CN117355762A - 用于多频带磁共振成像的rf脉冲生成 - Google Patents

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Abstract

提出了一种在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中产生射频(RF)脉冲RF(t)的系统和方法。该方法包括确定狄拉克梳状函数，梳状函数的周期确定激励频带的频率间隔。该方法进一步包括确定单频带频率选择性脉冲，限定RF(t)的脉冲的包络以及频域中各个激励频带的形状。该方法进一步包括确定在每个周期内RF(t)的形状，并用于调制频域中各个激励频带的均匀性和/或数量。同时在MRI系统中产生具有MRI梯度的RF(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片，其中RF(t)脉冲产生自旋响应。

Description

用于多频带磁共振成像的RF脉冲生成
相关申请的交叉引用
本申请要求2021年3月19日提交的美国临时专利申请63/163,300的优先权，其全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本发明涉及磁共振成像(MRI)，更具体地，涉及用于多频带MRI的RF脉冲生成的系统和方法。
背景技术
磁共振成像(MRI)是一种用于形成体内解剖图像的医学成像技术。为了生成这些图像，MRI系统使用强磁场、磁场梯度和无线电波。图1A-1C示出了传统磁共振成像(MRI)系统。如图所示，超导磁体系统10包括磁体外壳12、具有螺线管绕组的超导磁体13(螺线管绕组的对称轴按照惯例是笛卡尔坐标系的Z轴)、匀场线圈14、梯度线圈16、RF线圈18和患者台20。如本领域众所周知的，超导磁体13在其设计FOV内生成基本均匀的磁场B0。该B0场沿着Z轴的正方向被引导。这种系统对于执行磁共振研究是有用的，并且适于产生用于人体研究的诊断图像；类似的系统可以用于光谱分析应用。
如图1B所示，目标对象25将被放置在由超导磁体13产生的主磁场B0的中间。测量电路40记录电压测量。电压测量用于重建图像，并且图像显示在控制器/显示器50上。优选地，电流的施加与来自磁共振成像系统60的磁共振成像序列同步。现有技术图1C设定了功能的更多细节。
因此，所有高场强MR系统的基本硬件组件通常是：超导磁体，产生稳定且非常强的磁场；梯度线圈，产生可变场以实现空间编码；和射频(RF)线圈，用于刺激原子核能量状态之间的转变。可以包括具有软件的计算机的控制器控制扫描过程并处理信息。
更具体地，MRI系统通常采用空间均匀且时间恒定的主B0磁场。为了在磁共振设备的检查体积内激励核自旋磁化，以适当的共振频率垂直于B0场叠加射频(RF)脉冲序列，B1场。
传统的磁共振成像设备通常包括一组三个梯度线圈用于产生线性梯度磁场，由此实现核自旋磁化的空间编码。在磁共振过程中，脉冲序列(由射频和开关梯度磁场组成)被施加于目标对象(如活体患者)以产生磁共振信号，该磁共振信号被检测并存储以获得随后用于重建对象的光谱和图像的信息。这些过程确定被重建的光谱和图像的特征，例如目标对象的位置和方向、尺寸、分辨率和对比度。磁共振设备的操作者通常选择适当的序列，并针对特定应用调整和优化其参数。
示例性地，在多切片2D成像中，沿着垂直于期望切片平面的轴提供切片梯度，在该方向上引起潜在的共振频率。同时施加RF脉冲，该RF脉冲的窄频率与期望切片的窄频率相匹配，从而仅激励期望切片内的质子。
多频带(MB)成像，也称为同步多切片(SMS)成像，通过同时采集多个切片来提高多切片2D成像的速度。参见，例如，Larkman,D.J.,et al.,Use of multicoil arrays forseparation of signal from multiple slices simultaneously excited.J Magn ResonImaging,2001.13(2):p.313-7,该文献全部内容通过引用并入本文。为了实现该点，通过在切片选择梯度期间施加专用RF脉冲来同时激励多个空间分离的切片(图2A)，以同时激励多个切片(图2B和2C(三个切片))，并且使用多通道接收阵列来解析所得的重叠数据。如图3所示，各个接收线圈的变化的空间依赖使得来自同时被激励的切片的数据能够被分离成它们的原始切片。因此，MB或SMS的两个使能部件是：1)RF波形，同时激励多个切片，以及2)数据重建方法，利用多个接收线圈的空间依赖来解析重叠数据。
传统的多频带RF激励：通常使用RF波形的复数总和来实现多切片激励，该RF波形的复数总和被设计为激励各个单独切片。复数总和假设一个rf脉冲有单个基频。例如，rf脉冲可以是由等式1定义的脉冲。如等式2所定义的和图4A所示的，添加额外的脉冲，根据它们的频率和参考脉冲的频率之间的差异来调制它们的相位。在图4b所示的示例中，用SB＝[-1，0，+1]的单个复数波形来激励三个不同的切片。如图4C所示，保持了图4B中每个激励频带的频率选择性。
等式1
等式2
