使用旋轉陣列的永磁體用于便攜式磁共振成像的系統和方法
【專利摘要】提供了一種使用主磁體中的靜態磁場不均勻性對核自旋的空間位置進行編碼的便攜式磁共振成像(“MRI”)系統。還提供了低場強、低功耗、輕質、且容易攜帶的MRI系統的空間編碼方案。一般而言，便攜式MRI系統利用極化磁場中的空間不均勻性而不是使用梯度場對圖像進行空間編碼。由此，不均勻的靜態場用于對對象的圖像進行極化、讀取和編碼。為了提供空間編碼，磁體在對象周圍旋轉以生成許多不同編碼的量度。接著，通過求解與數據最一致的對象來重構圖像。
【專利說明】使用旋轉陣列的永磁體用于便攜式磁共振成像的系統和方法
[0001]相關申請的交叉引用
[0002]本申請要求2012年6月15日提交的且題為“使用不均勻磁場的MRI編碼(MRIEncoding with and Inhomogeneous Magnetic Field) ” 的美國臨時專利申請序列號61/660, 278 的權益。
[0003]關于聯邦資助研宄的說明
[0004]本發明利用在美國陸軍醫學研宄與物資司令部授予的W81XWH-11-2-0076下的政府支持而做出。政府擁有本發明中的特定權利。
[0005]發明背景
[0006]本發明的領域是用于磁共振成像(“MRI”)的系統和方法。更具體地，本發明涉及使用不均勻的磁場用于空間編碼的便攜式MRI的系統和方法。
[0007]常規MRI掃描儀使用若干不同的磁場產生圖像。一種場是用于極化核磁化且其中讀取自由感應衰減(“FID”)信號的靜態的、高度一致的磁場。另一種場是發起FID的射頻(“RF”)脈沖場。同樣，一個或多個梯度場用于對FID起源的空間位置進行編碼，由此對所得圖像進行空間編碼。梯度場在空間上改變(例如，與位置呈線性)因變于位置而調制自旋相位的梯度場。作為調制自旋相位的結果，該信號的位置被編碼為所采集的信號的傅立葉變換。有時，不均勻的預極化場用于啟動增強(boost)磁化，接著在一致的、更低強度的場中讀取該預極化場。
[0008]MRI系統的尺寸和復雜性大部分源自典型臨床MRI系統需要很均勻的靜態磁場和很高功率的線性梯度場的事實。由此，由于高度均勻的超導或永磁體的重量和脆弱性，當前MRI系統受限于醫院設置。附加的負擔是需要幾百安培的電流對梯度場供電。為了使MRI系統便攜，需要新型MR編碼方案。簡單地“縮小”電流的設計還是不夠。
[0009]便攜式MR系統具有在受傷地點快速地檢測腦損傷的可能性。例如，出血檢測對中風患者和創傷性腦損傷受害者兩者是至關重要的。在中風情況下，快速區分出血和未出血事件可允許在運送到醫院之前在救護車上給予諸如tPA(組織纖溶酶原激活劑)之類的凝塊破裂藥物，可能將該時間敏感的治療提前高達一小時。硬膜下出血(或血腫)是創傷性腦損傷的一種形式，其中血在硬腦膜和蛛網膜(在腦膜層中)之間聚集并且有可能在粗分辨率(例如，5mm)的Tl圖像上可視。在現場快速地診斷出血可實質上通過留意“等和看”的方法來加速治療。在腦手術之后，一些患者發展成必須立即治療的出血。神經I⑶中的床邊MRI可允許頻繁地檢查這種出血的發展。
[0010]其他公開了便攜式核磁共振光譜儀；然而，甚至這些系統仍然使用需要梯度的常規編碼方案。
[0011]因此，可能期望一種不需要使用磁場梯度線圈來提供對磁共振信號的空間編碼的便攜式MRI系統。
【發明內容】
[0012]本發明通過提供使用其自然不均勻的磁場對磁共振信號進行空間編碼的便攜式磁共振成像(“MRI”)系統來克服上述缺陷。
[0013]本發明的一個方面是提供一種便攜式MRI系統，該便攜式MRI系統包括磁體組件、旋轉體、射頻(“RF”)線圈、以及控制器。磁體組件包括多個永磁體和支撐件。多個永磁體中的每一個沿著該磁體組件的縱軸從近端延伸到遠端。支撐件被配置成使該多個永磁體保持環形排列以限定被配置成接收要成像的對象的區域。支撐件還被配置成保持多個永磁體以使永磁體生成隨著在橫切磁體組件的縱軸的平面上的空間位置而變化的磁場。旋轉體耦合至磁體組件并且被配置成使磁體組件圍繞其縱軸旋轉通過多個不同的旋轉角。RF線圈被配置成用于生成RF能量且接收來自置于磁體組件中的對象的磁共振信號。控制器被配置成引導旋轉體以使磁體組件旋轉多個不同的旋轉角并且引導RF線圈以生成RF能量且接收在每一旋轉角處的響應磁共振信號。
