CN114556128A - 涡流缓解***和方法 - Google Patents

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C·胡根
R·奥哈洛兰
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Abstract

提供了用于根据脉冲序列对磁共振成像(MRI)***的操作期间的涡流的存在进行补偿的技术，该脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形。这些技术包括：至少部分地通过使用梯度波形的特性的非线性函数校正梯度波形来对MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及根据经校正梯度波形来操作MRI***以生成目标梯度场。

Description

涡流缓解***和方法
技术领域
本申请根据35U.S.C.§119(e)要求2019年8月15日提交的标题为“EDDY CURRENTMITIGATION SYSTEMS AND METHODS”的美国临时专利申请序列号62/887,212的优先权，其通过引用而被全部包含于此。
背景技术
磁共振成像(MRI)为许多应用提供了重要的成像方式，并且广泛应用于临床和研究环境中以产生人体内部的图像。一般地，MRI基于检测磁共振(MR)信号，MR信号是原子响应于由所施加的电磁场引起的状态变化而发射的电磁波。例如，核磁共振(NMR)技术涉及检测在被成像对象中的原子(例如，人体组织中的原子)的核自旋重新对准或弛豫时从激发原子的核发射的MR信号。可以对检测到的MR信号进行处理以产生图像，这使得在医学应用的背景下能够对体内的内部结构和/或生物处理进行调查以用于诊断、治疗和/或研究目的。
发明内容
一些实施例提供一种用于通过根据脉冲序列生成目标梯度场来操作磁共振成像***即MRI***的方法，所述脉冲序列包括与所述目标梯度场相关联的梯度波形，所述方法包括：至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
一些实施例提供一种磁共振成像***即MRI***，包括：磁性***，其包括多个磁性组件，所述多个磁性组件被配置为产生用于进行MRI的磁场，所述多个磁性组件包括用于产生梯度磁场的至少一个梯度线圈；以及至少一个控制器，其被配置为根据脉冲序列来操作所述多个磁性组件中的一个或多于一个磁性组件，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形，其中所述至少一个控制器被配置为：至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
一些实施例提供至少一个非暂时性计算机可读存储介质，用于存储处理器可执行指令，所述处理器可执行指令在由磁共振成像***即MRI***执行时，使得所述MRI***进行用于通过根据脉冲序列施加多个梯度场来操作所述MRI***的方法，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形，所述方法包括：至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
一些实施例提供一种磁共振成像***即MRI***，包括：至少一个控制器，其被配置为根据脉冲序列来操作所述MRI***的多个磁性组件中的一个或多于一个磁性组件，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形，其中所述至少一个控制器被配置为：至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
在一些实施例中，所述梯度波形的特性包括所述梯度波形的振幅。在一些实施例中，所述梯度波形的特性包括所述梯度波形的振幅、所述目标梯度场的方向、所述梯度波形的形状和/或所述梯度波形的转换速率(slew rate)。
在一些实施例中，所述非线性函数是所述梯度波形的特性的多项式函数。在一些实施例中，所述非线性函数是所述梯度波形的特性的指数函数。在一些实施例中，所述非线性函数是所述梯度波形的特性的分段多项式函数。在一些实施例中，所述非线性函数是所述梯度波形的特性的分段常数函数。
在一些实施例中，所述非线性函数是基于从所述MRI***获得的涡流校准数据来确定的。在一些实施例中，所述方法还包括：使用场探测器来获得所述涡流校准数据，以测量所述MRI***在所述MRI***的操作期间的涡流；以及使用所述涡流校准数据来确定所述非线性函数。
在一些实施例中，校正所述梯度波形包括：将所述非线性函数应用于所述梯度波形以获得经缩放梯度波形。在一些实施例中，校正所述梯度波形还包括：向所述经缩放梯度波形应用变换以获得经变换梯度波形，所述变换是使用从所述MRI***获得的涡流校准数据确定的。
在一些实施例中，向所述经缩放梯度波形应用所述变换包括：利用使用所述涡流校准数据所确定的滤波器对所述经缩放梯度波形进行滤波。在一些实施例中，至少部分地通过进行卷积来在时域中进行对所述经缩放梯度波形的滤波。在一些实施例中，在除时域以外的域中进行对所述经缩放梯度波形的滤波。在一些实施例中，所述滤波器是预强调滤波器，所述方法还包括：使用拉普拉斯逆变换来确定预强调滤波器。
在一些实施例中，所述方法还包括：将所述经缩放梯度波形从所述经变换梯度波形中减去以获得校正波形；以及将所述校正波形与所述梯度波形组合以获得所述经校正梯度波形。在一些实施例中，所述非线性函数是用于对第一涡流进行补偿的第一非线性函数，其中该补偿包括：使用所述梯度波形的特性的多个非线性函数来对涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，所述多个非线性函数包括所述第一非线性函数和用于对第二涡流进行补偿的第二非线性函数。在一些实施例中，所述方法还包括：将所述多个非线性函数中的各非线性函数应用于所述梯度波形以获得相应的多个经缩放梯度波形；使用所述多个经缩放梯度波形来获得多个校正波形；以及将所述多个校正波形与所述梯度波形组合以获得所述经校正梯度波形。
在一些实施例中，所述非线性函数是第一非线性函数，其中该补偿包括：使用所述梯度波形的特性的多个非线性函数来对涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，所述多个非线性函数包括所述第一非线性函数和第二非线性函数。
在一些实施例中，根据所述经校正梯度波形操作所述MRI***包括：在生成所述目标梯度场之前生成一个或多于一个准备梯度场脉冲。
在一些实施例中，所述脉冲序列包括扩散加权成像脉冲序列即DWI脉冲序列、扩散加权稳态自由进动脉冲序列即DW-SSFP脉冲序列或快速自旋回波脉冲序列即FSE脉冲序列。
在一些实施例中，所述方法还包括：基于所述梯度波形的特性的另一非线性函数和所述经校正梯度波形来确定偏移的B0磁场强度波形；以及基于所述偏移的B0磁场强度波形来确定表示所述MRI***的射频线圈即RF线圈的操作频率在所述脉冲序列的持续时间内的变化的信息，其中所述信息被配置为在根据所述脉冲序列操作所述MRI***期间调整所述RF线圈的发射频率和/或接收频率。
在一些实施例中，所述磁性***被配置为生成具有小于0.2T的强度的B0磁场。在一些实施例中，所述磁性***被配置为生成具有在0.5T至0.1T之间的强度的B0磁场。在一些实施例中，所述MRI***包括至少一个永久B0磁体，所述至少一个永久B0磁体被配置为生成具有在0.5T至0.1T之间的强度的B0磁场。
一些实施例提供一种用于操作磁共振成像***即MRI***的方法，所述MRI***包括至少一个射频线圈即至少一个RF线圈，所述至少一个RF线圈被配置为根据脉冲序列来施加RF信号，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形和与目标RF信号相关联的RF波形，所述方法包括：至少部分地通过校正所述RF波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正RF波形，该校正包括：基于至少部分地通过将所述梯度波形的特性的第一非线性函数应用于所述梯度波形所获得的经校正梯度波形，来确定偏移的B0磁场强度波形，以及使用所述偏移的B0磁场强度波形来校正所述RF波形，以获得所述经校正RF波形；以及根据所述经校正RF波形来操作所述MRI***以生成所述目标RF信号。
一些实施例提供一种磁共振成像***即MRI***，包括：磁性***，其包括多个磁性组件，所述多个磁性组件被配置为产生用于进行MRI的磁场，所述多个磁性组件包括被配置为施加射频信号即RF信号的至少一个RF线圈；以及至少一个控制器，其被配置为根据脉冲序列来操作所述多个磁性组件中的一个或多于一个磁性组件，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形和与目标RF信号相关联的RF波形，其中所述至少一个控制器被配置为：至少部分地通过校正所述RF波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正RF波形，该校正包括：基于至少部分地通过将所述梯度波形的特性的第一非线性函数应用于所述梯度波形所获得的经校正梯度波形，来确定偏移的B0磁场强度波形，以及使用所述偏移的B0磁场强度波形来校正所述RF波形，以获得所述经校正RF波形；以及根据所述经校正RF波形来操作所述MRI***以生成所述目标RF信号。
一些实施例提供至少一个非暂时性计算机可读存储介质，用于存储处理器可执行指令，所述处理器可执行指令在由磁共振成像***即MRI***执行时，使得所述MRI***进行用于通过根据脉冲序列施加多个RF信号来操作所述MRI***的方法，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形和与目标RF信号相关联的RF波形，所述方法包括：至少部分地通过校正所述RF波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正RF波形，该校正包括：基于至少部分地通过将所述梯度波形的特性的第一非线性函数应用于所述梯度波形所获得的经校正梯度波形，来确定偏移的B0磁场强度波形，以及使用所述偏移的B0磁场强度波形来校正所述RF波形，以获得所述经校正RF波形；以及根据所述经校正RF波形来操作所述MRI***以生成所述目标RF信号。
一些实施例提供一种磁共振成像***即MRI***，包括：至少一个控制器，其被配置为根据脉冲序列来操作多个磁性组件中的一个或多于一个磁性组件，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形和与目标RF信号相关联的RF波形，其中所述至少一个控制器被配置为：至少部分地通过校正所述RF波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正RF波形，该校正包括：基于至少部分地通过将所述梯度波形的特性的第一非线性函数应用于所述梯度波形所获得的经校正梯度波形，来确定偏移的B0磁场强度波形，以及使用所述偏移的B0磁场强度波形来校正所述RF波形，以获得所述经校正RF波形；以及根据所述经校正RF波形来操作所述MRI***以生成所述目标RF信号。
在一些实施例中，确定偏移的B0磁场强度函数包括：向所述经校正梯度波形应用第一变换以获得所述偏移的B0磁场强度函数。在一些实施例中，向所述经校正梯度波形应用所述第一变换包括：用使用所述第一非线性函数确定的第一滤波器对所述经校正梯度波形进行滤波。
在一些实施例中，所述方法还包括：基于从所述MRI***获得的第一涡流校准数据来确定所述第一非线性函数，所述第一涡流校准数据用于将B0磁场强度描述为所述梯度波形的特性的函数。
在一些实施例中，所述方法还包括：至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的第二非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
在一些实施例中，所述梯度波形的特性包括所述梯度波形的振幅。在一些实施例中，所述梯度波形的特性包括所述梯度波形的振幅、所述目标梯度场的方向、所述梯度波形的形状和/或所述梯度波形的转换速率。
在一些实施例中，所述第二非线性函数是所述梯度波形的特性的多项式函数。在一些实施例中，所述第二非线性函数是所述梯度波形的特性的指数函数。在一些实施例中，所述第二非线性函数是所述梯度波形的特性的分段多项式函数。在一些实施例中，所述第二非线性函数是所述梯度波形的特性的分段常数函数。在一些实施例中，所述第二非线性函数是基于从所述MRI***获得的第二涡流校准数据确定的。在一些实施例中，所述方法还包括：使用场探测器来获得所述第二涡流校准数据，以测量所述MRI***在所述MRI***的操作期间的涡流；以及使用所述第二涡流校准数据来确定所述第二非线性函数。
在一些实施例中，校正所述梯度波形包括：将所述第二非线性函数应用于所述梯度波形以获得经缩放梯度波形。在一些实施例中，校正所述梯度波形还包括：向所述经缩放梯度波形应用第二变换以获得经变换梯度波形，所述第二变换是使用从所述MRI***获得的第二涡流校准数据确定的。在一些实施例中，向所述经缩放梯度波形应用所述第二变换包括：利用使用所述第二涡流校准数据确定的滤波器对所述经缩放梯度波形进行滤波。在一些实施例中，至少部分地通过进行卷积来在时域中进行对所述经缩放梯度波形的滤波。在一些实施例中，在除时域以外的域中进行对所述经缩放梯度波形的滤波。在一些实施例中，所述滤波器是预强调滤波器，以及所述方法还包括：使用拉普拉斯逆变换来确定所述预强调滤波器。
在一些实施例中，所述方法还包括：将所述经缩放梯度波形从所述经变换梯度波形中减去以获得校正波形；以及将所述校正波形与所述梯度波形组合以获得所述经校正梯度波形。在一些实施例中，所述非线性函数是用于对第一涡流进行补偿的第一非线性函数，其中该补偿包括：使用所述梯度波形的特性的多个非线性函数来对涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，所述多个非线性函数包括所述第一非线性函数和用于对第二涡流进行补偿的第二非线性函数。
在一些实施例中，所述方法还包括：将所述多个非线性函数中的各非线性函数应用于所述梯度波形以获得相应的多个经缩放梯度波形；使用所述多个经缩放梯度波形来获得多个校正波形；以及将所述多个校正波形与所述梯度波形组合以获得所述经校正梯度波形
在一些实施例中，所述非线性函数是第一非线性函数，其中该补偿包括：使用所述梯度波形的特性的多个非线性函数来对涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，所述多个非线性函数包括所述第一非线性函数和第二非线性函数。
在一些实施例中，根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***包括：在生成所述目标梯度场之前生成一个或多于一个准备梯度场脉冲。
在一些实施例中，所述脉冲序列包括扩散加权成像脉冲序列即DWI脉冲序列、扩散加权稳态自由进动脉冲序列即DW-SSFP脉冲序列和快速自旋回波脉冲序列即FSE脉冲序列其中之一。
附图说明
将参考以下附图来描述各个方面和实施例。应当理解，附图无需按比例绘制。在附图中，在各个图中例示的各相同或几乎相同的组件由相似的附图标表示。为了清楚起见，并非每个组件都可以在每个附图中标记。
