CN108459287B - 用于交错rf线圈采集方案的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

在一个示例中，一种用于采集医学图像的方法包括在体线圈接收模式中激活体射频（RF）线圈以获得受检者的体校准信息。所述方法还包括，当体RF线圈处于体线圈接收模式时，在表面线圈接收模式中激活表面RF线圈来获得受检者的表面校准信息，并且利用从体校准信息和表面校准信息确定的强度校正滤波器来校正重建的图像。

Description

用于交错RF线圈采集方案的系统和方法
技术领域
本文公开的主题的实施例涉及非侵入诊断成像，并且更具体地涉及磁共振成像系统。
背景技术
磁共振成像（MRI）系统使用射频（RF）线圈来采集扫描对象的感兴趣区域的图像信息。可以使用各种类型的RF线圈，包括体（也称为体积（volume））RF线圈和表面RF线圈。体RF线圈可以获得具有高等级强度均匀性但是低信噪比（SNR）的图像信息。表面RF线圈可以获得具有较低等级强度均匀性但较高SNR的图像信息。因此，一些图像重建技术可以利用从体RF线圈和表面RF线圈两者获得的图像信息，以便生成具有高均匀性和高SNR的图像。
发明内容
在一个实施例中，一种用于采集医学图像的方法包括在体线圈接收模式中激活体射频（RF）线圈以获得受检者的体校准信息。所述方法还包括，当体RF线圈处于体线圈接收模式时，在表面线圈接收模式中激活表面RF线圈来获得受检者的表面校准信息，并且利用从体校准信息和表面校准信息确定的强度校正滤波器来校正重建的图像。
应该理解的是，提供上面的简要描述来以简化的形式介绍在详细描述中进一步描述的概念的选择。不打算标识要求保护的主题的关键或实质特征，其范围由在详细描述后的权利要求唯一限定。此外，要求保护的主题不限于解决上面或在本公开的任何部分中记录的任何缺点的实现。
本发明还提供了一组技术方案，如下：
1. 一种用于采集医学图像的方法，包括：
在体线圈接收模式中激活体射频（RF）线圈以获得受检者的体校准信息；
当所述体RF线圈处于所述体线圈接收模式时，在表面线圈接收模式中激活表面RF线圈来获得所述受检者的表面校准信息；以及
利用从所述体校准信息和表面校准信息确定的强度校正滤波器来校正重建的图像。
2. 根据技术方案1所述的方法，还包括在传送模式中激活所述体RF线圈来将第一RF脉冲传送到所述受检者，并且其中在所述体线圈接收模式中激活所述体RF线圈包括将所述体RF线圈从所述传送模式切换到所述体线圈接收模式。
3. 根据技术方案2所述的方法，其中，当所述体RF线圈处于所述体线圈接收模式时在所述表面线圈接收模式中激活所述表面RF线圈包括在获得所述体校准信息之后将所述体RF线圈切换回所述传送模式以传送第二RF脉冲，并且然后将所述体RF线圈切换到所述体线圈接收模式并在所述表面线圈接收模式中激活所述表面RF线圈。
4. 根据技术方案1所述的方法，还包括利用处于所述表面线圈接收模式的所述表面RF线圈获得表面扫描图像信息以及从所述表面扫描图像信息重建所述图像。
5. 根据技术方案1所述的方法，其中在所述体线圈接收模式中激活所述体RF线圈包括当所述表面RF线圈未被激活时在所述体线圈接收模式中激活所述体RF线圈。
6. 根据技术方案1所述的方法，还包括经由前置放大器将所述体RF线圈的阻抗变换成高源输入阻抗。
7. 根据技术方案1所述的方法，还包括经由前置放大器将所述表面RF线圈的阻抗变换成高源输入阻抗。
8. 一种磁共振成像（MRI）系统，包括：
体射频（RF）线圈；
表面RF线圈；以及
控制电路，其配置成
在体线圈接收模式中激活所述体RF线圈以获得受检者的体校准信息；
在表面线圈接收模式中激活所述表面RF线圈，而不停用所述体RF线圈，来获得所述受检者的表面校准信息；
从所述体校准信息和所述表面校准信息生成强度校正滤波器；
从附加的表面扫描图像信息和所述强度校正滤波器重建图像。
9. 根据技术方案8所述的MRI系统，还包括耦合到所述体RF线圈的前置放大器，所述前置放大器包括：
放大器；以及
阻抗变换器，用以将所述体RF线圈的线圈阻抗变换成至少大约100欧姆的源阻抗。
10. 根据技术方案8所述的MRI系统，还包括耦合到所述表面RF线圈的前置放大器，所述前置放大器包括：
放大器；以及
阻抗变换器，用以将所述表面RF线圈的线圈阻抗变换成至少大约100欧姆的源阻抗。
11. 根据技术方案10所述的MRI系统，其中，所述表面RF线圈是布置成阵列的多个表面RF线圈中的表面RF线圈，所述多个表面RF线圈中的每个表面RF线圈耦合到相应的前置放大器。
12. 根据技术方案8所述的MRI系统，其中，所述控制电路还配置成在传送模式中激活所述体RF线圈来在在所述体线圈接收模式中激活所述体RF线圈之前将RF脉冲传送到所述受检者。
13. 根据技术方案12所述的MRI系统，其中，所述控制电路还配置成当所述体RF线圈处于所述传送模式时以及当所述体RF线圈处于体线圈接收模式时维持所述表面RF线圈停用以获得所述体校准信息。
14. 一种磁共振成像（MRI）系统，包括：
台架，其具有穿过其延伸的孔；
体射频（RF）线圈，其放置在所述台架内并耦合到第一耦合电子器件，所述第一耦合电子器件包括第一低输入阻抗放大器和第一阻抗变换器以将所述体RF线圈的线圈阻抗变换成高源阻抗；
表面RF线圈阵列，配置成插入到所述孔中，所述表面RF线圈阵列的每个表面RF线圈耦合到相应的第二耦合电子器件，每个第二耦合电子器件包括第二低输入阻抗放大器和第二阻抗变换器以将相应的表面RF线圈的线圈阻抗变换成高源阻抗；以及
控制电路，配置成：
在传送模式中激活所述体RF线圈以将RF脉冲传送到放置在所述台架的所述孔内的受检者；
将所述体RF线圈从所述传送模式切换到体线圈接收模式，其中所述表面RF线圈阵列不活动；
从处于所述体线圈接收模式的所述体RF线圈接收第一MR信号；
在表面线圈接收模式中激活所述表面RF线圈阵列而不停用所述体RF线圈；
从处于所述表面线圈接收模式的所述表面RF线圈阵列接收第二MR信号；以及
根据从所述表面RF线圈阵列获得的随后的第三MR信号重建图像，包括使用所述第一MR信号和所述第二MR信号校正所重建的图像。
15. 根据技术方案14所述的MRI系统，其中所述RF脉冲是第一RF脉冲，并且其中所述控制电路配置成在激活所述表面RF线圈之前将所述体RF线圈从所述体线圈接收模式切换到所述传送模式以传送第二RF脉冲，并且在传送所述第二RF脉冲之后将所述体RF线圈从所述传送模式切换到所述体线圈接收模式。
16. 根据技术方案15所述的MRI系统，其中所述控制电路配置成当所述体RF线圈处于所述体线圈接收模式时在所述接收模式中激活所述表面RF线圈阵列。
17. 根据技术方案14所述的MRI系统，其中为了利用所述第一MR信号和所述第二MR信号校正所重建的图像，所述控制电路配置成基于所述第一MR信号和所述第二MR信号确定强度校正滤波器，并且将所述强度校正滤波器应用到所重建的图像。
18. 根据技术方案17所述的MRI系统，其中所述控制电路配置成：
处理所述第一MR信号以生成包括多个第一像素的体线圈参考图像，所述多个第一像素各自具有相应的第一强度值；
处理所述第二MR信号以生成包括多个第二像素的表面线圈参考图像，所述多个第二像素各自具有相应的第二强度值；以及
