本发明涉及磁共振(MR)成像领域。其关注对身体的至少部分进行 MR成像的方法。本发明还涉及MR设备以及要在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术：
利用磁场与核自旋之间的相互作用以形成二维或三维图像的图像形成 MR方法现今已得到广泛应用，尤其是在医学诊断领域，因为对于对软组织的成像，它们在许多方面都优于其他成像方法，不需要电离辐射并且通常是无创的。
根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的、均匀磁场(B0场)中，磁场的方向同时限定测量所基于的坐标系的轴(一般为z 轴)。依赖于通过应用定义频率(所谓的拉莫尔频率，或MR频率)的电磁交变场(RF场，也称作B1场)可以激励(自旋共振)的磁场强度，所述磁场针对个体核自旋产生不同能级。从宏观的角度看，个体核自旋的分布产生整体磁化，可以通过应用合适频率的电磁脉冲(RF脉冲)使所述整体磁化偏离平衡态，而磁场垂直于所述z轴延伸，使得所述磁化进行关于所述z 轴的进动。所述进动描述一锥形表面，其孔径角被称为翻转角。所述翻转角的大小依赖于所应用的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况中，所述自旋从所述z轴偏离到横向平面(翻转角90°)。
在所述RF脉冲终止之后，所述磁化弛豫回原始平衡态，其中，z方向的磁化以第一时间常数T1(自旋晶格或纵向弛豫时间)再次建立，并垂直于所述z方向的方向的磁化以第二时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间) 弛豫。可以借助于一个或多个接收RF线圈来检测所述磁化的变化，所述接收RF线圈在所述MR设备的检查区域内以使得在垂直于所述z轴的方向测量所述磁化的变化的方式布置并取向。在例如应用90°脉冲之后，所述横向磁化的衰减伴随着(由局部磁场不均匀性诱导的)核自旋从具有相同相位的有序状态到其中各种相位角均匀分布的状态(失相)的过渡。可以借助于重聚脉冲(例如180°脉冲)，来补偿所述失相。这在所述接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
为了实现身体中的空间分辨，将沿三个主轴延伸的线性磁场梯度叠加在均匀磁场上，得到自旋共振频率的线性空间相关性。在所述接收线圈中拾取的信号则包含可以与所述身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由所述RF线圈获得的MR信号数据对应于空间频域，并且被称为 k-空间数据。所述k-空间数据通常包括使用不同相位编码采集的多条线。每条线通过收集若干样本而被数字化。借助于傅立叶变换将k-空间数据的集合转换为MR图像。
一般而言，期望具有用于穿过成像患者的身体的横截面和/或体积的磁共振的激励的所生成的发射RF场(B1+场)的相对均匀的均一性。然而，随着MR频率增加，同时增加主磁场强度，这因所述患者的所述身体内的传导性损失和波长效应而变得更加困难。因此，对所述发射RF场的空间分布的准确测量，对于许多MR成像应用都是重要的，以支持合适的前瞻性 (如果可用的话)和回溯性校正/补偿。这要求稳健且快速的B1映射技术。
K.Nehrke和P.Boernert(Proc.ISMRM19，2011年，4411页)已提出一种使用基于STEAM的Bloch-Siegert预备脉冲的B1映射技术。不同于常规应用的双角度或其他基于信号幅度的方法，其将B1信息编码成MR信号相位，这得到在采集速度、准确性和稳健性方面的重要优势。根据已知的技术，Bloch-Siegert B1映射方法与受激回波(STEAM)序列组合用于MR 成像。在所述受激回波序列的预备期期间，即在两个共振预备RF脉冲之间，应用非共振Bloch-Siegert RF脉冲。以此方式，沿所述纵轴储存因B1不均一性造成的Bloch-Siegert相移。借助于在所述序列的采集期期间应用的读出RF脉冲，实现对多重受激回波的快速读出。该已知方法的主要优势在于，可以将SAR水平保持在低位。而且，所述受激回波序列在化学位移和磁化率伪影方面固有地稳健，因此有利于先进的采集方案，如EPI。
然而，已知的基于STEAM的Bloch-Siegert预备序列的缺点在于，B1图的确定基于两次单独的重复，其中分别用所述Bloch-Siegert RF脉冲的正和负频率偏移，来采集MR信号。该要求在腹部B1映射中是有问题的，因为蠕动运动造成所述序列的连续重复之间的相移。这种双重复的必要性同样存在于基于纯STEAM序列的B1映射方法，其中，使用不同的翻转角执行两次STEAM序列用于磁化预备(参见：Helms G，Finsterbusch J，Weiskopf N，Dechent P.，Rapid radiofrequency field mapping in vivo using single-shot STEAM MRI.Magn.Reson.Med.2008年；60：739-43)。
