專利名稱：磁共振成像射頻發(fā)射線圈的有效解耦的制作方法
技術領域：
彼此有效地解耦多個MRI RF發(fā)射線圈。這尤其用于快速MRI的靈敏度解碼(SENSE)。
背景技術：
磁共振成像(MRI)利用強、均勻和靜磁場B0來偏振人體或其他物體中的核自旋的磁矩。磁偏振核自旋生成在磁場B0的方向中所指的凈磁化。然而，這產生無用信息，除非受一些激發(fā)干擾。
通過以用于將激發(fā)的那些原子核的拉莫爾頻率，用均勻射頻(RF)磁場B1，激發(fā)核磁矩，實現用于MRI數據采集的核磁共振(NMR)信號的生成。RF發(fā)射線圈當由計算機控制的RF發(fā)射單元驅動時，在感興趣的成像區(qū)(ROI)中，發(fā)射B1場。最常用型RF發(fā)射線圈是鳥籠體線圈。
圖1表示傳統(tǒng)的RF發(fā)射線圈13和包括RF信號發(fā)生器10、幅度/相位控制器11和RF功率放大器12的計算機控制的RF發(fā)射單元。典型地，發(fā)射單元僅包括一個RF功率放大器。該RF功率放大器可以極大額定功率(例如對3T MRI系統(tǒng)，超出30KW)。
在受RF發(fā)射線圈激發(fā)期間，處于它們的拉莫爾諧振的原子核吸收磁能，以及它們各自的磁矩(自旋)產生進動以及遠離磁場B0的方向。在激發(fā)后，進動有角位移磁矩向后經受自由感應衰減，以便與B0對齊。在該自由感應衰減期間，原子當回復到穩(wěn)定狀態(tài)條件時，將它們吸收的能量發(fā)射為RF信號。位于激發(fā)原子核的附近的RF接收線圈檢測RF NMR信號。NMR信號表示為由于進動磁矩的松馳，在一些時間上，已經受通量變化感應的接收RF線圈中的電動勢(電壓)。該信號提供用于圖像的對比度信息。
接收RF線圈可以包括使用發(fā)射/接收(T/R)開關的發(fā)射線圈本身或僅單獨接收的RF線圈。空間調制NMR信號，用于通過利用由相對于成像體積中的空間坐標線性改變的梯度線圈產生的另外的脈沖磁梯度場，產生磁共振圖像，從而用來空間地相位編碼RF NMR信號。在RF激發(fā)期間，也能使用梯度場以便有選擇地激發(fā)特定ROI的子體積(例如片)。
在用于RF激發(fā)和接收的MRI中，期望在ROI成像體積中是空間均勻，以便更好圖像均勻性。在典型的MRI系統(tǒng)中，全身體積RF發(fā)射線圈通常產生最好激發(fā)場均勻性。全身體積線圈在MRI系統(tǒng)中是最大RF發(fā)射線圈。然而，如果也用于接收，大型發(fā)射線圈產生低信噪比(SNR)，主要因為離被成像的信號生成組織的距離更大。由于在MRI中非常期望高的SNR，通常將專用線圈用于接收以便增強來自ROI的SNR。
實際上，良好設計的專用RF發(fā)射線圈應當擁有下述功能屬性高SNR、良好均勻性、諧振電路的高空載質量因子，以及空載和與負載Q因子的高比。另外，線圈的機械設計應當便于病人操作和舒服以及在病人和RF發(fā)射線圈導電體間提供安全保護。
正交接收提供增加SNR的另一方法。在正交接收中，兩個獨立(即解耦)的各個RF接收線圈檢測可以與平行和垂直于主磁場B0的平面相關的兩個正交模式中的NMR信號。兩個接收線圈覆蓋相同感興趣區(qū)。通過正交接收，在各個非QD線圈上，可以使SNR增加達。
MRI中的線性表面線圈陣列技術可以覆蓋大的視場(FOV)，同時保持小且共形線圈的SNR特性?？梢允褂镁€性表面線圈陣列技術來成像整個人脊骨(見U.S.專利No.4,825,162)。其他線性表面陣列線圈用于C.L.脊骨成像(見U.S.專利No.5,198,768)。這些設備可以包括平面線性表面線圈元件的陣列。然而，由于在不靠近表面線圈的位置處靈敏度下降，這些線圈系統(tǒng)對成像深層組織，諸如下腹部中的血管不能良好工作。
正交相控陣線圈已經用來成像下肢(見U.S.專利Nos.5,430,378和5,548,218)。正交相控陣列可以通過使用兩個正交線性線圈陣列(i)位于水平面中和病人下面的六個平面環(huán)形線圈元件以及(ii)位于垂直平面中以及病人腿之間的六個平面環(huán)形線圈元件，成像下肢。每個線性線圈陣列以U.S.專利No.4,825,162中描述的類似方式工作。已經設計第二正交相控陣列線圈來從骨盆下成像血管。該設備還包括在病人的頭到腳趾的方向中延伸的兩個正交線性線圈陣列橫向和中心位于蝶形(也稱為“圖8”)線圈元件的第二陣列的上面上的環(huán)形線圈元件的平面陣列。環(huán)形線圈直接位于病人下面以及蝶形線圈卷繞在病人上。同樣地，每一線性線圈陣列通常以與在U.S.專利No.4,825,162中所述類似的方式起作用。
在MRI中常規(guī)使用梯度線圈以便將相位編碼信息提供給RFMRI信號。為獲得圖像，通常收集所謂“k空間”(即頻率空間)中的所有數據點。近年來，已經開發(fā)了有意忽略k空間的一些數據點。將RF接收線圈的時間固有靈敏度信息用于相位編碼用于忽略的數據點的信息。這些操作同時發(fā)生由此稱為并行成像。當與傳統(tǒng)的僅梯度相位編碼相比時，收集多個數據點同時要求更少時間來收集相同數據量。可以使用省時來降低總的成像時間，這對成像組織中的心臟和呼吸運動引起關注的那些應用來說特別有用?？梢粤硗庥檬r來收集更多數據以便實現更好分辨率或SNR。“SiMultaneous Acquisition ofSpatial Harmonics”，SMASH(U.S.專利No.5,910,728)和“Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics(SMASH)FastImaging with Radiofrequency Coil Arrays”，Daniel K.Sodickson andWarren J.Manning，Magnetic Resonance in Medicine 38591-603(1997)(均在此引入以供參考)以及“SENSESensitivity Encodingfor Fast MRI”，Klaas P.Pruessmann et al.，Magnetic Resonance inMedicine 42952-962(1999)(也在此引入以供參考)公開了兩種并行成像技術。SMASH技術利用通過跳過產生相位編碼方向中的視場(FOV)降低的相位編碼線并行成像以及使用由線圈陣列產生的空間諧波來填充k-空間中的丟失數據點。另一方面，SENSE技術利用根據跳過一些k-空間數據點的結果獲得的重疊圖像，然后，通過使用RF發(fā)射線圈陣列中的各個RF發(fā)射線圈靈敏度信息，展開x-空間(實空間)中的重疊圖像。
