用于核磁共振中计算局部比能量吸收率(SAR)的方法

摘要

一种基于对象的分割几何结构的电学参数和质量密度以及射频（RF）天线的磁场矢量分布计算局部比能量吸收率（SAR）的方法。电学参数和质量密度的值是预定值，而磁场矢量分布是通过基于磁共振（MR）扫描的磁场映射方法估计的。基于磁共振扫描的磁场映射方法可以是Bi映射方法。本发明还涉及一种磁共振系统，利用其能够在相对短时间段内计算SAR。本发明还涉及一种计算机程序，包括用于根据上述方法计算局部比能量吸收率（SAR）的指令。上述方法、系统和程序中使用的SAR计算是在相对短时间段内完成的，因此在临床环境中是可行的。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于计算局部比能量吸收率（SAR）的方法。本发明 还涉及一种磁共振系统和包括用于计算局部比能量吸收率（SAR）的指令 的计算机程序。

背景技术

磁共振成像（MRI）是放射学中对人身体的内部结构和功能进行详细可 视化的最常用的医学成像技术。MRI使用强磁场对准身体内的水中（通常） 氢原子的核磁化。使用射频（RF）场系统地改变这种磁化的对准，使得氢 原子核产生能够由扫描器探测到的旋转磁场。可以由额外的磁场操控这个 被探测信号以收集足够多信息，构建身体的图像。

在MRI程序期间，患者吸收发射的RF能量的一部分，这可能导致身 体组织发热和其他副作用，例如改变视力、听力和神经功能。所谓的比吸 收率（SAR）以每千克瓦（W/Kg）为单位，是每单位质量组织吸收的RF 功率。SAR是与热效应相关的最重要参数之一，充当着MRI安全的指标。

为了精确地确定局部SAR，需要整个患者体内所涉及的RF线圈的电 场空间分布以及整个患者体内电导率和电容率分布以及质量密度。原则上， 可以从磁场的三个空间分量计算电场。可以通过本领域中已知的安培定律 确定电学特性电导率和电容率的空间分布。

尚未找到任何可靠的方法来确定活体内的电场和电导率，从而确定局 部SAR。作为替代，基于模型进行大致的估计。这些模型基于从处于固定 位置的单个个体获得的人体解剖结构。通常，将身体剖解成子厘米的体素， 为每个体素分配特定组织类型，从而分配明确的电学特性，即电导率σ和 电容率ε以及质量密度ρ。利用所应用的RF线圈的模型，经由模拟确定电 场和相应的局部SAR。相对于个体解剖结构和位置而言，这种方式不具有 患者特异性。由于模拟时间需要几个小时，这种框架之内的患者特异性模 型是不切实际的。这种模型的不确定性要求有大的安全裕度，频繁地导致 可能不必要地增加重复时间，从而增加总的采集时间。

在WO-2007017779A2专利申请中公开了这种方法的实施例。根据本 专利申请的方法旨在经由测量RF线圈产生的磁场并执行模拟来测量身体 电学特性δ和ε。为了计算SAR，将测量的电学特性与利用患者模型和RF 线圈模型经由模拟计算的电场一起使用。这样的模拟基于磁场的测量。

已知系统的缺点是完整地模拟线圈和患者耗时很久，具体而言至少有 几个小时，从而在临床环境中并不可行。

发明内容

本发明的目的是提供一种方法，其适于应用于到临床环境中。具体而 言，本发明的目的是提供一种方法，利用其在相对短时间段内完成SAR的 计算。

该目的是利用权利要求1中界定的方法实现的。

权利要求1公开了一种用于基于对象的分割几何结构的电学参数和质 量密度以及射频（RF）天线的磁场矢量分布计算局部比能量吸收率（SAR） 的方法，其中所述电学参数和所述质量密度的值是预定值，而所述磁场矢 量分布是通过基于磁共振（MR）扫描的磁场映射方法估计的。该对象可以 是生物，尤其是人或动物。

在本发明的实施例中，可以从对象的调查（survey）扫描中获得对象的 分割几何结构。调查扫描可以是低分辨率扫描。分割的几何结构也可以通 过上述磁共振（MR）扫描获得，即不需要独立的调查扫描。本实施例的优 点是针对每个特定对象确定对象的分割几何结构。如果对象是人，分割的 几何结构不是预定的，即不是针对单个人事先确定的，并用于应当计算其 SAR的其他人。相反，对于要检查的每个具体的人，从该具体人的调查扫 描获得分割的几何结构。

