專利名稱：用于對磁共振成像的射頻檢測器陣列去耦的方法和設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
一般地說本發(fā)明涉及磁共振成像(MRI)，更具體地說涉及對用于MRI的射頻(RF)檢測器陣列去耦。
已有技術(shù)描述一般地，MRI是十分公知的成像技術(shù)。常規(guī)的MRI裝置例如沿著要進(jìn)行MRI的人體的軸線建立均勻的磁場。這種均勻的磁場通過使原子核(在形成人體組織的原子和分子內(nèi))的核自旋沿著磁場的軸線對齊調(diào)節(jié)人體內(nèi)部以進(jìn)行成像。如果核自旋的取向被擾亂而不與磁場對齊，則原子核試圖使它們的核自旋與磁場的軸線重新對齊。通過施加射頻(RF)脈沖可以使核自旋的取向擾亂。在重新對齊的過程中，原子核繞磁場軸線進(jìn)動并發(fā)射電磁信號，通過放置在人體周圍或其上的一個或多個線圈可以檢測這種電磁信號。
通過給定的進(jìn)動的原子核發(fā)射的磁共振(MR)信號的頻率取決于在原子核位置上的磁場的強(qiáng)度。正如本領(lǐng)域十分公知的是，通過在人體上給該磁場施加磁場梯度可以辨別來自人體內(nèi)的不同位置的輻射。為方便的緣故，將這個磁場梯度的方向稱為左右方向。假設(shè)特定的頻率的輻射源自在磁場梯度中的給定位置，即在人體內(nèi)給定的左右位置。施加這種磁場梯度也稱為頻率編碼。
但是，施加磁場梯度并沒有二維分辨率，這是因?yàn)樵诮o定的左右位置上的所有的原子核都經(jīng)歷相同的磁場強(qiáng)度，并因此發(fā)出相同的頻率的輻射。因此，通過施加頻率編碼梯度本身并不能識別它是來自在給定的左右位置上人體的頂部的輻射還是來自它的底部的輻射。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)通過在垂直方向上施加變化強(qiáng)度的梯度由此以不同的量擾亂原子核的這種第二方向上可以獲得分辨率。施加這種附加的梯度也稱為相位編碼。
在相位編碼步驟中通過線圈感測的頻率編碼數(shù)據(jù)在稱為k-空間矩陣的數(shù)據(jù)矩陣中作為數(shù)據(jù)行存儲起來。執(zhí)行多相位編碼步驟以填充k-空間矩陣的多個行。通過執(zhí)行該矩陣的傅立葉變換以將這種頻率信息轉(zhuǎn)換為表示原子核自旋的分布或者圖像材料的原子核密度的空間信息可以從這種矩陣中產(chǎn)生圖像。
成像時間是理想的信號噪聲比(SNR)和MRI裝置可以填充k-空間矩陣的速度的主要因素。在常規(guī)的MRI中，每次填充k-空間矩陣一行。雖然在一般領(lǐng)域中已經(jīng)作出了許多改進(jìn)，但是填充k-空間矩陣的速度仍然受到限制。為克服這些固有的限制，已經(jīng)開發(fā)了幾種技術(shù)來在每次施加磁場梯度時同時采集多行數(shù)據(jù)。這些技術(shù)的總的特征在于“并行成像技術(shù)”，它們使用來自RF檢測器線圈陣列的空間信息來替代編碼，否則必須使用磁場梯度和RF脈沖以順序的方式獲得該編碼。已經(jīng)示出了使用多種有效的檢測器來增加成像速度，而不增加梯度開關(guān)速率或者RF功率沉積。
最近已經(jīng)研究出并應(yīng)用于體內(nèi)成像的兩種并行成像技術(shù)是SENSE(靈敏度編碼)和SMASH(空間諧波的同時采集)。這兩種技術(shù)都包括多個分離的接收元件的并行使用，每個元件都具有不同的各自的靈敏度分布，檢測的相應(yīng)的自旋諧振信號的組合使得能夠以一個倍數(shù)減小圖像的采集時間(與常規(guī)的傅立葉圖像重構(gòu)相比)在最有利的情況下該倍數(shù)等于所使用的接收部件的數(shù)量(參見Pruessmann等人，Magnetic Resonance in Medicine Vol.42，p.952-962，1999)。
例如，在部件線圈靈敏度特性不夠明顯或者彼此區(qū)別不明顯時SENSE技術(shù)的缺陷就出現(xiàn)了。這些不穩(wěn)定性可以在重構(gòu)的圖像中作為局部化的假像顯示，或者可能導(dǎo)致降低信號噪聲比(SNR)。因此，理想的是在(尤其是)提供增加的SNR的MRI系統(tǒng)中實(shí)施RF線圈陣列，而使用或者不使用并行成像技術(shù)比如SENSE。
