使用旋轉(zhuǎn)陣列的永磁體用于便攜式磁共振成像的系統(tǒng)和方法
【專利摘要】提供了一種使用主磁體中的靜態(tài)磁場(chǎng)不均勻性對(duì)核自旋的空間位置進(jìn)行編碼的便攜式磁共振成像(“MRI”)系統(tǒng)。還提供了低場(chǎng)強(qiáng)、低功耗、輕質(zhì)、且容易攜帶的MRI系統(tǒng)的空間編碼方案。一般而言，便攜式MRI系統(tǒng)利用極化磁場(chǎng)中的空間不均勻性而不是使用梯度場(chǎng)對(duì)圖像進(jìn)行空間編碼。由此，不均勻的靜態(tài)場(chǎng)用于對(duì)對(duì)象的圖像進(jìn)行極化、讀取和編碼。為了提供空間編碼，磁體在對(duì)象周圍旋轉(zhuǎn)以生成許多不同編碼的量度。接著，通過求解與數(shù)據(jù)最一致的對(duì)象來重構(gòu)圖像。
【專利說明】使用旋轉(zhuǎn)陣列的永磁體用于便攜式磁共振成像的系統(tǒng)和方法
[0001]相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用
[0002]本申請(qǐng)要求2012年6月15日提交的且題為“使用不均勻磁場(chǎng)的MRI編碼(MRIEncoding with and Inhomogeneous Magnetic Field) ” 的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)序列號(hào)61/660, 278 的權(quán)益。
[0003]關(guān)于聯(lián)邦資助研宄的說明
[0004]本發(fā)明利用在美國(guó)陸軍醫(yī)學(xué)研宄與物資司令部授予的W81XWH-11-2-0076下的政府支持而做出。政府擁有本發(fā)明中的特定權(quán)利。
[0005]發(fā)明背景
[0006]本發(fā)明的領(lǐng)域是用于磁共振成像(“MRI”)的系統(tǒng)和方法。更具體地，本發(fā)明涉及使用不均勻的磁場(chǎng)用于空間編碼的便攜式MRI的系統(tǒng)和方法。
[0007]常規(guī)MRI掃描儀使用若干不同的磁場(chǎng)產(chǎn)生圖像。一種場(chǎng)是用于極化核磁化且其中讀取自由感應(yīng)衰減(“FID”)信號(hào)的靜態(tài)的、高度一致的磁場(chǎng)。另一種場(chǎng)是發(fā)起FID的射頻(“RF”)脈沖場(chǎng)。同樣，一個(gè)或多個(gè)梯度場(chǎng)用于對(duì)FID起源的空間位置進(jìn)行編碼，由此對(duì)所得圖像進(jìn)行空間編碼。梯度場(chǎng)在空間上改變(例如，與位置呈線性)因變于位置而調(diào)制自旋相位的梯度場(chǎng)。作為調(diào)制自旋相位的結(jié)果，該信號(hào)的位置被編碼為所采集的信號(hào)的傅立葉變換。有時(shí)，不均勻的預(yù)極化場(chǎng)用于啟動(dòng)增強(qiáng)(boost)磁化，接著在一致的、更低強(qiáng)度的場(chǎng)中讀取該預(yù)極化場(chǎng)。
[0008]MRI系統(tǒng)的尺寸和復(fù)雜性大部分源自典型臨床MRI系統(tǒng)需要很均勻的靜態(tài)磁場(chǎng)和很高功率的線性梯度場(chǎng)的事實(shí)。由此，由于高度均勻的超導(dǎo)或永磁體的重量和脆弱性，當(dāng)前MRI系統(tǒng)受限于醫(yī)院設(shè)置。附加的負(fù)擔(dān)是需要幾百安培的電流對(duì)梯度場(chǎng)供電。為了使MRI系統(tǒng)便攜，需要新型MR編碼方案。簡(jiǎn)單地“縮小”電流的設(shè)計(jì)還是不夠。
