高通二维梯形网络谐振器的制作方法

专利名称：高通二维梯形网络谐振器的制作方法
技术领域：
本发明涉及射频谐振器，更确切地说，涉及梯形网络射频谐振器。
背景技术：
核磁共振成像(MRI)用于为了医学研究、医疗诊断等目的产生 (如人、动物等)肢体内部的高分辨率图像。根据电磁波谱的射频范 围内能量的吸收和辐射而产生图像。
典型情况下，通过将患者置于恒定磁场B。中进行核磁共振成像。 然后将射频激励脉冲(Bi场)发送到患者体内。激励脉冲使氢原子核 的磁矩吸收能量。去除了激励脉冲后，原子核磁矩开始辐射其吸收的 能量并按照恒定磁场B。重新排列。在这个重新排列期间，原子核磁矩 辐射的射频信号具有磁场的特征，以及原子核所在具体化学环境的特 征。
RF线圏既可以用于发送激励脉冲，又可以用于接收来自原子核 的信号。作为替代，也可以使用一个线圏发送激励脉冲，而另一个分 开的线圏接收来自原子核的信号。
多单元射频谐振器设计对体表附近的解剖结构提供了优良灵敏
6度，并且具有并行成像应用的实用程序。多单元射频谐振器设计的一 种类型称为二维梯形网络谐振器。已经表明，二维梯形网络谐振器的 一般问题与具有适当边界条件的机械膜振动的问题密切相关。通过写 出所关注结构网格上基尔霍夫电压方程的递归关系，最容易解决这个 问题。特征值的频散关系产生频谱，而特征函数表示网格电流幅度。
根据特征函数直接了当地计算Bi图。
授予Meyer等人的美国专利5,515,855和5,682,893提供了低通 二维梯形网络的实例。低通二维梯形网络提供了圆周极化磁谐振成像
应用的双重退化均勻模式。在文章"Two Dimensional Ladder Network Resonators," Ballon et. Al" Journal of Magnetic Resonance, Series A 111， 23-28 (1994)和"A 3x3 Mesh Two Dimensional Ladder Network Resonator for MRI of the Human Head," Meyer et. Al" Journal of Magnetic Resonance, Series B 107， 19-24 (1995)中可以找到进一步的 细节，其内容在此引用作为参考。
低通结构的主要缺点之一在于，这些结构较高场强应用受到以下 事实的限制最均匀正常模式的特征值在频率中最低。

发明内容
本发明提供了一种高通二维梯形网络谐振器。以其最基本的形 式，所述高通二维梯形网络是感应耦合的谐振器的集合，其中每个单 元都由矩形、圆形等形状(如钟形、梯形等)的、具有自感L的多个 导电片表示，在沿着导电片的一个或多个点处由具有C值的电容器连 接。
所述网络的次最高特征值对应于正常模式，所述正常模式产生在 谐振器平面之上具有良好的空间均匀性的Bi场。以感应耦合的二维谐 振器阵列的强耦合"特征模式"限度，所述阵列产生的高频谐振模式 能够用于产生传统积分B!场，而以弱或零耦合限度则降低到适于并行 成像应用的常见相控阵列。
所述高通二维梯形网络谐振器结构的形状能够使所述结构能够用于众多应用。MRI应用的形状包括毯形线圏、微线圏、躯体线圏、 内线圏、包括动物线圏和头部线圏的圆柱线圏以及专用线圏，比如手 部线圏、踝部线圏等。所述结构也可以用于凭证卡应用。
无论连同还是独立于MRI应用，所述感应耦合的高通二维梯形 网络谐振器阵列的结构都能够用于重构用于创建图像的全部基函数。 所述阵列结构谐振模式(即特征函数)的集合形成了允许任何性能良 好的函数在整个结构上近似的函数的完全集。这些函数可以描述为实 际图像的傅立叶分量。重建图像的步骤包括在每种谐振模式以设定为 对应于该谐振模式的特征函数的傅立叶系数大小的幅度激励所述阵 列。记录阵列结构的振幅。阵列结构的振幅对应于所述傅立叶系数。 使用所记录的振幅计算傅立叶变换，得出被创建的图像。如果同时(即 并行地)或者以快速方式顺序地以全部谐振模式激励所述结构，所述 阵列结构就能够用作成像设备。
连同附图阅读以下详细说明，本发明的其他方面、目的和优点将 会变得更加显而易见。


