本發(fā)明的實(shí)施例大體上涉及磁共振成像，并且更具體地，涉及用于提高磁共振成像設(shè)備的并行成像性能的系統(tǒng)和方法。

背景技術(shù)：

大體上，通過對(duì)例如患者的身體等目標(biāo)對(duì)象施加來自“場(chǎng)”或“極化”線圈的大的均勻磁場(chǎng)（“B0”）來獲得磁共振圖像。該大的均勻場(chǎng)大致使目標(biāo)對(duì)象內(nèi)分子中的光子的量子自旋對(duì)齊，但化學(xué)性質(zhì)截然不同的分子內(nèi)光子的自旋將繼續(xù)以截然不同的拉莫爾頻率旋進(jìn)。通過簡(jiǎn)單施加來自“發(fā)送線圈”的大體上橫過B0的脈沖RF場(chǎng)（“B1”），激發(fā)具有以與脈沖RF匹配的拉莫爾頻率旋進(jìn)的自旋的分子的光子，這是可能的。因?yàn)榧ぐl(fā)光子松弛回到它們的較低能量常態(tài)，它們發(fā)射可以被“接收線圈”檢測(cè)到的RF能量，該接收線圈可與發(fā)送線圈相同或分離。檢測(cè)的RF能量記錄為強(qiáng)度數(shù)據(jù)，其然后通過已知手段來處理以便獲得各種化學(xué)物質(zhì)在哪里以及如何設(shè)置在目標(biāo)對(duì)象內(nèi)的視覺近似或圖像。

如提到的，RF線圈在MRI系統(tǒng)中用于發(fā)送RF激勵(lì)信號(hào)并且接收由成像對(duì)象發(fā)射的MR信號(hào)。各種類型的RF線圈可在例如通體線圈和RF表面（或局部）線圈等MRI系統(tǒng)中使用。典型地，通體RF線圈用于發(fā)送RF激勵(lì)信號(hào)，但通體RF線圈還可配置成接收MRI信號(hào)。一個(gè)或多個(gè)（例如，陣列）表面線圈可以用作接收線圈來檢測(cè)MRI信號(hào)或在某些應(yīng)用中發(fā)送RF激勵(lì)信號(hào)。表面線圈可緊密靠近對(duì)象中的感興趣區(qū)域放置并且為了接收，典型地產(chǎn)生比通體RF線圈更高的信噪比（SNR）。

與上文相關(guān)，表面RF線圈陣列可以用于“并行成像”：一種為了加速M(fèi)R數(shù)據(jù)采集并且減少掃描時(shí)間而開發(fā)的技術(shù)。在并行成像中，多個(gè)接收RF線圈從感興趣區(qū)域或體積采集（或接收）數(shù)據(jù)。一般，并行成像加速率依賴于幾何因子（“g因子”），其自身取決于線圈幾何形狀和接收線圈陣列的線圈通道密度。因此，因?yàn)檩^小尺寸線圈元件和高通道計(jì)數(shù)顯示出產(chǎn)生較好（較?。缀我蜃?，常規(guī)做法是使用較小尺寸的線圈元件來增加線圈密度以便實(shí)現(xiàn)高的加速度并行成像。然而，這樣的現(xiàn)有技術(shù)可導(dǎo)致感興趣區(qū)域中B1滲透減少，這使陣列的基本SNR直接減少。這最終可以使由于總并行成像性能的幾何因子提高的增益減小或甚至無效，這不僅依賴于g因子，而且還依賴于圖像的基本SNR，如由以下方程所證實(shí)的：

其中SNRπ是并行成像SNR，SNR_base是沒有加速度的基本SNR，并且R是掃描時(shí)間減少因子。

因此，所需要的是提高總并行成像性能的系統(tǒng)和方法，并且特別是提高并行成像加速率而不使陣列的基本SNR減少的系統(tǒng)和方法。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

在實(shí)施例中，提供用于與磁共振成像裝置一起使用的并行成像的方法。該方法包括產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的縱向磁場(chǎng)B0、在目標(biāo)體積中產(chǎn)生大體上垂直于B0的橫向磁場(chǎng)B1、將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到目標(biāo)體積、利用表面線圈響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)送從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第一MRI數(shù)據(jù)以及利用體線圈響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)送從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第二MRI數(shù)據(jù)的步驟。第一MRI數(shù)據(jù)和第二MRI數(shù)據(jù)的采集大致同時(shí)發(fā)生。

在實(shí)施例中，提供磁共振成像系統(tǒng)。該系統(tǒng)包括：環(huán)繞目標(biāo)體積的體線圈組件，該體線圈組件配置成采用發(fā)送模式將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到目標(biāo)體積；和靠近目標(biāo)體積設(shè)置的表面線圈組件，該表面線圈組件電耦合于多個(gè)第一接收通道，其配置成從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)接收第一RF信號(hào)。體線圈組件電耦合于多個(gè)第二接收通道，其配置成采用接收模式從目標(biāo)接收第二RF信號(hào)。第二RF信號(hào)被卷線圈采集并且第一RF信號(hào)同時(shí)被表面線圈組件采集。

