CN1720463A - 具有多个发射线圈的磁共振成像*** - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于核磁共振成像的MRI***(1)，其包括多个发射线圈(11、12)。每个线圈接收线圈驱动信号(SD1，SD2)。各个线圈驱动信号具有相同的形状，但可具有不同的振幅和相位，其通过控制器(103)基于在存储器(104)中的特性信息以及用户输入信息来控制。该控制器被设计成能设定各个振幅和相位，通过这种方式使得所得的整个B1场在感兴趣体积内是尽可能均匀的。

Description

具有多个发射线圈的磁共振成像***
本发明涉及一种磁共振成像(MRI)***，包括：
-用于容纳待检查对象的对象空间；
-用于在对象空间中产生主磁场的主磁体***；
-用于在对象空间中产生主磁场的梯度的梯度磁体***；
-毗邻对象空间放置的多个发射线圈；
-用于产生多个单独线圈驱动信号的线圈驱动电路。
在磁共振成像(MRI)技术中，被检查身体例如人体的质子自旋被激励；激励后，该自旋返回到其平衡态，并且在这个过程中其发射称为自由感应衰减信号(FID)的电磁场。这种FID信号可被接收并从中获得MR图像。由于MR成像技术本身是公知的，因而本发明不涉及MR成像技术本身，在此不对MR成像技术进行更详细解释。
在磁共振成像技术中，磁场被施加至在观察中的对象，该磁场具有几个分量。B0场是校准处于平衡态的自旋的强静态场。B1场是从自旋的平衡态中激励出自旋的高频场(通常为脉冲场)。B1场的频率取决于应用；其通常在射频范围(RF)内。此外，还施加了梯度场Gx、Gy和Gz。
B1场可具有在X和Y方向互相垂直并垂直于B0场方向的分量。B1X和B1Y场彼此间可存在某一预定的相位关系。
众所周知，理想的是在某一测量体积(volume)范围内B1场是均匀的或一致的。这意味着在感兴趣体积中的核自旋都被磁场以相同程度进行激励。
MRI***包括发射装置和接收装置，该发射装置包含发射天线或线圈，用于产生要施加至在检查中的物体的磁场，以及该接收装置包含接收天线或线圈，用于接收由这种物体的核子发射的信号。对均匀的B1场的客观需要意味着需要具有均匀发射特性的发射天线。此外，为了测量的完整性，理想的是接收天线具有均匀的敏感特性，意味着接收天线对感兴趣体积内的全部核子都相同程度地敏感。如果接收器具有不均匀的敏感特性，则通常可能在随后的图像处理中补偿这个方面。然而，如果发射天线具有不均匀的敏感特性，则一个后果将是在感兴趣体积内的不同部分将以不同的方式被激励；激励的不同于是可取决于以非线性方式对均匀性的偏离。这可导致在感兴趣体积的某些部分中对比度的损失。
因此，本发明总的目的是提供一种在开头段中提到的具有改良的B1场均匀性的MRI***。
在这个方面的复杂因素在于，感兴趣体积中的对象会影响B1场。由于人的组织的电特性，所以对于人的组织的情况尤其是这样。即使发射天线已具有理想的均匀特性，但在观察中的对象内的磁场也会由于对象本身引起的失真而是不均匀的。这种失真例如可以是由对象内的内部共振或由对象的吸收引起的。
用于补偿吸收的一般方法是增加发射功率。然而，一个明显缺点是增加了在检查对象中的功率耗散，这在检查病人的情况下是尤其不希望有的。
因此，本发明的旨在改善B1场的均匀性而基本上不增加总发射功率，优选地甚至同时减少总发射功率。
在现有技术中已经认识到对均匀的B1场的客观需要。以前提出的解决方案包括例如复合RF脉冲的使用或绝热(adiabatic)脉冲的使用。两个方法都涉及在检查对象内的RF损耗的大幅度增加。此外，复合RF脉冲仅可用于有限数量的脉冲类型，例如90°脉冲和180°脉冲；复合RF脉冲没有解决例如提供均匀的30°脉冲的问题。
US-A-6049206说明了一种复杂的方法，该方法涉及提供一个初始不均匀的B1脉冲和附加脉冲，该附加脉冲包含对初始B1脉冲的相位调制，并具有与时间有关的相对于初始B1脉冲的相位关系。这种方法除了复杂之外只适用于特定脉冲类型，特别是90°脉冲和180°脉冲。
