磁共振成像方法及磁共振系统与流程

本发明实施例涉及磁共振成像技术，尤其涉及一种磁共振成像方法及磁共振系统。

背景技术：

在磁共振成像设备中，通过将病人待扫组织位置于在其中形成静磁场B0的成像空间，使该待扫描部位内的质子自旋对准于该静磁场的方向，以便产生磁化矢量。然后，通过传输共振频率的射频RF脉冲形成高频率磁场，导致磁共振现象的发生。磁共振现象会导致质子自旋方向的翻转，以改变其质子的磁化矢量。当自旋使质子返回到他们在静磁场方向上的磁化矢量初始状态时，产生磁共振MR信号。

在磁共振成像过程中，射频发射场B1随着静磁场场强的增加而变得越来越不均匀。在进行临床序列扫描时，需要在施加产生MR信号的成像序列之前施加空间饱和(spatial saturation)模块(即射频脉冲与抑制梯度脉冲的组合序列)来抑制不感兴趣部位的MR信号产生的图像伪影，以获得清晰的磁共振图像。但是，B1的不均匀，使得饱和模块的图像伪影抑制效果也变得不均匀，影响了感兴趣的成像区域的磁共振成像质量。

在现有技术中，通过在施加成像序列脉冲前施加包括三个饱和脉冲的饱和模块来抑制伪影，且通过数值优化的方法得到脉冲偏转角。该方法需要先离线计算出饱和模块中射频脉冲的偏转角度，用硬代码写到软件里，或者做成表格查询，灵活性不高，且使用三脉冲饱和模块，成像时间较长，病人接收的能量高不安全。

技术实现要素：

本发明实施例提供一种磁共振成像方法及磁共振系统，以实现通过双饱和脉冲饱和模块和成像脉冲序列进行磁共振成像，克服B1场不均匀导致的饱和带信号抑制不均，减弱图像运动伪影。

