X方向,相位编码轴响应于Z方向。由于方程(1)中第3项占主要比重,由于数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项BM引起的相位误差φm为
φ M = γZ 2 2 B 0 ∫ 0 τ G x 2 ( t ) dt , - - - ( 2 )
其中读取梯度的开始时刻t=0。
如方程(2)所示,数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项引起的相位误差与从数据采集读取梯度开始的时间长度成正比地增加。这种性质在图11中的采用EPI技术的麦克斯韦尔项相位误差特性曲线中可以看到。由于不同次的激励中,读取梯度的开始时刻因回波移动而移动,麦克斯韦尔项引起的相位误差特性曲线也随之在不同的激励中移动。
从图11可以看出,同第n次激励第j次回波响应的数据dnj的麦克斯韦尔项相位误差,在第i回波区中具有强度Mi。所以,相位误差使相邻回波区之间存在较大的梯级差异,从而产生伪像。
所以,按照本核磁共振成像装置的第一个方面,在第n次激励中,在反向脉冲前,附加第n个麦克斯韦尔项矫正脉冲。由于其波形具有零时间积分值,此第n个麦克斯韦尔项矫正脉冲不会影响相位编码的数值。麦克斯韦尔项相位误差仍然具有固定值。另外,此固定值给出一相位误差,使因数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据中的麦克斯威尔项相位误差沿相位编码轴方向从第1到第N·I行平滑变化。这样,因数据采集读取梯度产生的克斯威尔项相位误差不会使相邻回波区之间存在较大的梯级差异,从而消除了伪像。
本发明的第二个方面涉及一核磁共振成像装置,该装置包含用以产生采集数据的脉冲序列的脉冲序列产生装置、用以利用已产生脉冲序列采集数据的数据采集装置、用以利用已采集数据重建图象的图象生成装置。其中,脉冲序列产生装置产生的用于第n次激励的脉冲序列满足以下条件:(1)当k空间被沿相位编码轴方向分割为从第1到第N·J·I行(N为不小于1的自然数,J和I为不小于2的自然数),对于N次激励,重复一脉冲序列,该序列对于每次激励射频脉冲具有J个反向射频脉冲,采用一数据采集读取梯度并同时反转该梯度以监测每个反向射频脉冲的I次回波,采集数据以充满k空间;(2)在第n次激励中(n=1-N),在第j次反向射频脉冲(j=1-J)之前或之后加入一第nj个麦克斯韦尔项矫正脉冲,此第nj个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲具有时间积分值为零的波形,且具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据中的麦克斯韦尔项相位误差在沿相位编码轴方向的第1到第N·J·I行中平滑变化(包含作为参考的激励中不存在麦克斯韦尔项矫正脉冲的情况)。
换言之,本发明提供一种核磁共振成像方法,当k空间沿相位编码轴方向被分割为从第1到第N·J·I的行时(N为不小于1的自然数,J和I为不小于2的自然数),对于N次激励,重复一脉冲序列,该序列对于每次激励射频脉冲具有J个反向射频脉冲,采用一数据采集读取梯度并同时反转该梯度以监测每个反向射频脉冲的I次回波,采集数据以充满k空间。该方法包含以下步骤:在第n次激励中(n=1-N),在第j次反向射频脉冲(j=1-J)之前或之后加入一第nj个麦克斯韦尔项矫正脉冲,此第nj个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲具有时间积分值为零的波形,且该矫正读取脉冲具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据中的麦克斯韦尔项相位误差在沿相位编码轴方向的第1到第N·J·I行中平滑变化(包含作为参考的激励中不存在麦克斯韦尔项矫正脉冲的情况)。
图14显示了采用GRAES技术的麦克斯韦尔项相位误差特性,其中N=1,J=3,I=3。
从图14中可以看出,同第n次激励、第j次反向脉冲RF180_j、第i回波eji相应的数据dji,其因数据采集读取梯度产生的克斯威尔项相位误差在第i回波区具有强度Mi。所以,此相位误差使相邻回波区之间产生较大的梯级差异,从而导致伪像。