在實(shí)施例中，提供用于與磁共振成像裝置一起使用的并行成像的方法。該方法包括利用采用體線圈發(fā)送模式操作的體線圈將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到目標(biāo)體積、利用采用表面線圈接收模式操作的表面線圈從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第一磁共振成像信號(hào)、利用采用體線圈接收模式操作的體線圈使體線圈與表面線圈之間的相互耦合減少以及利用采用體線圈接收模式操作的體線圈從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第二磁共振信號(hào)的步驟，其中第一磁共振信號(hào)和第二磁共振信號(hào)的采集大致同時(shí)發(fā)生。

技術(shù)方案1：一種用于與磁共振成像裝置一起使用的并行成像的方法，所述方法包括以下步驟：產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的縱向磁場(chǎng)B0；產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的大體上垂直于B0的橫向磁場(chǎng)B1；將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到所述目標(biāo)體積；利用表面線圈，響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)送從所述目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第一MRI數(shù)據(jù)；以及利用體線圈，響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)送從所述目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第二MRI數(shù)據(jù)；其中所述第一MRI數(shù)據(jù)和所述第二MRI數(shù)據(jù)的采集大致同時(shí)發(fā)生。

技術(shù)方案2：如技術(shù)方案1所述的方法，其進(jìn)一步包括以下步驟：在MRI數(shù)據(jù)采集期間使所述體線圈與所述表面線圈之間的互耦減少。

技術(shù)方案3：如技術(shù)方案2所述的方法，其中：使所述體線圈與所述表面線圈之間的互耦減少的步驟包括產(chǎn)生高阻斷阻抗以在接收所述第二MRI數(shù)據(jù)時(shí)使所述體線圈中的RF電流減少。

技術(shù)方案4：如技術(shù)方案3所述的方法，其中：所述體線圈是鳥籠型體線圈。

技術(shù)方案5：如技術(shù)方案4所述的方法，其中：所述高阻斷阻抗在所述鳥籠型體線圈上的四個(gè)點(diǎn)處產(chǎn)生，所述四個(gè)點(diǎn)沿所述鳥籠型體線圈的端環(huán)每九十度分布。

技術(shù)方案6：如技術(shù)方案4所述的方法，其中：所述表面線圈是單通道線圈，其具有單個(gè)接收通道用于接收代表所述第一MRI數(shù)據(jù)的第一信號(hào)。

技術(shù)方案7：如技術(shù)方案4所述的方法，其中：所述表面線圈是多通道線圈，其具有多個(gè)接收通道用于接收代表所述第一MRI數(shù)據(jù)的第一信號(hào)。

技術(shù)方案8：如技術(shù)方案7所述的方法，其中：所述鳥籠型體線圈包括至少兩個(gè)接收通道，用于接收代表所述第二MRI數(shù)據(jù)的第二信號(hào)。

技術(shù)方案9：如技術(shù)方案1所述的方法，其中：所述目標(biāo)包括患者的軀干。

技術(shù)方案10：一種磁共振成像系統(tǒng)，其包括：體線圈組件，其環(huán)繞目標(biāo)體積，所述體線圈組件配置成采用發(fā)送模式將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到所述目標(biāo)體積；和表面線圈組件，其靠近所述目標(biāo)體積設(shè)置，所述表面線圈組件電耦合于多個(gè)第一接收通道，其配置成從所述目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)接收第一RF信號(hào)；其中所述體線圈組件電耦合于多個(gè)第二接收通道，其配置成采用接收模式從所述目標(biāo)接收第二RF信號(hào)；以及其中所述第二RF信號(hào)被所述卷線圈采集并且所述第一RF信號(hào)同時(shí)被所述表面線圈組件采集。

技術(shù)方案11：如技術(shù)方案10所述的磁共振成像系統(tǒng)，其進(jìn)一步包括：至少一個(gè)低輸入前置放大器，其電耦合于所述體線圈組件，所述低輸入前置放大器配置成產(chǎn)生高阻斷阻抗以使采用所述接收模式的體線圈組件的線圈元件中的RF電流減少。

技術(shù)方案12：如技術(shù)方案11所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中：所述高阻斷阻抗由并行LC諧振電路產(chǎn)生。

技術(shù)方案13：如技術(shù)方案11所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中：所述至少一個(gè)低輸入前置放大器是四個(gè)低輸入前置放大器，其在所述體線圈組件上的四個(gè)點(diǎn)處電耦合于所述體線圈組件。

技術(shù)方案14：如技術(shù)方案13所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中：所述體線圈組件是鳥籠型體線圈。

技術(shù)方案15：如技術(shù)方案14所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中：所述四個(gè)點(diǎn)沿所述鳥籠型體線圈的端環(huán)每九十度分布。

技術(shù)方案16：如技術(shù)方案15所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中：所述多個(gè)第二接收通道是兩個(gè)第二接收通道。

技術(shù)方案17：如技術(shù)方案10所述的磁共振成像系統(tǒng)，其進(jìn)一步包括：極化磁體，其配置成產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的縱向磁場(chǎng)B0。

技術(shù)方案18：如技術(shù)方案17所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中：所述體線圈配置成產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的大體上垂直于B0的橫向磁場(chǎng)B1。

技術(shù)方案19：一種用于與磁共振成像裝置一起使用的并行成像的方法，所述方法包括以下步驟：利用采用體線圈發(fā)送模式操作的體線圈將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到目標(biāo)體積；利用采用表面線圈接收模式操作的表面線圈從所述目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第一磁共振成像信號(hào)；利用采用體線圈接收模式操作的體線圈使所述體線圈與所述表面線圈之間的相互耦合減少；以及利用采用所述體線圈接收模式操作的體線圈從所述目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第二磁共振信號(hào)；其中所述第一磁共振信號(hào)和所述第二磁共振信號(hào)的采集大致同時(shí)發(fā)生。