[0014]本發明的先前以及其他方面和優點將根據以下描述而顯現。在該描述中，參考形成其一部分且作為說明示出本發明的優選實施例的附圖。然而，這種實施例不一定表示本發明的總范圍，并且因此參考本文中的用于解釋本發明的范圍的權利要求書。
[0015]附圖簡述
[0016]圖1是根據本發明的實施例的便攜式磁共振成像(“MRI”)系統的示例的框圖；
[0017]圖2是形成本發明的便攜式MRI系統的一部分的磁體組件的示例；
[0018]圖3是圖2的磁體組件中的永磁體的示例排列的圖示，其中永磁體被排列成環形哈爾巴赫(Halbach)陣列；
[0019]圖4是圖2的磁體組件的平面圖；
[0020]圖5是圖2的磁體組件的截面圖；
[0021]圖6是可形成在根據本發明的便攜式MRI系統中使用的磁體組件的一部分的永磁體的示例配置，其中永磁體包括控制由磁體組件產生的磁場的一致性的端環磁體；
[0022]圖7是圖7的永磁體的配置的截面圖；
[0023]圖8是由圖2的磁體組件生成的磁場輪廓(profile)的示例；以及
[0024]圖9是由圖6的永磁體的配置生成的磁場輪廓的示例。
[0025]本發明的詳細描述
[0026]提供了一種便攜式磁共振成像(“MRI”)系統，該便攜式磁共振成像(“MRI”)系統使用主磁體中的靜態磁場不均勻性對核自旋的空間位置進行編碼。還提供了一種用于低場強、低功耗、輕質且容易攜帶的MRI系統的空間編碼方案。一般而言，本發明的便攜式MRI系統采用極化Btl磁場中的空間不均勻性而非梯度場對圖像進行空間編碼。由此，在本發明的系統中，不均勻的靜態場用于對對象的圖像進行極化、讀取、和編碼。為了提供空間編碼，磁體在對象周圍旋轉以生成大量不同編碼的量度。接著，通過例如在最小二乘的意義上使用或不使用約束或先前知識(而非Btl場的空間地圖)來求解與數據最一致的對象來重構圖像。
[0027]本發明的便攜式MRI系統可用于在緊急情形下檢測出血、腦手術后在重癥監護室(“ICU”)中在患者床邊監視出血、或者檢測早期的出血性中風。后者的應用特別有用，因為出血性中風的早期檢測可加速抗容栓劑的應用，由此改善患者的臨床結果。
[0028]如在圖1中看到的，本發明的便攜式MRI系統10—般包括磁體組件12、射頻(“RF”)系統14、以及控制器16。控制器16可包括例如脈沖序列系統18、數據采集系統20、數據處理系統22、以及控制處理器24。便攜式MRI系統10還可包括顯示器26，該顯示器26用于查看用便攜式MRI系統10獲得的對象28的圖像且用于提供操作者和控制器16之間的用戶界面。便攜式MRI系統10不需要梯度線圈或高功率梯度放大器。由此，RF系統14和控制器16可由小信號電子設備和小RF功率放大器所構建，所有這些設備可容易適配在救護車的后部中。
[0029]磁體組件12 —般包括排列成環形哈爾巴赫陣列的多個永磁體30。永磁體30可由支撐件32保持間隔的排列，以形成環形哈爾巴赫陣列。作為示例，支撐件32可由塑料、纖維玻璃、或者另一合適的優選非磁性的材料構成。磁體組件12還可包括排列在永磁體30的末端用于減少在磁體組件12的末端的磁場的衰減的端環永磁體34。
[0030]磁體組件12可被配置不重于八十千克，以使其相對地輕質和便攜。與臨床MRI系統不同，本發明的磁體組件12由永磁體構成；由此，它不需要制冷劑。在其中可使用輕質超導磁體的磁體組件12的其他配置中，可能需要制冷劑。然而，由于可放松對磁場的均勻性要求，與常規的臨床MRI系統中所使用的那些超導磁體相比，可顯著地減少這種超導磁體的重量。
[0031]在圖2-5中示出可形成本發明的便攜式MRI系統10的一部分的磁體組件12的示例。如以上所注解的，磁體組件12包括排列成哈爾巴赫陣列的多個永磁體30。哈爾巴赫陣列排列是優選的，因為它在不需要低溫箱或電源的情況下創建了相對一致的磁場。在一些配置中，磁體組件12可包括輕質超導磁體。這種磁體的重量可極大地減少，因為超導磁體的磁場不需要與在常規臨床MRI系統中一樣均勻。由于該放松的均勻性要求，超導磁體的重量可顯著地減少，以致于足以用在便攜式MRI系統10的磁體組件12內。
