專利名稱：使用復(fù)合RF脈沖校正切片-選擇性MRI中B₁-不均勻性的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于校正切片-選擇性核磁共振成像中的射頻(或“B/’)空間不均勻性的方法。本發(fā)明還涉及一種用于執(zhí)行這種方法的裝置或“掃描器”。本發(fā)明尤其是但并不完全地應(yīng)用在醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域。
背景技術(shù)：
磁共振成像(MRI)為在研究和診斷中非常強(qiáng)大的工具。它包括:將身體置入靜磁場Btl中以定向其核自旋；使身體暴露在被稱為“拉莫爾頻率”的共振頻率下的橫向射頻(RFM^B1 (激發(fā)序列)中，以使所述核自旋翻轉(zhuǎn)預(yù)定的角度；以及檢測翻轉(zhuǎn)的核自旋所發(fā)出的信號，從該信號可重建身體的圖像。目前的趨勢為朝向越來越高強(qiáng)度的靜磁場發(fā)展以改善MRI的空間分辨率。例如，當(dāng)前在臨床實(shí)踐中使用的是1.5T (特斯拉)的磁場，在商用裝置中使用的最高磁場為3T，且研究系統(tǒng)可在大于7T下運(yùn)行。然而,隨著靜磁場的強(qiáng)度增大,射頻場的波長減小且該射頻場的振幅在待成像的身體內(nèi)的分布變得不那么均勻。在3T下，射頻場的不均勻性已經(jīng)帶來明顯的偽像。在7T下，質(zhì)子的拉莫爾頻率為約300MHz，其對應(yīng)于人腦中約14cm的波長，即與人的頭部的尺寸相當(dāng)?shù)某叽?。在這些情況下，射頻場B1是如此不均勻以致于圖像(諸如利用標(biāo)準(zhǔn)技術(shù)獲得的人腦的圖像)會變得非常
難以解讀。射頻(或“B/’)的 不均勻性問題如此重要以致于其會阻礙高分辨率MRI的進(jìn)一步發(fā)展。此外，靜磁場Btl也顯示出一定的空間不均勻性，這又引起偽像。當(dāng)前磁場強(qiáng)度增強(qiáng)的趨勢還使這種影響惡化。已經(jīng)開發(fā)出許多技術(shù)以處理這些不均勻性問題。-復(fù)合脈沖，即以相位和翻轉(zhuǎn)角(FA)為參數(shù)的基本脈沖的級聯(lián)。其思想是利用對稱性以抵消在越來越高階數(shù)下的誤差，同時以預(yù)定的方式增加脈沖數(shù)量和改變脈沖的FA和相位。問題是它們通常需要大的翻轉(zhuǎn)角，從而需要大的能量且因此給患者安全帶來潛在的問題。例如，參見參考文獻(xiàn)Rl。-絕熱脈沖:振幅和相位持續(xù)且足夠慢地變化使得自旋演變的同時保持與有效磁場同向(或反向)的脈沖。該結(jié)果是根據(jù)量子力學(xué)中的絕熱定理得出的。通過足夠慢地改變RF場的振幅和相位，自旋以相同的速度跟隨有效場的方向。由于通常重要的是場的變化速率且非其值本身，因此可以穩(wěn)健的方式實(shí)現(xiàn)自旋的旋轉(zhuǎn)。然后進(jìn)一步形成的這些脈沖有效抵抗Btl不均勻性。發(fā)生與復(fù)合脈沖相同的問題:該絕熱脈沖需要長的持續(xù)時間和大的功率。因此，在體內(nèi)應(yīng)用中和在高場下絕熱脈沖的使用是受限的。例如，參見參考文獻(xiàn)R2。-并行傳輸:該技術(shù)包括通過使用N個理想地獨(dú)立的線圈，來輻射感興趣的區(qū)域。每個線圈在接收和發(fā)射上具有其自身的不均勻性輪廓。