RU2577254C2 - Магнитный резонанс, использующий квазинепрерывное рч излучение - Google Patents
Магнитный резонанс, использующий квазинепрерывное рч излучение Download PDFInfo
- Publication number
- RU2577254C2 RU2577254C2 RU2013144324/28A RU2013144324A RU2577254C2 RU 2577254 C2 RU2577254 C2 RU 2577254C2 RU 2013144324/28 A RU2013144324/28 A RU 2013144324/28A RU 2013144324 A RU2013144324 A RU 2013144324A RU 2577254 C2 RU2577254 C2 RU 2577254C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- power
- pulse
- signals
- amplifiers
- power amplifiers
- Prior art date
Links
Images
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
- G01R33/44—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
-
- 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
- G01R33/28—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
-
- 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
- G01R33/5605—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by transferring coherence or polarization from a spin species to another, e.g. creating magnetization transfer contrast [MTC], polarization transfer using nuclear Overhauser enhancement [NOE]
-
- 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
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
- G01R33/5612—Parallel RF transmission, i.e. RF pulse transmission using a plurality of independent transmission channels
-
- 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
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
- G01R33/34076—Birdcage coils
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Использование: для МР визуализации по меньшей мере части тела пациента. Сущность изобретения заключается в том, что воздействуют на часть тела последовательностью визуализации, содержащей по меньшей мере один РЧ импульс, причем РЧ импульс передают в направлении части тела через узел РЧ-катушки, в который РЧ сигналы передают посредством двух или более усилителей РЧ мощности, причем усилители РЧ мощности приводят в действие поочередно во время последовательности визуализации в форме временного мультиплексирования, причем последовательность визуализации требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей РЧ мощности; получают МР сигналы от части тела и восстанавливают МР-изображение из полученных МР сигналов. Кроме того, настоящее изобретение относится к способу МР спектроскопии, использующему поочередное приведение в действие усилителей РЧ мощности с временным мультиплексированием. Технический результат: обеспечение возможности формирования длинных РЧ импульсов с улучшенной РЧ однородностью B1-поля при сохранении или минимизации SAR вклада. 4 н. и 11 з.п. ф-лы, 7 ил.
Description
Область техники, к которой относится изобретение
Данное изобретение относится к области магнитно-резонансной (МР) визуализации. Оно относится к способу МР визуализации и способу МР спектроскопии. Данное изобретение также относится к МР устройству и компьютерной программе для МР устройства.
Уровень техники
Способы МР визуализации, в которых используется взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами с целью формирования двухмерных или трехмерных изображений, являются широко используемыми в наше время, в особенности в области медицинской диагностики, по причине того, что в отношении визуализации мягких тканей они превосходят другие способы визуализации во многих отношениях, не требуют ионизирующего излучения и обычно являются неинвазивными.
Согласно МР способу в общем, тело пациента, подлежащего исследованию, размещают в напряженном, равномерном магнитном поле, направление которого одновременно определяет ось (обычно ось z) системы координат, на которой основано измерение. Магнитное поле производит различные энергетические уровни для индивидуальных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля, которые могут быть возбуждены (спиновой резонанс) путем приложения переменного электромагнитного поля (РЧ-поля) определенной частоты (так называемой ларморовой частоты, или МР частоты). С макроскопической точки зрения, распределение индивидуальных ядерных спинов образует общую намагниченность, которая может быть отклонена из состояния равновесия путем приложения электромагнитного импульса подходящей частоты (РЧ импульс), пока магнитное поле РЧ импульса распространяется перпендикулярно оси z, с тем, чтобы намагниченность осуществляла прецессионное движение вокруг оси z. Это движение намагниченности описывает поверхность конуса, чей угол апертуры обозначают как угол отклонения вектора намагниченности. Величина угла отклонения зависит от напряженности и длительности приложенного электромагнитного импульса. В случае так называемого 90° импульса, спины отклоняются от оси z в поперечную плоскость (угол отклонения 90°). РЧ импульс испускают в направлении тела пациента через узел РЧ-катушки МР устройства. Узел РЧ-катушки типично окружает обследуемый объем, в котором размещают тело пациента.
После прекращения РЧ импульса намагниченность релаксирует назад в исходное состояние равновесия, в котором намагниченность в направлении z снова восстанавливается в первую временную константу T1 (спиновая решетка или продольное время релаксации), и намагниченность в перпендикулярном направлении к z релаксирует во вторую временную константу T2 (спин спиновый или поперечное время релаксации). Вариация намагниченности может быть обнаружена посредством принимающих РЧ-катушек, которые размещены и сориентированы внутри обследуемого объема МР устройства таким образом, что измеряют вариацию намагниченности в перпендикулярном направлении к оси z. Затухание поперечной намагниченности сопровождается, после приложения, к примеру, 90° импульса, переходом ядерных спинов (индуцируемых неоднородностями локального магнитного поля) из упорядоченного состояния с одинаковой фазой в состояние, в котором все фазовые углы равномерно распределены (дефазирование). Дефазирование может быть скомпенсировано посредством повторно импульса перефокусировки (например, 180° импульс). Это производит эхо-сигнал (спиновое эхо) в принимающих катушках.
С целью достижения пространственного разрешения внутри тела, линейные градиенты магнитного поля, распространяющиеся вдоль трех основных осей, накладывают на равномерное магнитное поле, приводя к линейной пространственной зависимости частоты спинового резонанса. Сигнал, принятый в принимающих катушках, затем содержит компоненты различных частот, которые могут быть ассоциированы с различными местоположениями внутри тела. Данные сигнала, полученные через принимающие катушки, соответствуют домену пространственной частоты и называются данными K-пространства. Данные K-пространства обычно включают множество линий, полученных с различным фазовым кодированием. Каждая линия представляется в цифровом виде путем сбора множества дискретных образцов. Совокупность K-пространственных данных конвертируют в МР-изображение с помощью преобразования Фурье.
В некоторых медицинских применениях различие между интенсивностью МР сигнала от стандартных МР протоколов, т.е. контрастность между различными тканями, может быть не существенной для получения удовлетворительных клинических данных. В этом случае применяют техники усиления, которые, к примеру, полагаются на усовершенствованные МР последовательности или на МР контрастные препараты, такие как парамагнитные контрастные вещества (Gd-DTPA/DOTA), или их комбинации. В ряде важных применений МР визуализации с использованием контрастных средств или без него предпочтительны прогрессивные последовательности увеличения контраста, с применением длинных РЧ импульсов или передачи квазинепрерывных РЧ волн для, например, переноса насыщения, гетеро- или гомоядерного переноса поляризации, разделения протонов или спин блокировки.
Особо перспективным подходом для усиления контраста и увеличения чувствительности МР обнаружения (на порядки величин) является известный способ, основанный на «химическом обменном переносе насыщения» (CEST), как изначально описан Balaban и др. (см., например, US 6,962,769 Bl). С помощью данного способа CEST, контрастности изображения достигают путем чередования интенсивности протонного сигнала воды в присутствии контрастного средства; с быстро релаксирующим протонным пулом, резонирующим на несколько отличной частоте, чем основной резонанс воды. Этого достигают путем избирательного насыщения ядерной намагниченности пула обменных протонов, которые резонируют на частоте, отличной от водного протонного резонанса.
