CN102159965B - 用于mri的b1映射和b1l匀场 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种采集MRI图像数据的方法，包括以下步骤：利用第一体素尺寸执行第一体积的3维B1映射，选择MRI方案，根据所述MRI方案执行B1匀场，执行所述MRI方案以利用第二体素尺寸采集第二体积的MRI成像数据，其中所述第一体素尺寸大于所述第二体素尺寸，其中所述第一体积大于所述第二体积，并且其中所述第二体积包含在所述第一体积之内。

Description

用于MRI的B1映射和B1L匀场

技术领域

本发明涉及用于执行合并的磁共振成像(MRI)系统的B1匀场的方法、设备和计算机程序产品。

背景技术

MRI扫描器使用静态磁场来使原子的核自旋一致，这是用于产生患者身体内的图像的流程的一部分。这个静态磁场被称为B0场。众所周知，增加用于执行MRI扫描的B0场强度提供了增大诊断图像的空间分辨率和对比度分辨率的机会。分辨率和对比度的这种增加有益于使用MRI图像的医师来诊断患者。

在MRI扫描期间，发射器线圈产生的射频(RF)脉冲对局部磁场造成扰动，由接收器线圈探测由核自旋发射的RF信号。这些RF信号用于构造MRI图像。这些线圈也可以称为天线。此外，还可以将发射器线圈和接收器线圈集成到执行两种功能的单一收发器线圈中。应该理解，使用收发器线圈这一术语还指使用独立的发射器和接收器线圈的系统。

不过，身体的介电属性给提高用于临床MRI的磁场强度提出了技术挑战。使用由收发器线圈导致的扰动操纵与B0场一致的核自旋取向。问题在于，身体的介电属性导致所发射的RF场(所谓的B1)场的波长λ变得更短，λ～1/B0。随着B0场的增大，操纵核自旋必须的RF场的波长减小。在身体外部，RF场的波长可以在米的量级上。在身体之内，要短得多。如果B0场足够强，那么身体之内RF脉冲的波长将减小到身体之内存在RF驻波的程度。这给由发射器线圈诱发的磁场带来局部扰动，使其变得不均匀，在标准MRI序列中导致不均匀的激励、信号强度和对比度。这被称为B1不均匀性。这能够导致诊断图像的对比度误差并导致误诊的可能性。

为了抵消这种效果，使用了相控阵列收发器线圈。这些线圈包括多个元件，其中相对于天线的其他元件控制由个体元件产生的RF辐射的幅度和相位。选择适当相位和幅度以抵消B1不均匀性效应的过程被称为B1匀场。为了执行B1匀场，构造发射场图。这个过程被称为B1映射。在Yudong Zhu的美国专利6,989,673(引用为Zhu)中描述了B1匀场。Zhu公开了一种包括多个发射线圈的系统，多个发射线圈具有对应的RF脉冲合成器和放大器。

B1匀场的当前方法集中于B1场的均匀化。平均起来讲，所得的经匀场的B1场低于平均的未经匀场的场。为了具有强到足以使核自旋倾斜到期望翻转角的B1场，必须要增大发射功率。这会导致更高的比吸收率(SAR)值。为了解决这个问题，有人建议计算或估计由发射元件产生的电场并使用该信息使所得总电场最小化。在临床环境中这是不切实际的，因为计算电场需要大规模的离线建模和计算工作。

当前，在MRI检查期间仅针对被成像的个体体积或个体切片进行B1映射和匀场。在本领域中切片是用于指代被成像薄体积的通用术语。术语体积被理解为也指切片。对被成像个体体积的B1匀场并不足够。例如，在现代MRI试验中，在扫描准备阶段期间采用各种RF脉冲，以优化扫描条件，例如确定共振频率f0或B0匀场，这些中的每个都是在独立体积中执行的。这些RF脉冲还用于诸如REST、SPIR的磁化准备以及反演技术中。这种准备MRI脉冲序列用于操纵期望的图像对比度和图像质量或对额外信息编码。进一步的示例是用于运动感测的导航器RF脉冲技术或用于本地动脉自旋标记(ASL)的类似RF脉冲。最佳的图像质量要求这些技术有最佳性能。

这些技术受到高B0场下存在的B1不均匀性的严重影响。这使得必须进行局部B1匀场。个体脉冲序列工作在身体的不同部分，并且具有不同的局部范围。很多技术还依赖于在被成像切片或体积之外具有均匀的B1场。例如，在感兴趣的成像体积之外常常应用区域饱和技术(REST)或ASL准备脉冲。对于这些脉冲序列，使用标准技术会丢失关于B1场的信息。