第一方面，本发明实施例提供了一种磁共振成像方法，该方法包括，

在成像扫描前：

确定激发特定组织的射频脉冲的预设偏转角；

根据所述预设偏转角解析出对应的双饱和脉冲偏转角；

组合双饱和脉冲与梯度脉冲形成双饱和脉冲饱和模块，其中，所述梯度脉冲包括选层梯度脉冲，所述选层梯度脉冲用于激发所述特定组织对应的层面；

执行成像扫描过程中：

在扫描区域内依次施加所述双饱和脉冲饱和模块和成像脉冲序列进行磁共振成像。

可选地，所述确定激发特定组织的射频脉冲的预设偏转角，包括：

获取饱和脉冲参数及特定组织纵向磁矩恢复特征时间，其中，所述饱和脉冲参数包括相邻饱和模块的时间间隔、饱和模块脉冲距离成像脉冲序列的时间间隔；

根据所述饱和脉冲参数及所述特定组织纵向磁矩恢复特征时间确定特定组织的预设偏转角。

可选地，所述双饱和脉冲包括第一饱和脉冲和第二饱和脉冲，且第一饱和脉冲和第二饱和脉冲的偏转角产生的纵向磁化值的和与所述预设偏转角产生的纵向磁化值相等。

可选地，所述选层梯度脉冲包括第一选层梯度脉冲和第二选层梯度脉冲，所述第一选层梯度脉冲与第一饱和脉冲同时施加，所述第二选层梯度脉冲与所述第二饱和脉冲同时施加。

可选地，所述方法还包括：

预先建立预设偏转角与相应的双饱和脉冲偏转角的映射表；

相应的，根据所述预设偏转角解析出对应的双饱和脉冲偏转角包括：

根据预设偏转角查询所述映射表确定双饱和脉冲偏转角。

第二方面，本发明实施例还提供了一种磁共振成像方法，该方法包括：

确定激发特定组织的射频脉冲的预设偏转角；

根据所述预设偏转角解析出对应的第一饱和脉冲偏转角和第二饱和脉冲偏转角；

在扫描区域内同时施加选所述第一饱和脉冲、第二饱和脉冲及选层梯度脉冲，以在扫描区域内抑制所述特定组织的信号；

在扫描区域内施加成像序列，以对所述扫描区域进行成像。

可选地，所述扫描区域包括目标器官和特定组织，所述特定组织临近所述目标器官，且所述特定组织存在相对运动或血液流动。

可选地，所述预先确定特定组织的预设偏转角包括：

获取饱和脉冲参数及特定组织纵向磁矩恢复特征时间，其中，所述饱和脉冲参数包括相邻饱和模块的时间间隔、饱和模块脉冲距离成像脉冲序列的时间间隔；

根据所述饱和脉冲参数及所述特定组织纵向磁矩恢复特征时间确定预设偏转角。

第三方面，本发明实施例还提供了一种磁共振系统，该系统包括：

序列发生器，所述序列发生器用于产生饱和脉冲序列和成像脉冲序列，所述饱和脉冲序列包括第一饱和脉冲和第二饱和脉冲，所述第一饱和脉冲偏转角和第二饱和脉冲偏转角根据预设偏转角解析获得，所述预设偏转角对应激发特定组织的射频脉冲；

梯度线圈，用于根据饱和脉冲序列和成像脉冲序列向扫描区域发射梯度脉冲，所述梯度脉冲用于确定所述特定组织或/和目标器官对应的层面；

射频发射线圈，用于根据饱和脉冲序列和成像脉冲序列向扫描区域发射射频脉冲，所述射频脉冲用于激发所述特定组织或/和目标器官。

可选地，还包括显示器，所述显示器包括扫描区域选择框、协议选择框，所述扫描区域选择框用于选定目标器官，所述协议选择框用于选定所述饱和脉冲序列和/或成像脉冲序列。

本发明实施例通过根据预设偏转角解析出/计算出相应的双饱和脉冲的偏转角，进而组合双饱和脉冲与梯度脉冲形成双饱和脉冲饱和模块，与成像脉冲序列进行磁共振成像，解决了由于B1场不均匀而导致的饱和模块信号抑制不完全的问题，实现了抑制磁共振成像过程中由于器官、组织等运动产生的运动伪影，能够获得高质量的磁共振图像。

附图说明

图1是本发明实施例一中的磁共振成像方法的流程图；

图2a是本发明实施例一的单饱和脉冲饱和模块列示意图；

图2b是本发明实施例一中的双饱和脉冲饱和模块的序列示意图；

图3是本发明实施例二中的磁共振成像方法的流程图；

图4a是本发明实施例二中的在水模实验中包含单饱和脉冲的饱和模块和双饱和脉冲饱和模块对图像伪影抑制效果对比图；

图4b是本发明实施例二中的在髋关节磁共振成像中包含单饱和脉冲的饱和模块和双饱和脉冲饱和模块对皮下脂肪信号抑制效果对比图；

图4c是本发明实施例二中的在植物油实验中包含单饱和脉冲的饱和模块和双饱和脉冲饱和模块对感兴趣区域之外的脂肪抑制效果对比图；

图5是本发明实施例四中的磁共振扫描系统的结构示意图；

图6是本发明实施例四中的磁共振扫描系统显示器的操作界面示意图。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明作进一步的详细说明。可以理解的是，此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，而非对本发明的限定。另外还需要说明的是，为了便于描述，附图中仅示出了与本发明相关的部分而非全部结构。

磁共振扫描过程中，目标器官的周围或邻近位置常常会有由于血流流动、血管搏动、以及受检者吞咽、呼吸等而诱发的运动器官、组织，这些器官、组织的运动会给目标器官的成像带来运动伪影。现有的施加饱和脉冲技术可在一定程度上抑制运动伪影，但是对于B1场不均匀的情况，其抑制效果并不理想。为解决上述问题，本发明提出一种磁共振成像/扫描方法，该方法能够对扫描区域进行扫描，该方法包括：在成像扫描之前提前设置优化的饱和脉冲；以及在成像过程中，利用优化的饱和脉冲抑制特定组织或者拟被饱和组织的磁共振信号，同时对目标器官进行成像。

可选地，在成像扫描前：首先，确定激发特定组织的射频脉冲的预设偏转角(flig angle)；然后，根据预设偏转角解析出对应的双饱和脉冲偏转角；其次，组合双饱和脉冲与梯度脉冲形成双饱和脉冲饱和模块，其中，梯度脉冲包括选层梯度脉冲，该选层梯度脉冲用于激发所述特定组织对应的层面。执行成像扫描过程中：在扫描区域内依次施加双饱和脉冲饱和模块和成像脉冲序列进行磁共振成像。当然，成像过程中双饱和脉冲饱和模块和成像脉冲序列的施加可进行多次，如：每个双饱和脉冲饱和模块设置在成像脉冲序列之前，多个双饱和脉冲饱和模块与多个成像脉冲序列依次相间设置。