[0009]便攜式MR系統(tǒng)具有在受傷地點(diǎn)快速地檢測(cè)腦損傷的可能性。例如，出血檢測(cè)對(duì)中風(fēng)患者和創(chuàng)傷性腦損傷受害者兩者是至關(guān)重要的。在中風(fēng)情況下，快速區(qū)分出血和未出血事件可允許在運(yùn)送到醫(yī)院之前在救護(hù)車上給予諸如tPA(組織纖溶酶原激活劑)之類的凝塊破裂藥物，可能將該時(shí)間敏感的治療提前高達(dá)一小時(shí)。硬膜下出血(或血腫)是創(chuàng)傷性腦損傷的一種形式，其中血在硬腦膜和蛛網(wǎng)膜(在腦膜層中)之間聚集并且有可能在粗分辨率(例如，5mm)的Tl圖像上可視。在現(xiàn)場(chǎng)快速地診斷出血可實(shí)質(zhì)上通過留意“等和看”的方法來加速治療。在腦手術(shù)之后，一些患者發(fā)展成必須立即治療的出血。神經(jīng)I⑶中的床邊MRI可允許頻繁地檢查這種出血的發(fā)展。
[0010]其他公開了便攜式核磁共振光譜儀；然而，甚至這些系統(tǒng)仍然使用需要梯度的常規(guī)編碼方案。
[0011]因此，可能期望一種不需要使用磁場(chǎng)梯度線圈來提供對(duì)磁共振信號(hào)的空間編碼的便攜式MRI系統(tǒng)。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0012]本發(fā)明通過提供使用其自然不均勻的磁場(chǎng)對(duì)磁共振信號(hào)進(jìn)行空間編碼的便攜式磁共振成像(“MRI”)系統(tǒng)來克服上述缺陷。
[0013]本發(fā)明的一個(gè)方面是提供一種便攜式MRI系統(tǒng)，該便攜式MRI系統(tǒng)包括磁體組件、旋轉(zhuǎn)體、射頻(“RF”)線圈、以及控制器。磁體組件包括多個(gè)永磁體和支撐件。多個(gè)永磁體中的每一個(gè)沿著該磁體組件的縱軸從近端延伸到遠(yuǎn)端。支撐件被配置成使該多個(gè)永磁體保持環(huán)形排列以限定被配置成接收要成像的對(duì)象的區(qū)域。支撐件還被配置成保持多個(gè)永磁體以使永磁體生成隨著在橫切磁體組件的縱軸的平面上的空間位置而變化的磁場(chǎng)。旋轉(zhuǎn)體耦合至磁體組件并且被配置成使磁體組件圍繞其縱軸旋轉(zhuǎn)通過多個(gè)不同的旋轉(zhuǎn)角。RF線圈被配置成用于生成RF能量且接收來自置于磁體組件中的對(duì)象的磁共振信號(hào)?？刂破鞅慌渲贸梢龑?dǎo)旋轉(zhuǎn)體以使磁體組件旋轉(zhuǎn)多個(gè)不同的旋轉(zhuǎn)角并且引導(dǎo)RF線圈以生成RF能量且接收在每一旋轉(zhuǎn)角處的響應(yīng)磁共振信號(hào)。
[0014]本發(fā)明的先前以及其他方面和優(yōu)點(diǎn)將根據(jù)以下描述而顯現(xiàn)。在該描述中，參考形成其一部分且作為說明示出本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例的附圖。然而，這種實(shí)施例不一定表示本發(fā)明的總范圍，并且因此參考本文中的用于解釋本發(fā)明的范圍的權(quán)利要求書。
[0015]附圖簡(jiǎn)述
[0016]圖1是根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的便攜式磁共振成像(“MRI”)系統(tǒng)的示例的框圖；
[0017]圖2是形成本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)的一部分的磁體組件的示例；
[0018]圖3是圖2的磁體組件中的永磁體的示例排列的圖示，其中永磁體被排列成環(huán)形哈爾巴赫(Halbach)陣列；
[0019]圖4是圖2的磁體組件的平面圖；
[0020]圖5是圖2的磁體組件的截面圖；
[0021]圖6是可形成在根據(jù)本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)中使用的磁體組件的一部分的永磁體的示例配置，其中永磁體包括控制由磁體組件產(chǎn)生的磁場(chǎng)的一致性的端環(huán)磁體；
[0022]圖7是圖7的永磁體的配置的截面圖；
[0023]圖8是由圖2的磁體組件生成的磁場(chǎng)輪廓(profile)的示例；以及
[0024]圖9是由圖6的永磁體的配置生成的磁場(chǎng)輪廓的示例。
[0025]本發(fā)明的詳細(xì)描述
