專利名稱：通過磁共振確定磁化率誘發(fā)的磁場(chǎng)梯度的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于對(duì)放置于檢査體積內(nèi)的人體進(jìn)行磁共振成像的設(shè)備。
此外，本發(fā)明涉及一種用于MR成像的方法和一種用于MR設(shè)備的計(jì) 算機(jī)程序。
背景技術(shù)：
在磁共振成像(MRI)中，向MR設(shè)備的檢查體積內(nèi)的均勻磁場(chǎng)中放 置的對(duì)象(患者)施加包括了RF脈沖和切換磁場(chǎng)梯度的脈沖序列。通過這 種方式生成相位編碼的磁共振信號(hào)，利用RF接收天線對(duì)其進(jìn)行掃描，以便 獲得來自對(duì)象的信息并重建其圖像。自從其最初發(fā)展開始，應(yīng)用MRI的臨 床相關(guān)領(lǐng)域的數(shù)量一直在迅速增加?？梢詫RI應(yīng)用于身體的幾乎每個(gè)部 分，可以將其用于獲得關(guān)于人體若干重要機(jī)能的信息。在MRI掃描期間施 加的脈沖序列在確定重建圖像特性方面起到重要作用，所述特性例如為在 對(duì)象中的位置和取向、維度、分辨率、信噪比、對(duì)比度、對(duì)運(yùn)動(dòng)的靈敏度 等。MRI設(shè)備的操作員必需要針對(duì)相應(yīng)的應(yīng)用選擇適當(dāng)?shù)男蛄?，必需要調(diào) 節(jié)和優(yōu)化其參數(shù)。
磁化率偏離周圍環(huán)境的對(duì)象產(chǎn)生主磁場(chǎng)BQ的局部不均勻。這適用于金 屬對(duì)象(例如手術(shù)器械、移植物或其他設(shè)備)、像缺氧血的含鐵物質(zhì)或基于 氧化鐵的造影劑或標(biāo)記的細(xì)胞。對(duì)這種效應(yīng)的利用是一種用于從造影劑(例 如SPIO)檢測(cè)到設(shè)備(導(dǎo)管、可植入支架等)定位的不同MR成像應(yīng)用的 重要工具。
通常通過丁2或T^加權(quán)序列執(zhí)行磁化率對(duì)比度增強(qiáng)的MR成像。禾IJ用 這些序列，在局部磁場(chǎng)干擾位點(diǎn)處由信號(hào)損耗生成對(duì)比度。在通過這些已 知技術(shù)生成的圖像中，不能將因場(chǎng)不均勻?qū)е碌陌祱D像特征與造成信號(hào)損 耗的其他效應(yīng)導(dǎo)致的特征區(qū)分開。己經(jīng)提出了若干將暗圖像對(duì)比度轉(zhuǎn)換成正(亮)對(duì)比度的理論。例如，
EP 1471362A1公開了一種基于梯度回波(GE)成像序列的MR方法。根據(jù) 這一已知技術(shù)，施加切換磁場(chǎng)梯度或額外梯度的特定的不平衡，以便生成 示出了在背景組織和產(chǎn)生局部磁場(chǎng)不均勻的對(duì)象之間的正(亮)對(duì)比度的 MR圖像。該己知技術(shù)的缺點(diǎn)是，為了獲得最佳正圖像對(duì)比度，必需要有對(duì) 磁化率梯度強(qiáng)度的先驗(yàn)知識(shí)，或者必需要至少執(zhí)行精細(xì)且耗時(shí)的優(yōu)化過程。

發(fā)明內(nèi)容
因此，容易認(rèn)識(shí)到，需要一種改進(jìn)的用于磁共振成像的設(shè)備，以生成 具有正(亮)磁化率對(duì)比度的圖像。因此，本發(fā)明的目的是提供一種MR 設(shè)備，該設(shè)備能夠進(jìn)行磁化率成像而無需事先優(yōu)化以獲得最佳正對(duì)比度。 本發(fā)明的另一 目的是提供一種MR設(shè)備，其能夠不使用特殊的或非常規(guī)MR 成像序列而產(chǎn)生具有正磁化率對(duì)比度的圖像。
根據(jù)本發(fā)明，公開了一種用于對(duì)檢查體積中放置的人體進(jìn)行磁共振成 像的MR設(shè)備，其包括用于在所述檢查體積中建立基本均勻的主磁場(chǎng)的 裝置，用于生成疊加在所述主磁場(chǎng)上的切換磁場(chǎng)梯度的裝置，用于向所述 人體輻射RF脈沖的裝置，用于控制所述磁場(chǎng)梯度和所述RF脈沖的生成的 控制裝置，用于對(duì)磁共振信號(hào)進(jìn)行接收和采樣的裝置，以及用于從所述信 號(hào)樣本形成MR圖像的重建裝置。根據(jù)本發(fā)明，將該設(shè)備布置成