典型地使用梯度线圈操纵静态磁场B0。使用这些梯度线圈调整B0场的过程也称为B0匀场。

方面内容

本发明提供了如独立权利要求中主张的一种采集MRI图像数据的方法、一种用于采集MRI图像数据的计算机程序产品和设备。在从属权利要求中给出了本发明的实施例。

根据本发明的实施例，执行体积的B1映射流程，优选作为在开始患者检查时执行的预扫描。这类似于平行成像框架中的参考扫描概念，其中在诊断扫描之前采集个体RF天线的空间灵敏度分布。在Pruessmann KP等人在Magn Reson Med.1999；42：952-62的文章(引用为Pruessmann)中描述了参考扫描的概念。三维(3D)B1映射必须要覆盖适当区域(体积)以允许针对后续扫描流程中涉及的所有RF对象进行后续B1匀场。扫描流程被称为MRI方案。RF对象是描述RF脉冲的MRI脉冲序列的分量。RF对象包括定义RF脉冲特征的要素，这些要素的示例是：RF波形、发射频率、相控阵列发射器线圈的元件的发射增益设置以及相控阵列收发器线圈的元件之间的相位关系。这样做的一个先决条件是使用有时间效率的3D映射序列。在以下文献中论述了用于实施3D映射序列的不同方式：Yarnykh VL.Magn Reson Med.2007年1月；57(1)：192-200(引用为Yarnykh)，van derMeulen P，van Yperen GH.Proc.SMRM；1986；p.1129(引用为van derMeulen)，Cunningham CH，Pauly JM，Nayak KS.Magn.Reson.Med 2006；55：1326-1333(引用为Cunningham)，以及Dowell NG，Tofts PS.Magn.Reson.Med.2007；58：622-30(引用为Dowell)。可以将这些技术扩展到三维中。为了让这些技术加速，即，映射扩大的体积而不增加测量时间，可以使用快速成像技术，例如回波脉冲成像(EPI)或其他高效率采样方案。

可以使用并行成像进一步加快数据采集。SENSE扫描需要知道数据采集之前的接收线圈灵敏度，而GRAPPA扫描不需要。在Griswold MA等人在Magn.Reson.Med.2002；47：1202-1210的文章(引用为Griswold)中描述了GRAPPA扫描。在这方面，GRAPPA可能是有利的，因为其允许在SENSE参考扫描之前执行这种B1发射映射。考虑的重要一点是俘获个体线圈灵敏度最本质特征所需的必要空间分辨率或体素尺寸。体素尺寸与用于体积覆盖的总测量时间成比例。

此外，可以将有效的体积B1映射与适当的B0映射合并。可以借助于多回波序列，在不同回波时间对同一k空间样本采样来获取B0场图。为了应对潜在的水和脂肪的问题，提出了一种3点方法，其类似于由Reeder在Reeder SB等人发表于Magn.Reson.Med.2005：54：636-44的文章中所述的技术。

基于预扫描数据，能够提取B1图，其形成了为所有RF对象相对于其位置计算最佳B1匀场参数的依据。于是，对于每一个体RF对象，根据下式执行独立的线性或非线性优化以为个体发射线圈元件找到适当的相位和幅度设置和它们的灵敏度(Bl_n(r))：

以得到均匀的叠加发射场(Bl_super)。重要的是要指出应当将方程(1)中给出的优化仅限于对应RF的体积。主要目标是B1场的均匀化。不过，对于特定MRI方案，可能期望空间相关的B1曲线。这一点也能够通过使用根据方程(1)的叠加，通过改变必需的元组来实现。基于由这种体积映射过程获得的B1图，能够为将在整个检查中使用的所有RF对象获得最佳发射设置。

在这里将比吸收率(SAR)定义为每单位质量吸收的RF功率。在这里将局部SAR定义为具有最大SAR的体素的SAR值。在这里将全局SAR定义为在整个被成像对象上积分的SAR。

在这里将成本函数定义为通过优化算法使其因变量最大化或最小化的函数。优化算法调整一个或多个自变量以执行优化。

在这里将正则参数定义为在成本函数中使用的参数，该成本函数控制两个或更多个项对优化结果的相对影响。

在这里将发射通道定义为对应于多元件发射器线圈或多元件收发器线圈的每个元件的个体RF电路。在这里将术语发射通道定义为所有发射通道的集。

在这里将复振幅定义为施加到个体发射通道的电流的相位和振幅。这被称为复振幅，因为复振幅能够用相位和振幅来指定，或能够通过复数形式表达。在这里将复振幅定义为对应于发射通道的所有复振幅的集合。调整复振幅使B1场更加均匀就是B1匀场。

在这里将空间发射灵敏度定义为由发射通道产生的空间相关的B1场。

在这里将正向RF功率定义为RF发射器发射的总功率，而不考虑RF功率中反射回RF发射器的部分。

在这里将视场(FOV)定义为表示MRI图像构造的体积。用于构造MRI图像的MRI数据是在频域中收集的无线电信号。因此重要的是要指出，使用傅里叶积分将MRI数据转换成图像，结果，FOV之外的组织对图像有贡献。

