专利名称：用于患者安全性和经改进的扫描性能的实时局部和全身sar估计的制作方法
技术领域：
本申请涉及诊断成像技术。其具体应用于患者安全性以及相关的经改进的扫描性 能(在射频(RF)占空比方面)的领域，并且将具体参考其进行描述。此外，与高场强磁共 振成像(MRI)有关的局部比吸收率(SAR)热点的估计和抑制。然而，应当认识到，其还可应 用于对其他信息的优化和处理，并且不必受限于上述应用。
背景技术：
对于许多较高场强的MR应用而言，局部SAR是限制性的因素。SAR的沉积随着较 高的场强而增加并限制RF功率、占空比和可用的翻转角，从而导致扫描采集时间的延长以 满足指定的SAR限值。对于单发送器系统而言，SAR相对容易计算，因为所有的天线元件以 相同的幅度和其间固定的相移发送。此外，实验所需的RF脉冲的形状是已知的并将其连同 它们的SAR存储于形状库中。随着其中每个线圈元件都具有潜力来独立发送其特有的幅度 和相位的多发送系统的出现，基于每个通道计算SAR必须同时考虑并行RF发送脉冲，该并 行RF发送脉冲仅仅能够基于例如B1绘图的附加信息进行计算，并且因此是实验/患者特 异性的。RF安全性是在活体内并行发送MRI扫描的先决条件，换言之，必须保证使用多通 道RF发送线圈在SAR限值内进行扫描。除非扫描是“SAR安全的”，否则它们不能够开始。 在具有多个发送通道的MR系统中，能够通过将电场信息整合到RF脉冲设计中来计算SAR 降低的RF脉冲。在过去，已经使用了对于每个个体(例如，眼)通用的考虑到已知SAR热 点来构建RF脉冲的方法。这通常不能满足于全身成像，因为SAR热点能够在患者之间、以 及在RF脉冲之间在位置和幅度两方面有变化。因此，在一个患者体内将SAR限制为可接受 水平的RF脉冲序列可能不能对另一患者也那样的限制。此外，适合已知静态热点的RF序 列可能无意间加重在其他位置的未知的患者特异性的热点。一种可能的解决方案是开发对所有患者安全的SAR的最差情况方案评估。然而， 该解决方案将相当大地限制所允许的RF占空比，使得变得严重危及MRI系统在结合在活体 内的并行发送扫描中的使用。针对患者定制SAR计算的能力将比使用一揽子方案或已知针 对所有患者的条件更为有益。当前RF序列不是基于逐个患者构建的一个具体的原因是对于临床相关空间RF脉 冲(例如局部激发和放大成像)而言，需要能够加速这些类型的RF脉冲(TxSENSE)的并行 发送系统。对于RF序列而言，基本的先决条件是对SAR进行有效估计的可获得性。此外， 精确的SAR估计(包括全身和局部SAR值以及任选SAR绘图)高度需要患者相关的E-场 和患者位置的可获得性。由仿真获得的场数据某种程度上不同于扫描仪中的实际场。用于 E-场仿真而非实际患者的生物网格模型的使用导致难以特征化的系统误差。对于标准的单 通道鸟笼线圈RF发送组件而言，RF波形对于每个Tx线圈元件是相同的，并且仅存在相位 的增加(例如8个元件45° )。对于多个Tx线圈元件而言，该计算更为复杂，因为每个通道可能具有不同但固定的幅度和相位。在更为复杂的扫描中，诸如对于2D/3D空间选择性 脉冲，每个通道可能具有动态改变的幅度和相位。为了计算在标准中指定的所有SAR类型(局部和全身的)以及任选地计算针对多 通道RF发送系统(例如，八个发送通道)的患者的SAR绘图，该系统执行大量的计算(例如 TeraFLOPs)高达IOltl或更高的计算量，其取决于用于计算的模型和单元的分辨率。该过程 将持续若干分钟并且实际不能够随着患者在扫描仪内等待实际诊断扫描开始而实时执行。本申请提供了一种新的经改进的磁共振系统，其克服了以上涉及的问题和其他问 题。

发明内容