所以,按本核磁共振成像装置的第二个方面,在第n次激励中,在第j次反向脉冲之前或之后,附加第nj个麦克斯韦尔项矫正脉冲。由于其波形具有0时间积分值,此第nj个麦克斯韦尔项矫正脉冲不会影响相位编码的数值。麦克斯韦尔项相位误差仍然具有固定值。另外,此固定值给出一相位误差,使因数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据中的麦克斯韦尔项相位误差沿相位编码轴方向从第1到第N·J·I行平滑变化。这样,因数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项相位误差不会使相邻回波区之间存在较大的梯级差异,从而消除了伪像。
本发明的第三个方面涉及一种如本发明的第一或第二方面所述和核磁共振成像装置,其中该装置中的脉冲序列产生装置所产生的用于第n次激励的脉冲序列,还满足下列条件:(3)附加一麦克斯韦尔项矫正读取脉冲,这样,因数据采集读取梯度产生并包含于或约等于k空间的直流部分数据的麦克斯韦尔项相位误差等于或约等于零。
在本核磁共振成像装置的第三方面中,由于因数据采集读取梯度产生并包含于或约等于k空间内的直流成分数据(该直流成分在图象重建中最为关键)的麦克斯韦尔项相位误差等于或约等于零,所以,因数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项相位误差对图象的影响减到最小。
所以,本发明的核磁共振成像装置可以消除因数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项相位误差而导致的伪像。
附图说明
在下文和附图所示的优选实施例中可以明显看出本发明的其他目的和优点。
图1为本发明第1个实施例中所述核磁共振成像装置的方框图。
图2表示出了第1个实施例中所述EPI技术中所用的脉冲序列。
图3表示出了第1个实施例中因数据采集读取梯度引起的麦克斯韦尔项相位误差特性。
图4表示出了本发明第2个实施例中所述GRASE技术中所用的脉冲序列。
图5表示出了第2个实施例中因数据采集读取梯度引起的麦克斯韦尔项相位误差特性。
图6为传统EPI技术中所用的脉冲序列。
图7为采用EPI脉冲序列时的k空间内数据采集过程的示意图。
图8为采用EPI脉冲序列时的k空间内回波区示意图。
图9为不采用回波移动的EPI脉冲序列时,因磁场非均匀度引起的相位误差特性图。
图10为采用回波移动的EPI脉冲序列时,因磁场非均匀度引起的相位误差特性图。
图11为采用回波移动的传统EPI脉冲序列时,因数据采集读取梯度引起的麦克斯韦尔项相位误差特性图。
图12为传统GRASE技术中所用的脉冲序列图。
图13为采用传统GRASE脉冲序列时的k空间内数据采集过程示意图。
图14为采用传统EPI脉冲序列时,因数据采集读取梯度所引起的麦克斯韦尔项相位误差特性图。
具体实施方式
下文将结合附图通过实施例详细描述本发明。
-第1实施例-
图1为本发明一个实施例中的核磁共振成像装置的方框图。
核磁共振成像装置100具有一磁体组件1,该磁体组件1具有一中空部分(腔体)以插入物体,围绕着中空部分,存在一永磁体1p以对物体施加恒定的主磁场,一梯度磁场线圈1g以施加梯度磁场(梯度磁场线圈包括x轴、y轴、z轴线圈,并结合以上线圈确定限幅、读取、相位编码轴),一发射线圈1t用以发射射频脉冲来激发物体内原子核的自旋,一接收线圈1r以检测来自物体的核磁共振信号,等等。梯度磁场线圈1g、发射线圈1t、接收线圈1r分别同梯度磁场驱动电路3、射频功率放大器4、前置放大器5相连。值得注意的是,可以用超导磁体代替永磁体1p。
计算机7产生脉冲序列,并传送此序列到序列存储电路8。
序列存储电路8存储该脉冲序列,按照该序列操作梯度磁场驱动电路3,使磁体组件1中梯度磁场线圈1g产生梯度磁场。序列存储电路8还操作门调制电路9,使射频震荡电路10输出的载波信号调制成具有特定时间和包络形状的脉冲信号。该脉冲信号作为射频脉冲输入射频功率放大器4,放大功率后输入磁体组件1中发射线圈1t。
前置放大器5放大磁体组件1中接收线圈1r接收的核磁共振信号,并输入相位检测器12。相位检测器12以射频震荡电路10输出的载波信号为参考,对核磁共振信号进行相位检测,并将检测的信号输入模拟/数字转换器11。模拟/数字转换器11模拟的核磁共振信号转换为数字信号,并输入计算机7。