本发明的实施例提供了一种使由B1匀场导致的SAR增大最小化的快速而有效的方法。通常通过使成本函数最小化执行标准RF B1匀场。这些函数通常包括所得B1图的标准偏差，且是使用非线性、迭代搜索求解的。

本发明的实施例使用以正则参数加权的SAR相关项修改这种成本函数。这种正则参数控制RF功率和B1场均匀性之间的折衷。SAR相关项与匀场权重的振幅平方和成比例，并且其产生正向RF功率，其能够用作患者体内SAR的度量。

在数学上，针对具有N个发射通道的多发射系统和Tn(x)，对应的(复)空间发射灵敏度分布(n＝1...N)，来描述这种情况。所有这些灵敏度之和是使用一组复振幅的总发射灵敏度T _tot：

${\underset{\‾}{T}}_{\mathrm{tot}}\left(x\right)=\underset{n\≤N}{\mathrm{\Σ}}{\underset{\‾}{A}}_n{\underset{\‾}{T}}_n\left(x\right)---\left(2\right)$

通过使成本函数δ_usu最小化确定最佳A _n：

δ_usu＝<(T_tot(x)-<T_tot(x)>)²>，  (3)

该成本函数对应于预定义ROI上振幅T_tot＝T _tot的标准偏差或归一化均方根误差(NRMSE)。对于使用这种方法提高匀场潜力所必需的T _tot相位没有任何要求。因此，方程(3)的最小化是非线性问题，并且应用迭代优化算法。

为了估计SAR，将RF正向功率相关项(从而还有SAR相关项)添加到方程(3)的成本函数。利用正则参数λ对这个新项加权：

${\mathrm{\&delta;}}_{\mathrm{pro}}=<{(T_{\mathrm{tot}}\left(x\right)-<T_{\mathrm{tot}}\left(x\right)>)}^2>+\frac{\mathrm{\&lambda;}}{{<T_{\mathrm{tot}}\left(x\right)>}^2}\underset{n\&le;N}{\mathrm{\&Sigma;}}{A}_n^2---\left(4\right)$

λ控制RF功率和B1场均匀性之间的折衷。必需将振幅A_n缩放<T_tot(x)>，因为<T_tot(x)>与A_n的总体缩放成比例。每个发射通道的正向RF功率与A_n的平方成比例。

对于小的λ，δ_pro类似于标准成本函数δ_usu。换言之，在λ小时，T_tot尽可能是均匀的。随着λ增大，该算法为T_tot提供使用小A_n的解。对于非常大值的λ，B₁场得到最大化，同时A_n最小化，忽略B₁场的均匀性。对于鸟笼型线圈，这种情况对应于正交模式。使用方程(4)，根据是否以及如何缩放T_tot和A_n，λ可以在0和无穷大之间变化。可以将方程(4)重写成以下形式：

${\mathrm{\&delta;}}_{\mathrm{pro}}=(1-\mathrm{\&lambda;})<{(T_{\mathrm{tot}}\left(x\right)-<T_{\mathrm{tot}}\left(x\right)>)}^2>+\frac{\mathrm{\&lambda;}}{{<T_{\mathrm{tot}}\left(x\right)>}^2}\underset{n\&le;N}{\mathrm{\&Sigma;}}{A}_n^2,---\left(5\right)$

其中λ的范围限于0和1之间。这是用于数值计算的更方便的形式。不过，它需要适当地缩放T_tot和A_n。如果未适当选择缩放，λ的最佳值可能具有使数值计算复杂化的值，例如λ＝0.99999999。这样的λ值可能在用于数值计算中时导致舍入误差或扣除误差。可以任意地选择缩放，但应当选择缩放因子以使数值计算方便。

用于对方程(3)的成本函数求解的迭代优化算法能够用于对方程(4)求解。因此，可以通过修改方程(3)的成本函数来实施本发明的实施例。这意味着调节SAR不需要复杂的模型或大量的数值计算。根据应用和给定的SAR约束，可以由用户自由调整正则参数。

在本发明的实施例中，针对大于FOV且包括FOV体积的体积执行B1匀场。于是，对于每个RF对象，无论其在期望FOV内部还是外部起作用，都基于3D B1图执行个体B1匀场。这样的优点是允许在MRI方案期间更完全和灵活的B1匀场。对于很多MRI方案而言，对在FOV外部起作用的RF对象进行B1匀场对图像质量是有益的。此外，这也具有工艺流程效率更高且节省时间的优点。B1映射的体素尺寸更大允许在对MRI扫描敏感的整个体积上进行B1匀场。因此能够将这种B1图用于在各种MRI方案期间进行B1匀场。