Обменные протоны могут быть обеспечены экзогенными контрастными средствами CEST (например, средства DIACEST, PARACEST или LIPOCEST), но также могут быть найдены и в биологической ткани (например, эндогенные амидные протоны в белках и пептидах или протоны глюкозы, не описанные в исходном способе Balaban). Для данной цели используют частотно-избирательную насыщенность РЧ импульса, которая сравнивается с МР частотой обменных протонов. Насыщенность МР сигнала обменных протонов впоследствии переносится в МР сигнал находящихся рядом протонов воды внутри тела обследуемого пациента путем (химического или физического) обмена с протонами воды, тем самым снижая МР сигнал протонов воды. Избирательная насыщенность на МР частоте обменных протонов, таким образом, дает прибавку к негативному контрасту в протонной плотности взвешенного МР-изображения. МР визуализация переноса амидных протонов (APT) эндогенных обменных протонов дает возможность высокочувствительного и конкретного определения патологических процессов на молекулярном уровне, таких как повышенная концентрация белка в ткани злокачественной опухоли. APT сигнал также чувствительно оповещает о локально измененных уровнях pH - по причине того, что интенсивность обмена зависит от pH - который может быть, например, использован для характеристики ишемического инсульта. Контрастные средства CEST имеют несколько важных преимуществ над основанными на T1 и T2 МР контрастными средствами. Контрастные средства CEST дают возможность мультиплексирования путем использования одного соединения или смеси соединений, несущих обменные протоны, которые могут быть предназначены для многочастотного МР исследования CEST. Это представляет особый интерес для молекулярной визуализации, где множество биомаркеров могут быть ассоциированы с несколькими уникальными частотами CEST. Кроме того, МР контраст в APT/CEST МР визуализации может быть по желанию включен и выключен посредством избирательного насыщения РЧ импульса. Корректируемый усиленный контраст является высокополезным во многих применениях, например, когда избирательное поглощение контрастного средства в пораженной ткани внутри обследуемого тела низко.
Проблема всех известных способов APT/CEST МР визуализации в том, что избирательная насыщенность перед фактическим получением данных изображения занимает сравнительно длительное время. Построение насыщенности обменных протонов является сравнительно медленным процессом (характеристическая временная шкала имеет порядок одной секунды). Следовательно, желаемый период насыщения для APT/CEST измерений типично составляет 2-5 секунды. Затем, сразу же после периода насыщения, обычно применяют РЧ импульс возбуждения (для выбора среза) для формирования общего МР сигнала воды и записывают один или больше МР сигналов, например, как градиентные эхо или спиновые эхо. Получение индивидуальных МР сигналов, используемых для визуализации, типично занимает только от нескольких миллисекунд и до нескольких тысяч миллисекунд, где полное K-пространство получают как набор этих коротких обнаруженных сигналов.
Поскольку APT/CEST способ основан на узкополосном нерезонансном РЧ насыщении пула обменных протонов, значительная средняя РЧ мощность, в идеале непрерывное РЧ излучение или ряд РЧ импульсов с интенсивным коэффициентом заполнения, требуются в течение нескольких секунд перед получением реального МР сигнала. При применении на системах МР визуализации, которые в настоящее время находятся в клиническом применении, чувствительность обнаружения APT/CEST невыгодно недостаточна из-за аппаратных ограничений стандартных усилителей РЧ мощности, широко используемых в таких системах. Такие стандартные усилители РЧ мощности выполнены с возможностью передачи коротких РЧ импульсов высокой мощности для визуализационных применений, где максимальная длина РЧ импульсов так же как и коэффициент РЧ заполнения ограничены по причине рассеивания тепла в электронике усилителя РЧ мощности. Типичный полупроводниковый усилитель РЧ мощности устройств МР визуализации обеспечивает длительность РЧ импульсов до 250 мс с 50% коэффициентом РЧ заполнения. Это не подходит для эффективной APT/CEST МР визуализации, которая фактически требует непрерывного излучения РЧ волн или последовательности импульсов с коэффициентом РЧ заполнения от 70 до 100% во временном интервале 2-5 секунд для получения достаточного насыщения протонной намагниченности, хоть и на меньшей РЧ мощности, чем требуется для коротких РЧ импульсов, используемых для получения МР-изображения.
В настоящее время последовательности насыщения применяются на клинических системах МР визуализации с короткими импульсами РЧ насыщения в промежутке только до 800 мс, в результате упомянутого аппаратного ограничения. Это невыгодно приводит к, по существу, ослабленному сигналу APT/CEST в сравнении с сигналом CEST, который может быть получен с оптимальным насыщением.
Другой недостаток обычных последовательностей насыщения в APT/CEST МР визуализации в том, что способность количественно определять CEST эффект может быть скомпрометирована из-за пространственно неоднородного эффекта насыщения импульса РЧ насыщения. Причиной может являться несовершенная однородность пространственного распределения РЧ магнитного поля (B1) во время насыщения. Это, в частности, проблема на высоком статическом напряжении магнитного поля в 3 Тесла и больше. Неоднородность B1-поля проявляется в нелинейных искажениях интенсивности сигнала CEST. Количественный анализ эффекта CEST, который был бы желаемым для различных применений, является тяжело достижимым при таких условиях.
Следует упомянуть, что APT/CEST МР визуализация, в частности, ограничена требованиями к безопасности в отношении теплового накопления (SAR) в ткани обследуемого пациента по причине того, что длительное и мощное РЧ излучение во время насыщения ведет к значительному вкладу в SAR.
Раскрытие изобретения
Исходя из изложенного выше нетрудно понять, что существует потребность в улучшенном МР способе. Следовательно, задача настоящего изобретения состоит в создании МР способа и МР устройства, которые способны снизить изложенные выше ограничения для длинных (т.е. квазинепрерывных) волн РЧ передачи и сделать возможным формирование длинных РЧ импульсов с улучшенной РЧ однородностью B1-поля при сохранении или минимизации SAR вклада.
Согласно настоящему изобретению раскрыт способ МР визуализации по меньшей мере части тела. Способ содержит этапы, на которых:
- воздействуют на часть тела последовательностью визуализации, содержащей по меньшей мере один РЧ импульс, причем РЧ импульс передают в направлении части тела через узел РЧ-катушки, в который РЧ сигналы подаются двумя или более усилителями РЧ мощности, причем усилители РЧ мощности поочередно приводят в действие во время последовательности визуализации с временным мультиплексированием, причем последовательность визуализации требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей РЧ мощности;
- получают МР сигналы от части тела; и
- восстанавливают МР-изображение из полученных МР сигналов.
Кроме того, раскрыт способ МР спектроскопии объекта, причем способ содержит этапы, на которых:
- воздействуют на объект последовательностью спектроскопии, содержащей по меньшей мере один РЧ импульс, РЧ импульс передают в направлении объекта через узел РЧ-катушки, в который РЧ сигналы подаются двумя или более усилителями РЧ мощности, усилители РЧ мощности приводят в действие поочередно во время последовательности спектроскопии с временным мультиплексированием, причем последовательность спектроскопии требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей РЧ мощности;
- получают МР сигналы от объекта; и
- определяют МР спектр из полученных МР сигналов.
Принцип работы настоящего изобретения заключается в применении множества независимых РЧ усилителей в форме временного мультиплексирования для формирования квазинепрерывных волн РЧ передачи, по существу, на одной и той же частоте (за исключением малого разноса частот для узкополосного нерезонансного РЧ насыщения, например, согласно способу APT/CEST) на всем протяжении длительности РЧ импульса или даже на всем протяжении полной последовательности. Два или более усилителя РЧ мощности используют для возбуждения узла РЧ-катушки. Чередующуюся передачу РЧ сигналов через различные усилители РЧ мощности используют для создания продолжительных РЧ импульсов, которые требуют коэффициент РЧ заполнения и/или длительность РЧ импульса, превышающие описание по меньшей мере одного из усилителей РЧ мощности, т.е. РЧ импульсы имеют длительность, например, более чем 250 мс и/или требуют более чем 50% коэффициент РЧ заполнения. Фактически, длительность РЧ импульса может быть, по существу, длиннее, чем длина максимально допустимого импульса отдельного усилителя РЧ мощности, и время ожидания не должно быть введено в последовательность (визуализации или спектроскопии) после длинного РЧ импульса с целью того, чтобы остаться в пределах ограничений коэффициента РЧ заполнения. Насыщающее РЧ-поле с произвольной длительностью квазинепрерывных волн, например в одну секунду, или даже в две или более секунды, может быть сформировано, в то время как каждый отдельный усилитель РЧ мощности остается в пределах ограничения своего коэффициента заполнения. Каждый отдельный усилитель РЧ мощности задействуют в рамках режима короткого РЧ импульса путем гарантирования того, что каждый усилитель РЧ мощности приводят в действие в течение временного интервала меньше чем максимально допустимый период приведения в действие. Это может быть достигнуто, например, путем последовательного деления РЧ импульса на наборы сегментов РЧ импульсов, где каждый набор сегментов РЧ импульсов формируется различными усилителями РЧ мощности или различными рядами усилителей РЧ мощности. В этом случае последовательно соединенные сегменты РЧ импульсов составляют один длинный РЧ импульс.