技術(shù)方案20：如技術(shù)方案19所述的方法，其中：使所述體線圈與所述表面線圈之間的互耦減少的步驟包括在所述體線圈中產(chǎn)生高阻斷阻抗以在采集所述第二磁共振信號(hào)時(shí)使所述體線圈中的RF電流減少。

技術(shù)方案21：如技術(shù)方案19所述的方法，其中：所述體線圈是鳥籠型體線圈。

技術(shù)方案22：如技術(shù)方案21所述的方法，其中：所述表面線圈具有多個(gè)通道用于接收所述第一磁共振信號(hào)；并且所述鳥籠型體線圈具有至少兩個(gè)通道用于接收所述第二磁共振信號(hào)。

示例1：一種用于與磁共振成像裝置（10）一起使用的并行成像的方法，所述方法包括以下步驟：產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積（55）的縱向磁場(chǎng)B0；產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積（55）的大體上垂直于B0的橫向磁場(chǎng)B1；將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到所述目標(biāo)體積（55）；利用表面線圈（57），響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)送從所述目標(biāo)體積（55）內(nèi)的目標(biāo)采集第一MRI數(shù)據(jù)；以及利用體線圈（56），響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)送從所述目標(biāo)體積（55）內(nèi)的目標(biāo)采集第二MRI數(shù)據(jù)；其中所述第一MRI數(shù)據(jù)和所述第二MRI數(shù)據(jù)的采集大致同時(shí)發(fā)生。

示例2：如示例1所述的方法，其進(jìn)一步包括以下步驟：在MRI數(shù)據(jù)采集期間使所述體線圈（56）與所述表面線圈（57）之間的互耦減少。

示例3：如示例2所述的方法，其中：使所述體線圈（56）與所述表面線圈（57）之間的互耦減少的步驟包括產(chǎn)生高阻斷阻抗以在接收所述第二MRI數(shù)據(jù)時(shí)使所述體線圈（56）中的RF電流減少。

示例4：如示例3所述的方法，其中：所述體線圈（56）是鳥籠型體線圈。

示例5：如示例4所述的方法，其中：所述高阻斷阻抗在所述鳥籠型體線圈上的四個(gè)點(diǎn)處產(chǎn)生，所述四個(gè)點(diǎn)沿所述鳥籠型體線圈的端環(huán)每九十度分布。

示例6：如示例4所述的方法，其中：所述表面線圈（57）是單通道線圈，其具有單個(gè)接收通道用于接收代表所述第一MRI數(shù)據(jù)的第一信號(hào)。

示例7：如示例4所述的方法，其中：所述表面線圈（57）是多通道線圈，其具有多個(gè)接收通道用于接收代表所述第一MRI數(shù)據(jù)的第一信號(hào)。

示例8：如示例7所述的方法，其中：所述鳥籠型體線圈（56）包括至少兩個(gè)接收通道，用于接收代表所述第二MRI數(shù)據(jù)的第二信號(hào)。

示例9：如示例1所述的方法，其中：所述目標(biāo)包括患者的軀干。

示例10：一種磁共振成像系統(tǒng)（10），其包括：體線圈組件（56），其環(huán)繞目標(biāo)體積（55），所述體線圈組件（56）配置成采用發(fā)送模式將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到所述目標(biāo)體積（55）；和表面線圈組件（57），其靠近所述目標(biāo)體積（55）設(shè)置，所述表面線圈組件（57）電耦合于多個(gè)第一接收通道，其配置成從所述目標(biāo)體積（55）內(nèi)的目標(biāo)接收第一RF信號(hào)；其中所述體線圈組件（56）電耦合于多個(gè)第二接收通道，其配置成采用接收模式從所述目標(biāo)接收第二RF信號(hào)；以及其中所述第二RF信號(hào)被所述體線圈（56）采集并且所述第一RF信號(hào)同時(shí)被所述表面線圈組件（57）采集。

示例11：如示例10所述的磁共振成像系統(tǒng)（10），其進(jìn)一步包括：至少一個(gè)低輸入前置放大器（104），其電耦合于所述體線圈組件（56），所述低輸入前置放大器配置成產(chǎn)生高阻斷阻抗以使采用所述接收模式的體線圈（56）組件的線圈元件中的RF電流減少。

示例12：如示例11所述的磁共振成像系統(tǒng)（10），其中：所述高阻斷阻抗由并行LC諧振電路（112）產(chǎn)生。

示例13：如示例11所述的磁共振成像系統(tǒng)（10），其中：所述至少一個(gè)低輸入前置放大器（104）是四個(gè)低輸入前置放大器，其在所述體線圈（56）組件上的四個(gè)點(diǎn)處電耦合于所述體線圈（56）組件。

