專利名稱：用于磁共振成像裝置的射頻線圈系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于磁共振成像裝置的射頻(RF)線圈系統(tǒng)，以及這種磁共振成像裝置。
背景技術(shù)：
磁共振成像(MRI)裝置特別用于檢查和治療病人。被檢查的組織的核自旋由此通過(guò)基礎(chǔ)磁場(chǎng)而排列并受RF脈沖激勵(lì)。于是這樣引起的RF弛豫過(guò)程經(jīng)受梯度磁場(chǎng)感應(yīng)，接收并處理它從而形成檢測(cè)區(qū)域的圖象。
所謂開(kāi)放的MR系統(tǒng)(垂直系統(tǒng))與MR系統(tǒng)存在一定區(qū)別，開(kāi)放的MR系統(tǒng)中，病人被放置在C型支架兩端之間形成的檢測(cè)區(qū)域中，這樣，在檢查或治療過(guò)程中，可以從各個(gè)測(cè)面接近病人，而MR系統(tǒng)包含一個(gè)管狀檢測(cè)區(qū)域(軸向系統(tǒng))，病人被放置在其中。這些區(qū)別還需要設(shè)備具有完全不同的布置和構(gòu)造，以便產(chǎn)生并接收基礎(chǔ)磁場(chǎng)、梯度磁場(chǎng)和RF信號(hào)。
RF信號(hào)的發(fā)送和接收需要使用RF線圈系統(tǒng)，它的構(gòu)造和位置對(duì)圖象質(zhì)量，尤其對(duì)信噪比和分辨率起決定作用。除了永久安裝在系統(tǒng)內(nèi)的RF線圈系統(tǒng)，還需要使用所謂的RF本體線圈，它可以靈活地布置在被測(cè)區(qū)域周圍或其上，例如作為套管或襯墊。
不僅MR裝置的類型，而且尤其是各種病人數(shù)據(jù)例如病人的尺寸以及被測(cè)區(qū)域(器官)的類型、位置、深度和大小、還有該區(qū)域中的所有運(yùn)動(dòng)等等，都是優(yōu)化或選擇RF線圈系統(tǒng)的決定性因素。因此，在檢測(cè)的開(kāi)始，使用者一般都必須通過(guò)不同大小和不同位置的RF線圈進(jìn)行測(cè)試曝光，從而獲得被測(cè)區(qū)域的最優(yōu)圖象。該步驟可能會(huì)非常耗時(shí)間，而且必須從MR裝置中多次移出病人，就會(huì)更加耗時(shí)。這是軸向系統(tǒng)中特別值得注意的問(wèn)題。
為了避免這個(gè)問(wèn)題，例如DF4030878中公開(kāi)了利用具有兩個(gè)單獨(dú)線圈的雙面線圈，這兩個(gè)單獨(dú)線圈可以單獨(dú)地或聯(lián)合地通過(guò)開(kāi)關(guān)激活，從而獲得最優(yōu)圖象質(zhì)量。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種上述類型的RF線圈系統(tǒng)，它可以比較簡(jiǎn)單且比較好地適用于給定的曝光位置從而提高圖象質(zhì)量。
本發(fā)明的另一個(gè)目的是提供一種上述類型的RF線圈系統(tǒng)，它能夠就給定的參數(shù)，如信噪比或時(shí)間或空間分辨率，對(duì)圖象質(zhì)量的優(yōu)化進(jìn)行控制。
本發(fā)明還有一個(gè)目的是提供一種RF線圈系統(tǒng)，它的有效尺寸和位置可以改變，而不必替換線圈系統(tǒng)和將病人從MR裝置中移出。
本發(fā)明的最后一個(gè)目的是提供一種MR成像裝置，由于它利用了根據(jù)本發(fā)明的RF線圈系統(tǒng)，因此能夠比較快速地成像，而不會(huì)降低圖象質(zhì)量。
按照權(quán)利要求1，通過(guò)RF線圈系統(tǒng)可以達(dá)到發(fā)明目的，該線圈系統(tǒng)包括多個(gè)彼此基本去耦并且大小和/或位置互不相同的單獨(dú)的RF線圈，以及多個(gè)發(fā)送單元，這些發(fā)送單元與各自的RF線圈相關(guān)聯(lián)，從而可以選擇一個(gè)或多個(gè)RF線圈，并向選定的RF線圈提供RF發(fā)送脈沖，該脈沖的振幅和/或相位和/或脈沖波形可以單獨(dú)調(diào)節(jié)。