a) 通過使所述人體的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場(chǎng)梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信號(hào)，
b) 獲取所述MR回波信號(hào)，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集，
c) 通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計(jì)算回波偏移參數(shù)來計(jì)算梯度 圖，所述回波偏移參數(shù)表示k空間中的磁場(chǎng)梯度誘發(fā)的回波位置偏移，其 中每個(gè)子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集的多個(gè)空間相鄰像素或體素值。
將本發(fā)明的MR設(shè)備布置成利用標(biāo)準(zhǔn)成像序列在步驟a)和b)中獲取MR 圖像數(shù)據(jù)集，標(biāo)準(zhǔn)成像序列常規(guī)上用于對(duì)被檢査人體的解剖結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像 (例如3D梯度回波序列)。所獲取的MR圖像數(shù)據(jù)集于是包含完整的解剖 學(xué)信息。此外，在步驟c)從解剖學(xué)圖像數(shù)據(jù)集計(jì)算出梯度圖。梯度圖包含 關(guān)于局部磁化率誘發(fā)的磁場(chǎng)梯度強(qiáng)度的定量信息。例如，可以使用該信息來生成對(duì)應(yīng)的正對(duì)比度圖像或在檢查體積內(nèi)定位金屬對(duì)象，而無需任何額 外措施。
本發(fā)明的基本想法是使用重建MR圖像數(shù)據(jù)集的空間相鄰像素或體素 的每個(gè)子集中包含的關(guān)于局部場(chǎng)不均勻性的信息。本發(fā)明基于如下認(rèn)識(shí)， 即在成像期間，除切換的磁場(chǎng)梯度之外，局部(磁化率誘發(fā)的)梯度也起 作用，該局部梯度導(dǎo)致回波信號(hào)最大值在k空間中的偏移。根據(jù)本發(fā)明， 從對(duì)應(yīng)的像素或體素子集計(jì)算局部回波偏移參數(shù)。該回波偏移參數(shù)表示k 空間中回波位置的偏移，其中該偏移起源于影響相應(yīng)子集的像素或體素的 磁場(chǎng)梯度。因此，可以從回波偏移參數(shù)推斷出局部梯度強(qiáng)度。
可以簡(jiǎn)單地通過為回波偏移參數(shù)分配灰度值將磁化率梯度圖轉(zhuǎn)換成正 對(duì)比度圖像。
本發(fā)明的設(shè)備能夠僅僅通過對(duì)常規(guī)(2D或3D)解剖學(xué)MR圖像數(shù)據(jù) 集進(jìn)行后處理來導(dǎo)出檢查體積內(nèi)的局部磁場(chǎng)梯度分布和產(chǎn)生正磁化率對(duì)比 度圖像。在不使用專用的序列和不需要額外的優(yōu)化過程的情況下，就實(shí)現(xiàn) 了最佳正對(duì)比度成像。
優(yōu)選地，根據(jù)本發(fā)明，進(jìn)一步將該設(shè)備布置成通過在步驟c)中在每個(gè) 子集的相鄰像素或體素上計(jì)算傅里葉變換來計(jì)算梯度圖。然后可以通過確 定每個(gè)子集的傅里葉分量的最大值位置來計(jì)算回波偏移參數(shù)。傅里葉分量 最大值的位置對(duì)應(yīng)于k空間中的相應(yīng)回波位置。可以在MR圖像數(shù)據(jù)集的 每個(gè)空間方向上的相鄰像素或體素值上計(jì)算獨(dú)立的一維傅里葉變換。在這 個(gè)基礎(chǔ)上，可以通過從不同空間方向上的回波偏移參數(shù)計(jì)算梯度的強(qiáng)度和 方向來計(jì)算梯度圖。通過這種方式，計(jì)算局部梯度矢量。這樣允許分析局 部磁場(chǎng)梯度的方向和各向異性分布。