如果這些輪廓的振幅和相位是已知的，通常通過先前的測量而獲得，則N個線圈的每一線圈上的RF分辨率可被設(shè)計(jì)成獲得在感興趣區(qū)域上的均勻RF場或均勻的激發(fā)圖案。第一選擇為經(jīng)受考驗(yàn)的RF-均場:例如，參見參考文獻(xiàn)R3。第二選擇被稱為“Transmit SENSE”:例如，參見參考文獻(xiàn)R4。這兩種技術(shù)具有巨大的潛力。兩個重要的缺陷為必要設(shè)備的高成本以及處理RF安全方面的難度。-強(qiáng)調(diào)制脈沖:該強(qiáng)調(diào)制脈沖為一系列基本脈沖或“子脈沖”，每一基本脈沖或“子脈沖”具有恒定的頻率和振幅以及連續(xù)的線性相位。最初形成這些脈沖是為了向用于核磁共振量子信息處理的多個耦合自旋的系統(tǒng)提供良好的相干控制。參見:參考文獻(xiàn)R5和參考文獻(xiàn)R6。在MRI中也使用強(qiáng)調(diào)制脈沖以抵消射頻場的不均勻性，尤其在高場應(yīng)用中:參見參考文獻(xiàn)R7，以及國際專利申請W02009/053770。在MRI中，強(qiáng)調(diào)制脈沖的一個重要缺點(diǎn)為其不具有空間選擇性。除了由于組織中的不同磁化率或一些不完善的Btl均場引起的一些相對較小的共振頻率偏差外，由于沒有施加磁場梯度，因此拉莫爾頻率沒有發(fā)生空間變化。即使施加這樣的梯度，由于基本脈沖的方形形狀，從而由于強(qiáng)調(diào)制脈沖頻譜呈現(xiàn)出強(qiáng)的旁瓣，因而其仍將不適合空間選擇性的MRI。同時，使用方形基本脈沖允許發(fā)現(xiàn)用于核自旋的Schrtdinger (薛定諤)方程的解析解，從而避免了會使強(qiáng)調(diào)制脈沖應(yīng)用不可行的冗長的數(shù)值計(jì)算。缺乏空間選擇性意味著需要3D讀取技術(shù)來獲得無偽像的圖像和避免混疊或折疊效果，混疊或折疊效果將使最終圖像變得無用。相反，由于空間選擇性技術(shù)允許相當(dāng)快速地獲取數(shù)據(jù)，從而可在對于患者而言非常合理的時間內(nèi)獲得高分辨率圖像，因此空間選擇性技術(shù)是有利的。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明目的在于提供一種自旋激發(fā)技術(shù)，該技術(shù)允許補(bǔ)償B1和/或Btl的不均勻性且提供空間(“切片”)選擇性，同時保留強(qiáng)調(diào)制脈沖的有利特征。本發(fā)明技術(shù)使用一系列的子脈沖，該子脈沖不是如現(xiàn)有技術(shù)中的強(qiáng)調(diào)制脈沖那樣是方形的，而是相反，當(dāng)該子脈沖與磁梯度相關(guān)聯(lián)時其適合于執(zhí)行切片選擇性激發(fā)。同現(xiàn)有技術(shù)中的方法一樣，選擇子脈沖的振幅、頻率和初始相位以補(bǔ)償在所感興趣的體積內(nèi)的場不均勻性。由于RF子脈沖的形狀不再是方形的，所以不存在通用解析表達(dá)式來計(jì)算自旋系統(tǒng)的演變；因此，似乎薛定諤方程的冗長的數(shù)值解是必須的。但這未必是正確的:本發(fā)明人已經(jīng)發(fā)現(xiàn)在合適的條件下，這樣“改進(jìn)的”強(qiáng)調(diào)制脈沖約等效于方形子脈沖組成的“常規(guī)的”強(qiáng)調(diào)制脈沖。這允許脈沖設(shè)計(jì)過程的巨大簡化:可使用已知方法簡單地設(shè)計(jì)常規(guī)的強(qiáng)調(diào)制脈沖，且隨后發(fā)現(xiàn)允許切片選擇性激發(fā)的等效的改進(jìn)的脈沖。