如图4A所示，复数总和导致幅度的快速振荡，当相位是建设性的时，施加的RF的相对幅度增加(3倍)，当相位是破坏性的时，施加的RF的相对幅度减小。对于高的多频带因子，组合的RF波形的峰值幅度可能变大，并导致沉积功率的显著增加。值得注意的是，与传统的单频带脉冲相比，多频带脉冲的峰值幅度在功率上增加了3或9倍。总功率沉积增加了5倍。
通过交叉脉冲和延迟的多频带激励：或者，如图5A所示，通过将没有施加RF的周期与RF脉冲交叉，可以产生多个激励频带。当RF脉冲与没有RF的周期交叉时，在f＝～n/Δt处产生激励边带(图5B),其中Δt是完整的RF周期之间的时间间隔(Δt＝tRF+tNoRF)，以及n表示产生的第n个边带。这种脉冲结构最初被描述为DANTE脉冲，并用于在被整形的RF脉冲广泛可用之前产生频率选择性。参见Freeman,R.and G.A.Morris,The'DANTE'experiment.JMagn Reson,2011.213(2):p.244-6；以及Morris,G.A.and R.Freeman,Selectiveexcitation in Fourier transform nuclear magnetic resonance..J.Magn.Reson.,1978.29:p.433-462，其中每一篇的全部内容都通过引用并入本文。
一般来说，在小脉冲角限制中，作为频率的函数的自旋响应SR(υ)可以通过等式3从RF波形的傅里叶变换中近似得到。此外，对于DANTE波形，RF(t)可以表示为梳状函数C(t)和块脉冲F(t)的逐点乘积。在这些条件下，梳的每个“齿”的持续时间定义了施加rf的持续时间。两个函数的逐点乘积(即点积)的傅立叶变换等于各个变换的卷积。
等式3
图6示出了时间上的示例性RF、C和F信号以及它们的对应的傅立叶变换。由于梳状函数的傅里叶变换由频域中的梳状函数近似代替，所以总的自旋响应将是梳状函数与由sinc函数近似代替的块脉冲的傅里叶变换的卷积。F{C(t)}中的峰值间隔ΔF由各个脉冲间隔ΔT的倒数给出(图5)。这个概念已经被用于产生多个饱和带，用于可视化心脏运动。
改善选定激励频带上的自旋响应：使用这种形式，通过选择不同的F(t)来改善的形状，可以改善所选的激励频带上的SR(υ)。例如，如果F(t)的块轮廓用截断的sinc函数(即传统的单切片激励脉冲)来代替，则/>可以被显著改善。参见Wu,E.X.,C.W.Towe,and H.Tang,MRI cardiac tagging using a sinc-modulated RF pulsetrain.Magn Reson Med,2002.48(2):p.389-93，该文献的全部内容通过引用并入本文。使用这种结构，所需的脉冲的峰值幅度将从传统的切片选择脉冲经由Δt/tRF增加，其中tRF是梳的单个“齿”的持续时间，以及Δt是梳的“齿”之间的时间间隔，即交叉间隔(IDI)。
例如fo tRF＝tNoRF，峰值幅度增加了2倍(即图7C中实线所示的传统sinc的幅度)，然而可以产生三个或更多个频带。此外，虽然峰值功率增加了4倍，但是由于RF占空比(i.e.,Δt/tNoRF)的减小，平均功率仅增加了2倍。图7A示出了传统的sinc形状激励脉冲，在该脉冲期间连续施加RF，图7B示出了与梳状函数或DANTE脉冲卷积的图7A的sinc脉冲。图7C示出了脉冲7B的扩展区域，显示了交叉。当sinc脉冲生成单个激励频带(图7D)时，如图7E所示，sinc-DANTE脉冲生成多个激励频带。值得注意的是，仅用两倍的功率即可生成多个频带，而不是传统的MB＝3脉冲(等式2)的五倍功率。因此，这种方法有可能以低得多的幅度和功率沉积产生多个激发带。
然而，如图7E所示，所产生的频带：(1)幅度变化，并且(2)分布在整个频率空间，包括不想要的频带和可能没有有效激励的频带。因此，这种简单的方法通常不能用于均匀地和选择性地激励明确定义数量的切片。边带强度的变化是在IDI期间施加的脉冲tRF_ON的显著宽度的直接结果(即，在使用C(t)·F(t)的传统DANTE中，C(t)是梳状函数，其中齿tRF_ON具有显著的宽度(例如，1/4on或更大)。不幸的是，为了改善激励频带的均匀性而显著降低脉冲tRF_ON导致峰值RF幅度、峰值和沉积功率的大幅增加，使得它们不适合人类应用。
Norris也将类似的方案用于同时的多切片激励。参见Norris,D.G.,et al.,PowerIndependent of Number of Slices(PINS)radiofrequency pulses for low-powersimultaneous multislice excitation.Magn Reson Med,2011.66(5):p.1234-40，该文献的全部内容通过引用并入此文。然而，在Norris的方法中，sinc形状的Dante脉冲不是以连续的选择梯度被施加的(见图2A)，而是选择梯度仅在tNoRF期间被作为三角波形施加(图8A)。这产生不定数量的相对紧密间隔的激励频带，该数量仅由RF线圈的空间覆盖范围控制。由于梯度上升时间在tNoRF～100us和tRF+tNoRF～200us[5]期间达到足够的强度的限制，将边带以5kHz的间隔排布。虽然原则上这种方法产生大量/不确定数量的边带，但是在存在脂质和显著的磁场不均匀性时边带的小间距会产生伪像。相比之下，在梯度在整个脉冲中恒定的情况下，如图8B所示，tRF+tNoRF仅受1～10us的RF波形分辨率的限制，使得边带间隔50-500kHz是可能的。这将脂肪和不均匀性相关的伪像减少了10到100倍。
