用于影响和/或检测磁性颗粒和用于磁共振成像的设备和方法

摘要

磁性颗粒成像允许对快速示踪剂动力学进行成像，但没有天然组织对比度。与MRI组合解决了这一问题。然而，MPI和MRI中的线圈几何结构千差万别，使得直接使用不切实际。根据本发明的一个方面，提出使用预极化的MRI克服这些困难。此外，提出一些方法和设备来利用最少的额外硬件实现MRI成像。

说明书

技术领域

本发明涉及用于影响和/或检测作用区域中的磁性颗粒以及用于对所述 作用区域中的检查对象进行磁共振成像的设备和方法。此外，本发明涉及 一种计算机程序，用于在计算机上实施所述方法以及控制这样的设备。

背景技术

德国专利申请DE 10151778 A1公开了一种用于影响和/或检测作用区 域中的磁性颗粒的设备。在该公开中所描述的设备中，首先，生成具有磁 场强度的空间分布的磁选择场，从而在检查区中形成具有较低磁场强度的 第一子区和具有较高磁场强度的第二子区。然后在检查区中偏移子区的空 间位置，使得检查区中颗粒的磁化生成局部变化。记录取决于检查区中的 磁化的信号，磁化受到子区空间位置偏移的影响，并且从这些信号提取关 于在检查区中磁性颗粒的空间分布的信息，从而能够形成检查区的图像。 这样的设备具有如下优点：能够将其用于通过非破坏性方式检查任意检查 对象，例如人体，并且靠近检查对象的表面和远离检查对象的表面都不会 导致任何损伤，并具有高空间分辨率。

从Gleich，B.和Weizenecker J.(2005)在Nature，vol.435，第1214-1217 页的“Tomographic imaging using the nonlinear response of magnetic particles” 一文中可以了解类似的设备和方法。该公开中描述的用于磁性颗粒成像 (MPI)的设备和方法有利地利用了小磁性颗粒的非线性磁化曲线。

现有技术中普遍已知用于磁共振成像(MRI)的设备和方法。MR成像 已经成为主要成像模态(modality)之一，尤其是在医学领域中，并且在许 多出版物和标准书籍中描述了用于MR成像的MR系统和标准方法的一般 布局的详情。

MPI和MRI的组合对临床上接受MPI将非常有用。MRI扫描对于规划 MPI检查或识别仅通过MPI无法访问的组织参数可能是有用的。对于一些 患者而言，如果未安排MPI检查，可以将扫描器用作纯MRI扫描器。

发明内容

本发明的目的是提供一种设备和方法，用于影响和/或检测作用区域中 的磁性颗粒以及用于对所述作用区域中的检查对象进行磁共振成像，即， 其允许使用同一硬件有选择地进行MPI数据采集或MRI数据采集，或以组 合模式，用于MPI和MRI两者的数据采集。

在本发明的第一方面中，提供了一种用于影响和/或检测作用区域中的 磁性颗粒以及用于对所述作用区域中的检查对象进行磁共振成像的设备， 包括：

-线圈组，其用于生成

i)静态梯度磁场，其磁场强度具有空间图案(pattern)，从而在作用区 域中形成具有低磁场强度的第一子区和具有较高磁场强度的第二子区，

ii)时域变化的均匀磁场，用于改变作用区域的空间位置以及用于改变 两个子区在作用区域中的空间位置，使得磁性材料的磁化局部改变，

iii)在选定且可变方向上的基本均匀的主磁场，以及

iv)在至少两个选定且可变方向上的磁梯度场，

-激励装置(means)，其用于在作用区域中激励磁自旋以进动(precess)，

-接收装置，其用于根据作用区域中的磁化有选择地采集磁共振信号和 探测信号，所述磁化受到第一和第二子区的空间位置变化的影响，

-信号生成装置，其用于生成场生成信号并将其提供给线圈组，

-控制装置，其用于控制所述信号生成装置，并且

-处理装置，其用于处理所述探测信号和所述磁共振信号。

对于组合设备(可用于MPI和MPI数据采集)，应当将尽可能多的MPI 部件用于MRI。然而，尽管MPI选择场线圈能够产生相当强(0.4…0.6T) 的均匀场，如果在线圈元件之一中施加与一个或多个其他线圈元件相比的 反向电流，对于MRI操作而言均匀性不够好。MPI通常生成仅低于100kHz 的对MRI有用的RF场，将主磁场强度限制到几mT。接收线圈通常低于2 MHz工作，这将主磁场强度限制到50mT。

于是本发明基于将MPI系统用作预极化MRI系统的想法。这意味着， 通过在一定时间内，例如几百ms，施加强均匀场使质子极化。然后以较低 的场强进行MR信号的RF脉冲空间编码和读出。

根据本发明提出的设备具体包括一组线圈，其能够生成各种(均匀和 梯度)磁场，尤其是在选定且可变方向上的基本均匀的主磁场，以及在至 少两个，优选三个选定且可变方向上的磁梯度场。基本均匀的主磁场和磁 梯度场是大致近乎静态的，但缓慢变化(即，与下文所述的磁驱动场相比 而言缓慢变化)。这些磁场可以具有高达大约1kHz的频率分量。

优选地，线圈组应当能够生成无场点(FFP)，即具有低磁场强度，具 有40T/sec＜dB/dT＞0.2T/sec的值以及具有至少100mT的场强的第一子区。 此外，它应当能够生成具有dB/dT＞100T/sec，优选＞100T/sec的值的快速 振荡均匀场(也称为驱动场)。

