专利名称：用于射频核磁共振成像的方法
技术领域：
本发明总的涉及核磁共振成像领域，具体地涉及用于通过只使用静态磁体和RF 发射机阵列而使得K空间横越(k-spacetraversal)均匀的技术。
背景技术：
核磁共振成像(MRI)技术自从1970年代以来已进入商业使用。最通常部署的 MRI装置包括三个磁场生成器静态的均匀磁场，梯度磁场系统(3D成像所需要的三个梯度 场)，和射频(RF)发射机，以及一个或多个磁场检测器，其具有RF检测器的形式。这些装置 中的每一个都是整体MRI中的昂贵项。如果一个子系统可以被消除，那么花费可以大大地 减小，并且可以使得有效地提供剩余的场的花费更经济和空间更紧凑。
产生这些磁场的花费造成核磁共振成像(MRI)的高花费。接入到MRI和长期等待 清单是世界范围卫生保健的重要问题。对于成像中央神经系统(CNS)还没有有效的低花费 的成像形式。梯度脉冲DB/dt (梯度脉冲)也受FDA规定的限制。
较低花费的MRI可以开辟新的应用领域和市场。MRI中的其它RF编码方法
使用RF发射机以通过使用幅度梯度Bl场来编码k空间(虽然以不同的方式)的 概念是技术上已知的。例如，许多近期的专利和论文都致力于发送SENSE型设备。典型地， 发送SENSE型设备不去除梯度磁场系统。 旋转框架成像(旋转框架核磁共振成像(zeugmatography)) (D. I. Hoult， J. Magn. Reson. 33， 183(1979))是较早的试图仅仅通过使用磁体和RF线圈而形成磁共振图像的方 法。然而，这个方法作为诊断成像方法是不成功的，主要是因为它需要非常大的翻转角RF 脉冲，这对于大的样本需要高的RF功率。这个方法成功地使用于某些较小尺度的应用， 通常用于使用表面线圈的1D实验(J. Magn. Reson60， 268-279 (1984)， Michael Garwood, Thomas Schleich， Gerald B. Matson Spatial Localization Of Tissue Metabolites By Phosphorus-31NMR Rotating-Frame Zeugmatogr即hy)。 基于RF定位的另一个方法——其类似于切片选择——由Bendall教导(J. Magn. Reson. 53，365-385 (1983)， M. Robin Bendall， Roy E. Gordon, Depth And Refocusing Pulses Designed ForMultipulse NMR With Surface Coils.)。这个方法需要具有相位循 环的多个激励，以实现选择性激励。 例如，在P. Maffei， J. Magn. Reson. Series A 107， 40—49 (1994) NMR Microscopy by Radiofrequency Field Gradients; 以及F. Humbert, J. Magn. Reson. Series A， 123 242-245 (1996)NMRMicroscopy by strong RF Gradients中教导了相关的方法使用RF场
4的幅度中的梯度和仅仅被应用于宏成像。 所有的这些方法需要具有幅度梯度的RF场。
申请人现有技术 申请人:的美国专利7，141，973以前教导使用发送线圈的阵列，并要求了一种用于 通过施加用于生成空间相位梯度B1场的RF重新聚焦脉冲而执行用于消除梯度线圈的磁共 振成像实验的方法。该专利教导了 应当细心注意在不同的像素位置处积累的相位。
仍需要一种横越由图像变换核定义的k空间(k-space)的简化方法，该方法优选 地提供受控的步长和进一步地，限制实现横越所需要的Bl场的数目。
发明内容
申请人:已经发现，在各位置处积累的自旋磁化相位可以在MRI过程中被使用于提 供有序的k空间横越。通过操作适于交替地产生两个B1场的发送阵列，其中Bl场在MRI 装置的样本体积(samplevolume)中在幅度上是基本上均匀，以及Bl场具有各个空间相位 分布，以使得在空间相位分布的空间导数的差值的选择允许在由用于交替生成Bl场的接 连的重新聚焦脉冲施加的k空间以一个步长的尺寸进行控制。在T2时间内发出的每个交 替的重新聚焦脉冲导致在由空间导数的差值确定的编码方向上步进通过k空间(a st印 throughk-space)。 按照本发明的一方面，提供了一种在使用静态磁体而不需要梯度场线圈的MRI过 程中的k空间横越的方法。所述方法包括提供RF发射机阵列，用来产生两个场(Bla，Blb)， 这二个场在样本体积上具有基本上均匀的幅度，每一个具有沿样本体积的第一坐标方向的 空间相位分布，以使得在Bla和Blb的空间相位分布的空间导数(分别为Gla，Glb)之间的 差值定义梯度差值场G1。该方法还包括在一个横向弛豫周期(T2)内把脉冲序列施加到RF 发射机阵列，脉冲序列包括交替施加Bla和Blb的重新聚焦脉冲的至少三次迭代。从以前 施加的Bla和Blb积累的自旋磁化相位允许通过交替的重新聚焦脉冲的每次迭代的均匀步 进通过k空间。 施加脉冲序列的步骤可包括施加交替的重新聚焦脉冲的至少三次迭代，这些脉冲 由以下的至多一项分隔开一个或多个小的翻转角激励脉冲和在每个重新聚焦脉冲之间的 一个或多个获取窗口。 所提供的RF发射机阵列可用来产生Bla和Blb，其具有在沿坐标轴、径向坐标方 向、和方位坐标方向之一的第一坐标方向上的空间相位分布。 所施加的脉冲序列可包括至少一个激励脉冲，后面跟随仅仅由在至少某些重新聚 焦脉冲之间的获取窗口中断的交替重新聚焦脉冲的迭代，以便实施在横越通过接收k空间 期间MRI信号的采样。所施加的脉冲序列可包括至少一个激励脉冲，后面跟随仅仅由在至 少某些重新聚焦脉冲之间的小翻转角激励脉冲中断的交替重新聚焦脉冲的迭代，以便通过 横越通过激励k空间而实施空间选择激励。所施加的脉冲序列可包括选择性激励和采样部 分二者。 通过施加具有重新聚焦脉冲的迭代数量N的长脉冲序列，提供了走过k空间的正 比分辨率。
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Bla和Bib场可以具有在样本体积内沿第一坐标方向基本上线性变化的相位分 布，其中可应用傅立叶图像变换核。 该方法可以通过提供RF发射机阵列——其用来进一步提供在样本体积内基本上 也具有均匀幅度并且沿第二坐标方向具有连续的空间相位分布的第三B1场(Blc)——来 提供至少二维的k空间横越，其中第一和第二坐标方向张成样本体积内的一个表面。在这 种情形下，把脉冲序列施加到RF发射机阵列包括施加重新聚焦脉冲的至少三次迭代，从而 交替生成Bla与Bib之一和Blc，以便在与第二轴相关联的方向上步进通过k空间。
优选地，第一和第二坐标方向是正交的，Bla与Bib场沿第二坐标方向是恒定的， 而Blc沿第一坐标方向是恒定的。而且，优选地，Bla沿第一坐标轴是恒定的，并且施加交 替的重新聚焦脉冲的三次迭代以生成Bla和Blc，以便提供线性无关的k空间步进。替换 地，Blc可以与由RF发射机阵列产生的另一个Blc'场交替，其中Blc'变化，并且在与Blc 相同的方向上是恒定的。 该方法可以通过提供RF发射机阵列，其用来进一步提供在样本体积内基本上也 具有均匀幅度并且沿第三坐标方向具有连续的空间相位分布的第四Bl场(Bid)，而提供三 维的k空间横越，其中三个坐标方向张成样本体积。以类似的方式，Bl场可被选择来提供 通过步进通过k空间的线性无关性。 所提供的RF发射机阵列可以包含多个独立驱动的线圈，或被独立控制的或例如 由网络控制的单元的阵列。 该方法还可包括把第二脉冲序列在以后的横向弛豫周期(T2)内施加到RF发射机 阵列，第二脉冲序列在交替施加Bla和Bib的重新聚焦脉冲的至少三次迭代之前，具有不同 的激励。这允许从不同的原点出发，均匀步进通过k空间，并且可以提供第二次走过k空间， 其具有在第一次走过的点中间的点，这样，在两次拍摄中产生更高的点密度。
