CN1934458A - 用于b0偏移的动态匀场设定校准 - Google Patents
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Abstract
一种磁共振成像方法,包括:确定主B0磁场响应于以所选的匀场电流给一个或多个匀场线圈(60)供能的幅值偏移;以该所选的匀场电流给该一个或多个匀场线圈(60)供能;和在供能过程中执行校正以对该确定的主B0磁场的幅值偏移进行校正。其中确定幅值偏移包括:计算由以所选的匀场电流给该一个或多个匀场线圈(60)供能而产生的磁场的一个或多个麦克斯韦项;和基于该计算的一个或多个麦克斯韦项,确定主B0磁场的幅值偏移。
Description
技术领域
下面涉及磁共振领域,并发现其在磁共振成像中的具体应用,将结合具体参考进行描述。但是,还发现其在磁共振光谱学和其它受益于幅值精确已知的主B0磁场的技术中的应用。
背景技术
在磁共振成像中,产生暂时恒定的主B0磁场,其至少在视场中是空间均匀的。对于较大主B0磁场强度例如3特斯拉或更高,想获得足够的均匀性很困难。主B0磁场中的非均匀性会产生各种图像赝像。例如,在回波平面成像中,主磁场的非均匀性会导致重建图像中的像素偏移。设计时为获得缩减硬件成本、扫描仪的更紧密性、对物体或患者的更开放通路等等的折衷也会导致磁场的非均匀性。
主B0磁场的非均匀性可以利用有效的匀场调整而被改进,其中专用的匀场(shim)线圈产生辅助的或匀场磁场来补偿主磁体所产生磁场的非均匀性。主磁体通常是超导的,而匀场线圈通常是电阻线圈。在一个实施例中,每个匀场线圈产生具有空间分布的磁场,其功能上垂直于其它匀场线圈产生的磁场。例如,每个匀场线圈可以产生具有对应于勒让德多项式或球面谐波分量的空间分布的磁场。
为了校准匀场电流,在不给匀场线圈施加电压的情况下,磁场探针或其它设备,或扫描仪执行的专用磁共振序列被用来测量主B0磁场的空间分布,空间分布被分解成正交的空间分量例如球面谐波项。利用相应的匀场线圈,应被增加的非匀场磁场的正交项被补充,同时应被减小的正交项通过给相应的匀场线圈施加电压产生反向匀场而被部分地抵消。
典型地,匀场电流偶尔被校准,例如当安装磁共振扫描仪时,大修后等等。在磁共振成像期间应用已存的匀场电流校准值来提高主B0磁场的均匀性。
在更高的主B0磁场中例如大约3特斯拉或更高的磁场中,被成像物体的磁性例如磁化率将逐渐增加地使主B0磁场变形。这些变形通常是成像物体相关的,并且也取决于成像物体的位置和物体将被成像的感兴趣的区域。在这样的情况下,实行动态匀场调整将变得有利,其中对每个特定的成像物体调整匀场线圈电流,并且可能当被成像区域移动时在成像期间调整电流。
为了实行对成像物体引起的变形的匀场调整,利用设置在磁体中的磁场传感器或磁共振成像扫描仪执行的磁场映射脉冲序列使用原位的成像物体测量主B0磁场。主B0磁场的映射空间分布被分解成正交分量,并且适当的校正匀场线圈磁场被决定和应用。
匀场线圈被设计以调整沿选择的主场轴指向的主B0磁场。在典型的水平开孔的磁体中,这条轴典型地沿孔轴展开,并被指定为Z轴;但是,垂直磁体或其它几何构形也可以被采用。因此,原则上匀场线圈被设计来产生平行于主场轴的磁场分量(例如平行于水平开孔磁体的Z轴)以能够部分地有选择地增加或部分地抵消主B0磁场。但是,匀场线圈也产生一些横向于主场轴的分量(例如垂直于水平开孔磁体的Z轴)。
这些横向匀场磁场分量导致被匀场主B0磁场的幅值偏移,并且由此导致共振频率的偏移。匀场感应磁场幅值偏移取决于所施加匀场电流的幅值。这种磁场幅值偏移对取决于具有精确主场的成像技术来说是成问题的。例如,在回波平面成像,小型螺旋k-空间轨迹成像,化学位移选择励磁和一些其它技术中,由匀场引起的主场的幅值偏移可以产生像素偏移或其它有害的图像赝像。
本发明考虑一种改进的装置和方法,其可以克服上述的限制和其它限制。
发明内容
根据一个方面,提供一种磁共振成像方法。响应于以所选匀场电流给一个或多个匀场线圈供能的主B0磁场的幅值偏移被确定,该一个或多个匀场线圈被以该所选的匀场电流供能。在供能的过程中执行校准以校准所确定的主B0磁场的幅值偏移。
根据另一方面,公开了一种磁共振成像装置。提供一种产生主B0磁场的方法。一个或多个匀场线圈使该主B0磁场变得均匀。提供一种装置,用来确定该主B0磁场响应于以所选匀场电流给一个或多个匀场线圈供能的幅值偏移。提供一种装置,用来以该所选的匀场电流给该一个或多个匀场线圈供能。提供一种装置,用来在供能过程中执行校准以校准所确定的主B0磁场的幅值偏移。
根据进一步的另一方面,公开了一种磁共振成像扫描仪。主磁体产生主B0磁场,一个或多个匀场线圈选择性地以所选的匀场电流使该主B0磁场变得均匀,处理器执行一处理,该处理包括确定主B0磁场响应于选择性的匀场的幅值偏移。
一个优点在于便于患者特的定匀场。
另一个优点在于便于成像过程中的动态匀场。
进一步的另一个优点在于改进的成像质量,这是由于被匀场的主B0磁场幅值与射频收发器调谐之间的吻合。
通过阅读下面优选实施例的详细说明,更多的其它优点和利处对本领域的技术人员来说将变得显而易见。
本发明可以各种组件和组件的各种排列实现,并且可以各种过程操作和过程操作的各种排列实现。附图仅仅用于表示优选实施例的目的,并且不解释为对本发明的限制。
附图说明
附图1图解示出了一种实现患者特定和/或动态主B0磁场匀场的磁共振成像系统。
附图2图解绘出了增强的匀场对主B0磁场的磁共振频率分布的典型效应。
附图3图解示出了主B0磁场幅值由匀场引起的幅值偏移的向量计算。
