国际专利申请WO/2006/067727讨论了一种MR成像系统，其中，通过 快速简便的方式获得了预期的RF激励场(又称为B1场)。这一目的是通过 一种MR成像系统的操作方法实现的，所述方法包括如下步骤：通过测量 所述多个RF线圈的发射灵敏度并计算对于给定RF激励的加权因子而确定 所述多个RF线圈的复加权因子，生成多个独立的线圈驱动信号，以及根据 相应的加权因子分别设置所述线圈驱动信号中的每者的幅度和/或相位。

在上述文献中执行的RF编码是基于线性B1场，即，B1场对应于恒定 的B1梯度的假设。在实践中通常无法满足这一假设，从而导致了RF编码 在图像质量方面的局限性。在对从对象响应于RF激励模式而收集到的MR 信号进行处理，以重建对象的图像时，与所假定的B1场的线性的偏差可能 对图像质量造成强烈的影响。因此，希望存在一种对MR系统加以操作， 以重建对象的图像的方法，其中，所述方法还能够处理任意的B1场。还希 望存在一种被配置为实现这样的方法的MR系统以及能够使这样的MR系 统实现这样的方法的计算机程序。
相应地，文中公开的MR成像或光谱法定义了一种RF编码方法，其能 够处理任意的B1场，所述场可以是线性的也可以是非线性的。可以在执行 实际的成像扫描之前，在分离的扫描中测量B1分布(例如)以获得患者的 诊断图像。所述方法适用于一维扫描，即，谱，同样适用于二维或平面图 像以及三维或体积图像。所述MR方法包括获得包括一个或多个这样的RF 发射线圈的MR系统中的各个RF发射线圈的发射灵敏度和加权因子。基于 每一RF发射线圈的相应加权因子激活每一RF发射线圈，从而向在所述 MR系统中接受检查的对象施加RF激励。基于所述发射灵敏度接收和处理 响应于所述RF激励从所述对象生成的MR信号，例如，自由感应衰减(FID) 信号或回声信号，以生成代表所述对象的MR图像或谱。
基于每一RF发射线圈的相应发射灵敏度以及所定义的B1梯度值从数 学上计算每一RF发射线圈的加权因子。所定义的B1梯度值可以具有在一 个、两个或三个空间维度内的线性或非线性分布。每一RF发射线圈的加权 因子决定了由具体RF发射线圈向在MR系统中接受检查的对象发射的RF 激励脉冲的变形。基于每一RF发射线圈的相应发射灵敏度接收和处理响应 于所述RF激励脉冲从对象接收的MR信号。由于在获取阶段(即，在基于 相应的加权因子修改RF激励脉冲的过程中)以及在处理阶段(即，在重建 过程中)均考虑了一个或多个RF发射线圈的发射灵敏度，因而所提出的方 法能够处理任何任意形状的B1梯度。
文中还公开了一种能够实现所提出的方法的MR系统。所述包括一个 或多个RF发射线圈的MR系统包括用于获得每一RF发射线圈的发射灵敏 度的绘图单元、用于获得每一RF发射线圈的加权因子的加权单元、用于通 过基于每一RF发射线圈的相应加权因子而激活每一RF发射线圈来向对象 施加RF激励的激励单元、用于从所述对象接收响应于所施加的RF激励生 成的MR信号的接收单元，以及用于基于所述发射灵敏度处理所接收到的 MR信号以生成代表所述对象的MR图像或谱的处理单元。
此外，文中还公开了一种计算机程序，其含有使包括一个或多个RF发 射线圈的MR系统实施所提出的方法的指令。用于操作MR系统的计算机 程序包括用于使绘图单元获得每一RF发射线圈的发射灵敏度，使加权单元 获得每一RF发射线圈的加权因子的指令。所述计算机程序还含有用于使激 励单元通过基于每一RF线圈的相应加权因子而激活每一RF线圈来向对象 施加RF激励的指令。所述计算机程序还含有这样的指令，即，在所述计算 机程序运行于计算机上时，其用于使接收单元从所述对象接收响应于所施 加的RF激励而生成的MR信号，以及使处理单元基于所述发射灵敏度处理 所接收到的MR信号，以生成代表所述对象的MR图像或谱。
附图说明
在下文中将参考附图基于下述实施例通过举例的方式详细说明这些和 其他方面，其中：
图1示意性地示出了文中公开的MR方法的实施例；
图2示意性地示出了文中公开的MR方法的第二实施例；
图3示出了对应于形成了多发射RF线圈系统的部分的八个RF线圈中 的每者的一组八个发射灵敏度图；
图4示出了所定义的B1梯度(顶行)和根据文中公开的方法获得的对 应的有效B1梯度(底行)之间的比较；