本发明的另外的特征将在以下的详细说明中被描述或将变得很明白。
为了更清晰地了解本发明，现在参照附图，通过例子详细地描述本发明的实施例， 其中 图la-lc是用于实施本发明的设备的示意图； 图2a， 2b分别是用于在接收k空间中行走和k空间行走的脉冲序列的示意图；
图3显示比较本发明的方法与具有相同分辨率的标准FSE方法的两个MRI仿真的 输出； 图4是适于生成相位分布的Bl场的、具有直线排列的8个单元的ID RF发送阵列 的示意图； 图5a是适于生成相位分布的Bl场的、二单元(螺旋形鸟笼式)RF发射机阵列的 图像； 图5b显示从图5a的二单元阵列的第一实施例生成的Bl场的计算出的相位差 (A小)和估计出的B1幅度分布的线性度； 图5c显示在7Tesla静态磁体上使用本发明的k空间截面方法与图5a的二单元 阵列的第一实施例的比较输出；
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图5d显示从图5a的二单元阵列的第二实施例生成的Bl场的相位梯度和Bl幅度 分布的线性度； 图5e， 5f是通过使用0. 2T静态磁体获取的幻影的高分辨率1D图像； 图5g是显示可以使用(比180° )更低的翻转角脉冲的高分辨率1D图像； 图5h是二舱室水幻影的高分辨率1D图像； 图6a是用于2D成像的发送阵列的示意图； 图6b，6c是在2D k空间中的行走和表示5线圈的k空间焦点的图例(legend)的
示意图，其显示在2D k空间中成对的步进如何影响k空间中的位置； 图6d-6h是产生在k空间中的行走的重新聚焦脉冲的示意图和列表； 图7a， 7b示意地显示用于产生恒定幅度线性相位梯度Bl场的4单元阵列； 图7c是具有螺旋形鸟笼阵列的图7的4单元阵列的实施例的图像； 图7d显示从图7c的4单元阵列生成的Bl场的相位梯度和Bl幅度分布的线性
度； 图7e是通过使用图7c的线圈阵列产生的幻影的2D MRI图像； 图8a示意地显示用于产生恒定幅度线性相位梯度Bl场的6单元阵列； 图8b是图8a的6单元阵列的实施例的图像； 图8c-8e显示从图8b的6单元阵列生成的Bl场的相位梯度和Bl幅度分布的线 性度； 图9a是用于在激励k空间中行走的脉冲训练序列的示意性图像； 图9b是显示用于l-D模拟实验的全脉冲序列的表； 图9c显示用于切片选择的目标(设计)概览图； 图9d显示模拟的概览图切片选择； 图9e显示具有切片移位的模拟切片选择结果； 图9f显示使用复合脉冲的模拟切片选择结果； 图10示意地图示在样本体积中具有非线性相位分布的Bl场可以如何被使用于k 空间横越；以及 图11示意地图示不用具有线性相位分布的单独的场可以如何产生在2个梯度场 之间的线性相位差。
具体实施例方式
这里，数学理想化的术语被使用来指示场的取向和特性(恒定、线性、均匀)以及 用来产生场的线圈或单元的阵列。本领域技术人员将会意识到，任何理想化意欲覆盖合理 的范围或对理想化的近似，其在实施例的情况下适合于术语。 提供了一种在只需要静态磁场和射频(RF)发射机阵列的核磁共振成像(MRI)装 置内横越k空间的方法。 k空间是用于描述在MRI中自旋(spin)系统的状态的代表性空间。具体地，它提 供激励自旋系统的相位状态的描述。k空间用线性自旋相位的分量来描述自旋系统相位状 态。 空间频率是结构在每个单位距离内重复频繁程度的度量。空间频率的SI单位是每米的循环。例如，在10厘米上具有90度(/2弧度)的自旋相位差的样本将具有k = 0. 25循环/0. 1米=2. 5循环/米。如果这个线性相位差是沿x轴，则kx = 0. 25。这样， 具有仅随距离线性变化的自旋相位的自旋系统的状态可以只用三个数(kx，ky，kz)来描述。
通常，在MRI过程中k空间横越的方法包括使用静态磁体而不需要梯度场线圈，包 括提供RF发射机阵列，该阵列用来产生至少两个场(Bla， Blb)，这两个场在样本体积内具 有基本上均匀的幅度，每个场具有沿样本体积的第一坐标方向的空间相位分布。沿第一坐 标方向的空间相位分布被选择为使得在Bla和Blb的空间相位分布的向量空间导数(分别 为Gla，Glb)之间的差值定义梯度差值场G1。该方法然后包括把脉冲序列在一个横向弛豫 周期(T2)内施加到RF发射机阵列，脉冲序列包括交替施加Bla和Blb的重新聚焦脉冲的 至少三次迭代。从Bla和Blb的以前施加积累的自旋磁化相位允许通过交替重新聚焦脉冲 的每次迭代的均匀步进通过k空间。这允许k空间以均匀步长被横越，并且通过快速交替 这些步进，可以得到高的和均匀的分辨率。通过加上在不同的(优选地，正交的)方向上变 化的另外的Bl场，k空间可以在多个方向上被横越。 图la是按照本发明的实施例的MRI装置10的示意图。MRI装置10包括静态磁体 12，用于从在MRI装置10的样本体积14内的物体生成磁化信号。在本实施例中，不需要梯 度线圈或相关联的电子设备，包含两个发送线圈单元18 (Tx线圈A和Tx线圈B)的单个RF 发射机阵列16通过双向开关22被选择性地耦合到电源20。双向开关22适合于把来自电 源20的RF脉冲传递到Tx线圈A或Tx线圈B，这产生所需要的Bl场Bla和Blb，如下面进 一步描述的。M通道接收相控阵24被显示为用于信号接收，作为用于测量来自物体的响应 /回波的检测装置的例子，但是同样可以使用其他检测方案，包括使用与由TX线圈A， B 18 产生的Bl场相同的Bl场的那些方案。 图lb是本发明的替换实施例。MRI装置30被显示为与图la的MRI装置10不同 之处在于包括传统的梯度线圈31和相关联的电子设备32，以及在于RF发射机阵列的构成。 就MRI装置30等同于MRI装置10的方面来说，其特征不再描述。传统的梯度线圈32结合 本发明的使用可以是有利的，在发送TRASE实施例中用于代替某些磁场梯度脉冲。例如，发 送TRASE实施例可被使用于在一个空间方向上的空间编码，以及传统的磁场梯度编码可被 使用于另一个空间方向。替换地，可以执行TRASE编码用于切片选择，以及传统的梯度幅度 磁场可被使用于读出。 图lb所示的RF发射机阵列16包括多信道发射机34，其具有许多空间排列的发送 单元，对于发射机的每个单元，各个RF电源36被独立地耦合。每个单元接收其相位和幅度 被独立地控制的RF脉冲，以使得由接受相位和幅度被单独地调节的RF脉冲的单元产生的 场的叠加产生在样本体积14内想要的Bla或Blb。实施RF脉冲的并行调制需要自然控制 和时序信号，RF脉冲可以以技术上已知的形式被成形。在本实施例中，Bla或Blb场是通过 交替被施加到Tx阵列的单元的RF发送信号的相位和幅度而生成的。 在本实施例中，可以使用相同的单元用于发送和接收，例如，通过把单元切换耦合 到接收机信道和各个RF电源，或可以使用分开的单元用于发送和接收，如所显示的那样。
图lc是按照本发明的其它实施例的MRI装置40的示意图，其中多信道发送(Tx) 相控阵34被单个RF电源41经由相位和幅度可控制的RF信号分路器42进行驱动，以便交 替产生所需要的Bla或Blb场。本实施例的其余部分是与图lb的相同，将不再进行描述。
