因此，本发明的一个目标就是实现一种自旋激励方法、一种磁共 振成像方法和一种磁共振成像系统，使得可以进行正确的多层面成 像和饱和，而与静态磁场强度的不均匀无关。
在该说明书中，由水的质子拥有的自旋和由脂肪的质子拥有的自 旋可以分别称为水和脂肪。此外，水的质子拥有的自旋产生的磁共 振信号的频率也可以用水的共振频率代替表示。类似地，脂肪的质 子拥有的自旋产生的磁共振信号的频率也可以用脂肪的共振频率代 替表示。
在该说明书中，由水的质子拥有并用于只观察水的自旋和由脂肪 的质子拥有并用于只观察脂肪的自旋可以称为用于成像的自旋。此 外，由脂肪的质子拥有并且被饱和用于只观察水的自旋和由水的质 子拥有并且被饱和用于只观察脂肪的自旋可以称为要被饱和的自 旋。用于成像的自旋不局限于由水或脂肪的质子所拥有的自旋，而 可能是根据成像目的的任何种类的原子核。对要被饱和的自旋来说 也一样。
(1)根据本发明的一个方面，为解决前述问题，提供了一种自 旋激励方法，通过使具有两个峰共振频率之一的自旋饱和，而利用 具有另一个峰共振频率的自旋，产生一个目标的多层面断层图像。 在所述目标中，基于化学位移产生两种具有不同频率的磁共振信 号。此处，在指定的多层面的每一层面处测量自旋的峰共振频率误 差。从峰共振频率的误差中提取最大误差，其中，峰共振频率是在 用于成像的自旋的峰共振频率与要被饱和的自旋的峰共振频率之间 观察到的。利用激励信号激励自旋，通过把上述最大值加在由化学 位移引起的峰共振频率中的理论改变值上计算得到的值的当量，该 激励信号的频率偏离用于成像的自旋的峰共振频率而偏向要被饱和 的自旋的峰共振频率。
(2)根据本发明的另一方面，为解决上述的问题，提供了一种 磁共振方法，通过使具有两个峰共振频率之一的自旋饱和，而利用 具有另一个峰共振频率的自旋，产生一个目标的多层面断层图像， 在所述目标中，基于化学位移产生两种具有不同频率的磁共振信 号。此处，在指定的多层面的每一层面处测量自旋的峰共振频率误 差。从峰共振频率的误差中提取最大值，其中，峰共振频率是在用 于成像的自旋的峰共振频率与要被饱和的自旋的峰共振频率之间观 察到的。利用激励信号激励自旋，通过把上述最大值加在由化学位 移引起的峰共振频率中的理论改变值上计算得到的值的当量，该激 励信号的频率偏离用于成像的自旋的峰共振频率而偏向要被饱和的 自旋的峰共振频率。于是，被激励的自旋被饱和。
(3)根据本发明的另一方面，为解决上述的问题，提供了一种 磁共振方法，通过使具有两个峰共振频率之一的自旋饱和，而利用 具有另一个峰共振频率的自旋，产生一个目标的多层面断层图像， 在所述目标中，基于化学位移产生两种具有不同频率的磁共振信 号。磁共振成像系统主要由频率误差测量装置、最大值提取装置、 激励装置、和饱和装置构成。频率误差测量装置在指定的多层面的 每个层面处测量自旋的峰共振频率误差。最大值提取装置从峰共振 频率的误差中提取最大值，其中，峰共振频率是在用于成像的自旋 的峰共振频率与要被饱和的自旋的峰共振频率之间观察到的。激励 装置利用激励信号激励自旋，通过把上述最大值加在由化学位移引 起的峰共振频率中的理论改变值上计算得到的值的当量，该激励信 号的频率偏离用于成像的自旋的峰共振频率而偏向要被饱和的自旋 的峰共振频率。饱和装置将激励的自旋饱和。
在本发明的(1)-(3)方面，在指定的多层面的每个层面处测 量自旋的峰共振频率误差。从峰共振频率的误差中提取最大值，其 中，峰共振频率是在用于成像的自旋的峰共振频率与要被饱和的自 旋的峰共振频率之间观察到的。利用激励信号激励自旋，通过把上 述最大值加在由化学位移引起的峰共振频率中的理论改变值上计算 所得到的值的当量，该激励信号的频率偏离用于成像的自旋的峰共 振频率而偏向要被饱和的自旋的峰共振频率，这样可以消除对指定 的多层面的每一层面处用于成像的自旋的不利影响。
(4)根据本发明的另一方面，为解决上述的问题，提供了一种 自旋激励方法，通过使具有两个峰共振频率之一的自旋饱和，和利 用具有另一个峰共振频率的自旋，产生一个目标的多层面断层图 像，在所述目标中，基于化学位移产生两种具有不同频率的磁共振 信号。此处，在指定的多层面的每一层面处测量自旋的峰共振频率 误差。从峰共振频率的误差中提取最大值，其中，峰共振频率是在 用于成像的自旋的峰共振频率与要被饱和的自旋的峰共振频率之间 观察到的。计算每层中自旋的峰共振频率的误差与其它层中自旋的 峰共振频率的误差之间的差值。对于峰共振频率与要被饱和的峰共 振频率之间的用于成像的自旋的峰共振频率，当这些峰共振频率误 差之间的一个差值超出预定阈值时，就利用激励信号激励自旋。通 过把上述最大值加在由化学位移引起的峰共振频率中的理论改变值 上计算得到的值的当量，所述激励信号的频率偏离用于成像的自旋 的峰共振频率而偏向要被饱和的自旋的峰共振频率。如果没有一个 差值超出阈值，就利用激励信号激励自旋。通过把有关层中自旋的 峰共振频率的一个误差加在由化学位移引起的峰共振频率中的理论 改变值上计算得到的值的当量，该激励信号的频率偏离用于成像的 自旋的峰共振频率而偏向要被饱和的自旋的峰共振频率。