计算机7从模拟/数字转换器11读取数据,并进行图象重建产生图象。由显示装置6显示图象。
计算机7还负责全面控制,例如从操作控制台13接收信息等。
图2表示出了第1个实施例中所述EPI技术中所用的脉冲序列。
该EPI脉冲序列α由计算机7产生,满足下列条件:
(1)当k空间被沿相位编码轴方向分割为从第1到第16行,对于4次激励,重复一个4回波EPI脉冲序列,该序列采用一数据采集读取梯度r1-r4,并同时反转该梯度以监测每个反向射频脉冲的4次回波,对应第n次激励(n=1-4)、第i回波(i=1-4),采集位于第(n+(i-1)·4)行的数据dni
(2)采用回波移动,使每次激励中的数据采集读取梯度的开始时刻移动。
(3)在第n次激励中,在反向射频脉冲RF180前加入一第n个麦克斯韦尔项矫正脉冲MTCPn,此第n个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲具有时间积分值为零的波形,且具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据dni中的麦克斯韦尔项相位误差在沿相位编码轴方向的第1到第16行中平滑变化。
图3为由数据采集读取梯度产生并包含于数据dni中的麦克斯韦尔项相位误差,数据dni由第1实施例EPI脉冲序列获得。
通过加入第1个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP1,第1次激励中的麦克斯韦尔项相位误差特性曲线相对于没有麦克斯韦尔项矫正读取脉冲的特性曲线下降了一个相位偏差Φc(1),从而同标准麦克斯韦尔项相位误差特性曲线匹配。
通过加入第2个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP2,第2次激励中的麦克斯韦尔项相位误差特性曲线相对于没有麦克斯韦尔项矫正读取脉冲的特性曲线下降了一个相位偏差Φc(2),从而同标准麦克斯韦尔项相位误差特性曲线匹配。
通过加入第3个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP3,第3次激励中的麦克斯韦尔项相位误差特性曲线相对于没有麦克斯韦尔项矫正读取脉冲的特性曲线下降了一个相位偏差Φc(3),从而同标准麦克斯韦尔项相位误差特性曲线匹配。
通过加入第4个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP4,第4次激励中的麦克斯韦尔项相位误差特性曲线相对于没有麦克斯韦尔项矫正读取脉冲的特性曲线下降了一个相位偏差Φc(4),从而同标准麦克斯韦尔项相位误差特性曲线匹配。
从图3中可以看到,因数据采集读取梯度产生并包含于k空间KS内的数据d11-d44中的麦克斯韦尔项相位误差沿相位编码轴方向从第1到第16行沿直线平滑变化。这样,因数据采集读取梯度r1-r4产生的麦克斯韦尔项相位误差不会使相邻回波区之间存在较大的梯级差异,从而消除了伪像。
值得注意的是,在图3中,第3次激励中第1回波的麦克斯韦尔项相位误差为0,约等于一直流分量,此对图象重建极为重要。
设对应某一回波的数据采集读取梯度为一梯形波形,此梯形波形具有上升/下降时间tro,最大幅度持续时间Tro,最大幅度Gro。由数据采集读取梯度引起的麦克斯韦尔项相位误差φro为:
φ ro = γZ 2 2 B 0 G ro 2 ( 2 3 t ro + T ro ) . - - - ( 3 )
另外,设麦克斯韦尔项矫正读取脉冲的正性部分和负性部分皆为梯形波形,此梯形波形具有上升/下降时间tc,最大幅度持续时间Tc,最大幅度+Gc和-Gc。由麦克斯韦尔项矫正读取脉冲引起的麦克斯韦尔项相位误差φro为:
φ c = γZ 2 B 0 G c 2 ( 2 3 t c + T c ) . - - - ( 4 )