SENSE和SMASH技術，或兩者的混合方法要求RF發(fā)射線圈設計中的新的設計需求。在SMASH中，用于陣列的主要準則是能生成其波長在FOV級上的正弦波。這是如何確定沿用于陣列的相位編碼方向的目標FOV。傳統(tǒng)的陣列設計能包含將產生用于感興趣目標的最佳SNR的元件和陣列尺寸。另外，傳統(tǒng)陣列的用戶無需真正選擇任何FOV，只要嚴重重疊偽像不是問題。相反，當使用SMASH時，陣列的大小確定能用在成像中的FOV的近似范圍。該范圍確定近似元件尺寸，假定如在大多數情況下，要求FOV的全覆蓋率。
SENSE方法基于通常具有與由線性場梯度實現的效果互補的相位編碼效果的RF接收線圈的靈敏度。對SENSE成像，線圈陣列元件可以小于普通/傳統(tǒng)的相控陣列線圈，由此導致基本噪聲和幾何因子(稱為g因子)間的折衷。當使用SENSE(SNR(SENSE)=SNR(Full)gR),]]>其中R為縮減因子時，由于改進的g因子，對SNR中的凈增益，已經建議不重疊相鄰線圈元件的設計。
當靜主磁場B0變得更大時(例如，大于3T--見U.Katscher，et al.，Magnetic Resonance in Medicine 49144-150(2003))，已經建議發(fā)射SENSE方法來解決比吸收率(SAR)問題。為示例說明發(fā)射-SENSE思想，將多個RF發(fā)射線圈放在正成像的人體周圍。每一RF發(fā)射線圈能傳送具有不同相位和大小的其自己的B1場。合成B1場是來自所有RF發(fā)射線圈的場的總和。成功實現發(fā)射-SENSE的一個要求是所有RF發(fā)射線圈彼此相互解耦。然而，當發(fā)射線圈的總數增加時，在所有發(fā)射線圈中實現足夠的解耦等級變得有挑戰(zhàn)性。在發(fā)射線圈間實現足夠解耦成問題，因為傳統(tǒng)的解耦技術，諸如用在RF接收陣列線圈中的低輸入阻抗前置放大器解耦方法難以在RF發(fā)射線圈中實現。即，用來解耦RF接收線圈的已知方法不容易變換成解耦RF發(fā)射線圈。由K.N.Kurpad，et al.，提出的一種解耦方法“A Paralle TransmitVolume Coil with Independent Control of Currents on the ArrayElement”，Proceedings of International Society for MagneticResonance in Medicine 13(2005)使用高阻抗電流源來驅動RF發(fā)射線圈。然而，實現這種方法可能不經濟。例如，用在該方法中的電源不是工業(yè)標準50Ohm阻抗功率RF放大器。
發(fā)明內容
通過將單獨的RF信號大小和相位控制用于多個RF發(fā)射線圈的每一個，以便RF發(fā)射線圈就象它們彼此解耦一樣起作用，減少這些問題。
可以使用RF功率放大器和功率分配器，諸如50ohm RF功率分配器或可以與每一幅度/相位控制信道中的單獨的功率放大器一起，使用RF信號發(fā)生器和信號分離器。在多個幅度/相位控制器和RF發(fā)射線圈之間，分別連接方向耦合器和/或發(fā)射/接收開關。計算機系統(tǒng)基于先前獲得的用于RF發(fā)射線圈的互耦信息，可以產生多個單獨的幅度/相位控制信號?；ヱ钚畔⒖梢允侨缤ㄟ^MRI控制器實施的短(例如幾秒)預成像實驗獲得的經驗導出信息(例如用于指定病人或病人類型)。計算機系統(tǒng)可以基于與每一線圈自電阻、互感和互電阻有關的信息(例如經驗導出信息)，生成多個單獨的控制信號，然后，將多個控制信號分別提供給多個幅度/相位控制器的各自的一個?？刂菩畔⒖梢孕纬删仃嘙，當i＝j時，矩陣M的項Mij表示與發(fā)射線圈自電阻有關的信息，當i≠j時，表示與那一線圈和發(fā)射線圈的另一個之間的互感和互電阻有關的信息。
可以使用病人，執(zhí)行MRI系統(tǒng)獲得經驗數據的操作，以及MRI系統(tǒng)的后續(xù)操作可以包括MRI掃描(相同或不同，但類似類型病人)。
操作MRI系統(tǒng)來獲得所需經驗數據的方法可以通過用具有預定幅度和相位的信號，驅動第一RF發(fā)射副線圈來驅動第一RF發(fā)射線圈，同時測量在第二RF發(fā)射線圈的正向(例如互耦)?；谒鶞y量的正向功率以及具有預定幅度和相位的驅動信號，可以導出第一和第二RF發(fā)射線圈之間的互耦信息(例如，互感和互電阻信息)。接著，基于所獲得的互耦信息，在單獨的幅度/相位控制下，能驅動第一和第二RF發(fā)射線圈，以便第一和第二RF發(fā)射線圈就象彼此解耦一樣動作?？梢岳缤ㄟ^使用連接到第二RF發(fā)射線圈的定向耦合器，測量在第二RF發(fā)射線圈所測量的正向功率。
