CN103649765A

CN103649765A - 具有b1绘制的mr成像

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Publication number: CN103649765A
Application number: CN201280028166.3A
Authority: CN
Inventors: P·范德默伦; P·博尔纳特; K·内尔克
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2011-04-11
Filing date: 2012-04-02
Publication date: 2014-03-19
Also published as: RU2013150082A; EP2710395A1; US20140070805A1; WO2012140536A1

Abstract

本发明涉及一种MR成像的方法，其中，使身体的一部分经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列，所述成像序列是受激回波序列，所述受激回波序列包括所述受激回波序列的准备阶段（21）期间辐射的失共振布洛赫-西格特RF脉冲（BS）。从采集的受激回波MR信号导出B₁图。此外，本发明涉及一种MR成像方法，其中，使身体的一部分经受第一成像序列，所述第一成像序列包括第一复合激励RF脉冲，所述第一复合激励RF脉冲包括具有基本相等的翻转角且相位相差基本90°的两个RF脉冲分量。另外，使所述身体的所述部分经受第二成像序列，其中，从借助所述第一成像序列和所述第二成像序列采集的信号数据导出B₁图。

Description

具有B1绘制的MR成像

技术领域

本发明涉及磁共振（MR）成像领域。其涉及对身体的至少一部分进行MR成像的方法。本发明还涉及一种MR设备和一种运行于MR设备上的计算机程序。

当前，尤其是在医疗诊断领域中广泛使用了MR成像方法，该方法利用磁场和核自旋之间的相互作用，以便形成二维或三维图像，因为对于软组织成像，它们在很多方面优于其他成像方法，它们不需要电离辐射，且通常是无创的。

背景技术

根据一般的MR方法，待检查的患者的身体被布置在强均匀磁场(B₀场）中，磁场的方向同时定义测量所基于的坐标系的轴（通常为z轴）。磁场针对依赖于磁场强度的个体核自旋产生不同的能级，个体核自旋能够通过施加定义频率（所谓的拉莫尔频率或MR频率）的交变电磁场（RF场，也称为B₁场）被激励（自旋共振）。从宏观角度讲，个体核自旋的分布产生总体磁化，通过施加适当频率的电磁脉冲（RF脉冲）能够使总体磁化偏离平衡状态，同时磁场垂直于z轴延伸，使得磁化绕z轴进行进动。进动运动描绘出锥形表面，其孔径角称为翻转角。翻转角的大小依赖于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况中，自旋从z轴偏斜到横平面（翻转角90°）。

在终止RF脉冲之后，磁化弛豫回原始平衡状态，在该状态中再次以第一时间常数T₁（自旋晶格或纵向弛豫时间）建立z方向的磁化，并且垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常数T₂（自旋-自旋或横弛豫时间）弛豫。能够借助探测磁化的变化，一个或多个接收RF线圈以这样的方式被布置并取向在MR设备的检查体积之内，即在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化。在施加例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随着（局部磁场不均匀诱发的）核自旋从具有相同相位的有序状态到所有相位角均匀分布的状态的转变（移相）。能够借助重新聚焦脉冲（例如180°脉冲）补偿移相。这样在接收线圈中产生回波信号（自旋回波）。

为了在身体中实现空间分辨，在均匀磁场上叠加沿三个主轴延伸的线性磁场梯度，导致自旋共振频率的线性空间依赖性。之后接收线圈拾取的信号包含能够与身体中不同位置相关联的不同频率分量。经由RF线圈获得的MR信号数据对应于空间频率域，并被称为k空间数据。k空间数据通常包括利用不同相位编码采集的多条线。通过收集多个样本对每条线进行数字化。借助傅里叶变换将一组k空间数据转换为MR图像。

一般期望生成的RF场（B₁场）具有相对均匀的均匀性，以在患者身体的被成像部分的整个截面内激励磁共振。然而，因为MR频率随着主磁场强度增大而增大，由于患者身体之内的传导损耗和波长效应，这变得更加困难。针对这种背景，对于很多MR成像应用而言，准确测量所发射RF场的空间分布都是重要的。这需要鲁棒而快速的B₁绘制技术。