为了使因数据采集读取梯度产生并包含于k空间KS内的数据d11-d44中的麦克斯韦尔项相位误差沿相位编码轴方向从第1到第16行沿直线平滑变化,第1个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP1给出一个相位偏差φc(1),其数值等于其对应回波的数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项相位误差φro,第2个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP2给出一个相位偏差φc(2),其数值等于(3·φro/4),第3个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP3给出一个相位偏差φc(3),其数值等于(2·φro/4),第4个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP4给出一个相位偏差φc(4),其数值等于(φro/4),形成如下等式:
φ c ( n ) = ( N - n + 1 ) N φ ro . - - - ( 5 )
由等式(4)、(5),得到:
G c ( n ) = 1 2 ( N - n + 1 ) N G ro 2 ( 2 3 t ro + T ro ) 2 3 t c + T c . - - - ( 6 )
由等式(6),可设计第n个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCPn
-第2实施例-
图4表示出了本发明第2个实施例中所述GRASE技术中所用的脉冲序列。
GRASE脉冲序列β由计算机7产生,满足下列条件:
(1)当k空间被沿相位编码轴方向分割为从第1到第9行,对于每次激励,采用一脉冲序列,该序列对每次激励射频脉冲具有3个反向射频脉冲,具有一数据采集读取梯度并同时反转该梯度以监测每个反向射频脉冲的3次回波,对应第j次反向射频脉冲(j=1-3)、第i回波(i=1-3),采集位于第(j+(i-1)J)行的数据dji;
(2)在第j次反向射频脉冲之前或之后加入一第j个麦克斯韦尔项矫正脉冲,此第nj个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲具有时间积分值为零的波形,且具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度产生并包含于k空间的数据dji中的麦克斯韦尔项相位误差在沿相位编码轴方向的第1到第9行中平滑变化
图5为由数据采集读取梯度产生并包含于数据dii中的麦克斯韦尔项相位误差,数据dii由第2实施例GRASE脉冲序列获得。
通过在第1个反向射频脉冲RF180_1之前加入第1个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP_1,使对应于第1个反向射频脉冲RF180_1的因数据采集读取梯度r11-r13产生的麦克斯韦尔项相位误差特性曲线相对于没有第1个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP_1的特性曲线下降δ1
随后,过在第2个反向射频脉冲RF180_2之前加入第2个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP_2,使由于加入第1个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP_1而减低Gc1的麦克斯韦尔项相位误差特性恢复到原来水平。所以,对应于第2个反向射频脉冲RF180_2的因数据采集读取梯度r21-r23产生的麦克斯韦尔项相位误差特性不变(即,保持和没有麦克斯韦尔项矫正读取脉冲时相同)。
之后,通过在第3个反向射频脉冲RF180_3之前加入第3个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP_3,使对应于第3个反向射频脉冲RF180_3的因数据采集读取梯度r31-r33产生的麦克斯韦尔项相位误差特性曲线相对于没有第3个麦克斯韦尔项矫正读取脉冲MTCP_3的特性曲线上升δ3
从图5中可以看到,因数据采集读取梯度产生并包含于k空间KS内的数据d11-d33中的麦克斯韦尔项相位误差沿相位编码轴方向从第1到第9行沿直线平滑变化。这样,因数据采集读取梯度产生的麦克斯韦尔项相位误差不会使相邻回波区之间存在较大的梯级差异,从而消除了伪像。
在不背离本发明的精神和内涵的情况下,本发明可以存在许多不同的实施例。应当理解为:本发明不仅仅局限于本文所具体描述的实施例,而是应当由所附的权利要求书来确定本发明的保护范围。