发明内容
根据本发明的实施例，提出了一种在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中生成射频(RF)脉冲RF(t)的方法。所述方法可以包括确定C(t)，其中C(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期Δt确定所述激励频带的所述频率间隔Δf，其中Δf＝1/Δt(因此，例如，可以确定提供所述激励频带的预定的和/或期望的频率间隔的C(t))。所述方法可以进一步包括确定F2(t),其中F2(t)是单频带频率选择性脉冲，并且其中F2(t)可以被确定,以便在所述交叉间隔(IDI)期间提供RF(t)的预定的和/或期望的包络，和/或所述频域中各个激励频带的预定的和/或期望的形状。所述方法可以进一步包括确定F1(t),其中F1(t)可以限定在所述Δt期间提供期望的和/或预定的RF(t)形状，和/或可以被确定为在所述频域中调制均匀性和/或提供各个激励频带的所述数量。同时在所述MRI系统中产生具有MRI梯度的RF(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片，其中所述RF(t)脉冲是的形式，所述形式产生自旋响应/>
根据本发明的另一实施例，提供了一种在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中生成射频(RF)脉冲RF(t)的系统。所述系统包括：控制器，被配置为：如上所述确定C(t),其中C(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期Δt确定所述激励频带的所述频率间隔Δf，其中中Δf＝1/Δt；如上所述确定F2(t),其中F2(t)是单频带频率选择性脉冲，其中F2(t)限定RF(t)的所述包络以及所述频域中各个激励频带的形状；和/或如上所述确定F1(t),其中F1(t)限定RF(t)在所述Δt期间的所述形状，并被用于在所述频域中调制各个激励频带的均匀性和/或数量；并且同时在所述MRI系统中产生具有MRI梯度的RF(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片，其中所述RF(t)脉冲是的形式，所述形式产生自旋响应/>
根据本发明的又一实施例，提供了一种用于在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中生成射频(RF)脉冲RF(t)的计算机可读介质中的非暂时性有形计算机程序产品。所述产品包括：用于确定C(t)的程序代码，如上所述，其中C(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期Δt确定所述激励频带的所述频率间隔Δf，其中Δf＝1/Δt；用于确定F2(t)的程序代码，如上所述，其中F2(t)是单频带频率选择性脉冲，其中F2(t)限定RF(t)的所述包络，以及所述频域中各个激励频带的形状；和/或用于确定F1(t)的程序代码，如上所述，其中F1(t)限定RF(t)在每个Δt期间的所述形状，并被用于在所述频域中调制各个激励频带的均匀性和/或数量；以及用于同时在所述MRI系统中产生具有MRI梯度的RF(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片的程序代码，其中所述RF(t)脉冲是的形式，所述形式产生自旋响应/>
在与任意上述实施例相关的实施例中，所述MRI系统可以具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述RF线圈视野，并且其中确定F1(t)可以包括将F1(t)限定为具有没有施加RF的时间的矩形脉冲，以便在所述各个激励频带的所述自旋响应中提供期望的和/或预定的变化和/或提供期望的和/或预定的沉积功率的降低。
在与任意上述实施例相关的进一步实施例中，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述RF线圈视野，并且其中确定F1(t)可以包括将F1(t)限定为高斯、正弦曲线、汉宁或汉明，以便在所述各个激励频带的所述自旋响应中提供期望的和/或预定的变化和/或提供期望的和/或预定的沉积功率的降低。确定F1(t)可以包括：增加没有施加RF的周期；以及增加RF(t)的幅度和/或缩短tRF的持续时间，以便提供F1(t)的所述带宽的期望的和/或预定的增加。
在与任意上述实施例相关的又一实施例中，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野小于所述RF线圈视野，并且其中确定F1(t)可以包括使F1(t)具有频率选择性，使得所述目标视野之外的激励边带被移除或减少。确定F1(t)可以包括增加没有施加RF的周期；以及增加RF(t)的幅度和/或缩短F1(t)的持续时间，以便提供F1的所述带宽的期望和/或预定的增加。F1(t)可以是sinc函数和ShinnarLe Roux脉冲中的一个。