(5)根据本发明的另一方面，为解决上述的问题，提供了一种 磁共振方法，通过使具有两个峰共振频率之一的自旋饱和，并利用 具有另一个峰共振频率的自旋，产生一个目标的多层面断层图像， 在所述目标中，基于化学位移产生两种具有不同频率的磁共振信 号。此处，在指定的多层面的每一层面处测量自旋的峰共振频率误 差。从峰共振频率的误差中提取最大值，其中，峰共振频率是在用 于成像的自旋的峰共振频率与要被饱和的自旋的峰共振频率之间观 察到的。计算每层面中自旋的峰共振频率的误差与其它层面中自旋 的峰共振频率的误差之间的差值。当这些峰共振频率误差之间的一 个差值超出预定阈值时，就利用激励信号激励自旋。其中，峰共振 频率是在用于成像的自旋的峰共振频率与要被饱和的自旋的峰共振 频率之间观察到的。通过把上述最大值加在由化学位移引起的峰共 振频率中的理论改变值上计算值减去上述阈值得到值的当量，所述 激励信号的频率偏离用于成像的自旋的峰共振频率而偏向要被饱和 的自旋的峰共振频率。如果没有差值超出阈值，就利用激励信号激 励自旋。通过把有关层中自旋的峰共振频率的误差加在由化学位移 引起的峰共振频率中的理论改变值上计算得到值的当量，该激励信 号的频率偏离用于成像的自旋的峰共振频率而偏向要被饱和的自旋 的峰共振频率。然后，激励的自旋被饱和。
(6)根据本发明的另一方面，为解决上述的问题，提供了一种 磁共振方法，通过将具有两个共振频率之一的自旋饱和，并将具有 另一个共振频率的自旋利用，产生一个目标的多层面断层图像，在 所述目标中，基于化学位移产生两种具有不同频率的磁共振信号。 磁共振成像系统主要由频率误差测量装置、最大值提取装置、差值 计算装置、激励装置、和饱和装置构成。频率误差测量装置在指定 的多层面的每个层面处测量自旋的峰共振频率误差。最大值提取装 置从峰共振频率的误差中提取最大值，其中，峰共振频率是在用于 成像的自旋的峰共振频率与要被饱和的自旋的峰共振频率之间观察 到的。差值计算装置计算每层中自旋的峰共振频率的误差与其它层 中自旋的峰共振频率的误差之间的差值。对于峰共振频率与要被饱 和的峰共振频率之间的用于成像的自旋的峰共振频率，当这些峰共 振频率误差之间的一个差值超出预定阈值时，激励装置就利用激励 信号激励自旋。通过把上述最大值加在由化学位移引起的峰共振频 率中的理论改变值上所得计算值减去上述阈值计算得到值的当量， 所述激励信号的频率偏离用于成像的自旋的峰共振频率而偏向要被 饱和的自旋的峰共振频率。如果没有差值超出阈值，激励装置就利 用激励信号激励自旋。通过把有关层中自旋的峰共振频率的误差加 在由化学位移引起的峰共振频率中的理论改变值上计算得到值的当 量，该激励信号的频率偏离用于成像的自旋的峰共振频率而偏向要 被饱和的自旋的峰共振频率。饱和装置激励自旋饱和。
在本发明的(4)-(6)方面，在指定的多层面的每个层面处测 量自旋的峰共振频率误差。从峰共振频率的误差中提取最大值，其 中，峰共振频率是在用于成像的自旋的峰共振频率与要被饱和的自 旋的峰共振频率之间观察到的。计算每层中自旋的峰共振频率的误 差与其它层中自旋的峰共振频率的误差之间的差值。当这些峰共振 频率误差之间的一个差值超出预定阈值时，就利用激励信号激励自 旋。其中，峰共振频率是在用于成像的自旋的峰共振频率与要被饱 和的自旋的峰共振频率之间观察到的。通过把上述最大值加在由化 学位移引起的峰共振频率中的理论改变值上计算所得值减去上述阈 值计算得到值的当量，该激励信号的频率偏离用于成像的自旋的峰 共振频率而偏向要被饱和的自旋的峰共振频率。如果没有差值超出 阈值，就利用激励信号激励自旋。通过把有关层中自旋的峰共振频 率的误差加在由化学位移引起的峰共振频率中的理论改变值上计算 得到的值的当量，该激励信号的频率偏离用于成像的自旋的峰共振 频率而偏向要被饱和的自旋的峰共振频率。因此，可以将对指定的 多层面的每一层面处用于成像的自旋的不利影响最小化，同时获得 充分的饱和。
为了只观察水，用于成像的自旋最好是由水的质子拥有的自旋， 而要被饱和的自旋最好是由脂肪的质子拥有的自旋。
要想只观察脂肪，用于成像的自旋最好是由脂肪的质子拥有的自 旋，而要被饱和的自旋最好是由水的质子拥有的自旋。
在成像过程中，最好周期性地进行测量，以克服静态磁场中的时 变漂移。
当所测量的峰共振频率的误差超出预定限制时，最好将该测量值 无效，以消除时间扰动的不利影响。
根据本发明，提供了一种自旋激励方法、一种磁共振成像方法、 和一种磁共振成像系统，使得可以进行正确的多层面成像和饱和， 而与静态磁场强度的不均匀无关。
通过对附图所示的本发明优选实施例的描述，本发明的其它目标 和优点将会非常明显。

图1是根据本发明一种实施例的系统实例的框图。
图2是根据本发明另一种实施例的系统实例的框图。
图3示出用于磁共振成像的脉冲序列的实例。
图4是描述根据本发明实施例的系统的一个实例所执行的程序 的流程图。
图5是表示磁共振信号频谱的概念图。
图6是描述根据本发明实施例的系统的实例执行的程序的流程 图。
图7是表示磁共振信号频谱的概念图。
图8是描述根据本发明实施例的系统的实例执行的程序的流程 图。
图9是表示磁共振信号频谱的概念图。
图10是描述根据本发明实施例的系统的实例执行的程序的流程 图。
图11是表示磁共振信号频谱的概念图。

下面将参考附图详细描述本发明的一个实施例。图1是表示一种 磁共振成像(MRI)系统的框图。该MRI系统是本发明实施例的一个 实例。该MRI系统的配置代表本发明这种实施例的实例。该MRI系 统的作用代表本发明这种实施例中执行的一种方法。
如图所示，MRI系统包括一个磁系统100。该磁系统100包括主 磁性线圈部件102、梯度线圈部件106、和射频(RF)线圈部件108。 这些线圈部件的形状基本呈圆筒形且同轴布置。成像目标1躺在托 架500上被图中未示出的传送装置送入或送出磁系统100的基本呈 圆筒形的内部空间(孔)。
主磁性线圈部件102在磁系统100的内部空间产生静态磁场。该 静态磁场的方向基本平行于目标1身体的轴向。该静态磁场是所谓 水平磁场。主磁性线圈部件102用例如超导体实现。无须说明，主 磁性线圈部件102不是必须用超导体实现，还可以用普通导体实现。
梯度线圈部件106产生三个磁场梯度，沿着三条互相正交的轴， 即：层面选择轴、相位编码轴、和频率编码轴，产生静态磁场强度 的梯度。