图1例示根据本文所述的技术的一些实施例的磁共振成像(MRI)***的示例性组件；
图2例示根据本文所述的技术的一些实施例的示例性梯度波形、当在脉冲序列期间梯度线圈生成梯度波形时涡流对梯度波形的影响、以及使用梯度波形的特性的非线性函数进行校正后的梯度波形。
图3A和图3B例示根据本文所述的技术的一些实施例的梯度场振幅的示例性非线性函数。
图4A例示根据本文所述的技术的一些实施例的通过将示例性非线性函数应用于梯度波形所获得的波形。
图4B例示根据本文所述的技术的一些实施例的梯度波形和通过使用图4A所示的非线性函数缩放该梯度波形所获得的经缩放梯度波形。
图4C例示根据本文所述的技术的一些实施例的通过向图4B的经缩放梯度波形应用滤波器所获得的经变换梯度波形。
图4D例示根据本文所述的技术的一些实施例的从经变换梯度波形获得的校正波形、以及使用传统线性校正所获得的例示性校正梯度波形。
图4E例示根据本文所述的技术的一些实施例的使用图4D的校正梯度波形和图4B的梯度波形所获得的经校正梯度波形、以及使用传统线性校正进行校正后的例示性经校正梯度波形；
图4F例示根据本文所述的技术的一些实施例的用于校正梯度波形的处理420的框图。
图5是根据本文所述的技术的一些实施例的用于校正梯度波形的处理500的流程图。
图6例示根据本文所述的技术的一些实施例的梯度波形、使用单个变换所获得的经校正梯度波形、以及通过使用分段多项式变换所获得的经校正梯度波形。
图7A示出利用使用传统线性校正进行校正后的梯度波形所获取到的体模(phantom)的磁共振(MR)图像。
图7B示出根据本文所述的技术的一些实施例的利用使用分段多项式变换进行校正后的梯度波形所获取到的体模的MR图像。
图8是根据本文所述的技术的一些实施例的用于使用分段多项式变换来校正梯度波形的处理800的流程图。
图9A是根据本文所述的技术的一些实施例的用于使用非线性函数来校正MRI***的射频(RF)线圈的操作频率的处理900的流程图。
图9B是根据本文所述的技术的一些实施例的梯度脉冲波形和RF线圈的操作频率的相应涡流校正的例示。
图9C是根据本文所述的技术的一些实施例的用于使用分段变换来校正MRI***的RF线圈的操作频率的处理920的流程图。
图10A示出根据本文所述的技术的一些实施例的包括梯度波形和受涡流影响的梯度场输出的例示性脉冲序列。
图10B示出根据本文所述的技术的一些实施例的包括准备梯度场脉冲的例示性脉冲序列。
图11示出根据本文所述的技术的一些实施例的包括准备梯度场脉冲的例示性扩散加权成像(DWI)单极脉冲序列。
图12示出根据本文所述的技术的一些实施例的包括准备梯度场脉冲的例示性DWI双极脉冲序列。
图13示出根据本文所述的技术的一些实施例的包括准备梯度场脉冲的例示性DWI运动补偿脉冲序列。
图14示出根据本文所述的技术的一些实施例的包括准备梯度场脉冲的例示性快速自旋回波(FSE)脉冲序列。
图15是根据本文所述的技术的一些实施例的使用准备梯度场脉冲来操作MRI***的处理1500的流程图。
图16是可以实现本文所述的实施例的例示性计算机***的图。
具体实施方式
如以上论述的，磁共振成像(MRI)是基于检测来自与被检体相关联的自旋的磁共振(MR)信号，这些MR信号是原子响应于由所施加的电磁场引起的状态变化而发射的电磁波。因此，为了获取MR图像，MRI***生成时变梯度磁场以对被检体内的MR信号以及射频(RF)信号进行空间编码以激发来自被检体内的自旋的MR响应。这些时变电磁场可以在与MRI***的结构相关联的任何导电面内生成涡流。涡流是由导体经历的不断变化的磁场在导体内感应出的电流。由于涡流在闭环中流动，因此涡流生成相反磁场，并且相应地可能干扰MR图像的获取。对MRI***内的涡流的存在进行校正对于产生高质量的MR图像而言是至关重要的，因为杂散涡流会修改MR获取的编码或信号内容，这导致所获取到的MR图像中的伪影。在低场MRI***中尤其如此，其中由于低场MRI***相对于传统高场***而言信噪比(SNR)更低，因此低场MRI***特别容易受到涡流的不利影响。
涡流补偿和伪影减轻可以部分地通过对由MRI***生成的梯度场进行校正来实现。梯度场涡流补偿通常用在具有未屏蔽、部分屏蔽或不完全屏蔽的梯度线圈的MRI***中，以对MRI***的梯度线圈周围的金属或其他导电结构的响应进行校正。强烈依赖于涡流校正的一个应用是扩散加权成像(DWI)，其中恰好在应用较小的成像梯度之前应用强扩散梯度。可以受益于涡流校正的附加应用是扩散加权稳态自由进动(DW-SSFP)成像和快速自旋回波(FSE)成像。
传统的涡流校正方法假定MRI***对梯度场脉冲的线性响应，因此应用单个校正滤波器来(例如，通过进行多指数卷积)预强调整个梯度波形并且使用如此得到的预强调波形来生成目标梯度场。因此，这样的传统技术在不考虑梯度波形的任何特性(例如，其振幅、转换速率、形状等)的情况下，将单个校正滤波器应用于整个梯度波形。发明人已认识到并且理解，MRI***中的非线性电流非线性地取决于所施加的梯度场的特性。因此，发明人已认识到并且理解，传统的涡流线性补偿方法不能充分补偿在实践中观察到的非线性涡流。
传统的涡流校正方法将梯度场和由此产生的涡流之间的关系建模为线性时不变***。相比之下，发明人已通过将梯度场和由此产生的涡流之间的关系建模为时变***来开发改进的涡流校正方法，并且已通过将非线性缩放函数(即，在梯度波形的(一个或多于一个)特性中为非线性)应用于梯度波形来实现涡流校正以抵消该时变***对从梯度波形所生成的梯度场的影响。
发明人已开发了用于使用非线性方法来减轻和/或补偿梯度场感应出的涡流的影响的***和方法，其中：(1)使用梯度波形的特性的非线性函数来校正梯度波形，以获得经校正梯度波形；以及(2)使用经校正梯度波形来生成目标梯度场。在无这样的校正的情况下，所生成的梯度场(例如，其使用未经校正梯度波形生成)将由于涡流的存在而导致与目标梯度场不同的梯度场。
一些实施例提供了一种用于通过根据脉冲序列生成目标梯度场来操作磁共振成像(MRI)***的方法，该脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形。该方法包括：至少部分地通过使用梯度波形的特性的非线性函数校正梯度波形来对MRI***的操作期间的涡流效应的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形。该方法还包括：根据经校正梯度波形来操作MRI***以生成目标梯度场。
在一些实施例中，梯度波形的特性的非线性函数可以拟合到从MRI***获得的涡流校准数据，并且之后用于针对涡流的影响对梯度波形进行补偿。例如，非线性函数可以取决于梯度波形的振幅，并且基于使用场探测器所获取到的涡流校准数据来确定，以测量MRI***中的涡流的特性。在一些实施例中，梯度波形的特性是梯度波形的振幅、梯度波形的方向、梯度波形的形状和/或梯度波形的转换速率。
在一些实施例中，非线性函数可以是基于涡流校准数据所确定的任何合适的函数。例如，非线性函数可以是梯度波形的特性的多项式函数。在一些实施例中，非线性函数可以是梯度波形的特性的指数函数。在一些实施例中，非线性函数可以是梯度波形的特性的分段连续函数(例如，分段常数、分段多项式、分段指数等)。
在一些实施例中，非线性函数可用于通过将非线性函数应用于梯度波形来校正梯度波形以获得经缩放梯度波形。例如，可以将梯度波形乘以非线性函数以获得经缩放梯度波形。在一些实施例中，可以将变换(例如，预强调滤波器)应用于经缩放梯度波形以获得经变换梯度波形。该变换可以基于从MRI***获得的附加涡流校准数据来确定。例如，附加涡流校准数据可以通过测量在MRI***内产生的涡流的耗散性质来获得。在一些实施例中，将变换应用于经缩放梯度波形可以包括：使用利用附加涡流校准数据所确定的滤波器来对经缩放梯度波形进行滤波。在一些实施例中，经缩放梯度波形的滤波可以在时域中进行。在一些实施例中，该滤波器可以使用拉普拉斯逆变换来确定。
在一些实施例中，该方法包括：将经缩放梯度波形从经变换梯度波形中减去以获得校正梯度波形，并且将校正梯度波形与梯度波形组合(例如，相加)以获得经校正梯度波形。
在一些实施例中，可以使用多个非线性函数来校正梯度波形。例如，可以针对涡流的各分量(例如，针对涡流的不同时间常数)确定非线性函数。在这样的实施例中，将非线性函数应用于梯度波形可以包括：将各非线性函数单独应用于梯度波形以获得多个经缩放梯度波形。在一些实施例中，多个经缩放梯度波形与单独确定的变换组合可用于生成多个校正波形。可以将这多个校正波形与梯度波形组合以获得经校正梯度波形。
发明人还开发了用于使用分段方法来进行涡流校正的***和方法，其可以在各种背景下使用，这些背景包括在扩散加权成像(DWI)的背景下实现非线性校正。该方法使用分段非线性函数来将脉冲序列分离成子序列，从而根据例如梯度波形振幅将梯度波形分类成各子序列。然后使用在与各子序列相对应的梯度波形振幅处进行的校准过程中已表征的单独滤波器函数来校正该子序列。
在一些实施例中，这样的方法涉及通过根据脉冲序列生成目标梯度场来操作磁共振成像(MRI)***，该脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形。这些方法包括：至少部分地通过校正梯度波形来对MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，该梯度波形包括第一部分和第二部分。该校正包括：将第一涡流校正应用于第一部分并且将第二涡流校正应用于第二部分，其中第二涡流校正不同于第一涡流校正。这些方法还包括：根据经校正梯度波形来操作MRI***以生成目标梯度场。
在一些实施例中，梯度波形的部分可以通过梯度波形的特性的非线性分段函数来确定。在一些实施例中，分段函数可以由阈值梯度振幅定义，使得梯度波形的第一部分包括振幅小于或等于阈值振幅的梯度波形，并且梯度波形的第二部分包括振幅大于阈值振幅的梯度波形。例如，阈值振幅可以是MRI***的最大梯度场振幅的阈值百分比(例如，在60％至80％的范围内为70％)。在一些实施例中，阈值梯度振幅可以是阈值梯度场强度(例如，在10mT/m至18mT/m的范围内)。
在一些实施例中，分段函数可以由梯度波形的方向定义。例如，分段函数可被定义为使得：梯度波形的第一部分包括具有第一方向的梯度波形，并且梯度波形的第二部分包括具有不同于第一方向的第二方向的梯度波形。在一些实施例中，梯度波形的部分可以包括具有相反方向(例如，在-z和+z方向上)或垂直方向(例如，在x、y和z方向上)的梯度波形。
在一些实施例中，分段函数可以由梯度波形的形状限定。例如，分段函数可被定义为使得：梯度波形的第一部分包括具有第一形状的梯度波形，并且梯度波形的第二部分包括具有不同于第一形状的第二形状的梯度波形。在一些实施例中，第一形状和第二形状可以包括梯形梯度波形形状、矩形梯度波形形状、高斯梯度波形形状和正弦梯度波形形状其中之一。
在一些实施例中，分段函数可以由梯度波形的转换速率定义。例如，分段函数可被定义为使得：梯度波形的第一部分包括具有第一转换速率的梯度波形，并且梯度波形的第二部分包括具有不同于第一转换速率的第二转换速率的梯度波形。
在一些实施例中，校正梯度波形可以包括：针对如由分段函数定义的梯度波形的各部分应用不同的涡流校正。例如，在分段函数定义梯度波形的两个部分的情况下，可以使用第一非线性函数将第一涡流校正应用于第一部分，并且可以使用第二非线性函数将第二涡流校正应用于第二部分。
在一些实施例中，可以分别使用第一涡流校准数据和第二涡流校准数据来确定第一非线性函数和第二非线性函数。在一些实施例中，可以通过(例如，通过使用场探测器)获取MRI***的第一涡流校准数据和第二涡流校准数据并且基于第一涡流校准数据和第二涡流校准数据生成第一非线性函数和第二非线性函数，来确定第一非线性函数和第二非线性函数。例如，可以使用多个指数函数的加权线性组合来确定第一非线性函数和第二非线性函数。
在一些实施例中，将第一涡流校正和第二涡流校正应用于第一部分和第二部分包括：通过分别向第一非线性函数和第二非线性函数应用拉普拉斯逆变换来获得第一变换和第二变换。之后，可以将第一变换和第二变换应用于第一部分和第二部分以获得经校正的第一部分和第二部分。可以通过组合经校正的第一部分和第二部分以及/或者根据经校正的第一部分和第二部分操作MRI***来获得经校正梯度波形。
发明人已进一步认识到，由于B0磁场强度也可能受到涡流的影响，因此可以通过在脉冲序列期间校正MRI***的RF组件的操作频率来进一步改善涡流补偿和伪像减轻。发明人已开发了用于使用非线性方法来校正RF操作频率(例如，发射和/或接收频率)的***和方法。在一些实施例中，该方法包括：操作MRI***，该MRI***包括被配置为根据脉冲序列来施加RF信号的至少一个RF线圈，该脉冲序列包括梯度波形和与第一时间段期间的目标RF信号相关联的RF波形。该方法包括：至少部分地通过校正RF波形来对MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿以获得经校正RF波形。该校正包括：基于至少部分地通过将梯度波形的特性的第一非线性函数应用于梯度波形所获得的经校正梯度波形来确定偏移的B0磁场强度波形，并且使用偏移的B0磁场强度波形来校正RF波形。
在一些实施例中，确定操作频率函数包括：使用B0场的特性的非线性函数来确定描述B0磁场在脉冲序列期间如何随时间而改变的B0场强度函数。例如，可以通过将变换应用于经校正梯度波形(例如，已补偿了涡流的梯度波形)来确定B0场强度函数。该变换可以基于B0场的特性的非线性函数来确定。例如，该变换可以使用B0场的特性的非线性函数的拉普拉斯逆变换来确定。可以基于涡流校准数据来确定B0场的特性的非线性函数，该涡流校准数据例如是通过响应于所施加的梯度场而(例如，通过使用场探测器)测量B0场响应于MRI***内的涡流的感应和耗散如何改变所获得的。在一些实施例中，B0场的特性的非线性函数是多项式函数或指数函数。
在一些实施例中，B0场强度函数可用于确定MRI***的RF组件的操作频率。B0磁场强度确定MRI***的成像区域内的被检体的自旋进动的拉莫尔频率。结果，MRI***的RF组件的操作频率理想地接近或等同于拉莫尔频率，以使来自被检体的MR信号的接收最大化。因此，可以基于在脉冲序列的过程中B0场强度函数与拉莫尔频率之间的关系来确定操作频率函数。
发明人已进一步认识到，可以通过在脉冲序列的初始脉冲之前包括一个或多于一个附加的准备梯度场脉冲来改善涡流补偿。这种准备梯度场脉冲可以在MR图像获取之前准备MRI***的涡流状态。当不使用准备梯度场脉冲时，MRI***的不同涡流状态可能导致脉冲序列的初始和后续梯度场脉冲具有不平衡的梯度矩，这可能在后续测量中引入相位失配。(一个或多于一个)准备梯度场脉冲可以平衡与脉冲序列的初始梯度场脉冲相关联的梯度矩。
在一些实施例中，提供了一种用于使用磁共振成像(MRI)***来获取磁共振(MR)数据的方法。该方法包括：使用MRI***向被检体施加一个或多于一个准备梯度场脉冲，并且在施加一个或多于一个准备梯度场脉冲之后，根据脉冲序列来操作MRI***以从被检体获取MR数据。在一些实施例中，脉冲序列是DWI脉冲序列、扩散加权稳态自由进动(DW-SSFP)脉冲序列和快速自旋回波(FSE)脉冲序列其中之一。
在一些实施例中，一个或多于一个准备梯度场脉冲包括梯度场，该梯度场是与根据脉冲序列所生成的初始梯度场相同的梯度场。例如，准备梯度场脉冲可以是根据脉冲序列所生成的第一梯度场的重复。
在一些实施例中，一个或多于一个准备梯度场脉冲包括约为根据脉冲序列所生成的初始梯度场的一半长的梯度场。例如，在一些脉冲序列(例如，自旋回波(SE)、FSE脉冲序列)中，可能期望使成像区域中的自旋在回波读出时间段的中心处重聚焦。在这样的实施例中，准备梯度场脉冲可被配置为脉冲序列的初始梯度场的一半长(例如，具有脉冲序列的初始梯度场的两倍频率)，以便辅助自旋在回波的读出时间段的中心处适当重聚焦。