獲得自耦合的方法可以包含通過用具有預定幅度和相位的另一信號，驅動第一RF發(fā)射線圈，生成來自第一(或第二)RF發(fā)射線圈的另一磁場，以及(例如通過定向耦合器)測量在第一(或第二)RF發(fā)射線圈的反射功率?；谒鶞y量的反射功率和具有預定幅度和相位的驅動信號，能確定第一(或第二)RF發(fā)射線圈的自電阻。因此，用于驅動第一和第二RF發(fā)射線圈的控制也基于所獲得的第一(或第二)RF發(fā)射線圈的自電阻及其間的互耦。第一RF發(fā)射線圈的自電阻、第二RF發(fā)射線圈的自電阻以及它們的互耦數據能形成矩陣M，其中，矩陣項M11表示第一RF發(fā)射線圈的自電阻，矩陣項M12和M21表示兩個方向中的互耦，以及矩陣項M22表示第二RF發(fā)射線圈的自電阻。
該相同技術能擴展到N個RF發(fā)射線圈。例如，通過具有預定幅度和相位的信號，驅動第一RF發(fā)射線圈，同時測量在其他N-1個RF發(fā)射線圈的每一個的正向功率。能基于所測量的正向(即耦合)功率以及驅動信號預定幅度和相位，確定驅動RF發(fā)射線圈和其他N-1個RF發(fā)射線圈的每一個之間的互耦。通過驅動每一逐次線圈，同時從其他線圈收集數據，能導出用于所有N個線圈的完整控制矩陣。此后，基于所導出的自身和互耦信息，使用單獨的幅度/相位控制，在MRI期間，能驅動RF發(fā)射線圈的每一個，以致RF發(fā)射線圈的每一個就象它們彼此解耦一樣動作。
然后，能在并行SENSE成像過程中，操作具有耦合到目標成像容積的多個RF發(fā)射線圈的MRI系統(tǒng)。
最好，在短的預成像實驗中，導出幅度/相位控制數據，同時，待成像的目標存在于成像容積中(例如，因為待成像的目標的特性通常影響線圈的互感)。然而，如果對指定類型病人(例如性別、體重、體格等等)，導出互耦數據，可能足以與相同類型的其他病人一起使用。如果足夠近似待成像的病人，可以使用適當的測試幻象。
通過結合附圖，仔細地研究下述更詳細的描述，將更全面理解和意識到在此所述的示例性實施例的這些和其他目的和優(yōu)點，其中圖1是已知RF發(fā)射線圈系統(tǒng)的示意圖；圖2是根據一個非限制、示例性實施例的示例性MRI系統(tǒng)的整體全系統(tǒng)示意圖；圖3是可以用在圖2中所示的MRI系統(tǒng)中的RF發(fā)射系統(tǒng)的示例性框圖；圖4是表示在圖3中示出的系統(tǒng)的各個部件的等效電路的示意圖；圖5是表示在圖4中示出的等效電路的簡化版本的示意圖；圖6是可以用在圖2中所示的MRI系統(tǒng)中的RF發(fā)射系統(tǒng)的示例性示意圖；圖7是用于測量可以用在圖2中所示的MRI系統(tǒng)中的耦合矩陣的RF發(fā)射系統(tǒng)的示例性示意圖；圖8是描述操作圖7中所示的RF發(fā)射系統(tǒng)的示例性方法的流程圖；圖9是用于測量可以用在圖2中所示的MRI系統(tǒng)中的耦合矩陣的RF發(fā)射/接收系統(tǒng)的示例性示意圖；以及圖10是描述操作圖9中所示的RF發(fā)射/接收系統(tǒng)的示例性方法的流程圖。
具體實施例方式
圖2是示例性MRI系統(tǒng)的主要部件的概述。示例性MRI系統(tǒng)包括靜磁場線圈31、梯度磁場線圈41、多個N個獨立的RF發(fā)射線圈51a-51n以及RF接收線圈61。計算機系統(tǒng)21通過各自的單元43和63，控制梯度磁場線圈41和RF接收線圈61(以及在一些環(huán)境下，可以具有經單元33，與靜磁場線圈31有關的一些控制)。計算機系統(tǒng)21與信號處理單元73通信，該信號處理單元73能在顯示器71上生成由MRI應用產生的顯示。盡管將發(fā)射線圈51a-51n和接收線圈61描述為單獨的線圈，本領域的技術人員將意識到假定提供適當的T/R開關和控制電路，在MRI應用中，同一線圈可以用于發(fā)射和接收RF信號。
計算機系統(tǒng)21還控制RF發(fā)射系統(tǒng)，包括RF發(fā)射線圈51a-51n，用于生成用于RF發(fā)射線圈51a-51n的每一個的適當的RF驅動信號。在該示例性實施例中，RF發(fā)射系統(tǒng)包括單個標準50歐RF功率放大器54、功率分配器53和各個幅度/相位控制器52a-52n。圖3表示RF發(fā)射系統(tǒng)，為清楚起見，發(fā)射線圈51a-51n和計算機系統(tǒng)21與圖2中所示的MRI系統(tǒng)的剩余部分分開。
計算機系統(tǒng)21單獨和獨立控制每一幅度/相位控制器52a-52n。因此，單獨和獨立地操作分別驅動每一RF發(fā)射線圈51a-51n的RF功率的幅度和相位。如在下文中更詳細論述，例如，可以單獨和獨立地操作每一幅度/相位控制器52a-52n的幅度和相位，以便當這些發(fā)射線圈生成合成激發(fā)B1場時，有效地使發(fā)射線圈51a-51n解耦。由此，能獲得非常均勻的激發(fā)B1場。使用經驗導出數據，確定每一信號驅動發(fā)射線圈51a-51n的適當幅度和相位，以便當提供它們各自的B1場分量時，這些線圈就象解耦它們一樣動作。
圖4是表示RF發(fā)射系統(tǒng)的一個信道的等效電路的示意圖。等效電路由三個部分組成(在圖4中從左到右所示)發(fā)射線圈(L1)、匹配電路(Lm，Xm，Cm)和RF電源(V1)。RF電源生成RF功率以及包括圖3中所示的幅度/相位控制器52a、52b或52n。能與在其他信道中的提供的RF功率分離和獨立地調制RF的每一信道中的RF功率的幅度和相位。R1是由于導電金屬(例如銅)損耗和幻象損耗的發(fā)射線圈的等效電阻損耗。由線圈加載條件確定電阻損耗R1的值。分別由C1和L1表示發(fā)射線圈電容和電感。線圈的電容C1和電感L1以所需頻率ω0彼此諧振。在匹配電路中，Lm表示來自線圈的殘留電感，Cm表示匹配電容器，以及Xm表示匹配電容器或電感器。Lm，Cm和Xm形成匹配電路，將標準50歐RF功率阻抗變換成線圈損耗的R1阻抗，用于最佳功率傳輸。