有利地，還可進(jìn)行解析解的迭代細(xì)化。在本文中描述的本發(fā)明不需要使用并行傳輸，且因此允許避免相關(guān)成本的增加。然而，本發(fā)明可與并行傳輸結(jié)合以實(shí)現(xiàn)甚至更好的性能。然后，本發(fā)明的一個目的為執(zhí)行身體的核磁共振成像的方法，該方法包括:-將所述身體置入靜磁場中以沿著磁化軸線定向核自旋；-將所述身體暴露在梯度脈沖和橫向射頻脈沖中以執(zhí)行所述核自旋的切片選擇性激發(fā)，從而使包含在所述身體的切片內(nèi)的原子的核自旋翻轉(zhuǎn)；-檢測激發(fā)的核自旋所發(fā)出的信號；以及-基于所檢測的信號，重建所述身體的所述切片的核磁共振圖像；所述方法的特征在于其包含以下步驟:
(i)在梯度脈沖不存在的情況下，設(shè)計(jì)適合于執(zhí)行所述核自旋的非切片選擇性激發(fā)的基準(zhǔn)射頻脈沖，所述基準(zhǔn)射頻脈沖為“常規(guī)的”強(qiáng)調(diào)制脈沖，即由一系列具有恒定頻率的基本方形脈沖組成的復(fù)合脈沖；選擇基本脈沖的數(shù)目、基本脈沖的頻率及基本脈沖的初始相位以至少補(bǔ)償所述身體的所述切片內(nèi)的所述射頻脈沖的空間不均勻性；(ii)通過將所述基準(zhǔn)射頻脈沖的每個基本方形脈沖均替換為相應(yīng)的具有相同頻率和相同平均振幅的切片選擇性基本脈沖，來設(shè)計(jì)橫向射頻脈沖；以及(iii)將所述橫向射頻脈沖與由一系列相應(yīng)的基本梯度脈沖組成的復(fù)合梯度脈沖一起應(yīng)用至所述身體，該基本梯度脈沖具有等于零的平均振幅。有利地，步驟(ii)還可包含以下子步驟:調(diào)整所述切片選擇性基本脈沖的振幅、頻率和初始相位以提高穿過所述身體的所述切片的核自旋激發(fā)的均勻性。優(yōu)選地，所述切片選擇性基本脈沖和所述基本梯度脈沖具有時間對稱性。根據(jù)本發(fā)明的具體實(shí)施方式
:-所有的所述基本梯度脈沖除了符號之外可具有相同的振幅；-所述基本梯度脈沖可具有交替的極性；-所有的所述切片選擇性基本脈沖和基本梯度脈沖可具有相同的持續(xù)時間。所述設(shè)計(jì)基準(zhǔn)射頻脈沖的步驟(i)可根據(jù)上文提到的文獻(xiàn)W02009/053770中所描述的算法被執(zhí)行，且被應(yīng)用至待成像的所述身體的所選的切片。總之，該算法包括:(1-a)確定所述射頻脈沖場的振幅的在所述身體的所述切片內(nèi)的統(tǒng)計(jì)分布；和(1-b)計(jì)算所述基準(zhǔn)射頻脈沖的一組最佳參數(shù)以用于使在所述身體的所述切片內(nèi)的自旋翻轉(zhuǎn)角分布的統(tǒng)計(jì)離差以及實(shí)際的自旋翻轉(zhuǎn)角與預(yù)定的自旋翻轉(zhuǎn)角的目標(biāo)值之間的誤差共同地最小化，所述參數(shù)包括:所述基本脈沖的數(shù)目、以及每個所述基本脈沖的振幅、頻率和初始相位?？蛇x地，算法還可包括以下子步驟(1-a’):確定所述靜磁場的振幅沿著所述磁化軸線在所述身體的所述切片內(nèi)的統(tǒng)計(jì)分布。在這種情況下，計(jì)算所述基準(zhǔn)射頻脈沖場的一組最佳參數(shù)的步驟(1-b)應(yīng)當(dāng)通過考慮所述靜磁場的振幅的統(tǒng)計(jì)分布而被執(zhí)行。