RF发射系统和方法、MRI系统及其预扫描方法以及存储介质

技术领域

本发明总的来说涉及医疗成像领域，更具体地说涉及核磁共振成像(MRI)系统、用于MRI的射频(RF)系统和方法以及MRI系统的预扫描方法，还涉及记录有能够自动执行上述方法的指令的计算机可读存储介质。

背景技术

MRI系统已广泛应用于医疗诊断领域，其主要包括主磁体、梯度放大器、梯度线圈组件、RF发射链模块、RF线圈组件以及RF接收链模块等。其中的RF发射链模块通常包括RF输出单元、信号处理单元和发射线圈。图14示出了MRI系统中的常规发射链配置，其中由RF发生器产生RF脉冲信号，并通过RF放大器放大后传递给信号处理单元。信号处理单元中一般集成了收发模式切换开关和I/Q两路电桥，在发射模式下其将RF放大器输出的信号传递给发射线圈。发射线圈可以是图14中所示的体线圈，也可以是局部线圈，其接收信号处理单元传递来的RF脉冲信号以向待扫描对象(比如，患者)发射RF激发脉冲。

在上述RF信号放大的过程中，可能会将RF放大器的增益和相位的非线性引入整个MRI系统中，以致最后得到的图像失真。为了避免这样的情况，需要格外重视整个RF发射链的线性，因为其对于切片图像的选择以及高质量图像的获得都起着至关重要的作用。

在过去，为了使RF发射链获得较好的线性，常常需要牺牲RF放大器的效率，因为非线性正是由比如几十千瓦的高功率的RF放大器带来的。因此，通常使用的RF放大器的工作类别只能在效率和线性之间进行折中，但即便如此，也非常得不理想，往往线性好的RF放大器效率不高，效率高的RF放大器线性又不好。因此，还需要额外的线性补偿方法来补偿RF放大器所带来的非线性。

现有技术中有多种线性补偿方法可以改进RF放大器的线性。然而，这些补偿方法在MRI的实际应用中都难以获得满意的线性度。因此，亟需一种新的线性补偿技术能够解决上述所有问题。

发明内容

本发明的目的就在于克服现有技术中的上述和/或其他问题。

因此，本发明提供了一种新颖的RF发射系统和方法，其能够有效地对RF放大器的非线性进行补偿，而且完全适用于MRI的临床应用。

同时，本发明还提供一种MRI系统，其中包括了上述新颖的RF发射系统，因此相比现有技术可以实现更加精确的增益/相位补偿，进而获得最佳的图像质量。

此外，本发明还提供一种用于MRI系统的预扫描方法，其通过执行如上所述的RF发射方法来对RF脉冲信号进行补偿，使得对于不同的患者负载都能保证保真度，进而保证最后的成像质量。

本发明还提供一种计算机可读存储介质，其上记录的指令可实现如上所述的RF发射方法和预扫描方法。

根据本发明的第一方面，提供一种MRI系统的RF发射系统，包括：RF输出单元，用于产生并输出RF脉冲信号；RF放大器，用于对所述RF脉冲信号进行放大；以及信号处理单元，用于将放大后的RF脉冲信号传递给所述MRI系统的RF发射线圈，并向所述RF输出单元输出反馈信号，其中，所述RF输出单元基于所述反馈信号以及预先确定的反馈信号-线性补偿值-关系来生成线性补偿控制信号，以对所述RF输出单元输出的RF脉冲信号进行线性补偿。

较佳地，所述反馈信号包括所述信号处理单元传递至所述RF发射线圈的前向反馈信号，其中，所述RF输出单元基于所述预先确定的反馈信号-线性补偿值-关系来确定与所述前向反馈信号对应的线性补偿值，并基于该确定的线性补偿值来生成所述线性补偿控制信号。

较佳地，所述反馈信号包括所述信号处理单元传递至所述RF发射线圈的前向反馈信号和从所述RF发射线圈反馈至所述信号处理单元并经该信号处理单元输出的反向反馈信号，所述预先确定的反馈信号-线性补偿值-关系包括在对应负载特征下生成的反馈信号-线性补偿值-关系。所述RF输出单元配置为：基于所述反向反馈信号判断所述RF发射线圈的当前负载特征，并确定是否存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系；如果不存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系，则在当前负载特征下生成新的反馈信号-线性补偿值-关系；以及如果存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系，则基于与当前负载特征对应的所述反馈信号-线性补偿值-关系来确定与所述前向反馈信号对应的线性补偿值，并基于确定的线性补偿值生成所述线性补偿控制信号。

进一步地，所述RF输出单元输出的RF脉冲信号包括按照预设序列生成的一组具有中心频率的脉冲信号，所述一组脉冲信号具有不同的幅度，所述中心频率是所述MRI系统在对当前负载进行扫描时所采用的RF激发脉冲的中心频率。

如果不存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系，则所述RF输出单元被进一步配置为：基于所述前向反馈信号计算所述RF输出单元和RF放大器在所述当前负载特征下的开环特性；并且根据所述开环特性生成对应于所述当前负载特征的反馈信号-线性补偿值-关系。

较佳地，所述施加的一组脉冲信号的幅度变化大于40dB，并且其相位保持恒定。

如果存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系，则所述RF输出单元被进一步配置为：基于预先确定的深度学习网络，根据当前负载特征确定优先推荐的反馈信号-线性补偿值-关系。

