磁共振成像方法和儀器以及rf接收線圈裝置的制作方法

專利名稱：磁共振成像方法和儀器以及rf接收線圈裝置的制作方法
技術領域：
本發明總的來說涉及一種磁共振成像(MRI)儀器，所述磁共振成像(MRI)儀器用來檢測來自病人的氫、磷等的核磁共振成像信號(下文稱作“NMR”)，并將核自旋的密度分布、弛豫時間分布及其類似特性轉換成圖像。更具體而言，本發明涉及一種使用多個RF(射頻)接收線圈的MRI方法和儀器和適于所述MRI方法和儀器的RF接收線圈裝置。
背景技術：
MRI儀器得到必要的回波信號，以通過重復地執行序列(sequence)來重建圖像，同時改變相位編碼的數量。因此，序列重復的次數可大大地影響獲得圖像的時間。當執行高速攝像時，通常使用多回波式序列，其在執行一次序列的同時，產生多個回波信號，以及一種序列，其重復間隔縮短到幾微秒或幾十微秒。然而，這些序列可惡化圖像對比度或歪曲圖像。
作為對照，又提出了一種稱作并行MRI方法的高速攝像方法，所述并行MRI方法使用多個RF接收線圈。在這種方法中，通過減少相位編碼步驟執行測量，可減少重復序列重復的次數。通常，當通過減少相位編碼步驟而執行測量時，在圖像中發生混疊(aliasing)。然而，在這種方法中，根據各個RF接收線圈的靈敏度分布，通過展開圖像的混疊部分而消除混疊。作為消除混疊的方法，已知根據各個RF接收線圈的靈敏度分布執行矩陣計算的信號處理方法(SENSESensitivity Encoding for FastMRI(Klass P.Pruessmann et al，Magnetic Resonance in Medicine 42pp952-962(1999))，及其類似方法。即，由于具有混疊的圖像被疊加在圖像的混疊部分中，通過建立聯立方程以及通過矩陣計算解聯立方程，可消除各個圖像的混疊，其中所述聯立方程表示從各個RF接收線圈的NMR信號重新構造并具有混疊的圖像的信號值(像素值)、各個RF接收線圈的靈敏度分布以及已經消除混疊的各個RF接收線圈的圖像的信號值(像素值)之間的關系。原則上，與使用的線圈一樣多的相位編碼的數量可以通過矩陣計算被減少，從而拍攝時間可被縮短。
作為上述并行MRI方法的現有技術，已知日本未審查專利申請公開出版物no.2001-161657中公開了一種技術。該現有技術采用多陣列式接收線圈，包括兩個接收線圈，所述兩個接收線圈具有彼此分開的檢測靈敏度區域并且以部分地和空間地交疊的狀態在一個平面中并列。
然而，在上述現有技術中公開的接收線圈的缺點是MRI儀器的可沿任意方向獲得剖面圖像的優點不能被充分地利用。這是由于相對于線圈設置平面，線圈的靈敏度區域被窄化了，并且在垂直于線圈設置方向的方向中不能設置大的視場。即，在接收線圈中，任意地設置相位編碼方向或對應于視場方向的讀出方向受到限制。特別是，還沒有提出多個RF接收線圈，它們可用于垂直磁場的MRI儀器中并可以任意的方向設置相位編碼。
此外，在以下文獻中公開了多陣列式接收線圈“Array Head Coil forImproved Functional MRI”(Christoph Leaussler)，1996 ISMRM abstractp.249，“Helmet and Cylindricai Shaped CP Array Coils for BrainImagingA Comparison of Signal-to-Noise Characteristics”(H.A.Stark，E.M.Haacke)，1996 ISMRM abstract P.1412，“8-element QDdomed head array coil using inductive decoupler”(TetsuhikoTakahashi，et al)，1998 ISMRM abstract p.2028，“Head-neckquadrature multiple RF coil for vertical magnetic field MRI(Tetsuhiko Takahashi，Yoshikuni Matsunaga)，1997 ISMRM abstract p.1521，“Multiple RF coil ni yoru toukeibu MRI no kousiya koukandoka(Increase in Field of View and Sensitivity of Head-Neck MRI byMultiple RF coils))”(TAKAHASHI Tetsuo，Nagamatsu Yoshikuni)，Medical Imaging Technology，vol 15，no.6，pp.734-741(1997)，“FourChannel Wrap-around Coil with Inductive Decouple RF or 1.5T BodyImaging”(T.Takahashi et al)，1995 ISMRM abstract p.1418，以及“MRI you koukando wrap-around RF coil-induction decoupler nomultiple RF coils eno tekiyou(Application of High SensitivityWrap-around RF Coil-Induction Decoupler for MRI to Multiple RFCoils)”，Journal of The Institute of Electronics，Information，andCommunication Engineers，Vol.J80-D-II，no.7，pp.1964-1971(1997).