附图4图解示出了通过分别对感兴趣体积的四个成像区域进行匀场调整而实现的动态匀场调整。
具体实施方式
参考附图1,磁共振成像扫描仪10包括外壳12,用来限定一通常圆柱形扫描孔腔(bore)14,其中放置相关成像物体16。主磁场线圈20被放置在外壳12的内,并产生平行于扫描孔腔14的中心轴22的主B0磁场。在附图1中,主B0磁场的方向平行于参考笛卡儿坐标系统x-y-z的z轴。主磁场线圈20典型地为超导线圈,放置在低温屏蔽24的内侧,尽管也可以使用电阻性主磁体。
外壳12还收纳或支撑磁场梯度线圈30,其用来选择性地沿横向于中心轴22的平面内或沿其它所选的方向产生平行于孔腔14的中心轴22的磁场梯度。外壳12进一步收纳或支撑射频体线圈32,其用来选择性地激励和/或检测磁共振。放置在孔腔14内侧的可选线圈阵列34包括多个线圈,在所示的示例线圈阵列34中具体为四个线圈,尽管可以使用其它数量的线圈。线圈阵列34可以被用作平行成像的接收器的相控阵列,用作SENSE成像的灵敏度编码(SENSE)线圈等等。在一个实施例中,线圈阵列34是靠近成像物体16放置的表面线圈阵列。外壳12典型地包括限定扫描孔腔14的装饰内衬36。
线圈阵列34被用来接收由整个体线圈32激励的磁共振,或者磁共振可以由单一的线圈激励和接收,例如由整个体线圈32。可以意识到,如果线圈32、34之一被用来传送和接收,那么线圈32、34的另一个可以选择性被省略。
主磁场线圈20产生主B0磁场,磁共振成像控制器40操作磁场梯度控制器42以选择性地给磁场梯度线圈30供能,并操作所示的耦合到射频线圈32或者耦合到线圈阵列34的射频发射器44以便选择性地给射频线圈或线圈阵列32、34供能。通过选择性地操作磁场梯度线圈30和射频线圈32或线圈阵列34,磁共振被产生并在成像物体16的感兴趣的至少一部分区域被空间编码。通过由梯度线圈30施加所选的磁场梯度,所选的k-空间轨迹例如笛卡儿轨迹,多个辐射轨迹或螺旋轨迹被横向(traversed)。可选地,成像数据作为沿所选磁场梯度方向的投影被采集。在成像数据采集过程中,所示耦合到线圈阵列34或耦合到整个体线圈32的射频接收器46采集存储在磁共振数据存储器50中的磁共振采样。
成像数据由重建处理器52重建成图像表示。在k-空间采样数据的情况下,基于傅立叶转换的重建算法可以被采用。其它重建算法例如基于滤过反向投影重建也可以依据所采集的磁共振成像数据的格式而被使用。对于SENSE成像数据,重建处理器52从每个线圈采集的成像数据重建折叠图像并且将折叠图像与线圈灵敏度参数结合以产生展开的重建图像。
由重建处理器52产生的重建图像被存储在图像存储器54中,并可以在用户界面56上显示,存储在非易失存储器中,通过局域网或因特网传送、观看、存储、操纵等等。用户界面56也可以使磁共振成像扫描仪10的放射科医师、技师或其它操作者能够与磁共振成像控制器40通信以选择、改变和执行磁共振成像序列。
主磁场线圈20产生主B0磁场,优选大约3特斯拉或更高,该磁场基本上在孔腔14的成像体积中是均匀的。但是,由于扫描仪10组件的机械或电子漂移,一些非均匀性可能存在或可能随时间发展。由这种非均匀性导致的成像失真量可能取决于孔腔14内成像的位置。此外,当相关成像物体16被插入孔腔14中时,成像物体的磁性会使主B0磁场变形。
为了改进主B0磁场的均匀性,由外壳12收纳或支撑的一个或多个匀场线圈60提供了有效的主B0磁场匀场调整。在一个实施例中,每个匀场线圈产生匀场磁场,其具有功能上垂直于其它匀场线圈产生的磁场的空间分布。例如,每个匀场线圈会产生具有对应于球面谐波分量的空间分布的磁场。通过选择性地以所选的匀场电流给各个匀场线圈60供能,主B0磁场的非均匀性被降低。
理想地,每个匀场线圈在孔腔14内产生磁场分布,其仅包括BZ分量,没有横向BX或BY分量,即平行于z方向的平行指向主B0磁场的磁场。选择BZ分量以提高或部分地抵消主磁场线圈20产生的主B0磁场,以校准内在的非均匀性、成像物体16引起的失真等等。特别地,匀场电流处理器62为一个或多个匀场线圈60确定适当的匀场电流以降低主B0磁场的非均匀性。匀场电流处理器62基于匀场线圈60的已知结构并基于需要被校准的磁场非均匀性的信息选择适当的匀场电流。主B0磁场的非均匀性可以通过各种方式确定,例如通过使用由扫描仪10执行的磁场映射磁共振序列采集磁场映射,通过读取放置在孔腔14中的可选磁场传感器(未示出),通过执行由成像物体16的导入产生的预期磁场失真的先验(priori)计算等等。磁场测量序列可以与磁场序列被混合以周期地校验主B0磁场幅值,例如在每片之后。匀场电流处理器62控制匀场控制器64以所选的匀场电流给一个或多个匀场线圈60供能。
尽管期望每个匀场线圈在孔腔14内产生的磁场分布仅包括BZ分量,但是由于磁通量必须遵循闭环,因此匀场线圈60典型地在孔腔14的至少一部分中也产生至少一些残余的横向磁场分量例如BX和/或BY分量。这些横向磁场分量的后果就是在匀场调整降低了主B0磁场的空间非均匀性的同时,主B0磁场的平均或中间幅值|B|改变,并且通常随加强的匀场调整而增强。
在空间给定点的共振频率由下式给出:
fres=γ|B(x,y,z)| (1),
其中|B(x,y,z)|是在位置(x,y,z)处的磁场幅值并且γ是对于被激励核磁共振的旋磁比(gyrometric ratio)。幅值|B(x,y,z)|取决于总磁场,不仅仅取决于BZ分量。利用附图1中所示的笛卡儿坐标系统:
|B(x,y,z)|2=[Bx(x,y,z)]2+[By(x,y,z)]2+[Bz(x,y,z)]2 (2).