根据优选实施例，所述线圈组包括若干子组，特别是三个子组，其中， 提供第一线圈子组用于生成所述磁梯度场，提供第二线圈子组用于生成用 于改变作用区域的空间位置的所述时域变化的均匀磁场，以及提供第三线 圈子组用于生成用于改变两个子区在作用区域中的空间位置以使磁性材料 的磁化局部改变的所述时域变化的均匀磁场。本实施例提供了充分的灵活 性以根据应用的模式生成期望的磁场。为此目的，每个子组都是可逐一寻 址和控制的，例如，对于每个子组，独立提供分离的生成装置以生成场生 成信号并将其提供给所述线圈子组。

根据本发明的另一优选实施例，第一线圈子组包括用于生成磁选择场 作为所述磁梯度场的选择场线圈，所述第二线圈子组包括用于生成磁聚焦 场作为时域变化的均匀磁场的聚焦场线圈，所述时域变化的均匀磁场用于 改变作用区域的空间位置，并且所述第三线圈子组包括用于生成磁驱动场 作为所述时域变化的均匀磁场的驱动场线圈，所述时域变化的均匀磁场用 于改变作用区域中两个子区的空间位置，使得磁性材料的磁化局部改变。 换言之，MPI系统中一般提供的线圈被有利地用于在MRI模式下生成所需 的磁场以采集磁共振信号。于是，在能够用于两种模式的设备中一般不需 要额外的硬件。

优选地，由所述第一和/或第二线圈子组生成在选定且可变方向上的所 述基本均匀的主磁场，并且由所述第二线圈子组生成在至少两个选定且可 变方向上的所述磁梯度场。这确保了高效率使用可用子组的线圈，无需增 加额外的线圈，用于MRI模式中的特定用途。

在有利的实施例中，所述第一线圈子组(例如，选择场线圈)包括若 干，至少两个，尤其是一对位于作用区域相对侧的第一线圈元件，为每个 第一线圈元件提供来自所述信号生成装置的分离的第一场生成信号。换言 之，根据应利用其生成哪种磁场，所述第一线圈元件中的每个都是独立可 控的并可以为其提供第一场生成信号。例如，在MPI模式中，控制所述第 一线圈子组，使得生成的磁梯度场具有空间图案，从而在作用区域中形成 具有低磁场强度的第一子区和具有较高磁场强度的第二子区，为此目的， 对于相对布置的两个线圈元件，为这些线圈元件提供相反取向的电流。然 而，在MRI模式中，为两个线圈元件都提供相同的电流，以生成所述基本 均匀的主磁场。

第二线圈子组优选包括若干，至少六个，尤其是三对位于所述作用区 域相对侧的第二线圈元件，为每个线圈元件提供来自所述信号生成装置的 分离的第二场生成信号。优选是MPI系统的聚焦场线圈的所述第二线圈子 组，根据如何为它们提供第二场生成信号，能够用于在MRI模式下生成主 磁场以及梯度场。具体而言，如果为一对相对布置的线圈元件的线圈元件 提供相反取向的电流，将生成梯度场。

如上所述，可以在多种模式下，尤其是磁性颗粒成像模式和磁共振成 像模式以及组合模式下使用根据本发明的设备，其中尤其将磁共振成像模 式中需要的一些等候时间用于获得磁性颗粒成像信号。控制装置相应地适 于在各种模式之间切换并相应地控制信号生成装置，使得线圈组的线圈生 成用于相应模式的所需的磁场。

为了针对MRI模式中的主磁场提供充分高的均匀性，在实施例中提供 了匀场线圈以在MRI模式中生成静态且基本均匀的主磁场。可以单独地， 或除第一和/或第二线圈子组之外，操作这些匀场线圈以在MRI模式下生成 均匀的主磁场，因为第一和/或第二线圈子组提供的均匀性对于特定应用而 言可能太低。

为了激励作用区域中的磁自旋以在MRI模式下进动，存在各种选择。 根据一个实施例，激励装置包括耦合到所述接收装置，尤其是接收线圈的 RF发射线圈和/或RF信号生成器，用于在MRI模式中生成RF发射信号。 这尤其意味着额外提供RF信号生成器，其或者使用可用的接收线圈作为发 射线圈，或者使用额外提供的RF发射线圈来生成RF脉冲信号，以在作用 区域中激励磁自旋来进动。这种激励是MRI领域中公知的。

根据另一实施例，控制装置适于控制信号生成装置以生成场生成信号 并将其提供给所述线圈组，从而生成具有弯折磁场线的磁场。这提供了另 外的自由度以在MRI模式下生成非常均匀的主磁场，例如，可用于灵敏度 编码，这是MR领域公知的。

根据又一实施例，控制装置适于控制所述信号生成装置以生成场生成 信号并将其提供给所述线圈组，以接下来

-生成强磁梯度场，

-减小所述磁梯度场的梯度并增加基本均匀的磁场，以及

-减小所述磁梯度场的场强，

并且然后采集磁共振信号。通过这种方式，还可以有效地激励作用区 域中的磁自旋，无需额外的激励装置。

根据另一备选实施例，第三线圈子组适于在磁共振成像模式下生成RF 发射信号。于是，根据本发明，可以将第三线圈子组，尤其是驱动场线圈， 用于在磁共振成像模式下生成B₁场，尤其是如果使主磁场(B₀)充分小(例 如对于100kHz为2.4mT)时。此外，如上所述，当将主磁场减小到零， 并然后以不同的磁化方向再次增大时，可以使用它们。在这些使用方式之 间有平滑过渡。如果驱动场线圈的场强达到B₀场的场强，即使不满足共振 条件(即驱动场频率等于B₀场的拉莫尔频率)也可以激励自旋，因为B₀场是连续变化的。

