CN1131906A - 脉冲序列最佳化的磁共振成像方法及其装置 - Google Patents

Abstract

一种用于磁共振成像的方法，其中在向待成像对象或病人(7)施加RF和梯度脉冲序列之前，对于包含RF和梯度磁场脉冲的成像序列(RF、Gx、Gy、Gz)相对于一个相关参数(SAR、信噪比等)进行最佳化处理。这会把不同序列的量减少至一个操作者要从中进行选择的基本序列的有限量，并允许将该序列适用于所要得到的特定图像中。

Description

脉冲序列最佳化的磁共振 成像方法及其装置

本发明涉及一种用于对放入一个静态和基本均匀的主磁场中的人体的至少一部分进行磁共振成像的方法。本发明还涉及实现这种方法的装置。

在磁共振成像(MRI)中，向一个对象(一个病人)施加脉冲序列以产生磁共振信号并由此获得随后用于再现该对象图像的信息。由于其处于起步发展阶段，所以，应用MRI的临床相关领域的数量非常迅速地增加。MRI能够用于人体的几乎每个部分并用来获取有关的许多重要机能的信息，如血液流、心脏机能、大脑活动和其它许多机能。对于每项机能都需要一组MR脉冲序列。一个MR脉冲序列就可以完全确定再现图像的特征，如在病人身上的位置和定向、大小、分辨率、信噪比、对比度、运动灵敏度，其它等等。为了能够获得具有各种成组特征的关于不同机能的图像，需要有一大组可能的脉冲序列用来操作一个MRI装置。操作者必须选择一个特定序列而且关于一个特定图像的适配至多限于选择出一组关于不多于几个参数的数值。

在EP-A-0567794中披露了一种MRI装置，其中从许多存贮的基本脉冲序列形式选择一种基本脉冲序列形式。通过利用相应于所需成像条件产生的脉冲序列参数对所选择的基本脉冲序列形式不断进行修改。此后，产生一个适宜的脉冲序列并在考虑系统和病人特征的情况下进行模拟。从这种由Bloch方程开始计算的模拟，得到所产生脉冲序列的效果，随后按照模拟的结果对脉冲序列进行调整。

如在EP-A-0567794中所说明的那样，通过借助一个功能很强的计算机在一个短的时间里完成所需的计算来实现这种已知方法，可以使测量的数量和调整脉冲序列所需的时间最小。但是，该已知方法只是调整序列以获得所需的成像条件，而对脉冲序列本身和通过测量产生的磁共振信号而得到的数据的质量不会产生影响。该已知方法不会使操作者为作出合适的选择而仔细认知由一特定序列所获得的图像。该已知方法不能使所有可变参数最佳，也就不能获得最佳可能的序列。

本发明的一个目的就是特别提供一种用于磁共振成像的方法和装置，其中能够就一组预定的所需成像条件以最少的工作人员的辅助而使获得的数据的质量最好。

为此，根据本发明的一种方法包括

选择一个射频(RF)和磁场梯度脉冲的基本序列类型，以在一个对象中产生磁共振信号；

选择工作参数，这些工作参数和所选择的基本序列一起描述所需的成像特征；

在考虑机器限制和所说的工作参数的基础上，通过使所说的基本序列最佳化来确定RF和磁场梯度脉冲的工作序列；

向人体的所说部分施加所说的工作序列，由此在所说的部分产生磁共振信号；

测量所说的磁共振信号并从所说的被测信号中获得该人体所说部分的图像。

工作参数是例如视场、切片厚度、回波或再现时间，定位和定向。关于一种相关参数，例如与图像质量相关的参数实现最佳化。另一方面，可以选择与总成像时间、瞬时或空间分辨率、视场、图像中的对比度、短的回波时间，流量信息，SAR(特别吸收比)或声音噪声，其它等等相关的参数。由于最佳化处理能够通过在一个计算机中运行一个带有适当算法的程序来实现，所以，工作人员可以把注意力集中在选择所要求图像需要的特征上。操作者无需注意与关于所要求图像条件的许多各种基本脉冲序列的每一种相关的技术性和MRI装置的技术限制。