[0032]磁體組件12被設計成使平均磁場強度最大化，同時允許用于空間編碼的磁場的小的受控的變化。仿真(諸如COMSOL仿真)可用于基于改變一個或多個參數來優化磁體組件的磁場。可在磁體設計中改變的參數的示例包括磁體30的尺寸和數量、磁體組件12的尺寸、以及用于末端場校正的較小環(諸如，端環磁體34)的添加。
[0033]永磁體30由諸如磁性金屬材料、合成磁性材料、或者稀土磁性材料之類的磁性材料構成。作為示例，永磁體30可由諸如釹鐵硼(“NdFeB”)之類的稀土元素材料構成。永磁體30優選被成形為沿著磁體組件的縱軸從近端延伸到遠端的桿。在該實例中，每一永磁體30將優選具有多邊形截面。例如，永磁體30的截面可以是正方形、長方形、圓形、或六邊形等。
[0034]作為示例，圖2-5所示的磁體組件12包括具有正方形截面的桿狀永磁體30。為了形成哈爾巴赫陣列，每一永磁體30相對于其他相鄰的永磁體30圍繞其縱軸旋轉。舉例而言，磁體組件12可包括二十個永磁體30，其中每一永磁體相對于相鄰的永磁體30旋轉。如圖3所示，該配置導致磁化的空間旋轉圖案，該圖案進而導致在磁體組件12的中心36生成磁場以及在磁體組件12的外部相消磁場接近于零。
[0035]在該示例中，二十個永磁體30中的每一個是十四英寸長且一英寸乘以一英寸方的放射狀磁化的NdFeB N42磁體。永磁體30可放到套管(諸如纖維玻璃套管)里以約束這些永磁體。可使用壓縮夾具(jig)迫使永磁體30進入這些套管，并且永磁體30可用環氧樹脂膠合到位。每一套管可以準確的角度處取向，并且由支撐件32保持到位。支撐件32可由噴水切割的ABS塑料構成。支撐件32可包括兩個端環和一個中間環。如上所述的，一個立方英寸的端環磁體34的附加圈可被排列在永磁體30的每一端，如圖6和7所示。端環磁體34減少了在磁體組件12的末端的磁場的衰減，由此改善沿著磁體組件12的縱軸的磁場的一致性。
[0036]現在參考圖8和9，示出圖2所示的便攜式MRI系統10的磁體組件12的平面內磁場輪廓的示例。該磁場橫切磁體組件12的縱軸；由此，當便攜式MRI系統10用于對患者的頭部成像時，磁體組件12將產生磁場，該磁場具有適合于在垂直于上下方向的平面上或者在相對于橫切平面形成角度的傾斜平面上進行空間編碼的空間分布。圖8示出沿著磁體組件12的三個不同的縱向位置處的場輪廓。這些位置包括磁體組件12的中心、以及位于磁體組件12的中心上方和下方四厘米。圖9示出相同縱向位置處的相同磁體組件12的磁場輪廓；然而，圖9所表示的磁場已經通過向磁體組件12添加附加磁體(諸如，端環磁體34)來填隙(shim)。
[0037]以此方式構成的磁體組件12的自然不均勻性大部分是二次的，并且當圍繞被成像的對象旋轉成不同測量取向時很適合于對磁共振信號進行空間編碼。此外，磁體組件12的磁場輪廓產生3.3MHz的氫質子的中心拉莫爾頻率，該中心拉莫爾頻率適合于成像。當由磁體組件12所生成的磁場的均勻性充分地低于超導磁體的磁場的均勻性時，場形狀允許不均勻性用于圖像編碼。
[0038]磁體組件12的不均勻磁場用來極化要成像的對象并且讀取磁共振信號。讀取然后通過用圍繞對象旋轉至不同取向的磁體組件12進行多次度量來對空間位置、所讀取的磁共振信號進行編碼。例如，第一采集可能具有從左到右通過對象橫切取向的Btl場。接著，可使用以十度增量旋轉的磁體組件12來重復采集，直至獲得三十六次不同的采集，每一次采集具有唯一的磁場取向。磁體組件12所生成的磁場中的空間不均勻性對磁共振信號相位進行空間調制，由此提供對可用于重構對象圖像的信號的空間編碼。在該圖像重構中，使用關于每一取向的場輪廓的詳述的先前知識。舉例而言，給定編碼矩陣的全部知識，典型地使用迭代算法來執行圖像重構以求解未知圖像。
[0039]通過耦合到磁體組件12的支撐件32的旋轉體的方式來實現磁體組件12的旋轉。作為示例，旋轉體可包括耦合到支撐件32的門架或者磁體組件12依靠在其上且允許磁體組件12圍繞其縱軸滾動的一組輥。