根据又一备选实施例，激励装置适于在磁共振成像模式中通过生成和 提供电流以施加到患者身体来生成RF翻转(flip)。因此，可以为患者提供 电极，向电极施加适当的电压。通过患者的电流生成磁场，所述磁场导致 期望的MR激励。通常，电流一定不能过大，通常为几μA到几mA，并且 应当施加到仅具有大面积电极的患者四肢。本实施例的优点是，根据本发 明的设备可以使用频率高于10kHz的AC(交流)电流，而这不会剧烈刺 激神经并其能够使用更大的电流(高达1A)，因此可以显著改善这种设备 中的SNR。

在组合式MPI/MRI模式中，控制装置适于控制所述信号生成装置以生 成场生成信号并将其提供给所述线圈组，用于在作用区域的部分处对质子 进行预极化，用于接下来从所述质子采集磁共振信号，同时从所述作用区 域的其他部分采集探测信号。通过这种方式，在特定区域中对磁性颗粒预 极化所需的一些等候时间可用于在另一区域中采集磁性颗粒成像信号。

根据本发明的另一方面，提供了一种用于影响和/或检测作用区域中的 磁性颗粒以及用于对所述作用区域中的检查对象进行磁共振成像的设备， 包括：

-一组线圈，其用于在所述作用区域中生成磁场，

-激励装置，其用于在作用区域中激励磁自旋以进动，

-接收装置，其用于根据作用区域中的磁化有选择地采集磁共振信号和 探测信号，所述磁化受到第一和第二子区的空间位置变化的影响，

-信号生成装置，其用于生成场生成信号并将其提供给所述线圈组，

-控制装置，其用于控制所述信号生成装置，以及

-处理装置，其用于处理所述探测信号和所述磁共振信号，

其中，所述控制装置适于控制所述信号生成装置以生成场生成信号并 将其提供给所述线圈组，从而接下来在作用区域中生成

-磁梯度场，

-第一磁化方向上的第一基本均匀的磁场，

-在减小第一基本均匀的磁场的场强，尤其是减小到基本为零之后，在 基本与所述第一磁化方向不同的第二磁化方向上的基本均匀磁场。

如上文在其他实施例中所述，这提供了另一种选择，以在作用区域中 激励磁自旋而进动，无需任何额外的硬件元件。

根据本发明的另一方面，提供了一种用于影响和/或检测作用区域中的 磁性颗粒以及用于对所述作用区域中的检查对象进行磁共振成像的方法， 所述方法包括如下步骤：接下来在作用区域中生成

-磁梯度场，

-在第一磁化方向上的第一基本均匀的磁场，

-在减小第一基本均匀的磁场的场强，尤其是减小到基本为零之后，在 基本与第一磁化方向不同的第二磁化方向上的基本均匀的磁场。

最后，本发明涉及一种计算机程序，该计算机程序包括程序代码装置， 当在计算机上执行所述计算机程序时，用于令所述计算机控制根据本发明 的设备以执行根据本发明的方法的步骤。

应当理解，所有主张的方法和设备以及主张的计算机程序都可以具有 如从属权利要求中限定的类似和/或相同优选实施例。

附图说明

参考下文描述的实施例，本发明的这些和其他方面将显而易见并得以 阐述。在附图中：

图1示出了磁性颗粒成像(MPI)设备的原理布局的示意图；

图2示出了由图1所示设备产生的场线图案的范例；

图3示出了在作用区域中存在的磁性颗粒的放大视图；

图4a和4b示出了这种颗粒的磁化特性；

图5示出了常规MR设备的方框图；

图6示出了根据本发明的设备的实施例的方框图；以及

图7示出了根据本发明的设备的另一实施例的方框图。

具体实施方式

在解释本发明的细节之前，应当参考图1到4详细解释磁性颗粒成像 的基本情况。

图1示出了要利用MPI设备10进行检查的任意对象。图1中的附图标 记1表示对象，在这种情况下是人或动物患者，其被布置在患者台2上， 仅示出了患者台2顶部的一部分。在应用成像方法之前，在本发明设备10 的作用区域300中布置磁性颗粒100(图1中未示出)。尤其是在对例如肿 瘤的治疗和/或诊断处置之前，例如，借助于注射到患者1的身体中的包括 磁性颗粒100的液体(未示出)在作用区域300中定位磁性颗粒100。