图1展示了根据本发明教导的5x5正方形网格高通二维梯形网
络；
图2展示了根据本发明教导的感应耦合的平面5x5正方形网格高 通二维梯形网络谐振器的原型；
图3展示了根据本发明教导的头部线圏结构中的感应耦合的高通 二维梯形网络谐振器的原型；
图4a展示了图2的平面5x5梯形网络的理论和实验特征值；
图4b展示了图2的平面5x5梯形网络的25个特征函数的完全集；
图4c展示了 30x30阵列的前25个特征函数；
图5a展示了对于k =0.065， a-0的固定耦合，成像模式谐振频 率与单一单元谐振频率之比作为阵列尺寸的函数；
图5b展示了对于多种尺寸的阵列，C0w/co()作为耦合常数k的函
8数；
图6a为x-0cm时图2的平面谐振器的(1，2 )模式的Bi图； 图6b为z-0cm时图2的平面谐振器的(1，2)模式的Bi图； 图6c为y-7.5cm时图2的平面谐振器的(1，2 )模式的Bi图； 图6d为x-0cm时图3的头部谐振器的(1，2 )模式的Bi图； 图6e为y-0cm时图3的头部谐振器的(1,2)模式的Bi图； 图6f为z=-6cm时图3的头部谐振器的(1,2)模式的B,图； 图7为以图2的平面网络获得的矢形梯度回波头部图像； 图8为以图3的感应耦合头部阵列获得的矢形快速自旋回波脑部
图像；
图9展示了根据本发明教导的躯体线圏结构中的感应耦合的高通 二维梯形网络谐振器的原型透视图IO显示了 MRI机，脱离了外盖控以大致表明图9的躯体线圏 安装之处；
图lla展示了根据本发明教导的能够用作毯形线圏的结构为柔软 线圏的感应耦合的高通二维梯形网络谐振器的原型透视图； 图llb显示了根据本发明教导的带有遮盖物的柔软线圈； 图12展示了根据本发明教导的动物线圏结构中的感应耦合的高 通二维梯形网络谐振器的原型透视图13展示了根据本发明教导的手指线圏结构中的感应耦合的高 通二维梯形网络谐振器的原型透视图14显示了根据本发明教导的手部线圏结构中的感应耦合的高 通二维梯形网络谐振器；
图15显示了根据本发明教导的感应耦合的高通二维梯形网络谐 振器内线圏；
图16显示了根据本发明教导的用于细胞成像的微线圏结构中的 感应耦合的高通二维梯形网络谐振器；
图17显示了识别感应耦合的高通二维梯形网络谐振器模式的方 法流程图；图18显示了根据本发明教导的身份卡结构中的感应耦合的高通 二维梯形网络谐振器；
图19显示了识另'J/验证图18中身份卡的方法流程图。 虽然将连同某些优选实施例介绍本发明，但是意图不在于将它限 于这些实施例。相反，意图是覆盖由附带的权利要求书所定义的本发 明的实质和范围内包括的全部替代、修改和等效内容。
具体实施例方式
本发明提供了一种高通二维梯形网络，其中次最高特征值对应于 正常模式，该模式产生在谐振器平面之上具有良好的空间均匀性的Bi 场。因而它能够用于对适于成像应用和安全应用的Bi剖面进行线性或 积分运算。
现在转向附图，其中相同的附图标记是指相同的要素，图l展示 了本发明的实施例。图1的高通二维梯形网络20显示为感应耦合的谐 振器的5x5集合。这些谐振器仅仅感应耦合，谐振器之间不共享任何 公共引线，并且可以部分地与其他谐振器重叠。图l中的每个谐振器 22都表示为具有自感L的导电片24,由具有电容量值C的电容器26 在每个角连接。在某些应用中，电容量值在网络20中可以不一致，也 可以位于沿着各自谐振器的不同点上，还可以位于沿着每个谐振器的 少至一个点或多于四个点上。与单一电容器相比，当电容器26围绕着 正方形谐振器分布时，与邻近物体的电容耦合进一步受到限制。每个 谐振器的尺寸不必与谐振器阵列中其他谐振器的尺寸相同。
虽然谐振器形状在图l中显示为矩形，但是形状可以是任何形状， 比如(但是不限于)钟形、梯形、三角形等。例如，图2显示了感应 耦合的平面5x5正方形网格高通二维梯形网络谐振器的原型透视图。 图3是用于头部成像的感应耦合的高通二维梯形网络谐振器30的原型 透视图。图3的原型显示了单一的导电片，终点位于或接近谐振器引 线的中间，调谐电容器28在终点之间，导电片安装在头盔32上。另 外，图3的原型显示了不同形状和尺寸的谐振器。某医疗机构的MR实验室中使用的头部谐振器(即产品头部谐振器)使用电容器26替代可调电容器28，而且谐振器单元22覆盖着强度足够的绝缘材料以便在连续操作中保护谐振器单元22。头部谐振器30的头盔32具有不同的尺寸。例如，其尺寸用于新生儿、幼儿和成人头部。
