專利名稱：用于mri的b1映射和b1l勻場的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及用于執(zhí)行合并的磁共振成像(MRI)系統(tǒng)的Bl勻場的方法、設備和計算機程序產品。
背景技術：
MRI掃描器使用靜態(tài)磁場來使原子的核自旋一致，這是用于產生患者身體內的圖像的流程的一部分。這個靜態(tài)磁場被稱為BO場。眾所周知，增加用于執(zhí)行MRI掃描的BO 場強度提供了增大診斷圖像的空間分辨率和對比度分辨率的機會。分辨率和對比度的這種增加有益于使用MRI圖像的醫(yī)師來診斷患者。在MRI掃描期間，發(fā)射器線圈產生的射頻(RF)脈沖對局部磁場造成擾動，由接收器線圈探測由核自旋發(fā)射的RF信號。這些RF信號用于構造MRI圖像。這些線圈也可以稱為天線。此外，還可以將發(fā)射器線圈和接收器線圈集成到執(zhí)行兩種功能的單一收發(fā)器線圈中。應該理解，使用收發(fā)器線圈這一術語還指使用獨立的發(fā)射器和接收器線圈的系統(tǒng)。不過，身體的介電屬性給提高用于臨床MRI的磁場強度提出了技術挑戰(zhàn)。使用由收發(fā)器線圈導致的擾動操縱與BO場一致的核自旋取向。問題在于，身體的介電屬性導致所發(fā)射的RF場(所謂的Bi)場的波長λ變得更短，λ 1/Β0。隨著BO場的增大，操縱核自旋必須的RF場的波長減小。在身體外部，RF場的波長可以在米的量級上。在身體之內，要短得多。如果BO場足夠強，那么身體之內RF脈沖的波長將減小到身體之內存在RF駐波的程度。這給由發(fā)射器線圈誘發(fā)的磁場帶來局部擾動，使其變得不均勻，在標準MRI序列中導致不均勻的激勵、信號強度和對比度。這被稱為Bl不均勻性。這能夠導致診斷圖像的對比度誤差并導致誤診的可能性。為了抵消這種效果，使用了相控陣列收發(fā)器線圈。這些線圈包括多個元件，其中相對于天線的其他元件控制由個體元件產生的RF輻射的幅度和相位。選擇適當相位和幅度以抵消Bl不均勻性效應的過程被稱為Bl勻場。為了執(zhí)行Bl勻場，構造發(fā)射場圖。這個過程被稱為Bl映射。在Yudong Zhu的美國專利6，989，673(引用為Siu)中描述了 Bl勻場。 Zhu公開了一種包括多個發(fā)射線圈的系統(tǒng)，多個發(fā)射線圈具有對應的RF脈沖合成器和放大
器οBl勻場的當前方法集中于Bl場的均勻化。平均起來講，所得的經勻場的Bl場低于平均的未經勻場的場。為了具有強到足以使核自旋傾斜到期望翻轉角的Bl場，必須要增大發(fā)射功率。這會導致更高的比吸收率(SAR)值。為了解決這個問題，有人建議計算或估計由發(fā)射元件產生的電場并使用該信息使所得總電場最小化。在臨床環(huán)境中這是不切實際的，因為計算電場需要大規(guī)模的離線建模和計算工作。當前，在MRI檢查期間僅針對被成像的個體體積或個體切片進行Bl映射和勻場。 在本領域中切片是用于指代被成像薄體積的通用術語。術語體積被理解為也指切片。對被成像個體體積的Bl勻場并不足夠。例如，在現代MRI試驗中，在掃描準備階段期間采用各種RF脈沖，以優(yōu)化掃描條件，例如確定共振頻率f0或BO勻場，這些中的每個都是在獨立體積中執(zhí)行的。這些RF脈沖還用于諸如REST、SP^W磁化準備以及反演技術中。這種準備 MRI脈沖序列用于操縱期望的圖像對比度和圖像質量或對額外信息編碼。進一步的示例是用于運動感測的導航器RF脈沖技術或用于本地動脈自旋標記(ASL)的類似RF脈沖。最佳的圖像質量要求這些技術有最佳性能。這些技術受到高BO場下存在的Bl不均勻性的嚴重影響。這使得必須進行局部Bl 勻場。個體脈沖序列工作在身體的不同部分，并且具有不同的局部范圍。很多技術還依賴于在被成像切片或體積之外具有均勻的Bl場。例如，在感興趣的成像體積之外常常應用區(qū)域飽和技術(REST)或ASL準備脈沖。對于這些脈沖序列，使用標準技術會丟失關于Bl場的信息。典型地使用梯度線圈操縱靜態(tài)磁場B0。使用這些梯度線圈調整BO場的過程也稱為BO勻場。方面內容本發(fā)明提供了如獨立權利要求中主張的一種采集MRI圖像數據的方法、一種用于采集MRI圖像數據的計算機程序產品和設備。在從屬權利要求中給出了本發(fā)明的實施例。根據本發(fā)明的實施例，執(zhí)行體積的Bl映射流程，優(yōu)選作為在開始患者檢查時執(zhí)行的預掃描。這類似于平行成像框架中的參考掃描概念，其中在診斷掃描之前采集個體RF天線的空間靈敏度分布。在Pruessmann KP等人在Magn Reson Med. 1999 ;42 :952-62的文章(引用為I^ruessmarm)中描述了參考掃描的概念。