示例14：如示例13所述的磁共振成像系統(tǒng)（10），其中：所述體線圈組件（56）是鳥籠型體線圈。

示例15：如示例14所述的磁共振成像系統(tǒng)，其中：所述四個(gè)點(diǎn)沿所述鳥籠型體線圈的端環(huán)每九十度分布。

附圖說明

本發(fā)明將參考附圖閱讀從閱讀非限制性實(shí)施例的下列描述中更好理解，其中在下文：

圖1示意描繪包含本發(fā)明的實(shí)施例的示范性磁共振成像（MRI）系統(tǒng)。

圖2是與圖1中示出的MRI系統(tǒng)的體線圈饋電回路操作連接的并行LC諧振電路的示意圖。

圖3是圖1中示出的MRI系統(tǒng)的鳥籠型體線圈的示意圖示。

圖4是圖3的鳥籠型體線圈的軸向圖。

圖5是示出如與傳統(tǒng)的2端口饋電設(shè)計(jì)相比的4端口饋電鳥籠型體線圈的B1圖的仿真結(jié)果的圖。

具體實(shí)施方式

在下文將詳細(xì)參考本發(fā)明的示范性實(shí)施例，其的示例在附圖中圖示。在可能的情況下，在整個(gè)圖中使用的相同參考字符指相同或類似的部件，而沒有重復(fù)描述。盡管本發(fā)明的示范性實(shí)施例關(guān)于MRI體（發(fā)送）線圈和MRI表面（接收）線圈陣列描述，本發(fā)明的實(shí)施例可大體上也能適用與并行線圈RF收發(fā)器一起使用。

如本文使用的，術(shù)語“大致”、“大體上”和“大約”指示相對(duì)于適合實(shí)現(xiàn)部件或組件的功能目的的理想期望條件在合理可實(shí)現(xiàn)制造和組裝公差內(nèi)的條件。如本文使用的，“電耦合”、“電連接”和“電通信”意指所引用的元件直接或間接連接使得電流可從一個(gè)流到另一個(gè)。連接可包括直接傳導(dǎo)連接（即，沒有中間電容、感應(yīng)或有源元件）、感應(yīng)連接、電容連接和/或任何其他適合的電連接?？纱嬖谥虚g元件。

圖1示出包含本發(fā)明的實(shí)施例的示范性磁共振成像（MRI）系統(tǒng)10的主要部件。從操作員控制臺(tái)12控制系統(tǒng)的操作，該操作員控制臺(tái)12包括鍵盤或其他輸入設(shè)備13、控制面板14和顯示屏16。輸入設(shè)備13可以包括鼠標(biāo)、操縱桿、鍵盤、軌跡球、觸摸式激活屏、光索、語音控制或任何相似或等同的輸入設(shè)備，并且可用于交互式幾何指示?？刂婆_(tái)12通過鏈路18與使操作員能夠控制圖像的在顯示屏16上的產(chǎn)生和顯示的獨(dú)立計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20通信。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20包括通過底板20a而彼此通信的許多模塊。

計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20的模塊包括圖像處理器模塊22、CPU模塊24和存儲(chǔ)器模塊26，其可包括用于存儲(chǔ)圖像數(shù)據(jù)陣列的幀緩沖器。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20鏈接到存檔媒體設(shè)備、永久或備份存儲(chǔ)器設(shè)備或網(wǎng)絡(luò)以用于存儲(chǔ)圖像數(shù)據(jù)和程序，并且通過高速信號(hào)鏈路34與獨(dú)立MRI系統(tǒng)控制32通信。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20和MRI系統(tǒng)控制32共同形成“MRI控制器”33。

MRI系統(tǒng)控制32包括通過底板32a而連接在一起的一組模塊。這些包括CPU模塊36以及脈沖發(fā)生器模塊38。CPU模塊36通過數(shù)據(jù)鏈路40連接到操作員控制臺(tái)12。MRI系統(tǒng)控制32從操作員接收命令來指示要執(zhí)行的掃描序列是通過鏈路40。CPU模塊36操作系統(tǒng)部件來實(shí)施期望的掃描序列并且產(chǎn)生這樣的數(shù)據(jù)，其指示產(chǎn)生的RF脈沖的時(shí)序、強(qiáng)度和形狀以及數(shù)據(jù)采集窗口的時(shí)序和長(zhǎng)度。CPU模塊36連接到MRI控制器33所操作的若干部件，其包括脈沖發(fā)生器模塊38（其控制梯度放大器42，在下文進(jìn)一步論述）、生理采集控制器（“PAC”）44和掃描室接口電路46。

CPU模塊36從生理采集控制器44接收患者數(shù)據(jù)，該生理采集控制器44從連接到患者的許多不同的傳感器接收信號(hào)，例如來自附連到患者的電極的ECG信號(hào)。并且最后，CPU模塊36從掃描室接口電路46接收來自與患者和磁體系統(tǒng)的條件關(guān)聯(lián)的各種傳感器的信號(hào)。MRI控制器33命令患者定位系統(tǒng)48使患者或客戶C移向期望位置以用于掃描也是通過掃描室接口電路46的。

脈沖發(fā)生器模塊38操作梯度放大器42來實(shí)現(xiàn)在掃描期間產(chǎn)生的梯度脈沖的期望時(shí)序和形狀。由脈沖發(fā)生器模塊38產(chǎn)生的梯度波形應(yīng)用于梯度放大器系統(tǒng)42，其具有Gx、Gy和Gz放大器。每個(gè)梯度放大器激勵(lì)梯度線圈組件中的對(duì)應(yīng)物理梯度線圈（大體上指示為50）來產(chǎn)生用于空間編碼采集信號(hào)的磁場(chǎng)梯度。梯度線圈組件50形成磁體組件52的部分，其還包括極化磁體54（其在操作中在被磁體52包圍的整個(gè)目標(biāo)體積55中提供均勻的縱向磁場(chǎng)B0）和通體（發(fā)送和接收）RF線圈56（其在操作中提供貫穿目標(biāo)體積55的大體上垂直于B0的橫向磁場(chǎng)B1）。