屹今為止，提出了如上所述的各種類型的多個RF接收線圈并用于實踐中。然而，它們是最佳地設置以主要用于合成相位陣列(synthesizephased arrays)的線圈，對于并行MRI方法并不總是最佳的。即，當已知多個RF接收線圈被應用于平行MRI方法中時，用于消除混疊的矩陣計算誤差會根據情況而增加。因此，由于不能穩定地執行消除混疊的算術運算，在矩時間內不能獲得具有良好質量的圖像。
然而，當可以以高速度在寬視場中執行拍攝的平行MRI方法在商業上變為實際可行時，希望有一種可通過平行MRI方法重建任意剖面的圖像的儀器。
因此，本發明的對象是提供一種磁共振成像方法和儀器，所述儀器可以平行MRI方法在短時間內獲得具有極好質量的圖像。
并且，除了上述目的外，本發明的另一個目的是提供一種磁共振成像方法和儀器，所述儀器能夠改善相位編碼方向的任意設置性能。
特別是，本發明的一個目的是提供一種用于平行MRI方法的RF接收線圈裝置，所述裝置適合于垂直磁場MRI。

發明內容
為了實現上述目的，發明人努力地研究關于RF接收線圈的定位和適合于平行MRI測量的各個線圈的靈敏度分布。結果，發明人得到了本發明，發現當具有極大差別的靈敏度分布或靈敏度區域的多個RF接收線圈中的每一個沿相位編碼方向設置時，在平行MRI方法中可穩定地執行消除混疊的算術運算，并且可以高速度獲得具有高質量的圖像。
即，本發明的磁共振成像方法的特征在于，包括設置RF接收線圈的步驟，所述RF接收線圈包括設置在至少兩個正交方向中的每一個方向上的至少三個RF接收線圈，所述RF接收線圈沿各個方向具有預定的靈敏度分布，設置兩個方向中的任一個方向作為相位編碼方向，并通過在減少相位編碼步驟的同時執行脈沖序列來檢測從病人發出的磁共振信號，根據設置在設定的相位編碼方向上的至少三個RF接收線圈所測量的磁共振信號，并根據各個RF接收線圈在相位編碼方向上的靈敏度分布，通過執行算術運算來獲得沒有圖像混疊的MR圖像，顯示這樣獲得的MR圖像。
在這種情況下，優選的是，至少三個線圈包括設置到病人的診斷部位的主RF接收線圈，以及跨過診斷部位彼此面對設置的至少兩個RF輔助接收線圈，并且，輔助RF接收線圈的靈敏度區域比主RF接收線圈的靈敏度區域窄。
這里，RF接收線圈的靈敏度區域是指具有給定的靈敏度水平的線圈在其軸向方向上的區域膨脹，并被稱作RF接收線圈的視場。因此，當位于兩側的RF接收線圈的靈敏度區域比位于中心的RF接收線圈的靈敏度區域窄時，靈敏度區域，即這些RF接收線圈的視場沿著相位編碼方向相對于彼此極大地偏移。換句話說，離散地設置在相位編碼方向上的三個RF接收線圈的靈敏度區域或靈敏度分布彼此具有很大的不同。結果，在根據這三個RF接收線圈的靈敏度分布執行的消除混疊的算術運算中，由于對應于像素值的各個RF接收線圈的靈敏度有很大的不同，在矩陣運算中不容易出現誤差，從而能夠穩定和可靠地執行消除混疊的算術運算。
順便提及，已知沿著軸向的RF接收線圈的靈敏度區域大體與線圈的直徑相同。因此，當將位于兩側的RF接收線圈的直徑設置得小于位于中心的RF接收線圈直徑時，可提供靈敏度區域具有很大差別的三個RF接收線圈。
此外，優選的是，位于兩側的RF接收線圈和位于中心的RF接收線圈以這樣的方式設置，即，位于兩側的RF接收線圈的靈敏度區域與位于中心的RF接收線圈的靈敏度區域至少在它們的邊緣處交疊。
本發明的另一種磁共振成像方法的特征在于，包括以下步驟對病人設置RF接收線圈，所述RF接收線圈具有預定的靈敏度分布，并包括具有第一尺寸的高靈敏度區域的主RF接收線圈，以及輔助RF接收線圈，每個輔助RF接收線圈具有比主RF接收線圈小的第二尺寸的高靈敏度區域并且跨過主RF接收線圈設置，通過對病人施加梯度磁場和高頻磁場同時減小相位編碼步驟，從病人的診斷部位檢測磁共振信號，根據由RF接收線圈接收的磁共振信號并根據RF接收線圈的靈敏度分布，執行算術運算，以獲得沒有圖像混疊的MR圖像，以及顯示這樣獲得的MR圖像。
根據上述磁共振成像方法，可通過具有較大靈敏度區域，即具有較大的視場，的主RF接收線圈獲得具有高質量的均勻圖像，從而可獲得具有極佳的均勻度的圖像。
在這種情況下，優選的是，各個輔助RF接收線圈和主RF接收線圈以這樣的方式設置，即，前者的靈敏度區域與后者的靈敏度區域至少在它們的邊緣處交疊。此外，獲得沒有圖像混疊的MR圖像的步驟可包括步驟根據主RF接收線圈和各個輔助RF接收線圈所測得的磁共振信號、主和輔助RF接收線圈的靈敏度分布以及沒有圖像混疊的MR圖像數據之間的相關關系獲得聯立方程，執行此聯立方程的矩陣計算。