较佳地，所述RF发射系统还包括存储器，其用于存储所述预先确定的反馈信号-线性补偿值-关系。

根据本发明的第二方面，提供一种MRI系统，包括：RF发射线圈；以及如上所述的RF发射系统。

根据本发明的第三方面，提供一种用于MRI系统的RF发射方法，包括如下步骤：由RF输出单元产生并输出RF脉冲信号；由RF放大器对所述RF脉冲信号进行放大；由信号处理单元将放大后的RF脉冲信号传递给所述MRI系统的RF发射线圈，并向所述RF输出单元输出反馈信号；以及基于从所述信号处理单元输出的反馈信号以及预先确定的反馈信号-线性补偿值-关系来生成线性补偿控制信号，以对所述RF输出单元输出的RF脉冲信号进行线性补偿。

较佳地，所述反馈信号包括所述信号处理单元传递至所述RF发射线圈的前向反馈信号和从所述RF发射线圈反馈至所述信号处理单元并经该信号处理单元输出的反向反馈信号，所述预先确定的反馈信号-线性补偿值-关系包括在对应负载特征下生成的反馈信号-线性补偿值-关系。上述生成线性补偿控制信号的步骤进一步包括如下子步骤：基于所述反向反馈信号判断所述RF发射线圈的当前负载特征；确定是否存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系；如果不存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系，则在当前负载特征下生成新的反馈信号-线性补偿值-关系；以及如果存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系，则基于与当前负载特征对应的所述反馈信号-线性补偿值-关系来确定与所述前向反馈信号对应的线性补偿值，并基于确定的线性补偿值生成所述线性补偿控制信号。

进一步地，所述RF输出单元输出的RF脉冲信号包括按照预设序列生成的一组具有中心频率的脉冲信号，所述一组脉冲信号具有不同的幅度，所述中心频率是所述MRI系统在对当前负载进行扫描时所采用的RF激发脉冲的中心频率。

进一步地，所述在当前负载特征下生成新的反馈信号-线性补偿值-关系的步骤包括：基于所述前向反馈信号计算所述RF输出单元和RF放大器在当前负载特征下的开环特性；以及根据所述开环特性生成对应于所述当前负载特征的反馈信号-线性补偿值-关系。

较佳地，所述施加的一组脉冲信号的幅度变化大于40dB，并且其相位保持恒定。

当存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系时，上述生成线性补偿控制信号的步骤还包括如下子步骤：基于预先确定的深度学习网络，根据当前负载特征确定优先推荐的反馈信号-线性补偿值-关系。

根据本发明的第四方面，提供一种用于MRI系统的预扫描方法，包括：接收由所述MRI系统预先确定的用于预扫描的中心频率；执行如上所述的RF发射方法，以生成经线性补偿后的RF脉冲信号，其中，所述经补偿后的RF脉冲信号具有所述中心频率；以及输出所述经线性补偿后的RF脉冲信号，并将其放大后传递给所述RF发射线圈，以使所述RF发射线圈产生用于激发作为被扫描对象的负载的RF场。

根据本发明的第五方面，提供一种计算机可读存储介质，其上记录有经编码的指令，当执行该指令时实现如上所述的RF发射方法和预扫描方法。

通过下面的详细描述、附图以及权利要求，其他特征和方面会变得清楚。

附图说明

通过结合附图对于本发明的示例性实施例进行描述，可以更好地理解本发明，在附图中：

图1是根据本发明示例性实施例的RF发射系统的示意性框图；

图2是另一个根据本发明示例性实施例的RF发射系统的示意性框图；

图3是图1和图2所示RF发射系统中的RF输出单元的示意性框图；

图4示出了在理想信号幅值下的增益特性；

图5示出了图4所示增益特性的补偿曲线；

图6示出了不同人体的电压驻波比的曲线；

图7示出了RF功率与增益的关系；

图8示出了根据本发明示例性实施例的RF发射系统基于待扫描对象的负载生成反馈信号-线性补偿值-关系的示意图；

图9示出了根据本发明示例性实施例的预先存储一部分与特定病患部位的负载相对应的查找表的RF发射系统；

图10示出了根据本发明示例性实施例的MRI系统的示意性框图；

图11和图12是根据本发明示例性实施例的用于MRI系统的RF发射方法的流程图；

图13是根据本发明示例性实施例的用于MRI系统的预扫描方法的流程图；

图14是MRI系统中常规发射链配置的示意性框图；以及

图15示出了常规使用的RF放大器的线性性能。

具体实施方式

以下将描述本发明的具体实施方式，需要指出的是，在这些实施方式的具体描述过程中，为了进行简明扼要的描述，本说明书不可能对实际的实施方式的所有特征均作详尽的描述。应当可以理解的是，在任意一种实施方式的实际实施过程中，正如在任意一个工程项目或者设计项目的过程中，为了实现开发者的具体目标，为了满足系统相关的或者商业相关的限制，常常会做出各种各样的具体决策，而这也会从一种实施方式到另一种实施方式之间发生改变。此外，还可以理解的是，虽然这种开发过程中所作出的努力可能是复杂并且冗长的，然而对于与本发明公开的内容相关的本领域的普通技术人员而言，在本公开揭露的技术内容的基础上进行的一些设计，制造或者生产等变更只是常规的技术手段，不应当理解为本公开的内容不充分。

除非另作定义，权利要求书和说明书中使用的技术术语或者科学术语应当为本发明所属技术领域内具有一般技能的人士所理解的通常意义。本发明专利申请说明书以及权利要求书中使用的“第一”、“第二”以及类似的词语并不表示任何顺序、数量或者重要性，而只是用来区分不同的组成部分。“一个”或者“一”等类似词语并不表示数量限制，而是表示存在至少一个。“包括”或者“包含”等类似的词语意指出现在“包括”或者“包含”前面的元件或者物件涵盖出现在“包括”或者“包含”后面列举的元件或者物件及其等同元件，并不排除其他元件或者物件。“连接”或者“相连”等类似的词语并非限定于物理的或者机械的连接，也不限于是直接的还是间接的连接。