在本發(fā)明的實(shí)際實(shí)施例中，可以用比MR圖像數(shù)據(jù)集的空間分辨率低 的空間分辨率計(jì)算梯度圖。例如，如果回波偏移參數(shù)是從n個(gè)相鄰像素或 體素的子集計(jì)算的，則可以用比MR圖像數(shù)據(jù)集低n倍的分辨率計(jì)算磁化 率梯度圖的空間分辨率。
眾所周知，在MR成像中在檢查體積內(nèi)建立均勻的主磁場(chǎng)Bo是非常重 要的，目的是為了能夠獲取患者身體被檢查部分的精確而無失真的圖像。 提供均勻主磁場(chǎng)的通用方式是借助主磁體生成靜磁場(chǎng)Bo并生成可調(diào)節(jié)輔助磁場(chǎng)來補(bǔ)償靜磁場(chǎng)的不均勻性。輔助磁場(chǎng)是由所謂的勻場(chǎng)線圈生成的，勻 場(chǎng)線圈的形狀和電流路徑能夠有效地補(bǔ)償主磁體生成的場(chǎng)的不均勻性。讓
適當(dāng)?shù)膭驁?chǎng)電流通過勻場(chǎng)線圈來校正靜磁場(chǎng)Bc的過程通常被稱為勻場(chǎng)過 程。通常在準(zhǔn)備階段期間一次性確定勻場(chǎng)電流值，勻場(chǎng)電流值決定了通過 每個(gè)勻場(chǎng)線圈的勻場(chǎng)電流。因此，不能通過常規(guī)勻場(chǎng)策略補(bǔ)償例如由動(dòng)態(tài) 變化的磁化率效應(yīng)(患者運(yùn)動(dòng))誘發(fā)的局部磁場(chǎng)梯度。本發(fā)明的發(fā)現(xiàn)是可 以有利地使用本文前面所述技術(shù)獲得的梯度圖來確定用于研究區(qū)的最佳勻 場(chǎng)電流值。因此，根據(jù)本發(fā)明，從所述梯度圖導(dǎo)出勻場(chǎng)電流值，并使對(duì)應(yīng) 的勻場(chǎng)電流通過MR設(shè)備的勻場(chǎng)線圈，用于產(chǎn)生輔助磁場(chǎng)，以優(yōu)化所述檢 查體積內(nèi)的主磁場(chǎng)的均勻性。MR儀器的用戶可以交互地選擇研究區(qū)，在研 究區(qū)中自動(dòng)地從所獲取的MR回波信號(hào)中確定主磁場(chǎng)的勻場(chǎng)，即不需要額 外的測(cè)量?？梢匀菀椎貜囊粋€(gè)并且相同的MR信號(hào)數(shù)據(jù)集確定用于不同區(qū) 域的勻場(chǎng)電流值。能夠有利地將這種自動(dòng)勻場(chǎng)技術(shù)集成到動(dòng)態(tài)MR成像方 法以及實(shí)時(shí)MR成像方法中，以便能夠連續(xù)更新主磁場(chǎng)的勻場(chǎng)。通過這種 方式有效地使場(chǎng)的不理想導(dǎo)致的圖像失真最小化，即顯著改善了圖像質(zhì)量。
在常規(guī)MR系統(tǒng)中，使用諸如勒讓德多項(xiàng)式的三維系列多項(xiàng)式對(duì)勻場(chǎng) 線圈生成的輔助磁場(chǎng)建模，其中每個(gè)勻場(chǎng)電流值對(duì)應(yīng)于多項(xiàng)式的一個(gè)系數(shù)。 根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例可以將對(duì)應(yīng)的三維多項(xiàng)式與梯度圖匹配，從而能 夠直接從多項(xiàng)式的系數(shù)導(dǎo)出勻場(chǎng)電流值。通過這種方式，利用常規(guī)的勻場(chǎng) 線圈組可以容易地使檢查體積內(nèi)的主磁場(chǎng)的不均勻性最小化。
本發(fā)明不僅涉及一種設(shè)備，而且涉及一種對(duì)MR設(shè)備的檢查體積中放 置的人體的至少一部分進(jìn)行磁共振成像的方法。該方法包括如下步驟
a) 通過使所述人體的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場(chǎng)梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信號(hào)，
b) 獲取所述MR回波信號(hào)，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集，