此外，當兩或三組輔助RF接收線圈分別跨過診斷部位沿著兩或三個正交方向設置時，其中所述每個輔助RF接收線圈組包括至少兩個輔助RF接收線圈，根據主RF接收線圈和一組輔助RF接收線圈所接收的NMR信號，并根據各個RF接收線圈的靈敏度分布，可消除剖面圖像的混疊，其中各個輔助RF接收線圈沿相位編碼方向彼此面對地設置。即，由于兩或三組輔助RF接收線圈以這樣的方式設置以便檢測互相正交的兩或三個軸線的磁場，通過從兩或三組RF接收線圈中選擇沿相位編碼方向設置的一組輔助RF接收線圈組，可改善相位編碼方向的任意設置性能。特別是，當采用三組輔助RF接收線圈組時，可使用任意的方向作為相位編碼方向來執行平行MRI測量，并且可獲得具有高均勻性的圖像。此外，沿所述方向出現的圖像混疊可被可靠地除去。利用上述的結構，任一個任意的剖面圖像可以高速進行拍攝。
作為對照，本發明的磁共振成像儀器的特征在于，包括磁場產生裝置，用于以預定的脈沖序列對處于靜態磁場中的病人施加梯度磁場和高頻磁場，同時減少相位編碼步驟；接收線圈組，包括多個用于接收從病人產生的核磁共振信號的RF接收線圈；以及圖像重建裝置，其通過處理核磁共振信號重建圖像，其中所述接收線圈組包括設置在至少兩個正交方向中的每一個方向上的至少三個RF接收線圈，兩個方向中的任意一個方向被設定為相位編碼方向，所述圖像重建裝置包括用于消除圖像混疊的裝置，其利用RF接收線圈的至少三個RF接收線圈所接收的磁共振信號，以及利用這些RF接收線圈的靈敏度分布來執行算術運算，所述RF接收線圈設置在相位編碼方向上。
此外，代替上述的接收線圈組，可以利用如下的接收線圈組，其包括至少一個主RF接收線圈和兩或三組輔助RF接收線圈，每組包括至少兩個輔助RF接收線圈，其中主RF接收線圈在病人的診斷部位具有高靈敏度區域，每組輔助RF接收線圈跨過診斷部位沿兩或三個正交方向彼此面對地設置，并具有比主RF接收線圈更窄的高靈敏度區域。在這種情況下，所述圖像重建裝置重建圖像，其中根據由主RF接收線圈和沿著相位編碼方向彼此面對地設置的一組輔助RF接收線圈，并根據這些線圈的靈敏度分布，執行算術運算，以消除圖像混疊。
此外，正交方向線圈(QD線圈)可被用作主RF接收線圈。
另一方面，本發明的接收線圈裝置可通過至少一個主RF接收線圈和多個輔助RF接收線圈來實現，其中主RF接收線圈具有靈敏度區域，所述區域的尺寸可覆蓋整個診斷部位，所述每個輔助RF接收線圈具有比主RF接收線圈窄的靈敏度區域，其中輔助RF接收線圈被分成三組輔助RF接收線圈組，包括在每組中的輔助RF接收線圈可在跨過主RF接收線圈的位置處彼此面對地設置，并且包括各組輔助RF接收線圈的輔助RF接收線圈組可被設置在互相正交的三個方向上。
在這種情況下，大體上覆蓋整個診斷部位的具有較大視場的QD線圈可被用作主RF接收線圈。如上所述，通過組合RF接收線圈，在不同類型的MRI方法中可獲得具有高質量的圖像，所述MRI方法包括平行MRI方法，其中每個RF接收線圈具有不同的目的。


圖1示出了應用本發明的MRI儀器的總體結構視圖；圖2示出了本發明的RF探測器的實施例的視圖；圖3示出了本發明的RF探測器的接收單元的結構視圖；圖4是說明普通梯度回聲的序列的視圖；圖5(A)至5(D)是說明由并行MRI所執行的測量的視圖；圖6(A)和6(B)是說明本發明中的并行MRI方法的視圖；圖7(A)至7(C)示出了本發明的RF探測器的另外實施例的視圖；
圖8示出了本發明的RF探測器的另外實施例的視圖。
具體實施例方式
參照附圖，下面將詳細描述應用本發明的磁共振成像方法的MRI儀器。
圖1示出了典型的MRI儀器的配置。MRI儀器包括磁體102，用于在包括病人101的外周空間中產生垂直靜態磁場；梯度磁場線圈103，用于在所述空間產生梯度磁場；RF線圈104，用于在所述區域中產生高頻磁場；以及RF探測器105，其作為RF接收線圈裝置，用于檢測由病人101產生的NMR信號。所述MRI儀器進一步包括病人101躺在其上的床112。
梯度磁場線圈103包括沿三個方向x-、y-、z-方向的梯度磁場線圈，以及這些線圈分別根據來自梯度磁場電源的信號產生梯度磁場。攝像剖面可根據施加梯度磁場的方式被設定為任意的方向。RF線圈104產生具有與核自旋(nuclear spin)的共振頻率相同頻率的高頻磁場，所述核自旋為被攝像的對象。盡管在MRI儀器中被攝像的對象通常為質子，所述普通質子為構成人體的主要物質，但對象并不限于質子。
核磁共振信號由信號檢測單元106來檢測，作為RF探測器105的信號，由信號處理單元107進行處理，并通過計算進一步轉換成圖像信號，所述核磁共振信號通過施加高頻磁場由對象產生。圖像被顯示在顯示單元108上。梯度磁場電源109、RF傳輸單元110和信號檢測單元106由控制器111來控制。控制時序圖通常也稱作脈沖序列，根據攝像方法所確定的脈沖序列作為程序被預先裝入控制器111的存儲單元中。在本發明的MRI儀器中，為了執行作為攝像方法的并行MRI方法，所述攝像方法以預定的減少率通過減少相位編碼步驟來執行測量，可通過控制器111的輸入單元以預定的脈沖序列選擇并行MRI方法，以及指定編碼步驟的減少率。后面將描述利用并行MRI方法的攝像序列。
