磁共振并行成像射频线圈的优化设计进展

【作 者】王龙辰，朱高杰，李斌*

上海交通大学附属第六人民医院 医学工程部，上海，200030

磁共振并行成像技术是近十年来发展起来的新技术，它具有表面线圈高分辨率的特点，且图像信号来自不同的线圈，图像信噪比(SNR)和图像质量得到很大的提高。为了适应心脏快速扫描的技术要求，传统的MRI主要依靠在K空间中梯度场来进行相位方向编码，通过提高静磁场的场强和开发能快速切换的性能优良的梯度磁场来实现。 但由于一方面更强的梯度受到技术和成本的限制，另一方面更强的梯度场切换率可以造成人体内射频能量聚积，产生神经刺激和灼伤的危险。因此，需要研究一种在同等梯度场强情况下的新的快速成像序列来提高成像速度。并行成像技术是利用线圈阵列中单个接收线圈的空间敏感度(Spatial sensitivity)差异来编码空间信息,降低成像所必需的梯度编码步数(主要为相位编码步数)，从而获得更快的扫描速度。

并行成像技术最早由Hutchinson[1]在1988年提出，设想用128根接收天线以及相应的接收系统组成一个阵列，并同时采集与阵列方向垂直的128个线状区域的信号。1989年以后，Kelton和Wright[2]对Hutchinson的方案做了修改，建议使用2个或4个通道做并行数据采集。1991年Kwiat[3]对这种方案又作了进一步的修改，提出用6个线圈做比6小的倍数的加速采集。1997年SodicKson[4]提出了SMASH(Sodickson and Manning)方法，通过减少相位编码方向上的K空间采样来减少整幅图像的扫描时间，并通过线圈阵列的敏感度的线性组合代替由梯度产生的相位编码的空间调节，从而去除伪影并得到高分辨率的图像。Pruessman[5]在1999年提出的SENSE（sensitivity encoded magnetic resonance imaging）成像技术，这种方法也是减少K空间采样，但是它是在图像领域对图像进行修正，而不是在K空间领域。每个线圈在成像区域的每个像素点处都有不同的敏感度，运用这个信息去除图像中的重叠伪影现象。

1 SENSE射频线圈优化设计原理

SENSE是目前应用最为广泛的一种并行成像技术。它同SMASH一样也是减少K空间采样，但是它是在图像领域对图像进行修正，而不是在K空间领域。由于每个线圈在成像区域的每个像素点处都有不同的敏感度。运用这个信息去除图像中的重叠伪影现象。

在SENSE成像中，像素ρ处的SNR可表示为：

在等式（1）中，SNRsense,ρ和SNRfull,ρ分别表示在像素ρ处减少采样和全采样得到的信噪比，gρ表示几何因子（g因子），R表示减少因子,是成像视野与实际采样FOV的相位编码数量之比,相应地采样时间缩短到原来的1/R。几何因子是由线圈的形状决定的，并在图像区域中不均匀分布。

由（1）式可以看出，要想得到更好的SENSE成像性能，即SNRsense,ρ更高，需要减小gρ和R。由于相位编码步减少为1/R，信噪比变为原来的1/■ R。除此之外，由于RF线圈检测信号时产生的热噪声使得信噪比进一步下降。另外，用没有优化的RF线圈阵列得到的SENSE图像的信噪比分布通常是不均匀的。例如，中间区域和远离线圈区域的采样点的信噪比通常比靠近线圈区域的信噪比低，因此通过优化线圈设计来提高SENSE图像的信噪比是很重要的。

2 SENSE成像射频线圈优化设计发展

最初研究人员通过改变线圈形状优化SENSE线圈，进行仿真在目标区域得到最小的g因子和最好的SNR。2001年，Weiger 等和Zwart 等[6]试图对先前的线圈进行仿真试验得到最优的SENSE线圈。相似的，2003年Liffers 等[7]试图对已有的各种各样的已知线圈结构进行仿真得到最佳的心脏成像的相控阵线圈。但由于这种方法仿真的线圈的数目是有限的，因而得到的仿真结果很可能不是最优的SENSE成像线圈。

2005年，Dodd 等[8]提出用annealing方法仿真来优化阵列线圈的性能，并设计了一个四通道线圈来验证该方法。在这项技术中，算法开始于标准的矩形四通道线圈，线路根据Monte Carlo算法在前一线圈的表面上移动，产生最好信噪比的结构被认为是最优的设计。尽管这种方法可能比上述方法能够得到更好的线圈，但是它的缺陷在于基本的设计形状仍然局限于设定的矩形形状，只是通过改变每个线圈环路的大小来优化设计。

对于特殊应用的线圈优化，可通过明确感兴趣区域的B1场的分布来实现。通过逆问题求解得到电流分布，从而得到期望的场分布，例如，2002年Lawrence 等[9]运用时谐反向方法设计了一种开放式头部和颈部的RF线圈。在这个方法中，首先用一些基本的函数表示线圈表面的电流密度，并计算线圈内部的磁场；然后进行逆问题研究，确定产生均匀B1场的电流密度分布。2005年，Xu 等[10]运用相似的方法在射频线圈中产生deemphasized B1场来补偿在高能磁共振系统中由于介质共振效应产生的磁场不均匀。

2006年，L Tugan Muftuler 等[11]提出一种通过逆问题求解对线圈进行优化设计的方法。该方法建立了SNR与线圈表面电流密度的关系式，根据线圈表面的电流密度分布逆向计算感兴趣区域的信噪比，并使其最大化。由于在SENSE图像中，像素ρ处的SNR即SNRsense,ρ与gρ因子成反比，因此首先根据线圈的磁场分布计算出gρ因子。然后通过用有限元法具体化期望线圈的几何形状，计算其表面电流密度分布，运用最小方差算法使SNRsense最小，即SNRsense最大，最终得到优化的线圈设计。研究人员设计了一个简单的两线圈阵列来验证本方法，结果显示新的线圈设计方法能够产生比标准线圈均匀性更好、SNR更高的图像。该方法的优点是表面电流密度可以看作是任意分布的。但是，最终的线圈单元可能有多个并行分支，得到这些分支的电流分布是很困难的。

2007年，Gang Chen 等[12]提出了一种新的线圈优化设计方法。该方法用一系列相连的导线段来模拟射频线圈的几何形状，然后建立SNR与线圈几何形状的函数关系，并用最小方差法得到最有效的线圈设计。优化过程定义了许多目标参数，并对优化线圈阵列进行了仿真。该方法与以前的优化方法相比，得到了更为有效的射频线圈设计。研究人员用该方法设计了一个优化线圈并测试和比较了线圈敏感度和SENSE图像的信噪比。这些实验验证了仿真的结果，并且验证了该优化设计在二维SENSE成像应用中的可行性。这方法与前个方法相比，优点是不会得到并行分支，但是该设计方法只限于任意几何形状的单回路线圈。

3 结论与讨论

本综述介绍了对并行成像线圈的优化设计，并比较了这些优化设计的优点与缺点。通过比较我们可以看出，近几年并行成像线圈的优化设计使得SENSE成像更接近于实用化。在最近的线圈优化设计中，设计主要思路都是通过逆问题研究来帮助优化一个SENSE成像线圈，而逆问题研究中关键的一步是对模型的建立，因此可以通过建立更好的模型来得到更好的优化设计。另外，目前对线圈设计的研究都是在圆柱形表面上进行的，今后可以考虑进行在三维空间中的线圈的优化设计，使得线圈的成像性能更为优化。

[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.