在任何情況下，計(jì)算所述基準(zhǔn)射頻脈沖場的一組最佳參數(shù)的所述子步驟(1-b)優(yōu)選地通過考慮罰函數(shù)而被執(zhí)行，該罰函數(shù)取決于基準(zhǔn)射頻脈沖的持續(xù)時間、基準(zhǔn)射頻脈沖的峰值功率、基準(zhǔn)射頻脈沖的能量、基準(zhǔn)射頻脈沖的最大頻率和基準(zhǔn)射頻脈沖的比吸收率中的至少一個。設(shè)計(jì)基準(zhǔn)脈沖的方法不是本發(fā)明的必要部分，且可使用任何替選的方法。例如，可基于翻轉(zhuǎn)角的空間分布而不是其統(tǒng)計(jì)分布來設(shè)計(jì)，但這將需要更大的計(jì)算工作量。如將在后面解釋的，當(dāng)使用并行傳輸時這種空間方法確實(shí)是必要的。事實(shí)上，在本發(fā)明的具體實(shí)施方式
中，使用多個發(fā)射信道以將所述身體暴露于橫向射頻脈沖，每個所述信道的特征在于不同的射頻場空間分布，并且其中，所述基準(zhǔn)射頻脈沖和所述橫向射頻脈沖由與相應(yīng)的發(fā)射信道相關(guān)的分量的疊加組成。在這種情況下，所述步驟(i )可包括:(1-a )確定由每個所述發(fā)射信道所發(fā)射的射頻場的振幅和相位在所述身體的所述切片內(nèi)的空間分布；和(1-β )計(jì)算所述基準(zhǔn)射頻脈沖的一組最佳參數(shù)以使在所述身體的所述切片內(nèi)的自旋翻轉(zhuǎn)角分布的統(tǒng)計(jì)離差以及實(shí)際的自旋翻轉(zhuǎn)角與預(yù)定的自旋翻轉(zhuǎn)角的目標(biāo)值之間的誤差共同地最小化，所述參數(shù)包括:所述基本脈沖的數(shù)目、以及用于每個所述發(fā)射信道的每個基本脈沖的振幅、頻率和初始相位。本發(fā)明的另一目的為磁共振成像掃描器，其包括:-用于產(chǎn)生靜磁場以沿著磁化軸線定向待成像的身體的核自旋的磁鐵；-用于產(chǎn)生橫向射頻脈沖和梯度脈沖以及用于將所述脈沖朝向所述身體定向以執(zhí)行所述核自旋的切片選擇性激發(fā)的部件；和-用于檢測在所述身體的所述切片內(nèi)的翻轉(zhuǎn)的核自旋所發(fā)出的信號以及用于重建所述切片的圖像的部件；其特征在于:用于產(chǎn)生射頻脈沖和梯度脈沖的所述部件以及用于檢測信號和重建圖像的所述部件適于執(zhí)行如上所述的方法。



結(jié)合附圖，根據(jù)隨后的描述，本發(fā)明的其他特征和優(yōu)點(diǎn)將變得明顯，該附圖示出:-圖1A和圖1B是常規(guī)的強(qiáng)調(diào)制脈沖的隨時間變化的振幅和相位；-圖2是根據(jù)本發(fā)明的脈沖設(shè)計(jì)方法的流程圖；-圖3A至圖3F是示出本發(fā)明的原理的數(shù)值模擬的結(jié)果；-圖4A至圖4D是示出本發(fā)明的技術(shù)結(jié)果的數(shù)值數(shù)據(jù)；-圖5A至圖5C是用于獲得圖4A至圖4D的數(shù)據(jù)的梯度脈沖和RF脈沖；-圖6A至圖6E是也示出本發(fā)明的技術(shù)結(jié)果的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)；-圖7A至圖7C是用于獲得圖6A至圖6E的數(shù)據(jù)的梯度脈沖和RF脈沖；-圖7D是替選的但是等效的連續(xù)梯度脈沖；以及-圖8是根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式的磁共振成像掃描器。
