CN116794578A - 磁共振成像系统以及补偿参数确定方法，扫描成像方法 - Google Patents

磁共振成像系统以及补偿参数确定方法，扫描成像方法 Download PDF

Info

Publication number
CN116794578A
CN116794578A CN202210270315.2A CN202210270315A CN116794578A CN 116794578 A CN116794578 A CN 116794578A CN 202210270315 A CN202210270315 A CN 202210270315A CN 116794578 A CN116794578 A CN 116794578A
Authority
CN
China
Prior art keywords
magnetic resonance
radio frequency
slice
excitation
scanning
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202210270315.2A
Other languages
English (en)
Inventor
靳丽媛
葛雅安
戴擎宇
王坤
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Precision Healthcare LLC
Original Assignee
GE Precision Healthcare LLC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Precision Healthcare LLC filed Critical GE Precision Healthcare LLC
Priority to CN202210270315.2A priority Critical patent/CN116794578A/zh
Priority to US18/182,857 priority patent/US20230314541A1/en
Publication of CN116794578A publication Critical patent/CN116794578A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
    • G01R33/583—Calibration of signal excitation or detection systems, e.g. for optimal RF excitation power or frequency
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/5608—Data processing and visualization specially adapted for MR, e.g. for feature analysis and pattern recognition on the basis of measured MR data, segmentation of measured MR data, edge contour detection on the basis of measured MR data, for enhancing measured MR data in terms of signal-to-noise ratio by means of noise filtering or apodization, for enhancing measured MR data in terms of resolution by means for deblurring, windowing, zero filling, or generation of gray-scaled images, colour-coded images or images displaying vectors instead of pixels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3614—RF power amplifiers

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本申请实施例提供一种磁共振成像系统以及射频功率补偿参数确定方法、扫描成像方法。该射频功率补偿参数确定方法包括：使用多组扫描序列，在多个切片位置上使用多种激发频率对体模进行扫描；获取与所述多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号；根据所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。