在一些实施例中，一个或多于一个准备梯度场脉冲包括梯度波形的脉冲序列。例如，在包括复杂成像梯度序列的一些实施例中，准备梯度场脉冲可以是脉冲序列的梯度波形的一部分或全部的副本。
以下是与用于涡流校正的技术有关的各种概念以及这些技术的实施例的更详细描说明。应当理解，本文所述的各方面可以以多个方式中的任何方式实现。本文中仅出于例示性目的而提供具体实现的示例。另外，在以下的实施例中描述的各方面可以单独使用或者以任何组合使用，并且不限于本文明确描述的组合。
如本文所使用的，“高场”一般是指目前在临床环境中使用的MRI***，更具体地是指以1.5T或以上的主磁场(即，B0场)操作的MRI***，尽管在0.5T和1.5T之间操作的临床***通常也被表征为“高场”。约0.2T和0.5T之间的场强度已被表征为“中场”，并且随着高场区(regime)中的场强度不断增加，0.5T和1T之间的范围中的场强度也已被表征为中场。相比之下，“低场”一般是指以小于或等于约0.2T的B0场操作的MRI***，尽管由于高场区的高端处的场强度增加，具有0.2T和约0.3T之间的B0场的***有时也已被表征为低场。在低场区内，以小于0.1T的B0场操作的低场MRI***在本文中被称为“甚低场”，并且以小于10mT的B0场操作的低场MRI***在本文中被称为“超低场”。
图1例示根据一些实施例的磁共振成像(MRI)***的示例性组件。在图1的例示性示例中，MRI***100包括计算装置104、控制器106、脉冲序列储存库108、电力管理***110和磁性组件120。应当理解，***100是例示性的，并且除了图1所示的组件之外或代替图1所示的组件，MRI***可以具有任何合适类型的一个或多于一个其他组件。然而，MRI***通常将包括这些高级组件，尽管对于特定MRI***的这些组件的实现可能不同。可以理解，本文所述的用于涡流补偿的技术可以与任何合适类型的MRI***一起使用，这些MRI***包括高场MRI***、低场MRI***和超低场MRI***。例如，本文所述的技术可以与本文所述的以及/或者如在2017年6月30日提交的标题为“Low-Field Magnetic Resonance ImagingMethods and Apparatus”的美国专利10,627,464(其通过引用而被全部包含于此)中描述的任何MRI***一起使用。
如图1所示，磁性组件120包括B0磁体122、匀场线圈124、射频(RF)发射和接收线圈126以及梯度线圈128。B0磁体122可用于生成主磁场B0。B0磁体122可以是可生成期望的主磁场B0的任何合适类型的磁性组件或其组合。在一些实施例中，B0磁体122可以是永磁体、电磁体、超导磁体、或者包括一个或多于一个永磁体和一个或多于一个电磁体和/或一个或多于一个超导磁体的混合磁体。在一些实施例中，B0磁体122可被配置为生成场强度小于或等于0.2T或者在50mT至0.1T的范围内的B0磁场。
例如，在一些实施例中，B0磁体122可以包括第一B0磁体和第二B0磁体，该第一B0磁体和第二B0磁体各自包括围绕共同中心布置成同心环的永磁体块。第一B0磁体和第二B0磁体可以以双平面配置布置，使得成像区域位于第一B0磁体与第二B0磁体之间。在一些实施例中，第一B0磁体和第二B0磁体可以各自耦接到铁磁轭并由铁磁轭支撑，该铁磁轭被配置为捕获和引导来自第一B0磁体和第二B0磁体的磁通量。在2018年4月18日提交的标题为“Low-Field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus”的美国专利10,545,207(其通过引用而被全部包含于此)中描述了这样的实施例的附加细节。
梯度线圈128可被布置为提供梯度场，并且例如可被布置为在B0场中在三个大致正交的方向(X、Y、Z)上生成梯度。梯度线圈128可被配置为通过***地改变B0场(由B0磁体122和/或匀场线圈124生成的B0场)来对发射的MR信号进行编码，以将接收到MR信号的空间地点编码为频率或相位的函数。例如，梯度线圈128可被配置为改变作为沿着特定方向的空间地点的线性函数的频率或相位，尽管也可以通过使用非线性梯度线圈来提供更复杂的空间编码配置文件。在一些实施例中，可以使用层压板(例如，印刷电路板)来实现梯度线圈128。在2015年9月4日提交的标题为“Low Field Magnetic Resonance Imaging Methodsand Apparatus”的美国专利9,817,093(其通过引用而被全部包含于此)中描述了这样的梯度线圈的示例。
MRI是通过分别使用发射和接收线圈(通常被称为射频(RF)线圈)来激发并检测所发射的MR信号而进行的。发射/接收线圈可以包括用于发射和接收的单独线圈、用于发射和/或接收的多个线圈、或者用于发射并接收的相同线圈。因此，发射/接收组件可以包括用于发射的一个或多于一个线圈、用于接收的一个或多于一个线圈、以及/或者用于发射和接收的一个或多于一个线圈。发射/接收线圈通常也被称为Tx/Rx或Tx/Rx线圈，以通用地指代MRI***的发射和接收磁性组件的各种配置。这些术语在本文中可互换使用。在图1中，RF发射和接收电路116包括一个或多于一个发射线圈，该一个或多于一个发射线圈可用于生成RF脉冲以感应振荡磁场B1。(一个或多于一个)发射线圈可被配置为生成任何合适类型的RF脉冲。如在2019年5月21日提交的标题为“Radio-Frequency Coil Signal Chain for aLow-Field MRI System”的美国专利申请公开号2019/0353723(其通过引用而被全部包含于此)中所述，发射和接收电路116可以包括发射和接收链的附加电子组件。
电力管理***110包括用以向低场MRI***100的一个或多于一个组件提供操作电力的电子器件。例如，电力管理***110可以包括一个或多于一个电源、能量存储装置、梯度电力组件、发射线圈组件、以及/或者提供合适的操作电力以为MRI***100的组件供能和对其进行操作所需的任何其他合适的电力电子器件。如图1所示，电力管理***110包括电源112、(一个或多于一个)电力组件114、发射/接收开关116以及热管理组件118(例如，用于超导磁体的低温冷却设备、用于电磁体的水冷却设备)。
电源***112包括用于向MRI***100的磁性组件120提供操作电力的电子器件。电源***112的电子器件例如可以向一个或多于一个梯度线圈(例如，梯度线圈128)提供操作电力，以生成一个或多于一个梯度磁场，从而提供MR信号的空间编码。另外，电源***112的电子器件可以向一个或多于一个RF线圈(例如，RF发射和接收线圈126)提供操作电力，以生成和/或接收来自被检体的一个或多于一个RF信号。例如，电源***112可以包括被配置为从干线电力向MRI***和/或能量存储装置供电的电源。在一些实施例中，电源可以是AC-DC电源，其被配置为将来自干线电力的AC电力转换成DC电力以供MRI***使用。在一些实施例中，能量存储装置可以是电池、电容器、超级电容器、飞轮、以及可以双向地接收(例如，存储)来自干线电力的电力并向MRI***供电的任何其他合适的能量存储设备中的任一个。另外，电源***112可以包括包含如下组件的附加电力电子器件，这些组件包括但不限于功率转换器、开关、总线、驱动器、以及用于向MRI***供电的任何其他合适的电子器件。
(一个或多于一个)放大器114可以包括用于对一个或多于一个RF接收线圈(例如，线圈126)所检测到的MR信号进行放大的一个或多于一个RF接收(Rx)预放大器、被配置为向一个或多于一个RF发射线圈(例如，线圈126)供电的一个或多于一个RF发射(Tx)电力组件、被配置为向一个或多于一个梯度线圈(例如，梯度线圈128)供电的一个或多于一个梯度电力组件、以及被配置为向一个或多于一个匀场线圈(例如，匀场线圈124)供电的一个或多于一个匀场电力组件。发射/接收开关116可用于选择正在操作RF发射线圈还是正在操作RF接收线圈。
如图1所示，MRI***100包括具有用以向电力管理***110发送指令并从电力管理***110接收信息的控制电子器件的控制器106(也称为控制台)。控制器106可被配置为实现一个或多于一个脉冲序列，这些脉冲序列用于确定被发送至电力管理***110以按期望序列操作磁性组件120的指令(例如，用于操作RF发射和接收线圈126的参数、用于操作梯度线圈128的参数等)。如图1所示，控制器106还与被编程为处理所接收到的MR数据的计算装置104进行交互。例如，计算装置104可以处理所接收到的MR数据，以使用任何合适的(一个或多于一个)图像重建处理来生成一个或多于一个MR图像。控制器106可以向计算装置104提供与一个或多于一个脉冲序列有关的信息，以通过该计算装置来处理数据。例如，控制器106可以向计算装置104提供与一个或多于一个脉冲序列有关的信息，并且计算装置可以至少部分地基于所提供的信息来进行图像重建处理。
计算装置104可以是被配置为处理所获取到的MR数据并且生成正被成像的被检体的一个或多于一个图像的任何电子装置。在一些实施例中，计算装置104可以位于与MRI***100相同的房间中和/或耦接到MRI***100。在一些实施例中，计算装置104可以是固定电子装置，诸如台式计算机、服务器、机架式计算机、或者可被配置为处理MR数据并生成正被成像的被检体的一个或多于一个图像的任何其他合适的固定电子装置等。可替代地，计算装置104可以是便携式装置，诸如智能电话、个人数字助理、膝上型计算机、平板计算机、或者可被配置为处理MR数据并生成正被成像的被检体的一个或多于一个图像的任何其他便携式装置等。在一些实施例中，计算装置104可以包括任何合适类型的多个计算装置，因为本文提供的公开内容的方面就这一点来说不受限制。
图2例示根据一些实施例的示例性梯度波形202、在未进行涡流校正时使用梯度波形202所生成的未经补偿梯度波形204、以及使用梯度波形的特性的非线性函数进行校正后的经变换梯度波形206。梯度波形202是可以在MR图像获取期间由MRI***的梯度线圈产生的梯度场脉冲的表示。该表示可以是数字的或模拟的。未经补偿梯度波形204是在未应用涡流校正的情况下由梯度线圈基于梯度波形202所产生的梯度场的表示。未经补偿梯度波形204示出MRI***中的涡流对由梯度线圈所产生的实际梯度场的影响。特别地，未经补偿梯度波形204永远不会达到梯度波形202的最大振幅，并且存在与未经补偿梯度波形204的梯度场脉冲相关联的上升时间和下降时间。
根据一些实施例，经变换梯度波形206示出应用于梯度波形202的例示性非线性校正的效果。非线性校正在应用于梯度波形202时，被配置为对如未经补偿梯度波形204所示的涡流的影响进行补偿，使得当经变换梯度波形206被发送到梯度线圈时，梯度线圈生成比未经补偿梯度波形204更接近地近似梯度波形202(例如，“目标梯度场”)的梯度场。
在一些实施例中，可以通过使用梯度波形202的特性的非线性函数来生成经变换梯度波形206。例如，非线性函数可以取决于梯度波形的振幅、梯度波形的方向(例如，梯度波形被配置为生成正磁场还是负磁场)、梯度波形的形状(例如，梯形、矩形、高斯和/或正弦)、或者梯度波形的转换速率。可以使用从MRI***获得的涡流校准数据来确定非线性函数。例如，场探测器可用于获得作为梯度场振幅的函数的涡流校准数据。在2019年11月15日提交的标题为“Correcting for Hysteresis in Magnetic Resonance Imaging”的美国专利申请公开号2020/0209334(其通过引用而被全部包含于此)中描述了这样的场探测器的附加方面。
图3A和图3B例示根据一些实施例的基于涡流校准数据的梯度波形振幅的示例性非线性函数。然而，本文所述的技术的各方面不限于此，并且可以理解，除了梯度波形振幅之外或代替梯度波形振幅，非线性函数可以是梯度波形的其他特性(例如，转换速率、形状、目标梯度场的方向)的函数。
涡流校准数据是使用场探测器获得的，以测量作为MRI***内的所施加的梯度场振幅的函数的涡流系数振幅。涡流校准数据是通过以下操作所获得的：使MRI***生成梯度场，使MRI***停止生成梯度场，并且在MRI***停止生成梯度场之后测量时间延迟之后的涡流振幅。通过改变梯度场振幅，可以获得描述涡流振幅与所施加的梯度场振幅之间的关系的数据。通过改变时间延迟，可以捕获到不同涡流分量的行为。
在一些实施例中，涡流校准数据然后可用于估计涡流振幅与梯度场振幅之间的非线性关系。该估计产生用于校正梯度波形的非线性函数。在进行该估计之前，可以选择非线性函数的函数形式(例如，选择多项式函数、分段多项式函数、指数函数等其中之一)。之后，可以使用涡流校准数据来估计所选择的模型的系数。该估计可以以包括最小二乘估计、最大似然估计、非线性最小二乘、优化和/或任何其他合适的参数估计技术的任何合适的方式进行，因为本文所述的技术的方面就这一点来说不受限制。
获得涡流校准数据的处理包括：使MRI***生成不同场强度的梯度场，设置时间延迟，以及针对不同场强度的各梯度场测量时间延迟之后的涡流效应。
图3A示出根据以下等式的拟合到涡流校准数据的二阶多项式函数：
Cn(G)＝P0+P1G+P2G2，
其中：P0、P1和P2是描述非线性函数的系数，并且G是以mT/m为单位的所施加的梯度场振幅。图3B示出通过以下描述的指数函数：
Figure BDA0003593942590000221
可以理解，尽管图3A和图3B的示例示出涡流振幅与所施加的梯度场振幅之间的递减相关性，但相反的相关性也可能如此(例如，其中相关性可以随着梯度波形的特性而增加)。还可以理解，图3A和图3B的示例本质上是非限制性的，并且任何任意函数均可以拟合到涡流校准数据。这样的函数的附加示例包括分段多项式函数、高阶多项式函数、针对正梯度场方向和负梯度场方向所确定的单独函数、sigmoid函数、或者任何合适的任意函数。
如图3A和3B所示，各函数Cn(G)示出与涡流耗散的时间常数有关的不同涡流分量的数据。通过改变梯度场生成和涡流数据测量之间的时间延迟，可以测量不同的涡流分量。各涡流系数项n可以与单独的时间常数相关联。通过以下等式来描述梯度场冲激响应：
Figure BDA0003593942590000231
其中：wn是与涡流的耗散速率有关的时间常数。可以确定各Cn(G)函数以考虑MRI***内的具有不同耗散速率的不同涡流。例如，在薄层压导体中感应出的涡流可以快速耗散，而在更大铁磁组件(例如，B0磁体的磁轭和/或永磁体组件)中感应出的涡流可以更慢地耗散并且寿命更长。
结合图4A至图4F来进一步详细说明使用上述函数来针对涡流效应补偿梯度波形。可以使用任何合适的计算装置来执行该补偿。例如，在一些实施例中，该补偿可以由与MRI***位于同一位置(例如，在同一房间中)的计算装置进行。作为另一示例，在一些实施例中，该补偿可以由位于MRI***上的一个或多于一个处理器进行。可替代地，在一些实施例中，该补偿可以由位于远离MRI***的位置的一个或多于一个处理器(例如，作为云计算环境的一部分)进行。
图4A例示根据一些实施例的通过将示例性非线性函数应用于梯度波形所获得的波形402。在图4A的示例中应用的特定非线性函数是
Cn(G,t)＝0.6+1.7e-G(t)/12
其是基于如上所述从MRI***获得的涡流校准数据所确定的。波形402是通过将梯度波形G(t)作为输入提供到非线性函数Cn(G,t)所生成的。波形402描述表示涡流对梯度波形的影响的非线性缩放因子。
