专利名称：通过非选择性的定制RF脉冲补偿磁共振成像中的B<sub>1</sub>不均匀性的方法和设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于校正核磁共振(NMR)中、特别是核磁共振成像(MRI)中的射频脉冲场(或者“B/’)不均匀性的方法。本发明还涉及适用于执行这样的方法的设备或者“扫描仪”。
背景技术：
磁共振成像(MRI)为在研究和诊断中非常强大的工具。其包括将身体置入静磁场Btl中以定向其核自旋；使身体暴露于被称为“拉莫尔频率”的共振频率下的横向的、圆极化的射频(RF)脉冲B1,以使所述核自旋翻转预定的角度；以及检测翻转的核自旋发出的信号，从该信号可以重建身体的图像。此处的“横向”是指射频脉冲的偏振面与静磁场Btl垂直，该静磁场Btl通常被认为沿着“z”轴线定向。目前的趋势为朝向越来越高强度的静磁场发展以便改进MRI的空间分辨率。例如，目前在临床实践中使用的是1. 5T(特斯拉)的磁场，在商用仪器中使用的最高磁场为3T，以及研究系统可以在大于7T下运行。然而，随着静磁场的强度增大，射频脉冲的波长减小并且该射频脉冲的振幅在待成像的身体内的分布变得不那么均匀。在3T下，射频脉冲场的不均匀性已经带来明显的伪像。在7T下，质子的拉莫尔频率为约298MHz，其对应于人的脑部中约14cm的波长，S卩，与人的头部的尺寸相当的尺寸。在这些情况中，射频场空间分布如此不均匀以致于图像(诸如用标准技术获得的人脑部的图像)会变得非常难以解读。B1的不均匀性问题如此重要，以致于其会阻碍高分辨率MRI的进一步发展。
已经开发出大量的技术以弥补B1的不均匀性，或者，更普遍地，以根据均匀的激发图案激发核自旋。并行传输在于使用多个天线来产生射频脉冲场B1。在“静态”并行传输(“RF匀场”)中，调整各个天线上的振幅和初始相位以便通过干涉使RF场均匀化。反之，“动态”并行传输(例如，在所谓的“Transmit SENSE”技术[I]中)目的不在于均匀化瞬时射频�。鲈谟诓淖孕�。换句话说，该场在某给定的时刻保持不均匀，但是该射频场的暂时变化最终产生所需的激发图案。相对于静态“RF匀场”，动态并行传输允许在很大的体积中使翻转角均匀化并且减少作为热而残留在身体中的电能。然而，所有的并行传输技术具有增加硬件复杂性的缺点。如果并行传输被用作用以抵消B1不均匀性的唯一策略，则需要非常复杂的激发线圈或者必须容忍明显的剩余的不均匀性。“三维定制脉冲”方法[2，3]使用时变的磁梯度以在空间频域(“k_空间”)中沿着预定的轨迹行进，同时发射RF脉冲。具体地，文献[2]涉及一种使用一串螺旋形式的k_空间轨迹来实现均匀激发(SP，翻转)置入均匀Btl场中的身体的关注区域内的自旋的方法。因RF脉冲持续时间长，故该方法是不利的，使得对于临床应用而言，该方法是不可行的，并且使Btl不均匀性和弛豫问题变得突出。文献[3]描述了一种使用沿给定方向具有静磁场梯度的“轮辐式”轨迹来进行切面选择的方法。该方法仅解决了切面中的翻转角均匀化，并且假定穿过所选的切面的B1的不均匀性不明显。
发明内容