本发明的目的是提供一种在开头段中提到的磁共振成像***，其中使用相对较简单的装置改良B1场的均匀性。
为了实现所述目的，依据本发明的磁共振成像(MRI)***的特征在于，单独的线圈驱动信号由线圈驱动电路产生，以便具有基本上相同的形状，该***具有用于分别设定各个所述线圈驱动信号的振幅和/或相位的可控装置和用于控制所述可控装置的控制器。在依据本发明的MRI***中，发射装置包括至少两个发射天线或线圈。单独的天线通过从一个基本信号中得到的RF脉冲来驱动，但通过单独的加权因子来加权，通过这样一种方式，使得所得的整个B1场在感兴趣体积内基本上是均匀的。
通过下面参照附图对本发明的说明，本发明的这些和其他的方面、特征和优点将被进一步解释，其中相应的附图标记表示相应或类似的部件，以及其中：
图1示意性说明在对象空间中两个线圈的布置和所得的磁场；
图2可与图1相比，说明本发明对于磁场的均匀性的效果；以及
图3是示意性说明线圈驱动电路的实施例的框图。
图1示意性说明依据本发明的MRI***1，该MRI***1用于通过核磁共振(NMR)技术形成例如人体的肠(intestine)的图像。该MRI***1具有用于容纳待检查对象3的对象空间2。该MRI***1还包括用于在对象空间2中产生主磁场的主磁体***和用于在对象空间2中产生主磁场的梯度的梯度磁体***。该主磁体***和梯度磁体***未在图1中示出，因为该主磁体***和梯度磁体***的确切结构和细节与本发明无关。该主磁体***和梯度磁体***可以是由磁共振成像***领域的技术人员公知和通常使用的类型。该MRI***1包括在此后被简要表示为“线圈”的第一和第二发射天线11和12，每个被设计用于产生RF磁场。两个线圈11和12位于对象空间2的相对侧。位于对象空间2中的对象通常由标记3表示；这个对象例如可以是人体。在对象3内的对象部分通常由标记4表示；这个对象部分例如可以是人的肝脏。在下面解释中，假定想要获得人的肝脏的图像，因而，由对象部分4限定了感兴趣的体积5。感兴趣的体积5原则上与由肝脏占据的体积相同，但在这个例子中，为了容易标示，感兴趣的体积5略大于肝脏的体积4。
图1还示出包含曲线21和22的曲线图，该曲线21和22分别表示由第一线圈11和第二线圈12产生的磁场的局部场强。这个曲线图的水平轴表示位置并与该MRI***1的示意图对齐。
从这个曲线图的曲线21可清楚地看到，第一线圈11产生一个不均匀场，该不均匀场具有与第一线圈11的位置相符的最高强度，并随距离而减小。尤其是，由第一线圈11产生的磁场在感兴趣的体积5的位置处是不均匀的(见曲线21的21a部分)。
同样，从这个曲线图的曲线22可清楚地看到，第二线圈12产生一个不均匀场，该不均匀场具有与第二线圈12的位置相符的最高强度，并随距离而减小。尤其是，由第二线圈12产生的磁场在感兴趣的体积5的位置处是不均匀的(见曲线22的22a部分)。
注意，在这个例子中曲线21和22是相同的；然而，尽管这是优选的，但对于本发明不是必须的。
由线圈11和12产生的整个B1场，即场21和22的直接求和被显示在图1的曲线图中的20处。在现有技术中，两个线圈11和12产生同样的场强，即它们接收如由曲线20所示的基本上相同数量的功率。在这个例子中可清楚地看到，B1场20在感兴趣的体积5的位置处是不均匀的(见曲线20的20a部分)。B1场20具有一个最小值，在该最小值周围B1场基本上是均匀的，但是这个最小值在对象空间2中具有固定位置，该位置不必对应于感兴趣的体积5的位置。
除了该曲线图说明了下述情形外图2是可与图1相比较的，在该情形中，施加到线圈的总功率被重新分配，以使第一线圈11接收更多功率而第二线圈12接收更少功率，如由相对于图1中其位置上升的第一场曲线21和降低的第二场曲线22所示。可以进行功率的重新分配，以使功率的总量保持相同。依据本发明的原理，进行功率的重新分配，以使B1场20在感兴趣的体积5的位置处尽可能均匀(见曲线20的20b部分)。