图4B例示根据一些实施例的原始梯度波形404和使用波形402所获得的经缩放梯度波形406。为了获得经缩放梯度波形406，可以根据以下将非线性函数Cn(G,t)应用于原始梯度波形404(G(t))：
Gs(t)＝G(t)×Cn(G,t)，
其中：Gs(t)是经缩放梯度波形406。如在图4B的示例中可以看出，非线性函数Cn(G,t)的应用强调了较大梯度场振幅的区域和梯度场振幅的变化区域。
图4C例示根据一些实施例的通过将变换应用于图4B的经缩放梯度波形406所获得的经变换梯度波形408。该变换可用于通过将预强调滤波器应用于经缩放梯度变换406来预强调经缩放梯度波形406。
在一些实施例中，可以根据涡流校准数据来估计该变换(例如，预强调滤波器)。例如，梯度场冲激响应h[n]可被建模为多个指数函数的总和，并且可以使用涡流校准数据来估计该总和中的各个指数的权重和衰减率。梯度场冲激响应的所估计的参数可用于确定相应的传递函数H(s)，并且传递函数H(s)的逆函数(1/H(s))可用于(例如，通过应用拉普拉斯逆变换)获得要应用于经缩放梯度波形的变换(例如，预强调滤波器)。
例如，在一些实施例中，梯度场冲激响应h[n]可以是两个指数函数的总和，使得根据以下给出其传递函数：
Figure BDA0003593942590000241
在这种情况下，可以使用拉普拉斯逆变换1/H(s)来获得应用于经缩放梯度波形的预强调滤波器。
在一些实施例中，可以在时域中将变换应用于经缩放梯度波形。例如，预强调滤波器可以与经缩放梯度波形406卷积以获得经变换梯度波形408。应当理解，可以在其他合适的域中(例如，在合适的傅里叶变换之后的频域中，例如经由快速傅里叶变换)应用变换，因为本文所述的技术的方面就这一点来说不受限制。
图4D例示根据一些实施例的从经变换梯度波形408获得的校正波形410、以及使用线性校正所获得的例示性校正梯度波形412。可以通过例如将经缩放梯度波形406从经变换梯度波形408中减去来获得校正波形410：
Gc(t)＝Gt(t)-Gs(t)。
在图4D的示例中，校正波形410示出针对与使用线性校正(例如，其中Cn(G,t)是线性函数)所获得的校正梯度波形412相比的梯度波形振幅的变化的附加补偿。
然后，可以使用校正波形410，针对涡流效应来校正梯度波形404。图4E例示根据一些实施例的使用校正波形410所获得的经校正梯度波形414、以及使用利用线性校正获得的校正梯度波形412进行校正后的例示性经校正梯度波形416。可以通过例如组合校正波形410和梯度波形404这两个波形来将校正波形410应用于梯度波形404。在一些实施例中，可以将校正波形410与梯度波形404相加以获得经校正梯度波形414：
Gcorr(t)＝G(t)+Gc(t)。
在图4E的示例中，使用线性校正所获得的经校正梯度波形412与使用非线性校正所获得的经校正梯度波形414相比，表现出更低的振幅和针对梯度波形的振幅变化的减少的补偿。
可以理解，图4A-图4E的示例是针对涡流的单个分量进行的。然而，该技术可以扩展到多个涡流分量。图4A-图4D的步骤可以单独使用各非线性函数Cn(G,t)针对各分量n来实现，以获得多个校正波形Gc(t)。然后可以通过将梯度波形G(t)与多个校正波形Gc(t)组合来获得经校正梯度波形。例如，可以通过将梯度波形与多个校正波形求和来获得经校正梯度波形：
Figure BDA0003593942590000251
图4F例示根据一些实施例的用于校正梯度波形的处理420的框图。处理420概述在图4A-图4E的示例中所述的步骤。如上所述，可以使用任何合适的计算装置来执行处理420。
处理420从框422开始，在该框422处，由计算装置选择和/或访问梯度波形G(t)。例如，梯度波形可以是由用户或者响应于来自用户的输入(例如，其表示要成像的被检体的身体部位、表示在MR图像获取期间要获取的信息的类型)所选择的。可以从(例如，如存储在计算机可读介质(诸如例如图1的脉冲序列储存库108等)上的)脉冲序列储存库访问梯度波形。
在一些实施例中，梯度波形G(t)可以在多个校正处理430-1至430-n中使用。校正处理430-1至430-n可以针对各涡流分量n实现。首先，在框432-1处，可以基于涡流校准数据(例如，通过进行适当的拟合处理)确定非线性函数C1(G,t)，以及/或者可以从(例如，本地或远程地存储在计算机可读介质上的)存储区访问非线性函数C1(G,t)。然后，在框434-1处，非线性函数C1(G,t)可用于通过将非线性函数C1(G,t)应用于梯度波形G(t)来生成经缩放梯度波形Gs(t)。例如，可以将非线性函数C1(G,t)乘以梯度波形G(t)以生成经缩放梯度波形Gs(t)。
在一些实施例中，在框436-1处，可以将变换应用于经缩放梯度波形Gs(t)以获得经变换梯度波形Gt(t)。可以通过对经缩放梯度波形Gs(t)进行滤波来将变换应用于经缩放梯度波形Gs(t)。在一些实施例中，可以基于涡流校准数据来确定变换。例如，可以通过将拉普拉斯逆变换应用于基于涡流校准数据所确定的冲激响应函数来确定变换。
在一些实施例中，在框438-1处，可以通过从经变换梯度波形Gt(t)中减去经缩放梯度波形Gs(t)来获得校正波形Gc(t)。这样的相减仅留下要应用于梯度波形G(t)的涡流校正。在一些实施例中，可以在处理430-n中针对各非线性函数Cn(G,t)重复结合处理430-1所述的动作，使得可以生成n个校正波形Gc(t)。为了在框440处校正梯度波形G(t)并获得经校正梯度波形Gcorr(t)，可以将n个校正波形Gc(t)求和并与梯度波形G(t)组合。例如，在一些实施例中，可以将所求和的n个校正波形Gc(t)与梯度波形G(t)相加。
图5是根据一些实施例的用于校正梯度波形的处理500的流程图。处理500可以使用任何合适的计算装置来执行。例如，在一些实施例中，处理500可以由与MRI***位于同一位置(例如，在同一房间中)的计算装置进行。作为另一示例，在一些实施例中，处理500可以由位于MRI***上的一个或多于一个处理器进行。可替代地，在一些实施例中，处理500可以由位于远离MRI***的位置的一个或多于一个处理器(例如，作为云计算环境的一部分)进行。
处理500可以从动作502开始，在该动作502，在MRI***的操作期间对涡流进行补偿。该补偿可以由计算装置至少部分地通过使用梯度波形的特性的非线性函数校正梯度波形来进行，以获得经校正梯度波形。经校正梯度波形在由MRI***使用时，可以与由MRI***生成的目标梯度场相关联。
在一些实施例中，如结合图3A-图4F所述，梯度波形的特性的非线性函数可以是任何合适的非线性函数。可以基于从MRI***获得的涡流校准数据来确定非线性函数。例如，非线性函数可以是函数Cn(G)其中之一，这些函数Cn(G)可以通过对(例如，如由场探测器获得的)将涡流振幅与梯度场振幅相关的涡流校准数据进行非线性拟合来获得。
在一些实施例中，动作502可以包括数个子动作，但应当理解，在动作502中可以包括子动作的任何组合，并且并非所有子动作都可以由计算装置实现以完成处理500。在子动作502a中，在一些实施例中，可以将非线性函数应用于梯度波形以获得经缩放梯度波形。例如，可以将梯度波形和非线性函数相乘在一起以获得经缩放梯度波形。
在一些实施例中，在子动作502a之后，处理500可以进入子动作502b，在该子动作502b，可以将变换应用于经缩放梯度波形以获得经变换梯度波形。可以通过使用基于涡流校准数据所获得的滤波器对经缩放梯度波形进行滤波来将变换应用于经缩放梯度波形(例如，如本文中包括参考图4C所述)。
在一些实施例中，在子动作502b之后，处理500可以进入子动作502c，在该子动作502c中，可以从经变换梯度波形中减去经缩放梯度波形以获得校正波形。然后可以在子动作502d处将校正波形与梯度波形组合以获得经校正梯度波形。在一些实施例中，可以将校正波形和梯度波形相加以获得经校正梯度波形。在正使用多个非线性函数来校正梯度波形的一些实施例中，如结合图4F所述，例如可以将如此得到的校正波形和梯度波形求和以获得经校正梯度波形。
在一些实施例中，在动作502之后，处理500可以进入动作504，在该动作504，可以根据经校正梯度波形来操作MRI***以生成目标梯度场。MRI***例如可用于使用目标梯度场来获取位于MRI***内的被检体的一个或多于一个MR图像。
在一些实施例中，发明人已认识到，如以上结合图3A-图5所述的非线性函数可被实现为梯度波形的特性的分段函数。因此，可以针对分段函数的不同部分单独确定变换。例如，可以针对梯度波形的两个部分从MRI***获得涡流校准数据，并且可以基于涡流校准数据来针对梯度波形的各部分确定非线性函数(“涡流模型”)。因此，可以基于两个非线性函数来确定两个变换，并且可以将变换应用于梯度波形的相应部分以产生经校正梯度波形。可以理解，以上说明是示例，并且梯度波形可被分成多于两个部分以供使用分段函数进行校正。
在一些实施例中，可以使用梯度波形的特性的分段函数来确定梯度波形的各部分。例如，分段函数可以是梯度波形的振幅的函数。梯度波形的第一部分可以包括振幅小于或等于阈值梯度场强度的梯度波形，并且梯度波形的第二部分可以包括振幅大于阈值梯度场强度的梯度波形。在一些实施例中，阈值梯度场强度可以是MRI***的最大梯度场强度的阈值百分比(例如，最大梯度场强度的70％，在最大梯度场强度的60％至80％的范围内)。在一些实施例中，阈值梯度场强度可以大于或等于10mT/m且小于或等于18mT/m。
在一些实施例中，可替代地，例如，可以基于梯度波形的方向的分段函数来确定梯度波形的各部分。梯度波形的第一部分可以包括被配置为生成具有第一方向的磁场的梯度波形，并且第二部分可以包括被配置为生成具有不同的第二方向的磁场的梯度波形。在梯度磁体是梯度线圈的实施例中，例如，第一部分可以包括被配置为使用正电流来生成磁场的梯度波形，并且第二部分可以包括使用负电流来生成磁场的梯度波形。
在一些实施例中，可替代地，例如，可以基于梯度波形的形状的分段函数来确定梯度波形的各部分。梯度波形的第一部分可以包括具有第一形状的梯度波形，并且梯度波形的第二部分可以包括具有不同于第一形状的第二形状的梯度波形。例如，梯度波形的形状可以是梯形梯度波形形状、矩形梯度波形形状、高斯梯度波形形状和正弦梯度波形形状其中之一。
在一些实施例中，可替代地，例如，可以基于梯度波形的转换速率的分段函数来确定梯度波形的各部分。梯度波形的第一部分可以包括具有第一转换速率的梯度波形，并且第二部分可以包括具有不同于第一转换速率的第二转换速率的梯度波形。例如，第一部分的转换速率可以大于阈值转换速率，并且第二部分的转换速率可以小于或等于阈值转换速率。
在一些实施例中，可以基于针对梯度波形的各部分所获取到的涡流校准数据来确定非线性函数。例如，如果感兴趣的梯度波形的特性是梯度波形振幅，则可以使用场探测器来针对两个或多于两个梯度波形振幅获取涡流校准数据。然后可以针对各涡流校准数据集来确定非线性函数。在一些实施例中，可以使用多指数函数作为对涡流校准数据的拟合来确定与梯度波形的一部分相对应的各非线性函数：
Figure BDA0003593942590000291
其中：系数Cj是标量值。在一些实施例中，多指数函数可以是三个指数项(例如，n＝3)的总和，但可以理解，可以使用更多或更少的指数项。
在一些实施例中，可以基于各相应的非线性函数来针对梯度波形的各部分确定变换。变换可用于预强调梯度波形的相应部分(例如，通过将这些部分与各个预强调滤波器卷积)，以补偿MR成像期间的涡流效应。
在一些实施例中，然后可以将各变换应用于梯度波形的相应部分。例如，可以将基于第一非线性函数所确定的第一变换应用于梯度波形的第一部分，并且可以将基于第二非线性函数所确定的第二变换应用于梯度波形的第二部分。在一些实施例中，可以在时域中将变换应用于梯度波形的各部分。在将变换应用于梯度波形的相应部分之后，可以组合经变换部分以获得经校正梯度波形。例如，可以对经变换部分求和以获得经校正梯度波形。
图6例示根据一些实施例的梯度波形602、使用单个变换所获得的经校正梯度波形604、以及通过使用如上所述的分段变换所获得的经校正梯度波形606。从图6的示例可以看出，经校正梯度波形604与经校正梯度波形606相比对梯度振幅的大变化施加更大的权重。结果，经校正梯度波形604可以得到使由梯度波形602所表示的目标梯度场“过冲”的输出梯度波形。
图7A示出使用通过传统线性校正进行校正后的梯度波形所获取到的体模的MR图像，并且图7B示出如上所述并且根据一些实施例的使用通过分段校正进行校正后的梯度波形所获取到的相同体模的MR图像。如由图7A和图7B中的箭头所指，暗点形式的伪影出现在图7A的一些MR图像中，但未出现在图7B的MR图像中。
图8是根据一些实施例的用于使用分段变换来校正梯度波形的处理800的流程图。处理800可以使用任何合适的计算装置来执行。例如，在一些实施例中，处理800可以由与MRI***位于同一位置(例如，在同一房间中)的计算装置进行。作为另一示例，在一些实施例中，处理800可以由位于MRI***上的一个或多于一个处理器进行。可替代地，在一些实施例中，处理800可以由位于远离MRI***的位置的一个或多于一个处理器(例如，作为云计算环境的一部分)进行。
在一些实施例中，处理800从动作802开始，在该动作802，计算装置基于标准来识别梯度波形的第一部分和第二部分。如上所述，标准可以是梯度波形的特性。例如，特性可以是梯度波形的振幅、梯度波形的方向、梯度波形的形状和/或梯度波形的转换速率。例如，在特性是梯度波形的振幅的一些实施例中，梯度波形的第一部分可被识别为包括振幅大于阈值梯度振幅的梯度波形，并且梯度波形的第二部分可被识别为包括振幅小于或等于阈值梯度振幅的梯度波形。
在一些实施例中，在动作802之后，处理800进入动作804，在该动作804，计算装置使用第一非线性函数来校正第一部分以获得经校正第一部分。可以使用利用MRI***所获得的第一涡流校准数据来获得第一非线性函数。例如，如上所述，可以使用场探测器获得第一涡流校准数据，以测量高于阈值梯度振幅的涡流响应。然后可以通过将任何合适的函数拟合到第一涡流校准数据来确定第一非线性函数。在一些实施例中，如上所述，第一非线性函数可以是多指数函数(例如，指数项(例如，三个指数项)的线性组合)。
在一些实施例中，使用第一非线性函数来校正第一部分包括：使用第一非线性函数来确定第一变换，然后将所述第一变换应用于第一部分。第一变换可以是被配置为在应用于第一部分时对第一部分进行滤波的滤波器。在一些实施例中，可以通过对第一非线性函数进行拉普拉斯逆变换来获得第一变换。
在一些实施例中，在动作804之后，处理800进入动作806，在该动作806，计算装置使用第二非线性函数来校正脉冲序列的第二部分。第二非线性函数可以不同于第一非线性函数。可以使用利用MRI***所获得的第二涡流校准数据来获得第二非线性函数。第二涡流校准数据可以不同于第一涡流校准数据。例如，如上所述，可以使用场探测器获得第一涡流校准数据，以测量高于阈值梯度振幅的涡流响应，而可以使用场探测器获得第二涡流校准数据，以测量低于阈值梯度振幅的涡流响应。然后可以使用任何合适的函数将第二非线性函数拟合到第二涡流校准数据。在一些实施例中，如上所述，第二非线性函数可以是多指数函数(例如，指数项(例如，三个指数项)的线性组合)。
在一些实施例中，使用第二非线性函数来校正第二部分包括：使用第二非线性函数来确定第二变换，然后将所述第二变换应用于第二部分。第二变换可以是被配置为在应用于第二部分时对第二部分进行滤波的滤波器。在一些实施例中，可以通过对第二非线性函数进行拉普拉斯逆变换来获得第二变换。