根据一个方面，提供了一种磁共振系统。主磁体在检查区域生成大体上均勻的主 磁场。射频组件在检查区域内的受检者的选定偶极子中诱发磁共振，并接收该磁共振。比 吸收率计算处理器计算比吸收率并确定局部比吸收率热点。序列控制器设计RF激励脉冲， 其负责局部比吸收率热点并保持传输给热点的能量处在可接受的水平之下。根据另一方面，提供了一种磁共振系统。主磁体在检查区域生成大体上均勻的主 磁场。射频组件在检查区域内的受检者的选定偶极子中诱发磁共振，并接收该磁共振。比 吸收率计算处理器计算比吸收率并确定局部比吸收率热点。图形卡并行处理非图形信息。根据另一方面，提供了一种磁共振的方法。在检查区域生成大体上均勻的主磁场。 在检查区域内的受检者的选定偶极子中诱发磁共振，并接收该磁共振。确定在检查区域中 的受检者的位置。计算比吸收率。计算负责所计算的比吸收率的全身安全RF脉冲波形。如 果例如第一 RF脉冲估计不满足SAR限值，或如Tk (重复时间)的其他系统参数被延长，这 可以迭代地完成。一个优点在于有效验证并行发送扫描不违反现有FDA或国际电工委员会 (International Electrotechnical Commission)白勺限制白勺會巨力。另一优点在于对SAR值、热点和空间SAR分布的经提高的计算速度。另一优点在于针对个体患者自定义SAR计算的能力。另一优点在于基于患者的SAR图创建最优RF脉冲序列的能力。另一优点在于基于患者与患者确定诸如E-场和患者位置的特定信息的能力。另一优点在于检测用于SAR模型适应性调整的异物或外科移植物的能力。本领域的普通技术人员通过阅读和理解下面的详细描述将认识到本发明的更进 一步优点。


本发明可以具体化为不同的部件或部件布置，以及具体化为不同的步骤和步骤安 排。附图仅用于图示说明不同的方面，而不应解释为是对本发明的限制。图1是根据本申请的磁共振成像装置的图解说明；图2包括在RF激励期间用于PUC采样的示例性波形；图3是热点抑制对经验性确定的权重因子的依赖性的曲线图；图4是并未考虑所有可获得的信息的备选方法与考虑所有信息的实施例的比较；
图5是计算SAR的最差情况方案方法与考虑所有信息的实施例的比较。
具体实施例方式参考图1，磁共振扫描仪10被图示为包括螺线管主磁体组件12的闭合孔径系统， 尽管也涵盖开放的和其他磁体构造。主磁体组件12产生沿成像区域的水平轴取向的大体 上恒定的主磁场氏。应当理解，也涵盖诸如垂直的和其他构造的其他磁体布置。孔径型系 统内的主磁体12通常可以具有大约0. 5T到7. OT或更大的场强。梯度线圈组件14在成像区域 内产生磁场梯度，用于对主磁场进行空间编码。优选 地，磁场梯度线圈组件14包括配置为在通常为纵向或ζ、横向或χ和垂直方向或y的三个正 交方向上产生磁场梯度的线圈段。包括η个线圈元件16ρ162、…16n的射频线圈组件16生成用于在受检者的偶极 子中激发共振的射频脉冲。射频线圈组件16发送的信号通常被称为B1场。射频线圈组件 16还用于检测从成像区域中发射出的共振信号。所图示的射频线圈组件16是对整个成像 区域成像的发送/接收线圈，然而，也涵盖了局部发送/接收线圈、局部专用接收线圈或专 用发送线圈。在一个实施例中，射频线圈组件16包括8通道发送/接收天线。梯度脉冲放大器18将受控的电流传输到磁场梯度组件14，以产生选定磁场梯度。 包括η个发送器20i、202、"·20η的优选是数字式的射频发送器阵列20向射频线圈组件16 施加射频脉冲或脉冲分组，以激发选定共振。在所图示的实施例中，线圈元件的数目和发送 器的数目是相同的。然而，能够将多于一个线圈元件与每个发送通道相关联。在图示的实 施例中，包括η个接收器22ρ222、…22n的射频接收器阵列22与线圈组件16或分离的接 收线圈阵列耦合以接收并调制诱发的共振信号。为了采集受检者的共振成像数据，受检者被放置在成像区域内。序列控制器24与 梯度放大器18和射频发送器20i、202、…20 通信以激发并操纵感兴趣区域内的磁共振。