一种用于磁共振射频线圈的接收通道合并装置的制作方法

本发明涉及核磁共振波谱和磁共振成像领域，具体涉及一种多通道磁共振射频线圈与磁共振仪器主机的接口适配装置。

背景技术：

射频线圈是磁共振仪器中的重要组件，它承担着对成像原子核发射激励脉冲与接收磁共振信号的作用。实现多通道测量的方法通常有以下几种：

1)为了提高射频线圈的采样灵敏度与成像的信噪比，对于不同的应用目的，目前磁共振仪器中通常配置了多通道相阵列线圈。对于目前技术已经相当成熟的观测核为质子的传统磁共振成像，例如，西门子、飞利浦公司的磁共振仪器主机上会配置有多路信号接收端口和数据处理通道。在多通道线圈连接磁共振仪器主机时，系统会调用和线圈通道数目对应的信号接收端口与数据处理通道，以实现线圈各通道接收到的磁共振信号的并行处理[1](SIEMENS.Technical document volume 1of2,siemens AG,2004.)。这里，使用的方法是多路信号接收端口和相同数目的数据处理通道+数据处理通道。由此，不断复杂化了磁共振仪器结构，也增加了磁共振仪器的造价和使用费用；

2)针对特定的需求，一些磁共振波谱仪或者成像仪器具有除了质子外的其它原子核(例如¹²⁹Xe，²³Na)测量或者成像能力，即具备多核磁共振测量或者成像能力，这些磁共振仪器在传统结构上配置了对应于异核的信号接收通道。但是，这样的异核磁共振信号接收通道可能只有其中的一个。在解决异核磁共振测量与成像的多通道发射与接收的问题上，LI You等人[2](LI You,MAO wen-ping,WANG Hui-wang et al.Design and Implementation of an RF power amplifier used in nuclear magnetic resonance imaging.Chinese journal of magnetic resonance imaging,2011,28(3):326-338.)研制了一种工作于300MHz～500MHz频率范围内的宽频射频功率放大器，它采用多级驱动结合功率放大的机构，包含2个工作模块和基于宽频带定向耦合器的辅助电路，应用于500MHz高分辨率液体NMR谱仪上，实现了高场下¹H与¹³C核频率射频信号的放大。另外在异核信号的接收上，利用宽带前置放大器对接收到的异核磁共振信号进行放大的做法也较为常见，BAO Chang-hong等人[3](BAO Chang-hong,SUNHui-jun,BAO Li-jun et al.Design of Broadband Preamplifier for High-Field NMR Spectrometers.Chinese journal of magnetic resonance imaging,2011,28(2):216-226.)研制了一种工作在15MHz～300MHz频率范围内的宽带前置放大器，用于核磁共振波谱仪上异核磁共振信号的接收。利用工作在宽带的模块代替传统磁共振仪器中工作在点频的模块，传统磁共振的工作频率得到了增宽，这使得磁共振仪器上的线圈接口可以适配多种原子核的成像线圈。也就解决了异核多通道线圈的信号收发问题。但这样的做法存在着一定的缺陷。宽带的设备相较于点频的设备而言，其相关性能指标并不如后者，而且性能较好的宽频设备往往需要较高的成本。