图2中网格上电压的基尔霍夫方程产生递归关系。该递归关系可以写为
〔"——+1 +乙-'."+') — "^(乙+i,"" + L-""+' +乙-1 += 0
其中常数k和OC分别表示具有平行引线的最近单元之间和对角线上单
元之间的互感系数。在一个实施例中，0<k + oc<1/4。 /，是第附，w
个单元中的电流幅度。
为了获得频散关系，假设特征函数服从固定边缘边界条件(即假
设/^-/^-/mw^/^^+^o)。如果Q和r被定义为整数，0=1广.似，r-i，…7v，那么
f w r、 a .附7^. W7lT
/m) = A。 「 sm-sin-
形式的测试特征函数产生以下频散关系
2 1 (， 。 ( ；^ f 、 ^ ;zQ ;zT「 =- 1 —2/c| cos--hcos-| —4acos--hcos.
丄C^ 、 Af + 1W + U M + lW +
在以上方程中，Q和r是积分模式号，并且最终确定由每个特征
函数所产生磁场的均匀性。以弱耦合限度，k和Ot趋于零，并且每个
单元都独立地运行在所期望的频率ty-(icy"2。以强耦合限度，k和
oc不可忽略，并且各个电路单元组合以产生震荡的正常模式。另外，
电路作为整体展现出高通状态，最均匀特征函数对应的最低模式号出
现在最高的频率处。图4a显示了对角线耦合可忽略(oc=0)时图1的5x5谐振器的频散关系。
现在转向图4a，图中显示了 5x5感应耦合平面阵列的理论和实
验特征值。频率比例归一化到单一单元频率"=(丄671/2。总共存在着25种谐振，包括十个偶极子和五个单极子。具有NxN个单元的谐振器的一般情况将产生A^种谐振，7V(;V-1)/2个偶极子和个单极子。由于忽略了对角线耦合，(1，5)(5，1)和(2，4)(4，2)两个偶极子进一步退化为单极子(3，3)。次最高特征值，(1,2)(2，1)偶极子40,出现在次最高频率，对应于在谐振器平面之上以良好的空间均匀性给出Bi场上升的正常模式。结果，(1，2)(2，1)偶极子40产生的模式适于积分运算，具有的Bi剖面适于成像。重要的是注意，以空间灵敏度的可变程度的均匀性，其他特征模式也可以用于成像。这些模式中的一部分可以用于积分，类似于(1,2)或(2，1)对。
图4a-图4c显示了两种代表性阵列的几种正常模式。在图4b中显示了 5x5格子结构的25种模式的完全集。黑暗数值对应于负电流，而明亮数值对应于正电流。在图4c中显示了 30x30阵列的最低的25种模式，以便更好地展示特征函数。这些特征函数提供了跨越每个谐振器单元结构的电流的相对振幅。对于每种模式，这些振幅用于创建B!剖面。在连续区域限度内，电流分布场变为谐波的叠加。
也要注意，随着阵列尺寸扩大，"成像模式"与单一单元谐振频率的比值07i，2/w。也增大，但是最终渐近地收敛至Vi/(i-4。，如图5a
所示，因此有可能使成像模式与数目增大的模式分离更加困难。随着耦合增大，这个比值也增大，如图5b所示。在图5b中，线50对应于3x3阵列，线52对应于4x4阵列，线54对应于5x5阵列，线56对应于6x6阵列，线58对应于7x7阵列，线60对应于8x8阵列。为了提高高场强成像中的场均匀性， 一种策略是扩大阵列尺寸，也增大单元之间的耦合。随着阵列尺寸扩大，电流分布定性地保持不变(参见如图4c)并渐近地逼近连续的驻谐波。
为了磁谐振成像而构成了 5x5网格感应耦合的平面和头部谐振器，并且在128MHz的运行频率进行测试(3特斯拉磁场强度)。对结构的(1,2)或(2，1)模式的Bi场模拟展现出适于这种应用中成像的场。图6a-图6c显示了平面谐振器(1，2)模式的模拟结果，图6a中为x=0 cm,图6b中为z二0 cm时，而图6c中为y二7.5 cm。图6d-图6f显示了头部谐振器(1，2)模式的模拟结果，图6d中为x=0 cm，图6e中为y=0 cm,而图6f中为z=-6 cm。
