【作 者】王龍辰，朱高杰，李斌*

上海交通大學(xué)附屬第六人民醫(yī)院 醫(yī)學(xué)工程部，上海，200030

磁共振并行成像技術(shù)是近十年來發(fā)展起來的新技術(shù)，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(zhì)量得到很大的提高。為了適應(yīng)心臟快速掃描的技術(shù)要求，傳統(tǒng)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(fā)能快速切換的性能優(yōu)良的梯度磁場來實現(xiàn)。 但由于一方面更強的梯度受到技術(shù)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(nèi)射頻能量聚積，產(chǎn)生神經(jīng)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(shù)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(shù)(主要為相位編碼步數(shù))，從而獲得更快的掃描速度。

并行成像技術(shù)最早由Hutchinson[1]在1988年提出，設(shè)想用128根接收天線以及相應(yīng)的接收系統(tǒng)組成一個陣列，并同時采集與陣列方向垂直的128個線狀區(qū)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(shù)據(jù)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(shù)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(chǎn)生的相位編碼的空間調(diào)節(jié)，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(shù)，這種方法也是減少K空間采樣，但是它是在圖像領(lǐng)域?qū)D像進行修正，而不是在K空間領(lǐng)域。每個線圈在成像區(qū)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(xiàn)象。

1 SENSE射頻線圈優(yōu)化設(shè)計原理

SENSE是目前應(yīng)用最為廣泛的一種并行成像技術(shù)。它同SMASH一樣也是減少K空間采樣，但是它是在圖像領(lǐng)域?qū)D像進行修正，而不是在K空間領(lǐng)域。由于每個線圈在成像區(qū)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(xiàn)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(shù)量之比,相應(yīng)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(qū)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?yōu)樵瓉淼?/■ R。除此之外，由于RF線圈檢測信號時產(chǎn)生的熱噪聲使得信噪比進一步下降。另外，用沒有優(yōu)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(qū)域和遠離線圈區(qū)域的采樣點的信噪比通常比靠近線圈區(qū)域的信噪比低，因此通過優(yōu)化線圈設(shè)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(yōu)化設(shè)計發(fā)展

最初研究人員通過改變線圈形狀優(yōu)化SENSE線圈，進行仿真在目標區(qū)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(yōu)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(jié)構(gòu)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(shù)目是有限的，因而得到的仿真結(jié)果很可能不是最優(yōu)的SENSE成像線圈。

2005年，Dodd 等[8]提出用annealing方法仿真來優(yōu)化陣列線圈的性能，并設(shè)計了一個四通道線圈來驗證該方法。在這項技術(shù)中，算法開始于標準的矩形四通道線圈，線路根據(jù)Monte Carlo算法在前一線圈的表面上移動，產(chǎn)生最好信噪比的結(jié)構(gòu)被認為是最優(yōu)的設(shè)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(shè)計形狀仍然局限于設(shè)定的矩形形狀，只是通過改變每個線圈環(huán)路的大小來優(yōu)化設(shè)計。

對于特殊應(yīng)用的線圈優(yōu)化，可通過明確感興趣區(qū)域的B1場的分布來實現(xiàn)。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(shè)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(shù)表示線圈表面的電流密度，并計算線圈內(nèi)部的磁場；然后進行逆問題研究，確定產(chǎn)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(chǎn)生deemphasized B1場來補償在高能磁共振系統(tǒng)中由于介質(zhì)共振效應(yīng)產(chǎn)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(yōu)化設(shè)計的方法。該方法建立了SNR與線圈表面電流密度的關(guān)系式，根據(jù)線圈表面的電流密度分布逆向計算感興趣區(qū)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(jù)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(yōu)化的線圈設(shè)計。研究人員設(shè)計了一個簡單的兩線圈陣列來驗證本方法，結(jié)果顯示新的線圈設(shè)計方法能夠產(chǎn)生比標準線圈均勻性更好、SNR更高的圖像。該方法的優(yōu)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(yōu)化設(shè)計方法。該方法用一系列相連的導(dǎo)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(shù)關(guān)系，并用最小方差法得到最有效的線圈設(shè)計。優(yōu)化過程定義了許多目標參數(shù)，并對優(yōu)化線圈陣列進行了仿真。該方法與以前的優(yōu)化方法相比，得到了更為有效的射頻線圈設(shè)計。研究人員用該方法設(shè)計了一個優(yōu)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(jié)果，并且驗證了該優(yōu)化設(shè)計在二維SENSE成像應(yīng)用中的可行性。這方法與前個方法相比，優(yōu)點是不會得到并行分支，但是該設(shè)計方法只限于任意幾何形狀的單回路線圈。

3 結(jié)論與討論

本綜述介紹了對并行成像線圈的優(yōu)化設(shè)計，并比較了這些優(yōu)化設(shè)計的優(yōu)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(yōu)化設(shè)計使得SENSE成像更接近于實用化。在最近的線圈優(yōu)化設(shè)計中，設(shè)計主要思路都是通過逆問題研究來幫助優(yōu)化一個SENSE成像線圈，而逆問題研究中關(guān)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(yōu)化設(shè)計。另外，目前對線圈設(shè)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(yōu)化設(shè)計，使得線圈的成像性能更為優(yōu)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.