假设静态磁场空间内相互正交的坐标轴为x、y、和z轴，其中 任何一个坐标轴都可以作为层面选择轴。另外两个坐标轴中一个被 看作是相位编码轴，另一个被看作是频率编码轴。层面选择轴、相 位编码轴、和频率编码轴分别可以相对于x、y、和z轴任意倾斜， 但要保持彼此垂直。在本MRI系统中，目标1身体的轴向被当作z 轴方向。
层面选择轴方向取向的磁场梯度可以称为层面选择磁场梯度。相 位编码轴方向取向的磁场梯度可以称为相位编码磁场梯度。频率编 码轴方向取向的磁场梯度可以称为读出磁场梯度。梯度线圈部件106 具有三个未示出的梯度线圈，用于产生上述的磁场梯度。下文中， 可以将磁场梯度简称为梯度。
RF线圈部件108在静态磁场空间产生高频磁场，用于在目标1 身体内激励自旋。下文中，产生高频磁场可以简称为发射RF激励信 号。此外，RF激励信号可以称为RF脉冲。RF线圈部件108接收由 激励的自旋产生的电磁波，即磁共振信号(MR信号)。
RF线圈部件108具有未示出的一个发射线圈和一个接收线圈。 该发射线圈和接收线圈用普通线圈或专用线圈实现。
梯度驱动单元130连接到梯度线圈部件106。梯度驱动单元130 向梯度线圈部件106作用一个驱动信号，从而使得梯度线圈部件106 产生磁场梯度。该梯度驱动单元130有三个驱动电路，图中未示出， 对应于梯度线圈部件106中的三个梯度线圈。
RF驱动单元140连接到RF线圈部件108。RF驱动单元140向RF 线圈部件108作用一个驱动信号，从而发射一个RF脉冲，以便在目 标1身体内激励自旋。
数据采集单元150连接到RF线圈部件108。数据采集单元150 对RF线圈部件108接收到的信号进行采样，将该信号采集为数字数 据。
控制单元160连接到梯度驱动单元130、RF驱动单元140、和数 据采集单元150。控制单元160控制梯度驱动单元130、RF驱动单元 140、和数据采集单元150，以实现成像。
控制单元160用例如计算机实现。控制单元160具有未示出的存 储器。给控制单元160下达指令的程序和各种数据项存储在该存储 器中。当存储在存储器中的程序由计算机运行时，就会执行控制单 元160各种功能。
数据采集单元150的输出端子连接到数据处理单元170。数据采 集单元150采集到的数据传到数据处理单元170。数据处理单元170 用例如计算机实现。数据处理单元170具有未示出的存储器。给数 据处理单元170下达指令的程序和各种数据项存储在该存储器中。
数据处理单元170连接到控制单元160，并且比控制单元160的 优先权高，以集中管理控制单元160的各种设施。当存储在存储器 中的程序由计算机运行时，该MRI系统的特征就得以实现。
数据处理单元170将数据采集单元150采集到的数据存储在其中 的存储器中。在该存储器中保留一部分数据空间。该数据空间定义 为二维傅立叶变换空间，也可以称为k-空间。数据处理单元170对 k-空间中的数据执行二维傅立叶反变换，从而重建目标1的图像。
显示设备180和操作台190连接到数据处理单元170。显示设备 180用图像显示器或类似的设备实现。操作台190用带有指点设备的 键盘实现。
显示设备180显示重建的图像和由数据处理单元170提供的各种 信息。用户操纵操作台190以输入传递到数据处理单元170的各种 指令和信息。用户通过显示设备180和操作台190互动操作MRI系 统。
图2是表示基于另一技术的磁共振成像系统的框图。示于图2的 磁共振成像(MRI)系统是本发明实施例的一个实例。该MRI系统的 配置代表本发明实施例的一个实例。该MRI系统的作用代表本发明 实施例中执行的一种方法的实例。
该MRI系统包括磁系统100’，其采用的技术不同于图1所示的技 术。除了磁系统100’之外，该MRI系统的部件与图1所示的MRI系 统的部件相同。相同的部件用相同的标号表示，对这些相同部件的 说明将省略。
磁系统100’包括主场磁部件102’、梯度线圈部件106’、和RF线 圈部件108’。主场磁部件102’、梯度线圈部件106’、和RF线圈部件 108’中的每一个都包括相对的两个单元，两个单元之间有空间。此 外，主场磁部件和梯度线圈部件基本上是盘形的，且共用一个中心 轴。成像目标1躺在托架500上被图中未示出的传送装置送入或送 出磁系统100’的内部空间(孔)。
主场磁部件102’在磁系统100’的内部空间产生静态磁场。该静 态磁场的方向基本垂直于目标1身体的轴向。该静态磁场是所谓垂 直磁场。主场磁部件102’用例如永磁体实现。无须说明，主磁性线 圈部件102’不限于永磁体，还可以用超导电磁体或普通导体电磁体 实现。
梯度线圈部件106’产生三个磁场梯度，沿着三条互相正交的轴， 即：层面选择轴、相位编码轴、和频率编码轴，产生静态磁场强度 的梯度。
假设静态磁场空间内相互正交的坐标轴为x、y、和z轴，x、y、 和z轴中任何一个坐标轴都可以作为层面选择轴。在这种情况下， 剩下两个坐标轴中的一个被看作是相位编码轴，另一个被看作是频 率编码轴。此外，层面选择轴、相位编码轴、和频率编码轴可以相 对于x、y、和z轴倾斜，但要保持彼此垂直。在本MRI系统中，目 标1身体的轴向将被当作z轴方向。
层面选择轴方向取向的磁场梯度可以称为层面选择磁场梯度。相 位编码轴方向取向的磁场梯度可以称为相位编码磁场梯度。频率编 码轴方向取向的磁场梯度可以称为读出磁场梯度。梯度线圈部件 106’具有三个未示出的梯度线圈，用于产生上述的磁场梯度。MRI系 统中由梯度线圈部件106’和梯度驱动单元130组成的部分是本发明 实施例中所用的梯度应用装置的实例。