3)G.shajan等人[4](Shajan G,Mirkes C,Buckenmaier K,et al.Three‐layered radio frequency coil arrangement for sodium MRI of the human brain at 9.4Tesla.Magnetic resonance in medicine,2016,75(2):906-916.)在32接收通道的西门子磁共振仪器上测试了他们制作的3层脑部射频线圈。线圈由一个4通道偶极子线圈，一个27通道接收线圈和一个用于对比成像效果的4通道相阵列收发线圈组成。由于磁共振仪器只有32个接收通道，而线圈的总通道数加起来有35个，因此在对比成像用的4通道相阵列线圈上，使用了一个接口装置，它是由4个正交耦合器组合而成，发射的磁共振脉冲信号经过一分二，二分四后变成四路功率相等，且各自之间有90度相位差的信号。信号接收时，信号经过相反的步骤，到达装置的信号输出口。G.shajan等人的做法是基于他们制作的4通道正交相阵列线圈，线圈的四个通道在空间位置上标准正交，因此选用4个正交耦合器组成的接口装置配置在磁共振仪器与线圈之间。但该做法存在着一定的缺陷，该装置中为重复的组件相互拼接，每一个组件的插入损耗在这个过程中会累加，使得不管是在发射还是接收的阶段，能量都有较大的损失。另外，在多通道线圈中，线圈通道之间的耦合是不可避免的，在线圈之间的耦合噪声没有很好地消除时，正交耦合器的发射与接收效率会收到较大的影响。其次，在G.shajan等人制作的该接口装置中，信号是在正交耦合器的输出端合并后被前置放大器放大，这样的做法利用了磁共振仪器接口上自带的前放供电电压，但将多通道线圈的接收信号合并之后再进行放大则在信号放大之前对线圈每一个通道的信号引入了额外的噪声。最后，“正交探测”的概念最早是Hoult DI等人[5](Hoult D I,Chen C N,Sank V J.QUADRATURE DETECTION COILS-A FURTHER[square root]2IMPROVEMENT IN SENSITIVITY.Journal of Computer Assisted Tomography,1984,8(1):193.)提出的，他们认为正交线圈因为产生圆极化的磁场，其探测灵敏度相较于单通道线圈能够将灵敏度提高2倍。但是对于非正交放置的线圈，如果还是使用正交耦合器这样的接口装置，往往不能达到最优的激励与接收效率。

当磁共振仪器的某一成像原子核通道只有一路时，要使用单路通道完成多路射频线圈的信号激励与接收则存在着一定的困难。如果设法在这些单路磁共振仪器上使用多通道射频线圈并得到相较于单通道线圈相近、甚至更好的成像效果，则必须充分利用有限硬件条件。另外，在测试多通道线圈硬件或调试序列的时候，如果能在利用一个信号收发通道实现多通道线圈的激励与接收，则大大简化了硬件以及序列的调试的复杂度。在以上提到的两种情况中，如果能通过某种接口装置，把多通道线圈的接收信号合并于一个单通道接收端口，则可以提供一种有效的测试手段。

技术实现要素：

针对上述现有技术中问题，本发明提供了一种用于磁共振射频线圈的接收通道合并装置，可实现多通道磁共振射频线圈与磁共振仪器主机的单个接收端口间的适配连接。

一种用于磁共振射频线圈的接收通道合并装置，包括第1线圈环路～第n线圈环路，还包括第1通道前置放大器～第n通道前置放大器，还包括第1接收通道移相电路～第n接收通道移相电路，还包括多路合路器，还包括前置放大器供电电路，还包括接口插头，第i线圈环路依次通过第i通道前置放大器、第i接收通道移相电路与多路合路器的输入端连接，多路合路器的输出端与接口插头连接，i∈{1～n}。

如上所述的第i接收通道移相电路为传输线或者为T型电路或者π型电路。

经第1～n个接收通道移相电路移相后输入到多路合路器的输入端的磁共振信号相位相等。

如上所述的多路合路器为威尔金森电路结构的合路器。

如上所述的前置放大器供电电路，用于加载直流偏置电压到多路合路器的输出端，直流偏置电压依次通过多路合路器、第i接收通道移相电路加载在第i通道前置放大器的输出端并为第i通道前置放大器供电。

如上所述的多路合路器的输出端通过隔直流电容与接口插头连接。

如上所述的前置放大器供电电路通过带阻滤波器与多路合路器的输出端连接。

如上所述的第i线圈环路通过第i通道发射接收切换开关与第i通道前置放大器连接，第i通道发射接收切换开关通过第i发送通道移相电路与功分器连接，功分器与接口插头连接。

如上所述的第j-1发送通道移相电路和第j发送通道移相电路的移相角度差与第j-1线圈环路和第j线圈环路在空间中产生的B1场矢量的夹角相同，其中，j∈{2～n}。

一种用于磁共振射频线圈的接收通道合并装置为适配多通道线圈的相邻线圈环路在空间中产生的B1场矢量的夹角不相等的发射/接收共用的多通道线圈情况中的应用。

综上，多通道线圈的各路前置放大器的输出信号经移相电路与合路器相连，合路器输出端的一分支连接前置放大器供电电路，另一分支作为一根MRI接收信号线汇入接口插头。多通道线圈的各路发射信号线及发射/接收控制线也汇入接口插头。接口插头与磁共振系统连接端口相连。