該方案具有許多優(yōu)點(diǎn)，并且允許高度計(jì)算機(jī)輔助，因此能夠自動(dòng)優(yōu)化圖象質(zhì)量而不用進(jìn)行耗時(shí)的替換或?qū)F線圈系統(tǒng)進(jìn)行手動(dòng)定位。特別是在軸向系統(tǒng)的情情況下，這意味著可以顯著的節(jié)省時(shí)間，因?yàn)椴∪瞬槐卦購(gòu)倪@種MR成像裝置中移出。
對(duì)RF線圈(線圈)進(jìn)行適當(dāng)選擇可以改變線圈系統(tǒng)的有效位置及其大小(用于確定磁場(chǎng)在組織中的穿透深度)。線圈系統(tǒng)的磁場(chǎng)結(jié)構(gòu)，主要是均勻性和對(duì)稱性，可以通過(guò)改變RF發(fā)送脈沖的振幅、相位和域波形來(lái)進(jìn)行優(yōu)化。
從屬權(quán)利要求涉及本發(fā)明進(jìn)一步改進(jìn)的實(shí)施例。
按照權(quán)利要求2的實(shí)施例，當(dāng)RF線圈系統(tǒng)運(yùn)作以接收RF信號(hào)時(shí)，獲得了上述優(yōu)勢(shì)。
使用權(quán)利要求3中公開(kāi)的實(shí)施例可以優(yōu)化發(fā)送或接收磁場(chǎng)的結(jié)構(gòu)。
權(quán)利要求4至6中公開(kāi)的實(shí)施例可以特別靈活地對(duì)上述參數(shù)進(jìn)行調(diào)節(jié)。
權(quán)利要求7中公開(kāi)的實(shí)施例特別涉及包括管狀檢測(cè)空間(軸向系統(tǒng))的MR成像裝置，而按照權(quán)利要求8的實(shí)施例可以用作本體線圈，也就是說(shuō)與MR成像裝置的類型無(wú)關(guān)。


下面通過(guò)范例并參照附圖對(duì)優(yōu)選實(shí)施例進(jìn)行進(jìn)一步詳細(xì)的描述，本發(fā)明的特征和優(yōu)點(diǎn)將表現(xiàn)出來(lái)。其中圖1是MR成像裝置的縱向剖面示意圖，圖2顯示了具有MR成像裝置中基本組件的電路圖，圖3顯示了線圈的控制電路的方框圖，圖4是第一線圈系統(tǒng)的示意圖，圖5是線圈系統(tǒng)第一組合的示意圖，圖6a、6b是線圈系統(tǒng)第二和第三組合的示意圖，圖7是第二線圈系統(tǒng)的示意圖，圖8是單獨(dú)線圈的磁場(chǎng)結(jié)構(gòu)的第一示意圖，圖9是單獨(dú)線圈的磁場(chǎng)結(jié)構(gòu)的第二示意圖，圖10顯示了用于控制線圈系統(tǒng)的設(shè)備的方框圖，圖11是第三線圈系統(tǒng)的示意圖，圖12是第四線圈系統(tǒng)的示意圖，圖13是第五線圈系統(tǒng)的示意圖，圖14是第六線圈系統(tǒng)的示意圖，圖15是線圈系統(tǒng)第四組合的示意圖，圖16是線圈系統(tǒng)第四組合的截面圖。
具體實(shí)施例方式
圖1是包括管狀檢測(cè)空間(軸向系統(tǒng))的磁共振成像裝置(MR檢測(cè)裝置)的縱向剖面示意圖。被測(cè)目標(biāo)1，例如病人，位于檢測(cè)空間內(nèi)。檢測(cè)空間被電磁線圈2包圍，它用于產(chǎn)生均勻、穩(wěn)定的基礎(chǔ)磁場(chǎng)(B0磁場(chǎng)或主磁場(chǎng)，用于磁化被測(cè)目標(biāo)，即調(diào)整核自旋)，基礎(chǔ)磁場(chǎng)沿軸向方向(z方向)貫穿檢測(cè)空間，磁通密度(磁感應(yīng)強(qiáng)度)的數(shù)量級(jí)從幾十特斯拉到幾特斯拉。
為了對(duì)被測(cè)目標(biāo)1發(fā)出的信號(hào)進(jìn)行空間識(shí)別和分辨，通過(guò)三個(gè)梯度磁場(chǎng)線圈3、4、5(未詳細(xì)顯示)包圍檢測(cè)空間，這些線圈產(chǎn)生沿z軸方向延伸的三個(gè)梯度磁場(chǎng)。第一梯度磁場(chǎng)在x軸方向上基本呈線性變化，而第二梯度磁場(chǎng)在y軸方向上基本呈線性變化，第三梯度磁場(chǎng)在z軸方向上基本呈線性變化。