c) 通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計(jì)算回波偏移參數(shù)來計(jì)算梯度 圖，所述回波偏移參數(shù)表示k空間中的磁化率誘發(fā)的回波位置偏移，其中 每個(gè)子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集的多個(gè)空間相鄰像素或體素值。
可以在任何通用計(jì)算機(jī)硬件上有利地實(shí)現(xiàn)適于執(zhí)行本發(fā)明的成像過程 的計(jì)算機(jī)程序，目前將該計(jì)算機(jī)程序用于在臨床上控制磁共振掃描儀。可以在適當(dāng)?shù)臄?shù)據(jù)載體，例如CD-ROM或磁盤上提供該計(jì)算機(jī)程序。或者， 可以由用戶從Internet服務(wù)器上下載該計(jì)算機(jī)程序。


附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例。然而應(yīng)當(dāng)理解，設(shè)計(jì)附圖僅是為了
例示而不是作為限制本發(fā)明的界定。在附圖中
圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的MR掃描儀； 圖2示出了說明本發(fā)明的方法的示意圖。
具體實(shí)施例方式
在圖1中，將根據(jù)本發(fā)明的MR成像設(shè)備1顯示為方框圖。儀器1包 括一組主磁性線圈2和三組梯度線圈3、 4和5，主磁性線圈用于生成靜止 且基本均勻的主磁場(chǎng)，梯度線圈用于疊加強(qiáng)度可控且在選定方向上具有梯 度的額外磁場(chǎng)。常規(guī)上，將主磁場(chǎng)的方向標(biāo)識(shí)為z方向，將垂直于其的兩 個(gè)方向標(biāo)識(shí)為x和y方向。經(jīng)由電源11為梯度線圈3、 4和5供電。成像 設(shè)備1還包括用于向身體7發(fā)射射頻(RF)脈沖的RF發(fā)射天線6。天線6 耦合到用于生成和調(diào)制RF脈沖的調(diào)制器9。還提供了用于接收MR信號(hào)的 接收機(jī)，接收機(jī)可以與發(fā)射天線6相同或是獨(dú)立部件。如果發(fā)射天線6和 接收機(jī)是如圖1所示物理上相同的天線，則將發(fā)送-接收開關(guān)8布置為將接 收到的信號(hào)與要發(fā)送的脈沖區(qū)分開。將接收到的MR信號(hào)輸入到解調(diào)器10。 由控制系統(tǒng)12控制用于梯度線圈3、 4和5的發(fā)送-接收開關(guān)8、調(diào)制器9 和電源ll?？刂葡到y(tǒng)12控制饋送到天線6的RF信號(hào)的相位和幅度?？刂?系統(tǒng)12通常是具有存儲(chǔ)器和程序控制的微型計(jì)算機(jī)。解調(diào)器10耦合到例 如計(jì)算機(jī)的重建裝置14，用于將接收到的信號(hào)轉(zhuǎn)換成可以在例如可視顯示 器單元15上看到的圖像。此外，MR成像設(shè)備1包括一組三個(gè)勻場(chǎng)線圈16、 17和18。由來自勻場(chǎng)電源19經(jīng)由獨(dú)立的勻場(chǎng)通道通過勻場(chǎng)線圈16、 17和 18的勻場(chǎng)電流生成輔助磁場(chǎng)。由控制系統(tǒng)12控制勻場(chǎng)電流的強(qiáng)度以優(yōu)化主 磁場(chǎng)的均勻性。為了實(shí)際實(shí)施本發(fā)明，MR設(shè)備1包括用于執(zhí)行上述方法的 程序。
圖2將本發(fā)明的方法示為示意圖。在第一步中，利用常規(guī)3D梯度回波成像序列(例如3DEPI)采集3D MR回波信號(hào)數(shù)據(jù)集20。然后，經(jīng)過標(biāo) 準(zhǔn)圖像重建技術(shù)將回波信號(hào)數(shù)據(jù)集20轉(zhuǎn)換成(復(fù)合)3D MR圖像數(shù)據(jù)集 21。作為下一步，計(jì)算三維梯度圖22。為此，針對(duì)所有三個(gè)維度x、 y和z 中的n個(gè)獨(dú)立相鄰體素的子集執(zhí)行1D傅里葉變換。在圖2中，示范性地示 出了在一個(gè)空間維度中對(duì)單個(gè)梯度值的確定。1D傅里葉變換23包括-n/2 到n/2-l個(gè)傅里葉分量。