Способ согласно настоящему изобретению может быть успешно применен для производства различных типов длинных или квазинепрерывных волновых РЧ импульсов. Длинный РЧ импульс способа настоящего изобретения может быть, например, РЧ импульсом насыщения для насыщения ядерной намагниченности, или РЧ импульсом спин блокировки для, например, измерения продольного времени релаксации в так называемой поворотной раме (Tip), или гомоядерным или гетероядерным РЧ импульсом переноса поляризации для переноса намагниченности между различными ядерными спинами для ядерной, усиленной эффектом Оверхаузера (NOE), МР спектроскопии и визуализации, или РЧ импульсами разделения протонов в многоядерной МР спектроскопии и визуализации. В частности, по меньшей мере один длинный РЧ импульс способа настоящего изобретения может быть РЧ импульсом частотно-избирательного насыщения для насыщения ядерной намагниченности протонов обменного пула, принадлежащего эндогенным молекулам или контрастному средству CEST.
В общем, желательно иметь хорошую пространственную однородность формируемого B1-поля для возбуждения или насыщения магнитного резонанса на всем протяжении исследуемого объекта. Однако как только МР частота возрастает с возрастающей основной напряженностью магнитного поля, это становится сложнее из-за кондукционных потерь и влияний длины волны внутри объекта. МР визуализация с многоканальной параллельной РЧ передачей была принята как стандартный способ управления РЧ-катушками для достижения повышенной однородности B1-поля. В сравнении с одноканальным способом управления передачей сигнала, уже двухканальный параллельный способ передачи проявляется в значительно возросшей B1 однородности.
В известных системах параллельной РЧ передачи РЧ сигнал типично подают на узел РЧ-катушки через управляющие РЧ порты, присоединенные к отдельным элементам катушки узла РЧ-катушки, или напрямую, или через так называемую матричную схему Батлера для запуска специфических электромагнитных режимов РЧ-поля. Узел РЧ-катушки может являться так называемым резонатором «птичья клетка», содержащим множество элементов катушек (например, скобы или прутья), расположенных параллельно продольной оси основного магнитного поля, где резонатор «птичья клетка» окружает изображаемый объект. В этом случае, управляющие РЧ порты присоединены к двум или более прутьям резонатора «птичья клетка». Двухканальные системы параллельной МР передачи типично используют две независимых цепи усилителей РЧ передачи для подачи РЧ сигналов управляющим РЧ портам узла РЧ-катушки. РЧ сигналы, подаваемые к различным управляющим РЧ портам, могут быть управляемыми по отдельности по отношению к амплитуде и фазе с целью оптимизации однородности B1-поля (так называемое РЧ шиммирование).
Согласно предпочтительному варианту осуществления изобретения, узел РЧ-катушки содержит два или более элемента катушки, каждый элемент катушки включен в состав группы элементов катушки, где каждая группа элементов катушки ассоциирована с по меньшей мере одним усилителем РЧ мощности, передающим РЧ сигналы к элементам катушки соответствующей группы элементов катушки. Мультиплексированное по времени чередующееся приведение в действие усилителей РЧ мощности согласно настоящему изобретению может быть успешно применено в системах многоканальной параллельной передачи, как описано выше. Усилители РЧ мощности, включенные в состав различных передающих каналов, приводят в действие поочередно с целью формирования длинных РЧ импульсов или квазинепрерывных волновых РЧ импульсов. В системах с большим количеством передающих каналов группы каналов могут быть использованы для временного мультиплексирования согласно настоящему изобретению. Внутри отдельных групп, B1 однородность, так же как и РЧ нагрев, могут быть оптимизированы путем использования подходящих настроек для амплитуды и фазы в каждом канале.
Усилители РЧ мощности, ассоциированные с различными группами элементов катушки, согласно настоящему изобретению могут быть приведены в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов. Амплитуды и/или фазы РЧ сигналов, передаваемых в узел РЧ-катушки через отдельные усилители РЧ мощности, могут быть управляемыми таким образом, чтобы кратковременная и/или интегрированная по времени однородность распределения РЧ магнитного поля по меньшей мере одного длинного РЧ импульса была оптимизирована. В случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумма независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов, формируемых во время различных периодов приведения в действие обеспечивает достаточную однородность распределения РЧ магнитного поля длинного или квазинепрерывного волнового РЧ импульса. В случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности должна быть принята во внимание когерентная суперпозиция РЧ сигналов, формируемых через различные каналы. Это дает возможность применения РЧ шиммирования, как в обычных системах многоканальной параллельной передачи.
Настоящее изобретение относится не только к МР способу, но также к МР устройству. Согласно настоящему изобретению, МР устройство содержит:
- основной магнит для формирования равномерного, постоянного магнитного поля внутри обследуемого объема,
- по меньшей мере один узел РЧ-катушки для формирования РЧ импульсов внутри обследуемого объема и/или для приема МР сигналов от объекта, размещенного в обследуемом объеме,
- блок передачи, который содержит два или более усилителя РЧ мощности, подающие РЧ сигналы в узел РЧ-катушки,
- блок управления, управляющий временной последовательностью РЧ импульсов, причем блок управления выполнен с возможностью поочередного приведения в действие усилителей РЧ мощности с временным мультиплексированием, и тем самым формирования последовательности РЧ импульсов, требующих коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульсов, превышающих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей РЧ мощности.
Согласно предпочтительному варианту осуществления изобретения, все усилители РЧ мощности МР устройства являются усилителями высокой мощности/низкого коэффициента заполнения. Это означает, что, согласно описаниям каждого отдельного усилителя РЧ мощности, коэффициент РЧ заполнения ограничен максимумом, например, в 50%. Максимальная длительность импульса ограничена, например, 250 мс. С другой стороны, усилители РЧ мощности высокой мощности/низкого коэффициента заполнения способны передавать РЧ импульсы, имеющие РЧ пиковую мощность в несколько кВт или даже больше чем 10 кВт, как требуется для большинства МР последовательностей визуализации. Мультиплексированное по времени приведение в действие усилителей РЧ мощности высокой мощности/низкого коэффициента заполнения делает возможным формирование длинных или квазинепрерывнных волновых РЧ импульсов, которые находятся за пределами описания одного усилителя РЧ мощности высокой мощности/низкого коэффициента заполнения. В данном варианте осуществления изобретения нет необходимости обеспечения усилителем РЧ мощности режима низкой мощности/высокого коэффициента заполнения, что приводит к сокращению стоимости РЧ передающей цепи.