而且，本發明的MRI儀器利用包括多個RF接收線圈組的RF探測器，所述每一個RF接收線圈組作為適合并行MRI方法的RF探測器具有不同的對象。具體而言，RF探測器105包括至少一個主RF接收線圈，其具有用于大體上觀察整個診斷部位的較大視場；一組多個輔助RF接收線圈，每一個輔助RF接收線圈的視場小于主RF接收線圈的視場，并觀察一部分診斷部位。在本實施例中，所述一組輔助RF接收線圈包括三組沿互相垂直的三個方向上設置的輔助RF接收線圈，其中每一個輔助RF接收線圈具有較小視場。
圖2示出了作為本發明的RF探測器的實施例的、在垂直磁場中用于頭部的RF探測器。在圖中，水平方向為x-方向，上/下方向為y-方向，及與紙表面相垂直的方向為z-方向。
RF探測器包括螺線圈201，用于檢測旋轉磁場在y-方向的分量；鞍形線圈202，當作為用于較大視場的主RF接收線圈時，所述鞍形線圈202用于檢測旋轉磁場在x-方向的分量；及三組線圈203到208，分別作為用于較小視場的輔助RF接收線圈，用于檢測沿x-、y-和z-方向的分量。
螺線圈210的檢測區域與鞍形線圈202的檢測區域交疊，并且線圈201和202具有較寬的靈敏度特性并基本上覆蓋病人209的整個頭部。由于這些線圈201和202檢測正交高頻磁場，它們也可通過執行QD合成起到公知的QD的作用。
用于小視場的線圈203和204與線圈201一樣，是用于檢測沿y-方向投射的磁場的線圈，并被設置在頭部的上面和下面。這些線圈203和204的直徑較線圈201的直徑要小，因此，它們具有較小的靈敏度區域。在線圈203和204中，被定位在頭部上面的線圈203可以是螺線圈和“8-字形”線圈中的任何一種線圈，由于“8-字形”線圈沿y-方向上具有較淺的靈敏度，優選“8-字形”線圈，特別地，優選沿z-方向具有較長中間導體的“8-字形”線圈。“8-字形”線圈在較淺區域中可得到較高的靈敏度并能夠在并行MRI方法中執行穩定的混疊去除算術運算，所述并行MRI方法將在后面描述。螺線圈被用作定位在頸部周圍的線圈204。
線圈205和206與鞍形線圈202一樣，是用于檢測沿x-方向投射的磁場的線圈，并被定位于頭部的兩側。線圈205和206的直徑較線圈202的直徑要小，因此，它們具有較小的靈敏度區域。螺線圈和“8-字形”線圈中任何一種線圈可被用作線圈205和206，并且當使用“8-字形”線圈時，沿z-方向具有較長中間導體的“8-字形”線圈因其具有較高的靈敏度而被優選使用。
線圈207和208與x-y平面平行地被設置在面部的前面和頭部的后面(圖2僅示出了設置在面部前面的線圈207)。這些線圈包括“8-字形”線圈并檢測x-y平面上旋轉磁場的分量的投射磁場，所述的投射磁場與“8-字形”線圈的中心線(沿中間導體行進的方向)相垂直(圖中的x-方向)。“8-字形”線圈的中間導體通過沿x-或y-方向增加其長度而具有較高的靈敏度。注意，盡管圖2示出了字母“8”沿橫向設置的情況，其方向可任意設置。
從這些線圈201至208中去除感應耦合。諸如低阻抗法、感應去耦法及類似方法的公知方法可被用作感應耦合去除方法。
圖3示出了利用上述RF探測器的MRI儀器的信號檢測單元106和信號處理單元107的配置。八個RF接收線圈201至208被分別連接到前置放大器302上，并構成單個多個RF接收線圈105。信號檢測單元106包括八個A/D轉換和正交探測電路303，所述A/D轉換和正交探測電路303彼此并聯地布置，并且各個前置放大器302的輸出被連接到其上。
信號處理單元107包括算術運算裝置304和用于合成圖像數據的信號合成裝置305，所述算術運算裝置304合成來自各個接收線圈的信號，即，將每個線圈的信號放入測量空間(k空間)中并通過對合成信號進行傅立葉變換(FT)、背投影、小波轉換及其類似計算來重建圖像。信號合成裝置305還包括用于執行矩陣運算的裝置，用于消除圖像合成時的混疊偽像。
在上述設置的RF探測器中，由于三組RF接收線圈被設置在三個正交的方向上，在下述的并行MRI測量中可沿任意相位編碼方向以高速度執行測量。而且，由于各個RF接收線圈的靈敏度分布沿各個相位編碼方向有很大的不同，所以，可穩定地執行上述矩陣計算。