本发明的目的在于提供在诸如人的脑部的扩展体积上均匀激发核自旋的方法，以克服现有技术的至少一部分限制。本发明的方法基于发现短的非可选性定制的射频脉冲的策略；其不要求并行传输，但如果并行传输可用的话，可以从中受益。则本发明的目的为根据权利要求1的激发身体中的核自旋的方法，所述方法包括以下步骤(a)将所述身体置入静磁场Btl中以沿着磁化轴定向核自旋，所述静磁场至少在所述身体的关注体积上为基本上均匀的；( b )将所述身体或者至少所述关注体积暴露于具有沿着至少三个非共面的方向定向的分量的随时间变化的磁场梯度以及暴露于横向射频场(B i )，由此所述随时间变化的磁场梯度限定k-空间中的由连接离散点的线段构成的三维轨迹，并且所述横向射频场沿着所述轨迹的至少一部分沉积射频能量，以使所述核自旋翻转相同的预定翻转角，而与所述核自旋在所述关注体积内的位置无关。磁场Btl为“基本上均匀”，这是指尽可能合理的均匀，而没有故意引入的梯度。事实上，由于待成像的身体的磁化率的不均匀性，该磁场的一些空间变化ABtl总是存在。如将在下文描述的，在脉冲设计中该空间变化可以被说明原因。具体地，所述随时间变化的磁场梯度可以由磁场梯度脉冲序列组成。甚至更具体地，所述横向射频场可以包括与所述磁场梯度脉冲交错的横向射频子脉冲，由此所述射频子脉冲将射频能量沉积在k_空间的离散点中。甚至更具体地，通过避免同时施加射频场和所述磁场梯度脉冲，可以仅在k_空间的所述离散点中沉积射频能量。尽管文献[2]的方法尝试对k_空间执行相当广泛的采样，这样导致非常长的脉冲，但本发明的方法基于激发少量的仔细选择的空间频率分量。文献[3]的方法也实现了对二维kx-ky平面进行稀疏采样，但由于静态切片编码梯度，其同时执行沿着kz轴线对线段进行快速扫描；此外，如上文所述，该方法本质上为切片选择性的并且不允许在扩展的体积上有翻转角均匀化。根据本发明的实施方式的方法的独特特征为以下事实，即射频能量专有地或非专有地沉积在所述k空间中的对应于传输k_空间轨迹的“静态”点的离散位置中或“kT点”中。换句话说，在根据本发明的所述实施方式的该方法中，有限量的能量沉积在k_空间的选定点处，在所述选定点处，k-空间轨迹进行短暂的停止。反之，在文献[2]的方法和文献的方法中，仅在沿着k-空间中的线(对于[2]而言，kx-ky平面中的螺旋，对于[3]而言，沿着kz轴线的“轮辐”)移动时，才沉积射频能量。具体地，射频能量的沉积可以为完全离散的。在该情况下，没有射频子脉冲被同时施加到磁场梯度脉冲。可替选地，可以采用“混合”方法，其中，在kT点之间运动时，也可以沉积一些射频能量。在限制的情况下，通过持续地出现梯度同时穿过kT点和/或通过当k-空间轨迹未卷绕时持续地出现射频�。梢员苊庠趉T点停止。在任何情况下，考虑到翻转角的不均匀性目标剩余扩展，重要的观点是保持访问的kT点的数量尽量小以及选择穿过kT点的最短的可行轨迹。有利地，k-空间轨�？梢杂闪幼邢秆≡竦膋T点(对应于轨迹的尖的“弯头”或者弯曲部)的(近似)直线段构成。本发明的方法的另一区别特征在于所有的空间方向(x、y和z)并且由此所有的空间频率方向(匕、1^和kz)基本上以同样的方法处理。反之，在文献[2]的方法和文献[3]的方法中，沿着kz轴和在kx-ky平面中以不同的方式对k空间采样。本发明的方法的具体实施方式
构成从属权利要求2-13的主题。本发明的另一目的是一种在人的头部中激发核自旋的方法，该方法包括以下步骤
(a)将所述人的头部或者其一部分置入静磁场中，以沿着基本上平行于所述人的头部的颅骨-尾骨方向的磁化轴定向核自旋，所述静磁场至少在所述人的头部的关注体积(VOI)上为基本上均匀的；(b)至少将所述关注体积暴露于限定k_空间中的由连接离散点的直线段构成的二维轨迹的随时间变化的磁场梯度，且具有横向极化的所述非可选性射频脉冲沿着所述轨迹的至少部分沉积射频能量；确定k_空间中的所述离散点的位置，并且设计具有横向极化的所述非可选性射频脉冲，以使所述核自旋翻转相同的预定翻转角，而与所述核自旋在所述关注体积的位置无关。