使用複合RF脈衝校正切片-選擇性MRI中B₁-不均勻性的方法和裝置的製作方法

2023-09-21 03:12:10 2

專利名稱：使用複合RF脈衝校正切片-選擇性MRI中B1-不均勻性的方法和裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種用於校正切片-選擇性核磁共振成像中的射頻(或「B/』)空間不均勻性的方法。本發明還涉及一種用於執行這種方法的裝置或「掃描器」。本發明尤其是但並不完全地應用在醫學成像領域。
背景技術：
磁共振成像(MRI)為在研究和診斷中非常強大的工具。它包括:將身體置入靜磁場Btl中以定向其核自旋；使身體暴露在被稱為「拉莫爾頻率」的共振頻率下的橫向射頻(RFM^B1 (激發序列)中，以使所述核自旋翻轉預定的角度；以及檢測翻轉的核自旋所發出的信號，從該信號可重建身體的圖像。目前的趨勢為朝向越來越高強度的靜磁場發展以改善MRI的空間解析度。例如，當前在臨床實踐中使用的是1.5T (特斯拉)的磁場，在商用裝置中使用的最高磁場為3T，且研究系統可在大於7T下運行。然而,隨著靜磁場的強度增大,射頻場的波長減小且該射頻場的振幅在待成像的身體內的分布變得不那麼均勻。在3T下，射頻場的不均勻性已經帶來明顯的偽像。在7T下，質子的拉莫爾頻率為約300MHz，其對應於人腦中約14cm的波長，即與人的頭部的尺寸相當的尺寸。在這些情況下，射頻場B1是如此不均勻以致於圖像(諸如利用標準技術獲得的人腦的圖像)會變得非常
難以解讀。射頻(或「B/』)的 不均勻性問題如此重要以致於其會阻礙高解析度MRI的進一步發展。此外，靜磁場Btl也顯示出一定的空間不均勻性，這又引起偽像。當前磁場強度增強的趨勢還使這種影響惡化。已經開發出許多技術以處理這些不均勻性問題。-複合脈衝，即以相位和翻轉角(FA)為參數的基本脈衝的級聯。其思想是利用對稱性以抵消在越來越高階數下的誤差，同時以預定的方式增加脈衝數量和改變脈衝的FA和相位。問題是它們通常需要大的翻轉角，從而需要大的能量且因此給患者安全帶來潛在的問題。例如，參見參考文獻Rl。-絕熱脈衝:振幅和相位持續且足夠慢地變化使得自旋演變的同時保持與有效磁場同向(或反向)的脈衝。該結果是根據量子力學中的絕熱定理得出的。通過足夠慢地改變RF場的振幅和相位，自旋以相同的速度跟隨有效場的方向。由於通常重要的是場的變化速率且非其值本身，因此可以穩健的方式實現自旋的旋轉。然後進一步形成的這些脈衝有效抵抗Btl不均勻性。發生與複合脈衝相同的問題:該絕熱脈衝需要長的持續時間和大的功率。因此，在體內應用中和在高場下絕熱脈衝的使用是受限的。例如，參見參考文獻R2。-並行傳輸:該技術包括通過使用N個理想地獨立的線圈，來輻射感興趣的區域。每個線圈在接收和發射上具有其自身的不均勻性輪廓。如果這些輪廓的振幅和相位是已知的，通常通過先前的測量而獲得，則N個線圈的每一線圈上的RF解析度可被設計成獲得在感興趣區域上的均勻RF場或均勻的激發圖案。第一選擇為經受考驗的RF-均場:例如，參見參考文獻R3。第二選擇被稱為「Transmit SENSE」:例如，參見參考文獻R4。這兩種技術具有巨大的潛力。兩個重要的缺陷為必要設備的高成本以及處理RF安全方面的難度。-強調製脈衝:該強調製脈衝為一系列基本脈衝或「子脈衝」，每一基本脈衝或「子脈衝」具有恆定的頻率和振幅以及連續的線性相位。最初形成這些脈衝是為了向用於核磁共振量子信息處理的多個耦合自旋的系統提供良好的相干控制。參見:參考文獻R5和參考文獻R6。