通过将每个第二强度值除以对应的第一强度值来确定所述强度校正滤波器。
19. 根据技术方案17所述的MRI系统，其中为了将所述强度校正滤波器应用到所重建的图像，所述控制电路配置成将所重建的图像的每个像素强度值乘以所述强度校正滤波器的对应像素强度值，由此生成强度校正的重建的图像。
20. 根据技术方案19所述的MRI系统，还包括操作地耦合到所述控制电路的显示装置，并且其中所述控制电路配置成将所述强度校正的重建的图像发送到所述显示装置以用于显示在所述显示装置上。
附图说明
从参考附图阅读以下非限制性实施例的描述中，将更好地理解本发明，其中下面：
图1示出了MRI系统的图解表示。
图2是磁共振成像（MRI）系统的接收部的实施例的框图。
图3是图2中所示的接收部的一部分的示意图，其示出了RF接收器线圈的实施例和接收部的对应的前置放大器的实施例。
图4是示出图3中所示的前置放大器的实施例的示意图。
图5是示出用于操作MRI系统的方法的流程图。
图6是示出用于利用MRI系统执行校准扫描的方法的流程图。
图7A和7B示出了在校准扫描序列期间的示例参数。
具体实施方式
以下描述涉及医学成像系统的各种实施例。具体地，提供用于体和表面射频（RF）线圈的方法和系统。在图1中提供了可用于采集图像的磁共振成像（MRI）系统的示例。图1的MRI系统可以包括一个或多个体RF线圈和一个或多个表面RF线圈阵列。每个RF线圈可以是包括前置放大器的接收电路的部分，如图2-4中所示。由RF线圈接收的MR信号可以用于根据图5中所示的方法重建感兴趣区域的图像，包括根据图6中所示的方法执行交错校准扫描。在各种校准扫描期间的示例脉冲回波（pulse-echo）序列在图7A和7B中示出。
MRI是一种医学成像形式，其可以在不使用X射线或其它电离辐射的情况下创建人体内部的图像。MRI使用强大的磁体来创建强、均匀、静态的磁场。当人体或人体的部分被安放在主磁场中时，与组织水或脂肪中的氢核关联的核自旋变得极化。这意味着与这些自旋关联的磁矩变得优选地沿主磁场的方向对齐，引起沿该轴线的小的净组织磁化。MRI系统还包括被称为梯度线圈的组件，当电流被施加到它们时，所述梯度线圈产生较小幅度、空间上变化的磁场。典型地，梯度线圈被设计成产生沿z轴对齐的磁场分量，并且该磁场分量随着沿x、y或z轴中的一个的位置而在幅度上线性地变化。梯度线圈的效果是要在磁场强度上创建小的斜坡（ramp）并且又沿单个轴线在核自旋的共振频率上创建小的斜坡。具有正交轴线的三个梯度线圈被用来通过在体中的每个位置创建签名共振频率对MRI信号进行“空间编码”。使用射频（RF）线圈来创建在氢核的共振频率或其附近的RF能量的脉冲。使用RF线圈来以受控的方式向核自旋添加能量。随着核自旋然后放松回到它们的静止能量状态，它们以RF信号的形式放弃能量。此信号由MRI系统检测，并使用计算机和重建算法变换成图像。
MRI系统典型地包括体RF线圈（也被称为体积RF线圈）和一个或多个表面RF线圈。体RF线圈可以集成在MRI系统的台架（gantry）中，并且典型地尺寸相对大。如上面所描述的，体RF线圈可以在传送模式中激活来传送RF脉冲。然而，由于大尺寸和体RF线圈距成像受检者的相对远的间隔，由处于接收模式中的体RF线圈检测的得到的回波（也称为MR信号）可能产生弱或有噪声的图像。因此，MR信号可以由表面RF线圈检测。与体RF线圈相比，表面RF线圈可以相对小，并且可以直接安放在要被成像的受检者的感兴趣区域之上或之下。作为结果，由表面RF线圈检测到的MR信号可以具有较高的分辨率。然而，表面RF线圈不具有高等级的磁场均一性并因此生成不均匀的图像，例如具有变化等级的信号强度的图像。
减少MRI图像中的强度不均匀性的一种机制是要将强度校正滤波器应用于采集的MRI图像，其中强度校正滤波器根据在校准扫描期间得到的从更均匀的体RF线圈获得的参考图像和从表面RF线圈获得的参考图像之间的信号强度差来计算。典型的校准扫描可以包括顺序体线圈成像和表面线圈成像，其中在任何给定的时间只使能体线圈或表面线圈。顺序体线圈和表面线圈成像可能导致由于在采集参考体线圈图像和采集参考表面线圈图像之间的受检者移动的原因的图像之间的配准误差。此外，顺序成像可能由于被扫描两次的受检者相同的剖析结构（anatomy）并且还因为在表面线圈可以开启之前关闭体线圈所要求的时间而延长扫描时间。因此，为了减少任何配准误差并降低扫描时间，可能期望同时从体线圈采集图像和从表面线圈采集图像。然而，如果在接收模式期间同时操作体线圈和表面线圈两者，则可能发生互感耦合，从而降级体线圈参考图像和表面线圈参考图像两者的图像质量。
为了减少线圈之间的耦合，每个线圈（例如，体线圈以及每个表面线圈）可以耦合到低输入阻抗前置放大器和阻抗匹配网络，其将相应线圈的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗。体线圈和表面线圈的这种阻抗去耦合可以被利用来使同时体线圈和表面线圈成像能够减少图像之间的扫描持续时间和配准误差。然而，即使存在由前置放大器和匹配网络提供的阻抗去耦合的情况下，仍然可能发生体线圈和表面线圈之间的耦合。给定MRI系统典型地仅包括具有两个通道的单个体线圈，由体线圈的匹配网络和前置放大器提供的阻抗去耦合可以是一致的且鲁棒的。另一方面，表面线圈可以包括四个、八个乃至十六个线圈的线圈阵列，取决于期望的成像参数，所述线圈阵列可以具有不同的尺寸。因此由表面线圈的匹配网络和前置放大器所提供的阻抗去耦合由于表面线圈尺寸和设计的可变化性、前置放大器的输入阻抗的变化、制造的变型等而较不一致。
作为体线圈和表面线圈之间的去耦合的一致性和鲁棒性方面的差异的结果，显著的耦合实质上是一侧的，因为耦合仅从表面线圈到体线圈并且不是从体线圈到表面线圈而发生。换句话说，当在接收模式中激活体线圈来获得体线圈参考图像时，如果表面线圈也在接收模式中操作，则可能发生耦合，所述耦合降级了体线圈参考图像的质量。相反地，当在接收模式中激活表面线圈来获得表面线圈参考图像时，如果体线圈也在接收模式中激活，则不发生显著的耦合，并且表面线圈参考图像的质量不降级。
因此，根据本文公开的实施例，可以执行交错采集方案，由此在校准扫描期间通过停用表面线圈来获得高保真度参考体线圈图像。然后，当在校准扫描期间表面线圈被激活以获得参考表面线圈图像时，体线圈可以在接收模式中保持激活。此类交错采集方案可以通过消除可能是相对耗时（例如50微秒）的体线圈的停用来减少执行校准扫描的总体时间。通过在接收模式中执行具有线圈的部分重叠的交错校准扫描，总体校准扫描时间可以减少，并且体线圈扫描和表面线圈扫描之间的时间也可以减少，这又可以减少配准误差。此外，通过仅当正获得表面线圈参考图像时，在接收模式中同时运行体线圈和表面线圈，并且当正获得体线圈参考图像时，不在接收模式中同时运行体线圈和表面线圈，可以减少可能影响图像质量的线圈之间的耦合。
现在转到附图，并且首先参考图1，将磁共振成像（MRI）系统10图解地示出为包括扫描器12、扫描器控制器电路系统14和系统控制电路系统16。尽管MRI系统10可以包括任何适合的MRI扫描器或检测器，在示出的实施例中系统包括全身扫描器，该全身扫描器包括成像体积18，所述成像体积18中可以放置台20以将患者22安放在期望的位置以用于扫描。扫描器12可以附加地或备选地配置成瞄准某个剖析结构，例如头或颈。
