CN103860176B - 减少成像时间的mr并行成像系统 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及减少成像时间的MR并行成像系统。一种MR成像系统使用多个RF线圈，用于减少图像获取时间，适合于化学交换饱和转移(CEST)成像。多个RF(射频)线圈通过提供多个交错RF脉冲，来提供解剖体积中的CEST成像准备。多个交错RF脉冲相对于由多个RF线圈中的单个线圈所提供的占空比而言，提供了多个RF线圈中的基本上增加的RF脉冲序列占空比。多个RF线圈随后通过使用了使用多个RF线圈的加速成像方法中的k‑空间欠采样，来在减少的解剖体积中提供RF激励脉冲，且能够实现关联的RF回波数据的随后的获取，用于导出CEST图像。

Description

减少成像时间的MR并行成像系统
对相关申请的交叉引用
该申请是序列号为61／700,364、由N.Jin等人于2012年09月13日提交的美国临时专利申请的非临时申请，并要求其优先权。
技术领域
本发明涉及一种通过使用多个RF线圈用于减少图像获取时间的MR成像系统，适合于化学交换饱和转移(CEST)成像，使用交错的RF脉冲，其相对于由RF线圈中的单个线圈提供的占空比，在RF线圈内提供了基本上增加的RF脉冲序列占空比。
背景技术
化学交换饱和转移(CEST)方法利用一系列高功率射频(RF)饱和脉冲，其被应用在可交换质子的谐振频率上，在这之后，通过化学交换将饱和转移至大体积水池中，从而导致MR信号损失，从而产生对比。已知系统采用该CEST方法来对组织PH值成像，以评估软骨(cartilage)中的粘多糖(glycosaminoglycan)浓度，以通过-NH化学残留来绘图脑蛋白质，并监视肝脏中的肝糖(glycogen)浓度。
通过应用具有长持续时间的连续RF脉冲能够实现饱和。增加RF脉冲长度典型地会增加CEST效果。但是，技术上的限制，诸如有限的脉冲宽度与占空比，限制了其在MR临床扫描仪上的应用。可以使用脉冲的序列(train)RF饱和，但是可用的占空比限制了CEST可实现的效果。为了分析CEST的效果，用不同谐振频率处的饱和脉冲，来获取多个MR图像，该不同的谐振频率包括与感兴趣的溶质相关联的特定谐振频率。针对饱和效果的度量是已饱和的水的信号(S)与没有饱和的水的信号(S0)之间的比率。CEST对比度可以通过计算它在可交换质子的频率(Δω)处的磁转移比率(MTRasym)的不对称性来量化：MTRasym=(S(-Δω)-S(+Δω))／S0。典型地，获取多个图像的必要性导致了CEST成像耗费时间。此外，由于长的获取时间，在活体内的获取易受运动伪影(artifact)影响。多数已知系统CEST成像在高场(>＝3T)的MRI扫描仪上进行，因为在高场处，较大的化学位移分散(shift dispersion)允许CEST效果的较清楚的描绘，并且水质子拖长的T1导致在从CEST造影剂到大体积水的饱和转移之后的饱和自旋的较长寿命。但是，这恶化了CEST相对于射频场(B1)非均匀性的灵敏度。已知的CEST成像方法被过分长的扫描时间所累。根据本发明原理的一种系统解决了这个不足和相关的问题。
发明内容
一种成像系统通过使用并行传输(pTX)来增加化学交换饱和转移(CEST)效果，从而引入了有利的CEST饱和，并且通过应用减少的FOV(视场)成像来减少总成像时间和运动伪影。MR成像系统使用多个RF线圈，用于减少图像获取时间，适合于化学交换饱和转移(CEST)成像。多个RF(射频)线圈通过提供多个交错RF激励脉冲，来提供解剖体积中的CEST成像准备。多个交错RF脉冲相对于由多个RF线圈中的单个线圈所提供的占空比而言，提供了多个RF线圈中的基本上增加的RF脉冲序列占空比。多个RF线圈随后通过使用了使用多个RF线圈的加速成像方法中的k-空间欠采样，来在减少的解剖体积中提供RF激励脉冲，且能够实现关联的RF回波数据的随后的获取，用于导出CEST图像。