作为范例，图2所示的线圈设备包括多个线圈，形成选择装置210，其 范围界定了作用区域300，也被称为处置区域300。例如，在患者1上方和 下方或者在台面上方和下方布置选择装置210。例如，选择装置210包括第 一对线圈210′、210″，每个线圈都包括两个相同构造的绕组210′和210″，其 共轴地布置在患者1的上方和下方，并且有相等的，尤其是沿相反方向的 电流流过。在下文中将第一对线圈210′、210″一起称为选择装置210。优选 地，在这种情况下使用直流电流。选择装置210生成磁选择场211，一般是 图2中由场线表示的磁梯度场。其在选择装置210的线圈对(例如垂直) 轴的方向上具有基本恒定的梯度，并在该轴上的一点处达到零值。从这一 无场点(图2中未单独示出)开始，磁选择场211的场强随着与无场点的 距离的增大而沿着三个空间方向增大。在第一子区301或由无场点周围的 虚线表示的区域301中，场强很小，使得第一子区301中存在的颗粒100 磁化不饱和，而第二子区302(区域301的外部)中存在的颗粒100的磁化 处于饱和状态。作用区域300的无场点或第一子区301优选是空间相干的 区域；其还可以是点状区域或者是线或平面区域。在第二子区302(即，第 一子区301外部的作用区域300的其余部分)中，磁场强度充分强，足以 将颗粒100保持在饱和状态中。通过改变作用区域300内的两个子区301、 302的位置，作用区域300中的(总体)磁化会改变。通过测量作用区域 300中的磁化或受磁化影响的物理参数，能够获得关于作用区域中磁性颗粒 的空间分布的信息。为了改变两个子区301、302在作用区域300中的相对 空间位置，向作用区域300中或作用区域300的至少一部分中的选择场211 叠加另一磁场，即所谓的磁驱动场221。

图3示出了与上文所示但也根据本发明的设备10一起使用的种类的磁 性颗粒100的范例。例如，其包括球形基质(substrate)101，例如玻璃基 质，为其提供软磁层102，其厚度例如为5nm，并由例如铁-镍合金(例如 坡莫合金)构成。例如，可以用涂布层103覆盖这一层，涂布层抵御化学 和/或物理意义上的侵蚀性环境，例如酸，以保护颗粒100。这种颗粒100 的磁化的饱和所需的磁选择场211的磁场强度取决于多个参数，例如颗粒 100的直径、用于磁层102的磁性材料和其他参数。

对于例如10μm的直径，那么需要大约800A/m的磁场(大致对应于 1mT的磁通密度)，而对于100μm的直径，80A/m的磁场就足够了。当 选取饱和磁化更低的材料涂层102时，或者当层102的厚度减小时，获得 更小的值。

要了解优选磁性颗粒100的更多细节，在此通过引用并入DE 10151778 的对应部分，尤其是要求享有DE 10151778的优先权的EP 1304542 A2的 16到20段和57到61段。

第一子区301的尺寸一方面取决于磁选择场211的梯度的强度，另一 方面取决于饱和所需的磁场的场强。为了使磁性颗粒100在80A/m的磁场 强度和总计达160 10³A/m²的磁选择场211的场强梯度(沿给定方向)下充 分饱和，颗粒100的磁化不饱和的第一子区301的尺度大约为1mm(沿给 定空间方向)。

当在作用区域300中的磁选择场210(或磁梯度场210)上叠加另一磁 场(下文称为磁驱动场221)时，第一子区301在这一磁驱动场221的方向 上相对于第二子区302偏移；这种偏移的程度随着磁驱动场221强度的增 大而增大。当叠加的磁驱动场221随时间变化时，第一子区301的位置在 时间和空间上相应地变化。有利的是，在与磁驱动场221变化的频带不同 的另一频带(向较高频率偏移)中，从位于第一子区301中的磁性颗粒100 接收或探测信号。这是可能的，因为由于作用区域300中的磁性颗粒100 磁化因磁化特性的非线性而改变，磁驱动场221的频率出现较高次谐波的 频率分量。

为了针对空间中的任何给定方向生成这些磁驱动场221，提供了三个额 外的线圈对，即第二线圈对220′、第三线圈对220″和第四线圈对220″′，在 下文中将它们一起称为驱动装置220。例如，第二线圈对220′生成沿第一线 圈对210′、210″或选择装置210的线圈轴的方向，即，例如垂直延伸的磁驱 动场221的分量。为此，第二线圈对220′的绕组中有同样方向的相等电流 流过。从原理上讲，利用第二线圈对220′能够实现的效果也能够通过在第 一线圈对210′、210″中的相反、相等的电流上叠加同方向的电流来实现，这 样使得一个线圈中的电流减小，而另一个线圈中的增加。然而，尤其是出 于以更高信噪比解释信号的目的，当时间上恒定(或准恒定)的选择场211 (也称为磁梯度场)和时间上可变的垂直磁驱动场是由选择装置210和驱 动装置220的分离的线圈对生成的时，可能是有利的。

提供了另外两个线圈对220″、220″′，以便生成在不同空间方向中延伸 的磁驱动场221的分量，例如，在作用区域300(或患者1)的纵向上和垂 直于其的方向上水平延伸。如果为此目的使用赫尔姆霍兹(Helmholtz)型 (如用于选择装置210和驱动装置220的线圈对)的第三和第四线圈对 220″、220″′，必须要将这些线圈对分别布置到处置区域左右或该区域前后。 这会影响到作用区域300或处置区域300的可及性。因此，第三和/或第四 磁线圈对或线圈220″、220″′还布置在作用区域300上下，因此，它们的绕 组构造必须与第二线圈对220′不同。然而，从具有开放磁体(开放MRI) 的磁共振设备领域可知这种线圈，其中射频(RF)线圈对位于处置区域上 下，所述RF线圈能够生成水平的时域变化的磁场。因此，这种线圈的构造 不必在此详细描述。