具體實(shí)施例方式如現(xiàn)有技術(shù)中已知的，例如根據(jù)上文提及的文獻(xiàn)W02009/053770，強(qiáng)調(diào)制脈沖由一系列N個持續(xù)時間為τ i的基本射頻脈沖組成，該基本射頻脈沖具有恒定的角頻率ω j和振幅Ai'以及連續(xù)相位Φ#)= COrt+C^，其中i=l-N。圖1A和圖1B示出由N=3個基本脈沖或“子脈沖”組成的這種脈沖的與時間相關(guān)的振幅和相位。應(yīng)當(dāng)理解，強(qiáng)調(diào)制脈沖由一組4N個參數(shù)(1^Ai, ω。)完全限定,其中i=l-N。選擇這些參數(shù)的值以獲得相對一致的自旋翻轉(zhuǎn)角，盡管有不可避免的Btl不均勻性和B1不均勻性。通過以下事實(shí)簡化強(qiáng)調(diào)制脈沖的設(shè)計(jì):在每個基本脈沖的持續(xù)時間τ i內(nèi)，射頻場的相位隨著時間線性變化，Oi(O=OVtiq)i，因此，存在用于自旋的薛定諤方程的解析解，其允許在合理的時間內(nèi)進(jìn)行計(jì)算。文獻(xiàn)W02009/053770描述了一種用于設(shè)計(jì)強(qiáng)調(diào)制脈沖的算法。該算法的改進(jìn)的形式可被應(yīng)用于設(shè)計(jì)根據(jù)本發(fā)明的切片選擇性脈沖。該改進(jìn)的算法通過圖2的流程圖示出。該算法起始于初步校準(zhǔn)步驟，該步驟在于相對于位置F ,確定在待成像的身體的體積內(nèi)或至少在感興趣的切片內(nèi)的射頻脈沖場振幅我(V)的最大值。這允許在后續(xù)的步驟中使RF脈沖振幅歸一化。
然后(步驟SI)，確定射頻脈沖場的歸一化振幅在待成像的身體的感興趣的切片內(nèi)的統(tǒng)計(jì)分布。這是與在W02009/053770中所描述的算法的第一點(diǎn)差異，W02009/053770中考慮了感興趣的整個體積(而不僅僅是其一個切片)。該切片在空間中可具有任何取向?？墒褂脜⒖嘉墨I(xiàn)R8中所描述的方法進(jìn)行B1輪廓的測量。根據(jù)僅考慮B1不均勻性還是同時考慮B1不均勻性和Btl不均勻性，統(tǒng)計(jì)分布可采用一維直方圖或二維直方圖的形式。第二步驟(S2)在于確定強(qiáng)調(diào)制脈沖的最佳形狀，以共同優(yōu)化:-在感興趣的切片內(nèi)的自旋翻轉(zhuǎn)角分布的離差，例如FA-分布的標(biāo)準(zhǔn)偏差σFA ;和-在實(shí)際的自旋翻轉(zhuǎn)角FA和其預(yù)定目標(biāo)值FAtl之間的誤差，例如FA的平均誤差〈I FA-FA01〉。事實(shí)上，不僅需要使由oFA量化的FA分布均勻化，而且需要以正確的值使由< IFA-FA01 >表示的FA分布均勻化。此外，必須在以下許多約束條件下進(jìn)行該優(yōu)化，該約束條件取決于硬件和待成像的身體(例如，人類患者，其不可以暴露于任意高的RF功率下):復(fù)合脈沖的總持續(xù)時間(Σ τ i)、復(fù)合脈沖的峰值功率、復(fù)合脈沖的能量、復(fù)合脈沖的最大頻率、復(fù)合脈沖的比吸收率等。這些約束條件可由罰函數(shù)FGlFA-FA」〉，oFA)表示，該罰函數(shù)促成通過優(yōu)化過程而得以最小化的“成本函數(shù)”。在本發(fā) 明的情況下，與W02009/053770中所描述的算法的第二點(diǎn)差異為子脈沖采用相同的持續(xù)時間τ。