此外，在一簇緊密設(shè)置的表面線圈中的線圈之間的相互耦合也可以引起圖像假像，該表面線圈已被單獨(dú)調(diào)諧和匹配。在線圈之間的相互耦合產(chǎn)生了耦合模式，這就使線圈諧振頻譜分割。因此，線圈變?yōu)槭еC和失配，使SNR降低。為維持線圈的SNR并避免由線圈耦合引起的圖像假像，需要某些去耦機(jī)構(gòu)來使多個耦合的模式簡并為以MR頻率諧振的單模式。
在典型的多線圈陣列裝置中，提供幾個相鄰的線圈用于在成像的過程中接收信號。為限制或減小在相鄰線圈之間的竄擾的普通問題，通常重疊相鄰的線圈并在沒有包含在重疊線圈對中的線圈中使用低阻抗的前置放大器。由于通過該陣列的每個線圈建立的電流載運(yùn)通路，這種重疊和前置放大器配置減小和/或消除了在線圈之間的相互感應(yīng)耦合，由此降低了竄擾。
最近，并行空間編碼技術(shù)比如SMASH和SENSE等強(qiáng)加了新的設(shè)計(jì)標(biāo)準(zhǔn)，即定相陣列線圈的復(fù)靈敏度應(yīng)該充分正交或者可選地彼此顯著區(qū)別開。常規(guī)的重疊線圈和前置放大器裝置一般不滿足這種要求。因此，在使用MRI進(jìn)行并行成像中需要一種使RF檢測器陣列去耦的方法和設(shè)備。
發(fā)明概述在第一方面，提供在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中使用的射頻(RF)檢測器陣列組件。RF檢測器陣列組件包括RF檢測器的至少一個陣列，其中該陣列具有用于從MRI系統(tǒng)中采集射頻(RF)信號的多個RF檢測器元件，以及包括與多個檢測器元件中的每個檢測器元件耦合以使每個檢測器元件與其余的檢測器元件去耦的去耦接口。
在第二方面，提供在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中使射頻(RF)檢測器陣列元件去耦的方法，該方法包括如下的步驟提供至少一個RF檢測器陣列，其中該檢測器陣列具有多個RF檢測器元件，以及提供與多個檢測器元件中的每個檢測器元件耦合以使每個檢測器元件與其余的檢測器元件去耦的去耦接口。
附圖概述結(jié)合附圖通過下文對本發(fā)明的詳細(xì)描述將會清楚本發(fā)明的特征和優(yōu)點(diǎn)，在附圖中附

圖1所示為適合用于本發(fā)明的實(shí)施例的實(shí)例性MR成像系統(tǒng)的示意方塊圖；附圖2所示為本發(fā)明的實(shí)施例可適用的檢測器陣列的平面圖；附圖3所示為以傳輸線表示的一對檢測器元件的示意圖；附圖4所示為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的RF檢測器陣列組件的示意圖；附圖5所示為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的實(shí)例性RF檢測器陣列組件的示意圖；附圖6-8所示為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的實(shí)例性去耦接口的示意圖；和附圖9所示為RF檢測器陣列的進(jìn)一步實(shí)施例的示意性方塊圖。
本發(fā)明的詳細(xì)描述首先參考附圖1，實(shí)例性磁共振(MR)成像系統(tǒng)包括計(jì)算機(jī)10，該計(jì)算機(jī)10通過脈沖控制模塊12控制梯度線圈功率放大器14。對于自旋回波、梯度回收(recalled)回波脈沖序列、快速自旋回波或其它類型的脈沖序列，脈沖控制模塊12和梯度放大器14一起產(chǎn)生合適的梯度波形Gx、Gy和Gz。梯度波形連接到梯度線圈16，該梯度線圈16放置在MR磁體組件34的孔周圍以使梯度Gx、Gy和Gz沿著它們相應(yīng)的軸線從磁體組件34施加在極化磁場B0上。
脈沖控制模塊12也控制作為射頻轉(zhuǎn)發(fā)器系統(tǒng)的一部分的射頻合成器18，該射頻轉(zhuǎn)發(fā)器系統(tǒng)的一部分由虛線塊36所包圍。脈沖控制模塊12也包含RF調(diào)制器20，該RF調(diào)制器20調(diào)制射頻合成器18的輸出。通過功率放大器22所放大并通過發(fā)射/接收開關(guān)24施加到RF線圈組件26中的結(jié)果RF信號用于激勵成像的對象(未示)的原子核自旋。
