用于多频带磁共振成像的RF脉冲生成的制作方法

本发明涉及磁共振成像(mri)，更具体地，涉及用于多频带mri的rf脉冲生成的系统和方法。

背景技术：

1、磁共振成像(mri)是一种用于形成体内解剖图像的医学成像技术。为了生成这些图像，mri系统使用强磁场、磁场梯度和无线电波。图1a-1c示出了传统磁共振成像(mri)系统。如图所示，超导磁体系统10包括磁体外壳12、具有螺线管绕组的超导磁体13(螺线管绕组的对称轴按照惯例是笛卡尔坐标系的z轴)、匀场线圈14、梯度线圈16、rf线圈18和患者台20。如本领域众所周知的，超导磁体13在其设计fov内生成基本均匀的磁场b0。该b0场沿着z轴的正方向被引导。这种系统对于执行磁共振研究是有用的，并且适于产生用于人体研究的诊断图像；类似的系统可以用于光谱分析应用。

2、如图1b所示，目标对象25将被放置在由超导磁体13产生的主磁场b0的中间。测量电路40记录电压测量。电压测量用于重建图像，并且图像显示在控制器/显示器50上。优选地，电流的施加与来自磁共振成像系统60的磁共振成像序列同步。现有技术图1c设定了功能的更多细节。

3、因此，所有高场强mr系统的基本硬件组件通常是：超导磁体，产生稳定且非常强的磁场；梯度线圈，产生可变场以实现空间编码；和射频(rf)线圈，用于刺激原子核能量状态之间的转变。可以包括具有软件的计算机的控制器控制扫描过程并处理信息。

4、更具体地，mri系统通常采用空间均匀且时间恒定的主b0磁场。为了在磁共振设备的检查体积内激励核自旋磁化，以适当的共振频率垂直于b0场叠加射频(rf)脉冲序列，b1场。

5、传统的磁共振成像设备通常包括一组三个梯度线圈用于产生线性梯度磁场，由此实现核自旋磁化的空间编码。在磁共振过程中，脉冲序列(由射频和开关梯度磁场组成)被施加于目标对象(如活体患者)以产生磁共振信号，该磁共振信号被检测并存储以获得随后用于重建对象的光谱和图像的信息。这些过程确定被重建的光谱和图像的特征，例如目标对象的位置和方向、尺寸、分辨率和对比度。磁共振设备的操作者通常选择适当的序列，并针对特定应用调整和优化其参数。

6、示例性地，在多切片2d成像中，沿着垂直于期望切片平面的轴提供切片梯度，在该方向上引起潜在的共振频率。同时施加rf脉冲，该rf脉冲的窄频率与期望切片的窄频率相匹配，从而仅激励期望切片内的质子。

7、多频带(mb)成像，也称为同步多切片(sms)成像，通过同时采集多个切片来提高多切片2d成像的速度。参见，例如，larkman,d.j.,et al.,use of multicoil arrays forseparation of signal from multiple slices simultaneously excited.j magn resonimaging,2001.13(2):p.313-7,该文献全部内容通过引用并入本文。为了实现该点，通过在切片选择梯度期间施加专用rf脉冲来同时激励多个空间分离的切片(图2a)，以同时激励多个切片(图2b和2c(三个切片))，并且使用多通道接收阵列来解析所得的重叠数据。如图3所示，各个接收线圈的变化的空间依赖使得来自同时被激励的切片的数据能够被分离成它们的原始切片。因此，mb或sms的两个使能部件是：1)rf波形，同时激励多个切片，以及2)数据重建方法，利用多个接收线圈的空间依赖来解析重叠数据。

8、传统的多频带rf激励：通常使用rf波形的复数总和来实现多切片激励，该rf波形的复数总和被设计为激励各个单独切片。复数总和假设一个rf脉冲有单个基频。例如，rf脉冲可以是由等式1定义的脉冲。如等式2所定义的和图4a所示的，添加额外的脉冲，根据它们的频率和参考脉冲的频率之间的差异来调制它们的相位。在图4b所示的示例中，用sb＝[-1，0，+1]的单个复数波形来激励三个不同的切片。如图4c所示，保持了图4b中每个激励频带的频率选择性。

9、等式1

10、等式2

11、如图4a所示，复数总和导致幅度的快速振荡，当相位是建设性的时，施加的rf的相对幅度增加(3倍)，当相位是破坏性的时，施加的rf的相对幅度减小。对于高的多频带因子，组合的rf波形的峰值幅度可能变大，并导致沉积功率的显著增加。值得注意的是，与传统的单频带脉冲相比，多频带脉冲的峰值幅度在功率上增加了3或9倍。总功率沉积增加了5倍。