В качестве альтернативы, по меньшей мере один усилитель РЧ мощности может являться усилителем высокой мощности/низкого коэффициента заполнения, в то время как по меньшей мере один другой усилитель РЧ мощности является усилителем низкой мощности/высокого коэффициента заполнения. В данном варианте осуществления изобретения усилитель низкой мощности/высокого коэффициента заполнения меньше ограничен по отношению к коэффициенту РЧ заполнения и длительности импульса. Регламентированный коэффициент РЧ заполнения усилителя РЧ мощности может быть 70-100%, в то время как максимально допустимая длительность РЧ импульса может быть в 1 секунду или больше. Однако пиковая РЧ мощность ограничена, например, максимумом в 1 кВт или меньше. Усилитель РЧ мощности низкой мощности/высокого коэффициента заполнения и усилитель РЧ мощности высокой мощности/низкого коэффициента заполнения используют поочередно, где усилитель РЧ мощности низкой мощности/высокого коэффициента заполнения используют для формирования РЧ импульсов длинных или непрерывных волн (для подготовки намагничивания, насыщения, блокировки спинов и т.д.), в то время как усилитель РЧ мощности высокой мощности/низкого коэффициента заполнения используют для приема МР сигналов для визуализации или спектроскопии (т.е. для усиления резонанса, инвертирования намагниченности, перефокусировки резонанса или манипулирования резонансом, или намагничивания любым другим желаемым способом).
Блок 107 передачи имеет два или более передающих канала, каждый усилитель 201, 202, 701 РЧ мощности ассоциирован с одним передающим каналом.
Способ согласно настоящему изобретению может быть выгодно реализован для быстро растущего числа МР устройств, находящихся в клиническом использовании, с признаками параллельной РЧ передачи с использованием более одного РЧ усилителя. С этой целью необходимо использовать компьютерную программу, посредством которой управляют МР устройством таким образом, что оно выполняет объясненные выше стадии способа настоящего изобретения. Компьютерная программа может быть представлена как на носителе информации, так и быть представлена в сети передачи данных для того, чтобы быть скачиваемой для установки в блок управления МР устройства.
Краткое описание чертежей
Приложенные чертежи раскрывают предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Следует, однако, понимать, что чертежи приведены исключительно с целью иллюстрации, но не в качестве ограничения объема изобретения. На чертежах:
На фиг.1 представлено МР устройство согласно настоящему изобретению;
На фиг.2 более подробно представлен многоканальный параллельный РЧ блок передачи МР устройства, представленного на фиг.1;
На фиг.3 представлен вид в разрезе узла РЧ-катушки с группами элементов РЧ-катушки;
На фиг.4 представлена временная диаграмма, иллюстрирующая мультиплексированное по времени приведение в действие усилителей РЧ мощности согласно настоящему изобретению;
На фиг.5 представлена временная диаграмма второго варианта осуществления изобретения;
На фиг.6 - временная диаграмма третьего варианта осуществления изобретения;
На фиг.7 представлен вид в разрезе узла РЧ-катушки и передача.
Осуществление изобретения
На Фиг.1 представлено МР устройство 101. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные катушки 102 основного магнита таким образом, что, по существу, равномерное, постоянное во времени основное магнитное поле создают вдоль оси z на всем протяжении обследуемого объема.
Магнитно-резонансная система управления и формирования применяет ряды РЧ импульсов и переключаемые градиенты магнитного поля для инвертирования или возбуждения ядерных магнитных спинов, индукции магнитного резонанса, перефокусировки магнитного резонанса, манипулирования магнитным резонансом, пространственного и иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов и тому подобного для выполнения МР визуализации.
Более конкретно, усилитель 103 градиентных импульсов передает импульсы тока к выбранным полнотелым градиентным катушкам 104, 105 и 106 вдоль x, y и z-осей обследуемого объема. Многоканальный блок 107 передачи передает РЧ импульсы или пакеты импульсов через два управляющих РЧ порта 119, 120 к РЧ-катушке 109 для визуализации всего тела для передачи РЧ импульсов в обследуемый объем.
Обычная МР последовательность визуализации состоит из пакета сегментов РЧ импульсов короткой длительности, которые взяты вместе друг с другом, и любые приложенные градиенты магнитного поля достигают выбранной манипуляции ядерным магнитным резонансном. РЧ импульсы используют для насыщения, возбуждения резонанса, инверсии намагниченности, перефокусировки резонанса или манипулирования резонансом, или намагниченностью иным образом и выбора части тела 110, размещенной в обследуемом объеме. МР сигналы также принимают РЧ-катушкой 109 для визуализации всего тела.
Для формирования МР-изображений ограниченных областей тела 110 посредством параллельной визуализации группу РЧ-катушек 111, 112, 113 локального массива размещают по соседству с областью, выбранной для визуализации. Катушки 111, 112, 113 массива можно использовать для приема МР сигналов, индуцированных РЧ передачей катушки для всего тела.
Получаемые МР сигналы в изображенном варианте осуществления изобретения принимают массивом РЧ-катушек 111, 112, 113 и демодулируют посредством приемника 114, предпочтительно содержащего предусилитель (не показан). Приемник 114 присоединен к РЧ-катушкам 111, 112 и 113 через переключатель 108.
Главный компьютер 115 управляет усилителем 103 градиентного импульса и передатчиком 107 для формирования одной из множества МР последовательностей визуализации, таких как эхо-планарная визуализация (EPI), эхо-объемная визуализация, градиентная и спиновая эхо-визуализации, быстрая спин-эхо-визуализация и тому подобные. Для выбранной последовательности приемник 114 принимает одну линию МР данных или множество линий МР данных в непрерывной последовательности, следующей за каждым РЧ импульсом возбуждения. Система 116 получения данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и переводит каждую МР линию данных в пригодный для дальнейшей обработки цифровой формат. В современных МР устройствах система 116 получения данных является отдельным компьютером, специализированным для получения исходных данных изображения.
В конечном итоге, цифровые исходные данные изображения реконструируют в создаваемое изображение с помощью реконструирующего процессора 117, который использует преобразования Фурье и другие подходящие алгоритмы реконструкции, такие как SENSE или GRAPPA. МР-изображение может показывать плоский срез всего тела пациента, ряд параллельных плоских срезов, трехмерный объем или тому подобное. Затем изображение хранится в памяти для хранения изображений, откуда оно может быть вызвано для преобразования срезов, проекций или других частей представления изображения в пригодный для визуализации формат, например через видеомонитор 118, который обеспечивает считываемое человеком отображение получаемого МР-изображения.
На Фиг.2 схематически представлен двухканальный РЧ блок 107 передачи МР устройства 101. Блок 107 передачи используют для передачи РЧ сигналов в узел 109 РЧ-катушки. С этой целью порты выхода блока 107 передачи соединены с управляющими РЧ портами 119 и 120 узла 109 РЧ-катушки. Блок 107 передачи содержит два передающих канала, причем каждый передающий канал содержит усилитель 201, 202 РЧ мощности. Усилители 201, 202 РЧ мощности работают в режиме высокой мощности, что означает, что они способны передавать РЧ импульсы с длительностью до Tpmax (например, 250 мс), где коэффициент РЧ заполнения усилителей 201, 202 РЧ мощности ограничен, например, 50%.
Согласно настоящему изобретению, усилители 201, 202 РЧ мощности приводят в действие поочередно во время формирования длинного РЧ импульса, имеющего длительность больше, чем Tpmax. Таким образом, может быть достигнута квазинепрерывная волна РЧ передачи, причем каждый усилитель 201, 202 РЧ мощности остается в рамках своего коэффициента заполнения (<50%) и ограничения импульса малой длительности (<Tpmax). Каждый передающий канал блока 107 передачи содержит управляемый аттенюатор 203, 204 мощности и фазовращатель 205, 206 для управления амплитудами и фазами РЧ сигналов, передаваемых в узел 109 РЧ-катушки по отдельным каналам передачи.
На Фиг.3 представлен вид в разрезе узла 109 РЧ-катушки, содержащего множество отдельных элементов 1-8 катушки (например, элементов РЧ антенн в форме плоских пластинок, установленных на внутренней стенке туннеля основного магнита 102), размещаемых по длине окружности обследуемого объема. Тело 110 пациента размещают внутри узла 109 РЧ-катушки близко к его центру. Узел 109 РЧ-катушки присоединяют к многоканальному блоку передачи (не показан на Фиг.3), имеющему восемь передающих каналов, причем каждый передающий канал ассоциирован с одним из элементов 1-8 катушки.