根据本发明的实施例，提供了一种RF发射系统。

参考图1，其中示出了根据本发明示例性实施例的RF发射系统100，其包括RF输出单元120、RF放大器130和信号处理单元140。RF输出单元120用于产生RF脉冲信号，RF放大器用于对RF输出单元120产生的RF脉冲信号进行放大。信号处理单元140用于将放大后的RF脉冲信号传递给MRI系统(这将在下文中进行详细的描述)中的RF发射线圈1020，并向RF输出单元120输出反馈信号。RF发射线圈1020接收到信号处理单元140传递的RF脉冲信号后，向待扫描对象(图1中为人体)1016发射RF激发信号。

如图1所示，RF输出单元120基于来自信号处理单元140的反馈信号以及反馈信号-线性补偿值-关系(即，反馈信号与线性补偿值的关系)来生成线性补偿控制信号，以对RF输出单元120输出的RF激发脉冲进行线性补偿，例如使RF输出单元120输出经线性补偿后的RF激发脉冲。上述线性补偿值可以是针对增益或相位的补偿值，本领域技术人员应当理解，反馈信号与线性补偿值的关系可以以多种形式来表示，比如，其中的线性补偿值可以包括能够体现补偿值的中间数据或者换算数据。

上述反馈信号与(增益的或相位的)线性补偿值的关系可以通过查找表来表示，其可以是一组预先确定的前馈线性补偿值(包括增益补偿值和相位补偿值)与一组特性值(比如：电压、电流或功率)的一一对应关系。具体，可如以下表1所示，其中的信号特性值索引可以是一列有序排列的索引值，这些索引值可以依次指向递减或递增的功率特性值，比如，功率信号的理想幅值。该理想幅值可以包括由MRI系统在执行预扫描或正式扫描时由扫描序列确定的需要施加到RF发射线圈的RF脉冲的幅值。表1中的查找表值可以直接指向增益的或相位的线性补偿值，即，每个功率特性值下具有固定的线性补偿值。

表1

上述功率特性值也可以是功率信号的理想相位。

当从信号处理单元140接收到反馈信号后，可以在如以上表1所示的查找表中寻找与该反馈信号(比如功率信号)相同的特性值，或者，在没有相同特性值的情况下，寻找与该反馈信号最接近的特性值(例如，在表1中查找相同或最接近的功率幅值)；接着，选取与该所寻找特性值对应的线性补偿值。又或者，可以基于如以上表1所示的查找表中与该反馈信号相近的特性值所对应的线性补偿值，来插值计算对应该反馈信号的线性补偿值。最后，基于该线性补偿值生成线性补偿控制信号，以对RF输出单元120的输出进行增益或相位的线性补偿，例如，对RF输出单元120将要输出的RF激发脉冲进行线性补偿。

进一步参考图2，其示出了图1中RF发射系统的一个示例，上述线性补偿具体可以包括，例如，基于所述线性补偿控制信号控制设置在RF前端电路123中的发射衰减器1231的输出，或者调整RF发生器的输出值。

由此，例如，利用预先确定的诸如功率信号(在一个示例中，也可以通过能够反映功率信号的幅度或幅度的换算值来表示)的信号特性值与需补偿的增益或相位的对应关系可快速确定需要进行线性补偿的控制参数(例如上述发射衰减器输出的衰减系数)，从而可非常有效地对整个RF发射链路的线性进行补偿，所产生的RF激发脉冲经线性补偿后，再放大输出至RF发射线圈1020，可大大减少由于发射链路的线性度差所带来的图像质量问题。

继续参考图2，例如，从信号处理单元140共输出两路反馈信号，一路为从信号处理单元140直接输出的前向反馈信号，即，在整个发射链路中处于RF发射线圈前端(信号处理单元140传递至RF发射线圈1020)的反馈信号，另一路为RF脉冲信号被放大并经信号处理单元140到达RF发射线圈1020后，从RF发射线圈1020返回并经信号处理单元140输出的反向反馈信号，即，在整个发射链路中处于RF发射线圈后端的反馈信号。需要说明的是，信号处理单元140向RF发射线圈1020传递信号是以I和Q两路进行的，当RF发射线圈1020非常对称使得所述I和Q两路的阻抗(幅值和相位)一样，则上述反向反馈信号为零，此时信号处理单元140的反馈信号就是从信号处理单元140直接输出的前向反馈信号。

信号处理单元140可包括发射/接收模式切换开关和用于在发射模式下将RF脉冲信号分发到I路和Q路的电桥。

如图3所示，在一个实施例中，RF输出单元120可包括RF发生器，该RF发生器可以包括数字频率合成器121、数模转换器122和RF前端电路123。如前所述的，RF发生器用于产生RF脉冲信号，在MRI扫描过程中，该RF脉冲信号施加至RF发射线圈1020以激发待扫描对象(比如，患者)的待成像部位。RF前端电路123可以进一步包括如上所述的发射衰减器1231，其连接RF放大器130以控制信号在输入至RF放大器130之前被衰减的程度。

RF放大器按照工作类别通常可以分为A、B、C、D、E、F等，其中工作类别为D、E、F等的RF放大器，因为几乎相当于开关型的放大器，所以其线性对于MRI的应用来说最不理想。因此，通常使用工作类别为A类或B类或者AB类(A类和B类的折衷)的RF放大器。图15较上方和中间部分的曲线分别示出了A类和AB类的RF放大器的线性性能，VDS表示漏源电压，Ids表示漏源电流。从图15可以看到，A类RF放大器具有最佳的线性，然而其效率不理想，小于等于50％。而B类RF放大器虽然其效率相比A类有了很大的改进，理论上可达到78.5％，但从图15(较下方的曲线)可知，其线性却变差了。MRI领域中对线性的要求是很高的，增益偏差需要小于+/-0.4dB，并且相位偏差需要在从额定峰值功率向下40dB范围内小于+/-3deg，因此单纯的AB类RF放大器显然也是不够理想的。