扫描器12可以包括用于产生受控磁场、用于生成射频（RF）激励脉冲以及用于响应于此类脉冲来检测来自患者内的旋磁材料的发射的一系列关联线圈。在图1的图解视图中，提供主磁体24，用于生成与成像体积18大致对齐的主要磁场。一系列梯度线圈26、28和30被编组成一个或多个梯度线圈组件，用于在如下面更全面描述的检查序列期间生成受控磁梯度场。提供RF线圈32用于生成用于激励旋磁材料的RF脉冲。功率可以以任何适当的方式供应到扫描器12，如一般在附图标记34指示的。在在图1中所示的实施例中，RF线圈32也可以充当接收线圈。因此，RF线圈32可以与处于无源和有源模式的接收和驱动电路系统耦合，分别用于接收来自旋磁材料的发射和用于应用RF激励脉冲。备选地，接收线圈的各种配置可以与RF线圈32分离地提供，诸如RF线圈33。此类线圈可以包括特别适用于目标剖析结构的结构，诸如头线圈组件等等。此外，接收线圈可以以任何适合的物理配置提供，包括相控阵列线圈等等。
在目前配置中，梯度线圈26、28和30可以由导电线、棒或盘形成，所述导电线、棒或盘被缠绕或切割以形成在应用控制脉冲时生成梯度场的线圈结构。在梯度线圈组件内的线圈的安放可以以若干不同的顺序并且利用变化的配置来完成，并且扫描器12可以还包括互补梯度线圈（以下面描述的方式）来屏蔽梯度线圈26、28和30。一般地，z-梯度线圈26可以放置在最外面的位置，并且一般形成为对RF磁场具有相对小影响的类螺线管结构。梯度线圈28和30可以分别是x轴线圈和y轴线圈。
扫描器12的梯度线圈26、28和30可以由外部电路系统控制以生成期望的场和脉冲，并以受控的方式从旋磁材料读取信号。当典型地结合在患者组织中的材料经受主场时，组织中顺磁核的独立磁矩部分地与场对齐。当在极化场的方向上产生净磁矩时，在垂直平面中的矩的随机定向分量通常彼此相消。在检查序列期间，RF线圈32可以在感兴趣的材料的拉莫尔（Larmor）频率处或附近生成RF脉冲，引起净对齐的矩的旋转以产生净横向磁矩。此横向磁矩在主磁场方向周围进行，发射由扫描器12检测到并被处理以用于重建期望图像的RF信号。
梯度线圈26、28和30可以用于生成准确控制的磁场，其强度在预定的视场上变化，典型地具有正极性和负极性。当每个梯度线圈26、28或30利用已知的电流供能时，所得到的磁场梯度叠加在主场上，并产生跨视场的磁场强度的在轴向分量的期望的线性变化。场可能在一个方向上线性变化，但在另外两个方向上可能是均匀的。三个梯度线圈26、28和30对于它们的变化方向具有相互正交的轴线，使线性场梯度能够利用三个梯度线圈26、28和30的适当组合在任意方向上强加。
可以存在一个或多个屏蔽线圈，诸如屏蔽线圈31。屏蔽线圈31包括导电材料的线匝，其配置成在与相应梯度线圈（诸如线圈30）相反的方向携带电流。像主线圈，屏蔽线圈包括屏蔽x线圈、屏蔽y线圈和屏蔽z线圈。屏蔽线圈31配置成为屏蔽线圈31外部区域创建与由主线圈创建的场基本上相反的磁场。例如，屏蔽线圈31设计成使来自主线圈的、可能以其它方式在其它导电结构（诸如低温恒温器（未示出））中引起涡电流的杂散场最小化。为了防止将以其它方式负面影响MRI系统的性能的时变磁场的生成，使涡电流的产生最小化是重要的。
脉冲梯度场可以执行对成像过程不可或缺的各种功能。这些功能中的一些是切片（slice）选择、频率编码和相位编码。这些功能可以沿原始坐标系统的x-、y-和x-轴或沿由施加到独立场线圈的脉冲电流的组合确定的其它轴来应用。
切片选择梯度场可以确定要在患者中成像的组织或剖析结构的板（slab），并且可以与频率选择性RF脉冲同时应用，以激励可能以相同频率进行的已知体积自旋。切片厚度可以由RF脉冲的带宽和跨视场的梯度强度来确定。
频率编码梯度（也称为读出梯度）通常应用在垂直于切片选择梯度的方向中。通常，频率编码梯度在从RF激励所得到的MR回波信号的形成之前和期间被应用。在这种梯度的影响下的旋磁材料的自旋根据沿梯度场的它们的空间位置进行频率编码。通过傅立叶变换，可以分析采集的信号以借助于频率编码来标识在所选切片中的它们的位置。
最后，相位编码梯度通常在读出梯度之前和切片选择梯度之后应用。在相位编码方向上在旋磁材料中的自旋的定位通过使用在数据采集序列期间顺序应用的略微不同的梯度幅度来顺序地引起材料的处理质子的相位变化来完成。相位编码梯度允许根据在相位编码方向上的它们的位置在材料的自旋之中创建相位差。
可以为采用上面描述的示范梯度脉冲功能以及这里没有明确描述的其它梯度脉冲功能的脉冲序列来设计大量的变化。此外，可以进行脉冲序列中的适应以适当地定向选择的切片以及频率和相位编码来激励期望的材料以及来采集所得到的MR信号以用于处理。
扫描器12的线圈由扫描器控制电路系统14控制以生成期望的磁场和射频脉冲。在图1的图解视图中，控制电路系统14因此包括控制电路36，其用于命令在检查期间采用的脉冲序列，并且用于处理接收的信号。控制电路36可以包括适合的可编程逻辑装置，诸如CPU或数字信号处理器。此外，控制电路36可以包括存储器电路系统38，诸如在由扫描器12实现的检查序列期间使用的用于存储物理和逻辑轴线配置参数、检查脉冲序列描述、采集的图像数据、编程例程等等的易失性和/或非易失性存储器装置。
控制电路36和扫描器12的线圈之间的接口可以由放大和控制电路系统40以及由传送和接收接口电路系统42来管理。放大和控制电路系统40包括用于每个梯度场线圈26、28和30的放大器以响应于来自控制电路36的控制信号而供应驱动电流。接收接口电路系统42包括用于驱动RF线圈32和/或RF线圈33的附加放大电路系统。此外，在RF线圈32用于发射RF激励脉冲并接收MR信号两者的情况下，接收接口电路系统42可包括用于在主动或传送模式以及被动或接收模式之间切换RF线圈的切换装置。通常由图1中的附图标记34表示的功率供应被提供用于供能主要磁体24。最后，扫描器控制电路系统14包括用于与系统控制电路系统16交换配置和图像数据的接口组件44。
系统控制电路系统16可以包括用于促进操作者或放射科医师与扫描器12之间的经由扫描器控制电路系统14的接口的宽范围的装置。在所示实施例中，例如，操作者工作站46以采用通用或专用计算机的计算机工作站的形式提供。操作者工作站46典型地还包括用于存储检查脉冲序列描述、检查协议、用户和患者数据、原始和处理的图像数据等等的存储器电路系统。操作者工作站46还可以包括用于与本地和远程装置交换数据和接收数据的各种接口和外围驱动器。在所示的实施例中，此类装置包括监视器48、常规计算机键盘50以及诸如鼠标52的备选输入装置。提供打印机54用于生成从所采集的数据重建的文档和图像的硬拷贝输出。此外，系统10可以包括各种本地和远程图像访问和检查控制装置（通常由图1中的附图标记56表示）。此类装置可以包括图片归档和通信系统（PACS）、远程放射学系统（telerad）等等。
图2是包括RF线圈阵列201的磁共振成像（MRI）系统的接收部的实施例的框图。RF线圈阵列201是图1的RF线圈33的非限制性示例。应该意识到，尽管接收部相对于RF线圈阵列201描述，但接收部可以与本文描述的任何RF线圈一起利用。例如，体RF线圈（诸如图1的RF线圈32）的每个通道也可以耦合到接收部（如本文所描述的）。
