0
ИСПОЛЬЗОВАНИЕ ГРАДИЕНТНЫХ КАТУШЕК ДЛЯ КОРРЕКЦИИ НЕОДНОРОДНОСТЕЙ ПОЛЯ BВЫСШИХ ПОРЯДКОВ ПРИ ФОРМИРОВАНИИ ИЗОБРАЖЕНИЯ МЕТОДОМ МАГНИТНОГО РЕЗОНАНСА
0
USE OF GRADIENT COILS FOR CORRECTION OF IRREGULARITIES OF FIELD B OF HIGHER ORDERS DURING MAGNETIC RESONANCE IMAGING

Область техники, к которой относится изобретение
0
Изобретение относится к области формирования изображения и спектроскопии методом магнитного резонанса (МР). Оно предусматривает способ коррекции неоднородностей магнитного поля почти однородного главного магнитного поля B в объеме обследования устройства МР. Изобретение также относится к устройству МР и к компьютерной программе, подлежащей выполнению на устройстве МР.
Уровень техники
Способы формирования изображения методом МР, которые используют взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами для формирования двухмерных или трехмерных изображений, широко используются в настоящее время, особенно в области медицинской диагностики, поскольку для формирования изображения мягкой ткани они во многих отношениях превосходят другие способы формирования изображения, не требуют ионизирующего излучения и обычно неинвазивны.
0
0
0
Согласно способу МР, в общем случае, тело обследуемого пациента размещается в сильном, однородном магнитном поле B, направление которого одновременно задает ось (обычно ось z) системы координат, на которой базируется измерение. Магнитное поле B порождает разные уровни энергии для отдельных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля, которые могут возбуждаться (спиновой резонанс) приложением электромагнитного переменного поля (РЧ поля) заданной частоты (так называемый ларморовой частоты или частоты МР). С макроскопической точки зрения распределение отдельных ядерных спинов порождает общее намагничение, которое может отклоняться от состояния равновесия подачей электромагнитного импульса надлежащей частоты (РЧ импульса), при том, что магнитное поле Bпроходит перпендикулярно оси z, благодаря чему намагничение совершает прецессионное движение вокруг оси z. Прецессионное движение описывает поверхность конуса, угол раскрытия которого именуется углом наклона вектора. Величина угла наклона вектора зависит от интенсивности и длительности подаваемого электромагнитного импульса. В случае так называемого 90° импульса, спины отклоняются от оси z к поперечной плоскости (угол наклона вектора 90°).
1
2
По окончании РЧ импульса, намагничение возвращается в исходное состояние равновесия, в котором намагничение в направлении z нарастает с первой временной постоянной T (временем спин-решеточной или продольной релаксации), и намагничение в направлении, перпендикулярном к направлению z, убывает со второй временной постоянной T (временем спин-спиновой или поперечной релаксации). Изменение намагничения можно регистрировать посредством приемных РЧ катушек, которые размещены и ориентированы в объеме обследования устройства МР таким образом, что изменение намагничения измеряется в направлении, перпендикулярном оси z. Спад поперечного намагничения сопровождается, после подачи, например, 90° импульса, переходом ядерных спинов (индуцированных локальными неоднородностями магнитного поля) из упорядоченного состояния с одной и той же фазой в состояние, в котором все фазовые углы равномерно распределены (дефазировка). Дефазировку можно скомпенсировать посредством импульса перефокусировки (например, 180° импульс). Это порождает эхосигнал (спиновое эхо) в приемных катушках.
0
Для реализации пространственного разрешения в теле, линейные градиенты магнитного поля, проходящие вдоль трех главных осей, накладываются на однородное магнитное поле B, обеспечивая линейную пространственную зависимость частоты спинового резонанса. В этом случае сигнал, снимаемый в приемных катушках, содержит компоненты разных частот, которые могут быть связаны с разными положениями в теле. Данные сигнала, полученные с помощью приемных катушек, соответствуют пространственно-частотной области и называются k-пространственными данными. k-пространственные данные обычно включают в себя множественные линии, полученные разным кодированием фазы. Каждая линия цифруется путем сбора ряда выборок. Набор k-пространственных данных преобразуется в МР-изображение посредством преобразования Фурье.
0
При формировании изображения методом МР важным фактором является однородность главного магнитного поля B. Необходимая однородность магнитного поля достигается в объеме обследования используемого устройства МР благодаря надлежащей конструкции главного магнита в сочетании со стационарными средствами шиммирования (например, ферромагнитными материалами, накладываемыми в подходящих положениях в объеме обследования или вблизи него). Кроме того, набор катушек шиммирования (первого, второго и - когда применимо - третьего порядка), которые дополнительно улучшают шиммирование главного магнитного поля, активируется в ходе сеанса формирования изображения методом МР путем подачи надлежащих токов на катушки шиммирования.