在本發(fā)明的實(shí)施例中，RF線圈56是多通道線圈。MRI裝置還包括表面（接收）線圈57，其可以是單或多通道。MRI系統(tǒng)控制32中的收發(fā)器模塊58產(chǎn)生脈沖，其被RF放大器60放大并且通過發(fā)送/接收開關(guān)62而耦合于RF線圈56。所得的由患者中的激發(fā)核發(fā)射的信號(hào)可被相同RF線圈56以及被專用接收線圈57感測(cè)，并且通過發(fā)送/接收開關(guān)62而耦合于前置放大器64。放大的MR信號(hào)在收發(fā)器58的接收段中被解調(diào)、過濾和數(shù)字化。發(fā)送/接收開關(guān)62被來自脈沖發(fā)生器模塊32的信號(hào)所控制以在發(fā)送模式期間使RF放大器60電連接到線圈56并且在接收模式期間使前置放大器64連接到線圈56。發(fā)送/接收開關(guān)62還可以使表面RF線圈57能夠在發(fā)送模式或接收模式中使用。

按照常規(guī)，處于接收模式的表面線圈57將耦合于體線圈56（以與其相同的頻率共振），以便最佳地接收在發(fā)送模式期間發(fā)送的RF脈沖的回聲。然而，在表面RF線圈57未用于發(fā)送的情況下，則它在體線圈56在發(fā)送RF脈沖時(shí)將有必要使表面線圈57與體線圈56去耦。按照常規(guī)，去耦將使用二極管來激活與表面線圈57操作連接的去諧電路而完成。用于去耦的其他方法在本領(lǐng)域內(nèi)也是眾所周知的，例如在美國(guó)專利號(hào)8,207,736中描述的那些，其通過引用合并于此。

在多通道RF線圈56和/或表面線圈57拾取由目標(biāo)的激勵(lì)所產(chǎn)生的RF信號(hào)之后，收發(fā)器模塊58使這些信號(hào)數(shù)字化。MRI控制器33然后通過傅里葉變換來處理數(shù)字化信號(hào)以產(chǎn)生k空間數(shù)據(jù)，其然后經(jīng)由MRI系統(tǒng)控制32被傳輸?shù)酱鎯?chǔ)器模塊66，或其他計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)?！坝?jì)算機(jī)可讀介質(zhì)”可包括例如配置使得電、光或磁狀態(tài)可采用常規(guī)計(jì)算機(jī)可感知且可再生的方式固定的結(jié)構(gòu)：例如打印到紙上或在屏幕、光盤或其他光存儲(chǔ)介質(zhì)；閃速存儲(chǔ)器、EEPROM、SDRAM或其他電存儲(chǔ)介質(zhì)；軟盤或其他磁盤、磁帶或其他磁存儲(chǔ)介質(zhì)上顯示的文本或圖像。

當(dāng)在計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)66中采集原始k空間數(shù)據(jù)陣列時(shí)，掃描是完整的。該原始k空間數(shù)據(jù)對(duì)于要重建的每個(gè)圖像重設(shè)為獨(dú)立k空間數(shù)據(jù)陣列，并且這些中的每個(gè)被輸入陣列處理器68，其操作成將數(shù)據(jù)傅里葉變換為圖像數(shù)據(jù)陣列。該圖像數(shù)據(jù)通過數(shù)據(jù)鏈路34被輸送到計(jì)算機(jī)系統(tǒng)20，在這里它存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中。響應(yīng)于從操作員控制臺(tái)12接收的命令，該圖像數(shù)據(jù)可在長(zhǎng)期存儲(chǔ)中存檔或它可被圖像處理器22進(jìn)一步處理并且輸送到操作員控制臺(tái)12且在顯示器16上呈現(xiàn)。

為了提高總并行成像性能并且特別提高并行成像加速率而不使線圈陣列的基本SNR降低，本發(fā)明除處于接收模式的表面線圈57的接收通道外預(yù)想還使用體線圈56的接收通道。特別地，在實(shí)施例中，MRI系統(tǒng)10使用來自體線圈通道的同時(shí)用表面線圈陣列采集的信號(hào)以進(jìn)一步提高M(jìn)RI的并行成像性能。

例如，在實(shí)施例中，表面線圈57具有多個(gè)接收通道，例如N數(shù)量個(gè)接收通道，其配置成拾取由目標(biāo)激勵(lì)所產(chǎn)生的RF信號(hào)，其中N是大于0的整數(shù)。除表面線圈57的N個(gè)接收通道外，由目標(biāo)激勵(lì)所產(chǎn)生的RF信號(hào)也被體線圈56的兩個(gè)接收通道所采集。在實(shí)施例中，體線圈56是鳥籠型體線圈。將鳥籠型體線圈56的兩個(gè)接收通道添加到N通道表面陣列將使整個(gè)接收線圈組件陣列的通道計(jì)數(shù)從N通道表面線圈陣列增加到N+2通道陣列。視場(chǎng)（FOV）內(nèi)該價(jià)高接收通道計(jì)數(shù)導(dǎo)致較小的g因子并且從而更高的加速度。