附图说明
图1示出了根据本发明的实施例的使用多个RF线圈用于减少图像获取时间、适合于化学交换饱和转移(CEST)成像的MR成像系统。
根据本发明的实施例，图2(a)示出了已知的RF饱和脉冲序列，其包括一系列时域内的高斯形RF脉冲，具有脉冲宽度=100ms，以及脉冲延时=100ms，图2(b)示出了系统RF饱和脉冲序列，其包括两个独立的、交错的RF信道，每个都具有脉冲宽度=100ms和脉冲延迟=100ms，图2(c)示出了具有时间常数80ms的自旋系综的T2衰减，图2(d)示出了图2(a)与2(c)中函数的卷积，图2(e)示出了图2(b)与2(c)中函数的卷积，图2(f)、2(g)示出了图2(a)和2(b)中函数的傅里叶变换，图2(h)示出了线形函数，图2(i)、2(j)分别示出了图2(d)和2(e)中卷积函数的傅里叶变换，并且分别等于2(f)和2(h)的乘积以及2(g)和2(h)的乘积。
图3示出了根据本发明的实施例的使用为n个独立的RF信道的并行RF线圈的RF饱和脉冲序列。
根据本发明的实施例，图4(a)示出了化学交换饱和转移(CEST)准备的快速自旋回波(TSE)脉冲序列，而图4(b)示出了针对减少的-FOV(视场)成像的内部体积成像(IVI)。
图5示出了根据本发明的实施例的通过使用CEST-TSE所获取的脊髓图像，其在饱和频率处具有全-FOV和减少的-FOV：-4.5ppm(百万分之)，-1.2ppm，0ppm，1.2ppm以及4.5ppm。
图6示出了根据本发明的实施例的针对具有并行传输的CEST的脉冲序列，同时施加90°RF激励波形和梯度Gx和Gy。
图7示出了根据本发明的实施例的由使用多个RF线圈用于减少图像获取时间、适合于化学交换饱和转移(CEST)成像的MR成像系统所使用的方法的流程图。
具体实施方式
一种系统有利地改进了CEST饱和效果，缩短了总的成像时间，并且减少了其相对B1(RF)场伪影的灵敏度。该成像系统通过使用并行传输(pTX)技术来增加化学交换饱和转移(CEST)效果，以引入有利的CEST饱和，并且通过使用减少的FOV(视场)成像来减少总的成像时间和运动伪影。该系统提供了一种临床可使用的、无需过分长扫描时间的CEST成像方法。在一个实施例中，该系统有利地交错RF脉冲以增加CEST饱和效率，并且组合传输灵敏度编码(SENSE)以减少图像数据获取时间。传输SENSE通过采用包含在单独线圈的灵敏度概况内的空间信息来减少获取时间。该系统采用并行传输(pTX)方法用于CEST成像，从而提供了有利的饱和方案来改进CEST饱和效果，并通过使用pTX来应用减少的视场(FOV)成像，以选择性地激励感兴趣的小区域，并因此减少总的获取时间，运动伪影和B1非均匀性。
图1示出了MR成像系统10，其使用多个RF线圈用于减少图像获取时间，其适用于化学交换饱和转移(CEST)成像。在系统10中，磁体12在要被成像的、被定位于桌子上的病人11的身体内创建静态基本磁场。在磁体系统内是梯度线圈14，用于产生叠加在静态磁场上的依赖于位置的磁场梯度。梯度线圈14，响应于由梯度和匀场(shimming)和脉冲序列控制模块16向其提供的梯度信号，在三个正交方向上产生依赖于位置并且匀场的磁场梯度，并产生磁场脉冲序列。该匀场的梯度补偿MR成像设备磁场中的不均匀性和可变性(variability)，这源于病人解剖变化和其它源。该磁场梯度包括切片选择梯度磁场、相位编码梯度磁场和读出梯度磁场，其均被施加至病人11上。
进一步，RF(射频)模块20提供RF脉冲信号至RF线圈18，其响应地生成磁场脉冲，该磁场脉冲将被成像身体11中的质子自旋旋转九十0度或一百八十度，用于所谓的“自旋回波”成像，或旋转小于或等于90度的角度，用于所谓的“梯度回波”成像。在一个实施例中，RF线圈18包括沿身体11的长度在截面中布置的多个RF线圈的子集或基本上全部，其中身体的长度对应于病人的长度。另外，线圈18的单独截面RF线圈包括多个RF线圈，其提供RF图像数据，所述RF图像数据被并行地使用以生成单个MR图像。脉冲序列控制模块16连同RF模块20，如由中央控制单元26所指挥的那样，控制切片选择、相位编码、读出梯度磁场、射频传输、和磁共振信号检测，来获取表示病人11的平面切片的磁共振信号。