在本发明的方法中，选择步骤最好与最佳化步骤在功能上是分开的，而且以一种与工作序列的确定无关而执行的方式来实现最佳化步骤。通过把脉冲序列的产生与最佳化分开，能够以一种普通方法来执行最佳化步骤，以便能够不用大量重复最佳化算法就能够引入新的脉冲序列。

具体地讲，在本发明的方法中，通过使周期最大而使基本序列最佳化来确定工作序列，以用于测量产生的磁共振信号或其中预期的信噪比。信噪比是确定图像质量的重要参数。从磁共振信号得到的采样数据的信噪比随着能够获取每个样本的时间周期的增力而增加。

在本发明的方法的一个实施例中，其中首先从一个基本序列类型中确定工作序列的一种总体表述，所说的总体表述包括RF脉冲的时间周期和与RF脉冲同时施加的磁场梯度的强度，而且，其次实现最佳化，以在未在所说的总体表述中提供的间隔确定磁场梯度波形。在这两个步骤过程中，RF脉冲是在一些特定的时间点上出现的，而磁梯度场是在一些特定时间间隔中建立的。然后，在最佳化处理中，在脉冲序列的其它间隔内确定磁场梯度的具体位置、范围和强度。

在本发明的方法的又一个实施例中，其中首先由一种基本序列类型来确定工作序列的总体表述，然后进行最佳化以确定RF脉冲和磁场梯度波形的周期、波长和强度。在本实施例中，RF脉冲本身的特征也计入在最佳化处理中。这些特征能够在一定限度之内被最佳化，而且例如如果必须限制SAR的话，则优先关于RF脉冲最佳化。SAR与RF场的平方成正比而与其持续时间成反比，同时，RF场对磁化的影响与时间积分强度成正比。

本实施例能够具有另一个特征，即磁场梯度波形是分段线性函数。一个分段线性函数包括一些直缘。由于包含线性函数的计算相对较快，所以，最佳化程序能够用中等运算能力来进行。对于磁场梯度的分段线性波形允许是任何在成像过程中所需要的梯度波形的一种满足要求的近似。

本发明还涉及一种用于实现一种MRI方法的MRI装置。这样一种MRI装置包括用于建立主磁场的装置，用于产生叠加在主磁场之上的梯度磁场的装置，用于向人体发射RF脉冲的装置，用于控制梯度磁场和RF信号产生的控制装置，用于对由RF脉冲序列产生并由梯度磁场控制的磁共振信号进行接收和采样的装置，和用于由所说的采样信号形成图像的再现装置，所说的控制装置还包括：

—有限数量的基本序列的总体表述；

—一个操作者输入部分，用于输入描述所要获得图像的所要求特征的工作参数，并用于选择一个基本序列；

—运算装置，用于在考虑机器限制和所说的工作参数的基础上，通过使所说的基本序列最佳化来确定RF和磁场梯度脉冲的工作序列。

在这样一种装置的又一个实施例中，使用者控制装置包括一个输出部分，用于向操作者传送序列最佳化的结果并用于使操作者可以采用附加参数。如果没有找到单一解，那么，这就使操作者在某种程度上参与最佳化处理。操作者能够决定应该使用哪几个可能存在的解，或者如果不能找到符合所需设定的解的话，那么，就可以加上，改变或限定任何参数。