采用本发明的RF发射系统100，在选择RF放大器时可以更多地考虑其效率而仍然能满足MRI对于线性的要求。比如，采用AB类的RF放大器，虽然高效率的RF放大器会带来非线性，但通过如本发明实施例那样来进行线性补偿之后，RF发射系统可将整个RF发射链路的非线性控制在可接受的范围内，从而达到上述MRI的线性要求。

可选地，根据本发明示例性实施例的RF发射系统100还包括有存储器125和处理器127。例如，存储器125和处理器127可设置在RF输出单元120中，如图3所示。存储器125用于存储上述反馈信号-线性补偿值-关系，例如，存储器125可以存储一个或多个表示上述关系的查找表。处理器127用于根据如上所述的前向反馈信号从确定的查找表中查找线性补偿值，并生成相应的线性补偿控制信号。处理器127还用于根据如上所述的反向反馈信号确定用于查找线性补偿值的查找表。当然，所述存储器125和处理器127也可在RF输出单元120外单独设置，或甚至在RF发射系统100外单独设置。

处理器125还可用于存储计算机程序，该计算机程序可被处理器127读取以执行RF发射方法，该方法将在下文结合具体的实施例进行描述。

上述反馈信号-线性补偿值-关系可以预先存储在存储器125中，也可以在扫描现场重新生成。该关系可以是MRI系统的历史扫描应用中生成的，也可以是通过其他途径得到的在特定负载下的查找表。

如图1和图2所示，上述从信号处理单元140输出的反馈信号可以包括由信号处理单元140传递至RF发射线圈1020的前向反馈信号，以查找表形式存储的反馈信号-线性补偿值-关系具体可包括前向反馈信号分别与增益线性补偿值和相位线性补偿值中至少一个的对应关系，RF输出单元120基于该预先确定的前向反馈信号与线性补偿值的关系来生成线性补偿控制信号。

图4示出了在理想信号幅值(横坐标)下的增益(纵坐标)特性，图5示出了图4所示增益特性的补偿曲线。当需要将某个幅值下的增益补偿到一个基准增益时，可以在进行补偿时根据图5中相应幅值处的增益值(补偿值)进行补偿，通过将该补偿值与图4中的增益进行必要的运算(对该运算没有具体的限制，可以根据实际情形进行选择和调整)以使其达到基准值。上述查找表中的线性补偿值可以基于与这种补偿类似的原理得到。

进一步，为了更好地满足MRI的线性要求，考虑负载的变化对整个发射链路乃至MRI系统的影响，根据本发明的RF发射系统100可以使用在当前实际待扫描对象的负载下得到的反馈信号-线性补偿值-关系来进行线性补偿。图6中的曲线示出了不同人体的电压驻波比(VSWR)，其中横坐标表示工作频率，纵坐标表示VSWR。VSWR是驻波波腹电压与波谷电压幅度之比，VSWR等于1时，表示馈线和天线的阻抗完全匹配，此时高频能量全部被天线辐射出去，没有能量的反射损耗。通常所使用的理想的50欧姆的负载下，VSWR就等于1，然而在很多情况下，待扫描的人体部分不可能永远是50欧姆的负载，VSWR也就无法等于1。

负载的变化对增益的影响也非常大。参见图7，其中的曲线示出了40dB动态范围的增益变化与阻抗负载的关系，其中的横坐标为RF功率，纵坐标为增益负载阻抗从75欧姆变化为25欧姆时增益偏差为-2.507。需要特别说明的是，图中的增益变化并未考虑相位的影响，但实际操作中，相位也会变化并影响增益，因此实际操作中的增益变化将更大。

以上的分析可以看出负载变化所带来的巨大影响，因此常规技术中例如基于固定的负载对RF放大器进行线性补偿的方法难以应用在MRI系统的RF发射链路中，因为MRI系统中每次扫描都可能是不同的患者，随之就会发生负载变化，常规补偿方法甚至还会导致体线圈和表面线圈之间发生去耦合，这是非常不希望看到的。

一方面，根据本发明的实施例，所述反馈信号-线性补偿值-关系可以包括对应不同负载特征的多组反馈信号与线性补偿值的关系。换句话说，例如，所存储查找表中的多个或全部可以分别关联至不同的负载特征(或者待扫描对象的类型)，即，这些查找表可以依据对应的负载特征被分组。负载可以是，例如上述的待扫描对象。负载特征可以是，例如待扫描对象的属性或类型，其可以包括年龄、性别、体型、体重、扫描部位等等，这些属性造成待扫描对象具有不同的阻抗。RF输出单元120用于基于反向反馈信号判断RF发射线圈1020的负载特征，并从与判断的负载特征对应的一组反馈信号-线性补偿值-关系中确定与前向反馈信号对应的增益和/或相位的线性补偿值，并基于该确定的线性补偿值生成如上所述的线性补偿控制信号。

通过这样的方式，可以基于反向反馈信号判断负载特征，并在该负载特征的查找表(反馈信号-线性补偿值-关系)分组中，查找与前向反馈信号对应的特性值，并选取与所找到的特性值对应的线性补偿值，从而能够适应负载的实时更新而进行合适的线性补偿。

另一方面，根据本发明的实施例，如果存储的查找表中没有与当前负载特征对应的查找表，则可以实时地生成新的查找表并进行存储，并基于实时生成的查找表来确定线性补偿值。即，RF输出单元120还用于在生成经线性补偿的RF激发脉冲之前基于当前判断的负载特征预先生成对应的反馈信号(例如前向反馈信号)与线性补偿值的关系。