RF线圈18的多个单独RF线圈通过提供相应的多个交错RF激励脉冲来在解剖体积内提供CEST成像准备。该多个交错RF激励脉冲提供相对于由多个RF线圈18中的单个线圈提供的占空比而言多个RF线圈的基本上增加的RF脉冲序列占空比。随后，RF线圈18通过使用了使用多个RF线圈的加速成像方法中的k-空间欠采样，来在减少的解剖体积中提供RF激励脉冲，且能够实现关联的RF回波数据的随后的获取，用于导出CEST图像。磁场梯度线圈14生成解剖体积选择磁场梯度，用于在减少的解剖体积中的相位编码和读出RF数据获取。
响应于施加的RF脉冲信号，RF线圈18接收MR信号，即，来自身体内被激励的质子的信号(当其返回由静态和梯度磁场所建立的均衡位置时)。MR信号被k-空间组件处理器单元34和RF模块20内的检测器所检测和处理，以将图像表示的数据提供到中央控制单元26中的图像数据处理器。ECG同步信号发生器30提供用于脉冲序列和成像同步的ECG信号。在单元34中的单独数据元素的两维或三维k-空间存储阵列存储了包括MR数据集合的相应的单独频率分量。单独数据元素的k-空间阵列具有指定的中心，并且单独数据元素对于指定的中心独立地具有半径。
图2(a)示出了已知的RF饱和脉冲序列，其包括一系列时域内的高斯形RF脉冲，具有脉冲宽度=100ms，以及脉冲延时=100ms，图2(b)示出了系统10(图1)RF饱和脉冲序列，其包括两个独立的、交错的RF信道，每个都具有脉冲宽度=100ms和脉冲延迟＝100ms，图2(c)示出了具有时间常数80ms的自旋系综(spin ensemble)的T2衰减，图2(d)示出了图2(a)与2(c)中函数的卷积，图2(e)示出了图2(b)与2(c)中函数的卷积，图2(f)、2(g)分别示出了图2(a)和2(b)中函数的傅里叶变换，图2(h)示出了线形函数，图2(i)、2(j)分别示出了图2(d)和2(e)中卷积函数的傅里叶变换，并且分别等于2(f)和2(h)的乘积以及2(g)和2(h)的乘积。在(j)中观察到较少的频率峰值，并且因而较少的能量分散在相邻频域内。
饱和RF脉冲的脉冲序列通常被用来在MR临床扫描仪上诱导CEST效果，而不是连续波RF脉冲，这是因为RF脉冲的有限宽度(tp)和占空比，定义为η＝tp/T，在其中T是脉冲序列的周期。通常时域内的一系列高斯形RF脉冲(具有最大tp＝100ms以及脉冲延时td＝100ms)被用于西门子扫描仪上，例如，导致如图2(a)中所示的占空比η＝50％和T＝200ms。饱和脉冲序列的频谱特性被表达为频域内的自旋系统的响应函数，即，溶质质子的时变转变RF饱和率的傅里叶变换()，其等于线形函数的傅里叶变换和RF功率的乘积。随着RF脉冲的无限序列，频域内相邻峰值之间的距离与脉冲序列的周期T成反比例：ω0=2π／T。
系统10使用双信道(2个RF线圈)并行激励来提供有利的RF饱和方法，从而克服了硬件限制，并增强了CEST对比度。每个信道都使用它的最大RF脉冲宽度和占空比，而脉冲宽度=100ms，脉冲延时=100ms。由于两个RF信道是独立的，因此它们不必同时传送RF功率，并且，来自于每个信道的RF激励在不超过针对每个信道的占空比的情况下交错，同时高效地提供磁化饱和。在两个RF信道之间添加了100ms的延迟。信道1传送RF能量达100ms，并且恢复达100ms，而信道2正在传送RF能量。通过交错两个信道，脉冲序列的占空比增加至100％，并且脉冲序列的周期减小至100ms。与单个信道激励相比，在相同频率范围内，相邻峰值之间的距离加倍，且峰值数量减少一半，因而在相邻频域内较少的能量被分散。结果，系统10双信道独立RF饱和提供了更有效的CEST图像对比度。所增加的占空比进一步使CEST效果加速达到其峰值。这对于快速交换质子是尤其有价值的。