图5示出了所定义的非线性B1场(顶行，左侧图像)、对应的有效非 线性B1场(顶行，中间图像)和采用有效非线性B1梯度场的重建图像(顶 行，右侧图像)与所定义的线性B1场(底行，左侧图像)、对应的有效线 性B1场(底行，中间图像)和采用所述有效线性B1场的重建图像(底行， 右侧图像)之间的比较；以及
图6示意性地示出了配置为实现文中公开的方法的实施例的MR系统。
在各个附图中采用对应的附图标记表示所述附图中对应的元件。

图1示意性地示出了文中公开的MR系统的操作方法的实施例。在绘 图步骤(SM)102中，获得了多个RF发射线圈的发射灵敏度值的图。在加 权步骤(WF)104中获得了一组针对各个RF发射线圈的加权因子，所述 加权因子是基于各个线圈的发射灵敏度以及预期的B1梯度值计算的。在激 励步骤(XMIT)106中，在激励过程中向对象施加RF激励，并在接收步 骤(RECV)108中从所述对象接收响应于所述RF激励生成的MR信号。 针对B1梯度的每一施加获取单个复数据点。在处理步骤(RECON)110中 处理所接收到的MR信号，以得到MR图像或MR谱IMG/SPC。
图2示意性地示出了所公开的方法的另一实施例，其中，在测量步骤 (MEAS SM)212中通过测量多个线圈中的各个线圈的灵敏度获得灵敏度 图，在定义步骤(DEF B1)214中定义一组理想的或者定义的B1梯度。在 计算步骤(CALC WF)216中计算多个RF线圈的加权因子。在生成步骤 (GEN X)218中生成一系列发射脉冲，在调整步骤(AMP-PHS)220中调 整每一发射脉冲的幅度和/或相位。在激励步骤(XMIT)106中，在激励过 程中向对象施加一系列发射脉冲，并在接收步骤(RECV)108中由所述对 象接收响应于所述RF激励生成的MR信号。在处理步骤(RECON)110 中处理所接收到的MR信号，以得到MR图像或MR谱IMG/SPC。
图3示出了对应于形成了多发射RF线圈系统的部分的八个RF线圈中 的每者的八个灵敏度图。在感兴趣区域300上，例如围绕患者的腹部区域 测量发射灵敏度。所述的八个发射灵敏度图302s、304s、306s、308s、310s、 312s、314s和316s分别示出了多发射线圈系统的对应带或线圈302c、304c、 306c、308c、310c、312c、314c和316c的灵敏度值。或者，可以将所述多 发射线圈系统实现为放置在感兴趣区域附近的多个独立表面线圈。
在MR成像领域中，通常采用B0梯度执行空间编码。采用B1梯度执行 一种替代的空间编码方法，该方法又被称为RF编码。可以在“Fourier imaging using RF phase encoding”，A.A.Maudsley，Magnetic Resonance in Medicine，vol.10(1986)，pp.768-777中找到RF编码本身的细节。由于在 MR系统中扫描过程中的大部分声噪声是由B0梯度生成的，因而提供了完 全省略B0梯度的可能性的RF编码将得到或多或少免除了声噪声的MR扫 描过程。
参考图1、图2和图3，在绘图步骤102或测量步骤212中获得多个线 圈中的每者的灵敏度，以创建灵敏度图。在一次或多次分开的扫描当中采 用本身已知的MR脉冲序列测量所述发射灵敏度。或者，所述灵敏度可以 是以前测量并存储的，所述测量和存储可能是由线圈制造商完成的；在用 户需要所述灵敏度图时，可以从存储位置对其进行访问。可以在周期性的 基础上重新测量所存储的灵敏度图，并对其进行更新，从而将线圈灵敏度 随时间的变化考虑在内。或者，可以通过考虑线圈以及采用所述线圈研究 的对象的特性，采用本身已知的模拟技术，诸如基于Biot-Savart定律或者 其他Maxwell方程的近似，来模拟所述灵敏度图。当然，由于过高的计算 要求或者由于可能无法模拟患者的几何结构的每一方面的原因，灵敏度图 的模拟可能在实践的意义上受到限制。
图4示出了所定义的线性B1场402d、404d、406d和408d与根据文中 公开的方法获得的对应的有效B1场402e、404e、406e和408e之间的比较。 所定义的B1场和对应的有效B1场之间的相关性大约为95％。
图5示出了定义或者预期非线性B1场502d和在图像502r的重建当中 采用的对应的有效非线性B1场502e之间的比较。此外，还示出了图4所示 的线性B1场404d和对应的有效线性B1场404e，以进行示范性比较，其中， 在图像504r的重建当中已经采用了所述有效线性B1场404e。在图像502e 和504e二者的重建当中采用的输入MR信号是相同的。