通過RF線圈組件26拾取源自成像對象的激勵的原子核的MR信號并通過發(fā)射/接收開關(guān)24提供給前置放大器28以放大，然后通過正交相位檢測器30進(jìn)行處理。通過高速A/D轉(zhuǎn)換器32對檢測的信號進(jìn)行數(shù)字化并將其施加給計(jì)算機(jī)10進(jìn)行處理以產(chǎn)生對象的MR圖像。計(jì)算機(jī)10也控制調(diào)整(shimming)線圈電源38以給調(diào)整線圈組件40供電。
在本發(fā)明的實(shí)施例中，RF線圈組件26是由多個檢測器元件構(gòu)成的RF檢測器陣列，比如環(huán)路或?qū)щ妿?，并且也可以被?gòu)造為多個線圈或?qū)щ妿У年嚵?。也可以使用其它的?dǎo)電材料和結(jié)構(gòu)(比如銅棒、管、導(dǎo)線或其它的線結(jié)構(gòu))作為檢測器元件。在進(jìn)一步的實(shí)施例中，RF線圈組件26是MRI定相的陣列(phased array)。下文參考附圖2和3詳細(xì)描述使用導(dǎo)電帶的實(shí)施例。此外，在本發(fā)明的實(shí)施例中，檢測器元件也可以是不相重疊的或重疊的。
此外，通過實(shí)施接收線圈陣列26的多通道陣列可以進(jìn)一步改善SNR。在這種結(jié)構(gòu)中，然后使用并行處理技術(shù)比如SENSE(上文所描述的)來改進(jìn)數(shù)據(jù)采集時間。在相對較高的B0磁場強(qiáng)度(例如大于3T)下，RF激勵磁場的均勻性主要取決于電特性和患者的大小。但是，如果發(fā)射線圈也以陣列配置實(shí)施，則在每個陣列元件中的電流幅值和相位可以分別調(diào)整以使在存在患者的情況下RF激勵磁場的均勻性最佳。
現(xiàn)在參考附圖2，所示為微帶陣列100的平面圖，該微帶陣列100隨后能以RF檢測器應(yīng)用的一般平面配置來配置，比如表面線圈。可替換的是，微帶陣列100可以構(gòu)造為圓筒形以形成多通道體積諧振器。陣列100包括一系列的平行的等量長度的導(dǎo)電的(例如銅)微帶102，并且在該微帶102上具有電介質(zhì)覆蓋物104。為覆蓋物102選擇的電介質(zhì)例如可以是具有相對電介質(zhì)常數(shù)εr＝6.4的玻璃。電介質(zhì)材料使電磁頻率(EMF)波長減小到1/εr1/2以使在MRI頻率下例如四分之一波長(λ/4)諧振器對應(yīng)于接收陣列的合理的長度。
因此，在具有63.87兆赫茲的質(zhì)子諧振的1.5特斯拉(T)的系統(tǒng)中，在玻璃介質(zhì)中使四分之一波長(λ/4)從117厘米減小到46厘米?？梢岳斫獾氖牵渲迷试S在16個單個陣列元件中的每個元件之間隔離，因此如果需要的話可以分別驅(qū)動每個元件。在接收端，可以將體積諧振器用作16-通道定相陣列以改善SNR，或者用于并行圖像處理技術(shù)比如SENSE。
如Lee等人在Magnetic Resonance in Medicine.45673-683(2001)中所描述，帶長l可以是四分之一波長(λ/4)或者半波長(λ/2)，而帶寬w、間隔s和電介質(zhì)厚度h被選擇為使帶的特性阻抗與其所連接的電纜的阻抗相匹配(未示)。微帶陣列100相對于常規(guī)環(huán)設(shè)計(jì)的一個優(yōu)點(diǎn)在于帶102的長度可以調(diào)節(jié)以使在帶之間的耦合最小，而與其間的間隔s無關(guān)。在一種實(shí)施例中，使用通過開路或短路終結(jié)(termination)的一組四分之一波長(λ/4)帶(或者它的整數(shù)倍)在帶內(nèi)產(chǎn)生持續(xù)的波諧振。在變型的實(shí)施例中，使用以匹配阻抗負(fù)載終結(jié)的一組半波長(λ/2)帶(或者它的整數(shù)倍)在帶內(nèi)產(chǎn)生行波諧振。在兩個實(shí)施例中，帶彼此去耦(如Lee等人更詳細(xì)地描述)，由此在每個隔離的帶上提供高的SNR。