本发明既可用于发射/接收共用线圈，也可用于单接收线圈。本发明不涉及信号发射部分，无论是哪一种发射方式，均可配适本装置，但是如果是在非均匀相位激励会更有效率的情况，例如正交线圈需要改造的情景，为了更高的激发效率，也涉及了对发射通道相位的调整。

与现有技术相比，本发明具有下列特点：

本装置利用了尽可能少的组件把多通道磁共振射频线圈的接收信号合并为单路信号，实现多通道线圈与主机单个接收端口之间的适配连接。

本装置利用的威尔金森结构电路具有较好的端口隔离度，配合移相器用于信号合成时，线圈通道间耦合的影响较小。

本装置的前置放大器供电电路可以同时对线圈每一个通道的前置放大器进行供电，并且相关电路结构简单可靠。另外，把线圈每一个通道的信号放大之后再进行合并，避免了后级电路的噪声被放大。

本装置的可用于在不均匀相位间隔的激发方式下信号的单端口高效接收。特别是对于两通道非正交放置的线圈，相较于传统的正交激发和接收，结合本装置采用的非正交发射与接收的方式得到信号的灵敏度更高。

综上，本装置充分利用了相阵列线圈灵敏度高的特点，在单路接收装置上实现较好质量的磁共振成像，结构简单，适应性强。

附图说明

图1是本发明装置在使用中的结构示意图。

图中：1-移相电路；2-多路合路器；3-前置放大器供电电路；4-接口插头；5-多通道线圈；6-前置放大器。

图2是第二实施例的整体结构及连接关系示意图。

图中：112-第1接收通道移相电路；122-第2接收通道移相电路；132-第3接收通道移相电路；142-第4接收通道移相电路；2-多路合路器；3-前置放大器供电电路；4-接口插头；501-第1线圈环路；502-第2线圈环路；503-第3线圈环路；504-第4线圈环路；601-第1通道前置放大器；602-第2通道前置放大器；603-第3通道前置放大器；604-第4通道前置放大器；7-带阻滤波器；8-隔直流电容。

图3是第四实施例的整体结构及连接关系示意图。

图中：111-第1发送通道移相电路；121-第2发送通道移相电路；112-第1接收通道移相电路；122-第2接收通道移相电路；2-多路合路器；3-前置放大器供电电路；4-接口插头；501-第1线圈环路；502-第2线圈环路；601-第1通道前置放大器；602-第2通道前置放大器；7-带阻滤波器；8-隔直流电容；9-两路功分器；1001-第1通道发射接收切换开关；1002-第2通道发射接收切换开关。

图4是第四实施例中两路功分器的示意图。

图中：11-输入端口；1201-第一输出端口；1202-第二输出端口。

具体实施方式

参照图1，本发明中的磁共振线圈接收装置，可以用于一些具有多核成像能力，但只有一个异核信号接收通道的磁共振仪器，亦或是用于对常规质子成像中的一路质子信号接收通道连接多通道线圈进行适配。最终实现多通道磁共振射频线圈连接单个接收通道磁共振仪器主机的接口转换。

为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图1～4分别对本发明的四种具体实施方式(相邻线圈环路的接收相位差相等的n通道线圈情况、相邻线圈环路的接收相位差相等的4通道线圈情况、相邻线圈环路在空间中产生的B1场矢量的夹角不相等n通道发射/接收共用线圈情况、相邻线圈环路在空间中产生的B1场矢量的夹角不相等的两通道发射/接收共用线圈情况)做详细的说明。