如圖2所示，與在傅里葉變換方向上作用的局部磁 場(chǎng)梯度成正比例地偏移這些傅里葉分量的最大值。利用最小二乘法擬合過 程，從該離散傅里葉分量23以亞傅里葉分量(sub fourier component)分辨 率確定最大值的位置。該最大值的位置確定了用于相應(yīng)體素子集的回波偏 移參數(shù)SPx。重復(fù)同樣的過程以確定剩余維度中的SPy和SPZ。針對(duì)所有三 個(gè)維度獨(dú)立的確定最大值能夠針對(duì)相應(yīng)體素子集合成出表示(例如由磁化 率誘發(fā)的)磁場(chǎng)梯度強(qiáng)度和方向的矢量。針對(duì)n個(gè)體素的所有子集確定的 這些矢量的幅度構(gòu)成了梯度圖22。與MR圖像數(shù)據(jù)集21相比，梯度圖22 具有降低n倍的空間分辨率。通過線性內(nèi)插，并通過為梯度22分配灰度值， 生成了具有最佳正對(duì)比度的圖像數(shù)據(jù)集24。通過常規(guī)的圖像分級(jí)和加窗操 作，可以很容易地將圖像數(shù)據(jù)集24調(diào)節(jié)成適應(yīng)弱和高磁化率梯度。為了使 磁場(chǎng)梯度誘發(fā)的正對(duì)比度可見，可以借助顯示器單元15顯示數(shù)據(jù)集24的 單個(gè)層，如圖1所示?；蛘?，可以從梯度圖22導(dǎo)出勻場(chǎng)電流值，并可以使 勻場(chǎng)電流值確定的勻場(chǎng)電流通過勻場(chǎng)線圈16、 17、 18以產(chǎn)生輔助磁場(chǎng)，從 而優(yōu)化MR設(shè)備1的檢查體積內(nèi)的主磁場(chǎng)的均勻性。為了該目的，可以將 三維多項(xiàng)式與梯度圖22或用戶定義的梯度圖22的子集匹配。這使得勻場(chǎng) 電流值能夠直接從三維多項(xiàng)式的系數(shù)導(dǎo)出。
權(quán)利要求
1、一種用于對(duì)放置于檢查體積中的人體(7)進(jìn)行磁共振成像的設(shè)備，所述設(shè)備(1)包括用于在所述檢查體積中建立基本均勻的主磁場(chǎng)的裝置(2)，用于生成疊加在所述主磁場(chǎng)上的切換磁場(chǎng)梯度的裝置(3，4，5)，用于向所述人體(7)輻射RF脈沖的裝置(6)，用于控制所述磁場(chǎng)梯度和所述RF脈沖的生成的控制裝置(12)，用于對(duì)磁共振信號(hào)進(jìn)行接收和采樣的裝置(10)，以及用于從所述信號(hào)樣本形成MR圖像的重建裝置(14)，將所述設(shè)備(1)布置成a)通過使所述人體(7)的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場(chǎng)梯度的MR成像序列，生成一系列MR回波信號(hào)(20)，b)獲取所述MR回波信號(hào)，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集(21)，c)通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計(jì)算回波偏移參數(shù)(SPx，SPy，SPz)來計(jì)算梯度圖(22)，所述回波偏移參數(shù)(SPx，SPy，SPz)表示k空間中的局部磁場(chǎng)梯度誘發(fā)的回波位置偏移，其中，每個(gè)子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集(21)的一定數(shù)量(n)的空間相鄰像素或體素值。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備進(jìn)一步布置成d) 通過為所述回波偏移參數(shù)分配灰度值來將所述梯度圖(22)轉(zhuǎn)換成 正對(duì)比度圖像(24)。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備進(jìn)一步布置成 通過對(duì)步驟c)中的每個(gè)子集的所述相鄰像素或體素值計(jì)算傅里葉變換(23) 來計(jì)算所述梯度圖(22)。
4、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備進(jìn)一步布置成通過 針對(duì)每個(gè)子集確定所述傅里葉分量(23)的最大值的位置來計(jì)算所述回波 偏移參數(shù)(SPX, SPy， SPZ)。