Description

磁共振成像系统以及补偿参数确定方法，扫描成像方法
技术领域
本申请实施例涉及医疗设备技术领域，尤其涉及一种磁共振成像系统以及射频功率补偿参数确定方法，扫描成像方法。
背景技术
磁共振成像(MRI)系统已经广泛地应用于医疗诊断领域，磁共振成像系统通常具有主磁体、射频发生器、射频功率放大器、射频发射线圈、表面线圈、梯度线圈驱动器、梯度线圈组件等，MRI利用主磁体来产生静磁场B0，当待检对象位于静磁场B0中时，与待检对象组织中的氢原子核相关联的核自旋产生极化，使待检组织在宏观上产生纵向磁化矢量，射频发生器产生射频脉冲，例如射频激发脉冲。射频功率放大器用于将射频发生器产生的小功率射频信号进行放大，以产生能够激发人体组织的射频大功率信号。该射频大功率信号可以经由射频传输线输入至射频发射线圈，使得射频发射线圈向对象发射正交于B0场的射频场B1以激发上述共振区域内的原子核，以产生横向磁化矢量。移除射频场B1后，横向磁化矢量以螺旋状进行衰减直至恢复为零，衰减的过程中产生自由感应衰减信号，该自由感应衰减信号能够作为磁共振信号被采集，并基于采集的该信号可以重建待检组织部分的图像。
磁共振成像(尤其是定量MRI)需要精确的射频波形和功率输出以实现精确激发，但在上述射频放大的过程中，放大器的增益和相位非线性等问题会引入整个MRI系统中，以致最后得到的图像失真，因此，有必要设计一些方法来补偿射频放大器所引起的失真。
发明内容
目前，针对射频激发部分的增益补偿，首先需要先对增益补偿进行测量，例如通过在特定发射链组件(例如激励器、放大器或混合器)的输出侧接口连接一个假负载，并使用额外的硬件进行测量。
发明人认为，在目前的增益补偿测量中，存在以下问题：
目前的方法只能测量发射链中混合器组件之前的位置的增益补偿，且成本较高，另外，仅针对各个(单个)发射链组件评估不同频率的射频响应，并针对各个组件进行频率相关的增益补偿，而没有考虑整个发射链路在不同频率下的射频响应，因此，无法准确测量整个发射链路不同频率下的增益补偿。
针对上述技术问题的至少之一，本申请实施例提供一种磁共振成像系统以及射频功率补偿参数确定方法，扫描成像方法。
根据本申请实施例的一方面，提供一种磁共振成像系统的射频功率补偿参数确定方法，所述方法包括：
使用多组扫描序列，在多个切片位置上使用多种激发频率对体模进行扫描；
获取与所述多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号；
根据所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
根据本申请实施例的一方面，提供一种磁共振成像系统的扫描成像方法，所述扫描成像方法包括：
确定成像序列，所述成像序列包括射频脉冲和梯度脉冲；
从三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数中，确定与选择的待扫描的切片位置和激发频率对应的第一射频功率补偿参数；其中，所述三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数是根据前述一方面所述的方法确定的；
根据所述第一射频功率补偿参数补偿所述射频脉冲的功率；
施加补偿功率后的成像序列，并对待检测对象执行诊断扫描，获取感兴趣区域内磁共振诊断图像。
根据本申请实施例的一方面，提供一种磁共振成像系统，所述系统包括：
扫描单元；
控制器，其用于控制所述扫描单元使用多组扫描序列，在多个切片位置上使用多种激发频率对体模进行扫描，获取与所述多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号；
处理器，其用于根据所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
本申请实施例的有益效果之一在于：通过获取与多个切片位置和多种激发频率对应的接收到的多个磁共振信号，来确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数，以便进行射频功率补偿，由此，可以评估整个发射链路不同频率下的射频功率失真，无需额外的硬件测量，降低测量成本，此外，该方法可以测量包括整个发射链和接收链负载的射频功率失真，提高补偿参数准确性。
参照后文的说明和附图，详细公开了本申请实施例的特定实施方式，指明了本申请实施例的原理可以被采用的方式。应该理解，本申请的实施方式在范围上并不因而受到限制。在所附权利要求的精神和条款的范围内，本申请的实施方式包括许多改变、修改和等同。
附图说明
所包括的附图用来提供对本申请实施例的进一步的理解，其构成了说明书的一部分，用于例示本申请的实施方式，并与文字描述一起来阐释本申请的原理。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的实施方式。在附图中：
图1是本申请实施例的磁共振成像系统的示意图；
图2是本申请实施例的磁共振成像系统的射频功率补偿参数确定方法示意图；
图3是本申请实施例扫描序列示意图；
图4是本申请实施例体模一实施方式示意图；
图5是本申请实施例一扫描流程示意图；
图6是本申请实施例体模另一实施方式示意图；
图7是本申请实施例另一扫描流程示意图；
图8是本申请实施例操作103实施方式示意图；
图9是本申请实施例主瓣峰值的平方根拟合示意图；
图10是本申请实施例多个磁共振信号示意图；
图11是本申请实施例的磁共振成像系统的扫描成像方法示意图；
图12是本申请实施例的磁共振成像系统的扫描方法示意图；
图13是本申请实施例射频功率补偿参数确定装置示意图。
具体实施方式
参照附图，通过下面的说明书，本申请实施例的前述以及其它特征将变得明显。在说明书和附图中，具体公开了本申请的特定实施方式，其表明了其中可以采用本申请实施例的原则的部分实施方式，应了解的是，本申请不限于所描述的实施方式，相反，本申请实施例包括落入所附权利要求的范围内的全部修改、变型以及等同物。
在本申请实施例中，术语“第一”、“第二”等用于对不同元素从称谓上进行区分，但并不表示这些元素的空间排列或时间顺序等，这些元素不应被这些术语所限制。术语“和/或”包括相关联列出的术语的一种或多个中的任何一个和所有组合。术语“包含”、“包括”、“具有”等是指所陈述的特征、元素、元件或组件的存在，但并不排除存在或添加一个或多个其他特征、元素、元件或组件。
在本申请实施例中，单数形式“一”、“该”等包括复数形式，应广义地理解为“一种”或“一类”而并不是限定为“一个”的含义；此外术语“所述”应理解为既包括单数形式也包括复数形式，除非上下文另外明确指出。此外术语“根据”应理解为“至少部分根据……”，术语“基于”应理解为“至少部分基于……”，除非上下文另外明确指出。
针对一种实施方式描述和/或示出的特征可以以相同或类似的方式在一个或更多个其它实施方式中使用，与其它实施方式中的特征相组合，或替代其它实施方式中的特征。术语“包括/包含”在本文使用时指特征、整件、步骤或组件的存在，但并不排除一个或更多个其它特征、整件、步骤或组件的存在或附加。
为了便于理解，图1示出了本发明一些实施例的磁共振成像(MRI)系统100。
该MRI系统100包括扫描单元110。扫描单元110用于对对象(例如人体)16进行磁共振扫描以生成对象16的感兴趣区域的图像数据，该感兴趣区域可以是预先确定的解剖部位或解剖组织。
磁共振成像系统100可以包括控制器130，其耦合至扫描单元110，其指示在MRI扫描期间要执行的MRI扫描序列，以用于控制扫描单元110执行上述磁共振扫描的流程。
扫描单元110可以包括主磁体组件111，主磁体组件111通常包括限定在外壳内的环形超导磁体，该环形超导磁体安装在环形的真空容器内。该环形超导磁体及其外壳限定了环绕对象16的圆柱形的空间，如图1所示的成像空间120。主磁体组件111生成沿成像空间120的Z方向的恒定磁场，即B0场。
通常，上述Z方向通常是对象16定位于床112上时从头部到脚部(或从脚部到头部)延伸的方向，例如选择的层可以是Z方向任一位置处的切片。B0场中较为均匀的部分形成在主磁体的中心区域中。
扫描单元110进一步包括床112，用于承载对象16，并响应控制器130的控制以沿着Z方向行进以进出上述扫描腔120，例如，在一个实施例中，可以将对象16的成像体积定位至成像空间120的磁场强度较为均匀的中心区域，以便于对对象16的成像体积进行扫描成像。
磁共振成像系统100利用所形成的B0场将静磁场发射至位于扫描腔中的对象16，使得对象16体内的共振区域的质子的进动有序化。
扫描单元110进一步包括射频驱动器113和射频发射线圈114。射频发射线圈114例如被设置为包围对象16的待成像区域。射频发射线圈114可以包括，例如沿主磁体内围设置的体线圈，或者专用于局部成像的局部线圈。射频驱动器113可以包括射频发生器(图中未示出)、射频功率放大器(图中未示出)和栅极调制器(图中未示出)。射频驱动器113用于驱动射频发射线圈114并在空间中形成高频磁场。具体地，射频发生器基于来自控制器130的控制信号产生射频激发信号，栅极调制器将该射频激发信号调制成具有预定包络和预定定时的信号，被调制的射频激发信号由射频功率放大器放大后，输出至射频发射线圈单元114，使得射频发射线圈114向对象16发射正交于B0场的射频场B1以激发待成像的切片中的质子自旋，射频激发脉冲结束后，被激发的质子自旋弛豫回到初始磁化矢量的过程中产生磁共振信号。
上述射频发射线圈114可以连接发射/接收(T/R)开关119，通过控制该发射/接收开关119可以使得射频发射线圈在发射和接收模式进行切换，在接收模式时，射频发射线圈可以用于接收来自对象16的、具有三维位置信息的磁共振信号。
该磁共振信号的三维位置信息通过MRI系统的梯度系统来产生，以下进行详细描述。
扫描单元110进一步包括梯度线圈驱动器115和梯度线圈组件116，梯度线圈组件116一方面在成像空间120中形成磁场梯度(变化的磁场)以便为上述磁共振信号提供三维位置信息，另一方面可以用于产生B0场的补偿磁场以对B0场进行匀场。
梯度线圈组件116可以包括三个梯度线圈系统，三个梯度线圈系统用于分别产生倾斜到互相垂直的三个空间轴(例如x轴、y轴和z轴)中的磁场梯度。梯度线圈驱动器115基于来自控制器130的控制信号驱动梯度线圈组件116，并因此在成像空间120中生成上述梯度磁场。梯度线圈驱动器115包括分别与上述与梯度线圈组件中的三个梯度线圈系统相对应的梯度放大器，例如，用于驱动z方向上的梯度的Gz放大器、用于驱动y方向上的梯度的Gy放大器以及用于驱动x方向上的梯度Gx放大器。
更具体地，梯度线圈组件116用于在切片选择方向(例如z方向)上施加磁场梯度以改变该区域中的场强，使该区域不同层(切片)中的成像组织的质子的进动频率不同，以实现选层。本领域技术人员理解，该层可以是三维成像体积中沿着Z向分布的多个二维切片中任意一个。当对该成像区域进行扫描时，射频发射线圈114响应上述射频激发信号，则具有与该射频激发信号相应的进动频率的层被激发。进一步地，梯度线圈组件116用于在相位编码方向(例如y方向)和频率编码方向(例如x方向)上分别施加磁场梯度，使得被激发的层的磁共振信号具有不同的相位和频率，实现相位编码和频率编码。