在定义步骤214中，定义一组预期的或者理想的B1梯度。所选择的理 想B1梯度Bluvw可以是线性分布，其中，u是不同的幅度斜率，v是不同的 相位斜率，w是不同的径向空间方向。分别通过梯度图402d、404d、406d 和408d示出了针对单个斜率u以及0°、45°、90°和180°这四个不同的径向 方向w的幅度分布。或者，所述预期的幅度分布可以是非线性的，在梯度 图502d中示出了这种情况的一种可能的实施例。此外，可以采用“纯”相 位梯度，其中，扫描所需的所有的不同的B1梯度仅在B1幅度方面发生最小 的变化，并通过空间B1相位分布实现编码。
通过所测得的B1灵敏度的优化叠加逼近所述预期的线性或非线性B1 场。如下文所述，由此将得到加权系数和针对每一梯度步长的对应的脉冲 持续时间的列表。在一些实施例中，采用下述方程计算所述加权因子
$\underset{‾}{U}={(\underset{‾}{\underset{‾}{S^H}}\underset{‾}{\underset{‾}{S}}+{\lambda }^2)}^{-1}\underset{‾}{\underset{‾}{S^H}}\underset{‾}{P}$ 方程1
其中，U是表示用于多个RF线圈的最佳加权因子的矢量，λ是正则化 参数，是发射灵敏度矩阵，上标H表示所涉及的矩阵的转置复共轭，P是 表示通常在激励场或激励区域内给定的预期的B1梯度的矢量。矩阵表示 多发射线圈阵列中各个RF线圈的发射灵敏度。由复加权因子U可以通过本 身已知的方式获得将要施加至具体的RF线圈的激励信号的幅度和相位，其 中，所述复因子的模对应于所述激励信号的幅度，所述复因子的相位对应 于所述激励信号的相位。可以由前述国际专利申请WO/2006/067727获得有 关最佳叠加算法的进一步的细节。
在生成步骤218中，生成包括一系列RF脉冲的MR成像或光谱脉冲序 列。在调整步骤220中，基于相应RF线圈的加权因子针对每一RF线圈调 整所述脉冲序列中的每一RF脉冲的幅度和相位。之后，在激励步骤106中， 所述RF线圈将所述经调整的或者经优化的脉冲序列发送至接受检查的对 象，例如，所述对象可以是人或动物患者。
在接收步骤(RECV)108中，接收响应于所发射的RF脉冲生成的MR 信号。在处理步骤(RECON)110中，例如，采用前述测得的发射灵敏度 通过矩阵求逆执行图像重建。
在所公开的方法的具体实现方式中，可以通过定义B1场目标使得B1 场在B1场幅度方面不存在太大的变化，但是在B1场的相位方面表现出适于 空间编码的变化来计算针对各个射频发射线圈的加权因子。可以定义一组 二维或三维B1梯度，其形成了允许进行空间信号编码的适当的正交系，从 而确保条件充足的逆问题。
在一个实施例中，让我们来考虑这样的逆问题
$\underset{‾}{S}=\underset{‾}{\underset{‾}{E}}\underset{‾}{M}s$ 方程2
其中，S是含有M个获取数据点的矢量，Ms含有在具有N个像素的网格上 离散化的预期患者信号强度或信号幅度(包括驰豫效应)。E是通过下式给 出的N×M编码矩阵
$E_{\mathrm{nm}}=\frac{B_{1m}\left({\overrightarrow{x}}_n\right)}{\left|B_{1m}\left({\overrightarrow{x}}_n\right)\right|}\sin \left(\mathrm{\gamma \tau }\right|B_{1m}\left({\overrightarrow{x}}_n\right)\left|\right)$ 方程3
其中，τ是RF脉冲持续时间，γ是旋磁比。B1m表示M个不同的B1梯度(m ＝1，2，...M)xn表示N个空间网格点(n＝1，2，...N)。
应当指出，也可以采用替代的重建方法。例如，为了缩短图像重建时 间，可以采用专用的反向投影技术而不是上述矩阵求逆处理来执行重建。