三維(3D)B1映射必須要覆蓋適當區(qū)域(體積)以允許針對后續(xù)掃描流程中涉及的所有RF對象進行后續(xù)Bl勻場。掃描流程被稱為MRI方案。RF對象是描述RF脈沖的MRI脈沖序列的分量。RF對象包括定義RF脈沖特征的要素，這些要素的示例是RF波形、發(fā)射頻率、相控陣列發(fā)射器線圈的元件的發(fā)射增益設置以及相控陣列收發(fā)器線圈的元件之間的相位關系。這樣做的一個先決條件是使用有時間效率的3D映射序列。在以下文獻中論述了用于實施3D映射序列的不同方式=YarnyWi VL. Magn Reson Med. 2007年 1 月；57(1) 192-200 (引用為 Yarnykh)，van derMeulen P, van Yperen GH. Proc. SMRM ； 1986 ；ρ· 1129 (引用為 van derMeulen), Cunningham CH, Pauly JM, Nayak KS. Magn. Reson. Med 2006 ；55 :1326-1333(引用為 Cunningham)，以及 Dowell NG, Tofts PS. Magn. Reson. Med. 2007 ；58 :622-30(引用為 Dowell)?？梢詫⑦@些技術擴展到三維中。為了讓這些技術加速，即，映射擴大的體積而不增加測量時間，可以使用快速成像技術，例如回波脈沖成像(EPI)或其他高效率采樣方案?？梢允褂貌⑿谐上襁M一步加快數據采集。SENSE掃描需要知道數據采集之前的接收線圈靈敏度，而GRAPPA掃描不需要。在Griswold MA等人在Magn. Reson. Med. 2002 ;47 1202-1210的文章(引用為Griswold)中描述了 GRAPPA掃描。在這方面，GRAPPA可能是有利的，因為其允許在SENSE參考掃描之前執(zhí)行這種Bl發(fā)射映射?？紤]的重要一點是俘獲個體線圈靈敏度最本質特征所需的必要空間分辨率或體素尺寸。體素尺寸與用于體積覆蓋的總測量時間成比例。此外，可以將有效的體積Bl映射與適當的BO映射合并?？梢越柚诙嗷夭ㄐ蛄?， 在不同回波時間對同一 k空間樣本采樣來獲取BO場圖。為了應對潛在的水和脂肪的問題， 提出了一種3點方法，其類似于由Reeder在Reeder SB等人發(fā)表于Magn. Reson. Med. 2005 54 :636-44的文章中所述的技術。
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基于預掃描數據，能夠提取Bl圖，其形成了為所有RF對象相對于其位置計算最佳 Bl勻場參數的依據。于是，對于每一個體RF對象，根據下式執(zhí)行獨立的線性或非線性優(yōu)化以為個體發(fā)射線圈元件找到適當的相位和幅度設置(Αη，φη)和它們的靈敏度(Bln(r))
Bl^er(T) = ΣΑη^( φη)ΒΙη{τ)⑴以得到均勻的疊加發(fā)射場(BIsupct)。重要的是要指出應當將方程(1)中給出的優(yōu)化僅限于對應RF的體積。主要目標是Bl場的均勻化。不過，對于特定MRI方案，可能期望空間相關的Bl曲線。這一點也能夠通過使用根據方程(1)的疊加，通過改變必需的(Αη，φη) 元組來實現?；谟蛇@種體積映射過程獲得的Bl圖，能夠為將在整個檢查中使用的所有RF 對象獲得最佳發(fā)射設置。在這里將比吸收率(SAR)定義為每單位質量吸收的RF功率。在這里將局部SAR 定義為具有最大SAR的體素的SAR值。在這里將全局SAR定義為在整個被成像對象上積分的 SAR。在這里將成本函數定義為通過優(yōu)化算法使其因變量最大化或最小化的函數。優(yōu)化算法調整一個或多個自變量以執(zhí)行優(yōu)化。在這里將正則參數定義為在成本函數中使用的參數，該成本函數控制兩個或更多個項對優(yōu)化結果的相對影響。在這里將發(fā)射通道定義為對應于多元件發(fā)射器線圈或多元件收發(fā)器線圈的每個元件的個體RF電路。在這里將術語發(fā)射通道定義為所有發(fā)射通道的集。在這里將復振幅定義為施加到個體發(fā)射通道的電流的相位和振幅。這被稱為復振幅，因為復振幅能夠用相位和振幅來指定，或能夠通過復數形式表達。在這里將復振幅定義為對應于發(fā)射通道的所有復振幅的集合。調整復振幅使Bl場更加均勻就是Bl勻場。在這里將空間發(fā)射靈敏度定義為由發(fā)射通道產生的空間相關的Bl場。在這里將正向RF功率定義為RF發(fā)射器發(fā)射的總功率，而不考慮RF功率中反射回 RF發(fā)射器的部分。在這里將視場(FOV)定義為表示MRI圖像構造的體積。用于構造MRI圖像的MRI 數據是在頻域中收集的無線電信號。因此重要的是要指出，使用傅里葉積分將MRI數據轉換成圖像，結果，FOV之外的組織對圖像有貢獻。本發(fā)明的實施例提供了一種使由Bl勻場導致的SAR增大最小化的快速而有效的方法。