在MRI中也使用強調製脈衝以抵消射頻場的不均勻性，尤其在高場應用中:參見參考文獻R7，以及國際專利申請W02009/053770。在MRI中，強調製脈衝的一個重要缺點為其不具有空間選擇性。除了由於組織中的不同磁化率或一些不完善的Btl均場引起的一些相對較小的共振頻率偏差外，由於沒有施加磁場梯度，因此拉莫爾頻率沒有發生空間變化。即使施加這樣的梯度，由於基本脈衝的方形形狀，從而由於強調製脈衝頻譜呈現出強的旁瓣，因而其仍將不適合空間選擇性的MRI。同時，使用方形基本脈衝允許發現用於核自旋的Schrtdinger (薛丁格)方程的解析解，從而避免了會使強調製脈衝應用不可行的冗長的數值計算。缺乏空間選擇性意味著需要3D讀取技術來獲得無偽像的圖像和避免混疊或摺疊效果，混疊或摺疊效果將使最終圖像變得無用。相反，由於空間選擇性技術允許相當快速地獲取數據，從而可在對於患者而言非常合理的時間內獲得高解析度圖像，因此空間選擇性技術是有利的。

發明內容
本發明目的在於提供一種自旋激發技術，該技術允許補償B1和/或Btl的不均勻性且提供空間(「切片」)選擇性，同時保留強調製脈衝的有利特徵。本發明技術使用一系列的子脈衝，該子脈衝不是如現有技術中的強調製脈衝那樣是方形的，而是相反，當該子脈衝與磁梯度相關聯時其適合於執行切片選擇性激發。同現有技術中的方法一樣，選擇子脈衝的振幅、頻率和初始相位以補償在所感興趣的體積內的場不均勻性。由於RF子脈衝的形狀不再是方形的，所以不存在通用解析表達式來計算自旋系統的演變；因此，似乎薛丁格方程的冗長的數值解是必須的。但這未必是正確的:本發明人已經發現在合適的條件下，這樣「改進的」強調製脈衝約等效於方形子脈衝組成的「常規的」強調製脈衝。這允許脈衝設計過程的巨大簡化:可使用已知方法簡單地設計常規的強調製脈衝，且隨後發現允許切片選擇性激發的等效的改進的脈衝。有利地，還可進行解析解的迭代細化。在本文中描述的本發明不需要使用並行傳輸，且因此允許避免相關成本的增加。然而，本發明可與並行傳輸結合以實現甚至更好的性能。然後，本發明的一個目的為執行身體的核磁共振成像的方法，該方法包括:-將所述身體置入靜磁場中以沿著磁化軸線定向核自旋；-將所述身體暴露在梯度脈衝和橫向射頻脈衝中以執行所述核自旋的切片選擇性激發，從而使包含在所述身體的切片內的原子的核自旋翻轉；-檢測激發的核自旋所發出的信號；以及-基於所檢測的信號，重建所述身體的所述切片的核磁共振圖像；所述方法的特徵在於其包含以下步驟:
(i)在梯度脈衝不存在的情況下，設計適合於執行所述核自旋的非切片選擇性激發的基準射頻脈衝，所述基準射頻脈衝為「常規的」強調製脈衝，即由一系列具有恆定頻率的基本方形脈衝組成的複合脈衝；選擇基本脈衝的數目、基本脈衝的頻率及基本脈衝的初始相位以至少補償所述身體的所述切片內的所述射頻脈衝的空間不均勻性；(ii)通過將所述基準射頻脈衝的每個基本方形脈衝均替換為相應的具有相同頻率和相同平均振幅的切片選擇性基本脈衝，來設計橫向射頻脈衝；以及(iii)將所述橫向射頻脈衝與由一系列相應的基本梯度脈衝組成的複合梯度脈衝一起應用至所述身體，該基本梯度脈衝具有等於零的平均振幅。有利地，步驟(ii)還可包含以下子步驟:調整所述切片選擇性基本脈衝的振幅、頻率和初始相位以提高穿過所述身體的所述切片的核自旋激發的均勻性。優選地，所述切片選擇性基本脈衝和所述基本梯度脈衝具有時間對稱性。根據本發明的具體實施方式