实施例1

本实施例中，所述的发明装置用于适配相邻线圈环路的接收相位差相等的多通道接收线圈。，这往往对应于各线圈通道的位置和方向呈轴对程分布包围被测空间的情况目的是将多通道线圈5各个线圈环路接收到的信号合并为一路，送入对某成像原子核只具备一个接收通道的磁共振仪器中。

一种用于磁共振射频线圈的接收通道合并装置，包括第1接收通道移相电路～第n接收通道移相电路，还包括多路合路器2，还包括前置放大器供电电路3，还包括接口插头4。

第i线圈环路依次通过第i通道前置放大器、第i接收通道移相电路与多路合路器2的输入端连接，多路合路器2的输出端通过隔直流电容8与接口插头4连接，其中n为线圈通道数，i∈{1～n}。

优选的，第j接收通道移相电路和第j+1接收通道移相电路的相位相差360度/n，其中，n为线圈通道数，j∈{1～(n-1)}。经第1～n个接收通道移相电路移相后输入到多路合路器2的输入端的信号相位相等。

常规情况下，磁共振仪器内部自带的直流偏置电压通过接口插头中的信号接收线连接于线圈的前置放大器的输出端并对其进行供电。本实施例中，每个线圈通道均配备有各自的前置放大器6，因此为了避免磁共振仪器连接线圈的接口过载，设置了外接的前置放大器供电电路3连接于多路合路器2的输出端，多路合路器2选用n输入接口的威尔金森电路结构合路器，第i接收通道移相电路为传输线，通过控制传输线的长度对移相的角度进行设置。前置放大器供电电路3连接于多路合路器2的输出端，前置放大器供电电路3输出的直流偏置电压加载在多路合路器2的输出端并传递到多路合路器2的输入端，直流偏置电压再通过与多路合路器2的输入端连接的第i接收通道移相电路加载在第i通道前置放大器的输出端，进而进入第i通道前置放大器并对第i通道前置放大器供电，前置放大器6可使用Shajan G等人[6](Shajan G,Hoffmann J,Budde J,et al.Design and evaluation of an RF front‐end for 9.4T human MRI[J].Magnetic resonance in medicine,2011,66(2):594-602.)的工作中，图3.B使用的前置放大器结构。

优选的，还包括带阻滤波器7，带阻滤波器7为一个谐振在磁共振信号频率上的LC并联回路，用于阻断磁共振信号流向前置放大器供电电路3。隔直流电容8用于隔断驱动电源直流流入磁共振仪器。