應(yīng)該進(jìn)一步注意的是，微帶陣列的實(shí)際的物理長度允許改變，只要達(dá)到了所需的帶的電波長即可。可以改變帶的物理長度以改變帶的電波長。通常，電長度θ0理想地是π/2或π，這就要求物理長度為諧振波長的四分之一或者一半波長。在實(shí)際中，對于7T整體MRI掃描器，在空中的諧振波長大約1米，因此在空中的導(dǎo)電帶的四分之一波長為25厘米，它是在MRI掃描器中的RF檢測器的合理長度。但是，對于較低場MRI掃描器(例如1.5T)，在空中的諧振波長為4.967米。因此，在空中的導(dǎo)電帶的四分之一波長為1.17米，它太長以致不是有效的RF檢測器。為此，對于較低場的MRI應(yīng)用，可以增加集總元件電抗以獲得所選擇的電波長。附圖3示意地示出了以傳輸線表示的一對帶(a)、(b)。在(a)中，實(shí)際的帶長度1等于所需的電波長θ0(例如，λ/4，λ/2)。通過適當(dāng)?shù)慕K結(jié)，帶(a)自然地與相同長度和終結(jié)的相鄰帶去耦。但是，在帶(b)中，實(shí)際的帶長度1短于所需的電波長θ0，而具有電波長θ。為了實(shí)現(xiàn)所需的電波長θ0，集總元件比如電容器C1和C2都可以附加給帶(b)。
參考附圖4，所示為在并行成像中使用的RF檢測器陣列組件400的實(shí)施例。在本發(fā)明的一種實(shí)施例中，提供用于MRI系統(tǒng)的射頻(RF)檢測器陣列組件。RF檢測器陣列組件包括至少一個RF檢測器陣列410，如上文所描述，其中該陣列具有多個RF檢測器元件以用于從MRI系統(tǒng)中同時采集RF信號，并且還包括去耦接口420，該去耦接口420耦合到多個檢測器元件中的每個檢測器元件以用于使每個元件與其余的元件去耦。如上文所述，該陣列可以是定相陣列、多線圈陣列或者可替換的是微帶陣列。該元件(例如線圈或微帶)可以是不相重疊的或重疊的。在下文中描述的實(shí)施例中，線圈和/或帶稱為“元件”和并且是不相重疊的。但應(yīng)該理解的是，去耦接口裝置也可以適用于具有重疊元件的陣列。
進(jìn)一步參考附圖2，在RF檢測器陣列的一種實(shí)施例中，該陣列包括基本平行于導(dǎo)電接地平面(未示)的多個導(dǎo)電帶102和附圖3的多個電容器C1和C2，其中至少一個電容器從每個帶并聯(lián)到接地平面以調(diào)節(jié)每個導(dǎo)電帶的相應(yīng)的電長度。每個相應(yīng)的帶、至少一個相應(yīng)的電容器和接地平面的組合形成了在所選擇的頻率上諧振的諧振器。
在RF檢測器陣列的進(jìn)一步的實(shí)施例中，該陣列包括形成在電介質(zhì)中的多個等量的微帶和每個微帶處的至少一個終結(jié)，通過調(diào)整微帶的長度和電介質(zhì)的介電常數(shù)將每個微帶調(diào)整到所選擇的諧振波長的四分之一波長的整數(shù)倍，從包括短路、開路和電抗性終結(jié)的組中選擇該終結(jié)。
如在此所使用，n-端口系統(tǒng)表示在MRI系統(tǒng)中在檢測RF信號的過程中使用的n-元件陣列。該系統(tǒng)進(jìn)一步例如具有用于耦合到源發(fā)生器的n個端口。在發(fā)射模式中，源發(fā)生器是在功率放大器的輸出到MRI系統(tǒng)的等效電壓或電流源?？商鎿Q的是，在接收模式中，通過使用可逆性原理，源發(fā)生器表示在MRI系統(tǒng)的前置放大器的輸入處的信號。
對于耦合系統(tǒng)，令V和I表示在端口上測量的電壓和電流的矢量。Z和Y表示n-端口系統(tǒng)的開路阻抗和導(dǎo)納矩陣 這里對角線分量Zii(i＝1，2，...，n)是在所有的其它端口開路時第i個元件(通常為“調(diào)諧并匹配的”線圈)的自阻抗。Zii的實(shí)部表示在元件中變換的阻性損失，而虛部是元件的變換的電抗。在兩個端口i和j之間的互阻抗Zij(i，j＝1，2，...，i≠j)是在所有的其它端口開路時在第i端口上產(chǎn)生的開路電壓除以供應(yīng)給第j端口的電流。Zij的實(shí)部是在線圈元件i和j之間的互電阻(與噪聲相關(guān)關(guān)聯(lián))，而Zij的虛部是電抗耦合，它主要是在線圈元件i和j之間的電感耦合。因此，不包括源發(fā)生器的耦合的n-端口系統(tǒng)本身的節(jié)點(diǎn)方程是V＝ZI [2]未耦合的系統(tǒng)可以處理為一般耦合的系統(tǒng)的特殊情況。令Vu和Iu表示在未耦合的系統(tǒng)中在端口上測量的電壓和電流矢量。Zu和Yu是未耦合的系統(tǒng)開路阻抗和導(dǎo)納矩陣 因此，未耦合系統(tǒng)的節(jié)點(diǎn)方程變?yōu)閂u＝ZuIu[4]在包括源發(fā)生器的閉路中，發(fā)生器電壓和電流為Vg=V18V28···Vn8,Ig=I18I28···In8........(5)]]>發(fā)生器阻抗和導(dǎo)納為 基于基爾霍夫定律(kirchhoff’s law)，附圖1的耦合系統(tǒng)可以描述為Vg＝V+ZgI，Ig＝I+YgV.[7]通過下式描述未耦合的系統(tǒng)Vg＝Vu+ZgIu，Ig＝Iu+YgVu[8]方程[7]和[8]是形成在耦合的和未耦合的定相陣列之間的關(guān)系的基礎(chǔ)。