[0040]可通過使用RF接收線圈陣列來改善磁共振信號的空間定位。接著，來自RF接收線圈的信息可用于在類似于常規MRI中的平行成像的過程中檢測信號。在重構期間，將空間變化的線圈敏感性直接地結合到編碼矩陣中。進一步，還可通過限制所使用的RF激勵脈沖的帶寬來實現圖像編碼。在此情況下，激勵限于空間區域的受約束的“洋蔥殼”。可通過使用所謂的“TRASE”方法實現再進一步地改善的空間定位，在該方法中使用RF傳送線圈或多個線圈來施加與z有關的空間相位。
[0041]便攜式MRI系統的挑戰在于，如何在不使用經轉換的梯度線圈的情況下執行空間編碼。本發明提供了一種不需要梯度線圈的系統。梯度線圈的省略提供許多優點，包括:較低功耗、降低的復雜性、使用低均勻性的能力，并且因此輕質的永磁體或超導磁體、以及成像期間的靜音操作。現在提供對使用本發明的便攜式MRI系統10進行空間編碼的進一步討論。
[0042]橫向編碼如下地實現。磁體組件12的哈爾巴赫陣列配置自然地形成非線性磁場，其在拉莫爾頻率上的變化(其在FOV上變化約50-100KHZ)可用于空間編碼。J.Hennig等在MAGMA 2008年21(1-2):5_14“非雙射曲線磁場梯度中的平行成像:概念研宄(Parallelimaging in non—bijective，curvilinear magnetic field gradients: a conceptstudy) ”中描述:與Patloc編碼場類似，圖2所示的磁體組件12所生成的磁場的近似形狀是二階四極球面調和的。為了利用這些變化來編碼，磁體組件12以離散的步長旋轉或者不斷地旋轉，并且在每一旋轉角處采集投影。優選選擇讀取方向，以允許7弧度的相對相位在磁體組件12的周邊附近的相鄰體素(voxel)之間演變。允許太多相位演變將導致體素內去相位。由此，讀取持續時間與可使用便攜式MRI系統10實現的重構解決方案相關。為了避免混淆，在讀取期間的采樣速率應該被設為在成像視野中出現的最高絕對空間頻率的至少兩倍。
[0043]當磁體組件12以及由此其磁場以離散的步長旋轉時，所得采集類似于由 G.Schutlz 等在《IEEE 醫學成像匯干 1|》(IEEE Trans Med Imaging) 2011 年30 (12): 2134-2145“使用多極磁性編碼場的放射狀成像(Radial imaging with multipolarmeganetci encoding fields) ”中描述的采集；由此，Schultz描述的快速直接的重構適用于從以此方式采集的k空間數據中重構圖像。然而，要注意的是，Schultz描述的形式體系的差異在于，該形式體系假設完美的四極場，而本發明的便攜式MRI系統10中所使用的磁體組件12可產生一些線性和高階成分。
[0044]使用二次場進行編碼的一個缺陷是，在其中磁場在空間上是平的磁體中心沒有編碼能力。為了緩和該缺陷，可在磁場不均勻性中生成線性項。可通過例如在下一更高哈爾巴赫模式下將第二永磁體陣列提供給磁體組件12來生成這些線性項，這可能形成可與主磁體組件12無關地旋轉的線性場。注意，如果使用第二永磁體陣列來施加傳統線性梯度項，則可使用常規放射狀MR編碼。在該配置中，在激勵之后，k空間軌跡是在等中心(isocenter)開始的放射狀軌跡。180脈沖的施加使得軌跡反轉，從而允許其穿過k空間的原點。接著，數據采集包括在線性梯度磁體陣列的每一個旋轉位置記錄一個線性投影。
[0045]替換地，在沒有線性項的情況下，磁場可偏離頭部的等中心，因此“編碼孔”隨著磁體的旋轉以圓弧移動通過頭部。旋轉偏離(offset)場形狀將在FOV的中心移除“編碼孔”。