RF线圈部件108’向静态磁场空间发射RF脉冲，用该脉冲激励目 标1身体内部的自旋。RF线圈部件108’接收由激励的脉冲产生的磁 共振(MR)信号。
RF线圈部件108’包括未示出的一个发射线圈和一个接收线圈。 该发射线圈和接收线圈用普通线圈或专用线圈实现。
下面描述由MRI系统执行的成像过程。图3简略示出用于图1或 2所示的MRI系统中获得MR信号的脉冲序列。该脉冲序列用于获得 梯度回波，即根据梯度回波成像技术设计。
图3中，(1)表示RF脉冲，(2)表示层面选择磁场梯度Gs，(3) 表示读出磁场梯度Gr，(4)表示相位编码磁场梯度Gp，(5)表示MR 信号MR。图3中，脉冲序列沿时间轴t从左到右前进。
如图所示，应用一个RF脉冲RF1就激励了自旋。此时，任何磁 场梯度都不作用。即执行非选择激励。非选择激励的目的是将自旋 激励到饱和状态。应用一个RF脉冲，其频率等于要被饱和的自旋的 峰共振频率。例如，要观察水，就应用一个频率与脂肪的峰共振频 率一致的RF脉冲。要观察脂肪，就应用一个频率与水的峰共振频率 一致的RF脉冲。
RF脉冲RF1的频率预定为与要被饱和的自旋的峰共振频率一 致。确定RF脉冲RF1的频率的方法将在随后叙述。
假设要观察水，就将频率与脂肪的峰共振频率一致的RF脉冲作 为RF脉冲RF1，以便在脂肪中激励自旋。此时，用作激励脉冲的RF 脉冲是例如90°脉冲。下文中，RF脉冲RF1可以称为饱和脉冲。
当应用RF脉冲RF1进行激励后，应用层面选择磁场梯度Gs0、 读出磁场梯度Gr0、和相位编码磁场梯度Gp0，以散射脂肪中的自旋。
当脂肪中的自旋被散射后，应用RF脉冲RF2进行激励。频率与 水的峰共振频率一致的RF脉冲作为RF脉冲RF2，以便激励水。此时， 作为激励脉冲的RF脉冲是α°(≤90°)脉冲。水的共振频率用静态 磁场强度和旋磁比确定。RF脉冲RF2的脉冲与水的共振频率一致。 下文中，可以将RF脉冲RF2称为α°脉冲。当α°脉冲用于激励时， 层面选择磁场梯度Gs1用于选择激励，以便在预定的层面中激励自 旋。
激励的自旋产生一个自由感应衰减(FID)信号。由于脂肪被饱 和，在脂肪中不会产生FID信号，所以只在水中产生FID信号。FID 信号由数据采集单元150通过RF线圈组件108(108’)接收，作为 FID数据。如下面将会叙述的，该FID数据用来计算位于某一层面处 的自旋的峰共振频率的误差。
FID信号衰减后，应用相位编码磁场梯度Gp1，以便对位于相位 编码轴向上的自旋执行相位编码。此外，应用读出磁场梯度Gr1，以 便对位于相位编码轴向上的自旋进行去相。然后，应用读出磁场梯 度Gr2，以便对自旋复相，这样会得出梯度回波GR。因为脂肪被饱 和，所以该回波GR是只在水中产生的。
梯度回波GR是RF信号，其波形以回波结果的中心为对称。回波 结果的中心在用α°脉冲激励后的一段回波时间(TE)内到达。梯度 回波GR通过RF线圈组件(108’)被数据采集单元150接收，作为视 图数据。当完成视图数据的采集之后，应用相位编码磁场梯度Gp2， 以便在一个如果其回绕线圈会跟踪的方向上执行相位编码。
当顺序改变层面位置时，脉冲序列以重复时间TR为周期重复。 为改变层面位置，在选择激励期间激励自旋的区域要改变。
对每个层面，脉冲序列重复例如64-256次。每次重复时，在相 位编码轴方向上的相位编码磁场梯度Gp1和Gp2使得该方向上的磁 场强度改变。图3中的水平线概念性地表示相位编码磁场梯度强度 地顺序改变。因此，在相位编码轴向层面的不同相位处，从每个层 面采集到64-256个视图数据项。这样采集到的视图数据项存储在 存储器中与层面位置有关的k-空间，该k-空间包括在数据处理单元 170中。
对k-空间中的数据进行二维傅立叶反变换，从而产生实际空间 中每个层面的二维数据，即重建的多层面图像。这些图像只说明水 的情况，因为脂肪被饱和。重建的图像显示在显示设备180上并存 储在存储器中。
说到图3所示的脉冲序列，无须细说，饱和脉冲RF1也可以是用 来使水饱和的饱和脉冲。α°脉冲RF2也可以是用来在脂肪中激励自 旋的α°激励脉冲。在这种情况下，所观察到的是脂肪的情况，而不 是水。
下面说明用于确定饱和脉冲RF1的频率的方法，该方法用于采用 一种附有类似于前述的饱和的成像技术。图4是描述由MRI系统执 行的成像过程的流程图，还涉及确定饱和脉冲的频率时所需的数据 处理。
如图所示，在步骤402，测量每个层面中自旋的峰共振频率的变 化delta B0(k)。此处，k表示层面号(k＝1到N)。每个层面的图 像数为V。在该说明书中，峰共振频率的变化delta B0(k)称为峰 共振频率的误差。
对峰共振频率误差delta B0(k)的测量是通过检测FID信号的 峰共振频率相对于预定的中心频率的误差实现的，该FID信号在水 中产生，通过采用图3所示的脉冲序列被采集。预定的中心频率用 磁系统100的中心处的静态磁场强度(B0)与旋磁比(γ)的乘积 来确定。中心频率是在本发明实施例中所用的用于成像的自旋的峰 共振频率的实例。
图5概念性地示出峰共振频率的误差delta B0(k)。图5中， 层面数N是3。曲线wat1、wat2、和wat3分别描述在层面1、2、和 3，水中自旋地共振频率的频谱。曲线fat1、fat2、和fat3分别描 述在层面1、2、和3，脂肪中自旋地共振频率的频谱。顺便提及， 当沿轴向从左到右，共振频率升高。
由于化学位移的原因，在曲线wat上观察到的峰与曲线fat上观 察到的峰之间有差别。理论上该差值是确定的，且与曲线wat峰的 差大约为3.5ppm。试验时将该差值设为50Hz。在该说明书中，该差 值可以称为基于化学位移的峰共振频率变化的理论改变。