圖5是表示圖4中所示的等效電路的簡化版本的示意圖。在該簡化版本中，等效電路由兩部分組成等效RF電源和發(fā)射線圈。r1的值與用于標準幻象的R1的值相等。V1′表示由圖4的V1變換的等效電壓源。能將V1′寫為f1(V1)，以便f1(x)是變換函數以及由Lm，Cm和Xm確定。
當在標準幻象上單獨地調諧圖5的線圈時，能用下述等式描述電路I1×(R1+r1)-i1ω0C1+iω0L1=I1×R1′-i1ω0C1+iω0L1=I1×R1′=V1′]]>(等式1)其中，I1是經過電路的電流，i是虛符號以及R1′＝R1+r1。以諧振頻率ω0，來自C1和L1的阻抗彼此抵消。
當將N個發(fā)射線圈排列在一起組成線圈陣列時，可以在任何兩個線圈之間存在互感和互E場耦合。線圈i和j之間的互感定義為Mij。能將互E場耦合特征化為互電阻R?；ル娮鑂ij定義為i和j發(fā)射線圈之間的互電阻。當B0場增加時，互E場耦合效應通常變得更強。然后，等式1變?yōu)橄率鲂问絀i×Ri′+ΣN(iω0Mij+Rij)Ij=Vi′]]>(等式2)即(I1,I2,...IN)×R1′iω0M12+R12···iω0M1N+R1Niω0M21+R21R2′···iω0M2N+R2N············iω0MN1+RN1iω0MN2+RN2···RN=(V1′,V2′,...VN′)]]>(等式3)或I×M＝V′(等式4)其中，I是線圈單元電流的矩陣，M是發(fā)射線圈的自電阻、互感和互電阻的矩陣(耦合矩陣)，以及V′是驅動電壓矩陣。線圈i和j間的互感和電阻不是僅線圈i和j間的直接互耦。它是線圈i和j間以及所存在的所有其他線圈(以及成像的病人組織或一些類似東西)間的耦合。換句話說，線圈i和j間的耦合是線圈i和j間的直接耦合和通過其他線圈和環(huán)境，諸如病人或幻象，線圈i和j間的間接耦合的總和。
間接耦合路徑的數量能很巨大(即，一次耦合、二次耦合等等)。線圈i和j間的一次耦合的定義是線圈i耦合到線圈k，線圈k耦合到線圈j，以及結果線圈i與線圈j耦合。N次耦合的定義是類似的。因此，等式4能重寫如下I＝V′×M-1＝V (等式5)其中，V可以定義為具有維數1(行)×N(列)的虛擬RF電源矩陣。V的每一單元由以預定幅度和相位的所有現有V′電源組成。將V的第i線圈定義為Vi。Vi的虛擬電源能僅在線圈i產生電流(即，線圈i的自己的B1場)。
通過計算機控制幅度和相位控制器(例如圖2-3中的控制器52a-52n或圖6-7以及9中的控制器88a-88n)，能實現預定幅度和相位。換句話說，可以通過使用受控RF電源來實現發(fā)射線圈51a-51n間的解耦以便產生另外的驅動電壓，以補償(即抵消)由于互耦來自其他線圈的感應電壓。因此，實際上，不存在在線圈中流動的感應電流。如果需要，可以由通過在先前時間，由相同MRI系統(tǒng)獲得的實驗數據，確定該另外的補償電壓。
對任何指定發(fā)射線圈RF功率驅動條件，能將驅動電壓矩陣寫為V′×A，其中A是每一線圈的驅動幅度/相位矩陣。V′×A能重寫為(V′M-1)M×A(即所有線圈均視為與作為M×A的它們的幅度/相位矩陣解耦)。經相位/幅度控制器52a-52n單獨和獨立控制每一線圈的幅度和相位大大地增加有效隔離發(fā)射線圈的方便性。
此外，每一RF發(fā)射線圈的相位和幅度的單獨和獨立控制允許生成虛擬線圈。例如，假定如果電壓V1′施加到線圈1以及所有其他線圈使能。V1′在線圈元件1中生成電流I1。由于互耦，在所有其他線圈中感應耦合電流。由此生成擴展B1場，每一線圈以不同的各自幅度和大小起作用。具有不同幅度和相位的所有線圈的組合視作V1′的“虛擬線圈”。該“虛擬線圈”概念與“虛擬電源”概念類似。
圖6表示可以用在圖2中所示的MRI系統(tǒng)中的RF發(fā)射系統(tǒng)的替代性示例性實施例，代替例如圖3所示的實施例。該另一RF發(fā)射系統(tǒng)包括RF信號生成器81(例如低功率RF信號生成器)、信號分配器82(也是低功率操作設計)、單獨和獨立可控幅度/相位控制器83a-83n、功率放大器84a-84n以及單獨的發(fā)射線圈85a-85n。計算機系統(tǒng)21單獨和獨立地控制幅度/相位控制器83a-83n以便當發(fā)射線圈的每一個產生B1場分量，用于在MRI應用中激發(fā)時，提供線圈解耦。例如，計算機系統(tǒng)21可以根據耦合矩陣(如上所述)，控制幅度/相位控制器83a-83n，以便產生另外的電壓來補償(即，基本上抵消)由于互耦來自其他線圈的感應電壓。信號分配器82是1至N端口設備。信號分離器82可以具有相對低的RF功率額定值，由此本身僅消耗少量功率。計算機受控幅度/相位控制器83a-83n也可以是低功率設備。功率放大器84a-84n是較高功率設備。然而，如果發(fā)射線圈85a-85n僅激發(fā)部分成像目標(例如病人的一小部分)，每一功率放大器84a-84n的功率額定值可以遠小于傳統(tǒng)的單個RF功率放大器的功率額定值。
圖7表示可以用在圖2所示的MRI系統(tǒng)中的RF發(fā)射系統(tǒng)的另一實施例。圖7中所示的RF發(fā)射系統(tǒng)能經驗地確定每一對發(fā)射線圈85a-85n間的互耦信息(例如互感和/或互電阻)以及每一發(fā)射線圈85a-85n的自電阻。該經驗確定信息可以形成由計算機系統(tǒng)21使用的耦合矩陣，以便單獨和獨立地控制幅度/相位控制器83a-83n。實際上，使用耦合矩陣允許發(fā)射線圈85a-85n的幅度/相位控制器輸出具有允許發(fā)射線圈85a-85n當在隨后的MRI應用中提供B1場分量時，以解耦方式起作用的幅度和相位。