近来，已经提出了一种基于所谓的布洛赫-西格特位移的B₁绘制技术（Sacolick等人：《B₁mapping by Bloch-Siegert shift》（Magnetic Resonancein Medicine，2010年，第63卷，第1315-1322页））。与常规应用的基于双角度或其他信号量值的方法不同，这种方法将B₁信息编码成MR信号相位，这在采集速度、准确度和鲁棒性方面带来重要的优点。布洛赫-西格特移频是通过继用于自旋激励的常规（共振）RF脉冲之后辐照失共振RF脉冲导致的。当施加失共振布洛赫-西格特RF脉冲时，观察到自旋进动频移。这种频移与B₁大小的平方成比例。借助适当的梯度编码，失共振布洛赫-西格特脉冲允许采集空间分辨的B₁图。使用（利用以关于MR共振频率对称的两个频率施加的失共振的布洛赫-西格特RF脉冲的）两次MR图像采集的逐个像素的相位差消除由于主磁场不均匀性和化学位移导致的不期望的失共振效应。

通过布洛赫-西格特位移实现的上述B₁绘制技术的缺点源自如下事实：为了诱发显著的相位差以进行准确B₁绘制，需要较长且强烈失共振的布洛赫-西格特RF脉冲。这样导致高的SAR（比吸收率），其能够轻易地超过生理容许极限。因此，增加了允许的重复时间，因此增加了扫描时间，且该方法变得容易生成运动诱发的伪影。

从上文容易认识到，需要一种改进的B1绘制方法。

发明内容

根据本发明，公开了一种对患者身体的至少一部分进行MR成像的方法。所述方法包括如下步骤：

-使所述身体的所述部分经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列，所述成像序列是受激回波序列，所述受激回波序列包括：

i）在准备阶段期间向所述身体的所述部分辐射的至少两个准备RF脉冲，

ii）在所述至少两个准备RF脉冲之间的时间间隔之内的所述准备阶段期间向所述身体的所述部分辐射的失共振布洛赫-西格特RF脉冲，以及

iii）时间上在所述准备阶段之后的采集阶段期间向所述身体的所述部分辐射的一个或多个重新聚焦RF脉冲；

-在所述采集阶段期间采集一个或多个受激回波MR信号；

-根据所采集的受激回波MR信号导出B₁图，所述B₁图指示所述RF脉冲的RF场在所述身体的所述部分之内的空间分布。

根据本发明，将已知的布洛赫-西格特B₁绘制方法与MR成像的受激回波序列组合。在受激回波序列的准备阶段期间，即在两个（共振）准备RF脉冲之间施加失共振布洛赫-西格特RF脉冲。

通常，受激回波序列包括三个90°RF脉冲，其中，前两个RF脉冲是准备脉冲。第一准备RF脉冲激励磁共振，并将纵向核磁化强度变换成横向核磁化。第二准备RF脉冲“存储”沿纵轴的移相的横向核磁化的一半。时间上在准备阶段之后的采集阶段期间施加第三RF脉冲。第三RF脉冲是重新聚焦脉冲，其再次将纵向核磁化变换成横向核磁化，由此生成所谓的受激回波。这种受激回波MR信号备采集并用于成像。能够通过由一系列低翻转角的重新聚焦RF脉冲替代90°重新聚焦RF脉冲，来加速基于受激回波的MR成像，其中，每个重新聚焦RF脉冲仅重新聚焦在准备阶段之后存储的纵向核磁化的一小部分。

根据本发明，在受激回波序列中的两个准备RF脉冲之间引入失共振的布洛赫-西格特RF脉冲。通过这种方式，沿纵轴存储由于B1不均匀性导致的布洛赫-西格特相移。在采集阶段期间借助重新聚焦RF脉冲实现多个受激回波的快速读出。本发明方法的主要优点是能够显著降低SAR水平。此外，受激回波序列相对于化学位移和磁化率伪影是固有鲁棒的，从而方便了像EPI（回波平面成像）的先进采集方案。