如上文所指的，典型地，體線圈和接收線圈互斥。在發(fā)送模式中，體線圈56將典型地被使能來發(fā)送RF脈沖并且接收線圈（典型地，表面線圈57）將被禁用或去耦。相似地，在體線圈56將被使能時(shí)，在接收模式中，接收線圈（即，表面線圈陣列57）將由于它們對(duì)MR信號(hào)接收的高SNR而被啟用。確實(shí)，體線圈56與表面線圈57之間的互耦可以使圖像質(zhì)量下降。

與上文有關(guān)，為了同時(shí)使用鳥籠型體線圈56的兩個(gè)接收通道與表面線圈57的接收通道而不損害系統(tǒng)10的總性能，即不以圖像質(zhì)量為代價(jià)來實(shí)現(xiàn)較高成像加速率，特定體饋電方案可用于減少RF線圈之間的互耦。

參考圖2-5，前置放大器接口方案應(yīng)用于體線圈56以便減少體線圈56與表面線圈陣列57之間的互耦。特別地，前置放大器去耦技術(shù)使用低輸入阻抗前置放大器來產(chǎn)生高阻斷阻抗以在從連接的線圈回路接收MR信號(hào)時(shí)使體線圈回路中的RF電流減少。線圈陣列的每個(gè)線圈元件中RF電流的減少導(dǎo)致RF陣列的線圈元件之間的互耦減少。更具體地，體線圈56中的電流減少導(dǎo)致接收表面線圈陣列57與體線圈56之間的感應(yīng)耦合減少。因此，體線圈56的兩個(gè)接收通道可與表面線圈陣列57的接收通道同時(shí)使用來實(shí)現(xiàn)較高成像加速率而未使陣列的基本SNR大大降低并且因此未損害總性能。

特別參考圖2，與接收表面線圈設(shè)計(jì)相似的半波傳送線100、102可用于連接低輸入阻抗前置放大器104、106和每個(gè)體線圈饋電回路108、110。前置放大器低輸入阻抗被傳輸?shù)金侂娀蚱ヅ潼c(diǎn)。匹配電路（例如，并行LC諧振電路112、114）創(chuàng)建高阻斷阻抗。

合成高阻抗使體線圈56的每個(gè)饋電回路中的流動(dòng)電流減少或阻斷它。因此，表面接收線圈57與體線圈56之間的互感耦合在接收模式減少。然而，如將容易意識(shí)到的，簡(jiǎn)單地在任意饋電回路或點(diǎn)處創(chuàng)建高阻抗破壞鳥籠型體線圈56的對(duì)稱性，需要該對(duì)稱性來產(chǎn)生對(duì)稱且均勻的接收B1場(chǎng)圖。為了在創(chuàng)建一些高阻抗點(diǎn)時(shí)保持鳥籠型體線圈56的對(duì)稱性，四個(gè)端口用于饋送或接收信號(hào)。在實(shí)施例中，這四個(gè)端口沿鳥籠型端環(huán)每九十度分布。圖3和4描繪處于接收模式的四端口饋電鳥籠型體線圈56。

由于前置放大器去耦，鳥籠型體線圈56的每個(gè)環(huán)未共享相同阻抗。創(chuàng)建的高阻抗點(diǎn)右-左且在前部位置對(duì)稱分布。圖5圖示具有前置放大器去耦的4端口饋電鳥籠56（在120處示出）的B1圖的仿真結(jié)果，其與傳統(tǒng)的2端口饋電鳥籠型設(shè)計(jì)（在130處示出）相同。如將容易意識(shí)到的，四個(gè)高阻抗網(wǎng)格完全不影響B(tài)1均勻性。

如將容易意識(shí)到的，該技術(shù)使表面線圈陣列和體線圈兩者都能夠采用接收模式以較少的互耦操作來實(shí)現(xiàn)較好的信噪比。特別地，這允許體線圈56的兩個(gè)接收通道與表面線圈57的接收通道同時(shí)使用以便在視場(chǎng)內(nèi)實(shí)現(xiàn)較高通道計(jì)數(shù)，這進(jìn)而導(dǎo)致較小的g因子和較高并行成像SNR。因?yàn)榕c體線圈56的前置放大器軟去耦在接收模式提供額外去耦，技術(shù)使表面線圈陣列57上需要的有源去耦電路減少。由于去耦電路產(chǎn)生噪聲作為副作用，有源去耦電路中這樣的減少提供體線圈56的高本征SNR。

一般，通過提高基本SNR和g因子兩者，同時(shí)使用MRI系統(tǒng)10的鳥籠型體線圈56的兩個(gè)接收通道與表面線圈陣列57的接收通道來采集MR信號(hào)提高了總并行成像性能，其包括SNR提高和掃描時(shí)間減少。在實(shí)施例中，系統(tǒng)10可用于軀干腹部成像，其中從鳥籠型體線圈56添加兩個(gè)通道接收器可以提高深層組織中的基本SNR并且減少g因子，但本發(fā)明不意在局限于任何特定應(yīng)用。不管應(yīng)用如何，除使用局部表面線圈來以提高的g因子和基本SNR提高并行成像性能外，本發(fā)明還使用卷線圈，例如鳥籠型體線圈。

