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1、(10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201280075087.8 (22)申请日 2012.10.22 61/660,278 2012.06.15 US A61B 5/055(2006.01) (71)申请人 通用医疗公司 地址 美国马萨诸塞州 (72)发明人 LL沃尔德 C齐默尔曼 J斯托克曼 (74)专利代理机构 上海专利商标事务所有限公 司 31100 代理人 宋静娴 (54) 发明名称 使用旋转阵列的永磁体用于便携式磁共振成 像的系统和方法 (57) 摘要 提供了一种使用主磁体中的静态磁场不均匀 性对核自旋的空间位置进行编码的便携式磁共振 成像 ( “MRI” ) 。
2、系统。还提供了低场强、 低功耗、 轻 质、 且容易携带的MRI系统的空间编码方案。 一般 而言， 便携式 MRI 系统利用极化磁场中的空间不 均匀性而不是使用梯度场对图像进行空间编码。 由此， 不均匀的静态场用于对对象的图像进行极 化、 读取和编码。为了提供空间编码， 磁体在对象 周围旋转以生成许多不同编码的量度。 接着， 通过 求解与数据最一致的对象来重构图像。 (30)优先权数据 (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2015.02.02 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/US2012/061341 2012.10.22 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2013/187924。
3、 EN 2013.12.19 (51)Int.Cl. (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书2页 说明书6页 附图5页 (10)申请公布号 CN 104507386 A (43)申请公布日 2015.04.08 CN 104507386 A 1/2 页 2 1.一种便携式磁共振成像 (“MRI” ) 系统， 包括 ： 磁体组件， 所述磁体组件包括 ： 多个永磁体， 每一永磁体沿着所述磁体组件的纵轴从近端延伸到远端 ； 支撑件， 所述支撑件被配置成使所述多个永磁体保持环形排列以限定配置成接收要成 像的对象的区域并且保持所述多个永磁体以使所述永磁体生成随着在横切所述。
4、磁体组件 的所述纵轴的平面上的空间位置而变化的磁场 ； 旋转体， 所述旋转体耦合至所述磁体组件并且被配置成使所述磁体组件围绕其纵轴旋 转通过多个不同的旋转角 ； 射频 (RF) 线圈， 所述 RF 线圈用于生成 RF 能量且接收来自置于所述磁体组件中的对象 的磁共振信号 ； 控制器， 所述控制器被配置成引导所述旋转体以使所述磁体组件旋转通过所述多个不 同的旋转角并且引导所述RF线圈以生成RF能量且接收在每一旋转角处的响应的磁共振信 号。 2.根据权利要求1所述的便携式MRI系统， 其特征在于， 所述支撑件被配置成使所述永 磁体保持环形哈尔巴赫阵列排列。 3.根据权利要求1所述的便携式MRI系统。
5、， 其特征在于， 所述磁体组件进一步包括多个 端环磁体， 并且所述支撑件被配置成使所述多个端环磁体保持与所述多个永磁体的所述环 形排列同轴的环形排列。 4.根据权利要求3所述的便携式MRI系统， 其特征在于， 所述支撑件被配置成使所述多 个端环磁体位于所述多个永磁体的所述近端和所述多个永磁体的所述远端中的至少一个 处。 5.根据权利要求 1 所述的便携式 MRI 系统， 其特征在于， 所述 RF 线圈包括 RF 线圈阵 列， 所述 RF 线圈阵列包括多个 RF 线圈元件。 6.根据权利要求 1 所述的便携式 MRI 系统， 其特征在于， 所述 RF 线圈被配置成生成 RF 场， 所述 RF 场。