通常通過使成本函數最小化執(zhí)行標準RF Bl勻場。這些函數通常包括所得Bl圖的標準偏差，且是使用非線性、迭代搜索求解的。本發(fā)明的實施例使用以正則參數加權的SAR相關項修改這種成本函數。這種正則參數控制RF功率和Bl場均勻性之間的折衷。SAR相關項與勻場權重的振幅平方和成比例， 并且其產生正向RF功率，其能夠用作患者體內SAR的度量。在數學上，針對具有N個發(fā)射通道的多發(fā)射系統(tǒng)和Ιη(χ)，對應的(復)空間發(fā)射靈敏度分布(n = 1... N)，來描述這種情況。所有這些靈敏度之和是使用一組復振幅 i =Aexp(i外)的總發(fā)射靈敏度Itrt ^tot(X)=YjAnLn(X)
n<N(2)
通過使成本函數δ usu最小化確定最佳An 5usu = <(Ttot(x)-<Ttot(x) 2>, (3)該成本函數對應于預定義ROI上振幅Tt。t = Itot的標準偏差或歸一化均方根誤差 (NRMSE)。對于使用這種方法提高勻場潛力所必需的It。t相位沒有任何要求。因此，方程(3) 的最小化是非線性問題，并且應用迭代優(yōu)化算法。為了估計SARJf RF正向功率相關項(從而還有SAR相關項)添加到方程(3)的成本函數。利用正則參數λ對這個新項加權I = {{Τ Λχ)~ (TtoXx)))2)+ -^YjA]
\丨 Vtot(X))(4)λ控制RF功率和Bl場均勻性之間的折衷。必需將振幅An縮放<Tt。t(x)>，因為 <Tt。t(x)>與An的總體縮放成比例。每個發(fā)射通道的正向RF功率與An的平方成比例。對于小的λ，δ ρΜ類似于標準成本函數δ_。換言之，在λ小時，Tt。tS可能是均勻的。隨著λ增大，該算法為Tt。t提供使用小An的解。對于非常大值的X，Big得到最大化，同時An最小化，忽略B1場的均勻性。對于鳥籠型線圈，這種情況對應于正交模式。使用方程G)，根據是否以及如何縮放Tt。t*An，λ可以在0和無窮大之間變化。可以將方程 (4)重寫成以下形式‘ =(U〈fc ⑷-〈0)〉)2〉+ 77^ΣΑ2
L 」\丨{Ttot(x)) ，(5)其中λ的范圍限于0和1之間。這是用于數值計算的更方便的形式。不過，它需要適當地縮放Tt。t*An。如果未適當選擇縮放，λ的最佳值可能具有使數值計算復雜化的值，例如λ = 0.99999999。這樣的λ值可能在用于數值計算中時導致舍入誤差或扣除誤差?？梢匀我獾剡x擇縮放，但應當選擇縮放因子以使數值計算方便。用于對方程(3)的成本函數求解的迭代優(yōu)化算法能夠用于對方程⑷求解。因此， 可以通過修改方程(3)的成本函數來實施本發(fā)明的實施例。這意味著調節(jié)SAR不需要復雜的模型或大量的數值計算。根據應用和給定的SAR約束，可以由用戶自由調整正則參數。在本發(fā)明的實施例中，針對大于FOV且包括FOV體積的體積執(zhí)行Bl勻場。于是， 對于每個RF對象，無論其在期望FOV內部還是外部起作用，都基于3D Bl圖執(zhí)行個體Bl勻場。這樣的優(yōu)點是允許在MRI方案期間更完全和靈活的Bl勻場。對于很多MRI方案而言， 對在FOV外部起作用的RF對象進行Bl勻場對圖像質量是有益的。此外，這也具有工藝流程效率更高且節(jié)省時間的優(yōu)點。Bl映射的體素尺寸更大允許在對MRI掃描敏感的整個體積上進行Bl勻場。因此能夠將這種Bl圖用于在各種MRI方案期間進行Bl勻場。在另一實施例中，利用修改的實際翻轉角成像(AFI)脈沖序列執(zhí)行Bl映射，其中時間梯度序列使用回波脈沖成像(EPI)梯度脈沖替換梯度脈沖。這樣的優(yōu)點是AFI脈沖序列得到顯著加速。在另一實施例中，執(zhí)行單一 Bl映射作為MRI預掃描序列的一部分。這樣的優(yōu)點是節(jié)省時間并實現更高效率的工藝流程。操作員還可以執(zhí)行將Bl勻場并入MRI預掃描序列期間掃描的整個敏感區(qū)中的各種MRI方案。在另一實施例中，Bl映射與BO映射合并。這樣的優(yōu)點是減少了檢查時間并增加
