CN101919696B - 用于磁共振rf场测量的系统、方法和设备 - Google Patents

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Abstract

本发明名称为“用于磁共振RF场测量的系统、方法和设备”。包括磁共振成像(MRI)设备的设备、系统和方法包括磁共振成像(MRI)系统和计算机，磁共振成像(MRI)系统具有在磁体的孔周围放置的多个梯度线圈、由脉冲模块来控制以将RF信号传送到RF线圈组以采集MR图像的RF转换器和RF收发器系统。计算机编程为将在不同于共振频率的第一频率的第一非共振射频(RF)脉冲应用(120，126)到在共振频率激励的多个核，在应用第一非共振RF脉冲后从多个核采集(122，128)第一信号，基于第一非共振RF脉冲从第一信号来确定(148)相移，基于相移来确定(150)B1场，以及在计算机可读存储媒体上存储B1场。

Description

用于磁共振RF场测量的系统、方法和设备
技术领域
本发明主要涉及医疗成像系统，并且更具体地说，涉及与磁共振成像相关联的B1场的确定。
背景技术
在例如人体组织的物质要经受均匀磁场(极化场B0)时，组织中自旋(spin)的各个磁矩尝试与此极化场对齐，但在它们的特性拉莫尔频率以随机顺序绕其旋进。如果该物质或组织要经受x-y平面中并且接近拉莫尔频率的磁场(激励场B1)，则净对齐的矩或“纵向磁化”Mz可旋转或“翻转”到x-y平面中以产生净横向磁矩Mt。在激励信号B1终止后，由激励的自旋发射信号，并且此信号可被接收和处理以形成图像。
当利用这些信号来产生图像时，采用磁场梯度(Gx，Gy和Gz)。一般情况下，要成像的区按测量周期的序列来扫描，其中，这些梯度根据正在使用的特定定位方法而变化。接收的核磁共振(NMR)信号的结果集合经数字化和处理以使用许多公知的重构技术之一来重构图像。
存在多种技术用于确定磁共振线圈或阵列产生的B1场是否均匀，或场不均匀到什么程度。此类技术通常称为B1映射。通常，B1映射技术可实现空间或非空间解析的B1测量。如果在采集期间应用一个或多个空间编码梯度，则B1测量是空间解析的，相反，在B1测量期间未利用空间编码梯度时，B1测量是非空间解析的。除其它之外，B1图能用于调整传送增益以在特定倾倒角产生射频(RF)脉冲、设计多传送信道RF脉冲以及帮助化学位移成像的实现。B1映射也能在T1映射和/或其它定量MR成像技术中用作助手。一些B1映射技术是T1相关的。也就是说，用于B1的信号经常作为T1驰豫的函数来加权。其它B1映射技术是B0或化学位移相关的。还有的其它技术在B1场的某些范围上是不精确的，和/或依赖于大的RF功率沉积(powerdeposition)。
关于B1映射技术，此类技术的一个子类包含可称为基于相位的B1映射技术的技术。一个此类基于相位的B1映射技术使用从2α-α倾倒角序列增长的相位来确定B1。虽然此类技术比更大范围的倾倒角上的其它技术更精确，但此类技术是B0相关的，并且经常依赖相对长的重复时间(TR)要求。
另一种基于相位的B1映射技术利用绝热双曲正割半通(half-passage)和全通(full-passage)脉冲产生的B1相关相位。然而，与此类技术相关联的比吸收率(SAR)能限制此类技术在高磁场的临床应用。
因此，将合乎需要的是具有有效地确定磁共振系统的B1或RF场而没有一些或所有上述缺陷的系统和设备。
发明内容
本发明的实施例提供用于确定B1场并克服一些或所有上述缺陷的系统、设备和方法。
根据本发明的一个方面，一种磁共振成像(MRI)设备包括磁共振成像(MRI)系统和计算机，磁共振成像(MRI)系统具有在磁体的孔周围放置的多个梯度线圈、由脉冲模块来控制以将RF信号传送到RF线圈组以采集MR图像的RF转换器和RF收发器系统。计算机编程为将在不同于共振频率的第一频率的第一非共振射频(RF)脉冲应用到在共振频率激励的多个核，在应用第一非共振RF脉冲后从多个核采集第一信号，基于第一非共振RF脉冲从第一信号来确定相移，基于相移来确定B1场，以及在计算机可读存储媒体上存储B1场。
根据本发明的另一方面，一种计算机可读存储媒体包括其上存储的计算机程序。计算机程序包括指令，所述指令在由计算机执行时，促使计算机使脉冲生成器将第一非共振射频(RF)脉冲应用到多个被激励的核，在应用第一非共振RF脉冲后经至少一个磁共振(MR)接收线圈从多个被激励的核接收第一信号，确定由第一非共振RF脉冲诱发的相移，基于相移来确定B1场，以及在耦合到MR成像设备的存储装置上存储B1场。第一非共振RF脉冲配置成使多个核的共振频率位移。
根据本发明的仍有的另一方面，一种确定磁场的方法包括在第一共振频率激励多个核之后位移多个核的共振频率，在位移共振频率后通过磁共振(MR)接收线圈从多个核采集第一信号，基于第一信号来确定相移，以及在耦合到MR设备的计算机可读存储媒体上存储相移。
从下面的详细描述和附图中，各种其它特征和优点将变得明显。
附图说明
图形示出当前为实现本发明而设想的优选实施例。在图中：
图1是用于与本发明的实施例一起使用的示范MR成像系统的示意图。
图2是根据本发明的一实施例的流程图，其示出用于确定B1场的技术。
图3是根据本发明的另一个实施例的流程图，其示出用于确定B1场的技术。
图4是根据本发明的另一个实施例的流程图，其示出用于确定B1场的技术。
图5是根据本发明的一实施例的流程图，其示出用于确定B1场和B0场的技术。
具体实施方式
参照图1，示出结合本发明的实施例的示范磁共振成像(MRI)系统10的主要组件。系统的操作从包括键盘或其它输入装置13、控制面板14和显示屏16的操作员控制台12来控制。控制台12通过链路18与单独的计算机系统20通信，该计算机系统使得操作员能够控制显示屏16上图像的产生和显示。计算机系统20包括通过底板20a相互通信的多个模块。这些模块包括图像处理器模块22、CPU模块24和可包括用于存储图像数据阵列的帧缓冲器的存储器模块26。计算机系统20链接到档案媒体装置、永久性或后备存储器装置或网络以用于存储图像数据和程序，并且通过高速串行链路34与单独的系统控制32通信。输入装置13能包括鼠标、操纵杆、键盘、轨迹球、触摸激活屏、光棒(light wand)、话音控制或任何类似或等效输入装置，并且可用于交互式几何指定(geometry prescription)。