例 如，序列控制器24产生选定的重复回波稳态或其他响应序列，对此类共振空间编码，选择 性地操纵或扰乱共振，或以其他方式生成表征受检者的选定磁共振信号。所生成的共振信 号通过RF线圈组件16或局部线圈组件(未示出)检测，传送给射频接收器22、被调制，并 存储于k-空间存储器26中。成像数据通过重建处理器28重建，以产生一幅或多幅存储在 图像存储器30中的图像表示。在一个合适的实施例中，重建处理器28执行逆傅里叶变换 重建。所生成的图像表示通过视频处理器32处理，并显示在配备有人可读显示器的用 户接口 34上。接口 34优选是个人电脑或工作站。除了产生视频图像，图像表示可以由打印 机驱动器处理和打印、通过计算机网络或因特网传送等等。优选地，用户接口 34还允许技 术人员或其他操作人员与序列控制器24通信，从而选择磁共振成像序列、修改成像序列、 执行成像序列等等。在用户接口 34，用户能够选择SAR模型，并且可以利用用户交互和反馈 来确定所有或部分其余参数。比吸收率(SAR)处理器36计算受检者在线圈组件16内的部分的SAR。在一个实 施例中，SAR计算处理器36创建包括增加的SAR或热点的区域的全身的SAR绘图。对于其 中标准RF脉冲的幅度和相位恒定变化的标准扫描而言，能够非常快地计算SAR，因为仅仅 与相位/幅度关系有关。因此，单个RF样本的计算是足够的，因为幅度/相位关系不改变脉冲。可以通过使用恒定相位和幅度的常规MRI系统和并行发送系统实施标准的扫描。
假设受检者内的RF场线性响应于驱动该场的电流，SAR可以在脉冲样本中 表述为二次形式，其中，t表示共轭转置，b是RF波形样本，并且Q是由麦克斯韦(Maxwell) 等式的解导出的并对应于特定的受检者体积的埃尔米特(Hermitian)正定矩阵。通过考虑 包括轨线、B1场绘图、靶激发模式和全身Q矩阵的若干输入创建SAR绘图。现有的SAR优化 算法通常仅约束特定的已知静态局部区域，诸如眼睛。正如先前所提到的，这对于全身成像 是不充分的，因为可能存在随受检者不同而变化的其他热点。从统计学角度讲，约束热点出 现的空间区域可能导致在其他位置出现新的热点。存储器35能够存储一个或多个患者位 置的预计算的数据，从而防止当不必要时对Q-矩阵的重新计算。此外，存储器35能够存储 SAR值，这样就不需要对同一脉冲重复计算SAR。唯一的ID可以用于识别脉冲。对于局部SAR计算，患者模型的每个体积要素的SAR被平均直到达到了预期量。体 积要素的SAR值是对沿体积要素的边缘的SAR的指示，并且该数据被内插，从而采集每个体 素的中心处的SAR值。某些信息可以预计算并存储在查找表(LUT)37中。诸如电场和B1场绘图的扫描 仪特异性信息存储在LUT 37中。能够从LUT 37的身体模型存储器中通过获知患者的身 高、体重、性别和在MR扫描仪中的位置来选择适当的开始生物网格。而身高、性别和体重能 够由操作人员在扫描前输入，患者的位置由受检者位置处理器39确定。获得患者位置以及 细化患者模型的一种方式是使用移动床的方法。在将患者向扫描仪的孔径内移动时采集图 像，这导致低分辨率的3D体积数据集。备选地，一旦患者处于孔径内的最终位置时可以执 行短预扫描。可以通过例如阈值分割或一些其他处理方法对该数据进行分割。随后，可以 利用现有模型通过相关性方法例如从患者的横向切片或对界标的检测中获得患者的位置。 同时，可以估计患者的体积和大小。还能够检测到诸如移植物或缺失器官的异常。以这种 方式，针对当前患者自定义了开始身体模型。一旦已经确定了患者的位置，SAR计算处理器36根据输入参数(体重、性别、位置， 等等)使用其适当的组合查阅LUT 37以得到对应的E-场数据。如果与存储在LUT 37中 的所有模型都偏离过大，那么可以使用非常保守的SAR估计。在具体对移植物扫描的情况 下，能够从LUT 37中检索该设备的合适的SAR限值。