[0026]提供了一種便攜式磁共振成像(“MRI”)系統(tǒng)，該便攜式磁共振成像(“MRI”)系統(tǒng)使用主磁體中的靜態(tài)磁場(chǎng)不均勻性對(duì)核自旋的空間位置進(jìn)行編碼。還提供了一種用于低場(chǎng)強(qiáng)、低功耗、輕質(zhì)且容易攜帶的MRI系統(tǒng)的空間編碼方案。一般而言，本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)采用極化Btl磁場(chǎng)中的空間不均勻性而非梯度場(chǎng)對(duì)圖像進(jìn)行空間編碼。由此，在本發(fā)明的系統(tǒng)中，不均勻的靜態(tài)場(chǎng)用于對(duì)對(duì)象的圖像進(jìn)行極化、讀取、和編碼。為了提供空間編碼，磁體在對(duì)象周圍旋轉(zhuǎn)以生成大量不同編碼的量度。接著，通過例如在最小二乘的意義上使用或不使用約束或先前知識(shí)(而非Btl場(chǎng)的空間地圖)來求解與數(shù)據(jù)最一致的對(duì)象來重構(gòu)圖像。
[0027]本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)可用于在緊急情形下檢測(cè)出血、腦手術(shù)后在重癥監(jiān)護(hù)室(“ICU”)中在患者床邊監(jiān)視出血、或者檢測(cè)早期的出血性中風(fēng)。后者的應(yīng)用特別有用，因?yàn)槌鲅灾酗L(fēng)的早期檢測(cè)可加速抗容栓劑的應(yīng)用，由此改善患者的臨床結(jié)果。
[0028]如在圖1中看到的，本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)10—般包括磁體組件12、射頻(“RF”)系統(tǒng)14、以及控制器16?？刂破?6可包括例如脈沖序列系統(tǒng)18、數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)20、數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)22、以及控制處理器24。便攜式MRI系統(tǒng)10還可包括顯示器26，該顯示器26用于查看用便攜式MRI系統(tǒng)10獲得的對(duì)象28的圖像且用于提供操作者和控制器16之間的用戶界面。便攜式MRI系統(tǒng)10不需要梯度線圈或高功率梯度放大器。由此，RF系統(tǒng)14和控制器16可由小信號(hào)電子設(shè)備和小RF功率放大器所構(gòu)建，所有這些設(shè)備可容易適配在救護(hù)車的后部中。
[0029]磁體組件12 —般包括排列成環(huán)形哈爾巴赫陣列的多個(gè)永磁體30。永磁體30可由支撐件32保持間隔的排列，以形成環(huán)形哈爾巴赫陣列。作為示例，支撐件32可由塑料、纖維玻璃、或者另一合適的優(yōu)選非磁性的材料構(gòu)成。磁體組件12還可包括排列在永磁體30的末端用于減少在磁體組件12的末端的磁場(chǎng)的衰減的端環(huán)永磁體34。
[0030]磁體組件12可被配置不重于八十千克，以使其相對(duì)地輕質(zhì)和便攜。與臨床MRI系統(tǒng)不同，本發(fā)明的磁體組件12由永磁體構(gòu)成；由此，它不需要制冷劑。在其中可使用輕質(zhì)超導(dǎo)磁體的磁體組件12的其他配置中，可能需要制冷劑。然而，由于可放松對(duì)磁場(chǎng)的均勻性要求，與常規(guī)的臨床MRI系統(tǒng)中所使用的那些超導(dǎo)磁體相比，可顯著地減少這種超導(dǎo)磁體的重量。
[0031]在圖2-5中示出可形成本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)10的一部分的磁體組件12的示例。如以上所注解的，磁體組件12包括排列成哈爾巴赫陣列的多個(gè)永磁體30。哈爾巴赫陣列排列是優(yōu)選的，因?yàn)樗诓恍枰蜏叵浠螂娫吹那闆r下創(chuàng)建了相對(duì)一致的磁場(chǎng)。在一些配置中，磁體組件12可包括輕質(zhì)超導(dǎo)磁體。這種磁體的重量可極大地減少，因?yàn)槌瑢?dǎo)磁體的磁場(chǎng)不需要與在常規(guī)臨床MRI系統(tǒng)中一樣均勻。由于該放松的均勻性要求，超導(dǎo)磁體的重量可顯著地減少，以致于足以用在便攜式MRI系統(tǒng)10的磁體組件12內(nèi)。