系统控制32包括通过底板32a连接在一起的模块的集合。这些模块包括CPU模块36和通过串行链路40连接到操作员控制台12的一个或多个脉冲生成器模块38。系统控制32正是通过链路40从操作员接收命令以指示要执行的扫描序列。脉冲生成器模块38操作系统组件来执行期望的扫描序列，并产生指示产生的RF脉冲的时序、强度和形状以及数据采集窗口的时序与长度的数据。脉冲生成器模块38连接到梯度放大器的集合42以指示扫描期间产生的梯度脉冲的时序和形状。脉冲生成器模块38也能从生理采集控制器44接收患者数据，该控制器从连接到患者的多个传感器接收信号，例如来自附连到患者的电极的ECG信号。而且最后脉冲生成器模块38连接到扫描室接口电路46，该电路从各种传感器接收与磁体系统和患者的状况相关联的信号。患者放置系统48也正是通过扫描室接口电路46接收命令以将患者移动到对于扫描的期望位置。
脉冲生成器模块38生成的梯度波形应用到具有Gx、Gy和Gz放大器的梯度放大器系统42。每个梯度放大器激励概要表示为50的梯度线圈组中的对应物理梯度线圈以产生用于将采集的信号空间编码的磁场梯度。梯度线圈组50形成磁体组装件52的部分，该组装件包括极化磁体54和整体RF线圈56。在本发明的一实施例中，RF线圈56是多通道线圈。系统控制32中的收发器模块58产生由一个或多个RF放大器60放大并通过传送/接收转换器62耦合到RF线圈56的脉冲。患者中被激励的核发射的结果信号可由相同RF线圈56感应到并通过传送/接收转换器62耦合到前置放大器64。放大的MR信号在收发器58的接收器部分中被解调、滤波和数字化。传送/接收转换器62由来自脉冲生成器模块38的信号来控制以在传送模式期间将RF放大器60电连接到线圈56，在接收模式期间将前置放大器64连接到线圈56。认识到，RF线圈56或阵列可采取集成到患者台中的专用接收线圈的形式。备选的是，还认识到，单独的RF线圈(例如，表面线圈)或阵列可由传送/接收转换器62来启用，并且可附加于或替代RF线圈56来使用。
多通道RF线圈56拾取的MR信号由收发器模块58数字化并且传输到系统控制32中的存储器模块66。当存储器模块66中已采集原始k空间数据的阵列时，扫描完成。此原始k空间数据重新布置成单独的k空间数据阵列以用于重构每个图像，并且这些阵列的每个输入到阵列处理器68，该处理器进行操作以将数据傅立叶变换成图像数据的阵列。此图像数据通过串行链路34输送到计算机系统20，在那里，图像数据存储在存储器中。响应从操作员控制台12接收的命令，此图像数据可在长期存储装置中归档，或者它可由图像处理器22进一步处理并输送到操作员控制台12并在显示器16上呈现。
参照图2，示出根据本发明的一实施例的流程图，其显示用于确定磁共振线圈或阵列的B1场的技术100。技术100从框102开始，在该框，将第一共振RF脉冲应用到多个核。共振RF脉冲是调谐到要经受磁场的多个核的共振频率的RF脉冲。因此，共振RF脉冲的应用将核置于被激励状态中。共振RF脉冲的参数可由用户任意选取。在应用第一共振RF脉冲后，在框104将第一非共振RF脉冲应用到多个被激励的核。非共振RF脉冲是调谐以使得非共振RF脉冲对多个核的应用不会将多个核置于被激励状态中的RF脉冲。例如，非共振RF脉冲是具有特定形状或频率的脉冲，所述特定形状或频率使得其对要经受磁场的多个核的应用将不被激励，或者将被激励到最小程度。
此第一非共振RF脉冲的应用在多个核已经在被激励状态中时发生。第一非共振RF脉冲的应用促使多个被激励核的共振频率位移。此类位移经常称为B1och-Siegert位移。此类位移的幅度取决于应用到多个被激励核的B1场。
在应用第一非共振RF脉冲后，在框106从多个位移的核采集第一信号。继续到框108，应用参考扫描以再次激励多个核。参考扫描包括至少一个共振RF脉冲。然而，在此实施例中，参考扫描不包括非共振RF脉冲。在框110，采集经参考扫描而生成的信号。也就是说，在框110采集第二或附加信号。如图2的流程图中所示，参考扫描和第二信号的采集在第一信号的采集后发生。然而，在一备选实施例中，设想到可在框102应用第一共振RF脉冲前进行参考扫描和附加信号的采集。
继续到框112，基于第一和第二采集的信号来确定相移。与第一信号相关联的相位是传送相位φTx、接收相位φRx、B0相位φB0、附加的序列相关相位φSeq以及Bloch-Siegert相位
Figure BSA00000171078700061
之和。Bloch-Siegert相位可在以下方式中表示：
Figure BSA00000171078700062
(等式1)，
其中，B1表示与RF线圈或阵列相关联的磁场，ΔωB0表示与B0不均匀性和/或化学位移相关联的频率，以及ΔωBF表示非共振RF脉冲的频率与共振RF脉冲的频率之间的差，其中，共振RF脉冲被认为是在自旋系统的共振频率。
因此，与第一信号相关联的相位φ1能在以下方式中表示：
Figure BSA00000171078700063
(等式2)。
由于在采集第二信号之前非共振脉冲未放出，因此，第二信号的相位不取决于
Figure BSA00000171078700071
也就是说，第二信号的相位是传送相位φTx、接收相位φRx和B0相位φB0之和。因此，与第二信号相关联的相位φ2能在以下方式中表示：
φ2＝(φTx+φRx+φB0+φSeq)    (等式3)。
在一个实施例中，第一与第二信号之间的相位差确定相移。也就是说：
(等式4)。
在确定相移后，过程控制继续到框114，并且基于相移来确定B1场。根据一个实施例，以下关系用于确定B1场：
Figure BSA00000171078700073
(等式5)
