用于偏移均匀磁场空间的有源线圈

摘要

公开了一种用于操作磁共振成像(MRI)系统的方法及实现该方法的系统，该方法包括：在关闭有源线圈的同时操作梯度线圈，以获取编码具有第一视场的第一MRI图像的第一磁共振(MR)信号，所述第一MR信号从所述MRI系统的主磁体内部的第一区域发射，目标主体的至少一部分放置在所述第一区域中；和激励所述有源线圈以偏移磁场体积，使得从所述MRI系统的所述主磁体内部的第二区域获取第二MR信号，其中所述第一区域位于磁场空间内，而所述第二区域位于所述偏移的磁场空间内，并且其中所述第一区域和所述第二区域在磁场强度上都足够均匀，使得每个区域的磁场不均匀性在限定的阈值以下。

说明书

技术领域

本披露与磁共振成像有关。

背景技术

在磁共振成像(MRI)系统中，MRI系统的主磁体为成像的目的在特定空间中产生高度均匀的静态磁场。静态磁场变化值可容许百万分之一(ppm)的量级的变化；可是，在主场偏差过大的地方例如在20厘米直径的球形空间上多于百万分之几百(ppms)不可能产生MR数据。通常，此均匀空间，也称为均匀磁场或主场均匀性，具有在一定球形空间上最大静态场偏差的特征。例如，在一个25厘米直径的球形空间(DSV)中一个B0＝0.5T静态场中，40ppm可代表ΔB0＝B0max-B0min＝20μT的最大场偏差。此主磁体是设计成实现一个特定的均匀性(即主磁铁设计成有低于阈值的不均匀性)；然而，在安装场所实际的均匀性可能受MRI扫描仪器内或周围的物体所影响。在安装时，无源与或有源匀场可用来改善均匀性以使其满足主磁体设计成实现目标主体被放入内孔穴中之前的特定均匀性。当一个目标主体(即人的头部)放入到MRI扫描仪器中，在此目标主体中的组织和任何可植体装置也可影响成像空间的均匀性，并且此均匀性通常再次经过有源匀场线圈的微调来改善，例如经过匀场线圈，以达到特定的均匀性。为了量化主磁场均匀性，某些实现例如可以测量关注区域的自由感应衰变(FID)信号的谱宽度。在这种测量中，场均匀性可取决于FID信号的谱宽度低于确定的阈值。更具体地说，如果当FID信号的谱宽度对于期望成像应用足够狭窄时，如低于确定的谱宽度值，此则匀场过程可被认为足够。否则，额外匀场过程可执行以继续减小FID信号的谱宽度。

在这种情况下，对于全身MRI扫描仪器，其孔穴要是够宽，以便人体任何部分都可以移动到均匀磁场空间之内。在这样系统中，目标主体可被移动，以使关注的身体部分位于均匀区域的中心。对于设计来用于对头部进行成像的小孔穴MRI扫描仪器来说，身体哪部分可移动到均匀磁场空间中也受几何约束限制。例如，仅用于头部的MRI系统之几何形状可以在一般人中定位成使得均匀区域通常仅延伸到下巴的底部，并且但对于更远的区域，主场的不均匀性可超过确定的阈值，以及不允许MR成像具有期望的质量。图像质量的衰减可表现为差弱的信噪比或低下的自由感应衰减(FID)信号峰值。一般，对于该人士颈部或脊柱以下身体部分进行成像可能是不可行的，因为这些区域根本不能进一步放置到扫描仪器的内孔穴中。

发明内容

在一方面，本发明中某实施方式提供了一种用于操作磁共振成像(MRI)系统的方法，其包括：操作梯度线圈来获取磁共振(MR)信号，其有编码在MRI系统内主磁体中第一区域之上的第一MRI图像的作用，目标主体的至少一部分放置在所述MRI系统之中，而所述第一区域位于一个磁场空间内，其不均匀性低于一个确定的阈值；供电于一个有源线圈来偏移所述磁场空间，使得一个在MRI系统主磁体之中的第二区域位于被偏移的磁场空间内，所述第二区域的至少一部分在所述磁场空间被偏移之前位于所述磁场空间之外，而所述第一区域的至少一部分在所述磁场空间被偏移之后位于所述磁场空间之外；以及操作所述梯度线圈来获取用于编码此第二区域上第二MRI图像的磁共振(MR)信号。