Claims (12)

1.一种核磁共振成像装置,包括:
产生用于采集数据的脉冲序列的脉冲序列产生装置;
利用所产生的脉冲序列来采集数据的数据采集装置;
向一片正在检查并从中采集数据的物体施加一个静磁场的施加装置;和
利用所述采集到的数据来重建图象的图象生成装置;
所述的脉冲序列产生装置对一个激励产生一个脉冲序列,满足以下条件:
当k空间沿相位编码轴方向被分割为多行时,对于每个激励,重复一个脉冲序列,该序列采用了一个数据采集读取梯度,同时反转该梯度,以便监测每个反向射频脉冲的一个或多个得到的回波,采集到的所述片的数据充满k空间;以及
对于每个激励,在90度射频脉冲和反向180度射频脉冲之间附加一个双极矫正脉冲,其中所述双极矫正脉冲对每次激励是变化的,并具有时间积分值为零的波形,且具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度引起并包含于充满k空间的所述片的数据中的相位误差沿相位编码轴方向从行到行平滑变化,包含只有在作为参考的激励中不附加双极矫正脉冲的情况。
2.根据权利要求1的装置,其中还满足以下条件:
附加所述双极矫正脉冲,以便使由所述数据采集读取梯度引起并包含于或近似为k空间中的直流分量数据中的相位误差等于或约等于零。
3.一种核磁共振成像装置,包括:
产生用于采集数据的脉冲序列的脉冲序列产生装置;
利用所产生的脉冲序列来采集数据的数据采集装置;
向一片正在检查并从中采集数据的物体施加一个静磁场的施加装置;和
利用所述采集到的数据来重建图象的图象生成装置;
所述的脉冲序列产生装置对一个激励产生一个脉冲序列,满足以下条件:
当k空间沿相位编码轴方向被分割为多行时,对于每个激励,重复一个脉冲序列,该序列对每次激励射频脉冲采用了多个反向射频脉冲,并采用了一个数据采集读取梯度,同时反转该梯度,以便监测每个反向射频脉冲的一个或多个得到的回波,采集到的所述片的数据充满k空间;以及
在激励90度射频脉冲和反向180度射频脉冲之间并在所述反向180度射频脉冲之后,附加一个双极矫正脉冲,其中所述双极矫正脉冲对每次激励是变化的,并具有时间积分值为零的波形,且具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度引起并包含于充满k空间的所述片的数据中的相位误差沿相位编码轴方向从行到行平滑变化,包含只有在作为参考的激励中不附加双极矫正脉冲的情况。
4.根据权利要求3的装置,其中还满足以下条件:
附加所述双极矫正脉冲,以便使由所述数据采集读取梯度引起并包含于或近似为k空间中的直流分量数据中的相位误差等于或约等于零。
5.一种核磁共振数据采集方法,包含下述步骤:
向一片正在检查并从中采集数据的物体施加一个静磁场;
为每个激励确定一个脉冲序列,以使其满足下列条件:
当k空间沿相位编码轴方向被分割为多行时,对于每个激励,重复一个脉冲序列,该序列采用了一个数据采集读取梯度,同时反转该梯度,以便监测每个反向射频脉冲的一个或多个得到的回波,采集到的所述片的数据充满k空间;以及
