CN1195449C - 射频主体线圈 - Google Patents

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Abstract

本发明包括开放式磁共振(MR)成像系统中的整个射频主体线圈系统。射频线圈系统包括设在成像空间相对侧面的第一和第二正交射频线圈组。每个射频线圈组包括具有类似结构的多个射频线圈。每个正交射频线圈包括第一和第二系列主通路导体段和第一及第二返回通路导体，并相对于特定距离处的中线对称设置。第一和第二系列主通路导体段设在成像空间更里面的第一平面中，第一与第二平面实际间隔开，并且第一和第二系列主通路导体段包含第一和第二返回通路导体。在每个第一和第二组主通路导体段中的导体具有预定电流幅值比。一旦给正交的第一和第二射频线圈组输送能量则产生环形的、极化的B1磁场，导体的定位和预定电流幅值比在成像空间内提供所需的均匀性和在成像空间外部所需的灵敏度下降。

Description

射频主体线圈
技术领域
本发明涉及一种磁共振(MR)成像系统，更具体地说，涉及一种用在磁共振成像系统中的射频(RF)线圈系统。
背景技术
磁共振(MR)成像系统基于所检测到的来自进动的核磁矩的射频(RF)信号对在成像空间中的患者或其它物体进行成像。主磁体在成像空间中产生静止磁场或B0磁场。类似地，在MR成像系统中使用梯度线圈以在所选择的MR成像数据采集周期内沿着在静止磁场B0中的相互正交的x、y、z坐标方向上快速地产生磁场梯度。同时，射频(RF)线圈在成像空间中产生垂直于磁场B0的RF磁场脉冲(称为B1磁场)以激发原子核。由此将原子核激发到以共振RF频率沿着一个轴进动。当对这些核自旋施加适当的读出磁场梯度时，它们产生与空间相关的RF响应信号。RF线圈也能够检测进动的核自旋的RF响应信号并将所检测到的信号提供给MR成像系统。MR成像系统结合所检测到的RF响应信号以提供在成像空间中的人体或物体一部分的图象。
为产生精确的图象，在成像空间中需要使静止B0磁场、磁场梯度和由RF线圈产生的B1磁场在空间上均匀。通常，为产生均匀的磁场和梯度，主磁体和梯度和RF线圈为完全包围患者的圆柱形。在这种系统中，磁场B0一般为横向，并与圆柱体的孔的纵轴线平行。圆柱形完全包围患者确保在成像空间中产生高度均匀的磁场。然而，圆柱形结构有如下不足：接近患者和成像空间受到严重的限制。在成像扫描过程中医生进行交互式检查，即使不是不可能的话，这种圆柱形的几何结构也使得进行这种检查变得十分困难。此外，许多患者发现这种常规的MR系统的圆柱形孔很狭窄，限制了能够检查的患者的大小，并且还能够使某些患者导致幽闭恐怖症反应。因此，需要一种结构能够替代常规的圆柱形结构。
为满足这种需要，人们研制了开放式的成像系统。在开放式的成像系统中，容易接近成像空间，并且对医生和病人都是打开的。这就允许接近成像空间进行医疗检查，并减轻某些患者的幽闭恐怖症反应。一些开放式的MR系统采用两个盘状磁极件，这两个盘状磁极件设置在具有竖直B0磁场的成像空间的相对侧面。这种系统具有平的盘状RF线圈和梯度线圈。开放式MR系统使医生或患者能够在两个盘状磁极件之间的空间中多次出入。其它的开放式的MR系统应用设置在成像空间的一个侧面中的两个环形磁极件。当施加水平磁场B0时，患者/医生能够通过在环中的孔或侧面接近成像空间。由于磁极件为环形，相应的梯度线圈和RF线圈也要求具有类似的形状和平面以使在磁极件之间的空间最大。因此，开放式的MR系统减轻了常规的封闭系统固有的进出困难并容易导致幽闭恐怖症的问题。
然而开放式MR系统也存在如下的缺陷：在成像空间中更难产生均匀的磁场。具体地说，在开放式MR系统中很难满足所要求的RF线圈和其它部件的平面性。类似地，由于开放式MR系统并不完全包围患者，因此很难使实现静止磁场B0、磁场梯度和磁场B1的高度均匀性。
这种开放式系统RF线圈的一个实例为双蝶形结构，这种双蝶形结构在靠近导体附近所产生的磁场特别不均匀。也可以应用具有轮辐式结构的扁平鸟笼式设计，但在靠近导体附近也是不均匀的。如这里所引用的，一种具有高度均匀性的磁场B1的系统对穿过成像空间中的RF信号具有基本相等的灵敏度。当磁场B1是非均匀的时，在非均匀磁场区中的灵敏度增加或降低。这种增加或降低导致所检测的信号更强或更弱，由此在重构的MR图象中产生亮点或暗点。因此，例如在典型的双蝶形或扁平鸟笼式结构中的导体附近的区域比成像空间中的其它部分中的灵敏度更高，因而在图象中产生了很亮的区域或热点。
此外，常规的平面RF线圈结构的其它不足如下：在成像空间的外部的灵敏度不能迅速降低，这就导致在成像空间外部的RF磁场影响成像。在成像空间中，将磁场B0、梯度磁场和RF磁场设计得尽可能地均匀。而在成像空间的外部磁场的均匀性没有得到控制。因此，在成像空间的外部区域中，非均匀B0和B1磁场和线性梯度磁场的叠加可能使信号产生混淆，而在成像空间外部的区域产生具有与在成像空间里面的区域相同频率的信号。这些外部信号可以被检测到并在图象中产生亮点。通过使在成像空间外部的RF磁场灵敏度急剧降低，减少在成像空间的外部的磁场与在成像空间里面的磁场的相互干扰。在典型的已有技术中，返回电流通路经过RF屏蔽，实际上是经过直导体的直段。这就沿着线圈的中心产生了直的返回电流通路，而这里的返回电流路径并不能使灵敏度急剧降低。同样地，电流RF线圈一般在成像空间外部产生杂散的RF磁场，这种杂散磁场以及非线性梯度线圈和非均匀性磁体能够使来自成像空间外部的信号叠加到图象中。因此，在MR系统中，比较理想的是使在成像空间外部的灵敏度急剧降低以便来自成像空间外部的信号不影响图象。
除了这些缺陷以外，开放式MRI系统的RF线圈结构还具有许多其它限制。例如，RF线圈的直径通常限制在磁极件的直径内。平面RF线圈直径和该线圈到成像空间的等角点(iso-center)的距离影响线圈产生均匀的RF磁场的能力。例如，当RF线圈的直径大于或等于从RF线圈到成像空间的等角点的距离时，RF线圈容易在成像空间里面产生均匀的RF磁场。如上所述，由于RF线圈的平面性导致了均匀性的问题，限制可允许的RF线圈的直径将增加解决该问题的难度。
