CN107076813B - 用于低场、多通道成像的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

一种用于使用低场磁共振成像(IfMRI)系统执行并行磁共振成像(pMRI)处理的系统和方法，包括：配置为遵循由IfMRI系统采用pMRI处理来成像的被测者的一部分的轮廓的基底。耦合到所述基底的多个线圈。所述多个线圈中的每个线圈具有一定数量的匝和相关联的解耦机制，所述一定数量的匝和相关联的解耦机制经选择以操作所述多个线圈使用所述IfMRI系统来实行所述pMRI处理。

Description

用于低场、多通道成像的系统和方法
相关申请的交叉引用
本申请是基于2014年3月14日提交的、名称为“SYSTEM AND METHOD FOR LOW-FIELD，MULTI-CHANNEL IMAGING”的美国临时专利申请S/N61/953，384，要求其优先权，并且在此引入作为参考。
关于联邦政府资助研发的声明
本发明由政府资助，国防部(the Department of Defense)授权号为W81XWH-11-2-076。政府在本发明中拥有一定的权益。
背景技术
本公开涉及磁共振成像(MRI)的系统和方法。更具体地，本公开涉及用于低场MRI(IfMRI)的线圈系统。
当诸如人体组织之类的物质经受均匀磁场(极化场B0)时，所述组织中被激励的核的单独磁矩试图与这个极化场对准，但是以它们的特征拉莫(Larmor)频率以随机顺序绕其进动。如果物质或者组织经受位于x-y平面内的并且接近拉莫尔频率的磁场(激励场B1)，则可将净对准磁矩Mz旋转或“倾斜”到x-y平面中，以产生净横向磁矩Mt。在激励信号B1终止之后，由受激核或“自旋(spin)”发射出信号，并且该信号可被接收和处理以形成图像。
当使用这些“MR”信号来产生图像时，采用磁场梯度(Gx，Gy，和Gz)。典型地，通过一系列测量周期来扫描被成像的区域，在这些测量周期内这些梯度根据所使用的特定定位方法而变化。使用许多已知重建技术中的一种对所接收的MR信号的结果集进行数字化和处理以重建图像。
通过分别使用发射和接收线圈(通常被称为射频(RF)线圈)来激励和检测发射的MR信号来执行MRI。发射/接收线圈可包括用于发射和接收的分离的线圈，用于发射和/或接收的多个线圈，或者用于发射和接收的相同的线圈。发射/接收线圈同样经常被称为Tx/Rx或者Tx/Rx线圈，以泛指MRI系统中的发射和接收磁组件的各种配置。这些术语在此文中可互换地使用。
目前，在临床环境中采用的MRI系统为高场系统，因为高场系统历史上是能够产生临床上有用的图像的唯一MRI解决方案。然而，高场MRI系统是大体积、昂贵的并且需要专用设施。因此，高场MRI系统的尺寸和开销限制了它们的使用并且使得它们在那些能够从MRI受益的许多临床情况下不可用。在很多临床设置下，例如，包括创伤性脑损伤情况下，需要时间紧要的诊断成像来适当地鉴别验伤并开始治疗。然而，在很多情况下，对高场MRI扫描仪的有权使用是受限的。因此，比如当高场MRI扫描仪不合适、不实用、或者不可用时，需要其它成像或者监测系统，
发明内容
本公开通过提供一种用于低场的磁共振(IfMRI)或者核磁共振成像的系统和方法而克服了前面提到的缺点。本公开提供一种系统和方法，其满足很多临床设置需求并且免于高场扫描仪的很多系统要求，如当今那样。特别地，提供一种与IfMRI系统一起使用的线圈系统，其达到了用于临床应用的期望信号分辨率。例如，所述线圈系统被特别造型以达到相对于特定解剖(anatomy)的高填充因子。此外，可设计线圈系统的特定元件，例如通过具有一选定数量的匝，来实现高带宽。进一步，线圈系统可采用解耦策略或者机制，其改善低场处的操作。进一步，线圈可具有无论是对于纵向还是横向的MRI扫描仪磁场取向都有用的几何形状。
根据本发明的一个方面，揭露了一种用于使用低场磁共振成像(IfMRI)系统执行并行磁共振成像(pMRI)处理的线圈系统。所述系统包括配置为遵循使用pMRI处理由IfMRI系统成像的被测者的一部分的轮廓的基底。所述系统还包括耦合到所述基底的多个线圈，所述多个线圈中的每个线圈包括一定数量的匝和相关联的解耦机制，所述一定数量的匝和相关联的解耦机制被选择以操作所述多个线圈以使用所述IfMRI系统来实行所述pMRI处理。
根据本发明的另一个方面，揭露了一种磁共振成像(MRI)系统，其包括配置为产生围绕布置在所述MRI系统中的被测者的至少感兴趣的区域(ROI)的低场静磁场的磁体系统以及多个梯度线圈，所述多个梯度线圈被配置为相对于所述低场静磁场建立至少一个磁梯度场。所述系统还包括具有局部线圈的射频(RF)系统。所述局部线圈包括基底，所述基底被配置为遵循所述被测者的包括所述ROI的部分的轮廓以及耦合至所述基底的多个线圈，所述多个线圈中的每个线圈具有一定数量的匝和相关联的解耦机制，所述一定数量的匝和相关联的解耦机制被选择以操作所述多个线圈使用所述低场静磁场来实行并行成像处理。