作为一个例子,1H质子核具有旋磁比γ=42.58MHz/Tesla,这样在|B(x,y,z)|=3.0特斯拉时,共振频率近似为fres=128MHz。这样公式(1)指出了磁共振强度的频率分布对应于成像体积中磁场的幅值分布。
参考附图2,其绘出了作为频率函数的磁共振强度的分布,所观察到的对主B0磁场的幅值的匀场调整效果被示出。在附图2中,作为频率函数的未匀场调整的磁共振强度分布表示为I0(f),其在未匀场调整中心频率f0处相对较宽和集中。未匀场调整的磁共振强度分布I0(f)的宽度反映了孔腔14中未匀场调整的主B0磁场的实质空间非均匀性。随着使用所选的匀场电流施加匀场调整以降低磁场的非均匀性,磁共振强度分布变得更窄,反映改进了空间均匀性。在附图2中,被匀场调整、基本上空间均匀的磁场提供了窄的磁共振强度分布,表示为Is(f)。
然而,除了被基本上变窄之外,被匀场调整的磁共振强度分布Is(f)也被向着更高频率偏移,并且具有中心频率fs>f0。对于相对频繁地进行调节匀场调整的应用,这种共振频率的偏移会成问题并且会导致图像赝像。在成像过程中执行动态匀场调整的应用中,这种频率偏移在成像过程中发生。
参考附图3,由于匀场调整主B0磁场幅值的幅值偏移的向量计算被绘出。所期望的被匀场调整的磁场在幅值的z方向具有分量BZ。如果在给定位置(x,y,z)处,主磁场线圈20产生的磁场小于BZ,那么匀场调整优选提高那个磁场到值BZ。相似地,如果主磁场线圈20产生的磁场大于BZ,那么匀场调整优选部分地抵消那个磁场以符合值BZ。
这样,被匀场调整的磁场具有附图3所示的贯穿孔腔14的基本上空间均匀的BZ分量。然而,任何匀场调整产生的附加的、不期望的横向磁场分量例如都沿x方向定向的示出的分量Bx(+I1)或示出的分量Bx(-I2)不被说明用于确定所期望匀场电流。这样,如附图3所示,如果匀场电流+I1被要求产生BZ场但这个匀场电流+I1产生附加的不期望的横向分量Bx(+I1),那么位置(x,y,z)处的总磁场为|B|(+I1)=(Bz 2+[Bx(+I1)]2)0.5,其大于所期望的幅值BZ。相似地,如果匀场电流-I2被要求产生BZ场但这个匀场电流-I2产生附加的不期望的横向分量Bx(-I2),那么位置(x,y,z)处的总磁场为|B|(-I2)=(Bz 2+[Bx(-I2)]2)0.5,其也大于所期望的幅值BZ。当然,可以意识到,任何横向分量,不管它的正向或负向或它的横向定向都将倾向于增加被匀场调整的磁场的幅值。这些不期望横向分量的影响典型很小,这是由于匀场分量典型地小于主B0分量,并且向量幅值操作的性质仅仅很小地取决于小于最大分量的空间垂直分量。但是,磁通量线形成闭环的要求典型地使横向分量在孔腔14内的任一地方不理想地为零。
这些横向磁场,以及它们对磁场总向量幅值的影响在这里被称作麦克斯韦项。在一些文献中,它们也被称作麦克斯韦场或衍生场。
返回参考附图1,幅值偏移处理器70确定主B0磁场被期望响应于以匀场电流处理器62所选择的匀场电流给一个或多个匀场线圈60供能而产生的幅值偏移。幅值偏移处理器70在匀场线圈60被实际供能之前执行这个计算,以提供幅值偏移的先验(priori)预测。该先验计算可以通过访问预先确定的幅值偏移校准表72而完成,该表存储预先测量的对各种匀场电流和匀场电流组合的幅值偏移。例如,磁共振强度分布可以作为对各种匀场电流和匀场电流组合的频率函数被测得,以确定对各种匀场电流和电流组合的偏移频率fs,如附图2所示。基于公式(1),主B0磁场的幅值偏移Δ|B0|可以由下式计算得到:
Δ|B0|=|B0|shimmed-|B0|unshimmed=(fshimmed-funshimmed)/γ (3),
其中γ还是对被测核磁共振的旋磁比。虽然这个实验方法是直截了当的,但是它通常需要测量大量的匀场电流组合。此外,如果所选的匀场电流组合不包括在校准表72中,那么潜在计算的渐进数值内插法典型地被采用。
在另一个方法中,主B0磁场的幅值偏移被用麦克斯韦项估算。这种方法确认由于匀场线圈60意图产生沿z方向定向的磁场,那么不等式Bz>>Bx,By典型地被保持。也就是,沿z方向的场分量典型地远大于横向于z方向的磁场分量。在这种条件下,幅值偏移Δ|B0|可以由下式表示:
其中[Is]是施加给匀场60的匀场电流向量。向量[Is]的零元表示相应的匀场未被供能并且因此对幅值偏移Δ|B0|没有贡献。系数向量[1Ks]是匀场60的被校准系数的第零阶系数向量,并描述由每个匀场60产生的直接B0项。系数向量[2Ks]是匀场线圈60的被校准系数的第一阶麦克斯韦项系数向量,其描述由每个匀场线圈60产生的第一麦克斯韦项作用。向量[Is 2]是包含施加给匀场60的匀场电流的匀场电流平方值的向量。此外,向量[Is 2]中的零元表示相应的匀场未被供能并且因此对于幅值偏移Δ|B0|没有贡献。相似地,系数向量[4Ks]...[2nKs]代表第2到第n阶的麦克斯韦项系数,并且向量[Is 4]...[Is 2n]代表匀场电流值升到指定功率的向量。
麦克斯韦系数向量[″Ks]被存储在麦克斯韦系数向量存储器74中。在一个实施例中,这些系数通过测量在每个匀场被分别施加一个或几个匀场电流电平下的磁场偏移Δ|B0|而被校准。对那个匀场线圈的麦克斯韦系数向量[″Ks]元通过使用具有除对应于被供能匀场的元之外的零元的[Is n]向量的公式(4)最优化那个匀场线圈的系数而被校准。这种校准假设当两个或多个匀场线圈60被一起操作时单独操作的匀场线圈的幅值偏移加和地合并,这是便利的简化假定。
有利地,一旦对匀场线圈60校准了麦克斯韦系数[″Ks],对基本上任何所选匀场电流组合的主B0磁场的幅值偏移就可以通过使用所选的匀场电流作为输入值求公式(4)的值而被计算先验值,即使该组合不同于那些校准中使用的组合。公式(4)提供的经验函数关系与典型地存储在校准表72中的离散值相比是关于匀场电流的连续函数,并且因此潜在计算的渐进数值内插法通常不被采用。
代替麦克斯韦系数[″Ks]的经验校准,这些系数可以从基于匀场线圈60的几何形状的基本原理计算得到。这样的基本原理计算被执行,例如使用对各种模拟匀场电流的线圈几何形状的有限元模型并使系数与模拟结果保持一致。
由幅值偏移处理器70计算的主B0磁场的幅值偏移Δ|B0|被用来在给所选的一个或多个匀场线圈60供能过程中执行修正以做主B0磁场所确定的幅值偏移的修正。在一个实施例中,由幅值偏移处理器70计算的幅值偏移Δ|B0|通过操作D.C.匀场控制器80给D.C.匀场线圈82供能而被补偿。D.C.匀场线圈82是零阶匀场线圈,其在被供能时在孔腔14内产生空间均匀的磁场。D.C匀场控制器80以所选的反向匀场电流给D.C.匀场82供能并基本上抵消幅值偏移Δ|B0|(假设为正幅值偏移)。D.C.匀场82抵消正幅值偏移Δ|B0|以保持主B0磁场为一恒值,即使当操作一个或多个匀场60时。