此外，平面RF线圈没有包围成像空间的圆柱形线圈的效率高。由于平面RF线圈的效率低，它们就要求比封闭式的MR系统更大的功放。此外，要求更大的功率可能增加由RF产生的RF磁场的特定吸收率(SAR)。如本领域的熟练技术人员所公知，SAR与能够被医务工作人员或患者所吸收的电磁能量水平有关，这些医务工作人员或患者是在MR系统的发射RF线圈中或附近。例如，在美国由食品及药物管理局(FDA)对SAR作出了限制。如上所述，由于开放式MR系统要求空间紧凑，RF线圈必然地相当地接近患者表面。因此，限制SAR能够限制允许RF线圈使用的功率大小。
发明内容
根据本发明的一个方面，提供一种射频线圈，其特征在于，包括：传递电流以建立B1磁场的第一和第二组许多并联的主通路导体，所述第一组主通路导体与所述第二组主通路导体基本平行地设置，并相对于分开所述射频线圈的中线对称，其中当所述电流给所述第一组和第二组主通路导体中的每组供应能量时，在所述第一和第二组的每一导体中的预定电流幅值和所述设置在成像空间内产生的所述B1磁场具有所需的均匀性；和在所述第一和第二组主通路导体之间传输所述电流第一和第二返回通路导体，所述第一和第二返回通路导体对称地间隔在所述中线的每一侧，所述第一和第二返回通路导体设置在外部，比所述第一和第二组主通路导体更远地距离所述中线，这样当通过所述电流给所述射频线圈供应能量时，在所述成像空间的外部使所述B1磁场具有所需的灵敏度下降。
根据本发明的另一方面，提供一种在成像空间内产生具有所需均匀性的磁场的方法，包括：给至少一种射频线圈供应能量，该线圈具有两组多个并联连接的主通路导体且具有返回通路导体，其中，该两组主通路导体设置在射频线圈的中线的每一侧并平行于该线，其中主通路导体与中线有一预定间隔以提供所需均匀性，其中在每一主通路导体组的每一导体之间有一预定、独立可变的电流幅值比，而其中返回通路导体设置在主通路导体的外部，以提供在成像空间外部的所需的灵敏度下降特性。
根据本发明的又一方面，提供一种用于诊断成像的磁共振(MR)系统，包括：包括没置在成像空间的相对的侧面上的一对磁极件的MR磁体；射频线圈系统，包括：设置在所述成像空间的相对的侧面上的一对射频线圈部件，每个所述射频线圈部件包括许多导电环，每个所述射频线圈部件的导电环包括：传递电流以在所述成像空间内建立具有所需的均匀性的B1磁场的第一和第二组主通路导体段，所述第一和第二组主通路导体段彼此平行地设置，并且相对于在第一平面中的第一中线对称，在所述第一和第二组主通路导体段的每个别组中的每个导体平行地电连接；用于提供所述电流的返回通路的第一和第二返回通路导体段都各自串联到所述第一和第二组主通路导体段的相对端部，每个所述第一和第二返回通路导体段径向地设置在所述第一和第二组主通路导体段的外部，并且相对于在第二平面中的第二中线彼此对称，该第二平面与所述第一平面基本平行并间隔开；其中每个所述第一和第二组主通路导体段包括至少一传递第一电流的第一直导体和一传递第二电流的第二直导体，其中所述第一直导体与第二直导体之间具有指定的间隔；和其中结合所述返回通路导体的在所述径向上的外部位置、所述第一电流与所述第二电流的电流幅值比和在所述第一直导体与第二直导体之间的所述指定的间隔一起提供在所述成像空间内由所述射频线圈系统产生的所述B1磁场的所需的均匀性。
根据本发明的再一方面，提供一种用于在成像空间内产生B1磁场的射频线圈系统，包括：邻近所述成像空间的前正交线圈组；在所述成像空间的相对的一侧上的与所述在前正交线圈组相对的在后正交线圈组；其中每个所述在前正交线圈组和所述在后正交线圈组包括第一线圈和第二线圈；其中每个所述第一线圈和所述第二线圈包括第一组和第二组多个并接的主通路导体，每个所述第一组和所述第二组主通路导体串接到第一返回通路导体和第二返回通路导体，每个所述第一和第二返回通路导体在所述第一和第二组主通路导体外部设置；并且其中，当被供给能量时，每个所述第一和第二主通路导体组的每一导体具有一独立可变、预定的电流幅值，以致每个所述第一和第二主通路导体组具有在所述导体之间的预定电流幅值比。
附图说明
附图1所示为本发明的磁共振成像系统的示意图；
附图2所示为本发明的发射/接收电路和RF线圈系统的一个实施例的示意图；
附图3所示为后部RF线圈组的结构示意图；
附图4所示为在附图3中所示的后部RF线圈组的I通道线圈的示意图；
附图5所示为包含附图3所示的后部RF线圈组的主通路导体段的第一电路板的顶部平面视图；
附图6所示为包含附图3所示的后部RF线圈组的返回通路导体段的第一电路板的顶部平面视图；
附图7所示为附图5-6所示的电路板的正面透视图的分解图；
附图8所示为与附图7类似的在MR磁体部件中的后部RF线圈的电路板的横截面图；
附图9所示为本发明的输入电路的示意图；
附图10所示为本发明的隔离电路的示意图；
附图11所示为附图1所示的实施例的Y-Z平面中的投影磁场B1的曲线；
附图12所示为在附图1所示的实施例的X-Y平面中的投影磁场B1的曲线；
附图13所示为在Y轴的投影磁场的曲线(以dB为单位)。
具体实施方式
参考附图1，依据本发明的磁共振(MR)成像系统10包括位于成像空间12中的患者11，该成像空间12在MR磁体部件20的第一磁极件16和第二磁极件18之间的开放式空间14中。MR磁体部件20包括分别与第一和第二磁极件16和18相邻的第一和第二调整片22和24，以在成像空间中提供均匀的静止的磁场26或磁场B0。梯度放大器28给分别位于调整片22和24附近的第一梯度线圈组30和第二梯度线圈组32提供能量。梯度线圈组30和32每个都包括X-、Y-和Z-轴梯度线圈，具有能量的梯度线圈组30和32在特定方向上产生磁场梯度。RF发射器34给在前的RF线圈组36和在后的RF线圈组38提供所需的能量。具有能量的在前和在后RF线圈组36和38发射能量以产生环行的、极化的B1磁场40，该磁场垂直于B0磁场26。B1磁场40激发在成像空间12中的患者11体内的核自旋。分别夹在每个RF线圈组36、38和每个梯度线圈组30、32之间的是第一和第二RF屏蔽42和44。第一和第二RF屏蔽42和44防止B1磁场40穿过梯度线圈30和32，由此将RF能量包含在成像空间的里面，并防止在梯度线圈内部的能量损失。