实施例一

图1为本发明实施例一提供的磁共振成像方法的流程图，本实施例可适用于磁共振成像的情况，该方法可以由磁共振扫描系统来执行以对扫描区域成像，扫描区域内可包括目标器官和特定组织，特定组织可以是拟被饱和的组织，该拟被饱和的组织临近或靠近目标器官，且特定组织存在血液流动或由于呼吸、吞咽等与目标器官之间存在相对运动，该装置可以采用软件和/或硬件的方式实现。如图1所示，该方法具体包括：

S110、确定激发特定组织的射频脉冲的预设偏转角。该步骤在在成像扫描前进行，在此实施例中包括：

1)获取饱和脉冲参数及特定组织纵向磁矩恢复特征时间；

2)根据饱和脉冲参数及特定组织纵向磁矩恢复特征时间确定激发特定组织的射频脉冲的预设偏转角。

可选地，所述饱和脉冲参数包括相邻饱和模块间时间间隔、饱和模块脉冲距离成像脉冲序列的时间间隔。更进一步地，饱和模块脉冲距离成像脉冲序列的时间间隔可以是饱和模块脉冲等效中心距离成像脉冲序列等效中心的时间间隔

其中，特定组织是指饱和脉冲/饱和带作用区域，该组织可设置在目标器官的上游或者与目标器官相邻设置。在一个实施例中，特定组织可以是脂肪组织、血管或其他存在搏动区域的器官或者组织。特定组织纵向磁矩恢复特征时间为纵向弛豫时间T1，是指在B1场的作用下，氢原子核发生磁共振达到稳定的高能态后，从外加的B1消失开始，到恢复至发生磁共振前的纵向磁矩状态为止，整个过程其所需的时间。可选的，相邻饱和模块间时间间隔(Ts)为成像脉冲序列的重复时间(TR)与在一个TR内扫描的组织的层数N的比值。

其中，层数是指待扫描组织的分层。磁共振成像是多切面的断层显像。要使某一待扫描的人体组织分层面显示，就要进行层面定位，人为地分解组织器官成为许多具有一定层厚的断面。横轴位、失状位和冠状位的梯度磁场可作为层面选择梯度场，根据临床成像要求要求做矢状面、冠状面还是横断面，只要通过电脑控制启动某一轴上的梯度场即可。可以通过设置选择在一个TR内扫描组织的层数。其中，TR是指脉冲序列的一个周期所需要的时间，也就是从第一个成像脉冲序列激发脉冲出现到下一周期同一脉冲出现时所经历的时间间隔。在单次激发序列中，由于只有一个激发射频脉冲TR等于无穷大。TR时间影响被RF激发后质子的弛豫恢复情况，TR长、恢复好。TR延长，信噪比提高，可允许扫描的层数增多。

可选地，激发特定组织的射频脉冲的预设偏转角为单脉冲偏转角。如图2a为本发明一实施例的包含单饱和脉冲的扫描序列示意图。其中，左边部分的序列表示的是饱和模块，右边部分的序列表示成像脉冲序列；RF表示射频脉冲；Gss表示选层梯度；Gpe表示编码梯度；Gro表示读出梯度饱和模块脉冲等效中心距离成像脉冲序列等效中心的时间间隔τ是指饱和脉冲包含的RF脉冲的中心与成像序列包含的RF脉冲的中间之间的间隔；Ts是相邻饱和模块间的时间间隔。

可选地，根据所述饱和脉冲参数及所述特定组织纵向磁矩恢复特征时间计算单饱和脉冲偏转角作为预设偏转角。

具体的，在施加射频脉冲前，待扫描组织质子纵向磁化强度矢量(Mz)与B0场方向相同，当施加一个射频脉冲作用后，纵向磁化强度矢量会减小，横向磁化矢量增大，随后质子的纵向磁化矢量会慢慢恢复到未受到射频脉冲作用之前的状态。当确定了待扫描组织质子纵向磁矩在TR和饱和模块脉冲等效中心距离成像脉冲序列等效中心的时间间隔(τ)内的恢复程度，即可确定该射频脉冲的偏转角α。