其中，B1，normalized是归一化成使得脉冲形状的最高点＝1的非共振脉冲形状。B1，normalized能被视为等于或大致等于B1(t)/B1，peak。B1(t)将非共振脉冲表示为时间的函数，并且B1，peak表示B1(t)的最大值(即，在RF脉冲的最高点的非共振RF场的幅度)，以及ωRF(t)表示作为时间的函数的RF脉冲的偏移频率。也就是说，ωRF(t)表示共振RF脉冲与非共振RF脉冲之间的差，或者实际上表示非共振RF脉冲和共振自旋系统的频率之间的差。ωB0表示由于B0场不均匀性和/或化学位移而偏离共振的附加频率偏移。B1，peak表示B1(t)的最大值或大致最大值(即，RF场在最高点或大致最高点(如果是非共振RF脉冲)的幅度)。
现在参照图3，示出的根据本发明另一个实施例的流程图，其显示用于确定磁共振线圈或阵列的B1场的技术116。技术116从框118开始，在该框，将第一共振RF脉冲应用到多个核。如上相对于图2所述，共振RF脉冲是在应用到多个核时激励多个核的RF脉冲，促使它们在其共振频率旋进。虽然图3中未示出，但设想到在应用第一共振RF脉冲前可放出一个或多个RF脉冲或预脉冲。在应用第一共振RF脉冲后，在框120将第一非共振RF脉冲应用到多个被激励核。换而言之，第一非共振脉冲被应用到被激励的核。
非共振脉冲对被激励核的应用使被激励核的共振频率位移。如上相对于图2所述，非共振RF脉冲是避免或至少大致避免激励多个核的RF脉冲。因此，非共振RF脉冲的频率轮廓选取成使得来自此类脉冲的多个核的无共振(no-resonance)激励得以避免或至少大致上得以避免。
再参照图3，在一个实施例中，第一非共振RF脉冲是在与多个核的共振频率不同的第一频率的Fermi RF脉冲。然而，要注意的是，其它实施例可利用不同于Fermi RF脉冲的共振RF脉冲，而不利用Fermi脉冲。在应用第一非共振RF脉冲后，在框122从多个核采集第一信号。设想到可在一个或多个空间编码梯度放出时采集第一信号，由此允许采集1D、2D或3D图像数据。
在采集第一信号后，处理控制继续到框124，在该框，将第二共振RF脉冲应用到多个核。第二共振RF脉冲的应用促使多个核再次激励。设想到可在应用第二共振RF脉冲之前应用一个或多个RF脉冲或预脉冲。
在应用第二共振RF脉冲后，处理控制继续到框126，在该框，将第二非共振RF脉冲应用到多个被激励核。像第一非共振RF脉冲一样，第二非共振RF脉冲具有避免或至少大致避免使多个核共振、而是位移多个核的共振频率的频率轮廓。在本实施例中，第二非共振RF脉冲是在与第一非共振RF脉冲的频率(即，第一频率)不同的第二频率。随后，在应用第二非共振RF脉冲后，在框128采集第二信号。
设想到第一共振RF脉冲的应用、第一非共振RF脉冲的应用、第一信号的采集、第二共振RF脉冲的应用、第二非共振RF脉冲的应用以及第二信号的采集可在具有任何选取的重复时间(TR)的相同扫描期间发生。还设想到此类扫描可以是成像扫描。在此类情况下，一个或多个空间编码梯度将在第一和第二信号的采集期间放出。因此，在每次采集期间(例如，在第一和第二信号的采集期间)收集B1场信息和成像信息。共振RF脉冲的倾倒角、TR和成像序列的其它参数可选取成适合任何类型的成像序列。例如，本发明的实施例可结合自旋回波、梯度回波和回波平面型成像序列。另外，只要RF脉冲避免或大致避免使要经受磁场的核共振，就可以任意选取非共振RF脉冲的参数。
还设想到在单独扫描期间可应用每个共振RF脉冲(即，第一和第二共振RF脉冲)。例如，第一共振RF脉冲、第一非共振RF脉冲的应用和第一信号的采集可在第一扫描期间发生。在此类情况下，第二共振RF脉冲、第二非共振RF脉冲的应用和第二信号的采集可在以后或第二扫描期间发生。另外，空间编码梯度可在第一和/或第二信号的采集期间放出。
仍参照图3，在采集第二信号后，过程控制继续到框130，在该框中，基于采集的第一和第二信号来确定相移。根据一个实施例，第一与第二信号之间的相位差用于确定相移。
根据此类实施例，通过先将第一和第二信号转换成相位图像数据集合(即，第一相位图像数据集合和第二相位图像数据集合)来确定第一与第二信号之间的相位差。每个相位图像数据集合的相位对应于至少传送相位φTx、接收相位φRx、B0相位φB0、序列相位φSeq以及Bloch-Siegert相位
Figure BSA00000171078700091
的组合。从Bloch-Siegert位移产生的两次扫描之间的相位差可表示如下：
Figure BSA00000171078700092
(等式6)
其中，是两次扫描之间的Bloch-Siegert相位差，ωRF表示非共振RF脉冲频率的偏移频率。换而言之，ωRF1表示第一非共振RF脉冲和自旋系统的共振频率之间的频率差。ωRF2表示第二非共振RF脉冲和自旋系统的共振频率之间的频率差。还有，γ表示回磁比，并且B1(t)表示非共振RF脉冲的RF场，以及ωB0表示由于B0场不均匀性和/或化学位移而偏离共振的频率偏移。
此外，如果第一和第二非共振RF脉冲配置成在自旋共振峰值的对立侧上应用，换而言之一个非共振脉冲在比自旋共振更高的频率，一个在比自旋共振更低的频率，则Bloch-Siegert位移的B0不均匀性和化学位移相关性被大大降低。此处，ΔωRF是两个非共振脉冲频率的平均频率偏移：ΔωRF＝(ΔωRF1-ΔωRF2)/2。
Figure BSA00000171078700101
(等式7)
类似地，如果第一非共振频率的偏移和第二非共振频率的偏移是对称的(例如，ωRF1＝-ωRF2，相当于+/-ωRF频率)，则也可完全避免等式6的ωB0相关项。也就是说，如果第一非共振RF脉冲是在第一频率，其中，偏移是+ωRF，并且第二非共振RF脉冲是在第二频率，其中，偏移是-ωRF，则在减法期间将去除两个相位图像数据集合中相同的偏离非共振B0的相移、其它序列相关的相位、接收相位、传送相位。因此，通过等式7确定两个信号之间的Bloch-Siegert相位差的值
Figure BSA00000171078700102
该值取决于B1场和ωRF，但是B0无关的。