:-所有的所述基本梯度脈衝除了符號之外可具有相同的振幅；-所述基本梯度脈衝可具有交替的極性；-所有的所述切片選擇性基本脈衝和基本梯度脈衝可具有相同的持續時間。所述設計基準射頻脈衝的步驟(i)可根據上文提到的文獻W02009/053770中所描述的算法被執行，且被應用至待成像的所述身體的所選的切片。總之，該算法包括:(1-a)確定所述射頻脈衝場的振幅的在所述身體的所述切片內的統計分布；和(1-b)計算所述基準射頻脈衝的一組最佳參數以用於使在所述身體的所述切片內的自旋翻轉角分布的統計離差以及實際的自旋翻轉角與預定的自旋翻轉角的目標值之間的誤差共同地最小化，所述參數包括:所述基本脈衝的數目、以及每個所述基本脈衝的振幅、頻率和初始相位。可選地，算法還可包括以下子步驟(1-a』):確定所述靜磁場的振幅沿著所述磁化軸線在所述身體的所述切片內的統計分布。在這種情況下，計算所述基準射頻脈衝場的一組最佳參數的步驟(1-b)應當通過考慮所述靜磁場的振幅的統計分布而被執行。在任何情況下，計算所述基準射頻脈衝場的一組最佳參數的所述子步驟(1-b)優選地通過考慮罰函數而被執行，該罰函數取決於基準射頻脈衝的持續時間、基準射頻脈衝的峰值功率、基準射頻脈衝的能量、基準射頻脈衝的最大頻率和基準射頻脈衝的比吸收率中的至少一個。設計基準脈衝的方法不是本發明的必要部分，且可使用任何替選的方法。例如，可基於翻轉角的空間分布而不是其統計分布來設計，但這將需要更大的計算工作量。如將在後面解釋的，當使用並行傳輸時這種空間方法確實是必要的。事實上，在本發明的具體實施方式
中，使用多個發射信道以將所述身體暴露於橫向射頻脈衝，每個所述信道的特徵在於不同的射頻場空間分布，並且其中，所述基準射頻脈衝和所述橫向射頻脈衝由與相應的發射信道相關的分量的疊加組成。在這種情況下，所述步驟(i )可包括:(1-a )確定由每個所述發射信道所發射的射頻場的振幅和相位在所述身體的所述切片內的空間分布；和(1-β )計算所述基準射頻脈衝的一組最佳參數以使在所述身體的所述切片內的自旋翻轉角分布的統計離差以及實際的自旋翻轉角與預定的自旋翻轉角的目標值之間的誤差共同地最小化，所述參數包括:所述基本脈衝的數目、以及用於每個所述發射信道的每個基本脈衝的振幅、頻率和初始相位。本發明的另一目的為磁共振成像掃描器，其包括:-用於產生靜磁場以沿著磁化軸線定向待成像的身體的核自旋的磁鐵；-用於產生橫向射頻脈衝和梯度脈衝以及用於將所述脈衝朝向所述身體定向以執行所述核自旋的切片選擇性激發的部件；和-用於檢測在所述身體的所述切片內的翻轉的核自旋所發出的信號以及用於重建所述切片的圖像的部件；其特徵在於:用於產生射頻脈衝和梯度脈衝的所述部件以及用於檢測信號和重建圖像的所述部件適於執行如上所述的方法。



結合附圖，根據隨後的描述，本發明的其他特徵和優點將變得明顯，該附圖示出:-圖1A和圖1B是常規的強調製脈衝的隨時間變化的振幅和相位；-圖2是根據本發明的脈衝設計方法的流程圖；-圖3A至圖3F是示出本發明的原理的數值模擬的結果；-圖4A至圖4D是示出本發明的技術結果的數值數據；-圖5A至圖5C是用於獲得圖4A至圖4D的數據的梯度脈衝和RF脈衝；-圖6A至圖6E是也示出本發明的技術結果的實驗數據；-圖7A至圖7C是用於獲得圖6A至圖6E的數據的梯度脈衝和RF脈衝；-圖7D是替選的但是等效的連續梯度脈衝；以及-圖8是根據本發明的實施方式的磁共振成像掃描器。