图3示出了使用并行RF线圈的RF饱和脉冲序列，该并行线圈包括pTX系统的n个独立的RF信道。该CEST饱和方法扩展至具有两个以上独立RF信道的pTX系统。在具有n个RF信道的pTX系统中，每个信道使用为tpms(303)的脉冲宽度和为[(n-1)*tp+n*t]ms(305)的脉冲延时，在其中0≤t≤tp。每个信道相对于之前的信道延时(tp+t)ms(307)。结果，饱和脉冲序列周期(tp+t)307和其占空比变成tp／(tp+t)。通过选择tp＝100ms和t＝0ms，饱和脉冲序列的周期达到单独RF信道的最大脉冲宽度，且它的占空比从单独RF信道的最大占空比增加至高达100％，并且不再由单独占空比所限制。
图4(a)示出了化学交换饱和转移(CEST)准备的快速自旋回波(TSE)脉冲序列，而图4(b)示出了针对减少的-FOV(视场)成像的内部体积成像(IVI)。k-空间的片段通过使用TSE读出(接着频谱选择性的高斯饱和脉冲的序列)来获取。IVI方法有利地与CEST-TSE序列集成，以能够实现减少的FOV图像数据获取。系统10(图1)使用了一种用于减少的FOV CEST成像的pTX方法，其通过使用组合了内部体积成像(IVI)的CEST准备的快速-自旋-回波(CEST-TSE)序列来在CEST成像中提供了减少的FOV。k-空间的片段通过使用TSE读出(接着频谱选择性的高斯饱和脉冲的序列)来获取。
CEST-TSE序列将CEST准备与TSE读出和IVI方法组合，其中CEST准备包括一系列频谱选择性的CEST饱和脉冲403。针对90°激励脉冲的切片选择梯度(Gx415)被沿切片选择方向409施加，而针对180°再聚焦脉冲的切片选择梯度(Gy420，GZ425)，被沿相位编码(PE)方向411施加，以沿相位编码方向提供受限的FOV。针对90°激励脉冲的切片选择梯度(Gx415)正交于针对180°再聚焦脉冲的切片选择梯度(Gy420，GZ425)来施加，以提供受限的FOV。在两个选择性激励脉冲之间的重叠区域中形成MR信号。切片选择梯度的垂直取向沿PE方向限制FOV，而MR信号被限制为在重叠中央区域内生成。针对180°再聚焦RF脉冲的切片选择梯度的幅度控制着相位编码FOV。该IVI方法能够实现沿相位编码方向的FOV的减少，因而减少必要的相位编码步骤和总的获取时间。
图5示出了通过使用图4的CEST-TSE脉冲序列所获取的脊髓图像，其在饱和频率处具有全-FOV(505)和减少的-FOV(503)：-4.5ppm(百万分之)，-1.2ppm，0ppm，1.2ppm以及4.5ppm。该图像在3.0T MR扫描仪(MAGNETOMVerio，Siemens Medical Solutions，Erlangen，Germany)上获取。该序列参数包括：TE／TR=8.9／2500ms，切片厚度＝3mm，回波序列长度=32，带宽=300Hz/像素，平面内(in-plane)分辨率=1.8X1.8mm2。通过改变CEST脉冲序列的中心饱和频率(-4.5ppm～4.5ppm，具有0.3ppm的间隔)，还获取了31张图像。在全FOV获取中获取具有总的获取=310秒的全部128个相位编码线，同时在减少的-FOV获取中获取32个相位编码线，导致与全部-FOV成像相比，获取时间减少至3／4。在-1.2ppm处(箭头509)获取的全-FOV图像中观察到运动伪影，这由于大肠移动引起。与已知的全FOV获取相比，使用IVI的系统10减少的FOV成像，能够实现针对小ROI的放大的获取，而不用遭受混淆伪影，并将总的获取时间以某因数减少，该因数与采样的k-空间线的减少数目成比例。进一步地，由于在缩短的获取时间内较少运动会发生，所以其对运动伪影较不敏感。