通常，通用计算机50基于操作者通过操作员控制台48输入的参数，启动脉冲序列发生器52以初始化MR数据采集周期。序列发生器52控制RF发射器34和梯度放大器28的定时和启动，该梯度放大器28和RF发射器34给RF发射/接收电路53提供能量以产生磁场梯度和RF能量。梯度磁场和RF能量激发核自旋，并由在成像空间12中的特定成像平面处的患者的组织发射MR响应信号。RF发射/接收电路53接收来自患者11的成像空间12所发射的MR响应信号，并该信号提供给接收器54。RF发射/接收电路53从在前和在后的线圈组36和38采集所发射的MR响应信号。作为一种变型，RF发射/接收电路53还包括用于接收MR响应信号的RF表面线圈(未示出)。接收器54接收并放大所发射的MR响应信号，并将这种信号提供给重建单元56。重建单元56产生用于在成像平面中的患者11的MR图象的数据。将该图象数据输送给通用计算机50，计算机50在操作员控制台48上显示MR图象。操作员控制台48的输出将该数据输送给扫描转换器58，该扫描转换器58改变信号格式并将其输送给显示器60。显示器60产生图象平面的图象以在医疗过程(比如外科手术)中对医生有帮助。
参考图2和3，线圈组36和38每个都包括多个相似的正交结构的线圈，这些线圈组合以形成RF线圈系统61。可取的是RF线圈组36和38每个都是基本镜象的。由于是正交线圈，每个RF线圈组36和38都包含一I-通道线圈和Q-通道线圈。在前的RF线圈组36中的I-通道和Q通道线圈中电流的相位分别与在后的RF线圈组38中的I-和Q-通道线圈中电流相差180度。类似地，在每个RF线圈组36和38中在I-和Q-通道线圈中电流大约与其它的电流相差90度。例如，在前RF线圈组36包括在结构上和电气上分别设置大约0度和90度处的I-通道线圈62和Q-通道线圈64的正交结构。类似地，在后RF线圈组38包括在结构上和电气上分别设置大约180度和270度处的I-通道线圈66和Q-通道线圈68的正交结构。I-通道线圈62和66的主通路导体70和72与Q-通道线圈64和68的主通路导体74和76成大约90度的角。同样地，I-通道线圈62和66产生的相应磁场基本垂直于Q-通道线圈64和68产生的相应磁场。因此，当以如上所述的相移来驱动该线圈时，这些基本垂直的磁场产生了基本环行、极化的B1磁场40(图1)。
每个RF线圈组36和38的结构和每个线圈部件距等角点88的相对位置对在成像空间12中的B1磁场40的均匀性、在成像空间外部的灵敏度下降的特性和患者11的SAR暴露量都具有十分重要的影响。具体地说，在每个主通路导体之间的间隔连同到成像空间12的距离和在主通路导体中的电流幅值比对在成像空间内部的B1磁场的均匀性有较大的影响。此外，返回通路导体的位置和它们距成像空间12的距离对于在成像空间外部的灵敏度下降程度的大小影响也很大。最后，返回通路导体和主通路导体到RF屏蔽和成像空间的距离对在成像空间内部的灵敏度下降、均匀性和对患者11的SAR暴露量的影响十分严重。
每个线圈62、64、66、68的结构相似。参考图4，以在后的I通道线圈66为例子进行说明，每个线圈包括主通路导体72，在主通路导体72中通过电容器来改变峰值电流幅值I1和I2以产生均匀的、环行的并且被极化的B1磁场40。可取的是，主通路导体72包括平行地电连接的第一组主通路导体段82。每个第一主通路导体段82的导体优选基本平行于中心轴线86。中心轴线位于中心平面87(图6)中，该中心平面与成像空间12的等角点88相交。第一组直导体段82包括至少一第一主通路导体段90，可取的是还包括第二主通路导体段92。相对于主通路导体段90和92，如下文所述，基于Biot-Savart定律，可以根据每个主通路导体段到成像空间的距离和所需的均匀性对电流幅值I1和I2以及电容器78-81的值进行改变。
电流I1和I2的比决定了在成像空间12中的均匀性。正如本领域的熟练的人员所知，电流的幅值完全取决于所需的B1磁场幅值。因此，峰值电流幅值I1和I2的值将随着每个系统的要求而变化。
此外主通路导体72还包括第二组主通路导体段94，该第二组主通路导体段94与第一组主通路导体段82相对与中心轴线86对称地设置。第二组94和电容器100-103具有分别与第一和第二导体段90和92所具有的电流幅值和电容特性类似的电流幅值和电容特性。主通路导体段90、92、96和98的相对位置相对于中心轴线86对称。
如上所述，主通路导体72包括第一和第二组导体段82和94。每组导体段82和94包括至少一个导体段。然而，为改善在成像空间中B1磁场40的均匀性，每组导体段82和94优选包括至少两个导体段。增加每组82和94的导体段的数量能够提高实现所需的均匀性水平的能力。
每组82和94的第一和第二主通路导体分别位于距中心轴线86特定距离x1和x2的位置。距中心轴线86的特定距离x1和x2也分别对应于距成像空间12的距离。如下文所讨论，Biot-Savart定律应用x1和x2的值和电流I1和I2的比值来决定所需的B1磁场40。因此，对于在线圈中的每组主通路导体段82和94，设定到中心轴线86的距离和导体的电流幅值比以相对于等角点88实现具有所需的均匀性的B1磁场。B1磁场的均匀性优选在大约±6dB范围内，比较可取的是在大约±3dB范围内，更为可取的是在大约±2dB范围内，最为可取的是大约±1.5dB范围内。