為了激勵(lì)被測(cè)目標(biāo)中的核磁化(自旋共振)，將可以傳導(dǎo)RF脈沖的RF發(fā)送線圈系統(tǒng)30(RF表面共振器)安置在目標(biāo)上方，從而使RF磁場(chǎng)(B1磁場(chǎng))可以橫穿目標(biāo)。為了采集繼激勵(lì)之后并引起目標(biāo)中磁化狀態(tài)的進(jìn)一步變化的弛豫，提供了安裝在目標(biāo)下方并根據(jù)變化感應(yīng)出相應(yīng)電壓的RF接收線圈系統(tǒng)40(RF表面共振器)。如果運(yùn)用適當(dāng)?shù)霓D(zhuǎn)換，則一個(gè)普通的RF線圈系統(tǒng)也能用來(lái)發(fā)送和接收，或可以從兩個(gè)RF線圈系統(tǒng)中選出一個(gè)用于普通發(fā)送，另一個(gè)用于接收。在RF線圈系統(tǒng)30、40和各自相鄰的梯度磁場(chǎng)線圈3、4、5之間，提供使RF線圈系統(tǒng)與梯度磁場(chǎng)線圈隔離的屏蔽12、13。
此外，對(duì)于給定的檢測(cè)，RF本體線圈系統(tǒng)45還能夠用作接收線圈，直接用于病人1或被測(cè)區(qū)域。一般來(lái)說(shuō)，該RF本體線圈很柔軟并以襯墊或套管形式構(gòu)成。
對(duì)RF線圈系統(tǒng)40、45接收的信號(hào)進(jìn)行估算，以用于MR成像，使梯度磁場(chǎng)將激勵(lì)狀態(tài)定位。
圖2中示意地顯示了該MR成像裝置運(yùn)行中必需的重要元件，包括控制梯度波形發(fā)生器20的控制單元17，該發(fā)生器的輸出端分別連接到第一、第二和第三梯度放大器21、22、23。這些放大器分別向梯度線圈3、4、5產(chǎn)生電流。這些放大器的增益系數(shù)可以彼此獨(dú)立地調(diào)節(jié)，然后線圈在x軸方向、y軸方向和z軸方向上產(chǎn)生梯度磁場(chǎng)并在被測(cè)區(qū)域的三個(gè)相應(yīng)空間方向上以已知的方式進(jìn)行切片選擇。
此外，對(duì)于RF線圈系統(tǒng)的各個(gè)發(fā)送線圈，都提供由控制單元7控制的發(fā)送通路，它主要包括各自的RF發(fā)生器18，從而使RF脈沖的頻率調(diào)節(jié)到取決于梯度磁場(chǎng)的拉莫爾頻率。將RF脈沖施加到由控制單元17控制的放大器19，從而調(diào)節(jié)其振幅、相位和脈沖波形；它們最終到達(dá)發(fā)送RF線圈系統(tǒng)30。
在RF線圈系統(tǒng)40、45(將用于接收)中由勵(lì)磁磁化狀態(tài)的弛豫引起的MR信號(hào)，通過(guò)正交解調(diào)器13與振蕩器24的兩個(gè)相互偏移900的載波振蕩(具有由穩(wěn)定磁場(chǎng)的局部強(qiáng)度確定的拉莫爾或MR頻率)相混合，在與各個(gè)線圈相關(guān)聯(lián)的接收通路中解調(diào)，于是引起可以被認(rèn)為是復(fù)數(shù)信號(hào)的實(shí)部和虛部的兩個(gè)信號(hào)。這些信號(hào)施加到模數(shù)轉(zhuǎn)換器14。最后，MR圖象通過(guò)圖象處理單元15以已知的方式重新產(chǎn)生并在監(jiān)視器16上顯示出來(lái)。
根據(jù)本發(fā)明的RF線圈系統(tǒng)可以用在上述軸向系統(tǒng)，以及具有垂直貫穿檢測(cè)空間的基礎(chǔ)磁場(chǎng)的垂直系統(tǒng)(開(kāi)放的MR成像系統(tǒng))中。
而且，根據(jù)本發(fā)明的RF線圈系統(tǒng)可以用作發(fā)送線圈30以及接收線圈40、45；對(duì)于交替操作，每個(gè)線圈要連接到合并的可以做相應(yīng)切換的(例如通過(guò)二極管)發(fā)送/接收通路S/R。