对于平面阵列，每个单元都以O40 pF调谐到谐振频率117.0MHz并且尺寸为8x8 cm。粘在后面的铜带用于在l mm厚的特氟隆基质上形成这些单元。为了避免与相邻单元的耦合造成的谐振位移，对绝缘的单元的调谐由可调电容器进行，每个网格上一个，与40 pF的电容器并联。在图4a中实验特征值与理论值进行了对比。
图7显示了使用平面阵列原型采集的图像。成像参数为TR=75ms, TE=1.7ms，切片厚度5mm。 21个切片的总扫描时间为30秒。在单一单元谐振频率处五重简并之外，使用连接到网络分析器和示波
器的小拾取线圏，通过测量跨越该结构的相对场振幅，就能够识别全部模式。
在直径22 cm深度13 cm的半球形基质上构成头部阵列。不过，每个谐振器单元22都仅有一个电容器，位于一条引线的中点。在对所有网格重复的过程中，为了避免网格之间的耦合造成的谐振位移，在调谐时，除了一个网格以外，全部网格都短路。从运行在积分发送/接收模式下的(1,2)(2，1)偶极子获得了图8所示的人脑清晰图像。成像参数为TR=2000 ms， TE=69 ms， THK=3 mm, ETL=8。总扫描时间为4分20秒。
关于头部阵列值得注意之点在于，特征模式限度中(1，2)(2，1)偶极子发生的频率高于单一单元谐振15%以上，并且随着耦合常数K剧烈变化，如图5a和图5b所示。注意，通过减小各个单元的尺寸而提高这种设计的运行频率在原理上是顺理成章的。所以，这些性质可以用于高场强应用。
如上所述，谐振器可以是任何形状，比如但是不限于钟形、梯形、三角形等。高通二维梯形网络也可以是任何形状，比如躯体线圏、动物线圏、专用线圏比如手部、踝部等、动物线圏、微线圏、内线圏。在图3和图9-图13中，可调电容器28用于将原型的谐振频率调谐到所需的频率。可调电容器28位于每个谐振器单元22上并且与电容器26并联。在生产环境中，仅仅需要电容器26。作为替代，也可以使用可调电感器通过对谐振器单元22增加/减少电感量而调谐频率。
图9显示了展示概念试验所用的躯体线圏70的原型。该躯体线
13圈包括多个谐振器单元22，形成了圆柱形。在生产中，躯体线圏的内径72大于MRI机82的患者开口 80 (见图10)，使得躯体线圈70能够安装在MRI机82之内。躯体线圏70建在大多数MRI设备之内，对于基本扫描既用作发送线圈又用作接收线圏。这个线圏的测量场强大，但是不具有专用线圏的高SNR。当使用专门的只接收线圈(即体表线圏)时，躯体线圏70可以用作发送线圏。作为替代，躯体线圏70的内径72可以大到适于围绕患者。躯体线圏70中谐振器单元的最小数目受到物理约束的限制。如上所述，导电片具有自感L。随着谐振器单元外表面增大，导电片的自感也增大。为了运行在同一频率，外表面大的谐振器单元必须具有更小的电容值。
图lla显示了毯形线圏中能够使用的柔软线圏90的原型。图lib显示了毯形线團92。毯形线圏的本质益处在于线團越靠近躯体，灵敏度越提高。毯形线圏能够为适合的形式，相反刚性圆柱体必须离开躯体一定距离。材料94刚度足够高，以在保护嵌入的谐振器单元22(即导电片24和电容器26)的同时保持其形状，但是又足够柔软以成为适合的形式，使毯形线圏92能够适于覆盖多种躯体部位。毯形线圏92的遮盖物96使躯体与单元22电气绝缘。
现在转向图12，对小动物成像的关注正在成指数地增长。其原因则自相矛盾地在于人体成像的革命这些技术不再限于仅仅对内部解剖组织成像。因为探头如同药品一样在动物身上试验比在人身上试验更容易，成像研究需要扫描器能够看清鼠和兔体内的微小细节。例如，医疗MRI系统能够看到尺寸为大约1立方毫米的特点。对小动物如鼠，该体积占据了鼠脑的相当大部分。现在微小得多的细节也在实际上所有类型的成像系统的范围之内。例如MRI使用强磁场与无线电波的组合使样本中特定原子核(典型情况下是水中的质子)谐振并显现其位置。通过增强这些磁场并使用高级的软件算法，动物系统的分辨率已经改进到边长大约50微米，体积上减小了 8000倍。