可选的，计算过程包括如下步骤：

计算特定组织的纵向磁矩在τ内恢复程度指数Eτ，

计算特定组织的纵向磁矩在Ts内的恢复程度指数，

单饱和脉冲偏转角α的公式为：

S120、根据预设偏转角解析出对应的双饱和脉冲偏转角。

具体的，与单饱和脉冲或预设偏转角对应的双饱和脉冲是指双饱和脉冲施加到待扫描组织/扫描区域时，可表示单饱和脉冲的偏转角与双饱和脉冲的偏转角在数值上存在对应关系，例如：双饱和脉冲偏转角α1和α2产生的纵向磁化值与单饱和脉冲偏转角α产生的纵向磁化值相等。示例性地，可根据单饱和脉冲偏转角α以及与单饱和脉冲对应的双饱和脉冲偏转角α1和α2的余弦值，建立单饱和脉冲偏转角α与双饱和脉冲偏转角α1和α2之间的函数关系，以根据单饱和脉冲偏转角α的值，确定出双饱和脉冲偏转角α1和α2。进一步地，为了提高数据处理效率，可以预先计算出各与α相对应的双饱和脉冲的偏转角值α1和α2，并根据α与α1和α2之间的对应关系建立表格，以通过查表的方式快速获取α1和α2。

S130、组合双饱和脉冲与梯度脉冲形成双饱和脉冲饱和模块，其中，所述梯度脉冲包括选层梯度脉冲，该选层梯度脉冲用于激发特定组织对应的层面。

具体的，本发明实施例所提供的饱和模块均为空间饱和模块区别于频率选择性饱和模块，具有空间选择性，可以选择待扫描组织的某一层或某一块区域内的不感兴趣信号进行抑制，这里所说的不感兴趣信号包括水、脂肪等产生信号。而频率选择性模块只能选择性的饱和某一物质所产生的信号，如仅抑制脂肪所产生信号。

梯度脉冲信号中的选层梯度脉冲与双饱和脉冲信号同时发出，用以选择要饱和的空间，如待扫描组织的某一层，在单个射频脉冲后施加一个散相梯度用于增强时相对比图像质量。以单个射频脉冲及其后的散相梯度作为一个单元，在一个双饱和脉冲饱和模块中可包含两个上述的单元。

示例性的，双饱和脉冲饱和模块序列如图2b所示，其中，左侧虚线框内的序列表示的是双饱和脉冲饱和模块，右侧虚线框内的序列表示成像脉冲序列，RF表示射频脉冲，Gss表示选层梯度，Gpe表示编码梯度，Gro表示读出梯度。RF脉冲θ1和θ2分别为两个饱和脉冲，其对应的偏转角分别为α1和α2。θex为成像脉冲序列的激发序列。以单个射频脉冲及其后的散相梯度作为一个单元，连续施加两个单元即形成一个双饱和脉冲饱和模块。其中，散相梯度可以抑制来自于静态组织的信号，散相梯度可以是Gss、Gpe、Gro中的任何一个或是其组合，每个射频脉冲后的散相梯度的幅度与极性根据是成像脉冲序列进行调整而得到的，以确保将被饱和空间区域的组织横向磁矩散相，不产生信号。在本实施例中，仅举例给出了散相梯度形式，并不对其限制。每一个射频脉冲后散相梯度的大小与极性并不唯一，是研究人员根据研究经验及实验而确定的与射频脉冲相匹配的能够达到最佳的信号抑制作用效果的形式。本发明的散相梯度脉冲包括第一散相脉冲和第二散相脉冲，其中：第一散相脉冲在第一梯度脉冲之后施加，第二散相脉冲在第二梯度脉冲之后施加。

S140、在扫描区域内依次施加所述双饱和脉冲饱和模块和所述成像脉冲序列进行磁共振成像。

当确定了双饱和脉冲饱和模块的脉冲序列后，即可先后对扫描施加双饱和脉冲饱和模块和成像脉冲序列进行磁共振成像。其中，选层梯度脉冲可先后确定特定组织或者目标器官对应的层面。在此实施例中，双饱和脉冲饱和模块的偏转角可大于成像序列脉冲的偏转角，双饱和脉冲饱和模块施加后且在成像脉冲序列施加期间，特定组织的宏观横向磁化矢量(Mxy)为零或者接近零，这样可保证成像期间特定组织被饱和而不产生信号，从而形成的最终图像为特定组织受抑制、仅包含目标器官的磁共振图像。