如图所示，描述在层面1中自旋的共振频率的频谱的曲线wat1 上的峰比中心频率高5Hz，用下式表示：
deltaB0(1)＝+5Hz
描述在层面2中自旋的共振频率的频谱的曲线wat2上的峰比中 心频率低10Hz，用下式表示：
deltaB0(2)＝-10Hz
描述在层面3中自旋的共振频率的频谱的曲线wat3上的峰比中 心频率高20Hz，用下式表示：
deltaB0(3)＝+20Hz
每个层面中自旋的峰共振频率的误差deltaB0(k)可归因于因 位置不同而不同的静态磁场强度的不均匀性。每个层面中自旋的峰 共振频率的误差deltaB0(k)在步骤502测量。数据处理单元170 执行每个层面中自旋的峰共振频率的误差deltaB0(k)的测量。数 据处理单元170是本发明实施例中用到的频率误差测量装置的实 例。
在步骤404，确定饱和脉冲的频率。为确定该频率，将一个值用 于饱和脉冲，该值是通过将脂肪和水之间的共振频率的差值加上饱 和脉冲峰共振频率误差deltaB0(k)的最小值得到的计算值，其中k 为1到n
更具体说，从所有层面中的自旋的峰共振频率的误差deltaB0 (k)中检测最小值。如果一个峰共振频率的误差是最小值，那么就 意味着该峰共振频率偏离中心频率最大，且比中心频率低。换句话 说，该峰共振频率是所有层面中自旋的峰共振频率中的最低频率。
参考图5，层面2中的自旋的峰共振频率的误差deltaB0(2)＝ -10满足上述条件。因此，10被提取出来作为最小值。数据处理单 元170执行最小值的提取。数据处理单元170是本发明实施例中使 用的最小值提取装置的实例。
脂肪与水之间共振频率的差别，即由于化学位移导致的峰共振频 率的理论变化被加在上述最小值上。比中心频率低所述值的频率被 用于饱和脉冲。因此，在图5中用箭头指示的频率被用作饱和脉冲 的频率。
该频率是所有频率中用于饱和脉冲的最低频率，因此在所有层面 中采用。因此，即使当具有该频率的饱和脉冲应用到层面2，该层面 中自旋的峰共振频率偏离中心频率最远，且低于中心频率，脂肪也 可以被饱和，而不会损害在水中产生的MR信号。
在步骤406，数值i被初始化为1。该数值i表示所计数的视图。
在步骤408，数值j被初始化为1。该数值j表示所计数的层面。
在步骤410，采集成像回波。因为i和j均为1，该成像回波从 第一层面的第一个视图中采集。
成像回波的采集是利用图3所示的脉冲序列完成的。在步骤404 确定的频率用作饱和脉冲RF1的频率。
因此，即使当具有该频率的饱和脉冲RF1应用到层面2，该层面 中自旋的峰共振频率偏离中心频率最远，且低于中心频率，脂肪也 可以被饱和，而不会损害在水中产生的MR信号。因此，当随后应用用 作α°激励脉冲的RF脉冲RF2时，可以成功采集在水中产生的梯度回 波GR。
在利用RF脉冲进行激励并附有饱和时，涉及到数据处理单元 170、控制单元160、RF驱动单元140、和RF线圈部件108。由数据 处理单元170、控制单元160、RF驱动单元140、和RF线圈部件108 组成的MRI系统的部分是本发明实施例中用到的激励装置的实例。
当RF脉冲被应用来激励后，磁场梯度Gs、Gr和Gp被用来散射。 应用RF脉冲进行激励和散射导致饱和。在饱和中涉及数据处理单元 170、控制单元160、RF驱动单元140、RF线圈部件108、梯度线圈 部件106、和梯度驱动单元130。MRI系统中由数据处理单元170、 控制单元160、RF驱动单元140、RF线圈部件108、梯度线圈部件 106、和梯度驱动单元130组成的部分是本发明实施例中用到的饱和 装置的实例。
在步骤412，判断是否满足条件j＞(N-1)。如果不满足，在步骤 414，j被加1，控制返回到采集成像回波的步骤410。因为j被加1， 所以指定了下一个层面。
在步骤410以与前述相同的方法从下一个层面中的第一个视图 中采集成像回波。重复上述步骤，直到满足条件j＞(N-1)。因此， 成像回波是从所有层面的第一视图中采集的。
在步骤416，判断是否满足条件i＞(V-1)。如果不满足，在步骤 418，i被加1，控制返回到步骤408。因为i被加1，所以指定了下 一个图像。在步骤408，j被初始化为1。因此，第一层面被再次指 定。
在步骤410，以与前述相同的方法从第一层面的第二图像中采集 成像回波。重复该程序直到满足j＞(N-1)的条件。
重复上述步骤直到满足条件i＞(V-1)。因此，从所有层面的所 有图像中采集到了成像回波。
然后，在步骤420，执行图像重建，以重建所有层面的断层图像。 在步骤422，这些断层图像被显示在显示设备180上，并存储在存储 器中。由于前述的饱和，包含在任何层中的水中的MR信号都不会被 破坏。因此，可以产生描述所有层中的水的满意的断层图像。
在成像过程中，分别在步骤402和404中的频率误差测量和饱和 频率确定可以周期性地执行。在这种情况下，由于环境温度或类似 因素导致的静态磁场中的时变漂移可以被适当处理。
此外，可以对峰共振频率误差设置合适的限值。优选地，超出该 限值的峰共振频率误差的测量值应当被无效掉，以防由于正好经过 附近的汽车或类似的干扰所引起的临时磁场畸变影响成像。
图6是说明由MRI系统执行的观察脂肪的程序的流程图。该流程 图的绝大部分与图4所示流程图的部分相同。相同的步骤将用相同 的标号表示，对相同步骤的说明将省略。步骤402’和404’与图4中 的对应部分不同。
在步骤402’，测量脂肪中自旋的峰共振频率的误差deltaB0(k)。 对于该测量，根据图3所示的脉冲序列应用饱和脉冲RF1，以饱和水。 应用α°激励脉冲RF2以激励脂肪中的自旋。采集脂肪中的自旋产生 的FID信号，并测量该信号承受的频率漂移。