5、 根據(jù)權(quán)利要求3或4所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備布置成對(duì)所述 MR圖像數(shù)據(jù)(21)集的每個(gè)空間方向(x， y， z)上的所述相鄰像素或體 素值計(jì)算獨(dú)立一維傅里葉變換(23)。
6、 根據(jù)權(quán)利要求5所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備布置成通過從所述 不同空間方向(x， y， z)上的所述回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPz)計(jì)算所 述局部磁場(chǎng)梯度的強(qiáng)度和方向來計(jì)算所述梯度圖(22)。
7、 根據(jù)權(quán)利要求1-6的任一項(xiàng)所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備布置成 與所述MR圖像數(shù)據(jù)集(21)的空間分辨率相比，以降低的空間分辨率計(jì) 算所述梯度圖(22)。
8、 根據(jù)權(quán)利要求1-7的任一項(xiàng)所述的設(shè)備，還包括勻場(chǎng)線圈(16， 17， 18)，所述勻場(chǎng)線圈用于產(chǎn)生輔助磁場(chǎng)以補(bǔ)償所述主磁場(chǎng)的不均勻性，其中， 將所述設(shè)備布置為從所述梯度圖(22)導(dǎo)出勻場(chǎng)電流值并使所述勻場(chǎng)電流 值決定的勻場(chǎng)電流通過每個(gè)勻場(chǎng)線圈(16， 17， 18)。
9、 根據(jù)權(quán)利要求8所述的設(shè)備，其中，將所述設(shè)備進(jìn)一步布置成將三 維多項(xiàng)式與所述梯度圖(22)或所述梯度圖(22)的子集匹配，并從所述 三維多項(xiàng)式的系數(shù)導(dǎo)出所述勻場(chǎng)電流值。
10、 一種對(duì)放置于MR設(shè)備的檢查體積中的人體的至少一部分進(jìn)行MR 成像的方法，所述方法包括如下步驟a) 通過使所述人體的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場(chǎng)梯度的MR 成像序列，生成一系列MR回波信號(hào)(20)，b) 獲取所述MR回波信號(hào)，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集(21)，c) 通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計(jì)算回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPZ)來計(jì)算梯度圖(22)，所述回波偏移參數(shù)表示k空間中的局部磁場(chǎng)梯 度誘發(fā)的回波位置偏移，其中，每個(gè)子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集(21)的一定數(shù)量(n)的空間相鄰像素或體素值。
11、 根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，通過為所述回波偏移參數(shù)(SPx， SPy， SPZ)分配灰度值來將所述梯度圖(22)轉(zhuǎn)換成正對(duì)比度圖像(24)。
12、 根據(jù)權(quán)利要求10或11所述的方法，其中，通過如下步驟計(jì)算所 述梯度圖(22):-對(duì)歩驟c)中的每個(gè)子集的所述相鄰像素或體素值計(jì)算傅里葉變換 (23)，以及-通過針對(duì)每個(gè)子集確定所述傅里葉分量(23)的最大值的位置來計(jì)算 所述回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPZ)。