接著，下面將描述在上述的MRI儀器中攝像的方法和信號處理的方法。盡管普通自旋回波和梯度回波序列可被用作攝像方法，本發明的特征在于，回聲信號被并行地測量。作為例子，圖4示出了普通梯形回波序列。在這個脈沖序列中，當施加部分選擇梯度磁場脈沖(slice selectiongradient magnetic field pulse)402和高頻脈沖401后，施加相位編碼梯度磁場脈沖403和讀出梯度磁場脈沖404，并從施加高頻脈沖401的時間開始經過預定時間(回波時間)后測量回波信號405，所述回波信號405是NMR信號。當時間序列信號包括128、256、512或1024個采樣數據時，通常得回波信號405。在重復時間407期間重復該序列。這時，通過每次重復序列時改變相位回波梯度磁場403的強度，得到與重建圖像所必需的相位編碼同樣多的一組回波信號(測量的數據)。通常，考慮視場和空間分辯率，選擇值64、128、256、512或類似值作為相位編碼的數量。通過對數據進行二維傅立葉轉換可產生MR圖像。
在并行MRI測量中，通過在重復脈沖序列時以適當的減少率通過減少編碼步驟來執行攝像。作為例子，如圖5所示，在普通攝像中測量占據K空間的所有線的數據501(5021至5027)(圖5(A))，而在并行攝像中，如圖5(B)所示，測量每隔一行的數據。在圖5(B)中，標號504(5041至5043)示出了待測量的數據，及數據505(5051至5054)示出了不被測量的數據。在這種情況下，由于待測量的數據的數目為普通測量數據的一半，攝像速度被減小一半。然而，當將矩陣的數目減小一半而產生圖像時，得到如圖5(D)所示的其中產生有混疊的圖像508。混疊部分5091和5092對應普通圖像506(圖5(C))的上部5071和下部5072。在并行測量中，通過消除混疊，即，通過對由各個RF接收線圈得到的數據施加算術運算而展開混疊部分，得到如圖5(C)所示的圖像506。
下一步，將說明混疊消除算術運算。對于記錄頭線圈201至208之間的多個RF接收線圈，執行混疊消除算術運算和信號合成，所述RF接收線圈沿相位編碼方向具有不同的靈敏度分布，如圖2所示，所述記錄頭線圈201至208構成RF接收線圈組。在混疊消除算術運算中，通過預先確定各個RF接收線圈的靈敏度分布作為參考數據，并展開通過減少相位編碼步驟而執行的測量所得到的圖像數據，得到消除混疊的圖像數據(磁化分布)。由于靈敏度分布還可通過低通過濾器處理K空間的低頻區域中的數據來確定，可預先測量低頻區域中的數據作為參考數據，或者所測量的數據中在K空間低頻區域中的數據可被用作參考數據。或者，最后測量的數據中在低頻區域中的數據可被用作參考數據。下面將示出三個線圈時算術運算的例子，所述三個線圈中的每一個具有較小視場。
如圖6(A)所示，假設具有不同靈敏度分布的三個線圈m1至m3相對FOV 603沿相位編碼方向601而設置，所述FOV 603由相位編碼方向601和頻率編碼方向602來規定。例如，假設線圈m1至m3對應圖2所示的線圈，它們分別對應線圈組205、202和206、線圈組203、201和204、線圈組207、201(或202)和208。然而，在圖3的例子中，具有較小視場的線圈被用作線圈m2，來代替圖2所示的具有較大視場的線圈201和202。從線圈可得到信號S1至S3(圖6(B))，所述信號S1至S3具有根據各個線圈m1至m3的靈敏度分布的信號強度分布。在所示的例子中，影像604作為對象被拍攝。當由Am、n(n示出了視場的編號，及在下面的描述中的n也示出視場的編號)來表示靈敏度分布，并且在每一視場中磁化分布由Pn示出時，影像604的信號值Sm(m示出了線圈的編號，及在下面的描述中的m也示出線圈的編號)可由下述方程來表示。
S1S2S3=A1,1A1,2A1,3A2,1A2,2A2,3A3,1A3,2A3,3·P1P2P3]]>因此，關于整個視場的磁化分布P可通過展開上述行列式由下述方程2來確定。
S＝A·P因此，P＝A-1·S(這里，A-1表示逆矩陣)通過矩陣計算可得到消除了包括在測量的數據中的混疊的圖像數據。在圖2的實施例中，其中，三組線圈(x-方向205、202(或201)、206，y-方向203、201(或202)、204，z-方向207、201(或202)、208)沿三個正交方向設置，當對于沿相位編碼方向而設置的三個線圈執行上述矩陣計算時，可(以雙倍或三倍速)得到合成的圖像數據，對應各個線圈的兩組或三組線圈的混疊從所述圖像數據中消除。而且，由于三組線圈中具有較寬視場的線圈201和202被設置在上述實施例的MRI儀器的中心處，可得到以下效果主要通過兩組線圈的局部數據(local data)基本上消除混疊，并通過來自線圈201和202的數據提高合成圖像的S/N；所述線圈201和202具有較寬視場并經過QD合成。