在一些实施例中，在动作806之后，处理800进入动作808，在该动作808，计算装置基于经校正第一部分和经校正第二部分来生成经校正梯度波形。例如，计算装置可以将经校正第一部分和经校正第二部分组合以获得经校正梯度波形。在一些实施例中，组合经校正第一部分和经校正第二部分可以通过对经校正第一部分和经校正第二部分进行求和来实现。
在一些实施例中，在动作808之后，处理800进入动作810，在该动作810，可以根据经校正梯度波形操作MRI***以生成目标梯度场。例如，可以将经校正梯度波形作为电信号发送到使用电信号来生成目标梯度场的一个或多于一个梯度线圈。
可以通过响应于通过MR图像获取所生成的涡流对MRI***的RF组件的操作频率进行校正来进一步改善涡流补偿和伪影减轻。涡流可以使得B0磁场的强度改变，由此改变成像区域中的被检体的自旋的拉莫尔频率。通过将拉莫尔频率的这些变化与MRI的RF操作频率的变化匹配，可以通过MRI***获得更高质量的MR数据。发明人已认识到，涡流校准数据可以进一步用于在脉冲序列期间校正MRI***的RF操作频率。
在一些实施例中，场探测器可被配置为监测MRI***的B0磁场强度。为了获得供RF操作频率的校正用的B0涡流校准数据，可以进行施加梯度场、等待时间延迟、以及测量时间延迟之后的B0场的类似序列。改变时间延迟可以使得能够针对涡流(例如，具有不同时间常数的涡流)的各种分量收集B0涡流校准数据。基于该B0涡流校准数据，可以确定用于描述梯度振幅对B0场的影响的一个或多于一个函数。在一些实施例中，该函数可以是非线性函数。例如，非线性函数可以是诸如以下等的拟合到B0涡流校准数据的多指数函数：
Figure BDA0003593942590000321
其中：c1和c2是标量系数，并且w1和w2是与涡流的分量相关联的时间常数。
在一些实施例中，可以基于B0涡流校准数据来确定变换。例如，可以根据基于B0涡流校准数据所确定的非线性函数来确定变换。该变换可以包括可用于对经校正梯度波形进行滤波以获得B0波形的滤波器。该滤波器例如可以使用(例如，非线性函数的)拉普拉斯逆变换来获得。在这样的实施例中，对于以上的示例多指数函数R(t)，可以通过以下给出滤波器：
Figure BDA0003593942590000331
在一些实施例中，可以将该变换应用于经校正梯度波形，以获得在脉冲序列的整个持续时间内将B0磁场描述为时间的函数的B0波形。然后可以使用拉莫尔方程基于该B0波形来确定RF操作频率：
ω＝γB0，
其中：ω是RF操作频率，并且γ是旋磁比。
图9A是根据一些实施例的用于使用非线性函数来校正MRI***的射频(RF)线圈的操作频率的处理900的流程图。处理900可以使用任何合适的计算装置来执行。例如，在一些实施例中，处理900可以由与MRI***位于同一位置(例如，在同一房间中)的计算装置进行。作为另一示例，在一些实施例中，处理900可以由位于MRI***上的一个或多于一个处理器进行。可替代地，在一些实施例中，处理900可以由位于远离MRI***的位置的一个或多于一个处理器(例如，作为云计算环境的一部分)进行。
处理900可以从动作902开始，在该动作902，计算装置可以至少部分地通过校正RF波形来对MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿以获得经校正RF波形。例如，计算装置可以在脉冲序列期间使RF波形的操作频率随时间的经过而偏移，以根据脉冲序列对MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿。
在一些实施例中，动作902可以作为一系列子动作来进行，这一系列子动作从子动作902a开始，在该子动作902a，计算装置可以将变换应用于梯度波形以获得偏移的B0磁场波形。偏移的B0磁场波形可以描述B0磁场在整个脉冲序列中(例如，在MRI***的操作期间随时间的经过)如何变化。变换可以包括滤波器并且可以应用于梯度波形以对梯度波形进行滤波。在一些实施例中，可以将变换应用于经校正梯度波形(例如，如结合图2至图8中的任一个所述，已对涡流的影响进行了补偿的梯度波形)。
在一些实施例中，可以基于梯度波形的特性的非线性函数来确定变换。例如，非线性函数可以是将B0磁场的响应描述为梯度波形的特性的函数的函数。梯度波形的特性可以包括梯度波形的振幅、梯度波形的形状、梯度波形的方向和/或梯度波形的转换速率中的任一个。然后可以通过对非线性函数应用变换来确定变换。例如，可以通过对非线性函数应用拉普拉斯逆变换来确定变换。
在一些实施例中，动作902然后可以进入子动作902b，在该子动作902b，计算装置可以使用偏移的B0磁场波形来校正RF波形以获得经校正RF波形。例如，通过使用如上所述的旋磁比，可以在整个脉冲序列中使偏移的B0磁场波形的行为与MR信号的RF行为和MRI***的适当RF操作频率链接。
在动作902之后，处理900可以进入动作904，在该动作904，可以根据经校正RF波形操作MRI***以生成目标RF信号。可以操作MRI***，使得如图9B的示例所示，发射和接收RF操作频率根据经校正RF波形而在脉冲序列的整个持续时间内偏移。
图9B是根据一些实施例的梯度波形910和RF线圈的操作频率的相应涡流校正912的图。涡流校正912相对于时间被标绘为偏离在MRI***中不存在涡流的情况下所使用的标准RF操作频率的操作频率的变化。例如，在一些实施例中，标准RF操作频率可以是约2.7MHz。在一些实施例中，RF操作频率可以在2.6MHz至2.9MHz的范围内。如图9B的示例所示，RF操作频率特别是响应于梯度波形910的变化(其是当MRI***内将产生最大涡流时)而偏移。
图9C是根据一些实施例的用于使用分段变换来校正MRI***的RF线圈的操作频率的处理920的流程图。处理920可以使用任何合适的计算装置来执行。例如，在一些实施例中，处理920可以由与MRI***位于同一位置(例如，在同一房间中)的计算装置进行。作为另一示例，在一些实施例中，处理920可以由位于MRI***上的一个或多于一个处理器进行。可替代地，在一些实施例中，处理920可以由位于远离MRI***的位置的一个或多于一个处理器(例如，作为云计算环境的一部分)进行。
处理920可以从动作922开始，在该动作922，计算装置可以基于标准来识别与脉冲序列相关联的RF波形的第一部分和第二部分。如上所述，该标准可以是梯度波形的特性。例如，梯度波形的特性可以是梯度波形的振幅、梯度波形的方向、梯度波形的形状和/或梯度波形的转换速率。例如，在特性是梯度波形的振幅的一些实施例中，RF波形的第一部分可被识别为与梯度波形的包括振幅大于阈值梯度振幅的梯度波形的第一部分相对应(例如，在与该第一部分相同的一个或多于一个时间发生)，并且RF波形的第二部分可被识别为与梯度波形的包括振幅小于或等于阈值梯度振幅的梯度波形的第二部分相对应。
然后，处理920可以进入动作924，在该动作924，在一些实施例中，计算装置可以使用第一非线性函数来校正与第一部分相关联的RF线圈的操作频率以获得经校正第一部分。可以使用利用MRI***所获得的第一涡流校准数据来获得第一非线性函数。例如，如上所述，可以使用场探测器来获得第一涡流校准数据，以测量响应于振幅高于阈值梯度振幅的梯度波形的B0磁场偏移。然后可以使用任何合适的函数将第一非线性函数拟合到第一涡流校准数据。在一些实施例中，如上所述，第一非线性函数可以是多指数函数(例如，指数项(例如，两个或三个指数项)的线性组合)。
在一些实施例中，使用第一非线性函数来校正第一部分包括：使用第一非线性函数来确定第一变换，然后将所述第一变换应用于与RF波形的第一部分相对应的梯度波形的第一部分。第一变换可以是如下的滤波器，该滤波器被配置为在应用于梯度波形的第一部分时对第一部分进行滤波以获得偏移的B0磁场波形。在一些实施例中，可以通过对第一非线性函数进行拉普拉斯逆变换来获得第一变换。
在一些实施例中，计算装置可以使用偏移的B0磁场波形来校正RF波形以获得经校正RF波形。例如，通过使用如上所述的旋磁比，可以在整个脉冲序列中使偏移的B0磁场波形的行为与MR信号的RF行为和MRI***的适当RF操作频率链接。
在动作924之后，处理920可以进入动作926，在该动作926，在一些实施例中，计算装置可以使用不同于第一非线性函数的第二非线性函数来校正与第二部分相关联的RF线圈的操作频率以获得经校正第二部分。可以以与第一涡流校准数据类似的方式使用从MRI***获得的第二涡流校准数据来获得第二非线性函数。例如，如上所述，可以使用场探测器来获得第一涡流校准数据，以测量响应于高于阈值梯度振幅的梯度波形的B0磁场偏移，而可以使用场探测器来获得第二涡流校准数据，以测量低于阈值梯度振幅的B0磁场偏移。然后可以使用任何合适的函数将第二非线性函数拟合到第二涡流校准数据。在一些实施例中，如上所述，第二非线性函数可以是多指数函数(例如，指数项(例如，三个指数项)的线性组合)。
在一些实施例中，使用第二非线性函数来校正第二部分包括：使用第二非线性函数来确定第二变换，然后将所述第二变换应用于与RF波形的第二部分相对应的梯度波形的第二部分。第二变换可以是如下的滤波器，该滤波器被配置为在应用于梯度波形的第二部分时对第二部分进行滤波以获得偏移的B0磁场波形。在一些实施例中，可以通过对第二非线性函数进行拉普拉斯逆变换来获得第二变换。在一些实施例中，计算装置可以使用偏移的B0磁场波形来校正RF波形，以获得如上所述的经校正RF波形。
在动作926之后，处理920可以进入动作928，在该动作928，计算装置可以基于经校正第一部分和经校正第二部分来生成经校正RF波形。例如，计算装置可以将经校正第一部分和经校正第二部分组合以获得经校正梯度波形。在一些实施例中，将经校正第一部分和经校正第二部分组合可以通过对经校正第一部分和经校正第二部分进行求和来实现。
在动作928之后，处理920进入动作930，在该动作930，在一些实施例中，可以根据经校正RF波形来操作MRI***以生成目标RF信号。例如，可以将经校正RF波形作为电信号发送到用于使用电信号来生成目标RF信号的一个或多于一个RF线圈。
可以通过在MR图像获取之前准备MRI***的涡流状态来进一步改善涡流补偿，使得可以为后续获取抵消未经校正的涡流效应。即使在如上所述进行涡流校正之后，一些涡流也通常保留在MRI***内。通过在MR图像获取之前准备MRI***的涡流状态，可以在最终MR图像中实现更“稳态”的涡流状态并最终达到平衡。特别受益于该方法的一个应用是自旋回波扩散脉冲序列，其中大的扩散梯度场往往会改变自旋回波的重聚焦条件。
图10A示出例示性自旋回波脉冲序列1000，其包括RF波形1002、包含扩散脉冲DW1和DW2的梯度波形1004、以及受涡流影响的梯度场输出1006。来自扩散脉冲DW1和DW2的残余涡流引起两个扩散脉冲DW1和DW2之间的不平衡梯度矩(例如，如由梯度曲线下的积分所述)。如图10A所示，如果脉冲DW2下的面积等于M，则脉冲DW1下的面积等于M-ΔM，其中ΔM是由来自DW1的残余涡流引起的在DW2之前的梯度场输出1006下的面积。DW1和DW2之间的不平衡梯度矩可能在后续测量中引入不想要的相移。
图10B示出根据一些实施例的例示性脉冲序列1020，其包括包含准备梯度场脉冲DW0的梯度波形1024、以及受涡流影响的梯度场输出1026。准备梯度场脉冲DW0与扩散脉冲DW1和DW2相同，并且在扩散脉冲DW1和DW2以及RF波形1002的90°RF脉冲之前生成。准备梯度场脉冲DW0平衡DW1和DW2的梯度矩，使得这两个扩散脉冲下的面积等于M。图10B的示例示出单个准备梯度场脉冲DW0，但可以理解，在一些实施例中，准备梯度场脉冲可以包括多个准备梯度场脉冲。例如，如果要用于MR图像获取的脉冲序列是复杂成像序列，则准备梯度场脉冲包括相同的复杂成像序列可能是有益的。
图11示出根据一些实施例的包括准备梯度场脉冲1108的例示性扩散加权成像(DWI)单极脉冲序列1100。DWI单极脉冲序列1100包括RF波形1102、被配置为控制来自被检体的MR信号的读出的读出波形1104、以及梯度波形1106。该梯度波形包括准备梯度场脉冲1108，该准备梯度场脉冲1108与跟随准备梯度场脉冲1108的两个梯度扩散脉冲相同。较小的成像梯度脉冲跟随在较大的扩散脉冲之后。
图12示出根据一些实施例的包括准备梯度场脉冲1208的例示性DWI双极脉冲序列1200。DWI双极脉冲序列1200包括RF波形1202、被配置为控制来自被检体的MR信号的读出的读出波形1204、以及梯度波形1206。该梯度波形包括准备梯度场脉冲1208，该准备梯度场脉冲1208与梯度扩散脉冲的两个后续序列相同。较小的成像梯度脉冲跟随在较大的扩散脉冲之后。
图13示出根据一些实施例的包括准备梯度场脉冲1308的例示性DWI运动补偿脉冲序列1300。DWI运动补偿脉冲序列1300包括RF波形1302、被配置为控制来自被检体的MR信号的读出的读出波形1304、以及梯度波形1306。该梯度波形包括准备梯度场脉冲1308，该准备梯度场脉冲1308与梯度扩散脉冲的两个后续序列相同。较小的成像梯度脉冲跟随在较大的扩散脉冲之后。
图14示出根据一些实施例的包括准备梯度场脉冲1408的例示性快速自旋回波(FSE)脉冲序列1400。FSE脉冲序列1400包括RF波形1402、被配置为控制来自被检体的MR信号的读出的读出波形1404、以及梯度波形1408。该梯度波形包括准备梯度场脉冲1408，该准备梯度场脉冲1408是后续成像梯度脉冲的一半宽，因为该脉冲序列是自旋回波脉冲序列，其中期望成像区域内的自旋在读出时间段的中心重聚焦。
图15是根据一些实施例的使用准备梯度场脉冲来操作MRI***的处理1500的流程图。处理1500可以使用任何合适的计算装置来执行。例如，在一些实施例中，处理1500可以由与MRI***位于同一位置(例如，在同一房间中)的计算装置进行。作为另一示例，在一些实施例中，处理1500可以由位于MRI***上的一个或多于一个处理器进行。可替代地，在一些实施例中，处理1500可以由位于远离MRI***的位置的一个或多于一个处理器(例如，作为云计算环境的一部分)进行。
在一些实施例中，处理1500从动作1502开始，在该动作1502，可以将被检体定位在MRI***内。患者可被定位成使得患者的解剖结构的待成像的部位放置在MRI***的成像区域内。例如，患者的头部可被定位在MRI***的成像区域内，以便获得患者的大脑的一个或多于一个图像。
在一些实施例中，在动作1502之后，处理1500可以进入动作1504，在该动作1504，可以使用MRI***将一个或多于一个准备梯度场脉冲施加到被检体。一个或多于一个准备梯度场脉冲可以包括与根据脉冲序列所生成的初始梯度场相同的梯度场。在一些实施例中，一个或多于一个准备梯度场脉冲可以包括与根据脉冲序列所生成的梯度场的初始序列相同的多个梯度场。在其他实施例中，一个或多于一个准备梯度场脉冲可以包括具有作为根据脉冲序列所生成的梯度场的持续时间的一部分(例如，一半、四分之一)的持续时间的一个或多于一个梯度场。
在动作1504之后，处理1500可以进入动作1506，在该动作1506，在施加一个或多于一个准备梯度场脉冲之后，可以根据脉冲序列操作MRI***以从被检体获取MR数据。脉冲序列可以包括DWI脉冲序列、DW-SSFP脉冲序列和FSE脉冲序列其中之一。
图16是可以实现本文所述的实施例的例示性计算机***的图。在图16中示出可以结合本文提供的公开内容的实施例中的任何实施例来使用的计算机***1600的例示性实现。例如，参考图4F、图5、图8、图9A、图9C和图15所述的处理可以在计算机***1600上和/或使用计算机***1600来实现。计算机***1600可以包括一个或多于一个处理器1610和一个或多于一个制品，该一个或多于一个制品包括非暂时性计算机可读存储介质(例如，存储器1620和一个或多于一个非易失性存储介质1630)。处理器1610可以以任何合适的方式控制向存储器1620和非易失性存储装置1630写入数据以及从存储器1620和非易失性存储装置1630读取数据，因为本文提供的公开内容的方面就这一点来说不受限制。为了进行本文所述的功能中的任何功能，处理器1610可以执行一个或多于一个非暂时性计算机可读存储介质(例如，存储器1620)中所存储的一个或多于一个处理器可执行指令，该一个或多于一个非暂时性计算机可读存储介质可以用作存储供处理器1610执行所用的处理器可执行指令的非暂时性计算机可读存储介质。