扫描单元110进一步包括表面线圈118，其通常靠近对象16的扫描部位(感兴趣区域)设置(例如覆盖或铺设在对象16的身体表面)，表面线圈118也用于接收上述磁共振信号。
扫描单元110进一步包括数据采集单元117，其用于响应控制器130的数据采集控制信号以采集上述(例如由体线圈或者表面线圈接收的)磁共振信号，在一个实施例中，该数据采集单元117可以包括，例如射频前置放大器(图中未示出)、相位检测器(图中未示出)以及模拟/数字转化器(图中未示出)，其中射频前置放大器用于对磁共振信号进行放大，相位检测器用于对放大后的磁共振信号进行相位检测，模拟/数字转换器用于将经相位检测的磁共振信号从模拟信号转换为数字信号。
数据采集单元117进一步用于响应控制器130的数据存储控制信号以将该数字化的磁共振信号(或回波)存储在K空间中。K空间是带有空间定位编码信息的磁共振信号原始数据的填充空间。数据采集单元117按照预设的数据填充方式将具有不同相位信息和频率信息的信号填充在K空间的相应位置中。在一个示例中，二维K空间可以包括频率编码线和相位编码线，每个层面的数据采集可以包含多个信号采集周期(或者重复时间TR)，每个信号采集周期可以对应于一次相位编码方向上的磁场梯度(递增或递减地)的变化(即每施加一次相位编码梯度，进行一次信号采集)，将每次信号采集周期中采集的磁共振信号填充至一条频率编码线。通过多个信号采集周期，可以填充多条具有不同相位信息的频率编码线，每次采集的磁共振信号具有多个分解频率。
磁共振成像系统100进一步包括图像重建器140，其用于对K空间中存储的数据进行反傅里叶变换来重建对象16的成像体积的三维图像或者一系列二维切片图像。具体地，图像重建器140可以基于与控制器130进行通信以执行上述的图像重建。
磁共振成像系统100进一步包括处理器150，处理器150可以包括用于进行图像处理的图像处理器，其可以对上述三维图像或者图像序列中的任一图像进行任何需要的图像后处理。该后处理可以是对图像在对比度、均匀度、清晰度、亮度、伪影等任一方面做出的改进或适应性调整。处理器150还可以包括波形处理器，其用于执行本发明实施例的波形确定方法，例如，基于扫描参数生成波形，进行波形转换、利用转换的波形确定梯度放大器的驱动/控制参数等。
在一种实施例中，控制器130、图像重建器140和处理器150可以分别或者共有地包括计算机处理器和存储介质，在该存储介质上记录要由计算机处理器执行的预定数据处理的程序，例如该存储介质上可以存储用于实施扫描处理(例如包括波形设计/转换等)、图像重建、图像处理等的程序，上述存储介质可以包括例如ROM、软盘、硬盘、光盘、磁光盘、CD-ROM、或非易失性存储卡。
磁共振成像系统100进一步包括显示单元160，其可以用于显示操作界面以及数据采集、处理过程中产生的各种数据、图像或参数。
该磁共振成像系统100进一步操作控制台170，其可以包括用户输入设备，诸如键盘和鼠标等，控制器130可以响应用户基于操作控制台170或者设置在主磁体壳体上的操作面板/按键等产生的控制命令，来与扫描单元110、图像重建器140、处理器150、显示单元160等进行通信。
本领域技术人员可以理解，对对象16进行成像扫描时，控制器130可以通过序列发生器(图中未示出)来向扫描单元110的上述部件(例如射频驱动器113、梯度线圈驱动器115等)发送序列控制信号，使得扫描单元110执行预设的扫描序列。
本领域技术人员可以理解，上述“扫描序列”(以下也称为成像序列或脉冲序列)是指在执行磁共振成像扫描时应用的具有特定幅度、宽度、方向和时序的脉冲的组合，这些脉冲通常可以包括例如射频脉冲和梯度脉冲。该射频脉冲可以包括，例如射频发射脉冲、射频重聚脉冲、反转恢复脉冲等。该梯度脉冲可以包括，例如上述用于选层的梯度脉冲、用于相位编码的梯度脉冲、用于频率编码的梯度脉冲、用于对质子进动进行相位平衡的相位平衡脉冲等。通常，可以在磁共振成像系统中预先设置多个扫描序列，以使得能够选择与临床检测需求相适应的序列，该临床检测需求可以包括，例如成像部位、成像功能、成像效果等。
在磁共振扫描(诊断扫描)开始之前，需要进行系统校正，确保系统工作在最佳状态，通常，该校正包括中心频率校正以及射频功率校正等。
人体体型差异、人体组织介电常数差异、人体与空气的介电常数差异等多种因素，使得不同的病人、不同的扫描部位，需要用不同的射频功率，才能将氢质子激发到指定的状态。因此，在每次扫描前需要重新调整射频功率，确保将扫描部位的氢质子激发到指定的状态，该过程称为射频功率校正或翻转角校正，通过射频功率校正(或者说增益补偿)使得翻转角(也叫作激发角)准确地校正为预定的激发角度。
本申请实施例提供了一种表征空间域和频率域中射频功率失真情况的数学模型，该数学模型可以预测(或评估)三维空间中各空间位置在各激发频率下的射频功率补偿参数(也称作射频预失真参数或射频预失真系数)，该模型通过获取与多个切片位置和多种激发频率对应的接收到的多个磁共振信号，来确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数，以便基于该模型进行射频功率补偿，由此，可以评估整个发射链路不同频率下的射频功率失真，无需额外的硬件测量，降低测量成本，此外，该方法可以测量包括整个发射链和接收链负载的射频功率失真，提高补偿参数准确性。
以下结合实施例描述涉及用于在MRI系统中射频功率补偿参数确定方法、扫描成像方法。
本申请实施例提供一种磁共振成像系统的射频功率补偿参数确定方法，图2是本申请实施例的磁共振成像系统的射频功率补偿参数确定示意图，如图2所示，该方法包括：
201，使用多组扫描序列，在多个切片位置上使用多种激发频率对体模进行扫描；
202，获取与该多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号；
203，根据该多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
在一些实施例中，每组扫描序列包括射频激发脉冲，伴随该射频激发脉冲施加的第一梯度脉冲，以及施加在该第一梯度脉冲之后的第二梯度脉冲，其中，该第一梯度脉冲和该第二梯度脉冲的梯度方向反转，且该第一梯度脉冲和该第二梯度脉冲的梯度强度的绝对值相同。该射频激发脉冲的翻转角可以设为90°，该脉冲的波形可以为辛格波(sinc波)，该翻转角也可以设为其他大70°的值，该脉冲的波形也可以设为其他形状，本申请实施例并不以此作为限制。
在一些实施例中，第一梯度脉冲和射频激发脉冲是同时进行的，该第一梯度脉冲在伴随该射频激发脉冲施加时的梯度强度保持恒定，该第一梯度脉冲和第二梯度脉冲可以是梯度线圈组件在z方向上施加的。通过上述第一梯度脉冲和第二梯度脉冲，在切片选择方向(例如z方向)上施加磁场梯度，使该区域不同层(也称为切片)中的成像组织的质子的进动频率不同，当对该成像区域进行扫描时，具有与射频激发脉冲相应的进动频率的层被激发，以实现选层(切片位置)。该层是指三维成像体积中沿着z向分布的多个二维切片位置中任意一个。本申请实施例中的切片位置均以沿着z向分布的二维切片位置为例进行说明，但本申请实施例并不以此作为限制，该切片位置还可以是其他方向的二维切片。
在一些实施例中，针对不同切片位置中的各个切片位置，可以通过调整梯度脉冲的强度值来获取更多激发频率下的磁共振信号，因此，不同组扫描序列中的该第一梯度脉冲或该第二梯度脉冲的梯度强度的绝对值可以不同，不同组扫描序列中的射频激发脉冲的强度相同或不同。
图3是两组扫描序列示意图，如图3所示，第一组扫描序列包括射频激发脉冲301，伴随该射频激发脉冲301施加的第一梯度脉冲302，以及施加在该第一梯度脉冲之后的第二梯度脉冲303，第二组扫描序列包括射频激发脉冲301'，伴随该射频激发脉冲301'施加的第一梯度脉冲302'，以及施加在该第一梯度脉冲之后的第二梯度脉冲303'，该射频激发脉冲301和301'的波形为sinc波，第一梯度脉冲302和第一梯度脉冲302'的梯度的强度不同，以上仅以两组扫描序列为例进行说明，本申请实施例中的扫描序列的组数大于或等于2，此处不再一一举例。
在一些实施例中，在201中，磁共振成像系统的扫描单元可以在多个切片位置上执行上述多组扫描序列的扫描，即在多个切片位置上使用多种激发频率对体模进行扫描，该多个切片的位置和数量可以根据需要设置，本申请实施例并不以此作为限制，例如，可以将切片数量设置为3,5,7,9等，多个切片中相邻的切片之间还可以具有未执行扫描序列的切片。例如，针对每组扫描序列，分别针对多个切片位置执行一次扫描，其中，在多个切片位置的每一个切片位置上执行上述一组扫描序列的扫描，每改变一次梯度脉冲的强度值(也就是说每更换一组扫描序列)，都需要对多个切片位置重新扫描一次。
在一些实施例中，为了保证在不同切片位置被激发的对象是相同的，该被扫描的体模包括相互正交的三个长条腔体，且该三个长条腔体各自的中心与正交的交点重合，该三个长条腔体的截面面积相同。在进行扫描时，该三个长条腔体分别与扫描空间的x轴，y轴和z轴平行。该体模的材料可以是塑料、泡沫或其他不受磁场影响的材料。
在一些实施例中，该长条腔体的长度大于或等于第一阈值，该第一阈值例如可以是大于或等于40cm的值，也就是说，该长条腔体需要足够长，从而使得该体模能够覆盖足够大的扫描范围，但三个长条腔体的长度可以相同或不同，本申请实施例并不以此作为限制，例如，z方向的长条腔体的长度可以大于其他两个方向的长条腔体的长度。该长条腔体的横截面积直径小于或等于第二阈值，该第二阈值例如可以是小于或等于2cm的值，也就是说，该长条腔体需要足够细，从而避免B0场不均匀性的影响。
图4是本申请实施例中体模的一种实施方式示意图，如图4所示，长条腔体是圆柱腔体或长方腔体，且该三个长条腔体内容纳的共振模液(或共振物体或共振介质或共振组织等)相同(成分和浓度都相同)，例如，该共振模液可以是被激发的物质，例如水或油或氯化镍等。
在一些实施例中，在多个切片位置对该体模进行扫描时，需要先将该体模的中心放置在非扫描中心的位置上，对该体模进行第一次子扫描；再将该体模的中心放置在扫描中心的位置上，对该体模进行第二次子扫描。
图5是该扫描流程示意图，在第一次子扫描时，将该体模的中心(即该正交的交点)放置在非扫描中心(A)处，但在中心层的切片位置上对该体模进行第一次子扫描，该中心层表示经过磁体中心的层，中心层的切片位置也称为中心切片(中心slice)，非中心层表示不经过磁体中心的层，非中心层的切片位置也称为非中心切片(非中心slice)，但本申请实施例并不以此作为限制，也可以在多个切片位置对该体模进行第一次子扫描，但该多个切片位置中需要包含中心层的切片位置，因此，在第一次子扫描后，可以得到中心层的切片位置的数据(磁共振信号)，在第二次子扫描时，将该体模的中心(即该正交的交点)放置在扫描中心(isocenter)处，并在多个切片位置对该体模进行第二次子扫描，该多个切片位置中可以包含或不包含中心层的切片位置，因此，在第二次子扫描后，可以得到多个切片位置的数据(多个磁共振信号)。