圖3顯示了控制RF線圈系統(tǒng)中各個(gè)單獨(dú)線圈的發(fā)送／接收通路S/R的裝置的方框圖。對(duì)于每個(gè)RF線圈，該裝置如圖3所示都包括組合在一起的發(fā)送單元和接收單元，從而分別形成具有z通路的發(fā)送裝置100和具有z通路的接收裝置110(z＝RF線圈數(shù))。發(fā)送裝置100的輸出伴隨每個(gè)RF線圈的獨(dú)立可調(diào)的相位、振幅和脈沖波形攜載RF電壓T。接收裝置110的輸入攜載每個(gè)RF線圈的RF接收信號(hào)R。最后，MR分光計(jì)120雙向連接到兩個(gè)裝置100、110，所述分光計(jì)能調(diào)節(jié)發(fā)送裝置100并評(píng)估接收的信號(hào)。
如果下文中所述的RF線圈系統(tǒng)要被用作本體線圈，它們應(yīng)當(dāng)放置在適當(dāng)柔軟的支撐材料中，如果必要，可通過(guò)合適的網(wǎng)絡(luò)連接到前置放大器，從而校正可能由彎曲引起的電特性的變化。
圖4顯示了根據(jù)本發(fā)明的RF線圈系統(tǒng)的第一實(shí)施例，它包括同心布置的三個(gè)單獨(dú)的表面線圈S1、S2、S3(一般由標(biāo)記Sx表示)。這些線圈彼此磁性去耦。為了該目的，在各個(gè)線圈之間提供三個(gè)去耦電容CK1、CK2、CK3從而影響線圈系統(tǒng)中的電流相位分布，所述電容被調(diào)諧到各個(gè)模式都是去耦的。
為了去耦，還可以使用(附加或者替換地)小的互感器，例如包括環(huán)形鐵芯(小的雜散場(chǎng))且兩個(gè)電感纏繞在共同鐵芯上的類型。這適用于下文中所述的所有實(shí)施例。
每個(gè)線圈分別連接到前置放大器V1、V2、V3(一般由標(biāo)記Vx表示)以及相關(guān)聯(lián)的接收通路和/或發(fā)送通路，因此可以同時(shí)產(chǎn)生或獲得三個(gè)不同的圖象。而且，多個(gè)調(diào)諧電容CT與各自的RF線圈的各個(gè)導(dǎo)體部分接通。因此，相關(guān)的RF線圈共振從而可以在該導(dǎo)體部分形成的導(dǎo)體回路(網(wǎng)絡(luò))中引起電流變化。
這種RF線圈系統(tǒng)可以通過(guò)選擇一個(gè)或多個(gè)單獨(dú)線圈S1、S2、S3，而電適用于被測(cè)區(qū)域，因此根據(jù)其類型、大小、深度、運(yùn)動(dòng)等等，可以產(chǎn)生對(duì)應(yīng)于信噪比、分辨率和/或?qū)?yīng)于最小運(yùn)動(dòng)模糊性的最優(yōu)信號(hào)。
例如，RF線圈的發(fā)送場(chǎng)或接收?qǐng)龅拇┩干疃然九c其大小成比例。在圖4所示的環(huán)形線圈的情況下，有效穿透深度基本等于其半徑。因此，當(dāng)要被成像的組織位于身體表面時(shí)，應(yīng)該選擇線圈S2或S3來(lái)發(fā)送和接收。
通過(guò)結(jié)合兩個(gè)線圈的圖象可以局部地提高信噪比。因此，在圖4的情況下，例如同時(shí)使用第一和第三線圈S1、S3時(shí)，該合成圖象中的整個(gè)積分噪聲電壓包括兩個(gè)不同量的作用。噪聲的相互關(guān)系取決于線圈成像區(qū)域的總尺寸、形狀、電導(dǎo)率和位置。因此，由兩個(gè)線圈產(chǎn)生的噪聲分量彼此不可能完全關(guān)聯(lián)。注意到在所示的情況下獲得了不到30％的關(guān)聯(lián)。因此，在兩個(gè)線圈S1、S3覆蓋的區(qū)域，也就是在直接位于體表下面的區(qū)域獲得信噪比，它比從位于身體較深部位的僅由較大的第一線圈S1覆蓋的區(qū)域中獲得的信噪比高。