因此，在描述了本发明中所阐述的技术的若干方面和实施例之后，应当理解，本领域技术人员将容易进行各种改变、修改和改进。这种改变、修改和改进意图在本文所述的技术的精神和范围内。例如，本领域普通技术人员将容易设想出，用于进行功能以及/或者获得结果和/或本文所述的一个或多于一个优点的各种其他组件和/或结构，并且这些变化和/或修改各自被视为在本文所述的实施例的范围内。本领域技术人员将认识到或能够确定仅使用了传统实验、本文所述的具体实施例的许多等同实施例。因此，应当理解，前述实施例仅以示例的方式呈现，并且在所附权利要求及其等同项的范围内，除具体描述外，本发明的实施例可以以其他方式实施。另外，如果本文所述的特征、***、物品、材料、套件和/或方法并非相互不一致，则两个或多于两个这样的特征、***、物品、材料、套件和/或方法的任意组合包括在本发明的范围内。
上述实施例可以以任意多种方式实现。涉及处理或方法的性能的本发明的一个或多于一个方面和实施例可以利用装置(例如，计算机、处理器或其他装置)可执行的程序指令来进行处理或方法，或者控制处理或方法的性能。在这方面，各种发明概念可被体现为用一个或多于一个程序编码的计算机可读存储介质(或多个计算机可读存储介质)(例如，计算机存储器、一个或多于一个软盘、紧致盘、光盘、磁带、闪速存储器、现场可编程门阵列或其他半导体装置中的电路结构、或其他有形计算机存储介质)，该一个或多于一个程序在一个或多于一个计算机或其他处理器上执行时，进行用于实现上述的各种实施例中的一个或多于一个实施例的方法。计算机可读介质或多个计算机可读介质可以是可运输的，使得存储在其上的一个或多于一个程序可以被加载到一个或多于一个不同的计算机或其他处理器上，以实现上述方面中的各种方面。在一些实施例中，计算机可读介质可以是非暂时性介质。
本文所使用的术语“程序”或“软件”在一般意义上是指任意类型的计算机代码或计算机可执行指令集，其可用于对计算机或其他处理器进行编程以实现如上所述的各种方面。另外，应当理解，根据一方面，在执行时进行本发明的方法的一个或多于一个计算机程序，无需驻留在单个计算机或处理器上，而是可以以模块化的方式分布在多个不同的计算机或处理器之间，以实现本发明的各种方面。
计算机可执行指令可以采用多种形式，诸如由一个或多于一个计算机或其他装置执行的程序模块等。一般地，程序模块包括用于进行特定任务或实现特定抽象数据类型的例程、程序、对象、组件、数据结构等。通常，程序模块的功能可以根据期望在各种实施例中进行组合或分布。
另外，数据结构可以以任何合适的形式存储在计算机可读介质中。为了简化例示，数据结构可能被示出为具有通过数据结构中的位置而相关的字段。同样，这种关系可以通过为字段分配具有计算机可读介质中的用于传送字段之间的关系的位置的存储来实现。然而，可以使用任何合适的机制来建立数据结构的字段中的信息之间的关系，包括通过使用用于建立数据元素之间的关系的指针、标签或其他机制。
当在软件中实现时，软件代码可以在任何合适的处理器或处理器集合上执行，无论设置在单个计算机中或者分布在多个计算机之间。
此外，应当理解，作为非限制性示例，计算机可以以诸如机架型计算机、台式计算机、膝上型计算机或平板计算机等的多种形式中的任意形式体现。另外，计算机可以嵌入在装置中，该装置一般不被视为计算机，但该装置具有适当的处理能力，该装置包括个人数字助理(PDA)、智能电话、平板电脑或任意其他合适的便携式或固定电子装置。
另外，计算机可以具有一个或多于一个输入和输出装置。这些装置可以用于呈现用户接口等。可以用于提供用户接口的输出装置的示例包括：用于输出的可视呈现的打印机或显示屏以及用于输出的可听呈现的扬声器或其他声音生成装置。可以用于用户接口的输入装置的示例包括：键盘和诸如鼠标、触摸板和数字化平板电脑等的指示装置。作为另一示例，计算机可以通过语音识别或以其他可听格式来接收输入信息。
这种计算机可以通过任意合适形式的一个或多于一个网络(包括局域网或广域网，诸如企业网和智能网(IN)或因特网等)互连。这种网络可以基于任何合适的技术，并且可以根据任何合适的协议来操作，并且可以包括无线网络、有线网络或光纤网络。
另外，如所描述的，一些方面可被体现为一个或多于一个方法。作为方法的一部分而进行的动作可以以任何合适的方式排序。因此，可以构造如下的实施例，在该实施例中，以与所例示不同的顺序进行动作，这可以包括同时进行一些动作，即使在例示性实施例中被示出为顺序动作。
本文所定义和使用的所有定义应被理解为对字典定义、通过引用并入的文献中的定义和/或所定义术语的通常含义进行控制。
在说明书和权利要求书中，除非有明确的相反指示，否则本文所使用的不定冠词“a”和“an”应被理解为意味着“至少一个”。
在说明书和权利要求书中，本文所使用的短语“和/或”应被理解为是指这样结合的元素(即，在一些情况下结合呈现并在其他情况下分离呈现的元素)中的“任一个或这两者”。利用“和/或”列出的多个元素应当以相同的方式解释，即，这样结合的元素中的“一个或多于一个”。除“和/或”子句所具体标识的元素外，可以可选择地存在其他元素，无论与这些具体标识的元素相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，对“A和/或B”的引用在与诸如“包括”等的开放式语言结合使用时，在一个实施例中，可以仅指代A(可选择地包括B以外的元素)；在另一实施例中，可以仅指代B(可选择地包括A以外的元素)；在又一实施例中，可以指代A和B这两者(可选择地包括其他元素)；等等。
在说明书和权利要求书中，本文所使用的短语“至少一个”在引用一个或多于一个元素的列表时，应被理解为意味着从元素列表的元素中的任意一个或多于一个元素中选择的至少一个元素，但没有必要一定包括元素列表内具体列出的每个元素中的至少一个元素，并且不排除元素列表中的元素的任意组合。该定义还允许，可以可选择地存在除短语“至少一个”所指代的元素列表内具体标识的元素之外的元素，无论与具体标识的元素是相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，“A和B中的至少一个”(或等效地“A或B中的至少一个”，或等效地“A和/或B中的至少一个”)在一个实施例中可以指代可选择地包括多于一个的至少一个A而不存在B(并且可选择地包括B以外的元素)；在另一实施例中可以指代可选择地包括多于一个的至少一个B而不存在A(并且可选择地包括A以外的元素)；在又一实施例中可以指代可选地包括多于一个的至少一个A以及可选地包括多于一个的至少一个B(并且可选择地包括其他元素)；等等。
在权利要求中，以及在上面的说明书中，诸如“包含”、“包括”、“承载”、“具有”、“含有”、“涉及”、“持有”和“组成”等的所有过渡性短语应被理解为是开放式的，即意味着包括但不限于。只有过渡性短语“由…组成”和“大致由…组成”应分别为封闭或半封闭的过渡性短语。
术语“约”和“大约”可以用于意味着在一些实施例中在目标值的±20％内、在一些实施例中在目标值的±10％内、在一些实施例中在目标值的±5％内、在一些实施例中在目标值的±2％内。术语“约”和“大约”可以包括目标值。

Claims (56)

1.一种用于通过根据脉冲序列生成目标梯度场来操作磁共振成像***即MRI***的方法，所述脉冲序列包括与所述目标梯度场相关联的梯度波形，所述方法包括：
至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及
根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述梯度波形的特性包括所述梯度波形的振幅。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述梯度波形的特性包括所述梯度波形的振幅、所述目标梯度场的方向、所述梯度波形的形状和/或所述梯度波形的转换速率。
4.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述非线性函数是所述梯度波形的特性的多项式函数。
5.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述非线性函数是所述梯度波形的特性的指数函数。
6.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述非线性函数是所述梯度波形的特性的分段多项式函数。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，所述非线性函数是所述梯度波形的特性的分段常数函数。
8.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述非线性函数是基于从所述MRI***获得的涡流校准数据来确定的。
9.根据权利要求8所述的方法，还包括：
使用场探测器来获得所述涡流校准数据，以测量所述MRI***在所述MRI***的操作期间的涡流；以及
使用所述涡流校准数据来确定所述非线性函数。
10.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，校正所述梯度波形包括：将所述非线性函数应用于所述梯度波形以获得经缩放梯度波形。
11.根据权利要求10所述的方法，其中，校正所述梯度波形还包括：
向所述经缩放梯度波形应用变换以获得经变换梯度波形，所述变换是使用从所述MRI***获得的涡流校准数据确定的。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，向所述经缩放梯度波形应用所述变换包括：利用使用所述涡流校准数据所确定的滤波器对所述经缩放梯度波形进行滤波。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，至少部分地通过进行卷积来在时域中进行对所述经缩放梯度波形的滤波。
14.根据权利要求12所述的方法，其中，在除时域以外的域中进行对所述经缩放梯度波形的滤波。
15.根据权利要求12所述的方法，其中，所述滤波器是预强调滤波器，所述方法还包括：使用拉普拉斯逆变换来确定预强调滤波器。
16.根据权利要求11或其它前述权利要求中任一项所述的方法，还包括：
将所述经缩放梯度波形从所述经变换梯度波形中减去以获得校正波形；以及
将所述校正波形与所述梯度波形组合以获得所述经校正梯度波形。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，所述非线性函数是用于对第一涡流进行补偿的第一非线性函数，其中该补偿包括：
使用所述梯度波形的特性的多个非线性函数来对涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，所述多个非线性函数包括所述第一非线性函数和用于对第二涡流进行补偿的第二非线性函数。
18.根据权利要求17所述的方法，包括：
将所述多个非线性函数中的各非线性函数应用于所述梯度波形以获得相应的多个经缩放梯度波形；
使用所述多个经缩放梯度波形来获得多个校正波形；以及
将所述多个校正波形与所述梯度波形组合以获得所述经校正梯度波形。
19.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述非线性函数是第一非线性函数，其中该补偿包括：
使用所述梯度波形的特性的多个非线性函数来对涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，所述多个非线性函数包括所述第一非线性函数和第二非线性函数。
20.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，根据所述经校正梯度波形操作所述MRI***包括：在生成所述目标梯度场之前生成一个或多于一个准备梯度场脉冲。
21.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述脉冲序列包括扩散加权成像脉冲序列即DWI脉冲序列、扩散加权稳态自由进动脉冲序列即DW-SSFP脉冲序列或快速自旋回波脉冲序列即FSE脉冲序列。
22.根据权利要求1或其它前述权利要求中任一项所述的方法，还包括：
基于所述梯度波形的特性的另一非线性函数和所述经校正梯度波形来确定偏移的B0磁场强度波形；以及
基于所述偏移的B0磁场强度波形来确定表示所述MRI***的射频线圈即RF线圈的操作频率在所述脉冲序列的持续时间内的变化的信息，其中所述信息被配置为在根据所述脉冲序列操作所述MRI***期间调整所述RF线圈的发射频率和/或接收频率。
23.一种磁共振成像***即MRI***，包括：
磁性***，其包括多个磁性组件，所述多个磁性组件被配置为产生用于进行MRI的磁场，所述多个磁性组件包括用于产生梯度磁场的至少一个梯度线圈；以及
至少一个控制器，其被配置为根据脉冲序列来操作所述多个磁性组件中的一个或多于一个磁性组件，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形，其中所述至少一个控制器被配置为：
至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及
根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
24.根据权利要求24所述的MRI***，其中，所述磁性***被配置为生成具有小于0.2T的强度的B0磁场。
25.根据权利要求25所述的MRI***，其中，所述磁性***被配置为生成具有在0.5T至0.1T之间的强度的B0磁场。
26.至少一个非暂时性计算机可读存储介质，用于存储处理器可执行指令，所述处理器可执行指令在由磁共振成像***即MRI***执行时，使得所述MRI***进行用于通过根据脉冲序列施加多个梯度场来操作所述MRI***的方法，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形，所述方法包括：
至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及
根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
27.一种磁共振成像***即MRI***，包括：
至少一个控制器，其被配置为根据脉冲序列来操作所述MRI***的多个磁性组件中的一个或多于一个磁性组件，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形，其中所述至少一个控制器被配置为：
至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及
根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
28.根据权利要求27所述的MRI***，还包括至少一个永久B0磁体，所述至少一个永久B0磁体被配置为生成具有在0.5T至0.1T之间的强度的B0磁场。