方程[7]是耦合的系統(tǒng)的完整的描述。方程[8]是未耦合的系統(tǒng)的完整描述。通過使方程[7]和方程[8]中的源發(fā)生器相等，可以得出在V和Vu或者可選的I和Iu之間的明確的關(guān)系。
基于開路節(jié)點(diǎn)方程(方程[2]和[4])和閉路基爾霍夫定律(方程[7]和[8])，可以獲得 這就得到了在未耦合電壓Vu和耦合電壓V之間的關(guān)系(Y+Yg)V＝(Yu+Yg)Vu. [10]
令矩陣Cv為從未耦合電壓到耦合電壓的變換矩陣，Dv為從耦合電壓到未耦合電壓的變換矩陣。然后方程[10]變?yōu)閂＝CvVu，orVu＝DvV， [11]這里，Dv是Cv是逆矩陣，Cv＝(Y+Yg)-1(Yu+Yg)[12]DV＝(Yu+Yg)-1(Y+Yg)這里Cv稱為電壓耦合矩陣，Dv稱為電壓去耦矩陣。
以類似的方式，從方程[2]、[4]、[7]和[8]中得出如下的電流關(guān)系 這就得到了在未耦合電流Iu和耦合電流I之間的關(guān)系(Z+Zg)I＝(Zu+Zg)Iu. [14]令矩陣CI為從未耦合電流到耦合電流的變換矩陣，DI為從耦合電流到來耦合電流的變換矩陣。然后方程[14]變?yōu)镮＝CIIu，orIu＝DII，[15]這里，DI是CI是逆矩陣，C1＝(Z+Zg)-1(Zu+Zg)[16]DI＝(Zu+Zg)-1(Z+Zg)這里CI稱為電流耦合矩陣，DI稱為電流去耦矩陣。
n-端口系統(tǒng)的耦合的全部特征在于電壓和電流耦合矩陣CV和CI。CV和CI的每個本征值代表一種耦合模式。因?yàn)镃V或CI是n×n矩陣，如果沒有簡并，則可能有n種耦合的模式，這表明耦合可以使系統(tǒng)諧振頻率分為n種不同的頻率。在這種耦合的系統(tǒng)中處理MR信號的一種方式是包括附加的去耦機(jī)構(gòu)以將多個諧振模式簡并為一種模式。
在本發(fā)明的實(shí)施例中，通過具有阻抗矩陣Z′的2n-端口接口系統(tǒng)將具有阻抗矩陣Z的耦合的n-端口系統(tǒng)轉(zhuǎn)換為去耦的n-端口系統(tǒng)Zu，如附圖4所示。Z′是2n×2n矩陣，表示如下 令Z′的四個n×n子矩陣為 n-端口系統(tǒng)的節(jié)點(diǎn)方程是V＝ZI，即方程[4]。2n-端口接口系統(tǒng)的節(jié)點(diǎn)方程是V′V′′=Z^11′Z^12′Z^21′Z^22′I′I′′,...........(19)]]>這里V′=V1′···Vn′,V′′=Vn+1′···V2n′,I′=I1′···In′,I′′=In+1′···I2n′........(20)]]>
注意，在n-端口系統(tǒng)和2n端口接口之間的互連處，得到V″＝V，I″＝-I. [21]因此，從方程[4]、[19]和[21]中，得出如下的接口的輸出阻抗矩陣Zout=V′I′=Z^11′-Z^12′(Z^22′+Z)-1Z^21′..........(22)]]>在輸出阻抗矩陣等于未耦合的系統(tǒng)的阻抗矩陣時，即Zout＝Zu，則方程[22]變?yōu)槿ヱ詈戏匠蹋琙^11′-Z^12′(Z^22′+Z)-1Z^21′=Zu...........(23)]]>滿足方程[23]的任何2n-端口接口都可以用于使n-端口耦合系統(tǒng)Z去耦。
因此，Z是n×n矩陣，因?yàn)闊o源網(wǎng)絡(luò)的可逆性，Zij＝Zji(i，j＝1，2，...，n；i≠j)，在方程[23]中存在n(n+1)個獨(dú)立的方程。也是合理的是，假設(shè)Z的對角線元素相同Z11＝Z22＝...＝Znn(如果在定相陣列中的每個線圈元件匹配到相同的值例如50Ω，則這種假設(shè)是合理的)，則在方程[23]中的獨(dú)立方程的個數(shù)變?yōu)?+n(n-1)/2。在另一方面，矩陣Z′是2n×2n矩陣，因此如果它具有無源網(wǎng)絡(luò)的可逆性并且具有的相同的對角線元件，則它具有1+2n(2n-1)/2個未知數(shù)。因?yàn)槲粗獢?shù)的個數(shù)大于獨(dú)立方程的數(shù)量，所以去耦方程[23]具有不止一組解，這就意味著有不止一種構(gòu)造去耦網(wǎng)絡(luò)的方式。