圖7中所示的發(fā)射系統(tǒng)的結構與圖6中所示類似。用相同的參考數字標記共同的元件，以及在此省略這些共同元件的詳細描述。與圖6中所示的實施例不同，在圖7中所示的RF發(fā)射系統(tǒng)包括分別連接在RF功率放大器84a-84n和相應的RF發(fā)射線圈85a-85n間的定向耦合器87a-87n。每一定向耦合器87a-87n形成各個發(fā)射信道的一部分以及允許其輸入端的大部分功率通向各自的發(fā)射線圈85a-85n。然而，每一定向耦合器87a-87n抽取通過其發(fā)射信道的RF功率的微小部分。所抽取的功率可以是流過發(fā)射信道的功率的正向功率或反射功率。通過測量由用于給定信道的定向耦合器抽取的RF功率，能確定RF功率(正向和反射)的幅度和相位。
圖8示例說明用于操作圖7中所示的RF發(fā)射系統(tǒng)以便在執(zhí)行MRI序列前，初始地確定解耦矩陣M的示例性過程。該過程的第一步是允許只使用一個線圈及其相應的發(fā)射信道(例如當初始地，圖8中所示的線圈X等于1時，線圈1和相應的發(fā)射信道1)。包括幅度/相位控制器83a、RF功率放大器84a和定向耦合器87a的發(fā)射信道1將預定單位的功率施加到線圈1(線圈85a)(步驟102)。第一信道中的定向耦合器87a僅測量來自線圈1的反射功率(步驟103)。來自該測量的數據從定向耦合器87a轉發(fā)到計算機系統(tǒng)21以便計算線圈1的自耦合(電阻)。在步驟101-103期間，禁止所有剩余線圈(線圈2至N)和相應的信道。在完成用于線圈1和相應的發(fā)射信道1的測量后，能將包括步驟101-103的相同過程應用于每一發(fā)射線圈和相應的發(fā)射信道，以便獲得用于其他線圈的每一個的自電阻信息(步驟104)。
由此能確定每一對發(fā)射線圈85a-85n間的互耦信息(例如互感和互電阻)。使能每一信道(步驟105)。將預定單位(幅度和相位)的功率施加到線圈1(線圈85a)(步驟106)。信道2至N中的定向耦合器(定向耦合器87b-87n)測量在各個線圈2至N(線圈85b-85n)的正向功率(幅度和相位)(步驟107)以及將相應的數據轉發(fā)到計算機系統(tǒng)21，用于處理。這些各自的測量的每一個確定從線圈1至各個線圈2至N直接或間接(通過相位信息)耦合多少RF功率。能使用該信息來確定線圈1和2、線圈1和3…以及線圈1和N間的互耦，以便確定用于耦合矩陣M的項。
然后，對其他RF發(fā)射線圈2，3等等，重復相同過程，包括步驟105-107。然而，當在步驟106中，線圈2(線圈85b)施加預定功率幅度時，在線圈3至N，僅需要采用來自線圈元件2的正向功率的測量值(在步驟107)。即，在線圈1不必測量從線圈2(線圈85b)轉發(fā)到線圈1(線圈85a)的功率，因為由于線圈1和2間的任一方向中的耦合間的互易性，已經確定互耦信息，需要該互耦信息來確定線圈1和2間的耦合矩陣的部分。因此，對線圈元件N，不必重復包括步驟105-107的相同過程，因為通過來自已經通過步驟105-107的前述執(zhí)行獲得的信息的互易性，應當可導出確定用于線圈N的耦合矩陣所需的所有互耦信息。
在完成步驟108后，基于在步驟101-107中所進行的各種經驗測量，完全能確定耦合矩陣M(步驟109)。當i＝j時，矩陣項Mij將包括RF發(fā)射線圈85a-85n的一個的自電阻。例如，矩陣項M11將包括RF發(fā)射線圈1(線圈85a)的自電阻。由如上所述，從RF發(fā)射線圈1所確定的步驟101-103所獲得的測量，確定RF發(fā)射線圈1的自電阻。如另一例子，矩陣項M22包括RF發(fā)射線圈2(線圈85b)的自電阻，其是由在執(zhí)行用于RF發(fā)射線圈2的步驟101-103中獲得的測量確定的。當i≠j時，矩陣項Mij將包括互耦(例如互感和互電阻)信息。例如，矩陣項M12或M21將包括當將功率施加到線圈1時，由在執(zhí)行步驟105-107期間獲得的測量值確定的互耦信息，以及在線圈2測量的正向功率，或反之亦然。
然后，可以校驗耦合矩陣。用于校驗耦合矩陣M的有效性的一個示例性方法是將虛擬電源i應用于RF發(fā)射線圈i。如果耦合矩陣M有效，那么僅在那一相應信道中的定向耦合器將顯示出所檢測的正向功率。(其他信道的)所有其他定向耦合器將不顯示檢測RF功率(即無正向或反射功率)。
如將理解到，解耦補償矩陣定義添加到RF發(fā)射線圈驅動電流的電流分量以便抵消由線圈間的耦合引起的不期望電流。通過有效增加這些耦合抵消電流，實際上，使RF發(fā)射線圈彼此解耦。
圖9表示可以用在圖2中所示的MRI系統(tǒng)中的示例性RF發(fā)射/接收系統(tǒng)。圖9中所示的RF發(fā)射/接收系統(tǒng)可以在MRI系統(tǒng)中實現，該MRI系統(tǒng)能執(zhí)行測量以便確定耦合矩陣，以及接著將該信息用在耦合矩陣中以便在目標的MRI掃描中解耦RF發(fā)射線圈。
由于電流產生磁場以及反之亦然，能利用磁場信息來計算耦合矩陣M。圖9中所示的發(fā)射/接收系統(tǒng)滿足該任務。與其他實施例的先前所述部件類似的圖9中所示的系統(tǒng)的部件已經使用相同的參考數字標記。將僅詳細地描述與前述實施例的區(qū)別。圖9中所示的發(fā)射/接收系統(tǒng)包括分別連接在多個定向耦合器87a-87n和多個RF發(fā)射線圈85a-85n間的多個發(fā)射/接收(T/R)開關86a-86n。系統(tǒng)還包括分別連接到多個T/R開關86a-86n的多個低噪聲前置放大器88a-88n和接收機89a-89n。
圖10示例說明操作圖9中所示的發(fā)射/接收系統(tǒng)以便確定耦合矩陣的示例性方法。然后，同一系統(tǒng)能使用耦合矩陣的信息以便單獨和獨立地確定在后續(xù)MRI過程中，驅動RF發(fā)射線圈的每一信號的適當幅度和相位，以確保RF發(fā)射線圈就象它們彼此解耦一樣動作。也獲得其他好處，諸如產生均勻場。