29.一种用于操作磁共振成像***即MRI***的方法，所述MRI***包括至少一个射频线圈即至少一个RF线圈，所述至少一个RF线圈被配置为根据脉冲序列来施加RF信号，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形和与目标RF信号相关联的RF波形，所述方法包括：
至少部分地通过校正所述RF波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正RF波形，该校正包括：
基于至少部分地通过将所述梯度波形的特性的第一非线性函数应用于所述梯度波形所获得的经校正梯度波形，来确定偏移的B0磁场强度波形，以及
使用所述偏移的B0磁场强度波形来校正所述RF波形，以获得所述经校正RF波形；以及
根据所述经校正RF波形来操作所述MRI***以生成所述目标RF信号。
30.根据权利要求29所述的方法，其中，确定偏移的B0磁场强度函数包括：向所述经校正梯度波形应用第一变换以获得所述偏移的B0磁场强度函数。
31.根据权利要求30所述的方法，其中，向所述经校正梯度波形应用所述第一变换包括：用使用所述第一非线性函数确定的第一滤波器对所述经校正梯度波形进行滤波。
32.根据权利要求29所述的方法，还包括：基于从所述MRI***获得的第一涡流校准数据来确定所述第一非线性函数，所述第一涡流校准数据用于将B0磁场强度描述为所述梯度波形的特性的函数。
33.根据权利要求29或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述方法还包括：
至少部分地通过使用所述梯度波形的特性的第二非线性函数校正所述梯度波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正梯度波形；以及
根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***以生成所述目标梯度场。
34.根据权利要求33所述的方法，其中，所述梯度波形的特性包括所述梯度波形的振幅。
35.根据权利要求33所述的方法，其中，所述梯度波形的特性包括所述梯度波形的振幅、所述目标梯度场的方向、所述梯度波形的形状和/或所述梯度波形的转换速率。
36.根据权利要求33或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述第二非线性函数是所述梯度波形的特性的多项式函数。
37.根据权利要求33或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述第二非线性函数是所述梯度波形的特性的指数函数。
38.根据权利要求33或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述第二非线性函数是所述梯度波形的特性的分段多项式函数。
39.根据权利要求38所述的方法，其中，所述第二非线性函数是所述梯度波形的特性的分段常数函数。
40.根据权利要求33或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述第二非线性函数是基于从所述MRI***获得的第二涡流校准数据确定的。
41.根据权利要求40所述的方法，还包括：
使用场探测器来获得所述第二涡流校准数据，以测量所述MRI***在所述MRI***的操作期间的涡流；以及
使用所述第二涡流校准数据来确定所述第二非线性函数。
42.根据权利要求33或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，校正所述梯度波形包括：将所述第二非线性函数应用于所述梯度波形以获得经缩放梯度波形。
43.根据权利要求42所述的方法，其中，校正所述梯度波形还包括：
向所述经缩放梯度波形应用第二变换以获得经变换梯度波形，所述第二变换是使用从所述MRI***获得的第二涡流校准数据确定的。
44.根据权利要求43所述的方法，其中，向所述经缩放梯度波形应用所述第二变换包括：利用使用所述第二涡流校准数据确定的滤波器对所述经缩放梯度波形进行滤波。
45.根据权利要求44所述的方法，其中，至少部分地通过进行卷积来在时域中进行对所述经缩放梯度波形的滤波。
46.根据权利要求44所述的方法，其中，在除时域以外的域中进行对所述经缩放梯度波形的滤波。
47.根据权利要求44所述的方法，其中，所述滤波器是预强调滤波器，以及所述方法还包括：使用拉普拉斯逆变换来确定所述预强调滤波器。
48.根据权利要求43或其它前述权利要求中任一项所述的方法，还包括：
将所述经缩放梯度波形从所述经变换梯度波形中减去以获得校正波形；以及
将所述校正波形与所述梯度波形组合以获得所述经校正梯度波形。
49.根据权利要求48所述的方法，其中，所述非线性函数是用于对第一涡流进行补偿的第一非线性函数，其中该补偿包括：
使用所述梯度波形的特性的多个非线性函数来对涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，所述多个非线性函数包括所述第一非线性函数和用于对第二涡流进行补偿的第二非线性函数。
50.根据权利要求49所述的方法，包括：
将所述多个非线性函数中的各非线性函数应用于所述梯度波形以获得相应的多个经缩放梯度波形；
使用所述多个经缩放梯度波形来获得多个校正波形；以及
将所述多个校正波形与所述梯度波形组合以获得所述经校正梯度波形。
51.根据权利要求33或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述非线性函数是第一非线性函数，其中该补偿包括：
使用所述梯度波形的特性的多个非线性函数来对涡流的存在进行补偿以获得经校正梯度波形，所述多个非线性函数包括所述第一非线性函数和第二非线性函数。
52.根据权利要求33或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，根据所述经校正梯度波形来操作所述MRI***包括：在生成所述目标梯度场之前生成一个或多于一个准备梯度场脉冲。
53.根据权利要求29或其它前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述脉冲序列包括扩散加权成像脉冲序列即DWI脉冲序列、扩散加权稳态自由进动脉冲序列即DW-SSFP脉冲序列和快速自旋回波脉冲序列即FSE脉冲序列其中之一。
54.一种磁共振成像***即MRI***，包括：
磁性***，其包括多个磁性组件，所述多个磁性组件被配置为产生用于进行MRI的磁场，所述多个磁性组件包括被配置为施加射频信号即RF信号的至少一个RF线圈；以及
至少一个控制器，其被配置为根据脉冲序列来操作所述多个磁性组件中的一个或多于一个磁性组件，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形和与目标RF信号相关联的RF波形，其中所述至少一个控制器被配置为：
至少部分地通过校正所述RF波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正RF波形，该校正包括：
基于至少部分地通过将所述梯度波形的特性的第一非线性函数应用于所述梯度波形所获得的经校正梯度波形，来确定偏移的B0磁场强度波形，以及
使用所述偏移的B0磁场强度波形来校正所述RF波形，以获得所述经校正RF波形；以及
根据所述经校正RF波形来操作所述MRI***以生成所述目标RF信号。
55.至少一个非暂时性计算机可读存储介质，用于存储处理器可执行指令，所述处理器可执行指令在由磁共振成像***即MRI***执行时，使得所述MRI***进行用于通过根据脉冲序列施加多个RF信号来操作所述MRI***的方法，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形和与目标RF信号相关联的RF波形，所述方法包括：
至少部分地通过校正所述RF波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正RF波形，该校正包括：
基于至少部分地通过将所述梯度波形的特性的第一非线性函数应用于所述梯度波形所获得的经校正梯度波形，来确定偏移的B0磁场强度波形，以及
使用所述偏移的B0磁场强度波形来校正所述RF波形，以获得所述经校正RF波形；以及
根据所述经校正RF波形来操作所述MRI***以生成所述目标RF信号。
56.一种磁共振成像***即MRI***，包括：
至少一个控制器，其被配置为根据脉冲序列来操作多个磁性组件中的一个或多于一个磁性组件，所述脉冲序列包括与目标梯度场相关联的梯度波形和与目标RF信号相关联的RF波形，其中所述至少一个控制器被配置为：
至少部分地通过校正所述RF波形来对所述MRI***的操作期间的涡流的存在进行补偿，以获得经校正RF波形，该校正包括：
基于至少部分地通过将所述梯度波形的特性的第一非线性函数应用于所述梯度波形所获得的经校正梯度波形，来确定偏移的B0磁场强度波形，以及
使用所述偏移的B0磁场强度波形来校正所述RF波形，以获得所述经校正RF波形；以及
根据所述经校正RF波形来操作所述MRI***以生成所述目标RF信号。
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Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20170048560A (ko) 2014-09-05 2017-05-08 하이퍼파인 리서치, 인크. 낮은 필드 자기 공명 이미징 방법들 및 장치
BR112017021999A2 (pt) 2015-04-13 2018-07-10 Hyperfine Res Inc aparelhos e métodos de alimentação de bobina magnética
TWI626461B (zh) 2015-05-12 2018-06-11 Hyperfine Research, Inc. 射頻線圈、包含射頻線圈之射頻組件及設備以及判定射頻線圈之組態的方法
JP6927996B2 (ja) 2016-03-22 2021-09-01 ハイパーファイン，インコーポレイテッド 磁場シミングのための方法および装置
US10627464B2 (en) 2016-11-22 2020-04-21 Hyperfine Research, Inc. Low-field magnetic resonance imaging methods and apparatus
EP3797307A4 (en) 2018-05-21 2022-02-16 Hyperfine, Inc. B0 MAGNETIC METHOD AND APPARATUS FOR A MAGNETIC RESONANCE IMAGING SYSTEM
TW202012951A (zh) 2018-07-31 2020-04-01 美商超精細研究股份有限公司 低場漫射加權成像
CA3122087A1 (en) 2018-12-19 2020-06-25 Hyperfine Research, Inc. System and methods for grounding patients during magnetic resonance imaging
US11867787B2 (en) 2018-12-28 2024-01-09 Hyperfine Operations, Inc. Correcting for hysteresis in magnetic resonance imaging
WO2020185820A1 (en) 2019-03-12 2020-09-17 Hyperfine Research, Inc. Systems and methods for magnetic resonance imaging of infants
CA3139281A1 (en) 2019-05-07 2020-11-12 Hyperfine, Inc. Systems, devices, and methods for magnetic resonance imaging of infants
DE102019215046B4 (de) * 2019-09-30 2023-09-21 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Kompensation von Wirbelströmen bei einer Erfassung von Messdaten mittels Magnetresonanz
EP4042176A2 (en) 2019-10-08 2022-08-17 Hyperfine Operations, Inc. System and methods for detecting electromagnetic interference in patients during magnetic resonance imaging
AU2020371657A1 (en) 2019-10-25 2022-05-19 Hyperfine Operations, Inc. Systems and methods for detecting patient motion during magnetic resonance imaging
WO2021081309A2 (en) 2019-10-25 2021-04-29 Hyperfine Research, Inc. Artefact reduction in magnetic resonance imaging
US11415651B2 (en) 2019-12-10 2022-08-16 Hyperfine Operations, Inc. Low noise gradient amplification components for MR systems
US11422216B2 (en) 2020-03-24 2022-08-23 Hyperfine Operations, Inc. Gradient waveform design for low-field magnetic resonance imaging systems
US11561272B2 (en) 2020-05-29 2023-01-24 Hyperfine Operations, Inc. Systems and methods for low-field fast spin echo imaging
EP4152038A1 (de) * 2021-09-15 2023-03-22 Siemens Healthcare GmbH Verfahren, vorrichtungen und system zur korrektur einer wirkung eines störeffekts auf ein gradientensystem
EP4194876A1 (de) * 2021-12-09 2023-06-14 Siemens Healthcare GmbH Kompensationsschnittstelle für ein magnetresonanzbildgebungssystem

Family Cites Families (53)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2628839B1 (fr) * 1988-03-18 1991-08-16 Thomson Cgr Procede de mesure des effets des courants de foucault