图5示出了非线性梯度的使用，其中，在定义步骤214中定义了预期 的“屋项形”B1场来替代线性B1场。在计算步骤216中计算在调整步骤220 中用于调整RF激励脉冲(在生成步骤218中生成的)的幅度和相位的加权 因子。在发射步骤106中，将经过幅度调整和/或经过相位调整的RF激励 脉冲施加至对象，并在接收步骤108中接收由所述对象生成的MR信号。 在处理步骤110中处理所接收到的MR信号，从而得到图像502r。通过比 较图像502r和图像504r可以看出，就图像质量而言，所述结果不相上下， 其中，图像504r是采用图像404e中所示的有效线性B1场获得的。但是， 与线性B1场相比，就屋顶形B1梯度而言，所需的RF功率，以及受之影响 的对象在RF辐射下的曝光量大致缩减了二倍。这样的屋顶形梯度可能就是 一种足以胜任的梯度形式了，尤其是在因介电共振效应而在患者(或者对 象的其他感兴趣区域)的中心产生B1最大值的情况下。也可能找到其它的 能够进一步降低患者在RF辐射下的曝光量的B1梯度形状。备选的预期B1 梯度形状还可能有助于使高图像分辨率下的图像重建稳定化。
在所公开的方法中，重建图像的质量仅适度地取决于MR系统再现预 期的或者理想的B1梯度的能力。但是，如果通过实验获得的梯度导致了将 在重建或者处理步骤110中对其求逆的非奇异矩阵，那么图像质量可能受 到不利影响。如果需要或者希望得到更大的重建稳定性，以实现更高的空 间分辨率和/或三维应用，那么可以设计专用发射线圈来生成所需的B1梯 度。可以通过优化线圈阵列的所有属性，即，类型(环、TEM……)、尺寸、 形状、放置和信道数量来得到适当的线圈阵列。
在文中公开的方法当中，可以仅采用B1梯度执行空间编码。或者，可 以将B1梯度与通过B0梯度的标准编码相结合来执行空间编码。后一种方法 可以缩短总的获取时间，并且可以降低对象在RF辐射下的曝光量。但是， 当然，所述组合方法也会抹煞所公开的方法的一些优点，尤其是不存在由 B0梯度引起的声噪声这一优点。此外，为了缩短获取时间，可以使所提出 的RF编码方法与诸如(SMASH)和灵敏度编码(SENSE)的并行成像技 术相结合。可以在文献“SENSE：Sensitivity Encoding for Fast MRI”，K.P. Preussmann，M.Weiger，M.B.Scheidegger，P.Boesiger，Magnetic Resonance in Medicine，vol.42(1999)，pp.952-962中找到有关SENSE技术的细节，可 以在国际专利申请WO/98/21600中找到有关SMASH技术的细节。还可以 通过在多回声获取技术中采用文中公开的方法而缩短获取时间，所述多回 声获取技术还可以用于T2对照机制(contrast mechanisms)。
除了标准的MR成像和光谱法应用之外，其他也利用RE编码技术的应 用，例如，核四极矩共振或者运动检测也可以从实现文中公开的方法中获 益。由于获取当中涉及的FID抽样的原因，所提出的方法还适于实现超短 回声时间(UTE)获取。
图6示出了能够实现文中公开的方法的MR系统的可能的实施例。所 述MR系统包括一组主线圈601、多个连接至梯度驱动器单元606的梯度线 圈602和连接至RF线圈驱动器单元607的RF线圈603。还可以通过一个 或多个发射/接收(T/R)开关613控制所述RF线圈603的功能，所述RF 线圈603可以以体线圈的形式集成到磁体当中，和/或可以是独立的表面线 圈。通过电源单元612对所述多个梯度线圈602和RF线圈603供电。采用 诸如患者台的传送系统604确定诸如患者的对象605在MR成像系统中的 位置。控制单元608控制RF线圈603和梯度线圈602。控制单元608还控 制重建单元609的操作。控制单元608还控制诸如监视屏或投影仪的显示 单元610、数据存储单元615以及诸如键盘、鼠标、跟踪球等的用户输入接 口单元611。
主线圈601生成稳定均匀的静态磁场，例如，其具有1.0T、1.5T或3T 的场强。所公开的方法也适用于其他场强。对主线圈601加以布置，使其 通常围起一个可以将对象605引入到其内的隧道状检查空间(通常将其称 为柱面磁体的膛)。另一种常用的构造包括彼此相对的极面，所述极面之间 存在可以利用传送系统604将对象605引入至其内的空隙。为了实现MR 成像，所述多个梯度线圈602将响应于所述梯度驱动器单元606提供的电 流生成叠加在所述静态磁场上的随时间可变的磁场梯度。所述磁场梯度的 作用在于对三维空间内的自旋(spin)编码，从而使其在代表图像内得到准 确的表示。