根据本发明的优选实施例，所述至少两个准备RF脉冲均具有基本为90°的翻转角。通过这种方式，使所采集的受激回波MR信号的幅度最大化，这对于精确确定所采集的受激回波MR信号的相位是有利的。准备RF脉冲中的至少一个可以是复合脉冲。例如，(β)_0°(2β)_90°的复合90°块脉冲能够用于磁共振的空间非选择性激励，以便增大操作性B₁范围。使用这样的准备RF脉冲进一步提高了本发明方法在小B₁场区域中的准确度，在小B₁场区域中标称B₁场不足以实现90°的翻转角。

根据本发明的另一优选实施例，借助多个连续的重新聚焦RF脉冲生成多个受激回波MR信号，多个连续的重新聚焦RF脉冲中的每个都具有小于90°，优选小于45°，最优选小于30°的翻转角。如上所述，能够使用一系列具有小翻转角的重新聚焦RF脉冲，以便实现多个受激回波MR信号的快速读出。与常规的布洛赫-西格特方法相比，通过这种方式能够显著减小SAR负担。此外，能够使用尽可能短的回波时间，以便使T₂ ^*弛豫最小化。

根据本发明的另一优选实施例，在所述成像序列的不同重复期间以两个不同频率辐射布洛赫-西格特RF脉冲，所述两个频率关于共振频率对称。这对应于常规的布洛赫-西格特技术，其中，如上所述，根据（利用关于MR共振频率对称的两个频率的布洛赫-西格特RF脉冲的）两次采集的相位差导出B₁图。通过这种方式，消除了由于B₀不均匀性和化学位移导致的不期望的失共振效应。

根据本发明的另一优选实施例，在辐射布洛赫-西格特RF脉冲之前和/或之后的准备阶段期间施加切换的磁场梯度。例如，能够在准备阶段之内的布洛赫-西格特RF脉冲附近使用双极性抑制信号梯度（crusher gradient），以在布洛赫-西格特RF脉冲之后破坏残余核磁化，或使得受激回波序列对流动敏感。能够定制对流动的灵敏度以抑制流动的血液对所采集的受激回波MR信号的贡献。这使得本发明的方法可适用于心脏应用。

任选地，能够通过频率选择性方式施加两个准备RF脉冲中的至少一个，例如，以在脂肪或水区域中选择性地激励磁共振。

根据本发明的另一方面，公开了一种对身体的至少一部分进行MR成像的方法，其中所述方法包括如下步骤：

-使所述身体的所述部分经受第一成像序列，所述第一成像序列包括第一复合激励RF脉冲，所述第一复合激励RF脉冲包括具有基本相等的翻转角且相位相差基本90°的两个RF脉冲分量；

-采集第一MR信号数据；

-使所述身体的所述部分经受第二成像序列；

-采集第二MR信号数据；

-根据所述第一信号数据和所述第二信号数据导出B₁图，所述B₁图指示所述RF脉冲的RF场在所述身体的所述部分之内的空间分布。

所提出的方法特征在于空间复合激励RF脉冲，并能够与用于采集MR信号数据的任何快速成像技术组合。根据所采集MR信号数据的相位的逐个体素评估导出B₁图。复合激励RF脉冲α_xα_y生成横向核磁化，其相位

直接与所施加的RF脉冲的翻转角相关，因此直接与RF脉冲期间局部有效的B₁场相关。

根据本发明的方法借助复合激励RF脉冲生成的横向核磁化的相位

可以依赖于另外的参数，像接收系统的相位以及例如梯度诱发的涡电流。为此，所述第二成像序列可以包括第二复合激励RF脉冲，所述第二复合激励RF脉冲包括具有基本相等的翻转角且相位相差基本270°的两个RF脉冲分量。利用这种修改后的复合激励RF脉冲的激励导致具有相位