该频率漂移作为与中心频率之间的偏离被检测。中心频率是一个 比水中质子的峰共振频率小大约3.5ppm的值。水中质子的峰共振频 率由在磁系统100的中心处的静态磁场强度与旋磁比的乘积确定。 该中心频率是本发明实施例中应用的用于成像的自旋的峰共振频率 的实例。
图7概念性地示出峰共振频率的误差deltaB0(k)。除了中心频 率是根据脂肪的共振频率计算，而不是根据水的共振频率计算之 外，图7与图5相同。如图所示，描述层面1中自旋的共振频率频 谱的曲线fat1上的峰比中心频率高5Hz，用下式表示：
deltaB0(1)＝+5Hz
描述层面2中自旋的共振频率的频谱的曲线fat2上的峰比中心 频率低10Hz，用下式表示：
deltaB0(2)＝-10Hz
描述层面3中自旋的共振频率的频谱的曲线fat3上的峰比中心 频率高20Hz，用下式表示：
deltaB0(3)＝+20Hz
在步骤404’，峰共振频率的误差被用来确定饱和脉冲的频率。为 确定该频率，要将一个值用于饱和脉冲，该值通过将脂肪与水之间 共振频率的差加上峰共振频误差中的最大值deltaB0(k)(k＝1到 N)计算得来。
更具体说，首先，从所有层面中自旋的峰共振频率的误差deltaB0 (k)中提取最大值。当一个峰共振频率的误差是最大值，那么就意 味着该峰共振频率偏离中心频率最大，且比中心频率高。换句话说， 该峰共振频率是所有层面中自旋的峰共振频率中的最高频率。
参考图7，层面3中的自旋的峰共振频率的误差deltaB0(3)＝ +20满足上述条件。因此，20被提取出来作为最大值。数据处理单 元170执行最大值的提取。数据处理单元170是本发明实施例中使 用的最大值提取装置的实例。
脂肪与水之间共振频率的差别，即由于化学位移导致的峰共振频 率的理论变化被加在上述最大值上。比中心频率高所计算的值的频 率被用于饱和脉冲。因此，在图7中用箭头指示的频率被用作饱和 脉冲的频率。
该频率是适合在所有层面使用的饱和脉冲频率中的最低频率。因 此，即使当具有该频率的饱和脉冲应用到层面3，该层面中自旋的峰 共振频率偏离中心频率最远，且高于中心频率，该层面中的水也可 以被饱和，而不会损害在脂肪中产生的MR信号。
完成频率确定之后，执行步骤406以及随后的步骤。因此，可以 产生描述脂肪的多层面断层图像。由于前面的饱和，在任何层面中 都不会破坏脂肪中产生的MR信号。因此，有可能在所有层面中产生 脂肪的满意的断层图像。
在成像过程中，可以周期性地执行分别在步骤402’和404’的频 率误差测量和饱和频率确定。在这种情况下，由于环境温度或类似 因素导致的静态磁场中的时变漂移可以被正确处理。
此外，可以对峰共振频率误差设置合适的限值。优选地，超出该 限值的峰共振频率误差的测量值应当被无效掉，以防由于正好经过 附近的汽车或类似的干扰所引起的临时磁场畸变影响成像。
图8是说明观察水的程序的流程图。根据图4中描述的成像方 法，用于饱和脂肪的RF脉冲的频率被根据峰共振频率误差的最大值 移动，该峰共振频率比中心频率低。如果层与层之间峰共振频率的 误差区别很大，说明某些层中的脂肪可能没有很好饱和。图8所示 的流程图描述的程序即使在这样的条件下也能满意地饱和脂肪。
如图8所示，在步骤502，测量每层中自旋的峰共振频率的变化 deltaB0(k)。该步骤与图4中的步骤402相同。因此，检测到峰共 振频率的误差deltaB0(1)、deltaB0(2)、和deltaB0(3)，如图9 所示。图9与图5近似。
然后，分别在步骤504和506将i和j加1。这些步骤与步骤406 和408相同。
然后，在步骤508，判断是否对于任意层k(k＝1到N)满足下 述条件：
-(deltaB0(k)-deltaB0(j))＞deltaF    (1)
其中，deltaF表示一个预定的阈值。该阈值被设为例如10。数 据处理单元170处理上述表达式(1)左边的部分。数据处理单元170 是本发明实施例中应用的差值计算装置的实例。
因为j＝1，deltaB0(1)＝5。通过将k依次设为1到N，可以 计算表达式(1)左边的部分。计算值得到0、15、或-15。因为其中 包括15，所以满足条件(1)。
在步骤510，确定饱和脉冲的频率。将脂肪与水之间的共振频率 的差加上deltaB0(k)+deltaF的最大值计算得到的结果用于饱和 脉冲。
更具体说，首先，从所有层面中自旋的峰共振频率的误差中提取 最小值。当一个峰共振频率的误差是最小值，那么就意味着该峰共 振频率偏离中心频率最大，且比中心频率低。换句话说，该峰共振 频率是所有层面中自旋的峰共振频率中的最低频率。
参考图9，层面2中的自旋的峰共振频率的误差deltaB0(2)＝ -10满足上述条件。因此，-10被提取出来作为最小值。数据处理单 元170执行最小值的提取。数据处理单元170是本发明实施例中使 用的最小值提取装置的实例。
将deltaF加上上述值得到的结果仍然是最小值。计算值是0。 脂肪与水之间峰共振频率的差值，即由于化学位移引起的峰共振频 率中的理论变化(50)，被加在数值0上。比中心频率低所计算的值 的频率被用于饱和脉冲。因此，图9中用黑箭头指示的频率用作饱 和脉冲的频率。
该频率比用虚线箭头指示的频率距离中心频率更靠近阈值 deltaF。该频率用作将被用于层面1中的饱和脉冲的频率。对于层 面1，该频率比虚线箭头指示的频率更靠近曲线fat1上的峰，从而 可以更好地饱和脂肪。
此外，在层面2或其它任何其自旋的峰共振频率偏离中心频率最 远且低于中心频率的层面中，上述频率靠近水的共振频率。因此， 该频率可能影响在层面2中观察水。但是，当把阈值deltaF设为合 适的值时，上述不利影响可以限制在允许的范围内。反过来，deltaF 的值可以确定为使得上述不利影响被限制在允许的范围内。
