磁共振并行成像射頻線圈的優化設計進展

【作 者】王龍辰，朱高杰，李斌*

上海交通大學附屬第六人民醫院 醫學工程部，上海，200030

磁共振并行成像技術是近十年來發展起來的新技術，它具有表面線圈高分辨率的特點，且圖像信號來自不同的線圈，圖像信噪比(SNR)和圖像質量得到很大的提高。為了適應心臟快速掃描的技術要求，傳統的MRI主要依靠在K空間中梯度場來進行相位方向編碼，通過提高靜磁場的場強和開發能快速切換的性能優良的梯度磁場來實現。 但由于一方面更強的梯度受到技術和成本的限制，另一方面更強的梯度場切換率可以造成人體內射頻能量聚積，產生神經刺激和灼傷的危險。因此，需要研究一種在同等梯度場強情況下的新的快速成像序列來提高成像速度。并行成像技術是利用線圈陣列中單個接收線圈的空間敏感度(Spatial sensitivity)差異來編碼空間信息,降低成像所必需的梯度編碼步數(主要為相位編碼步數)，從而獲得更快的掃描速度。

并行成像技術最早由Hutchinson[1]在1988年提出，設想用128根接收天線以及相應的接收系統組成一個陣列，并同時采集與陣列方向垂直的128個線狀區域的信號。1989年以后，Kelton和Wright[2]對Hutchinson的方案做了修改，建議使用2個或4個通道做并行數據采集。1991年Kwiat[3]對這種方案又作了進一步的修改，提出用6個線圈做比6小的倍數的加速采集。1997年SodicKson[4]提出了SMASH(Sodickson and Manning)方法，通過減少相位編碼方向上的K空間采樣來減少整幅圖像的掃描時間，并通過線圈陣列的敏感度的線性組合代替由梯度產生的相位編碼的空間調節，從而去除偽影并得到高分辨率的圖像。Pruessman[5]在1999年提出的SENSE（sensitivity encoded magnetic resonance imaging）成像技術，這種方法也是減少K空間采樣，但是它是在圖像領域對圖像進行修正，而不是在K空間領域。每個線圈在成像區域的每個像素點處都有不同的敏感度，運用這個信息去除圖像中的重疊偽影現象。

1 SENSE射頻線圈優化設計原理

SENSE是目前應用最為廣泛的一種并行成像技術。它同SMASH一樣也是減少K空間采樣，但是它是在圖像領域對圖像進行修正，而不是在K空間領域。由于每個線圈在成像區域的每個像素點處都有不同的敏感度。運用這個信息去除圖像中的重疊偽影現象。

在SENSE成像中，像素ρ處的SNR可表示為：

在等式（1）中，SNRsense,ρ和SNRfull,ρ分別表示在像素ρ處減少采樣和全采樣得到的信噪比，gρ表示幾何因子（g因子），R表示減少因子,是成像視野與實際采樣FOV的相位編碼數量之比,相應地采樣時間縮短到原來的1/R。幾何因子是由線圈的形狀決定的，并在圖像區域中不均勻分布。

由（1）式可以看出，要想得到更好的SENSE成像性能，即SNRsense,ρ更高，需要減小gρ和R。由于相位編碼步減少為1/R，信噪比變為原來的1/■ R。除此之外，由于RF線圈檢測信號時產生的熱噪聲使得信噪比進一步下降。另外，用沒有優化的RF線圈陣列得到的SENSE圖像的信噪比分布通常是不均勻的。例如，中間區域和遠離線圈區域的采樣點的信噪比通常比靠近線圈區域的信噪比低，因此通過優化線圈設計來提高SENSE圖像的信噪比是很重要的。

2 SENSE成像射頻線圈優化設計發展

最初研究人員通過改變線圈形狀優化SENSE線圈，進行仿真在目標區域得到最小的g因子和最好的SNR。2001年，Weiger 等和Zwart 等[6]試圖對先前的線圈進行仿真試驗得到最優的SENSE線圈。相似的，2003年Liffers 等[7]試圖對已有的各種各樣的已知線圈結構進行仿真得到最佳的心臟成像的相控陣線圈。但由于這種方法仿真的線圈的數目是有限的，因而得到的仿真結果很可能不是最優的SENSE成像線圈。

2005年，Dodd 等[8]提出用annealing方法仿真來優化陣列線圈的性能，并設計了一個四通道線圈來驗證該方法。在這項技術中，算法開始于標準的矩形四通道線圈，線路根據Monte Carlo算法在前一線圈的表面上移動，產生最好信噪比的結構被認為是最優的設計。盡管這種方法可能比上述方法能夠得到更好的線圈，但是它的缺陷在于基本的設計形狀仍然局限于設定的矩形形狀，只是通過改變每個線圈環路的大小來優化設計。