更具体地，所述随时间变化的磁场梯度可以具有沿着所述颅骨-尾骨方向定向的第一分量和沿着所述人的头部的左右方向定向的第二分量，而不具有沿着所述人的头部的腹部-背部的方向定向的分量。有利地，具有横向极化的所述非可选性射频脉冲可以通过多个环绕所述颅骨-尾骨方向布置的天线辐射出。本发明的另一目的为一种执行磁共振成像的方法，所述方法包括激发待成像的身体中的核自旋的步骤，其特征在于，通过实施如上文所述的方法执行所述步骤。本发明的另一目的是磁共振成像扫描仪，其包括-用于产生静磁场以沿着磁化轴定向核自旋的磁体，所述静磁场至少在所述身体的关注体积上为均匀的；-用于产生横向射频场和磁场梯度脉冲并且用于将所述子脉冲朝向所述身体定向部件；以及-用于检测在所述身体内或者至少所述关注体积内的翻转的核自旋发出的信号的部件；其特征在于，用于产生横向射频场和磁场梯度脉冲的部件包括用于执行上述方法的部件。
结合附图，根据以下描述，本发明的另外的特征和优点将变得明显，其中-图1为用于实施根据本发明的方法的磁共振成像扫描仪的方框图；-图2为适用于并行传输并且用来实施本发明的实施方式的多偶极子头部线圈；
-图3A到图3C为沿着置于均匀的磁场中并且暴露于单一的非可选择的(矩形)射频脉冲下的凝胶体模的轴向平面、矢状平面和冠状平面的翻转角分布的三个示图；-图4A到图4C为图3A到图3C的翻转角分布的傅里叶变换和理想的均匀激发的傅里叶变换之间的绝对差值的三个示图；-图5A到图5C为通过应用本发明的方法获得的沿着所述凝胶体模的所述轴向平面、矢状平面和冠状平面的翻转角分布的三个示图；-图6为对应于根据本发明的实施方式的方法的k_空间轨迹；-图7A为在本发明的所述实施方式中所用的射频子脉冲的功率的曲线图；-图7B、图7C和图7D为沿着本发明的所述实施方式中所用的用以限定图6的k-空间轨迹的三个正交轴(分别为X、y和z)的磁场梯度的曲线图；-图8为根据本发明的实施方式的方法的流程图；-图9A为对应于根据本发明的另一实施方式的方法的k_空间轨迹；-图9B为在本发明的所述实施方式中所用的射频子脉冲的功率的曲线图；-图9C、图9D和图9E为沿着本发明的所述实施方式中所用的用以限定图9A的k-空间轨迹的三个正交轴(分别为x、y和z)的磁场梯度的曲线图；以及-图1OA到图1OD为用于评估本发明的所述实施方式的性能的对比测试的结果。
具体实施例方式图1非常示意性地示 出磁共振成像(MRI)扫描仪，其包括-磁体M，用于产生静态的、基本上均匀的且沿着方向z定向的磁场B。，待成像的患者身体(或者患者身体的一部分)PB置入于该磁场中；-射频线圈RFC，用于使所述身体暴露于横向的射频脉冲(此处的“横向”是指具有垂直于Btl的极化，并且因此在x-y平面中)且用于检测所述身体内的翻转的核自旋所发射出的信号；-三组梯度线圈GC，用于产生梯度�。琒卩，沿着z方向定向且沿着穿过关注体积(VOI)的相应空间方向线性变化的磁场；-振荡器OS、调制器和RF放大器，用于产生供给射频线圈的射频脉冲。在并行传输中，所述射频调制器和放大器被重复的次数为存在的输送通道的个数；-接收器R，用于在解调和数字化所述自旋共振信号之前放大该信号。在并行图像中，前置放大器和接收器被重复的次数为存在的接收通道的个数；以及-信息处理装置IPM，其驱动振荡器OS、射频线圈RFC和梯度线圈；并且用于接收和处理通过接收器R放大的共振信号Sk (t)。信息处理装置IPM可以为计算机或者一组电子可编程计算机，其至少包括用于存储计算机程序(即，可执行的代码片段)的存储器和用于执行所述程序的至少一个处理器。