利用并行MRI加速成像的方法和系统

摘要

提供利用磁共振成像(MRI)系统(100)并行成像的方法和系统。该方法包括从放置在MRI系统中的目标周围的接收器线圈阵列(190)获取多个磁共振(MR)信号，其中该接收器线圈阵列具有成行排列的多个接收器元件(191、192、193、201)，以及在频率编码方向上施加读出梯度期间对阵列的每行按可选择的数量移动接收器频率以便在频率编码方向上移动有限的视场(FOV)。

说明书

技术领域

本发明一般涉及磁共振成像(MRI)系统，较具体地涉及用于利用MRI系统在频率编码方向上并行成像的方法和设备。

背景技术

MRI是众所周知的成像技术。传统MRI装置，例如，沿要经受MRI的人体的轴建立同系磁场。同系磁场通过沿磁场轴排列(在组成人体组织的原子和分子中的)核自旋来为成像调节人体内部。如果核自旋的取向受扰动而偏离了和磁场的对准，原子核试图按磁场轴重排列它们的自旋。核自旋的扰动会由调谐到拉莫(Larmor)频率的视频(RF)脉冲的施加引起。在重对准期间，原子核围绕磁场轴进动并发射电磁信号，可以用放在人上或人周围的一个或几个RF探测线圈来探测这些电磁信号。

一定进动原子核发射的磁共振(MR)信号的频率依赖于在原子核位置的磁场强度。如在本专业中所熟知的，通过对横过人体的磁场加以梯度，有可能辨别源自人体内不同位置的信号。为方便起见，可以把这个场梯度方向称为从左到右方向。可以假定施加场梯度期间获取的特定频率的信号起源于场梯度内的一定位置，从而在人体内给定左到右位置。也把这样的施加场梯度称为频率编码。

但是，场梯度的施加不允许二维空间编码，因为在一定的从左到右位置的所有原子核经历相同的场强度，从而发射相同频率的信号。因此，频率编码梯度的施加就其本身来说不使区别源自在一定的从左到右位置的人的顶部的信号对源自底部的信号成为可能。已经发现，通过在获取信号前在垂直方向施加变化强度的梯度，借此按变化的数量扭转核自旋相位，在这第二方向的空间编码是有可能的。把这样的附加梯度称为相位编码。

在相位编码步骤后的RF探测线圈检测的频率编码数据作为一行数据储存在称为k空间矩阵的数据矩阵中。为了填充k空间矩阵的数据矩阵的多个行执行多个相位编码步骤。通过进行矩阵的二维傅里叶变换将这个频率信息转换到代表成像材料的核自旋或原子核密度分布的空间信息，可以从这个矩阵产生图像。

替换地，通过在二个正交方向上施加相位编码梯度，接着施加在第三个正交方向上的频率编码梯度，在频率编码梯度期间获取信号以便产生k空间数据的三维矩阵，可以在三维上执行空间编码。然后，该矩阵的傅里叶变换将把这个频率信息转换到代表成像材料体积内的核自旋或原子核密度分布的空间信息。

成像时间很大程度上是要求的信噪比(SNR)和以其MRI装置能填充k空间矩阵的速度的因素。在传统的MRI中，一次一行填充k空间矩阵。虽然在一般邻域内已进行了许多改进，但以其MRI装置可以填充k空间矩阵的速度是受限制的。为克服这些固有的限制，已经开发若干技术以便对于每次施加磁场梯度都有效地同时获取多行数据。这些技术可以总起来被表征为“并行成像技术”，它们利用来自RF探测线圈阵列的空间信息代替编码。不然这种信息则必须利用场梯度和RF脉冲以连续的方式获得。已表明多个有效的探测器的使用不增加梯度转换率或RF功率存放而倍增成像速度。

并行成像技术属于两个种类之一。通过构建不同RF探测线圈获取的相邻行的加权组合，它们可以在傅里叶变换前填充省略的k空间行中。或者，它们可以首先傅里叶变换有限的k空间数据来从每个线圈产生混淆图像，然后用重叠像素值的线性变换展开混淆信号。在两者的任一情况下，重构的图像倾向于经受混淆假象的不完全消除，尤其对于大的加速因素。在由于混淆而搀杂的图像中，图像的边缘隐蔽到图像的中部中。

最近已被开发和应用到体内成像的两种这样的并行成像技术是SENS(灵敏度编码)和SMASH(空间谐波的同时采集)。两种技术都包括多个单独接收元件的并行使用，每个元件都具有不同的各自灵敏度分布，并且，探测的各个自旋共振信号的组合使对一个图像所需要的采集时间减少(与传统傅里叶图像重构比较)有可能。在大多数有利情况下，减少的倍数等于所使用的接收部件的数目(见Pruessmann等人，医学中的磁共振，42卷，952-962页，1999)。

对于执行k空间中的直线轨迹的脉冲序列，并行成像技术总是减少相位编码步骤的数目以便减少成像时间，然后利用阵列灵敏度信息来弥补空间信息的损失。对于某些脉冲序列，例如单发快速自旋回波，如果能不牺牲空间分辨率或视场(FOV)减少频率编码方向上的点数，也能实现成像时间的本质减少。接收器滤波截止读出频带以外的信号，不像在相位编码方向上那样，在那里这样的信号被混淆回到FOV中，在FOV中，它们能由并行图像重构展开。