图8示出了RF发射系统100基于待扫描对象的负载生成反馈信号-线性补偿值-关系的示意图。具体地，对于不管是实时生成的查找表还是历史数据中的查找表，RF输出单元120输出的RF脉冲信号都包括按照预设序列生成的一组具有中心频率的脉冲信号(例如图8中的训练脉冲P

例如，首先，由RF输出单元120产生一组训练脉冲P

上述过程可以在MRI的预扫描过程中完成，此阶段RF输出单元120、RF放大器130和信号处理单元140构成的是一个开环电路，基于信号处理单元140输出的前向反馈信号便可计算出RF输出单元120和RF放大器130在当前待扫描对象的负载下的开环特性。该开环特性可以是电压、电流或功率，尽管在实际操作中，开环特性一般是功率。

上述查找表是在当前待扫描对象的负载下生成的，因此在后续正式扫描时可以放心地利用这样的查找表来进行线性补偿，相比现有技术中那些针对固定负载设计的线性补偿方法，可以更好地适用于MRI系统的应用。而且，如前面所述地，上述查找表所基于的开环特性是RF输出单元120和RF放大器130在当前待扫描对象的负载下的，换言之，是RF发生器和RF放大器在当前待扫描对象的负载下的开环特性，因此最后进行的线性补偿不仅覆盖RF放大器，还覆盖了整个发射链，包括RF输入单元120的各部件等。

回到图8，如图中上部所示，对于RF输出单元120所产生的那一组训练脉冲P

需要注意的是，上述训练脉冲P

此外，通过上述对脉冲宽度的设置，还可以同时避免或降低电磁波吸收比率(SAR)保护的风险。

如前面所述地，基于当前待扫描对象的负载重新生成查找表，这个过程可以在预扫描中完成，具体地，可以选择在中心频率的校正过程中生成查找表。

在MRI过程中，RF激发脉冲可以激发待扫描对象体内的质子产生共振，当质子的进动频率与RF激发脉冲的中心频率相同时，就能进行能量交换，即产生核磁共振现象。因此，RF激发脉冲的中心频率是MRI中的一个很敏感的参数，如果中心频率不准确会直接导致得到的核磁共振图像错位，所以通常会通过预扫描来实现中心频率的校正，以确定最佳的共振频率(中心频率)。

上述中心频率的校正首先包括中心频率的搜索(CFL)，以使该中心频率与待扫描物体内的质子的进动频率相同。可以选择在完成该中心频率搜索之后，基于当前待扫描对象的负载生成查找表。即，在完成中心频率搜索之后，由RF输出单元120产生一组具有所述中心频率的训练脉冲P

上述生成的反馈信号与线性补偿值的关系或查找表(以下统称为“查找表”)在本次扫描结束后，可以根据需要和实际情况存储在如上所述的存储器125中，也可以不进行存储。

如果存储器中还未存储任何查找表，则在当前扫描中，如前面所述地在预扫描中基于当前待扫描对象的负载生成查找表。

存储下来的查找表同时被记录下与之对应的负载。下一次扫描时，可将本次待扫描对象的负载与存储器中所存储的查找表所对应的负载进行比对，如果所存储的查找表与当前待扫描对象的负载相对应，则RF输出单元120直接使用该相对应的查找表；如果不对应，则可以在预扫描中基于当前待扫描对象的负载生成新的查找表。

具体在实际操作中，上述查找表所对应的负载可例如被记录为包括扫描部位和待扫描对象的体重。上述“与负载特征相对应或与负载相对应”不仅包括扫描部位和体重完全相同，也包括扫描部位类似和/或体重类似。比如，存储的是“手背”，当前待扫描的是“手掌”。又比如，存储的是“50公斤”，当前待扫描对象的体重是“50.5公斤”。具体的偏差可以根据实际需求进行设置，只要符合预先设置的“类似”条件，就可以认为是“与负载特征相对应或与负载相对应”。对于一些专科医院，比如儿童医院，不同年龄段的婴儿/儿童体重也有对应的值或范围，因此也可以将查找表所对应的负载记录为扫描部位和年龄，这样只要比对扫描部位和年龄是否相同或类似即可。甚至如果有按照年龄段区分的儿童专科，也可以将查找表所对应的负载仅仅记录为扫描部位，这样只要比对扫描部位是否相同或类似即可。

对于一些专科医院，比如，前面提到的儿童医院或者骨科医院，由于待扫描的病患部位比较特殊，可以预先在存储器中存储与这些特殊病患部位的负载相对应的查找表，具体可以根据医生的临床经验或实际病例的比例来预先存储与感兴趣病患部位的负载相对应的查找表。存储这些查找表的时候同样记录它们对应的负载，即，病患部位和患者体重(或年龄等)。

作为示例，对于一些综合医院，可以基于深度学习网络来根据当前的负载特征确定优先推荐的查找表。例如，至少确定对应哪些扫描部位的查找表需要被优先存储，或者，确定存储的查找表中对应哪些扫描部位的查找表需要被优先排序，以节省查找的时间。具体地，可将扫描过的那些病例作为输入样本，将扫描部位作为输出样本进行深度学习，以获得-例如-比例排在前二十位的那些扫描部位，将这些扫描部位所对应的查找表进行预先存储(可同时记录体重和/或年龄，也可根据体重和/或年龄进一步细分对应的查找表)，一旦实际病例中比例排在前二十位的扫描部位发生了变化，就用对应于新的前二十位扫描部位的查找表来代替原来存储的数据，这样可以使存储的查找表始终是该医院中病患扫描使用最多的那些，从而更好地适应于临床应用；或者根据更新的扫描部位的排序来对对应的查找表排序进行更新。