现在参照附图，以举例的方式更详细地说明本发明的这些和其它方面。

所示的附图有

图1是适用于本发明方法的一种磁共振成像装置的示意图；

图2表示的是具有一个激励RF脉冲，一个再聚焦RF脉冲，以及切片选择，相位编码和测量梯度脉冲的自旋回波(SE)序列；

图3表示的是具有分段线性函数和非重合节点的磁场梯度波形；

图4a和4b表示的是关于一个SE序列获得的少数几个梯度波形；

图5a和5b是显示在本发明方法的不同步骤之间关系的一个功能框图和说明最佳化程序的一个流程图。

在图1中示意性表示了一种磁共振成像装置1。装置1包括一组用于产生一种静态和均匀的主磁场的主磁性线圈2和三组用于以可控强度叠加一个在选择方向上具有一个梯度的附加磁场的梯度线圈3、4和5。要按照惯例，主磁场的方向被标记为z方向，与其垂直的两个方向被标记为x和y方向。梯度线圈由电源11供电。装置1还包括放射发射器6，即一个天线或线圈，用于向一个人体7发射射频脉冲(RF脉冲)，放射发射器与一个调制器8相耦合以用于产生RF脉冲并对其进行调制。还提供一个接收器以接收NMR信号，接收器可以与发射器6是同一个或分开的。如果如图所示发射器和接收器在物理意义上是相同的天线或线圈，则要设置一个发送—接收开关9以便将接收的信号与所要发射的脉冲分开。把接收列的NMR信号输入给一个解调器10。调制器8、发射器6和梯度线圈3、4和5的电源11由一个控制系统12控制以产生一个RF脉冲和磁场梯度脉冲的预定序列。解调器10与例如一个计算机这样的数据处理单元14相连，用于把所接收到的信号转换成能够在例如一个可视显示单元15上看得见的图像。

如果磁共振成像装置1在人体7放入磁场中的情况下进入工作状态，那么，人体中稍微过量的核偶极矩或核自旋会对准磁场的方向。在平衡状态下，这会使人体7物质中的净磁化强度M₀平行于磁场。然后，通过向人体放射频率等于这些原子核的拉莫尔频率的RF脉冲，对该宏观磁化强度进行控制，由此使这些核极矩进入激励状态并使磁化强度M₀重新取向，从而控制这个宏观的磁化强度M₀。通过施加合适的RF脉冲，使宏观磁化强度矢量发生旋转，旋转的角度被称为回转角。通过施加梯度磁场而在磁场中有意引入的变化会影响共振频率和局部磁化。在施加一个恰当选择的RF脉冲和磁场梯度脉冲的序列之后，由人体发射NMR信号，这些信号提供有关某种类型原子核，如氢原子核的密度，以及其中产生这些信号的物质的信息。通过分析这些发射的信号和以图像形式对它们的展现，就可以获得有关人体7内部结构方面的信息。为了更详细地说明磁共振成像和MRI装置，可参考大量关于这个主题的文献，例如参考书“Practical NMR Imaging”，edited by M.A.Foster and J.M.S.Hutchison，1987，IRL Press。

图2表示的是作为一个例子的包括一个激励RF脉冲和一个再聚焦RF脉冲的所谓的自旋回波(SE)序列。也可以采用象FLASH、RARE、GRASE或EPI-螺旋这样的其它序列。图2表示有5行，标记为RF的那行表示作为时间函数的RF脉冲的出现率，Gx、Gy和Gz分别表示在x、y和z方向上的磁梯度场的出现率，MR表示由RF和梯度脉冲引起而在人体7中的磁共振信号的出现率。

在时间t₀处，以回转角α提供一个激励RF脉冲21，在随后的时间t₁处，以回转角β提供一个再聚焦RF脉冲22。α和β的数值一般分别选为90°和180°，但是也可以采用其它回转角角度。在激励RF脉冲21之后，产生一个在行MR所示的自由感应衰减(FID)核磁共振信号61，其中当由于磁场中的局部变化而使各个进动的核磁极矩丧失相位相干性(移相)的时候，信号61迅速变为零。再聚焦RF脉冲22颠倒这些单个磁偶极矩的方向而不影响局部磁场。因此，相位移动颠倒成相位重合，这在没有磁场梯度脉冲的情况下在t₀之后的一个周期2(t₁-t₂)的回波时刻t_E会导致一个NMR自旋回波信号62。回波时间t_E的选择是由这样的事实确定的，即关于回波时间的不同数值会导致人体中各种类型组织的不同对比度。