的横向核磁化。相位差

唯一地依赖于B₁场强，因为影响相位的所有其他扰动效应对于分别使用第一复合激励RF脉冲和第二复合激励RF脉冲的两种测量将是相同的。当计算相位差时消除了这些效应。为此目的，根据第一MR信号数据和第二MR信号数据的每个重建MR图像，其中，根据两幅MR图像的体素值的相位差导出B₁图。因此，根据第一信号数据和第二MR信号数据的组合导出非常准确的B₁图。

能够通过用于空间编码的多种成像技术施加上述第一复合激励RF脉冲和第二复合激励RF脉冲，第一成像序列和/或第二成像序列例如可以是3D径向序列、快速场回波（FFE）序列、平衡快速场回波（bFFE）序列、快速自旋回波（TSE）序列、回波平面成像（EPI）序列等。因此，能够将本发明的方法与允许快速准确进行B₁绘制的任何快速扫描技术组合。能够以这样的方式设计第一成像序列和第二成像序列，即使得身体的被检查部分中的共振频率位移（尤其是水-脂肪位移）将不会影响用于B₁绘制的相位差。快速成像序列还能够使该方法对运动不敏感。

根据本发明的另一优选实施例，所述第一复合激励RF脉冲和/或所述第二复合激励RF脉冲是切片选择性的，其中，所述B₁图指示RF脉冲的RF场在由所述第一第二复合激励RF脉冲和/或所述第二复合激励RF脉冲选择的切片之内的空间分布。例如，在存在正切片选择磁场梯度的情况下发射第一复合激励RF脉冲，并在负切片选择磁场梯度期间发射第二复合激励RF脉冲。应当将第一复合激励RF脉冲和第二复合激励RF脉冲成形，以便产生良好定义的切片轮廓。由于在这种情况下，B₁场将在切片轮廓上变化，所采集的信号数据的所得相位将受到这种分布的影响。为了计算例如选定切片中心的B₁场，能够确定适当的校正因数集合。

在本发明方法的非切片选择性版本中，第一激励RF脉冲和第二激励RF脉冲将激励被检查身体的整个部分。由于所施加的翻转角通常不小（例如30-150°范围中），所以需要一些延迟时间以允许T₁弛豫。在切片选择性激励的情况中，这种延迟时间能够用于激励其他切片，并导出对应的B₁图。这种多切片方法实现了快速B₁绘制技术。在将多发射系统用于MR成像的情况下，需要确定若干不同RF发射天线的B₁场分布。上述多切片方法能够应用于激励一组平行的非交叠切片，其中，每个切片用于确定一个RF发射天线配置（例如，个体发射天线或发射天线整个阵列的子集）的B₁图。能够选择切片取向，使得B₁场不强烈依赖于切片位置。多切片方法的另一种应用是增大了B₁绘制的动态范围。如果施加的翻转角在特定范围中，例如介于30°和150°之间，上述绘制技术将特别有效。如果B₁变化大或难以做出初始估计，多切片技术能够用于快速采集来自一系列不同（平行）切片的信号，一系列不同（平行）切片中的每个均是利用不同的RF功率（即翻转角）设置来采集的。

随着主磁场强度增大，B₀不均匀性导致的失共振效应也变得更严重，并影响所有MR应用。常规上使用公知的B₀匀场方法来补偿这些不均匀性。为了找到最优的匀场方案，需要一种准确而有效的B₀绘制技术。根据本发明的优选实施例，所述第一成像序列和所述第二成像序列包括用于生成梯度回波信号的切换的磁场梯度，其中，从第一MR信号数据和第二MR信号数据导出B₀图，所述B0图指示所述身体的所述部分之内的主磁场的空间分布。本发明的本实施例实现了组合式B₁和B₀绘制。梯度回波信号的相位依赖于因B₀不均匀性导致的移相。因此，梯度回波信号的逐个体素的相移能够用于导出B₁图和B₀图。