7了工藝流程。在另一實施例中，在FOV之外，但在Bl映射的體積內部，在MRI方案期間的掃描準備脈沖序列或磁化脈沖序列期間使用Bl映射。這樣的優(yōu)點是能夠針對FOV外部的各種體積調節(jié)Bl勻場。這是重要的，因為FOV外部的體積能夠影響FOV之內的圖像質量。在另一實施例中，Bl映射用于從包括以下各項的組中選擇的MRI技術的Bl勻場 磁化準備脈沖、脂肪抑制脈沖、運動感測、動脈自旋標記(ASL)、區(qū)域飽和技術(REST)、頻譜預飽和反演恢復(SPIR)和反演。這是一個優(yōu)點，因為這些技術并入了 FOV外部的體積。大的Bl圖允許影響圖像質量的每個區(qū)域優(yōu)化其自己的Bl勻場參數。在另一實施例中，Bl映射用于使用迭代過程計算第一成本函數的最小值，其中使第一成本函數最小化的解提供了一組復振幅，其中針對每個發(fā)射通道存在該組復振幅的元，其中該元指定由其對應的發(fā)射通道使用的振幅和相位，其中第一成本函數包括SAR項和第二成本函數，其中使用針對所有發(fā)射通道的空間發(fā)射靈敏度分布和該組復振幅計算第二成本函數，其中使用該組復振幅、平均總發(fā)射靈敏度和可用于調整SAR和Bl場均勻性之間的折衷的正則參數來計算SAR項，其中利用正則參數對SAR項加權，并且其中SAR項與平均總發(fā)射靈敏度成反比。這樣的優(yōu)點是可以使用正則參數控制Bl均勻性和總正向RF功率之間的折衷。這是有益的，因為調整正向RF功率相當于調整SAR。在另一方面中，本發(fā)明涉及一種包括一組計算機可執(zhí)行指令的計算機程序產品， 可用于執(zhí)行本發(fā)明方法的實施例。使用計算機程序產品實施本發(fā)明具有以下優(yōu)點，脈沖序列在快到操作員無法控制的時間尺度上發(fā)生。使該方法自動化會節(jié)省時間并增加工藝流程。在另一方面中，本發(fā)明涉及一種包括MRI系統(tǒng)的MRI設備，該MRI系統(tǒng)包括靜態(tài)磁場，其能夠使患者或其他對象之內的核自旋極化；一個或多個磁場梯度線圈；梯度線圈電源系統(tǒng)；磁場之內用于患者的位置；相控陣列收發(fā)器線圈；以及RF收發(fā)器，其能夠驅動相控陣列收發(fā)器線圈的獨立元件。微處理器或計算機系統(tǒng)會用于控制MRI系統(tǒng)并使用采集的 MRI數據來構造MRI圖像?？梢允褂糜嬎銠C系統(tǒng)實施本發(fā)明的實施例。計算機系統(tǒng)具有計算機程序產品，該計算機程序產品能夠控制MRI數據的采集，與操作員交互并構造MRI圖像。這種設備的優(yōu)點是允許在MRI方案期間更完全和靈活的Bl勻場。前面描述過這些優(yōu)點ο在另一實施例中，該設備具有一個或多個發(fā)射通道以及用于使第一成本函數最小化的器件。可以將用于使第一成本函數最小化的器件實現為計算機或微控制器。使第一成本函數最小化得到的解提供了一組復振幅，其指定要由一個或多個發(fā)射通道使用的相位和振幅。這樣的優(yōu)點是該組復振幅為Bl勻場指定相位。該組復振幅的每個元指定要由其對應發(fā)射通道使用的振幅和相位。第一成本函數包括SAR項和第二成本函數。使用針對所有發(fā)射通道的空間發(fā)射靈敏度分布和該組復振幅計算第二成本函數。使用該組復振幅、平均總發(fā)射靈敏度和可用于調整SAR和Bl場均勻性之間折衷的正則參數計算SAR項。利用正則參數對SAR項加權，SAR項與平均總發(fā)射靈敏度成反比。這具有的優(yōu)點是可以使用正則參數控制Bl均勻性和總正向RF功率之間的折衷。 這是有益的，因為調整正向RF功率相當于調整SAR。在另一實施例中，本發(fā)明還包括一種用戶接口，其適于允許操作員通過改變正則
8參數的值調節(jié)Bl均勻性和總正向RF功率之間的折衷。這顯然是有利的，因為調整正向RF 功率相當于調整SAR。通過調整Bl均勻性和正向RF功率之間的折衷，操作員有效地調整了 Bl均勻性和SAR之間的折衷。有多種可以實現這樣的用戶接口的方式。幾個示例是一種方式是可以針對不同正則參數值的預選擇的組對第一成本函數求解，并向用戶顯示均勻性和RF功率。用戶然后能夠選擇要使用正則參數的哪個值。這是有利的，因為操作員能夠看到正則參數的不同值對Bl均勻性和SAR的效果并選擇兩者之間的折衷方案。實現用戶接口的另一種方式是用戶接口能夠包括滑塊，其可用于允許調整正則參數。在操作員調整滑塊時，用戶接口實時以圖形方式顯示Bl均勻性和SAR(或RF功率)。這是有利的，因為操作員能夠以圖形方式看到改變正則參數對Bl均勻性和SAR的效果。這兩種用戶接口都具有以下優(yōu)點，即，以圖形方式顯示Bl均勻性和SAR(或RF功率)之間的折衷，并允許用戶做出其選擇。在另一實施例中，利用一系列迭代步驟計算復振幅的值，其中在所述一系列迭代步驟的一個迭代步驟中，針對正則參數的不同值確定復振幅的值，并且其中針對正則參數的一個或多個值計算成本函數的值。這具有的優(yōu)點是，同時針對正則參數的不同值確定了復振幅。在另一實施例中，執(zhí)行針對大體積的單一 Bl映射作為MRI預掃描序列的一部分。 這樣的優(yōu)點是節(jié)省時間并實現更高效率的工藝流程。操作員還可以執(zhí)行將Bl勻場并入MRI 預掃描序列期間掃描的整個敏感區(qū)中的各種MRI方案。根據本發(fā)明的實施例，可以將Bl映射與BO映射合并。這樣的優(yōu)點是減少了檢查時間并增加了工藝流程。根據本發(fā)明的實施例，可以在FOV之外但在Bl映射體積內部，在MRI方案期間的掃描準備脈沖序列或磁化脈沖序列期間使用Bl映射。