在另一个实施例中,幅值偏移处理器70输出相当于主B0磁场的幅值偏移Δ|B0|的磁共振频率偏移Δfres。如公式(1)所示,磁共振频率偏移Δfres等于幅值偏移Δ|B0|,除了换算旋磁比因数γ之外。由幅值偏移处理器70输出的磁共振频率偏移Δfres被用作控制信号(由附图1中的虚连接箭头表示)来控制包括射频发送器44和射频接收器46的射频收发器44、46以确保它们以对应于包括幅值偏移Δ|B0|的主B0磁场的磁共振频率运行。换句话说,参考附图2,发送器44的中心频率被调整到被匀场的频率fs。可以在接收器46中进行类似的调整。
上面描述的任一幅值偏移校正实施例或它们的等价物可以被采用以在相对频繁的基础上方便调整匀场。例如,可以对每一个患者进行匀场调整,以解决每个患者的不同磁化率特性。此外,任一所描述的幅值偏移校正实施例或它们的等价物便于在成像过程中进行动态匀场调整,其中在单个患者的成像期间在局部的、每个片层或其它基础上进行匀场调整。
参考附图4,成像体积V包围成像物体16的头部和躯干。成像物体16使未匀场调整的主B0磁场在整个成像体积V上以空间非均匀性的方式变形。在附图4中,这种变形通过绘制未匀场调整的平均主B0磁场|B(z)|被以图解方式表示,其在每个轴向片层上平均,作为z方向上轴向片层位置的函数。尽管绘出了z方向上的变化,但可以意识到主B0磁场同样在横向x和y方向上也会被变形。整个成像体积V可以作为一个单元被匀场调整,但是在大体积V上呈现空间均匀性的效果会很困难的。
在附图4所示的动态匀场调整方法中,成像体积V沿z方向被分成四个区域R1、R2、R3、R4。一些区域比其它区域显示出更多的磁场变化。在所述的示例中,区域R3、R4比区域R1、R2具有更多的磁场变化。每个区域R1、R2、R3、R4被分别匀场调整。也就是,对每个区域,一个或多个匀场电流被选择以基本上降低那个区域中主B0磁场的非均匀性。因为匀场调整集中在更小的区域,因此可以对每个区域执行更精确的匀场调整。当区域R1被成像时,用来匀场调整那个区域的所选匀场电流被采用。当区域R2被成像时,用来匀场调整那个区域的所选匀场电流被采用。当区域R3被成像时,用来匀场调整那个区域的所选匀场电流被采用。当区域R4被成像时,用来匀场调整那个区域的所选匀场电流被采用。
附图4还图解地绘出了在每个轴向片层上在那个片层成像过程中进行平均的匀场调整的平均主B0磁场|B(z)|。匀场调整的平均主B0磁场在每个区域基本上是均匀的,但是显示幅值偏移Δ|B0|,其在附图4中未被校正。匀场调整的平均主B0磁场|B(z)|的曲线不包括可选的由D.C.匀场线圈82进行的补偿。因为每个区域R1、R2、R3、R4通常采用不同的所选匀场电流成像,因此四个区域中的每一个区域的幅值偏移Δ|B0|的大小不同。在所述的示例中,在匀场调整之前在区域R3、R4的成像过程中采用更大的匀场电流以补偿那些区域中相对较大的磁场非均匀性;反之,在显示较小的场非均匀性的区域R1、R2的成像过程中采用更小的匀场电流。因此,区域R3、R4中匀场调整的主B0磁场与区域R1、R2相比具有更大的幅值偏移Δ|B0|。通过使用幅值偏移处理器70来计算适于对每个相应区域R1、R2、R3、R4匀场调整所采用的每个所选匀场电流组合的幅值偏移Δ|B0|,在动态匀场调整成像过程中变化的幅值偏移Δ|B0|被补偿。
尽管附图4示出了四个区域,每个包括多个片层,但是可以意识到动态匀场调整技术可以被应用到其它子体积。例如,动态匀场调整可以被应用每个片层基础上,其中在对那个片层成像之前对每个轴向片层选择匀场电流。
在这之前所述的实施例中,匀场电流被选择来降低成像区域内主B0磁场|的非均匀性。一旦匀场电流被选择,由那些所选匀场电流产生的幅值偏移Δ|B0|被计算,并且对那计算得到的幅值偏移Δ|B0|的校正被执行。选择匀场电流、计算幅值偏移和校正的过程被分别执行。
但是,在其它预期的实施例中,选择匀场电流、计算Δ|B0|和校正的过程被部分地或全部地集成到一起。例如,通过优化包括场均匀性分量和幅值偏移分量Δ|B0|的品质因数(figure of merit)确定匀场电流。在这个实施例中,通过最小化或最大化品质因数,包括用于匀场线圈60和D.C.匀场线圈82的匀场电流的匀场电流被同时优化,由此同时执行匀场电流的选择和幅值偏移Δ|B0|的校正计算。
匀场调整影响体积,并且对体积进行共振频率的测量,这些体积典型地显示出空间相关性。在一个实施例中偏移被测量作为对预定体积例如位于磁体中心的直径为20厘米的参考球体的平均。其它预期实施例可以包括体积限定例如(i)随后计划成像区域的范围,(ii)指定成像体积的中心区域的一些部分,(iii)物体被成像的身体范围,也许限制在更大的指定体积内,(iv)根据感兴趣的人体解剖限定的典型体积,或(v)明确由执行MRI过程的操作者限定的区域。许多其它限定是可能的。
此外,由被供能匀场引起的共振频率偏移的确定可以任意一些方式结合体积的选择。对一个或多个预定体积的磁场偏移或偏移系数可以被限定。偏移可以被赋予空间相关性的特征,例如通过拟合多项式或其它空间函数。例如,这种多项式可以是球谐函数(sphericalharmonics),或者它们可以拟合每个匀场线圈各自的麦克斯韦项的空间分布。可以在离散映射表中的一些点的每个上确定偏移或偏移系数,并作为体积表示存储。
为了说明的目的,现在进一步描述麦克斯韦项计算的具体实施例。利用磁场的球谐函数展开式,主磁体线圈20可以被主要利用来产生Bz的第零阶球谐函数,磁场梯度线圈30可以被利用来产生或校正Bz的第一阶球谐函数项,磁匀场线圈60可以被利用来产生或校正Bz的第二阶球谐函数项。这些第二阶匀场可以指例如(x2-y2),xy,xz,yz和z2。每一个这些匀场的空间相关性匹配它的名称,除了被称为z2的匀场之外,其产生具有Bz=(z2-0.5*(x2+y2))的空间相关性函数的场。对于每个这些第二阶匀场,相应的横向场可以被确定。对于每个匀场的横向场Bx和By被约束到一族解,这是由于磁场必须满足麦克斯韦公式。在Bx和By函数的可能选择上存在一些自由。
在匀场线圈被机械地建立在圆柱形表面上的实施例中,一些对称性可以被结合到解中。通过将这些对称限制施加到候选的横向场Bx和By函数,每个函数的空间相关性被确定。对于(x2-y2)匀场,这些对称限制下的解为Bx=2xz和By=-2yz。对于xy匀场,这些对称限制下的解为Bx=2yz和By=2xz。对于z2的匀场,这些对称限制下的解为Bx=-xz和By=-yz。可以对其它第二阶匀场执行类似的确定。
在一个实施例中,通过利用公式(2)和对体积积分,计算对任一给定匀场线圈中的匀场电流的总幅值B偏移。然后平方根函数的幂级数展开产生匀场电流的幂的系数。只有偶数幂会产生非零系数。
在另一个实施例中,对每个匀场的向量场B=(Bx,By,Bz)与Bz分量所期望的设定成比例换算。所有换算匀场的向量被相加。向量和的幅值被确定为位置x、y和z的函数。合成函数对感兴趣的体积积分以给出一个最终的偏移B幅值。
对于连续更高阶匀场的在前实施例的扩展是直截了当的,并且基于前面关于第二阶匀场的描述,可以容易地由本领域的技术人员执行。