在确定相移后，过程控制继续到框132，在该框中确定B1场。B1场确定基于以前确定的Bloch-Siegert相移。在一个实施例中，在其中能忽视ωB0的情况中，B1场在以下方式中表示：
Figure BSA00000171078700103
(等式8)
正如本领域技术人员将理解的，等式8实际上是为B1求解而重写的等式7。因此，基于第一和第二信号，可确定B1，peak。
现在参照图4，示出根据本发明的另一个实施例的流程图，其显示用于确定磁共振线圈或阵列的B1场的技术134。技术134类似于技术116。然而，在框122第一信号的采集后，过程控制继续到判定框136，在该框，确定第一数据集合是否被采集。第一数据集合可包括k空间的两行或更多行或多个k空间的一行或更多行。还设想到第一数据集合可包括一个或多个图像数据集合。无论第一数据集合是包括k空间数据还是图像数据，第一数据集合包括来自多于一个信号的信息。如果确定第一数据集合未采集(138)，则过程控制继续到框118，并且第一共振频率再次被应用以重新激励多个核。设想到可在应用第一共振RF脉冲之前应用一个或多个RF脉冲或预脉冲。另外，第一共振RF脉冲的参数可与以前应用的第一共振RF脉冲的参数不同。同样地，第一非共振RF脉冲的参数可与以前应用的非共振脉冲的参数不同。
另一方面，如果确定第一数据集合被采集(140)，则过程控制继续到框124，在该框，第二共振RF脉冲被应用以激励多个核。设想到可在应用第二共振RF脉冲之前应用一个或多个RF脉冲或预脉冲。
以类似方式，在框128采集第二信号后，过程控制继续到判定框142，在该框，确定第二数据集合是否已采集。类似于第一数据集合，第二数据集合可包括单个k空间的多于一行，或者第二数据集合可包括多个k空间的一行或更多行。另外，第二数据集合可包括用于另一图像数据集合的图像数据。如果确定第二数据集合未采集(144)，则过程控制继续到框124，在该框，第二共振RF脉冲被应用以重新激励多个核。同样地，设想到可在应用第二共振RF脉冲之前应用一个或多个RF脉冲或预脉冲。
另外，当前应用的第二共振RF脉冲的参数可与以前应用的第二共振RF脉冲的参数不同。同样地，第二非共振RF脉冲的参数也可在应用之间改变。
另一方面，如果确定第二数据集合被采集(146)，则过程控制继续到框148，在该框，基于第一和第二数据集合来确定相移。相移可以在类似于如上相对于图3所述方式的方式中、利用等式6-8来确定。然而，与确定单个相移不同，基于多个采集的信号来确定多个相移。随后，过程控制继续到框150，并且B1场或场图基于相移来确定。根据一个实施例，等式8的关系用于确定B1场图，其体现与MR成像线圈相关联的B1场不均匀性。
现在参照图5，示出根据本发明的一实施例的流程图，其示出用于同时确定B1和B0场的技术152。技术152从框154开始，在该框，实现利用非共振RF脉冲的第一扫描。换而言之，实现可以是成像扫描的第一扫描，该扫描利用至少一个共振RF脉冲、至少一个非共振RF脉冲和跟随非共振RF脉冲的应用的至少一个信号采集。随后，过程控制继续到框156，在该框，实现利用非共振RF脉冲的第二扫描。类似于第一扫描，第二扫描包括至少一个共振RF脉冲和至少一个非共振脉冲以使核的共振频率位移。共振频率位移之后跟随至少一个信号采集。
在实现第二扫描后，过程控制继续到框158，在该框，实现不利用非共振RF脉冲的第三扫描。第三扫描利用至少一个共振RF脉冲和至少一个信号采集。然而，第三扫描不利用非共振RF脉冲使经受磁场的多个核的共振频率位移。设想到在一备选实施例中，在第一扫描前、在第一与第二扫描之间实现第三扫描，或者与第一和/或第二扫描交错实现第三扫描。
再参照本实施例，在实现第三扫描后过程控制继续到框160，并且基于第一和第二扫描来确定B1场。在一个实施例中，第一扫描的相位φ1与第二扫描的相位φ2之间的相位差用于确定B1场。例如，如相相对于图2-3所述，从扫描收集的相位能表示为至少传送相位φTx、接收相位φRx、B0相位φB0、序列相位φSeq及Bloch-Siegert相位之和。在ωB0＜＜ωRF的情况下，等式1描述的Bloch-Siegert相位能通过泰勒展开、由以下关系来近似：
Figure BSA00000171078700121
(等式9)
这将Bloch Siegert相移分成两项：一个是ωB0相关的，并且一个是ωB0无关的。
Figure BSA00000171078700131
(等式10)
其中：
Figure BSA00000171078700132
(等式11)
因此，第一扫描的相位能表示如下：
Figure BSA00000171078700133
(等式12)
接着，如果在第二扫描中实现-ΔωRF，则第二扫描的相位能表示如下：
Figure BSA00000171078700134
(等式13)
如果在水共振峰值(water resonance peak)周围对称的频率应用RF激励，则能从第一扫描与第二扫描之间的相位差，以B0无关的方式来确定B1场。也就是说，
Figure BSA00000171078700135
在确定B1场后，过程控制继续到框162，在该框，基于第一、第二和第三扫描来确定B0场。由于实现第三扫描而未使用非共振RF脉冲来使经受成像的核的共振频率位移，因此，能将第三扫描的相位在以下方式中表示：
φ3＝(φTx+φRx+φB0+φSeq)    (等式14)。
因此，可从第三扫描与第一和第二扫描之间的相位差来确定B0场(即，)。
对于非对称RF频率偏移(即，ΔωRF1≠ΔωRF2)，仍能通过解由其中ΔωRF＝ΔωRF1的等式10、其中ΔωRF＝ΔωRF2的等式11和等式12定义的等式系统来确定B1和B0。
对于公开的方法和设备的技术贡献在于它提供用于处理器实现的B1场确定。
根据一个实施例，一种磁共振成像(MRI)设备包括磁共振成像(MRI)系统和计算机，磁共振成像(MRI)系统具有在磁体的孔周围放置的多个梯度线圈、由脉冲模块来控制以将RF信号传送到RF线圈组以采集MR图像的RF转换器和RF收发器系统。计算机编程为将在不同于共振频率的第一频率的第一非共振射频(RF)脉冲应用到在共振频率激励的多个核，在应用第一非共振RF脉冲后从多个核采集第一信号，基于第一非共振RF脉冲从第一信号来确定相移，基于相移来确定B1场，以及在计算机可读存储媒体上存储B1场。