再比如，基于深度学习网络还至少可以针对当前的负载特征直接确定与该负载特征匹配或大致匹配的查找表并进行推荐。具体地，负载特征作为输入样本，查找表作为输出样本，建立深度学习网络；将当前的负载特征(例如，在一种实施方式中，可以在MRI扫描时设置的扫描参数中确定)输入该深度学习网络后，即可确定与之匹配的查找表，进一步在该查找表中查找与前向反馈信号对应的索引(例如功率或可以表征功率的其它特性值，例如幅度)下的线性补偿值，即可实现快速的线性补偿。

图9所示的RF发射系统中预先存储了一部分与特定病患部位的负载相对应的查找表。每次获得新的查找表后，在对待扫描对象进行正式扫描前，将当前待扫描部位与预先存储的那些查找表所对应的扫描部位进行比对，如果相同(或属于可接受范围的类似)，再比较待扫描患者的体重(或年龄等)，由此确定是否有预先存储的查找表与当前待扫描部位的负载相对应。若有相对应的查找表，则可跳过基于当前待扫描对象的负载生成新查找表的步骤，而可以在正式扫描中直接使用该相对应的查找表来进行线性补偿，由此在保证线性补偿仍然具有较佳效果的同时，节约了扫描所需要的时间，大大地提高了工作效率。

根据本发明的实施例，还提供一种MRI系统。

图10示出了根据本发明实施例的MRI系统的示意性框图。如图10所示，该MRI系统1000包括：主磁体组件1010、(如上所述的)RF发射线圈1020、RF发射子系统1030、梯度线圈组件1040、梯度线圈驱动器1050、RF接收子系统1060、控制器单元1070、数据信号处理单元1080和扫描床1090。

主磁体组件1010通常包括例如超导磁体1026，沿该超导磁体周向设置有主磁体线圈，该超导磁体安装在环形的真空容器内，并限定了环绕待扫描对象1016的圆柱形的成像空间。沿该成像空间的Z方向生成恒定的静磁场，如静磁场B0。MRI系统1000利用所形成的静磁场B0将静磁脉冲信号发射至放置在成像空间中的待扫描对象1016，使得待扫描对象体内的质子的进动有序化，产生纵向磁化矢量。

RF发射线圈1020通常沿主磁体的内环设置，并用于响应从RF发射子系统1030发射的RF激发脉冲，以向待扫描对象1016发射正交于静磁场B0的射频场B1以激发待扫描对象1016体内的原子核，使纵向磁化矢量转变为横向磁化矢量。

RF发射子系统1030可以是第一实施例所述的任一种RF发射系统，其用于响应控制器单元1070发出的脉冲序列控制信号来向RF发射线圈1020发射诸如RF激发脉冲的RF脉冲信号。具体地，该控制器单元1070可以通过例如脉冲序列发生器来产生脉冲序列，该RF发射子系统1030根据脉冲序列发生器发出的脉冲序列中的RF脉冲来生成RF脉冲信号，并对RF脉冲信号进行处理。该RF脉冲可以由RF发射子系统1030中的RF输出单元120输出并经RF放大器130放大后，由信号处理单元140传递给RF发射线圈1020。

当射频激发脉冲结束后，在待扫描对象1016的横向磁化矢量逐渐恢复为零的过程中产生自由感应衰减信号，即，能够被采集的磁共振信号。

射频脉冲还可以包括具有其它功能的脉冲，例如上述的训练脉冲P1～Pn。

在一个实施例中，通过RF发射子系统1030的RF信号处理单元140中的发射/接收模式切换开关可以使RF发射线圈1020在发射模式和接收模式之间进行切换，其中在接收模式下，RF发射线圈1020可以用于接收来自待扫描对象1016的磁共振信号，该磁共振信号也可以经由靠近待扫描对象1016设置的RF接收线圈1081进行采集。

梯度线圈组件1040通常包括沿X轴、Y轴和Z轴设置的三组梯度线圈，其分别用于接收来自于梯度线圈驱动器1050产生的功率驱动信号，以在成像空间中产生三维梯度磁场，以便对上述磁共振信号进行三维编码，即，提供上述磁共振信号的三维位置信息。

基于经三维编码的磁共振信号，可以重建待扫描对象的扫描部位的医学图像，这将在下文进行描述。

所述RF接收子系统1060用于接收由RF接收线圈1081或者接收模式下的RF发射线圈1020所采集的磁共振信号。具体地，该RF接收子系统1060可以包括RF前置放大器1061、相位检测器1062以及模拟/数字转换器1063，其中RF前置放大器1061用于对RF接收线圈1081或者RF发射线圈1020接收的磁共振信号进行放大，相位检测器1062用于对放大后的磁共振信号进行相位检测，模拟/数字转换器1063用于将经相位检测的磁共振信号从模拟信号转换为数字信号后发送给数据信号处理单元1080。

数据信号处理单元1080可以对接收的数字化的磁共振信号进行预处理、重建等操作以获得需要的图像或图像数据。数据信号处理单元1080可以包括计算机和存储介质，在该存储介质上记录要由计算机执行的预定数据处理的程序。数据信号处理单元1080可以连接至控制器单元1070，并且基于从控制器单元1070接收到的控制信号来执行数据处理。

控制器单元1070可以包括计算机和存储介质，该存储介质用于存储可以由计算机执行的程序，当计算机执行所述程序时，可以使MRI系统1000的各部件实施相应的操作来实现对待扫描对象1016的扫描过程，该扫描过程可以包括预扫描和预扫描之后的正式扫描。

例如，控制器单元1070可以控制MRI系统1000按照预先确定的脉冲序列执行预扫描，这可以涉及但不限于控制RF发射子系统1030发射的RF脉冲信号的幅度、功率、翻转角、频率等，涉及但不限于控制梯度线圈驱动器1050发出的驱动信号的功率以及控制RF接收子系统1060采集磁共振信号的疏密等。