或者，可以如文中的方法所提出的，可以采用B1梯度执行空间 编码。也可能采用B1和B0编码技术的组合实现空间编码。配备有电子梯度 放大电路的电源单元612向所述多个梯度线圈602提供电流，作为其结果， 将生成梯度脉冲(又被称为梯度脉冲波形)。控制单元608控制流经所述梯 度线圈的电流的特性，特别是其强度、持续时间和方向，以建立适当的梯 度波形。RF线圈603在对象605中生成RF激励脉冲，并由对象605接收 响应于所述RF激励脉冲生成的MR信号。RF线圈驱动器单元607向RF 线圈603提供电流，以发射RF激励脉冲，并对RF线圈603接收到的MR 信号放大。控制单元608经由T/R开关613控制RF线圈603或一组RF线 圈的发射和接收功能。T/R开关613设有电子电路，所述电子电路使RF线 圈603在发射和接收模式之间切换，并保护RF线圈603和其他相关电子电 路不受击穿或其他过载等的影响。控制单元608控制所发射的RF激励脉冲 的特性，尤其是其强度和持续时间。
应当注意，尽管在这一实施例中将发射和接收RF线圈示为了一个单 元，但是也可能提供分别用于发射和接收的独立线圈。还有可能提供多个 RF线圈603来实施发射或接收，或者既发射又接收。可以将RF线圈603 以体线圈的形式集成到磁体内，或者所述RF线圈603可以是独立的表面线 圈。它们可以具有不同的几何结构，例如，鸟笼构造或者简单的环形构造 等。控制单元608优选具有包括诸如微处理器的处理器的计算机的形式。 控制单元608经由T/R开关613控制RF脉冲激励的施加和包括回声、自由 感应衰减等的MR信号的接收。诸如键盘、鼠标、触摸感应屏、跟踪球等 的用户输入接口装置611能够使操作者与MR系统进行交互作用。借助RF 线圈603接收到的MR信号含有有关受到成像的对象605的感兴趣区域内 的局部自旋密度的实际信息。通过重建单元609对所接收到的信号重建， 并将其作为MR图像或MR谱显示到显示单元610上。或者，有可能在等 待进一步的处理的同时将来自重建单元609的信号存储到存储器615内。 重建单元609可以是被编程为导出接收自RF线圈603的MR信号的数字图 像处理单元。
RF线圈阵列包括一个或多个可以受到独立激活和控制的发射元件。例 如，图3所示的RF线圈阵列包括8个起着独立的发射元件或RF线圈的作 用的带302c、304c、306c、308c、310c、312c、314c和316c，所述带一起 形成了在几何结构上类似于鸟笼式线圈的形状的圆筒状。所形成的圆筒状 的示范性尺寸可以是34cm的半径和40cm的长度；可以采用这样的线圈阵 列对人的腹部成像。应当指出，所述圆筒的其他尺寸和长度也可行，可以 根据所要成像的解剖学结构的剖面对其加以选择。还应当指出，鸟笼式几 何结构只是一种可能的几何结构；也可以采用其他线圈阵列几何结构实现 文中公开的方法，例如，可以采用平面几何结构，其中，在有或者没有重 叠的情况下按照平面的形式布置各个带。
可以通过硬件或者作为计算机程序的软件实现文中公开的方法。所公 开的装置的经描述的实施例中的顺序或者所公开的方法的经描述的实现方 式中的顺序并不是强制性的。在不背离所公开的原理的情况下，本领域技 术人员可以改变步骤的顺序或者采用线程模型、多处理器系统或多个过程 同时执行各步骤。
文中公开的计算机程序可以存在于计算机可读介质上，例如CD-ROM、 DVD、软盘、存储棒(stick)、磁带或者任何其他计算机可读的实体介质。 所述计算机程序还可以是(例如)经由Internet下载或者转移至计算机的可 下载程序。可以通过诸如光驱、磁带驱动器、软驱、USB或其他计算机端 口、以太网端口等的转移机构将所述计算机程序转移至计算机。
应当注意，上述实施例旨在对本发明进行举例说明，而不是对其做出 限制，并且本领域技术人员能够在不背离权利要求的范围的情况下设计出 很多备选的实施例。在权利要求中，不应当将任何放置在括号内的附图标 记推断为限制所述权利要求。“包括”一词不排除权利要求中列举的元件或 步骤以外的元件或步骤的存在。元件前的单数冠词不排除存在复数个这样 的元件。可以利用包括几个不同元件的硬件，也可以利用适当编程的计算 机实现所公开的方法。在列举了几个机构的系统权利要求中，可以由同一 个计算机可读软件或同一个硬件内体现这些机构中的几个。在互不相同的 从属权利要求中陈述的某些措施不表示不能有利地采用这些措施的组合。