[0032]磁體組件12被設(shè)計(jì)成使平均磁場(chǎng)強(qiáng)度最大化，同時(shí)允許用于空間編碼的磁場(chǎng)的小的受控的變化。仿真(諸如COMSOL仿真)可用于基于改變一個(gè)或多個(gè)參數(shù)來優(yōu)化磁體組件的磁場(chǎng)。可在磁體設(shè)計(jì)中改變的參數(shù)的示例包括磁體30的尺寸和數(shù)量、磁體組件12的尺寸、以及用于末端場(chǎng)校正的較小環(huán)(諸如，端環(huán)磁體34)的添加。
[0033]永磁體30由諸如磁性金屬材料、合成磁性材料、或者稀土磁性材料之類的磁性材料構(gòu)成。作為示例，永磁體30可由諸如釹鐵硼(“NdFeB”)之類的稀土元素材料構(gòu)成。永磁體30優(yōu)選被成形為沿著磁體組件的縱軸從近端延伸到遠(yuǎn)端的桿。在該實(shí)例中，每一永磁體30將優(yōu)選具有多邊形截面。例如，永磁體30的截面可以是正方形、長(zhǎng)方形、圓形、或六邊形等。
[0034]作為示例，圖2-5所示的磁體組件12包括具有正方形截面的桿狀永磁體30。為了形成哈爾巴赫陣列，每一永磁體30相對(duì)于其他相鄰的永磁體30圍繞其縱軸旋轉(zhuǎn)。舉例而言，磁體組件12可包括二十個(gè)永磁體30，其中每一永磁體相對(duì)于相鄰的永磁體30旋轉(zhuǎn)。如圖3所示，該配置導(dǎo)致磁化的空間旋轉(zhuǎn)圖案，該圖案進(jìn)而導(dǎo)致在磁體組件12的中心36生成磁場(chǎng)以及在磁體組件12的外部相消磁場(chǎng)接近于零。
[0035]在該示例中，二十個(gè)永磁體30中的每一個(gè)是十四英寸長(zhǎng)且一英寸乘以一英寸方的放射狀磁化的NdFeB N42磁體。永磁體30可放到套管(諸如纖維玻璃套管)里以約束這些永磁體?？墒褂脡嚎s夾具(jig)迫使永磁體30進(jìn)入這些套管，并且永磁體30可用環(huán)氧樹脂膠合到位。每一套管可以準(zhǔn)確的角度處取向，并且由支撐件32保持到位。支撐件32可由噴水切割的ABS塑料構(gòu)成。支撐件32可包括兩個(gè)端環(huán)和一個(gè)中間環(huán)。如上所述的，一個(gè)立方英寸的端環(huán)磁體34的附加圈可被排列在永磁體30的每一端，如圖6和7所示。端環(huán)磁體34減少了在磁體組件12的末端的磁場(chǎng)的衰減，由此改善沿著磁體組件12的縱軸的磁場(chǎng)的一致性。
[0036]現(xiàn)在參考圖8和9，示出圖2所示的便攜式MRI系統(tǒng)10的磁體組件12的平面內(nèi)磁場(chǎng)輪廓的示例。該磁場(chǎng)橫切磁體組件12的縱軸；由此，當(dāng)便攜式MRI系統(tǒng)10用于對(duì)患者的頭部成像時(shí)，磁體組件12將產(chǎn)生磁場(chǎng)，該磁場(chǎng)具有適合于在垂直于上下方向的平面上或者在相對(duì)于橫切平面形成角度的傾斜平面上進(jìn)行空間編碼的空間分布。圖8示出沿著磁體組件12的三個(gè)不同的縱向位置處的場(chǎng)輪廓。這些位置包括磁體組件12的中心、以及位于磁體組件12的中心上方和下方四厘米。圖9示出相同縱向位置處的相同磁體組件12的磁場(chǎng)輪廓；然而，圖9所表示的磁場(chǎng)已經(jīng)通過向磁體組件12添加附加磁體(諸如，端環(huán)磁體34)來填隙(shim)。
[0037]以此方式構(gòu)成的磁體組件12的自然不均勻性大部分是二次的，并且當(dāng)圍繞被成像的對(duì)象旋轉(zhuǎn)成不同測(cè)量取向時(shí)很適合于對(duì)磁共振信號(hào)進(jìn)行空間編碼。此外，磁體組件12的磁場(chǎng)輪廓產(chǎn)生3.3MHz的氫質(zhì)子的中心拉莫爾頻率，該中心拉莫爾頻率適合于成像。當(dāng)由磁體組件12所生成的磁場(chǎng)的均勻性充分地低于超導(dǎo)磁體的磁場(chǎng)的均勻性時(shí)，場(chǎng)形狀允許不均勻性用于圖像編碼。