该扫描仪的硬件部分可以为常规的硬件，而软件适用于执行本发明的方法。因此，软件装置-例如，在计算机可读存储介质(诸如CD-ROM)上存储的代码-可以将标准扫描仪转变成根据本发明的装置，而无需对硬件进行任何变动。图2示出适用于执行根据本发明的实施方式的方法的射频线圈。该线圈特别适用于对人的头部进行成像。其作为8-通道的收发器并且包括圆柱状绝缘壳体CH (内径为27. 6cm),该圆柱状绝缘壳体CH可以容纳患者身体PB的头部PBH，具有旨在在患者的眼睛前方定位的狭槽(这不是必须的)。8个带状线形的偶极子Dl到D8在该壳体内每隔40°分布。这些偶极子彼此相同并且具有独立的驱动电路(未示出)，使得它们可以发射出具有独立限定的振幅和相位的线性极化的电磁场。应该理解，任何其他的MRI线圈可以用来执行本发明。同一线圈可以用来发射和接收RF信号(如在本文所描述的实施方式中)，或者可以使用不同的发射线圈和接收线圈。本发明的方法基于用于输送中的单次激发的k-空间的3D-覆盖的新颖的并且高效的策略，其限制RF脉冲持续时间同时保持振幅大小符合人身安全规定和SAR (比吸收率)规定。该方法产生非可选性的RF脉冲，该非可选性的RF脉冲使核自旋翻转角(FA)在很大体积上得以均匀化。这是受到使用“三维定制脉冲”的现有方法启发的，诸如参考文献[2]和参考文献[3]中描述的方法。具体地，其新颖之处在于使用沿着三个正交方向-或者更一般地非共平面的方向的磁场梯度的脉冲(“标记脉冲(blips)”)以在3D的k-空间中行进，并且在静态k-空间地点(称为“kT-点”)中传输1^，在kT-点中，特别需要能量来克服RF的不均匀性。在kT-点中作用的矩形子脉冲可以具有可变化的持续期间以提供总脉冲长度和SAR最小化之间的理想折中。图3A到图3C示出沿着球状凝胶体模(直径为16cm)的轴向面(1A)、矢状面(IB)和冠状面(IC)的翻转角分布的灰度图，该球状凝胶体模置于均匀的7T磁场Btl中并且暴露于处于被调谐在水质子的拉莫尔频率(298MHz，7T)下的单一的、非可选性的(矩形的)横向的、圆极化射频(B1)脉冲。通过用相同的振幅和与8个偶极子Dl到D8的相应的方位角相同的初始相位驱动这8个偶极子来获得圆极化(CP)的脉冲。该凝胶体模具有与一般头部相同的介电常数和导电率。 选择射频子脉冲的振幅和持续时间以使得，如果该体模内的B1分布为均匀的，则质子的核自旋将翻转15° ;除非另外说明，目标翻转角(FA_)为15°。这些图示出，实际的翻转角(FA)分布为非常不均匀的，具有23%的NRMSE (标准均方根误差检验值)和从4. 9°到23. 3°变化的翻转角值。通过使用由矩形脉冲驱动的实际翻转角获取序列(AFI) [4]获得图3A到图3C的FA示图。除了这些示图之外，还在同一序列中获得附加的回波以根据回波之间的相演变来测量主磁场的空间变化(ABtl)Bh该ABtl的不均匀性示图可以随后被用来改善定制的脉冲设计，但这不是本发明的主题。图4A到图4C示出图3A到图3C的翻转角分布的傅里叶变换与针对FA均匀化而沿着Z-轴选择的132-mm层块的理想均勻激发(FA (x, y, z) =FA sw)的傅里叶变换之间的绝对差值的灰度图，该VOI尺寸粗略地对应于成人脑部的轴向高度。这些图示出，FA的均匀的目标分布的傅里叶变换和用标准的圆极化(CP)模式获得的FA分布的傅里叶变换的差值得出聚集在k-空间的中心周围的主频率分量。这些空间频率特别是需要处理以便补偿B1-不均匀性的频率。根据本发明的方法，通过用描述具体地补偿B1-不均匀性的激发k_空间轨迹的子脉冲序列来驱动RF线圈和梯度线圈，在VOI内可以获得FA的均匀化。因此，该轨迹在下文将被称为“补偿轨迹”。同时，CP-模式图像和均匀的目标激发之间的差值被称为“补偿图宏”