13、 根據(jù)權(quán)利要求10-12的任一項(xiàng)所述的方法，其中，與所述MR圖像 數(shù)據(jù)集(21)的空間分辨率相比，以降低的空間分辨率計(jì)算所述梯度圖(22)。
14、 根據(jù)權(quán)利要求10-13的任一項(xiàng)所述的方法，其中，從所述梯度圖(22) 導(dǎo)出勻場(chǎng)電流值，并使所述勻場(chǎng)電流值決定的勻場(chǎng)電流通過勻場(chǎng)線圈(16， 17， 18)，用于產(chǎn)生輔助磁場(chǎng)，以優(yōu)化所述檢査體積內(nèi)的主磁場(chǎng)的均勻性。
15、 一種用于MR設(shè)備的計(jì)算機(jī)程序，其包括用于如下操作的指令a) 生成MR成像脈沖序列，b) 獲取MR回波信號(hào)，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集(21)，c) 通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計(jì)算回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPZ)來計(jì)算梯度圖(22)，所述回波偏移參數(shù)(SPX， SPy， SPZ)表示k空 間中的局部磁場(chǎng)梯度誘發(fā)的回波位置偏移，其中，每個(gè)子集包括所述MR 圖像數(shù)據(jù)集(21)的一定數(shù)量(n)的空間相鄰像素或體素值。
16、 根據(jù)權(quán)利要求15所述的計(jì)算機(jī)程序，其中，所述程序還包括用于 通過為所述回波偏移參數(shù)(SPx， SPy， SPz)分配灰度值來將所述梯度圖(22) 轉(zhuǎn)換成正對(duì)比度圖像(24)的指令。
17、 根據(jù)權(quán)利要求15或16所述的計(jì)算機(jī)程序，其中，所述程序還包 括用于從所述梯度圖(22)導(dǎo)出勻場(chǎng)電流值的指令，所述勻場(chǎng)電流值決定 通過MR設(shè)備的勻場(chǎng)線圈(16， 17， 18)的勻場(chǎng)電流。
18、 根據(jù)權(quán)利要求17所述的計(jì)算機(jī)程序，包括用于將三維多項(xiàng)式與所 述梯度圖(22)或所述梯度圖(22)的子集匹配，并從所述三維多項(xiàng)式的 系數(shù)導(dǎo)出所述勻場(chǎng)電流值的指令。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于對(duì)人體(7)進(jìn)行磁共振成像的設(shè)備。該設(shè)備(1)包括用于在檢查體積中建立基本均勻的主磁場(chǎng)的裝置(2)，用于生成疊加在所述主磁場(chǎng)上的切換磁場(chǎng)梯度的裝置(3，4，5)，用于向所述人體(7)輻射RF脈沖的裝置(6)，用于控制所述磁場(chǎng)梯度和所述RF脈沖的生成的控制裝置(12)，用于對(duì)磁共振信號(hào)進(jìn)行接收和采樣的裝置(10)，以及用于從所述信號(hào)樣本形成MR圖像的重建裝置(14)。根據(jù)本發(fā)明，將該設(shè)備布置成a)通過使所述人體(7)的至少一部分經(jīng)受RF脈沖和切換磁場(chǎng)梯度的MR成像序列，生成一系列MR回波信號(hào)(20)，b)獲取所述MR回波信號(hào)，用于從其重建MR圖像數(shù)據(jù)集(21)，c)通過從所述MR圖像數(shù)據(jù)集的子集計(jì)算回波偏移參數(shù)(SP_x，SP_y，SP_z)來計(jì)算梯度圖(22)，所述回波偏移參數(shù)(SP_x，SP_y，SP_z)表示k空間中的磁場(chǎng)梯度誘發(fā)的回波位置偏移，其中每個(gè)子集包括所述MR圖像數(shù)據(jù)集(21)的一定數(shù)量(n)的空間相鄰像素或體素值。
文檔編號(hào)G01R33/48GK101583882SQ200880002364
公開日2009年11月18日 申請(qǐng)日期2008年1月15日 優(yōu)先權(quán)日2007年1月18日
發(fā)明者H·達(dá)恩克, P·范德默倫, T·舍夫特 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司