类似地，每个线圈62、64、66、68包括第一和第二返回通路导体，这些导体中的每个导体在第一和第二组主通路导体段之间传输电流。同样地，再次以在后的I-通道线圈66(图4)为例，每个第一和第二返回通路导体104和106具有电流幅值I3＝I1+I2。第一和第二返回通路导体104和106通过导电通路108-111与主通路导体段82和94接通。第一和第二返回通路导体104和106每个都从每组主通路导体段82和94的一端到主通路导体的相对组的另一端返回电流。每个第一和第二返回通路导体104和106串联连接到每组主通路导体段82和94以形成连续的电路。在这种方式中，电流以相同方式流进并流出第二组主通路导体段82和94。因此，在RF线圈中在第一组主通路导体段82中流动的电流流动方向与在第二组主通路导体段94中流动的电流方向相同。
返回通路导体104和106优选弓形。更为可取的是，导体104和106位于在相对于与中心轴线平行的轴线基本对称设置的直径范围内。通过沿着基本相同的环行通路设置导体104和106，B1磁场40的均匀性和和在成像空间12的外部灵敏度下降特性是基本各向同性的，即相对于等角点88在任何方向都具有相等的幅值。然而，本领域的熟练技术人员将会认识到，其它形状也可以应用于返回通路导体。这些结构包括非弓形、矩形、正方形以及其它类似形状。然而相对于优选的环形通路，应用这些结构一般会造成更多的损失，降低线圈灵敏度和各向异性下降。因此，本领域的熟练技术人员将会认识到可以改变返回通路的形状，但其仍然落在本发明的范畴内。
本发明优选提供第一返回通路导体104和第二返回通路导体106，并且设置在相同的具有半径为rI的I-通道环形通路中。类似地，参考图3，每个Q-通道线圈(比如线圈68)比较有利地是包括第一返回通路导体116和设置在基本相同的具有半径为rQ的Q-通道环形通路中的第二返回导体118。Q-通道第一和第二返回通路导体116和118串联到每个第一和第二组主通路导体段117和119中。依据Biot-Savart定律确定每个半径rI和rQ的值以使在成像空间12的外部的灵敏度急剧下降。灵敏度的急剧下降降低了来自成像空间12外部的信号的混叠。RF线圈系统61的返回通路导体的位置是使灵敏度降低大约-10dB以上，可取的是大约-15dB以上，更为可取的是大约-20dB以上，最为可取的是大约-30dB以上。
进一步参考图3，Q-通道返回通路导体116和118与I-通道返回通路导体104和106径向地间隔开(即rQ＞rI)，以在通道之间提供隔离，并使能量损失最小。如果每个RF线圈组36和38的I-和Q-通道线圈都相同，则每个RF线圈组的返回通路导体恰好在彼此的顶部。如果返回通路导体叠加，则在返回通路导体之间产生较高的电容，该电容可能使在I-和Q-通道之间的隔离性能变坏、或产生噪声或产生能量传递。在返回通路导体之间的间隔或在|rQ-rI|之间的差值提供的隔离较好为大约-15dB以上，更可取为-20dB以上。因此，每个I-和Q-通道线圈的第一和第二返回通路导体104、116和106、108分别设置以使在通道之间的隔离最大，并且在成像空间的外部的灵敏度急剧地降低，而同时实现由RF线圈所产生环形的、极化的B1磁场40的所需的均匀性。
参考图5和6，依据本发明的主通路导体比较有利地设置在第一平面84中，该平面与包含返回通路导体的第二平面114基本分离开。主通路导体和返回通路导体的隔离开有利于使远离患者11的返回通路导体传输较高的幅值的电流，由此降低SAR暴露量并使灵敏度降低最佳。同时，返回通路导体传输的较高幅值的电流对B1磁场40的均匀性和灵敏度下降也有作用。
参考图5-8，以后线圈66和68为例，可取的是在第一电路板67上绘制主通路导体72和76(图7)，而同时在第二电路板69上绘制返回通路导体104、106、116和118(图8)。理想地，在每个电路板67、69的同一表面上放置每个通道迹线。例如，I-通道主通路导体72在第一电路板67的顶面，而同时I-通道返回通路导体104和106在第二电路板69的顶面。类似地，Q-通道导体76和116、118分别在电路板67和69各自的底面。
如本领域所公知，每个电路板67和69包括具有蚀刻在该表面上的铜迹线的FR4TM材料和TEFLON材料。然而，可以应用其它结构，比如设置铜条或其它导电材料以与在这里公开的结构相匹配。每个电路板67和69的厚度相对较薄，可取的是从15mil(密耳)到65mil(1mil＝0.001英寸)，因此在每个表面上的导体可以认为基本为相同的平面。
参考图5，例如，线圈65的导电通路108-111包括导电延伸段108a-111a，该延伸段108a-111a在电路板67和69之间延伸以将主通路导体72连接到各自的返回通路导体104、106。导电延伸段108a-111a可以包括铆钉和线环、销子、导线或其它的能够用来在一距离上进行电连接的类似的设备。
此外，参考图6，RF线圈系统61的每个线圈(比如后部线圈组38的RF线圈)相对于等角点88定位主通路导体和返回通路导体以产生具有所需均匀性的B1磁场40和在成像空间的外部产生所需的灵敏度下降的特性，并降低患者11的SAR暴露量。第二平面114沿着与第一平面84正交的轴线与第一平面间隔指定的距离Z2。包含主通路导体72和76的第一平面与等角点88间隔Z1。类似地第二平面114与等角点88间隔Z1+Z2并与RF屏蔽间隔Z3。由于电流的平方与患者11的SAR暴露量成比例，第二平面114与等角点88间隔更远，因为流经第一和第二返回通路导体104、106和116、118的电流更大。此外，由于在导体中电流的大小与B1磁场的作用成比例，因此这样设置的返回通路导体降低了它们对在成像空间12中的B1磁场40的影响。因此，返回通路导体和主通路导体的相对位置组合以降低患者11的SAR暴露量，而同时使B1磁场40的均匀性和灵敏度下降最优。