不过在第二次子扫描时，中心层的切片位置和非中心层的切片位置上，激发的共振模液是不同的，即除中心层的切片位置的其他切片位置上，扫描的对象区域即仅包含长条腔体的横截面积大小，而中心层的切片位置上扫描的对象区域除了该长条腔体的横截面积大小外，还包括了其他两个长条腔体的部分区域，也就是说，中心层切片位置上激发的共振模液比非中心层切片位置上激发的共振模液量多，而第一次子扫描时，中心层的切片位置上扫描的对象区域即仅包含长条腔体的横截面积大小，即与第二次子扫描是非中心层的切片位置上激发的共振模液量相同，因此，为了获取定量情况下的磁共振信号，如果第二次子扫描时包括中心层的切片位置的扫描，可以使用该第一次子扫描获得的中心层的切片位置的数据替换该第二次子扫描获得的中心层的切片位置的数据，以得到该多个磁共振信号。如果第二次子扫描时不包括中心层的切片位置的扫描，则可以将该第一次子扫描获得的扫描中心层的切片位置的数据与该第二次子扫描获得的其他层的切片位置的数据合并，以得到该多个磁共振信号。
需要说明的是，以上第一次子扫描和第二次子扫描是前述针对每组扫描序列，针对多个切片位置执行的一次扫描中的两次子扫描，也就是说，每改变一次梯度脉冲的强度值(也就是说每更换一组扫描序列)，都需要对多个切片位置重新执行上述两次子扫描。
图6是本申请实施例中体模的另一种实施方式示意图，如图6所示，该长条腔体是长方腔体，从而保证交点位置处的截面和非交点位置处的截面相同。该三个长条腔体相交的立方腔体中容纳第一共振模液，该三个长条腔内体除该立方腔体的位置容纳第二共振模液，该第一共振模液和该第二共振模液的纵向弛豫时间T1不同。纵向弛豫时间T1是指磁共振成像系统中施加的射频激发脉冲停止后，纵向磁化强度从零恢复到平衡状态(例如，纵向磁化强度的最大值的63％)所经历的时间的参数。实现不同的纵向弛豫时间的方式包括：第一共振模液的成分与第二共振模液的成分不同，例如，第一共振模液可以包括氯化镍；第二共振组织可以包括水。作为另一个实现方式，第一共振模液和第二共振模液可以是同一种化合物的溶液，但浓度不同，本申请实施例并不以此作为限制。
在一些实施例中，在多个切片位置对该体模进行扫描时，需要将该体模的中心放置在扫描中心的位置上，对该体模进行该多个切片位置上的扫描。
图7是该扫描流程示意图，在一次扫描时，将该体模的中心(即该正交的交点)放置在扫描中心(isocenter)处，在多个切片位置对该体模进行一次扫描，这样，中心层切片位置和非中心层切片位置上，激发的共振模液是不同的，即除中心层的切片位置的其他切片位置上，扫描的对象区域即仅包含长条腔体的横截面积大小，激发的共振模液为第二共振模液，而中心层的切片位置上扫描的对象区域除了该长条腔体的横截面积大小外，还包括了其他两个长条腔体的部分区域，也就是说，中心层切片位置上激发的共振模液包括第一共振模液和第二共振模液，由于，第一共振模液和第二共振模液具有不同的纵向弛豫时间T1，为了实现在获取中心层的切片位置的磁共振信号时，抑制第二共振模液而仅获取第一共振模液的数据，针对中心层切片位置的扫描的扫描序列还包括反转恢复脉冲，该反转恢复脉冲施加在该射频激发脉冲之前。即在射频激发脉冲之前施加反转恢复脉冲来抑制第二共振模液。
这样，在一次扫描后，针对多个切片位置(包括中心层切片位置和非中心层切片位置)，可以得到相同截面面积不同共振模液的数据，即，针对中心层切片位置，得到第一共振模液的数据，针对非中心层切片位置，得到相同截面积的第二共振模液的数据，为了获取定量情况下的磁共振信号，由于第一共振模液和第二共振模液的类型是已知的，因此，可以将中心层的切片位置的第一共振模液对应的数据乘以已知的第一比例系数，将其转换成中心层的切片位置的第二共振模液对应的数据，与非中心层切片位置的第二共振模液对应的数据合并后，得到多个磁共振信号，或者，也可以将非中心层的切片位置的第二共振模液对应的数据乘以已知的第二比例系数，将其转换成非中心层的切片位置的第一共振模液对应的数据，与中心层切片位置的第一共振模液对应的数据合并后，得到多个磁共振信号。
需要说明的是，针对非中心层切片位置扫描时的扫描序列中的射频激发脉冲和针对中心层切片位置扫描时的扫描序列中射频激发脉冲的激发频率不同，从而分别实现对第二共振模液和第一共振模液的激发。另外，针对非中心层切片位置的扫描的扫描序列不需要包括反转恢复脉冲。
在一些实施例中，在202中，获取的磁共振信号是指图像重建前从线圈接收得到的信号数据，针对多个切片位置中的每个切片位置，针对每组扫描序列，都可以获得对应的磁共振信号。
在一些实施例中，由于不同组扫描序列的梯度脉冲的梯度强度的绝对值不同，因此，通过改变扫描序列中的梯度脉冲的梯度强度值，得到更多不同激发频率对应的多个磁共振信号，即针对该多个切片位置中的各个切片位置，可以分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率对应的多个磁共振信号。例如，针对多个切片位置中的每个切片位置d，针对多组扫描序列中的各组扫描序列(对应切片位置d的激发频率为f)，可以获得与该切片位置d和激发频率f对应的一个磁共振信号，因此，针对不同切片位置，不同组扫描序列，可以获得与不同切片位置和不同激发频率对应的多个磁共振信号。
例如，针对切片位置d1，d2，d3，d4，d5，在一组扫描序列下，不同切片位置对应的激发频率分别为切片位置d1对应激发频率f1，切片位置d2对应激发频率f2，切片位置d3对应激发频率f3，切片位置d4对应激发频率f4，切片位置d5对应激发频率f5，因此，可以获得与该切片位置d1和激发频率f1对应的磁共振信号S1(t)，与该切片位置d2和激发频率f2对应的磁共振信号S2(t)，与该切片位置d3和激发频率f3对应的磁共振信号S3(t)，与该切片位置d4和激发频率f4对应的磁共振信号S4(t)，与该切片位置d5和激发频率f5对应的磁共振信号S5(t)；图10是该获取的多个磁共振信号示意图，如图10所示，针对一组扫描序列，射频激发脉冲为B1(t)，针对切片位置d1，d2，d3，d4，d5，可以得到磁共振信号S1(t)，S2(t)，S3(t)，S4(t)，S5(t)。
针对切片位置d1，d2，d3，d4，d5，在另一组扫描序列下(即通过改变梯度脉冲的强度改变了激发频率时)，不同切片位置对应的激发频率分别为切片位置d1对应激发频率f1'，切片位置d2对应激发频率f2'，切片位置d3对应激发频率f3'，切片位置d4对应激发频率f4'，切片位置d5对应激发频率f5'，因此，可以获得与该切片位置d1和激发频率f1'对应的磁共振信号S1'(t)，与该切片位置d2和激发频率f2'对应的磁共振信号S2'(t)，与该切片位置d3和激发频率f3'对应的磁共振信号S3'(t)，与该切片位置d4和激发频率f4'对应的磁共振信号S4'(t)，与该切片位置d5和激发频率f5'对应的磁共振信号S5'(t)，以此类推，分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率，以及不同切片位置对应的多个磁共振信号。
需要说明的是，上述切片位置d1，d2，d3，d4，d5仅为示例说明，可以根据需要选择不同切片位置和不同切片数量，本申请实施例并不以此作为限制。在切片位置数量为N1，扫描序列组数为N2(梯度脉冲的强度值改变了N2次)时，每一次扫描可以得到N1个磁共振信号，经过N2次扫描，一共可以得到的磁共振信号为N1×N2个。
在一些实施例中，为了提高补偿精度，在获得磁共振信号后，可以分别对该多个磁共振信号进行预处理，该预处理至少包括：消除弛豫率，初始相位(由B1场不均匀性等因素引起)，偏振，时间偏移中的至少一种因素造成的误差，具体可以参考现有技术，本申请不再赘述，并且，在203中，根据经过预处理后的该多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
在一些实施例中，第二梯度脉冲位于第一梯度脉冲之后，可以在施加该第二梯度脉冲时，获取与该多个切片位置中的一个切片位置对应的来自该体模的一个磁共振信号S(t)，也就是说，在信号接收期间反转射频激发期间使用的恒定梯度，或者说，在获取磁共振信号时，施加该第二梯度脉冲，或者说，在S(t)中t＝0时对应第二脉冲序列的开始；另外，为了获得对应多个切片位置的多个磁共振信号，需要多次施加该第二梯度脉冲，即在施加第二梯度脉冲时，获取与一个切片位置对应的单个磁共振信号，再施加一次第二脉冲梯度，获取下一个切片位置对应的一个磁共振信号，也就是说，在多个切片位置的每一个切片位置上执行一组扫描序列的扫描，在一个切片位置上施加该一组扫描序列时，在施加该扫描序列中的第二梯度脉冲时，可以获取与该切片位置对应的一个磁共振信号，在下一个切片位置上施加该同一组信号序号时，在施加该扫描序列中的第二梯度脉冲时，可以获取与下一个切片位置对应的一个磁共振信号，以此类推，直至获取使用该组扫描序列扫描时与多个切片位置对应的多个磁共振信号，然后使用相同方法，获取使用下一组扫描序列扫描时与多个切片位置对应的多个磁共振信号，直至获取使用所有组扫描序列扫描时与多个切片位置对应的多个磁共振信号。如图3所示，在第二梯度脉冲303和第二梯度脉冲303'开始时，进行磁共振信号的接收，该磁共振信号S(t)(例如是经过预处理后的磁共振信号)与射频激发脉冲B1(t)的时间反转信号成比例，即S(t)∝B1(τ-t)，因此，该磁共振信号S(t)(例如是经过预处理后的磁共振信号)可用于评估射频功率失真。
在一些实施例中，该接收的磁共振信号S(t)(例如是经过预处理后的磁共振信号)的主瓣峰值的平方根可以反映射频激发的相对能量值，或者说反映出偏中心切片位置相对中心切片位置的能量下降比例，因此，可以将该主瓣峰值的平方根作为射频功率补偿参数，本申请实施例通过对多个切片位置和多种激发频率的主瓣峰值的平方根进行拟合从而获得三维空间内各个切片位置(包含上述多个切片位置以外的切片位置)在各激发频率下的射频功率补偿参数，以下详细说明。
图8是操作203一实施方式示意图，如图8所示，操作203包括：
801，分别确定该多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根；
802，将多个该主瓣峰值的平方根进行高阶多项式拟合，得到拟合后的拟合函数；
803，将该拟合函数作为三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
在一些实施例中，在801中，针对在202中获得的多个磁共振信号，分别确定各个磁共振信号的主瓣峰值的平方根，例如，针对该多个切片位置的各个切片位置，分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率对应的多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根。因此，可以获取到与不同切片位置和不同激发频率对应的多个主瓣峰值的平方根，以下将主瓣峰值的平方根表示为P，如图10所示，将切片位置，激发频率以及主瓣峰值的平方根看作空间坐标系的三个互相正交的坐标轴，该坐标轴原点是指能够扫描到的最远切片位置和最远偏中心频率的交点，需要说明的是，也可以将中心频率CF和扫描中心(isocenter)切片位置作为坐标轴原点，本申请实施例并不以此作为限制，本申请实施例中，切片位置d是指切片位置与坐标轴原点的最短距离，每个主瓣峰值的平方根在空间坐标系中可以看作一个坐标点，该坐标点可以表示为P(f,d)，该多个主瓣峰值的平方根在坐标系中可以看作离散分布的多个点，在802和803中，可以根据该多个主瓣峰值的平方根进行高阶多项式拟合，得到拟合函数，该拟合函数的自变量是切片位置和激发频率，因变量函数值是主瓣峰值的平方根，该拟合函数定义各个切片位置各个激发频率与射频功率补偿参数的对应关系，由于该拟合函数是连续的，因此，根据该拟合函数即可以获取三维空间内任一切片位置任一激发频率对应的主瓣峰值的平方根，或者说，可以获取三维空间内任一切片位置和任一切片位置在不同选层梯度作用下的各激发频率对应的主瓣峰值的平方根。也就是说，建立包含切片位置，激发频率和主瓣峰值的平方根对应的离散点集，基于离散点集拟合出连续集合上的连续函数，其中该离散点集包含于该连续集合，通过拟合后的拟合函数(连续函数)，可以获得未执行扫描的切片位置以及激发频率的主瓣峰值的平方根，根据该拟合函数确定各切片位置各激发频率对应的射频功率补偿参数，换句话说，三维空间内各切片位置各激发频率对应的射频功率补偿参数被建模为与切片位置和激发频率有关的高阶函数。其中，对应接收的磁共振信号的主瓣峰值数量越多，拟合结果越准确，该高阶拟合的方法可以参考现有技术，本申请实施例并不以此作为限制。