[0038]磁體組件12的不均勻磁場(chǎng)用來極化要成像的對(duì)象并且讀取磁共振信號(hào)。讀取然后通過用圍繞對(duì)象旋轉(zhuǎn)至不同取向的磁體組件12進(jìn)行多次度量來對(duì)空間位置、所讀取的磁共振信號(hào)進(jìn)行編碼。例如，第一采集可能具有從左到右通過對(duì)象橫切取向的Btl場(chǎng)。接著，可使用以十度增量旋轉(zhuǎn)的磁體組件12來重復(fù)采集，直至獲得三十六次不同的采集，每一次采集具有唯一的磁場(chǎng)取向。磁體組件12所生成的磁場(chǎng)中的空間不均勻性對(duì)磁共振信號(hào)相位進(jìn)行空間調(diào)制，由此提供對(duì)可用于重構(gòu)對(duì)象圖像的信號(hào)的空間編碼。在該圖像重構(gòu)中，使用關(guān)于每一取向的場(chǎng)輪廓的詳述的先前知識(shí)。舉例而言，給定編碼矩陣的全部知識(shí)，典型地使用迭代算法來執(zhí)行圖像重構(gòu)以求解未知圖像。
[0039]通過耦合到磁體組件12的支撐件32的旋轉(zhuǎn)體的方式來實(shí)現(xiàn)磁體組件12的旋轉(zhuǎn)。作為示例，旋轉(zhuǎn)體可包括耦合到支撐件32的門架或者磁體組件12依靠在其上且允許磁體組件12圍繞其縱軸滾動(dòng)的一組輥。
[0040]可通過使用RF接收線圈陣列來改善磁共振信號(hào)的空間定位。接著，來自RF接收線圈的信息可用于在類似于常規(guī)MRI中的平行成像的過程中檢測(cè)信號(hào)。在重構(gòu)期間，將空間變化的線圈敏感性直接地結(jié)合到編碼矩陣中。進(jìn)一步，還可通過限制所使用的RF激勵(lì)脈沖的帶寬來實(shí)現(xiàn)圖像編碼。在此情況下，激勵(lì)限于空間區(qū)域的受約束的“洋蔥殼”?？赏ㄟ^使用所謂的“TRASE”方法實(shí)現(xiàn)再進(jìn)一步地改善的空間定位，在該方法中使用RF傳送線圈或多個(gè)線圈來施加與z有關(guān)的空間相位。
[0041]便攜式MRI系統(tǒng)的挑戰(zhàn)在于，如何在不使用經(jīng)轉(zhuǎn)換的梯度線圈的情況下執(zhí)行空間編碼。本發(fā)明提供了一種不需要梯度線圈的系統(tǒng)。梯度線圈的省略提供許多優(yōu)點(diǎn)，包括:較低功耗、降低的復(fù)雜性、使用低均勻性的能力，并且因此輕質(zhì)的永磁體或超導(dǎo)磁體、以及成像期間的靜音操作?，F(xiàn)在提供對(duì)使用本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)10進(jìn)行空間編碼的進(jìn)一步討論。
[0042]橫向編碼如下地實(shí)現(xiàn)。磁體組件12的哈爾巴赫陣列配置自然地形成非線性磁場(chǎng)，其在拉莫爾頻率上的變化(其在FOV上變化約50-100KHZ)可用于空間編碼。J.Hennig等在MAGMA 2008年21(1-2):5_14“非雙射曲線磁場(chǎng)梯度中的平行成像:概念研宄(Parallelimaging in non—bijective，curvilinear magnetic field gradients: a conceptstudy) ”中描述:與Patloc編碼場(chǎng)類似，圖2所示的磁體組件12所生成的磁場(chǎng)的近似形狀是二階四極球面調(diào)和的。為了利用這些變化來編碼，磁體組件12以離散的步長(zhǎng)旋轉(zhuǎn)或者不斷地旋轉(zhuǎn)，并且在每一旋轉(zhuǎn)角處采集投影。優(yōu)選選擇讀取方向，以允許7弧度的相對(duì)相位在磁體組件12的周邊附近的相鄰體素(voxel)之間演變。允許太多相位演變將導(dǎo)致體素內(nèi)去相位。由此，讀取持續(xù)時(shí)間與可使用便攜式MRI系統(tǒng)10實(shí)現(xiàn)的重構(gòu)解決方案相關(guān)。為了避免混淆，在讀取期間的采樣速率應(yīng)該被設(shè)為在成像視野中出現(xiàn)的最高絕對(duì)空間頻率的至少兩倍。