实施方式可包括以下功能。在一个示例中，供电于所述有源线圈可包括在操作梯度线时供电于有源线圈以获取所述第二MRI图像。在另一个示例中，供电于所述有源线圈可包括在操作所述梯度线圈前供电于所述有源线圈以获取所述第二MRI图像。还在另一个示例中，供电于所述有源线圈可包括使用至少2安培的电流来驱动有源线圈。更还在另一个示例中，供电于所述有源线圈可包括将冷却液剂运行到此有源线圈来冷却此有源线圈。

某些实施方式可另外包括操作一个匀场线圈来补偿在位于被偏移磁场空间中目标主体部分之内的磁化率差异，而所述被偏移磁场空间的不均匀性是低于一个确定的阈值。在此实施方式中，操作所述匀场线圈还可包括在操作梯度线圈的时操作匀场线圈以获取编码第二MRI图像的MR信号。

在另一方面，某些实施方式提供一种磁共振成像(MRI)系统，其包括：一个有孔穴的壳体，其中放置要成像的目标主体之至少一部分；一个主磁体，其容纳在所述外壳之中，并配置来产生一个磁场空间，其不均匀性是低于一个确定的阈值，以在位于所述磁场空间内的区域上形成一个MRI图像；一个有源线圈，其在当供电于时令致磁场空间偏移及变形；脉冲产生性线圈，其依次产生并施加射频(RF)脉冲以扫描所述目标主体的部分；梯度线圈，其对此磁场空间提供扰动，使得在所述施加RF脉冲回应中获得编码MRI图像的MRI信号；以及一个控制单元，其与所述MRI系统耦合并配置来：操作梯度线圈来获取MR信号，其有编码在MRI系统内主磁体中第一区域之上的第一MRI图像的作用，目标主体的至少一部分放置在所述MRI系统之中，而所述第一区域位于一个磁场空间内，其不均匀性低于所述确定的阈值，以形成所述第一MRI图像；供电于一个有源线圈来偏移所述磁场空间，其不均匀性低于所述确定的阈值，使得一个在MRI系统主磁体之中的第二区域位于被偏移的磁场空间内，其不均匀性低于所述确定的阈值，所述第二区域的至少一部分在所述磁场空间被偏移之前位于所述磁场空间之外，而所述第一区域的至少一部分在所述磁场空间被偏移之后位于所述磁场空间之外；以及操作所述梯度线圈来获取用于编码此第二区域上第二MRI图像的磁共振(MR)信号，此第二区域位于所述被偏移的磁场空间之内，其不均匀性是低于所述确定阈值，以形成所述第二MRI图像。

某些实施方式可包括以下一个或多个的功能。所述有源线圈和所述梯度线圈可集成到一个机械组件之中。所述集成线圈组件可包括一个用于所述有源线圈和所述梯度线圈两者的液体冷却系统。所述有源线圈可构造成一个可拆除的模块，其配置为与容纳所述梯度线圈的梯度组件一起安装。所述有源线圈和所述梯度线圈可从相应分别的液体冷却系统来冷却。所述冷却系统可包括一个储存液态氦或液态氮的储存器。

所述有源线圈可构造在RF线圈组件之上，其是构造成安装在所述梯度线圈内。所述有源线圈和所述梯度线圈可从相应分别的液体冷却系统来冷却。所述冷却系统可包括一个储存液态氦或液态氮的储存器。

某些实施方式可包括一组匀场线圈，其放置在壳体周围，并配置来补偿在位于磁场空间中目标主体部分之内的磁化率差异。所述控制单元可进一步配置来供电于所述有源线圈，以偏移所述磁场空间，其中的磁场强度变化是低于所述确定阈值。所述控制单元可进一步配置来供电于所述有源线圈，以偏移所述磁场空间，其中来自所述磁体空间的自由感应衰变(FID)信号具有低于所述确定阈值的谱宽度。