適當幻象90(或病人)位于MRI系統(tǒng)的成像容積中(步驟121)。使能線圈的一個和其相應信道(例如初始地X＝1，線圈1和相應信道1)(步驟122)。然后，將RF功率施加到線圈1(線圈85a)(步驟123)。在步驟123期間，將T/R開關1(開關86a)放在發(fā)射位置中。根據所施加的功率的結果，從線圈1發(fā)出的B1場激發(fā)線圈1稍后能檢測的幻象(或病人)的核自旋。
在完成發(fā)射階段后，將T/R開關1(開關86a)切換到接收模式。低噪聲前置放大器(前置放大器88a)和接收機1(接收機89a)測量在線圈1，來自幻象(或病人)的激發(fā)自旋的NMR信號，以及將相應數據提供給計算機系統(tǒng)21。在通過信道1的激發(fā)和測量后，不使能其他信道。因此，信道1僅測量在信道1的NMR信號(步驟124)。
通過所施加的RF功率，確定NMR信號幅度和相位。通過多個RF功率設定值，能由該步驟測量所施加的RF功率和NMR信號間的響應函數?；贜MR測量，能確定用于線圈1的自電阻信息。然后，對所有其他線圈/信道，重復相同過程(包括步驟122-124)(步驟125)。由此，對每一線圈，確定自電阻信息。
然后，使能所有線圈和信道(步驟126)。經信道1(初始地，線圈/信道X＝1)，將RF功率施加到線圈1，以及使能的所有其他信道/線圈(步驟127)。將來自線圈1的發(fā)射RF功率耦合到所有剩余線圈。因此，所有其他線圈產生它們自己的B1場，這激發(fā)它們自己上的幻象(或病人)的核自旋。每一信道中的低噪聲前置放大器88n和接收機89n從激發(fā)的自旋接收NMR信號(步驟128)以及將相應的數據提供給計算機系統(tǒng)21。由于已經確定RF功率和NMR信號間的響應函數，能計算在發(fā)射階段，線圈間的互耦信息。使用該互耦信息來提供表示耦合矩陣M中的互感和/或電阻的項。
然后，對直到信道/線圈N-1的所有其他信道和線圈，重復包括步驟126-128的上述步驟(步驟129)。如上所述，通過互易性關系和先前獲得的數據，能確定將信道/線圈N施加RF功率以便檢測所有其他信道/線圈的響應的測量。然后，計算機系統(tǒng)21確定和存儲耦合矩陣M(步驟130)。然后，耦合矩陣的信息可用于單獨和獨立地控制幅度/相位控制器83a-83n以便在后續(xù)MRI掃描過程中，解耦發(fā)出B1場分量的RF發(fā)射線圈。在后續(xù)MRI過程期間，能發(fā)出非常均勻的場B1。
在發(fā)射階段，傳統(tǒng)上不需要使RF發(fā)射線圈彼此解耦。然而，傳統(tǒng)上，在接收階段，需要使線圈相對于彼此解耦，因為例如，兩個線圈間的隔離非常小。如果允許每一線圈的NMR信號在接收階段彼此耦合，那么可能破壞在發(fā)射階段，線圈間的耦合信息。
MRI應用中的傳統(tǒng)相位陣列接收線圈要求線圈元件間的相當強的隔離。因此，通過將適當的T/R開關增加到每一線圈和發(fā)射信道(以及控制電路)，可以在任何現有的多信道接收陣列線圈上實現包括用于經多個解耦、單獨和獨立的可控發(fā)射線圈，確定例如在圖8和10中所述的耦合矩陣M以及接著使用該耦合矩陣來提供激發(fā)的過程的示例性實施例。由此，示例性實施例與在SENSE重構下執(zhí)行的接收線圈的B1靈敏度校準類似。在具有獨立可調幅度和相位的多信道的RF電源的示例性實施例中，實現RF發(fā)射線圈的B1靈敏度校準。
最好，稍后成像的實際病人位于MRI成像容積中，而不是圖10的步驟121中的幻象。然后，基于從病人獲得的測量，完成步驟122-130以便確定耦合矩陣M。由此，耦合矩陣M將提供用于在單獨和獨立可控幅度/相位控制器83a-83n中的適當幅度和相位調整的基礎，以便當稍后成像相同病人時，可以以解耦方式驅動發(fā)射線圈85a-85n。也可以將使用特定病人確定的耦合矩陣M用作用于確定用于第二(不同)病人的發(fā)射線圈驅動信號的適當幅度和相位的基礎，只要與用于第一病人(用在執(zhí)行步驟121-130中來確定耦合矩陣)的MRI有關的屬性與第二病人的足夠類似。
盡管已經描述了上述示例性實施例，本領域的技術人員將理解到可以使用許多變形、改進和等效配置，同時仍然保留本發(fā)明的一些或全部新穎特征和優(yōu)點，由此落在預定的權利要求的范圍中。
權利要求
1.一種RF發(fā)射系統(tǒng)，用在MRI系統(tǒng)中，RF發(fā)射系統(tǒng)的特征在于，包括多個RF發(fā)射線圈(51a，51n)；以及所述每一線圈具有單獨可控幅度和相位的RF驅動。
2.如權利要求1所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，進一步包括連接到分別驅動RF發(fā)射線圈的RF信號的控制相位和幅度的控制器(52a，52n)，以便RF發(fā)射線圈就象它們彼此解耦一樣動作。
3.如權利要求1所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，RF功率(54)放大器和RF功率分配器提供用于每一線圈的單獨的RF驅動信道。
4.如權利要求3所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，RF功率分配器(53)為50歐RF功率分配器。
5.如權利要求1所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，RF信號發(fā)生器和信號分配器提供用于每一線圈的單獨的RF驅動信道。
6.如權利要求5所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，進一步包括多個功率放大器，作為驅動多個RF發(fā)射線圈的每一個而連接的單獨的功率放大器。