然后，在步骤514采集成像回波。该步骤与步骤410相同。此时， 在步骤510确定的频率用作饱和脉冲RF1的频率。于是就采集到了 层面1的第一个视图数据。
在步骤516，判断是否j＞(N-1)。如果不满足，就在步骤518将 j加1。这些步骤与图1中的步骤412和414相同。
在步骤508，在层面2上执行与前述相同的处理。因为deltaB0 (2)＝-10，表达式(1)左边的部分为-15、0、或-30。因此前述 条件不满足。
在步骤512执行频率确定。为确定该频率，要将一个值用于饱和 脉冲，该值通过将脂肪与水之间共振频率的差加上deltaB0(j)计 算得来。因为j＝2，deltaB0(2)＝-10。因此，图9中虚线箭头指 示的频率被用作应用到层面2中的饱和脉冲的频率。该频率与层面2 中脂肪的共振频率一致。
该频率是适合于所有层面的饱和脉冲频率中的最低频率。因此， 即使当具有该频率的饱和脉冲应用到层面2，该层面中自旋的峰共振 频率偏离中心频率最远，且低于中心频率，脂肪也可以被饱和，而 不会损害在水中产生的MR信号。
在步骤514，采集成像回波。因此，采集到层面2的第一个视图 数据。然后，在步骤516，判断是否j＞(N-1)。如果不满足，就在 步骤518将j加1。
在步骤508，在层面3上执行与前述相同的处理。因为deltaB0 (3)＝20，表达式(1)左边的部分为15、30、或0。因此前述条 件满足。
在步骤510，用与前述相同的方法确定饱和脉冲的频率。因此， 将图9中黑箭头指示的频率被用作用于层面3中的饱和脉冲的频 率。
该频率距离中心频率比虚线箭头指示的频率更靠近一个阈值。对 于层面3，该频率比虚线箭头指示的频率更靠近曲线fat3上的峰。 当具有该频率的饱和脉冲用于层面3时，脂肪可以被更好地饱和。
在层面2或其它任何其自旋的峰共振频率偏离中心频率最远且 低于中心频率的层面中，上述频率靠近水的共振频率。因此，应用 具有该频率的饱和脉冲可能影响在层面2中观察水。但是，当把阈 值deltaF设为合适的值时，可以如上所述将不利影响限制在允许的 范围内。
在步骤516，判断是否满足j＞(N-1)。如果不满足，就在步骤518 将j加1。重复上述的程序。从而采集到第四层面和其后的层面的第 一个视图数据。
当采集到所有层面的第一个视图数据后，作为步骤516的判断基 础的条件满足。在步骤520，判断是否满足i＞(V-1)。如果不满足， 在步骤522将I加1。然后从第一层面开始，在所有层面上执行采集 第二个视图数据。重复上述程序，从而扫描多层面。
扫描完成后，在步骤524执行图像重建。在步骤526，显示和存 储图像。根据步骤508、510、和512，可以确定应用于每一层面的 饱和脉冲的合适的频率。从而，每个层面中的水都可以更好地观察。
在利用RF脉冲进行饱和激励时，涉及到数据处理单元170、控 制单元160、RF驱动单元140、和RF线圈部件108。由数据处理单 元170、控制单元160、RF驱动单元140、和RF线圈部件108组成 的MRI系统的部分是本发明实施例中用到的激励装置的实例。
当完成RF应用脉冲的激励后，应用磁场梯度Gs、Gr和Gp散射 自旋。应用RF脉冲进行激励和散射导致饱和。在饱和中涉及数据处 理单元170、控制单元160、RF驱动单元140、RF线圈部件108、梯 度线圈部件106、和梯度驱动单元130。MRI系统中由数据处理单元 170、控制单元160、RF驱动单元140、RF线圈部件108、梯度线圈 部件106、和梯度驱动单元130组成的部分是本发明实施例中用到的 饱和装置的实例。
在成像过程中，步骤502中的频率误差测量可以周期性地执行。 从而，由于环境温度变化导致的静态磁场中的时变漂移可以被满意 地处理。
此外，可以对峰共振频率误差设置合适的限值。优选地，超出该 限值的峰共振频率误差的测量值应当被无效掉，以防由于正好经过 附近的汽车或类似的干扰所引起的临时磁场畸变影响成像。
图10是说明观察脂肪的另一个程序的流程图。根据图6中描述 的成像方法，用于饱和水的饱和脉冲的频率被根据峰共振频率误差 的最大值移动，该峰共振频率比中心频率低。如果层与层之间峰共 振频率的误差区别很大，说明水没有被很好饱和，某些层中的水可 能根本没有饱和。图10所示的流程图描述的程序即使在这样的条件 下也能满意地饱和水。
如图所示，在步骤502’，测量每层中自旋的峰共振频率的变化 deltaB0(k)。该步骤与图6中的步骤402’相同。因此，检测到峰共 振频率的误差deltaB0(1)、deltaB0(2)、和deltaB0(3)，如图 11所示。图11与图7几乎一样。
在步骤504和506将i和j加初始化为1。这些步骤与图8中的 步骤406和408相同。
在步骤508，判断是否对于任意层k(k＝1到N)满足下述条件：
(deltaB0(k)-deltaB0(j))＞deltaF’    (2)
其中，deltaF’表示一个预定的阈值。该阈值被设为例如10。数 据处理单元170处理上述表达式(2)左边的部分。数据处理单元170 是本发明实施例中应用的差值计算装置的实例。
因为j＝1，deltaB0(1)＝5。通过将k依次设为1到N，可以 计算表达式(2)左边的部分。结果，得到0、-15、或15。因为其 中包括15，所以满足上述条件。
在步骤510’，确定饱和脉冲的频率。为确定该频率，将脂肪与水 之间的共振频率的差加上deltaB0(k)-deltaF’的最大值计算得到 的结果用于饱和脉冲。
更具体说，首先，从所有层面中自旋的峰共振频率的误差 deltaB0(k)中提取最大值。当一个峰共振频率偏离中心频率最大， 且比中心频率高，就意味着该峰共振频率是所有层面中自旋的峰共 振频率中的最高频率。