可选地，双饱和脉冲饱和模块的脉冲序列可形成空间饱和带，且双饱和脉冲饱和模块的脉冲序列决定了该空间饱和带的参数，其参数包括：饱和带放置的部位(或方位)、饱和带厚度(saturation thickness)、饱和带与目标取关的距离(saturation gap)。可以理解的，饱和带与目标器官的成像区域的距离越近，空间饱和效果越好。

可选地，成像脉冲序列可以是自旋回波序列(spin echo，SE)、快速自旋回波序列(fast spin echo，FSE)、梯度回波序列(gradient echo，GRE)、平面回波序列(echo planar imaging，EPI)等。

可选的，上述磁共振成像方法可适用于射频场不均匀的情况。在此实施例中，磁共振系统的体积发射线圈(volume transmit coil，VTC)可形成射频场，该射频场包括第一位置点和第二位置点，且所述第一位置点的磁场强度与所述第二位置点的磁场强度不同。即该磁共振成像方法适用于场强不均匀的情况。

可以理解的，本发明中对双饱和脉冲饱和模块和成像脉冲序列中所包含的RF脉冲和梯度脉冲的数量并不作具体限制。在实际成像中可包括两个单脉冲相对应的两对双饱和脉冲、三个单脉冲相对应的三对双饱和脉冲，或者更多数量的单脉冲相对应的多对双饱和脉冲。图2b中也仅示意性给出成像序列所包含的脉冲序列。

本发明实施例通过根据预设偏转角(单饱和脉冲偏转角)计算出相应的双饱和脉冲的偏转角，进而组合双饱和脉冲与梯度脉冲形成双饱和脉冲饱和模块，与成像脉冲序列进行磁共振成像，解决了由于B1场不均匀而导致的饱和模块信号抑制不均匀的问题，实现了抑制磁共振成像过程中图像伪影的效果，能够获得高质量的磁共振图像。

实施例二

图3所示为本发明实施例二提供的磁共振成像方法的流程图，本实施例在上述各实施例的基础上进一步优化。如图3所示，该方法具体包括：

S310、确定激发特定组织的射频脉冲的预设偏转角。

其中，预设偏转角即是该特定组织在单饱和脉冲饱和模块作用时，单脉冲的偏转角α。

S320、根据所述预设偏转角解析出对应的第一饱和脉冲偏转角和第二饱和脉冲偏转角，该第一饱和脉冲和第二饱和脉冲作为双饱和脉冲。

在此实施例中，第一饱和脉冲和第二饱和脉冲θ1和θ2如图2b所示，两饱和脉冲的偏转角α1和α2确定过程可包括：

1)在忽略饱和脉冲的时长及双饱和脉冲间的散相梯度时长的前提下，建立方程cos(α1)cos(α2)＝cos(α)。

在本实施例中，通过方程cos(α1)cos(α2)＝cos(α)得到的与α对应的α1和α2，能够使双饱和脉冲饱和模块对脂肪等不感兴趣区域组织的纵向磁矩的作用要与单饱和脉冲饱和模块作用相当，满足该方程的α1和α2的值的组合并不唯一，为了增强图像伪影的抑制效果，进一步可在多组α1和α2，确定出使双饱和脉冲饱和模块对纵向磁矩的翻转作用对射频发射场最不敏感的一组。

2)根据方程cos(α1)cos(α2)＝cos(α)确定使双饱和脉冲饱和模块对纵向磁矩的翻转作用对射频发射场最不敏感的一组双饱和脉冲偏转角值α1和α2。

进一步的，所述根据方程cos(α1)cos(α2)＝cos(α)确定使双饱和脉冲饱和模块对纵向磁矩的翻转作用对射频发射场最不敏感的一组双饱和脉冲偏转角值α1和α2，包括：

建立方程其中，λ代表B1场的均匀性，λ<1表示B1场偏弱，λ>1表示B1场偏强；

联立方程cos(α1)cos(α2)＝cos(α)和求解得到使双饱和脉冲饱和模块对纵向磁矩的翻转作用对射频发射场最不敏感的双饱和脉冲偏转角值α1和α2。

具体的，由方程可以得出方程α1sin(α1)cos(α2)+α2cos(α1)sin(α2)＝0，联立方程cos(α1)cos(α2)＝cos(α)和α1sin(α1)cos(α2)+α2cos(α1)sin(α2)＝0数值求解即得到，对于每一个大于90°的α，存在唯一的一组α1和α2。可选地，第一饱和脉冲的偏转角α1可大于第二饱和脉冲的偏转角α2，或者第一饱和脉冲的偏转角α1小于第二饱和脉冲的偏转角α2，即第一饱和脉冲的偏转角与第二饱和脉冲的偏转角应设置成不同，以适用于不均匀的B1场或者对B1场不敏感。