C.J.R.Counsell在J.Magn.Res.B101(1993年)28-34的文章“Stimulated echoes and spin echoes.Simultaneous determination of T2,diffusion coefficient and RF homogeneity”提及，翻转角以及因此在来自回波信号的组合的B1- 场中的空间均一性。然而，该已知方法要求在对所述回波信号的每次读出之后的完全重聚脉冲。
需要进行重复导致有错误的B1图。此外，针对T1弛豫所要求的两次单独重复之间的时间间隔可能为约几秒，并且因此可能导致过度的扫描时间增加。而且，所述已知序列自身的受激回波预备脉冲呈现强的非线性翻转角动作。这不利地限制了已知的B1映射方法的动态范围。
技术实现要素：
从前文容易地认识到，存在着对于改进的B1映射方法的需要。
根据本发明，公开了一种对被置于MR设备的检查体积中的身体的至少部分进行MR成像的方法。所述方法包括步骤：
-使所述身体的所述部分经受RF脉冲的成像序列和切换的磁场梯度，所述成像序列为包括如下部分的受激回波序列：
i)在预备期期间朝向所述身体的所述部分辐射的至少两个预备RF 脉冲，以及
ii)在采集期期间朝向所述身体的所述部分辐射的一个或多个读出 RF脉冲，所述采集期在时间上在所述预备期之后；
-在所述采集期期间采集一个或多个FID信号和一个或多个受激回波信号；并且
-从所采集的FID和受激回波信号，导出指示所述RF脉冲的RF场在所述身体的所述部分内的空间分布的B1图。本发明的关键在于在所述受激回波序列的采集期期间应用一个或多个读出RF脉冲，其中，准同时地采集所述FID信号和所述受激回波信号。可以从所述FID信号重建MR图像，并且从所述受激回波信号重建另一MR图像。在所述MR图像重建之后，可以从分别重建自所述FID和受激回波信号的两个MR图像的逐像素强度比率，来导出所述B1图。
一般而言，受激回波序列包括三个(例如60°或90°)RF脉冲，其中，前两个RF脉冲为预备脉冲。第一预备RF脉冲激励磁共振并将纵向核磁化转变成横向核磁化。第二预备RF脉冲“储存”沿纵轴的一部分失相的横向核磁化。在90°RF脉冲的情况中，该部分差不多是所述失相横向磁化的一半。在所述采集期期间应用第三RF脉冲，所述采集期在时间上在所述预备期之后。所述第三RF脉冲(“读出RF脉冲”)将所储存的纵向核磁化再次转变成横向核磁化，由此生成所谓的受激回波。由这三个RF脉冲序列生成其他 RF重聚回波，但这里对那些不感兴趣，并且可以通过平行于所述RF辐射运行的合适的梯度切换方案抑制它们。所述受激回波MR信号与所述FID 信号——其也是由所述第三RF脉冲生成的——一起被采集并被用于根据本发明的B1映射。可以通过由一连串低翻转角读出RF脉冲代替所述第三 RF脉冲，加速基于受激回波的MR成像，其中，每个读出RF脉冲仅重聚在所述预备期之后储存的所述纵向核磁化的一小部分。
必须提到，被用于储存沿所述z轴的B1-编码磁化的所述至少两个预备 RF脉冲，不必须为相同种类或翻转角的。然而，对于用于评价测量数据所需要的数学处理，相同RF脉冲和翻转角的选择使得形式体系相当简单。尤其是当所述预备RF脉冲的所述翻转角相等，并且所述读出RF脉冲的所述翻转角不同于所述预备RF脉冲的时，则所述RF预备的所述翻转角抵消所述FID与受激回波信号的比率。
本发明的重要方面在于，所述读出RF脉冲的所述翻转角引起在所述采集期(22)期间，所述一个或多个FID信号(I1)与所述受激回波信号和一个或多个受激回波信号(I2)的相同T2*加权。显著地，所述读出RF脉冲不完全重聚所述FID和受激回波信号，具有实现相同T2*加权的序列时序。可以从当所述FID和受激回波的T2*-效应未被完全抵消时，因残留信号造成的图像伪影的水平，来确定所述相同T2*加权的可接受裕度。优选地，所述读出RF脉冲被布置为使得所述FID信号被所谓的“初始(virgin)”FID 信号分量主导，超过所述重聚FID信号分量。这避免了在所述FID和受激回波信号的所述读出之后，对额外的重聚的需要。因此，信号采集时间短，以允许完全B1-图的扫描持续时间仅为几秒种。这允许例如在患者的屏气期间，更新所述B1图。而且，由于在所述FID和受激回波信号的所述读出之后不需要重聚，SAR负担保持在低位。
由于根据本发明可以借助于所述成像序列的单次重复采集所述B1图，与其他已知的基于STEAM的B1-映射方法相比，对运动的抵抗更为稳健。 B1映射的速度相对于已知技术增加了至少2倍。
为生成完整B1图，需要采集具有合适相位编码的多个FID信号和受激回波信号。为此目的，可以有利地与本发明组合应用有效的采样方案，例如EPI、平行成像或压缩传感。
而且，本发明的技术与已知方法相比，具有增加的动态范围。这是本发明的在概念上不同的映射机制的结果。此外，相比较Bloch-Siegert STEAM 方法，本发明的SAR水平因省去Bloch-Siegert RF脉冲而得以显著降低。