可以意识到,用来对匀场引起的偏差的共振频率的校正可以是有用的而不管最初导致频率改变的机构。因此,所观察到的频率偏移可能是由其它机构引起,除了上面描述的麦克斯韦项之外。由静电力或者电阻性匀场线圈中与电流相关的热效应引起的机械偏差是其它可能引起频率变化的机构例子。这些和其它机构可能显示出相同的基本函数相关性,即使它们可能在强度上很大程度上不同于预定麦克斯韦项的效应。例如,给特定球谐函数的匀场线圈供能可能在其它磁结构中引起微小的几何偏差,接着引起基本上与匀场电流的平方成比例的频率偏移。利用前述校准装置和方法以及它们的直接变型可以容易地执行对这种经验观察到的磁场非均匀性的校正,这样前述的校准装置和方法可以容易地适于校正在不确定主要原因的情况下观察到或测量出的经验观察到的磁场非均匀性。
已结合优选实施例描述了本发明。显而易见地,在阅读和理解前面详细的描述上可以产生变型和变化。可以意识到,本发明包括所有这种变型和变化,只要它们落在附加权利要求书或其等价物的范围内。
Claims (20)
1.一种磁共振成像方法,包括:
确定主B0磁场响应于以所选的匀场电流给一个或多个匀场线圈(60)供能的幅值偏移;
以该所选的匀场电流给该一个或多个匀场线圈(60)供能;和
在供能过程中执行校正以对该确定的主B0磁场的幅值偏移进行校正。
2.如权利要求1所述的磁共振成像方法,其中校正的执行包括:
调整射频接收器和发送器组件(44,46)的中心频率到相应于包括该确定幅值偏移的B0磁场的磁共振频率。
3.如权利要求1所述的磁共振成像方法,其中校正的执行包括:
以D.C.匀场电流给D.C.匀场线圈(82)供能,用来有效地抵消该确定的主B0磁场的幅值偏移。
4.如权利要求1所述的磁共振成像方法,其中校正的执行包括:
给一个或多个梯度线圈(30)供能以对该确定的主B0磁场的幅值偏移的一个或多个第一阶球谐函数项进行校正。
5.如权利要求1所述的磁共振成像方法,其中确定幅值偏移包括:
计算由以所选的匀场电流给该一个或多个匀场线圈(60)供能而产生的磁场的一个或多个麦克斯韦项;和
基于该计算的一个或多个麦克斯韦项,确定主B0磁场的幅值偏移。
6.如权利要求1所述的磁共振成像方法,其中确定幅值偏移包括:
对于每一个该一个或多个匀场线圈(60),确定由以相应的所选匀场电流给那个匀场线圈供能而产生的磁场的一个或多个麦克斯韦项系数;
对于每一个该一个或多个匀场线圈(60),通过(i)将那个线圈的每个麦克斯韦项系数乘以增加到相应的平均功率的电流而获得相应于那个线圈的该一个或多个麦克斯韦项系数的一个或多个麦克斯韦项和(ii)将该麦克斯韦项相加而确定那个线圈的幅值偏移贡献。
7.如权利要求6所述的磁共振成像方法,其中该一个或多个匀场线圈(60)包括多个匀场线圈,并且确定幅值偏移进一步包括:
加和地合并该多个线圈(60)的幅值偏移贡献以确定主B0磁场的幅值偏移。
8.如权利要求6所述的磁共振成像方法,其中确定一个或多个麦克斯韦项系数包括以下之一:
基于线圈的几何形状,计算麦克斯韦项系数,和
将以参考电流给匀场线圈供能产生的磁场拟合成一表达式,该表达式包括由相应一个或多个麦克斯韦项系数参数化的一个或多个麦克斯韦项的和,所述的麦克斯韦项系数被存储并随后在确定那个线圈的幅值偏移贡献的过程中被调用。
9.如权利要求1所述的磁共振成像方法,其中该一个或多个匀场线圈(60)包括多个匀场线圈,并且确定幅值偏移包括:
对于每个线圈,确定匀场电流和那个线圈的偏移贡献之间的函数关系;
将所选的匀场电流输入到该函数关系中以确定对应于所选匀场电流的偏移贡献;和
合并对应于多个线圈的所选匀场电流的偏移贡献以确定幅值偏移。
10.如权利要求9所述的磁共振成像方法,其中合并偏移贡献包括:
以向量形式确定每个匀场线圈的偏移贡献;
加和地合并每个匀场线圈的偏移组成贡献;和
确定相应于该多个线圈(60)的所选匀场电流的的向量偏移贡献的幅值。
11.如权利要求1所述的磁共振成像方法,进一步包括:
通过优化包括匀场线圈(60)的匀场电流和D.C.匀场线圈(82)的匀场电流的品质因数选择所选的匀场电流,其中执行校正包括以通过优化品质因数而获得的优化的匀场电流给D.C.匀场线圈(82)供能。
12.如权利要求1所述的磁共振成像方法,进一步包括:
动态选择匀场电流以在磁共振成像期间动态地匀场调整主B0磁场,对匀场电流的每一次选择重复确定幅值偏移、供能和执行校正。
13.如权利要求1所述的磁共振成像方法,进一步包括:
执行成像物体的多片层磁共振成像;和
对于每一片层,选择该一个或多个匀场线圈(60)的匀场电流以对那个片层动态地匀场调整主B0磁场,为对那个片层成像,执行确定幅值偏移、供能和执行校正。
14.如权利要求1所述的磁共振成像方法,进一步包括:
将被成像区域分成多个成像区域;
对于每一个成像区域,确定所选的匀场电流以有效地匀场调整那个成像区域中的主B0磁场,对每个成像区域对所选的匀场电流分别执行对响应于以所选匀场电流给一个或多个匀场线圈(60)供能的幅值偏移的确定以有效地匀场调整那个成像区域中的主B0磁场;和
采集每个成像区域的成像数据,其中:
(i)供能被作为成像的一部分执行并使用所选的匀场电流有效地匀场调整被成像的成像区域中的主B0磁场,和
(ii)校正的执行相对于为那个被成像区域所确定的幅值偏移而执行。
15.一种磁共振成像设备,包括:
用来产生主B0磁场的装置(20);
用来匀场调整主B0磁场的一个或多个匀场线圈(60);
用来确定主B0磁场响应于以所选匀场电流给一个或多个匀场线圈(60)供能的幅值偏移的装置(70);
用来以所选匀场电流给该一个和多个匀场线圈(60)供能的装置(64);和
用来在供能期间执行校正以对所确定的主B0磁场的幅值偏移进行校正的装置(44,80,82)。
16.如权利要求15所述的磁共振成像设备,其中用来确定幅值偏移的装置(70)包括一处理器,其执行的处理包括:
确定每一个匀场线圈的一个或多个麦克斯韦项系数;
基于匀场线圈函数计算由每个线圈产生的主B0磁场的幅值偏移,所述函数具有的函数参数包括那个线圈的一个或多个麦克斯韦项系数和那个线圈的所选匀场电流,;和
合并每个线圈产生的主B0磁场的幅值偏移。
17.如权利要求15所述的磁共振成像设备,其中校正执行装置(44,80,82)包括至少以下之一:
用来激发第零阶匀场线圈(82)以调整主B0磁场的幅值的装置(80);和
用来偏移共振激发频率的装置(44)。
18.一种磁共振成像扫描仪,包括:
用来产生主B0磁场的主磁体(20);
以所选的匀场电流选择性地匀场调整主B0磁场的一个或多个匀场线圈(60);和
执行包括确定主B0磁场响应于所选的匀场的幅值偏移的处理的处理器(70)。
19.如权利要求18所述的磁共振成像扫描仪,进一步包括:
第零阶匀场线圈(82),选择性地被供能以抵消所确定的主B0磁场响应于所选匀场的幅值偏移。
20.如权利要求18所述的磁共振成像扫描仪,进一步包括:
可调射频收发器(44,46),用来产生射频信号并检测响应于所产生的射频信号而产生的磁共振信号;
其中由处理器(70)执行的处理进一步包括计算对应于包括所确定的幅值偏移的主B0磁场的磁共振频率,可调射频收发器(44,46)被调到计算的磁共振频率。