S330、在扫描区域内同时施加所述第一饱和脉冲、第二饱和脉冲及选层梯度脉冲，以在扫描区域内抑制所述特定组织的信号，或者特定组织对应的不感兴趣信号。

上述第一饱和脉冲、第二饱和脉冲指RF饱和脉冲，当然在RF脉冲施加之后或者期间还可施加梯度脉冲。在此实施例中，梯度脉冲包括第一梯度脉冲和第二梯度脉冲，第一梯度脉冲与第一饱和脉冲同时施加，第二梯度脉冲与第二饱和脉冲同时施加，以在扫描区域内选定特定组织。当然，在梯度脉冲中还可包括散相梯度脉冲，散相梯度脉冲在第一梯度脉冲或第二梯度脉冲施加后施加，用于消除特定组织被饱和脉冲激发后产生的纵向磁化值/纵向磁化值。本发明的散相梯度脉冲包括第一散相脉冲和第二散相脉冲，其中：第一散相脉冲在第一梯度脉冲之后施加，第二散相脉冲在第二梯度脉冲之后施加，这样在成像脉冲施加时，特定组织被饱和而不产生信号。

S340、在扫描区域施加成像序列，以对扫描区域进行磁共振成像。

在此实施例中，可在饱和脉冲施加之后施加成像脉冲序列对应的成像脉冲以激发扫描区域的核自选，同时对核自旋信息进行编码获取扫描区域的磁共振信号，此时的磁共振信号不包括特定组织的信号；然后，重建磁共振信号，获取扫描区域的磁共振图像。可选地，扫描区域包括目标器官和特定组织，目标器官位于特定组织的下游或者其他临近区域，成像脉冲序列用于在第二饱和脉冲施加后的设定时间内激发目标区域的自旋，对目标器官的自旋进行梯度编码可获取目标区域的磁共振信号。

在此实施例中，第一饱和脉冲和第二饱和脉冲施加后，两饱和脉冲产生的宏观横向磁化矢量(Mxy)由在读出方向及相位编码方向施加的散相梯度场消除，即在成像脉冲序列施加期间，所述特定组织的宏观横向磁化矢量(Mxy)为零或者接近零，这样可保证成像期间特定组织被饱和而不产生信号，从而形成的最终图像为特定组织受抑制、仅包含目标器官的磁共振图像

可选地，重建磁共振信号的方法可包括傅立叶变换(FT)、快速傅立叶变换(FFT)、非均匀快速傅立叶变换(NUFFT)等。

本实施例的技术方案，通过建立一组方程组求解出满足条件的双饱和脉冲的偏转角，进而组合成一组双饱和脉冲饱和模块与成像脉冲序列共同用于磁共振成像，解决了由于B1场不均匀而导致的饱和模块信号抑制不均匀的问题，实现了抑制磁共振成像过程中图像伪影的效果，能够获得高质量的磁共振图像，同时，还能够减少病人在扫描过程中辐射能量的吸收。

本发明实施例所提供的磁共振成像方法，可以用于磁共振成像扫描过程中，对血流、吞咽等运动引起的图像伪影进行抑制，对皮下脂肪等产生的信号进行抑制。

示例性的，如图4a所示的在水模实验中包含单饱和脉冲的饱和模块(单饱和脉冲饱和模块)和包含双饱和脉冲的饱和模块(双饱和脉冲饱和模块)对图像伪影抑制效果对比图。右图是包含常规单饱和脉冲的饱和模块空间饱和抑制效果。可以看到，右图受水模B1不均匀的影响，施加饱和脉冲的区域信号无法完全抑制，呈现出黑边；左图是本发明实施例中的双饱和脉冲饱和模块的空间饱和抑制效果图，施加饱和脉冲的区域信号被较好的抑制，所呈现出的结果要均匀很多。

以盆腔磁共振图像为例，如图4b所示的，在盆腔磁共振成像中包含单饱和脉冲的饱和模块和包含双饱和脉冲的饱和模块成像效果对比图。左图和右图都对应受检者盆腔矢状位，在盆腔的附近有流动的血管，该血管对应的部分为非感兴趣区域。右图是常规包含单饱和脉冲的饱和模块空间饱和抑制效果，可以看到，右图受B1不均匀的影响，血管部分的信号抑制不彻底，仍然存在影响诊断的图像部分；左图是本发明实施例中的双饱和脉冲饱和模块的空间饱和抑制效果，血管部分的信号被较好的抑制，利于医师对盆腔的诊断。