注意，在图1和2的例子中，两个线圈11和12用于说明本发明的原理。然而本发明不限于使用两个线圈；实际上，线圈的数量可以是大于1的任何数量，尽管事实上数量将不会非常大。
进一步注意的是，在上面例子中，只讨论了两个线圈信号的相对放大/衰减的效果。实际上，在两个线圈信号之间引入相对相移也可以是适当的，以便补偿由在观察对象中场的传播速度差异引起的相对衰减。
图3示意性说明用于在MRI***1中实现上述线圈驱动方法的线圈驱动电路100的实施例。信号发生器101产生基本信号SB。若需要，放大器102放大这个基本信号SB；这种放大器也可被并入信号发生器101中。由于用于产生基本核磁共振(NMR)驱动信号的这种信号发生器是众所周知的，并且本发明可使用现有技术的信号产生器而被实施，所以这里不必更详细地讨论这种发生器的设计。此外，由于基本NMR驱动信号的适当形状对于本领域技术人员而言是公知的，所以也不必更详细地讨论这种形状。
线圈驱动电路100包括用于驱动多个线圈11、12等的多个线圈驱动支路110、120等。在这个例子中仅讨论了两个线圈11和12；因此，仅示出了两个对应支路110、120。每个线圈驱动支路110、120包括由控制器103控制的可控放大器/衰减器111、121和可控移相器112、122的一系列配置，该控制器103具有相关的存储器104。在示出的例子中，移相器总是被置于放大器的后面，但这个顺序也可颠倒。
每个支路110、120具有与发生器放大器102的输出连接的它的输入侧(在这个例子中是放大器/衰减器111、121的输入)。每个放大器/衰减器111、121在控制器3的控制下利用增益系数G1、G2放大或衰减它的输入信号，以便分别提供放大信号SBA1＝G1·SB和SBA2＝G2·SB。每个移相器112、122分别产生输出信号SD1和SD2，其基本上分别与它的输入信号SBA1和SBA2相同，但在控制器103的控制下延迟了延时δ1、δ2。输出信号SD1和SD2分别被施加到各自的线圈11和12。从而，线圈11、12分别由线圈驱动信号SD1、SD2驱动，该线圈驱动信号可被写为：
SD1(t+δ1)＝G1·SB(t)
SD2(t+δ2)＝G2·SB(t)
其中t表示时间。
控制器3被设计成能控制分别由放大器/衰减器111和121施加的增益G1和G2，以及分别由移相器112和122施加的相移δ1和δ2，这样，接收所述输出信号SD1(t+δ1)＝G1·SB(t)和SD2(t+δ2)＝G2·SB(t)的线圈11、12分别产生磁场成分21、22，以使所得的整个磁场20在感兴趣的体积5中是尽可能均匀的(见图2中22b)。为了使控制器103能够这样做，存储器104包含关于每个线圈11、12的场特性的信息(图1中的曲线21、22)以及关于由在对象空间2中对象3引起的场失真的信息。控制器103还有一个用户输入105，允许用户输入对对象3的对象部分4的选择。例如，如果对象3是人体，则用户可例如选择肝脏或胃或任何其它器官作为感兴趣的对象部分。基于这个输入信息和存储器104中的信息，控制器103设定增益G1、G2和相移δ1、δ2，以使在选择的感兴趣的对象部分中的整个B1场基本上是均匀的。
注意，本发明目的不必在于改善整个对象空间2的均匀性。本发明目的而是在于改善在感兴趣体积中所得的整个B1场的均匀性。为此，本发明提供包括多个发射线圈11、12的MRI***1。每个线圈接收来自线圈驱动支路110、120的线圈驱动信号SD1、SD2。依据本发明的一个重要方面，每个线圈驱动支路110、120接收来自信号发生器101的相同的输入信号，以使所有的线圈11、12接收具有相同形状的电信号脉冲，即使来自不同线圈的电信号脉冲可以具有不同的振幅和不同的相位，这是通过控制器103基于存储器104中的特性信息以及用户输入的信息来控制。控制器被设计成能设定各自的振幅和相位，以此使所得的整个B1场在感兴趣的体积中是尽可能均匀的。
进一步注意的是，通过控制器103的控制作用的“成功程度”取决于环境。一般而言，感兴趣的体积5的尺寸越小，B1场的均匀性将越好。无论如何，本发明成功地提供了优于全部线圈均使用同样的振幅和相位驱动的均匀性。