对于每个激励,在90度射频脉冲和反向180度射频脉冲之间附加一个双极矫正脉冲,其中所述双极矫正脉冲对每次激励是变化的,并具有时间积分值为零的波形,且具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度引起并包含于充满k空间的所述数据中的相位误差沿相位编码轴方向从一行到另一行平滑变化,包含只有在作为参考的激励中不附加双极矫正脉冲的情况;以及
利用所述脉冲序列来采集核磁共振数据。
6.根据权利要求5的方法,还包括利用所采集到的数据重建一图象的步骤。
7.根据权利要求5的方法,还包括以下条件:
附加所述双极矫正脉冲,以便使由所述数据采集读取梯度引起并包含于或近似为k空间中的直流分量数据中的相位误差等于或约等于零。
8.根据权利要求7的方法,还包括利用所采集到的数据重建一图象的步骤。
9.一种核磁共振数据采集方法,包含下述步骤:
向一片正在检查并从中采集数据的物体施加一个静磁场;
为每个激励确定一个脉冲序列,以使其满足下列条件:
当k空间沿相位编码轴方向被分割为多行时,对于每个激励,重复一个脉冲序列,该序列对每次激励射频脉冲采用了多个反向射频脉冲,并采用了一个数据采集读取梯度,同时反转该梯度,以便监测每个反向射频脉冲的一个或多个得到的回波,采集到的所述片的数据充满k空间;以及
在激励90度射频脉冲和反向180度射频脉冲之间并在所述反向180度射频脉冲之后,附加一个双极矫正脉冲,其中所述双极矫正脉冲对每次激励是变化的,并具有时间积分值为零的波形,且具有一相位偏差,使由数据采集读取梯度引起并包含于充满k空间的所述片的数据中的相位误差沿相位编码轴方向从一行到另一行平滑变化,包含只有在作为参考的激励中不附加双极矫正脉冲的情况;以及
利用所述脉冲序列来采集核磁共振数据。
10.根据权利要求9的方法,还包括利用所采集到的数据重建一图象的步骤。
11.根据权利要求9的方法,还包括以下条件:
附加所述双极矫正脉冲,以便使由所述数据采集读取梯度引起并包含于或近似为k空间中的直流分量数据中的相位误差等于或约等于零。
12.根据权利要求11的方法,还包括利用所采集到的数据重建一图象的步骤。
CNB001292560A 1999-09-28 2000-09-28 核磁共振成像装置和方法 Expired - Fee Related CN1203808C (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP273880/1999 1999-09-28
JP27388099A JP3365983B2 (ja) 1999-09-28 1999-09-28 Mri装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN1289920A CN1289920A (zh) 2001-04-04
CN1203808C true CN1203808C (zh) 2005-06-01