IVI使用的限制之一是其易受B1场非均匀性影响。减少的-FOV图像503的边缘比中心要更暗。通过使用具有改进的切片轮廓(slice profile)的RF脉冲，诸如具有大量副瓣的RF脉冲或绝热脉冲(adiabatic pulse)，能够减少这些伪影，但这可能显著地增加了脉冲长度或功率沉积(power deposition)。此外，典型地，IVI方法限于与具有自旋-回波或TSE读出的序列一起工作，因为激励脉冲的切片选择梯度需要垂直于再聚焦脉冲的切片选择梯度。
将多维k-空间轨迹与RF脉冲相组合的多维空间选择激励(SSE)也被用于减少的FOV成像，这通过将激励排他地限制在子体积内与排除外部体积中的信号生成来实现。该方法减轻了高场处的B1不均匀性，这对于CEST成像特别有用。然而，典型地，SSE脉冲是数十毫秒，因而易受非共振(off-resonance)效果和驰豫(relaxation)过程的影响。通过使用并行激励和传输SENSE(针对MRI的灵敏度编码)来克服长脉冲持续时间的限制。k-空间轨迹通过利用空间信息被欠采样以减少脉冲持续时间，该空间信息包含在单独的线圈单元的B1轮廓中。在小-顶角(small-tip-angle)状态的针对pTX的RF波形基于“Grissom W，YipC-Y，Noll DC.A method for the design of RF pulses in Transmit SENSE，Proceedingsof the2ndInternational Workshop on Parallel Imaging，Zurich，Switzerland2004，page95来计算。
图6示出了针对具有并行传输的减少的-FOV CEST-TSE的脉冲序列603，同时施加90°RF激励波形和被计算的B1波形同时还有梯度Gx和Gy。在一个实施例中，系统10(图1)在90°RF激励波形期间，在kz方向上不编码的情况下，采用k-空间螺旋轨迹(在kx、ky二维平面内)用于k-空间元素获取，以便在2D(二维)平面内激励高分辨的轮廓(profile)。该系统提供了不同脉冲序列用于图像获取加速，该不同脉冲序列对应于改变为了k-空间元素获取而旋转的k-空间螺旋臂轨迹之间的间距。脉冲序列603增强了CEST饱和效率，并且在90°激励波形期间，施加梯度Gx和Gy以激励较小的FOV。
回到图1，由线圈12、14和18生成的磁场被用来获取多个独立频率分量，该独立频率分量对应于k-空间存储阵列中的单独数据元素。依照由处理器34确定的顺序相继地获取该单独频率成分。单元34中的存储处理器存储了单独频率分量，通过使用阵列中的对应的单独数据元素中的磁场来获取该单独频率分量。中央控制单元26使用内部数据库中存储的信息，来以同样的方法来处理检测到的MR信号，来生成所选择的身体切片(或多个切片)的高质量图像，并调整系统10的其它参数。所存储的信息包括预确定的脉冲序列和磁场梯度和强度数据，以及指示在成像中被应用的梯度磁场的空间体积、取向和时序的数据。生成的图像在显示器40上呈现。计算机28包括图形用户界面(GUI)，能够实现与中央控制器26的用户交互，并能够实现基本上实时的磁共振成像信号的用户修改。例如，显示处理器37处理磁共振信号以提供表示图像的数据用于在显示器40上的显示。
图7示出了根据本发明的实施例的由使用多个RF线圈用于减少图像获取时间、适合于化学交换饱和转移(CEST)成像的MR成像系统10(图1)所使用的方法的流程图。在随着步骤751处的开始的步骤752中，系统10采用多个RF(射频)线圈18用于：通过提供相应的多个交错RF激励脉冲来在解剖体积内提供CEST成像准备。该多个交错RF激励脉冲提供相对于由多个RF线圈18中的单个线圈提供的占空比而言，在多个RF线圈18中基本上增加的RF激励脉冲序列占空比。在步骤755中，系统10采用多个RF(射频)线圈18用于：随后在减少的解剖体积中提供RF激励脉冲，其使用了使用多个RF线圈18的加速成像方法中的k-空间欠采样，且能够实现相关联的RF回波数据的随后的获取，用于导出CEST图像。