但是，具有更高的對稱性的高度簡并2n-端口結(jié)構(gòu)的一種特殊類別，即，Z^11′=Z^12′=Z^21′=Z^22′...........(24)]]>在這種情況下，未知數(shù)的數(shù)量等于在方程[23]中的獨(dú)立方程的數(shù)量。因此，可以求解去耦方程而不需要在求解的過程中的其它的假設(shè)。具有這種對稱性的接口系統(tǒng)是可能的最簡并的系統(tǒng)，它使得這種接口的構(gòu)造相對容易。
在實(shí)例性的實(shí)施例中，使用四-端口去耦接口來對強(qiáng)耦合線圈進(jìn)行去耦并以網(wǎng)絡(luò)分析器和MRI掃描器實(shí)驗(yàn)性地說明。在實(shí)驗(yàn)結(jié)果中，在空載時在兩個相同的表面線圈之間測量的耦合是-1.4分貝，而在加載在人的胸部時為-5分貝。在插入去耦接口之后，在它們空載時耦合S21降低到-33分貝，而在加載在人的胸部時為-51分貝。這意味著假設(shè)前置放大器的輸入阻抗為50Ω則在兩個線圈之間僅有大約0.3％信號功率干擾。
在本實(shí)例性實(shí)施例中，每個線圈用0.25毫米厚并且602g/m2的柔性印刷電路板來構(gòu)造?？偣?個這種線圈分別在63.66兆赫茲下調(diào)諧并匹配于50Ω。在加載以人的胸部時，兩個線圈(線圈1和2)并排放置而沒有任何重疊，并且放置在固定設(shè)備上以作為MRI RF檢測器。在這些線圈之間的間隔是7毫米。通過對稱-不對稱變換器將半波長同軸電纜連接到每個線圈。在這兩個線圈之間的強(qiáng)耦合通過HP 4395A阻抗/網(wǎng)絡(luò)分析器(Hewlett Packard，Palo Alto，CA)和通過MRI掃描器GE Lx(GEMS，Milwaukee，WI)記錄。在本實(shí)驗(yàn)中的去耦接口由兩個線圈(線圈3和線圈4)制成，這兩個線圈在MRI掃描器的磁體外部。通過BNC T-連接器線圈3與線圈1和前置放大器連接，通過另一T-連接器線圈4與線圈2和另一前置放大器連接。調(diào)節(jié)在線圈3和線圈4之間的重疊可以實(shí)現(xiàn)正確的互電抗以使線圈1和線圈2去耦。注意，使用兩個線圈作為去耦接口的原因在于它們相對容易調(diào)節(jié)以顯示多種耦合和去耦現(xiàn)象，以及因?yàn)閷τ诿看握{(diào)節(jié)不需要額外的匹配。但是，應(yīng)該理解的是，可以應(yīng)用集總元件電路構(gòu)造該接口以使在接口中的損失最小，比如在執(zhí)行任何匹配之前需要插入接口。附圖5所示為這種實(shí)例性的實(shí)施例的示意性附圖。
在進(jìn)一步實(shí)施例中，去耦接口420可以包括電抗性集總元件電路、分布式結(jié)構(gòu)、傳輸線和線圈。
參考附圖6和7，所示為實(shí)例性的去耦接口。附圖6所示為作為線圈電路600的去耦接口的π-電路610，線圈電路600是在附圖5中所描述的陣列的兩個線圈(線圈1和2)的等效電路。附圖7所示為作為線圈電路700的去耦接口的T-電路710，線圈電路700是在附圖5中所描述的陣列的兩個線圈(線圈1和2)的等效電路。
參考附圖8，所示為用于使四-元件定相陣列800去耦的8-端口去耦接口的方塊圖。這種接口由6個四-端口接口組裝成。
參考附圖9，所示為說明與地平面(未示)并聯(lián)連接的調(diào)諧電容器910的RF檢測器陣列的進(jìn)一步實(shí)施例的方塊圖，如上文所述為進(jìn)行互連在導(dǎo)電元件部分900和去耦電容器930之間匹配電容器920。
在本發(fā)明的進(jìn)一步實(shí)施例中，提供了一種在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中使射頻(RF)檢測器陣列元件去耦的方法。該方法包括如下的步驟提供至少一個RF檢測器陣列，以及提供耦合到多個檢測器元件中的每個檢測器元件以使每個檢測器元件與其余的檢測器元件去耦的去耦接口。RF檢測器陣列具有多個RF檢測器元件。在一種實(shí)施例中，檢測器元件是不相重疊的。在另一實(shí)施例中，檢測器元件是重疊的。