根据本发明的又一优选实施例，所述第一MR信号数据和所述第二MR信号数据是经由所述MR设备的两个或更多RF接收天线采集的，所述RF接收天线具有不同的空间灵敏度曲线，其中，无需切换磁场梯度以进行相位和/或频率编码而采集所述第一MR信号数据和所述第二MR信号数据。在本发明的这一实施例中，使用多元件RF接收系统，其中，通过仅采用RF接收天线的空间灵敏度曲线实现用于B₁绘制的非常快的大致空间编码。获得的信号相位将允许估计各自RF接收天线的灵敏度区域中B₁值的积分，该积分由这种RF接收天线的空间灵敏度曲线加权。任选地，可以施加（小）频率编码磁场梯度，以用于改进的空间选择性。

能够借助一种MR设备执行至此描述的本发明的方法，该MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积之内生成均匀稳定的磁场；多个梯度线圈，其用于在检查体积之内不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，其用于在检查体积之内生成RF脉冲并用于接收来自位于检查体积中的患者的身体的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间接连；重建单元；以及可视化单元。优选通过所述MR设备的重建单元、可视化单元和/或控制单元的对应程序来实施本发明的方法。

能够在当前临床使用的大多数MR设备中有利地执行本发明的方法。为此目的，仅需要利用控制MR设备的计算机程序，使其执行本发明的上述方法步骤。计算机程序可以存在于数据载体上，或存在于数据网络中以便被下载安装在MR设备的控制单元中。

附图说明

附图公开了本发明的优选实施例。然而应理解，附图仅出于说明的目的被设计，而并不作为本发明限制的定义。在附图中：

图1示意性示出了用于执行本发明方法的MR设备；

图2示出了示意图，其图示了根据本发明第一实施例的成像序列；

图3示出了示意图，其图示了根据本发明第二实施例的成像序列；

图4示出了根据图3的成像序列的示意图，其具有额外的切换的磁场梯度；

图5示出了示意图，其图示了所采集的MR信号数据的相位差对RF场的依赖性。

具体实施方式

参考图1，示出了MR设备1。该设备包括超导或常导主磁体线圈2，从而沿着通过检查体积的z轴生成基本均匀，时间上恒定的主磁场B₀。该设备还包括（一阶、二阶，以及适当时候的三阶）匀场线圈的集合2'，其中，通过所述集合2'的个体匀场线圈的电流是可控的，以便使检查体积之内的B₀偏差最小化。

磁共振发生和操纵系统施加一系列RF脉冲和切换的磁场梯度、以反转或激励核磁自旋、诱发磁共振、对磁共振重新聚焦、操纵磁共振、对磁共振进行空间和其他编码、使自旋饱和等，以执行MR重新聚焦。

更具体而言，梯度脉冲放大器3施加电流脉冲至沿检查体积的x、y和z轴的全身梯度线圈4、5和6中所选择的。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8向身体RF线圈9发射RF脉冲或脉冲群，以向检查体积中发射RF脉冲。典型的MR成像序列包括一组短持续时间的RF脉冲片段，它们彼此一起被获取，并且任何施加的磁场梯度实现核磁共振的选定操纵。RF脉冲用于饱和、激励共振，反转磁化，对共振重新聚焦或操纵共振，并选择位于检查体积中的身体10的一部分。MR信号还由身体RF线圈9拾取。

为了借助并行成像来生成身体10的有限区域的MR图像，邻接针对成像选定的区域放置一组局部阵列RF线圈11、12和13。阵列线圈11、12、13能够用于接收身体线圈RF发射诱发的MR信号。

所得的MR信号被身体RF线圈9和/或阵列RF线圈11、12和13的阵列拾取并被接收器14解调，接收器14优选包括前置放大器（未示出）。接收器14经由发送/接收开关8连接到RF线圈9、11、12和13。