多线圈MR成像利用较大数目的接收通道。提高多线圈成像中的通道数目超过典型的4到8可以有可能地给出种种益处，包括改进的信噪比(SNR)、较大的视场(FOV)和/或较快的成像速度。这些益处会在人体成像期间克服心脏的、呼吸的和蠕动的运动以及传达和监视在MRI指导下的治疗方面有重要应用。为利用MRI进行加速并行成像需要一种方法和系统。

发明内容

简单说，按照本发明的一个实施例，一种利用磁共振成像(MRI)系统并行成像的方法包括在MRI系统中从放置在目标周围的接收器线圈阵列获取多个磁共振(MR)信号。在该MRI系统中，接收器线圈阵列具有多个成行排列的接收元件，并在频率编码方向上施加读出梯度期间，对于阵列的每行都按可选择的数量移动接收器频率以便在频率编码方向上移动视场(FOV)。

按照本发明的另一个实施例，一种利用磁共振成像(MRI)并行成像的系统包括至少一个放置在要被成像的感兴趣区周围用于获取磁共振(MR)信号的接收器线圈阵列组件，该阵列具有多个成行排列组成阵列的接收器线圈、用于施加选择脉冲系列的脉冲控制模块以及用于从接收器元件中的每一个获取多个MR信号的图像处理器以及该图像处理器还被配置用于对于阵列的每行都在选择的频率编码方向上移动各个接收器频率可选择的数量以便在频率编码方向上移动视场(FOV)。

附图说明

当参照附图阅读下面详细说明时将会较好地理解本发明的这些和其它特征、方面和优点。在附图中，同样的字符都在全部附图中代表同样的部件。其中，

图1是适于同本发明实施例一起使用的示例性MR成像系统的原理方框图；

图2是本发明实施例对其适用的并行成像阵列的示例性实施例的平面视图；以及

图3是放置在MRI系统中的布置在目标周围的并行成像阵列的实例。

具体实施方式

图1是磁共振成像(MRI)系统100的一个示例性实施例。MRI系统100包括计算机110，它通过脉冲控制模块120控制梯度线圈功率放大器130。脉冲控制模块120和梯度放大器130一起产生对于自旋回波、梯度再调用回波脉冲序列、快速自旋回波或其它型式的熟知脉冲序列的适当的梯度波形Gx、Gy和Gz。梯度波形与梯度线圈145连接，梯度线圈145围绕MR磁铁组件140的腔布置，使得梯度Gx、Gy和Gz沿它们在来自磁铁组件140的极化磁场B₀上的各自轴施加。

脉冲控制模块120也控制是收发器系统170的一部分的射频(RF)综合器178。收发器系统170的各部分用粗线包围。脉冲控制模块120也控制RF调制器179，它调制射频综合器178的输出。被RF功率放大器180放大和加到发射器线圈147的最后RF信号用于激励成像目标(未示出)的核自旋。

作为图像采集过程的一部分，来自成像物体的激励原子核的MR信号被RF接收器线圈191接收并提供给预放大器171被放大，然后由正交相位探测器173处理。检测的信号被高速A/D转换器175数字化并加到计算机110用于处理产生目标的MR图像。计算机110也控制驱动调整线圈组件143的调整线圈电源141。下面详细说明以其计算机110处理检测信号重构图像的方式。

在本发明的实施例中，MRI系统100还包括RF接收器阵列190。接收器阵列190是由如像环或导电带这样的多个探测器元件，例如，191、192、193(但可以包括如201所示的n个元件所代表的更多元件)组成的RF探测器阵列，并且也可以作为多个线圈或导电带的阵列被配置。也可以使用其它导电材料和结构，例如铜杆、管、线或其它类似线结构作为探测器元件。将参照图2和3较详细地说明一个RF接收器阵列190的示例性实施例。

在再一个实施例中，利用磁共振成像(MRI)系统并行成像的方法包括从并行接收器阵列获取磁共振(MR)信号，该并行接收阵列具有对于接收阵列的各个接收器元件的可变频移，该并行接收器阵列具有约8到约32的接收器元件的基本数目n。该方法还包括将MR信号重构成图像。

参照图2，表示了一个RF接收器阵列190的示例性实施例的平面视图。在这个实施例中，用沿左/右(LR)和上/下(SI)方向排列的4个4行线圈的或接收器元件210的行构制RF接收器阵列190，如图2所示。在这个实施例中，有4×4阵列要被布置在目标下面(后面的分组件)和另一相同组件要被布置在目标上面(前面分组件，只指示一个)，总计32个元件。32个线圈或元件使得用32个可利用的接收器通道并行成像有可能。如在这里所使用的，元件是RF接收器阵列190中的一个探测器线圈-图2中的每个小环210。再参照图1，如在这里所使用的通道是从那个阵列元件(191、192、193、...201)经过预放大器(171、194、195、...202)、相敏探测器(173、196、197、...203)和A/D转换器(175、198、199、...204)的整个链。