现在转向图12，图中展示了动物线圈100的原型。动物线團100具有多个感应耦合的单元102。在一个实施例中，每个单元102都包括单圏导电片24， 一个或多个电容器26在围绕该圏的多个点上分开导电片24的若干部分。在该原型中，可调电容器28用于将动物线圏100的谐振频率调整到所需的频率之目的。在生产中，动物线圏的尺寸范围有1 cm直径/3 cm长度、2 cm直径/5 cm长度、4 cm直径/8 cm长度、6 cm直径/12 cm长度、8 cm直径/16 cm长度等尺寸。
图13显示了手指线圏110的原型，它小于动物线圏100。类似于动物线圏，手指线圏100也具有多个感应耦合的单元102。在一个实施例中，每个单元102都包括单圏导电片24, —个或多个电容器26在围绕该圏的多个点上分开导电片24的若干部分。正如动物线圏原型，手指线圏原型也使用每个单元102中的可调电容器28用于将手指线圏110的谐振频率调整到所需的频率之目的。
图14显示了手部线圏120的图示。在一个实施例中，手部线圏120类似于无指手套。作为替代，手部线圏120的结构为适于覆盖手部的带子。多个感应耦合的谐振器单元22或感应耦合的单元102在手部线圏120内部并围绕手部。通过以适当材料122覆盖而保护谐振器。手部线圏120的尺寸范围适于新生儿、幼儿和成人手部。
图15显示了内线圏130的图示。内线圏130具有药片大小(如维生素药片的尺寸)，并且具有多个感应耦合的谐振器单元22，结构为平面阵列132。谐振器单元22的导电片24和电容器26安装在柔软基质的表面。柔软基质和多个感应耦合的谐振器密封在业内周知的适当的生物相容的材料中。内线圏130既可以咽下(如作为药片服用)，也可以插入所关注的区域(如在分光镜检查过程中)。
现在转向图16，人眼的分辨率极限是大约100微米(即100 pm)。这个极限与眼睛的结构有关。光学显微镜的分辨率极限是0.2 in m (即200纳米)。这个极限是由于可见光本身的波长。尽管现代显微镜能够以高放大倍率产生高分辨率图像，但是如果图像中没有足够的反差，这样的能力也毫无价值。对于许多标本，尤其是活标本，反差低得使标本实质上不可见，无论显微镜的能力如何。提高反差的最常见方法是杀死标本，然后固定它并染色。如果对活标本加入了荧光分子，也
15能够观察。不过，这些分子往往在某种程度上干扰细胞的功能。同样，
电子显微镜(EM)的分辨率极限是大约2 nm。这个分辨率极限是由于将电子聚焦在标本上所用透镜的限制。利用EM，死细胞的残余在固定和重金属染色后能够看见。电子在通过标本的薄片时发生散射，然后受到检测并投影在荧光屏的图像上。典型情况下，医疗MRI扫描对尺寸为lxlxl mm的立方体(体素)成像。虽然这对于一般人体解剖组织多少是令人满意的，但是l mm的立方体还不够。结果，如果希望清楚地看见细胞的内部，需要的分辨率要精细得多得多。正如以上的讨论，在细胞成像中，当前的MR显微术能够成像的是活动物边长50pm的体素，以及固定的死标本边长10jum的体素。为了看见人体细胞内部的细节，需要边长1 jum或更小的体素。应当理解，在分辨率的这个级别，将接近所关注分子的扩散极限。不过到此为止，微线圏设计在本质上已经成为串绕螺线管谐振器的更小型式。本文介绍的二维梯形网络表示了微结构成像的全新方法，并且能够在微米尺
度上制作。
图16显示了微线圏140的图示，用于细胞级别的核磁共振成像或各个细胞的分光镜检查。形成每个谐振器单元146的导电片142和电容器144的尺寸为微米尺度。多个谐振器单元146为感应耦合，安装在无杂质的生物相容材料上并以无杂质的生物相容材料覆盖。微线圏140的尺寸范围从厘米(cm)尺寸至亚毫米(mm)尺寸，随着技术进步，有可能小于100nm尺寸。
现在转向图17，感应耦合的高通二维梯形网络谐振器阵列的结构可以用于重构用于创建图像的全部基函数。阵列结构谐振模式(即特征函数)的集合形成了允许任何性能良好的函数在整个结构上近似的函数的完全集。这些函数可以描述为实际图像的傅立叶分量。重建图像的步骤为以每个基函数激励所述阵列(步骤200)。做到这一点是通过在每种谐振模式以按该图像后续重构所需的傅立叶系数大小设定的幅度激励所述阵列。例如，参考图4a，可以在每种谐振模式在最低频率开始，以谐振频率和振幅激励该结构，直至每种谐振模式都已经受到激励。拾取线圏记录阵列结构的电流幅度(步骤202)。该幅度对应于傅立叶系数。在图4a的5x5阵列中，有作为傅立叶系数的25个数字。计算傅立叶变换(步骤204)。结果即是被创建的图像。如果同时(即并行地)或者快速地以串行方式以全部谐振模式激励所述结构(如全部特征模式在少于60分之一秒内激励)，所述阵列结构就能够用作成像设备。