這與執(zhí)行切片選擇性激發(fā)的需求相關(guān):已知空間選擇性與RF脈沖的頻譜寬度有關(guān)，而RF脈沖的頻譜寬度與RF脈沖持續(xù)時間有關(guān)。如果RF基本脈沖具有不同的持續(xù)時間，則將有必要改變相應(yīng)的梯度脈沖以補(bǔ)償RF脈沖的不同的頻譜寬度并確保均勻的選擇性。這將使設(shè)計(jì)算法過度復(fù)雜化?？傻剡M(jìn)行優(yōu)化步驟(S2)，如下:-首先，預(yù)定基本脈沖的最小數(shù)目N;通常Ν=5 ；-然后，確定用于所述基本脈沖的振幅A1、頻率ωJP相對初始相位(Pi的最佳值，以及計(jì)算〈IFA-FAtlI^P σΡΑ的相應(yīng)值。優(yōu)化在于使成本函數(shù)最小化，例如F (〈I FA-FAtl I >，σ FA)=α < IFA-FA01 >+ β ofa/〈FA>+PF，其中，例如，α =0.4且β =1.6，PF表示上文提到的表示復(fù)合脈沖的約束條件的罰函數(shù)；-然后，將實(shí)際自旋翻轉(zhuǎn)角與其預(yù)定目標(biāo)值之間的誤差〈IFA-FA01>和自旋翻轉(zhuǎn)角分布的離差oFA與相應(yīng)的閾值ε、δ相比較,和/或?qū)⒊杀竞瘮?shù)F與單個閾值T比較。如果這些比較顯示對于當(dāng)前N值的最佳強(qiáng)調(diào)制脈沖是令人滿意的，則優(yōu)化步驟結(jié)束。否則，N值增加I，且重復(fù)優(yōu)化。在步驟S2結(jié)束時獲得的強(qiáng)調(diào)制脈沖不是空間選擇性的，且不能直接使用。相反，所獲得的強(qiáng)調(diào)制脈沖用作用于設(shè)計(jì)切片選擇性脈沖的“基準(zhǔn)”脈沖。這在步驟S3中進(jìn)行，其中，每個方形的子脈沖被替換為“等效的”切片選擇性子脈沖。如在MRI領(lǐng)域中已知的，切片選擇性RF脈沖具有近似方形的頻譜(當(dāng)然，具有絕對方形的頻譜的脈沖實(shí)際上是不可行的)；例如，它可為由平滑窗(例如漢寧窗(Hanningwindow))切趾的“sine”(sine函數(shù))脈沖。這樣的脈沖“本身”不是切片選擇性的。只有當(dāng)該脈沖與垂直于待選擇的切片的磁場梯度G —起施于待成像的身體時,該脈沖才允許切片選擇性激發(fā)。該磁場梯度也是脈沖式的；因此，表述“梯度脈沖”將用在該文件的其余部分中。當(dāng)切片選擇性RF脈沖在所感興趣的切片內(nèi)引發(fā)近似相同的核自旋演變時，與梯度脈沖結(jié)合的切片選擇性RF脈沖被認(rèn)為“等效于”方形脈沖。對于任意的方形脈沖(具有恒定的頻率，即線性變化的相位)都可找到等效的切片選擇性脈沖這一點(diǎn)并不明顯。在不需要數(shù)值求解用于核自旋的薛定諤方程的情況下能夠找到這樣的等效脈沖則更不明顯。稍后將提供這種預(yù)料不到的事實(shí)的量子力學(xué)論證。目前，將僅提供用于獲得“基準(zhǔn)”強(qiáng)調(diào)制脈沖的每個方形子脈沖的等效的切片選擇性RF脈沖的規(guī)則。這些規(guī)則如下:規(guī)則1:兩種基本脈沖必須具有相同的(恒定的)頻率和相同的初始相位(相對于相應(yīng)的復(fù)合脈沖的其他基本脈沖)。規(guī)則2:兩種脈沖的包絡(luò)線的時間平均倌必須相同:
權(quán)利要求