6、的相位沿着所述磁体组件的所述纵轴线性地变化。 7.根据权利要求1所述的便携式MRI系统， 其特征在于， 所述磁体组件被配置成使所述 多个永磁体生成沿着所述磁体组件的所述纵轴变化的磁场。 8.根据权利要求 1 所述的便携式 MRI 系统， 其特征在于， 所述磁体组件进一步包括 ： 另外多个永磁体， 每一永磁体沿着所述磁体组件的纵轴从近端延伸到远端 ； 另一支撑件， 所述另一支撑件被配置成使所述另外多个永磁体保持与所述多个永磁体 的所述环形排列同轴的环形排列， 以使所述另外多个永磁体生成增大由所述多个永磁体生 成的所述磁场的线性磁场。 9.根据权利要求8所述的便携式MRI系统， 其特征在于， 所述。
7、另一支撑件被配置成独立 于所述支撑件地旋转。 10.根据权利要求 9 所述的便携式 MRI 系统， 进一步包括 ： 另一旋转体， 所述另一旋转 体耦合到所述另一支撑件并且被配置成使所述另外多个永磁体围绕所述磁体轴的所述纵 轴旋转通过多个不同的旋转角。 11.根据权利要求 1 所述的便携式 MRI 系统， 其特征在于， 所述多个永磁体中的每一个 具有多边形截面。 权 利 要 求 书 CN 104507386 A 2 2/2 页 3 12.一种使用环形阵列的永磁体进行磁共振成像的方法， 所述方法的步骤包括 ： a) 将对象排列在环形阵列的永磁体内 ； b) 向所述对象生成射频 (RF) 场以激励在。
8、其中的自旋 ； c) 响应于来自所述对象的所生成的 RF 场， 接收磁共振信号 ； d) 使所述环形阵列的永磁体围绕所述对象旋转到不同的旋转角 ； e) 重复步骤 b)-d) 多次， 以接收在多个不同的旋转角处的来自所述对象的磁共振信 号 ； 以及 f) 从接收到的磁共振信号中重构所述对象的图像。 13.根据权利要求 12 所述的方法， 其特征在于， 步骤 d) 包括使所述环形阵列的永磁体 旋转通过不同旋转角的离散步长。 14.根据权利要求 12 所述的方法， 其特征在于， 步骤 d) 包括使所述环形阵列的永磁体 不断地旋转通过所述多个不同的旋转角。 权 利 要 求 书 CN 10450738。
9、6 A 3 1/6 页 4 使用旋转阵列的永磁体用于便携式磁共振成像的系统和方 法 0001 相关申请的交叉引用 0002 本申请要求 2012 年 6 月 15 日提交的且题为 “使用不均匀磁场的 MRI 编码 (MRI Encoding with and Inhomogeneous Magnetic Field)”的美国临时专利申请序列号 61/660,278 的权益。 0003 关于联邦资助研究的说明 0004 本发明利用在美国陆军医学研究与物资司令部授予的 W81XWH-11-2-0076 下的政 府支持而做出。政府拥有本发明中的特定权利。 0005 发明背景 0006 本发明的领域是。
10、用于磁共振成像 ( “MRI” ) 的系统和方法。更具体地， 本发明涉及 使用不均匀的磁场用于空间编码的便携式 MRI 的系统和方法。 0007 常规 MRI 扫描仪使用若干不同的磁场产生图像。一种场是用于极化核磁化且其中 读取自由感应衰减 ( “FID” ) 信号的静态的、 高度一致的磁场。另一种场是发起 FID 的射频 (“RF” ) 脉冲场。同样， 一个或多个梯度场用于对 FID 起源的空间位置进行编码， 由此对所 得图像进行空间编码。梯度场在空间上改变 ( 例如， 与位置呈线性 ) 因变于位置而调制自 旋相位的梯度场。作为调制自旋相位的结果， 该信号的位置被编码为所采集的信号的傅立 叶。
11、变换。有时， 不均匀的预极化场用于启动增强 (boost) 磁化， 接着在一致的、 更低强度的 场中读取该预极化场。 0008 MRI 系统的尺寸和复杂性大部分源自典型临床 MRI 系统需要很均匀的静态磁场和 很高功率的线性梯度场的事实。 由此， 由于高度均匀的超导或永磁体的重量和脆弱性， 当前 MRI 系统受限于医院设置。附加的负担是需要几百安培的电流对梯度场供电。为了使 MRI 系统便携， 需要新型 MR 编码方案。简单地 “缩小” 电流的设计还是不够。 0009 便携式 MR 系统具有在受伤地点快速地检测脑损伤的可能性。例如， 出血检测对中 风患者和创伤性脑损伤受害者两者是至关重要的。在。