设备10还包括图1中仅示意性示出的接收装置230。接收装置230通 常包括能够探测作用区域300中的磁性颗粒100的磁化模式诱发的信号的 线圈。然而，从磁共振设备领域可知这种类型的线圈，其中，例如射频(RF) 线圈对位于作用区域300的周围，以便具有尽可能高的信噪比。因此，这 种线圈的构造不必在此详细描述。

在图1所示的选择装置210的备选实施例中，可以使用永磁体(未示 出)生成梯度磁选择场211。在这种(相对的)永磁体(未示出)的两极之 间的空间中，亦即，当相对磁极具有相同极性时，形成了类似于图2的磁 场。在该设备的另一备选实施例中，选择装置210包括至少一个永磁体和 图2中所示的至少一个线圈210′、210″。

通常用于选择装置210、驱动装置220和接收装置230的不同部件的频 带大致如下：选择装置210生成的磁场根本不随时间变化，或者变化相对 地慢，优选介于大约1Hz和大约100Hz之间。驱动装置220生成的磁场优 选在大约25kHz和大约100kHz之间变化。接收装置应该敏感的磁场变化 优选在大约50kHz到大约10MHz的频率范围中。

图4a和4b示出了磁化特性，亦即，这种颗粒的分散体中，颗粒100 (图4a和4b中未示出)的磁化M变化与该颗粒100位置处的场强H的关 系。可以看出，超过场强+H_c和低于场强-H_c，磁化M不再变化，这意味着 达到了饱和磁化。在值+H_c和-H_c之间的磁化M未饱和。

图4a图示了在颗粒100的位置处正弦磁场H(t)的效果，其中，所得 的正弦磁场H(t)的绝对值(即，“颗粒100看到的”)低于使颗粒100磁 饱和所需的磁场强度，即，在没有额外磁场活动的情况下。在这种条件下， 一个或多个颗粒100的磁化以磁场H(t)的频率节奏在其饱和值之间往复 转换。图4a右侧的参考M(t)表示所得的磁化的时间变化。看起来磁化也 周期性变化，并且这种颗粒的磁化周期性反转。

曲线中央处的线的虚线部分表示磁化M(t)根据正弦磁场H(t)的场 强的近似平均变化。由于与这条中心线的偏离，当磁场H从-H_c增加到+H_c时，磁化稍微向右延伸，而当磁场H从+H_c减小到-H_c时，稍微向左延伸。 这种已知效应被称为磁滞效应，构成发热机制的依据。磁滞表面区域形成 于曲线的路径之间，其形状和尺寸取决于材料，是磁化变化时发热的度量。

图4b示出了叠加了静态磁场H₁的正弦磁场H(t)的效果。因为磁化 处于饱和状态，所以它实际上不受正弦磁场H(t)的影响。在这一区域， 磁化M(t)在时间上保持恒定。因此，磁场H(t)不会导致磁化状态的变 化。

在图5中，将MR成像装置的大致布局，例如，如WO 2006/033047A 中所述，图示为方框图。设备100包括用于生成静态且均匀主磁场的一组 主磁体线圈102和用于叠加额外的磁场的三组梯度线圈103、104和105， 额外的磁场具有可控的强度并在选定方向上具有梯度。常规上，主磁场的 方向被标识为z方向，垂直于其的两个方向为x方向和y方向。经由电源 111为梯度线圈103、104和105供电。设备100还包括用于向身体107发 射RF脉冲的RF发射天线106，例如常规的正交身体线圈。作为正交线圈， 天线106具有两种谐振模式，常规上由具有相同幅度且相位差为90°的RF 信号激励。根据本发明，天线106连接到接收/发射单元108，用于控制天 线6的两种不同谐振模式的相位和幅度。接收/发射单元108进一步耦合到 用于生成和调制RF脉冲的调制器109。

如图5所示，RF发射天线和接收天线在物理上是同一天线106。因此， 布置发射/接收单元109以将接收的信号与要发射的RF脉冲分开。将接收 的MR信号输入到解调器110。发射/接收单元108、调制器109和用于梯度 线圈103、104和105的电源111由控制系统112控制。控制系统112基于 身体300的长宽比控制馈送给天线106的RF信号的相位和幅度。控制系统 112通常是具有存储器和程序控制的微计算机。解调器110耦合到数据处理 单元114，例如计算机，用于将接收到的回波信号(也称为磁共振信号)转 换成可以在例如可视显示单元115上看到的图像。

图6示出了根据本发明的设备10的实施例的方框图。除非另作说明， 上文解释的磁性颗粒成像和磁共振成像的一般原理在这里同样有效且适 用。

图5所示的设备10的实施例包括一组多个线圈，用于根据设备10的 工作模式生成期望的磁场。首先，将解释线圈以及其在MPI模式中的功能。

为了生成上述磁选择场，提供了选择装置，其包括选择场(SF)线圈 23的子组，优选包括用于生成所述磁梯度场的一对线圈元件。选择装置还 包括选择场信号生成器单元20。优选地，为选择场线圈的子组23的每个线 圈元件提供分离的生成器子单元。所述选择场信号生成器单元20包括可控 的选择场电流源21(一般包括放大器)和滤波器单元22，其为相应段的场 线圈元件提供选择场电流，以逐个设置选择场在预期方向上的梯度强度。 优选地，提供DC(直流)电流。如果选择场线圈元件被布置为相对的线圈， 例如在作用区域的相对侧上，相对线圈的选择场电流优选取向相反。