图9是主瓣峰值的平方根拟合示意图，如图9所示，图9中的多个离散的圆形点即为获取得到的与不同切片位置以及不同激发频率对应的多个主瓣峰值的平方根，将多个离散点进行拟合，得到拟合函数(图中的曲面)，该拟合函数可以看作表征空间域和频率域中射频功率失真情况的数学模型，根据该拟合函数可以确定三维空间内任一切片位置任一激发频率对应的射频功率补偿参数。从而大大降低正式扫描时B1场的不均匀性。
以上切片位置均以沿着z向分布的二维切片位置为例进行说明，但该切片位置还可以是其他方向的二维切片。也就是说，本申请实施例可以针对任意一个或多个方向的切片位置确定各方向切片位置在不同激发频率下对应的射频功率补偿参数，其各个方向上确定射频功率补偿参数的实施方式是相同的，此处不再一一赘述。
上述射频功率补偿参数确定的过程可以发生在诊断扫描前的系统校正过程中，上述射频功率补偿参数可以存储在系统配置校正文件中，并预先存储在磁共振成像系统中，在诊断扫描过程中使用，具体将在后述的实施例进行说明。
值得注意的是，以上附图2,8仅示意性地对本申请实施例进行了说明，但本申请不限于此。例如可以适当地调整各个操作之间的执行顺序，此外还可以增加其他的一些操作或者减少其中的某些操作。本领域的技术人员可以根据上述内容进行适当地变型，而不仅限于上述附图2,8的记载。
以上各个实施例仅对本申请实施例进行了示例性说明，但本申请不限于此，还可以在以上各个实施例的基础上进行适当的变型。例如，可以单独使用上述各个实施例，也可以将以上各个实施例中的一种或多种结合起来。
由上述实施例可知，通过获取与多个切片位置和多种激发频率对应的接收到的多个磁共振信号，来确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数，以便进行射频功率补偿，由此，可以评估整个发射链路不同频率下的射频功率失真，无需额外的硬件测量，降低测量成本，此外，该方法可以测量包括整个发射链和接收链负载的射频功率失真，提高补偿参数准确性。
本申请实施例还提供一种磁共振成像系统的扫描成像方法，与前述实施例相同的内容不再赘述。
图11是本申请实施例的磁共振成像系统的扫描成像方法的一示意图。如图11所示，磁共振成像系统的扫描成像方法包括：
1101，确定成像序列，该成像序列包括射频脉冲和梯度脉冲；
1102，从三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数中，确定与选择的待扫描的切片位置和激发频率对应的第一射频功率补偿参数；其中，该三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数是根据前述实施例的射频功率补偿参数确定方法确定的；
1103，根据该第一射频功率补偿参数补偿该射频脉冲的功率；
1104，施加补偿功率后的成像序列，并对待检测对象执行诊断扫描，获取感兴趣区域内磁共振诊断图像。
在一些实施例中，可以预先设置诊断扫描参数，包括常规的匀场设置，中心频率参数扫描范围(例如切片位置，切片数量)、扫描协议之类的扫描参数的设置等。此外，还包括确定(选择)成像序列，上述成像序列是指在执行磁共振成像扫描时应用的具有特定幅度、宽度、方向和时序的脉冲的组合，这些脉冲通常可以包括例如射频脉冲和梯度脉冲。该射频脉冲可以包括，例如射频发射脉冲、射频重聚脉冲、反转恢复脉冲等。该梯度脉冲可以包括，例如上述用于选层的梯度脉冲、用于相位编码的梯度脉冲、用于频率编码的梯度脉冲、用于对质子进动进行相位平衡的相位平衡脉冲等。通常，可以在磁共振成像系统中预先设置多个成像序列，以使得能够确定(选择)与临床检测需求相适应的序列，该临床检测需求可以包括，例如成像部位、成像功能、成像效果等。
在一些实施例中，可以在预扫描时进行频率调节以基于不同频率下的磁共振信号反馈来确定本次诊断扫描的质子共振的拉莫尔频率或(本次磁共振检查的中心频率)、可以进行射频发射强度调节以基于不同射频发射强度下的磁共振信号反馈来确定本次诊断扫描的射频脉冲的发射功率，具体可以参考现有技术，此处不再一一赘述。
在一些实施例中，在确定本次诊断扫描的射频脉冲的发射功率T后，还可以确定本次诊断扫描的射频脉冲的发射功率的射频功率补偿参数，例如，从三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数中，确定与选择的待扫描的切片位置和激发频率对应的第一射频功率补偿参数；其中，该三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数是根据前述实施例的射频功率补偿参数确定方法确定的，以下详细说明。
在一些实施例中，每一切片位置处的拉莫尔频率ωz都与其z方向的位置以及梯度磁场相关，即如下公式(1)：
ωz＝γ(B0+z×Gz) 公式(1)
其中，γ表示旋磁比，B0表示静磁场强度。
由于施加了梯度磁场Gz，沿着z方向的每个切片位置的拉莫尔频率不同，因此，在确定待扫描的切片位置z1以及成像序列后，根据该待扫描的切片位置与该梯度脉冲的梯度强度确定该激发频率，例如，根据上述公式(1)即可以确定对应待扫描切片位置的激发频率(等于对应待扫描切片位置的拉莫尔频率)f1。
在一些实施例中，由前述实施例中的射频功率补偿参数确定方法可以确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数，因此，可以在该三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数中，确定与选择的待扫描的切片位置z1以及该激发频率f1对应的第一射频功率补偿参数P1，并根据该第一射频功率补偿参数P1补偿该射频脉冲的功率T，其中，补偿后的射频脉冲的功率等于原始射频脉冲功率T与补偿值的和，该补偿值等于原始射频脉冲功率T与第一射频功率补偿系数P1的积。
例如，可以预先将该三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数存储在系统配置校正文件中，在确定z1和f1后，可以从该系统配置校正文件中，根据拟合函数，计算与z1和f1对应的P1，将射频脉冲功率T乘以P1作为补偿值，即可以实现对该切片位置在该激发频率下的射频脉冲功率的预失真处理。
在一些实施例中，在完成了射频功率校正后，在诊断扫描前，重新调整发射机的射频脉冲的功率为T+T×P1，施加补偿功率后的成像序列，并对待检测对象执行诊断扫描，获取感兴趣区域内磁共振诊断图，即可以得到精准的翻转角(例如90°)激发，换句话说，射频功率被校正成使得自旋激励的翻转角准确地设置为预定角度(例如90°)，确保将扫描部位的氢质子激发到指定的状态，保证获取高质量的磁共振诊断图。
值得注意的是，以上附图11仅示意性地对本申请实施例进行了说明，但本申请不限于此。例如可以适当地调整各个操作之间的执行顺序，此外还可以增加其他的一些操作或者减少其中的某些操作。本领域的技术人员可以根据上述内容进行适当地变型，而不仅限于上述附图11的记载。
以上各个实施例仅对本申请实施例进行了示例性说明，但本申请不限于此，还可以在以上各个实施例的基础上进行适当的变型。例如，可以单独使用上述各个实施例，也可以将以上各个实施例中的一种或多种结合起来。
由上述实施例可知，通过获取与多个切片位置和多种激发频率对应的接收到的多个磁共振信号，来确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数，以便进行射频功率补偿，由此，可以评估整个发射链路不同频率下的射频功率失真，无需额外的硬件测量，降低测量成本，此外，该方法可以测量包括整个发射链和接收链负载的射频功率失真，提高补偿参数准确性。
本申请实施例还提供一种磁共振成像系统的体模，该体模包括相互正交的三个长条腔体，且该三个长条腔体各自的中心与正交的交点重合，该三个长条腔体的截面面积相同。
在一些实施例中，该长条腔体的长度大于或等于第一阈值，该长条腔体的横截面积直径小于或等于第二阈值。
例如，该长条腔体是圆柱腔体或长方腔体，且该三个长条腔体内容纳的共振模液相同。
例如，该长条腔体是长方腔体，该三个长条腔体相交的立方腔体中容纳第一共振模液，该三个长条腔内体除该立方腔体的位置容纳第二共振模液，该第一共振模液和该第二共振模液的纵向弛豫时间不同。
关于该体模的实施方式可以参考前述实施例，重复之处不再赘述。
本申请实施例还提供一种磁共振成像系统的扫描方法，与前述实施例相同的内容不再赘述。
图12是本申请实施例的磁共振成像系统的扫描方法的一示意图。如图12所示，该方法包括：
1201，使用扫描序列，在多个切片位置上对体模进行扫描，该体模为前述实施例的体模；
1202，获取与所述多个切片位置对应的来自所述体模的多个磁共振信号。
在一些实施例中，在体模的长条腔体是圆柱腔体或长方腔体，且该三个长条腔体内容纳的共振模液相同时，在1201中，将该体模的中心放置在非扫描中心的位置上，对该体模进行第一次子扫描；将该体模的中心放置在扫描中心的位置上，对该体模进行第二次子扫描，在1202中，使用该第一次子扫描获得的中心层的切片位置的数据替换该第二次子扫描获得的中心层的切片位置的数据，以得到该多个磁共振信号。
在一些实施例中，在该长条腔体是长方腔体，该三个长条腔体相交的立方腔体中容纳第一共振模液，该三个长条腔内体除该立方腔体的位置容纳第二共振模液，该第一共振模液和该第二共振模液的纵向弛豫时间不同时，在1201中，将该体模的中心放置在扫描中心的位置上，对该体模进行该多个切片位置上的扫描，该扫描序列包括射频激发脉冲和梯度脉冲，针对中心层的切片位置扫描的扫描序列还包括反转恢复脉冲，该反转恢复脉冲施加在该射频激发脉冲之前。
关于1201-1202的实施方式可以参考前述实施例，此处不再赘述。
上述体模和上述使用该体模的扫描方法，可以用于评估整个发射链路不同频率下的射频功率失真，无需额外的硬件测量，降低测量成本，此外，该方法可以测量包括整个发射链和接收链负载的射频功率失真，提高补偿参数准确性。
本申请实施例还提供一种磁共振成像系统。该磁共振成像系统的构成如图1所示，重复之处不再赘述。
在一些实施例中，与图1中前述磁共振成像系统不同之处在于，该控制器130还用于控制所述扫描单元110使用多组扫描序列，在多个切片位置上使用多种激发频率对体模进行扫描，获取与所述多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号；处理器150还用于根据所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