主计算机15控制通过匀场线圈2'以及梯度脉冲放大器3和发射器7的电流，以生成多种MR成像序列中的任意序列，多种MR成像序列例如为回波平面成像（EPI）、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等。对于选定的序列，接收器14在每个RF激励脉冲之后迅速连续地接收单个或多个MR数据线。数据采集系统16执行所接收信号的模数转换，并将每个MR数据线转换成适于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集系统16是专用于采集原始图像数据的独立计算机。

最后，通过重建处理器17将数字原始图像数据重建成图像表示，重建处理器17应用傅里叶变换或其他适当的重建算法，例如SENSE或SMASH。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。之后在图像存储器中存储图像，在那里可以访问图像以将图像表示的切片、投影或其他部分转换成用于可视化的适当格式，可视化例如经由视频监视器18，视频监视器18提供了所得MR图像的人类可读显示。

图2示出了示意图，其图示了根据本发明第一实施例的成像序列。描绘的成像序列为受激回波序列，其被细分成准备阶段21和采集阶段22。在准备阶段21期间施加具有90°翻转角的两个准备RF脉冲。在两个90°准备RF脉冲之间的时间间隔之内辐射失共振布洛赫-西格特RF脉冲BS。布洛赫-西格特RF脉冲BS是所谓的费米脉冲，其具有如图2中所示的包络线（要获得关于布洛赫-西格特RF脉冲的脉冲形状的更多信息，请参考上文引用的Sacolick等人的文章）。准备阶段21的RF脉冲存储与B₁不均匀性相关的沿纵轴的核磁化的布洛赫-西格特相移。在采集阶段22期间，施加多个具有小翻转角α的重新聚焦RF脉冲，以便能够快速读出多个受激回波MR信号。梯度回波串（例如EPI）可以跟随每个重新聚焦RF脉冲（在图2的示意图中省略了序列的相位编码梯度）。在准备阶段的末端切换梯度23，以便在第二准备RF脉冲之后破坏残余的横向核磁化。必须注意，梯度回波序列的重新定相梯度（图2中的虚线框）被反转并移动到准备RF脉冲，以便破坏来自纵向核磁化的没有在受激回波序列的准备阶段期间准备的虚假MR信号贡献。

在图2中所示的实施例中，准备RF脉冲是空间非选择性的。在准备阶段期间，特殊的(β)_0°(2β)_90°复合90°准备RF脉冲能够用于激励。这样增大了操作性B₁范围，并进一步改善了B₁绘制的准确度。此外，使采集阶段期间采集的受激回波MR信号的幅度最大化，以便能够尽可能精确地进行信号相位测量。

在本发明的实际实施例中，3D EPI序列可以用于在采集阶段22期间采集受激回波MR信号（示范性参数：扫描矩阵尺寸：128×32×5个体素，EPI因子5，重新聚焦RF脉冲的翻转角：15°，回波时间：6ms，重复时间：10ms，布洛赫-西格特RF脉冲（费米脉冲）的持续时间：5ms）。5-10s的总扫描持续时间能够足以采集完整的B₁图。根据利用布洛赫-西格特RF脉冲BS的+/-4kHz频率偏置通过前述方式采集的两幅MR图像的逐个体素的相位差导出B₁图。

图3a示出了示意图，其图示了根据本发明另一方面的成像序列。身体10的一部分经受第一成像序列，所述第一成像序列包括第一复合激励RF脉冲α_xα_y。这种第一复合激励RF脉冲生成横向核磁化，其相位

直接与翻转角α相关，因此直接与这一RF脉冲期间的B₁场相关。在借助第一复合激励RF脉冲激励之后，采集对应的第一MR信号数据S₁。相位

受到更多效应的影响，例如MR设备1的接收链的相位以及梯度涡电流。为此，身体10的所述部分竞经受第二成像序列，所述第二成像序列包括第二复合激励RF脉冲α_xα_-y，第二复合激励RF脉冲α_xα_-y生成具有相位