如图2中所示的，各种实施例可以结合MRI系统的接收部200来实现。接收部200配置成使用诸如本文描述的RF线圈32和33的RF线圈阵列201来采集MR数据。如所讨论的，包括多个RF接收器线圈202（为了简单起见，在图2中示出为单个块元件）的RF线圈阵列201。例如，RF线圈阵列201可以包括形成RF接收器线圈202的多个环路和/或蝶形元件。RF接收器线圈202配置成检测MR信号。RF接收器线圈202也使用前置放大器210来彼此隔离，所述前置放大器210也放大来自RF接收器线圈202的接收的MR信号。在示范实施例中，RF线圈阵列201是专用的仅接收线圈阵列。备选地，RF线圈阵列201是可切换阵列，诸如可切换传送/接收（T/R）相控阵列线圈。接收部200的部分和/或全部本文可以被称为“系统”。
因此，RF线圈阵列201形成连接到MRI系统的多通道接收部200的部分。接收部200包括多个通道（Rcvr 1 ...... Rcvr N），例如二十个通道。然而，应该注意到，可基于被利用以形成RF线圈阵列201的RF线圈202的数量提供更多或更少的通道。在示范实施例中，RF线圈阵列201连接到具有多通道系统接口220（例如1.5T系统接口）的多通道接收部200，其中分离的接收通道222连接到多个RF接收器线圈202中的每一个（例如，连接到四乘四线圈阵列的十六个通道）。
系统接口220可以包括用以控制去耦合电路（未示出）的切换的多个偏置控制线224（示出为两条线），其可以例如使用存储在MRI系统中的线圈配置文件和/或基于用户输入来控制。例如，基于用户输入，可以选择特定的线圈配置文件来控制在特定的成像模式中配置为T/R相控阵列线圈的RF线圈阵列201（例如，使用对MRI扫描器的控制的操作模式的用户控制）。还可以结合例如组合器（未示出）提供RF IN控制线226以控制传送线圈阵列。
图3是接收部200的一部分的示意图，其示出RF接收器线圈202中的一个的实施例以及对应的前置放大器210的实施例。在示范实施例中，前置放大器210具有相对低输入阻抗。例如，在一些实施例中，前置放大器210的“相对低”输入阻抗在谐振频率处小于大约5欧姆。前置放大器210的输入阻抗由图4 中所示的电感器230限定。再次参考图3，前置放大器210的输入阻抗由ZIN表示。在一些实施例中，前置放大器210在谐振频率处具有大约1欧姆和大约3欧姆之间的输入阻抗。此外，在一些实施例中，前置放大器210在谐振频率处具有大约2欧姆的输入阻抗。应该注意到，为了说明的目的，所有的电容器被认为是无损的，并且电感器以串联电阻表示。前置放大器210的输入阻抗在本文中可被称为“前置放大器输入阻抗”。
RF接收器线圈202包括从电阻器250、电感器252和电容器254形成的RLC谐振电路。RF接收器线圈202也串联连接到阻抗变换器256。更具体地，阻抗变换器256电连接在RF接收器线圈202和前置放大器210之间。阻抗变换器256形成RF接收器线圈202和前置放大器210之间的阻抗匹配网络。阻抗变换器256配置成将RF接收器线圈202的线圈阻抗变换成前置放大器210的源阻抗。前置放大器210的源阻抗在图3中由ZOUT表示。RF接收器线圈202的线圈阻抗可以具有任何值，其可以取决于线圈负载、线圈尺寸、场强度和/或等等。RF接收器线圈202的线圈阻抗的示例包括但不限于在1.5T场强度处在大约2欧姆和大约10欧姆之间，和/或等等。
在一个示范实施例中，阻抗变换器256包括格子类型平衡-不平衡转换器。更具体地，阻抗变换器256包括两个电感器260和262以及两个电容器264和266。电感器260串联连接到电容器264，而电感器262与电容器266串联连接。电感器260和电容器264并联连接到电感器262和电容器266。在示范实施例中，格子类型平衡-不平衡转换器阻抗变换器256的布置产生+/- 90°的相移。电感器260和262中的每个本文中可以被称为“第一”和/或“第二”电感器。电容器264和266本文中可被称为“第一”和/或“第二”电容器。
阻抗变换器256配置成将RF接收器线圈202的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗ZOUT。例如，在一些实施例中，“相对高”的源阻抗ZOUT至少大约为100欧姆。相应地，在示范实施例中，阻抗变换器256配置成将RF接收器线圈202的线圈阻抗变换成至少大约100欧姆的源阻抗ZOUT。在一些实施例中，阻抗变换器256被配置成将RF接收器线圈202的线圈阻抗变换成至少大约300欧姆、至少大约400欧姆或至少大约500欧姆的源阻抗ZOUT。电感器260和262的示范值包括但不限于大约123.5 nH。电容器264和266的示范值包括但不限于大约51 pF。
阻抗变换器256还向RF接收器线圈202提供阻塞阻抗。将RF接收器线圈202的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗ZOUT可以使阻抗变换器256能够向RF接收器线圈202提供较高阻塞阻抗。因为前置放大器210的相对高的源阻抗ZOUT大于例如大约50欧姆的常规值，所以电感器260和262的电抗X以及阻抗变换器256的电容器264和266增加。例如，电容器264和266中的每个的电抗XC以及电感器260和262中的每个的电抗XL可以由以下等式限定：
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；其中R1是线圈阻抗，且R2是源阻抗ZOUT。因为前置放大器210的输入阻抗ZIN相对低，所以阻抗变换器256形成并联谐振电路，其在RF接收器线圈202的输出270处引起较高的阻抗。随着电抗XC和XL增加，阻塞阻抗因为阻塞阻抗与XC和XL的值成正比而增加。较高的阻塞阻抗抑制了沿RF接收器线圈202的RF电流增加量，这可能由于RF接收器线圈202之间的较少的相互作用和/或较少的相关噪声而最终引起较高的SNR比率。此类较高的阻塞阻抗的示范值包括例如至少500欧姆和至少1000欧姆的阻塞阻抗。
阻抗变换器256不限于用于将RF接收器线圈202的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗的格子类型平衡-不平衡转换器结构。而是，其之间的连接的任何组件和布置可以用于将RF接收器线圈202的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗，诸如但不限于其它类型的等效相移平衡-不平衡转换器，和/或等等。
图4是示出图3中所示的前置放大器210的实施例的示意图。前置放大器210配置成在提供相对低的输入阻抗ZIN的同时适应相对较高的源阻抗ZOUT。前置放大器210的输入阻抗ZIN由前置放大器210的电感器230限定。前置放大器210包括放大器280，所述放大器280从对应的RF接收器线圈202接收MR信号并放大接收的MR信号。输入电路282电连接到放大器280。输入电路282经由阻抗变换器256（在图3中示出的）电连接到对应的RF接收器线圈202的输出270（在图3中示出的）。输入电路282配置成将MR信号从对应的RF接收器线圈202传送到放大器280。