[0043]當(dāng)磁體組件12以及由此其磁場(chǎng)以離散的步長(zhǎng)旋轉(zhuǎn)時(shí)，所得采集類似于由 G.Schutlz 等在《IEEE 醫(yī)學(xué)成像匯干 1|》(IEEE Trans Med Imaging) 2011 年30 (12): 2134-2145“使用多極磁性編碼場(chǎng)的放射狀成像(Radial imaging with multipolarmeganetci encoding fields) ”中描述的采集；由此，Schultz描述的快速直接的重構(gòu)適用于從以此方式采集的k空間數(shù)據(jù)中重構(gòu)圖像。然而，要注意的是，Schultz描述的形式體系的差異在于，該形式體系假設(shè)完美的四極場(chǎng)，而本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)10中所使用的磁體組件12可產(chǎn)生一些線性和高階成分。
[0044]使用二次場(chǎng)進(jìn)行編碼的一個(gè)缺陷是，在其中磁場(chǎng)在空間上是平的磁體中心沒有編碼能力。為了緩和該缺陷，可在磁場(chǎng)不均勻性中生成線性項(xiàng)?？赏ㄟ^例如在下一更高哈爾巴赫模式下將第二永磁體陣列提供給磁體組件12來生成這些線性項(xiàng)，這可能形成可與主磁體組件12無關(guān)地旋轉(zhuǎn)的線性場(chǎng)。注意，如果使用第二永磁體陣列來施加傳統(tǒng)線性梯度項(xiàng)，則可使用常規(guī)放射狀MR編碼。在該配置中，在激勵(lì)之后，k空間軌跡是在等中心(isocenter)開始的放射狀軌跡。180脈沖的施加使得軌跡反轉(zhuǎn)，從而允許其穿過k空間的原點(diǎn)。接著，數(shù)據(jù)采集包括在線性梯度磁體陣列的每一個(gè)旋轉(zhuǎn)位置記錄一個(gè)線性投影。
[0045]替換地，在沒有線性項(xiàng)的情況下，磁場(chǎng)可偏離頭部的等中心，因此“編碼孔”隨著磁體的旋轉(zhuǎn)以圓弧移動(dòng)通過頭部。旋轉(zhuǎn)偏離(offset)場(chǎng)形狀將在FOV的中心移除“編碼孔”。
[0046]縱向編碼如下地實(shí)現(xiàn)。在一個(gè)示例中，被稱為傳送陣列空間編碼(“TRASE”)的方法可用于縱向編碼。J.C.Sharp和S.B.King在《醫(yī)學(xué)磁共振》(Magn Reson Med) 2010年 63 (I): 151-161 “使用射頻磁場(chǎng)相位梯度的 MRI (MRI using rad1frequency magneticfield phase gradients) ”、以及Q.Deng等在《國(guó)際醫(yī)學(xué)磁共振學(xué)會(huì)會(huì)議錄》(Proc.1SMRM)2011 年 1813 “用于 TRASE RF 成像的 ID RF 相位梯度線圈(ID RF Phase GradientCoil for TRASE RF Imaging) ”中描述了 TRASE。在TRASE方法中，RF線圈在激勵(lì)期間施加給磁化的線性相位提供了沿著縱向的相位編碼。例如使用螺旋鳥籠狀線圈或Maxwell/Helmholtz對(duì)來產(chǎn)生線性相位，以在期望視野中實(shí)現(xiàn)必需的180度相移。該線性相位可如下地定義，
[0047]B1= B ! I eli>1(r) = 2 π k !.r = G1.r (I)。
[0048]沿著縱向的該線性相位變化在不依賴于RF脈沖形狀的RF激勵(lì)期間給予k空間偏移。這需要常規(guī)恒定相位線圈或者線圈陣列以用于信號(hào)接收。如果相同的線圈用于傳送和接收，則不執(zhí)行凈相位編碼。替換地，可使用一個(gè)線圈來施加180度脈沖，并且可使用第二線圈來觀察聚焦在180度脈沖中間的自旋，如在正常回聲列中。
[0049]一般而言，TRASE方法與上述橫切編碼協(xié)同，因?yàn)樵诿恳魂嚵行D(zhuǎn)角處需要多個(gè)回聲列以獲得足夠的SNR。經(jīng)由TRASE編碼，這些相同的180度脈沖可用于切割選擇。