В устройствах МР, которые в настоящее время находятся в клиническом использовании, обычно присутствуют системы шиммирования высших порядков, содержащие набор из пяти катушек шиммирования. Такие системы шиммирования включают в себя набор из пяти усилителей для подачи надлежащих токов на отдельные катушки шиммирования и интерфейс с внутренней управляющей электроникой устройства МР. Недостаток таких систем состоит в их сложности и дороговизне.
0
Из вышеизложенного отчетливо следует, что существует потребность в усовершенствованном методе МР. Следовательно, задачей изобретения является обеспечение способа, который позволяет эффективно корректировать неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B.
В японской патентной заявке JP 11-089816 предложено использовать независимые частичные катушки системы градиентных катушек для осуществления шиммирования высших порядков главного магнитного поля магниторезонансного инструмента.
Раскрытие изобретения
0
0
0
В соответствии с изобретением, раскрыт способ коррекции неоднородностей магнитного поля почти однородного главного магнитного поля B в объеме обследования устройства МР. Изобретение предусматривает, что токи через две или более секций катушки из, по меньшей мере, одной из множества градиентных катушек регулируются таким образом, чтобы скомпенсировать  неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B магнитным полем, по меньшей мере, одной градиентной катушки которое накладывается на главное магнитное поле B.
0
Изобретение предполагает использовать систему градиентных катушек устройства МР для генерации пространственных распределений магнитного поля высших порядков для шиммирования главного магнитного поля B.
0
В соответствии с изобретением, до трех из обычно пяти каналов системы шиммирования устройства МР можно упразднить, поскольку соответствующие неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B можно скомпенсировать тремя градиентными катушками (x-, y- и z-градиентов), которые, так или иначе, присутствуют в устройстве МР. Это позволяет значительно снизить стоимость системы шиммирования устройства МР.
0
0
Изобретение предусматривает, что распределения магнитного поля высших порядков можно генерировать посредством градиентных катушек, когда используются секционированные градиентные катушки (сами по себе известные). Токи через разные секции катушки соответствующей градиентной катушки устройства МР необходимо регулировать независимо друг от друга для достижения указанной однородности B. В общем случае, токи, текущие через одну секцию катушки одной из градиентных катушек, будут отличаться от тока, текущего через другую секцию катушки той же градиентной катушки, когда способ изобретения применяется для шиммирования высших порядков главного магнитного поля B.
В предпочтительном варианте осуществления, способ изобретения содержит этапы, на которых:
- подвергают участок тела пациента последовательности формирования изображения, содержащей РЧ импульсы и переключаемые градиенты магнитного поля;
- получают данные сигнала формирования изображения;
- реконструируют МР-изображение из данных сигнала формирования изображения,
0
причем токи через секции катушки градиентных катушек регулируются таким образом, чтобы корректировать неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B в течение последовательности формирования изображения и/или в ходе получения данных сигнала формирования изображения.
Подход шиммирования согласно изобретению можно применять в ходе возбуждения магнитного резонанса, а также в ходе получения данных сигнала формирования изображения методом МР, из которых окончательно реконструируется МР-изображение. Способ изобретения допускает динамическое шиммирование, поскольку токи, подаваемые на разные секции градиентных катушек, можно регулировать по отдельности, например, в зависимости от формы исследуемого тела, которое генерирует конкретное возмущение главного магнитного поля. На практике оказывается, что преобладающие возмущения поля, генерируемые по отдельности задерживающими формами тела пациента, можно скомпенсировать распределениями магнитного поля высших порядков, которые генерируются градиентными катушками согласно изобретению.
0
0
Распределение главного магнитного поля можно измерять посредством калибровочного сканирования до фактического получения изображения. Затем, в соответствии с изобретением, токи, подаваемые на отдельные секции катушки градиентных катушек, можно регулировать на основании полученных данных сигнала калибровки для достижения оптимальной однородности главного магнитного поля в ходе получения изображения. Методы измерения распределения B в объеме обследования сами по себе известны в уровне техники. Такие известные методы можно использовать для определения токов, подаваемых на секции градиентной катушки для шиммирования B согласно изобретению.
0
Вышеописанный способ изобретения может осуществляться посредством устройства МР, включающего в себя, по меньшей мере, одну главную магнитную катушку, для генерации почти однородного стационарного магнитного поля B в объеме обследования, набор градиентных катушек для генерации переключаемых градиентов магнитного поля в разных пространственных направлениях в объеме обследования, причем каждая градиентная катушка содержит две или более секций катушки, по меньшей мере, одну РЧ катушку для генерации РЧ импульсов в объеме обследования и/или для приема МР-сигналов из тела пациента, расположенного в объеме обследования, и блок управления для управления временной последовательностью РЧ импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля. Согласно изобретению, токи, текущие через секции катушки каждой градиентной катушки, можно регулировать независимо друг от друга.