1.一種執(zhí)行身體(BI)的核磁共振成像的方法，所述方法包括: -將所述身體置入靜磁場(Btl)中以沿著磁化軸線定向核自旋； -將所述身體暴露在梯度脈沖(G)和橫向射頻脈沖(B1)中以執(zhí)行所述核自旋的切片選擇性激發(fā)，從而使包含在所述身體的切片內(nèi)的原子的核自旋翻轉(zhuǎn)； -檢測激發(fā)的核自旋所發(fā)出的信號；以及 -基于所檢測到的信號重建所述身體的所述切片的磁共振圖像； 所述方法的特征在于，其包含以下步驟: (i)在梯度脈沖不存在的情況下，設(shè)計(jì)適合于執(zhí)行所述核自旋的非切片選擇性激發(fā)的基準(zhǔn)射頻脈沖，所述基準(zhǔn)射頻脈沖為由一系列具有恒定頻率的基本方形脈沖組成的復(fù)合脈沖；選擇基本脈沖的數(shù)目、基本脈沖的頻率及基本脈沖的初始相位以補(bǔ)償至少在所述身體的所述切片內(nèi)的所述射頻脈沖的空間不均勻性； (ii)通過將所述基準(zhǔn)射頻脈沖的每個基本方形脈沖替換為相應(yīng)的具有相同頻率和初始相位及相同平均振幅的切片選擇性基本脈沖，來設(shè)計(jì)橫向射頻脈沖；以及 (iii)將所述橫向射頻脈沖與由一系列相應(yīng)的基本梯度脈沖組成的復(fù)合梯度脈沖一起應(yīng)用至所述身體，所述基本梯度脈沖具有等于零的平均振幅。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，步驟(ii)還包括以下子步驟:調(diào)整所述切片選擇性基本脈沖的振幅、頻率和初始相位以提高穿過所述身體的所述切片的核自旋激發(fā)的均勻性。
3.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述切片選擇性基本脈沖和所述基本梯度脈沖具有時間對稱性。
4.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所有的所述基本梯度脈沖除了符號之外具有相同的振幅。
5.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述基本梯度脈沖具有交替的極性。
6.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所有的所述切片選擇性基本脈沖和基本梯度脈沖具有相同的持續(xù)時間。
7.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述步驟(i)包括: (1-a)確定所述射頻脈沖的振幅在所述身體的所述切片內(nèi)的統(tǒng)計(jì)分布；和 (1-b)計(jì)算所述基準(zhǔn)射頻脈沖的一組最佳參數(shù)以使在所述身體的所述切片內(nèi)的自旋翻轉(zhuǎn)角分布的統(tǒng)計(jì)離差以及實(shí)際的自旋翻轉(zhuǎn)角與預(yù)定的自旋翻轉(zhuǎn)角的目標(biāo)值之間的誤差共同地最小化，所述參數(shù)包括:所述基本脈沖的數(shù)目、以及每個所述基本脈沖的振幅、頻率和初始相位。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，所述方法還包括以下子步驟(1-a’):確定所述靜磁場的振幅沿著所述磁化軸線在所述身體的所述切片內(nèi)的統(tǒng)計(jì)分布，且其中，計(jì)算所述基準(zhǔn)射頻脈沖場的一組最佳參數(shù)的所述子步驟(1-b)通過考慮所述靜磁場的振幅的所述統(tǒng)計(jì)分布而執(zhí)行。