输入电路282包括阻抗变换器284，其包括电容器286和电感器230。输入电路282还包括电连接在阻抗变换器284和放大器280之间的场效应晶体管（FET）288，例如如图3中所示的。阻抗变换器284电连接在放大器280和对应的RF接收器线圈202之间。
在示范实施例中，FET 288具有相对大的噪声圆（其可以以史密斯圆图（SmithChart）为中心），以用于FET 288产生相对低的噪声系数。换句话说，FET 288能够在相对宽范围的源阻抗ZOUT上提供相对低的噪声系数。例如，在一些实施例中，FET 288的噪声圆的“相对大”尺寸至少大约为0.3分贝。在一些实施例中，FET 288的噪声圆具有至少大约0.6分贝的尺寸。FET 288的噪声圆的尺寸取决于FET 288的噪声电阻RN。FET 288可以具有提供具有至少0.3分贝的尺寸的噪声圆的噪声电阻RN的任何值，诸如但不限于，小于大约0.03欧姆、等于或小于大约0.02欧姆、和/或等等。史密斯圆图内的FET 288的噪声圆的位置取决于FET 288的最佳反射系数。例如，当FET 288的最佳反射系数小于大约100欧姆时，FET 288的噪声圆可以位于更接于近史密斯圆图的中心（即，更接近于是同心的）。在一些实施例中，FET 288的噪声圆在史密斯圆图内居中（即，与史密斯圆图同心）。在一些实施例中，并且例如，FET 288具有小于大约100欧姆的最佳反射系数。在一些实施例中，并且例如，FET 288具有大约40欧姆和大约60欧姆之间（例如大约50欧姆）的最佳反射系数。
因此，MRI系统中的每个RF线圈可以经由包括放大器和匹配网络的耦合电子器件耦合到控制电路。例如，体线圈耦合电子器件可以包括低输入阻抗放大器和阻抗变换器以将体线圈的线圈阻抗变换成高源阻抗。类似地，每个表面线圈耦合电子器件可以包括低输入阻抗放大器和阻抗变换器以将该表面线圈的线圈阻抗变换成高源阻抗。在一个示例中，每个阻抗变换器可以将相应RF线圈的线圈阻抗变换成至少大约100欧姆的源阻抗。耦合到每个RF线圈的耦合电子器件可以减少表面RF线圈阵列中的表面线圈之中的互感耦合，并且还可以减少表面RF线圈阵列和体线圈之间的耦合。
如先前所解释的，即使表面线圈阵列的局部信号强度不均匀性负面影响图像质量，表面线圈阵列也可以由于它们的高SNR而用于成像。可以使用各种方法来校正表面线圈的不均匀强度问题。一种校正方法是要利用从体积体线圈采集的相对均一的图像作为局部强度校正的参考图像。相对于要用作表面线圈局部强度校正的参考图像的顺序采集的体线圈图像，同时采集的体线圈图像可以是优选的。然而，为了执行同时采集，需要将体线圈和表面线圈两者彼此很好地隔离，否则线圈之间的耦合将引起对体线圈图像和表面线圈图像两者的图像质量的破坏性影响。因此，顺序体线圈和表面线圈采集技术可以用于顺序地采集来自体线圈的图像并且与表面线圈交错以用于图像强度校正。通过顺序成像，一次只使能线圈中的一个线圈，例如当使体线圈能够拾取信号时，表面线圈被禁用；反之亦然，以避免体线圈和表面线圈之间的破坏性干扰。顺序采集通常延长了扫描过程，因为它不仅要求附加的时间以用于体线圈接收信号，还要求额外的时间以在体线圈和表面线圈之间开启或关闭。
然而，如果存在体线圈和表面线圈两者的充分的去耦合，则同时采集成像可以是可能的。由于各种原因，由于线圈设计（例如，线圈阻抗匹配）和放大器设计（例如输入阻抗），在表面线圈的去耦合效率中存在很多的变化。表面线圈的差的去耦合使体线圈图像和同时采集失真。另一方面，体线圈很好地去耦合。相应地，去耦合效率确定体线圈和表面线圈彼此相互作用的程度。体线圈的去耦合阻抗只确定体线圈影响其它表面线圈的程度，并且表面线圈的去耦合阻抗只确定表面线圈影响体线圈的程度。
因为相互作用仅仅是由于无效表面线圈去耦合（体线圈很好地去耦合），所以表面线圈可以用于接收MR信号，而由于体线圈不耦合到表面线圈的事实的原因而不禁用体线圈。换句话说，即使仅表面线圈图像是有用的，可以在接收模式中同时使能体线圈和表面线圈，因为体线圈图像由于与表面线圈的耦合而失真。
耦合到体线圈的表面线圈的存在仅指示当体线圈用于信号接收时禁用表面线圈；但是只要体线圈不影响表面线圈，当表面线圈用于MR信号接收时，它并不指示禁用体线圈。
因此，如下面更详细地解释的，交错的体线圈和表面线圈采集方案可以在校准扫描期间执行，在其中体线圈保持处于使能条件而不经历“开”和“关”切换并且只有表面线圈在“开”和“关”状态之间切换。
通过使得体线圈始终处于“开”状态，可以完全消除切换体线圈的过程，并且因此可以消除切换体线圈所要求的时间（高达50微秒）以及用于激活辅助切换控制线的时间。
交错采集比同时采集花费更长的时间，因为它仍然使用附加的时间以用于体线圈接收来自相同剖析结构的信号。尽管如此，利用体线圈所要求的切换时间（例如高达50μs）的消除，它在体线圈和表面线圈信号接收之间提供了更快的顺序转变。
转到图5，提供了用于操作磁共振成像（MRI）系统的方法500。方法500可以至少部分地由处理器（诸如图1的控制电路36的处理器）执行，以便使用体RF线圈（诸如图1的体RF线圈32）和一个或多个表面线圈（诸如图1的表面RF线圈33）执行成像。在502，方法500包括执行校准扫描。校准扫描可以在标准扫描期间在获得高分辨率图像之前执行。校准扫描可以用于校正高分辨率图像中的图像强度变化。例如，利用表面RF线圈获得的高分辨率图像可以在对应于最接近于正被成像的剖析结构/受检者的表面RF线圈的区域的区中呈现最高的图像强度。为了增加跨图像的强度均一性，可以基于从根据由体线圈获得的MR信号生成的参考图像获得的图像强度信息来校正高分辨率图像的强度。校准扫描可以包括交错采集方案，其中在表面线圈被停用的情况下获得体线圈参考图像，以防止可能由没有充分去耦合的表面线圈引起的图像降级。由于体线圈与表面线圈充分去耦合，所以在激活表面线圈以获得表面线圈参考图像时，体线圈可以保持激活。关于校准扫描的附加细节在下面就图6呈现。
在504，方法500包括执行一个或多个高分辨率扫描。高分辨率扫描可以包括在传送模式中利用体线圈传送RF脉冲，并且在接收模式中利用表面线圈接收得到的MR信号。在506，从校准扫描数据计算强度校正滤波器。校准扫描数据可以包括由处于接收模式中的体线圈获得的受检者的感兴趣区域的图像数据以及由处于接收模式中的表面线圈获得的感兴趣区域的图像数据。在一个示例中，给定体线圈参考图像的图像信息可以包括体线圈参考图像的每个像素位置的强度值。对应的表面线圈参考图像的图像信息可以包括表面线圈参考图像的每个像素位置的强度值。强度校正滤波器可以通过将表面线圈参考图像的强度值除以体线圈参考图像的强度值或另一合适的方法来确定。
在508，从高分辨率扫描图像信息（例如，接收的MR信号）重建高分辨率图像。图像可以根据适合的重建算法重建。在重建期间和/或重建之后，可以应用强度校正滤波器。例如，可以将重建的图像的每个像素强度值乘以滤波器的对应像素强度值以生成强度校正的重建的图像。强度校正的重建的图像可以显示在耦合的显示装置上，保存在MRI系统和/或远程装置的存储器中，或其它适合的动作。方法500然后结束。
图6示出了用于在校准扫描期间执行交错采集方案的方法600。方法600可以至少部分由处理器（诸如图1的控制电路36的处理器）执行，以便使用体RF线圈（诸如图1的体RF线圈32）和一个或多个表面线圈（诸如图1的表面RF线圈33）执行成像。方法600可以作为方法500的部分来执行，例如，可以执行方法600以采集用于生成上面就方法500描述的强度校正滤波器的校准扫描数据。