雖然已經(jīng)示出并描述了本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例，但是顯然僅僅以舉例的形式提供了這種實(shí)施例。在不脫離本發(fā)明的前提下本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員可以作出許多變型、改變和替代。因此，僅通過附加的權(quán)利要求的精神和范圍限定本發(fā)明。
權(quán)利要求
1.一種在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中使用的射頻(RF)檢測器陣列組件，包括至少一個RF檢測器陣列(410)，所說的陣列具有用于從MRI系統(tǒng)中同時采集射頻(RF)信號的多個RF檢測器元件；和去耦接口(420)，該去耦接口與所說的多個檢測器元件中的每個檢測器元件耦合以使每個檢測器元件與其余的檢測器元件去耦。
2.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中該陣列是MRI定相的陣列。
3.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中該檢測器元件是不相重疊的。
4.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中該檢測器元件是重疊的。
5.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中至少一個陣列包括與導(dǎo)電地平面基本平行的多個導(dǎo)電結(jié)構(gòu)(102)；多個電容器，其中在每個結(jié)構(gòu)中至少一個電容器并聯(lián)到地平面以調(diào)節(jié)每個導(dǎo)電結(jié)構(gòu)的相應(yīng)的電長度，以及其中每個各自的結(jié)構(gòu)、至少一個相應(yīng)的電容器和地平面的組合形成了以所選擇的頻率諧振的諧振器。
6.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中至少一個檢測器陣列包括在電介質(zhì)內(nèi)形成的多個微帶(102)，通過調(diào)節(jié)微帶長度和介質(zhì)的介電常數(shù)將每個微帶調(diào)節(jié)為所選擇的諧振波長的四分之一波長的整數(shù)倍；以及每個微帶的終結(jié)端部，從由短路、開路和電抗性終結(jié)組成的組中選擇該終結(jié)。
7.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中RF檢測器元件的數(shù)量是n，去耦接口包括2n-端口接口并進(jìn)一步耦合到多個發(fā)射/接收通道。
8.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中去耦接口包括至少一個電抗性集總元件電路。
9.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中去耦接口包括至少個一個分布式結(jié)構(gòu)器件。
10.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中去耦接口包括電抗性集總元件電路和分布式結(jié)構(gòu)器件的至少一個組合。
11.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中RF檢測器陣列組件用作體積線圈。
12.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中RF檢測器陣列組件用作表面線圈。
13.權(quán)利要求7所述的RF檢測器陣列組件，其中所說的去耦接口滿足如下的去耦方程Z^′11-Z^′12(Z^′22+Z)-1Z^′21=Zu,]]>這里Z是n-元件RF檢測器陣列的n-端口系統(tǒng)的n×n阻抗矩陣，Z′是去耦接口的2n×2n阻抗矩陣， 和 是Z′的四個n×n子矩陣，Zu是n-元件RF檢測器陣列的去耦的n-端口系統(tǒng)的n×n阻抗矩陣。
14.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，其中所說的RF檢測器元件包括多個檢測器元件、導(dǎo)線環(huán)、管、銅棒、線路和導(dǎo)電帶中的至少一個。