12、中风情况下， 快速区分出血和未出血 事件可允许在运送到医院之前在救护车上给予诸如 tPA( 组织纤溶酶原激活剂 ) 之类的凝 块破裂药物， 可能将该时间敏感的治疗提前高达一小时。硬膜下出血 ( 或血肿 ) 是创伤性 脑损伤的一种形式， 其中血在硬脑膜和蛛网膜 ( 在脑膜层中 ) 之间聚集并且有可能在粗分 辨率 ( 例如， 5mm) 的 T1 图像上可视。在现场快速地诊断出血可实质上通过留意 “等和看” 的方法来加速治疗。在脑手术之后， 一些患者发展成必须立即治疗的出血。神经 ICU 中的 床边 MRI 可允许频繁地检查这种出血的发展。 0010 其他公开了便携式核磁共振光谱仪 ； 然而， 甚至。
13、这些系统仍然使用需要梯度的常 规编码方案。 0011 因此， 可能期望一种不需要使用磁场梯度线圈来提供对磁共振信号的空间编码的 便携式 MRI 系统。 发明内容 说 明 书 CN 104507386 A 4 2/6 页 5 0012 本发明通过提供使用其自然不均匀的磁场对磁共振信号进行空间编码的便携式 磁共振成像 (“MRI” ) 系统来克服上述缺陷。 0013 本发明的一个方面是提供一种便携式MRI系统， 该便携式MRI系统包括磁体组件、 旋转体、 射频 ( “RF” ) 线圈、 以及控制器。磁体组件包括多个永磁体和支撑件。多个永磁体 中的每一个沿着该磁体组件的纵轴从近端延伸到远端。 支撑件。
14、被配置成使该多个永磁体保 持环形排列以限定被配置成接收要成像的对象的区域。 支撑件还被配置成保持多个永磁体 以使永磁体生成随着在横切磁体组件的纵轴的平面上的空间位置而变化的磁场。 旋转体耦 合至磁体组件并且被配置成使磁体组件围绕其纵轴旋转通过多个不同的旋转角。 RF线圈被 配置成用于生成 RF 能量且接收来自置于磁体组件中的对象的磁共振信号。控制器被配置 成引导旋转体以使磁体组件旋转多个不同的旋转角并且引导RF线圈以生成RF能量且接收 在每一旋转角处的响应磁共振信号。 0014 本发明的先前以及其他方面和优点将根据以下描述而显现。在该描述中， 参考形 成其一部分且作为说明示出本发明的优选实施例。
15、的附图。然而， 这种实施例不一定表示本 发明的总范围， 并且因此参考本文中的用于解释本发明的范围的权利要求书。 0015 附图简述 0016 图 1 是根据本发明的实施例的便携式磁共振成像 (“MRI” ) 系统的示例的框图 ； 0017 图 2 是形成本发明的便携式 MRI 系统的一部分的磁体组件的示例 ； 0018 图 3 是图 2 的磁体组件中的永磁体的示例排列的图示， 其中永磁体被排列成环形 哈尔巴赫 (Halbach) 阵列 ； 0019 图 4 是图 2 的磁体组件的平面图 ； 0020 图 5 是图 2 的磁体组件的截面图 ； 0021 图6是可形成在根据本发明的便携式MRI系统。
16、中使用的磁体组件的一部分的永磁 体的示例配置， 其中永磁体包括控制由磁体组件产生的磁场的一致性的端环磁体 ； 0022 图 7 是图 7 的永磁体的配置的截面图 ； 0023 图 8 是由图 2 的磁体组件生成的磁场轮廓 (profile) 的示例 ； 以及 0024 图 9 是由图 6 的永磁体的配置生成的磁场轮廓的示例。 0025 本发明的详细描述 0026 提供了一种便携式磁共振成像 (“MRI” ) 系统， 该便携式磁共振成像 (“MRI” ) 系 统使用主磁体中的静态磁场不均匀性对核自旋的空间位置进行编码。 还提供了一种用于低 场强、 低功耗、 轻质且容易携带的MRI系统的空间编码方。
17、案。 一般而言， 本发明的便携式MRI 系统采用极化 B0磁场中的空间不均匀性而非梯度场对图像进行空间编码。由此， 在本发明 的系统中， 不均匀的静态场用于对对象的图像进行极化、 读取、 和编码。 为了提供空间编码， 磁体在对象周围旋转以生成大量不同编码的量度。接着， 通过例如在最小二乘的意义上使 用或不使用约束或先前知识 ( 而非 B0场的空间地图 ) 来求解与数据最一致的对象来重构 图像。 0027 本发明的便携式 MRI 系统可用于在紧急情形下检测出血、 脑手术后在重症监护室 (“ICU” ) 中在患者床边监视出血、 或者检测早期的出血性中风。后者的应用特别有用， 因 为出血性中风的早期。