8本领域技术人员将会看到，RF电源和发送阵列的单元的数目可以根据系统要求而变化，而 且，有可能有许多电子的等效控制机制和架构用于互联所述一个或多个RF电源和所述两 个或更多个发送阵列单元。 虽然以上的例子显示多信道接收相控阵，但将会看到，在简化实施例中，可以使用 单信道接收机，以及使用多个不同的相位分布Bl场用于接收可能是有利的。K空间横越的 原理 在基于傅立叶的MRI中，图像变换核是包括变量k和r(位置)的复数指数。因 此，在核中的相位项依赖于位置。这很适用于MRI，原因在于磁化也围绕BO磁场产生进动， 其中在横切BO场方向的平面上横向磁化的相位角依赖于进动频率。在标准MRI编码中，使 用与沿编码方向的位置成线性关系的幅度梯度磁场。所以，横向磁化的相位将具有与梯度 编码方向上的位置的线性依赖关系。在TRASE MRI方法中，使用至少一个具有随编码方向 上的位置线性变化的相位的B1场。虽然线性变换是熟知的，但如果B1场的相位分布与沿 编码方向上的位置不是线性关系，则可以对重建进行校正。替换地，通过使用小波变换可以 完成完全不同的图像变换，其中所述小波变换需要Bl场的相位分布满足所使用的特定小 波变换的相位基本要求。Bl场相位分布 在MRI静态磁体的样本体积中的物体内，样本的激励将使得原子核围绕BO场 进动，其中进动的频率正比于BO场强度。所以，对于均匀的BO场，在不存在任何磁场幅 度梯度的情形下，来自不同空间位置的磁化信号贡献的相位是恒定的。为了在传统的 MRI中提供空间编码，使在不同的空间位置处这个横向磁化信号的相位依赖于沿所选择 的编码方向上的空间位置。由对于进动横向磁化敏感的检测线圈接收的信号被给出为 S (k)= prM (r)= prMx "r)= JVrMv(rK(2—) 感兴趣的未知量是在特定的位置处的原子的密度，它正比于横向磁化M,y(r)，并且 可以通过使用傅立叶变换进行计算。在典型的傅立叶编码的MRI中，这是通过使用磁场梯 度而完成的，磁场梯度用来随距离线性地改变进动频率，以使得在编码方向上的相位改变 可被描述为在不同的位置处在磁化的横平面上方位角旋转，这通常是在沿编码方向的不同 位置处横向磁化信号的相位角的线性改变。所以，在编码方向上，磁化相位遵循相对于在沿 该编码方向的参考位置处的相位的圆形/方位角旋转。具有相等大小的步长Ak的横越通 过k空间，在施加恒定的梯度(频率编码)时，可以按照相等的时间步长发生，或替换地，使 用相位编码，对于固定的时间T，按照幅度n A G的梯度脉冲的多次施加发生。在本相位编码 技术中，在k空间中的信号被给出为Sn(k) =/ drMxy(r)ei(YnACTri 基于傅立叶的TRASE方法的目的是创建作为位置的函数的等效磁化相位，而不用 使用BO场的改变(也就是，不用磁场梯度)。这可以通过施加激励和重新聚焦脉冲来生成 具有Bl场的相位的Bl场而被完成，其中由于所施加的磁场梯度的一个这样的脉冲造成磁 化，所以Bl场具有作为在编码方向上——即，沿样本体积的坐标系(coordinatization)的 坐标方向——的位置的函数的不同相位。 还需要第二Bl场，它在编码方向上具有与第一Bl场不同的相位梯度空间分布，这 意味着，两个Bl场中的任一个可以具有沿编码方向是恒定的相位分布，只要另一个具有相 位分布，以使得对于沿空间编码方向的不同的位置，相位在横平面上被移位或旋转。对于本 技术重要的是相位差的梯度。
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这些Bl场中的每一个的示例性空间相位分布在图la， b， c上以1维被示意地显 示，空间相位分布是线性的，产生恒定的梯度场，因此定义样本体积的一个坐标方向(笛卡 尔轴)。虽然在这里所示的例子中，编码方向是直线轴，但将会看到，对应于样本体积的不同 的坐标系的径向轴或方位角轴同样可能导致编码方向。两个B1场具有在相同的坐标方向 上的相位梯度场(沿同一个轴，但具有相反的正负号)，这样，在坐标方向上相位梯度场之 间的差值被均匀地定义。在本例中，在样本体积上的这些相位分布的差值等于n。这样，
每个Bl场的线性相位梯度RF场(Bl)必须具有以下形式Bi -IBje^0"), c^(r)=
2jlki *r = Gi ，r指定在r = 0处为零相位。向量、描述RF场中固有的方向和扭曲程度。 另外，、代表3D k空间中的点、=(klx， kly， IO，其以空间频率的单位(循环/米)，所 以也把它称为相位梯度k空间焦点。^是RF相位梯度，其以梯度/米为单位。对于具有均 匀相位的线圈、=^ = 0。给定初始纵向磁化MO，被施加到相位梯度线圈的90° RF激励
脉冲导致以下的横向磁化(信号)M = MQe'V(r) = M^'^k" 对于具有B1相位梯度的RF激励的第一关键点因而在于，自旋系统被直接激励到k 空间坐标、，空间编码通过使用单个RF脉冲(具有任意形状或类型方形、正弦、绝热、...) 立即被包含在NMR信号的相位中，并且在数学上等效于用标准频率梯度编码(见
中 的第一公式)。所以TRASE确实是k空间横越方法，不像过去的RF编码方法。不幸的是， 这个高分辨率成像的方法是有缺陷的，因为它要求生成具有不切实际地高的相位梯度的Bl 场。这个RF场生成约束条件类似于由旋转框架成像遇到的约束条件，它需要幅度非常高的 场来达到高的分辨率，从而导致RF功率贮存问题，这也是为什么这些RF方法绝不适用于临 床的原因。高的分辨率可以通过利用NMR自旋回波的特性来有效地将相位梯度强度放大几 个数量级而实现。 当被施加以相位梯度场时，180° RF脉冲把横向向量M—围绕B工场方向旋转小(r)
到m+，因此M+ = MV2"" = M>!'2;r[2kl.r] 所以，重新聚焦不单导致由于M的复数共轭造成的正负号颠倒(k —-k)，而且也导 致沿编码方向的跳跃+2、，所以k+ = -k—+2、 重新聚焦动作因此等效于关于线圈k空间原点、的反射，如(k+_k》=_(k—_k》， 见图2b。幸运的是，这是与均匀相位线圈(对于它，、=0)的熟知行为相一致的。然而，从 这个公式，我们可以看到，使用对于激励和重新聚焦(即，设置、=k_)相同的相位梯度是 无效的，并且在重新聚焦后的k空间位置没有改变。也就是，没有达到附加空间编码或进一 步的k空间横越。解决方案和最后的关键步骤是把第二相位梯度引入到自旋回波实验中。
所以考虑能够对于各个k空间原点U和k^，产生两个不同的相位梯度G1A(r)和 G1B(r)中的任一个的阵列线圈。对于包含激励和跟随其后的重新聚焦脉冲的训练序列的脉 冲序列90A-180A-180B-180A-180B-...，如由场B1A观察到的k空间坐标(在每个180°脉冲 后)积累为(O， _AkBA， +AkBA， _2AkBA， +2AkBA，….)，其中AkBA = 2(Ak1B_Ak1A)。(应 当指出，在接收时，相位梯度线圈接收具有_、的附加k空间移位的信号)。所以，高分辨率 TRASE MR成像的关键是使用交替脉冲梯度的重复重新聚焦，从而允许信号相位或k空间轨 迹积累到更高的k空间状态。
通常， 一对重新聚焦脉冲(A， B)对于任何初始k空间向量的影响是2 (kB_kA)的平 移，因此，任一对场定义了编码轴。在N+1重新聚焦脉冲(N偶数)后，k空间被中心覆盖， 从-(N/2) A1^到+(N/2) AkBA。可被编码而没有混淆的视场，在这个单次拍摄、单次接收场 实验中，由F0Vsh。t二 1/AkBA给出，这等效于在其上:':;.!(r)-U;i(r)等于Ji的距离。然后，空 间分辨率是FOVsh。t/N。编码等价性 我们注意到，用相位梯度RF线圈的实验可以通过使用k空间形式体系(k-space formalism)描述。从这一点将得出，对于每个现有技术的基于k空间的MR方法，有等价的 实验，它使用相位梯度RF线圈，而不用静态(或低频/音频)磁场梯度。
在用相位梯度线圈和频率梯度线圈的编码之间的完全等价需要相同的轴，两种类 型的梯度线圈具有相同的空间响应，例如二者都是线性的。k空间形式体系假设线性梯度。