在已经确定了初始位置之后，任何桌 台运动可以通过受检者位置处理器39进行监测并能够用于精确地确定患者的新的位置。在备选实施例中，粗略分割的身体模型可以从移动床成像数据或预扫描中获得， 其能够用于对相似患者的现有E-场的快速适应性调整或对例如同类模型的快速估计。同 类模型的使用在传导率和电容率方面引入相对小的误差。使用来自同类模型的数据和实际 数据之间的差别是可忍受的，从而模型的使用是可行的备选。在另一备选实施例中，患者位置可以通过使用拾取线圈(PUC)确定。多通道发送 线圈的每个发送元件配备有用于监测在每个元件中的电流的PUC，以确保患者安全并有利 于系统的调整。一般而言，患者的存在影响线圈的性能。因此，RF线圈元件的负载在患者通 过磁体孔径的移动期间改变。可以将该移动检测为相位改变。可以将这种改变转换为患者 在MR系统中的近似位置。这是可能的，因为在RF脉冲期间对线圈元件中的电流进行了采 样，如图2所示。提供了示例性的RF和梯度波形。点线表示RF激发波形，虚线表示MR信 号采样波形，而实线表示PUC采样波形。此外，PUC能够用于感测RF线圈通道中的异常电
7流，并且如果超过了安全参数就启动扫描终止。
—旦创建了 SAR绘图，序列控制器24就设计针对当前受检者的SAR绘图定制的RF 脉冲序列。这还可以通过计算RF脉冲的主重建器或分离的图形卡来完成。序列控制器24 引入了指定不同热点区域和全身SAR之间的折衷的权重因子。例如，根据相对全身SAR进 行优化的RF脉冲的空间SAR分布，经由Q1 = Q全身+ Σ QiQ临界—区域ω的热点降低是可能的， 其中，Q1是经调整的Q-矩阵，Q4a是原始全身Q-矩阵，qi是权重因子，并且Qi1sj^kjs (i)是 直接绕热点的体积(例如3x3x3的体素体积)的Q-矩阵。序列控制器24迭代地处理SAR 绘图，以找到最佳的权重因子1，从而满足现有的SAR限值并降低最大限度的SAR值。更具体而言，序列控制器24引导梯度组件14和RF组件16以应用新近设计的RF 脉冲序列。SAR计算处理器36随后重新计算SAR绘图。再次确定局部热点的位置。随后， 序列控制器24体积平均热点的Q-矩阵(Qngjsii))并对其进行加权。权重因子已经基于 热点与磁体的等中心之间的距离(ζ)经验性地确定。现在参考图3，曲线的波谷代表对该距 离最优的权重因子。曲线40代表ζ = 20cm的热点抑制。曲线42代表ζ = 40cm的热点抑 制。曲线44代表ζ = 60cm的热点抑制。曲线46代表ζ = 80cm的热点抑制。最后，曲线 48代表ζ = IOOcm的热点抑制。经加权、体积平均的Q-矩阵被添加到全身Q-矩阵。当重新计算经更新的Q-矩阵 Q1时，绕每个热点空间平均的半径、热点位置、局部Q-矩阵和选定的权重因子都纳入考虑。 一旦已经对Q-矩阵进行更新，序列控制器24基于经更新的Q-矩阵Q1设计新的SAR经优 化的RF脉冲序列。此前，已经在临界区域获得了较低的SAR值。序列控制器24和SAR计 算处理器36能够迭代地应用一个或多个以上步骤，直到SAR在热点收敛为最小值，或者备 选地，直到达到了预期的安全SAR水平。在某些情况下，如果SAR在其收敛之前就达到了安 全水平，可能没有必要应用迭代直到SAR收敛为最小值。备选地，还可以延长重复时间Τκ， 或者能够降低翻转角，或者这两者的组合。同时，如果患者移动，可以重新优化RF脉冲。该迭代过程是计算密集型的，每次更新全身Q-矩阵时需要大量数据处理能力。利 用现有系统，每次迭代将持续若干分钟的时间，其对于在扫描仪中等待的患者而言是不切 实际的。每个Q-矩阵计算负责每个相关通道的正确的幅度信息和正确的相位信息。在一 个实施例中，分离地计算身体的每个体素，给予可能的最高分辨率。生物网格中体素大小为 5mm的体素的平均数量处于750，000的量级。