根据本发明的优选实施例，所述FID和所述受激回波信号被采集为梯度回波信号。所述序列的时序可以被调整为使得磁化率-和化学位移-感应效应针对所述FID和受激回波信号两者基本相等。
根据本发明的另一优选实施例，还从所采集的FID以及受激回波信号导出B0图，其指示所述主磁场在所述身体的所述部分内的空间分布。结果表明，通过使用所述成像序列的合适参数，可以从所述FID和受激回波信号的逐体素强度，不仅导出B1图，而且还有B0图。本发明的优点是，可以无需额外的测量步骤同时采集B1图和B0图。
根据本发明的另一优选实施例，从所采集的FID和受激回波信号，导出收发相位图，其指示发射/接收RF场的相位在所述身体的所述部分内的空间分布。结果表明，通过使用所述成像序列的合适参数，可以从所述FID 和受激回波信号的逐体素强度，不仅导出B1和B0图，而且还有收发相位图。本发明另外的优点是，可以无需额外的测量步骤，同时采集B1图、B0图和收发相位图。
根据本发明的另一优选实施例，所述成像序列的参数(例如回波时间、梯度强度)被选择为使得在所述FID信号中以及在所述受激回波信号中来自水自旋的信号贡献和来自脂肪自旋的信号贡献基本同相。这使得所述技术对化学位移影响具有稳健性。
根据本发明的又另一优选实施例，所述成像序列的参数(例如回波时间、梯度强度)被选择为使得，在所述FID信号中以及在所述受激回波信号中来自水自旋的信号贡献和来自脂肪自旋的信号贡献以允许的各自的水 MR图像和脂肪MR图像的重建的方式叠加。这允许使用用于脂-水分离的技术。
根据本发明的再另一优选实施例，所提出的方法可以被用于体积B1映射和平行发射应用。
对于体积应用，所提出的技术的多层版本是有利的。其中，合适的层顺序(例如在第一步骤中对3D堆叠中的奇数层的测量，并且在后续测量步骤中对偶数的那些的测量)，似乎对于避免可能的层串扰有用。为了易于信号评价，如下所述，受激回波序列的两个预备RF脉冲可以比读出RF脉冲激励更宽的层(优选地层厚度增加2倍)。这帮助避免在用于B1映射的信号评价中，与不完美的层轮廓激励(slice profile excitation)相关联的问题。
根据本发明的优选实施例，经由两个或更多个RF线圈或两组或更多组 RF线圈，朝向所述身体的所述部分辐射所述RF脉冲，其中，针对每个RF 线圈或每组RF线圈，从所采集的FID和受激回波信号导出B1图，每个B1图指示经由各自的RF线圈或各自的一组RF线圈辐射的所述RF脉冲的所述RF场的所述空间分布。在本发明的该实施例中，针对所用的MR设备的多个RF发射元件(RF线圈)执行B1映射，以映射它们相应的发射灵敏度。必须根据本发明的所述方法，针对每个个体RF发射元件(或针对它们的组合)执行个体映射扫描。为了避免信号饱和问题，必须在单层应用中使用合适的延迟。可以根据被各自RF发射元件覆盖的相应发射区域，有利地优化所述个体映射扫描的时间顺序，由此使总体扫描时间最小化。在体积B1映射的情况中，多层/多通道映射可以对所选择的应用有益。其中，在个体毗邻层中映射个体通道的发射灵敏度，所述毗邻层彼此足够接近，以被视为表示对应的位置。以此方式，可以甚至更有效地进行针对多发射通道的 B1映射。
根据本发明获得的B1图可以有利地在后续成像扫描中被用于RF匀场。 RF匀场是指，通过对经由平行发射MR成像系统的个体RF线圈辐射的RF 脉冲的复幅值的调节，所述RF发射场的空间均一化。简单的已知RF匀场方法使用预定义的、解剖学特异的RF匀场设置，没有考虑个体患者解剖学。本发明实现了更为先进的RF匀场方法，其以患者特异的方式优化所述RF 匀场设置。为此目的，以上述方式针对所述个体发射RF线圈从所述FID和受激回波信号导出B1图，并通过(本身已知的)数值方法从所述B1图导出最佳RF匀场设置。
在对胸腹部的MR成像的情况中，可以预期因运动(例如患者的呼吸运动)引起的所述RF场的动态改变，因为运动诱导的解剖结构的移动潜在地影响空间电导率和电容率。因此，如果在所述患者的不同位置或运动状态中执行后续诊断MR成像扫描，则例如从单次校准扫描导出的所述RF匀场设置可能劣化。这可能潜在地影响MR图像对比度和所采用的成像脉冲序列的比吸收率(SAR)。
与该背景相反，本发明的方法可以还包括以下步骤：
-使所述身体的所述部分经受包括一个或多个RF脉冲的导航序列和切换的磁场梯度，在所述受激回波序列之前、期间或之后至少应用所述导航序列一次，其中，从所述身体的所述部分采集导航信号；
-从所述导航信号导出运动数据，所述运动数据反映所述身体的运动；并且
-将从所述运动数据导出的运动状态分配到所述B1图。
本发明意义上的导航序列一般为可以被用于确定和采集运动数据的扫描序列。借助于所述导航序列(其本身在本领域是已知的)，典型地采集一维、二维或三维体积的低分辨数据，用于测量解剖特征沿至少一个坐标轴的平移和/或所述解剖特征关于至少一个坐标轴的旋转。根据本发明，该运动数据可以被用于将(每个发射RF线圈的)B1图分配到所述患者的运动状态。优选地，从在所述受激回波序列和所述导航序列的重复期间采集的所述FID和受激回波信号，导出多个B1图，其中，每个B1图被分配到所述患者的不同运动状态。根据该实施例，本发明提出利用先进的平行发射MR 成像系统的实时RF匀场功能，以根据所述运动状态(例如呼吸相位)动态调整所述RF匀场设置。为此目的，可以根据本发明的技术在B1校准扫描中采集运动状态分辨的B1图，其中，导航序列被用于识别所述运动状态。