最后，還可以將RF線圈系統(tǒng)與其它單獨(dú)的本體線圈結(jié)合使用，通過(guò)將它們適當(dāng)?shù)乇舜讼鄬?duì)地安置在被測(cè)區(qū)域(或病人1的身體)的兩側(cè)，以形成運(yùn)動(dòng)區(qū)域(例如心臟)的最優(yōu)圖象。該目的在盡量短的時(shí)間內(nèi)實(shí)現(xiàn)，以便獲得合適的時(shí)間分辨率。特別在已知的SENSE(靈敏度編碼)成像情況下，可以選擇短的采集時(shí)間而獲得足夠的視場(chǎng)，因此可以形成更大量的相應(yīng)圖象。通過(guò)由多個(gè)單獨(dú)線圈或線圈系統(tǒng)組成的集群線圈則可以避免任何輕微不利的信噪比。
圖5顯示了這種用于冠狀動(dòng)脈檢測(cè)的線圈系統(tǒng)第一組合的實(shí)施例，這時(shí)兩個(gè)合適的RF線圈系統(tǒng)A1、A2和三個(gè)單獨(dú)的表面線圈B1、B2、B3圍繞病人1的軀干布置。于是實(shí)現(xiàn)了最優(yōu)的集群線圈系統(tǒng)。各種線圈A1、A2、B1、B2、B3可以通過(guò)局部重疊或在這些線圈之間保持合適距離和/或通過(guò)L/C電路適配來(lái)進(jìn)行彼此去耦。
除了RF線圈系統(tǒng)有效尺寸的所述可調(diào)性外，對(duì)于給定的檢測(cè)，它相對(duì)病人的有效位置能夠盡量簡(jiǎn)單地改變也是很重要的。為了這個(gè)目的，可以布置大量的所述RF線圈系統(tǒng)A1、A2、A3從而將其彼此不同地重疊并貼近被測(cè)區(qū)域。圖6a顯示了RF線圈系統(tǒng)的這種第二組合而圖6b顯示了其第三組合。
于是可以通過(guò)重疊或在RF線圈系統(tǒng)之間保持合適距離來(lái)獲得彼此之間的磁性去耦。該系統(tǒng)的操作者可以通過(guò)合適的開(kāi)關(guān)來(lái)選擇具有最優(yōu)位置的RF線圈系統(tǒng)A1、A2、A3。每個(gè)線圈系統(tǒng)的單獨(dú)線圈S1、S2、S3還通過(guò)各自的發(fā)送/接收通路V1、V2、V3(一般由標(biāo)記Vx表示)來(lái)操作。
增加或替換的一個(gè)或多個(gè)蝶形線圈系統(tǒng)可以用在這些和其它組合中；圖7中顯示了該蝶形線圈的示范實(shí)施例。該線圈系統(tǒng)由兩個(gè)交錯(cuò)的彼此通過(guò)電容CK去耦的單獨(dú)蝶形線圈S1、S2組成。各個(gè)RF線圈的各導(dǎo)體部分中還具有多個(gè)調(diào)諧電容CT以做調(diào)諧用。每個(gè)線圈還連接到合并的發(fā)送/接收通路S/R1或S/R2。
最后，由于介質(zhì)共振的作用，可能會(huì)出現(xiàn)單獨(dú)RF線圈的場(chǎng)強(qiáng)變化失真或不均勻的問(wèn)題。對(duì)畢奧-薩瓦低頻法則的趨近則會(huì)引起與實(shí)際測(cè)量值相比過(guò)多的偏差。所述的RF系統(tǒng)能校正并調(diào)諧這些介質(zhì)共振效應(yīng)，這是由于按照?qǐng)D8兩個(gè)單獨(dú)交錯(cuò)的線圈S1、S3上的電流I1、I3的相位變化或振幅變化會(huì)適當(dāng)?shù)馗淖儾⒔Y(jié)合，從而獲得更均衡即更均勻的變化Ires。為了這個(gè)目的，例如，可以假設(shè)一個(gè)去耦電容CK，從而利用電容二極管或切換電容來(lái)進(jìn)行切換，因此該系統(tǒng)的操作者可以有效地改變磁場(chǎng)強(qiáng)度的變化。在磁場(chǎng)強(qiáng)度很高的情況下，有效控制磁場(chǎng)強(qiáng)度的均勻變化能進(jìn)一步大大提高圖象質(zhì)量。