当针对作用于每个体素的每个RF通道处理相 位和幅度信息时，需要大量的计算(例如TeraFLOPs)以计算全身和局部SAR以及产生SAR 绘图。正如先前所提到的，一个实施例包括具有八个通道的RF组件16，但应当理解，具有更 多通道的组件也是可能的，具有操作在任何给定时间的通道的任何组合。相应地针对这些 情况计算SAR。在图1的实施例中，SAR计算处理器36为诸如高性能图形卡的子处理器38分派任 务。子处理器38可以位于SAR计算处理器36自身中、位于主计算机中、或位于分光计中。 因为各个体素的SAR计算并不取决于其他体素，不必要对它们一个接一个的处理，换言之， 能够对它们进行并行处理。诸如图形卡的子处理器38提供许多并行处理通道(例如128、 256等)以加速SAR的计算。例如，通过使用具有128个处理通道的图形卡，SAR的计算比 单独使用3GHz的处理器计算SAR加速了 100倍。结果，针对单个生物网格的RF脉冲的SAR 的计算在几秒内而不是几分钟内执行。这使得能够在实际可接受的时间内执行上述将SAR热点收敛为最小的迭代处理。在一个实施例中，如果子处理器38是不可获得的(例如，如 果图形卡已损坏)，那么SAR计算处理器36能够完成计算，这样扫描仍然是可能的。在备选实施例中，能够按照体素的接近程度对它们进行分组并求平均，将体积要 素的数目从大约750，000降低到例如100，000。这进一步降低了 SAR的计算时间，但牺牲了 所计算的SAR绘图中的分辨率和精度。结果，添加额外的安全余量以获得用于扫描的所估 计的SAR值。在另一备选实施例中，考虑幅度和通道信息，但不考虑相位信息。这也能够加速计 算，但将计算较低精度的SAR绘图，这倾向于谨慎。在该实施例中过估计SAR值。在另一备选实施例中，在每个对应的通道中将幅度设置为最大值。该方法再次削 减计算量，因为仅仅考虑每个通道的最大幅度，但牺牲了所生成的计算的质量，这再次倾向 于谨慎。在另一备选实施例中，最差情况方案实施例，仅仅考虑最大幅度，而不管通道。这 导致仅仅对实际SAR绘图的粗略估计。图4和图5图示了与考虑了所有可获得信息的实施 例相比的一些并未考虑所有信息的备选实施例。在图4中，曲线50代表考虑正确幅度而不 考虑相位的实施例。曲线52代表考虑在正确通道内的最大幅度的实施例。曲线54代表最 差情况方案的实施例，其中，甚至不考虑通道信息。曲线50、52、54将针对实际SAR所计算 的比率描绘为降低因子的函数。正如所见到的，随着更多的信息被考虑，SAR的估计值更接 近实际的SAR。然而，如果这些误差比率是可接受的，能够通过使用备选方法中的一种来节 省计算时间。图5图示了使用与实际计算60对比的最差情况方案方法58执行的计算。图5是 仿效标准的一通道体线圈、具有45°的相位和在所有通道上幅度为一的8-通道体线圈的 局部躯体SAR的位置依赖性。显然，最差情况方案方法显著地过估计了 SAR，尤其是在患者 的上腹部，这导致较低精度的SAR计算。还显然的是SAR对位置的依赖性。在另一备选实施例中，SAR计算处理器36、子处理器38或任何其他的部件可以位 于远程服务器中。多个客户端可以同时由该服务器服务。当同时出现多个对SAR值的请求 时，该服务器能够基于到达的顺序、或基于其他优先级别区分它们的优先顺序。本文已经参考多个实施例对创新进行了描述。他人通过阅读和理解前面的详细描 述，可以做出修改和变型。只要这些修改和变型在权利要求或其等同的范围内，意欲将本发 明解释为包括所有这些修改和变型。
权利要求
1.一种磁共振系统，包括主磁体(12)，其在检查区域中生成大体上均勻的主磁场；包括多个线圈元件(16ρ162、- 16η)的多通道射频线圈组件(16)和包括多个发送器 (20^20^…20η)的发送器阵列(20)，所述发送器阵列在所述检查区域中的受检者的选定 偶极子中诱发磁共振；接收阵列(22)，其接收磁共振信号；比吸收率计算处理器(36)，其针对所述多通道射频线圈组件(16)计算比吸收率；以及 序列控制器(24)，其重构针对所述局部比吸收率热点的RF激发脉冲。