US4980641A (en) 1989-08-11 1990-12-25 General Atomics Method and apparatus of reducing magnetic hysteresis in MRI systems
DE69215310T2 (de) * 1991-09-19 1997-06-19 Kabushiki Kaisha Toshiba, Kawasaki, Kanagawa Verfahren und Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz mit der Möglichkeit der Kompensation von durch Wirbelströme gestörten Gradientenfeldern
US5227728A (en) 1991-11-01 1993-07-13 The Regents Of The University Of California Gradient driver control in magnetic resonance imaging
US5250901A (en) 1991-11-07 1993-10-05 The Regents Of The University Of California Open architecture iron core electromagnet for MRI using superconductive winding
JP3472642B2 (ja) 1995-03-31 2003-12-02 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒｉ装置のマグネットアセンブリ
JP3576641B2 (ja) 1995-06-29 2004-10-13 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒｉ装置
US5864233A (en) * 1997-02-22 1999-01-26 General Electric Company Method to reduce eddy current effects in diffusion-weighted echo planar imaging
US6201987B1 (en) * 1998-05-26 2001-03-13 General Electric Company Error compensation for device tracking systems employing electromagnetic fields
JP2000157509A (ja) 1998-11-23 2000-06-13 General Electric Co <Ge> Ｍｒｉシステムの較正方法、ｍｒｉシステム及びリセット勾配発生方法
DE19859501C1 (de) * 1998-12-22 2000-06-15 Siemens Ag Verfahren zur Erfassung von Wirbelströmen, die durch geschaltete Magnetfeldgradienten eines Kernspinresonanzgerätes verursacht werden und die Kreuzterme enthalten
US6191582B1 (en) * 1999-07-21 2001-02-20 General Electric Company Eddy current compensation
JP3453089B2 (ja) 1999-08-20 2003-10-06 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒｉ装置
DE19947360C1 (de) 1999-10-01 2001-05-03 Siemens Ag Verfahren zur Vorgabe einer Sollgröße für ein Gradientenfeld
US6291997B1 (en) 1999-12-02 2001-09-18 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Correction for gradient amplifier hysteresis in acquired MRI data
US6392411B1 (en) 2000-01-03 2002-05-21 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited MR imaging method, phase shift measuring method and MR imaging system
JP3701540B2 (ja) 2000-04-19 2005-09-28 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 磁場測定方法、勾配コイル製造方法、勾配コイルおよび磁気共鳴撮影装置
JP3853585B2 (ja) 2000-10-11 2006-12-06 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
JP2002159463A (ja) 2000-11-15 2002-06-04 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒｉ装置の磁界変動測定方法、磁界変動補償方法およびｍｒｉ装置
ITSV20020030A1 (it) * 2002-07-01 2004-01-02 Esaote Spa Metodo di compensazione di correnti parassite causate da gradienti nelle macchine per il rilevametno d'immagini in risonanza magnetica nucle
WO2005006979A1 (ja) 2003-07-17 2005-01-27 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング方法及び装置
JP5416960B2 (ja) * 2008-12-17 2014-02-12 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP5718228B2 (ja) * 2009-06-10 2015-05-13 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び渦電流補償方法
US9829554B2 (en) * 2011-03-29 2017-11-28 University Of New Brunswick Magnetic field gradient monitor and magnetic field gradient waveform correction apparatus and methods
WO2013002233A1 (ja) * 2011-06-30 2013-01-03 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傾斜磁場波形推定方法
JP5886024B2 (ja) 2011-12-19 2016-03-16 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US9041396B2 (en) 2012-01-23 2015-05-26 Siemens Aktiengesellschaft Dynamic B0 field detection by magnetic resonance navigators, and correction for multichannel reception and/or transmission RF coil configurations
KR101473872B1 (ko) * 2013-02-05 2014-12-18 삼성전자 주식회사 자기공명영상장치 및 그 제어방법
KR20170048560A (ko) 2014-09-05 2017-05-08 하이퍼파인 리서치, 인크. 낮은 필드 자기 공명 이미징 방법들 및 장치
WO2016077417A1 (en) 2014-11-11 2016-05-19 Hyperfine Research, Inc. Low field magnetic resonance methods and apparatus
EP3217872A4 (en) 2014-11-11 2018-07-18 Hyperfine Research, Inc. Pulse sequences for low field magnetic resonance
US10234530B2 (en) 2015-02-23 2019-03-19 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
BR112017021999A2 (pt) 2015-04-13 2018-07-10 Hyperfine Res Inc aparelhos e métodos de alimentação de bobina magnética
TWI626461B (zh) 2015-05-12 2018-06-11 Hyperfine Research, Inc. 射頻線圈、包含射頻線圈之射頻組件及設備以及判定射頻線圈之組態的方法
JP6927996B2 (ja) 2016-03-22 2021-09-01 ハイパーファイン，インコーポレイテッド 磁場シミングのための方法および装置
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
WO2018098141A1 (en) 2016-11-22 2018-05-31 Hyperfine Research, Inc. Systems and methods for automated detection in magnetic resonance images
US10585153B2 (en) 2016-11-22 2020-03-10 Hyperfine Research, Inc. Rotatable magnet methods and apparatus for a magnetic resonance imaging system
US10627464B2 (en) 2016-11-22 2020-04-21 Hyperfine Research, Inc. Low-field magnetic resonance imaging methods and apparatus
BR112020020580A2 (pt) 2018-04-20 2021-01-12 Hyperfine Research, Inc. Proteção posicionável para dispositivos de imageamento de ressonância magnética portáteis
EP3797307A4 (en) 2018-05-21 2022-02-16 Hyperfine, Inc. B0 MAGNETIC METHOD AND APPARATUS FOR A MAGNETIC RESONANCE IMAGING SYSTEM
US10871530B2 (en) 2018-05-21 2020-12-22 Hyperfine Research, Inc. Radio-frequency coil signal chain for a low-field MRI system
TW202015621A (zh) 2018-07-19 2020-05-01 美商超精細研究股份有限公司 在磁共振成像中患者定位之方法及設備
WO2020028257A2 (en) 2018-07-30 2020-02-06 Hyperfine Research, Inc. Deep learning techniques for magnetic resonance image reconstruction
TW202014726A (zh) 2018-07-31 2020-04-16 美商超精細研究股份有限公司 醫療成像裝置通信報服務
TW202012951A (zh) 2018-07-31 2020-04-01 美商超精細研究股份有限公司 低場漫射加權成像
WO2020037121A1 (en) 2018-08-15 2020-02-20 Hyperfine Research, Inc. Deep learning techniques for suppressing artefacts in magnetic resonance images
CA3122087A1 (en) 2018-12-19 2020-06-25 Hyperfine Research, Inc. System and methods for grounding patients during magnetic resonance imaging
US11867787B2 (en) 2018-12-28 2024-01-09 Hyperfine Operations, Inc. Correcting for hysteresis in magnetic resonance imaging
WO2020185820A1 (en) 2019-03-12 2020-09-17 Hyperfine Research, Inc. Systems and methods for magnetic resonance imaging of infants
WO2020186013A2 (en) 2019-03-14 2020-09-17 Hyperfine Research, Inc. Deep learning techniques for generating magnetic resonance images from spatial frequency data
WO2020219206A1 (en) 2019-04-26 2020-10-29 Hyperfine Research, Inc. Techniques for dynamic control of a magnetic resonance imaging system
CA3139281A1 (en) 2019-05-07 2020-11-12 Hyperfine, Inc. Systems, devices, and methods for magnetic resonance imaging of infants

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US11698430B2 (en) 2023-07-11
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EP4014057A1 (en) 2022-06-22

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