选择场信号生成器单元20受到控制单元70的控制，其优选控制选择 场电流的生成，使得选择场的所有空间分量的场强之和和梯度强度之和维 持在预定义的水平。

为了生成磁聚焦场，设备10还包括聚焦装置，其包括聚焦场(FF)线 圈33a、33b、33c的子组，优选包括相对布置的三对聚焦场线圈元件33a、 33b、33c。如在MPI领域中所公知的，所述磁聚焦场一般用于改变作用区 域的空间位置。设备10还包括聚焦场信号生成器单元30，其包括聚焦场电 流源31(优选包括电流放大器)和滤波器单元32，用于向应当用于生成磁 聚焦场的所述线圈的子组33a、33b、33c的相应线圈提供聚焦场电流。聚焦 场电流源31还受到控制单元70的控制。

为了生成磁驱动场，设备10还包括驱动装置，其包括驱动场(DF)线 圈43a、43b、43c的子组，优选包括三对相对布置的驱动场线圈元件43a、 43b、43c。所述磁驱动场一般用作所述时域变化的均匀磁场，用于改变两 个子区在作用区域中的空间位置，使得磁性材料的磁化局部改变。设备10 还包括驱动场信号生成器单元40，优选针对驱动场线圈43a、43b、43c的 所述子组的每个线圈元件有分离的驱动场信号生成单元。所述驱动场信号 生成器单元40包括驱动场电流源41(优选包括电流放大器)和滤波器单元 42，用于向相应的驱动场线圈提供驱动场电流。驱动场电流源41适于生成 AC(交流)电流，并且还受到控制单元70的控制。

为了检测信号，提供了接收装置54，尤其是接收线圈，以及信号接收 单元50，其接收由所述接收装置54检测到的信号。所述信号接收单元50 包括用于对所接收的检测信号进行滤波的滤波器单元51。这种滤波的目的 是将实测值与其他干扰信号分开，实测值是由检查区域中受两个部分区域 (301、302)位置改变影响的磁化导致的。为此，可以设计滤波器单元51， 例如使得时域频率小于操作接收线圈54的时域频率或小于这些时域频率两 倍的信号不通过滤波器单元51。然后经由放大器单元52将信号发送到模拟 /数字转换器53(ADC)。模拟/数字转换器53生成的数字化信号被馈送到 图像处理单元(也称为重建装置)71，图像处理单元从这些信号以及接收 相应信号期间第一磁场的第一子区301在检查区域中采取的以及图像处理 单元71从控制单元70获得的相应位置重建磁性颗粒的空间分布。最后通 过控制装置70将重建的磁性颗粒空间分布发送到计算机12，计算机12在 监视器13上显示图像。于是，可以显示图像，示出检查区域中磁性颗粒的 分布。

此外，提供了输入单元14，例如键盘。因此用户能够设置最高分辨率 的期望方向并继而接收监视器13上作用区域的相应图像。如果需要最高分 辨率的关键方向与用户首先设置的方向有偏离，用户仍能够手动改变方向， 以便产生具有改善的成像分辨率的另一图像。这种分辨率改善过程还可以 由控制单元70和计算机12自动操作。在这一实施例中，控制单元70在自 动估计或由用户设置作为起始值的第一方向上设置梯度场。然后逐步改变 梯度场的方向，直到这样接收到的图像的分辨率最大为止，相应地不再进 行改善，图像是由计算机12进行比较的。因此，可以发现最关键的方向被 相应自动调整，以便接收最高的可能分辨率。

根据本发明，如图5所示的设备一般被设计成用于磁性颗粒成像，对 其进行调整使其还可用于磁共振成像。具体而言，控制MPI设备中提供的 线圈组并为其提供场生成电流，从而可以生成MRI需要的磁场，如下文将 要解释的。

该线圈组尤其能够在选定且可变方向上生成基本均匀的主磁场，为此 目的，优选使用选择场线圈23和/或一个或多个聚焦场线圈33a、33b、33c。 该线圈组还能够在至少两个，优选三个正交、选定且可变方向上生成磁梯 度场，为此目的，优选使用聚焦场线圈33a、33b、33c。此外，提供激励装 置，其用于在作用区域中激励磁自旋以进动，为此，如下文相似所述，存 在各种实施例。

应当指出，线圈的子组优选包括成对相对布置的线圈元件。但还可以 使用并非成对的超过两个线圈元件来生成期望的磁场，例如三个或四个线 圈元件。此外，根据本发明的实施例，为选择场线圈23和聚焦场线圈33a、 33b、33c的所有线圈元件提供分离的生成器子单元(其可以是公共生成器 单元的部分)，以逐个控制每个线圈元件，生成期望的磁场。驱动场线圈43a、 43b、43c可以具有集成的接收线圈，聚焦场线圈33a、33b、33c还能够充 当选择场线圈23。

控制单元70适于控制各种生成器单元以工作在MPI模式、MRI模式 或组合MPI/MRI模式，即在所述模拟(尤其是响应于用户命令)之间切换 并为相应线圈生成相应的控制信号。