在602，方法600在传送（Tx）模式中激活体RF线圈以传送第一RF脉冲。例如，控制电路36可以经由传送/接收接口42命令体RF线圈在Tx模式中操作，并且作为结果，体RF线圈可以耦合到传送器并且因此接收功率，引起RF信号被传送到正由MRI系统成像的受检者。在604，方法600将体RF线圈从Tx模式切换到接收（Rx）模式。例如，控制电路可以经由传送/接收接口命令体RF线圈在Rx模式中操作，这可以引起体RF线圈与传送器隔离并且耦合到它的前置放大器。因此，由体RF线圈接收的RF信号可以发送到控制电路以用于进一步处理。
在606，方法600包括经由前置放大器将体RF线圈阻抗变换成高源输入阻抗。例如，如上面就图2-4所解释的，体RF线圈可以耦合到包括将阻抗变换成高源输入阻抗（例如，100欧姆或更高）的匹配网络和前置放大器的耦合电子器件，其可以将体RF线圈从表面RF线圈去耦合。在608，从接收的MR信号（例如，从由处于Rx模式中的体RF线圈检测到的RF信号回波）获得体线圈校准数据。体线圈校准数据可以作为原始MR信号数据保存在存储器（例如，图1的存储器38）中，和/或可以处理数据并且可以保存处理的数据（例如，包括一个或多个图像的每个像素的像素强度值的图像数据）。在体线圈扫描期间（例如，在在602至610执行的动作期间），表面RF线圈可以保持停用（例如，与它们的相应的前置放大器隔离）以避免可能从将表面RF线圈耦合到体RF线圈而引起的降级的图像质量。
在610，体RF线圈切换回Tx模式以递送第二RF脉冲。在612，体RF线圈再次切换到Rx模式。在614，当体RF线圈维持处于Rx模式中时，在Rx模式中激活表面RF线圈。例如，控制电路可以经由传送/接收接口命令表面RF线圈在Rx模式中被激活，并且表面RF线圈可以各自耦合到相应的前置放大器，以允许将由表面RF线圈检测的MR信号发送到控制电路以用于进一步处理。在616，每个表面RF线圈的表面RF线圈阻抗经由相应的前置放大器和匹配网络变换成高源输入阻抗（例如，100欧姆或更大）。以这种方式，将去耦合提供到体RF线圈和表面RF线圈两者。
在618，从接收的MR信号（例如，从由处于Rx模式中的表面RF线圈检测到的RF信号回波）中获得表面RF线圈校准数据。表面线圈校准数据可以作为原始MR信号数据保存在存储器（例如，图1的存储器38）中，和/或可以处理数据并且可以保存处理的数据（例如，包括一个或多个图像的每个像素的像素强度值的图像数据）。在采集表面线圈MR信号期间，体RF线圈在Rx模式中保持使能。然而，从体RF线圈接收的任何信号都可以被丢弃（例如，不保存在存储器中）。方法600中描述的序列可以重复，直到接收充分的校准数据。如果重复了序列，则表面RF线圈可以在由体RF线圈传送的随后RF脉冲之前被停用。一旦获得充分的校准数据，体RF线圈和表面RF线圈可以被停用或者可以开始受检者的高分辨率扫描。
图7A和图7B示出了校准扫描的脉冲回波序列期间的MRI系统的示例参数。图7A是顺序执行的序列的图表700，其中在表面RF线圈扫描期间禁用体RF线圈。图7B是交错序列的图表 750，其中体RF线圈在表面RF线圈扫描期间保持激活，诸如在方法600的执行期间执行的扫描序列。每个图表包括RF脉冲图（表示由处于Tx模式中的体RF线圈传送的RF脉冲）、体RF线圈模式图（表示体RF线圈被命令在哪种模式（包括Tx、Rx和关）中操作）、体RF线圈Rx图（表示处于其中由体RF线圈检测到的信号被采样和保存的Rx模式中的体RF线圈的操作）、表面RF线圈模式图（表示表面RF线圈被命令在哪个模式（包括Rx和关）中操作）以及表面RF线圈Rx图（表示处于其中由表面RF线圈检测到的信号被采样并保存的Rx模式中的表面RF线圈的操作）。对于每个图，沿水平x轴描绘时间，并且沿垂直y轴描绘每个相应参数的值。要理解的是，每个图中示出的曲线是说明性的，并且传送和接收的实际信号可以具有不同的表观。
首先参考图表700，在时间T1发起体RF线圈扫描。因此，体RF线圈被命令到Tx模式，如由曲线706所示的。作为结果，体RF线圈在Tx模式中被激活，并且体RF线圈耦合到传送器并因此接收功率。如由曲线702所示，传送得到的第一RF脉冲。取决于被扫描的剖析结构的细节和期望的成像参数，RF脉冲可以被控制成给定的持续时间和强度。一旦传送RF脉冲，则命令体RF线圈到Rx模式，其在时间T2之前发生。在时间T2，体RF线圈处于Rx模式，并且由体RF线圈获得的MR信号开始被采样（由曲线708示出的）。从受检者发射的MR信号在RF脉冲之后可能是最强的并且开始衰减。因此，可能期望在RF脉冲之后尽可能快地采样由体RF线圈检测到的MR信号。然而，如下面更详细解释的，由体RF线圈检测到的MR信号的采样的定时被控制以与由表面RF线圈检测到的MR信号的采样的定时相匹配，这可能由于在顺序采集方案中关闭体RF线圈而延迟。因此，体RF线圈的采样可以被控制以在预定时间（Δ1）开始，所述预定时间（Δ1）等于RF脉冲之后并且针对表面RF线圈的采样的开始的时间。
在时间T3，命令体RF线圈从Rx模式切换回Tx模式，并传送第二RF脉冲704。在第二RF脉冲之后，体RF线圈被关闭。然而，关闭体RF线圈的过程不是即时的，并且比将体RF线圈从Tx模式切换到Rx模式花费更长的时间。因此，仅在体RF线圈完全禁用之后才在时间T4将表面RF线圈命令到Rx模式（如由曲线710所示的）。表面RF线圈的采样在时间T4开始，如由曲线712所示的。在时间T5，表面RF线圈被停用，并且顺序扫描序列完成。如果指示，则可以通过在Tx模式中激活体RF线圈来执行附加的脉冲回波序列。
在MRI系统中，回波时间（TE）表示从RF脉冲中心到得到的回波中心的时间。重复时间（TR）表示在重复的系列脉冲和回波上的对应连续点之间的时间（例如，从应用激励脉冲到应用下一个脉冲的时间）的长度。沿图表700底部所描绘的是两个TR时间：TR_body1和TR_surface1。为了生成一致的参考图像，可以控制MRI系统，使得TR对于体线圈扫描和表面线圈扫描是相同的。因此，即使将体RF线圈从Tx模式切换到Rx模式所花费的时间可能比完全关闭体RF线圈所花费的时间更少，也可以将体RF线圈校准扫描序列控制成具有等于表面线圈扫描的TR的TR，如由TR_body1等于TR_surface1所认识到的。此外，时间Δ1通过关闭体RF线圈并激活表面RF线圈所花费的时间量来规定。为了确保相等的TR，从第一RF脉冲结束时到由处于Rx模式中的体RF线圈采样开始时的时间可以被控制成等于Δ1，即使体RF线圈切换到Rx模式比被停用花费更少的时间。例如，如所示的，通过控制何时开始体线圈的采样，可以将TR_body1控制成等于TR_surface1。在其它示例中，通过关闭RF脉冲之后的体线圈，并且然后在Rx模式中重新激活体线圈，可以将TR_body1控制成等于TR_surface1。
相反，图表750示出交错校准采集方案。在交错采集方案期间，体RF线圈整个时间维持激活，并根据需要从Tx模式切换到Rx模式，同时控制表面RF线圈以防止耦合。作为结果，从RF脉冲结束到体RF线圈和表面RF线圈可以开始对得到的MR信号进行采样时的时间可以小于利用上面讨论的顺序方案。