Согласно настоящему изобретению элементы 1-8 катушки относят к одной из двух групп I, II элементов катушки. Группу I ассоциируют с усилителями РЧ мощности, передающими РЧ сигналы элементам 1, 3, 5 и 7 катушки, в то время как группу II ассоциируют с усилителями РЧ мощности, передающими РЧ сигналы элементам 2, 4, 6 и 8 катушки.
На Фиг.4 представлено мультиплексированное по времени приведение в действие РЧ усилителей согласно настоящему изобретению. Усилители РЧ мощности группы I и группы II поочередно приводят в действие во время не совпадающих временных интервалов. Внутри каждой группы I, II сохраняются ограничения коэффициента заполнения и максимальной длины импульса отдельных РЧ усилителей, ассоциированных с соответствующими содержащимися группами. Временное мультиплексирование между группами I и II применяют путем приведения в действие групп I, II в различные моменты времени во время требуемого длинного РЧ излучения. Таким образом, настоящее изобретение позволяет достигать ситуацию, близкую к непрерывному РЧ излучению, которое может быть названо квазинепрерывным волновым РЧ излучением. Усилители РЧ мощности, ассоциированные с группами I, II, управляются системным программным обеспечением для отпирания/стробирования усилителей РЧ мощности и для обеспечения работы в пределах соответствующего рабочего цикла и ограничений длительности импульса. Другими словами, по меньшей мере один РЧ импульс формируют путем поочередно приводимых в действие усилителей (109) РЧ мощности, ассоциированных с различными группами (I, II) элементов (1-16) катушки. Системное программное обеспечение также управляет энергетическим РЧ воздействием (SAR) и отслеживает его внутри тела 110, чтобы не превысить безопасные ограничения. Сумма независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов, излучаемых через группы I и II будет обеспечивать достаточную однородность распределения РЧ магнитного поля временно мультиплексированного длинного РЧ импульса. Разумеется, также возможно и обычное РЧ шиммирование, основанное на параллельной РЧ передаче внутри отдельных групп I, II.
Альтернативная временная диаграмма мультиплексированного по времени приведения в действие представлена на Фиг.5. Схема, представленная на фиг.5, может быть использована для получения улучшенной однородности распределения РЧ магнитного поля во время формируемого длинного РЧ импульса. Группы I и II элементов катушки приводят в действие во время частично совпадающих временных интервалов. Временные интервалы, во время которых совпадает приведение в действие соответствующих усилителей РЧ мощности, указаны штриховками на Фиг.5. Во время совпадающих временных интервалов возможно РЧ шиммирование по группам I и II в дополнение к РЧ шиммированию внутри групп I, II. По причине совпадения приведения в действие усилителей РЧ мощности амплитуды и фазы РЧ сигналов могут быть управляемыми таким способом, что когерентная сумма излучаемых РЧ-полей ведет к общему распределению РЧ магнитного поля с хорошей однородностью. Это представляет особую важность для количественного анализа полученного CEST изображения в соответствующей изучаемой области. Кроме того, это может быть применено для воспроизводимого создания контраста в других приложениях использующих длинные РЧ импульсы.
Минимальным условием для однородности распределения РЧ магнитного поля временно мультиплексированного квазинепрерывного волнового РЧ импульса состоит в том, что интегрированная по времени сумма независимых слагаемых (т.е. модуль) эффектов возбуждения и/или насыщения всех подгрупп РЧ импульсов является достаточно однородной. В целом, быстрое перемежение множества неоднородных паттернов насыщения от отдельных групп I, II будет приводить к общему однородному насыщению, при условии, что интегрированный по времени эффект насыщения является равномерным. Этот тип достижения однородного насыщения и/или возбуждения отличается от обычного РЧ шиммирования тем, что фазы РЧ сигналов, излучаемых во время различных временных интервалов, не могут быть использованы для оптимизации однородности. Если работает одновременно больше чем один усилитель РЧ мощности во время излучения квазинепрерывных волн, согласно настоящему изобретению, амплитуды и фазы могут быть управляемыми посредством системного программного обеспечения для оптимизированной однородности РЧ магнитного поля и для минимального РЧ нагрева. Это применимо в случаях, в которых больше чем один элемент катушки и усилитель РЧ мощности ассоциированы с каждой группой элементов катушки, как в случае с вариантом осуществления изобретения, представленным на Фиг.3. РЧ шиммирование может быть применено по группам при условии, что различные группы приводят в действие с временным мультиплексированием во время совпадающих временных интервалов, как представлено на Фиг.5. Шимминг по группам дает преимущество в увеличении степеней свободы для процесса РЧ шиммирования, что приводит к улучшенной однородности РЧ-поля. Даже в случае наличия временных интервалов во время формирования РЧ импульсов квазинепрерывных волн, во время которых РЧ шиммирование не может быть оптимально применено, пространственная однородность общего суммарного эффекта насыщения и/или возбуждения все еще может быть оптимизирована. Этого можно достичь путем активной корректировки распределения РЧ магнитного поля в течение различных временных интервалов так, что общий интеграл по времени, т.е. суммарный эффект РЧ излучения, является однородно распределенным внутри обследуемого объекта. В дополнение, как уже упомянуто, степени свободы для РЧ шиммирования могут быть использованы для минимизации интегрированной по времени электрической РЧ составляющей на всем протяжении обследуемого объекта с целью сокращения нагрева (SAR). Это нацелено на распространенный недостаток обычных МР последовательностей визуализации с длительным и мощным РЧ излучением, которые ограничены правилами безопасности по отношению к максимальному SAR (удельный коэффициент поглощения).
Дополнительный вариант осуществления изобретения представлен на Фиг.6. Фиг.6 иллюстрирует схему временного мультиплексирования, на которой четыре группы элементов катушки с I по IV поочередно приводят в действие через соответствующие усилители РЧ мощности. Заштрихованные временные интервалы на Фиг.6 указывают на то, что когерентное РЧ шиммирование по группам I-IV возможно в каждый момент времени длинного РЧ импульса.
Еще один другой вариант осуществления изобретения представлен на Фиг.7. Фиг.7 описывает РЧ передачу, основанную на временно мультиплексированном действии двух усилителей РЧ мощности различных типов или находящихся в различных режимах работы (режим низкой мощности/режим высокой мощности), которые совместно присоединены к управляющему порту узла РЧ-катушки. На Фиг.7 представлен поперечный разрез резонатора «птичья клетка» в виде узла 109 РЧ-катушки, содержащей множество прутьев 1-16, расположенных параллельно к оси z основного поля. Резонатор «птичья клетка» окружает обследуемый объем МР устройства 101. Тело 110 пациента размещено внутри резонатора «птичья клетка» близко к его центру. Управляющие РЧ порты 119 и 120 подсоединены к прутьям 7 и 11 резонатора «птичья клетка». Два линейных режима резонатора 109 «птичья клетка» используют для РЧ передачи и для применения РЧ шимминга. Блок 107 передачи, используемый в данном варианте осуществления изобретения, содержит усилители 201, 202 РЧ мощности, а также аттенюаторы 203, 204 мощности и фазовращатели 205, 206, как в вариантах осуществления изобретения, проиллюстрированных на Фиг.1 и 2. Усилители 201, 202 РЧ мощности являются усилителями высокой мощности/низкого коэффициента заполнения. Усилители 201, 202 РЧ мощности используют для возбуждения резонанса, инверсии намагниченности, перефокусировки резонанса или манипуляции резонансом желаемым образом во время МР последовательности визуализации. Кроме того, предусмотрен усилитель 701 РЧ мощности низкой мощности/высокого коэффициента заполнения. Усилитель 701 РЧ мощности используют для формирования длинного или (квази) непрерывного волнового РЧ импульса в соответствии с данным изобретением. Усилители 201, 202 и 701 РЧ мощности приводят в действие поочередно. Аттенюаторы 702 мощности и фазовращатели 703 используют управление амплитудой и фазой длинного РЧ импульса с целью РЧ шиммирования во время длинного РЧ импульса. Предусмотрен делитель 704 мощности и сумматоры 705, 706 мощности для передачи РЧ сигнала от усилителя 701 РЧ мощности к управляющим портам 119, 120 резонатора 109 «птичья клетка». Например, в сеансе CEST визуализации, квазинепрерывный волновой РЧ импульс насыщения формируют посредством усилителя 701 РЧ мощности, причем короткие РЧ импульсы высокой мощности, требуемые для получения сигналов МР визуализации после CEST насыщения, формируют посредством усилителей РЧ 201, 202 мощности.