18、检测可加速抗容栓剂的应用， 由此改善患者的临床结果。 0028 如在图 1 中看到的， 本发明的便携式 MRI 系统 10 一般包括磁体组件 12、 射频 说 明 书 CN 104507386 A 5 3/6 页 6 (“RF” ) 系统 14、 以及控制器 16。控制器 16 可包括例如脉冲序列系统 18、 数据采集系统 20、 数据处理系统 22、 以及控制处理器 24。便携式 MRI 系统 10 还可包括显示器 26， 该显示 器 26 用于查看用便携式 MRI 系统 10 获得的对象 28 的图像且用于提供操作者和控制器 16 之间的用户界面。便携式 MRI 系统 10 不需要梯度线圈。
19、或高功率梯度放大器。由此， RF 系 统 14 和控制器 16 可由小信号电子设备和小 RF 功率放大器所构建， 所有这些设备可容易适 配在救护车的后部中。 0029 磁体组件12一般包括排列成环形哈尔巴赫阵列的多个永磁体30。 永磁体30可由 支撑件 32 保持间隔的排列， 以形成环形哈尔巴赫阵列。作为示例， 支撑件 32 可由塑料、 纤 维玻璃、 或者另一合适的优选非磁性的材料构成。磁体组件 12 还可包括排列在永磁体 30 的末端用于减少在磁体组件 12 的末端的磁场的衰减的端环永磁体 34。 0030 磁体组件 12 可被配置不重于八十千克， 以使其相对地轻质和便携。与临床 MRI 系。
20、 统不同， 本发明的磁体组件12由永磁体构成 ； 由此， 它不需要制冷剂。 在其中可使用轻质超 导磁体的磁体组件 12 的其他配置中， 可能需要制冷剂。然而， 由于可放松对磁场的均匀性 要求， 与常规的临床 MRI 系统中所使用的那些超导磁体相比， 可显著地减少这种超导磁体 的重量。 0031 在图 2-5 中示出可形成本发明的便携式 MRI 系统 10 的一部分的磁体组件 12 的示 例。如以上所注解的， 磁体组件 12 包括排列成哈尔巴赫阵列的多个永磁体 30。哈尔巴赫阵 列排列是优选的， 因为它在不需要低温箱或电源的情况下创建了相对一致的磁场。在一些 配置中， 磁体组件 12 可包括轻质。
21、超导磁体。这种磁体的重量可极大地减少， 因为超导磁体 的磁场不需要与在常规临床 MRI 系统中一样均匀。由于该放松的均匀性要求， 超导磁体的 重量可显著地减少， 以致于足以用在便携式 MRI 系统 10 的磁体组件 12 内。 0032 磁体组件 12 被设计成使平均磁场强度最大化， 同时允许用于空间编码的磁场的 小的受控的变化。仿真 ( 诸如 COMSOL 仿真 ) 可用于基于改变一个或多个参数来优化磁体 组件的磁场。可在磁体设计中改变的参数的示例包括磁体 30 的尺寸和数量、 磁体组件 12 的尺寸、 以及用于末端场校正的较小环 ( 诸如， 端环磁体 34) 的添加。 0033 永磁体 3。
22、0 由诸如磁性金属材料、 合成磁性材料、 或者稀土磁性材料之类的磁性材 料构成。作为示例， 永磁体 30 可由诸如钕铁硼 (“NdFeB” ) 之类的稀土元素材料构成。永 磁体 30 优选被成形为沿着磁体组件的纵轴从近端延伸到远端的杆。在该实例中， 每一永磁 体 30 将优选具有多边形截面。例如， 永磁体 30 的截面可以是正方形、 长方形、 圆形、 或六边 形等。 0034 作为示例， 图 2-5 所示的磁体组件 12 包括具有正方形截面的杆状永磁体 30。为 了形成哈尔巴赫阵列， 每一永磁体 30 相对于其他相邻的永磁体 30 围绕其纵轴旋转。举例 而言， 磁体组件 12 可包括二十个永磁。