本发明的前述以及其它优点将通过下面的描述呈现。
附图的简单描述
图1是MRI系统的框图。
图2是MRI系统的RF系统的框图。
图3是用于执行并行MRI(pMRI)处理的MRI系统的RF系统的框图；
图4是根据本公开的低场MRI(IfMRI)系统的示意图；
图5A是根据本公开的并且与图4的IfMRI系统一起使用的线圈系统的截面图。
图5B是根据本发明的并且与图4的IfMRI系统一起使用的线圈系统的立体图。
图6示出了根据一些实施例的用于发射和接收的被动解耦电路。
图7示意性地描述了B0磁体的双层布局。
图8示出了人体的轮廓线，其示出了人体的纵轴。
详细描述
临床MRI扫描仪主要是高场系统，大多数安装的MRI扫描仪工作在1.5或者3特斯拉(T)。MRI的趋势是进一步提高磁场强度以提高成像质量和/或减少扫描时间。此外，为进一步减少扫描时间，高场MRI系统经常使用利用多个发射和/或接收线圈的并行采集技术。特别是，多个接收线圈或者通道同时工作以并行地检测MR信号，从而将它捕获数据所花费的时间量减少一因子，该因子与并行运行的独立接收线圈的数量有关。然而，尽管高场MRI能够在相对短的扫描时间内提供高分辨率图像，制造、运行以及维护高场MRI安装的成本通常难以避免，这导致显著受限的高场MRI系统的可用性并且阻止它们在很多临床情况下的使用。
低场MRI(例如运行在.2T以及以下的系统)提供了替代高场MRI的相对低的成本、高实用性。然而，低场呈现出由于所使用的低场强度而导致的很多挑战，包括显著降低的信噪比(SNR)。尤其是，MR信号的SNR与主磁场B0的强度有关，这是驱动高场MRI和趋向于更高场强度的重要因素。低场MRI产生相对弱的MR信号，导致实际上更低的SNR，通常需要在感兴趣的区域的每个“位置”处的很多测量(例如，对于k-空间中的每一个位置处的多次测量)上有效地求平均以得到可接受的SNR。高场MRI中的SNR使得：主要归因于所涉及的高场强度。在每个位置处仅需要单次测量。尽管求平均提高SNR，在每个位置处采集多次测量的需要增加了扫描时间。如此，在SNR和扫描时间之间存在折衷。
发明人意识到并行MR技术可用于进行对增加次数的测量的求平均而无需增加低场下的扫描时间。根据一些实施例，提供多个接收线圈，其中经由所述多个接收线圈得到的并行测量用于增加被求平均以执行低场MRI的测量的数量。不像在高场MRI中，利用经由并行接收线圈同时采集的增加的数据量来减少扫描时间，增加的数据采集能力用于增加被求平均以提高SNR的测量的数量。也就是说，由于并行MR带来的时间节省用于对增加次数的测量求平均以提高所述SNR。根据一些实施例，使用并行MR达到的加速部分地用于增加被求平均的测量的数量并且部分地用于减少扫描时间。
发明人进一步意识到在低场MRI中使用的低场强度有利于并行接收线圈的设计，这在高场下是无法应用和/或可能的。例如，为了发射激励脉冲序列并且为了检测发射的MR信号，发射/接收线圈必须以取决于B0场的强度的频率共振。相应地，在高场方式下的发射/接收线圈必须以显著高于它们的低场对应物的频率共振。由于在导电路径长度和共振电路中的共振频率/多个频率(即，线圈可产生并检测磁场的频率)的波长之间的相反关系，要求高场发射/接收线圈的导电路径非常短。这样，高场MRI接收线圈是单匝的短路径导电回路。
发明人认识到在低场MRI中的低频率允许并行接收线圈的导电路径相当长，从而允许使用由于高场MRI下的高频率所带来的导电路径长度的限制而对高场MRI不适用(或者不可用)的线圈设计。根据一些实施例，提供多个多匝接收线圈以产生多通道接收线圈阵列以供在低场MRI中使用。可在围绕感兴趣的区域的三维几何结构内提供多个线圈。多个线圈可以按照交叠关系布置以有利于邻近接收线圈的解耦并且可被布置在表面上以检测从感兴趣的区域发射的MR信号，这些中的一些示例将在下文详细描述。
此外，临床高场MRI系统通常经由围绕圆柱体内孔缠绕的螺线管线圈产生B0场，在该圆柱体内孔插入了被成像的病人。这样，B0场沿着内孔的和插入内孔的人体的纵轴方向定向。为了执行MRI，发射/接收线圈必须产生与B0场垂直的B1场并且检测在该横向方向上所发射的MR信号。这进一步限制了为高场MRI设计的发射/接收线圈的几何形状。