虽然在第一实施例中描述了可以通过设置在RF输出单元120中的存储器125存储如上所述的反馈信号与增益和/或相位的关系以及涉及RF激发方法的计算机程序，但是可以理解，该关系和/或程序也可以存储在控制器单元1070的计算机的存储器中。虽然第一实施例中描述了通过设置在RF输出单元120中的处理器127来执行如上所述的RF激发方法，例如访问查找表以查找对应反馈信号的前馈线性补偿值，并生成相应的线性补偿控制信号，但是可以理解，也可以通过控制器单元1070的计算机的处理器来读取并执行涉及上述方法的程序。

MRI系统1000还可包括连接至控制器单元1070的操作控制台1022，操作控制台1022可以包括用户输入设备，诸如键盘和鼠标，操作者可以通过用户输入设备来向控制器单元1070输入操作信号。例如，用户可以通过操作控制台1022的输入设备向控制器单元1070发送预先设置的扫描参数，这可以包括确定的待扫描对象的扫描部位以及其它一些属性特征，例如在第一实施例中描述的负载特征。

控制器单元1070基于接收的操作信号来控制MRI系统1000执行图像扫描。

MRI系统1000还可以包括显示单元1024。该显示单元1024可以连接操作控制台1022以显示操作界面，也可以连接数据信号处理单元1080以显示图像。

控制器单元1070和数据信号处理单元1080中的存储介质以及所述存储器125可以包括例如ROM、软盘、硬盘、光盘、磁光盘、CD-ROM、或非易失性存储卡等。

本发明实施例的MRI系统包括第一实施例的RF发射系统，其可以用于在MRI系统执行预扫描或正式扫描之前对发射链路进行线性补偿，以至少能够产生经过线性补偿的RF激发脉冲，并在预扫描或正式扫描时施加至RF发射线圈，从而可避免由于发射链路的线性度问题所造成的图像质量下降。

此外，根据本发明实施例的MRI系统即使在负载变化的情形下，也能保证保真度，进而能够获得较佳的图像质量。

根据本发明的实施例，还提供一种用于MRI系统的RF发射方法。

可参见图11，其中示出了根据本发明第三实施例的用于MRI系统的RF发射方法1100的流程图。

在步骤S1120中，由RF输出单元产生并输出RF脉冲信号。

在步骤S1130中，由RF放大器对RF脉冲信号进行放大。

在步骤S1140中，由信号处理单元将放大后的RF脉冲信号传递给MRI系统的RF发射线圈，并向RF输出单元输出反馈信号。

在步骤S1150中，基于反馈信号以及预先确定的反馈信号-线性补偿值-关系(即，反馈信号与线性补偿值的对应关系)来生成线性补偿控制信号，以对RF输出单元输出的RF脉冲信号进行线性补偿。

进一步地，如图12所示，上述步骤S1150还可包括子步骤S1151～S1154。

具体地，上述反馈信号包括信号处理单元传递至RF发射线圈的前向反馈信号和从RF发射线圈反馈至信号处理单元并经该信号处理单元输出的反向反馈信号，上述预先确定的反馈信号-线性补偿值-关系包括在对应的负载特征下生成的反馈信号-线性补偿值-关系。

在步骤S1151中，基于反向反馈信号判断RF发射线圈的当前负载特征。

在步骤S1152中，确定是否存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系。

如果存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系，则方法进入步骤S1153，其中基于与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系来确定与前向反馈信号对应的线性补偿值，并基于确定的线性补偿值生成线性补偿控制信号。

如果不存在与当前负载特征对应的反馈信号-线性补偿值-关系，则方法进入步骤S1154，其中在当前负载特征下生成新的反馈信号-线性补偿值-关系。

可选地，在步骤S1153中，可以基于预先确定的深度学习网络，根据当前负载特征确定优先推荐的反馈信号-线性补偿值-关系。

可选地，所述RF输出单元输出的RF脉冲信号包括按照预设序列生成的一组具有中心频率的脉冲信号，该组脉冲信号具有不同的幅度，所述中心频率是所述MRI系统在对当前负载进行扫描时所采用的RF激发脉冲的中心频率。

可选地，步骤S1154可进一步包括：基于前向反馈信号计算RF输出单元和RF放大器在当前负载特征下的开环特性；以及根据所述开环特性生成对应于当前负载特征的反馈信号-线性补偿值-关系。

可选地，上述施加的一组脉冲信号的幅度变化大于40dB，并且其相位保持恒定。

如前面所述地，通过基于反馈信号-线性补偿值-关系(例如通过对如上所述的反映反馈信号-线性补偿值-关系的查找表进行查找)寻找与反馈信号对应的线性补偿值进行线性补偿，可非常有效地对整个发射链路(包括RF输出单元和RF放大器)的线性进行补偿。

而且，无论每次扫描的负载是否发生变化，根据本发明的RF发射方法都能实现非常精确的增益/相位补偿，因为上述用于线性补偿的查找表总是与当前负载相对应(如果不对应，就基于当前负载重新生成新的查找表)。

上述RF发射方法与根据本发明的RF发射系统对应，上述在RF发射系统中适用的很多设计细节同样适用于上述RF发射方法，且可以得到相同的有益技术效果，此处不再赘述。

根据本发明的实施例，还提供了一种用于MRI系统的预扫描方法。参见图13，其中示出了根据本发明实施例的用于MRI系统的预扫描方法1300的流程图。

在步骤S1320中，接收由MRI系统预先确定的用于预扫描的中心频率。

在步骤S1340中，执行如上所述的根据本发明的RF发射方法，以生成经线性补偿后的RF脉冲信号，其中，所述经补偿后的RF脉冲信号具有所述中心频率。

在步骤S1360中，输出经线性补偿后的RF脉冲信号，并将其放大后传递给RF发射线圈，以使RF发射线圈产生用于激发作为被扫描对象的负载的RF场。

以下将描述一个利用本发明实施例的RF发射方法来进行预扫描的示例性方法。

参考图10，在待扫描对象1016进入扫描膛(即，由主磁体限定的成像空间)后，进行扫描设置，例如可以基于待检测的部位通过操作控制台1022来设置扫描参数。该扫描参数的设置包括常规的对诸如扫描范围、扫描协议之类的扫描参数的各种设置。