以植物油实验为例，如图4c所示的，在植物油实验中单饱和脉冲饱和模块和双饱和脉冲饱和模块对感兴趣区域之外的脂肪抑制效果对比图。在图3d中，分别表示出了在单饱和脉冲饱和模块作用下和双饱脉冲饱和模块作用下测量出的B1均匀性与磁化强度矢量(Mz)残余的关系，其中：S1曲线对应单饱和脉冲饱和模块对感兴趣区域之外的脂肪抑制效果；S2曲线对应双饱和脉冲饱和模块对感兴趣区域之外的脂肪抑制效果。横坐标表示B1的均匀性，其中：B1等于1表明B1场是均一场；坐标值大于1或小于1都表明B1场是非均一场。纵坐标表示脂肪Mz残余，坐标值越小，说明脂肪信号抑制效果越好，反之则抑制效果越差。从图可看出，对于S1曲线当B1场的均匀性发生变化时，脂肪残余变化较快，B1场均匀性越差脂肪残余量越小，即单饱和脉冲饱和模块对B1场均匀性比较敏感；对于S2曲线当B1场的均匀性发生变化时，脂肪残余变化较慢，即双饱和脉冲饱和模块对B1场均匀性不敏感，双饱和脉冲饱和模块对感兴趣区域之外的脂肪抑制较为彻底，显著降低了这些部位波谱的脂肪污染。本发明的磁共振成像方法可适用于B1场不均匀性的情况。

实施例三

图5是本发明实施例三提供的一种磁共振系统的结构示意图，图5示出了适于用来实现本发明实施方式的示例性磁共振系统的框图，图5显示的磁共振系统仅仅是一个示例，不应对本发明实施例的功能和使用范围带来任何限制。

如图所示，磁共振系统包括超导磁体501形成的腔体，该超导磁体501可以生成可被施加到暴露在场内的物体(也称为对象)的主磁场，超导磁体501还可以控制所生成的主场的均质性；在腔体的内部依次设置梯度线圈502、射频线圈503，且超导磁体501与前两者可同轴设置。在一些实施例中，匀场片组成的匀磁控制510可以被用于控制由超导磁体501生成的主磁场的均质性。

可选地，梯度线圈502可以生成第二磁场或称为梯度场。梯度线圈502可以包括X线圈，Y线圈和/或Z线圈。在一些实施例中，Z线圈可以基于圆形(Maxwell)线圈来设计，而X线圈和Y线圈可以基于鞍形(Golay)线圈配置来设计，这三组线圈可以发射梯度脉冲，以形成被用于位置编码的三个不同的梯度场。梯度线圈502可以允许MR信号的空间编码以用于图像构造。梯度线圈502可以与X梯度放大器504、Y梯度放大器505或Z梯度放大器506中的一者或多者连接。该三个放大器中的一者或多者可以被连接到序列发生器516，该序列发生器516可以生成被施加到X梯度放大器504、Y梯度放大器505和/或Z梯度放大器506的梯度波形。放大器可以放大波形。在本公开的一些实施例中，X线圈和Y线圈可以被激励以生成X方向和Y方向上的梯度场。

RF线圈503可以生成被利用以生成用于图像构造的MR信号的RF场。在一些实例中，RF线圈503可以包括发射线圈和接收线圈。当然，RF线圈503可以与RF电子设备509连接，RF电子设备509可被配置成或用作一个或多个起到波形发射器和/或波形接收器作用的集成电路(IC)。RF电子设备509可以与RF放大器507和模-数转换器(ADC)508连接。序列发生器516可以生成RF脉冲序列。RF序列可以由RF放大器507第一次放大，由RF电子设备509处理，并且被施加在RF线圈503上以生成RF脉冲。