9.根據(jù)權(quán)利要求7和8中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，計(jì)算所述基準(zhǔn)射頻脈沖場的一組最佳參數(shù)的所述子步驟(1-b)通過考慮罰函數(shù)而被執(zhí)行，所述罰函數(shù)取決于所述基準(zhǔn)射頻脈沖的持續(xù)時間、所述基準(zhǔn)射頻脈沖的峰值功率、所述基準(zhǔn)射頻脈沖的能量、所述基準(zhǔn)射頻脈沖的最大頻率和所述基準(zhǔn)射頻脈沖的比吸收率中的至少一個。
10.根據(jù)權(quán)利要求1至6中的任一項(xiàng)所述的方法，其中，使用多個發(fā)射信道以將所述身體暴露于橫向射頻脈沖(B1),每個所述信道的特征在于不同的射頻場空間分布，并且，所述基準(zhǔn)射頻脈沖和所述橫向射頻脈沖(B1)由與相應(yīng)的發(fā)射信道相關(guān)的分量的疊加組成。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，所述步驟(i)包括: (1-a )確定由每個所述發(fā)射信道所發(fā)射的射頻場的振幅和相位在所述身體的所述切片內(nèi)的空間分布；和 (1-β)計(jì)算所述基準(zhǔn)射頻脈沖的一組最佳參數(shù)以使在所述身體的所述切片內(nèi)的自旋翻轉(zhuǎn)角分布的統(tǒng)計(jì)離差以及實(shí)際的自旋翻轉(zhuǎn)角與預(yù)定的自旋翻轉(zhuǎn)角的目標(biāo)值之間的誤差共同地最小化，所述參數(shù)包括:所述基本脈沖的數(shù)目、以及用于每個所述發(fā)射信道的每個基本脈沖的振幅、頻率和初始相位。
12.—種磁共振成像掃描器,包括: -用于產(chǎn)生靜磁場以沿著磁化軸線定向待成像的身體的核自旋的磁鐵M ; -用于產(chǎn)生橫向射頻脈沖和梯度脈沖以及用于將所述脈沖朝向所述身體定向以執(zhí)行所述核自旋的切片選擇性激發(fā)的部件(ΙΡΜ、OS、CEF, Cg);和 -用于檢測所述身體的所述切片內(nèi)的翻轉(zhuǎn)的核自旋所發(fā)出的信號以及用于重建所述切片的圖像的部件(CKF、AM、IPM)； 其特征在于:用于產(chǎn)生射頻脈沖和梯度脈沖的所述部件以及用于檢測信號和重建圖像的所述部件適于執(zhí)行根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項(xiàng)所述的方法。
全文摘要
一種執(zhí)行身體的核磁共振成像的方法，所述方法包括將所述身體置入靜磁場中以沿著磁化軸線定向核自旋；將所述身體暴露于梯度脈沖和橫向射頻脈沖中以執(zhí)行所述核自旋的切片選擇性激發(fā)，從而使包含在所述身體的切片內(nèi)的原子的核自旋翻轉(zhuǎn)；檢測激發(fā)的核自旋所發(fā)出的信號；以及基于所檢測的信號重建所述身體的所述切片的核磁共振圖像；所述方法的特征在于所述射頻脈沖由一系列切片選擇性基本脈沖組成；所述一系列切片選擇性基本脈沖約等效于一系列具有恒定頻率的基本矩形脈沖，所述基本矩形脈沖設(shè)計(jì)成補(bǔ)償所述身體內(nèi)的所述射頻場的不均勻性。
文檔編號G01R33/54GK103119459SQ201080068171
公開日2013年5月22日 申請日期2010年5月21日 優(yōu)先權(quán)日2010年5月21日
發(fā)明者尼古拉斯·布朗 申請人:原子能與替代能源委員會