低场MRI有利于“开放”系统的设计，在“开放”系统中使用例如被成像的病人放置于其间的双平面线圈来产生B0场，这使得B0场垂直于人体的纵向轴定向。相应地，发射/接收线圈布置为产生和/或检测横向于这个B0场的磁场，从而允许在传统高场MRI系统无效的几何结构。因此，双平面B0磁体(或者产生横向于人体的轴的B0场的其他布置)允许设计检测人体的轴向方向的磁场的并行接收线圈，一些这样的例子将在下文详细描述。如此配置的接收线圈无法跟产生与人体轴对准的磁场的B0线圈一起使用，例如那些通常使用在高场MRI中的。
发明人进一步意识到低场环境还有利于使用不同材料来产生并行接收线圈。例如，高场MRI中的接收线圈中的导电通路通常由铜片制成。低场环境下，可使用导线形成导电路径，例如，单股线，多股线(比如，绞合线)等。此处使用的术语“导线”是描述具有挤压(extrusion)的横截面特性以使得横截面具有对称的轴线(例如，通常圆形的截面，矩形的截面等)的导体，不同于由铣削或者切割铜片形成的导体。导线可以是合适尺寸的单股线，或者诸如绞合线的多股线。根据一些实施例，并行接收线圈阵列中的每个接收线圈使用缠绕以形成多匝(例如，5，10，20，30或者更多匝数)的导线形成并且围绕感兴趣的区域布置。
进一步，在并行MR中，分开的发射和接收线圈感性地耦合，不利地影响能被获得的图像质量。在高场MRI中使用的常用解耦机制是使用PIN二极管以在发射时解谐(detune)接收线圈并且在接收时解谐发射线圈。然而，由于合适PIN二极管以低场MRI的频率特性正确操作的不可用性，这种解决方式通常在低场方式下不可取。为了在低场下解耦发射和接收线圈，发明人开发了不依赖于PIN二极管的被动解耦机制。根据一些实施例，使用交叉的二极管配置来解耦发射和接收线圈，其示例将在下文详细描述。这样的解决方案具有不需要任何被动元件的优点。
发明人进一步意识到，由于低场MRI中主要噪声源是由并行阵列中的每个接收线圈产生的噪声(即，所谓的约翰逊噪声(Johnson noise))，这种噪声机制使得用于减低噪声以及增加SNR的特定技术可行。这与高场MRI相反，在高场MRI中主要噪声源由插入到扫描器内的人体产生(例如，经由人体的负载效应)。这样，可使用对高场噪声机制中的噪声具有很少或者不具有影响的技术来增加低场环境下的SNR。
根据一些实施例，通过减少接收线圈的阻性损耗来提高SNR。例如，可使用多股线诸如绞合线来形成接收线圈。发明人意识到使用绞合线可极大减低阻性损耗，从而减少发射/接收线圈的噪声并提高SNR。根据一些实施例，冷却接收线圈以降低热噪声的量并提高SNR。低场环境下降低噪声的技术可以单独使用或者任意组合，这方面不被限制。
下文是与用于并行MR、例如用于低场MRI中的方法和装置的实施例有关的各种概念的更详细描述。应当理解本文描述的实施例可以以任意多种方式实施。下文提供的具体实施方式示例仅用于说明。应当理解所提供的实施例和特征/功能可以单独使用，一起使用，或者任意两个或者多个的组合，因为本文描述的技术在这方面不被限制。
现在参考图1，示出了磁共振成像(MRI)系统100的示例。MRI系统100包括操作员工作站102，其通常包括显示器104、一个或者多个输入设备106(诸如，键盘和鼠标)以及处理器108。处理器108可包括运行商业可获得的操作系统的商业可获得的可编程机器。操作员工作站102提供操作员接口，其使得能够输入扫描指令到MRI系统100。通常，操作员工作站102可耦合到四个服务器：脉冲序列服务器110；数据采集服务器112；数据处理服务器114；以及数据存储服务器116。操作员工作站102和每个服务器110、112、114以及116彼此通信连接。例如，服务器110、112、114以及116可经由通信系统117连接，通信系统117包括任何合适的网络连接，可以是有线的、无线的、或者两者的组合。例如通信系统117可包括私有的或者专有网络，还可以包括开放网络，比如因特网。
脉冲序列服务器110响应于从操作员工作站102下载的指令运行来操作梯度系统118以及射频(“RF”)系统120。为执行指定扫描所需要的梯度波形被产生并施加到梯度系统118，其激励组件122中的梯度线圈以产生用于定位编码磁共振信号的磁场梯度Gx，Gy和Gz。梯度线圈组件122形成为磁体组件124的一部分，磁体组件124包括极化磁体126和全身RF线圈128和/或局部线圈，例如头部线圈129。
通过RF系统120将RF波形施加到RF线圈128，或者分离的局部线圈，例如头部线圈129，以执行指定的磁共振脉冲序列。由RF线圈128或者诸如头部线圈129的分离的局部线圈检测的响应磁共振信号被RF系统120接收，在该系统中它们在由脉冲序列服务器110产生的命令指引下被放大、解调、滤波以及数字化。RF系统120包括RF发射器以产生在MRI脉冲序列中使用的多种RF脉冲。RF发射器响应于来自脉冲序列服务器110的扫描指示和指令来产生期望频率、相位以及脉冲幅值波形的RF脉冲。产生的RF脉冲可施加到全身RF线圈128或者一个或多个局部线圈或线圈阵列，例如头部线圈129。