在一个实施例中，该多个交错RF激励脉冲包括具有基本上相等的占空比的脉冲的单独序列。该脉冲的单独序列相对于彼此被延时，以实质上最大化多个RF线圈18和解剖体积中的RF激励脉冲的占空比。该多个交错RF激励脉冲提供了多个RF线圈中的超过50％的RF激励占空比。该加速成像方法包括传输SENSE(灵敏度编码)兼容的方法。在步骤758中，磁场梯度线圈14生成解剖体积选择磁场梯度，用于在减少的解剖体积中的相位编码和读出RF数据获取。图7的方法结束于步骤781处。
如此处所使用的处理器是用于执行存储在计算机可读介质上的机器可读指令的设备，用于执行任务并且可以包括硬件和固件的任一或二者的组合。处理器还可以包括存储器，其存储了用于执行任务的可执行机器可读指令。处理器根据信息行动，这是通过操纵、分析、修改、转换或传输信息用于由可执行程序或信息设备使用，和／或通过按规定路线发送信息到输出设备来实现。处理器可以使用或包括计算机、控制器或微处理器的能力，比如，通过使用可执行指令来执行并非由通用目的计算机执行的特殊目的功能来被调节。处理器可以和其它任何处理器耦合(电地和／或如包括可执行的分量)，从而能够实现它们之间的交互和／或通信。用户界面处理器或生成器是已知元件，其包括了电路或软件或两者的组合，用于生成显示图像或其部分。用户界面包括了一个或多个显示图像，从而能够实现与处理器或其它设备的用户交互。
如此处所使用的可执行应用包括代码或机器可读指令，用于例如响应于用户的命令或输入，来调节处理器以实现预定的功能，诸如操作系统、文本数据获取系统或其它信息处理系统的那些。可执行程序是代码或机器可读指令的片段、子例程、或代码的其它不同部分或可执行应用的一部分，用于执行一个或多个特定方法。这些方法可以包括接收输入数据和／或参数，在接收到的输入数据上执行操作、和／或响应于接收的输入参数来执行功能、以及提供最终得到的输出数据和／或参数。如此处使用的图形用户界面(GUI)包括一个或多个显示图像，其由显示处理器生成，并且能够实现用户与处理器或其它设备的交互以及相关联的数据获取和处理功能。
UI还包括可执行程序或可执行应用。该可执行程序或可执行应用调节显示处理器来生成表示UI显示图像的信号。这些信号提供给显示器设备，所述显示器设备显示图像供用户观看。可执行程序或可执行应用进一步接收来自用户输入设备的信号，诸如键盘、鼠标、光笔、触摸屏或其它任何允许用户提供数据给处理器的装置。该处理器，在可执行程序或可执行应用的控制下，响应于从输入设备接收的信号，来操纵UI显示图像。以这种方法，用户通过使用输入设备与显示图像交互，从而能够实现用户与处理器或其它设备的交互。此处的功能和方法步骤可以响应于用户命令来自动地(或全部地或部分地)被执行。自动执行的活动(包括步骤)响应于可执行指令或设备操作而被执行，而无需活动的用户直接发起。
定义。
EPI=平面回波成像，包括图像获取，由此从梯度回波或自旋回波序列的单个数据采样(k-空间线在一个重复时间中获取)形成完整的图像。
反转恢复(IR)脉冲将纵向磁线从正z-轴反转180度到负z-轴。IR脉冲在主要成像脉冲序列之前作为准备脉冲使用，以实现不同种类的MR对比度(诸如T1加权、T2加权)。绝热IR脉冲被用来给出比非绝热RF脉冲遍及整个成像体积中更均匀的对比度。
iPAT(集成并行获取技术)包括“并行成像”。其通过减少的相位编码和RF线圈信息的添加来能够实现更快的扫描。为2的iPAT因子能够实现大约快达两倍的扫描，为3的iPAT因子能够实现大约快达三倍的扫描，等等。
TI包括反转时间，反转恢复脉冲和下一个RF激励脉冲之间的时间。TI确定图像对比度。
T1包括纵向(或自旋-晶格)弛豫时间T1衰减常数。
T2包括横向(或自旋-自旋)弛豫时间T2，其是针对质子自旋分量的衰变常数。
TR包括重复时间，连续的RF激励脉冲之间的时间。
FA包含翻转角度，即RF翻转角度。对于反转脉冲，FA=180度。