7.如權利要求1所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，進一步包括多個定向RF耦合器(87a，87n)，每一個連接到多個RF發(fā)射線圈的各自的一個。
8.如權利要求7所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，進一步包括多個RF發(fā)射/接收開關(86a，86n)，每一個連接在多個定向耦合器的各自的相應一個和多個RF發(fā)射線圈的各自的相應一個之間。
9.如權利要求1所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，進一步包括多個發(fā)射/接收開關(86a，86n)，每一個連接在多個幅度和相位控制器的各自的相應一個和多個RF發(fā)射線圈的各自的相應一個之間。
10.如權利要求1所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，進一步包括計算機控制系統(tǒng)(21)，基于發(fā)射線圈的互耦，生成單獨的RF幅度和相位控制信號，以及將單獨的控制信號分別提供給多個RF幅度和相位控制器的每一個。
11.如權利要求10所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，根據RF發(fā)射系統(tǒng)的在前操作結果，經驗地導出互耦。
12.如權利要求1所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，進一步包括計算機控制系統(tǒng)(21)，基于自電阻、發(fā)射線圈的互感和互電阻，生成單獨的RF幅度和相位控制信號，以及將單獨的控制信號分別提供給多個幅度和相位控制器的每一個。
13.如權利要求12所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，根據RF發(fā)射系統(tǒng)的在前操作的結果，經驗地導出自電阻、互感和互電阻。
14.如權利要求12所述的RF發(fā)射系統(tǒng)，其特征在于，自電阻、互感和互電阻形成矩陣M，矩陣M的項Mij，當i＝j時，表示發(fā)射線圈自電阻，以及當i≠j時，表示兩個發(fā)射線圈之間的互感和互電阻。
15.一種操作MRI系統(tǒng)的方法，所述MRI系統(tǒng)包括多個RF發(fā)射線圈(51a，51n)，以及多個單獨的幅度和相位控制器，每個分別連接到多個RF發(fā)射線圈的一個，該方法的特征在于，包括使用多個RF發(fā)射線圈來獲得經驗數據；處理該經驗數據以便確定RF發(fā)射線圈的耦合；以及在后續(xù)MRI操作中，基于所確定的耦合，單獨地控制幅度和相位控制器來控制用于RF發(fā)射線圈的每一個的RF驅動的RF相位和幅度，以便RF發(fā)射線圈就象它們彼此解耦一樣動作。
16.如權利要求15所述的方法，其特征在于，所確定的耦合包括與發(fā)射線圈的每一個之間的互感和互電阻有關的信息。
17.如權利要求15所述的方法，其特征在于，進一步包括處理經驗數據以便確定每一RF發(fā)射線圈的自電阻，以及基于自電阻和互耦，在后續(xù)MRI操作中，控制幅度和相位控制器(52a，52n)。
18.如權利要求17所述的方法，其特征在于，表示自電阻和互耦的數據值形成耦合矩陣M，矩陣M的項Mij，當i＝j時，表示RF發(fā)射線圈自電阻，以及當i≠j時，表示兩個發(fā)射線圈之間的互感和互耦。
19.如權利要求15所述的方法，其特征在于，當將病人耦合到發(fā)射線圈時，由MRI系統(tǒng)獲得經驗數據，以及隨后的MRI操作包括同一病人的MRI掃描。
20.如權利要求15所述的方法，其特征在于，當病人耦合到發(fā)射線圈時，由MRI系統(tǒng)獲得經驗數據，以及隨后的MRI操作包括不同病人的MRI掃描。
21.一種操作MRI系統(tǒng)的方法，所述MRI系統(tǒng)包括多個RF發(fā)射線圈，該方法的特征在于，包括通過具有預定幅度和相位的信號，驅動第一RF發(fā)射線圈(51a，51n)；由于正驅動的所述每一RF發(fā)射線圈，測量至少來自第二RF發(fā)射線圈的正向功率；基于所測量的正向功率，確定第一和第二RF發(fā)射線圈之間的互耦；以及基于所確定的互耦，通過具有幅度和相位控制的RF功率，單獨地驅動第一和第二RF發(fā)射線圈，以便第一和第二發(fā)射線圈就象它們彼此解耦一樣動作。
22.如權利要求21所述的方法，其特征在于，所確定的互耦包括第一和第二發(fā)射線圈之間的互感和互電阻。
23.如權利要求21所述的方法，其特征在于，經連接到第二RF發(fā)射線圈的定向耦合器，測量在第二RF發(fā)射線圈測量的正向功率。
24.如權利要求21所述的方法，其特征在于，進一步包括通過具有預定幅度和相位的RF信號，驅動第一RF發(fā)射線圈；測量在第一RF發(fā)射線圈的反射功率；以及基于所測量的反射功率，確定第一RF發(fā)射線圈的自電阻；其中，驅動第一和第二RF發(fā)射線圈基于自電阻和互耦。
25.如權利要求24所述的方法，其特征在于，MRI系統(tǒng)進一步包括多個定向耦合器(87a，87n)，每個分別連接到多個RF發(fā)射線圈的各自的一個，經連接到第一RF發(fā)射線圈的定向耦合器，測量第一RF發(fā)射線圈的反射功率，以及經連接到第二RF發(fā)射線圈的定向耦合器，測量在第二RF發(fā)射線圈測量的正向功率。