^\s O基于本发明的一个观点为，可以通过使用在k_空间的中心周围仅包括小数量N个(通常小于10)离散的空间频率分量的简单的传输k-空间轨迹来获得近似均匀的FA分布，而不用执行文献[2]所教导的k-空间的扩展采样。这使得脉冲持续时间明显减小。如下文将讨论的，并行传输的使用可使脉冲持续时间进一步减少，在所示出的设置的情况中，将减少到小于I毫秒。如上文所述，在本发明的可替选的实施方式中，当在kT_点之间移动时，射频能量也可以被沉积。甚至可以在所选定的kT-点处不停止并且持续地进行梯度，同时穿过卜-地点。所引起的脉冲持续时间的另外的减少取决于在不同的地点需要沉积的能量的量。通常，脉冲持续时间的这些减少是以SAR增大为代价的，SAR增大可以限制快序列的应用性。最终，总的k-空间轨�？梢晕蔡琸T-点与快速交叉点交错的混合连接以提供SAR最小化和脉冲持续时间之间的最佳平衡。所述卜点-或者所述卜点的至少一部分-有利地被选择成对应于在离散的网格上采样的、所述补偿图案的三维傅里叶变换的N个最有能量的分量。图6示出k-空间轨迹,该轨迹包括9个kT点，即k^-k/ (黑球)。这些点中的七个点ατΜ τ5Λτ7Λτ8)对应于通过简单CP模式(图3Α到图3C)引起的VOI上的翻转角分布的三维傅里叶变换与VOI上的均匀分布的三维傅里叶变换之间的差值(图4Α到图4C)中的七个最具能量的傅里叶分量。除了 k-空间中的中心位置之外，这些kT-点通常对应于其中心在k-空间中的平行六面体的面中心，该平行六面体的边的尺寸大约为(2/ λ _)，其中λ _为待成像的对象的在三个空间方向的任一方向中的RF波长。在本发明的情况下，由于待成像的对象(人的脑部)的尺寸与RF波长的数量级相同，则认为入__等于视场？(^，视场？0￥仅略微超出所述对象的尺寸， 其从而与VOI —致。在该情况中，平行六面体具有尺寸2/F0V。在一些情况中可以使用小于6个kT-点，例如，使用其中心在k_空间中的所述平行六面体的非平行面的三个中心点。该平行六面体也可相对于k-空间的中心略微偏移；但其应该包含所述中心，S卩，点kx=ky=kz=0。另外的两个kT点(kT6，kT9)是沿着kz在与k-空间的中心相距2/F0V距离处而选择的。发现这些另外的卜-点增强性能。虽然傅里叶变换方法表明在这些另外的点处有相对较大的作用，但它们不是具有次高振幅的点。关于这些另外的点改善性能的说明将在下文讨论。在图6的示例中，k-空间轨�？加趉/且结束于k/, kTJ坐标为kx=ky=kz=0。图7B、图7C和图7D示出分别沿着用来限定图6的k_空间轨迹的x轴、y轴和z轴分布的磁场梯度脉冲(或者“标记脉冲(blips)”)&、&和Gz的时域曲线图。为了能够跨越k-空间，必须沿着三个非共面的方向并且优选地互相垂直的方向施加梯度脉冲。并不一定要使这些方向之一与磁化轴线(z)重合。连接相邻的kT-点的线段不必沿着X轴、y轴或z轴定向；为了沿着倾斜的线段在k-空间中运动，必须同时施加两个(Gx，Gy ；GX, Gz ；Gy, Gz)或者甚至三个(Gx，Gy, Gz)梯度脉冲。通过西门子AC84梯度头部线圈产生梯度脉冲，可使梯度振幅达50mT/m并且转换速率为333T/m/s ;脉冲的上升沿和下降沿在图上为清楚可见的。如果梯度是连续的且同时传输RF功率，即，如果k-空间轨迹在kT-点中不包括“停留”，则该梯度脉冲并不如图2中那样完全分开；在极限情况下，它们失去其标识并且合并成差不多连续的、随时间变化的磁场梯度。