为确定每个RF线圈结构以满足相对于等角点处的B1磁场所需的均匀性，上述确定的结构涉及一种Biot-Savart迭代程序。Biot-Savar迭代程序对导体结构应用Biot-Savar定律以确定所得到的B1磁场。Biot-Savar定律是一种矢量表达式，其能够根据任何电流分布确定在点(x，y，z)处的B1磁场，如：
Figure C0012008400181
这里：
μ0＝电容率；
I＝电流幅值；
R＝在ds和(x，y，z)之间的距离；
Figure C0012008400182
＝导体段；和
Figure C0012008400183
＝在ds和(x，y，z)之间的矢量。
正如本领域的熟练技术人员所认识，基于所给定的RF线圈结构Biot-Savar迭代程序计算在成像空间12内的多个点(x，y，z)处的B1磁场40以确定累计B1磁场40。Biot-Savar迭代程序应用如下自由度：
(1)在返回通路导体和RF屏蔽之间的距离；
(2)在主通路导体和RF屏蔽之间的距离；
(3)返回通路导体的位置；
(4)主通路导体的数量；
(5)所有主通路导体组之间的距离；和
(6)在主通路导体之间的电流比。
运行迭代程序得到产生具有所需均匀性的B1磁场40的参数解。例如当给定如下参数时：所需的均匀性、成像空间的大小、从线圈到等角点的间隔和在RF屏蔽和线圈之间的最大距离，可以确定线圈结构和所需的均匀性。然而在其它方面比如RF线圈的效率和局部SAR有折衷方案。然而，正如本领域技术所公知的那样，在该程序的边界条件中可以考虑这些折衷方案。迭代程序可以变化自由度以确定解。上述所确定的具有许多主通路导体和在径向上外部设置的返回通路导体的正交结构使RF线圈系统效率很高，同时使灵敏度下降迅速，并且与已有技术中的系统相比相同的功率能够产生更大幅值的B1磁场。因此，所确定的RF线圈系统结构对任何成像空间都能够满足所需的B1磁场的均匀性，并且还考虑其它边界条件。
参考图2，在操作中RF发射器(34)(图1)通过同轴电缆给RF线圈系统61提供功率。在MR脉冲序列期间，运行在发射器34中的发射放大器以产生RF激励信号eT。同步操作RF发射/接收(T/R)开关120以将激励信号eT连接到第一功率分配器装置122。第一功率分配器装置122以0度将激励信号eT传送给在前线圈组36作为RF激励信号eTa，而同时将该信号eT延迟180度并输送给在后线圈组38作为RF激励信号eTp。在前功率分配器装置124以0度将信号eTa传送给在前I-通道作为RF激励信号eTaI，而同时将该信号eTa延迟90度并输送给在前Q-通道作为RF激励信号eTaQ。类似地，在后功率分配器装置126以180度将信号eTp传送给在后I-通道作为RF激励信号eTpI，而同时将该信号eTp延迟90度并输送给在后Q-通道作为RF激励信号eTpQ。因此，每个信号的相位变化如下：eTaI＝0度，eTaQ＝90度，eTpI＝180度，eTpQ＝270度。
此外，每个信号eTaI、eTaQ、eTpI和eTpQ在到达各自线圈之前经过一平衡/非平衡(BALUN)装置128，该平衡/非平衡装置128改善了分别用于在前和在后的线圈组36和38的I-和Q-通道之间的隔离性能。例如，在90度分配器装置124和126中，连接I-和Q-通道的各自的地线，因而它们具有相同的电压。这就构成了接地环路，这种接地环路降低了在I-和Q-通道之间的隔离。然而当正交RF线圈系统应用分配器装置时，对于在I-和Q-通道之间提供良好的隔离性能是很重要的，以便在一个通道中的噪声不被其它通道拾取。从一个通道传送到其它通道的任何噪声都会降低正交线圈的信噪比。因此，比较理想的是将在每个线圈中的地线与分配器装置的地线隔离开。BALUN装置128对传输信号的同轴电缆的地屏蔽形成了高阻抗，以便与不同的地线隔离。可取的是，BALUN装置128提供-15dB以上的信号隔离，更为可取的是-20dB以上，最为可取的是-30dB以上。因此，BALUN装置128消除了接地环路，并且还防止了在一个通道中的噪声泄露到其它通道中，以维持每个正交的在前和在后线圈组36和38的较高的信噪比。
在经过BALUN装置128后，将每个信号eTaI、eTaQ、eTpI和eTpQ输送给输入电路130。参考图3和9，以在后I-通道线圈66为例，输入电路130包括调谐电路132，该调谐电路132包括电容器134和136和微调电容器142。连同所有的分布在环形导体104和106上的其它电容器137-141，调谐电路132确定线圈66的共振频率。可以通过调整微调电容器142精确地调谐共振频率。如本领域的熟练技术人员所知，电容器的值的变化取决于线圈的电感和共振频率。
此外，参考图9，输入电路130包括匹配电路144，该匹配电路144包括并联的电容器145和微调电容器146，该匹配电路与同轴电缆148的中心导体147串联。此外，如本领域的熟练技术人员所知，电容器的值的变化取决于线圈的电感和共振频率。应用匹配电路144改变线圈66的阻抗，例如，通过同轴电缆148的输出。可取的是，电容器145和146可以调整线圈66的阻抗以将其设定在这样的一个值：使从功放到线圈的能量传输效率最高。或者，在接收线圈中，调整线圈66的阻抗到这样一个值：使前置放大器的噪声指数最小。一般地，将阻抗调整为50欧姆实阻抗。
进一步，输入电路130包括去耦网路150，该去耦网路150包括电容器134和151、二极管152和感应器153和154。如上所述，在输入电路130中的电容器、二极管和电感器的值的变化取决于其它的系统参数。当应用在成像空间里面的其它线圈接收信号时，去耦网路150防止线圈66接收这些所发出的信号。此外，在应用放置在这种整个主体线圈中的不同发射线圈发送脉冲的过程中去耦网络150防止RF能量耗散。为启动去耦网络150，通过二极管152施加前向偏置DC电流，以使其类似于短路。在这种情况下，电感线圈154与形成平行箱谐振器的电容器1 34一起产生共振。该谐振器以与线圈66相同的频率谐振。平行箱谐振器给返回通路导体104引入了很高的阻抗，这种阻抗使线圈66去耦。通过同轴电缆148的中心导体147经过阻塞电路156传输DC电流，该阻塞电路包括电感线圈153和电容器151。阻塞电路156允许来自中心导体147的DC电流传输过电感线圈153，但是阻止来自从线圈66到同轴电缆148的RF信号。阻塞电路156应用电感线圈153和电容器151通过形成平行的谐振器阻塞来自线圈66的RF信号，该谐振器具有很高的阻抗。另一方面，在RF发射脉冲过程中，二极管152后向偏置大电压以确保RF信号不流经二极管。如本领域熟练技术人员所知，用于前向和后向偏置二极管152的电压取决于该系统的峰值电压。线圈开关偏置装置158(图2)连接到前向和后向功率分配器装置124和126以打开和关闭二极管152和输入电路130。