對于特殊應用的線圈優化，可通過明確感興趣區域的B1場的分布來實現。通過逆問題求解得到電流分布，從而得到期望的場分布，例如，2002年Lawrence 等[9]運用時諧反向方法設計了一種開放式頭部和頸部的RF線圈。在這個方法中，首先用一些基本的函數表示線圈表面的電流密度，并計算線圈內部的磁場；然后進行逆問題研究，確定產生均勻B1場的電流密度分布。2005年，Xu 等[10]運用相似的方法在射頻線圈中產生deemphasized B1場來補償在高能磁共振系統中由于介質共振效應產生的磁場不均勻。

2006年，L Tugan Muftuler 等[11]提出一種通過逆問題求解對線圈進行優化設計的方法。該方法建立了SNR與線圈表面電流密度的關系式，根據線圈表面的電流密度分布逆向計算感興趣區域的信噪比，并使其最大化。由于在SENSE圖像中，像素ρ處的SNR即SNRsense,ρ與gρ因子成反比，因此首先根據線圈的磁場分布計算出gρ因子。然后通過用有限元法具體化期望線圈的幾何形狀，計算其表面電流密度分布，運用最小方差算法使SNRsense最小，即SNRsense最大，最終得到優化的線圈設計。研究人員設計了一個簡單的兩線圈陣列來驗證本方法，結果顯示新的線圈設計方法能夠產生比標準線圈均勻性更好、SNR更高的圖像。該方法的優點是表面電流密度可以看作是任意分布的。但是，最終的線圈單元可能有多個并行分支，得到這些分支的電流分布是很困難的。

2007年，Gang Chen 等[12]提出了一種新的線圈優化設計方法。該方法用一系列相連的導線段來模擬射頻線圈的幾何形狀，然后建立SNR與線圈幾何形狀的函數關系，并用最小方差法得到最有效的線圈設計。優化過程定義了許多目標參數，并對優化線圈陣列進行了仿真。該方法與以前的優化方法相比，得到了更為有效的射頻線圈設計。研究人員用該方法設計了一個優化線圈并測試和比較了線圈敏感度和SENSE圖像的信噪比。這些實驗驗證了仿真的結果，并且驗證了該優化設計在二維SENSE成像應用中的可行性。這方法與前個方法相比，優點是不會得到并行分支，但是該設計方法只限于任意幾何形狀的單回路線圈。

3 結論與討論

本綜述介紹了對并行成像線圈的優化設計，并比較了這些優化設計的優點與缺點。通過比較我們可以看出，近幾年并行成像線圈的優化設計使得SENSE成像更接近于實用化。在最近的線圈優化設計中，設計主要思路都是通過逆問題研究來幫助優化一個SENSE成像線圈，而逆問題研究中關鍵的一步是對模型的建立，因此可以通過建立更好的模型來得到更好的優化設計。另外，目前對線圈設計的研究都是在圓柱形表面上進行的，今后可以考慮進行在三維空間中的線圈的優化設計，使得線圈的成像性能更為優化。

[1]Hutchinson M,Raff.Fast MRI data acquisition using multiple detectors[J].Magn Reson Med,1998,6:87.

[2]J.R.Kelton，R.L.Magin，S.M.Wright.An algorithm for rapid image acquisition using multiple receive coil[A].Eighth annual Meeting,SMRM,Amsterdam[C].Netherlands,1989,1172

[3]Kwait D,Einav S.A decoupled coil detector array for fast image acquisition in magnetic resonance imaging[J].Med Phys,1991,18:251.

[4]Sodickson DK,Manning WJ.Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): ultra-fast imaging with radiofrequency coil arrays[J].Magn Reson Med,1997,38:591.

[5]Pruessmam KP,Weiger M,Scheidegger MB et al.SENSE:sensitivity encoding for fast MRI.Magn Reson Med,1999,42:952.

[6]Weiger M,Pruessmann C L,Leussler C,et al.Specific coil design for SENSE: a six-element cardiac array[J].Magn Reson Med,2001,45:495.

[7]Liffers A,Quick H H,Herborn C U,et al.Geometrical optimization of a phased array coil for high-resolution MR imaging of the carotid arteries[J].Magn Reson Med,2003,50:439.

[8]Dodd S J,Merkle H,Van Gelderen P,et al.A 4-channel SENSE optimized array coil for rodent brain imaging at 11.7 T.Proc[J].Int Soc Magn Reson Med,2005,(13): 913.

[9]Lawrence B G,Crozier S,Cowin G et al.An inverse design of an open,head/neck RF coil for MRI[J].IEEE Trans Biomed Eng,2002,49:1024.

[10]Xu B,Wei Q,Liu F and Crozier S.An inverse methodology for high frequency RF coil design for MRI with de-emphasized B1 fields[J].IEEE Trans Biomed Eng,2005,52:1582.

[11]L.T.Muftuler,G.Chen,O.Nalcioglu.An inverse method to design RF coil arrays optimized for SENSE imaging[J].Phys Med Biol,2006,51:6457.

[12]Gang Chen ,L.Tugan Muftuler,Seung H.Ha,et al.An optimization method for designing SENSE imaging RF coil arrays[J].Journal of Magnetic Resonance,2007,186:273.