Family

ID=17533870

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNB001292560A Expired - Fee Related CN1203808C (zh) 1999-09-28 2000-09-28 核磁共振成像装置和方法

Country Status (6)

Country Link
US (1) US6512372B1 (zh)
EP (1) EP1089087B1 (zh)
JP (1) JP3365983B2 (zh)
KR (1) KR100392833B1 (zh)
CN (1) CN1203808C (zh)
DE (1) DE60027519T2 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102309323A (zh) * 2010-07-07 2012-01-11 通用电气公司 Epi中使用自导航实时相位校正的图像伪影减少系统和方法
CN102309323B (zh) * 2010-07-07 2016-12-14 通用电气公司 Epi中使用自导航实时相位校正的图像伪影减少系统和方法

Families Citing this family (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2000072753A1 (fr) * 1999-05-31 2000-12-07 Hitachi Medical Corporation Procede et dispositif d'imagerie par resonance magnetique
US6603989B1 (en) * 2000-03-21 2003-08-05 Dmitriy A. Yablonskiy T2 contrast in magnetic resonance imaging with gradient echoes
JP3844646B2 (ja) * 2000-09-29 2006-11-15 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 磁気共鳴信号獲得装置、記録媒体および磁気共鳴撮影装置
JP3875479B2 (ja) * 2000-10-20 2007-01-31 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 磁気共鳴撮影装置
JP3858191B2 (ja) * 2000-10-31 2006-12-13 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
JP3878429B2 (ja) * 2001-04-05 2007-02-07 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
JP3814157B2 (ja) * 2001-04-17 2006-08-23 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
US7283859B2 (en) * 2001-04-20 2007-10-16 Brigham And Womens' Hospital, Inc. Artifact suppression in dynamic magnetic resonance imaging
JP4283115B2 (ja) * 2001-12-14 2009-06-24 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ ナビゲータ信号に基づく位相補正を伴う拡散強調並列撮像法
US6683454B2 (en) * 2002-03-28 2004-01-27 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Shifting of artifacts by reordering of k-space
JP3869337B2 (ja) * 2002-08-20 2007-01-17 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 磁気共鳴撮影装置
WO2004031793A1 (en) * 2002-10-01 2004-04-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. A method for k-space data acquisition and mri device
US6836113B2 (en) * 2003-01-22 2004-12-28 Toshiba America Mri, Inc. Measurement and correction of gradient-induced cross-term magnetic fields in an EPI sequence
JP3734086B2 (ja) 2003-03-12 2006-01-11 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 核磁気共鳴イメージング装置
CN100409022C (zh) * 2003-12-29 2008-08-06 中国科学院电工研究所 一种阻抗成像方法及装置
CN100346171C (zh) * 2004-07-23 2007-10-31 华东师范大学 一种核磁共振成像信号的接收方法
JP2006075380A (ja) * 2004-09-10 2006-03-23 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Mr画像生成方法およびmri装置
CN100433063C (zh) * 2006-12-29 2008-11-12 浙江大学 组织切片图像分割所致测量偏差的校正方法
CN101470180B (zh) * 2007-12-29 2016-01-20 西门子(中国)有限公司 磁共振成像中失真校准的方法和装置
CN101470178B (zh) * 2007-12-29 2013-06-05 西门子(中国)有限公司 一种抑制残余运动伪影的方法及装置
JP6013137B2 (ja) * 2012-10-26 2016-10-25 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置および周波数シフト量測定方法
WO2014193386A1 (en) * 2013-05-30 2014-12-04 Halliburton Energy Services, Inc. Nuclear magnetic resonance tool calibration
WO2016180983A1 (en) * 2015-05-13 2016-11-17 Koninklijke Philips N.V. Multi-echo mri with correction of concomitant gradient-induced phase errors
JP6546837B2 (ja) * 2015-11-16 2019-07-17 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置、及び方法
EP3364207A1 (en) * 2017-02-17 2018-08-22 Koninklijke Philips N.V. Phase error correction for bipolar read out gradients
CN113534031B (zh) * 2020-04-21 2023-05-05 上海联影医疗科技股份有限公司 图像域数据生成方法、计算机设备和可读存储介质
JP7407062B2 (ja) * 2020-04-28 2023-12-28 富士フイルムヘルスケア株式会社 磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法
EP4145165B1 (de) * 2021-09-03 2024-07-17 Siemens Healthineers AG Ansteuerung eines magnetresonanzgerätes mit kompensierter maxwell-phase