此外，参考图2、3和10，隔离电路160连接每个线圈组36和38的I-和Q-通道的返回通路导体到在I-和Q-通道之间实现最佳的隔离。隔离电路160在通道之间提供-15dB以上的隔离，比较可取的是在-20dB以上，最为可取的是在-25dB以上。应用任何一个正交的线圈组36或38，将每个I-和Q-通道线圈62和66或66和68正好设置在彼此的顶部。虽然每个I-和Q-通道线圈62和66或66和68彼此移动90度，一般还在线圈之间存在耦合电容或静电感，这种耦合电容或静电感使在通道之间的隔离变得不理想。例如，由于在线圈之间的相位彼此不完全相差90度则在两个线圈之间引起静电感。可以通过放置与静电感平行的电容器来消除静电感。类似地，例如当在线圈的返回通路导体彼此太靠近时，则在两线圈之间产生耦合电容，这种耦合电容能够使RF能量从一个线圈泄露到其它线圈中。人们已经知道，寄生电容可以通过设置与在具有电感线圈的谐振器平行的寄生电容来消除。由于不知道在I-和Q-通道线圈之间的耦合是电容性的还是电感性的，可取的是隔离电路160在每个I-和Q-通道线圈组36和38之间包括平行的电容器161和电感线圈1 62，以处理任何电容性的或电感性的耦合。当电路160以与这里所述的线圈相同的频率谐振时，它的阻抗很高。如果电路160以更低的频率谐振，则表现为类似于一个电容器。如果电路160以更高的频率谐振，则其象一个电感器。因此，隔离电路160在每个正交线圈组36和38的I-和Q-通道之间实现了最佳的隔离。
在RF脉冲序列的采集过程中，所接收的MR信号分量e’I和e’Q分别由接收器54或在前和在后的RF线圈组36和38所检测。参考图2，例如，如果应用线圈组36和37，所接收的MR信号分量e’aI、e’aQ和e’pQ耦合回到在前和在后的功率分配器装置124和126，形成e’a和e’p。然后将信号e’a和e’p输送给第一功率分配器装置122。第一功率分配器装置122运算ea和ep以得到最后所接收的MR信号e’R，将该信号e’R连接到T/R开关120。在这种采集过程中，操作开关120将所接收的MR信号耦合到接收器54(图1)，该接收器放大这种信号以便根据公知的MR技术进一步处理。
当通过I-和Q-通道激励信号驱动在前和在后的RF线圈组36和38的每个线圈时，由此在成像空间12中产生的磁场分量是叠加性的以产生环形的、极化B1磁场40。如上所述，B1磁场40可以具有任何所需的均匀性。依据MR常规技术B1磁场40使在与穿过横向的x-y平面的z-轴对齐的MR患者或其它物体中的核自旋翻转。此外，与线性RF线圈系统相比，有利的是由本发明的正交RF线圈系统61所产生的环形的、极化的B1磁场40要求更小的幅值以激励核自旋。
实施例
以下文的非限制性的实施例进一步说明本发明。现实的问题是构造一种开放的、垂直B0磁体的RF主体线圈系统，在大约40cm直径的球形成像空间中该磁体具有大约±3dB的均匀性。在成像空间的外部，在距等角点大约35cm处磁场下降大约-20dB以防止梯度弯曲引起的混叠。连同RF屏蔽，RF主体线圈系统的前半/后半部分的厚度(z2+z3)小于大约23cm。磁体磁极件的直径以及RF线圈系统的最大直径大约为92cm。如图3所示，所得的技术方案是一种RF线圈，该RF线圈具有与该线圈中心对称地分别间隔大约4cm(x1)和15cm(x2)的4个主通路导体。最外的导体距线圈中心的间隔范围大约从15.5cm到17.5cm，比较可取的是大约从16.0cm到17.0cm，最为可取的是大约从16.5cm。类似地，最内的导体距线圈中心的间隔范围大约从3.0cm到5.0cm，比较可取的是大约从3.5cm到4.5cm，最为可取的是大约从4.0cm。在每个最外的主通路导体中的峰值电流幅值大约为34A(I2)，而在每个内部的主通路导体中的峰值电流幅值大约为17A(I1)。每个电流幅值均可变化大约±2.5A。因此，返回通路电流幅值大约为51A(I3)。然而，如上所述，峰值电流幅值的改变取决于所需的B1磁场的幅值。I-通道线圈的返回通路导体半径给定为38cm(rI)，而Q-通道线圈的返回通路导体半径给定为39cm(rQ)，以在成像空间的外部产生快速的灵敏度下降特性。然而，rI的值可以从36cm变化到40cm。类似地，rQ的值可以从37cm变化到41cm。因此，比较可取的是|rQ-rI|大约为2cm，并且变化范围大约为0.1到5cm。此外，返回通路导体从主通路导体处大约凹进13mm(z2)，与RF屏蔽的距离大约为10mm(z3)，以满足对SAR的局部限制，并使灵敏度下降和均匀性最优。同样地，可取的是z2大约为13mm，但其变化范围为10mm到15mm。类似地，z3的变化范围为8mm到12mm。此外，可取的是z1大约为243mm，变化范围为240mm到250mm。
此外，设定匹配电路144以将线圈的阻抗调整为大约50欧姆实阻抗。类似地，通过二极管152施加大约为500mA的前向偏置DC电流以启动去耦网路150。同时，对二极管152施加大约1000V反向偏置DC电流。此外，隔离电路160提供从1pF到10pF的电容，可取的是5pF，并且还具有从1μH到4μH的电感，可取的是3μH。需再次重复的是，如上所述，这些值根据线圈的共振频率变化而变化。