在實(shí)施例中，本發(fā)明預(yù)想新的并行成像應(yīng)用，例如在AP方向上實(shí)現(xiàn)加速并行成像而不借助使用前表面線圈。

在再其他實(shí)施例中，對(duì)于表面線圈陣列組件和鳥籠型體線圈，通過向表面線圈陣列增加鳥籠型體線圈靈敏度（其包括B1相信息），g因子可減少并且基本SNR提高。與此有關(guān)，鳥籠型體線圈因它們的空間均勻性而眾所周知并且主要用于發(fā)送RF脈沖，如本文論述的。在此以前認(rèn)為添加兩個(gè)通道形成體線圈對(duì)改變g因子并未增加什么價(jià)值，因?yàn)間因子很大程度上依賴磁場(chǎng)B1空間信息。確實(shí)，空間均勻的B1對(duì) g因子將完全沒有貢獻(xiàn)。

然而，鳥籠型線圈的相對(duì)均勻的B1分布僅在真空或非傳導(dǎo)介質(zhì)中存在，例如硅油人體模型。人組織內(nèi)部鳥籠型線圈的B1在磁場(chǎng)強(qiáng)度由于波長(zhǎng)效應(yīng)而增加時(shí)變得越來越不均勻。如通常觀察到的，從硅油人體模型采集的圖像比從3T處的體內(nèi)成像采集的均勻得多，因?yàn)閬碜曾B籠型體線圈的I和Q通道的B1的幅度和相位兩者都失真。

此外，g因子計(jì)算不僅借助幅度而且還借助線圈B1靈敏度的相位空間分布。即使真空中鳥籠型體線圈的幅度相對(duì)均勻，發(fā)現(xiàn)鳥籠型體線圈的B1相位在真空中顯示明顯的空間變化。因此，在實(shí)施例中，在鳥籠型體線圈靈敏度的B1的幅度和相位中的本征相位空間變化和感應(yīng)B1變化兩者都可以用于進(jìn)一步提高通體組件陣列的總g因子，例如上文描述的N通道表面線圈陣列加上2通道鳥籠型體線圈。

盡管上文描述的本發(fā)明的實(shí)施例公開同時(shí)使用鳥籠型體線圈的接收通道與表面線圈組件的接收通道來采集MRI數(shù)據(jù)，本發(fā)明在該方面不這樣受限制。特別地，預(yù)想其他類型的體線圈或體線圈陣列可以采用相似的方式使用以同時(shí)采集MRI數(shù)據(jù)。例如，體線圈可以是橫向電磁（TEM）卷線圈，其典型地具有8至32個(gè)通道。與此有關(guān)，因?yàn)樵S多通道，多個(gè)前置放大器可用于使表面線圈去耦并且實(shí)現(xiàn)與上文描述的實(shí)施例相似的提高的并行成像性能。

在實(shí)施例中，提供用于與磁共振成像裝置一起使用的并行成像的方法。方法包括以下步驟：產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的縱向磁場(chǎng)B0、產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的大體上垂直于B0的橫向磁場(chǎng)B1、將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到目標(biāo)體積、利用表面線圈響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)送從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第一MRI數(shù)據(jù)以及利用體線圈響應(yīng)于RF脈沖的發(fā)送從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第二MRI數(shù)據(jù)。第一MRI數(shù)據(jù)和第二MRI數(shù)據(jù)的采集大致同時(shí)發(fā)生。方法還可包括使在MRI數(shù)據(jù)采集期間體線圈與表面線圈之間的互耦減少的步驟。在實(shí)施例中，使體線圈與表面線圈之間的互耦減少的步驟包括產(chǎn)生高阻斷阻抗以在接收第二MRI數(shù)據(jù)時(shí)使體線圈中的RF電流減少。在實(shí)施例中，體線圈是鳥籠型體線圈。在實(shí)施例中，在鳥籠型體線圈上的四個(gè)點(diǎn)處產(chǎn)生高阻斷阻抗，這四個(gè)點(diǎn)沿鳥籠型體線圈的端環(huán)每九十度分布。在實(shí)施例中，表面線圈是單通道線圈，其具有單個(gè)接收通道用于接收代表第一MRI數(shù)據(jù)的第一信號(hào)。在另一個(gè)實(shí)施例中，表面線圈可以是多通道線圈，其具有多個(gè)接收通道用于接收代表第一MRI數(shù)據(jù)的第一信號(hào)。在實(shí)施例中，鳥籠型體線圈包括至少兩個(gè)接收通道，用于接收代表第二MRI數(shù)據(jù)的第二信號(hào)。在實(shí)施例中，目標(biāo)可包括患者的軀干。

在實(shí)施例中，提供磁共振成像系統(tǒng)。該系統(tǒng)包括：環(huán)繞目標(biāo)體積的體線圈組件，該體線圈組件配置成采用發(fā)送模式將多個(gè)RF脈沖發(fā)送到目標(biāo)體積；和靠近目標(biāo)體積設(shè)置的表面線圈組件，該表面線圈組件電耦合于多個(gè)第一接收通道，其配置成從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)接收第一RF信號(hào)。體線圈組件電耦合于多個(gè)第二接收通道，其配置成采用接收模式從目標(biāo)接收第二RF信號(hào)。第二RF信號(hào)被卷線圈采集并且第一RF信號(hào)同時(shí)被表面線圈組件采集。在實(shí)施例中，磁共振成像系統(tǒng)可包括至少一個(gè)低輸入前置放大器，其電耦合于體線圈組件。低輸入前置放大器配置成產(chǎn)生高阻斷阻抗以采用接收模式使體線圈組件的線圈元件中的RF電流減少。在實(shí)施例中，高阻斷阻抗由并行LC諧振電路產(chǎn)生。在實(shí)施例中，至少一個(gè)低輸入前置放大器是四個(gè)低輸入前置放大器，其在體線圈組件上的四個(gè)點(diǎn)處電耦合于體線圈組件。在實(shí)施例中，體線圈組件是鳥籠型體線圈。在實(shí)施例中，四個(gè)點(diǎn)沿鳥籠型體線圈的端環(huán)每九十度分布。在實(shí)施例中，多個(gè)第二接收通道是兩個(gè)第二接收通道。在實(shí)施例中，系統(tǒng)還可包括極化磁體，其配置成產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的縱向磁場(chǎng)B0。在實(shí)施例中，體線圈配置成產(chǎn)生貫穿目標(biāo)體積的大體上垂直于B0的橫向磁場(chǎng)B1。