如图表 750中所示的，当在Tx模式中激活体RF线圈时，采集方案在时间T1开始。如由曲线752所示的，传送第一RF脉冲。在时间T2'，体RF线圈模式被切换到Rx模式（如由曲线756所示的），并且开始通过体RF线圈的MR信号的采样，如由曲线758所示的。一旦MR信号已被采样并被发送到控制电路以用于处理和/或保存，则在时间T3'，体RF线圈模式被切换回Tx模式。传送第二RF脉冲，如由曲线754所示的。在传送第二RF脉冲之后，体RF线圈在时间T4'切换回Rx模式。因为从Tx模式切换到Rx模式的时间量小于关闭体RF线圈的时间量，所以表面RF线圈的激活也可以在时间T4'发生，如由曲线760所示，而不是等待体RF线圈停用，并且表面RF线圈的采样在时间T4'开始。在时间T5'，表面RF线圈被停用。如果要执行另一脉冲回波序列，则可以将体RF线圈切换回Tx模式，或者可以在时间T5'停用体RF线圈。
如由沿图表750的底部的TR_body2和TR_surface2所认识到的，TR_body2和TR_surface2是相等的，并且也比TR_body1和TR_surface1更短。类似地，在图表750中从处于Tx模式中的体线圈切换到处于Rx模式中的表面线圈所需的时间（Δ2）短于在图表700中在Rx模式中激活表面线圈并停用体线圈所需的时间（Δ1）。这是因为体线圈的停用包括关闭高功率PIN二极管，而将体线圈从Tx切换到Rx仅包括TR切换盒内部的低功率PIN二极管。通常，PIN二极管的较高额定功率花费更多时间来充电或放电，这直接确定切换时间。
尽管在图表700或图表750中未示出，但是可以应用梯度脉冲（例如，经由上面就图1所讨论的梯度线圈）以生成梯度回波。梯度脉冲的持续时间和幅度在图表700和图表750中是相同的，并且因此梯度脉冲对图表700和图表750之间的TE和TR差没有贡献。
因此，本文公开的交错采集方案可以减少获得体线圈和表面线圈校准信息所需的时间，所述信息用于生成最终应用于从随后表面线圈扫描获得的重建的图像的强度校正滤波器。例如，通过消除体线圈的停用，每TR可以节省高达50μs。在典型的校准扫描期间，可以执行1024对体线圈和表面线圈TR（例如通过32个切片编码的32个相位编码），并且因此可以提供显著的总体时间节约。
本文公开的交错校准扫描的技术效果是减少扫描时间并增加参考体线圈图像与参考表面线圈图像之间的配准精度。
实施例涉及一种用于采集医学图像的方法。该方法包括在体线圈接收模式中激活体射频（RF）线圈以获得受检者的体校准信息；当体RF线圈处于体线圈接收模式时，在表面线圈接收模式中激活表面RF线圈来获得受检者的表面校准信息；以及利用从体校准信息和表面校准信息确定的强度校正滤波器来校正重建的图像。
该方法可以还包括在传送模式中激活体RF线圈来将第一RF脉冲传送到受检者。在体线圈接收模式中激活体RF线圈可以包括将体RF线圈从传送模式切换到体线圈接收模式。在体RF线圈处于体线圈接收模式时在表面线圈接收模式中激活表面RF线圈可以包括：在获得体校准信息之后，将体RF线圈切换回传送模式来传送第二RF脉冲，并且然后将体RF线圈切换到体线圈接收模式并在表面线圈接收模式中激活表面RF线圈。该方法可以还包括利用处于表面线圈接收模式的表面RF线圈获得表面扫描图像信息，以及从表面扫描图像信息重建图像。在体线圈接收模式中激活体RF线圈可以包括当表面RF线圈未被激活时在体线圈接收模式中激活体RF线圈。该方法可以还包括经由前置放大器将体RF线圈的阻抗变换成高源输入阻抗。该方法可以还包括经由前置放大器将表面RF线圈的阻抗变换成高源输入阻抗。
实施例涉及一种磁共振成像（MRI）系统。MRI系统包括体射频（RF）线圈；表面RF线圈；以及控制电路。控制电路配置成在体线圈接收模式中激活体RF线圈以获得受检者的体校准信息；在表面线圈接收模式中激活表面RF线圈，而不停用体RF线圈，来获得受检者的表面校准信息；从体校准信息和表面校准信息生成强度校正滤波器；并从附加的表面扫描图像信息和强度校正滤波器重建图像。MRI系统还可以包括耦合到体RF线圈的前置放大器，前置放大器包括放大器；以及阻抗变换器，用以将体RF线圈的线圈阻抗变换成至少大约100欧姆的源阻抗。MRI系统还可以包括耦合到表面RF线圈的前置放大器，前置放大器包括放大器；以及阻抗变换器，用以将表面RF线圈的线圈阻抗变换成至少大约100欧姆的源阻抗。表面RF线圈可以是布置成阵列的多个表面RF线圈中的表面RF线圈，多个表面RF线圈中的每个表面RF线圈耦合到相应的前置放大器。控制电路可以还配置成在传送模式中激活体RF线圈，来在在体线圈接收模式中激活体RF线圈之前将RF脉冲传送到受检者。控制电路可以还配置成当体RF线圈处于传送模式时以及当体RF线圈处于体线圈接收模式时维持表面RF线圈停用以获得体校准信息。
另一个实施例涉及一种磁共振成像（MRI）系统。MRI系统包括：台架，其具有穿过其延伸的孔；放置在台架内并耦合到第一耦合电子器件的体射频（RF）线圈，第一耦合电子器件包括第一低输入阻抗放大器和第一阻抗变换器，来将体RF线圈的线圈阻抗变换成高源阻抗；表面RF线圈阵列，配置成插入到孔中，表面RF线圈阵列的每个表面RF线圈耦合到相应的第二耦合电子器件，每个第二耦合电子器件包括第二低输入阻抗放大器和第二阻抗变换器来将相应的表面RF线圈的线圈阻抗变换成高源阻抗；以及控制电路。控制电路配置成在传送模式中激活体RF线圈，来将RF脉冲传送到放置在台架的孔内的受检者；将体RF线圈从传送模式切换到体线圈接收模式，其中表面RF线圈阵列不活动；从处于体线圈接收模式的体RF线圈接收第一MR信号；在表面线圈接收模式中激活表面RF线圈阵列而不停用体RF线圈；从处于表面线圈接收模式的表面RF线圈阵列接收第二MR信号；并且根据从表面RF线圈阵列获得的随后的第三MR信号来重建图像，包括使用第一MR信号和第二MR信号来校正重建的图像。
RF脉冲可以是第一RF脉冲，并且控制电路可以配置成在激活表面RF线圈之前将体RF线圈从体线圈接收模式切换到传送模式来传送第二RF脉冲，并在传送第二RF脉冲之后，将体RF线圈从传送模式切换到体线圈接收模式。控制电路可以配置成当体RF线圈处于体线圈接收模式时在接收模式中激活表面RF线圈阵列。为了利用第一MR信号和第二MR信号校正重建的图像，控制电路可以配置成基于第一MR信号和第二MR信号确定强度校正滤波器，并且将强度校正滤波器应用到重建的图像。控制电路配置成处理第一MR信号以生成包括多个第一像素的体线圈参考图像，所述多个第一像素各自具有相应的第一强度值；处理第二MR信号以生成包括多个第二像素的表面线圈参考图像，所述多个第二像素各自具有相应的第二强度值；并且通过将每个第二强度值除以对应的第一强度值来确定强度校正滤波器。为了将强度校正滤波器应用到重建的图像，控制电路可以配置成将重建的图像的每个像素强度值乘以强度校正滤波器的对应像素强度值，由此生成强度校正的重建的图像。MRI系统可以还包括操作地耦合到控制电路的显示装置，并且控制电路可以配置成将强度校正的重建的图像发送到显示装置以用于显示在显示装置上。