参考图11-12，所示为分别在y-z平面中的在x＝0.0和在x-y平面中在z＝0.0情况下所得到的磁场曲线。这种磁场曲线所示分别为由RF线圈系统61所提供的40cm矢状视场的磁场的y-z和x-y投影，其具有很高的均匀性并在成像空间的外部40cm处急剧下降。此外，参考图13，所示为在经过隔离中心并垂直于B0磁场的y-轴所测量的B1磁场的曲线。此外，这种曲线说明线圈系统61具有很高的均匀性并在成像空间外部40cm处急剧降低。
在本实施例中，每通道所示为仅4个直的导体。如本领域熟练技术人员所知，增加直导体的数量能够改变更大的电流系数。增加电流系数数量允许加大自由度以实现所需的均匀性。因此，本发明在每个通道中至少使用4个直导体。
此外，如本领域熟练技术人员所知，本发明的部件的值的变化取决于距离、电感、直导体的数量、线圈的共振频率等。因此，上述所给定的任何值都是实例性的，并且都不构成对本发明的限制。
虽然结合这些优选的实施例描述了本发明，其它的实施例也能够达到相同的效果。例如，可以通过增加直导体段来增加自由度的数量以提高限定在成像空间中的B1磁场的均匀性的能力。同样地，对本领域的熟练人员来对本发明作出各种变型和改进是显然的，因此下述权利要求希望覆盖所有的这些技术方案及其改进方案。

Claims (36)

1.一种射频线圈，其特征在于，包括：
传递电流以建立B1磁场的第一和第二组许多并联的主通路导体，所述第一组主通路导体与所述第二组主通路导体基本平行地设置，并相对于分开所述射频线圈的中线对称，其中当所述电流给所述第一组和第二组主通路导体中的每组供应能量时，在所述第一和第二组的每一导体中的预定电流幅值和所述设置在成像空间内产生的所述B1磁场具有所需的均匀性；和
在所述第一和第二组主通路导体之间传输所述电流第一和第二返回通路导体，所述第一和第二返回通路导体对称地间隔在所述中线的每一侧，所述第一和第二返回通路导体设置在外部，比所述第一和第二组主通路导体更远地距离所述中线，这样当通过所述电流给所述射频线圈供应能量时，在所述成像空间的外部使所述B1磁场具有所需的灵敏度下降。
2.如权利要求1所述的一种射频线圈，其特征在于，所述第一和第二组主通路导体都在第一平面中，而所述第一和第二返回通路导体都在第二平面中，其中所述第一平面和所述第二平面基本间隔开。
3.如权利要求2所述的一种射频线圈，其特征在于，所述返回通路导体相对于要成象的主体定位，使到当给所述射频线圈提供能量时在所述主体内的特定吸收率小于或等于预定的特定吸收率。
4.如权利要求2所述的一种射频线圈，其特征在于，所述第一平面与所述成像空间的等角点隔开第一预定距离，所述第二平面与所述等角点隔开第二预定距离，而所述第二预定距离大于所述第一预定距离。
5.如权利要求2所述的一种射频线圈，其特征在于，每个所述第一组和所述第二组内的所述多个并联连接的主通路导体的每一导体都与所述中线离一预定间隔，其中所述预定间隔为所述所需均匀性的函数。
6.如权利要求1所述的一种射频线圈，其特征在于，所述所需均匀性在所述成像空间内的x-y平面中为-6dB至+6dB的范围内，其中，所述所需灵敏度下降特性在基本靠近并在所述成像空间外的x-y平面中是等于或大于10dB。
7.如权利要求6所述的一种射频线圈，其特征在于，所述第一和第二返回通路导体包括一种结构，该结构选自包括弓形、矩形和方形的组别。
8.如权利要求1所述的一种射频线圈，其特征在于，所述第一和第二组的主通路导体的每组包括两个以上并联电连接的导体。
9.如权利要求8所述的一种射频线圈，其特征在于，在所述第一和第二组主通路导体的每一主通路导体中的所述预定电流幅值按与所述中线的距离增加。
10.如权利要求8所述的一种射频线圈，其特征在于，所述至少两个导体具有一预定电流幅值比以完成所述所需均匀性。
11.如权利要求1所述的一种射频线圈，其特征在于，所述所需均匀性在-6dB至+6dB的范围内。
12.如权利要求1所述的一种射频线圈，其特征在于，所述所需均匀性为以下所述的函数：
所述第一和第二组主导体的每一导体与所述中线的预定距离；
在所述第一和第二组主通路导体的每一导体之间的预定并独立可变的电流幅值比；
所述第一和第二组主通路导体的每一导体与所述成像空间的等角点的预定距离；以及
所述第一和第二返回通路导体的所述外部位置。
13.一种在成像空间内产生具有所需均匀性的磁场的方法，包括：
给至少一种射频线圈供应能量，该线圈具有两组多个并联连接的主通路导体且具有返回通路导体，其中，该两组主通路导体设置在射频线圈的中线的每一侧并平行于该线，其中主通路导体与中线有一预定间隔以提供所需均匀性，其中在每一主通路导体组的每一导体之间有一预定、独立可变的电流幅值比，而其中返回通路导体设置在主通路导体的外部，以提供在成像空间外部的所需的灵敏度下降特性。
14.如权利要求13所述的方法，其特征在于，返回通路导体具有相对于主通路导体的预定凹入位置，其足以提供在要成像的主体内的特定吸收率的所需限定。
15.如权利要求13所述的方法，其特征在于，供应能量还包括给射频线圈提供足以产生磁场的电流，该磁场有足够强度作诊断成像。
16.一种用于诊断成像的磁共振系统，包括：
包括设置在成像空间的相对的侧面上的一对磁极件的MR磁体；
射频线圈系统，包括：
设置在所述成像空间的相对的侧面上的一对射频线圈部件，每个所述射频线圈部件包括许多导电环，每个所述射频线圈部件的导电环包括：
传递电流以在所述成像空间内建立具有所需的均匀性的B1磁场的第一和第二组主通路导体段，所述第一和第二组主通路导体段彼此平行地设置，并且相对于在第一平面中的第一中线对称，在所述第一和第二组主通路导体段的每个别组中的每个导体平行地电连接；
用于提供所述电流的返回通路的第一和第二返回通路导体段都各自串联到所述第一和第二组主通路导体段的相对端部，每个所述第一和第二返回通路导体段径向地设置在所述第一和第二组主通路导体段的外部，并且相对于在第二平面中的第二中线彼此对称，该第二平面与所述第一平面基本平行并间隔开；