附图说明
参照附图，通过参照以下详细说明，将更容易理解实施例的前述特征，其中：
现有技术图1A示出了典型磁共振成像(MRI)系统的基本组件。现有技术图1B示出了传统MRI共振系统的一些细节，以及现有技术图1C示出了传统MRI系统的其他结构特征；
现有技术图2A-2C示出了多频带成像。图2A示出了时序图。图2B示出了被激励的多个空间分离的切片，以及图2C示出了切片(红线)在患者头部图像上的位置；
现有技术图3示出了来自被分割成它们的原始切片的被同时激励的切片的数据；
现有技术图4A-C示出了传统的多频带成像。图4A示出了RF脉冲。图4B示出了激励频带。图4C更详细地示出了激励频带中的一个；
现有技术图5A-B示出了通过将RF脉冲与没有施加RF的周期交叉来创建多个激励频带。图5A示出了没有RF的周期的交叉RF脉冲，图5B示出了产生的激励边带；
现有技术图6示出了时间上的示例性Dante RF、C和F信号及其相应的傅立叶变换；
现有技术图7A示出了传统的sinc形状的激励脉冲，在此期间连续施加RF。现有技术图7B示出了与梳状函数或DANTE脉冲卷积的图7A的sinc脉冲。现有技术图7C示出了显示了交叉的脉冲7B的扩展区域。现有技术图7D示出了基于图7A的脉冲的单个激励频带。现有技术图7E示出了基于图7B的sinc-DANTE脉冲的多个激励频带；
现有技术图8A示出了在不连续的选择梯度中施加的sinc形状的Dante脉冲。现有技术图8B示出了在连续选择梯度中施加的sinc形状的Dante脉冲；
图9示出了根据本发明的各种实施例的F1(t)、C(t)、F2(t)和RF(t)的示例性波形，以及它们对应的傅立叶变换；
图10A示出了根据本发明的实施例，待成像的目标或对象的期望切片的范围受到接收线圈的空间范围的限制。图10B示出了根据本发明的各种实施例，期望切片的范围不受接收线圈的空间范围约束的情况(即，在切片方向上的发射和接收线圈的视野大于在切片方向上的目标视野)；
图11A-11E示出了根据本发明的实施例，当目标切片FOV被线圈限制时的脉冲结构和产生的频带激励。图11A示出了穿过颅骨的切片激励。图11B示出了RF脉冲波形。图11C示出了靠近脉冲中心的RF脉冲的100微秒部分。图11D示出了各种F1(t)脉冲的计算自旋响应。图11E示出了自旋响应的总体均匀性；
图12A-12E示出了根据本发明的实施例，当目标切片FOV被线圈限制时的脉冲结构和产生的频带激励，以及额外地，其中F1(t)是高斯脉冲结构。图12A示出了穿过头部的切片激励。图12B示出了RF脉冲波形。图12C示出了靠近脉冲中心的RF脉冲的100微秒部分。图12D示出了各种F1(t)脉冲的计算自旋响应。图12E示出了自旋响应的总体均匀性；
图13A-13C根据本发明的实施例，比较了具有相同延迟的n＝±4高斯脉冲和n＝±2高斯的性能。图13A示出了靠近脉冲中心的RF脉冲的100微秒部分。图13B示出了RF脉冲波形。图13C示出了自旋响应的均匀性；
图14A-14H示出了根据本发明的实施例，当目标切片FOV不受RF线圈FOV限制时(即，当目标切片FOV小于用于接收或发射的线圈的灵敏FOV时)的脉冲结构和产生的频带激励。图14A示出了在频域中设计F1(t)脉冲时使用的参数。图14B示出了用于编辑与F1(t)相关的变量的菜单。图14C示出了F1(t)。图14D示出了频域中相对于F1的频带激励。图14F示出了RF脉冲波形。图14G示出了靠近脉冲中心的RF脉冲的100微秒部分。图14G和14H分别在250kz和2kHz上比较了设计的脉冲和传统MB＝3脉冲的计算响应，C(t)·F(t)；以及
图15是根据本发明的实施例的用于提供射频(RF)脉冲的方法的流程图，该射频脉冲在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中选择性地激励明确定义的数量的基本均匀的频带。
具体实施方式
在本发明的说明性实施例中，提出了一种用于提供射频(RF)脉冲的系统和方法，该射频脉冲在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中选择性地激励明确定义的数量的基本均匀的频带。本发明的进一步实施例提供了多频带激励脉冲，其可以有利地降低功率沉积和/或峰值激励幅度。详情如下。
根据本发明的各种实施例，MRI控制器(见图1)被配置为作为三个元素的函数来制定和提供RF(t)脉冲：1)新的驱动函数，调制各个激励频带相对于彼此的均匀性/关系，F1(t)；2)狄拉克梳状函数C(t)，生成边带C(t)的位置，其中与IDI相比，其tRF非常短(例如，在各种实施例中，小于1/100Δt或小于1/10Δt)；以及3)驱动函数F2(t)，用于控制各个选定带的整体形状(等式4)。从等式4得到的RF波形RF(t)的傅立叶变换F用等式5表示。
等式4
等式5
在这种结构下，频带的总体均匀性和频带的数量由额外的驱动函数F1(t)控制，该驱动函数F1(t)在定义各个周期的间隔tRF期间添加了RF的额外整形。因此，问题简化为定义一个合适的函数F1(t)，该函数F1(t)在频率空间中实现期望的响应