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---|---|---|---|
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Cited By (18)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN102498411A (zh) * | 2009-09-17 | 2012-06-13 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | Mri中rf功率和rf场均匀性的同时优化 |
CN102680930A (zh) * | 2011-03-17 | 2012-09-19 | 西门子公司 | 用于设置匀场电流和射频中心频率的方法以及磁共振设备 |
CN102846319A (zh) * | 2011-12-12 | 2013-01-02 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 基于磁共振的脑功能成像扫描方法和系统 |
CN102866369A (zh) * | 2011-12-12 | 2013-01-09 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 磁共振的主磁场漂移矫正方法和系统 |
CN103135081A (zh) * | 2011-11-30 | 2013-06-05 | 西门子公司 | 磁共振造影设备、均衡场非均匀性的方法和匀场线圈装置 |
CN104011557A (zh) * | 2011-12-23 | 2014-08-27 | 皇家飞利浦有限公司 | 使用梯度线圈来校正mr成像中的高阶b0场不均匀性 |
CN107015180A (zh) * | 2015-10-30 | 2017-08-04 | 通用电气公司 | 磁共振成像矩阵匀场线圈系统和方法 |
CN107533119A (zh) * | 2015-04-10 | 2018-01-02 | 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 | 用于磁共振成像的匀场线圈 |
CN107847181A (zh) * | 2015-07-15 | 2018-03-27 | 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 | 用于偏移均匀磁场空间的有源线圈 |
CN108272452A (zh) * | 2017-01-05 | 2018-07-13 | 上海康达卡勒幅医疗科技有限公司 | 一种磁共振偏中心成像二阶匀场方法 |
CN108387857A (zh) * | 2017-12-25 | 2018-08-10 | 深圳先进技术研究院 | 一种用于磁共振成像的局部匀场系统及匀场方法 |
CN108802644A (zh) * | 2018-05-24 | 2018-11-13 | 上海东软医疗科技有限公司 | 梯度线圈的匀场方法和装置 |
CN109765509A (zh) * | 2017-11-09 | 2019-05-17 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 超导磁共振成像设备的匀场方法 |
WO2019126934A1 (zh) * | 2017-12-25 | 2019-07-04 | 深圳先进技术研究院 | 一种用于磁共振成像的局部匀场系统及匀场方法 |
CN110927642A (zh) * | 2019-12-05 | 2020-03-27 | 湖南迈太科医疗科技有限公司 | 磁共振成像的匀场控制方法、装置和系统 |
CN111596244A (zh) * | 2020-05-18 | 2020-08-28 | 武汉中科牛津波谱技术有限公司 | 核磁共振波谱仪多通道分离矩阵式匀场线圈及设计方法 |
CN113296037A (zh) * | 2021-05-21 | 2021-08-24 | 电子科技大学 | 一种高场磁共振梯度控制器 |
CN114325520A (zh) * | 2020-09-30 | 2022-04-12 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 磁体升场方法及装置 |
Families Citing this family (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
KR101320085B1 (ko) * | 2006-03-24 | 2013-10-18 | 메드트로닉 인코포레이티드 | 이식의료기구 및 리튬 전지 |
GB2448479B (en) * | 2007-04-18 | 2009-06-03 | Siemens Magnet Technology Ltd | Improved shim for imaging magnets |
JP5823865B2 (ja) * | 2009-09-25 | 2015-11-25 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および照射周波数調整方法 |
JP5603642B2 (ja) * | 2010-04-27 | 2014-10-08 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及びシミング方法 |
CN102905619B (zh) | 2011-05-10 | 2015-06-17 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置、磁共振成像装置用的磁场调整件、磁共振成像方法及磁共振成像装置的磁场调整方法 |
DE102015204955B4 (de) * | 2015-03-19 | 2019-05-16 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung |
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 |
DE102016202884B4 (de) | 2016-02-24 | 2019-05-09 | Siemens Healthcare Gmbh | Dynamisches Justierungsverfahren mit mehreren Justierungsparametern |
US11300643B2 (en) * | 2016-07-11 | 2022-04-12 | Synaptive Medical Inc. | Adaptive shim coils for MR imaging |