图2a， b示意地显示在获取期间被使用于k空间横越的脉冲回波串。交替的图案 (A脉冲_获取回波-B脉冲-获取回波)预期继续进行(对于1维成像)，允许收集128个 回波。第一脉冲是激励脉冲(90度脉冲)。随后的(更宽的)脉冲具有180度翻转角(重 新聚焦)。 在k空间(1D)中的数据获取被显示于图2b中。这是用于这里的1D实验的k空 间采样图案，被截断以便只显示头四个回波(被标记为el到e4)的k空间位置。在回波串 中的随后的回波遵循相同的图案。使用'A'发送场的重新聚焦脉冲的效果是重新聚焦在标 记为'A'的线上围绕轴上点的自旋，对于B是类似的。按照这个图的数据重新排序，随后是 傅立叶变换(FFT)产生1D图像剖面，如以下的图所示。 应当指出，每个回波获取窗口 e提供在其间可以执行获取的时间间隔。所述获取 可以通过使用来自接收阵列的不同的专用RFB1场而完成。应当指出，RF B1场可以是与A 和B场之一相同的，它还可以从被使用于发射A和B场的相同场被测量出，这样，接收阵列 可以是与发送阵列相同的。而且，在回波获取窗口内，多个不同的B1场可被采样，以便产生 不同的各个数据点，受到以下的限制从特定的场B1采样仅仅在具有B1场的重新聚焦脉冲 之前的窗口或者在具有B1场的重新聚焦脉冲之后的窗口中发生。用不同的线圈多次获取 以便提供不同数据点的概念在技术上是从Bankson J. A.的、题目为"SMASH imaging with an eight element multiplexed RF coil array" (MAGMA 10(2000)93—104)的论文获知， 但与那里教导的复用RF线圈阵列不同，在现在的设备中每个点可以独立地被处理。
图3显示两个模拟MRI图像，其被使用来比较使用RF相位梯度线圈来代替在现有 技术中使用的幅度梯度线圈的k空间横越(在水平方向)。在两个例子中，假设传统的幅度 梯度用于在垂直方向上的读出。模拟是使用Bl场的TRASE-FSE方法的Bloch方程MRI模 拟(Tl = 1秒，T2 = 75毫秒，矩阵尺寸=64x64)，其中Bl场具有+2 ji和-2 ji相位梯度以 及均匀幅度和线性相位分布。两个图像需要4次拍摄用于完全k空间采样(图3a)，其中每 次拍摄用16个回波，并把这个图像与标准4次拍摄FSE图像(图3b)进行比较。相位梯度 被假设为完美的。 通过仅仅使用具有均匀幅度和线性相位分布的两个不同的Bl场，TRASE-FSE产生 美好的图像(图3a)，完全比得上通过使用标准梯度编码而得到的图像(图3b)。所描述的 (^关系也被显示在这些结果中，对于占用+/-2^1线圈对(A小=4^0的整个体积的物体 需要4次拍摄，其中F0Vsh。t = 1/4线圈长度。发送线圈阵列
可以以几种方式生成在样本体积内具有特定的相位分布和均匀幅度的Bl场。通 常，可以使用在图lb， c的任一图上示意地显示的多发射机34，其中RF脉冲基本上同时被 发送到阵列的所有单元、但被传递到每个阵列单元的RF信号幅度和相位被独立地控制，以 使得最后得到的Bl场，它仅仅是从每个阵列单元创建的单独的场的叠加，是想要的场，诸 如Bla。对于下一个重新聚焦脉冲，被传递到每个单元的RF发送信号的幅度和相位被调节， 以使得由Tx阵列产生的最后得到的总的场现在是Blb场。直线排列 图4是可被使用来生成沿被标记为相位编码方向52的特定ID轴的特定Bl场相 位分布的8单元阵列50的例子的示意图。如果所描绘的阵列的所有单元具有基本上相似 的电特性和用具要特定幅度和相位的公共RF电压驱动，则每个单元将产生具有相同的幅 度和相位、但在沿编码方向的不同的空间区域内的场。改变这个施加到任一个单元的电压 的相位导致单元的Bl场具有相对于另外的Bl场的不同的相位，例如相对于BO方向以顺时 针或反时针方式旋转的相位。所以，通过施加RF电压到各个单元，电压相位相对于沿编码 方向移动的、以前的单元的电压顺时针移动n/4，最后的单元将产生具有相对于第一单元 的2ji顺时针相位的B1场。当以这样的方式被驱动时，最后得到的叠加B1场将具有从零 开始的相位，然后沿编码方向顺时针旋转2Ji 。如果被施加到每个单元的电压相位被改变， 以便产生以逆时针方式的接连的n /4位移，则最后得到的B1场现在具有从零开始的相位， 然后沿编码方向逆时针旋转2 Ji 。因此如果第一 Bl场(Bla)具有+2 Ji相位梯度和第二 Bl 场(Blb)具有-2ji相位梯度，则通过交替Bla和Blb脉冲，将产生在阵列的长度上的4Ji的 差值。螺旋形鸟笼 图5a显示二单元阵列60，其中每个单元62，64具有物理几何排列和导体布局，以 使得当RF脉冲波被传递到任一个单元时，单元固有地分别产生Bla或Blb场所需要的相位 分布。例如，二单元阵列60，第一单元62包含沿它的轴顺时针扭转+ Ji的第一螺旋形鸟笼 线圈，这导致具有线性Bla相位分布为+Ji的基本上均匀幅度场的区域，以及第二单元64 包含沿它的轴顺时针扭转_2 Ji的第二螺旋形鸟笼线圈，这导致具有线性Blb相位区域分布 为-ji的基本上均匀幅度场的区域。 二单元阵列60的第一实施例包含两个10cm直径，25cm长，300MHz螺旋形鸟笼线 圈一个具有沿阵列中心轴的15cm+Ji的相位分布，另一个具有15cm-Ji的相位分布。
图5b (左面)显示在二单元阵列60的第一实施例的两个Bl场之间的相位梯度的 差值的图。相位差(A小)分布可以通过计算两个分开的梯度回波图像的比值的相位而被 映射，每个梯度回波图像通过使用不同的Tx线圈而得到。将会看到，相位梯度的差值极其 线性，范围基本上是2Ji。 图5b(右面)显示二单元阵列60的第一实施例的B1场强度。来自每个线圈的低 翻转角GE图像被使用来估计每个线圈Bl的幅度分布。 图5c显示通过使用具有二单元阵列60的第一实施例的Bl场以及标准梯度编码 的、按照本发明的k空间横越而获取的图像以供比较。在左面是标准1次拍摄，32回波， 15cmxl5cm FOV FSE图像。在右面是梯度相位编码被关断的、相反可通过在传输期间在 两个螺旋形鸟笼线圈之间切换而使用图2a， b的脉冲序列的1次拍摄，32回波，15cm FOV TRASE-FSE图像。这个相位_方向1_次拍摄FOV 7. 5cm，它是并排放置的两个乒乓球的 长度。这个实验是在7Tesla静态磁体中执行的。
第一个7Tesla实验TRASE-FSE图像具有某些模糊，和呈现有限的分辨率，但这可 以通过使用这样的不均匀Bl场分布(图5b)来预期，其中发现Bl幅度均匀性和适当的Tx 功率縮放是得到良好的图像的关键。在这些高的场强度下，显然需要Bl调整，以及TRASE 技术可以更好地适用于较低频率应用。 二单元阵列60的第二实施例已经用来得到更恒定的幅度。图5d，两个鸟笼线圈单 元62，64的相位梯度作为在阵列60内轴位置的函数(相位的度数在右面的垂直轴上被列 出)，在线圈内场的幅度的均匀性作为轴位置的函数(左面垂直轴显示dB损耗)。应当指 出，至少在5-20cm范围68内损耗基本均匀(_48到_52dB)，以及在这个范围内基本上线性 的相位梯度分别变化约180和-180度。 图5e-g通过使用二单元阵列60的第二实施例，使用在0. 2T静态磁体中执行的以 下实验装置。0. 2T系统被组装在机壳中，包含标准配置MRI系统，具有控制台，梯度系统，和 RF系统。RF系统被增强，以允许通过在脉冲序列的控制下使用PIN二极管开关而在不同的 RF线圈发送场之间切换。 使用工作在8. 2MHz的TMX控制台的系统(NRC， Winnipeg,Manitoba, Canada)被安 装在低地区动物研究系统上。控制台与0. 2Tesla，45cm无缝，4柱永久磁体(AMAG，Poland)、 3轴线性梯度放大器(Techron， USA)、和低频RF放大器(Tomco Technologies, AU)接口 。