图9示出了根据本发明的各种实施例的F1(t)、C(t)、F2(t)和RF(t)的示例性波形，以及它们对应的傅立叶变换。F1(t)是长度为20us的高斯函数，C(t)是狄拉克梳状函数(Δt/tRF＝0.05，IDI＝20us)，以及F2(t)是长度为8ms的sinc函数。注意，SR(υ)中激励频带的相对幅度遵循由定义的分布，即叠加在SR(υ)图中的虚线。每个激励频带的整体形状遵循/>的形状，即SR(υ)上的插入图。
图15是根据本发明的实施例的用于提供射频(RF)脉冲的方法的流程图，该射频脉冲在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中选择性地激励明确定义的数量的基本均匀的频带。
在步骤1501，可以初始定义和/或确定各种因子。例如但不限于，可以定义和/或确定MB因子(MB)、切片总数、切片厚度和选择强度(SelStr)、F2和交叉间隔(IDI)。说明性地，为确定IDI，给定切片FOV＝150毫米，MB＝3，Sel.Str.＝1kHz/mm，切片FOV/MB(mm)等于50mm，切片FOV/MB(Hz)等于50kHz，IDI＝1/切片FOV(Hz)＝0.000020。
切片FOV的定义和对脉冲结构的影响：不同于传统的产生明确定义数量的边带的MB激励结构(见等式2)，使用交叉脉冲通常会产生许多边带，其中一些是可能有害的。然而，重要的是要认识到MB重建过程依赖于使用具有不同空间灵敏度的多个接收线圈来解决成像数据的混叠。如图10A所示，通常接收线圈按行排列(通常垂直于切片平面)，包围对象。这有效地限制了切片方向上的空间范围，这使得显著的信号成为比线圈的空间范围稍大的区域。因此，如图10A所示，如果要成像的目标或对象的范围受到接收线圈的空间范围的限制，则该区域之外的激励频带不会导致显著的信号，并因此可以被忽略。这可以极大地简化多频带脉冲的设计，并在限制下将问题简化为改善响应均匀性的问题。然而，如果期望切片的范围不受接收线圈灵敏度的约束(例如，参见图10B，其中接收线圈灵敏度比目标切片视野扩展得更远)，则不期望的激励频带的存在可能导致污染。因此，返回参考图15，在步骤1503，生成最优MB脉冲的下一步是定义期望的切片FOV被接收线圈阵列限制的范围。
当目标切片FOV受到线圈限制时的脉冲结构
当目标切片FOV受到发射线圈或接收阵列之一的限制时(即，目标切片FOV>RF线圈视野)，消除了不想要的边带的考虑(见图10A)。在这种情况下，在步骤1505，当考虑F1(t)时，各个激励频带上SR(υ)的均匀性和/或发射效率可能更相关。因此，期望的频率响应F{F1(t)}不必限于仅在目标切片FOV上激励频带，而是可以有利地设计成在目标切片FOV上尽可能均匀。这一观察很重要，因为它：1)直接影响F1(t)所需的持续时间，以及2)在生成给定旋转角度时它的总效率。F1(t)脉冲的持续时间受限于Δt，我们称之为交叉间隔(IDI)，它由各个激励频带的以Hz为单位的间隔的倒数给出。更具选择性的脉冲(即具有“较窄”边(过渡带)和较宽顶部的脉冲)通常类似于截断的“sinc”函数，其倾向于具有正负波瓣(例如，见图7A)，这降低了波形上的平均幅度，需要更大的峰值幅度。这也增加了总的功率沉积，因为功率是幅度平方的积分。因此，可以使用更有效的更简单的形状，例如在步骤1507使用块脉冲，或者在步骤1511使用高斯脉冲。
F1(t)的块脉冲结构：根据本发明的各种实施例，图7B中描述的传统sinc-DANTE脉冲可以被描述为：由脉冲和延迟组成的F1(t)脉冲；2)梳状函数C(t)；以及3)产生单个切片选择脉冲(例如sinc脉冲)的F2(t)函数。对于固定的低尖角，块脉冲的带宽(见图6A和随附文字)完全由其幅度/持续时间控制。由于脉冲的最大持续时间受到梳状函数的IDI的限制，并且其净尖端角度受到F2(t)的约束，所以唯一的“自由”参数是tNoRF/tRF的比值，较高的值与在tRF期间增加的RF幅度相关联，以便实现必要的脉冲角度。
为了对以下部分提供一致的比较，数值示例使用实际的参数，即MB＝3(3个切片-目标切片FOV内的水平线)，如图11A所示，目标切片FOV为150mm，切片厚度为1mm，以及切片选择强度为1kHz/mm。这产生150个IDI为20us(见图11C)的切片，并且F2(t)长度为8ms，净脉冲角为30°(图11B)。最后，F2(t)脉冲使用数值优化的Shinnar-LeRoux脉冲(带宽-时间-乘积(BTP)为8(图11B)，纹波和抑制幅度<0.1％。图11B和11C中显示的是由等式4(并且返回参考图15，步骤1509)确定的所得RF波形和脉冲中心附近的100us部分。叠加的是tNoRF/tRF＝1，2，3情况下的波形)。图11D示出了分别对应于tNoRF/tRF＝1、2、3的10、6.67和5us的块脉冲的计算自旋响应(例如，使用布洛赫方程)。正如所预期的，tNoRF/tRF＝3脉冲的带宽显示出显著增加。在被激励的频带上，这减少了整个脉冲结构 的计算自旋响应的幅度变化，改善了响应的整体均匀性，图11E。然而，这导致峰值幅度(图11B)和功率的相应增加。
等式6IDI＝MB/(目标切片FOV*切片选择强度)
等式7F2(t)的持续时间＝BTP*(切片厚度/切片选择强度)