具體實施例方式如現有技術中已知的，例如根據上文提及的文獻W02009/053770，強調製脈衝由一系列N個持續時間為τ i的基本射頻脈衝組成，該基本射頻脈衝具有恆定的角頻率ω j和振幅Ai'以及連續相位Φ#)= COrt+C^，其中i=l-N。圖1A和圖1B示出由N=3個基本脈衝或「子脈衝」組成的這種脈衝的與時間相關的振幅和相位。應當理解，強調製脈衝由一組4N個參數(1^Ai, ω。)完全限定,其中i=l-N。選擇這些參數的值以獲得相對一致的自旋翻轉角，儘管有不可避免的Btl不均勻性和B1不均勻性。通過以下事實簡化強調製脈衝的設計:在每個基本脈衝的持續時間τ i內，射頻場的相位隨著時間線性變化，Oi(O=OVtiq)i，因此，存在用於自旋的薛丁格方程的解析解，其允許在合理的時間內進行計算。文獻W02009/053770描述了一種用於設計強調製脈衝的算法。該算法的改進的形式可被應用於設計根據本發明的切片選擇性脈衝。該改進的算法通過圖2的流程圖示出。該算法起始於初步校準步驟，該步驟在於相對於位置F ,確定在待成像的身體的體積內或至少在感興趣的切片內的射頻脈衝場振幅我(V)的最大值。這允許在後續的步驟中使RF脈衝振幅歸一化。
然後(步驟SI)，確定射頻脈衝場的歸一化振幅在待成像的身體的感興趣的切片內的統計分布。這是與在W02009/053770中所描述的算法的第一點差異，W02009/053770中考慮了感興趣的整個體積(而不僅僅是其一個切片)。該切片在空間中可具有任何取向。可使用參考文獻R8中所描述的方法進行B1輪廓的測量。根據僅考慮B1不均勻性還是同時考慮B1不均勻性和Btl不均勻性，統計分布可採用一維直方圖或二維直方圖的形式。第二步驟(S2)在於確定強調製脈衝的最佳形狀，以共同優化:-在感興趣的切片內的自旋翻轉角分布的離差，例如FA-分布的標準偏差σFA ;和-在實際的自旋翻轉角FA和其預定目標值FAtl之間的誤差，例如FA的平均誤差〈I FA-FA01〉。事實上，不僅需要使由oFA量化的FA分布均勻化，而且需要以正確的值使由表示的FA分布均勻化。此外，必須在以下許多約束條件下進行該優化，該約束條件取決於硬體和待成像的身體(例如，人類患者，其不可以暴露於任意高的RF功率下):複合脈衝的總持續時間(Σ τ i)、複合脈衝的峰值功率、複合脈衝的能量、複合脈衝的最大頻率、複合脈衝的比吸收率等。這些約束條件可由罰函數FGlFA-FA」〉，oFA)表示，該罰函數促成通過優化過程而得以最小化的「成本函數」。在本發 明的情況下，與W02009/053770中所描述的算法的第二點差異為子脈衝採用相同的持續時間τ。這與執行切片選擇性激發的需求相關:已知空間選擇性與RF脈衝的頻譜寬度有關，而RF脈衝的頻譜寬度與RF脈衝持續時間有關。如果RF基本脈衝具有不同的持續時間，則將有必要改變相應的梯度脈衝以補償RF脈衝的不同的頻譜寬度並確保均勻的選擇性。這將使設計算法過度複雜化。可迭代地進行優化步驟(S2)，如下:-首先，預定基本脈衝的最小數目N;通常Ν=5 ；-然後，確定用於所述基本脈衝的振幅A1、頻率ωJP相對初始相位(Pi的最佳值，以及計算〈IFA-FAtlI^P σΡΑ的相應值。優化在於使成本函數最小化，例如F (〈I FA-FAtl I >，σ FA)=α + β ofa/〈FA>+PF，其中，例如，α =0.4且β =1.6，PF表示上文提到的表示複合脈衝的約束條件的罰函數；-然後，將實際自旋翻轉角與其預定目標值之間的誤差〈IFA-FA01>和自旋翻轉角分布的離差oFA與相應的閾值ε、δ相比較,和/或將成本函數F與單個閾值T比較。如果這些比較顯示對於當前N值的最佳強調製脈衝是令人滿意的，則優化步驟結束。否則，N值增加I，且重複優化。