這具有的優(yōu)點是能夠針對FOV外部的各種體積調節(jié)Bl勻場。這是重要的，因為FOV外部的體積能夠影響FOV之內的圖像質量。根據本發(fā)明的實施例，Bl映射可以用于從包括以下各項的組中選擇的MRI技術的Bl勻場磁化準備脈沖、脂肪抑制脈沖、運動感測、動脈自旋標記(ASL)、區(qū)域飽和技術 (REST)、頻譜預飽和反演恢復(SPIR)和反演。這是一個優(yōu)點，因為這些技術并入了 FOV外部的體積。大的Bl圖允許影響圖像質量的每個區(qū)域優(yōu)化其自己的Bl勻場參數。根據本發(fā)明的實施例，能夠將Bl勻場用于多個MRI方案。這意味著可以反復使用同一 Bl圖來構造各種體積或FOV的多個MRI圖像。這具有的優(yōu)點是大大減少了執(zhí)行MRI 檢查所需的時間。在執(zhí)行一個MRI方案之后，操作員可以執(zhí)行不同的MRI方案而無需重復 Bl映射。根據本發(fā)明的實施例，可以設計用戶接口，其允許操作員將Bl映射應用于一個或多個獨立MRI圖像的采集。這具有的優(yōu)點是在MRI檢查期間增加了工藝流程并節(jié)省了時間。


在下文中，參考附圖僅通過舉例的方式更為詳細地描述本發(fā)明，其中圖1是能夠執(zhí)行合并的Bl和MRI調查掃描的MRI系統(tǒng)的功能示意性實施例；圖2是示出了本發(fā)明方法實施例的方框圖；圖3是脈沖序列時序圖的一部分，示出了用于測量Bl圖的標準實際翻轉角成像(AFI)脈沖序列以及允許實施本發(fā)明實施例的改善實施例；圖4是冠狀MRI圖像，示出了在肝臟MRI方案期間被成像的區(qū)域以及與該體積相鄰，受到REST脈沖序列作用的區(qū)域；圖5是示出了不同類型Bl勻場對水體模MRI圖像對比度的影響的示意圖；圖6是示出了 Bl均勻性和RF功率之間的折衷的圖示；圖7是示出了 SAR和正向RF功率之間相關性的圖示。附圖標記100 MRI 掃描器102梯度線圈控制單元104 梯度線圈106 磁體控制單元108 磁體110患者支撐112 患者114 RF收發(fā)器線圈控制單元116相控陣列收發(fā)器線圈120控制系統(tǒng)122 硬件接口124微處理器或計算機126計算機程序產品128 用戶接口200 MRI 預掃描202 調查掃描204 BO 映射206 Bl 映射210選擇MRI方案和圖像體積220 優(yōu)化Bl勻場240 執(zhí)行MRI方案300 脈沖序列時序圖310 RF 時序312 RF激勵脈沖314信號強度320 AFI梯度時序322 梯度脈沖330修改的梯度時序332擠壓梯度脈沖334 EPI梯度脈沖400 軀干的冠狀MRI圖像402 視場(FOV)
404受REST作用的區(qū)域
500無勻場
502基本RF勻場(恒定相位)
504基本RF勻場(任意相位)
510白線(量值曲線)
具體實施例方式圖1示出了能夠執(zhí)行本發(fā)明的實施例的MRI掃描器100的實施例。有一個產生大磁場，也稱為BO的靜態(tài)磁體108，BO能夠使患者112或其他對象之內的核自旋與BO場一致。患者112躺在支撐110上磁體的內膛之內。梯度線圈104也位于磁體內膛之內并能夠調整磁場。與要成像的患者112的體積相鄰的是相控陣列收發(fā)器線圈116。這個線圈發(fā)射并接收RF信號。在發(fā)射模式中，線圈產生RF信號，RF信號產生磁場的局部擾動，用于操縱患者112之內核自旋的取向。在接收模式中，相控陣列收發(fā)器線圈116接收BO場中核自旋的旋進導致的RF信號。非常普遍地是收發(fā)器線圈的功能分成獨立的發(fā)射和接收線圈。這里使用術語收發(fā)器線圈是指兩種可能性。線圈的確切設計取決于要執(zhí)行的MRI檢查類型， 在本領域中是公知的。梯度線圈104連接到梯度線圈控制單元102。梯度線圈控制單元102包括可控電流源。在激勵梯度線圈時，通過它們的電流導致磁體內膛之內磁場的擾動?？梢允褂么艌龅倪@種擾動使BO場更加均勻，或在磁場中人為地導致梯度。示例將是使用磁場梯度導致核自旋在BO場中旋進的頻率的空間編碼。磁體連接到磁體控制單元106。磁體控制單元用于控制和監(jiān)測磁體的狀態(tài)。相控陣列收發(fā)器線圈116連接到RF收發(fā)器線圈控制單元114。相控陣列收發(fā)器線圈116包括個體線圈元件。這個控制單元并入了一個或多個RF發(fā)生器，其能夠獨立地控制施加到相控陣列收發(fā)器線圈116的每一個體線圈元件的RF信號的相位和幅度?？蛇x實施例是具有獨立的發(fā)射和接收線圈。梯度控制單元102、磁體控制單元106和收發(fā)器線圈控制單元114全部連接到控制系統(tǒng)120的硬件接口 122。這一控制系統(tǒng)控制MRI掃描器100的功能?？