等式8峰值B1(RF(t)的最大幅度)≈(tNoRF+tRF)/tRF
等式9平均功率(RF(t)的平均相对功率)≈(tNoRF+tRF)/tRF
为了比较，使用相同F2(t)驱动函数的传统MB＝3脉冲产生252Hz的峰值幅度和19.1s-1的平均相对沉积功率。值得注意的是，与传统的MB＝3脉冲相比，tNoRF/tRF＝1消除了±2边带，同时保留了65％的主频带，并将总峰值幅度和功率降低了33％。对于tNoRF/tRF＝2，峰值幅度和RF实际上与传统的MB＝3脉冲相等，并且±1边带约为主频带的85％，同时产生衰减的±2边带。最后，tNoRF/tRF＝3产生±1的大于90％主频段的边带，以及±2的～65％主频带的边带。因此，取决于切片幅度的某些变化可接受的范围，脉冲结构可以将峰值幅度或功率沉积减少33％，或者产生MB＝5，而功率仅比常规MB＝3脉冲增加33％(与常规MB＝5脉冲的峰值幅度增加167％相反)。
用于F1(t)的高斯脉冲结构：为增加带宽，同时衰减功率的增加，用于F1(t)的块脉冲可以用高斯形状的脉冲代替。图12A-12E示出了根据本发明的实施例，当目标切片FOV受到线圈限制时的脉冲结构和产生的频带激励，并且另外其中F1(t)是高斯脉冲结构。
例如，高斯脉冲可以由等式10定义。
等式10其中t＝[-n,…,0,…n]
不同于块脉冲，RF可以被施加于整个IDI，即tNoRF＝0。在这些条件下，脉冲的带宽由用于定义如图12C所示的脉冲的时间常数(n)的数量调制，如图12D所示较大的n值导致较高的峰值幅度和较大的带宽，以及如图12E所示相应地更均匀的自旋响应。
尽管相对于使用F1(t)的块脉冲，B1峰值幅度显著增加，但是对于n＝±4时间常数，边带响应的均匀性仅随着功率沉积的适度增加而提高。值得注意的是，对于在相对沉积功率的84％的块F1(t)脉冲，n＝±3时间常数产生类似于tNoRF/tRF＝2的性能。或者，n＝±4高斯脉冲的性能可以通过使用n＝±2高斯脉冲和tNoRF/tRF＝1来很好地近似。图13A-13C比较了根据本发明实施例的n＝±4高斯脉冲和n＝±2高斯脉冲的性能。图13A示出了靠近脉冲中心的RF脉冲的100us部分。图13B示出了由等式4(以及返回参考图15，步骤1513)计算的RF脉冲波形。图13C显示了自旋响应的均匀性。如图13B所示，它们在功率和峰值RF幅度要求方面几乎相等。
当目标切片FOV不受RF线圈FOV限制时的脉冲构造:当目标切片FOV小于用于接收或发射的线圈的灵敏FOV时，需要限制被激励频带的数量。否则，来自目标切片FOV外部的信号将被采集并污染图像。在这些条件下，在图15的步骤1515，F1(t)脉冲必须具有足够的选择性，以保持相对均匀的自旋响应，同时衰减或消除所有不想要的额外边带。根据本发明的各种实施例，在图15的步骤1517，这个要求可以通过以下变量进行数字定义/优化:1)带宽(BW)；2)过渡带宽(TransB)；3)通带纹波和4)阻带纹波，如图14A所示，其示出了频域中F1(t)的示例性目标自旋响应。为了满足第一个要求，即保持相对均匀的自旋响应，所需的多个激励频带必须在BW之内，并且通带纹波应尽可能小。基于目标切片FOV，150khz和IDI，20us，在本例中，使用BW-时间乘积3。图14B显示了用于编辑与F1(t)相关的变量的菜单，而图14C显示了F1(t)。BW-时间乘积进而限制了过渡频带、通带纹波和阻带纹波的潜在值。为满足第二个要求，不需要的频带应在过度带宽之外，并且阻带纹波应足够小以便在考虑这些位置的发射和接收效率时，将残余不需要的边带信号抑制到可忽略的水平。由于第一不想要的边带可能具有最高水平的潜在污染，即最接近期望的切片FOV，所以如图14D所示，将该边带放置在激励零点处或激励零点附近可能是有利的。这表明过渡带宽应该小于1/IDI(图14B)。一旦过渡带宽目标被设置，就可以为规定的带宽-时间乘积确定或优化最小可能纹波级别(图14B)。图14E(整个RF脉冲)和14F(靠近脉冲中心的100us)显示了为F1和F2脉冲使用数值优化的SLR脉冲的优化的完整波形(见图15的步骤1519)。图14G和14H分别在250kHz和2kHz上比较了设计的脉冲和传统MB＝3脉冲的计算响应。值得注意的是，优化的脉冲具有与传统的MB＝3脉冲几乎相同的自旋响应，除了±1边带幅度中有小的(<10％)降低，以及±2边带中小于5％的幅度。通过系统搜索改变通带纹波和阻带纹波级别，使1st频率零点居中，可以进一步降低±2边带。最后，与传统的MB＝3脉冲相比，数值优化的脉冲显示出最大峰值RF幅度约1.5％的小幅下降和沉积相对功率8.4％的小幅下降。
应当注意，影响整体性能的F1函数的自旋响应很大程度上受限于边带的频率位置。因此，只要对应于期望激励频带的频率处于相似的值，相当大的通带纹波是可接受的。同样，只要对应于不需要的激励频带的频率接近零或为零，也可以接受较大的阻带纹波。这允许设计具有相对窄的过渡频带和小的带宽-时间乘积的脉冲。最后，与高斯F1脉冲类似，也可以修改tNoRF/tRF以实现更大的带宽，从而获得更小的带宽-时间乘积。