傅里叶方法为特别有利的，但是其不是用于得出补偿图案并布置kT点的唯一可用的方法。已针对切片选择性方法中的轮辐式布置的二维问题而开发出的其他方法也可以应用至kT-点部署。例如，参见文献[6]公开的所谓的“稀疏性-强迫”方法。布置好kT_点之后，下一步骤是用线段连接这些kT_点以便用最小的行程覆盖所有的点。然后设计待在梯度标记脉冲之间施加到和/或待与梯度脉冲同步地施加至身体的RF横向场。此处，我们考虑RF能量仅沉积在kT点的情况因此，RF能量仅以与梯度脉冲交错(并且不叠加至梯度脉冲上)的RF子脉冲的形式提供。已经使用了矩形RF子脉冲P1-Piqij尽管这不是本发明的必要特征，但是因为矩形RF子脉冲P1-Pltl的宽带特征并且因为这样的子脉冲具有达到给定的积分(即，翻转角)的最佳形状，同时最小化SAR (其随着子脉冲的振幅平方的时间积分而变化)，因此该选择被认为是最优的。该头部线圈RFC包括多个(八个)独立的线圈元件(偶极子)，因此可以使用并行传输以便有助于FA分布的均匀化。每个偶极子在两个连续的梯度标记脉冲之间发射矩形RF子脉冲，该矩形RF子脉冲的振幅与相位可以不同于其他偶极子发射的子脉冲的振幅和相位。然而，这些子脉冲为同时发射的并且具有相同的持续时间。这不是必要的，但是被强烈推荐的。可以很容易地理解，如果一个偶极子发射的子脉冲比其他偶极子发射的子脉冲短，这将增大SAR而不缩短激发序列的总持续时间；因此有利的是，延长该子脉冲同时降低其振幅以保持其积分恒定。如果一个偶极子发射的子脉冲比其他偶极子发射的子脉冲长，这将增大所述序列的总持续时间，而对SAR有最小的益处因此将有利的是，缩短该子脉冲-以减小持续时间-或者延长其他子脉冲-以减少SAR。在任一情况中，最佳的方案为传输具有相同持续时间的脉冲。尽管在给定时间由不同的线圈元件发送的脉冲具有相同的持续时间，然而在不同时间发送的脉冲(即，在不同的kT_点沉积能量)可以具有不同的持续时间。用于头部线圈的8个通道的RF激发子脉冲的设计可以通过在空间域内使用小顶角近似(Small Tip Approximation)(文献[7])来实现,其考虑到与通道相关的传输B1轮廓与VOI内的Btl空间变化。此外，可有利地应用局部可变的交换方法[8]以解决幅度最小平方(Magnitude Least Square)问题,这缓解了不必要的相位均勻化限制。使用并行传输设计RF脉冲的这些技术的应用是公知的；这些技术适用于与梯度硬件兼容的任一任意的、预定的k-空间轨迹；kT_点布置和连接确实提供这样的k-空间轨迹。由此获得的激发脉冲包含次优的kT_点子脉冲持续时间。事实上，对于所有的MRI应用，在SAR和总的脉冲持续期间之间存在折中。较长的脉冲可以对图像质量具有负面作用。另一方面，减小长度需要较高的峰值振幅来获得相同的翻转角。尽管这可有益于一些应用，但其也增大了与RF波振幅的平方成比例的SAR。利用空间域方法下[7]，在脉冲设计期间可以考虑ABtl-相关的相位演变。为了该目的，必须预先规定激发序列的j个单独的子脉冲中的每个子脉冲的持续时间Stp为了最小化这些子脉冲的持续时间，同时保持相对较低的功率需要，可以实施简单的叠加优化过程。首先，对所有的子脉冲设定相对随意的持续期间。通过应用空间域方法，为各个激发脉冲求得一组振幅。给定最大允许的峰值振幅(PUm)，可以通过使用以下等式重新调整脉冲持续时间