在另一实施例中，利用修改的实际翻转角成像(AFI)脉冲序列执行B1映射，其中时间梯度序列使用回波脉冲成像(EPI)梯度脉冲替换梯度脉冲。这样的优点是AFI脉冲序列得到显著加速。

在另一实施例中，执行单一B1映射作为MRI预扫描序列的一部分。这样的优点是节省时间并实现更高效率的工艺流程。操作员还可以执行将B1匀场并入MRI预扫描序列期间扫描的整个敏感区中的各种MRI方案。

在另一实施例中，B1映射与B0映射合并。这样的优点是减少了检查时间并增加了工艺流程。

在另一实施例中，在FOV之外，但在B1映射的体积内部，在MRI方案期间的扫描准备脉冲序列或磁化脉冲序列期间使用B1映射。这样的优点是能够针对FOV外部的各种体积调节B1匀场。这是重要的，因为FOV外部的体积能够影响FOV之内的图像质量。

在另一实施例中，B1映射用于从包括以下各项的组中选择的MRI技术的B1匀场：磁化准备脉冲、脂肪抑制脉冲、运动感测、动脉自旋标记(ASL)、区域饱和技术(REST)、频谱预饱和反演恢复(SPIR)和反演。这是一个优点，因为这些技术并入了FOV外部的体积。大的B1图允许影响图像质量的每个区域优化其自己的B1匀场参数。

在另一实施例中，B1映射用于使用迭代过程计算第一成本函数的最小值，其中使第一成本函数最小化的解提供了一组复振幅，其中针对每个发射通道存在该组复振幅的元，其中该元指定由其对应的发射通道使用的振幅和相位，其中第一成本函数包括SAR项和第二成本函数，其中使用针对所有发射通道的空间发射灵敏度分布和该组复振幅计算第二成本函数，其中使用该组复振幅、平均总发射灵敏度和可用于调整SAR和B1场均匀性之间的折衷的正则参数来计算SAR项，其中利用正则参数对SAR项加权，并且其中SAR项与平均总发射灵敏度成反比。这样的优点是可以使用正则参数控制B1均匀性和总正向RF功率之间的折衷。这是有益的，因为调整正向RF功率相当于调整SAR。

在另一方面中，本发明涉及一种包括一组计算机可执行指令的计算机程序产品，可用于执行本发明方法的实施例。使用计算机程序产品实施本发明具有以下优点，脉冲序列在快到操作员无法控制的时间尺度上发生。使该方法自动化会节省时间并增加工艺流程。

在另一方面中，本发明涉及一种包括MRI系统的MRI设备，该MRI系统包括：静态磁场，其能够使患者或其他对象之内的核自旋极化；一个或多个磁场梯度线圈；梯度线圈电源系统；磁场之内用于患者的位置；相控阵列收发器线圈；以及RF收发器，其能够驱动相控阵列收发器线圈的独立元件。微处理器或计算机系统会用于控制MRI系统并使用采集的MRI数据来构造MRI图像。可以使用计算机系统实施本发明的实施例。计算机系统具有计算机程序产品，该计算机程序产品能够控制MRI数据的采集，与操作员交互并构造MRI图像。这种设备的优点是允许在MRI方案期间更完全和灵活的B1匀场。前面描述过这些优点。

在另一实施例中，该设备具有一个或多个发射通道以及用于使第一成本函数最小化的器件。可以将用于使第一成本函数最小化的器件实现为计算机或微控制器。使第一成本函数最小化得到的解提供了一组复振幅，其指定要由一个或多个发射通道使用的相位和振幅。这样的优点是该组复振幅为B1匀场指定相位。

该组复振幅的每个元指定要由其对应发射通道使用的振幅和相位。第一成本函数包括SAR项和第二成本函数。使用针对所有发射通道的空间发射灵敏度分布和该组复振幅计算第二成本函数。使用该组复振幅、平均总发射灵敏度和可用于调整SAR和B1场均匀性之间折衷的正则参数计算SAR项。利用正则参数对SAR项加权，SAR项与平均总发射灵敏度成反比。这具有的优点是可以使用正则参数控制B1均匀性和总正向RF功率之间的折衷。这是有益的，因为调整正向RF功率相当于调整SAR。

在另一实施例中，本发明还包括一种用户接口，其适于允许操作员通过改变正则参数的值调节B1均匀性和总正向RF功率之间的折衷。这显然是有利的，因为调整正向RF功率相当于调整SAR。通过调整B1均匀性和正向RF功率之间的折衷，操作员有效地调整了B1均匀性和SAR之间的折衷。