Применение раздельных усилителей РЧ мощности для формирования длинного РЧ импульса также расширяет объем настоящего изобретения к системам, содержащим только один элемент РЧ-катушки, такой как одноканальный квадратурный корпус катушки в стандартных клинических МР сканерах.
Кроме того, недорогостоящая версия может быть осуществлена путем добавления усилителей РЧ мощности низкой мощности/высокого коэффициента заполнения к группам элементов катушки в форме присоединения, например, посредством подходящего распределения мощности РЧ сигналов на выходе усилителей РЧ мощности и подачи РЧ сигналов в отдельные элементы катушки, как показано на примере в варианте осуществления изобретения, представленном на Фиг.7. Установление Фазы и амплитуды распределенных РЧ сигналов для РЧ шиммирования остается возможным через аттенюаторы 702 мощности и фазовращатели 703. В общем, множество усилителей РЧ мощности, которые приводят в действие поочередно, могут быть использованы согласно настоящему изобретению, причем исходящие сигналы РЧ усилителей направляются в соответствующие элементы катушки узла РЧ-катушки. В качестве альтернативы, выходная мощность усилителей РЧ мощности может быть распределена через множество каналов в многоканальной передающей системе, например через так называемые матричные схемы Батлера для запуска конкретных режимов РЧ-поля.
Claims (15)
1. Способ MP визуализации по меньшей мере части тела (110), причем способ содержит этапы, на которых:
- воздействуют на часть тела (110) последовательностью визуализации, содержащей по меньшей мере один РЧ импульс, причем РЧ импульс передают в направлении части тела (110) через узел (109) РЧ-катушки, в который РЧ сигналы передают посредством двух или более усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности, причем усилители (201, 202, 701) РЧ мощности приводят в действие поочередно во время последовательности визуализации с временным мультиплексированием, причем усилители (109) РЧ мощности, ассоциированные с различными группами (I, II) элементов катушки, приводят в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов, и в случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумму независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов формируют во время различных периодов приведения в действие, и
в случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности формируют когерентную суперпозицию РЧ сигналов, и
при этом последовательность визуализации требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности;
- получают MP сигналы от части тела (110); и
- восстанавливают MP-изображение из полученных MP сигналов.
- воздействуют на часть тела (110) последовательностью визуализации, содержащей по меньшей мере один РЧ импульс, причем РЧ импульс передают в направлении части тела (110) через узел (109) РЧ-катушки, в который РЧ сигналы передают посредством двух или более усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности, причем усилители (201, 202, 701) РЧ мощности приводят в действие поочередно во время последовательности визуализации с временным мультиплексированием, причем усилители (109) РЧ мощности, ассоциированные с различными группами (I, II) элементов катушки, приводят в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов, и в случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумму независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов формируют во время различных периодов приведения в действие, и
в случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности формируют когерентную суперпозицию РЧ сигналов, и
при этом последовательность визуализации требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности;
- получают MP сигналы от части тела (110); и
- восстанавливают MP-изображение из полученных MP сигналов.
2. Способ по п. 1, в котором амплитудами и/или фазами РЧ сигналов, подаваемых на узел (109) РЧ-катушки через отдельные усилители (201, 202, 701) РЧ мощности, управляют таким образом, что оптимизируется кратковременная и/или интегрированная по времени однородность распределения РЧ магнитного поля по меньшей мере одного РЧ импульса и/или минимизируется накопление тепла, индуцированного по меньшей мере одним РЧ импульсом внутри части тела (110).
3. Способ по п. 2, в котором по меньшей мере один РЧ импульс формируют посредством поочередного приведения в действие усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности, в котором по меньшей мере один РЧ импульс разделяют на наборы сегментов РЧ импульсов, причем каждый набор сегментов РЧ импульсов формируют другим усилителем (201, 202, 701) РЧ мощности или набором усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности.
4. Способ по п. 3, в котором частота РЧ импульса является по существу одинаковой для всех сегментов РЧ импульса.
5. Способ по п. 1, в котором по меньшей мере один РЧ импульс является
- РЧ импульсом насыщения для насыщения ядерной намагниченности, или
- РЧ импульсом блокировки спина, или
- РЧ импульсом переноса поляризации для переноса намагниченности между различными ядерными спинами, или
- РЧ импульсом разделения протонов.
- РЧ импульсом насыщения для насыщения ядерной намагниченности, или
- РЧ импульсом блокировки спина, или
- РЧ импульсом переноса поляризации для переноса намагниченности между различными ядерными спинами, или
- РЧ импульсом разделения протонов.
6. Способ по п. 5, в котором по меньшей мере один РЧ импульс является частотно-избирательным РЧ импульсом насыщения для насыщения ядерной намагниченности протонов обменного эндогенного пула протонов или контрастного средства CEST.
7. Способ MP спектроскопии объекта, причем способ содержит этапы, на которых:
- воздействуют на объект последовательностью спектроскопии, содержащей по меньшей мере один РЧ импульс, причем РЧ импульс передают в направлении объекта через узел (109) РЧ-катушки, в который РЧ сигналы передают посредством двух или более усилителей (201, 2 02, 701) РЧ мощности, причем усилители РЧ мощности приводят в действие поочередно во время последовательности спектроскопии с временным мультиплексированием, причем усилители (109) РЧ мощности, ассоциированные с различными группами (I, II) элементов катушки, приводят в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов, и
в случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумму независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов формируют во время различных периодов приведения в действие, и в случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности формируют когерентную суперпозицию РЧ сигналов, и
при этом последовательность спектроскопии требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности;
- получают MP сигналы от объекта; и
- определяют MP спектр из полученных MP сигналов.
- воздействуют на объект последовательностью спектроскопии, содержащей по меньшей мере один РЧ импульс, причем РЧ импульс передают в направлении объекта через узел (109) РЧ-катушки, в который РЧ сигналы передают посредством двух или более усилителей (201, 2 02, 701) РЧ мощности, причем усилители РЧ мощности приводят в действие поочередно во время последовательности спектроскопии с временным мультиплексированием, причем усилители (109) РЧ мощности, ассоциированные с различными группами (I, II) элементов катушки, приводят в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов, и
в случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумму независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов формируют во время различных периодов приведения в действие, и в случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности формируют когерентную суперпозицию РЧ сигналов, и
при этом последовательность спектроскопии требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности;
- получают MP сигналы от объекта; и
- определяют MP спектр из полученных MP сигналов.
8. Способ по любому из пп. 1-5 или 7, в котором узел (109) РЧ-катушки содержит два или более элемента (1-16) катушки, причем каждый элемент (1-16) катушки отнесен к группе (I, II) элементов катушки, причем каждая группа (I, II) элементов катушки ассоциирована по меньшей мере с одним усилителем (201, 2 02, 701) РЧ мощности, передающим РЧ сигналы в элементы (1-16) катушки соответствующей группы (I, II) элементов (1-16) катушки.