控制台硬件包括频率基准、波形生成、多信道数字数据获取、模拟RF接收机前端 和发射机链、硬件接口和内建测试设施。在使用时，这个硬件被对接到外围组件，包括功率 放大器和调整PSU。 各种各样的慢控制功能，包括增益设置、调整控制、漩涡预增强配置、反馈环控制 和选通配置，由独立的控制系统('异步系统')执行。服务器经由TCP/IP连接与GUI PC 通信。 控制台定序器软件在运行实时操作系统(RT0S)的高性能X86PXI计算机 (National Instruments, Austin, Texas)上执行，并在PCI总线上生成同步波形和数字控 制数据。PCI DAC卡产生以每秒100k样本输出的16比特模拟波形的五个信道(RF发送I 与Q包络，Gx，Gy，Gz)，而高速数字输出卡(NI PXI-6534)生成频率和其他控制信号。
脉冲定序器被修改用来控制数字TTL输出线，它被使用来控制二极管电流驱动器 和激活PIN二极管开关。PIN二极管是线圈阵列组件的一部分。PIN二极管被切换，以便选 择产生想要的相位梯度所需要的线圈或线圈单元。 图5e示意地显示通过使用二单元阵列60的第二实施例而实验产生的ID剖面。 在处在0. 2Tesla(T)磁体内的二单元阵列60的第二实施例中，小的水幻影在样本体积内 移动lcm增量。可以看见图像以常规间隔移动。这表明，成像方法正确地起作用。伪像 (artifact)在第二板上可见，但这可以通过将B脉冲的相位增加90度而被消除，正如在图 5f上的第二板上看到的那样。 图5g显示重新聚焦仍旧可以是有效的，即使对于较低的翻转角。左面的板是利用 标称180度翻转角(使用复合脉冲)获取的数据。第二板显示利用150度标称翻转角(即， 被减小了因子150/180的脉冲幅度)的类似结果。 图5e， f和g是不用梯度场产生的高分辨率图像。使用了按照图2的脉冲序列。 图像是利用128个由获取窗口分散开的重新聚焦脉冲的单次拍摄图像，在获取窗口期间，
13单个线圈被使用于数据获取。 图5h是不用梯度场产生的高分辨率图像，仅仅使用用于k空间横越的二线圈阵列 60的第二实施例。在这个实验中，使用二舱室水幻影(2.5cm直径水填充的注射器)。这通 过使用相同的0. 2T磁体被示意地图示(上部)，被照相(中部)和被成像。
实验的1D剖面通过从TRASE(ETL = 64) ， RF脉冲:90° (0. 4ms) ， 180° (0. 8ms)， 单序列，脉冲间隔5ms，获取的k空间数据的傅立叶变换而得到。 因为每个螺旋形鸟笼线圈固有地产生独特的线性相位梯度，所以实验可以通过一 次仅仅用一个线圈发送，其他线圈通过使用PIN二极管开关被有效地关断而被执行。使用 单个发送和接收信道。用三个场采样2D k空间 提供了用于使用三个(或多个)相位梯度B1场来在2D k空间上移动自旋系统的 方法。 三个线圈，每个具有不同的k空间焦点，总共对应于三个焦点。从这三个焦点，有 可能有三对焦点，即，对(1，2)，(1，3)和(2，3)。每对代表在k空间中的一个方向。如果线 圈场(Bl场)被设计成使得三个方向不是共线的，则三个焦点定义k空间中的一个平面。三 个方向(或6个，包括正方向、负方向)都处在这个平面内。 然后，通过对重新聚焦脉冲进行适当的排序(通过使用2个Bl场对于1D情形进 行扩展)，自旋系统可以在k空间的这个2D平面上四处移动。如果自旋系统四处移动，以采 样这个2D k空间平面，则获取的数据可被重建，以产生2D图像(Bernstein 2005，第11章 和第12章)。在激励k空间中有等价的操作(参阅采样k空间)，其中三个发送场可被使 用来定义2D所选择的激励。使用4个场移动通过3D k空间 四个场足以在三维k空间中移动自旋系统。这代表完全的3D编码能力。从四个 场，存在六对(12，13，14，23，24，34)，这些对中的每一对代表在k空间中的一条线。所以有 12个运动方向。提供这种能力和因此是完全梯度线圈组的发送阵列的一个例子是4单元阵 列，其具有一个均匀场和三个线性相位梯度场，其三个线性相位梯度处在正交方向上。线圈 的正交排列 图6a是用于在由受控的、所选择的、被传递到每个线圈的RF脉冲供能的情况下， 产生在样本体积中的两个方向上具有恒定的幅度和线性相位分布的Bl场的2线圈阵列80 的示意图。两个不同的RF脉冲组被传递到各个线圈，RF脉冲具有的幅度、相位、和波形被 选择成实现特定的相位分布。 图6b，c是k空间的多维横越的示意图。横越在轴上可以是直线的，图6b(底部)， 作为以上的lD例子的代表，或可以是偏离轴的直线的，如图6b所示(顶部)。图6c是显示 重新聚焦脉冲对如何影响在k空间中的位置的图例。 一对重新聚焦脉冲的效果是要由所显 示的向量平移k空间。这表明，有可能在2D k空间中在12个方向的任一方向上移动。虽 然这个图例显示了这5个B1场的效果，但将会看到，可以使用其他场，以及类似的图例可以 类似地被计算。同样地，3D横越可以同样被产生，但不能在纸面上表示出。
图6d显示通过2D k空间的可以被追踪的各种各样的路径，以及图6e显示覆盖2D k空间的方法。在每个板上4个中心点代表针对这个例子假设的4个线圈的k空间焦点。 将注意到，左下方4个点不对应于所使用的线圈，而是右上方是A线圈焦点，左上方是线圈 焦点C，右下方是B。图6f-h列出通过k空间的特定行走，以例如覆盖平面或线。将会看到，
14可能性是无穷无尽的，以及取决于不同的应用，可以有对于不同的行走的优选项。 图7a， b示意地显示环路的第二种安排，其产生用来产生恒定幅度、相位梯度线圈
的线圈，在这里被称为4单元阵列。线圈可以用来在由受控的、所选择的、被传递到每个线
圈的RF脉冲供能的情况下，产生在样本体积的x方向(图7a)和y方向(图7b)上恒定的
幅度和线性相位分布的B1场，以使得可以实现受控的相位分布。4单元阵列包含两对线圈，
成对线圈是平行的且彼此相对，在其间具有样本体积。两对平行面互相互正交，以包围样本体积。 两对中的一对(被称为Helmholtz对)具有单元，其被驱动成使得电流沿彼此相 同的方向流动(同旋转线圈)。另一对(Maxwell对)具有线圈，其被驱动成使得电流沿相 反的方向流动(反旋转线圈)。 在所产生的实施例中，Helmholtz对具有3圈，而Maxwell对具有1圈，这样，对于 到每一对的等功率分路，Helmholtz Bl场幅度大约强三倍，这在与Maxwell对Bl场相组合 时将产生基本上均匀的幅度相位梯度场。 将会看到，两个不同的RF脉冲组可被传递到各个对，RF脉冲的幅度、相位、和波形 被选择成使得可以实现特定的相位分布，而且，4个不同的RF脉冲可被提供到每个线圈。这 将允许使用相同的线圈用于x和y编码以及用于编码0相位梯度场。 图7c是被使用于2D成像的、包含用于z方向相位编码(垂直)的+2ji和_2 ji 螺旋形鸟笼线圈和三圈的同旋转对环与单圈的反旋转对环的Tx阵列线圈的图像。当使用 并行供能时(在这种情形下，单个发射机具有功率分路器)，同旋转对与反旋转对在x方向 上产生另两个相位梯度(+3/4 Ji和-3/4 Ji)。 虽然同旋转与反旋转线圈的圈数目的不对称性对于编码单个功率源是有用的，但 它有这样的结果线圈不能在用作为Helmholtz与Maxwell对之间交替，因此图7c的特定 的实施例限于二维成像。还应当指出，具有O相位梯度的第五场(被称为均匀场)也可以 通过只供能给如图7b所示的阵列的同旋转电流Helmholtz场部分而实现。