有多种可以实现这样的用户接口的方式。几个示例是：一种方式是可以针对不同正则参数值的预选择的组对第一成本函数求解，并向用户显示均匀性和RF功率。用户然后能够选择要使用正则参数的哪个值。这是有利的，因为操作员能够看到正则参数的不同值对B1均匀性和SAR的效果并选择两者之间的折衷方案。实现用户接口的另一种方式是用户接口能够包括滑块，其可用于允许调整正则参数。在操作员调整滑块时，用户接口实时以图形方式显示B1均匀性和SAR(或RF功率)。这是有利的，因为操作员能够以图形方式看到改变正则参数对B1均匀性和SAR的效果。这两种用户接口都具有以下优点，即，以图形方式显示B1均匀性和SAR(或RF功率)之间的折衷，并允许用户做出其选择。

在另一实施例中，利用一系列迭代步骤计算复振幅的值，其中在所述一系列迭代步骤的一个迭代步骤中，针对正则参数的不同值确定复振幅的值，并且其中针对正则参数的一个或多个值计算成本函数的值。这具有的优点是，同时针对正则参数的不同值确定了复振幅。

在另一实施例中，执行针对大体积的单一B1映射作为MRI预扫描序列的一部分。这样的优点是节省时间并实现更高效率的工艺流程。操作员还可以执行将B1匀场并入MRI预扫描序列期间扫描的整个敏感区中的各种MRI方案。

根据本发明的实施例，可以将B1映射与B0映射合并。这样的优点是减少了检查时间并增加了工艺流程。

根据本发明的实施例，可以在FOV之外但在B1映射体积内部，在MRI方案期间的扫描准备脉冲序列或磁化脉冲序列期间使用B1映射。这具有的优点是能够针对FOV外部的各种体积调节B1匀场。这是重要的，因为FOV外部的体积能够影响FOV之内的图像质量。

根据本发明的实施例，B1映射可以用于从包括以下各项的组中选择的MRI技术的B1匀场：磁化准备脉冲、脂肪抑制脉冲、运动感测、动脉自旋标记(ASL)、区域饱和技术(REST)、频谱预饱和反演恢复(SPIR)和反演。这是一个优点，因为这些技术并入了FOV外部的体积。大的B1图允许影响图像质量的每个区域优化其自己的B1匀场参数。

根据本发明的实施例，能够将B1匀场用于多个MRI方案。这意味着可以反复使用同一B1图来构造各种体积或FOV的多个MRI图像。这具有的优点是大大减少了执行MRI检查所需的时间。在执行一个MRI方案之后，操作员可以执行不同的MRI方案而无需重复B1映射。

根据本发明的实施例，可以设计用户接口，其允许操作员将B1映射应用于一个或多个独立MRI图像的采集。这具有的优点是在MRI检查期间增加了工艺流程并节省了时间。

附图说明

在下文中，参考附图仅通过举例的方式更为详细地描述本发明，其中：

图1是能够执行合并的B1和MRI调查扫描的MRI系统的功能示意性实施例；

图2是示出了本发明方法实施例的方框图；

图3是脉冲序列时序图的一部分，示出了用于测量B1图的标准实际翻转角成像(AFI)脉冲序列以及允许实施本发明实施例的改善实施例；

图4是冠状MRI图像，示出了在肝脏MRI方案期间被成像的区域以及与该体积相邻，受到REST脉冲序列作用的区域；

图5是示出了不同类型B1匀场对水体模MRI图像对比度的影响的示意图；

图6是示出了B1均匀性和RF功率之间的折衷的图示；

图7是示出了SAR和正向RF功率之间相关性的图示。

附图标记：

100  MRI扫描器

102  梯度线圈控制单元

104  梯度线圈

106  磁体控制单元

108  磁体

110  患者支撑

112  患者

114  RF收发器线圈控制单元

116  相控阵列收发器线圈

120  控制系统

122  硬件接口

124  微处理器或计算机

126  计算机程序产品

128  用户接口

200  MRI预扫描

202  调查扫描

204  B0映射

206  B1映射

210  选择MRI方案和图像体积

220  优化B1匀场

240  执行MRI方案

300  脉冲序列时序图

310  RF时序

312  RF激励脉冲

314  信号强度

320  AFI梯度时序

322  梯度脉冲

330  修改的梯度时序

332  挤压梯度脉冲

334  EPI梯度脉冲

400  躯干的冠状MRI图像

402  视场(FOV)

404  受REST作用的区域

500  无匀场

502  基本RF匀场(恒定相位)

504  基本RF匀场(任意相位)

510  白线(量值曲线)

具体实施方式

图1示出了能够执行本发明的实施例的MRI扫描器100的实施例。有一个产生大磁场，也称为B0的静态磁体108，B0能够使患者112或其他对象之内的核自旋与B0场一致。患者112躺在支撑110上磁体的内膛之内。梯度线圈104也位于磁体内膛之内并能够调整磁场。与要成像的患者112的体积相邻的是相控阵列收发器线圈116。这个线圈发射并接收RF信号。在发射模式中，线圈产生RF信号，RF信号产生磁场的局部扰动，用于操纵患者112之内核自旋的取向。在接收模式中，相控阵列收发器线圈116接收B0场中核自旋的旋进导致的RF信号。非常普遍地是收发器线圈的功能分成独立的发射和接收线圈。这里使用术语收发器线圈是指两种可能性。线圈的确切设计取决于要执行的MRI检查类型，在本领域中是公知的。