RF系统120还包括一个或者多个RF接收器通道。每个RF接收器通道包括放大它所连接的线圈128/129接收的磁共振信号的RF前置放大器，以及检测并数字化接收的磁共振信号的I和Q正交分量的检测器。因此，接收的磁共振信号的幅值可能通过对I和Q分量取平方和的平方根来确定：
Figure BPA0000234721540000071
并且接收的磁共振信号的相位还可同通过下式确定：
Figure BPA0000234721540000072
脉冲序列服务器110还选择性地从生理采集控制器130接收病人数据。举个例子，生理采集控制器130可接收来自连接到病人的多个不同的传感器的信号，诸如来自电极的心电图(“ECG”)信号，或者来自呼吸风箱或者其它呼吸监测设备的呼吸信号。这些信号通常被脉冲序列服务器110使用来同步或者“门控(gate)”伴随着被测者的心跳或者呼吸的扫描的性能。
脉冲序列服务器110还连接到扫描室接口电路132，其从与病人和磁体系统的条件相关联的各种传感器接收信号。还通过扫描室接口电路132，病人定位系统134接收命令以在扫描期间移动病人至期望位置。
由RF系统120产生的数字化的磁共振信号采样被数据采集服务器112接收。数据采集服务器112响应于从操作员工作站102下载的指令来操作以接收实时磁共振数据并且提供缓冲存储器，以使得不会由数据溢出带来数据丢失。在一些扫描中，数据采集服务器112仅仅是将采集的磁共振数据传输给数据处理服务器114。然而，在需要从采集的磁共振数据得到信息以控制扫描的进一步性能的扫描中，数据采集服务器112被编程为产生这样的信息并且将其传输给脉冲序列服务器110。例如，在预扫描期间，磁共振数据被采集并用于校准由脉冲序列服务器110执行的脉冲序列。作为另一个示例，导航信号可能被采集并被用于调整RF系统120或者梯度系统118的操作参数，或者用于控制采样k-空间的视图顺序(vieworder)。在另一个示例中，数据采集服务器112还可用于处理用于检测在磁共振造影(MRA)扫描中的造影剂的到来的磁共振信号。举个例子，数据采集服务器112采集磁共振数据并实时处理它以产生用于控制扫描的信息。
数据处理服务器114从数据采集服务器112接收磁共振数据并且根据从操作员工作站102下载的指令处理它。这样的处理可例如包括下述各项中的一者或多者：通过对原始k-空间数据执行傅里叶变换来重建二维或者三维图像；执行其它图像重建算法，诸如迭代或者反向投射重建算法；向原始k-空间数据或者重建的图像应用滤波器；产生功能性磁共振图像；计算运动或者流动图像；等等。
由数据处理服务器114重建的图像被传输回操作员工作站102，在那里它们被保存。实时图像保存在数据库高速缓冲存储器(图1未示出)中，从其中它们可被输出给操作员显示器112或者位于邻近磁体组件124的显示器136以供主治医师使用。批量模式图像或者选择的实时图像保存在磁盘存储器138上的主机数据库。当如此的图像已经被重建和传送至存储器，数据处理服务器114通知操作员工作站102上的数据存储服务器116。操作员使用操作员工作站102来存档图像，产生影像，或者经由网络将图像发送给其它设施。
MRI系统100还可以包括一个或者多个网络工作站142。举个例子，网络工作站142可包括显示器144；一个或者多个输入设备146，例如键盘和鼠标；以及处理器148。网络工作站142可位于和操作员工作站102相同的设施内，或者位于不同设施内，诸如不同的健康护理机构或者诊所。
网络工作站142，无论是与操作员工作站102位于相同设施还是不同设施内，可经由通信系统117远程访问数据处理服务器114或者数据存储服务器116。相应地，多个网络工作站142可访问数据处理服务器114和数据存储服务器116。以此方式，磁共振数据、重建后的图像或者其它数据可以在数据处理服务器114或数据存储服务器116与网络工作站142之间交换，以使得可通过网络工作站142远程处理数据或图像。这数据可以用任何适当格式交换，例如遵循传输控制协议(TCP)、以太网协议(IP)或者其它已知或者合适的协议。
参考图2和3，进一步描述了图1中的RF系统120。特别是，参考图2，将描述RF系统120的概要，并且参考图3，将描述适用于并行成像应用的RF系统120的示例。
参考图2，RF系统120包括传输通道202，其产生指定RF激励场。这个RF激励场的基频或者载频在频率合成器210的控制下产生，频率合成器210从脉冲序列服务器110接收一组数字信号。这些数字信号指示在输出212处产生的RF载波信号的频率和相位。RF载波被应用到调制器和上变频器214，在其中响应于同样从脉冲序列服务器110接收的信号R(t)来调制它的幅值。信号R(t)定义了将被产生的RF激励脉冲的包络并且通过顺序读出一系列所存储的数字值来产生。可改变这些存储的数字值以使得任何期望的RF脉冲包络能被产生。