根据本发明另外的优选实施例，所述至少两个预备RF脉冲每个均具有为45°-90°的翻转角。以此方式，所采集的受激回波信号的幅度得以最大化，这在信噪比方面是有利的。
根据本发明的另一优选实施例，借助于多个连续读出RF脉冲生成多个 FID和受激回波MR信号，每个连续读出RF脉冲具有小于90°，优选地小于45°，最优选地小于30°的翻转角。如上文已提及的，一连串具有小翻转角的读出RF脉冲可以被用于实现对多个FID和受激回波信号的快速读出。可以使用尽可能短的回波时间，以最小化T2*弛豫。
根据本发明又另一优选实施例，在所述两个预备RF脉冲之后的所述预备期期间应用切换的磁场梯度，以破坏残留核磁化。
在MR成像期间，对RF功率沉积的比吸收率(SAR)的准确估计对患者安全至关重要，尤其是在使用RF线圈的局部发射阵列时。用这种局部发射线圈阵列，一般需要在MR成像扫描期间监测所述RF线圈与所述患者的身体组织的相对位置的动态改变，以保证所述RF发射线圈的安全操作。典型地在表格或数据库中执行并储存针对个体身体模型的SAR模拟，以评估患者安全性。然而，必须考虑到，局部SAR热点一般是患者相关的，并且取决于因呼吸引起的运动或其他类型的身体运动。
因此，根据本发明的优选实施例，从以上述方式导出的B1图估计所述身体的所述部分内的局部RF比吸收率(SAR)。所确定的SAR可以然后，例如在后续诊断MR成像扫描期间，被有利地用于控制被朝向所述身体的所述部分辐射的RF脉冲的幅度和相位。可以以符合SAR安全限度的方式执行该控制。
鉴于可以从身体发射RF线圈和暴露的身体质量所接受的功率估计整体和部分身体SAR，因呼吸或器官的内部运动造成的身体运动的影响可忽略。相反，针对局部发射RF线圈阵列，因运动造成的对局部SAR的影响增加，并且可以根据本发明对其进行监测和控制。SAR管理实际上是局部平行RF发射的情况中，有关患者安全性的中心问题。在局部平行RF发射中额外的可用自由度因患者的呼吸或身体运动，而妨碍了直接全局和/或局部SAR估计。本发明提出动态监测由所述发射RF线圈阵列生成的B1分布，其中，可以在所述MR成像扫描期间或之前，反馈补偿被用于驱动所述发射RF线圈的RF发射器。
所提出的方法对于局部发射RF线圈阵列与接收RF线圈阵列(其不同于所述发射RF线圈阵列)相结合的平行使用而言，尤其有利。可以自动监测由所述接收RF线圈造成的B1遮蔽，并通过本发明的方法对其进行补偿。
根据本发明另外的优选实施例，在所述采集期期间采集两个受激回波信号，优选为直接受激回波信号和共轭受激回波信号。优选地，所述直接受激回波信号和所述共轭受激回波信号被采集为梯度再现 (gradient-recalled)回波信号。本发明的该实施例使得能够以短的有效频谱采样间隔导出所述B0图，由此减少不合期望的相位缠绕。本发明的方法在用于MR成像中的全局预备扫描的潜在候选，因为其可以被用于获得B1/B0图并且还接收线圈灵敏度信息(其对于像是SENSE的平行成像技术是有用的)。结果表明，对所述直接受激回波信号和所述共轭受激回波信号的所述采集对于获得有关被检查的身体部分里的脂-水组成的额外信息是有益的。而且，对所述直接受激回波信号和所述共轭受激回波信号的所述采集支持 T2-补偿的采集方案。
本发明的基于受激回波的B1映射技术允许在约100ms持续时间内的单次受激回波序列中，采集B1图，使得该方法在原则上能够是实时的，如上文所提及的。然而，必须考虑到，具有短重复时间(即TR<<T2、T1)的 MR脉冲序列典型地建立稳态，其中许多相干路径都贡献于测得的横向磁化。根据本发明的所述B1映射原则基于以下假设，即受激回波序列的预备期始于热平衡。因此，在动态B1映射扫描或平行发射B1校准扫描中，所述序列的所述重复时间必须在几个T1的范围，以避免可能的所述方法的准确性的降低。假设典型的纵向核自旋弛豫时间T1为一秒并且根据本发明的B1映射扫描的持续时间为约200ms，显而易见的是仅总体采集时间的一小部分实际上可以被用于对所述患者的身体的所述部分的相同局部区域的扫描。
为了克服该限制，本发明的受激回波序列可以被重复若干次，重复时间短于纵向核弛豫时间T1，其中，所述两个预备RF脉冲具有在所述受激回波序列的每次重复之后变化的相位差。以此方式，生成所述核磁化的稳定状态。同时，通过随着所述受激回波序列的每次重复而变化所述两个预备RF脉冲的所述相位差，实现有效的MR信号破坏。这样的结果是来自先前激励的不合期望的相干性的抵消。因此，仅在上一重复期间通过T1弛豫恢复的磁化贡献于所述FID和所述受激回波信号，并且通过所述序列的连续重复生成的个体MR信号变得彼此相当独立。因此，可以以重复时间应用本发明的所述B1映射技术，其短于所述纵向弛豫时间T1。例如，所述重复时间可以短于0.5T1，或者甚至短至0.1T1。