9. MP устройство для выполнения способа по пп. 1-8, причем MP устройство (1) включает в себя:
- основной магнит (102) для формирования равномерного, постоянного магнитного поля внутри обследуемого объема,
- по меньшей мере один узел (109) РЧ-катушки для формирования РЧ импульсов внутри обследуемого объема и/или для приема MP сигналов от объекта, размещенного внутри обследуемого объема,
- блок (107) передачи, который содержит два или более усилителя (201, 202, 701) РЧ мощности, подающие РЧ сигналы в узел (109) РЧ-катушки,
- блок (115) управления, управляющий временной последовательностью РЧ импульсов, причем блок (115) управления выполнен с возможностью поочередного приведения в действие усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности с временным мультиплексированием,
причем усилители (201, 202, 701) РЧ мощности, ассоциированные с различными группами (I, II) элементов катушки, приводят в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов, и в случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумму независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов формируют во время различных периодов приведения в действие, и в случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности формируют когерентную суперпозицию РЧ сигналов, и
таким образом формируют последовательность РЧ импульсов, требующую коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности.
- основной магнит (102) для формирования равномерного, постоянного магнитного поля внутри обследуемого объема,
- по меньшей мере один узел (109) РЧ-катушки для формирования РЧ импульсов внутри обследуемого объема и/или для приема MP сигналов от объекта, размещенного внутри обследуемого объема,
- блок (107) передачи, который содержит два или более усилителя (201, 202, 701) РЧ мощности, подающие РЧ сигналы в узел (109) РЧ-катушки,
- блок (115) управления, управляющий временной последовательностью РЧ импульсов, причем блок (115) управления выполнен с возможностью поочередного приведения в действие усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности с временным мультиплексированием,
причем усилители (201, 202, 701) РЧ мощности, ассоциированные с различными группами (I, II) элементов катушки, приводят в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов, и в случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумму независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов формируют во время различных периодов приведения в действие, и в случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности формируют когерентную суперпозицию РЧ сигналов, и
таким образом формируют последовательность РЧ импульсов, требующую коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности.
10. MP устройство по п. 9, в котором блок управления выполнен с возможностью управления амплитудой и/или фазой РЧ сигналов, подаваемых в узел (109) РЧ-катушки через отдельные усилители (201, 202, 701) РЧ мощности таким образом, что оптимизируется кратковременная и/или интегрированная по времени однородность распределения РЧ магнитного поля по меньшей мере одного РЧ импульса и/или минимизируется накопление тепла, индуцированного по меньшей мере одним РЧ импульсом внутри части тела (110).
11. MP устройство по п. 9 или 10, в котором блок (107) передачи содержит аттенюаторы (203, 204, 702) мощности и/или фазовращатели (205, 206, 703), управляемые блоком (115) управления для управления амплитудами и/или фазами РЧ сигналов, подаваемых в узел (109) РЧ-катушки.
12. MP устройство по п. 9, в котором все усилители (201, 202, 701) РЧ мощности являются усилителями высокой мощности/низкого коэффициента заполнения.
13. MP устройство по п. 9, в котором по меньшей мере один усилитель (201, 202) РЧ мощности является усилителем высокой мощности/низкого коэффициента заполнения, при этом по меньшей мере один другой усилитель (701) РЧ мощности является усилителем РЧ мощности низкой мощности/высокого коэффициента заполнения.
14. MP устройство по п. 9, в котором все усилители (201, 202, 701) РЧ мощности выполнены с возможностью формирования РЧ сигналов, по существу, на одной и той же частоте на всем протяжении последовательности РЧ импульсов.
15. Носитель данных, на котором сохранена компьютерная программа для выполнения на MP устройстве, причем компьютерная программа содержит инструкции для:
- формирования последовательности визуализации или спектроскопии, которая содержит по меньшей мере один РЧ импульс, посредством приведения в действие двух или более усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности во время последовательности визуализации или спектроскопии с временным мультиплексированием, причем усилители (201, 202, 701) РЧ мощности, ассоциированные с различными группами (I, II) элементов катушки, приводят в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов, и в случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумму независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов формируют во время различных периодов приведения в действие, и в случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности формируют когерентную суперпозицию РЧ сигналов, и
причем последовательность визуализации или спектроскопии требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности;
- записи по меньшей мере одного MP сигнала;
- восстановления MP-изображения или определения MP спектра из записанных MP сигналов.
- формирования последовательности визуализации или спектроскопии, которая содержит по меньшей мере один РЧ импульс, посредством приведения в действие двух или более усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности во время последовательности визуализации или спектроскопии с временным мультиплексированием, причем усилители (201, 202, 701) РЧ мощности, ассоциированные с различными группами (I, II) элементов катушки, приводят в действие во время не совпадающих или частично совпадающих временных интервалов, и в случае не совпадающего приведения в действие различных усилителей РЧ мощности сумму независимых слагаемых (т.е. модуль) РЧ сигналов формируют во время различных периодов приведения в действие, и в случае частично совпадающего приведения в действие отдельных усилителей РЧ мощности формируют когерентную суперпозицию РЧ сигналов, и
причем последовательность визуализации или спектроскопии требует коэффициента РЧ заполнения и/или длительности РЧ импульса, превосходящих спецификацию по меньшей мере одного из усилителей (201, 202, 701) РЧ мощности;
- записи по меньшей мере одного MP сигнала;
- восстановления MP-изображения или определения MP спектра из записанных MP сигналов.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP11156742 | 2011-03-03 | ||
| EP11156742.6 | 2011-03-03 | ||
| PCT/IB2012/050929 WO2012117350A1 (en) | 2011-03-03 | 2012-02-28 | Magnetic resonance using quasi-continuous rf irradiation |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2013144324A RU2013144324A (ru) | 2015-04-10 |
| RU2577254C2 true RU2577254C2 (ru) | 2016-03-10 |
Family
ID=45833488
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2013144324/28A RU2577254C2 (ru) | 2011-03-03 | 2012-02-28 | Магнитный резонанс, использующий квазинепрерывное рч излучение |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US9547060B2 (ru) |
| EP (1) | EP2681578B1 (ru) |
| CN (1) | CN103443644B (ru) |
| BR (1) | BR112013022100A2 (ru) |
| RU (1) | RU2577254C2 (ru) |
| WO (1) | WO2012117350A1 (ru) |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9588196B2 (en) * | 2011-01-06 | 2017-03-07 | Koninklijke Philips N.V. | Multi-channel transmit MR imaging |
| EP2515138A1 (en) * | 2011-04-19 | 2012-10-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Motion triggered MR imaging using APT/CEST |