在本说明中主题事项的单一或多方面描述会在以下附图及描述中阐述。其他关于这主题事项之特性，方面及优点将会从此描述，附图与权利要求中显示。

附图说明

图1A示出一个示例磁共振成像(MRI)系统的透视图，所述磁共振成像系统具有螺线管磁体，其提供用于偏移螺线管磁体内均匀磁场空间的有源线圈。

图1B示出一个示例磁共振成像(MRI)系统的横截面图，所述磁共振成像系统提供用于偏移均匀磁场空间的积有源线圈。

图2示出偏移MRI系统螺线管磁体内均匀磁场空间之一个示例。

图3示出在对目标主体成像时使用有源线圈来操作MRI系统以改变均匀磁场空间之一个示例。

在各附图中类似参考符号表示类似单元。

具体实施例

以下参照细节讨论描述本披露的各种实施例和方面。以下描述及附图是对本披露之说明，其不应代表为本披露的局限。在描述多项具体细节上提供本披露的各种实施例的透彻理解。但以便向本披露实施例提供一个简要的讨论，公识或惯用的细节不会在某情况之下描述。

根据本披露的选定实施例，一个磁共振成像系统可以包括例如与梯度线圈集成为一个机械组件的有源线圈，以用作位置特定的静态场匀场线圈，当其激活时，移动在螺线管磁体内的均匀磁场空间，使得成像区域中的主场不均匀性低于一个确定阈值。此有源线圈不同于主场匀场线圈，主场匀场线圈用于补偿从气体与组织边缘或植体装置等引起的磁化率差异。一般，主场匀场线圈不能偏移一个适合形成质量充足的MRI图像之均匀磁场空间。如在某实施方式中披露，所述有源线圈可使用比用于偏移程序更高的电流安培数。在某情况下，有源线圈可以包括使用冷却剂主动冷却，如液氮或液氦。此有源线圈的操作方式与此梯度线圈有分别，当有源线圈激活时，均匀磁场中的被偏移区域保持静态，而梯度线圈启动时可引起主磁场之动态波动，使得编码磁化信号的MRI信号可以获取目标主体的各个部分，从此部分可执行图像重建以产生MRI图像。

某实现方式可允许操作者，如临床医生，将覆盖图像区域从一个初始的区域，如头部，偏移到一个不同，如包括颈部的区域。更具体地说，患者可放置在此主磁体中并在头部收集第一图像。在确定颈部需要进一步调查后，这操作者可激活有源线圈，以将均匀磁场的区域从初始区域偏移到包括颈部的不同区域。这操作员可当偏移定位时在颈部收集MRI图像。此偏移方式能有利于较小的磁体，其中患者的颈部由于磁体大小和形状的限制向内移不大可行。

图1A-1B示出了一个示例磁共振成像(MRI)系统100的透视图和横截面图，其中螺线管磁体105设置成具有内孔穴101的圆筒形状。线圈组件107，其包括发射线圈106和梯度线圈104，设置在螺线管磁体105内。通常，线圈组件107可形成为环形结构并容纳在螺线管磁体105的内孔穴内。在某实施方式中，环形线圈组件107仅包括梯度线圈104。通常，梯度线圈104提供多于一方向的场梯度，如所有三正交空间方向。因此，此梯度线圈104可指代三组线圈，而每组线圈配置为在螺线管磁体105内孔穴中的主场之相应方向上产生场波动。这场波动可引起来自不同空间位置的磁化感受不同频率的进动离子，使得磁化的空间信息能通过RF激发脉冲编码。

在此实现方式中，环形线圈组件亦不包括发射线圈106或任何接收器线圈。对于此实现方式，射频(RF)激发脉冲是如局部线圈传输，以对患者103的头部区域102进行成像。在一示例中，一个鸟笼配形的头部线圈是用于一同发射RF激发脉冲和接收用于对目标主体进行成像的MR信号。在另一示例中，曲面线圈足用于将RF激发脉冲发送到目标主体中，并且相控阵线圈配置用于接收MR信号作为响应。

在某实施方式中，匀场线圈109容纳在螺线管磁体105的圆柱形壁内。一组功率放大器为匀场线圈109提供电力。例如，容纳在控制室中的功率放大器110A和110B可以连接到匀场线圈109，以为内孔穴101里的磁场提供匀场。在驱动匀场线圈109中，功率放大器可由控制单元111控制，其通常包括一个或多个处理器以及用于配置功率放大器110A和110B的编程逻辑。在某情况下，控制单元111容纳在与MRI系统100的螺线管磁体105分离的控制室中。匀场线圈109的驱动电流可在数百毫安的范围之内，并一般不超过1安培。此外，匀场线圈109可不需使用循环冷却剂来作主动冷却。在此实施方式中，一组匀场线圈阵列可用来提供对内孔穴101内场强度进行调节，使得内孔穴101内的磁场变得更均匀。