梯度线圈104连接到梯度线圈控制单元102。梯度线圈控制单元102包括可控电流源。在激励梯度线圈时，通过它们的电流导致磁体内膛之内磁场的扰动。可以使用磁场的这种扰动使B0场更加均匀，或在磁场中人为地导致梯度。示例将是使用磁场梯度导致核自旋在B0场中旋进的频率的空间编码。磁体连接到磁体控制单元106。磁体控制单元用于控制和监测磁体的状态。

相控阵列收发器线圈116连接到RF收发器线圈控制单元114。相控阵列收发器线圈116包括个体线圈元件。这个控制单元并入了一个或多个RF发生器，其能够独立地控制施加到相控阵列收发器线圈116的每一个体线圈元件的RF信号的相位和幅度。可选实施例是具有独立的发射和接收线圈。

梯度控制单元102、磁体控制单元106和收发器线圈控制单元114全部连接到控制系统120的硬件接口122。这一控制系统控制MRI扫描器100的功能。控制系统120包括硬件接口122以及连接到微处理器124的用户接口128。本发明最可能的实施例是，微处理器124为计算机系统。硬件接口122允许微处理器124向梯度控制单元102、磁体控制单元106和RF收发器控制单元114发送命令并从其接收信息。用户接口128允许操作员控制MRI系统的功能并能够显示MRI图像。微处理器使用计算机程序产品126使MRI系统100的控制以及MRI数据的分析自动化，以构造MRI图像。

图2示出了执行本发明的方法实施例。下文在示例1和示例2中提供了更详细描述。图2中的实施例示出了MRI预扫描序列200。MRI预扫描序列200能够包括合并在一起的不同部分。示例可以是顺序或同时执行的调查扫描202、B0映射204和B1映射206。在完成MRI预扫描序列200之后，操作员会选择MRI成像方案以及要为其构造MRI图像的图像体积210。系统然后会使用B1图针对特定MRI方案和图像体积优化B1匀场。此后，MRI系统100会执行MRI方案240。

图3示出了脉冲序列时序图300的示例。这幅图示出了用于测量B1图的实际翻转角成像(AFI)脉冲序列的一部分。在Yarnykh中详细描述了这一脉冲序列图和这种测量B1图的方法，这里不再重复。图3示出了RF时序310、标准AFI梯度时序320和允许实施本发明实施例的修改的梯度时序330的实施例。这种修改的梯度时序等价于AFI和EPI的组合，能够映射放大的体积而不增加测量时间。RF脉冲序列图示出了RF激励脉冲312，其将核自旋倾斜到角度α。这幅图还示出了紧接每个激励脉冲312之后的信号强度314的关系。AFI梯度时序320和修改的梯度时序共享若干共同特征，例如定时延迟TR1和TR2以及梯度挤压脉冲332。两者之间的差异是利用回波平面成像(EPI)梯度脉冲334替换了梯度脉冲322。这种变化的优点是这具有更高效率的采样方案。可以更迅速地执行B1映射，这允许包括它作为MRI预扫描脉冲序列的一部分。换言之，可以比当前技术所允许的速度更快地执行更大体积的B1映射。下面在示例1中更详细地论述图3。

图4示出了躯干400的冠状MRI图像，并示出了不同RF核心或包括MRI肝脏扫描的区域的关系。虚线框围绕的区域是对SPIR脉冲序列402敏感的3D体积，SPIR脉冲序列402包括MRI肝脏方案的一部分。白色框示出了与已经应用了区域饱和技术(REST)RF脉冲的SPIR敏感区域402相邻的区域。将REST脉冲序列应用到与FOV 402相邻的区域404。FOV 402是被成像的区域。执行REST脉冲序列以消除由这些相邻区域404在FOV402中导致的相位效应伪影。如上所述，利用傅里叶积分或变换构造FOV中的图像。因此FOV外部的区域对图像有影响。REST脉冲序列要具有最佳效果，需要在该区域404中也执行B1匀场。如果仅在FOV 402中执行B1匀场，REST脉冲序列将不会正确地消除相位效应伪影，因为B0强度增大了。下文在示例1中更详细地论述这幅图。

根据MRI方案，要应用REST脉冲序列的体积不需要与有利FOV直接相邻。可以将REST脉冲序列应用于患者身体之内的任何体积。这为在大体积上测量B1图为何有利提供了额外的示例。