基于所述磁共振扫描的磁场映射方法可以是B₁映射方法。对所述磁场 的估计可以从B₁场的H⁺分量的测量获得的，且可以认为所述B₁场的H^-分 量和Hz分量为零。

所述电学参数可以包括所述分割几何结构的电导率和电容率。

所述电学参数和所述质量密度的预定值可以是从文献取得的。

根据本发明的方法不涉及电磁场模拟。虽然如此，但根据本发明的方 法提供了局部SAR的近似，在很多成像情况下都是可靠和有效的。该方法 提供了相对于患者解剖结构和位置而言具有患者特异性的局部SAR估计。 局部SAR是从B₁映射估计的，这使其也具有扫描器特异性且快速，因为可 以跳过冗长的场模拟。要指出的是，B₁映射技术是现有技术中公知的。例 如，可以在以下文章中找到关于B₁映射本身的详细信息：Yarnykh VL. “Actual flip-angle imaging in the pulsed steady state:a method for rapid  three-dimensional mapping of the transmitted radio frequency field”，MRM 57(2007)192-200。由于根据本发明的方法不使用模拟，所以在相对短时间 段内完成SAR计算。根据期望的B₁映射，即期望的图像分辨率和期望的信 噪比，可以在几秒到几分钟的范围内完成根据本发明的方法的SAR计算。 于是，根据本发明的方法在临床环境中尤其可行。可以将根据本发明的方 法应用于各种MR扫描中，尤其是受到SAR限制的扫描中。如果患者具有 金属植入物，也可以应用该方法，因为能够仔细控制这些植入物附近的局 部SAR，而不会将这些患者排除在MR研究之外。通常，可以利用SAR图 以提高的RF功率水平执行诊断扫描，以避免超过局部SAR极限。

本发明还有一个目的是提供一种磁共振系统，利用其能够在相对短时 间段内计算SAR。该系统使用上述计算比能量吸收率（SAR）的方法。该 系统包括：

-主磁体（12），其用于在检查区域中生成主磁场，

-射频天线（16），其用于在所述检查区域中发射射频场并从所述检查 区域接收诱发的磁共振（MR），以及

-比能量吸收率计算处理器（36），其基于对从接收到的诱发的磁共振 （MR）获得的磁场估计以及分配给被分割对象的几何结构的对象组织的电 学参数和对象组织的质量密度两者，计算容纳于所述检查区域中的对象的 比能量吸收率（SAR），其中所述电学参数和所述质量密度是从数据库（42） 获得的，所述数据库具有在磁共振（MR）拉莫尔频率处的所述对象组织的 电学参数和所述对象组织的质量密度的值。

主磁体生成的主磁场可以是基本均匀的，以便实现良好的图像质量。

所述对象的分割几何结构可以从所述对象的调查扫描获得。

可以将B₁映射方法用于对所述磁场的估计。

对所述磁场的估计可以从B₁场的H⁺分量的测量获得，且其中认为所述 B₁场的H^－分量和Hz分量为零。

所述电学参数可以包括所述分割几何结构的电导率和电容率。

所述电学参数和所述质量密度的预定值可以是从文献取得的。

在根据本发明的系统的实施例中，该系统还包括用户接口，用于识别 至少一个感兴趣区域，所述至少一个感兴趣区域的比能量吸收率（SAR） 将要通过所述比能量吸收率计算处理器确定。

本发明还有一个目的是提供一种计算机程序，包括用于根据上述方法 计算局部比能量吸收率（SAR）的指令。可以为上述磁共振系统提供计算 机程序。可以在本领域中已知的任何介质，例如光盘（CD）、存储棒、硬盘 等，上存储计算机程序。