根据本发明的一方面，提出使用MPI系统作为预极化的MRI系统。这 意味着，通过施加几百ms的强均匀场使质子极化。以较低场强进行RF脉 冲的空间编码和读出。Macovski A，Conolly S在Magn.Reson.Med.1993 年8月30日，(2)：221-30页的“Novel approaches to low-cost MRI”一文 中描述了这样的预极化MRI系统。在具有脉冲电磁体的预极化MRI(PMRI) 中，主磁场在用于使样本极化的高场(Bp)和用于数据采集的均匀低场(B0) 之间循环变化。这种架构将极化场的较高SNR与较低场的成像优势组合起 来。然而，PMRI只能利用诸如具有弛豫增强的快速采集(RARE)(FSE、 TSE)的3D快速成像技术对体成像实现高SNR效率，因为切片交织的采 集和纵向磁化存储在PMRI中都是效率不高的。

有几种方式将MPI系统用作MRI系统。在第一实施例中，如图7所示， 增加匀场线圈83(以及对应的匀场线圈信号生成器单元80，其包括电流源 81和滤波器82)，以生成具有充分大均匀性的低场强磁场用于MRI操作。 此外，增加RF发送器63，特别是RF发射线圈63，其耦合到发射信号生 成器单元60(包括发送放大器61和滤波器62)，以生成用于激励的必要 RF场。该系统可以在大约50mT下工作。

在第二实施例中，如图6所示，发射信号生成器单元60耦合到接收器 装置54，即接收线圈，用于生成必要的RF场。

在第三实施例中，仅增加匀场线圈83和匀场线圈信号生成器单元80 (但没有发射信号生成器单元60和RF发送器63)。因此，在可用的接收 频率处没有RF B₁场。通过将主磁场向下循环到驱动场频率为拉莫尔频率的 水平来生成RF脉冲。之后在斜变到例如50mT之后进行接收。或者，通过 将主磁场减小到零场并且之后利用不同磁化方向增大主磁场来生成RF脉 冲。具体而言，再次在与本磁化方向不对应的方向上生成主磁场，其大致 对应于在减小主磁场达到零值之前不久存在的主磁场的方向。

在第四实施例中，既不增加任何匀场线圈83(和匀场线圈信号生成器 单元80)也不增加任何发射信号生成器单元60和RF发送器63。针对均匀 场的平凡解(trivial solution)是零场。在零场，自旋保持其初始取向。如果 现在增加指向不同方向的均匀场，磁化将开始进行进动运动。因此，施加 了RF脉冲。为了记录，将主磁场斜变到MPI记录系统有效率的值。

这种类型的MPI需要对序列的某种调整。例如，自旋回波仅仅是磁场 方向的反转。对于体积选择，将无场点(FFP)从无穷远处移动到期望的视 场的中心，同时维持强梯度。然后将梯度减小到零并施加RF序列。

在提出的MPI/MRI组合中存在经典MRI不可能具有的特征。例如，可 以将磁化方向转到记录系统最为有效的方向。还可以在记录的同时弯折B₀场。这在并行成像中给出更多自由度，因为有三个磁化方向可用，尤其是 对于灵敏度编码而言(在常规MRI中还称为SENSE，例如在K.P. Pruessmann等人的文章中所述：Sensitivity encoding for fast MRI：SENSE， MAGMA6(1)：87，1998)。

能够改变主磁场强度允许根据取决于B₀的T₁使用对比度，例如用于氮 成像。该扫描器固有地是多核系统，允许对超极化稀有气体进行成像。顺 磁性植入物对图像质量影响较小，利用植入物的最小加热进行扫描。因此 可以利用这种扫描器扫描一些常规MRI系统不允许的患者。尤其是可以查 看支架的内部。

B₀场的任意取向允许其他对比度，例如组织电导率的无二义性确定。 由于B₀可以为低，所以能够针对低于1MHz的频率对电导率成像，其中组 织变化最好地反映出病理情况。可以记录更多取决于频率的电导率。

在论述更多具体应用之前，将论述提供“解剖学参考”的情形。MPI 对磁性颗粒的分布成像。为了解释这些数据，参考底层解剖结构的图像是 有帮助的。可能有许多方式获得这种信息。最简单的是利用标记将其他医 学模态的图像与MPI图像配准，可以在两种模态中都识别该标记。还可以 将CT系统与MPI扫描器相邻放置。当为两种医学模态都使用同一患者支 撑物时(也称为“共享台”)，图像的配准变得简单。尽管如此，仍然需要 某种融合，可能导致融合图像中的不确定性。而且，额外的成像系统意味 着患者处理方面更高的成本和更多的工作。

因此，MPI与解剖学参考图像的固有组合似乎是有用的。一种这样的 组合将是与磁共振成像组合，这似乎在技术上是可行的。MPI和MRI两者 都使用强磁场并记录弱振荡场。场的几何性质和频率不是相同的，但通过 中等的技术努力，可以设计分量，使其为MPI和MRI两者服务。例如，如 果MPI中的选择场是由电磁体生成的，一个线圈中的反向电流生成适于使 质子极化的均匀场。用于MRI的场强对于电阻式线圈可以达到0.5T，而对 于超导线圈可以达到1T或更高。

有多种效应会使得固有MPI/MRI组合出现问题。对于MRI，场需要非 常均匀，但在一个线圈中简单地改变电流方向不会为场提供充分大的均匀 性，因为这样的线圈组件对于选择场的生成不是非常有效率的。MPI系统 不包含用于RF B₁场的发送器以及用于高达几十MHz的频率的记录系统。 此外，MPI驱动和记录线圈在低MHz范围中具有自谐振，使得难以增加 MRI B₁线圈。