23、体 30， 其中每一永磁体相对于相邻的永磁体 30 旋转。 如图 3 所示， 该配置导致磁化的空间旋转图案， 该图案进而导致在磁体组件 12 的中心 36 生 成磁场以及在磁体组件 12 的外部相消磁场接近于零。 0035 在该示例中， 二十个永磁体 30 中的每一个是十四英寸长且一英寸乘以一英寸方 的放射状磁化的 NdFeB N42 磁体。永磁体 30 可放到套管 ( 诸如纤维玻璃套管 ) 里以约束 这些永磁体。可使用压缩夹具 (jig) 迫使永磁体 30 进入这些套管， 并且永磁体 30 可用环 氧树脂胶合到位。每一套管可以准确的角度处取向， 并且由支撑件 32 保持到位。支撑件 32 说。
24、 明 书 CN 104507386 A 6 4/6 页 7 可由喷水切割的 ABS 塑料构成。支撑件 32 可包括两个端环和一个中间环。如上所述的， 一 个立方英寸的端环磁体 34 的附加圈可被排列在永磁体 30 的每一端， 如图 6 和 7 所示。端 环磁体 34 减少了在磁体组件 12 的末端的磁场的衰减， 由此改善沿着磁体组件 12 的纵轴的 磁场的一致性。 0036 现在参考图 8 和 9， 示出图 2 所示的便携式 MRI 系统 10 的磁体组件 12 的平面内磁 场轮廓的示例。该磁场横切磁体组件 12 的纵轴 ； 由此， 当便携式 MRI 系统 10 用于对患者的 头部成像时， 磁。
25、体组件 12 将产生磁场， 该磁场具有适合于在垂直于上下方向的平面上或者 在相对于横切平面形成角度的倾斜平面上进行空间编码的空间分布。图 8 示出沿着磁体组 件 12 的三个不同的纵向位置处的场轮廓。这些位置包括磁体组件 12 的中心、 以及位于磁 体组件 12 的中心上方和下方四厘米。图 9 示出相同纵向位置处的相同磁体组件 12 的磁场 轮廓 ； 然而， 图 9 所表示的磁场已经通过向磁体组件 12 添加附加磁体 ( 诸如， 端环磁体 34) 来填隙 (shim)。 0037 以此方式构成的磁体组件 12 的自然不均匀性大部分是二次的， 并且当围绕被成 像的对象旋转成不同测量取向时很适合于。
26、对磁共振信号进行空间编码。此外， 磁体组件 12 的磁场轮廓产生 3.3MHz 的氢质子的中心拉莫尔频率， 该中心拉莫尔频率适合于成像。当由 磁体组件 12 所生成的磁场的均匀性充分地低于超导磁体的磁场的均匀性时， 场形状允许 不均匀性用于图像编码。 0038 磁体组件 12 的不均匀磁场用来极化要成像的对象并且读取磁共振信号。读取然 后通过用围绕对象旋转至不同取向的磁体组件 12 进行多次度量来对空间位置、 所读取的 磁共振信号进行编码。 例如， 第一采集可能具有从左到右通过对象横切取向的B0场。 接着， 可使用以十度增量旋转的磁体组件 12 来重复采集， 直至获得三十六次不同的采集， 每一。
27、次 采集具有唯一的磁场取向。磁体组件 12 所生成的磁场中的空间不均匀性对磁共振信号相 位进行空间调制， 由此提供对可用于重构对象图像的信号的空间编码。 在该图像重构中， 使 用关于每一取向的场轮廓的详述的先前知识。 举例而言， 给定编码矩阵的全部知识， 典型地 使用迭代算法来执行图像重构以求解未知图像。 0039 通过耦合到磁体组件 12 的支撑件 32 的旋转体的方式来实现磁体组件 12 的旋转。 作为示例， 旋转体可包括耦合到支撑件 32 的门架或者磁体组件 12 依靠在其上且允许磁体 组件 12 围绕其纵轴滚动的一组辊。 0040 可通过使用 RF 接收线圈阵列来改善磁共振信号的空间定。
28、位。接着， 来自 RF 接收 线圈的信息可用于在类似于常规 MRI 中的平行成像的过程中检测信号。在重构期间， 将空 间变化的线圈敏感性直接地结合到编码矩阵中。进一步， 还可通过限制所使用的 RF 激励脉 冲的带宽来实现图像编码。在此情况下， 激励限于空间区域的受约束的 “洋葱壳” 。可通过 使用所谓的 “TRASE” 方法实现再进一步地改善的空间定位， 在该方法中使用 RF 传送线圈或 多个线圈来施加与 z 有关的空间相位。 0041 便携式 MRI 系统的挑战在于， 如何在不使用经转换的梯度线圈的情况下执行空间 编码。本发明提供了一种不需要梯度线圈的系统。梯度线圈的省略提供许多优点， 包括。