在输出216处产生的RF激励脉冲的幅值通过激励衰减电路218被衰减，激励衰减电路218从脉冲序列服务器110接收数字化指令。被衰减的RF激励脉冲随后被施加到驱动RF传输线圈204的功率放大器220。
由被测者产生的MR信号被RF接收器线圈208拾取并通过前置放大器222施加到接收器衰减器224的输入端。接收器衰减器224进一步将信号放大一量值，该量值由从脉冲序列服务器110接收的数字衰减信号确定。接收的信号位于拉莫尔频率或者在拉莫尔频率左右，并且这个高频信号通过下变频器226在两步处理中被降频转换。下变频器226首先将MR信号和线路212上的载波信号混合，并且然后混合得到的差信号和线路228上的参考信号，该参考信号通过参考频率发生器230产生。降频变换后的MR信号被施加到采样并数字化模拟信号的模数(“A/D”)转换器232的输入端。被采样以及数字化的信号随后被施加到数字检测器以及信号处理器234，其产生对应于接收的信号的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。接收的信号的数字化的I和Q值的结果数据流输出到数据采集服务器112。除了在线路228上产生参考信号外，参考频率发生器230还在线路236上产生施加到A/D转换器232的采样信号。
参考图3，RF系统120可连接到全身RF线圈128或者，如图3所示，RF系统120的传输部分可连接到RF线圈阵列304的一个或者多个发射通道302并且RF系统120的接收器部分可连接到RF线圈阵列304的一个或者多个接收器通道106，其可能，例如是，头部线圈129，就像在图1中示出的。发射通道302和接收器通道306借助一个或者多个发射/接收(T/R)开关308连接到RF线圈阵列304。如在下文进一步描述的，可提供解耦机制309。在RF系统128的替代配置中，其中接收线圈是与发送线圈分离的线圈集，不需要以及不使用T/R开关308。相反，在这种配置下，接收阵列在发射期间被“解谐”，这样它并不耦合到发射器。类似的，在接收期间，发射器被解谐。这种方式下，发射和接收路径并不混合。
尤其参考图3并且同时参考图1，RF系统120操作一个或者多个发射通道302以产生指定RF激励场。这个RF激励场的基频或者载频在频率合成器310的控制下产生，频率合成器310接收来自脉冲序列服务器110的一组数字信号。这些数字信号指示在输出312处产生的RF载波信号的频率和相位。RF载波被应用到调制器和上变频器314，在其中响应于同样从脉冲序列服务器110接收的信号R(t)来调制它的幅值。信号R(t)定义了将被产生的RF激励脉冲的包络并且通过顺序读出一系列所存储的数字值来产生。可改变这些存储的数字值以使得任何期望的RF脉冲包络能被产生。
在输出316处产生的RF激励脉冲的幅值通过激励衰减电路318被衰减，激励衰减电路318从脉冲序列服务器110接收数字指令。被衰减的RF激励脉冲随后被施加到驱动RF传输线圈304的功率放大器320。
由被测者产生的MR信号被RF线圈阵列302拾取并被施加到接收器通道组306的输入端。每个接收器通道306中的前置放大器322放大信号，其随后通过接收衰减器324衰减一量值，该量值由从脉冲序列服务器110接收的数字衰减信号确定。接收的信号位于或者在拉莫尔频率左右，并且这个高频信号通过下变频器326在两步处理中被降频转换。下变频器326首先将MR信号和线路312上的载波信号混合，并且然后混合得到的差信号和线路328上的参考信号，该参考信号通过参考频率发生器330产生。降频变换后的MR信号被施加到采样并数字化模拟信号的模数(“A/D”)转换器332的输入端。作为对高频信号的降频转换的替代，接收的模拟信号还可以被合适的快速模拟数字(“A/D”)转换器和/或合适的欠采样(undersampling)情况下直接检测。被采样以及数字化的信号随后被施加到数字检测器以及信号处理器334，其产生对应于接收的信号的16位同相(I)值和16位正交(Q)值。接收的信号的数字化的I和Q值的结果数据流输出到数据采集服务器112。除了在线路328上产生参考信号外，参考频率发生器330还在线路336上产生施加到A/D转换器332的采样信号。