| CN102565733B (zh) * | 2011-12-12 | 2014-07-16 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 磁共振多核阵列射频装置及磁共振信号接收方法 |
| US9335393B2 (en) * | 2012-09-13 | 2016-05-10 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | MR parallel imaging system reducing imaging time |
| AU2013101110B4 (en) * | 2012-12-21 | 2013-10-24 | Tgoma Nz Limited | Apparatus for indicating an activity of a person on a flexible mat of a trampoline |
| DE102013208475B4 (de) * | 2013-05-08 | 2014-11-27 | Siemens Aktiengesellschaft | HF-Anregung mit zwei Resonanzfrequenzen zum Nachweis des CEST-Effekts mittels einer Magnetresonanzanlage |
| JP6618988B2 (ja) * | 2015-03-06 | 2019-12-11 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置およびｒｆシミングパラメータの設定方法 |
| JP6843118B2 (ja) * | 2015-08-21 | 2021-03-17 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 磁気共鳴システムにおける核の励起のためのｒｆ信号の生成 |
| WO2017108874A1 (en) * | 2015-12-24 | 2017-06-29 | Koninklijke Philips N.V. | A device and method for driving a transmit coil in a magnetic resonance imaging system |
| US10718841B2 (en) | 2016-01-14 | 2020-07-21 | Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. | System and method for improved homogeneous and inhomogeneous magnetization transfer magnetic resonance imaging |
| US10794971B2 (en) * | 2017-03-27 | 2020-10-06 | Waveguide Corporation | Duty-cycle control for power-level adjustment in switch-mode power amplifiers |
| JP6867857B2 (ja) * | 2017-04-24 | 2021-05-12 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴撮像装置 |
| US11366189B2 (en) * | 2020-09-25 | 2022-06-21 | Uih America, Inc. | Systems and methods for magnetic resonance imaging |
| EP4016104A1 (en) | 2020-12-16 | 2022-06-22 | Siemens Healthcare GmbH | Method and system for controlling a magnetic resonance imaging system using overlapping rf pulses |
| WO2023101796A1 (en) * | 2021-12-01 | 2023-06-08 | The Johns Hopkins University | Quantification of fluid-tissue exchange using phase alternate labeling with null recovery mri |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SU1644009A1 (ru) * | 1988-05-19 | 1991-04-23 | Всесоюзный научно-исследовательский проектно-конструкторский и технологический институт кабельной промышленности | ЯМР - томограф |
| US5107217A (en) * | 1989-03-29 | 1992-04-21 | Siemens Aktiengesellschaft | Radio frequency antenna for a nuclear magnetic resonance tomography apparatus |
| RU2045225C1 (ru) * | 1992-07-16 | 1995-10-10 | Александр Евгеньевич Кангер | Ямр-томограф для диагностики внутренних болезней |
| WO1998037438A1 (en) * | 1997-02-25 | 1998-08-27 | Advanced Imaging Research, Inc. | Radio-frequency coil array for resonance analysis |
| JP2003000567A (ja) * | 2001-06-25 | 2003-01-07 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101019331B1 (ko) | 2001-04-17 | 2011-03-07 | 브레우어 사이언스 인코포레이션 | 개선된 스핀 보울 상화성을 갖는 반사 방지 코팅 조성물 |
| DE10124465A1 (de) | 2001-05-19 | 2002-11-21 | Philips Corp Intellectual Pty | Sende- und Empfangsspule für MR-Gerät |
| CN100443916C (zh) * | 2001-09-14 | 2008-12-17 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 核磁共振线圈模块和核磁共振成像系统 |
| US6879158B2 (en) * | 2002-05-17 | 2005-04-12 | General Electric Company | Method for accelerating focused excitation with multiple RF transmit coils |
| US6975114B1 (en) | 2002-11-20 | 2005-12-13 | Nova Medical, Inc. | Methods for transmit excitation in magnetic resonance imaging using a transmit pulse with time varying spatial characteristics |
| US6989673B2 (en) * | 2003-11-26 | 2006-01-24 | General Electric Company | Method and apparatus to reduce RF power deposition during MR data acquisition |
| US7053618B2 (en) * | 2003-11-26 | 2006-05-30 | General Electric Company | Method and apparatus to generate an RF excitation consistent with a desired excitation profile using a transmit coil array |
| CN1950712B (zh) * | 2004-04-29 | 2012-09-26 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 若干rf频率上的磁共振成像 |
| US20050264291A1 (en) | 2004-05-07 | 2005-12-01 | Vaughan J T | Multi-current elements for magnetic resonance radio frequency coils |
| CN101297211A (zh) | 2005-10-28 | 2008-10-29 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于进行mri的非圆柱形rf线圈 |
| EP2899561B1 (en) | 2006-02-17 | 2021-04-28 | Regents of the University of Minnesota | MRI method for generating a map of the transmit RF field for each coil of a RF coil array |
| EP1845388A1 (en) * | 2006-04-10 | 2007-10-17 | Radboud University Nijmegen | DEPT using only a single broadband transmit channel |
| CN1870481B (zh) * | 2006-04-20 | 2011-04-27 | 华东师范大学 | F_tdm多通道接收方法 |
| WO2007149824A2 (en) * | 2006-06-22 | 2007-12-27 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Magnetic resonance receive coil array integrated into wall of scanner bore |
| DE102007013422B4 (de) | 2007-03-20 | 2010-05-06 | Siemens Ag | Verfahren zur Steuerung eines Magnetresonanzsystems und Magnetresonanzsystem |
-
2012
- 2012-02-28 BR BR112013022100A patent/BR112013022100A2/pt not_active IP Right Cessation
- 2012-02-28 US US14/002,549 patent/US9547060B2/en active Active
- 2012-02-28 EP EP12708952.2A patent/EP2681578B1/en active Active
- 2012-02-28 WO PCT/IB2012/050929 patent/WO2012117350A1/en active Application Filing
- 2012-02-28 RU RU2013144324/28A patent/RU2577254C2/ru active
- 2012-02-28 CN CN201280011610.0A patent/CN103443644B/zh active Active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SU1644009A1 (ru) * | 1988-05-19 | 1991-04-23 | Всесоюзный научно-исследовательский проектно-конструкторский и технологический институт кабельной промышленности | ЯМР - томограф |
| US5107217A (en) * | 1989-03-29 | 1992-04-21 | Siemens Aktiengesellschaft | Radio frequency antenna for a nuclear magnetic resonance tomography apparatus |
| RU2045225C1 (ru) * | 1992-07-16 | 1995-10-10 | Александр Евгеньевич Кангер | Ямр-томограф для диагностики внутренних болезней |
| WO1998037438A1 (en) * | 1997-02-25 | 1998-08-27 | Advanced Imaging Research, Inc. | Radio-frequency coil array for resonance analysis |
| JP2003000567A (ja) * | 2001-06-25 | 2003-01-07 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2013144324A (ru) | 2015-04-10 |
| EP2681578A1 (en) | 2014-01-08 |
| CN103443644A (zh) | 2013-12-11 |
| WO2012117350A1 (en) | 2012-09-07 |
| US20130342207A1 (en) | 2013-12-26 |
| EP2681578B1 (en) | 2020-01-08 |
| BR112013022100A2 (pt) | 2016-12-06 |
| US9547060B2 (en) | 2017-01-17 |
| CN103443644B (zh) | 2016-03-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2577254C2 (ru) | Магнитный резонанс, использующий квазинепрерывное рч излучение | |
| Padormo et al. | Parallel transmission for ultrahigh‐field imaging | |
| JP4897212B2 (ja) | Ｍｒデータ収集中のｒｆ電力蓄積を低減する方法及び装置 | |
| JP4954464B2 (ja) | 送信コイルアレイを用いて望ましい励起プロフィールに一致するｒｆ励起を発生する方法及び装置 | |
| US8938281B2 (en) | MR imaging using multi-channel RF excitation | |
| US9766313B2 (en) | MR imaging using apt contrast enhancement and sampling at multiple echo times | |
| EP2615470A1 (en) | MR imaging with B1 mapping | |
| US10175332B2 (en) | Motion triggered MR imaging using APT/CEST | |
| US10274566B2 (en) | Dixon-type water/fat separation MRI using high-SNR in-phase image and lower-SNR at least partially out-of-phase image | |
| JPH0336530B2 (ru) | ||
| JP2012513239A (ja) | Ｃｅｓｔコントラスト改善を有するｍｒイメージング | |
| US9086446B2 (en) | Method and system for B1 field mapping in magnetic resonance imaging | |
| JP6074126B1 (ja) | ｋ空間中心のサンプリングを用いるゼロエコー時間ＭＲ撮像 | |
| JP2010508054A (ja) | 複数の送信コイルを使用したｍｒｉｒｆ符号化 | |
| JP2017530761A (ja) | ゼロエコー時間ｍｒイメージング | |
| KR102038630B1 (ko) | 자기공명영상 시스템 | |
| US9588196B2 (en) | Multi-channel transmit MR imaging | |
| Grissom | Improving high-field MRI using parallel excitation | |
| Sung et al. | B compensation in 3T cardiac imaging using short 2DRF pulses | |
| KR101480413B1 (ko) | B1 정보 획득 방법 및 장치 |