根据另一个实施例，一种计算机可读存储媒体包括其上存储的计算机程序。计算机程序包括指令，所述指令在由计算机执行时，促使计算机使脉冲生成器将第一非共振射频(RF)脉冲应用到多个被激励的核，在应用第一非共振RF脉冲后经至少一个磁共振(MR)接收线圈从多个被激励的核接收第一信号，确定由第一非共振RF脉冲诱发的相移，基于相移来确定B1场，以及在耦合到MR成像设备的存储装置上存储B1场。第一非共振RF脉冲配置成使多个核的共振频率位移。
根据仍有的另一个实施例，一种确定磁场的方法包括在第一共振频率激励多个核后位移多个核的共振频率，在位移共振频率后通过磁共振(MR)接收线圈从多个核采集第一信号，基于第一信号来确定相移，以及在耦合到MR设备的计算机可读存储媒体上存储相移。
本发明已根据优选实施例来描述，并且认识到，除了明确所述的那些内容外，等效物、备选和修改是可能的，并且在随附权利要求的范围内。
部件列表
100技术
102应用第一共振RF脉冲
104应用第一非共振RF脉冲
106在框从多个核采集第一信号
108应用参考扫描
110采集经参考扫描生成的第二信号
112基于第一信号和第二信号来确定相移
114基于相移来确定B1场
116技术
118应用第一共振RF脉冲
120应用第一非共振RF脉冲
122采集第一信号
124将第二共振RF脉冲应用到多个核
126将第二非共振RF脉冲应用到多个核
128采集第二信号
130基于第一信号和第二信号来确定相移
132基于相移来确定B1场
134技术
136第一数据集合被采集？
138第一数据集合未采集
140第一数据集合被采集
142第二数据集合被采集？
144第二数据集合未采集
146第二数据集合被采集
148基于第一和第二数据集合来确定相移
150基于相移来确定B1场
152技术
154实现利用非共振RF脉冲的第一扫描
156实现利用非共振RF脉冲的第二扫描
158实现不利用非共振RF脉冲的第三扫描
160基于第一和第二扫描来确定B1场
162基于第一、第二和第三扫描来确定B0场

Claims (16)

1.一种磁共振成像MRI设备，包括：
磁共振成像MRI系统，具有在磁体的孔周围放置的多个梯度线圈、由脉冲模块来控制以将RF信号传送到RF线圈组以采集MR图像的RF转换器和RF收发器系统；以及
计算机，编程为：
将在第一频率的第一非共振射频脉冲应用到在共振频率激励的多个核，其中所述第一频率不同于所述共振频率；
在应用所述第一非共振射频脉冲后从所述多个核采集第一信号；
从所述第一信号来确定相移，其中所述相移基于所述第一非共振射频脉冲；
基于相对于参考扫描的所述相移来确定B1场；以及
在计算机可读存储媒体上存储所述B1场。
2.如权利要求1所述的MRI设备，其中所述计算机还编程为：
在应用所述第一非共振射频脉冲前将第一共振RF脉冲应用到所述多个核以在所述共振频率激励所述多个核；
将第二共振RF脉冲应用到所述多个核以在所述共振频率激励所述多个核；
在应用所述第二共振RF脉冲后将第二非共振RF脉冲应用到所述多个核，其中所述第二非共振RF脉冲是在与所述共振频率和所述第一频率不同的第二频率；
在应用所述第二非共振RF脉冲后从所述多个核采集第二信号；以及
其中所述计算机在编程为确定所述相移中编程为确定所述第一信号与所述第二信号之间的第一相位差以确定所述相移，其中所述相移还基于所述第二非共振RF脉冲。
3.如权利要求2所述的MRI设备，其中所述计算机还编程为：
重复应用所述第一共振RF脉冲和所述第一非共振射频脉冲并重复所述第一信号的采集直到第一图像数据集合被采集；
重复应用所述第二共振RF脉冲和所述第二非共振RF脉冲并重复所述第二信号的采集直到第二图像数据集合被采集；以及
确定所述第一与第二图像数据集合之间的多个空间相关相位差，其中所述多个空间相关相位差包括所述第一相位差。
4.如权利要求2所述的MRI设备，其中所述计算机还编程为：
在所述第一信号的采集期间将空间编码梯度应用到所述多个核；以及
在所述第二信号的采集期间将所述空间编码梯度应用到所述多个核。
5.如权利要求2所述的MRI设备，其中所述第一非共振射频脉冲是Fermi脉冲，并且所述第二非共振RF脉冲是Fermi脉冲。
6.如权利要求2所述的MRI设备，其中所述第一频率和所述第二频率在水共振频率周围大致是对称的。
7.如权利要求2所述的MRI设备，其中所述计算机还编程为：
基于所述第一相位差来确定第一B1磁场图；以及
向用户显示所述第一B1磁场图。
8.如权利要求7所述的MRI设备，其中所述计算机还编程为：
将在所述共振频率的第三共振RF脉冲应用到所述多个核；
在应用所述第三共振RF脉冲后，从所述多个核采集第三信号；
基于所述第一、第二和第三信号，确定所述第一非共振射频脉冲的频率中点和所述第二非共振RF脉冲的频率中点在水共振频率周围是否不对称；以及
基于针对所述第一非共振射频脉冲的频率中点和所述第二非共振RF脉冲的频率中点在水共振频率周围是否不对称的确定，确定B0场。
9.如权利要求2所述的MRI设备，其中所述第一共振RF脉冲和所述第一非共振射频脉冲的应用在第一扫描期间发生，以及其中所述第二共振RF脉冲和所述第二非共振RF脉冲在第二扫描期间发生。
10.如权利要求9所述的MRI设备，其中所述第一和第二扫描是成像扫描。
11.如权利要求2所述的MRI设备，其中所述第一共振RF脉冲、所述第一非共振射频脉冲、所述第二共振RF脉冲以及所述第二非共振RF脉冲在第一扫描期间发生。
12.如权利要求11所述的MRI设备，其中所述第一扫描是成像扫描。
13.一种确定磁场的方法，包括：
在第一共振频率激励多个核之后位移所述多个核的共振频率；
在位移所述共振频率后通过磁共振MR接收线圈从所述多个核采集第一信号；以及
基于所述第一信号来确定相移；
在耦合到MR设备的计算机可读存储媒体上存储所述相移；以及
基于所述相移来确定B1场。