[0050]替換的縱向編碼策略是使用具有二次相位的RF脈沖來隔離來自RF感應(yīng)相位調(diào)制的拋物線“頂點(diǎn)”的信號(hào)，如J.G.Pipe在《醫(yī)學(xué)磁共振》1995年33(1):24-33 “具有二次相位輪廓的MRI中的空間編碼和重構(gòu)(Spatial encoding and reconstruct1n inMRI with quadratic phase profiles) ”、以及 R.Chamberlain 等在《醫(yī)學(xué)磁共振》2007年 58 (4): 794-799 “RASER:新的超快磁共振成像方法(RASER:a new ultrafast magneticresonance imaging method) ”中描述的。在存在磁場(chǎng)梯度的情況下，可在給定方向上平移(translate)拋物線頂點(diǎn)。自頂點(diǎn)起，自旋被去相位并且最小化地對(duì)所采集信號(hào)作出貢獻(xiàn)。
[0051]用于縱向編碼的另一替換方法是使用磁體組件12的磁場(chǎng)沿著其縱軸的自然變化。被成像的對(duì)象可使用硬脈沖激勵(lì)，并且頻率等高線可在三維上區(qū)分開(disambiguated)，其中附加空間編碼由接收陣列中的表面線圈提供。
[0052]大多數(shù)自旋始終(包括進(jìn)行(Play)RF傳送脈沖時(shí))是明顯非共振的事實(shí)使本發(fā)明的便攜式MRI系統(tǒng)10的RF激勵(lì)變得復(fù)雜。為了避免在RF脈沖期間歸因于非共振自旋進(jìn)動(dòng)的相位和翻轉(zhuǎn)角，應(yīng)該將RF脈沖的持續(xù)時(shí)間設(shè)置為實(shí)現(xiàn)充分的寬帶激勵(lì)。如果由于有限的可用RF功率，RF脈沖的持續(xù)時(shí)間必須更長(zhǎng)，則可設(shè)計(jì)合成脈沖以對(duì)經(jīng)過對(duì)象的所有頻率產(chǎn)生相同的激勵(lì)相位。替換方法是使用次優(yōu)RF脈沖且在重構(gòu)期間將所得空間變化的相位結(jié)合到編碼矩陣中。
[0053]已經(jīng)提供了一種便攜式MRI系統(tǒng)。便攜式MRI系統(tǒng)的磁體組件實(shí)現(xiàn)了合理的均勻性，還提供了用于在無需梯度線圈系統(tǒng)的情況下實(shí)現(xiàn)磁共振信號(hào)的空間編碼的不均勻性。便攜式MRI系統(tǒng)可被構(gòu)造成重(weigh) 45-80千克的數(shù)量級(jí)，并且無需維持磁場(chǎng)的功率。另夕卜，創(chuàng)建這種便攜式MRI系統(tǒng)的成本只是幾千美元，以使其作為傳統(tǒng)MRI系統(tǒng)的便宜得多的替代物。該便攜式MRI系統(tǒng)的可用性具有將基礎(chǔ)頭部創(chuàng)傷和出血檢測(cè)提供到廣泛范圍的應(yīng)用的潛力。
[0054]本發(fā)明已經(jīng)在一個(gè)或多個(gè)優(yōu)選實(shí)施例方面進(jìn)行了描述，并且應(yīng)當(dāng)理解除那些清楚說明以外的許多等同、替換、變化、以及修改是可能的且在本發(fā)明的范圍內(nèi)。
【權(quán)利要求】
1.一種便攜式磁共振成像(“MRI”)系統(tǒng)，包括: 磁體組件，所述磁體組件包括: 多個(gè)永磁體，每一永磁體沿著所述磁體組件的縱軸從近端延伸到遠(yuǎn)端； 支撐件，所述支撐件被配置成使所述多個(gè)永磁體保持環(huán)形排列以限定配置成接收要成像的對(duì)象的區(qū)域并且保持所述多個(gè)永磁體以使所述永磁體生成隨著在橫切所述磁體組件的所述縱軸的平面上的空間位置而變化的磁場(chǎng)； 旋轉(zhuǎn)體，所述旋轉(zhuǎn)體耦合至所述磁體組件并且被配置成使所述磁體組件圍繞其縱軸旋轉(zhuǎn)通過多個(gè)不同的旋轉(zhuǎn)角； 射頻(RF)線圈，所述RF線圈用于生成RF能量且接收來自置于所述磁體組件中的對(duì)象的磁共振信號(hào)； 控制器，所述控制器被配置成引導(dǎo)所述旋轉(zhuǎn)體以使所述磁體組件旋轉(zhuǎn)通過所述多個(gè)不同的旋轉(zhuǎn)角并且引導(dǎo)所述RF線圈以生成RF能量且接收在每一旋轉(zhuǎn)角處的響應(yīng)的磁共振信號(hào)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述支撐件被配置成使所述永磁體保持環(huán)形哈爾巴赫陣列排列。