RF線圈磁場(chǎng)均勻性的左右對(duì)稱受到已知的LISA(局部強(qiáng)度偏移假象)和介質(zhì)共振作用的干擾，即，尤其在RF頻率和磁場(chǎng)強(qiáng)度都相對(duì)較高(例如128MHz、3Tesla)的情況下。這些影響及其起因在1989，p.1175的“醫(yī)學(xué)磁共振”中已被說(shuō)明。為了消除這些干擾，選擇按照?qǐng)D9的構(gòu)造，其中線圈被細(xì)分為兩個(gè)單獨(dú)的、彼此去耦的線圈，或使用形成包括兩個(gè)相鄰布置的單獨(dú)線圈的RF線圈系統(tǒng)的兩個(gè)單獨(dú)線圈S1、S2。為了有效控制磁場(chǎng)均勻性的左右對(duì)稱，以及為了獲得預(yù)期的基本磁場(chǎng)變化，提供如圖10中所示的裝置50用來(lái)控制調(diào)諧并改變單獨(dú)線圈S1、S2之間的耦合。這些線圈尤其可以通過(guò)電感L彼此感應(yīng)耦合到一定程度，而且通過(guò)調(diào)諧電容CT來(lái)控制線圈中的RF電流，從而至少獲得高度的左右對(duì)稱性。
對(duì)RF線圈磁場(chǎng)進(jìn)行所述均勻性控制尤其在所謂的SENSE(靈敏度編碼)成像情況下應(yīng)用優(yōu)點(diǎn)更為突出。該方法在2000，p.152的“醫(yī)學(xué)磁共振國(guó)際學(xué)會(huì)學(xué)報(bào)”和1999，p.952的“醫(yī)學(xué)磁共振”以及更多的文章中被詳細(xì)描述過(guò)。其中所述的幾何因數(shù)g可以通過(guò)對(duì)線圈進(jìn)行適當(dāng)控制來(lái)調(diào)節(jié)RF線圈系統(tǒng)的磁場(chǎng)均勻性來(lái)進(jìn)行優(yōu)化；在多個(gè)線圈系統(tǒng)的情況下(例如按照?qǐng)D5)，則可以相應(yīng)地調(diào)節(jié)合適的RF線圈系統(tǒng)A1、A2的其中之一。
如果所述RF線圈系統(tǒng)用于發(fā)送則會(huì)發(fā)現(xiàn)進(jìn)一步應(yīng)用性。在圖4所示的RF線圈系統(tǒng)中，期望在三個(gè)嵌套的單獨(dú)RF表面線圈S1、S2、S3之間實(shí)現(xiàn)大約20dB的磁去耦。這種布置的局部全程發(fā)送場(chǎng)可以或被有效地均勻化，或通過(guò)適當(dāng)調(diào)節(jié)單獨(dú)線圈中電流的相位或振幅以形成所述SENSE成像。在該情況下，在允許具有不同波形的脈沖發(fā)送的同時(shí)，利用空間編碼或重編碼功能，從而獲得時(shí)間和空間分辨率提高的圖象是有意義的。多個(gè)合適的RF線圈系統(tǒng)A1、A2、…在該情況下還可以組合。
這些方法特別適用于心臟和頭部成像，后者采用的線圈系統(tǒng)一般包括一個(gè)具有較大直徑的線圈，以及多個(gè)具有較小直徑并沿著大線圈圓周排列的線圈。
圖11顯示了第三RF線圈系統(tǒng)。兩個(gè)如圖4中所示類型的單獨(dú)RF線圈系統(tǒng)A1、A2這時(shí)彼此相鄰地布置，且兩個(gè)線圈系統(tǒng)的外部線圈S1具有公共的部分。各線圈之間的去耦通過(guò)去耦電容CK來(lái)實(shí)現(xiàn)。多個(gè)調(diào)諧電容CT被插入單獨(dú)RF線圈的各個(gè)導(dǎo)體部分中。各自的合并的發(fā)送/接收通路S/R連接到全部六個(gè)單獨(dú)線圈S1、S2、S3、S1`、S2`、S3、的每一個(gè)；在發(fā)送模式下，通過(guò)合并的發(fā)送/接收通路向每個(gè)單獨(dú)的線圈提供振幅和相位不同且脈沖波形可能不同的RF電流，從而獲得按照上面所述的理想的對(duì)稱、均勻或放射的特性或者整體布置的有效尺寸和有效位置。
按照上面所述，通過(guò)對(duì)單獨(dú)線圈或線圈系統(tǒng)進(jìn)行適當(dāng)選擇和組合，也可以獲得前述特性。