本文提供的实施例可以适用于术中MRI，以及用于急诊室设置的MRI系统。这种MRI系统可包括与传统全身扫描仪磁体相比更小廷更紧凑的孔穴磁体。引用小孔穴磁铁的一个后果是，适合于成像的均匀磁场空间(如低于一个确定阈值的磁场不均匀性)可不能覆盖所有关注区域。如以下进一步详细所讨论，此确定阈值可代表空间长度上的磁场变化度，或从特定空间发射的自由感应信号(FID)的谱宽度。例如，虽然目标主体的头部区域可能是在均匀磁场空间内，但此目标主体的颈部区域可能不是。然而，此孔穴大小限制可不允许目标主体进一步移到磁体的内孔穴里面。某实施方式提供了一个有源线圈110，其在激活时使得均匀磁场空间发生偏移，以便例如在不能实际地将目标主体进一步移到磁铁孔穴里面时，适应如目标主体颈部区域进行成像。换言之，此有源线圈110可提供适于成像的均匀磁场位置特定之静态偏移。

区域区域区域区域区域如上所述，当有源线圈110供电于时可在均匀区域上提供一个位置特定的静态偏移。在这例中，当主磁场可能太不均匀来获取具有足够质量的MR信号时，有源线圈110可以被供电于来收集位置在颈部和脊柱中的MR信号。一般，有源线圈110可以改变均匀区域的形状和位置，使得均匀磁场空间从头部区域偏移以包围颈部和脊柱的部分。

图2示出偏移在MRI系统100的螺线管磁体内的均匀磁场空间之一个示例。在成像过程时，首先将目标主体的头部202和颈部204放入MRI系统100的内孔穴101中。第一MRI图像可在头部202及颈部204的一部分形成。如图所示，均匀磁场空间(即线圈关闭时的均匀性区域212)不从头部区域202延伸以完全覆盖颈部区域204。然而，如前所述，内孔穴101的形状和大小阻止目标主体被继续放入。在该图示中，临床医生可以通过MRI系统100上的控制面板供电于有源线圈110，以将均匀磁场空间朝颈部204偏移，使得均匀磁场的偏移空间(即在214上线圈的均匀性区域)完全覆盖颈部204。当均匀磁场覆盖颈部204，使得颈部204内的主场不均匀性降低于确定的阈值之下，则临床医生可通过MRI系统100上的控制面板启动使用梯度线圈104，RF线圈106和匀场线圈109，以获取期望的颈部204图像。

在某情况下，如果所述被偏移的均匀空间包围所述需求的成像空间的全部，此有源线圈110可在整个数据收集过程中继续供电。在其它情况下，如果所述需求的成像空间跨越有源线圈110需要关闭以及有源线圈110需要接通的两个位置时，有源线圈110则可从交错形式开闭。如图2所示，当有源线圈110供电时，头部附近的主场均匀性可以被牺牲，以使得均匀性区域能深入延伸到颈部204中。在某配置中，偏移的程度可以调整以准确地容纳到颈部204范围。举例，临床医生可通过MRI系统100的控制面板来改变有源线圈110的供电程度到一个特定，对应于偏移到颈部204的程度。这对应关系可预先估计，并将其存储在查找表中，以在成像会话期间进行调查。

如图1B所示，有源线圈110是容纳在梯度线圈104外壳之内。在这种配置中，有源线圈110可以与梯度线圈104共用相同的主动冷却。例，有源线圈110和梯度线圈104两者可以使用相同的冷却系统来冷却，其运行如液氮的液氦的冷却剂。该配置可利用现有的冷却系统，其已包括用于液体冷却剂的储存器，如液氮或液氦。有源线圈110的驱动电流可在1至10安培的范围内，而梯度线圈104可能需要高于10安培的驱动电流。在其他情况下，有源线圈110可构造在RF线圈106上，并配置为安装在梯度线圈104的内部。在其他情况下，有源线圈110可以容纳在磁体的侧壁105中，并且可能需要另外单独的冷却系统。在以上说明，有源线圈110可与例如MRI系统100上的控制单元耦合，通过功率放大器来提供驱动电流。所述控制单元可容纳在远离磁体，独立的控制室中。此控制单元可包括用于配置驱动有源线圈110功率放大器的处理器或编程逻辑。