在實(shí)施例中，提供用于與磁共振成像裝置一起使用的并行成像的方法。該方法包括以下步驟：利用采用體線圈發(fā)送模式操作的體線圈向目標(biāo)體積發(fā)送多個(gè)RF脈沖、利用采用表面線圈接收模式操作的表面線圈從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第一磁共振信號(hào)、利用采用體線圈接收模式操作的體線圈使體線圈與表面線圈之間的互耦減少以及利用采用體線圈接收模式操作的體線圈從目標(biāo)體積內(nèi)的目標(biāo)采集第二磁共振信號(hào)，其中第一磁共振信號(hào)和第二磁共振信號(hào)的采集大致同時(shí)發(fā)生。在實(shí)施例中，使體線圈與表面線圈之間的互耦減少的步驟包括在體線圈中產(chǎn)生高阻斷阻抗以在采集第二磁共振信號(hào)時(shí)使體線圈中的RF電流減少。在實(shí)施例中，體線圈是鳥籠型體線圈。在實(shí)施例中，表面線圈具有多個(gè)通道用于接收第一磁共振信號(hào)并且鳥籠型體線圈具有至少兩個(gè)通道用于接收第二磁共振信號(hào)。

要理解上文的描述意在為說明性而非限制性的。例如，上文描述的實(shí)施例（和/或其方面）可互相結(jié)合使用。另外，可做出許多修改以使特定情況或材料適應(yīng)本發(fā)明的教導(dǎo)而不偏離它的范圍。

盡管本文描述的材料的尺寸和類型意在限定本發(fā)明的參數(shù)，它們絕不是限制性而是示范性實(shí)施例。在回顧上文的描述時(shí)，許多其他實(shí)施例對(duì)于本領(lǐng)域內(nèi)技術(shù)人員將是明顯的。本發(fā)明的范圍因此應(yīng)該參考附上的權(quán)利要求與這樣的權(quán)利要求擁有的等同物的全范圍而確定。在附上的權(quán)利要求中，術(shù)語“包含”和“在…中”用作相應(yīng)術(shù)語“包括”和“其中”的易懂語的等同物。此外，在下列權(quán)利要求中，例如“第一”、“第二”、“第三”、“上”、“下”、“底部”、“頂部”等術(shù)語僅僅用作標(biāo)簽，并且不意在對(duì)它們的對(duì)象施加數(shù)值或位置要求。此外，下列權(quán)利要求的限制沒有采用部件加功能格式書寫并且不意在基于35U.S.C§112的第六段解釋，除非并且直到這樣的權(quán)利要求限定明確地使用后跟功能描述而無其他結(jié)構(gòu)的短語“用于…的部件”。

該書面描述使用示例來公開本發(fā)明的若干實(shí)施例，其包括最佳模式，并且還使本領(lǐng)域內(nèi)普通技術(shù)人員能夠?qū)嵺`本發(fā)明的實(shí)施例，包括制作和使用任何設(shè)備或系統(tǒng)和進(jìn)行任何包含的方法。本發(fā)明的專利范圍由權(quán)利要求限定，并且可包括本領(lǐng)域內(nèi)普通技術(shù)人員想到的其他示例。這樣的其他示例如果其具有不與權(quán)利要求的書面語言不同的結(jié)構(gòu)元件，或者如果其包括與權(quán)利要求的書面語言無實(shí)質(zhì)區(qū)別的等同結(jié)構(gòu)元件則意在權(quán)利要求的范圍內(nèi)。

如本文使用的，采用單數(shù)列舉的并且具有單詞“一”或“一個(gè)”在前的元件或步驟應(yīng)該理解為不排除復(fù)數(shù)個(gè)所述元件或步驟，除非這樣的排除明確地規(guī)定。此外，對(duì)本發(fā)明的“一個(gè)實(shí)施例”的引用不意在解釋為排除也包含列舉的特征的另外的實(shí)施例的存在。此外，除非相反地明確規(guī)定，“包括”或“具有”具有特定性質(zhì)的元件或多個(gè)元件的實(shí)施例可包括不具有該性質(zhì)的另外的這樣的元件。

因?yàn)榭稍谏衔拿枋龅谋景l(fā)明中做出某些改變而不偏離本文牽涉的本發(fā)明的精神和范圍，規(guī)定上文的描述或在附圖中示出的主旨中的全部應(yīng)該僅解釋為說明本文的發(fā)明性概念的示例并且不應(yīng)解釋為限制本發(fā)明。