29、 ： 较 低功耗、 降低的复杂性、 使用低均匀性的能力， 并且因此轻质的永磁体或超导磁体、 以及成 像期间的静音操作。现在提供对使用本发明的便携式 MRI 系统 10 进行空间编码的进一步 讨论。 说 明 书 CN 104507386 A 7 5/6 页 8 0042 横向编码如下地实现。磁体组件 12 的哈尔巴赫阵列配置自然地形成非线性磁场， 其在拉莫尔频率上的变化 ( 其在 FOV 上变化约 50-100KHz) 可用于空间编码。J.Hennig 等 在 MAGMA 2008 年 21(1-2):5-14 “非双射曲线磁场梯度中的平行成像 ： 概念研究 (Parallel imaging 。
30、in non-bijective,curvilinear magnetic field gradients:a concept study)” 中描述 ： 与 Patloc 编码场类似， 图 2 所示的磁体组件 12 所生成的磁场的近似形状 是二阶四极球面调和的。为了利用这些变化来编码， 磁体组件 12 以离散的步长旋转或者不 断地旋转， 并且在每一旋转角处采集投影。优选选择读取方向， 以允许 7 弧度的相对相位在 磁体组件 12 的周边附近的相邻体素 (voxel) 之间演变。允许太多相位演变将导致体素内 去相位。由此， 读取持续时间与可使用便携式 MRI 系统 10 实现的重构解决方案相关。
31、。为了 避免混淆， 在读取期间的采样速率应该被设为在成像视野中出现的最高绝对空间频率的至 少两倍。 0043 当 磁 体 组 件 12 以 及 由 此 其 磁 场 以 离 散 的 步 长 旋 转 时， 所 得 采 集 类 似 于 由 G.Schutlz 等 在 IEEE 医 学 成 像 汇 刊 (IEEE Trans Med Imaging)2011 年 30(12):2134-2145 “使用多极磁性编码场的放射状成像(Radial imaging with multipolar meganetci encoding fields)” 中描述的采集 ； 由此， Schultz 描述的快速直接。
32、的重构适用 于从以此方式采集的 k 空间数据中重构图像。然而， 要注意的是， Schultz 描述的形式体系 的差异在于， 该形式体系假设完美的四极场， 而本发明的便携式 MRI 系统 10 中所使用的磁 体组件 12 可产生一些线性和高阶成分。 0044 使用二次场进行编码的一个缺陷是， 在其中磁场在空间上是平的磁体中心没有 编码能力。为了缓和该缺陷， 可在磁场不均匀性中生成线性项。可通过例如在下一更高 哈尔巴赫模式下将第二永磁体阵列提供给磁体组件 12 来生成这些线性项， 这可能形成可 与主磁体组件 12 无关地旋转的线性场。注意， 如果使用第二永磁体阵列来施加传统线性 梯度项， 则可使用。
33、常规放射状 MR 编码。在该配置中， 在激励之后， k 空间轨迹是在等中心 (isocenter) 开始的放射状轨迹。180 脉冲的施加使得轨迹反转， 从而允许其穿过 k 空间的 原点。接着， 数据采集包括在线性梯度磁体阵列的每一个旋转位置记录一个线性投影。 0045 替换地， 在没有线性项的情况下， 磁场可偏离头部的等中心， 因此 “编码孔” 随着磁 体的旋转以圆弧移动通过头部。旋转偏离 (offset) 场形状将在 FOV 的中心移除 “编码孔” 。 0046 纵向编码如下地实现。在一个示例中， 被称为传送阵列空间编码 (“TRASE” ) 的 方法可用于纵向编码。J.C.Sharp 和 。
34、S.B.King 在 医学磁共振 (Magn Reson Med)2010 年 63(1):151-161“使用射频磁场相位梯度的 MRI(MRI using radiofrequency magnetic field phase gradients)” 、 以及 Q.Deng 等在 国际医学磁共振学会会议录 (Proc. ISMRM)2011 年 1813“用于 TRASE RF 成像的 ID RF 相位梯度线圈 (ID RF Phase Gradient Coil for TRASE RF Imaging)” 中描述了 TRASE。在 TRASE 方法中， RF 线圈在激励期间施 加给磁化。