如上所述，根據上述的實施例，并行MRI方法的特征在于作為多個RF接收線圈，三個RF接收線圈(例如，線圈205、202、206)沿相位編碼方向被離散地互相面對設置在診斷部位附近，靈敏度區域較設置在中心處的RF接收線圈(例如，線圈202)的靈敏度區域窄的線圈被選擇作為位于上述線圈兩側的RF接收線圈(例如，線圈205、206)。利用這種配置，三個離散設置的RF接收線圈的靈敏度分布彼此有很大的不同。因此，由于對應信號值的各個RF接收線圈的靈敏度在根據三個RF接收線圈的靈敏度分布而執行的混疊消除算術運算中有很大的不同，矩陣計算不易發散，例如，由特定值被0或無限接近0的值相除而得到的結果不易發散，因此，混疊消除算術運算可穩定而可靠地執行。
注意，優選的是，在兩側的RF接收線圈和在中心處的RF接收線圈被設置為前一線圈的靈敏度區域與后一線圈的靈敏度區域至少在它們的邊緣處交疊。
特別是，本實施例的特征在于線圈201或202被設置在診斷部位處，及線圈203和204、線圈205和206和線圈207和208沿所希望的相位編碼方向橫跨診斷部位被離散地互相面對而設置，所述線圈201或202為主RF接收線圈并且具有尺寸與病人209的診斷部位相對應的靈敏度區域，所述線圈203和204、線圈205和206和線圈207和208為三組輔助RF接收線圈并且具有的靈敏度區域較線圈201和202的靈敏度區域窄。即，沿相同方向設置的至少三個線圈的視場彼此不完全交疊。因此，可穩定地執行上述的混疊消除算術運算。而且，具有高質量的均勻圖像可由線圈201或202得到，因此，可得到均勻性極好的圖像，所述線圈201和202是具有相對較大視場的主RF接收線圈。相反，混疊可由作為輔助RF接收線圈的線圈203和204、線圈205和206及線圈207和208來消除。如上所述，本實施例的特征在于接收線圈組被設置為包括在線圈組中的每一線圈的目標被清楚地區分。
而且，根據本實施例，作為輔助RF接收線圈的三組線圈203和204、線圈205和206及線圈207和208沿三個正交方向被分別設置為橫跨診斷部位而互相面對，以便探測兩個或三個正交軸的磁場，因此，可提高相位編碼方向的任意設置性能。具體而言，當應用三組線圈時，可通過設置任意方向作為相位編碼方向而執行并行MRI測量，而且可得到均勻性卓越的圖像。再者，可確保消除沿相位編碼方向而發生的圖像的混疊，從而可以高速攝取任意剖面的圖像。
而且，例如，當相位編碼方向沿y-方向設置時，盡管可對沿y-方向具有相同靈敏度區域的線圈進行上述的矩陣計算，對它們可進行多陣列線圈的普通合成(加權合成)。例如，由于線圈的靈敏部分沿y-方向不分散，可對線圈205、202、201、207、208和206進行加權合成，并可對三個圖像，即，由上述合成所產生的圖像和由線圈203和204所得到的圖像，執行上述矩陣計算。同樣，這個設想還可應用到x-和y-方向上。
根據本實施例，由于三組線圈203至208沿三個方向被設置在病人的周圍，可選擇沿任意相位編碼方向(x-、y-和z-方向的任意方向)設置的一組多個線圈，因此，可增加并行MRI儀器的攝像速度。即，當選擇三個線圈時，攝像速度最大可為原來的三倍。不必說，用于消除混疊的線圈(信號)并不限于三個線圈，有可能利用更多的線圈來更大地提高攝像速度。而且，根據本實施例，由于各個RF接收線圈的靈敏度特性彼此有很大的不同，在并行MRI儀器中可穩定地執行矩陣計算，因此，可得到其質量不會被信號處理所破壞的穩定的圖像。
而且，根據本實施例，由于由具有較小視場的線圈(線圈203和204、線圈205和206及線圈207和208)所產生的信號與由具有較大視場的線圈(線圈201或/和202)所產生的信號合成在一起，可得到整體的具有高度均勻性的圖像。
參照圖2所示的實施例，已對本發明的MRI儀器進行了說明。在本實施例中，已經解釋了通過合成三組RF接收線圈的三個線圈而消除混疊的情況，所述三個線圈其中每一個沿相位編碼方向具有不同的靈敏度分布。然而，可根據相位編碼方向來選擇線圈的任意組合。在上面的說明中，例如，已說明了對于來自具有較小視場的線圈的信號執行混疊消除/合成處理的情形。然而，可對來自具有較大視場的線圈的信號進行用于圖像消除/合成的算術運算，以代替QD合成。
而且，本實施例已說明了包括RF探測器的MRI儀器，其中，具有較小視場的三組線圈結合成一組具有較大視場的線圈，并進行QD合成。然而，本發明并不限于上述實施例，而是可有多種變化。
例如，如圖7(A)所示，RF探測器可包括三組線圈705和706、線圈703和704及線圈707和708，每一個線圈具有較小視場，省略了具有較大視場的線圈。另外，如圖7(B)和7(C)所示，RF探測器可包括具有較大視場的的線圈701和702和一或兩組具有較小視場的線圈707和708及線圈703和704。在這種情況下，在并行MRI測量中不能得到線圈沿三個方向設置時而得到的自由度。然而，當至少一組線圈沿某一方向被設置時，所述方向用作信號被經常測量的相位編碼方向，這種配置可應用到并行MRI測量中，因此，與線圈沿三個方向被設置的情況一樣，有可能通過線圈的靈敏度分布之間的不同來執行穩定的矩陣計算。