如前面所述地，RF脉冲的中心频率如果不准确，会直接导致得到的MR图像错位，所以通常会在预扫描过程中进行中心频率的校正，以确定最佳的共振频率(中心频率)。

中心频率的校正过程中可以执行中心频率搜索(CFL)。搜索出来的中心频率要与待扫描对象内的质子的进动频率相同。

然后，如图9所示，通过RF输出单元120产生一组具有所述中心频率的脉冲信号，并将该组脉冲信号经RF放大器130放大后输出给信号处理单元140。对于RF输出单元120所产生的那一组训练脉冲，可例如选择其幅度变化大于40dB，并且其相位保持恒定。此外，如上所述地，上述训练脉冲，无论是上升还是下降，都需要避免结温的影响，这可以通过设置该训练脉冲的脉冲宽度来做到，具体地可比如根据功放管的热阻常数来将所述脉冲宽度设置得非常窄，这样就可避免因为施加该脉冲而导致发热。而且，通过上述对脉冲宽度的设置，还可避免或降低SAR的保护。

在RF输出单元120输出一组训练脉冲后，可以从信号处理单元140输出一组相应的前向反馈信号和反向反馈信号，每组反馈信号可以具有与训练脉冲数量相等的信号，每个信号具有其自身的特性值，例如功率的幅值和/或相位等。

接着，基于上述反向反馈信号，判断当前的待扫描对象的扫描部位以及其它诸如年龄、体重、身高等特征。

由于前向反馈信号也受到负载变化的影响，因此，例如，针对不同的扫描部位，前向反馈的特性也不一样，即，线性度可能随负载变化而变化。

基于当前负载(例如包括一组诸如扫描部位、年龄、体重等的扫描参数的组合)下的前向反馈信号可计算RF输出单元120和RF放大器130在当前待扫描对象的负载下的开环特性。

根据所述开环特性生成反映反馈信号-线性补偿值-关系的查找表。具体地，根据前面计算出的开环特性，所述查找表至少包括信号特性值与线性补偿值之间的一一对应关系，以使得当基于对应的线性补偿值对每个幅值(此时，信号特性值为功率的幅值)的脉冲信号进行补偿后，例如使得该脉冲信号的增益曲线保持在一个较高且平坦的状态，即，具有较大的增益且线性度好。由于反馈信号一般可以与上述信号特性值相对应，因此所述信号特性值与线性补偿值之间的一一对应关系也可以被认为是反馈信号与线性补偿值的对应关系(反馈信号-线性补偿值-关系)。

由于预扫描时通过控制器单元1070向序列发生器发出生成扫描脉冲序列的指令，这些序列中的脉冲包括例如RF激发脉冲，希望能够使RF激发脉冲具有理想的幅值，因此在进行线性补偿时，在当前负载特征(已基于反向反馈信号确定)下的反馈信号-线性补偿值-关系表(查找表)中查找该理想幅值下的线性补偿值并用其进行线性补偿，由此能够在接下来的预扫描和扫描过程中使RF发射链路保持较好的线性度。

如果下次扫描还采用同样的扫描协议，这意味着负载特征接近或者相同，则无需再次生成新的查找表，直接找到上次生成的查找表，并在其中查找与理想信号幅度对应的线性补偿值进行线性补偿即可。

再接下来，执行快速发射增益算法，以计算后续正式扫描所需要的发射增益。

之后，进行自动匀场操作，以使所激发区域的主磁场均匀。

最后，微调RF输出单元120的RF脉冲信号的中心频率，以获得当前待扫描对象的最大信号强度。这一步骤也是中心频率校正的一部分，其具体还可进一步细分为调频步骤和中心频率上微调步骤。

一旦扫描参数的设置发生变化，比如，换到下一个患者接受扫描，或要进行不同部位的扫描，那么将重复执行上述预扫描方法。

根据本发明实施例的预扫描方法，RF输出单元基于来自信号处理单元的反馈信号以及在该预扫描方法中生成的查找表来对所产生的RF脉冲信号进行线性补偿。由此，不管当前病例的负载是否发生变化，使用本发明预扫描方法的MRI方法总可以对当前病例的负载使用最佳的查找表，从而相比现有的MRI方法可以实现更加精确的增益和/或相位补偿，无论患者负载如何变化，都能保证保真度，进而能够获得最佳的图像质量。

根据本发明的实施例，还提供一种计算机可读存储介质，其上记录有经编码的指令，当执行该指令时可自动执行如上所述的RF发射方法和预扫描方法。该计算机可读存储介质可以包括硬盘驱动器、软盘驱动器、光盘读/写(CD-R/W)驱动器、数字通用磁盘(DVD)驱动器、闪存驱动器和/或固态存储装置等。该计算机可读存储介质可以安装在MRI系统中，也可以安装在远程操控MRI系统的单独的控制设备或计算机中。

上面已经描述了一些示例性实施例。然而，应该理解的是，可以做出各种修改。例如，如果所描述的技术以不同的顺序执行和/或如果所描述的系统、架构、设备或电路中的组件以不同方式被组合和/或被另外的组件或其等同物替代或补充，则可以实现合适的结果。相应地，其他实施方式也落入权利要求的保护范围内。