这些技术难题的一种解决方案是构造一种如下文所述的场循环或预极 化MRI系统：Macovski A，Conolly S，“Novel approaches to low-cost MRI”， Magn.Reson.Med.1993年8月30日，(2)：221-30。在这种系统中，施加 几百毫秒的强但未必非常均匀的场以使质子极化。在使脉冲极化之后，将 场减小到低得多的值，在此施加RF脉冲。在MRI中，场的均匀性需要大 约为10μTμ₀^-1，对于1T的扫描器而言这是10ppm，但对于1mT的扫描器 而言这是1％。可以通过改变选择场线圈中的电流方向达到这样的值。

达到这样低的场，可以使用驱动场线圈施加RF脉冲。0.6mT处质子的 拉莫尔频率为25kHz，即，当前使用的MPI驱动场频率。在MPI扫描器中 驱动场幅度大大超过用于MRI的必要幅度。用于RF脉冲的驱动场的备选 是聚焦场。其包含高达约1kHz的频率分量。因此，当施加RF脉冲时，B₀场必须更低。聚焦场幅度很高，可以将RF脉冲描述为：

i)利用强B₀场(使用选择场线圈，最终使用聚焦场线圈的一部分和/ 或-如果有的话-额外的匀场线圈)使质子极化。

ii)将场强减小到零。

iii)使用与质子极化(这是“RF脉冲”，即进动的原因)不同的方向增 大场值。优选将磁化方向旋转例如90°。

iv)斜变场，直到实现用于信号记录的方便的拉莫尔频率(例如1MHz)。

使用这种方法的自旋回波会是简单的场倒转。

预极化的MRI对于MPI中的解剖学参考必然是充分的。对一些选定的 应用而言，甚至可能比常规MRI方式更好。对于具有植入物的患者，预极 化的MRI允许接近式植入物成像，只要植入物不是铁磁性的即可。MPI/MRI 组合将能够在更低频率下工作；因此其将能够对金属支架的内部成像，可 能评估复发的狭窄症。场循环允许对比度，不受常规MRI影响。例如，可 以使用取决于场的T₁弛豫时间对组织的蛋白质含量成像。

有利地，可以通过组合MPI/MRI模式进行MPI和MRI信号采集。具 体而言，当在作用区域中的一个位置处采集MPI检测信号的同时，可以在 其他位置(例如，利用高达0.2T的场强)对质子进行极化。极化的步骤是 预极化MRI的时间关键步骤。因此，可以将MPI测量时间的例如大约10％ 用于MRI，但尽管如此，也可以获得与利用在MRI数据采集通常需要的 100％时间期间采集的数据获得的MR图像具有相同质量的MR图像。在获 得MPI信号的同一位置处测量MR信号也可能是有用的，因为质子的极化 将被血流转运到这一位置，这样能够获得灌注图像。

由于MPI系统的聚焦场能够指向任何方向，所以预极化的MPI/MRI 组合能够任意地引导B₀。这样能够有效率地利用记录线圈。此外，它能够 解决当前使用MRI在各向异性组织中进行电阻抗测量映射的问题。在常规 MRI中，在低频电流密度成像的情况下可以仅测量一个场分量。通过在低 频下通过患者施加电流生成相移。这仅对B₀方向上的场分量敏感。因此， 不可能重建完整的电流密度。对于高频电流密度成像，可以检测两个场分 量。在这种技术中，由于电流导致的场充当MRI RF场。通常，利用由于 B₁场在患者体内导致的涡流。再者，完全重建电流密度是不可能的。

利用提出的预极化MPI/MRI组合，可以测量所有的场分量。这样允许 重建组织电导率的各向异性。此外，能够选取拉莫尔频率就能够使用电流 注射频率，其中预计对患者的影响最小，但仍然预计有强的特定对比度， 即在大约100kHz处。

这样一来，MPI/MRI系统能够快速改变场强，并且因为其装备有非常 宽的带的接收系统，所以也可能很适于多核MRI。由于除质子之外的其他 核子生成的信号较弱，所以推测起来MPI/MRI系统的B₀场强度不理想。另 一方面，在使用氙¹²⁹Xe和氦³He进行肺成像以及使用碳¹³C进行新陈代谢 成像的MRI中，存在有超极化技术。最后，可以预计质子肺图像具有改善 的质量，因为在低的读出场强下，敏感性伪影严重性低得多。

总之，磁性颗粒成像允许对快速示踪剂动力学进行成像，但没有天然 组织对比度。与MRI组合解决了这一问题。然而，MPI和MRI中的线圈几 何结构千差万别，使得直接使用不切实际。根据本发明的一个方面，提出 使用预极化的MRI克服这些困难。此外，提出一些方法和设备来利用最少 的额外硬件实现MRI成像。

尽管已经在附图和上述说明中详细示出和描述了本发明，但是应当将 这样的图示和说明看作是示范性或示例性的，而不是限定性的；本发明不 限于所公开的实施例。通过研究附图、说明书和所附权利要求，本领域技 术人员能够在实践所要求保护的本发明的过程当中理解并实施针对所公开 的实施例的其他变型。

在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，不定冠词“一” 或“一个”不排除多个元件或步骤。单个元件或其他单元可以完成权利要 求中列举的若干项功能。在互不相同的从属权利要求中陈述某些措施不表 示不能有利地采用这些措施的组合。

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