Можно использовать компьютерную программу, позволяющую управлять устройством МР таким образом, чтобы оно осуществляло вышеописанный способ изобретения. Компьютерная программа может присутствовать либо на носителе данных, либо в сети передачи данных с возможностью загрузки для установки в блоке управления устройства МР.
Прилагаемые чертежи демонстрируют предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Однако следует понимать, что чертежи приведены исключительно в целях иллюстрации и не призваны ограничивать изобретение. В чертежах:
Краткое описание чертежей
На Фиг. 1 показано устройство МР для осуществления способа изобретения;
На Фиг. 2 схематично показана компоновка градиентной катушки, содержащая секции катушки согласно первому варианту осуществления изобретения;
На Фиг. 3 схематично показана компоновка экранированной градиентной катушки согласно второму варианту осуществления изобретения.
Осуществление изобретения
0
0
На Фиг. 1 показано устройство 1 МР. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные главные магнитные катушки 2, создающие почти однородное, постоянное во времени главное магнитное поле B вдоль оси z через объем обследования. Устройство дополнительно содержит набор катушек 2’ шиммирования (1-ого и - когда применимо - 2-го и 3-го порядка), причем ток через отдельные катушки шиммирования набора 2’ можно регулировать с целью минимизации отклонений B в объеме обследования.
Система генерации и манипуляции магнитного резонанса подает последовательность РЧ импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля для инверсии или возбуждения ядерных магнитных спинов, индуцирования магнитного резонанса, перефокусировки магнитного резонанса, манипулирования магнитным резонансом, пространственного и иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов и пр. для осуществления формирования изображения методом МР.
В частности, градиентный импульсный усилитель 3 подает импульсы тока на выбранные градиентные катушки 4, 5 и 6 всего тела вдоль осей x, y и z объема обследования. Цифровой радиочастотный передатчик 7 передает РЧ импульсы или пакеты импульсов, через дуплексер 8, на РЧ катушку 9 тела для передачи РЧ импульсов в объем обследования. Типичная последовательность формирования изображения методом МР состоит из пакета сегментов РЧ импульса малой длительности, которые, будучи взяты совместно друг с другом и любыми приложенными градиентами магнитного поля, достигают выбранной манипуляции ядерного магнитного резонанса. РЧ импульсы используются для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагничения, перефокусировки резонанса или манипулирования резонансом и выбора участка тела 10, расположенного в объеме обследования. МР-сигналы также снимаются РЧ катушкой 9 тела.
Для генерации МР-изображений ограниченных участков тела 10 посредством параллельного формирования изображения, набор локальной матрицы РЧ катушек 11, 12, 13 располагается рядом с участком, выбранным для формирования изображения. Матрицу катушек 11, 12, 13 можно использовать для приема МР-сигналов, индуцируемых РЧ передачами катушки тела.
Результирующие МР-сигналы снимаются РЧ катушкой 9 тела и/или или матрицей РЧ катушек 11, 12, 13 и демодулируются приемником 14, предпочтительно включающим в себя предусилитель (не показан). Приемник 14 подключен к РЧ катушкам 9, 11, 12 и 13 через дуплексер 8.
Хост-компьютер 15 управляет катушками 2’ шиммирования, а также градиентным импульсным усилителем 3 и передатчиком 7 для генерации любой из множества последовательностей формирования изображения методом МР, например эхопланарного формирования изображения (EPI), эхообъемного формирования изображения, градиентного и эхоспинового формирования изображения, быстрого эхоспинового формирования изображения и пр. Для выбранной последовательности, приемник 14 принимает одну или более линий данных МР в быстрой последовательности после каждого РЧ импульса возбуждения. Система 16 получения данных осуществляет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую линию данных МР в цифровой формат, подходящий для дальнейшей обработки. В современных устройствах МР система 16 получения данных представляет собой отдельный компьютер, специализирующийся на получении первичных данных изображения.
В конце концов, цифровые первичные данные изображения реконструируются в представление изображения процессором 17 реконструкции, который применяет преобразование Фурье или другие надлежащие алгоритмы реконструкции, например SENSE или SMASH. МР-изображение может представлять планарный срез через пациента, массив параллельных планарных срезов, трехмерный объем и т.п. Затем изображение сохраняется в памяти изображений, где к нему можно обращаться для преобразования срезов, проекций или других частей представления изображения в надлежащий формат для визуализации, например через видеомонитор 18, который обеспечивает доступное человеку отображение результирующего МР-изображения.
Ниже, со ссылкой на Фиг. 2, описан первый практический вариант осуществления изобретения.