刂葡到y(tǒng)120包括硬件接口 122以及連接到微處理器124的用戶接口 128。本發(fā)明最可能的實施例是，微處理器1 為計算機系統(tǒng)。硬件接口 122允許微處理器124向梯度控制單元102、磁體控制單元106和RF收發(fā)器控制單元114發(fā)送命令并從其接收信息。用戶接口 1 允許操作員控制MRI系統(tǒng)的功能并能夠顯示MRI圖像。微處理器使用計算機程序產品1 使MRI系統(tǒng) 100的控制以及MRI數據的分析自動化，以構造MRI圖像。圖2示出了執(zhí)行本發(fā)明的方法實施例。下文在示例1和示例2中提供了更詳細描述。圖2中的實施例示出了 MRI預掃描序列200。MRI預掃描序列200能夠包括合并在一起的不同部分。示例可以是順序或同時執(zhí)行的調查掃描202、B0映射204和Bl映射206。在完成MRI預掃描序列200之后，操作員會選擇MRI成像方案以及要為其構造MRI圖像的圖像體積210。系統(tǒng)然后會使用Bl圖針對特定MRI方案和圖像體積優(yōu)化Bl勻場。此后，MRI 系統(tǒng)100會執(zhí)行MRI方案M0。圖3示出了脈沖序列時序圖300的示例。這幅圖示出了用于測量Bl圖的實際翻轉角成像(AFI)脈沖序列的一部分。在YarnyW1中詳細描述了這一脈沖序列圖和這種測量 Bl圖的方法，這里不再重復。圖3示出了 RF時序310、標準AFI梯度時序320和允許實施本發(fā)明實施例的修改的梯度時序330的實施例。這種修改的梯度時序等價于AFI和EPI的組合，能夠映射放大的體積而不增加測量時間。RF脈沖序列圖示出了 RF激勵脈沖312，其將核自旋傾斜到角度α。這幅圖還示出了緊接每個激勵脈沖312之后的信號強度314的關系。AFI梯度時序320和修改的梯度時序共享若干共同特征，例如定時延遲TRl和TR2以及梯度擠壓脈沖332。兩者之間的差異是利用回波平面成像(EPI)梯度脈沖334替換了梯度脈沖322。這種變化的優(yōu)點是這具有更高效率的采樣方案?？梢愿杆俚貓?zhí)行Bl映射，這允許包括它作為MRI預掃描脈沖序列的一部分。換言之，可以比當前技術所允許的速度更快地執(zhí)行更大體積的Bl映射。下面在示例1中更詳細地論述圖3。圖4示出了軀干400的冠狀MRI圖像，并示出了不同RF核心或包括MRI肝臟掃描的區(qū)域的關系。虛線框圍繞的區(qū)域是對SP^脈沖序列402敏感的3D體積，SP^脈沖序列 402包括MRI肝臟方案的一部分。白色框示出了與已經應用了區(qū)域飽和技術(REST) RF脈沖的SP^敏感區(qū)域402相鄰的區(qū)域。將REST脈沖序列應用到與FOV 402相鄰的區(qū)域404。 FOV 402是被成像的區(qū)域。執(zhí)行REST脈沖序列以消除由這些相鄰區(qū)域404在F0V402中導致的相位效應偽影。如上所述，利用傅里葉積分或變換構造FOV中的圖像。因此FOV外部的區(qū)域對圖像有影響。REST脈沖序列要具有最佳效果，需要在該區(qū)域404中也執(zhí)行Bl勻場。如果僅在FOV 402中執(zhí)行Bl勻場，REST脈沖序列將不會正確地消除相位效應偽影，因為BO強度增大了。下文在示例1中更詳細地論述這幅圖。根據MRI方案，要應用REST脈沖序列的體積不需要與有利FOV直接相鄰?？梢詫?REST脈沖序列應用于患者身體之內的任何體積。這為在大體積上測量Bl圖為何有利提供了額外的示例。圖5示出了 Bl勻場對球形水體模(Φ = 20cm，幅度圖像)的效果圖示。白線(510) 示出了沿虛線獲得的量值曲線。數字示出了歸一化的均方根誤差(NRMSE) [%]0圖像500、 502和504中的NRMSE值分別為15. 3、14. 6和0. 92。圖像500沒有示出勻場，即，與圓偏振對應的正交激勵。圖像502示出了基于恒定相位需求的基本RF勻場(線性優(yōu)化)。圖像 504示出了基于任意相位需求的基本RF勻場(非線性優(yōu)化)。下文在示例1中論述了這幅圖。示例1 執(zhí)行肝臟檢查。作為準備工作的一部分，執(zhí)行低分辨率3D體積Bl發(fā)射映射掃描以獲得雙通道發(fā)射系統(tǒng)的個體發(fā)射線圈的靈敏度。為此目的，利用YarnyW1中描述的方法的修改執(zhí)行3D EPI加速的掃描。圖3中示出了修改的脈沖序列圖的一部分。利用EPI讀出脈沖(334)修改YarnyW1中描述的方法以加快3D成像。Bl圖的體積需要比肝臟區(qū)域大得多。這是由圖4表示的。基于采集的場圖，獲得針對特定MRI肝臟方案的RF對象的適當勻場系數。首先，在與應當在本示例中使用的3D梯度回波成像掃描的FOV對應的體積中優(yōu)化 Bl均勻性。這種掃描采用了磁化準備。