在步驟S2結束時獲得的強調製脈衝不是空間選擇性的，且不能直接使用。相反，所獲得的強調製脈衝用作用於設計切片選擇性脈衝的「基準」脈衝。這在步驟S3中進行，其中，每個方形的子脈衝被替換為「等效的」切片選擇性子脈衝。如在MRI領域中已知的，切片選擇性RF脈衝具有近似方形的頻譜(當然，具有絕對方形的頻譜的脈衝實際上是不可行的)；例如，它可為由平滑窗(例如漢寧窗(Hanningwindow))切趾的「sine」(sine函數)脈衝。這樣的脈衝「本身」不是切片選擇性的。只有當該脈衝與垂直於待選擇的切片的磁場梯度G —起施於待成像的身體時,該脈衝才允許切片選擇性激發。該磁場梯度也是脈衝式的；因此，表述「梯度脈衝」將用在該文件的其餘部分中。當切片選擇性RF脈衝在所感興趣的切片內引發近似相同的核自旋演變時，與梯度脈衝結合的切片選擇性RF脈衝被認為「等效於」方形脈衝。對於任意的方形脈衝(具有恆定的頻率，即線性變化的相位)都可找到等效的切片選擇性脈衝這一點並不明顯。在不需要數值求解用於核自旋的薛丁格方程的情況下能夠找到這樣的等效脈衝則更不明顯。稍後將提供這種預料不到的事實的量子力學論證。目前，將僅提供用於獲得「基準」強調製脈衝的每個方形子脈衝的等效的切片選擇性RF脈衝的規則。這些規則如下:規則1:兩種基本脈衝必須具有相同的(恆定的)頻率和相同的初始相位(相對於相應的複合脈衝的其他基本脈衝)。規則2:兩種脈衝的包絡線的時間平均倌必須相同:
權利要求
1.一種執行身體(BI)的核磁共振成像的方法，所述方法包括: -將所述身體置入靜磁場(Btl)中以沿著磁化軸線定向核自旋； -將所述身體暴露在梯度脈衝(G)和橫向射頻脈衝(B1)中以執行所述核自旋的切片選擇性激發，從而使包含在所述身體的切片內的原子的核自旋翻轉； -檢測激發的核自旋所發出的信號；以及 -基於所檢測到的信號重建所述身體的所述切片的磁共振圖像； 所述方法的特徵在於，其包含以下步驟: (i)在梯度脈衝不存在的情況下，設計適合於執行所述核自旋的非切片選擇性激發的基準射頻脈衝，所述基準射頻脈衝為由一系列具有恆定頻率的基本方形脈衝組成的複合脈衝；選擇基本脈衝的數目、基本脈衝的頻率及基本脈衝的初始相位以補償至少在所述身體的所述切片內的所述射頻脈衝的空間不均勻性； (ii)通過將所述基準射頻脈衝的每個基本方形脈衝替換為相應的具有相同頻率和初始相位及相同平均振幅的切片選擇性基本脈衝，來設計橫向射頻脈衝；以及 (iii)將所述橫向射頻脈衝與由一系列相應的基本梯度脈衝組成的複合梯度脈衝一起應用至所述身體，所述基本梯度脈衝具有等於零的平均振幅。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，步驟(ii)還包括以下子步驟:調整所述切片選擇性基本脈衝的振幅、頻率和初始相位以提高穿過所述身體的所述切片的核自旋激發的均勻性。
3.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，其中，所述切片選擇性基本脈衝和所述基本梯度脈衝具有時間對稱性。
4.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，其中，所有的所述基本梯度脈衝除了符號之外具有相同的振幅。
5.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，其中，所述基本梯度脈衝具有交替的極性。