的横向核磁化。在借助第二复合激励RF脉冲激励之后，采集对应的第二MR信号数据S'₁。根据第一MR信号数据S₁和第二MR信号数据S'₁中的每个重建MR图像，其中，根据两幅MR图像的图像值的逐个体素的相位差导出B₁图。相位差

唯一地依赖于B₁场强。所有其他不期望的效应都被抵消。相位的算术平均值，产生相对于所用MR设备的接收链的B₁场的相位。

为了减少扫描时间，可以施加复位脉冲，以在施加第二复合激励RF脉冲之前，消除第一复合激励RF脉冲的效果。在描绘的情况中，复位脉冲是α_-yα_-x。与第二复合激励RF脉冲（α_xα_-y）组合，这获得有效的RF脉冲2α_-y。在图3b中描绘了这种情况。

在图5的示意图中图示了差

对翻转角α的依赖性。图5示出了翻转角α，并因此B₁场强能够直接根据相位差

导出。

图4图示了组合式B₁和B₀绘制的情况。第一成像序列和第二成像序列包括用于生成梯度回波信号的切换的磁场梯度。例如，能够在径向采集方案中使用图4中所示的序列。如上所述，能够将信号S₁和S'₁的相位用于B₁绘制。梯度回波信号S₂和S'₂的相位还依赖于由于B₀不均匀性以及化学位移导致的移相。如果适当选择回波时间T_e，则能够消除水-脂肪位移的影响，并且S₂和S'₂的相位差能够用于导出B₀图。这种额外信息能够用于校正B₁计算，因为激励RF脉冲的有效翻转角α和相位轻微依赖于B₀不均匀性诱发的偏置频率。

Claims

1.一种对身体（10）的至少一部分进行MR成像的方法，所述方法包括如下步骤：

-使所述身体（10）的所述部分经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列，所述成像序列是受激回波序列，所述受激回波序列包括：

i）在准备阶段期间向所述身体（10）的所述部分辐射的至少两个准备RF脉冲，

ii）在所述至少两个准备RF脉冲之间的时间间隔之内的所述准备阶段期间向所述身体（10）的所述部分辐射的失共振布洛赫-西格特RF脉冲，以及

iii）时间上在所述准备阶段之后的采集阶段期间向所述身体（10）的所述部分辐射的一个或多个重新聚焦RF脉冲；

-在所述采集阶段期间采集一个或多个受激回波MR信号；

-根据所采集的受激回波MR信号导出B₁图，所述B₁图指示所述RF脉冲的RF场在所述身体（10）的所述部分之内的空间分布。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述至少两个准备RF脉冲均具有基本为90°的翻转角。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，至少一个准备RF脉冲为复合脉冲。

4.根据权利要求1-3中任一项所述的方法，其中，所述至少两个准备RF脉冲为空间上非选择性的。

5.根据权利要求1-4中任一项所述的方法，其中，借助对应的多个连续的重新聚焦RF脉冲生成多个受激回波MR信号，连续的重新聚焦RF脉冲中的每个都具有小于90°，优选小于45°，最优选小于30°的翻转角。

6.根据权利要求1或5所述的方法，其中，在所述成像序列的不同重复期间以两个不同频率辐射布洛赫-西格特RF脉冲，所述两个频率关于共振频率对称。

7.根据权利要求1-6中任一项所述的方法，其中，在辐射所述布洛赫-西格特RF脉冲之前和/或之后的所述准备阶段期间施加切换的磁场梯度。

8.一种对身体（10）的至少一部分进行MR成像的方法，所述方法包括如下步骤：

-使所述身体（10）的所述部分经受第一成像序列，所述第一成像序列包括第一复合激励RF脉冲，所述第一复合激励RF脉冲包括具有基本相等的翻转角且相位相差基本90°的两个RF脉冲分量；

-采集第一MR信号数据；

-使所述身体（10）的所述部分经受第二成像序列；

-采集第二MR信号数据；

-根据所述第一信号数据和所述第二信号数据导出B₁图，所述B₁图指示所述RF脉冲的RF场在所述身体（10）的所述部分之内的空间分布。

9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述第二成像序列包括第二复合激励RF脉冲，所述第二复合激励RF脉冲包括具有相同的翻转角且相位相差基本270°的两个RF脉冲分量。