简要地返回图4a，模式数目取决于阵列中的单元数目。对于给定的谐振器尺寸，模式位置取决于谐振器单元中的电容量值。换言之，特征值相对于频率的级别能够上下移动。现在转向图18和图19，感应耦合的高通二维梯形网络谐振器阵列可以用于凭证卡应用，其中谐振模式(即阵列的尺寸)、模式频率和谐振模式的振幅可以用于提供相对独特的标记。正如本文所用，术语凭证卡包括身份卡和智能卡。模式的振幅基于电容量值和谐振器单元之间的距离。例如，对十乘十的阵列，存在着一百个特征值。虽然在某些特征值中可能有频率重叠，但是通过改变电容量和谐振器单元之间的距离提供了足够数目的频率独特特征值，对大多数应用提供了独特身份特征。
图18提供了凭证卡300的图示。凭证卡300具有谐振器304的阵列302，位于凭证卡300的内部。阵列302嵌入在外壳306中。外壳306也可以包括标记，比如照片标识308和/或其他标记310，比如条形码、签名、全息层等。外壳可以是隔离阵列302并保护阵列302不被个别人篡改的任何材料。对于智能卡应用，凭证卡300也具有集成电路310 (如"智能"芯片)，位于凭证卡300的内部。阵列302也用作天线，向集成电路310提供电源。
现在转向图19，每张凭证卡300的谐振模式在安全应用程序比如安全数据库中确定并存储。验证凭证卡300所采取的步骤是确定凭证卡阵列302的谐振模式(步骤400 )。做到这一点是通过将身份卡300暴露于频率扫描以确定谐振模式。该谐振模式与存储的谐振模式进行对比(步骤402)。如果匹配，就判定该凭证卡有效(步骤404)。如杲不匹配，就采取适当措施(步骤406)。例如，可以产生警告或警报，确定为什么不匹配，等等。
从以上论述可以看出，对于高场强MRI和安全应用等应用已经介绍了感应耦合的高通二维梯形网络。所述网络的次最高特征值对应于正常模式，所述正常模式在谐振器平面之上给出具有良好的空间均匀性的Bi场。以强耦合"特征模式"限度和弱耦合"相控阵列"限度对感应耦合的二维谐振器阵列的一般问题都已经给出了解决方案。以强耦合限度，所述阵列产生的高频谐振模式能够用于产生传统积分Bi
感应耦合的-高通二维梯形网络也用作身份卡:、'
本文引用的全部参考文献，包括出版物、专利申请和专利，都以相同程度在此引用作为参考，仿佛每篇参考文献都个别地和专门地表明在此引用作为参考并且全文阐述。
在介绍本发明的语境中(尤其是在以下权利要求书的语境中)术语"某个"和"所述"以及类似指称的使用应当解释为涵盖单复数，除非本文中另外指明或者由语境清楚地抵触。术语"包含"、"具有"、"包括"和"含有"应当解释为无限制的术语(即意味着"包括但是不限于")，除非另外注明。本文中数值范围的叙述仅仅力图用作个别地引用落入所述范围的每个单独值的简写方法，除非本文另外指明，而每个单独值并入本说明书时仿佛在本文中个别地引用。本文介绍的全部方法都能够以任何适当的次序执行，除非本文中另外指明或者另外由语境清楚地抵触。任何及全部实例的使用，或者本文提供的示范语言(如"比如")，仅仅力图更好地说明本发明，而不引起对本发明范围的限制，除非另有权利要求指明。本说明书中的任何语言都不应当解释为指明对实践本发明有实质意义的任何非权利要求的要素。
本文介绍了本发明的若干优选实施例，包括发明者已知的实施本发明的最佳模式。本领域的普通技术人员阅读了以上说明后，这些优选实施例的若干变化可能变得显而易见。发明者期望技术人员在适当时采用这样的变化，并且发明者力图使本发明的实践方式有别于本文的具体介绍。所以，本发明包括适用法律允许的、附带的权利要求书中引用主题的全部修改和等效内容。另外，上述要素在其所有可能的 变化中的任何组合都包括在本发明中，除非本文中另外指明或者另外 由语境清楚地抵触。
权利要求