为了在所得到的信号中提供空间分辨率，就要在x、y和z方向上施加梯度磁场。在z方向上同步于RF脉冲施加梯度51和52使得只在切片中激发核自旋。由于这种梯度产生了在垂直切片的方向上变化的自旋的相位差，所以，在相反方向上施加具有该梯度的补偿磁场51′。对于在x方向上的分辨率来说，先于再聚焦RF脉冲22在x方向上提供一个具有该梯度的磁场31，这个梯度场导致核自旋的初始相移。在通过再聚焦RF脉冲22使自旋反转之后，施加一个磁场测量梯度32，以便以产生一种具有与空间有关的频率的磁共振信号62。最好这样选择上述两个x梯度31和32，即它们在t₀和t₁之间的时间积分强度等于在t₁和t₂之间的时间积分强度，而不会对时间t₂处的x梯度有净影响并获得一个最大自旋回波信号。关于y方向的空间选择，在测量NMR信号之前施加一个在再聚焦RF脉冲之前或之后的梯度42，以在NMR信号的相位和NMR信号源在y方向上的位置之间建立一种关系。对于y方向的空间分辨率来说，将在y方向上以不同的梯度值进行的测量组合起来，如竖直箭头43所示。一般采用二维付里叶变换把由不同的时间积分的x和y梯度得到测量值转换成一个图像。

用每一个采样信号测量所用时间的量来提高所得数据的质量。这是因为信噪比与总的测量周期的长度的平方根成正比。所以，需要现有测量周期尽可能的长，同时要遵守梯度的物理和技术限制。主要的物理限制是需要避免梯度在z方向的任何净相移效果，在x方向上，在梯度的t₀和t_E之间净移相效果需要为零，以及在z方向上需要施加固定强度的梯度，而且在RF脉冲期间没有其它梯度。技术或机械限制就是机器硬件所能提供的最大的梯度强度和斜率。本发明的目的就在于在这些限制之内提供一种获取最好信号的方法。

MRI序列导致不同限制的附加特征是例如希望流动补偿。能够以不牺牲使参数最佳化来实现流动补偿，或者，如果需要，可以以牺牲关于使参数最佳化的最佳解为代价来改善流动补偿。而且，在一个序列中，关于RF脉冲和梯度场的相关时间是紧密联系的，以减少最佳化程序中所涉及的参数的数量。

由于在这些物理和技术限制内可能的梯度波形的数量实际上没有受到限制，所以，需要有附加的限制以便对于在最佳化处理中可以改变的参数的数量进行限制。这些附加限制并不是固有的，而是能够由其它限制所代替，或者如果如此允许这种最佳化算法的话还可以去掉这些限制。首要可能的附加限制具有固定的上升和下降时间的梯形磁场梯度的规定。现在参数数量受到限制，参数间的关系是线性的而且具有一个或两个非线性不等性限制，这是从梯度变化率和强度不应超过它们可能的最大值得出的。

在寻求最佳化解的第一个方法中，测量梯度的持续时间设为其最大值，即对于对称再聚焦RF脉冲22来说等于2(t_E-t₁-△)，其中△是RF脉冲的一半长度。然后，寻求是否存在任何关于其它与其可共存的梯度的解。如果不能找到解，则测量梯度的长度减少一小段δ并进行寻找任何解的一次新的尝试。如此重复直到找到可能的解。为了完成在相位编码梯度中的变更，要关于其两个极值寻求一个解。然后取具有测量梯度32最短长度的解为全解。

对于更复杂的序列来说，象其中由一个梯度场产生一些回波的这样的序列、包括多个导致磁共振信号重复的再聚焦RF脉冲的RARE(由反复的回波快速获取)或TSE(涡轮自旋回波)，具有交变极性测量梯度的EPI(回波平面成像)或具有交变极性测量梯度和重复再聚焦RF脉冲的GRASE(梯度和自旋回波)，能够列出相似的几组限制并能够提供一种相似的寻求解的方法。