[0046]縱向編碼如下地實現。在一個示例中，被稱為傳送陣列空間編碼(“TRASE”)的方法可用于縱向編碼。J.C.Sharp和S.B.King在《醫學磁共振》(Magn Reson Med) 2010年 63 (I): 151-161 “使用射頻磁場相位梯度的 MRI (MRI using rad1frequency magneticfield phase gradients) ”、以及Q.Deng等在《國際醫學磁共振學會會議錄》(Proc.1SMRM)2011 年 1813 “用于 TRASE RF 成像的 ID RF 相位梯度線圈(ID RF Phase GradientCoil for TRASE RF Imaging) ”中描述了 TRASE。在TRASE方法中，RF線圈在激勵期間施加給磁化的線性相位提供了沿著縱向的相位編碼。例如使用螺旋鳥籠狀線圈或Maxwell/Helmholtz對來產生線性相位，以在期望視野中實現必需的180度相移。該線性相位可如下地定義，
[0047]B1= B ! I eli>1(r) = 2 π k !.r = G1.r (I)。
[0048]沿著縱向的該線性相位變化在不依賴于RF脈沖形狀的RF激勵期間給予k空間偏移。這需要常規恒定相位線圈或者線圈陣列以用于信號接收。如果相同的線圈用于傳送和接收，則不執行凈相位編碼。替換地，可使用一個線圈來施加180度脈沖，并且可使用第二線圈來觀察聚焦在180度脈沖中間的自旋，如在正常回聲列中。
[0049]一般而言，TRASE方法與上述橫切編碼協同，因為在每一陣列旋轉角處需要多個回聲列以獲得足夠的SNR。經由TRASE編碼，這些相同的180度脈沖可用于切割選擇。
[0050]替換的縱向編碼策略是使用具有二次相位的RF脈沖來隔離來自RF感應相位調制的拋物線“頂點”的信號，如J.G.Pipe在《醫學磁共振》1995年33(1):24-33 “具有二次相位輪廓的MRI中的空間編碼和重構(Spatial encoding and reconstruct1n inMRI with quadratic phase profiles) ”、以及 R.Chamberlain 等在《醫學磁共振》2007年 58 (4): 794-799 “RASER:新的超快磁共振成像方法(RASER:a new ultrafast magneticresonance imaging method) ”中描述的。在存在磁場梯度的情況下，可在給定方向上平移(translate)拋物線頂點。自頂點起，自旋被去相位并且最小化地對所采集信號作出貢獻。
[0051]用于縱向編碼的另一替換方法是使用磁體組件12的磁場沿著其縱軸的自然變化。被成像的對象可使用硬脈沖激勵，并且頻率等高線可在三維上區分開(disambiguated)，其中附加空間編碼由接收陣列中的表面線圈提供。
[0052]大多數自旋始終(包括進行(Play)RF傳送脈沖時)是明顯非共振的事實使本發明的便攜式MRI系統10的RF激勵變得復雜。為了避免在RF脈沖期間歸因于非共振自旋進動的相位和翻轉角，應該將RF脈沖的持續時間設置為實現充分的寬帶激勵。如果由于有限的可用RF功率，RF脈沖的持續時間必須更長，則可設計合成脈沖以對經過對象的所有頻率產生相同的激勵相位。替換方法是使用次優RF脈沖且在重構期間將所得空間變化的相位結合到編碼矩陣中。
[0053]已經提供了一種便攜式MRI系統。便攜式MRI系統的磁體組件實現了合理的均勻性，還提供了用于在無需梯度線圈系統的情況下實現磁共振信號的空間編碼的不均勻性。便攜式MRI系統可被構造成重(weigh) 45-80千克的數量級，并且無需維持磁場的功率。另夕卜，創建這種便攜式MRI系統的成本只是幾千美元，以使其作為傳統MRI系統的便宜得多的替代物。該便攜式MRI系統的可用性具有將基礎頭部創傷和出血檢測提供到廣泛范圍的應用的潛力。
[0054]本發明已經在一個或多個優選實施例方面進行了描述，并且應當理解除那些清楚說明以外的許多等同、替換、變化、以及修改是可能的且在本發明的范圍內。
【權利要求】