而且，盡管上述實施例示出了用于頭部的RF探測器，可同樣設置用于其它部位如膝蓋、腹部及其類似部位的RF探測器。圖8示出了在垂直磁場中用于膝蓋的RF探測器。省略在這種RF探測器中所使用的線圈的形狀的說明，因為它們與圖2中示出的線圈的形狀相同。例如，通過執行并行MRI測量，在使用該RF探測器的MRI儀器中的攝像速度也可為三倍。反之，然而，在與普通攝像時間相同的攝像時間內，可得到三倍高的空間分辨率。例如，在256×256的矩陣的攝像時間內，可得到具有256×768空間分辨率的圖像，當對諸如具有復雜結構的膝蓋的部位進行攝像時，這是十分有利的。
而且，本發明還可應用于三維測量中。在這種情況下，不僅通過減少沿相位編碼方向的數據，而且通過減少部分編碼方向的數據，或減少通過結合相位編碼方向和部分編碼方向而產生的數據，可提高拍攝速度，所述部分編碼方向的概念與相位編碼方向的概念相同。
如根據本發明的如上所述，在并行MRI方法中可得到具有卓越質量的圖像。
而且，當兩組或三組輔助RF接收線圈組沿二個或三個正交方向以互相面對的方式設置時，可提高相位編方向的任意設置性能。
特別是，可實現適合于利用垂直磁場的MRI方法的RF接收線圈組。
權利要求
1.一種磁共振成像方法，包括以下步驟對病人設置RF接收線圈的步驟，所述RF接收線圈具有預定的靈敏度分布，并包括具有第一尺寸的高靈敏度區域的主RF接收線圈和輔助RF接收線圈，每個輔助RF接收線圈具有第二尺寸的高靈敏度區域并跨過主RF接收線圈而設置，所述第二尺寸小于主RF接收線圈的尺寸；通過對病人施加梯度磁場和高頻磁場，同時減少相位編碼步驟來測量來自病人診斷部位的磁共振信號；根據由RF接收線圈接收的磁共振信號，并根據RF接收線圈的靈敏度分布，通過執行算術運算來獲得沒有圖像混疊的MR圖像；和顯示這樣獲得的MR圖像的步驟。
2.根據權利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，獲得沒有圖像混疊的MR圖像的步驟包括步驟基于主RF接收線圈和各個輔助RF接收線圈所測得的磁共振信號、主和輔助RF接收線圈的靈敏度分布以及沒有圖像混疊的MR圖像數據之間的相關關系獲得聯立方程，執行該聯立方程的矩陣計算。
3.根據權利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，主RF接收線圈的第一高靈敏度區域的尺寸是覆蓋病人的診斷部位的尺寸；輔助RF接收線圈包括兩或三組多個輔助RF接收線圈；包括在各組中的多個輔助RF接收線圈設置在跨過診斷部位的位置處，它們的線圈表面沿兩或三個方向彼此面對以便各組的線圈軸線彼此正交；和獲得沒有圖像混疊的MR圖像的步驟通過基于磁共振信號并基于這些線圈的靈敏度分布執行算術運算來消除圖像混疊，其中所述磁共振信號是由主RF接收線圈和沿相位編碼方向設置的一組多個輔助RF接收線圈所接收的。
4.根據權利要求3所述的磁共振成像方法，其特征在于，獲得沒有圖像混疊的MR圖像的步驟包括這樣的步驟基于主RF接收線圈和一組多個輔助RF接收線圈所測得的磁共振信號、主RF接收線圈和一組多個輔助RF接收線圈的靈敏度分布以及沒有圖像混疊的MR圖像數據之間的相關關系獲得聯立方程，執行該聯立方程的矩陣計算。
5.根據權利要求1-4中任意一項所述的磁共振成像方法，其特征在于，主RF接收線圈和各個輔助RF接收線圈以這樣的方式設置主RF接收線圈的第一靈敏度區域與各個輔助RF接收線圈的第二靈敏度區域至少在它們的邊緣處交疊。
6.一種磁共振成像方法，包括以下步驟對病人設置RF接收線圈的步驟，所述RF接收線圈包括設置在至少兩個正交方向中的每一個方向上的至少三個RF接收線圈，所述RF接收線圈沿各個方向具有預定的靈敏度分布；設置兩個方向中的任一個方向作為相位編碼方向，并通過在減少相位編碼步驟的同時執行脈沖序列來測量從病人發出的磁共振信號，根據設置在設定的相位編碼方向上的至少三個RF接收線圈所測量的磁共振信號，并根據沿設定相位編碼方向設置的至少三個RF接收線圈所測得的磁共振信號，以及根據各個RF接收線圈在相位編碼方向上的靈敏度分布，通過執行算術運算來獲得沒有圖像混疊的MR圖像；和顯示這樣獲得的MR圖像的步驟。
7.根據權利要求6所述的磁共振成像方法，其特征在于，至少三個線圈包括設置到病人的診斷部位的主RF接收線圈，以及跨過診斷部位彼此面對設置的至少兩個RF輔助接收線圈，并且，輔助RF接收線圈的靈敏度區域比主RF接收線圈的靈敏度區域窄。