权利要求
1.一种激发身体中的核自旋的方法，所述方法包括以下步骤 (a)将所述身体(PB)置入静磁场(Btl)中以沿着磁化轴(Z)定向核自旋，所述静磁场至少在所述身体的关注体积(VOI)上为基本上均匀的； (b)将所述身体或者至少所述关注体积暴露于具有沿着至少三个非共面的方向(X，y,Z)定向的分量(Gx、Gy、Gz)的随时间变化的磁场梯度以及暴露于具有横向极化(B1)的非可选性射频脉冲，由此所述随时间变化的磁场梯度限定k空间中的由连接离散点(k 到kT9)的直线段构成的三维轨迹，并且具有横向极化的所述非可选性射频脉冲沿着所述轨迹的至少一部分沉积射频能量；确定k空间中的所述离散点的位置，并设计具有横向极化的所述非可选性射频脉冲，以使所述核自旋翻转相同的预定翻转角，而与所述核自旋在所述关注体积内的位置无关。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述随时间变化的磁场梯度由磁场梯度脉冲序列组成。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，具有横向极化的所述非可选性射频脉冲包括与所述磁场梯度脉冲交错的横向射频子脉冲(P1-Pltl),由此所述射频子脉冲将射频能量沉积在k-空间的所述离散点中。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，射频脉冲没有被同时施加到所述磁场梯度脉冲，由此射频能量仅被沉积在k-空间的所述离散点中。
5.根据前述权利要求中任一项所述的方法，包括使用多个独立驱动的天线元件(D1-D8)，来产生并施加具有横向极化的所述非可选性射频脉冲。
6.根据前述权利要求中任一项所述的方法，还包括以下预备步骤通过计算称为补偿图案的预定激发图案的三维傅里叶变换，确定k-空间的所述离散点以及射频能量的对应量。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，所述预备步骤包括以下子步骤1.限定所述关注体积，在所述关注体积中，期望所述核自旋的翻转角的均匀目标分布； i1.确定所述关注体积中通过标准圆形极化射频模式引发的所述核自旋的翻转角的分布；以及 ii1.将所述核自旋的翻转角的所述均匀目标分布与通过所述标准圆形极化射频模式引发的核自旋的翻转角的分布之间的差值看作所述补偿图案。
8.根据权利要求7所述的方法，其中，通过测量执行所述子步骤ii。
9.根据权利要求6到8中任一项所述的方法，其中，所述预备步骤还包括确定激发k-空间的所述离散点中的至少一些离散点对应于所述补偿图案的三维离散的傅里叶变换的许多最具能量的分量。
10.根据权利要求7到9中任一项所述的方法，其中，所述预备步骤还包括反复地计算所述横向射频子脉冲的相位和振幅的步骤或者促成所述独立驱动的天线元件中的每个天线元件所产生的所述横向射频子脉冲的步骤，以便在SAR限制下最小化所述射频场应用的总持续期间。
11.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，k-空间的所述离散点的至少一些属于包含k-空间的中心的平行六面体的面中心，并且所述平行六面体的边长尺寸为大约2/ λ ，其中λ obJ为待成像的身体中的RF波长。
12.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述随时间变化的磁场梯度由沿着三个垂直的方向定向的磁场梯度脉冲序列组成，所述三个垂直的方向中的一个方向平行于所述磁化轴。