图5示出了B1匀场对球形水体模(Φ＝20cm，幅度图像)的效果图示。白线(510)示出了沿虚线获得的量值曲线。数字示出了归一化的均方根误差(NRMSE)[％]。图像500、502和504中的NRMSE值分别为15.3、14.6和0.92。图像500没有示出匀场，即，与圆偏振对应的正交激励。图像502示出了基于恒定相位需求的基本RF匀场(线性优化)。图像504示出了基于任意相位需求的基本RF匀场(非线性优化)。下文在示例1中论述了这幅图。

示例1：

执行肝脏检查。作为准备工作的一部分，执行低分辨率3D体积B1发射映射扫描以获得双通道发射系统的个体发射线圈的灵敏度。为此目的，利用Yarnykh中描述的方法的修改执行3D EPI加速的扫描。图3中示出了修改的脉冲序列图的一部分。利用EPI读出脉冲(334)修改Yarnykh中描述的方法以加快3D成像。B1图的体积需要比肝脏区域大得多。这是由图4表示的。基于采集的场图，获得针对特定MRI肝脏方案的RF对象的适当匀场系数。首先，在与应当在本示例中使用的3D梯度回波成像扫描的FOV对应的体积中优化B1均匀性。这种扫描采用了磁化准备。因此，第二，对于磁化准备脉冲之一，脂肪抑制SPIR RF脉冲，优化B1。然而，仅在实际FOV中这一脉冲才需要有最佳性能。因此，可以应用与前述相同的B1匀场系数。此外，应当在期望的3D FOV之外的位置应用两个外部体积抑制脉冲。针对这些RF脉冲，基于采集的图计算最佳B1均匀性。在序列执行期间，改变对应的RF通道相关相位和幅度以保持所执行RF对象的适当性能。

例如，可以通过以下方式确定针对每个RF对象的幅度和相位：在K个体素(K是对应的索引)的空间网格上对方程(1)进行离散化，并反演所得的矢量和矩阵方程，通常这是由(正则化)伪反演执行的：

$\underset{\&OverBar;}{\underset{\&OverBar;}{S}}\underset{\&OverBar;}{P}=\underset{\&OverBar;}{C}.---\left(6\right)$

在这里，P是包含针对发射元件的N个复加权因子的矢量，C是具有K个反映在空间网格上离散化的常数目标图案灰度值的复分量的矢量。N×K矩阵包含空间上离散化的灵敏度：

S_nk＝T_n(r_k).(7)

然而，在大多数应用中，仅要求恒定幅度|C|，任意空间相位分布都是可接受的，其中const为常数。如果仅对量值图像感兴趣，就是这种情况。所得的自由度极大地增强了B1匀场的能力。在图5中示出了这种情况。不过，方程(1)不再是线性的，需要对应的非线性反演技术。例如，可以使用模拟退火法全局优化方程(1)，并且结合多维鲍威尔方法以局部优化前一步骤的解。在Katscher等人，Proc.ISMRM 15(2007)1693(引用为Katscher)中描述了这种方式。

示例2：

利用局部成像执行骨盆检查。为了局部成像，应当使用3D RF脉冲便于局部信号激励。必须要利用8元件发射系统以加速方式施加这个RF脉冲。执行组合的体积B1和B0映射预扫描，比将要执行的实际扫描中覆盖更大体积。使用平行成像加速的3D梯度回波扫描以根据Yarnykh的方法进行映射。在TR1期间，仅对单一回波采样，而在长TR间隔(TR2)期间，进行EPI型的读出，其在激励之后对同一曲线采样若干次。这允许执行化学位移编码，以分开水和脂肪，并且在后处理步骤中获得B0场图。基于测量的体积B1图，可以提取相关线圈灵敏度和B0不均匀性以执行适当的发射SENSE RF脉冲设计。在Katscher U等人，Magn.Reson.Med.2003；49：144-50(引用为Katscher2)中描述了这种情况。将利用快速3D EPI扫描读出这样激励的体积。在扫描期间，操作员意识到有第二感兴趣区域，但这个感兴趣区域相对于先前区域有偏移。操作员执行激励体积的新规划并开始新的脉冲计算。不需要采集新的B1图，因为体积信息已经可用了。RF脉冲设计算法更新必要的B1和B0信息，并计算新的RF脉冲，接下来可以在成像试验中应用新RF脉冲。

图6所示的图示出了B1均匀性和正向RF功率之间的折衷。利用任意归一化常数对值进行归一化。这些结果是利用圆柱形水体模、使用Graesslin等人MRI 18(2000)733中描述的试验设备在3T下，8通道Tx/Rx MR系统中试验获得的。

对于小值正则参数(曲线图的左侧)，B1场非常均匀，但用于实现这个结果的RF功率很高。高的正则参数导致收敛。RF功率低，B1场的不均匀性增加。如前所述，对应于大正则参数的情况相当于正交激励模式。研究这幅图还可以清楚地看出，可以选择B1均匀性和RF功率之间的折衷。