实施例2

本实施例描述了相邻线圈环路彼此间的接收相位相差90度的四通道线圈情况下，四路信号合并为一路的具体实施方式。

一种用于磁共振射频线圈的接收通道合并装置，采用的多通道线圈5为一个四通道接收线圈，多路合路器2为一个四端口的四路合路器。

如图2所示，多通道线圈5包括第1线圈环路501、第2线圈环路502、第3线圈环路503、第4线圈环路504。

前置放大器6包括第1通道前置放大器601、第2通道前置放大器602、第3通道前置放大器603、第4通道前置放大器604。

第1线圈环路501与第1通道前置放大器601连接，第1通道前置放大器601的信号输出端通过第1接收通道移相电路112与多路合路器2连接。

第2线圈环路502与第2通道前置放大器602连接，第2通道前置放大器602的信号输出端通过第2接收通道移相电路122与多路合路器2连接。

第3线圈环路503与第3通道前置放大器603连接，第3通道前置放大器603的信号输出端通过第3接收通道移相电路132与多路合路器2连接。

第4线圈环路504与第4通道前置放大器604连接，第4通道前置放大器604的信号输出端通过第4接收通道移相电路142与多路合路器2连接。

第1接收通道移相电路112的移相角度为-90度；

第2接收通道移相电路122的移相角度为180度；

第3接收通道移相电路132的移相角度为90度；

第4接收通道移相电路142的移相角度为0度。

多路合路器2为四端口威尔金森电路结构的合路器。

移相电路1可以为不同长度的传输线，根据每个通道不同的移相角度以及磁共振信号频率，来确定传输线的长度。移相电路1也可以为集总原件构成的π型/T型电路。

为了减小了信号在进入前置放大器6前引入噪声的可能性，线圈的四个通道分别配置了前置放大器，因此为了避免磁共振仪器连接线圈的接口过载，装置中提供额外的前置放大器供电电路3连接于多路合路器2的输出端，前置放大器供电电路3输出的直流偏置电压加载在多路合路器2的输出端并传递到多路合路器2的输入端，直流偏置电压再通过与多路合路器2的输入端连接的4个接收通道移相电路分别加载在对应的4个前置放大器的输出端，进而分别进入4个前置放大器并分别对4个前置放大器供电。前置放大器6可使用Shajan G等人[6](Shajan G,Hoffmann J,Budde J,et al.Design and evaluation of an RF front‐end for 9.4T human MRI[J].Magnetic resonance in medicine,2011,66(2):594-602.)的工作中，图3.B使用的前置放大器结构。

优选的，还包括带阻滤波器7，带阻滤波器7为一个谐振在磁共振信号频率上的LC并联回路，用于阻断磁共振信号流向前置放大器供电电路3，隔直流电容8用于隔断驱动电源直流流入磁共振仪器。

实施例3

本实施例中，所述的发明装置用于适配多个线圈环路在空间产生的B1场矢量的夹角不相等的发射/接收共用的多通道线圈5。此时为了提高激发效率和采集信号的灵敏度，需要特别的修改发射与接收通路。目的是在使多通道线圈5各个线圈环路接收到的信号合并为一路的同时，保证线圈有着最优的激发效率。

一种用于磁共振射频线圈的接收通道合并装置，包括第1接收通道移相电路～第n接收通道移相电路，还包括多路合路器2，还包括前置放大器供电电路3，还包括接口插头4。

第i线圈环路依次通过第i通道前置放大器、第i接收通道移相电路与多路合路器2的输入端连接，多路合路器2的输出端通过隔直流电容8与接口插头4连接，i∈{1～n}。

优选的，第i线圈环路通过第i通道发射接收切换开关与第i通道前置放大器连接，第i通道发射接收切换开关通过第i发送通道移相电路与功分器9连接，功分器9与接口插头4连接。

优选的，第j-1发送通道移相电路和第j发送通道移相电路的移相角度差与第j-1线圈环路和第j线圈环路的夹角相同。

优选的，第j-1接收通道移相电路和第j接收通道移相电路的移相角度差与第j-1线圈环路和第j线圈环路的夹角相同，其中，j∈{2～n}。经第1～n个接收通道移相电路移相后输入到多路合路器2的输入端的信号相位相等。

常规情况下，磁共振仪器内部自带的直流偏置电压通过接口插头中的信号接收线连接于线圈的前置放大器的输出端并对其进行供电。本例中，每个线圈通道均配备有各自的前置放大器6，因此为了避免磁共振仪器连接线圈的接口过载，设置了外接的前置放大器供电电路3连接于多路合路器2的输出端，多路合路器2选用n输入接口的威尔金森电路结构合路器，第i接收通道移相电路为传输线，通过控制传输线的长度对移相的角度进行设置。前置放大器供电电路3连接于多路合路器2的输出端，前置放大器供电电路3输出的直流偏置电压加载在多路合路器2的输出端并传递到多路合路器2的输入端，直流偏置电压再通过与多路合路器2的输入端连接的第i接收通道移相电路加载在第i通道前置放大器的输出端，进而进入第i通道前置放大器并对第i通道前置放大器供电，前置放大器6可使用Shajan G等人[6](Shajan G,Hoffmann J,Budde J,et al.Design and evaluation of an RF front‐end for 9.4T human MRI[J].Magnetic resonance in medicine,2011,66(2):594-602.)的工作中，图3.B使用的前置放大器结构。

优选的，还包括带阻滤波器7，带阻滤波器7为一个谐振在磁共振信号频率上的LC并联回路，用于阻断磁共振信号流向前置放大器供电电路3。隔直流电容8用于隔断驱动电源直流流入磁共振仪器。