2.如权利要求1所述的磁共振系统，还包括图形处理单元(38)，其包括辅助处理所述 比吸收率和能量吸收率热点的所述计算的多个并行处理通道。
3.如权利要求1所述的磁共振系统，还包括存储器(37)，其包括针对电场、Q-矩阵和模型患者数据中的至少一个预确定的值。
4.如权利要求1所述的磁共振系统，还包括受检者位置计算处理器(39)，其确定在所述主磁体(12)内的所述受检者的位置，并为 所述比吸收率计算处理器(36)提供所述位置。
5.一种磁共振方法，包括在检查区域中生成大体上均勻的主磁场；在所述检查区域中的受检者的选定偶极子中诱发磁共振，并接收所述磁共振； 确定所述受检者在所述检查区域中的位置； 计算比吸收率；以及计算针对所计算的比吸收率的全身安全RF脉冲波形。
6.如权利要求5所述的方法，还包括确定至少一个局部比吸收率热点在所述受检者体内的位置。
7.如权利要求6所述的方法，还包括 施加所述全身安全RF脉冲；以及计算由所述全身安全RF脉冲在所述受检者体内诱发的空间比吸收率分布。
8.如权利要求6所述的方法，还包括通过添加所述至少一个热点的经加权体积平均的Q-矩阵来更新全身Q-矩阵。
9.如权利要求8所述的方法，其中，通过考虑绕所述至少一个热点空间平均的半径、所 述至少一个热点的位置、至少一个局部Q-矩阵以及权重因子来计算所述经加权体积平均 的Q-矩阵。
10.如权利要求8所述的方法，还包括根据经更新的全身Q-矩阵计算经优化的RF脉冲波形； 施加所述经优化的RF脉冲波形。
11.如权利要求10所述的方法，还包括至少重复更新所述全身Q-矩阵以及计算经优化的RF脉冲波形的所述步骤，直到所述 比吸收率收敛为预期值为止。
12.如权利要求5所述的方法，其中，计算所述全身安全RF脉冲波形的所述步骤包括考 虑所述RF脉冲的轨线、B1场绘图，靶激发模式和全身Q-矩阵。
13.如权利要求5所述的方法，还包括基于所述受检者的所述位置更新所述全身安全RF脉冲。
14.一种计算机可读介质，其存储有控制磁共振系统执行如权利要求5所述的方法的程序。
15.如权利要求5所述的方法，其中，计算比吸收率的所述步骤包括基于标准扫描和空 间选择性扫描中的至少一种来计算所述比吸收率，所述标准扫描包括具有恒定幅度和相位 的RF脉冲，所述空间选择性扫描使用用于患者安全性和热点抑制中至少一个的3D RF脉 冲。
全文摘要
在使能在高场强MR扫描中的经提高的RF占空比的一种方法或装置中，比吸收率(SAR)计算处理器(36)计算局部或全身SAR或者甚至空间SAR绘图。通过使用预平均的数据(基于E-场)的有效实施使得快速和精确的SAR估计成为可能。通过整合例如患者位置的附加信息，以及通过使用更多的患者特异性预计算信息(例如基于不同的生物网格)，所谓的Q-矩阵，能够提高SAR计算精度。任选地，序列控制器(24)创建全身SAR最优RF脉冲。在应用所述最优RF脉冲之后，确定所述SAR以及其空间分布。还确定SAR热点。对绕所述热点的适当的半径内的Q-矩阵进行平均，并以加权的形式将其添加到全身Q-矩阵中。在更新所述全身Q-矩阵之后，创建了新的最优RF脉冲。能够重复所述步骤中的一个或多个，从而将所述SAR收敛为最小值。
文档编号G01R33/58GK102007423SQ200980113091
公开日2011年4月6日 申请日期2009年4月13日 优先权日2008年4月16日
发明者F·施韦泽, I·格雷斯林, P·R·哈维, P·博尔纳特, S·彼德雷尔, U·卡切尔, W·R·M·门斯 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司