1.一種便攜式磁共振成像(“MRI”)系統，包括: 磁體組件，所述磁體組件包括: 多個永磁體，每一永磁體沿著所述磁體組件的縱軸從近端延伸到遠端； 支撐件，所述支撐件被配置成使所述多個永磁體保持環形排列以限定配置成接收要成像的對象的區域并且保持所述多個永磁體以使所述永磁體生成隨著在橫切所述磁體組件的所述縱軸的平面上的空間位置而變化的磁場； 旋轉體，所述旋轉體耦合至所述磁體組件并且被配置成使所述磁體組件圍繞其縱軸旋轉通過多個不同的旋轉角； 射頻(RF)線圈，所述RF線圈用于生成RF能量且接收來自置于所述磁體組件中的對象的磁共振信號； 控制器，所述控制器被配置成引導所述旋轉體以使所述磁體組件旋轉通過所述多個不同的旋轉角并且引導所述RF線圈以生成RF能量且接收在每一旋轉角處的響應的磁共振信號。
2.根據權利要求1所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述支撐件被配置成使所述永磁體保持環形哈爾巴赫陣列排列。
3.根據權利要求1所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述磁體組件進一步包括多個端環磁體，并且所述支撐件被配置成使所述多個端環磁體保持與所述多個永磁體的所述環形排列同軸的環形排列。
4.根據權利要求3所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述支撐件被配置成使所述多個端環磁體位于所述多個永磁體的所述近端和所述多個永磁體的所述遠端中的至少一個處。
5.根據權利要求1所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述RF線圈包括RF線圈陣列，所述RF線圈陣列包括多個RF線圈元件。
6.根據權利要求1所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述RF線圈被配置成生成RF場，所述RF場的相位沿著所述磁體組件的所述縱軸線性地變化。
7.根據權利要求1所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述磁體組件被配置成使所述多個永磁體生成沿著所述磁體組件的所述縱軸變化的磁場。
8.根據權利要求1所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述磁體組件進一步包括: 另外多個永磁體，每一永磁體沿著所述磁體組件的縱軸從近端延伸到遠端； 另一支撐件，所述另一支撐件被配置成使所述另外多個永磁體保持與所述多個永磁體的所述環形排列同軸的環形排列，以使所述另外多個永磁體生成增大由所述多個永磁體生成的所述磁場的線性磁場。
9.根據權利要求8所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述另一支撐件被配置成獨立于所述支撐件地旋轉。
10.根據權利要求9所述的便攜式MRI系統，進一步包括:另一旋轉體，所述另一旋轉體耦合到所述另一支撐件并且被配置成使所述另外多個永磁體圍繞所述磁體軸的所述縱軸旋轉通過多個不同的旋轉角。
11.根據權利要求1所述的便攜式MRI系統，其特征在于，所述多個永磁體中的每一個具有多邊形截面。
12.一種使用環形陣列的永磁體進行磁共振成像的方法，所述方法的步驟包括: a)將對象排列在環形陣列的永磁體內； b)向所述對象生成射頻(RF)場以激勵在其中的自旋； c)響應于來自所述對象的所生成的RF場，接收磁共振信號； d)使所述環形陣列的永磁體圍繞所述對象旋轉到不同的旋轉角； e)重復步驟b)-d)多次，以接收在多個不同的旋轉角處的來自所述對象的磁共振信號；以及 f)從接收到的磁共振信號中重構所述對象的圖像。
13.根據權利要求12所述的方法，其特征在于，步驟d)包括使所述環形陣列的永磁體旋轉通過不同旋轉角的離散步長。
14.根據權利要求12所述的方法，其特征在于，步驟d)包括使所述環形陣列的永磁體不斷地旋轉通過所述多個不同的旋轉角。
【文檔編號】A61B5/055GK104507386SQ201280075087
【公開日】2015年4月8日 申請日期:2012年10月22日 優先權日:2012年6月15日
【發明者】L·L·沃爾德, C·齊默爾曼, J·斯托克曼 申請人:通用醫療公司