如本文所使用的，以单数形式叙述并且通过单词“a”或“an”继续的元件或步骤应该被理解为不排除复数个所述元件或步骤，除非明确地声明了此类排除。此外，对本发明的“一个实施例”的参考不意图被解释为排除也结合所叙述特征的附加实施例的存在。此外，除非明确地相反地陈述，“包含”、“包括”或“具有”具有特定属性的元件或多个元件的实施例可以包括不具有该属性的附加的此类元件。术语“包括”和“在其中”被用作相应术语“包含”和“其中”的简单语言等效物。此外，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标签，并且不意图对它们的对象强加数字要求或特定的放置顺序。
本书面描述使用示例来公开本发明（包括最佳模式），并且还使相关领域的普通技术人员能够实践本发明，包括制作和使用任何装置或系统以及执行任何结合的方法。本发明的可专利范围由权利要求限定，并且可以包括本领域普通技术人员想到的其它示例。如果此类其它示例具有不与权利要求的字面语言不同的结构元件、或者如果它们包括与权利要求的文字语言无实质不同的等效结构元件，则此类其它示例规定为在权利要求的范围内。

Claims (20)

1.一种用于采集医学图像的方法，包括：
在体线圈接收模式中激活体射频线圈以获得受检者的体校准信息；
当所述体射频线圈处于所述体线圈接收模式时，在表面线圈接收模式中激活表面射频线圈来获得所述受检者的表面校准信息；以及
利用从所述体校准信息和表面校准信息确定的强度校正滤波器来校正重建的图像。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括在传送模式中激活所述体射频线圈来将第一射频脉冲传送到所述受检者，并且其中在所述体线圈接收模式中激活所述体射频线圈包括将所述体射频线圈从所述传送模式切换到所述体线圈接收模式。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，当所述体射频线圈处于所述体线圈接收模式时在所述表面线圈接收模式中激活所述表面射频线圈包括在获得所述体校准信息之后将所述体射频线圈切换回所述传送模式以传送第二射频脉冲，并且然后将所述体射频线圈切换到所述体线圈接收模式并在所述表面线圈接收模式中激活所述表面射频线圈。
4.根据权利要求1所述的方法，还包括利用处于所述表面线圈接收模式的所述表面射频线圈获得表面扫描图像信息以及从所述表面扫描图像信息重建所述图像。
5.根据权利要求1所述的方法，其中在所述体线圈接收模式中激活所述体射频线圈包括当所述表面射频线圈未被激活时在所述体线圈接收模式中激活所述体射频线圈。
6.根据权利要求1所述的方法，还包括经由前置放大器将所述体射频线圈的阻抗变换成高源输入阻抗。
7.根据权利要求1所述的方法，还包括经由前置放大器将所述表面射频线圈的阻抗变换成高源输入阻抗。
8.一种磁共振成像系统，包括：
体射频线圈；
表面射频线圈；以及
控制电路，其配置成
在体线圈接收模式中激活所述体射频线圈以获得受检者的体校准信息；
在表面线圈接收模式中激活所述表面射频线圈，而不停用所述体射频线圈，来获得所述受检者的表面校准信息；
从所述体校准信息和所述表面校准信息生成强度校正滤波器；
从附加的表面扫描图像信息和所述强度校正滤波器重建图像。
9.根据权利要求8所述的磁共振成像系统，还包括耦合到所述体射频线圈的前置放大器，所述前置放大器包括：
放大器；以及
阻抗变换器，用以将所述体射频线圈的线圈阻抗变换成至少100欧姆的源阻抗。
10.根据权利要求8所述的磁共振成像系统，还包括耦合到所述表面射频线圈的前置放大器，所述前置放大器包括：
放大器；以及
阻抗变换器，用以将所述表面射频线圈的线圈阻抗变换成至少100欧姆的源阻抗。
11.根据权利要求10所述的磁共振成像系统，其中，所述表面射频线圈是布置成阵列的多个表面射频线圈中的表面射频线圈，所述多个表面射频线圈中的每个表面射频线圈耦合到相应的前置放大器。
12.根据权利要求8所述的磁共振成像系统，其中，所述控制电路还配置成在传送模式中激活所述体射频线圈来在在所述体线圈接收模式中激活所述体射频线圈之前将射频脉冲传送到所述受检者。
13.根据权利要求12所述的磁共振成像系统，其中，所述控制电路还配置成当所述体射频线圈处于所述传送模式时以及当所述体射频线圈处于体线圈接收模式时维持所述表面射频线圈停用以获得所述体校准信息。
14.一种磁共振成像系统，包括：
台架，其具有穿过其延伸的孔；
体射频线圈，其放置在所述台架内并耦合到第一耦合电子器件，所述第一耦合电子器件包括第一低输入阻抗放大器和第一阻抗变换器以将所述体射频线圈的线圈阻抗变换成高源阻抗；
表面射频线圈阵列，配置成插入到所述孔中，所述表面射频线圈阵列的每个表面射频线圈耦合到相应的第二耦合电子器件，每个第二耦合电子器件包括第二低输入阻抗放大器和第二阻抗变换器以将相应的表面射频线圈的线圈阻抗变换成高源阻抗；以及
控制电路，配置成：
在传送模式中激活所述体射频线圈以将射频脉冲传送到放置在所述台架的所述孔内的受检者；
将所述体射频线圈从所述传送模式切换到体线圈接收模式，其中所述表面射频线圈阵列不活动；
从处于所述体线圈接收模式的所述体射频线圈接收第一磁共振信号；
在表面线圈接收模式中激活所述表面射频线圈阵列而不停用所述体射频线圈；
从处于所述表面线圈接收模式的所述表面射频线圈阵列接收第二磁共振信号；以及
根据从所述表面射频线圈阵列获得的随后的第三磁共振信号重建图像，包括使用所述第一磁共振信号和所述第二磁共振信号校正所重建的图像。
15.根据权利要求14所述的磁共振成像系统，其中所述射频脉冲是第一射频脉冲，并且其中所述控制电路配置成在激活所述表面射频线圈之前将所述体射频线圈从所述体线圈接收模式切换到所述传送模式以传送第二射频脉冲，并且在传送所述第二射频脉冲之后将所述体射频线圈从所述传送模式切换到所述体线圈接收模式。
16.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其中所述控制电路配置成当所述体射频线圈处于所述体线圈接收模式时在所述接收模式中激活所述表面射频线圈阵列。
17.根据权利要求14所述的磁共振成像系统，其中为了利用所述第一磁共振信号和所述第二磁共振信号校正所重建的图像，所述控制电路配置成基于所述第一磁共振信号和所述第二磁共振信号确定强度校正滤波器，并且将所述强度校正滤波器应用到所重建的图像。
18.根据权利要求17所述的磁共振成像系统，其中所述控制电路配置成：
处理所述第一磁共振信号以生成包括多个第一像素的体线圈参考图像，所述多个第一像素各自具有相应的第一强度值；
处理所述第二磁共振信号以生成包括多个第二像素的表面线圈参考图像，所述多个第二像素各自具有相应的第二强度值；以及
通过将每个第二强度值除以对应的第一强度值来确定所述强度校正滤波器。
19.根据权利要求17所述的磁共振成像系统，其中为了将所述强度校正滤波器应用到所重建的图像，所述控制电路配置成将所重建的图像的每个像素强度值乘以所述强度校正滤波器的对应像素强度值，由此生成强度校正的重建的图像。
20.根据权利要求19所述的磁共振成像系统，还包括操作地耦合到所述控制电路的显示装置，并且其中所述控制电路配置成将所述强度校正的重建的图像发送到所述显示装置以用于显示在所述显示装置上。
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