35、的线性相位提供了沿着纵向的相位编码。例如使用螺旋鸟笼状线圈或 Maxwell/ Helmholtz对来产生线性相位， 以在期望视野中实现必需的180度相移。 该线性相位可如下 地定义， 0047 B1 |B 1|e i1(r) 2k 1r G1r (1)。 0048 沿着纵向的该线性相位变化在不依赖于 RF 脉冲形状的 RF 激励期间给予 k 空间偏 移。这需要常规恒定相位线圈或者线圈阵列以用于信号接收。如果相同的线圈用于传送和 说 明 书 CN 104507386 A 8 6/6 页 9 接收， 则不执行净相位编码。替换地， 可使用一个线圈来施加 180 度脉冲， 并且可使用第二 线圈来观察。
36、聚焦在 180 度脉冲中间的自旋， 如在正常回声列中。 0049 一般而言， TRASE 方法与上述横切编码协同， 因为在每一阵列旋转角处需要多个回 声列以获得足够的 SNR。经由 TRASE 编码， 这些相同的 180 度脉冲可用于切割选择。 0050 替换的纵向编码策略是使用具有二次相位的 RF 脉冲来隔离来自 RF 感应相位 调制的抛物线 “顶点” 的信号， 如 J.G.Pipe 在 医学磁共振 1995 年 33(1):24-33“具有 二次相位轮廓的 MRI 中的空间编码和重构 (Spatial encoding and reconstruction in MRI with quad。
37、ratic phase profiles)” 、 以及 R.Chamberlain 等在 医学磁共振 2007 年 58(4):794-799“RASER ： 新的超快磁共振成像方法 (RASER:a new ultrafast magnetic resonance imaging method)” 中描述的。在存在磁场梯度的情况下， 可在给定方向上平移 (translate) 抛物线顶点。自顶点起， 自旋被去相位并且最小化地对所采集信号作出贡献。 0051 用于纵向编码的另一替换方法是使用磁体组件12的磁场沿着其纵轴的自然变化。 被成像的对象可使用硬脉冲激励， 并且频率等高线可在三维上区分开。
38、 (disambiguated)， 其 中附加空间编码由接收阵列中的表面线圈提供。 0052 大多数自旋始终 ( 包括进行 (play)RF 传送脉冲时 ) 是明显非共振的事实使本发 明的便携式 MRI 系统 10 的 RF 激励变得复杂。为了避免在 RF 脉冲期间归因于非共振自旋 进动的相位和翻转角， 应该将 RF 脉冲的持续时间设置为实现充分的宽带激励。如果由于有 限的可用 RF 功率， RF 脉冲的持续时间必须更长， 则可设计合成脉冲以对经过对象的所有频 率产生相同的激励相位。替换方法是使用次优 RF 脉冲且在重构期间将所得空间变化的相 位结合到编码矩阵中。 0053 已经提供了一种便携。
39、式 MRI 系统。便携式 MRI 系统的磁体组件实现了合理的均匀 性， 还提供了用于在无需梯度线圈系统的情况下实现磁共振信号的空间编码的不均匀性。 便携式 MRI 系统可被构造成重 (weigh)45-80 千克的数量级， 并且无需维持磁场的功率。另 外， 创建这种便携式MRI系统的成本只是几千美元， 以使其作为传统MRI系统的便宜得多的 替代物。该便携式 MRI 系统的可用性具有将基础头部创伤和出血检测提供到广泛范围的应 用的潜力。 0054 本发明已经在一个或多个优选实施例方面进行了描述， 并且应当理解除那些清楚 说明以外的许多等同、 替换、 变化、 以及修改是可能的且在本发明的范围内。 说 明 书 CN 104507386 A 9 1/5 页 10 图 1 说 明 书 附 图 CN 104507386 A 10 2/5 页 11 图 2 图 3 说 明 书 附 图 CN 104507386 A 11 3/5 页 12 图 4 图 5 说 明 书 附 图 CN 104507386 A 12 4/5 页 13 图 6 图 7 说 明 书 附 图 CN 104507386 A 13 5/5 页 14 图 8 图 9 说 明 书 附 图 CN 104507386 A 14 。