14.如权利要求13所述的方法，其中位移所述多个核的共振频率包括将第一非共振RF脉冲应用到在所述第一共振频率激励的所述多个核。
15.如权利要求14所述的方法，还包括：
在应用所述第一非共振RF脉冲之前将第一共振RF脉冲应用到所述多个核以在所述第一共振频率激励所述多个核；
在采集第二信号之后将第二共振RF脉冲应用到所述多个核以在所述第一共振频率激励所述多个核；
在应用所述第二共振RF脉冲后经第二非共振RF脉冲的应用来位移在所述第一共振频率激励的所述多个核的共振频率；
在应用所述第二非共振RF脉冲之后从所述多个核采集第二信号；以及
确定所述第一和第二信号之间的相位差；以及
其中确定所述相移包括基于所述相位差来确定所述相移。
16.如权利要求15所述的方法，还包括基于所述第一和第二信号之间的相位差来确定B1磁场图。 
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Families Citing this family (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5726203B2 (ja) * 2010-11-05 2015-05-27 株式会社日立メディコ 磁気共鳴撮像装置、照射磁場計測方法
US8942931B2 (en) * 2011-04-20 2015-01-27 General Electric Company System and method for determining electrical properties using magnetic resonance imaging
US8558547B2 (en) * 2011-05-05 2013-10-15 General Electric Company System and method for magnetic resonance radio-frequency field mapping
US8598880B2 (en) * 2011-05-18 2013-12-03 General Electric Company Method and apparatus for imaging a subject using local surface coils
KR101453297B1 (ko) 2011-08-19 2014-10-22 삼성전자주식회사 복수 타입의 자기 공명 영상들을 동시에 생성하는 장치 및 방법
JP5917077B2 (ja) 2011-10-13 2016-05-11 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US9086446B2 (en) 2011-11-29 2015-07-21 General Electric Company Method and system for B1 field mapping in magnetic resonance imaging
EP2615470A1 (en) * 2012-01-12 2013-07-17 Koninklijke Philips Electronics N.V. MR imaging with B1 mapping
EP2624004A1 (en) * 2012-02-06 2013-08-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Temperature determination using magnetic resonance B1 field mapping
DE102012203111B4 (de) 2012-02-29 2014-01-23 Siemens Aktiengesellschaft B1-Feld-basierte Regelung innerhalb einer MR-Sequenz
DE102012203453B4 (de) 2012-03-05 2014-07-03 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Ermittlung eines Satzes von B1-Feldkarten
EP2642310A1 (en) * 2012-03-22 2013-09-25 Koninklijke Philips N.V. Interpolated three-dimensional thermal dose estimates using magnetic resonance imaging
US9316707B2 (en) * 2012-04-18 2016-04-19 General Electric Company System and method of receive sensitivity correction in MR imaging
DE102012209295B4 (de) * 2012-06-01 2014-02-13 Siemens Aktiengesellschaft Bestimmung einer objektspezifischen B1-Verteilung eines Untersuchungsobjekts im Messvolumen in der Magnetresonanztechnik
DE102012219025B4 (de) * 2012-10-18 2015-07-16 Siemens Aktiengesellschaft Kontrolle einer Hochfrequenzsendeeinrichtung eines Magnetresonanztomographiesystem
KR102094501B1 (ko) * 2012-11-30 2020-03-27 삼성전자주식회사 Ｍｒｉ 다변수 영상의 획득 장치 및 방법