TWI685668B (zh) * | 2016-09-29 | 2020-02-21 | 美商超精細研究股份有限公司 | 磁共振成像系統,以及搭配該磁共振成像系統使用之調諧系統 |
US11243287B2 (en) * | 2019-10-02 | 2022-02-08 | Synaptive Medical Inc. | Real-time compensation of high-order concomitant magnetic fields |
CN114868030A (zh) * | 2019-11-04 | 2022-08-05 | 皇家飞利浦有限公司 | 通过有源匀场减少磁场(b0)伪影 |
EP4040178A1 (en) * | 2021-02-08 | 2022-08-10 | Siemens Healthcare GmbH | Magnetic resonance imaging device, computer-implemented method for operating a magnetic resonance imaging device, computer program and electronically readable storage medium |
DE102021210499B3 (de) * | 2021-09-21 | 2023-02-23 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Unterdrückung von bei Magnetresonanzaufnahmen emittierten elektrischen und/oder magnetischen Feldern |
Family Cites Families (15)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5166620A (en) * | 1990-11-07 | 1992-11-24 | Advanced Techtronics, Inc. | Nmr frequency locking circuit |
US5877629A (en) * | 1997-04-08 | 1999-03-02 | General Electric Company | Correction for maxwell fields produced during non-rectilinear k-space sampling |
US5923168A (en) * | 1997-06-17 | 1999-07-13 | General Electric Company | Correction of artifacts caused by Maxwell terms in slice offset echo planar imaging |
DE19826864A1 (de) * | 1998-06-17 | 1999-12-23 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren |
DE19931210C2 (de) * | 1999-07-06 | 2001-06-07 | Siemens Ag | Verfahren zur Korrektur von Artefakten in Magnetresonanzbildern |
DE19959720B4 (de) * | 1999-12-10 | 2005-02-24 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts |
US6528998B1 (en) * | 2000-03-31 | 2003-03-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Method and apparatus to reduce the effects of maxwell terms and other perturbation magnetic fields in MR images |
US6507190B1 (en) * | 2000-08-01 | 2003-01-14 | Ge Medical Systems Global Technologies Company Llc | Method and apparatus for compensating polarizing fields in magnetic resonance imaging |
JP4045769B2 (ja) * | 2001-10-10 | 2008-02-13 | 株式会社日立製作所 | 磁場発生装置及びこれを用いるmri装置 |
DE10330926B4 (de) * | 2003-07-08 | 2008-11-27 | Siemens Ag | Verfahren zur absoluten Korrektur von B0-Feld-Abweichungen in der Magnetresonanz-Tomographie-Bildgebung |
US7235971B2 (en) * | 2003-07-11 | 2007-06-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Shimming of MRI scanner involving fat suppression and/or black blood preparation |
US20050154291A1 (en) * | 2003-09-19 | 2005-07-14 | Lei Zhao | Method of using a small MRI scanner |
US7215123B2 (en) * | 2004-05-05 | 2007-05-08 | New York University | Method, system storage medium and software arrangement for homogenizing a magnetic field in a magnetic resonance imaging system |
CN100397093C (zh) * | 2005-03-31 | 2008-06-25 | 西门子(中国)有限公司 | 磁共振设备的不规则被测体的匀场方法 |
JP5072250B2 (ja) * | 2006-04-04 | 2012-11-14 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
2005
- 2005-02-17 CN CNA2005800084171A patent/CN1934458A/zh active Pending