饱和脉冲(或饱和恢复脉冲)包括RF脉冲，典型地为90度(或90度的任意奇数倍)。一些系统在RF脉冲之后使用扰相梯度(spolier gradient)。在部分饱和脉冲序列的特定的类型中，在前面的脉冲使该自旋处于饱和状态，使得在下一脉冲的时间处恢复已经从无磁化的初始条件发生。
分段数据获取以周期性的方式记录原始数据空间的不同部分(片段)，这是通过重复地放出包括反转脉冲序列的脉冲序列和MR数据获取脉冲并且在读出(获取)期间获取k-空间线的不同集合来实现的。
B0是主静态基本MRI磁场。
B1是RF传输线圈磁场。
图1至7的系统和方法不是排他性的。根据本发明的原理可以导出其它系统、方法和菜单(menu)，以实现相同的目的。虽然已参照特定实施例描述了本发明，但是应当理解的是，此处所示出并描述的实施例和变化仅仅是用于说明目的。在不背离本发明的范围的情况下，本领域技术人员可以对当前的设计实现修改。通过使用并行传输(pTX)与减少的FOV成像，该系统改进了CEST饱和效果、缩短了总的成像时间和减少了对B1(RF)场伪影的灵敏度。进一步，在可替换的实施例中，所述方法和应用可以位于链接图1的单元的网络上的一个或多个(例如分布式)处理设备上。在图1至7中所提供的任何功能和步骤可以用硬件、软件或者这二者的组合来实现。在这里，没有权利要求元素将按照35U.S.C.112第六段的条款来解释，除非该元素使用短语“用于......的装置”来明确地叙述。

Claims (8)

1.一种使用多个RF线圈用于减少图像获取时间、适合于化学交换饱和转移(CEST)成像的MR成像系统，包括：
多个RF(射频)线圈，
通过提供相应的多个交错RF激励脉冲，来提供解剖体积中的CEST成像准备，所述多个交错RF激励脉冲相对于由所述多个RF线圈中的单个线圈所提供的占空比而言，提供了所述多个RF线圈中的增加的RF激励脉冲序列占空比，以及
随后通过使用了使用多个RF线圈的加速成像方法中的k-空间欠采样，来在减少的解剖体积中提供RF激励脉冲，且能够实现关联的RF回波数据的随后的获取，用于导出CEST图像。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，
多个交错RF激励脉冲包括具有基本上相等的占空比的单独脉冲序列，所述单独脉冲序列相对于彼此被延时，以使所述多个RF线圈和所述解剖体积中的RF激励脉冲的占空比最大化。
3.根据权利要求2所述的系统，其中
所述多个交错RF激励脉冲在所述多个RF线圈中提供了超过50％的RF激励的占空比。
4.根据权利要求1所述的系统，其中
所述加速成像方法包括传输SENSE(灵敏度编码)兼容的方法。
5.一种使用多个RF线圈用于减少图像获取时间、适合于化学交换饱和转移(CEST)成像的MR成像的方法，包括：
采用多个RF(射频)线圈，用于：
通过提供相应的多个交错RF激励脉冲，来提供解剖体积中的CEST成像准备，所述多个交错RF激励脉冲相对于由所述多个RF线圈中的单个线圈所提供的占空比而言，提供了所述多个RF线圈中的增加的RF激励脉冲序列占空比，以及
随后通过使用了使用多个RF线圈的加速成像方法中的k-空间欠采样，来在减少的解剖体积中提供RF激励脉冲，且能够实现关联的RF回波数据的随后的获取，用于导出CEST图像。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，
多个交错RF激励脉冲包括具有基本上相等的占空比的单独脉冲序列，所述单独脉冲序列相对于彼此被延时，以使所述多个RF线圈和所述解剖体积中的RF激励脉冲的占空比最大化。
7.根据权利要求5所述的方法，其中
所述多个交错RF激励脉冲在所述多个RF线圈中提供了超过50％的RF激励的占空比。
8.根据权利要求5所述的方法，其中
所述加速成像方法包括传输SENSE(灵敏度编码)兼容的方法。
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