在一些实施例中，处理器150还用于从三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数中，确定与选择的待扫描的切片位置和激发频率对应的第一射频功率补偿参数；根据所述第一射频功率补偿参数补偿成像序列中射频脉冲的功率；并且，所述控制器130还用于控制所述扫描单元110施加补偿功率后的该成像序列，并对待检测对象执行诊断扫描，获取感兴趣区域内磁共振诊断图像。
在一些实施例中，该控制器130还用于控制所述扫描单元110使用扫描序列，在多个切片位置上对体模进行扫描，该体模为前述实施例的体模；并获取与所述多个切片位置对应的来自所述体模的多个磁共振信号。
在一些实施例中，该控制器130和处理器150的实施方式可以参考前述实施例所述的射频功率补偿参数确定方法或扫描成像方法或扫描方法，该控制器130和处理器150的功能可以集成至一个芯片，或者由独立芯片实现，本申请实施例并不以此作为限制。
在一些实施例中，控制器130，其耦合至扫描单元110，以用于控制扫描单元110对体模进行扫描，以得到三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数，另外，对待检对象(例如人体)16执行上述诊断扫描。
在一些实施例中，控制器130和处理器150可以分别或者共有地包括计算机处理器和存储介质，在该存储介质上记录要由计算机处理器执行的预定数据处理的程序，例如该存储介质上可以存储用于实施扫描处理(例如包括波形设计/转换等)、图像重建、图像处理等的程序，例如，可以存储用于实施本发明实施例的射频功率补偿参数确定方法的程序，此外，还可以存储系统配置校正文件，该系统配置校正文件中存储有上述三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数，上述存储介质可以包括例如ROM、软盘、硬盘、光盘、磁光盘、CD-ROM、或非易失性存储卡。
由上述实施例可知，通过获取与多个切片位置和多种激发频率对应的接收到的多个磁共振信号，来确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数，以便进行射频功率补偿，由此，可以评估整个发射链路不同频率下的射频功率失真，无需额外的硬件测量，降低测量成本，此外，该方法可以测量包括整个发射链和接收链负载的射频功率失真，提高补偿参数准确性。
本申请实施例还提供一种射频功率补偿参数确定装置，图13是射频功率补偿参数确定装置示意图，如图13所示，该装置包括：
获取单元1301，其获取对体模执行扫描后的与多个切片位置和多种激发频率对应的多个磁共振信号；
确定单元1302，其根据该多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
在一些实施例中，该获取单元针对该多个切片位置的各个切片位置，分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率对应的多个磁共振信号。
在一些实施例中，该确定单元分别确定该多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根；将多个该主瓣峰值的平方根进行高阶多项式拟合，得到拟合后的拟合函数；将该拟合函数作为三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
在一些实施例中，该确定单元针对该多个切片位置的各个切片位置，分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率对应的多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根。
在一些实施例中，该装置还包括(未图示)：
预处理单元，其分别对该多个磁共振信号进行预处理，该预处理至少包括：消除弛豫率，初始相位，偏振，时间偏移中的至少一种因素造成的误差；
并且，该确定单元根据经过预处理后的该多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
在一些实施例中，获取单元1301，确定单元1302的实施方式可以参考前述实施例，此处不再赘述。
在一些实施例中，可以将该装置1300的功能集成到第一处理器中，实现前述实施例所述的射频功率补偿参数确定方法。即该第一处理器可以被配置为：获取对体模执行扫描后的与多个切片位置和多种激发频率对应的多个磁共振信号；根据该多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。具体实施方式可以参考前述实施例，此处不再赘述。
本申请实施例还提供一种计算机可读程序，其中当在装置或MRI系统中执行所述程序时，所述程序使得计算机在所述装置或MRI系统中执行前述实施例所述的射频功率补偿参数确定方法或扫描成像方法或扫描方法。
本申请实施例还提供一种存储有计算机可读程序的存储介质，其中所述计算机可读程序使得计算机在装置或MRI系统中执行前述实施例所述的的射频功率补偿参数确定方法或扫描成像方法或扫描方法。
本申请以上的装置和方法可以由硬件实现，也可以由硬件结合软件实现。本申请涉及这样的计算机可读程序，当该程序被逻辑部件所执行时，能够使该逻辑部件实现上文所述的装置或构成部件，或使该逻辑部件实现上文所述的各种方法或步骤。本申请还涉及用于存储以上程序的存储介质，如硬盘、磁盘、光盘、DVD、flash存储器等。
结合本申请实施例描述的方法/装置可直接体现为硬件、由处理器执行的软件模块或二者组合。例如，图中所示的功能框图中的一个或多个和/或功能框图的一个或多个组合，既可以对应于计算机程序流程的各个软件模块，亦可以对应于各个硬件模块。这些软件模块，可以分别对应于图中所示的各个步骤。这些硬件模块例如可利用现场可编程门阵列(FPGA)将这些软件模块固化而实现。
软件模块可以位于RAM存储器、闪存、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储器、寄存器、硬盘、移动磁盘、CD-ROM或者本领域已知的任何其它形式的存储介质。可以将一种存储介质耦接至处理器，从而使处理器能够从该存储介质读取信息，且可向该存储介质写入信息；或者该存储介质可以是处理器的组成部分。处理器和存储介质可以位于ASIC中。该软件模块可以存储在移动终端的存储器中，也可以存储在可插入移动终端的存储卡中。例如，若设备(如移动终端)采用的是较大容量的MEGA-SIM卡或者大容量的闪存装置，则该软件模块可存储在该MEGA-SIM卡或者大容量的闪存装置中。
针对附图中描述的功能方框中的一个或多个和/或功能方框的一个或多个组合，可以实现为用于执行本申请所描述功能的通用处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或者其它可编程逻辑器件、分立门或者晶体管逻辑器件、分立硬件组件或者其任意适当组合。针对附图描述的功能方框中的一个或多个和/或功能方框的一个或多个组合，还可以实现为计算设备的组合，例如，DSP和微处理器的组合、多个微处理器、与DSP通信结合的一个或多个微处理器或者任何其它这种配置。
以上结合具体的实施方式对本申请进行了描述，但本领域技术人员应该清楚，这些描述都是示例性的，并不是对本申请保护范围的限制。本领域技术人员可以根据本申请原理对本申请做出各种变型和修改，这些变型和修改也在本申请的范围内。
附记
1.一种用于磁共振成像系统的体模，其特征在于，所述体模包括相互正交的三个长条腔体，且所述三个长条腔体各自的中心与正交的交点重合，所述三个长条腔体的截面面积相同。
2.根据附记1所述的体模，其中，所述长条腔体的长度大于或等于第一阈值，所述长条腔体的横截面积直径小于或等于第二阈值。
3.根据附记1或2所述的体模，其中，所述长条腔体是圆柱腔体或长方腔体，且所述三个长条腔体内容纳的共振模液相同。
4.根据附记1或2所述的方法，其中，所述长条腔体是长方腔体，所述三个长条腔体相交的立方腔体中容纳第一共振模液，所述三个长条腔内体除所述立方腔体的位置容纳第二共振模液，所述第一共振模液和所述第二共振模液的纵向弛豫时间不同。
5.一种磁共振成像系统的扫描方法，其特征在于，所述方法包括：
使用扫描序列，在多个切片位置上对体模进行扫描，所述体模为附记1至4任一项所述的体模；
获取与所述多个切片位置对应的来自所述体模的多个磁共振信号。
6.根据附记5所述的方法，其中，在多个切片位置上对体模进行扫描的步骤包括：
将所述体模的中心放置在非扫描中心的位置上，对所述体模进行第一次子扫描；
将所述体模的中心放置在扫描中心的位置上，对所述体模进行第二次子扫描。
7.根据附记6所述的方法，其中，获取与所述多个切片位置对应的来自所述体模的多个磁共振信号的步骤包括：使用所述第一次子扫描获得的中心层的切片位置的数据替换所述第二次子扫描获得的中心层的切片位置的数据，以得到所述多个磁共振信号。
8.根据附记5所述的方法，其中，在多个切片位置上对体模进行扫描的步骤包括：
将所述体模的中心放置在扫描中心的位置上，对所述体模进行所述多个切片位置上的扫描。
9.根据附记8所述的方法，其中，所述扫描序列包括射频激发脉冲和梯度脉冲，针对中心层的切片位置扫描的扫描序列还包括反转恢复脉冲，所述反转恢复脉冲施加在所述射频激发脉冲之前。
10.一种磁共振成像系统，所述系统包括：
扫描单元；
控制器，其用于控制所述扫描单元执行附记5至9任一项所述的扫描方法。
11.一种射频功率补偿参数确定装置，其特征在于，所述装置包括：
获取单元，其获取对体模执行扫描后的与多个切片位置和多种激发功率对应的多个磁共振信号；
确定单元，其根据所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
12.根据附记11所述的装置，其中，所述获取单元针对所述多个切片位置的各个切片位置，分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率对应的多个磁共振信号。
13.根据附记11所述的装置，其中，所述确定单元分别确定所述多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根；将多个所述主瓣峰值的平方根进行高阶多项式拟合，得到拟合后的拟合函数；将所述拟合函数作为三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
14.根据附记13所述的装置，其中，所述确定单元针对所述多个切片位置的各个切片位置，分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率对应的多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根。
15.根据附记11至14任一项所述的装置，其中，所述装置还包括：
预处理单元，其分别对所述多个磁共振信号进行预处理，所述预处理至少包括：消除弛豫率，初始相位，偏振，时间偏移中的至少一种因素造成的误差；
并且，所述确定单元根据经过预处理后的所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。