图3示出用于操作此MRI系统100有源线圈110的一个流程图300示例。当处理流程开始(302)时，梯度线圈104可被操作来获取磁共振(MR)信号，其有编码在MRI系统内主磁体中第一区域之上的第一MRI图像的作用，目标主体的至少一部分放置在所述MRI系统之中，而所述第一区域位于一个均匀磁场空间内，其不均匀性是低于一个确定的阈值(304)。所述的确定阈值可指在一定距离范围内主磁场双差的最高限值，例如，20μT/25cm在一个0.5T的主磁铁上。此确定阈值还可指来自期望空间FID信号的谱宽度的最高限值。例如，光谱宽度可以测量为全宽半高(FWHM)宽度。上述操作可由操作员可在控制面板上配置扫描参数来启动。所述操作可以由操作员在控制面板上配置扫描参数来启动。所述梯度线圈可耦合到MRI系统100的控制单元来接收指令，使得相应地播放梯度波形，以对主磁场提供场波动。如前所述，梯度线圈104可以同多于一个梯度线圈子集结合，而每个子集用于实现MRI系统100内孔穴101中一个空间方向上的场波动。所述第一图像可以显露目标主体的头部202，还有来自颈部204的部分。当获取编码第一MRI图像的MR信号时，匀场线圈109可用于补偿例如头部202和来自颈部204的部分之内的磁化率差异。

然后可确定是否需要新的扫描(306)，例如来显示在第一图像上描绘内容之外的颈部204的更多细节，或者进一步查调查颈部204。在某情况下，所述确定可以基于来自MRI系统100的操作者的输入来进行。其他实例可以包含自动区域偏移方式。例如，MRI系统100可在第一MRI图像执行图像识别和决定颈部204中某些身体部分没有被完全捕获，并因此有必要偏移均匀磁场空间。这又可以决定均匀磁场空间覆盖在颈部区域204的关注部分，并不需要进一步观察，在这种情况下，MRI系统100可以在不启动有源线圈110的情况下继续操作(308)。

当有必要偏移时，MRI系统100上的控制单元可供电于一个有源线圈被来偏移所述均匀磁场空间，使得一个在MRI系统主磁体之中的第二区域位于被偏移的均匀磁场空间内，所述第二区域的至少一部分在所述均匀磁场空间被偏移之前位于所述均匀磁场空间之外，而所述第一区域的至少一部分在所述均匀磁场空间被偏移之后位于所述均匀磁场空间之外(310)。这偏移过程可导致被偏移均匀磁场空间离开使得覆盖如来自颈部区域204关注部分。如上所述，特定的供电程度可导致特定的转变。供电于有源线圈110可涉及1-10安培之间的运行电流，而匀场线圈109通常与低于一安培的驱动电流相关，如数百毫安。同时，梯度线圈104通常可以由10-100安培范围内的电流驱动，并且通常可能需要通过循环冷却剂作主动冷却。

当均匀磁场空间已偏移到如覆盖在颈部204的关注部分，匀场线圈可操作以补偿位于偏移均匀磁场空间内目标主体部分中的磁化率差异(312)。当匀场执行时，梯度线圈104可操作以向主磁场提供场波动，使可获得对位于偏移均匀磁场空间(314)内第二区域上的第二MRI图像进行编码的MR信号。

如本文所用，术语「包括(comprises)」和「包括了(comprising)」应解释为包含性和开放性的，而不是排他性的。具体地，当在本说明书和权利要求书中使用时，术语「包括」和「包括了」以及其变型形式意味着包括指定的特征、步骤或部件。这些术语不应解释为排除其他特征、步骤或部件的存在。

如本文所用，术语「示例性」意味着「用作实例、例子或例证」，并且不应解释为优胜於本文所披露的其他构型的优选或有利构型。

如本文所用，术语「大约」和「近似」意味着包括可能存在于值范围的上限和下限中的变化，诸如特性、参数和尺寸的变化。在一个非限制性实例中，术语「大约」和「近似」意味着±10％或更少。

上述具体实施例已经示例示出，并且应当理解，这些实施例可能容易受到各种修改和替代形式的影响。应当进一步理解，权利要求书不旨在限于所披露的特定形式，而是涵盖落入本披露的精神和范围内的所有修改，等同物和替代方案。