15.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，進(jìn)一步包括在每個帶內(nèi)與多部串聯(lián)連接的多個電容器。
16.權(quán)利要求1所述的RF檢測器陣列組件，進(jìn)一步包括在每個帶和相應(yīng)的相鄰的帶之間的互連的多個電容器。
17.一種在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中使射頻(RF)檢測器陣列元件去耦的方法，該方法包括如下的步驟提供至少一個RF檢測器陣列(410)，所說的檢測器陣列具有多個RF檢測器元件，以及提供去耦接口(420)，該去耦接口與所說的多個檢測器元件中的每個檢測器元件耦合以使每個檢測器元件與其余的檢測器元件去耦。
18.權(quán)利要求17的方法，其中該線圈元件是不相重疊的。
19.權(quán)利要求17的方法，其中該線圈元件是重疊的。
20.權(quán)利要求17的方法，其中至少一個檢測器陣列包括在電介質(zhì)內(nèi)形成的多個微帶(102)，通過調(diào)節(jié)微帶長度和介質(zhì)的介電常數(shù)將每個微帶調(diào)節(jié)為所選擇的諧振波長的四分之一波長的整數(shù)倍；以及每個微帶處的終結(jié)端部，從由短路、開路和電抗性終結(jié)組成的組中選擇該終結(jié)。
21.權(quán)利要求17的方法，其中RF檢測器元件的數(shù)量是n，去耦接口包括2n-端口接口并進(jìn)一步耦合到多個發(fā)射/接收通道。
22.權(quán)利要求17的方法，其中去耦接口包括電抗性集總元件電路、分布式結(jié)構(gòu)、傳輸線和線圈中的至少一個。
23.權(quán)利要求17的方法，其中RF檢測器陣列用作體積線圈。
24.權(quán)利要求17的方法，其中RF檢測器陣列用作表面線圈。
25.權(quán)利要求17的方法，其中所說的去耦接口滿足如下的去耦方程Z^′11-Z^′12(Z^′22+Z)-1Z^′21=Zu,]]>這里Z是n-元件RF檢測器陣列的n-端口系統(tǒng)的n×n阻抗矩陣，Z′是去耦接口的2n×2n阻抗矩陣， 和 是Z′的四個n×n子矩陣，Zu是n-元件RF檢測器陣列的去耦的n-端口系統(tǒng)的n×n阻抗矩陣。
26.權(quán)利要求17的方法，其中RF檢測器一個陣列包括與導(dǎo)電地平面基本平行的多個導(dǎo)電結(jié)構(gòu)；多個電容器，其中在每個結(jié)構(gòu)中至少一個電容器并聯(lián)到地平面以調(diào)節(jié)每個導(dǎo)電結(jié)構(gòu)的相應(yīng)的電長度，以及其中每個各自的結(jié)構(gòu)、至少一個相應(yīng)的電容器和地平面的組合形成了以所選擇的頻率諧振的諧振器。
27.權(quán)利要求26的方法，進(jìn)一步包括在每個帶內(nèi)與多部串聯(lián)連接的多個電容器。
28.權(quán)利要求26的方法，進(jìn)一步包括在每個帶和相應(yīng)的相鄰的帶之間互連的多個電容器。
全文摘要
在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中使用的射頻(RF)檢測器陣列組件包括至少一個RF檢測器陣列(410)，其中該陣列具有用于從MRI系統(tǒng)中同時采集射頻(RF)信號的多個RF檢測器元件，以及包括與該多個檢測器元件中的每個檢測器元件耦合以使每個檢測器元件與其余的檢測器元件去耦的去耦接口(420)。本發(fā)明還提供了在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中使射頻(RF)檢測器陣列元件去耦的方法。該方法包括如下的步驟提供至少一個RF檢測器陣列(410)，其中該檢測器陣列具有多個RF檢測器元件，以及提供與該多個檢測器元件中的每個檢測器元件耦合以使每個檢測器元件與其余的檢測器元件去耦的去耦接口(420)。
文檔編號A61B5/055GK1479113SQ0312381
公開日2004年3月3日 申請日期2003年5月16日 優(yōu)先權(quán)日2002年5月17日
發(fā)明者R·F·李, R F 李 申請人:通用電氣公司