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述磁體組件進(jìn)一步包括多個(gè)端環(huán)磁體，并且所述支撐件被配置成使所述多個(gè)端環(huán)磁體保持與所述多個(gè)永磁體的所述環(huán)形排列同軸的環(huán)形排列。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述支撐件被配置成使所述多個(gè)端環(huán)磁體位于所述多個(gè)永磁體的所述近端和所述多個(gè)永磁體的所述遠(yuǎn)端中的至少一個(gè)處。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述RF線圈包括RF線圈陣列，所述RF線圈陣列包括多個(gè)RF線圈元件。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述RF線圈被配置成生成RF場(chǎng)，所述RF場(chǎng)的相位沿著所述磁體組件的所述縱軸線性地變化。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述磁體組件被配置成使所述多個(gè)永磁體生成沿著所述磁體組件的所述縱軸變化的磁場(chǎng)。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述磁體組件進(jìn)一步包括: 另外多個(gè)永磁體，每一永磁體沿著所述磁體組件的縱軸從近端延伸到遠(yuǎn)端； 另一支撐件，所述另一支撐件被配置成使所述另外多個(gè)永磁體保持與所述多個(gè)永磁體的所述環(huán)形排列同軸的環(huán)形排列，以使所述另外多個(gè)永磁體生成增大由所述多個(gè)永磁體生成的所述磁場(chǎng)的線性磁場(chǎng)。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述另一支撐件被配置成獨(dú)立于所述支撐件地旋轉(zhuǎn)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的便攜式MRI系統(tǒng)，進(jìn)一步包括:另一旋轉(zhuǎn)體，所述另一旋轉(zhuǎn)體耦合到所述另一支撐件并且被配置成使所述另外多個(gè)永磁體圍繞所述磁體軸的所述縱軸旋轉(zhuǎn)通過多個(gè)不同的旋轉(zhuǎn)角。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的便攜式MRI系統(tǒng)，其特征在于，所述多個(gè)永磁體中的每一個(gè)具有多邊形截面。
12.一種使用環(huán)形陣列的永磁體進(jìn)行磁共振成像的方法，所述方法的步驟包括: a)將對(duì)象排列在環(huán)形陣列的永磁體內(nèi)； b)向所述對(duì)象生成射頻(RF)場(chǎng)以激勵(lì)在其中的自旋； c)響應(yīng)于來自所述對(duì)象的所生成的RF場(chǎng)，接收磁共振信號(hào)； d)使所述環(huán)形陣列的永磁體圍繞所述對(duì)象旋轉(zhuǎn)到不同的旋轉(zhuǎn)角； e)重復(fù)步驟b)-d)多次，以接收在多個(gè)不同的旋轉(zhuǎn)角處的來自所述對(duì)象的磁共振信號(hào)；以及 f)從接收到的磁共振信號(hào)中重構(gòu)所述對(duì)象的圖像。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其特征在于，步驟d)包括使所述環(huán)形陣列的永磁體旋轉(zhuǎn)通過不同旋轉(zhuǎn)角的離散步長(zhǎng)。
14.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其特征在于，步驟d)包括使所述環(huán)形陣列的永磁體不斷地旋轉(zhuǎn)通過所述多個(gè)不同的旋轉(zhuǎn)角。
【文檔編號(hào)】A61B5/055GK104507386SQ201280075087
【公開日】2015年4月8日 申請(qǐng)日期:2012年10月22日 優(yōu)先權(quán)日:2012年6月15日
【發(fā)明者】L·L·沃爾德, C·齊默爾曼, J·斯托克曼 申請(qǐng)人:通用醫(yī)療公司