12、通过交叉脉冲和延迟的多频带激励：或者，如图5a所示，通过将没有施加rf的周期与rf脉冲交叉，可以产生多个激励频带。当rf脉冲与没有rf的周期交叉时，在f＝～n/δt处产生激励边带(图5b),其中δt是完整的rf周期之间的时间间隔(δt＝trf+tnorf)，以及n表示产生的第n个边带。这种脉冲结构最初被描述为dante脉冲，并用于在被整形的rf脉冲广泛可用之前产生频率选择性。参见freeman,r.and g.a.morris,the'dante'experiment.jmagn reson,2011.213(2):p.244-6；以及morris,g.a.and r.freeman,selectiveexcitation in fourier transform nuclear magnetic resonance..j.magn.reson.,1978.29:p.433-462，其中每一篇的全部内容都通过引用并入本文。

13、一般来说，在小脉冲角限制中，作为频率的函数的自旋响应sr(υ)可以通过等式3从rf波形的傅里叶变换中近似得到。此外，对于dante波形，rf(t)可以表示为梳状函数c(t)和块脉冲f(t)的逐点乘积。在这些条件下，梳的每个“齿”的持续时间定义了施加rf的持续时间。两个函数的逐点乘积(即点积)的傅立叶变换等于各个变换的卷积。

14、等式3

15、图6示出了时间上的示例性rf、c和f信号以及它们的对应的傅立叶变换。由于梳状函数的傅里叶变换由频域中的梳状函数近似代替，所以总的自旋响应将是梳状函数与由sinc函数近似代替的块脉冲的傅里叶变换的卷积。f{c(t)}中的峰值间隔δf由各个脉冲间隔δt的倒数给出(图5)。这个概念已经被用于产生多个饱和带，用于可视化心脏运动。

16、改善选定激励频带上的自旋响应：使用这种形式，通过选择不同的f(t)来改善的形状，可以改善所选的激励频带上的sr(υ)。例如，如果f(t)的块轮廓用截断的sinc函数(即传统的单切片激励脉冲)来代替，则可以被显著改善。参见wu,e.x.,c.w.towe,and h.tang,mri cardiac tagging using a sinc-modulated rf pulsetrain.magn reson med,2002.48(2):p.389-93，该文献的全部内容通过引用并入本文。使用这种结构，所需的脉冲的峰值幅度将从传统的切片选择脉冲经由δt/trf增加，其中trf是梳的单个“齿”的持续时间，以及δt是梳的“齿”之间的时间间隔，即交叉间隔(idi)。

17、例如fo trf＝tnorf，峰值幅度增加了2倍(即图7c中实线所示的传统sinc的幅度)，然而可以产生三个或更多个频带。此外，虽然峰值功率增加了4倍，但是由于rf占空比(i.e.,δt/tnorf)的减小，平均功率仅增加了2倍。图7a示出了传统的sinc形状激励脉冲，在该脉冲期间连续施加rf，图7b示出了与梳状函数或dante脉冲卷积的图7a的sinc脉冲。图7c示出了脉冲7b的扩展区域，显示了交叉。当sinc脉冲生成单个激励频带(图7d)时，如图7e所示，sinc-dante脉冲生成多个激励频带。值得注意的是，仅用两倍的功率即可生成多个频带，而不是传统的mb＝3脉冲(等式2)的五倍功率。因此，这种方法有可能以低得多的幅度和功率沉积产生多个激发带。

18、然而，如图7e所示，所产生的频带：(1)幅度变化，并且(2)分布在整个频率空间，包括不想要的频带和可能没有有效激励的频带。因此，这种简单的方法通常不能用于均匀地和选择性地激励明确定义数量的切片。边带强度的变化是在idi期间施加的脉冲trf_on的显著宽度的直接结果(即，在使用c(t)·f(t)的传统dante中，c(t)是梳状函数，其中齿trf_on具有显著的宽度(例如，1/4on或更大)。不幸的是，为了改善激励频带的均匀性而显著降低脉冲trf_on导致峰值rf幅度、峰值和沉积功率的大幅增加，使得它们不适合人类应用。

19、norris也将类似的方案用于同时的多切片激励。参见norris,d.g.,et al.,powerindependent of number of slices(pins)radiofrequency pulses for low-powersimultaneous multislice excitation.magn reson med,2011.66(5):p.1234-40，该文献的全部内容通过引用并入此文。然而，在norris的方法中，sinc形状的dante脉冲不是以连续的选择梯度被施加的(见图2a)，而是选择梯度仅在tnorf期间被作为三角波形施加(图8a)。这产生不定数量的相对紧密间隔的激励频带，该数量仅由rf线圈的空间覆盖范围控制。由于梯度上升时间在tnorf～100us和trf+tnorf～200us[5]期间达到足够的强度的限制，将边带以5khz的间隔排布。虽然原则上这种方法产生大量/不确定数量的边带，但是在存在脂质和显著的磁场不均匀性时边带的小间距会产生伪像。相比之下，在梯度在整个脉冲中恒定的情况下，如图8b所示，trf+tnorf仅受1～10us的rf波形分辨率的限制，使得边带间隔50-500khz是可能的。这将脂肪和不均匀性相关的伪像减少了10到100倍。