上文描述的基本MR系统和原理可用于告知共享类似部件但是以非常不同参数操作的其它MR系统的设计。在一个示例中，低场磁共振成像(IfMRI)系统利用了很多的上述硬件，但是具有显著减少的硬件需求以及更小的硬件占用空间。例如，参考图4，示出了一种系统，替代1.5T或者更大静态磁场，它利用了明显更小的磁场，例如，.2T或者更小的B0场。根据一些实施例，提供一种6.5mT基于电磁的扫描器400，其能够对例如直径达15.6cm的对象成像。然而，应当理解在低场方式下任何场强度都可被使用，因为本文描述的并行接收线圈技术并不限于跟任何特定场强一起使用。系统400还可以使用多通道阵列402来实现并行成像过程，诸如灵敏度编码(SENSE)成像步骤。
系统400是一种相对可运送并且可快速部署的人体成像系统。对于低场人体成像的当前研究受限制并且通常使用超导量子干涉仪(SQUID)传感器。在传统磁场强度下，人体噪声占主导地位，起因于并行阵列中的各接收线圈的强烈相关联的噪声。在低场，非相关联的Johnson噪声占主导地位。本文意识到这个现象，使用例如SENSE来提供针对并行成像和快速成像的优点。然而，为了执行这样的并行成像技术，需要多通道线圈。这样，本文提供一种多通道线圈阵列402，其对于例如IfMRI是尤其有优势的。
如图4所示，多通道阵列402可被设计为执行活体的并行成像，例如，在人体头部。作为非限制性示例，本文将描述优化的8通道阵列，但是可使用任何数量的通道来提供多通道接收阵列。具体地，参考图5A和5B，多通道阵列402可包括紧密适配的基底或者外壳500。在这个示例中，基底或者外壳500可以形成为紧密遵循所关联解剖的轮廓的头盔。线圈阵列502可布置在基底或者外壳500上或其中。在示意性示例中，示出了八个线圈540、506、508、510、512、514、516、518。可选择其它线圈的数量，例如，基于解剖构造或者为达到期望填充因子或者加速，这进而可用于提高SNR，如下文进一步所讨论的。
作为非限制性示例，线圈504-518可以为30匝的仅接收线圈(24AWG，4×12cm以及4×14cm回路)，然而，在并行阵列中的接收线圈可以是任何尺寸并且包括任何数量的匝数，只要他们满足系统的设计约束。应当理解所示出的示范线圈具有导电长度，其远远超过由高场方式的高频所带来的限制。例如，具有30匝的14cm回路具有大概320cm的导电路径，其是临床高场系统的限制的数量级或者大于该限制。这样，对接收线圈的导电路径的放松约束允许在接收线圈的尺寸和形状上以及采用的匝的数量上的高度灵活性。每个接收线圈可例如通过使用相应期望数量的匝(对每个线圈可能不同或相同)的导线缠绕来形成以产生期望形状和尺寸的接收线圈并且具有期望操作特性。多个接收线圈可被设计为具有不同尺寸、形状和匝数特性使得线圈可被布置在三维几何结构中以提供对感兴趣的区域的充分覆盖。
进一步，作为非限制性示例，线圈504-518围绕基底或者外壳500平铺(tile)。在所示的非限制实施例中，线圈关于径向平面对称平铺。可通过跨基底或者外壳500平铺线圈来选择线圈504-518的形状和尺寸。在头盔的所示示例中，线圈504-518可被定形为并且尺寸设定为使得跨基底或者外壳500平铺线圈，同时避免耳朵旁的平面侧520，因为这些将正交于B0场并且，因此收集最小信号。类似地，当扩展到其它解剖构造时，线圈504-518的布置和选择能够遵循这些规则。
在一个非限制性示例中，头盔形状的线圈系统被创造。使用3D打印(美国明尼苏达州Eden Prairie的strarasys公司的Fortus 360mc)形成基底或外壳，以使得基底严密符合下面的解剖构造。在这个非限制性示例中，线圈为4×14cm以及4×12cm并且所有都以24AWG和30匝形成。
再次参考图3，对于与IfMRI(例如.2T或者更低的B0场)相关的频率范围，高性能、低阻抗前置放大器322尚不可获得。如此，发射和接收线圈304可包括解耦机制309，其使用相对于发射通道302串联342以及相对于接收通道306并联344的交叉的二极管340来被动解耦。如图，交叉的二极管340由并联或串联但是指向相反方向的两个二极管形成。被动解耦二极管340可与线圈阵列304中的每个元件关联。不期望围绕PIN二极管的基于主动解调的解决方案，因为商用PIN二极管的载体寿命排除在276kHz处的操作。
图6示出了分别针对发射线圈以及针对多个并行接收线圈中的每个的被动解耦方案的一个实施例的电路示意图。对于发射线圈，交叉的二极管610a与发射线圈650串联连接，一起连接并联的调谐(CT_TX)和串联的匹配(CM_TX)电路。对于每个接收线圈，交叉的二极管610b与相应的接收线圈675连同并联的调谐(CT_RX)和串联的匹配(CM-RX)电路连接。当在脉冲序列的发送期间满足条件：脉冲电压高于偏置电压时，，交叉的二极管610a允许发射脉冲到达发射线圈。然而，接收期间，由进动磁化带来的在发射线圈650中感应的电压过小而无法正向偏置交叉的二极管，从而导致在接收期间发射线圈被解耦。在发送期间满足条件：任何感应电压大于偏置电压时，接收电路上的交叉的二极管610b短接到地，因此解耦发送期间相应的接收线圈675。这样，当发射脉冲被产生时，允许发射线圈共振(例如，通过偏置的交叉的二极管610a)，其中所述发射脉冲带来大于交叉的二极管610b的偏置电压的感应电压，因此解耦了接收线圈。上述的解耦电路不具有主动部件并且因此提供了被动解耦技术。