1
2
1
2
1
2
1
2
1
2
1
2
1
2
0
1
2
0
1
2
1
2
0
0
На Фиг. 2 более подробно показаны (частично) градиентный импульсный усилитель 3 и градиентная катушка 4 устройства 1 МР. Градиентная катушка 4 секционирована, что означает наличие двух секций X и X катушки для генерации градиента магнитного поля в x-направлении. Соответствующие половины Y, Y, Z и Z градиентной катушки присутствуют в градиентных катушках 5 и 6, соответственно. Токи через секции X и X катушки подаются усилителями (источниками тока) 20 и 21. Каждый усилитель 20, 21 подключен к одной половине X, X катушки. Конструкция градиентной катушки 4, как показано на Фиг. 2, реализуется во многих устройствах МР, которые в настоящее время имеют клиническое применение. Однако в известных устройствах МР усилители 20, 21, питающие секции X и X, запускаются одновременно на основе единичного генератора волны для каждой градиентной оси X, Y, Z. На Фиг. 2, напротив, каждый усилитель 20, 21 запускается отдельным генератором 22, 23 волны, соответственно. В случае, когда необходимо генерировать только статическое распределение поля высших порядков, второй генератор 23 волны можно упростить до регулируемого смещения постоянного тока. Это позволяет регулировать токи, текущие через секции X и X катушки градиентной катушки 4 независимо друг от друга в соответствии с изобретением. Пространственные распределения магнитного поля высших порядков можно генерировать посредством градиентной катушки 4, как показано на Фиг. 2. Магнитное поле градиентной катушки 4 накладывается на главное магнитное поле B в объеме обследования устройства 1 МР. Благодаря надлежащей регулировке токов, текущих через секции X и X катушки, посредством генераторов 22, 23 волны, достигается шиммирование высших порядков главного магнитного поля B. Когда токи текут через секции X и X катушки, в результате чего генерируется градиент магнитного поля, например, в ходе последовательности формирования изображения, будет генерироваться линейный градиент магнитного поля плюс определенная величина полевых компонентов высших порядков (в основном, 3-го порядка). Благодаря инвертированию тока в одной из секций X, X катушки, поле B (т.е. без линейного градиентного поля) плюс распределение поля высших порядков (в основном, 2-го порядка) будет генерироваться градиентной катушкой. Это пространственное распределение поля высших порядков, генерируемое градиентной катушкой, можно использовать, как объяснено выше, чтобы целенаправленно компенсировать соответствующие неоднородности поля высших порядков главного магнитного поля B.
2
2
2
20
21
21
Вышеописанный метод можно также применять на двух других градиентных катушках 5 и 6. С использованием градиентных катушек 4, 5, 6, которые надлежащим образом секционированы (где секции катушки будут, в общем случае, асимметрично располагаться относительно плоскостей симметрии объема обследования), градиентная система устройства 1 МР может создавать компоненты z, x и y распределения магнитного поля в объеме обследования. Это соответствует коэффициентам Лежандра C, C и S для традиционной системы шиммирования.
1
2
0
На Фиг. 3 показан альтернативный практический вариант осуществления изобретения. Согласно Фиг. 3, половины Xи X катушки делятся на внутренние секции 31, 32 катушки и наружные секции 33 и 34 катушки, соответственно. Наружные секции 33, 34 катушки используются для экранирования магнитного поля, генерируемого внутренними секциями 31, 32 катушки. Секции 31 и 33 катушки соединены последовательно, равно как и секции 32 и 34 катушки. Наружные секции 33, 34 катушки соединены с отдельными источниками 35, 36 тока, регулирующими ток, текущий через наружные секции 33, 34 катушки. Токи источников 35, 36 тока накладываются на токи, генерируемые усилителем 37. Надлежащее управление источниками 35, 36 тока обеспечивает картину поля высших порядков, генерируемого градиентной катушкой 4, которую можно использовать в соответствии с изобретением для шиммирования главного магнитного поля B. Согласно показанному варианту осуществления на Фиг. 3, усилители 35, 36 можно использовать для пропускания постоянных токов в качестве постоянных смещений через наружные секции 33, 34 катушки, которые не зависят от переменных токов, генерируемых усилителем 37 (в ходе переключения градиентов). Согласно варианту осуществления, представленному на Фиг. 3, требуется только один генератор 38 волны.
1
2
Как показано на Фиг. 3, в соответствии с изобретением, в общем случае, возможно, что одна или более из секций X, X, 31, 32, 33, 34 катушки соединена с источником тока (с питанием постоянным током), регулирующим ток, текущий через соответствующую секцию катушки независимо от тока, текущего через другую секцию катушки градиентной катушки 4. Токи, генерируемые соответствующими источниками тока, можно регулировать по отдельности, например, с целью динамического шиммирования.