技术实现思路

1、根据本发明的实施例，提出了一种在多频带(mb)磁共振成像(mri)系统中生成射频(rf)脉冲rf(t)的方法。所述方法可以包括确定c(t)，其中c(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期δt确定所述激励频带的所述频率间隔δf，其中δf＝1/δt(因此，例如，可以确定提供所述激励频带的预定的和/或期望的频率间隔的c(t))。所述方法可以进一步包括确定f2(t),其中f2(t)是单频带频率选择性脉冲，并且其中f2(t)可以被确定,以便在所述交叉间隔(idi)期间提供rf(t)的预定的和/或期望的包络，和/或所述频域中各个激励频带的预定的和/或期望的形状。所述方法可以进一步包括确定f1(t),其中f1(t)可以限定在所述δt期间提供期望的和/或预定的rf(t)形状，和/或可以被确定为在所述频域中调制均匀性和/或提供各个激励频带的所述数量。同时在所述mri系统中产生具有mri梯度的rf(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片，其中所述rf(t)脉冲是的形式，所述形式产生自旋响应

2、根据本发明的另一实施例，提供了一种在多频带(mb)磁共振成像(mri)系统中生成射频(rf)脉冲rf(t)的系统。所述系统包括：控制器，被配置为：如上所述确定c(t),其中c(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期δt确定所述激励频带的所述频率间隔δf，其中中δf＝1/δt；如上所述确定f2(t),其中f2(t)是单频带频率选择性脉冲，其中f2(t)限定rf(t)的所述包络以及所述频域中各个激励频带的形状；和/或如上所述确定f1(t),其中f1(t)限定rf(t)在所述δt期间的所述形状，并被用于在所述频域中调制各个激励频带的均匀性和/或数量；并且同时在所述mri系统中产生具有mri梯度的rf(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片，其中所述rf(t)脉冲是的形式，所述形式产生自旋响应

3、根据本发明的又一实施例，提供了一种用于在多频带(mb)磁共振成像(mri)系统中生成射频(rf)脉冲rf(t)的计算机可读介质中的非暂时性有形计算机程序产品。所述产品包括：用于确定c(t)的程序代码，如上所述，其中c(t)是狄拉克梳状函数，所述梳状函数的所述周期δt确定所述激励频带的所述频率间隔δf，其中δf＝1/δt；用于确定f2(t)的程序代码，如上所述，其中f2(t)是单频带频率选择性脉冲，其中f2(t)限定rf(t)的所述包络，以及所述频域中各个激励频带的形状；和/或用于确定f1(t)的程序代码，如上所述，其中f1(t)限定rf(t)在每个δt期间的所述形状，并被用于在所述频域中调制各个激励频带的均匀性和/或数量；以及用于同时在所述mri系统中产生具有mri梯度的rf(t)脉冲，以便同时激励对象内的多个切片的程序代码，其中所述rf(t)脉冲是的形式，所述形式产生自旋响应

4、在与任意上述实施例相关的实施例中，所述mri系统可以具有限定rf线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述rf线圈视野，并且其中确定f1(t)可以包括将f1(t)限定为具有没有施加rf的时间的矩形脉冲，以便在所述各个激励频带的所述自旋响应中提供期望的和/或预定的变化和/或提供期望的和/或预定的沉积功率的降低。

5、在与任意上述实施例相关的进一步实施例中，所述mri系统具有限定rf线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野基本上等于所述rf线圈视野，并且其中确定f1(t)可以包括将f1(t)限定为高斯、正弦曲线、汉宁或汉明，以便在所述各个激励频带的所述自旋响应中提供期望的和/或预定的变化和/或提供期望的和/或预定的沉积功率的降低。确定f1(t)可以包括：增加没有施加rf的周期；以及增加rf(t)的幅度和/或缩短trf的持续时间，以便提供f1(t)的所述带宽的期望的和/或预定的增加。

6、在与任意上述实施例相关的又一实施例中，所述mri系统具有限定rf线圈视野的发射线圈和接收线圈，其中在所述切片方向上的目标视野小于所述rf线圈视野，并且其中确定f1(t)可以包括使f1(t)具有频率选择性，使得所述目标视野之外的激励边带被移除或减少。确定f1(t)可以包括增加没有施加rf的周期；以及增加rf(t)的幅度和/或缩短f1(t)的持续时间，以便提供f1的所述带宽的期望和/或预定的增加。f1(t)可以是sinc函数和shinnarle roux脉冲中的一个。