这种求解方法有一些缺点。首先，由于在具有提高的图像质量和减少获取时间的在MRI方面的新的成像技术在不断地发展，所以，可能要执行新的物理限制。对于每一种引入的新限制来说，必须适用该方法。由于这样限制的概率非线性，很难对该方法作出任何明显的调整。其次，因为只改变有限数量的参数并只寻求一个单一可能的解，所以，这个解不必是采用更多的参数能够得到的最佳解。最后，由于不连续阶跃δ，这个最佳值必须是不准确的。任何通过选择更小值的δ来提高精度的方法都会增加运算时间。

在按照本发明的方法的第二个实施例中，提出了可以更灵活地形成成组的限制，具体地讲就是允许参数数量大和允许非线性限制。这样一种最佳化问题的一般表达式根据(非线性)限制函数决定(非线性)原函数的最小值，其中原函数为f(x₁，…，x_n)，限制函数为：C_j(x₁，…x_n)＝0，这是对于j＝1，…，m₁的情况而言，而对于j＝m₁+1，…，m来说，C_j(x₁，…，x_n)≤0。这样一种系统的解能够例如通过顺序平方程序设计(sequential quadratic programming)方法求出，该方法记载在P.E.Gill et al.，“Practical Optimization”，Academic Press，London(1981)。这种方法是以程序“E04ucF”ofthe NAG Fortran Library(The NAG Fortran Library ManualMark 15，lst edition(June 1991)，The Numerical AlgoritlamGroup Limiteal，Oxford)来实现的。也可以采用其它标准的现成的最佳化程序。

在这个实施例中，梯度磁场是以分段直线波形，即包括线性部分的连续函数的形式给出的。要对线性部分结合的结点进行规定，以便在x、y和z每个方向上的梯度波形中时间上是一致的。虽然这是一个比所述第一个实施例更加灵活的模式，尤其是引入附加限制不需重新形成整个模式，但是，所得到的局限性是在某些情况中不能找到总的最佳值。

在原理上，磁场梯度的波形在不需要预设值的那些间隔中，即当没发射RF脉冲或发生数据获取时能够具有一个任意形状。只是必须遵守物理和技术限制。在这些区域的一个任意波形具有这样的潜在优点，即能够很容易获得最佳解。但是，选择任意函数，例如三角函数会在最佳化处理中导致大量成组的非线性限制，并因此，导致很难进行参数化以及冗长的最佳化程序。

在本发明的第三个实施例中，还是用分段线性函数来描述波形，但是梯度波形中的节点在x、y和z方向上是不重合的。图3给出了这种波形的一个例子。在图3中，行Gx、Gy和Gz表示了在x、y和z方向上存在的磁梯度场。梯度波形的固定部分用实线表示，在最佳化过程中可以变化的部分用带有节点的虚线表示。时间积分梯度强度是通过分段线性函数来表示的，而且物理限制是以在不同间隔中的积分梯度强度间的关系来表示的。这些时间积分梯度强度由每个线性部分作用的总和组成。例如，在一个自旋回波序列的激励和再聚焦脉冲之间的间隔中，x方向梯度，即测量梯度的时间积分强度可以表示为： ${\∫}_{t_0}^{t_1}{F}_x\left(t\right)\mathrm{dt}=1/2\underset{i=0}{\overset{n-1}{\mathrm{\Σ}}}(G_{\mathrm{xi}+1}+G_{\mathrm{xi}})({\mathrm{\τ}}_{i+1}-{\mathrm{\τ}}_i),$ 其中G_xi和τ_i代表各节点的梯度强度和时间。i＝0和i＝1的节点表示激励RF脉冲的中间和尾部，i＝n-1和i＝n表示再聚焦RF脉冲的开始和中央。这些节点关于时间和梯度强度是固定的。i＝2，…，n-2的节点关于时间和梯度强度是可变的。由于这些可变节点的可变强度和时间，所以，全部物理限制导致非线性关系，即其数量与可变节点的数量无关。

可以把对装置的限制表示为：-M_mx≤G_xi≤M_mx和-S_mx≤其中M_mx代表梯度的最大强度，S_mx代表梯度的最大变化率。关于变化率的限制等效于：(G_xi+1-G_xi)-S_mx(τ_i+1-τ_i)≤0和(G_xi+1-G_xi)+S_mx(τ_i+1-τ_i)≥0，以使各节点按时间顺序增加：τ_i+1≥τ_i。附加的限制是在三个梯度方向的每一个方向上，准备阶段必须在同一瞬间结束，而且在测量期间，停止相位编码和切片选择梯度。