因此，第二，對于磁化準備脈沖之一，脂肪抑制SP^ RF脈沖，優(yōu)化Bi。然而，僅在實際FOV中這一脈沖才需要有最佳性能。因此，可以應用與前述相同的Bl勻場系數。此外，應當在期望的3D FOV之外的位置應用兩個外部體積抑制脈沖。針對這些RF脈沖，基于采集的圖計算最佳Bl均勻性。在序列執(zhí)行期間，改變對應的RF通道相關相位和幅度以保持所執(zhí)行RF對象的適當性能。例如，可以通過以下方式確定針對每個RF對象的幅度和相位在K個體素(K是對應的索引)的空間網格上對方程(1)進行離散化，并反演所得的矢量和矩陣方程，通常這是由(正則化)偽反演執(zhí)行的SP = C (6)在這里，E是包含針對發(fā)射元件的N個復加權因子Pn=Anexp (icpn)的矢量，G是具有K個反映在空間網格上離散化的常數目標圖案灰度值的復分量的矢量。NXK矩陣這包含空間上離散化的靈敏度Snk = Tn(rk)· (7)然而，在大多數應用中，僅要求恒定幅度IC ι，任意空間相位分布φ(Γ)都是可接受的，C(r)=co 招exp(icp(r))，其中const為常數。如果僅對量值圖像感興趣，就是這種情況。所得的自由度極大地增強了 Bl勻場的能力。在圖5中示出了這種情況。不過，方程 (1)不再是線性的，需要對應的非線性反演技術。例如，可以使用模擬退火法全局優(yōu)化方程 (1)，并且結合多維鮑威爾方法以局部優(yōu)化前一步驟的解。在Katscher等人，Proc. ISMRM 15(2007) 1693(引用為Katscher)中描述了這種方式。示例2:利用局部成像執(zhí)行骨盆檢查。為了局部成像，應當使用3D RF脈沖便于局部信號激勵。必須要利用8元件發(fā)射系統(tǒng)以加速方式施加這個RF脈沖。執(zhí)行組合的體積Bl和 BO映射預掃描，比將要執(zhí)行的實際掃描中覆蓋更大體積。使用平行成像加速的3D梯度回波掃描以根據YarnyW1的方法進行映射。在TRl期間，僅對單一回波采樣，而在長TR間隔 (TR2)期間，進行EPI型的讀出，其在激勵之后對同一曲線采樣若干次。這允許執(zhí)行化學位移編碼，以分開水和脂肪，并且在后處理步驟中獲得BO場圖?；跍y量的體積Bl圖，可以提取相關線圈靈敏度和BO不均勻性以執(zhí)行適當的發(fā)射SENSE RF脈沖設計。在Katscher U 等人，Magn. Reson. Med. 2003 ；49 :144-50(引用為Katscher2)中描述了這種情況。將利用快速3D EPI掃描讀出這樣激勵的體積。在掃描期間，操作員意識到有第二感興趣區(qū)域，但這個感興趣區(qū)域相對于先前區(qū)域有偏移。操作員執(zhí)行激勵體積的新規(guī)劃并開始新的脈沖計算。不需要采集新的Bl圖，因為體積信息已經可用了。RF脈沖設計算法更新必要的Bl和 BO信息，并計算新的RF脈沖，接下來可以在成像試驗中應用新RF脈沖。圖6所示的圖示出了 Bl均勻性和正向RF功率之間的折衷。利用任意歸一化常數對值進行歸一化。這些結果是利用圓柱形水體模、使用Graesslin等人MRI 18(2000)733 中描述的試驗設備在3T下，8通道Tx/Rx MR系統(tǒng)中試驗獲得的。對于小值正則參數(曲線圖的左側)，Bl場非常均勻，但用于實現這個結果的RF 功率很高。高的正則參數導致收斂。RF功率低，Bl場的不均勻性增加。如前所述，對應于大正則參數的情況相當于正交激勵模式。研究這幅圖還可以清楚地看出，可以選擇Bl均勻性和RF功率之間的折衷。圖7示出了對圖1所示的試驗結果建模的模擬。同樣，使用任意的歸一化常數。該模擬使用所謂的矩方法或邊界元方法計算電場。除了計算Bl場的正向RF功率和標準偏差之外，利用電場計算局部SAR和全局SAR。這幅圖示出了所施加的正向RF功率和臨床相關局部SAR之間以及所施加的正向RF功率和全局SAR之間的相關性。
權利要求
1.一種采集MRI圖像數據的方法，包括以下步驟-利用第一體素尺寸執(zhí)行第一體積的3維Bl映射(206)，-選擇MRI方案(210)，-根據所述MRI方案執(zhí)行Bl勻場(220)，-執(zhí)行所述MRI方案Q40)以利用第二體素尺寸采集第二體積的MRI成像數據，其中，所述第一體素尺寸大于所述第二體素尺寸，其中，所述第一體積大于所述第二體積，并且其中，所述第二體積包含在所述第一體積之內。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，利用具有修改的梯度時序的實際翻轉角成像 (AFI)脈沖序列執(zhí)行所述Bl映射，其中，所述修改的梯度時序使梯度脈沖被回波脈沖成像 (EPI)梯度脈沖替換。
3.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，其中，所述Bl映射Q06)與預掃描MRI 序列(200)合并。