图7d显示作为阵列内的轴位置的函数的、由4个大环的Helmholtz与Maxwell场 组合产生的两个Blx相位梯度场之一的图。相对的B1 x相位梯度场未示出，但具有类似的 特性。在右面垂直轴上列出相位度数，在左面垂直轴(以dB损耗)上显示作为轴位置的函 数的、在线圈内场的幅度的均匀度。通常具有正斜率的曲线是相位图，向上凹的曲线是dB 损耗的图。应当指出，在样本体积的范围内，dB损耗是在5X内，以及相位分布基本上是直 线的，包括约135。。 图7e是使用如图7c所示的Tx阵列线圈得到的2D图像。实验使用0. 2T静态磁 体和上述的设备。所使用的2D k空间轨迹在图6d上描述。左面是幻影的照片，25毫米直 径的注射器被填充以自来水到50毫米深，具有圆锥柱塞和底部。中部是通过使用传统的2D 自旋回波图像(TE = 18ms，BW = 10kHz ;单个RF线圈)摄取的MRI图像。右面是通过使用 用于k空间横越的2D TRASE方法(0. 8ms方形重新聚焦脉冲；128个回波，5ms回波间隔，BW =3.3kHz(有效的)，通过电源关断的梯度放大器获取的)摄取的MRI图像。两个MRI图 像作为投影被获取，而不用切片选择，和具有1秒的TR弛豫周期。在两个MR1图像中，像素 (128x128矩阵)是四次测量的平均值，它是在512秒内获取的。激励脉冲是0. 8ms方形激 励脉冲。
、和kB场由螺旋形鸟笼对(1.25度/毫米)产生，正交kc场由Helmholtz与 Maxwell线圈的交叉组合(1.2度/毫米)产生。用于PxR获取矩阵的通用过程是要使用利 用重新聚焦脉冲C- (AC) r (AB) K/2的P/2次拍摄和C- (AC) r (BA) K/2的P/2次拍摄，其中i = 0...P/2-l，最后，(AB)w的单次拍摄。来自两种技术的图像是非常类似的(二者都显示圆 锥基底和柱塞)，从而验证了 TRASE方法。获取是用场中的一个场进行的。
图8a是用于在由受控的、所选择的、被传递到每个单元以使得能够实现受控的相 位分布的RF脉冲供能的情况下，产生在样本体积中的z方向上具有恒定的幅度和线性相 位分布的Bl场的6单元阵列的示意图。6单元阵列包含三对单元，成对的单元是彼此相对 (同心地)的并行环，其间存在样本体积。每对(Helmholtz对)具有线圈，其被驱动成使得 电流在彼此相同的方向上流动(同旋转线圈)。 这些对中的一对，大的对是关于x轴同心的。另外的两个对(两个小的对)具有 与y轴平行的轴(在y轴上和下)，并且离y轴是等间隔的。小的对的两个单元在正z方向 上是共面的，并且小的对的两个单元在负z方向上不重叠的。小的对的四个单元被驱动成 使得电流在与相对的单元相同的方向上流动(同旋转)，和在与它共面的线圈单元的相反 方向上流动(反旋转线圈)。因此，每一对的单元是同旋转的，但小的对是反旋转的。
在所产生的实施例中，小的对具有2圈，而大的对具有1圈，这样，对于分路到每对 的相等的功率，来自小的对的B1场幅度将大约强两倍，当与大的对B1场相组合时这将产生 基本均匀幅度相位梯度场，正如示意地显示的那样。 将会看到，三个不同的RF脉冲组可被传递到各个对，RF脉冲的幅度、相位、和波形 被选择成使得可以得到特定的相位分布，另外，6个不同的RF脉冲可被提供到每个线圈。这 将允许使用相同的线圈，用于x和y编码以及用于编码0相位梯度场。
图8b显示用于3D成像的3D Tx阵列线圈的两张照片，3DTx阵列线圈包含4个 大的环，用于产生在x或y方向上的2个大的对(同旋转)Bl场，和在x或y方向上的正 交Maxwell (反旋转)Bl场，当使用并行供电时(在这种情形下，单个发射机具有功率分路 器)，产生在x或y方向上的相位梯度。另外，用于产生在z方向上的y指向的偶极子Bl场 的4个小的2圈的环(见图8a)，当利用大的Helmholtz场，使用并行供电时(在这种情形 下，单个发射机具有功率分路器)，产生在z方向上的相位梯度。零相位梯度(被称为均匀 场)也可以通过只供能给如图8a所示的阵列的同旋转电流Helmholtz场部分而实现，另外 使用第五个大的中心环来改进信号噪声比和均匀场的均匀性。 图8c-e是由图8b所示的3D Tx阵列线圈产生的相位梯度和幅度梯度的图。在所 有的情形下，基本上向下凹的曲线图(除了在图8c上在右面部分较低的图)是以dB计的 幅度梯度(左面轴)，在右面的较高的曲线图(除了在图8c中的图)对应于相位梯度。应 当指出，基本上线性的相位梯度在全部距离上产生，梯度跨越约85。 (+/-15° )。幅度梯度 在这个范围的10-15%内变化。 以上的例子提供了 k空间行走(重新聚焦脉冲序列)用于获取，如图2a， b所示。 另外两种类型的重新聚焦脉冲序列同样可应用于k空间横越的这种方法编码和空间选 择。编码类型序列 编码类型序列包含使用至少两个B1场的一系列重新聚焦脉冲。不收集回波数据， 也不收集被放置在重新聚焦脉冲之间的额外的RF脉冲。这个序列对激励的自旋系统的影响是移动自旋系统在k空间中的状态。因此影响就是移动通过k空间。分别从获取类型序 列或激励类型序列中去除获取窗口或小的翻转角脉冲，提供编码脉冲序列的例子。选择性 激励类型序列 选择性激励类型序列是带有被放置在重新聚焦脉冲之间的附加脉冲的重新聚焦 脉冲的序列。典型地，这些额外的脉冲单独地具有低翻转角，被使用来在重新聚焦脉冲后按 k空间加权函数贮存能量。k空间横越可被使用来编码，或在如上所述的读出期间，或用于 激励。激励的进一步细节在2008年5月2日提交的、题目为"RFBASED SPATIALLY SELECTIVE EXCITATION IN MRI"的、申请人的共同待决的申请中被说明。
图9a-f显示对于ID例子的、切片选择激励方法的模拟。 图9a示意地显示具有[低翻转角脉冲1-重新聚焦脉冲A-低翻转角脉冲2_重新 聚焦脉冲B-等等]的重复图案的脉冲序列。截断的脉冲序列包含交替的Bla和Blb重新聚 焦脉冲，在每个时间间隔中上述Bla和Blb重新聚焦脉冲由一个小翻转角脉冲间隔开。小翻 转角脉冲通过使用均匀(零)梯度场被产生。 图9b是详细地列出被使用于如图5b所示的激励过程的模拟的脉冲序列的表。它 包含29个交织的小翻转角脉冲10和14对180度重新聚焦脉冲3， 4 (脉冲1_57)，后面仅仅 跟随一串7对交替的重新聚焦脉冲58-71 (使用颠倒的图案-BA)，以便把k空间加权函数的 中心重新定在原点，这造成在激励的切片上重新定相位。将指出，在每个点处的小翻转角脉 冲具有不同的幅度和正负号来调制被贮存在k空间加权函数上的能量，以使这些离散点近 似sine波形。另外，由于180度脉冲的相位颠倒的影响，必须将交替的小翻转角脉冲的相 位反相。 图9c显示用于切片选择的目标(设计)剖面。这近似是激励包络的傅立叶变换。 切片剖面和切片移位因此通过选择波形的形状(即，小翻转角脉冲的幅度和相位)而被选 择。sine (sin (x)/x)函数的傅立叶变换是矩形函数。sine波形的宽度反比于切片宽度。
在标记为'MTZ'的所有图上，Tracel是横向磁化(Mxy)的幅度，以及Trace2是纵 向磁化(Mz)。 图9d显示模拟的切片选择结果。这类似于(但不完全等同于)目标响应，其表示
方法是成功的。在图9d的边缘处也可看见混淆作为激励的额外切片。 图9d显示模拟的切片选择结果。这类似于(但不完全等同于)目标响应，其表示
方法是成功的。在图9d的边缘处也可看见混淆作为激励的额外切片。 图9e显示带有切片移位的模拟的切片选择结果。目标剖面通过与复数相移函数
相乘而被修改，以便把它的傅立叶响应(即，在频域中)移位3000Hz。这对应于切片移位，
并指出切片剖面确实按预期的那样移位。还指出，混淆切片连同中心切片一起移位。在标