图4a和4b表示的是关于切片选择和测量梯度的梯度波形的可能的解。图4a所示的波形在再聚焦RF脉冲的两侧具有两个可变节点，而图4b所示的波形在两侧具有六个可变节点。如图能够看到的，从最佳化处理基本得到相同的波形。更多数量的可变节点不会导致更好的解，只会花费更多的计算时间。所以，有限数量的节点看来是足够了。

从技术角度上讲为了避免不需要的磁场梯度波形，可以引入一个罚函数。这种罚函数对找到具有所需特性的解稍有帮助。所以，从一组充分等效的解中选择一个具有最需要的特性的解，例如在相邻节点处的具有相等梯度强度的解，或者在每一个节点上的变化率方面具有有限的改变的解。

在第四个实施例中，可变节点具有施加在它们自身上的固定的时间关系，使磁场梯度强度成为唯一的独立变量。由此产生的优点是所有限制都是线性的，因此，最佳化处理是非常快的。在固定了最后的可变节点之后，其它可变节点分布在距离相等的相关间隔中。在本实施例的实施过程中，借助程序“E04MBF”of theNAG Fortran Library来确定解的存在。这个方法的缺点是例如如果不能直接得到解的话，就要用最长的测量周期得到最佳解。如果不能用最大的测量时间求得解，而是能够用最小的可允许时间求得解，那么，在本实施例中，进行折半查找以确定关于其存在解的最大测量时间。而且在这种情况下似乎是有限数量的可变节点对于一个可接受解就足够了。使用大量节点能够获得的好处是能够施加平滑的梯度波形，即限制相邻边缘间的变化率之差。

在以上说明中，假设在x、y和z方向上施加磁场梯度。但是实际上，能够和将要采用每组相互垂直的方向以允许对具有不同取向的切片进行成像。“机器”方向x、y、z和图像方向m、p、s(测量，相位编码和切片选择方向)之间的关系用一个旋积表示为： $\left[\begin{array}{ccc}{s}_x& m_x& p_x\\ s_y& m_y& p_y\\ s_z& m_z& p_z\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{F}_s\left(t\right)\\ F_m\left(t\right)\\ F_p\left(t\right)\end{array}\right]=\left[\begin{array}{c}{F}_x\left(t\right)\\ F_y\left(t\right)\\ F_z\left(t\right)\end{array}\right].$ 然后向成像(m，p，s)系统提出物理限制，而向机器(x，y，z)系统提出技术限制。除了在磁共振装置中所产生的梯度和待成像的人体中存在的有效磁场梯度之间的不同关系外，待成像切片的转动不会产生根本差别。但是，最佳化问题会从基本上为线性变得更加复杂化和非线性。

在图5a中表示的是代表在本发明方法的不同步骤之间函数关系的框图，图5b表示的是该方法的流程图。函数将由图1所示的控制单元12提供。在对用户接口单元90初始化(方块100)之后，接收来自操作者的指令(方块110)以选择基本脉冲序列，以及象帧频这样的物理相关参数和有关的回波时间T_E和重复时间T_R，切片厚度和取向及视场这些相应参数。还要选择的是最佳化准则。在方块120中，由存储器92检索到的或已经包含在存储的计算机程序的编码中的总体表述与脉冲发生单元94中的特定参数相结合以对脉冲序列进行总体物理表述，还包括必须施加的限制。这种总体物理表述包含各种梯度场的面积和相应的时间。如果RF脉冲自身是包括在最佳化处理中的话，那么，总体物理表述还包括其时间和时间积分强度。方块130表示必须施加的技术限制。在最佳化部分96中，按照最佳化程序(方块140)确定序列的细节。然后通过用户接口(方块170)向操作者传送其结果。而后操作者能够修改限制或施加附加限制，在此之后重复最佳化程序。如果操作者接受该最佳化程序的结果，那么，而后这些结果就会被用来经控制接口98控制MRI装置以进行成像(方块160)。表1图5b的图注