本发明的实施例可以部分地用任意传统计算机编程语言来实施。例如，优选实施例可以用过程编程语言(例如，“C”)或面向对象的编程语言(例如，“C++”，Python)来实施。本发明的替代实施例可以被实施为预编程的硬件元件、其他相关组件或者硬件和软件组件的组合。
实施例也可以部分地实施为与计算机系统一起使用的计算机程序产品，例如上述MRI系统的控制器。这种实施可以包括一系列计算机指令，这些指令或者固定在诸如计算机可读介质(例如，磁盘、CD-ROM、ROM或硬盘)的有形介质上，或者经由调制解调器或其他接口设备(例如通过介质连接到网络的通信适配器)可传输到计算机系统。该介质可以是有形介质(例如，光或模拟通信线路)或者是用无线技术(例如，微波、红外或其他传输技术)实施的介质。该系列计算机指令体现了之前针对该系统描述的全部或部分功能。本领域技术人员应该理解，这种计算机指令可以用多种编程语言编写，以许多计算机体系结构或操作系统使用。此外，这些指令可以存储在任意存储设备中，例如半导体、磁盘、光盘或其他存储设备，并且可以使用任意通信技术来传输，例如光、红外、微波或其他传输技术。期望这种计算机程序产品可以作为带有附加的印刷文档或电子文档(例如，压缩包软件)的可移动介质来分发，可以预载有计算机系统(例如，在系统ROM或硬盘上)，或者可以通过网络(例如，因特网或万维网)从服务器或电子公告板来分发。当然，本发明的一些实施例可以实施为软件(例如，计算机程序产品)和硬件的组合。本发明的其他实施例被实施为完全的硬件或完全的软件(例如，计算机程序产品)。
尽管已经公开了本发明的各种示例性实施例，但是对于本领域技术人员来说，可以进行将实现本发明的一些优点，而不脱离本发明的真实范围的各种改变和修改是显而易见的。

Claims (23)

1.一种在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中生成射频(RF)脉冲RF(t)的方法，其特征在于，所述方法包括:
确定C(t)，其中C(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期Δt确定所述激励频带的所述频率间隔Δf，其中Δf＝1/Δt；
确定F2(t)，其中F2(t)是单频带频率选择性脉冲，并且其中F2(t)限定RF(t)的脉冲的所述包络，以及所述频域中各个激励频带的所述形状；
确定F1(t)，其中F1(t)限定在Δt期间RF(t)的所述形状，并且被用于在所述频域中调制各个激励频带的均匀性和/或数量；以及
同时在所述MRI系统中产生具有MRI梯度的RF(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片，其中所述RF(t)脉冲是的形式，所述形式产生自旋响应
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括根据所述激励生成所述对象的MRI图像。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中所述切片方向上的目标视野基本上等于所述RF线圈视野，并且其中确定F1(t)包括将F1(t)限定为具有没有施加RF的时间的矩形脉冲，由此减小所述各个激励频带和/或沉积功率的所述自旋响应的变化。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述RF线圈视野，并且其中确定F1(t)包括将F1(t)限定为高斯、正弦曲线、汉宁或汉明，由此减小所述各个激励频带和/或沉积功率的所述自旋响应的变化。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，确定F1(t)包括：添加没有施加RF的周期；以及增加RF(t)的幅度和/或缩短tRF的持续时间，使得F1(t)的所述带宽增加。
6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中，在所述切片方向上的目标视野小于RF线圈视野，并且其中确定F1(t)包括使F1(t)具有频率选择性，使得所述目标视野之外的激励的边带被移除或减少。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，确定F1(t)包括：添加没有施加RF的周期；以及增加RF(t)的幅度和/或缩短F1(t)的持续时间，使得F1(t)的所述带宽增加。
8.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，F1(t)是sinc函数和Shinnar Le Roux脉冲中的一个。
9.一种在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中生成射频(RF)脉冲RF(t)的系统，其特征在于，所述系统包括:
控制器，被配置为：
确定C(t)，其中C(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期Δt确定所述激励频带的所述频率间隔Δf，其中Δf＝1/Δt；
确定F2(t)，其中F2(t)是单频带频率选择性脉冲，并且其中F2(t)限定RF(t)的所述包络以及所述频域中各个激励频带的形状；