KR20140088434A (ko) 2013-01-02 2014-07-10 삼성전자주식회사 환자별 특성을 기반으로 한 ｍｒｉ 다변수 영상 획득 지원 장치 및 방법
DE102013201671B3 (de) 2013-02-01 2014-07-31 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Erfassen von MR-Daten und zur Bestimmung eines B1-Magnetfelds sowie entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage
DE102013201670B3 (de) 2013-02-01 2014-07-03 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Erfassen von MR-Daten und zur Bestimmung eines B1-Magnetfelds sowie entsprechend ausgestaltete Magnetresonanzanlage
KR101560463B1 (ko) * 2013-12-30 2015-10-16 가천대학교 산학협력단 오프 공명 라디오주파수 펄스를 사용하는 자기 공명 영상 시스템에서 인공물 및 원하지 않는 신호를 제거하는 자기 공명 영상 획득 방법
US9995808B2 (en) * 2014-03-10 2018-06-12 Vanderbilt University MRI using RF gradients for spatial encoding
CN106659422A (zh) * 2014-07-17 2017-05-10 埃尔瓦有限公司 为mri和nmr装置提供局域b1磁场的人工结构化单位单元
CN112098912B (zh) * 2014-09-05 2023-10-13 海珀菲纳股份有限公司 用于磁共振成像的铁磁增强系统及提供该系统的方法
DE102015202670B4 (de) 2015-02-13 2018-11-22 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanzvorrichtung mit einer Schaltmatrixeinheit und ein Verfahren zur Pulssequenzoptimierung sowie ein Computerprogrammprodukt
US10591565B2 (en) * 2015-05-13 2020-03-17 Koninklijke Philips N.V. Parallel MR imaging with RF coil sensitivity mapping
US11047935B2 (en) 2015-05-14 2021-06-29 Ohio State Innovation Foundation Systems and methods for estimating complex B1+ fields of transmit coils of a magnetic resonance imaging (MRI) system
WO2017124089A1 (en) * 2016-01-14 2017-07-20 Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. System and method for improved homogeneous and inhomogeneous magnetization transfer magnetic resonance imaging
KR101771220B1 (ko) * 2016-05-02 2017-08-24 가천대학교 산학협력단 자기공명영상 시스템
US10863918B2 (en) 2016-05-09 2020-12-15 The Regents Of The University Of California Systems and methods for ultrashort echo time magnetization transfer (UTE-MT) imaging and signal modeling
US10627464B2 (en) 2016-11-22 2020-04-21 Hyperfine Research, Inc. Low-field magnetic resonance imaging methods and apparatus
US10890631B2 (en) 2017-01-19 2021-01-12 Ohio State Innovation Foundation Estimating absolute phase of radio frequency fields of transmit and receive coils in a magnetic resonance
US11175367B2 (en) 2018-08-10 2021-11-16 General Electric Company Methods and systems for estimating transmit attenuation for a magnetic resonance imaging scan
CN109597134B (zh) * 2019-01-28 2020-02-18 吉林大学 基于绝热脉冲激发源的核磁共振地下水探测装置及其方法
US10969451B1 (en) * 2019-09-23 2021-04-06 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for in-phase zero echo time magnetic resonance imaging