8.一種磁共振成像儀器，包括磁場產生裝置，用于以預定的脈沖序列對處于靜態磁場中的病人施加梯度磁場和高頻磁場，同時減少相位編碼步驟；接收線圈組，包括多個用于接收從病人產生的核磁共振信號的RF接收線圈；以及圖像重建裝置，其通過處理核磁共振信號重建圖像，其中所述接收線圈組包括至少一個主RF接收線圈，所述主RF接收線圈在病人的診斷部位具有高靈敏度區域；還包括至少兩組輔助RF接收線圈組，每組輔助RF接收線圈組包括沿至少兩個正交方向中的每一個方向跨過診斷部位彼此面對地設置的至少兩個輔助RF接收線圈，并且各個輔助RF接收線圈的高靈敏度區域比主RF接收線圈的高靈敏度區域窄；和所述圖像重建裝置基于主RF接收線圈和沿著至少一個相位編碼方向彼此面對地設置的至少一組各個輔助RF接收線圈所測得的磁共振信號，并基于這些RF接收線圈的靈敏度分布，通過執行算術運算來消除圖像混疊。
9.根據權利要求8所述的磁共振成像儀器，其特征在于，三組的輔助RF接收線圈組沿三個正交方向設置。
10.一種磁共振成像儀器，包括磁場產生裝置，用于以預定的脈沖序列對處于靜態磁場中的病人施加梯度磁場和高頻磁場，同時減少相位編碼步驟；接收線圈組，包括多個用于接收從病人產生的核磁共振信號的RF接收線圈；以及圖像重建裝置，其通過處理核磁共振信號重建圖像，其中所述接收線圈組包括沿至少兩個正交方向中的每一個方向設置的至少三個RF接收線圈，并且兩個方向中的任一個方向被設置為相位編碼方向；和所述圖像重建裝置包括用于消除圖像混疊的裝置，所述裝置利用RF接收線圈的沿相位編碼方向設置的至少三個RF接收線圈接收的磁共振信號，并利用這些RF接收線圈的靈敏度分布，通過執行算術運算來消除圖像混疊。
11.根據權利要求10所述的磁共振成像儀器，其特征在于，所述至少三個線圈包括設置到病人的診斷部位的主RF接收線圈，以及跨過診斷部位彼此面對地設置的至少兩個輔助RF接收線圈，并且輔助RF接收線圈的靈敏度區域比主RF接收線圈的靈敏度區域窄。
12.根據權利要求8、9、11中任一項所述的磁共振成像儀器，其特征在于，各個輔助RF接收線圈和主RF接收線圈以這樣的方式設置各個輔助RF接收線圈的靈敏度區域與主RF接收線圈的靈敏度區域至少在它們的邊緣處交疊。
13.根據權利要求8-11中任一項所述的磁共振成像儀器，其特征在于，主RF接收線圈是正交檢測線圈。
14.一種用于磁共振成像儀器的接收線圈裝置，包括至少一個主RF接收線圈和至少兩組輔助RF接收線圈組，每組輔助RF接收線圈組包括在跨過主RF接收線圈的位置處彼此面對設置的至少兩個輔助RF接收線圈，其中所述至少兩組輔助RF接收線圈組設置在彼此正交的至少兩個方向上。
15.根據權利要求14所述的用于磁共振成像儀器的接收線圈裝置，其特征在于，主RF接收線圈具有尺寸覆蓋整個診斷部位的靈敏度區域，各個輔助RF接收線圈具有比主RF接收線圈窄的靈敏度區域。
16.根據權利要求14所述的用于磁共振成像儀器的接收線圈裝置，其特征在于，主RF接收線圈是正交檢測線圈。
17.一種用于磁共振成像儀器的接收線圈裝置，包括線圈組，其中每個線圈組包括沿三個正交方向中的每一個方向彼此面對設置的至少兩個RF接收線圈。
18.一種用于磁共振成像儀器的接收線圈裝置，包括兩個第一RF接收線圈，這兩個第一RF接收線圈的線圈軸線彼此正交；以及兩個第二RF接收線圈，這兩個第二RF接收線圈跨過所述的兩個第一RF接收線圈彼此面對地設置，并且它們的線圈軸線與所述兩個第一RF接收線圈正交。
19.一種用于磁共振成像儀器的接收線圈裝置，包括兩個第一RF接收線圈，這兩個第一RF接收線圈的線圈軸線彼此正交；兩個第二RF接收線圈，這兩個第二RF接收線圈跨過所述的兩個第一RF接收線圈彼此面對地設置，并且它們的線圈軸線與所述兩個第一RF接收線圈正交；以及兩個第三RF接收線圈，這兩個第三RF接收線圈跨過所述第一RF接收線圈在至少一個第一RF接收線圈的線圈軸線方向上彼此面對地設置。
全文摘要
對病人(209)設置RF接收裝置，所述RF接收裝置包括在互相正交的至少兩個方向(x，y，z)上設置的至少三個RF接收線圈(203、201(或202)、204)，(205，202(或201)、206)，(207、201(或202)、208)。上述兩個方向中的任意一個方向(x)沿著相位編碼方向設置，通過執行脈沖序列并同時減少相位編碼步驟來測量磁共振信號，利用沿預定的相位編碼方向布置的至少三個RF接收線圈(205、202(或201)、206)測得的磁共振信號和各個RF接收線圈的靈敏度分布，通過算述運算除去圖像混疊。
文檔編號C07D207/14GK1553784SQ0281775
公開日2004年12月8日 申請日期2002年9月13日 優先權日2001年9月13日
發明者高橋哲彥, 瀧澤將宏, 宏 申請人:株式會社日立醫藥