在本发明另外的优选实施例中，在所述受激回波序列的每次重复之后，递增所述两个预备RF脉冲的所述相位差给定的相位增量。结果表明，可以通过随着所述受激回波序列的每次重复线性递增所述两个预备RF脉冲的所述相位差，实现对所述MR信号的不合期望的相干的最佳抑制。在该情况中，在第n次重复步骤中所述两个预备RF脉冲的所述相位差等于n×ΔΦ，其中，ΔΦ为所述相位增量。所述相位增量的最佳值在80°与100°之间，优选为90°。90°的相位增量提供本发明的B1映射技术的最佳准确度。
在本发明另外的优选实施例中，在不同的回波时间，作为梯度回波信号采集两次或更多次所述FID信号。可选地或额外地，也可以在不同的回波时间作为梯度回波信号采集两次或更多次所述受激回波信号。这可以通过延长对应的读出梯度并切换它们的极性，容易地实现。在本发明的该优选实施例中，所述B1映射基本保持不受影响。仅所述回波时间以及因此T2的影响略有增加。可以使用本身已知的Dixon或mDixon技术(参见Eggers 等人，MRM2011，65，96-107)，在两个或更多个测量的FID和受激回波信号的幅值和相位的基础上，执行水-脂分离和B0映射。基本上可以自由选择测得的FID和/或受激回波信号之间的回波间隔。
到目前为止所描述的本发明的方法可以借助于MR设备来执行，所述 MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积内生成均匀稳定的磁场；若干梯度线圈，其用于在所述检查体积内的不同空间方向生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，其用于在所述检查体积内生成RF脉冲和 /或用于从定位于所述检查体积中的患者的身体接收MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间连续；以及重建单元，其用于从所接收的MR信号重建MR图像。本发明的方法优选地通过对所述MR 设备的所述重建单元和/或所述控制单元的相应编程，得以实施。
可以在目前临床中的大多数MR设备中有利地执行本发明的所述方法。为此，仅需要利用计算机程序，所述MR设备由所述计算机程序控制，从而其执行本发明的上述方法。所述计算机程序可以被提供在数据载体上，或被提供在数据网络上，以被下载用于在所述MR设备的所述控制单元中的安装。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而，应理解，附图仅是出于图示的目的设计的，并且不旨在定义本发明的范围。在附图中：
图1示意性地示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2示出了图示根据本发明的成像序列的示意图；
图3示出了根据本发明采集和计算的B1图；
图4图示了与导航器组合的本发明的方法的应用；
图5图示了与RF匀场组合的本发明的方法的可选应用；
图6图示了本发明的方法用于SAR监测的应用；
图7示出了图示根据本发明的另一实施例的成像序列的示意图，在其中采集直接和共轭受激回波信号；
图8示出了图示根据本发明的成像序列的另外的实施例的示意图，在其中在不同的回波时间测量两次所述FID信号。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1。所述设备包括超导或常导主磁体线圈2，从而沿z轴通过检查体积创建基本上均匀的、时间上恒定的主磁场B0。所述设备还包括一组(一阶、二阶，以及在适用的情况下三阶)匀场线圈2’，其中，流动通过组2’的个体匀场线圈的电流是出于使检查体积内的B0偏差最小化的目的，而可控的。
磁共振生成与操纵系统应用一系列RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋，诱导磁共振，重聚磁共振，操纵磁共振，空间地或以其他方式编码所述磁共振，饱和自旋，等等，以执行MR成像。
更具体地，梯度脉冲放大器沿检查体积的x、y和z轴对全身梯度线圈 4、5、6中选定的一些施加电流脉冲。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8，发射RF脉冲或脉冲包，到体RF线圈9，以将RF脉冲发射到所述检查体积中。典型的MR成像序列由短持续时间的RF脉冲段的包构成，它们彼此以及任意施加的磁场梯度一起实现对核磁共振的选定的操纵。所述 RF脉冲被用于饱和、激励共振、反转磁化、重聚共振或操纵共振并选择位于所述检查体积中的身体10的部分。所述MR信号也由体RF线圈9拾取。
为借助于平行成像来生成身体10的有限区域的MR图像，一组局部阵列RF线圈11、12、13被放置为邻接选定用于成像的区域。阵列线圈11、 12、13可以被用于接收由体线圈RF发射诱导的MR信号。在平行反射应用中，阵列RF线圈11、12、13也可以被用于RF发射，例如出于RF匀场的目的。
得到的MR信号被体RF线圈9和/或阵列线圈11、12、13拾取，并被接收器14解调，接收器14优选地包括前置放大器(未示出)。经由发送/ 接收开关8将接收器14连接到RF线圈9、11、12和13。