4.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，其中，所述Bl映射Q06)與BO映射 (204)合并。
5.根據前述權利要求中的一項所述的方法，其中，在所述MRI方案期間的掃描準備脈沖序列或磁化準備脈沖序列期間將所述Bl映射(206)用于Bl勻場Q20)，所述MRI方案包括在所述第二體積之外，但在所述第一體積之內的區(qū)域。
6.根據前述權利要求中的任一項所述的方法，其中，所述Bl映射用于從包括以下各項的組中選擇的MRI技術的Bl勻場磁化準備脈沖、脂肪抑制脈沖、運動感測、動脈自旋標記(ASL)、區(qū)域飽和技術(REST)、 頻譜預飽和反演恢復(SPIR)和反演。
7.一種計算機程序產品(1 )，其包括一組計算機可執(zhí)行指令，用于執(zhí)行前述權利要求中的任一項所述的方法。
8.一種用于采集MRI圖像(100)數據的設備，其包括-用于使用第一體素尺寸執(zhí)行第一體積的3維Bl映射的器件(102，104，106，108，114 和 116)，-用于選擇MRI方案的器件(124，126和128)，-用于根據所述MRI方案執(zhí)行Bl勻場的器件(114和116)，-用于執(zhí)行所述MRI方案以使用第二體素尺寸采集第二體積或切片的MRI成像數據的器件(102，104，106，108，114 和 116)，其中，所述第一體素尺寸小于所述第二體素尺寸，其中，所述第一體積或切片包含在所述第一體積之內。
9.根據權利要求8所述的設備，還包括一個或多個發(fā)射通道(114，116)和用于使第一成本函數最小化的器件(126)，其中，使所述第一成本函數最小化的解提供了一組復振幅， 其中，針對每個發(fā)射通道存在所述一組復振幅的元，其中，所述元指定要由其對應的發(fā)射通道使用的振幅和相位，其中，所述第一成本函數包括SAR項和第二成本函數，其中，利用針對所有所述發(fā)射通道的空間發(fā)射靈敏度分布和所述一組復振幅計算所述第二成本函數，其中，利用所述一組復振幅、平均的總發(fā)射靈敏度和能夠用于調整SAR和Bl場均勻性之間的折衷的正則參數計算所述SAR項，其中，利用所述正則參數對所述SAR項加權，并且其中，所述SAR項與所述平均的總發(fā)射靈敏度成反比。
10.根據權利要求9所述的設備，還包括適于允許操作員輸入參數的用戶接口(1 )， 其中，所述參數調整所述Bl均勻性和在檢查期間使用的總正向功率之間的折衷。
11.根據權利要求8所述的設備，其中，用于執(zhí)行所述Bl映射的器件能夠用于將所述 Bl映射與預掃描MRI序列合并。
12.根據權利要求8到11中的任一項所述的設備，其中，用于執(zhí)行所述Bl映射的器件能夠用于將所述Bl映射與BO映射合并。
13.根據權利要求8到12中的任一項所述的設備，其中，在所述MRI方案期間的掃描準備脈沖序列或磁化脈沖期間能夠將用于執(zhí)行Bl勻場的器件用于Bl勻場的目的，所述MRI 方案包括在所述第二體積之外，但在所述第一體積之內的區(qū)域。
14.根據權利要求8到13中的任一項所述的設備，其中，用于執(zhí)行Bl勻場的器件能夠用于從包括以下各項的組中選擇的MRI技術期間的Bl勻場的目的磁化準備脈沖、脂肪抑制脈沖、運動感測、動脈自旋標記(ASL)、區(qū)域飽和技術(REST)、頻譜預飽和反演恢復 (SPIR)和反演。
15.根據權利要求8到14中的任一項所述的設備，其中，用于執(zhí)行所述Bl勻場的器件能夠用于允許一個或多個額外MRI方案的一個或多個額外Bl勻場，其中，所述一個或多個額外MRI方案可以利用一個或多個額外體素尺寸采集一個或多個額外體積的圖像，其中， 所述一個或多個額外體素尺寸小于所述第一體素尺寸，并且其中，所述一個或多個額外體積包含在所述第一體積之內。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種采集MRI圖像數據的方法，包括以下步驟利用第一體素尺寸執(zhí)行第一體積的3維B1映射，選擇MRI方案，根據所述MRI方案執(zhí)行B1勻場，執(zhí)行所述MRI方案以利用第二體素尺寸采集第二體積的MRI成像數據，其中所述第一體素尺寸大于所述第二體素尺寸，其中所述第一體積大于所述第二體積，并且其中所述第二體積包含在所述第一體積之內。
文檔編號G01R33/3415GK102159965SQ200980136237
公開日2011年8月17日 申請日期2009年9月10日 優(yōu)先權日2008年9月17日
發(fā)明者I·格雷斯林, K·內爾克, P·博爾納特, P·柯肯, U·卡切爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司