1. 一种高通二维梯形网络谐振器，包括多个感应耦合的谐振器，每个感应耦合的谐振器都包括至少一个具有自感L的导电片，其形状使得导电片每端都连接到电容器，该电容器连接到所述至少一个导电片的另一端。
2. 根据权利要求1的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个感应耦合的谐振器形成不重叠感应耦合谐振器的圆柱形阵列。
3. 根据权利要求2的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述圆 柱形阵列的内径大于人体的外径。
4. 根据权利要求3的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述圆 柱形阵列结合在MRI才几中。
5. 根据权利要求3的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述至 少一个导电片包括多个导电片，所述多个导电片彼此连接，使得所述 多个导电片的每端都连接到电容器。
6. 根据权利要求5的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个导电片的每端都连接到所述电容器，使得所述多个不重叠感应耦合 谐振器的每一个都形成矩形，所述矩形的每个角上都有电容器。
7. 根据权利要求2的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述圆 柱形阵列的内径大于动物躯体的外径。
8. 根据权利要求2的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述圆 柱形阵列的内径大于人手指的外径。
9. 根据权利要求1的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个感应耦合谐振器形成适于套在手上的、基本上是椭圆形的感应耦合 谐振器的阵列。
10. 根据权利要求9的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述基 本上是椭圆形的不重叠感应耦合谐振器的阵列覆盖着电气绝缘材料。
11. 根据权利要求1的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个感应耦合谐振器形成形状适于覆盖人体四肢的、不重叠感应耦合谐振器的阵列。
12. 根据权利要求l的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个感应耦合谐振器的形状适于覆盖头部。
13. 根据权利要求12的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 至少一个导电片包括多个导电片，所述多个导电片彼此连接，使得所 述多个导电片的每端都连接到电容器。
14. 根据权利要求l的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个感应耦合谐振器安装在柔软基质上。
15. 根据权利要求14的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 柔软基质基本上可塑，使得所述高通二维梯形网络谐振器。
16. 根据权利要求14的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 多个感应耦合谐振器覆盖着电气绝缘材料。
17. 根据权利要求l的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个感应耦合谐振器的尺寸使得所述高通二维梯形网络谐振器的尺寸在 大约1厘米与大约100微米之间。
18. 根据权利要求17的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 高通二维梯形网络覆盖着生物相容材料。
19. 根据权利要求l的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个感应耦合谐振器形成内线圏。