主机15控制流动通过匀场线圈2’以及梯度脉冲放大器3和发射器7的电流，以生成多个MR成像序列中的任意，例如回波平面成像(EPI)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像，等等。针对选定的序列，接收器14在每个RF激励脉冲之后快速连续地接收单个或多个MR 数据线。数据采集系统16执行对所接收的信号的模数转换，并将每个MR 数据线转换为适合于进一步处理的数据格式。在现代MR设备中，数据采集系统16为专用于原始图像数据的采集的单独的计算机。
最终，数字原始图像数据被重建处理器17重建成图像表示，重建处理器17应用傅立叶变换或其他合适的重建算法，例如SENSE或SMASH。所述MR图像可以表示通过患者的平面层、平行平面层的阵列、三维体积等等。所述图像然后被储存在图像存储器中，图像可以在图像存储器中被访问，用于例如经由视频监视器18，将所述图像表示的层、投影或其他部分转换成合适的格式用于可视化，视频监视器18提供得到的MR图像的人可读显示。
图2示出了图示根据本发明的成像序列的图。所描绘的成像序列为受激回波序列，其被细分为预备期21和采集期22。在预备期21期间应用具有为α的翻转角的两个预备RF脉冲。所述两个预备RF脉冲被时间间隔TE分开。在所述两个预备RF脉冲之间应用失相磁场梯度Gmc2。在采集期22 期间生成具有翻转角β的一序列读出RF脉冲，采集期22在时间上在预备期21之后。在每个读出脉冲之后采集为梯度回波的FID信号I1和受激回波信号I2。
直接在预备序列21之后，由下式给出纵向磁化：
Mz1＝cos2(α)·M0
其中，Mz1和Mz2分别指代非预备(即同相)和受激回波预备(即失相)纵向磁化。根据本发明，分别在不同时间点TE1和TE1+ΔT采集从Mz1生成的 FID信号I1和从Mz2生成的受激回波信号I2两者。两个回波I1、I2之间的延迟ΔT由以下关系确定：
ΔT＝Amc2/Gm，
其中Amc2指代相移梯度Gmc2的梯度时间面积，并且Gm指代读出磁场梯度的强度。忽略T1-和T2-效应，由下式给出两个采集的回波信号I1和I2：
I1＝S·C(TE1)sin(β)Mz1
I2＝S·C(TE1+ΔT-TE)sin(β)Mz2，
其中S表示复杂系统常数，其针对两个回波信号I1和I2相等，并且其针对给定体素例如由发射和接收线圈灵敏度确定。β为所读出RF脉冲的名义翻转角。C描述针对给定体素，因磁化率和化学位移效应引起的静态信号失相：
其中，ρ和ω分别指代质子密度和偏共振频率偏移。积分描述在所述给定体素上的总和。通过应用配时方案
TE＝2TE1+ΔT
测得的回波信号I1和I2由下式给出：
I1＝S·C(TE1)sin(β)Mz1
I2＝S·C*(TE1)sin(β)Mz2
因此，失相项C针对两个回波信号是相同的，除镜像相位以外。例如通过在3特斯拉的主磁场强度选择TE1＝2.3，来自水自旋的信号贡献和来自脂肪自旋的信号贡献针对两个回波I1、I2基本同相。组合以上等式得到：
|I2/I1|＝tan2(α)/2
因此，可以根据下式从所采集的回波信号导出受激回波预备RF脉冲的未知翻转角α：
受激回波信号I2的镜像相位可以被进一步用于导出B0相位图：
而且，可以根据下式从测得的回波I1、I2确定由所用的MR设备1的发射/接收链诱导的相移的图：
2φ＝arg(S2)＝arg(I1·I2)
必须指出，针对B1映射，也可以使用可选的配时方案TE＝ΔT，其得到相同的失相项，即没有镜像相位。然而，该变量得到较长的ΔT，以及因此较长的所述序列的整体重复时间。而且，出于例如B0映射的目的的不同相位贡献的分离不再是可能的。
最后，也可以使用可选的配时方案TE＝TE1+ΔT，其完全保留受激回波的自旋回波性质。该配时方案将仍允许针对两个信号的脂-水同相回波时间。此外，所述受激回波信号将直接得到收发相位，并且可以根据上文指出的公式生成B0相位图。
图3示出了借助于本发明的方法采集的腿部的B1图。所述B1图覆盖完整的大腿。B1映射实验是在装备有8个发射通道和8-元件发射/接收体线圈 8的3特斯拉MR成像系统上体内执行的。如在图2中示出的所述成像序列被用于B1映射及相应的RF匀场。以450×270×15mm3的视场采集8个图像层。使用64×38×1的扫描矩阵，层间距为30mm。所述受激回波预备 RF脉冲的名义翻转角总计为α＝60°，所述读出RF脉冲的名义翻转角总计为β＝20°。选择3.7ms的重复时间。所述序列的每次重复采集38个剖面图。所述扫描的总体持续时间总计为1.2s。所选择的回波配时方案(TE＝5.6ms， TE1＝2.3ms，ΔT＝1ms)得到针对两个回波I1、I2的同相水和脂肪信号。图 3中的左边图像示出示出俯瞰扫描，其指示B1映射扫描的层位置。图3的右边部分中的左和右列示出根据本发明采集的B1图。在左列的B1图中，应用正交匀场设置。这些图示出指示B1-不均匀的典型遮蔽伪影。从层30的 B1图导出优化的RF匀场设置。右列示出根据本发明用所述优化的RF匀场设置采集的B1图。针对RF匀场激励，遮蔽伪影得以显著降低。B1场的变化降低了至少50％。