圖12顯示了第四RF線圈系統(tǒng)，其中四個(gè)相鄰布置的RF線圈S1、S2、S3、S4由第五RF線圈S5包圍。線圈之間通過(guò)去耦電容CK彼此去耦，并且將多個(gè)調(diào)諧電容CT插入單獨(dú)RF線圈的不同導(dǎo)體部分。每個(gè)單獨(dú)線圈與可單獨(dú)控制的發(fā)送/接收通路S/R連接。利用該RF線圈系統(tǒng)，第一至第四線圈S1至S4可以產(chǎn)生有較小穿透深度的磁場(chǎng)，在該磁場(chǎng)上疊加第五線圈S5產(chǎn)生的具有較大穿透深度的磁場(chǎng)。按照上面所述將這些線圈進(jìn)行選擇組合，從而能在檢測(cè)區(qū)域的期望位置獲得最優(yōu)信噪比。
第三和第四RF線圈系統(tǒng)特別適合與SENSE成像法配合使用。
圖13顯示了第五RF線圈系統(tǒng)，其中第一、外部線圈S1包圍第二、內(nèi)部線圈S2。通過(guò)第一發(fā)送/接收通路S/R1來(lái)操作第一線圈S1。在第二線圈S2中提供兩個(gè)彼此垂直延伸并以90度的角度距離連接到第二線圈S2的兩個(gè)導(dǎo)體Lt1、Lt2。用于操作第二線圈S2的各個(gè)發(fā)送/接收通路S/R2、S/R3與各個(gè)導(dǎo)體相連。兩個(gè)線圈S1、S2通過(guò)去耦電容CK1、CK2彼此去耦，并且調(diào)諧電容CT在單獨(dú)RF線圈的不同導(dǎo)體部分中起作用。
第五RF線圈系統(tǒng)用在HFO(高磁場(chǎng)開(kāi)放)系統(tǒng)(開(kāi)放的MR系統(tǒng))中特別有利。該線圈系統(tǒng)的使用與場(chǎng)定位無(wú)關(guān)，因?yàn)閺娜齻€(gè)發(fā)送/接收通路S/R1、S/R2、S/R3中選出一個(gè)總能激活合適的RF線圈。
圖14顯示了第六RF線圈系統(tǒng)，其中第三線圈S3疊加在相鄰布置且通過(guò)第一電容CK1的公共分支彼此去耦的第一和第二線圈S1、S2上。第三線圈通過(guò)第二電容CK2與第一線圈S1去耦，通過(guò)第三電容CK3與第二線圈S2去耦。這三個(gè)線圈中的每一個(gè)都同樣具有調(diào)諧電容CT，并且每次都通過(guò)各自的發(fā)送/接收通路S/R1、S/R2、S/R3操作。
第六RF線圈系統(tǒng)的特殊優(yōu)勢(shì)在于通過(guò)切換或選擇線圈S1、S2和/或S3可以簡(jiǎn)化對(duì)不同尺寸的病人的適應(yīng)過(guò)程。
對(duì)于如圖1所示的包括管狀檢測(cè)空間的MR成像裝置，其優(yōu)勢(shì)在于使用了RF線圈系統(tǒng)的(第四)組合，它包括所謂鞍形線圈，如圖15a中三維圖示的和圖15b中平面圖所示。
RF鞍形線圈系統(tǒng)A1、A2沿著檢測(cè)空間延伸并彼此相對(duì)。這些系統(tǒng)中的每一個(gè)都由各自的第一、長(zhǎng)線圈S1、S1以及疊加在其上的第二、較短的線圈S2、S2`構(gòu)成。單獨(dú)線圈S1、S2、S1`、S2`同樣還具有調(diào)諧電容CT，并通過(guò)去耦電容CK彼此去耦，且通過(guò)各自的發(fā)送/接收通路S/R1、S/R2、S/R1`、S/R2`操作。在圖15b中各個(gè)線圈的磁場(chǎng)由不同的陰影來(lái)表示。該圖顯示了兩個(gè)線圈的磁場(chǎng)在較短的線圈S2(S2`)的區(qū)域相加，因此參照?qǐng)D4的說(shuō)明在該區(qū)域可以獲得提高的RF線圈系統(tǒng)的信噪比。
圖16是具有圖15a中所示線圈的管狀檢測(cè)空間的截面示意圖。產(chǎn)生主磁場(chǎng)和梯度磁場(chǎng)的必需線圈2、3-5布置在該空間的周圍并通過(guò)RF屏蔽12與內(nèi)部空間相隔離。病人1示意地在內(nèi)部空間中表示并由兩對(duì)每次都相對(duì)布置的兩個(gè)RF線圈系統(tǒng)A1、A2、A3、A4包圍，每個(gè)線圈系統(tǒng)每次都具有三個(gè)單獨(dú)RF線圈。這些RF線圈系統(tǒng)在圓周方向上相互偏置大約90度。每個(gè)單獨(dú)RF線圈都通過(guò)各自的載攜著發(fā)送信號(hào)T和接收信號(hào)R的發(fā)送/接收通路S/R操作。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)或多個(gè)RF線圈系統(tǒng)最好用在磁共振成像裝置中，因此RF線圈或線圈系統(tǒng)可以由計(jì)算機(jī)控制，例如，依據(jù)被測(cè)目標(biāo)的類型、大小、位置等來(lái)進(jìn)行選擇，并進(jìn)行高度控制。