在此实施例中，序列发生器516可以产生饱和脉冲序列和成像脉冲序列，其中，饱和脉冲序列的第一饱和脉冲的偏转角和第二饱和脉冲的偏转角按照前述方式确定。RF线圈503中的发射线圈可根据上述两个偏转角的参数向特定组织连续第一饱和脉冲和第二饱和脉冲。第一饱和脉冲的施加时刻可与第二饱和脉冲的施加时刻接近相同，或者第二饱和脉冲在第一饱和脉冲之后施加。可选地，在第一饱脉冲和/或第二饱和脉冲施加过程中还可向特定组织发射梯度脉冲，该特定组织位于扫描区域内。进一步地，扫描区域还包括目标器官，且目标器官与特定组织相邻。在此实施例中，梯度线圈502可发射第一梯度脉冲和第二梯度脉冲，且第一梯度脉冲与第一饱和脉冲同时施加，第二梯度脉冲与第二饱和脉冲同时施加，用于在扫描区域抑制特定组织对应的磁共振信号。

需要指出的是，RF线圈503产生的RF脉冲可以具有除90°之外的偏转角，例如范围从0°到180°的任何幅度。此外，序列发生器516可以周期性地或非周期地生成一系列RF序列波形。例如，序列发生器516可控制RF线圈产生具有90°的偏转角的激发RF脉冲和具有相同偏转角或可变偏转角的多个重聚焦RF脉冲。激发RF脉冲的偏转角也可以是可变的。成像序列可包括具有多个回波的回波串。回波串长度(ETL)可以是固定的或可变的。例如，对于要被成像的相同组织，ETL可以是固定的。对于不同的组织，ETL可以是可变的。此外，即使对于相同的组织，ETL也可以是变化的。回波串对应的回波信号可以由RF线圈503的接收线圈接收，然后可以将回波信号发送到RF电子设备509，并将其发送到ADC 508进行数字化，当然可以在电子设备509中对回波串进行解调和滤波。随后，回波信号可以由图像处理器511处理，例如在CPU 513的帮助下，以生成一个或多个图像。

控制台514可以通过链路与CPU 513通信，并允许一个或多个操作者控制显示器512上图像的产生和/或显示。控制台514可以包括输入设备，控制面板(图中未示出)等。输入设备可以是键盘、触摸屏、鼠标、遥控器等。CPU 513可以控制序列发生器516中波形的产生、以及图像处理器511中图像的产生，如控制饱和脉冲序列和/或成像脉冲序列的时序。CPU 513可以是中央处理单元(CPU)、专用集成电路(ASIC)、专用指令集处理器(ASIP)、图形处理单元(GPU)、物理处理单元(PPU)、微控制器单元、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、ARM等。数据存储器515可以存储所接收的MR信号。当MRI扫描完成时，被扫描对象目标区域的磁共振信号可以通过使用CPU513、图像处理器511等来执行对该数据的傅立叶变换，进而生成目标区域的磁共振图像，该图像可被存储在数据存储515中或者在显示器512上显示。

如图6为本发明显示器512的界面示意图。该操作界面包括：体位选择框、扫描区域选择框、协议选择框、当前序列显示框、生理运动监控框以及图像显示框。在此实施例中，体位选择框可根据患者体位选择，如仰卧体位、侧卧体位或者俯卧体位等。扫描区域选择框可用于选定目标器官，如扫描区域选择框包括一个定位像，该定位像中显示头部、颈部、肩部、胸部、腹部、盆腔、上肢、下肢等多个扫描区域，通过选定扫描区域可确定头、肺部、手臂、脚踝、盆腔、肝脏的目标器官的初步范围。协议选择框可与扫描区域选择框相对应，在医师选定扫描区域后，可在协议选择框中选择对应的序列，如SE T1WI(T1-weighted imaging)或T2WI(T2-weighted imaging)序列、FSE T1WI或T2WI序列或者GRE类序列等。当前序列显示框用于显示医师选定的成像序列和/或饱和序列，有关成像序列和饱和序列的确定方式请参前述实施例。生理运动监控框可包括心电监控栏、呼吸监控栏等可获取受检者生理运动信号的区域。在整个界面的正上面，图像显示框可分别显示扫描区域的矢状面、横断面和冠状面图像。

注意，上述仅为本发明的较佳实施例及所运用技术原理。本领域技术人员会理解，本发明不限于这里所述的特定实施例，对本领域技术人员来说能够进行各种明显的变化、重新调整和替代而不会脱离本发明的保护范围。因此，虽然通过以上实施例对本发明进行了较为详细的说明，但是本发明不仅仅限于以上实施例，在不脱离本发明构思的情况下，还可以包括更多其他等效实施例，而本发明的范围由所附的权利要求范围决定。