记为'FP'的曲线图上，Tracel是得到的翻转角，Trace2是相位。 图9f显示相同实验的结果，除了使用复合重新聚焦脉冲(90x-180y-90x)以代替 简单的方形重新聚焦脉冲以外。结果表明性能被改进。 许多成形的射频脉冲类型可以通过这个方法(Bernstein2004，第2章)被实施。 这些脉冲形状包括矩形脉冲、Sinc脉冲、高斯脉冲、SLR脉冲、和可变速率脉冲。它们还包括 所有的脉冲类型激励、倒相、重新聚焦(Bernstein 2004，第3章)。这还包括空间射频脉 冲(Bernstein 2004，第5章)，脉冲。这还包括绝热激励、倒相和重新聚焦脉冲(Bernstein，第6章)。 用于选择ID切片的所描述的所有方法具有模拟2D和3D等价物。对于2D情形，
这包括移动通过2D k空间，因此用于软脉冲的RF能量以规定的图案被贮存在k空间的一
个平面的区域上。这允许选择2D形状，诸如圆盘。模拟3D实验导致选择3D形状，诸如球。
减小或消除在切片选择中的混淆的影响的方法 Bla和Blb场都具有在样本体积中视场(F0V)的相对两面之间的相位差。这个相 位差被称为在F0V上总的相位改变。如果在Bla和Blb的总的相位差之间的差值至多是 n，则在样本体积中的物体可以在单次拍摄时被空间编码，而不用校正混淆影响，正如由每 次拍摄的FOV(FOVit)表示的那样。混淆是熟知的现象，它导致图像伪像。使用具有大于 n的差值的相位梯度的切片选择可以导致混淆(见图lle， f， g)-它是附加的不想要的所 选择的切片。在使用Bla与Blb之间的总的相位改变中的大于Ji的差值时，有多个方法可 被使用来避免或消除这种混淆。 抗混淆的一个方法使用两个回波序列(也称为"拍摄")，其仅仅用两个不 同的Tx(Bl)相位梯度场Bla和Blb，它们呈现在长度X上的相位扭曲差值Phi。通过 对于两个B1场中的每个场接连地施加重新聚焦脉冲，诸如(对于ID)I. (A激励) ABAB….(900-18(^-18()2-18(^-1802或2. (B激励)BABA. .. (902)-lSOilSO^lSOLlSO1...在 这个相位差值的方向上完全的k空间横越是可能的，其中小的翻转角脉冲可以被施加到任 一线圈，但很好地工作，如果(90度)总的激励用与第一 (180度)重新聚焦脉冲相同的线 圈来实现的话。通过施加在以上(1.)中给出的脉冲序列，然后施加以上(2.)的脉冲序列， 并把数据组合在一起，FOV(在第二次拍摄后)将是仅仅施加两个脉冲序列中的一个脉冲序 列的FOV的两倍。 使用TRASE的空间分辨率受到在被使用来步进通过k空间的两个相位梯度(Gl) 之间的差值和在单次拍摄时收集的回波的数目的限制，所以最后受到横向磁化的有效横向 衰减率的限制。另外，F0V还受到G1的限制，所以可以看到外包(wr即ping)伪像，如果附 加的k空间点没有被收集(使用具有移位的k空间横越网格的多次拍摄)或计算(半傅立 叶)的话。因此，预期并行成像可被使用来去除外包伪像或增加重建的空间分辨率。
虽然TRASE是新的方法，但最终结果是k空间加权函数，所以，如果k空间数据是 通过使用TRASE而不是使用磁场梯度的传统的k空间数据收集方法被获取的话，通过使用 并行成像对解除外包(unwr即ping)和分辨率的改进没有改变。这是因为并行MRI方法通 过使用被使用于接收的相控阵的阵列单元灵敏度信息对接收的数据进行操作，该相控阵列 通常与被使用于TRASE MRI k空间横越的Tx阵列不同。 在用于抗混淆的另一个方法中，其中易于发生混淆的区域可以是饱和的(例如， 以前施加90度脉冲，以影响这个区域)，这样就没有剩余的NMR信号。 在再一个方法中，激励线圈场可被安排成不激励易于发生混淆的区域。这可以通 过使用足够小的发射器线圈而实现。激励线圈的受限制的范围可被使用来避免激励发生混 淆的响应。 又一个方法是使用Rx线圈的受限制的范围以避免检测发生混淆的响应。这是使 用足够小的接收机线圈，这样，它不检测来自发生混淆的切片的信号。 在另一个方法中，在并行成像模式中使用的多个接收线圈(Top Magn.Reson.
18Imaging 2004 ;15 :223-236， M Blaimer， F Breuer， M Mueller, Robin M. Heidema皿，M A. Griswold， and Peter M. Jakob， SMASH, SENSE, PILS， GRAPPA)可被使用来区分和从而分 隔开信号与发生混淆的切片。 图IO显示具有均匀幅度和非线性相位分布的场。左上方的曲线图显示对称Bl场 的二相分布，它具有在中间部分内的基本上线性分段和在达到零相位梯度的末端处的衰减 的相位分布。这是在下部曲线图上针对一个B1场显示的。第二场看起来像关于x轴反射 的相同的梯形。当这些Bl场在TRASE模拟中交替时，暴露在相位梯度的线性部分上的样 本体积的中心就好像线圈是线性相位梯度线圈那样工作，但相位梯度较弱的样本体积的部 分在k空间中不移动到相同的程度，因此在这些部分中出现较小的相干相位积累。给定持
续时间后，假设在这些区域之间偶极子几乎没有运动通常是安全的。在重新聚焦的每次迭 代，样本体积的相同部分将被暴露到不同的有效的相位梯度步进，因此，样本体积的分段的
k空间位置中的差别将越来越发散。 切片选择是有用的机制，用于说明使用具有没有线性相位差的非线性相位梯度的 一组B1场的效果。在图10的右面显示的模拟输出演示了 在靠近样本体积的中心处，选择 的切片承载与其它例子一致的强度和限定，以及基本上在相位分布的线性部分的边缘处的 位置选择的切片的较低图像已经显示了由使用这些场的小的翻转角脉冲的差分效果造成 的标记的模糊。 图11显示互补的相位分布，其可以代替线性变化相位Bl场被使用来得到等价的 结果。因为互补的B1场的、作为位置的函数的相位的一阶导数是相同的，施加互补B1场中 的一个随后施加另一个(在静态场内)，在样本体积中的所有点处产生均匀的k空间步进。
这两个Bl场的奇数次施加将产生分布的k空间，其中所有的点将在样本体积内被 分为两支。在样本体积的一个区域内，这些点将有效地翻转与第一线分段的斜率相关联的k 空间焦点，而样本体积的其余部分将翻转第二线分段的斜率的k空间焦点。随后施加另一 个B1场将看到重新结合的分支后的点。这个图显示可以如何在各个场不具有均匀相位的 情形下产生沿一个轴的、在两个场之间的线性相位差。 虽然这是针对具有单个不连续性的相位分布显示的，但将会看到，同样可以设想 两个或更多个不连续性，它们在样本体积内在两个线圈之间也空间匹配。而且，可以同样使 用作为距离的函数的平滑变化的相位对，它们具有相加成线性函数的一阶导数。
提供了一种在一维、二维或三维中通过仅仅使用相位梯度线圈进行k空间横越的 方法，所述线圈用于编码、获取、和空间选择类型脉冲序列。虽然将会看到，以上的例子都提 供两个Bl场或三个Bl场，在每种情形下Bl场的k空间焦点都是共线的，穿过k空间焦点 的线也穿过k空间的原点。自然，一旦识别出均匀幅度的相位梯度和恒定的相位梯度，它连 同与它成对的相位梯度(相反取向的相位梯度) 一起被使用，以允许最高的相位梯度步长， 这是不重要的。当仅仅使用两个线性相位梯度B1场时，每个重新聚焦步骤把k空间加权函 数移出一步或移入一步。当也使用均匀幅度场时，在每个点，也有三个任选项围绕原点或 围绕正的或负的k空间焦点翻转k空间加权函数。当每个取k空间加权函数为长度A的整 数倍时(从原点到Bla的k空间焦点的距离)，虽然你可以切换所使用的场以便提高，但无 法通过移动k空间加权函数以给出在A长度步长中间的点来改进F0V。通过选择没有相等 地间隔的三个场，提供对于步长的大小的更多选择，并通过使用不同的重新聚焦序列作出在F0V与分辨率之间的不同折衷。 结构固有的其他优点对于本领域技术人员是显而易见的。这里描述的实施例是说 明性的，并且不打算限制所要求的本发明的范围。上述的实施例的变例对于本领域技术人 员是明显的，并且本发明人打算把它们包括在以下的权利要求内。