CN112716476A (zh) 2019-10-28 2021-04-30 通用电气精准医疗有限责任公司 磁共振成像方法及系统、计算机可读存储介质
US11287504B2 (en) * 2020-08-11 2022-03-29 Uih America, Inc. Systems and methods for magnetic resonance imaging

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6268728B1 (en) * 1999-02-10 2001-07-31 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Phase-sensitive method of radio-frequency field mapping for magnetic resonance imaging
US7053618B2 (en) * 2003-11-26 2006-05-30 General Electric Company Method and apparatus to generate an RF excitation consistent with a desired excitation profile using a transmit coil array
US7075301B2 (en) * 2003-11-26 2006-07-11 General Electric Company Method and apparatus to reduce RF power deposition during MR data acquisition
US7233143B2 (en) * 2005-02-15 2007-06-19 Case Western Reserve University Brorc-s2pd
CN101268942A (zh) * 2007-03-19 2008-09-24 西门子公司 用于调整b1场的方法

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1210614B1 (en) * 1999-08-05 2012-08-01 THE GOVERNMENT OF THE UNITED STATES OF AMERICA, as represented by THE SECRETARY, DEPARTMENT OF HEALTH AND HUMAN SERVICES Methods and apparatus for mapping internal and bulk motion of an object with phase labeling in magnetic resonance imaging
US7233818B1 (en) * 1999-08-05 2007-06-19 United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services Methods and apparatus for mapping internal and bulk motion of an object with phase labeling in magnetic resonance imaging
CN100568015C (zh) 2003-10-31 2009-12-09 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振成像中的b1场控制
US7375523B1 (en) 2006-10-30 2008-05-20 General Electric Company System and method for fast MR coil sensitivity mapping
US7446526B2 (en) 2006-12-21 2008-11-04 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University RF field mapping for magnetic resonance imaging

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6268728B1 (en) * 1999-02-10 2001-07-31 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Phase-sensitive method of radio-frequency field mapping for magnetic resonance imaging
US7053618B2 (en) * 2003-11-26 2006-05-30 General Electric Company Method and apparatus to generate an RF excitation consistent with a desired excitation profile using a transmit coil array
US7075301B2 (en) * 2003-11-26 2006-07-11 General Electric Company Method and apparatus to reduce RF power deposition during MR data acquisition
US7233143B2 (en) * 2005-02-15 2007-06-19 Case Western Reserve University Brorc-s2pd
CN101268942A (zh) * 2007-03-19 2008-09-24 西门子公司 用于调整b1场的方法

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