13.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，具有横向极化的所述非可选性射频脉冲由矩形子脉冲序列组成，各矩形子脉冲对应于激发k-空间的所述离散点之一或者对应于连接所述点中的两个点的线段。
14.一种激发人的头部中的核自旋的方法，所述方法包括以下步骤 Ca)将所述人的头部或者所述人的头部的一部分置入静磁场中，以沿着基本上平行于所述人的头部的颅骨-尾骨方向的磁化轴定向核自旋，所述静磁场至少在所述人的头部的关注体积(VOI)中为基本上均匀的； (b)至少将所述关注体积暴露于限定k-空间中的由连接离散点的直线段构成的二维轨迹的随时间变化的磁场梯度，且具有横向极化的所述非可选性射频脉冲沿着所述轨迹的至少部分沉积射频能量；确定k-空间中的所述离散点的位置，并且设计具有横向极化的所述非可选性射频脉冲，以使所述核自旋翻转相同的预定翻转角，而与所述核自旋在所述关注体积内的位置无关。
15.根据权利要求14所述的方法，其中，所述随时间变化的磁场梯度具有沿着所述颅骨-尾骨方向定向的第一分量和沿着所述人的头部的左右方向定向的第二分量，而不具有沿着所述人的头部的腹部-背部的方向定向的分量。
16.根据权利要求14或15中任一项所述的方法，其中，具有横向极化的所述非可选性射频脉冲是由多个环绕所述颅骨-尾骨方向布置的天线辐射出的。
17.一种执行磁共振成像的方法，包括激发待成像的身体中的核自旋的步骤，其特征在于，通过执行根据前述权利要求中任一项的方法来执行所述步骤。
18.—种磁共振成像扫描仪,其包括 -用于产生静磁场以沿着磁化轴定向核自旋的磁体(M)，所述静磁场至少在所述身体的关注体积上为基本上均匀的； -用于产生具有横向极化的非可选性射频脉冲和用于产生具有沿着至少三个非共面的方向(x、y、z)定向的分量(Gx、Gy、Gz)的随时间变化的磁场梯度以及用于将所述场朝向所述身体导向的部件(IPM、RFC、GC);以及 -用于检测在所述身体内或者在至少所述关注体积内翻转的核自旋发出的信号的部件(RFC、R);其特征在于，用于产生横向射频场和随时间变化的磁场梯度的部件包括用于执行根据权利要求1到16中任一项所述的方法而布置的计算部件(IPM)。
全文摘要
一种激发身体中的核自旋的方法，所述方法包括以下步骤(a)将所述身体(PB)置入静磁场(B0)中以沿着磁化轴(z)定向核自旋，所述静磁场至少在所述身体的关注体积(VOI)上为基本上均匀的；(b)将所述身体或者至少所述关注体积暴露于具有沿着至少三个非共面的方向(x，y，z)定向的分量(Gx、Gy、Gz)的随时间变化的磁场梯度以及暴露于横向射频场(B1)，由此所述随时间变化的磁场梯度限定k-空间中的由连接离散点(kT1到kT9)的线段构成的三维轨迹，并且所述横向射频场沿着所述轨迹的至少部分沉积射频能量，以使所述核自旋翻转相同的预定翻转角，而与所述核自旋在所述关注体积内的位置无关。一种执行磁共振成像的方法包括在待成像的身体中激发核自旋的步骤，其特征在于，通过执行方法来执行所述步骤。一种用于执行这样的方法的磁共振成像扫描仪。
文档编号G01R33/483GK103069296SQ201180029195
公开日2013年4月24日 申请日期2011年4月12日 优先权日2010年4月15日
发明者亚历克西斯·阿马登, 马蒂吉恩·克鲁斯 申请人:原子能与替代能源委员会
专业数控铣床产品供应商
20年生产经验，实力工厂，精工品质，质量有保障