附图说明

在下文中，将举例描述并利用以下附图在下文中解释本发明和更多方 面：

图1示意性示出了根据本发明的磁共振系统的示范性实施例；

图2示意性示出了根据本发明方法版本的工作流程图。

附图标记列表

10磁共振扫描器

12螺线管主磁体组件

14梯度线圈组件

16射频天线

18梯度脉冲放大器

20射频发射器

22射频接收器

24序列控制器

26k空间存储器

28重建处理器

30图像存储器

32视频处理器

34用户接口

36比能量吸收率处理器

40对象

42数据库

60图像采集

62患者解剖结构图像的分割

64为组织的介电特性和质量密度分配参考值

66B₁图的重建

68局部SAR重建

70利用最大允许RF功率成像

具体实施方式

在优选实施例的以下描述中，参考形成其部分的附图。以例示的方式 在以下描述中示出了可以实践本发明的具体实施例。还要理解，可以利用 其他实施例，并可以做出结构改变而不脱离本发明的范围。要指出的是， 将使用相同的附图标记表示几个实施例中相同或类似的部分。

图1示意性示出了根据本发明的磁共振系统的示范性实施例。磁共振 扫描器10被图示为包括螺线管主磁体组件12的系统。在这一实施例中， 该系统是闭合膛系统。磁共振扫描器的其他磁配置也是可能的，例如开放 配置。主磁体组件12产生沿成像区域的水平轴取向的基本恒定的主磁场 B₀。还要理解的是，其他磁体布置也是可能的，例如垂直和其他配置。膛 型系统中使用的主磁体组件12通常场强在大约0.5T到7.0T的范围内或更 高。

磁共振扫描器10A还包括梯度线圈组件14，其在患者40的成像区域 中产生磁场梯度，用于对主磁场进行空间编码。优选地，梯度线圈组件14 包括配置成在三个正交方向上，典型地为纵向（z）、横向（x）以及垂直（y） 方向上，产生磁场梯度脉冲的线圈段。

磁共振扫描器10A还包括射频天线16，生成射频脉冲，用于激励患者 40的偶极子共振。射频天线16发射的信号通常称为B₁场。图1中所示的 射频天线16是整体鸟笼型线圈。射频天线16还用于探测从成像区域发射 的共振信号。射频天线16是对整个成像区域成像的发送和接收线圈，不过， 在其他实施例中，局部发送和接收线圈、局部专用接收线圈或专用发射线 圈也是可能的。

梯度脉冲放大器18向磁场梯度组件14输送受控的电流以产生选定的 磁场梯度。射频（RF）发射器20（优选是数字的）向射频天线16施加射 频脉冲或脉冲群以激励选定的共振。射频接收器22耦合到线圈组件16，或 在另一实施例，用独立的接收线圈接收和解调诱发的共振信号是可能的。

为了采集患者40的共振成像数据，患者位于成像区域内部。序列控制 器24与梯度放大器18和射频发射器20通信以补足感兴趣区域的光学操控。 序列控制器24产生选定的重复回波稳态或其他共振序列，对这种共振进行 空间编码，有选择地操控或破坏共振或以其他方式生成患者的选定磁共振 信号特征。生成的共振信号被RF线圈组件16或局部线圈探测到，被传送 到射频接收器22，被解调，并作为k空间表示存储在存储器26中。重建处 理器28重建成像数据以产生一个或多个图像表示，以存储在图像存储器30 中。在一个实施例中，重建处理器28执行傅里叶逆变换重建。

获得的图像表示被视频处理器32处理并显示于包括人可读显示器的用 户接口34上。用户接口34优选是个人计算机或工作站。如果不产生视频 图像，可以由例如打印机驱动器处理图像表示并通过计算机网络或因特网 打印或传输。优选地，用户接口34还允许技术人员或另一操作员或人与序 列控制器24通信以选择磁共振成像序列，修改成像序列，执行成像序列等。

比能量吸收率（SAR）处理器36针对成像区域之内的患者部分计算 SAR。使用查找表格，其包含MR拉莫尔频率处人体组织的介电特性和人 体组织的质量密度。

安培定律指出了磁场H和电位移场D与电流密度j之间的关系：

$▿\times \overrightarrow{H}\left(\overrightarrow{r}\right)=\frac{\partial \overrightarrow{D}\left(\overrightarrow{r}\right)}{\partial t}+\overrightarrow{j}\left(\overrightarrow{r}\right)---\left(1\right)$

电导率σ通过下式与电流密度相关：

$\overrightarrow{j}\left(\overrightarrow{r}\right)=\sigma \left(\overrightarrow{r}\right)\overrightarrow{E}\left(\overrightarrow{r}\right)---\left(2\right)$