26.如權利要求24所述的方法，其特征在于，進一步包括通過預定幅度和相位，驅動第二RF發(fā)射線圈；測量在第二RF發(fā)射線圈的反射功率；基于所測量的反射功率，確定第二RF發(fā)射線圈的自電阻；其中，第一和第二RF發(fā)射線圈的驅動基于第一RF發(fā)射線圈的自電阻、第二RF發(fā)射線圈的自電阻和它們之間的互耦。
27.如權利要求26所述的方法，其特征在于，第一RF發(fā)射線圈的自電阻、第二RF發(fā)射線圈的自電阻以及互耦形成矩陣M，其中，矩陣項M11表示第一RF發(fā)射線圈的自電阻，矩陣項M12和M21表示互耦信息，以及矩陣項M22表示第二RF發(fā)射線圈的自電阻。
28.一種操作MRI系統(tǒng)的方法，所述MRI系統(tǒng)包括多個RF發(fā)射線圈(51a，51n)，該方法的特征在于，包括(a)通過預定幅度和相位驅動RF發(fā)射線圈的一個；(b)測量其他RF發(fā)射線圈的每一個的正向功率；(c)基于所測量的正向功率，確定驅動的RF發(fā)射線圈和其他RF發(fā)射線圈的每一個之間的互耦；以及(d)基于所確定的互耦，使用單獨幅度和相位控制，驅動RF發(fā)射線圈的每一個，以便RF發(fā)射線圈的每一個就象它們彼此解耦一樣動作。
29.如權利要求28所述的方法，其特征在于，進一步包括對RF發(fā)射線圈的每一個，重復步驟(a)-(c)，以便步驟(d)所基于的所確定的互耦包括所有RF發(fā)射線圈間的互耦。
30.如權利要求28所述的方法，其特征在于，進一步包括(e)通過已知幅度和相位，驅動所述RF發(fā)射線圈的逐個線圈；(f)測量在除先前驅動的RF發(fā)射線圈外的每一RF發(fā)射線圈的正向功率；以及(g)基于所測量的正向功率，確定驅動的RF發(fā)射線圈和除先前驅動的RF發(fā)射線圈外的其他RF發(fā)射線圈的每一個之間的互耦；以及其中，RF發(fā)射線圈的控制所基于的所確定的互耦包括步驟(g)中確定的互耦。
31.一種操作MRI系統(tǒng)的方法，該MRI系統(tǒng)包括多個RF發(fā)射線圈(51a，51n)，該方法的特征在于，包括將目標(90)放在MRI系統(tǒng)的成像容積中；驅動耦合到所述目標的第一RF發(fā)射線圈；在第二RF發(fā)射線圈，測量來自目標的NMR響應；基于所測量的NMR響應，確定第一和第二RF發(fā)射線圈之間的互耦；以及基于所確定的互耦，使用單獨的幅度和相位控制，驅動第一和第二RF發(fā)射線圈，以便第一和第二發(fā)射線圈就象它們彼此解耦一樣動作。
32.如權利要求31所述的方法，其特征在于，互耦包括第一和第二發(fā)射線圈之間的互感和互電阻。
33.如權利要求31所述的方法，其特征在于，進一步包括驅動第一RF發(fā)射線圈；測量在第一RF發(fā)射線圈的NMR響應；以及基于所測量的NMR響應，確定第一RF發(fā)射線圈的自電阻；其中，用于驅動第一和第二RF發(fā)射線圈的單獨控制基于自電阻和互耦。
34.如權利要求33所述的方法，其特征在于，進一步包括驅動第二RF發(fā)射線圈；在第二RF發(fā)射線圈測量NMR響應；以及基于所測量的NMR響應，確定第二RF發(fā)射線圈的自電阻；其中，用于驅動第一和第二發(fā)射RF發(fā)射線圈的單獨控制基于第一RF發(fā)射線圈的自電阻、第二RF發(fā)射線圈的自電阻以及互耦。
35.如權利要求34所述的方法，其特征在于，第一RF發(fā)射線圈的自電阻、第二RF發(fā)射線圈的自電阻以及互耦形成矩陣，其中，矩陣項M11表示第一RF發(fā)射線圈的自電阻信息，矩陣項M12和M21表示互耦信息，以及矩陣項M22表示第二RF發(fā)射線圈的自電阻信息。
36.如權利要求31所述的方法，其特征在于，目標是幻象。
37.如權利要求31所述的方法，其特征在于，目標是病人，以及在同一病人的MRI掃描中，執(zhí)行使用基于互耦的單獨控制，驅動第一和第二RF發(fā)射線圈。
38.如權利要求31所述的方法，其特征在于，目標是病人，以及在不同病人的MRI掃描中，執(zhí)行使用基于互耦的單獨控制，驅動第一和第二RF發(fā)射線圈。
39.一種操作MRI系統(tǒng)的方法，該MRI系統(tǒng)包括多個RF發(fā)射線圈(51a，51n)以及多個單獨可控幅度和相位控制器，每個分別連接到多個RF發(fā)射線圈的相應一個，該方法的特征在于，包括使用多個RF發(fā)射線圈來獲得經驗數據；處理經驗數據以便確定RF發(fā)射線圈之間的互耦以及用于每個RF發(fā)射線圈的自電阻；以及在后續(xù)MRI操作中，基于所確定的互耦和自電阻，單獨控制幅度和相位控制器(52a，52n)。
40.如權利要求39所述的方法，其特征在于，單獨地控制幅度和相位控制器以便它們將各自信號輸出到RF發(fā)射線圈，以便允許RF發(fā)射線圈就象它們彼此解耦一樣動作。
41.如權利要求39所述的方法，其特征在于，自電阻和互電阻形成互耦矩陣M，矩陣M的項Mij，當i＝j時，表示RF發(fā)射線圈自電阻，以及當i≠j時，表示兩個RF發(fā)射線圈之間的互耦。
42.如權利要求39所述的方法，其特征在于，互耦包括兩個RF發(fā)射線圈之間的互感和互電阻。
全文摘要
本發(fā)明涉及磁共振成像射頻發(fā)射線圈的有效解耦，其中MRI RF發(fā)射系統(tǒng)使用多個RF發(fā)射線圈(51a，51n)，每個由單獨可控RF幅度和相位驅動。單獨地控制每一線圈驅動的幅度和相位，以便RF發(fā)射線圈就象它們彼此解耦一樣動作?？刂品群拖辔恢悼梢曰谂cRF發(fā)射線圈的自和互耦有關的經驗導出信息。
文檔編號G01R33/341GK101067649SQ20071010114
公開日2007年11月7日 申請日期2007年4月29日 優(yōu)先權日2006年5月5日
發(fā)明者楊嘯宇, 藤田浩之, 鄭慶華 申請人:高質電動有限公司