参考图11，层面3中的自旋的峰共振频率的误差deltaB0(3) ＝20满足上述条件。因此，20被提取出来作为最大值。数据处理单 元170执行最大值的提取。数据处理单元170是本发明实施例中使 用的最大值提取装置的实例。
从上述最大值中减去deltaF’得到的结果仍然是所有层中自旋的 峰共振频率误差的最大值。结果值是10。脂肪与水之间峰共振频率 的差值，即由于化学位移引起的峰共振频率中的理论变化(50)，被 加在数值(10)上。比中心频率高出所计算的值的频率被用作饱和 脉冲的频率。因此，图11中用黑箭头指示的频率用于饱和脉冲。
该频率比用虚线箭头指示的频率距离中心频率更靠近阈值 deltaF’。该频率用作将被用于层面1中的饱和脉冲的频率。对于层 面1，该频率比虚线箭头指示的频率更靠近曲线wat1上的峰。采用 该频率使得能够更好地饱和水。
此外，在层面3或其它任何其自旋的峰共振频率偏离中心频率最 远且高于中心频率的层面中，上述频率靠近脂肪的共振频率。使用 具有该频率的饱和脉冲可能影响在层面3中观察脂肪。但是，当把 阈值deltaF，设为合适的值时，上述不利影响可以限制在允许的范围 内。反过来，deltaF’的值可以确定为使得上述不利影响被限制在允 许的范围内。阈值deltaF’不必与前述的阈值deltaF相同。
在步骤514采集成像回波。该步骤与图6中的步骤410相同。但 是，在步骤510’确定的频率用作饱和脉冲RF1的频率。于是就采集 到了层面1的第一视图数据。
在步骤516，判断是否j＞(N-1)。如果不满足，就在步骤518将 j加1。这些步骤与图6中的步骤412和414相同。
在步骤508’，对层面2重复上述处理。因为deltaB0(2)＝-10， 表达式(2)左边的部分的结果为15、0、或30。因此前述条件满足。
在步骤510’，用与前述相同的方法确定饱和脉冲的频率。因此， 将图11中黑箭头指示的频率被用作用于层面2中的饱和脉冲的频 率。对于层面2，该频率比虚线箭头指示的频率更靠近曲线wat2上 的峰。采用该频率使得能够更好地饱和水。
在步骤514采集成像回波。该步骤与图6中的步骤410相同。但 是，在步骤510’确定的频率用作饱和脉冲RF1的频率。于是就采集 到了层面2的第一视图数据。
在步骤516，判断是否满足j＞(N-1)。如果不满足，就在步骤 518将j加1。这些步骤与图6中的步骤412和414相同。
在步骤508’，对层面3执行与上述相同的处理。因为deltaB0(2) ＝-10，表达式(2)左边的部分的结果为-10、-30、或0。因此前述 条件不满足。
在步骤512’，执行频率确定。为确定该频率，要将一个值用于饱 和脉冲，该值通过将脂肪与水之间共振频率的差加上deltaB0(j) 计算得来。因为j＝3，deltaB0(3)＝20。因此，图11中虚线箭头 指示的频率被用作应用到层面2中的饱和脉冲的频率。该频率与层 面3中水的共振频率一致。
该频率是适合于所有层面的饱和脉冲频率中的最低频率。因此， 即使当具有该频率的饱和脉冲应用到层面3，该层面中自旋的峰共振 频率偏离中心频率最远，且高于中心频率，水也可以被饱和，而不 会损害在脂肪中产生的MR信号。
在步骤514，采集成像回波。于是就采集到了层面3的第一个视 图数据。在步骤516，判断是否满足j＞(N-1)。如果不满足，就在 步骤518将j加1。重复上述程序。这些步骤与图6中的步骤412和 414相同。从而采集到第四层面和其后的层面的第一个视图数据。
当采集到所有层面的第一个视图数据后，作为步骤516的判断基 础的条件得到满足。在步骤520，判断是否满足i＞(V-1)。如果不满 足，在步骤522将i加1，程序返回步骤506。然后从第一层面开始， 在所有层面上采集第二个视图数据。重复上述程序，从而扫描多层 面。
扫描完成后，在步骤524执行图像重建。在步骤526，显示和存 储图像。通过执行步骤508’、510’、和512’，可以确定应用于每一 层面的饱和脉冲的合适的频率。从而，每个层面中的脂肪都可以成 功地观察。
在利用RF脉冲欲进行饱和激励时，涉及到数据处理单元170、 控制单元160、RF驱动单元140、和RF线圈部件108。由数据处理 单元170、控制单元160、RF驱动单元140、和RF线圈部件108组 成的MRI系统的部分是本发明实施例中用到的激励装置的实例。
当完成RF应用脉冲的激励后，应用磁场梯度Gs、Gr和Gp散射 自旋。应用RF脉冲进行激励和散射导致饱和。在饱和中涉及数据处 理单元170、控制单元160、RF驱动单元140、RF线圈部件108、梯 度线圈部件106、和梯度驱动单元130。MRI系统中由数据处理单元 170、控制单元160、RF驱动单元140、RF线圈部件108、梯度线圈 部件106、和梯度驱动单元130组成的部分是本发明实施例中用到的 饱和装置的实例。
在成像过程中，步骤502’中的频率误差测量可以周期性地执行。 从而，由于环境温度变化导致的静态磁场中的时变漂移可以被满意 地处理。
此外，可以对峰共振频率误差设置合适的限值。优选地，超出该 限值的峰共振频率误差的测量值应当被无效掉，以防由于正好经过 附近的汽车或类似的干扰所引起的临时磁场畸变影响成像。
以上通过举例对本发明的优选实施例进行了描述。在不偏离本发 明的范畴的情况下，本领域的普通技术人员都可以进行各种修改或 替换。本发明的范围不仅包括前述的实施例，还包括属于权利要求 的所有实施例。
不脱离本发明的主旨和范畴，可以配置多种不同的实施例。应当 理解，本发明不局限于本说明书中描述的实施例，其范围由所附的 权利要求确定。