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5270654A (en) 1991-07-05 1993-12-14 Feinberg David A Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging
US5493224A (en) * 1992-03-03 1996-02-20 Hitachi, Ltd. Ultra high-speed magnetic resonance imaging method and apparatus
DE4432575C2 (de) * 1993-09-14 2003-04-10 Toshiba Kawasaki Kk Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-Vorrichtung
DE4445782C1 (de) * 1994-12-21 1996-07-25 Siemens Ag Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen
US5810727A (en) 1996-04-24 1998-09-22 U.S. Philips Corporation Method of and device for the imaging of objects by means of magnetic resonance
JP3384944B2 (ja) * 1996-07-11 2003-03-10 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Mri装置
US5998996A (en) * 1997-03-27 1999-12-07 General Electric Company Correction of artifacts caused by Maxwell terms in phase contrast angiography
US5877629A (en) * 1997-04-08 1999-03-02 General Electric Company Correction for maxwell fields produced during non-rectilinear k-space sampling
DE19715113C2 (de) * 1997-04-11 1999-01-28 Siemens Ag Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen
US5923168A (en) * 1997-06-17 1999-07-13 General Electric Company Correction of artifacts caused by Maxwell terms in slice offset echo planar imaging
US5917323A (en) * 1997-07-01 1999-06-29 General Electric Company Correction of axial image signal fall off caused by Maxwell terms
US6188219B1 (en) * 1999-01-22 2001-02-13 The Johns Hopkins University Magnetic resonance imaging method and apparatus and method of calibrating the same
US6285187B1 (en) * 1999-04-28 2001-09-04 General Electric Company Method and apparatus for reducing artifacts in echo planar imaging
US6259250B1 (en) * 1999-04-28 2001-07-10 General Electric Company Method and apparatus for reducing artifacts in echo planar imaging

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102309323A (zh) * 2010-07-07 2012-01-11 通用电气公司 Epi中使用自导航实时相位校正的图像伪影减少系统和方法
CN102309323B (zh) * 2010-07-07 2016-12-14 通用电气公司 Epi中使用自导航实时相位校正的图像伪影减少系统和方法

Also Published As

Publication number Publication date
JP2001087244A (ja) 2001-04-03
KR20010050673A (ko) 2001-06-15
DE60027519D1 (de) 2006-06-01
KR100392833B1 (ko) 2003-07-28
DE60027519T2 (de) 2006-12-14
EP1089087A3 (en) 2002-01-02
US6512372B1 (en) 2003-01-28
EP1089087B1 (en) 2006-04-26
CN1289920A (zh) 2001-04-04
EP1089087A2 (en) 2001-04-04
JP3365983B2 (ja) 2003-01-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1203808C (zh) 核磁共振成像装置和方法
CN1231177C (zh) 磁共振成像方法及实施该方法的装置
CN1265762C (zh) 线圈灵敏图生成方法和平行成像方法以及磁共振成像装置
CN1130570C (zh) 磁共振成象方法和装置
CN1745705A (zh) 磁共振影像生成方法和磁共振成像装置
CN1247151C (zh) 磁共振成像系统
CN1851494A (zh) 改进发送侧加速的体积选择磁共振成像的方法和设备
CN1120673A (zh) 磁共振成像方法和装置
CN1683939A (zh) 在磁共振断层造影中融合加权成像的运动校正的多点方法
CN1378816A (zh) 相位校正方法和磁共振成像系统
CN1224847A (zh) 多片层磁共振成象方法和装置
CN1573352A (zh) 用于在磁共振断层造影成像中避免双重含义伪影的方法
CN1285180A (zh) 磁共振成像方法和磁共振成像装置
CN1123003A (zh) 在信号获取期间具有随时间变化的梯度的mri系统
CN1194231C (zh) 磁共振成像方法,剩磁量测量方法以及磁共振成像装置
CN1222243C (zh) 对于相衬血管照影术中由麦克斯韦项引起的假象的校正
CN1381220A (zh) 数据采集方法和磁共振成像系统
CN1192743C (zh) Mr成像方法,相位误差测量方法和mri系统
CN1192245C (zh) 磁共振成象方法和装置
CN1282443C (zh) 磁共振成像装置
CN1685242A (zh) 用于k空间数据采集的方法和mri设备
CN1252485C (zh) 梯度磁场测量方法和mri装置
CN1248009C (zh) 用于磁共振成像的激励方法和装置以及磁共振成像装置
CN1350831A (zh) Mr成象方法,相差测量方法和mri装置
CN1204413C (zh) Mr成象方法,相位移测量方法及mr成象系统

Legal Events

Date Code Title Description
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C06 Publication
PB01 Publication
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20050601

Termination date: 20140928

EXPY Termination of patent right or utility model