在一个非限制性示例中，所有线圈被调谐到276.0kHz并且被匹配到至少-27dB并且几何地从它们最近的近邻解耦至少-30dB。从下一个最近近邻的解耦为至少-6dB。使用直径为30cm的螺线管进行发射操作。应当理解线圈所调谐到的频率依赖于为B0磁场选择的场强。
如上文所述，可针对B0场使用双平面配置来构建低场MRI系统。例如，图7示意性地描述了磁体700，以说明可用于为低场MRI产生B0场的双平面线圈配置。如图，B0磁体包括线圈710a和710b，当被操作时，它们产生沿着箭头705所示方向定向的B0场。当被测者被放于线圈710a与710b之间时，B0垂直于被测者的身体的纵轴。图8示出了人体的纵轴700，当被测者以站立式或者仰卧式位于B0线圈之间时，纵轴700都垂直于磁体700的B0场。
相应地，具有如图7所示定向的B0场(垂直于人体的纵轴)的低场MRI系统允许使用本文中描述的接收线圈几何结构。相反，高场MRI系统主要使用螺线管B0磁体产生，使得B0场沿着被测者的身体的纵向轴以及被测者插入的内孔定向，因此需要在垂直方向上的B1激励场。图5B中示出的接收线圈用于检测基本和头部线圈的穿戴者的纵轴对准的磁场并且因此这些线圈对基于螺线管的B0磁体的接收来说是无效的。
发明人进一步意识到并行接收线圈，其示例在本文已描述，可用于提高低场下MR信号采集的SNR。如上文所述，低场MRI中的小SNR是执行低场MRI的重要挑战。用于解决低SNR的一项技术是在给定“位置”重复MR数据采集多次(例如通过使用相同操作参数来重复脉冲序列)，并且对由此得到的MR信号求平均。此处使用术语“求平均”来描述任何类型的方案以便组合这些信号，包括绝对值平均(例如均值)，加权平均，或者任何其它可用于通过组合多次采集的MR信号来提高SNR的技术。然而，尽管求平均提高了SNR，重复采集增加了总采集时间。根据一些实施例，使用多个接收线圈并行采集MR数据来增加对于给定位置的被一起求平均的测量的数量以提高SNR。因此，利用多通道接收线圈来增加SNR而无需增加总采集时间。
作为示例，考虑使用单通道接收线圈的低场MRI采集，其中N次测量被一起求平均以得到针对总采集时间T的每个位置处(例如25，50，100次测量等)的值。根据本文描述的使用多通道接收线圈技术，例如得到了因子k加速。代替将扫描时间减少到T/K，可通过针对相同总采集时间T对每个位置处的KN次测量进行采集和求平均来提高SNR。如此，该加速可“抵换(trade in)”等价因子，在该等价因子上对更多次测量求平均，因此提高了SNR。
应当理解不是所有的加速都需要被交换以提高被求平均的测量的次数。例如，一些得到的k加速因子可用于减少扫描时间并且一些可用于提高SNR。这样，本文描述的技术在这方面可用于增加SNR和/或减少扫描时间，并且使用并行MR得到的加速可被视为对特定成像应用合适。
使用上面描述的系统执行成像研究。特别地，使用3D b-SSFP序列以及在6.5mT(276kHz)下对k-空间的百分之五十的不相干欠采样来获得轴向和径向图像。成像参数为：TR/TE＝33.2/21.6ms，采集矩阵＝(64×64×9)，体素尺寸＝(3×4×6)mm3，求平均的次数(NA)＝200，以及翻转角＝70°。读出持续时间为7.04ms具有9091Hz的带宽。总采集时间为30min。所得图像披露了头部的可识别解剖特征，包括颅骨，皮质结构(脑回/沟(gyri/sulci))以及胼胝体。
已经说明了这样的系统和方法，用于使用优化的多通道、局部线圈，包括但不限于上文描述的8通道头盔阵列，与快速采集技术和欠采样策略结合以使用IfMRI来实现3D成像。具有(3×4×17)mm3的总体素尺寸，比最近发布的在具有80mT预极化场的极低场MRI中使用SQUID检测器的研究的空间分辨率大了2倍。此外，采集3D数据集(9层)比SQUID检测研究的单层2D脑数据集快了多于七倍。
本文认识到，在低频率下，低场NMR和MRI的检测器线圈以Johnson噪声主导方式操作。为此目的，本公开认识到当工作在这些成像约束下时，期望或者优化的线圈参数以及解耦策略受益于该方式下对已知工程领域的偏离。这样，本公开提供了一种适用于低频处的MRI和NMR的接收线圈阵列。线圈可形成到很好匹配人体头部的贴身的基底或者外壳。有利地，基底可被3D打印并且成形为舒适地适配人体解剖结构并且最大化填充因子。各个接收部件应当被制作使得每个线圈的匝的数量最大化感应信号并且致使线圈满足期望的最小接收线圈带宽规格。一个非限制性示例为具有大约20的Q的线圈。本公开还提供了线圈解耦策略，其已经针对低频率操作被特别适配。这包括在每个元件处的被动的、交叉的二极管来从发射解耦以及最邻近解耦。可以针对纵向或者横向MRI扫描磁场来优化线圈平铺的几何结构。发射线圈还可以与上述的线圈设计集成。