6.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，其中，所有的所述切片選擇性基本脈衝和基本梯度脈衝具有相同的持續時間。
7.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，其中，所述步驟(i)包括: (1-a)確定所述射頻脈衝的振幅在所述身體的所述切片內的統計分布；和 (1-b)計算所述基準射頻脈衝的一組最佳參數以使在所述身體的所述切片內的自旋翻轉角分布的統計離差以及實際的自旋翻轉角與預定的自旋翻轉角的目標值之間的誤差共同地最小化，所述參數包括:所述基本脈衝的數目、以及每個所述基本脈衝的振幅、頻率和初始相位。
8.根據權利要求7所述的方法，所述方法還包括以下子步驟(1-a』):確定所述靜磁場的振幅沿著所述磁化軸線在所述身體的所述切片內的統計分布，且其中，計算所述基準射頻脈衝場的一組最佳參數的所述子步驟(1-b)通過考慮所述靜磁場的振幅的所述統計分布而執行。
9.根據權利要求7和8中的任一項所述的方法，其中，計算所述基準射頻脈衝場的一組最佳參數的所述子步驟(1-b)通過考慮罰函數而被執行，所述罰函數取決於所述基準射頻脈衝的持續時間、所述基準射頻脈衝的峰值功率、所述基準射頻脈衝的能量、所述基準射頻脈衝的最大頻率和所述基準射頻脈衝的比吸收率中的至少一個。
10.根據權利要求1至6中的任一項所述的方法，其中，使用多個發射信道以將所述身體暴露於橫向射頻脈衝(B1),每個所述信道的特徵在於不同的射頻場空間分布，並且，所述基準射頻脈衝和所述橫向射頻脈衝(B1)由與相應的發射信道相關的分量的疊加組成。
11.根據權利要求10所述的方法，其中，所述步驟(i)包括: (1-a )確定由每個所述發射信道所發射的射頻場的振幅和相位在所述身體的所述切片內的空間分布；和 (1-β)計算所述基準射頻脈衝的一組最佳參數以使在所述身體的所述切片內的自旋翻轉角分布的統計離差以及實際的自旋翻轉角與預定的自旋翻轉角的目標值之間的誤差共同地最小化，所述參數包括:所述基本脈衝的數目、以及用於每個所述發射信道的每個基本脈衝的振幅、頻率和初始相位。
12.—種磁共振成像掃描器,包括: -用於產生靜磁場以沿著磁化軸線定向待成像的身體的核自旋的磁鐵M ; -用於產生橫向射頻脈衝和梯度脈衝以及用於將所述脈衝朝向所述身體定向以執行所述核自旋的切片選擇性激發的部件(ΙΡΜ、OS、CEF, Cg);和 -用於檢測所述身體的所述切片內的翻轉的核自旋所發出的信號以及用於重建所述切片的圖像的部件(CKF、AM、IPM)； 其特徵在於:用於產生射頻脈衝和梯度脈衝的所述部件以及用於檢測信號和重建圖像的所述部件適於執行根據前述權利要求中的任一項所述的方法。
全文摘要
一種執行身體的核磁共振成像的方法，所述方法包括將所述身體置入靜磁場中以沿著磁化軸線定向核自旋；將所述身體暴露於梯度脈衝和橫向射頻脈衝中以執行所述核自旋的切片選擇性激發，從而使包含在所述身體的切片內的原子的核自旋翻轉；檢測激發的核自旋所發出的信號；以及基於所檢測的信號重建所述身體的所述切片的核磁共振圖像；所述方法的特徵在於所述射頻脈衝由一系列切片選擇性基本脈衝組成；所述一系列切片選擇性基本脈衝約等效於一系列具有恆定頻率的基本矩形脈衝，所述基本矩形脈衝設計成補償所述身體內的所述射頻場的不均勻性。
文檔編號G01R33/54GK103119459SQ201080068171
公開日2013年5月22日 申請日期2010年5月21日 優先權日2010年5月21日
發明者尼古拉斯·布朗 申請人:原子能與替代能源委員會