图4示出了图示本发明的方法与导航组合在平行发射应用中用于动态 B1映射和实时RF匀场的应用的示意图。RF匀场设置是从校准扫描41确定的，并且在后续的诊断成像扫描42中被用于实时RF匀场。在校准扫描41 中(其中允许患者自由呼吸)，针对所使用的MR设备的个体发射RF线圈，应用根据本发明的导航NAV和B1映射扫描B1MAP。针对几次呼吸周期在动态循环中采集B1图。通过合适的(例如由Setsompop等人在MRM2008， 59，908-15描述的)优化算法，导出RF匀场设置RF SHIM的呼吸相位分辨的集合。得到的RF匀场设置被分配到通过合适模型从所述导航信号导出的不同运动状态。这可以为查找表，其一起存储所计算的RF匀场设置和相应的运动状态。可以想象在所述B1映射扫描的基础上校准的更为先进的模型。在后续诊断扫描42中，导航序列NAV被用于操纵所述RF匀场设置。基于在诊断扫描42期间从所述导航信号导出的所述运动状态，从所述集 RF SHIM选择合适的RF匀场设置，并将其用于随后的图像数据采集序列 IMG。
图5中图示了本发明的技术另外的应用场景。该实施例可以例如涉及双通道平行发射系统，其中，两个RF线圈被用于生成所述RF场。针对腹部应用，例如，执行RF匀场轴向扫描。类似于呼吸运动，蠕动运动和肠道气体的运动也影响RF匀场性能。因此，借助于本发明的技术，在实际腹部扫描IMG之前，在步骤B1MAP中，几乎即时地针对两个发射通道测量所述B1图。为此，可以使用根据本发明的轴向多层受激回波扫描，用于从被布置为非常靠近并且平行于彼此的两个或三个毗邻层采集FID和受激回波信号。针对相邻层交替活跃的发射通道。因此，在几乎相同的解剖环境中，即不需要采用长的弛豫间隔，确定所述两个发射通道的B1图。可以以此方式在300-450ms中执行双通道B1映射，随后是对合适的匀场系数RF SHIM 的实时计算，其可以被应用于后续成像扫描IMG中，如图5中所图示。在分段图像采集的情况中，可能需要在每个扫描段前方重复所述实时映射程序B1MAP。
图6示意性地图示了本发明的方法用于SAR监测的应用。图6在通过 MR设备的检查体积的横截面视图中示出患者的身体10。柔性设计的局部发射RF线圈阵列61位于身体10的表面上。由反馈系统64监测因运动或呼吸(由箭头62指示)引起的电参数的任意相对改变，反馈系统64被用于关于经由发射RF线圈阵列61的个体RF线圈中的每个辐射的所述发射 RF脉冲的幅度和相位控制RF合成器63。以使得符合SAR安全阈值的方式执行所述控制。补偿所发射的RF脉冲，以防止局部SAR热点。通过从所述B1图估计身体10的部分内的SAR，获得反馈系统64的输入参数，所述 B1图是根据本发明的上述方法从受激回波测量结果导出的。大体上，可以使用不同的传感器监测所述RF线圈与身体10之间的相互作用，所述传感器可以被集成到发射RF线圈阵列61中。可以使用直接测量所述个体RF 线圈相对于身体10的距离和/或位置的传感器。可以使用测量所述RF线圈的输入阻抗的另外的传感器。而且，可以使用提供有关发射RF线圈阵列 61的机械形态(弯曲)的状态的信息的传感器。所有这些传感器可以被用于采集反馈系统64的输入参数。
图7示出了图示根据本发明的另一实施例的成像序列的图。所述图示出了与示出静态相干性通路的相位图一起的成像序列(下)、磁化率相关的梯度(上)及切换梯度(中)。读出RF脉冲序列由预备期21和采集期22 组成。所述读出RF脉冲β创建FID信号、受激回波STE和共轭受激回波 STE*，它们被采集为单独的梯度回波IFID、ISTE和ISTE*。采集顺序由失相梯度Gm2确定。三种梯度回波的时序由切换梯度Gm1、Gm控制(由下面的相位图ΦGr图示)。上面的相位图Φoffr图示静态不均匀的影响，以及因此所述信号的频谱编码。
直接在受激回波预备期21之后，由下式给出纵向核磁化：
Mz,FID＝cos2(α)·M0
其中，Mz,FID指代非预备(即同相)纵向磁化，并且Mz,STE和Mz,STE*指代两个镜像受激回波预备(即失相)纵向磁化贡献。横向磁化分量(即来自第一RF脉冲α的FID，来自第二RF脉冲α的FID和自旋回波)被强的破碎梯度破坏，并将不再被考虑。因此，所述成像序列的所述读出RF脉冲β生成三个横向信号贡献：
IFID＝S·C(t)sin(β)Mz,FID
ISTE＝S·C(t-TS)sin(β)Mz,STE
ISTE*＝S·C(t+TS)sin(β)Mz,STE*，
其中，S代表复杂系统常数，其包括例如针对给定体素的发射和接收线圈灵敏度，并且β为所述读出RF脉冲的名义翻转角。此外，C描述这对给定体素由磁化率和化学位移效应引起的静态信号失相，
其中，r和ω指代质子密度和偏共振频率偏移，并且积分描绘在所述给定体素上的总和。尽管STE信号ISTE重聚为受激回波，STE*信号ISTE*进一步失相，并且因此典型地在常规受激回波实验中被丢弃。然而，在图7中示出的成像序列采用定制的切换的磁场梯度，以在可以选择的回波时间采集全部三个信号贡献作为单独的梯度回波。测量梯度Gm、失相梯度Gm1和受激回波失相梯度Gm1的梯度去的关系为：