如此，本公开提供用于多种临床应用的非常需要的新资源，例如，包括临床脑部损伤治疗，监测缺血性中风(包括测量脑中线偏移)的进展，以及由于金属植入体、起搏器等而无法用传统MRI的病人成像。当与超级造影剂组合时，本公开提供的系统和方法可使用低场扫描器用于大脑内分子成像。
本发明以一个或者多个实施例的方式进行了描述，并且应当理解除了那些直接表述的，在本发明的范围内的很多等价、替换、变形以及修改是可能的。

Claims (22)

1.一种用于使用低场磁共振成像IfMRI系统执行并行磁共振成像pMRI处理的线圈系统，所述系统包括：
基底，配置为遵循被测者的一部分的轮廓，所述被测者由所述IfMRI系统采用pMRI处理来成像；
耦合到所述基底的多个线圈，其中所述多个线圈包括发射线圈和接收线圈中的至少一者，并且所述多个线圈中的每个线圈具有一定数量的匝和相关联的被动解耦机制而不依赖于PIN二极管，所述一定数量的匝和所述相关联的被动解耦机制经选择以操作所述多个线圈使用所述IfMRI系统来实行所述pMRI处理。
2.根据权利要求1所述的线圈系统，其中所述一定数量的匝和所述相关联的解耦机制经选择以在6.5mT的磁场强度下操作。
3.根据权利要求1所述的线圈系统，其中所述发射线圈使用串联布置的交叉的二极管来被动解耦，其中所述交叉的二极管由指向相反方向的两个二极管形成。
4.根据权利要求1所述的线圈系统，其中所述接收线圈使用并联布置的交叉的二极管来被动解耦，其中所述交叉的二极管由指向相反方向的两个二极管形成。
5.根据权利要求1所述的线圈系统，其中所述多个线圈中的每个线圈都被调谐到276.0kHz。
6.根据权利要求1所述的线圈系统，其中所述多个线圈中的每个线圈都被匹配到至少-27dB。
7.根据权利要求1所述的线圈系统，其中所述多个线圈中的每个线圈几何地从它们最近的近邻解耦至少-30dB。
8.根据权利要求7所述的线圈系统，其中从次最近近邻的解耦为至少-6dB。
9.根据权利要求1所述的线圈系统，其中所述多个线圈中的具有多匝的线圈使用多股线来形成。
10.根据权利要求9所述的线圈系统，其中所述多股线形成绞合线。
11.一种磁共振成像MRI系统，包括：
磁体系统，配置为围绕布置在所述MRI系统中的被测者的至少感兴趣的区域ROI产生低场静磁场；
多个梯度线圈，配置为相对于所述低场静磁场建立至少一个磁梯度场；
包括局部线圈的射频RF系统，所述射频RF系统包括：
基底，配置为遵循所述被测者的包括所述ROI的部分的轮廓；以及
耦合至所述基底的多个线圈，其中所述多个线圈包括发射线圈和接收线圈中的至少一者，并且所述多个线圈中的每个线圈具有一定数量的匝和相关联的被动解耦机制而不依赖于PIN二极管，所述一定数量的匝和所述相关联的被动解耦机制经选择以操作所述多个线圈使用所述低场静磁场来实行并行成像处理。
12.根据权利要求11所述的MRI系统，其中磁场强度为6.5mT。
13.根据权利要求11所述的MRI系统，其中所述一定数量的匝和所述相关联的解耦机制被选择以在所述低场静磁场下操作。
14.根据权利要求11所述的MRI系统，其中发射线圈使用串联布置的交叉的二极管来被动解耦，其中所述交叉的二极管由指向相反方向的两个二极管形成。
15.根据权利要求11所述的MRI系统，其中接收线圈使用并联布置的交叉的二极管来被动解耦，其中所述交叉的二极管由指向相反方向的两个二极管形成。
16.根据权利要求11所述的MRI系统，其中所述多个线圈中的每个线圈都被调谐到276.0kHz。
17.根据权利要求11所述的MRI系统，其中所述多个线圈中的每个线圈都被匹配到至少-27dB。
18.根据权利要求11所述的MRI系统，其中所述多个线圈中的每个线圈几何地从它们最近的近邻解耦至少-30dB。
19.根据权利要求18所述的MRI系统，其中从它们次最近近邻的解耦为至少-6dB。
20.根据权利要求11所述的MRI系统，其中所述多个线圈中的线圈布置成平铺的几何结构，围绕所述ROI并且相对于低场静磁场纵向或者横向地对准所述平铺的几何结构。
21.根据权利要求11所述的MRI系统，其中所述多个线圈中的具有多匝的线圈使用多股线来形成。
22.根据权利要求21所述的MRI系统，其中所述多股线形成绞合线。
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