10.根据权利要求8和9所述的方法，其中，根据所述第一MR信号数据重建第一MR图像，并根据所述第二MR信号数据重建第二MR图像，其中，根据所述第一MR图像和所述第二MR图像的体素值的相位差导出B₁图。

11.根据权利要求8-10中任一项所述的方法，其中，所述第一复合激励RF脉冲和/或所述第二复合激励RF脉冲是切片选择性的，其中，所述B₁图指示所述RF脉冲的RF场在由所述第一复合激励RF脉冲和/或所述第二复合激励RF脉冲选择的切片之内的空间分布。

12.根据权利要求8-11中任一项所述的方法，其中，所述第一成像序列和所述第二成像序列包括用于生成梯度回波信号的切换的磁场梯度，其中，根据所述第一MR信号数据和所述第二MR信号数据导出B₀图，所述B₀图指示主磁场在所述身体（10）的所述部分之内的空间分布。

13.根据权利要求8-12中任一项所述的方法，其中，所述第一MR信号数据和所述第二MR信号数据是经由MR设备（1）的两个或更多RF接收天线（11、12、13）采集的，所述RF接收天线（11、12、13）具有不同的空间灵敏度曲线，其中，无需切换磁场梯度以进行相位和/或频率编码来采集所述第一MR信号数据和所述第二MR信号数据。

14.一种MR设备，包括：至少一个主磁体线圈（2），其用于在检查体积之内生成均匀稳定的磁场；多个梯度线圈（4、5、6），其用于在所述检查体积之内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈（9），其用于在所述检查体积之内生成RF脉冲和/或接收来自位于所述检查体积中的患者的身体（10）的MR信号；控制单元（15），其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间接连；重建单元（17）；以及可视化单元（18），其中，所述MR设备（1）被布置为执行以下步骤：

-使所述身体（10）的一部分经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列，所述成像序列是受激回波序列，所述受激回波序列包括：

-在所述采集阶段期间采集一个或多个受激回波MR信号；

15.一种MR设备，包括：至少一个主磁体线圈（2），其用于在检查体积之内生成均匀稳定的磁场；多个梯度线圈（4、5、6），其用于在所述检查体积之内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈（9），其用于在所述检查体积之内生成RF脉冲和/或接收来自位于所述检查体积中的患者的身体（10）的MR信号；控制单元（15），其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间接连；重建单元（17）；以及可视化单元（18），其中，所述MR设备（1）被布置为执行以下步骤：

-使所述身体（10）的一部分经受第一成像序列，所述第一成像序列包括第一复合激励RF脉冲，所述第一复合激励RF脉冲包括具有基本相等的翻转角且相位相差基本90°的两个RF脉冲分量；

-采集第一MR信号数据；

-使所述身体（10）的所述部分经受第二成像序列；

-采集第二MR信号数据；

16.一种运行于MR设备上的计算机程序，所述计算机程序包括用于如下操作的指令：

-生成RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列，所述成像序列是受激回波序列，所述受激回波序列包括：

i）在准备阶段期间向身体的一部分辐射的至少两个准备RF脉冲，

-在所述采集阶段期间采集一个或多个受激回波MR信号；

17.一种运行于MR设备上的计算机程序，所述计算机程序包括用于如下操作的指令：

-生成第一成像序列，所述第一成像序列包括第一复合激励RF脉冲，所述第一复合激励RF脉冲包括具有基本相等的翻转角且相位相差基本90°的两个RF脉冲分量；

-采集第一MR信号数据；

-生成第二成像序列；

-采集第二MR信号数据；

-根据所述第一信号数据和所述第二信号数据导出B₁图，所述B₁图指示所述RF脉冲的RF场在身体（10）的一部分之内的空间分布。