Claims (20)

1.一种磁共振成像系统的射频功率补偿参数确定方法，其特征在于，所述方法包括：
使用多组扫描序列，在多个切片位置上使用多种激发频率对体模进行扫描；
获取与所述多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号；
根据所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，获取与所述多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号的步骤包括：
针对所述多个切片位置的各个切片位置，分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率对应的多个磁共振信号。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，根据所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数的步骤包括：
分别确定所述多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根；
将多个所述主瓣峰值的平方根进行高阶多项式拟合，得到拟合后的拟合函数；
将所述拟合函数作为三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，分别确定所述多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根的步骤包括：针对所述多个切片位置的各个切片位置，分别获取与不同组扫描序列的不同激发频率对应的多个磁共振信号的主瓣峰值的平方根。
5.根据权利要求1至4任一项所述的方法，其中，每组扫描序列包括射频激发脉冲，伴随所述射频激发脉冲施加的第一梯度脉冲，以及施加在所述第一梯度脉冲之后的第二梯度脉冲，其中，所述第一梯度脉冲和所述第二梯度脉冲的梯度方向反转，且所述第一梯度脉冲和所述第二梯度脉冲的梯度强度的绝对值相同。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，不同组扫描序列中的所述第一梯度脉冲或所述第二梯度脉冲的梯度强度的绝对值不同。
7.根据权利要求5所述的方法，其中，获取与所述多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号的步骤包括：
在施加所述第二梯度脉冲时，获取与所述多个切片位置中的一个切片位置对应的来自所述体模的一个磁共振信号。
8.根据权利要求1至4任一项所述的方法，其中，所述方法还包括：
分别对所述多个磁共振信号进行预处理，所述预处理至少包括：消除弛豫率，初始相位，偏振，时间偏移中的至少一种因素造成的误差；
并且，根据经过预处理后的所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
9.根据权利要求1至4任一项所述的方法，其中，所述体模包括相互正交的三个长条腔体，且所述三个长条腔体各自的中心与正交的交点重合，所述三个长条腔体的截面面积相同。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述长条腔体的长度大于或等于第一阈值，所述长条腔体的横截面积直径小于或等于第二阈值。
11.根据权利要求9所述的方法，其中，所述长条腔体是圆柱腔体或长方腔体，且所述三个长条腔体内容纳的共振模液相同。
12.根据权利要求9所述的方法，其中，所述长条腔体是长方腔体，所述三个长条腔体相交的立方腔体中容纳第一共振模液，所述三个长条腔内体除所述立方腔体的位置容纳第二共振模液，所述第一共振模液和所述第二共振模液的纵向弛豫时间不同。
13.根据权利要求11所述的方法，其中，在多个切片位置上对所述体模进行扫描的步骤包括：
将所述体模的中心放置在非扫描中心的位置上，对所述体模进行第一次子扫描；
将所述体模的中心放置在扫描中心的位置上，对所述体模进行第二次子扫描。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述方法还包括：使用所述第一次子扫描获得的中心层的切片位置的数据替换所述第二次子扫描获得的中心层的切片位置的数据，以得到所述多个磁共振信号。
15.根据权利要求12所述的方法，其中，在多个切片位置上对所述体模进行扫描的步骤包括：
将所述体模的中心放置在扫描中心的位置上，对所述体模进行所述多个切片位置上的扫描。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，针对中心层的切片位置扫描的扫描序列还包括反转恢复脉冲，所述反转恢复脉冲施加在射频激发脉冲之前。
17.一种磁共振成像系统的扫描成像方法，所述扫描成像方法包括：
确定成像序列，所述成像序列包括射频脉冲和梯度脉冲；
从三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数中，确定与选择的待扫描的切片位置和激发频率对应的第一射频功率补偿参数；其中，所述三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数是根据权利要求1至16中任一项所述的方法确定的；
根据所述第一射频功率补偿参数补偿所述射频脉冲的功率；
施加补偿功率后的成像序列，并对待检测对象执行诊断扫描，获取感兴趣区域内磁共振诊断图像。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，确定与选择的待扫描的切片位置和激发频率对应的第一射频功率补偿参数的步骤包括：
根据所述待扫描的切片位置与所述梯度脉冲的梯度强度确定所述激发频率；
从三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数中，确定与选择的待扫描的切片位置以及所述激发频率对应的第一射频功率补偿参数。
19.一种磁共振成像系统，所述系统包括：
扫描单元；
控制器，其用于控制所述扫描单元使用多组扫描序列，在多个切片位置上使用多种激发频率对体模进行扫描，获取与所述多个切片位置和所述多种激发频率对应的来自所述体模的多个磁共振信号；
处理器，其用于根据所述多个磁共振信号确定三维空间内各切片位置在各激发频率下对应的射频功率补偿参数。
20.根据权利要求19所述的系统，所述处理器还用于从三维空间内各切片位置在各激发频率对应的射频功率补偿参数中，确定与选择的待扫描的切片位置和激发频率对应的第一射频功率补偿参数；根据所述第一射频功率补偿参数补偿成像序列中射频脉冲的功率；
并且，所述控制器还用于控制所述扫描单元施加补偿功率后的所述成像序列，并对待检测对象执行诊断扫描，获取感兴趣区域内磁共振诊断图像。
CN202210270315.2A 2022-03-18 2022-03-18 磁共振成像系统以及补偿参数确定方法，扫描成像方法 Pending CN116794578A (zh)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202210270315.2A CN116794578A (zh) 2022-03-18 2022-03-18 磁共振成像系统以及补偿参数确定方法，扫描成像方法
US18/182,857 US20230314541A1 (en) 2022-03-18 2023-03-13 Magnetic resonance imaging system, compensation parameter determining method, and scanning and imaging method