本领域技术人员应该清楚，本发明不限于上面论述的示范性实施例，而是在如附属的权利要求书中限定的本发明的保护范围内的各种变化和修改都是可能的。例如，尽管在图1和2中的感兴趣的体积显示为2D表面，但本发明不限于2D体积；感兴趣的体积而是可以为1D体积或3D体积。

Claims (11)

1.一种磁共振成像(MRI)***(1)，包括：
-用于容纳待检查对象(3)的对象空间(2)；
-用于在对象空间中产生主磁场的主磁体***；
-用于在对象空间中产生主磁场的梯度的梯度磁体***；
-毗邻对象空间(2)放置的多个发射线圈(11、12)；
-用于产生多个单独的线圈驱动信号(SD1、SD2)的线圈驱动电路(100)，
其特征在于，单独的线圈驱动信号(SD1、SD2)由线圈驱动电路(100)产生以便具有基本上相同的形状，该***(1)具有用于单独地设定各个所述线圈驱动信号(SD1、SD2)的振幅和/或相位的可控装置(110、120)和用于控制所述可控装置(110、120)的控制器(103)。
2.如权利要求1中要求的MRI***(1)，其特征在于，所述控制器(103)具有用于接收用户输入信号的用户输入(105)，该用户输入信号限定或选择在所述对象空间(2)内的感兴趣的体积(5)。
3.如权利要求1中要求的MRI***(1)，其特征在于，所述线圈驱动电路(100)包括用于产生基本信号(SB)的信号发生器(101)和分别用于驱动该多个线圈(11、12)的相应之一的多个线圈驱动支路(110、120)，所述驱动支路被连接以接收从所述基本信号(SB)获得或与其相同的输入信号。
4.如权利要求3中要求的MRI***(1)，其特征在于，每个线圈驱动支路(110、120)具有与所述信号发生器(101)的一个输出相连的它的输入。
5.如权利要求3中要求的MRI***(1)，其特征在于，所述线圈驱动电路(100)还包括具有与所述信号发生器(101)的输出相连的输入的基本放大器(102)和具有与所述基本放大器(102)的一个输出相连的它的输入的每个线圈驱动支路(110、120)。
6.如权利要求3中要求的MRI***(1)，其特征在于，每个线圈驱动支路(110、120)包括可控放大器(111、121)。
7.如权利要求3中要求的MRI***(1)，其特征在于，每个线圈驱动支路(110、120)包括可控移相器(112、122)。
8.如权利要求6或7中要求的MRI***(1)，其特征在于，所述控制器(103)被连接以控制所述可控放大器(111、121)和/或所述可控移相器(112、122)。
9.如权利要求8中要求的MRI***(1)，其特征在于，该***还包括与所述控制器(103)相连的存储器(104)，用于存储关于每个线圈(11、12)的场特性的信息和用于存储关于由对象空间(2)内的对象(3)引起的场失真的信息。
10.如权利要求9中要求的MRI***(1)，其特征在于，所述控制器(103)被设计为：
-在输入(105)处接收输入信息，所述输入信息涉及对象空间(2)内对象(3)的类型和对象部分(4)的选择；
-从所述存储器(104)中读取各个发射线圈(11、12)的各个场特性(21、22)以及在对象空间(2)内对象(3)的场失真特征；
-控制所述可控放大器(111、121)的设定和/或所述可控移相器(112、122)的设定，考虑在所述输入(105)处接收的所述信息以及从所述存储器(104)中读取的所述信息，通过这种方式，在对应于所述对象部分(4)的预定感兴趣的体积(5)内获得改善的均匀性的整个磁场。
11.如权利要求10中要求的MRI***(1)，其特征在于，所述控制器(103)被设计成能控制所述可控放大器(111、121)的设定和/或所述可控移相器(112、122)的设定，通过这种方式，使整个磁场在所述感兴趣的体积(5)内的位置处具有局部基本上不变的幅度，优选地在所述感兴趣的体积(5)的中心处。
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