其中每个所述第一和第二组主通路导体段包括至少一传递第一电流的第一直导体和一传递第二电流的第二直导体，其中所述第一直导体与第二直导体之间具有指定的间隔；和
其中结合所述返回通路导体的在所述径向上的外部位置、所述第一电流与所述第二电流的电流幅值比和在所述第一直导体与第二直导体之间的所述指定的间隔一起提供在所述成像空间内由所述射频线圈系统产生的所述B1磁场的所需的均匀性。
17.如权利要求16所述的磁共振系统，其特征在于，所述返回通路导体在径向上的外部位置在所述成像空间内产生所述磁场的第一灵敏度，该第一灵敏度基本比在紧邻所述成像空间附近的所述B1磁场的第二灵敏度大，所述第一灵敏度和所述第二灵敏度之间的差提供了所需的灵敏度下降特性。
18.如权利要求17所述的磁共振系统，其特征在于，所述灵敏度下降特性为至少10dB。
19.如权利要求16所述的磁共振系统，其特征在于，所述第一平面和第二平面沿着与所述平面正交的轴线间隔指定的距离以产生在所述成像空间内由所述射频线圈系统产生的所述磁场的所述所需的均匀性。
20.如权利要求16所述的系统，其特征在于，所述在径向上外部定位的所述返回通路导体包括从选自如下形状的组中的结构形成所述返回通路导体：弓形、矩形和方形。
21.如权利要求16所述的系统，其特征在于，每个所述成对的射频线圈部件包括：
第一通道线圈和第二通道线圈；和
降低在所述第一和第二通道线圈之间的电容性的和电感性的耦合的隔离电路，以便在所述第一和第二通道线圈之间提供所需的信号隔离。
22.如权利要求21所述的磁共振系统，其特征在于，所述所需的信号隔离优于或等于-15dB。
23.如权利要求16所述的磁共振系统，其特征在于，所述成对的射频线圈部件包括一在前线圈组和一在后线圈组，每个所述在前线圈组和所述在后线圈组具有由所述导电环确定的多个线圈。
24.如权利要求23所述的磁共振系统，还包括：
第一通道线圈和第二通道线圈确定所述在前线圈组，
第三通道线圈和第四通道线圈确定所述在后线圈组，
其中，与所述第一通道线圈相联的所述第一和第二组主通路导体段基本垂直于与所述第二通道线圈相联的所述第一和第二组主通路导体段。
25.如权利要求24所述的磁共振系统，其特征在于，与所述第三通道线圈相联的所述第一和第二组主通路导体段都基本垂直于与所述第四通道线圈相联的所述第一和第二组主通路导体段设置。
26.如权利要求25所述的磁共振系统，其特征在于，与所述第一通道线圈相联的所述第一和第二组主通路导体段都基本平行于与所述第三通道线圈相联的所述第一和第二组主通路导体段而设置，其中，与所述第二通道线圈相联的所述第一和第二组主通路导体段都基本平行于与所述第四通道线圈相联的所述第一和第二组主通路导体段而设置。
27.如权利要求26所述的磁共振系统，其特征在于，通过所述第一通道线圈的电流与通过所述第三通道线圈的电流相差180°，其中通过所述第二通道线圈的电流与通过所述第四通道线圈的电流相差180°，其中通过所述第一通道线圈的所述电流与通过所述第二通道线圈的所述电流相差90°，而其中通过所述第三通道线圈的所述电流与通过所述第四通道线圈的所述电流相差90°。
28.如权利要求16所述的磁共振系统，其特征在于，所述成对的射频线圈部件包括一在前线圈组和一在后线圈组，每组具有由所述导电环确定的多个线圈并形成正交线圈组。
29.如权利要求28所述的磁共振系统，其特征在于，所述在前线圈组的电流与所述在后线圈组的电流相差180°。
30.一种用于在成像空间内产生B1磁场的射频线圈系统，包括：
邻近所述成像空间的前正交线圈组；
在所述成像空间的相对的一侧上的与所述在前正交线圈组相对的在后正交线圈组；
其中每个所述在前正交线圈组和所述在后正交线圈组包括第一线圈和第二线圈；
其中每个所述第一线圈和所述第二线圈包括第一组和第二组多个并接的主通路导体，每个所述第一组和所述第二组主通路导体串接到第一返回通路导体和第二返回通路导体，每个所述第一和第二返回通路导体在所述第一和第二组主通路导体外部设置；并且
其中，当被供给能量时，每个所述第一和第二主通路导体组的每一导体具有一独立可变、预定的电流幅值，以致每个所述第一和第二主通路导体组具有在所述导体之间的预定电流幅值比。
31.如权利要求30所述的射频线圈系统，其特征在于，所述预定电流幅值比为所述成像空间内的所述B1磁场的所需均匀性的函数。
32.如权利要求30所述的射频线圈系统，其特征在于，所述第一和第二返回通路导体的所述外部位置为所述成像空间内的所述B1磁场的所需均匀性的函数。
33.如权利要求30所述的射频线圈系统，其特征在于，所述成像空间具有一等角点，其中每个所述第一和第二组所述多个主通路导体的每一导体和每一所述第一和第二返回通路导体都具有对应于所述等角点的预定位置，其中每个预定位置为以下所述的函数：所述成像空间内的所述B1磁场的所需均匀性、所述成像空间外的所需灵敏度下降、和要成像的主体内的特定吸收率的所需限定。
34.如权利要求33所述的射频线圈系统，其特征在于，所述所需均匀性和所述所需灵敏度下降在x-y平面上从所述成像空间的等角点来说是基本各向同性的。
35.如权利要求34所述的射频线圈系统，其特征在于，所述所需均匀性在-6dB至+6dB的范围内。
36.如权利要求34所述的射频线圈系统，其特征在于，在基本靠近所述成像空间的一个点上的所述所需灵敏度下降是等于或大于10dB。
37.如权利要求30所述的射频线圈系统，还包括在每个第一和第二线圈对之间的隔离电路，所述隔离电路由一预定电容与一预定电感并联电连接而成，所述预定电容基本上足以消除各个所述第一和第二线圈对之间的电感性的耦合，而所述预定电感基本上足以消除各个所述第一和第二线圈对之间的电容性的耦合。
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