确定F1(t)，其中F1(t)限定RF(t)在所述Δt期间的所述形状，并被用于在所述频域中调制各个激励频带的均匀性和/或数量；以及
同时在所述MRI系统中产生具有MRI梯度的RF(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片，其中所述RF(t)脉冲是的形式，所述形式产生自旋响应
10.根据权利要求9所述的系统，其特征在于，所述控制器进一步被配置为生成根据所述激励生成所述对象的MRI图像。
11.根据权利要求9所述的系统，其特征在于，所述系统包括限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述RF线圈视野，并且其中被配置为确定F1(t)的所述控制器进一步被配置为将F1(t)限定为具有没有施加RF的时间的矩形脉冲，从而减小所述各个激励频带和/或沉积功率的所述自旋响应的变化。
12.根据权利要求9所述的系统，其特征在于，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述RF线圈视野，并且其中被配置为确定F1(t)的所述控制器进一步被配置为将F1(t)限定为高斯、正弦曲线、汉宁或汉明，从而减小所述各个激励频带和/或沉积功率的所述自旋响应的变化。
13.根据权利要求12所述的系统，其特征在于，被配置为确定F1(t)的所述控制器进一步被配置为：添加没有施加RF的周期；并且增加RF(t)的幅度和/或缩短tRF的持续时间，使得F1(t)的所述带宽增加。
14.根据权利要求9所述的系统，其特征在于，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野小于所述RF线圈视野，并且其中被配置为确定F1(t)的所述控制器还被配置为使F1(t)具有频率选择性，使得所述目标视野之外的激励边带被移除或减少。
15.根据权利要求14所述的系统，其特征在于，被配置为确定F1(t)的所述控制器进一步被配置为添加没有施加RF的周期；以及增加RF(t)和/或缩短tRF的持续时间，使得F1(t)的所述带宽增加。
16.根据权利要求14所述的方法，其特征在于，F1(t)是sinc函数和Shinnar Le Roux脉冲中的一个。
17.一种用于在多频带(MB)磁共振成像(MRI)系统中生成射频(RF)脉冲RF(t)的计算机可读介质中的非暂时性有形计算机程序产品，其特征在于，所述产品包括：
用于确定C(t)的程序代码，其中C(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期Δt确定所述激励频带的所述频率间隔Δf，其中Δf＝1/Δt；
用于确定F2(t)的程序代码，其中F2(t)是单频带频率选择性脉冲，并且其中F2(t)限定RF(t)的所述包络以及所述频域中各个激励频带的形状；
用于确定F1(t)的程序代码，其中F1(t)限定RF(t)在所述Δt期间的形状，并被用于在所述频域中调制各个激励频带的均匀性和/或数量；以及
用于同时在所述MRI系统中产生具有MRI梯度的RF(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片的程序代码，其中所述RF(t)脉冲是 的形式，所述形式产生自旋响应/>
18.根据权利要求17所述的产品，其特征在于，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述RF线圈视野，并且其中用于确定F1(t)的程序代码包括用于将F1(t)限定为具有没有施加RF的时间矩形脉冲的程序代码，从而减小所述各个激励频带和/或沉积功率的所述自旋响应的变化。
19.根据权利要求17所述的产品，其特征在于，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述RF线圈视野，并且其中用于确定F1(t)的所述程序代码包括用于将F1(t)限定为高斯、正弦曲线、汉宁或汉明的程序代码，从而减小所述各个激励频带和/或沉积功率的所述自旋响应的变化。
20.根据权利要求19所述的产品，其特征在于，用于确定F1(t)的所述程序代码包括：用于添加没有施加RF的周期的程序代码；以及用于增加RF(t)的幅度和/或缩短tRF的持续时间、使得F1(t)的所述带宽增加的程序代码。
21.根据权利要求17所述的产品，其特征在于，所述MRI系统具有限定RF线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野小于所述RF线圈视野，并且其中用于确定F1(t)的所述程序代码包括用于使F1(t)具有频率选择性的程序代码，使得所述目标视野之外的激励边带被移除或减少。
22.根据权利要求21所述的产品，其特征在于，用于确定F1(t)的所述程序代码包括：用于添加没有施加RF的周期的程序代码；以及用于增加RF(t)的幅度和/或缩短tRF的持续时间、使得F1(t)的所述带宽增加的程序代码。
23.根据权利要求21所述的产品，其特征在于，F1(t)是sinc函数和Shinnar Le Roux脉冲中的一个。
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