权利要求
一种在使用静态磁体而不需要梯度场线圈的MRI过程中进行k空间横越的方法，包括提供RF发射机阵列，所述RF发射机阵列用来产生两个场(B1a，B1b)，这二个场在样本体积上具有基本上均匀的幅度，并且每个场具有沿样本体积的第一坐标方向的空间相位分布，以使得在B1a和B1b的空间相位分布的向量空间导数(分别为G1a，G1b)之间的差值定义梯度差值场G1；在一个横向弛豫周期(T2)内把脉冲序列施加到所述RF发射机阵列，所述脉冲序列包括交替施加B1a和B1b的重新聚焦脉冲的至少三次迭代，由此从B1a和B1b的以前施加积累的自旋磁化相位允许通过交替的重新聚焦脉冲的每次迭代的均匀步进通过k空间。
2. 权利要求1的方法，其中施加脉冲序列包括施加交替的重新聚焦脉冲的至少三次 迭代，所述交替的重新聚焦脉冲由以下的至多一项分隔开一个或多个小的翻转角激励脉 冲和在每个重新聚焦脉冲之间的一个或多个获取窗口。
3. 权利要求2的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供可用来产生具有在沿坐标 轴、径向坐标方向和方位角坐标方向之一的第一坐标方向上的空间相位分布的Bla和Bib 的RF发射机阵列。
4. 权利要求2的方法，其中施加脉冲序列包括施加至少一个激励脉冲、跟随其后的仅 仅由在至少某些重新聚焦脉冲之间的获取窗口中断的交替的重新聚焦脉冲的迭代，以便实 施在横越通过接收k空间期间MRI信号的采样。
5. 权利要求2的方法，其中施加脉冲序列包括施加至少一个激励脉冲、跟随其后的仅 仅由在至少某些重新聚焦脉冲之间的小翻转角激励脉冲中断的交替的重新聚焦脉冲的迭 代，以便通过横越通过激励k空间而实施空间选择激励。
6. 权利要求2的方法，其中施加脉冲序列包括施加具有交替的重新聚焦脉冲的7次 以上的迭代的脉冲序列。
7. 权利要求2的方法，其中施加脉冲序列包括施加具有重新聚焦脉冲的迭代数目N 的脉冲序列，其中所述迭代数目N正比于图像空间分辨率。
8. 权利要求2的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生Bla和Blb场的RF 发射机阵列，其中在Bla和Blb场的视场内总的相位改变之间的差值至多是，由此不需要 通过图像分析对于混淆进行补偿。
9. 权利要求2的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生Bla和Blb场的RF 发射机阵列，其中在Bla和Blb场的视场内总的相位改变之间的差值超过，并且使用抗混 淆技术来补偿在图像域中最后得到的外包。
10. 权利要求2的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生具有在样本体积 内沿第一坐标方向基本上线性变化的相位的Bla和Bib场中的至少一个的RF发射机阵列。
11. 权利要求2的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生具有在样本体积 内沿第一坐标方向基本上线性变化的相位的Bla和Blb场二者并且可应用傅立叶图像变换 核的RF发射机阵列。
12. 权利要求2的方法，其中 k空间横越具有至少两个维度；所述RF发射机阵列还用来提供在样本空间内具有基本上均匀的幅度并且沿第二坐标 方向具有连续的空间相位分布的第三B1场(Blc)，第一坐标方向和第二坐标方向张成样本 空间内的表面；以及把脉冲序列施加到RF发射机阵列包括施加交替生成Bla与Bib中之一以及Blc的重 新聚焦脉冲的至少三次迭代，以便在与第二轴相关联的方向上步进通过k空间。
13. 权利要求2的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生在样本体积内在 第一坐标方向和第二坐标方向上相位基本上恒定的Bla场的RF发射机阵列。
14. 权利要求12的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生在第二坐标方向 上相位基本上恒定的Bib场和产生在第一坐标方向上相位基本上恒定的Blc场的RF发射 机阵列，其中第一坐标方向和第二坐标方向是正交的。
15. 权利要求12的方法，其中 k空间横越具有至少三个维度；RF发射机阵列还用来提供在样本空间内具有基本上均匀的幅度并且沿第三坐标方向 具有连续的空间相位分布的第四B1场(Bld)，其中第一坐标方向、第二坐标方向和第三坐 标方向张成样本体积；以及把脉冲序列施加到RF发射机阵列包括施加交替生成Bla、Blb与Blc中之一以及Bid 的重新聚焦脉冲的至少三次迭代，以便在与第三坐标方向相关联的方向上步进通过k空 间。
16. 权利要求15的方法，其中RF发射机阵列用来提供具有沿与第三坐标方向正交的第 一坐标方向和第二坐标方向的连续空间相位分布的Bld场。
17. 权利要求15的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生沿第一坐标方 向、第二坐标方向和第三坐标方向相位基本上恒定的Bla场的RF发射机阵列。
18. 权利要求17的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生以下场的RF发 射机阵列具有沿第二坐标方向和第三坐标方向的连续空间相位分布的Bib场， 具有沿第一坐标方向和第三坐标方向的连续空间相位分布的Blc场，以及 具有沿第二坐标轴和第三坐标轴的连续空间相位分布的Bid场。
19. 权利要求18的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用来产生Bla、 Blb、 Blc、 Bld的RF发射机阵列，其中第一坐标方向、第二坐标方向和第三坐标方向是笛卡儿坐标系 统的三个轴。
20. 权利要求2的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供具有由包括重新聚焦脉冲 的RF脉冲驱动的多个电压连接器的一个阵列。
21. 权利要求2的方法，其中提供RF发射机阵列包括提供用于产生在样本体积内具 有恒定的相位和幅度的Bla场的第一单元和用于产生Bib场的第二单元。
22. 权利要求2的方法，还包括在随后的横向弛豫周期(T2)内把第二脉冲序列施加 到RF发射机阵列，第二脉冲序列在交替施加Bla和Bib的重新聚焦脉冲的至少三次迭代之 前具有不同的激励，其中执行从不同的原点开始的均匀步进通过k空间，以便提供具有在 第一行走的点中间的点的第二行走通过k空间，由此在两次拍摄中产生更高密度的点。
全文摘要
在RF MRI过程内积累的自旋磁化相位可用来提供有序的k空间横越。通过操作适于交替产生两个B1场的发射阵列，其中B1场在MRI装置的样本体积内其幅度是基本上均匀的，以及B1场具有各个空间相位分布，以使得所述空间相位分布的空间导数之间的差值的选择允许对于由用于交替地生成B1场的接连的重新聚焦脉冲施加的k空间的步长大小进行控制。在T2时间内发出的每个交替的重新聚焦脉冲造成在由空间导数的差值所确定的编码方向上步进通过k空间。
文档编号G01R33/32GK101711367SQ200880007816
公开日2010年5月19日 申请日期2008年5月2日 优先权日2007年5月3日
发明者J·沙而普, S·金 申请人:加拿大国家研究委员会