權(quán)利要求
1.一種主要用于磁共振成像裝置的射頻線圈系統(tǒng)，包括多個(gè)彼此基本去耦并且大小和/或位置互不相同的單獨(dú)的射頻線圈(Sx)，以及多個(gè)發(fā)送單元(100)，發(fā)送單元與各自的射頻線圈(Sx)關(guān)聯(lián)以選擇一個(gè)或多個(gè)射頻線圈，并向選定的射頻線圈提供具有獨(dú)立可調(diào)的振幅和/或相位和/或脈沖波形的射頻發(fā)送脈沖。
2.如權(quán)利要求1所述的射頻線圈系統(tǒng)，其特征在于，該線圈系統(tǒng)包括多個(gè)與各自的射頻線圈(Sx)相關(guān)聯(lián)并能單獨(dú)被激活或取消激活的接收單元(110)。
3.如權(quán)利要求1所述的射頻線圈系統(tǒng)，其特征在于，可以通過(guò)電容(CK)和/或電感(L)和/或互感器來(lái)調(diào)節(jié)射頻線圈(Sx)之間的耦合，從而獲得期望的、特別均勻和對(duì)稱的射頻線圈系統(tǒng)的磁場(chǎng)結(jié)構(gòu)。
4.如權(quán)利要求1所述的射頻線圈系統(tǒng)，包括多個(gè)同心布置的射頻線圈。
5.如權(quán)利要求1所述的射頻線圈系統(tǒng)，包括多個(gè)相鄰布置的射頻線圈。
6.如權(quán)利要求1所述的射頻線圈系統(tǒng)，其特征在于，多個(gè)第一射頻線圈(S1至S4)彼此相鄰布置并通過(guò)第二射頻線圈(S5)包圍在一起。
7.如權(quán)利要求1所述的射頻線圈系統(tǒng)，其特征在于，線圈系統(tǒng)由沿著圓柱表面的至少一個(gè)第一射頻線圈和疊加在其上的第二、較短的射頻線圈構(gòu)成。
8.如權(quán)利要求1所述的射頻線圈系統(tǒng)，其特征在于，線圈系統(tǒng)設(shè)有柔軟的支撐材料，從而可用作本體線圈。
9.一種磁共振成像裝置，它包括至少一個(gè)如前述任一權(quán)利要求所述的射頻線圈系統(tǒng)(Ax)。
10.如權(quán)利要求9所述的磁共振成像裝置，其特征在于，該裝置包括一個(gè)運(yùn)算單元，用于選擇射頻線圈(Sx)的發(fā)送單元(100)和控制選定的發(fā)送單元從而向選定的射頻線圈提供具有獨(dú)立可調(diào)的振幅和/或相位和/或脈沖波形的射頻發(fā)送脈沖。
全文摘要
一種用于磁共振成像裝置的射頻(RF)線圈系統(tǒng)，該成像裝置基本由計(jì)算機(jī)輔助，根據(jù)成像的類型和尺寸，獲得在信噪比和分辨率方面自動(dòng)優(yōu)化的圖象質(zhì)量，而不用進(jìn)行耗時(shí)的替換，也不用對(duì)RF線圈系統(tǒng)進(jìn)行手動(dòng)定位。為了達(dá)到這個(gè)目的，線圈系統(tǒng)(A)包括多個(gè)彼此基本去耦并且大小和/或位置互不相同的單獨(dú)的RF線圈(Sx)，以及具有多個(gè)發(fā)送單元的控制裝置，這些發(fā)送單元與各自的RF線圈關(guān)聯(lián)，從而可以選擇一個(gè)或多個(gè)RF線圈并向其提供具有獨(dú)立可調(diào)的振幅和/或相位和/或脈沖波形的RF脈沖。本發(fā)明還涉及一種具有這種RF線圈系統(tǒng)的磁共振成像裝置。
文檔編號(hào)G01R33/36GK1420363SQ0215843
公開(kāi)日2003年5月28日 申請(qǐng)日期2002年11月18日 優(yōu)先權(quán)日1996年6月27日
發(fā)明者C·G·羅伊斯勒 申請(qǐng)人:皇家菲利浦電子有限公司