多线圈成像在克服人体成像期间的，例如心脏的、呼吸的或蠕动的运动方面特别有帮助。另外，多线圈成像在MRI期间传达和监视治疗方面具有应用。在图2所示的实施例中，表示了适用于躯干成像的32通道并行成像阵列，它由4个具有4个构制在相同的蛤壳线圈架(图2上指示一个)上的线圈(每个79mm×105mm)的行组成。为了为并行成像提供最佳信噪比(SNR)，线圈在左/右方向间隔16mm，在上/下方向重叠18mm。为了躯干成像，把蛤壳线圈架布置在MRI系统的患者台上的目标的躯干周围。参照图3，在那里示出与在目标的躯干周围位置的RF接收器阵列190(上分组件220、下分组件230)一起的目标。

利用这个RF接收器阵列190的示例性实施例，有可能进行实时、大视场(FOV)并行成像。在一个实施例中，利用磁共振成像(MRI)系统并行成像的方法包括从放置在MRI系统中的目标周围的接收器阵列采集多个磁共振(MR)信号，接收器阵列具有多个按行排列的接收器元件，在频率编码方向上施加读出梯度期间，对于阵列的每行按可选择的数量移动接收机频率以便在频率编码方向上移动视场(FOV)。

图像采集利用为成像体积和为缩短图像采集时间而配置的脉冲序列。如在这里所使用的，“适于的”、“被配置的”等系指允许元件配合以提供所述的作用的元件之间的机械或结构联系；这些术语也系指被编程执行结果提供响应一定输入信号的输出的如像模拟或数字计算机或应用装置(例如应用持定集成电路(ASIC))这样的电气元件的工作能力。例如，在一个实施例中，以使用交错回波平面脉冲序列来进行实时成像。另外，研发了大FOV人体观测方式，它利用重复的单发快速自旋回波(SSFSE)序列以每秒1-2个的速率产生0.5-1秒图像。为了在保持图像分辨率和高帧速的同时为日冕状的成像和其它应用扩大FOV，将读出梯度在S/I方向上取向，并获取有限的FOV图像。在对每对L/R线圈行(在上蛤壳的一行和在下蛤壳上直接相对的另一行)的图像采集期间应用不同的FOV移动，所以使FOV直接在那个线圈行下面定中心。在L/R方向应用并行编码，用典型上是2-3的加速因子。在这里提供的脉冲序列对心脏成像和躯干区的其它感兴趣部位区特别有用。要认识到，本专业技术人员可以从各种已知的脉冲序列进行选择以扩大FOV和达到取决于要被成像部位的读出速率和所需要的帧速。计算机110(图1)被配置用于各种图像处理算法。例如，计算机110会被配置来调整由任何减少的相位编码方向上的视场引起的展开混淆。另外，计算机110被配置通过从对阵列的每行获取的MR信号产生子图像和组合子图像来重构图像。在一个实施例中，通过按等于在图像采集期间施加的FOV移动的数量移动每个子图像和取在图像重叠区的图像强度平方和的平方根进行组合步骤。

考虑日冕成像。在日冕成像中，频率编码方向是上/下(S/I)，相位编码方向是左/右(L/R)。在这个技术中，由每个L/R线圈行收集的信号具有它们的适当数量的接收器频偏以便在上/下方向移动FOV，所以使FOV直接在那个线圈行的下面(或上面)定中心。对不同的线圈独立地改变接受器频率在大多数商业扫描器上是不可能的，但在从通用电气公司定制的32通道的Signa^TM上是可能的。在图1所示的示例性实施例中，每个相敏探测器(例如173、196、197...204)含有用于解调来自各自预放大器(例如171、194、195、...203)的NMR信号的不同的频率源(例如f1、f2、f3等)。按照这个示例性实施例，用图2的线圈在如上述施加的可变FOV移动条件下获取躯干的快速自旋回波图像。从阵列的每个L/R行的复合产生图像。通过在频率编码方向收缩FOV，本质上减少成像时间而不牺牲空间分辨率。注意，由于在相位编码方向上FOV也成为很小，在那个方向上产生混淆。利用标准并行MRI技术，例如SENSE和SMASH，展开这种混淆。通过按适当数量移动每个复合图像和取图像重叠区中的平方和的平方根以产生最后图像来从每个L/R行组合复合图像。因而要认识到，通过利用按照本发明的并行成像阵列提供实现在相位编码和频率编码方向上都加速而不牺牲分辨率或FOV的能力。当同3D成像时序一起使用时，这里说明的技术在三维上的图像采集加速也是可能的。在这个3D实施例中，可以在两个相位编码方向减少相位编码步骤的数目以产生在那两维上的加速，并且在频率编码方向上利用具有可变移动的减小的FOV。然后，对两个相位编码尺度利用2D SENSE或SMASH重构技术，并在频率编码方向上移动结果子图像并加以组合。

虽然已在这里只图解和说明了本发明的某些特征，但对本专业技术人员来说许多修改和变化会出现。因而要理解到，企图所附的权利要求涵盖所有如属于本发明的真实精神内的这样的修改和变化。