实施例4

本实施例描述了双通道线圈的线圈环路在空间中产生的B1场矢量的夹角非正交，两路信号合并为一路的具体实施方式。此时为了提高激发效率和采集信号的灵敏度，需要特别的修改发射与接收通路。

一种用于磁共振射频线圈的接收通道合并装置，采用的多通道线圈5为一个发射接收一体的双通道线圈，多路合路器2为一个双端口的两路合路器。

常规的双通道正交线圈一般通过一个具有两端口的正交耦合器(hybrid)模块与磁共振仪器主机的一个发射端口和一个接收端口相连。在信号发射阶段，由正交耦合器(hybrid)把发射信号的功率等分为两路且两路发射信号具有90度相位差以实现正交激发，在信号接收阶段，又由正交耦合器(hybrid)将两路有90度相位差的磁共振信号进行合并以实现正交接收。但在一些应用场景中，由于被试样品形状、体积等因素，以正交的角度设置线圈并不是最优的方案，此时，具有特定角度的非正交的线圈设置和激发方案往往更有效率。这时采用正交耦合器(hybrid)无法实现相应功能，因而需要不同的接口方案。

本实施例中，假设两个线圈在空间中产生的B1场矢量的夹角为60度。可以证明在信号激励过程中，当两线圈激励信号的相位差与两个线圈在空间中产生的B1场矢量的夹角相等时，线圈产生的椭圆极化场的同向圆极化分量最大。采用两通道功分器9与发射接收切换开关10配合本发明实施例中的两通道接收合并装置可以实现双通道线圈的非正交发射和单通道接收的功能。

如图2所示，多通道线圈5包括第1线圈环路501、第2线圈环路502。

收发切换开关10包括第1通道发射接收切换开关1001、第2通道发射接收切换开关1002。

前置放大器6包括第1通道前置放大器601、第2通道前置放大器602。第1线圈环路501与第1通道发射接收切换开关1001连接，第1通道发射接收切换开关1001的信号输入端通过第1发送通道移相电路111与两路功分器9连接；第1通道发射接收切换开关1001的信号输出端与第1通道前置放大器601的输入端相连，再通过第1接收通道移相电路112与多路合路器2连接。

第2线圈环路502与第2通道发射接收切换开关1002连接，第2通道发射接收切换开关1002的信号输入端通过第2发送通道移相电路121与两路功分器9连接；第2通道发射接收切换开关1002的信号输出端与第2通道前置放大器602的输入端相连，再通过第2接收通道移相电路122与多路合路器2连接。

第1发送通道移相电路111的移相角度为0；

第2发送通道移相电路121的移相角度为60度；

第1接收通道移相电路112的移相角度为60度；

第2接收通道移相电路122的移相角度为0。

多路合路器2为两端口威尔金森电路结构的合路器。

移相电路1为不同长度的传输线，根据每个通道不同的移相角度以及磁共振信号频率，来确定传输线的长度。

为了减小了信号在进入前置放大器6前引入噪声的可能性，避免磁共振仪器连接线圈的接口过载，装置中提供额外的前置放大器供电电路3连接于多路合路器2的输出端，前置放大器供电电路3输出的直流偏置电压加载在多路合路器2的输出端并传递到多路合路器2的输入端，直流偏置电压再分别通过与多路合路器2的输入端连接的2个接收通道移相电路加载在对应的2个前置放大器的输出端，进而进入2个前置放大器并分别对2个道前置放大器供电，前置放大器6可使用Shajan G等人[6](Shajan G,Hoffmann J,Budde J,et al.Design and evaluation of an RF front‐end for 9.4T human MRI[J].Magnetic resonance in medicine,2011,66(2):594-602.)的工作中，图3.B使用的前置放大器结构。

优选的，还包括带阻滤波器7，带阻滤波器7为一个谐振在磁共振信号频率上的LC并联回路，用于阻断磁共振信号流向前置放大器供电电路3，隔直流电容8用于隔断驱动电源直流流入磁共振仪器。

以上为本发明的一部分具体实施方式，本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到的变化和替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。