图7示出了对图1所示的试验结果建模的模拟。同样，使用任意的归一化常数。该模拟使用所谓的矩方法或边界元方法计算电场。除了计算B1场的正向RF功率和标准偏差之外，利用电场计算局部SAR和全局SAR。这幅图示出了所施加的正向RF功率和临床相关局部SAR之间以及所施加的正向RF功率和全局SAR之间的相关性。

Claims (14)

1.一种采集MRI图像数据的方法，包括以下步骤：

-利用第一体素尺寸执行第一体积的3维B1映射（206），

-选择MRI方案和要被采集所述MRI图像数据的第二体积（210），

-根据所述MRI方案执行B1匀场（220），所述MRI方案包括在所述第二体积之外，但在所述第一体积之内的区域，

-执行所述MRI方案（240）以利用第二体素尺寸采集所述第二体积的所述MRI图像数据，

其中，所述第一体素尺寸大于所述第二体素尺寸，其中，所述第一体积大于所述第二体积，并且其中，所述第二体积包含在所述第一体积之内。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，利用具有修改的梯度时序的实际翻转角成像（AFI）脉冲序列执行所述B1映射，其中，所述修改的梯度时序使梯度脉冲被回波脉冲成像（EPI）梯度脉冲替换。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述B1映射（206）与预扫描MRI序列（200）合并。

4.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述B1映射（206）与B0映射（204）合并。

5.根据权利要求1或2所述的方法，其中，在所述MRI方案期间的扫描准备脉冲序列或磁化准备脉冲序列期间将所述B1映射（206）用于B1匀场（220）。

6.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述B1映射用于从包括以下各项的组中选择的MRI技术的B1匀场：

磁化准备脉冲、脂肪抑制脉冲、运动感测、动脉自旋标记（ASL）、区域饱和技术（REST）、频谱预饱和反演恢复（SPIR）和反演。

7.一种用于采集MRI图像（100）数据的设备，其包括：

-用于使用第一体素尺寸执行第一体积的3维B1映射的器件（102，104，106，108，114和116），

-用于选择MRI方案和要被采集所述MRI图像数据的第二体积的器件（124，126和128），

-用于根据所述MRI方案执行B1匀场的器件（114和116），所述MRI方案包括在所述第二体积之外，但在所述第一体积之内的区域，

-用于执行所述MRI方案以使用第二体素尺寸采集所述第二体积的所述MRI图像数据的器件（102，104，106，108，114和116），

其中，所述第一体素尺寸小于所述第二体素尺寸，其中，所述第二体积包含在所述第一体积之内。

8.根据权利要求7所述的设备，还包括一个或多个发射通道（114，116）和用于使第一成本函数最小化的器件（126），其中，使所述第一成本函数最小化的解提供了一组复振幅，其中，针对每个发射通道存在所述一组复振幅的元，其中，所述元指定要由其对应的发射通道使用的振幅和相位，其中，所述第一成本函数包括SAR项和第二成本函数，其中，利用针对所有所述发射通道的空间发射灵敏度分布和所述一组复振幅计算所述第二成本函数，其中，利用所述一组复振幅、平均的总发射灵敏度和能够用于调整SAR和B1场均匀性之间的折衷的正则参数计算所述SAR项，其中，利用所述正则参数对所述SAR项加权，并且其中，所述SAR项与所述平均的总发射灵敏度成反比。

9.根据权利要求8所述的设备，还包括适于允许操作员输入参数的用户接口（128），其中，所述参数调整所述B1均匀性和在检查期间使用的总正向功率之间的折衷。

10.根据权利要求7所述的设备，其中，用于执行所述B1映射的器件能够用于将所述B1映射与预扫描MRI序列合并。

11.根据权利要求7到10中的任一项所述的设备，其中，用于执行所述B1映射的器件能够用于将所述B1映射与B0映射合并。

12.根据权利要求7到10中的任一项所述的设备，其中，在所述MRI方案期间的扫描准备脉冲序列或磁化脉冲期间能够将用于执行B1匀场的器件用于B1匀场的目的。

13.根据权利要求7到10中的任一项所述的设备，其中，用于执行B1匀场的器件能够用于从包括以下各项的组中选择的MRI技术期间的B1匀场的目的：磁化准备脉冲、脂肪抑制脉冲、运动感测、动脉自旋标记（ASL）、区域饱和技术（REST）、频谱预饱和反演恢复（SPIR）和反演。

14.根据权利要求7到10中的任一项所述的设备，其中，用于执行所述B1匀场的器件能够用于允许一个或多个额外MRI方案的一个或多个额外B1匀场，其中，所述一个或多个额外MRI方案可以利用一个或多个额外体素尺寸采集一个或多个额外体积的图像，其中，所述一个或多个额外体素尺寸小于所述第一体素尺寸，并且其中，所述一个或多个额外体积包含在所述第一体积之内。