- 2005-02-17 US US10/598,867 patent/US20070279060A1/en not_active Abandoned
- 2005-02-17 EP EP05703008A patent/EP1728090A1/en not_active Withdrawn
- 2005-02-17 JP JP2007503448A patent/JP2007529256A/ja not_active Withdrawn
- 2005-02-17 WO PCT/IB2005/050607 patent/WO2005091012A1/en active Application Filing
Cited By (29)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN102498411A (zh) * | 2009-09-17 | 2012-06-13 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | Mri中rf功率和rf场均匀性的同时优化 |
CN102680930B (zh) * | 2011-03-17 | 2016-06-22 | 西门子公司 | 用于设置匀场电流和射频中心频率的方法以及磁共振设备 |
CN102680930A (zh) * | 2011-03-17 | 2012-09-19 | 西门子公司 | 用于设置匀场电流和射频中心频率的方法以及磁共振设备 |
CN103135081B (zh) * | 2011-11-30 | 2016-09-21 | 西门子公司 | 磁共振造影设备、均衡场非均匀性的方法和匀场线圈装置 |
US9541619B2 (en) | 2011-11-30 | 2017-01-10 | Siemens Aktiengesellschaft | Balancing out a field inhomogeneity in a magnetic resonance tomography system and shim coil arrangement |
CN103135081A (zh) * | 2011-11-30 | 2013-06-05 | 西门子公司 | 磁共振造影设备、均衡场非均匀性的方法和匀场线圈装置 |
CN102866369B (zh) * | 2011-12-12 | 2014-12-24 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 磁共振的主磁场漂移矫正方法和系统 |
CN102866369A (zh) * | 2011-12-12 | 2013-01-09 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 磁共振的主磁场漂移矫正方法和系统 |
CN102846319A (zh) * | 2011-12-12 | 2013-01-02 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 基于磁共振的脑功能成像扫描方法和系统 |
CN104011557A (zh) * | 2011-12-23 | 2014-08-27 | 皇家飞利浦有限公司 | 使用梯度线圈来校正mr成像中的高阶b0场不均匀性 |
US11237235B2 (en) | 2015-04-10 | 2022-02-01 | Synaptive Medical Inc. | Shimming coils for magnetic resonance imaging |
US10551454B2 (en) | 2015-04-10 | 2020-02-04 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Shimming coils for magnetic resonance imaging |
CN107533119A (zh) * | 2015-04-10 | 2018-01-02 | 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 | 用于磁共振成像的匀场线圈 |
CN107847181A (zh) * | 2015-07-15 | 2018-03-27 | 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 | 用于偏移均匀磁场空间的有源线圈 |
CN107847181B (zh) * | 2015-07-15 | 2020-12-22 | 圣纳普医疗(巴巴多斯)公司 | 用于偏移均匀磁场空间的有源线圈 |
CN107015180A (zh) * | 2015-10-30 | 2017-08-04 | 通用电气公司 | 磁共振成像矩阵匀场线圈系统和方法 |
CN108272452A (zh) * | 2017-01-05 | 2018-07-13 | 上海康达卡勒幅医疗科技有限公司 | 一种磁共振偏中心成像二阶匀场方法 |
CN109765509A (zh) * | 2017-11-09 | 2019-05-17 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 超导磁共振成像设备的匀场方法 |
CN108387857A (zh) * | 2017-12-25 | 2018-08-10 | 深圳先进技术研究院 | 一种用于磁共振成像的局部匀场系统及匀场方法 |
CN108387857B (zh) * | 2017-12-25 | 2020-11-10 | 深圳先进技术研究院 | 一种用于磁共振成像的局部匀场系统及匀场方法 |
WO2019126934A1 (zh) * | 2017-12-25 | 2019-07-04 | 深圳先进技术研究院 | 一种用于磁共振成像的局部匀场系统及匀场方法 |
US10969449B2 (en) | 2017-12-25 | 2021-04-06 | Shenzhen Institutes Of Advanced Technology | Local shimming system for magnetic resonance imaging and method thereof |
US11378636B2 (en) | 2017-12-25 | 2022-07-05 | Shenzhen Institutes Of Advanced Technology | Local shimming system for magnetic resonance imaging |
CN108802644A (zh) * | 2018-05-24 | 2018-11-13 | 上海东软医疗科技有限公司 | 梯度线圈的匀场方法和装置 |
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