可以通过自由空间的电容率ε₀和相对电容率ε_r和电场表达电位移。假 设各向同性介质：

$\overrightarrow{D}\left(\overrightarrow{r}\right)={ϵ}_0{ϵ}_r\left(\overrightarrow{r}\right)\overrightarrow{E}\left(\overrightarrow{r}\right)---\left(3\right)$

将方程（2）和（3）代入方程（1）并假设时间谐波场，得到：

$▿\times \overrightarrow{\underset{‾}{H}}\left(\bar{r}\right)/\mathrm{i\omega }\underset{‾}{ϵ}\left(\overrightarrow{r}\right)=\overrightarrow{\underset{‾}{E}}\left(\overrightarrow{r}\right)---\left(4\right)$

其中从对E和σ的了解，容易获得局部SAR：

$\mathrm{SAR}\left(\overrightarrow{r}\right)=\frac{\sigma \left(\overrightarrow{r}\right)E\left(\overrightarrow{r}\right)E^{*}\left(\overrightarrow{r}\right)}{2\rho \left(\overrightarrow{r}\right)}=\frac{\sigma \left(\overrightarrow{r}\right)}{2{\omega }^2\rho \left(\overrightarrow{r}\right)}\frac{▿\times \overrightarrow{\underset{‾}{H}}\left(\overrightarrow{r}\right)}{\underset{‾}{ϵ}\left(\overrightarrow{r}\right)}{\left(\frac{▿\times \overrightarrow{\underset{‾}{H}}\left(\overrightarrow{r}\right)}{\underset{‾}{ϵ}\left(\overrightarrow{r}\right)}\right)}^{*}---\left(5\right)$

如果已知1）磁场和2）电学特性和质量密度，可以计算局部SAR。本 发明的基本思想是测量项目1）以为项目2）生成模型。在下文中，更详细 地论述这两项。

圆极化磁场分量与笛卡尔坐标分量通过下式相关：

H⁺＝(H_x+iH_y)/2,H^-＝(H_x-iH_y)/2

            （6）

反之亦然：

H_x=H⁺+H^-

H_y＝-i(H⁺-H^-)

（7）

可以利用本领域中已知的B₁映射技术测量正场分量H⁺（对应于发射灵 敏度），例如参见Yarnykh的文章：“Yarnykh VL.Actual flip-angle imaging in  the pulsed steady state:a method for rapid three-dimensional mapping of the  transmitted radio frrequency field.MRM 57(2007)192-200”在鸟笼线圈配置 中，可以忽略另外两个分量H^-和H_z，因为H⁺>>H_z且H⁺>>H^-。

根据本发明的方法为分割图像分配电学特性和质量密度的文献值。通 常，B₁映射技术基于后期处理解剖图像，例如参见Yarnykh的文章。这些 图像可以重新用于自动化分割和识别组织类型。可以根据需要以不同分辨 率进行分割和识别，平衡CPU时间和结果的精确度。在最简单的版本中， 可以将整个身体作为具有平均值σ和ε的单段。更详细的版本可能将段缩 小到体素尺寸。由于这种框架中B₁图的预扫描性质，为了采集时间可接受， 期望体素尺寸中等大小。

图2示意性示出了根据本发明方法的示范性实施例的工作流程图。步 骤60表示图像采集，例如，双TR稳态中的2FFE图像，如同在AF1B₁映 射中那样。还有两个步骤：步骤66表示重建B₁图，步骤62表示患者解剖 图像的分割。步骤62之后是步骤64，步骤64表示为组织的介电特性和质 量密度分配参考值。需要步骤64和66的结果作为步骤68的输入，步骤68 表示局部SAR重建。一旦完成了局部SAR重建，可以执行步骤70，步骤 70表示利用最大允许RF功率成像，即没有损伤组织的风险。

尽管已经在附图和前面的描述中详细例示和描述了本发明，但这样的 例示和描述被认为是例示性或示范性的而非限制性的；本发明不限于公开 的实施例。

通过研究附图、公开和所附权利要求，本领域的技术人员在实践请求 保护的本发明时能够理解和实现所公开实施例的其他变化。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”不排除多个。在互 不相同的从属权利要求中记载某些手段的简单事实并不表示不能有利地使 用这些手段的组合。权利要求中的任何附图标记不应被解释为限制范围。