20. 根据权利要求19的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 内线圏具有药片大小。
21. 根据权利要求l的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述多 个感应耦合谐振器形成嵌入凭证卡中的阵列。
22. 根据权利要求21的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 凭证卡进一步包括所述凭证卡外表面上的至少一个标识符标记。
23. 根据权利要求22的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 至少一个标识符标记包括照片图像。
24. 根据权利要求21的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 凭证卡进一步包括嵌入所述凭证卡中的集成电路。
25. 根据权利要求21的高通二维梯形网络谐振器，其中，所述 阵列的最小尺寸为五乘五阵列。
26. —种方法，根据权利要求l的高通二维梯形网络谐振器重构 所述高通二维梯形网络谐振器的基函数，包括以下步骤在每种谐振模式下激励所述高通二维梯形网络谐振器； 在每种谐振模式下检测所述高通二维梯形网络谐振器中的电流 幅度；以及使用在每种谐振模式下检测的电流幅度作为傅立叶变换中的傅 立叶系数，计算傅立叶变换。
27. 根据权利要求26的方法，其中，所述检测电流幅度的步骤 包括以拾取线圏检测电流幅度的步骤。
28. 根据权利要求26的方法，其中，所述在每种谐振模式下激 励所述高通二维梯形网络谐振器的步骤包括在每种谐振模式下以设 定为对应于所述谐振模式的特征函数的傅立叶系数大小的幅度，激励 所述高通二维梯形网络谐振器的步骤。
29. 根据权利要求26的方法，其中，所述在每种谐振模式下激 励所述高通二维梯形网络谐振器的步骤包括在每种谐振模式下同时 激励所述高通二维梯形网络谐振器的步骤。
30. —种凭证卡，包括形成阵列的多个感应耦合的谐振器，每个感应耦合的谐振器都包 括至少一个具有自感L的导电片，其形状使得导电片每端都连接到电 容器，该电容器连接到所述至少一个导电片的另一端；以及包含所述阵列的外壳。
31. 根据权利要求30的凭证卡，进一步包括所述外壳中包含的 照片标识。
32. 根据权利要求30的凭证卡，进一步包括至少一个标记。
33. 根据权利要求30的凭证卡，进一步包括嵌入所述凭证卡中 的集成电路。
34. —种方法，根据权利要求30的身份卡验证所述身份卡，包括以下步骤确定所述阵列的谐振模式；将所述谐振模式与身份卡的存储的谐振模式进行对比； 如果匹配则确认所述身份卡有效。
35. 根据权利要求34的方法，其中，所述确定所述阵列的谐振 模式的步骤包括使所述身份卡暴露在频率扫描中的步骤。
36. 根据权利要求34的方法，进一步包括在不匹配时产生警告 的步骤。
37. 根据权利要求34的方法，进一步包括在不匹配时产生警报 的步骤。
38. 根据权利要求34的方法，进一步包括在不匹配时确定为什 么不匹配的步骤。
全文摘要
为高场强MRI和凭证应用而介绍了一种高通二维梯形网络。所述网络的次最高特征值对应于在谐振器平面之上以良好的空间均匀性给出B₁场上升的正常模式。其他特征值也可以用于特定成像应用。以其最基本的形式，所述梯形网络是感应耦合的谐振器的集合，其中阵列的每个单元都由具有自感L的至少一个导电片表示，在沿着每个谐振器的一个或多个点处由电容器C连接。以感应耦合的高通二维梯形网络谐振器阵列的强耦合限度，所述阵列产生的高频谐振模式能够用于产生核磁共振成像中所用的传统积分B₁场，而以弱或零耦合限度则降低到适于并行成像应用的相控阵列。
文档编号G01V3/00GK101467069SQ200680012132
公开日2009年6月24日 申请日期2006年4月14日 优先权日2005年4月15日
发明者亨宁·U·沃斯, 道格拉斯·J·巴尔龙 申请人:康乃尔研究基金会有限公司