100  初始化

110  输入成像序列类型，成像参数和最佳化准则

120  把参数转换成梯度面积需要量，RF脉冲和相应时间

130  仪器限制

140  按照所选择的准则最佳化

150  检验最佳化结果

160  实现最佳化序列

170  操作者介入

本发明的方法允许将MRI序列的物理条件与MRI序列的详细说明分开，后者在最佳化程序中被确定。由于能够以一般方式执行最佳化程序，所以，能够很容易地实现具有新的或不同限制的序列。

实际上，执行最佳化程序所需时间的量是完全能够接受的。在关于具有参数的不同初始值的2D和3D自旋回波序列的可观数量的最佳化流程中，最佳化过程在HP9000/735计算机中一般进行不到10秒，只有个别例外不能在20秒内完成。该结果的变化与参数的初始值关系极为密切。在少数情况下，一组初始值不产生结果，但是对于相同的序列和限制总会有产生结果的其它成组的初始值。

Claims (8)

1.用于对位于静态和基本均匀的主磁场中的人体的至少一部分进行磁共振成像的方法，该方法包括

选择射频(RF)和磁场梯度脉冲的一个基本序列类型，用于在一个对象中产生磁共振信号；

选择与所选择的基本序列一起表述所需成像特征的工作参数；

在考虑机械限制和所说的工作参数的条件下通过使所说的基本序列最佳化，从而确定RF和磁场梯度脉冲的工作序列；

向人体的所说部分施加所说的工作序列，由此在所说的部分中产生磁共振信号；

测量所说的磁共振信号并从所说的被测信号中获取人体所说的部分的图像。

2.如权利要求1所述的用于磁共振成像方法，其中选择步骤与最佳化步骤在功能上是分开的，而且最佳化步骤是以一种独立于工作序列的确定而执行的方式来实现的。

3.如权利要求1或2所述的用于磁共振成像的方法，其中通过使测量周期最大化而使基本序列最佳化来确定工作序列，用于测量所产生的磁共振信号或其中所预期的信噪比。

4.如权利要求1、2或3所述的用于磁共振成像的方法，其中首先从一个基本序列类型确定工作序列的总体表述，所说的总体表述包括RF脉冲的时间和与RF脉冲同时施加的磁场梯度的强度，其次进行最佳化以便用于确定在没有提供给所说的总体表述的间隔中的磁场梯度波形。

5.如权利要求1、2或3所述的用于磁共振成像的方法，其中首先从一个基本序列类型确定工作序列的总体表述，其次进行最佳化以便用于确定RF脉冲和磁场梯度波形的时间、长度和强度。

6.如权利要求5所述的用于磁共振成像的方法，其中磁场梯度波形是分段线性函数。

7.用于根据前面权利要求中任何一个所述的方法的对位于一个静态和基本是均匀的主磁场中的人体(7)进行磁共振成像的装置，该装置包括用于建立主磁场的装置(2)，用于产生叠加在主磁场上的梯度磁场的装置(3、4、5)，用于向人体(7)发射RF脉冲的装置(6、8)，用于控制梯度磁场和RF脉冲产生的控制装置(12)，用于对由RF脉冲序列产生并由梯度磁场控制的磁共振信号进行接收和采样的装置(6、10)，和由所说的采样信号形成图像的再现装置，所说的控制装置还包括

—有限数量的基本序列的总体表述装置；

—一个操作者输入部分，用于输入描述所要获得的图像的所要求特征的工作参数(T_R、T_E、位置)，并用于选择一个基本序列；

—运算装置，用于在考虑机械限制和所说的工作参数的基础上通过对所说的基本序列进行最佳化，来确定RF和磁场梯度脉冲的一个工作序列。

8.如权利要求7所述的用于磁共振成像的装置，其中用户控制装置包括一个输出部分，用于向操作者传送序列最佳化结果和允许操作者施加附加参数。

Images