A(Gm1)＝-1.5A(Gm)
第一个等式确保所述FID的梯度回波被重聚在第二读出梯度Gm的中心处。第二个等式确保直接受激回波STE和共轭受激回波STE*被分别重聚在第一和第三读出梯度Gm的中心处。采集顺序(STE-FID-STE*或 STE*-FID-STE)由受激回波失相梯度Gm2的极性确定。在得自例如采集带宽或RF与梯度功率限制的一般序列时序约束内，梯度回波时间(即梯度回波顶部的时间)可以被独立地选择为获得针对不同回波的期望频谱编码。例如，可以通过使用STE*-FID-STE采集顺序，额外地遵守配时方案 TESTE*＝TEFID-TS，获得T2*/T2-补偿的采集方案。然后，频谱编码时间(即 T2*演化时间)和T2演化时间两者针对STE*和FID信号(即TEFID)两者均相同。因此，在从STE*和FID信号的比率导出的所述B1图中，T2和T2*的作用抵消。这允许增加在呈现短T2的种类中或在强磁化率梯度的区中的 B1映射过程的准确度。为了最小重复时间，可以简单地省略在所述序列结束时对STE信号的采集。这将引起类似于在图2中示出的上述实施例的双回波方法，但作为代替采集的是FID信号和共轭受激回波STE*。可选地，可以额外地在回波时间TESTE＝TEFID+TS采集STE信号，得到针对所述三种梯度回波的等距采样方案。因此，所述STE和STE*信号具有相同的频谱编码时间，即TEFID，并且仅在T2演化时间上不同，其针对所述STE为 TEFID+2TS。因此，可以在另外的信号评价之前增加从所述STE和STE*信号重建的MR图像，以在足够长的T2的情况中改善得到的B1图的信噪比。可选地，在强T2弛豫的情况中，可以根据下式从所述信号的比率粗略估计 T2值：
T2≈2TS/ln(ISTE*/ISTE).
假设单指数T2衰减。而且，可以利用STE*和STE信号的不同流编码。作为另外的替代选择，可以选择针对STE和STE*信号的不同频谱编码。以此方式，T2*或更重要的化学位移效应可以被编码到两个不同的STE和STE* 回波信号中。因此，可以将具有灵活回波时间的两点Dixon方法(参见Eggers 等人，“Dual-echo Dixon imaging with flexible choice of echo times”，MRM 2011，65，96-107，以及Berglund等人，“Two-point Dixon method with flexible echo times”，MRM2011，65，994-1004)应用在从所述STE*和STE信号重建的所述MR图像上，以分离水和脂肪信号以及生成对B0图的估计。类似于常规的两点Dixon，优选地选择大致同相/反相编码时间，以优化所述方法的稳定性。然而，与常规的Dixon序列相反，不要求改变梯度极性，这得到较短的序列，并减小奇/偶涡流相关的相位误差。为了优化对所述B0图的估计(其在仅基于两个回波时不是容易的任务)，可以增加所述FID信号的信息(幅度、相位)。此外，作为进一步的优化，可以通过在所述 STE*-FID-STE采集之后切换所述梯度极性，将所述方法与常规的Dixon技术相组合，以在不同的频谱编码时间获得第二STE-FID-STE*采集。由扩展序列提供的所述额外信息可以被用于改进所述方法的稳健性和准确度。
在图8的图中，在不同的回波时间测量两次自由感应衰减信号FID。这在所描绘的实施例中是通过延长读出磁场梯度并在之间切换其极性得以实现的。以此方式，根据本发明的B1映射保持基本不受影响。仅所述回波时间以及因此T2的影响略有增加。可以使用所述Dixon技术在所述FID的两个测量的信号幅度和相位的基础上，执行水-脂分离和B0映射。有可能将有关从本发明的受激回波技术可获得的B0的的信息集成到所述Dixon技术中，以使所述水-脂分离和所述B0估计稳定。尤其地，有可能选择所述FID 的所述两个测量的信号之间的回波间隔为非常短，并且主要依赖于这些测量的信号，以解决可能的相位缠绕，而可以将测得的受激回波信号STE与所述两个测得的所述FID的信号之间的间隔保持为更长，以保留准确性，即减少噪声的影响。而且，可以根据本发明执行联合的B0和B1映射与水- 脂分离。这允许选择针对所述自由感应衰减信号FID和所述受激回波信号 STE非同相并且甚至非对称的回波时间。所采集的信号可以被建模为：
W和F指代水和脂肪贡献，c指代在各自回波时间上纯脂肪信号的幅度和相位调制，指代初始相位，指代因B0引起的相位偏移，R2*指代有效横向弛豫速率(1/T2*)，TE指代各自的回波时间，并且b指代反映B1的影响的加权。可以在该模型的基础上确定W和F，以及或B0，和b，或 B1。
类似地，可以设想测量所述受激回波信号STE(而非所述FID信号) 两次，或者测量所述受激回波信号STE和所述FID信号两次，例如通过进一步延伸所述读出梯度，使得所述受激回波信号STE再次同相，或者在不同的回波时间测量所述FID信号三次，以还解决涡流诱导相位误差，所述涡流诱导相位误差源于双极性读出梯度的使用。