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202210270315.2A CN116794578A (zh) 2022-03-18 2022-03-18 磁共振成像系统以及补偿参数确定方法，扫描成像方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN116794578A true CN116794578A (zh) 2023-09-22

Family

ID=88040515

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202210270315.2A Pending CN116794578A (zh) 2022-03-18 2022-03-18 磁共振成像系统以及补偿参数确定方法，扫描成像方法

Country Status (2)

Country Link
US (1) US20230314541A1 (zh)
CN (1) CN116794578A (zh)

Also Published As

Publication number Publication date
US20230314541A1 (en) 2023-10-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5523564B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および送信感度分布算出方法
CN100426003C (zh) 扩散加权磁共振成像中用稳态序列确定表观扩散系数的方法
JP5184049B2 (ja) 磁気共鳴検査装置及び高周波パルス波形算出方法
US9095302B2 (en) Method to generate magnetic resonance exposures
US7015696B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US8466679B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method configured for susceptibility-emphasized imaging with improved signal-to-noise ratio
US7859262B2 (en) Method and device for magnetic resonance imaging on the basis of a partially parallel acquisition (PPA)
US8587310B2 (en) Magnetic resonance imaging device
RU2538421C2 (ru) Картирование градиента восприимчивости
US8049497B2 (en) MRI RF encoding using multiple transmit coils
US10156624B2 (en) Method and magnetic resonance apparatus for reconstructing an MR image dependent on the chemical shift
US9101659B2 (en) Method and apparatus for correction of artifacts in magnetic resonance images
US7429862B2 (en) PPA MRT method and apparatus with scaled contribution of k-space data to the reconstructed image
US9494662B2 (en) Magnetic resonance method and apparatus for automatic calculation of a maximum pulse-length of an excitation pulse
US6734673B2 (en) Apparatus and method for magnetic resonance imaging employing partial parallel acquisition with formation of signal combinations and solving of an equation system based thereon
US9008400B2 (en) Method and apparatus for correction of artifacts in magnetic resonance images
CN103293500A (zh) 用于生成基于磁共振的层照片的方法
US11965945B2 (en) Magnetic resonance system and shimming method and imaging method thereof
US20220026511A1 (en) Methods and systems for estimating transmit attenuation for a magnetic resonance imaging scan
CN110811619B (zh) 用于估计磁共振成像扫描的发射衰减的方法和系统
CN116794578A (zh) 磁共振成像系统以及补偿参数确定方法，扫描成像方法
JP3928992B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6788510B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US20220206097A1 (en) Magnetic resonance image processing method and device, and computer readable storage medium
CN112986881B (zh) 磁共振系统校准方法、成像方法以及磁共振系统

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination