可折叠线圈阵列的制作方法

本申请要求提交于2016年5月31日的美国专利申请15/169183的优先权，该申请的全文以引用的方式并入本文。

背景技术：

本文公开的主题的实施例涉及非侵入式诊断成像，并且更具体地，涉及磁共振成像系统。

磁共振成像(mri)是在不需要使用x射线或其他电离辐射的情况下可以生成人体内部的图像的一种医学成像方法。mri使用强力磁体而来形成均匀静态强磁场。当人体或者人体的一部分放置在主磁场中时，与水或脂肪组织中的氢核关联的核自旋变得极化。这意味着，与这些自旋关联的磁矩变得优选沿着主磁场方向对齐，从而导致沿着此轴线的小净组织磁化。mri系统还包括称为梯度线圈的部件，当电流施加到所述梯度线圈上时，所述梯度线圈生成振幅较小、在空间上变化的磁场。通常，梯度线圈经设计以产生磁场分量，所述磁场分量沿着z轴对齐，并且随沿着x、y、或z轴中的一个的位置在幅度上发生线性变化。梯度线圈效果在于在磁场强度上并且进而沿着单轴在核自旋的共振频率上形成小的斜坡(ramp)。具有正交轴的三个梯度线圈用于通过在身体中的每个位置处形成标记共振频率(signatureresonancefrequency)来对mri信号“在空间上编码”。射频(rf)线圈用于在氢核的共振频率处或附近形成rf能量脉冲。rf线圈用于以受控方式将能量添加到核自旋中。当核自旋随后驰豫回到其静止能量状态时，其以rf信号形式释放能量。此种信号由mri系统检测出并且使用计算机和已知的重建算法变换成图像。

rf线圈阵列的大小设定可以包括在要成像的感兴趣区域的适当覆盖与合适的信噪比之间进行折衷。例如，rf线圈阵列需要足够大以从感兴趣的解剖区域接收mr信号。另一方面，rf线圈阵列不能做得太大，否则阵列的信噪比(snr)将会因大线圈阵列和大尺寸线圈元件的较差拟合因子而降级。由于患者体型变化巨大，这种折衷变得复杂。给定rf线圈阵列可能太小而不能为体型大的患者提供足够覆盖，但是相同的线圈阵列也有可能太大而不适合体型小的患者，并且导致低snr或不良图像质量。因此，一个固定大小的线圈阵列可能不适合于所有患者。然而，与多个不同大小的rf线圈阵列相关联的成本和复杂性可能妨碍使用不同大小的线圈，因此使至少一些患者的成像劣化。

技术实现要素：

在一个实施例中，一种可折叠射频(rf)线圈阵列包括：第一rf线圈，所述第一rf线圈被配置成沿着第一轴线产生磁场，所述第一rf线圈具有第一表面；第二rf线圈，所述第二rf线圈被配置成沿着与所述第一轴线正交的第二轴线产生磁场，所述第二rf线圈具有第二表面；以及第一可折叠互连件，所述第一可折叠互连件将所述第一rf线圈耦合到所述第二rf线圈。在展开配置中，所述第一可折叠互连件被配置成以第一重叠量将所述第一rf线圈耦合到所述第二rf线圈，并且其中所述第一表面和所述第二表面面向共同方向，并且在折叠配置中，所述第一可折叠互连件被配置成以大于所述第一重叠量的第二重叠量将所述第一rf线圈耦合到所述第二rf线圈，并且其中所述第一表面与所述第二表面在面对面的位置中。

应了解，以上简要说明用于简要介绍在具体实施方式中进一步描述的一系列概念。它并不用于确定本发明主题的关键特征或必要特征，本发明主题的范围仅由具体实施方式之后的权利要求书来限定。此外，要求保护的主题并不限于解决上文或本公开案的任何部分中指出的任何缺点的实施方式。

附图说明

参考附图阅读以下对非限定性实施例的描述可以更好地理解本发明，其中：

图1示出了mri系统的概略表示。

图2a和图2b示意性地示出示例射频(rf)线圈几何形状。

图3a至图4b示意性地示出示例可折叠式rf线圈阵列。

图5是包括可折叠式rf线圈阵列的磁共振成像(mri)的接收段的实施例的方框图。

图6是图5中所示的接收区段的一部分的示意图，其示出了接收段的rf接收器线圈的实施例和对应的前置放大器的实施例。

图7是示出图6中示出的前置放大器的实施例的示意图。

图8是示出用于操作具有可折叠式rf线圈阵列的mri系统的方法的流程图。

具体实施方式

以下说明涉及医疗成像系统的多个实施例。具体地，提供了用于可折叠射频(rf)线圈阵列的方法和系统。图1中提供了可用于获取图像的磁共振成像(mri)系统的实例。图1的mri系统可包括一个或多个如图3a至图4b所示的可折叠rf线圈阵列。一个或多个可折叠rf线圈阵列可以包括具有环形和蝶形几何形状的rf线圈，例如图2a和图2b中所示的蝶形和环形线圈。可折叠rf线圈阵列的每个rf线圈可以是包括如图5至图7所示前置放大器的接收电路的一部分。由可折叠rf线圈阵列接收的mr信号可用于根据图8中所示的方法来重建感兴趣的区域的图像。

如前所示，mri成像系统使用rf线圈来获取被扫描物体的感兴趣的区域的图像信息。生成的所得图像示出感兴趣的区域的结构和功能。常规的mri成像系统可包括具有多个线圈元件的多通道线圈阵列。由多通道阵列线圈检测到的信号由计算机处理，以产生要成像的物体的mr图像。在操作期间，多个线圈元件可以与其他线圈元件电感地或电容地去耦。此外，多个线圈元件可以彼此维持固定距离，以维持期望线圈隔离。因此，常规rf线圈的总体覆盖也是固定的。然而，rf阵列的大小通常设定为用于具有平均体型的患者。因此，如果患者比普通患者的体型更大或更小，那么rf线圈阵列就可能会太大或太小而不能适当地适合患者。因此，在操作中，rf线圈可能无法提供关于要成像的患者的足够的信息。为了适应体型更大和更小的患者，一些医疗设施可以选择购买具有不同大小的rf阵列线圈以适应具有不同体型的患者。然而，这种rf线圈阵列的成本可能限制能够消耗购买具有不同大小的rf线圈阵列所需的额外资金的医疗提供者的数量。

根据本文公开的实施例，可折叠rf线圈阵列可在部分重叠配置(也被称为展开配置)和完全重叠配置(也被称为折叠配置)之间调整。在部分重叠、展开配置中，rf线圈阵列可以更长或更宽，以适应体型相对大的患者的成像或允许对解剖结构的相对大的部分的成像。在完全重叠、折叠配置中，rf线圈阵列可以更短或更窄，以适应对体型较小的患者或解剖结构的较小部分的成像。操作员可容易地调整可折叠rf线圈阵列的配置，从而不必持有多个不同大小的rf线圈阵列，并且因此降低成本。

现在转到附图，并且首先参考图1，磁共振成像(mri)系统10示意性地示出为包括扫描仪12、扫描仪控制器电路14和系统控制电路16。虽然mri系统10可以包括任何合适的mri扫描仪或检测器，但是在所示的实施例中，所述系统包括全身扫描仪，该全身扫描仪包括成像体积18，台面20可以定位到所述成像体积中以将患者22放置在期望位置进行扫描。扫描仪12可以另外地或替代地被配置成瞄准某些解剖结构，例如头部或颈部。

扫描仪12可以包括一系列相关联的线圈，所述线圈用于产生受控磁场、用于生成射频(rf)激励脉冲并且用于响应于这类脉冲检测来自所述患者体内的旋磁材料的发射。在图1的概略视图中，提供了主磁体24，所述主磁体用于产生通常与成像体积18对准的主磁场。一系列的梯度线圈26、28和30组成一个或多个梯度线圈组件，以用于在检查序列期间产生受控的磁梯度场，如下面更全面地描述的。提供rf线圈32来产生用于激发旋磁材料的rf脉冲。大体如参考标号34所指示，可以以任何适当的方式向扫描仪12供电。在图1中所示的实施例中，rf线圈32也可用作接收线圈。因此，可以将rf线圈32以无源模式和有源模式与接收和驱动电路进行耦合，以分别用于接收来自旋磁材料的发射和施加rf激励脉冲。或者，可以提供与rf线圈32分开的各种构造的接收线圈。这类线圈可以包括特别适于目标解剖学的结构，如头部线圈组件等。此外，可以将接收线圈提供成任何合适的物理构造，包括相控阵列线圈等。

在本配置中，梯度线圈26、28和30可以由导电线、条或板形成，所述导电线、条或板被缠绕或切割以形成线圈结构，该线圈结构在施加控制脉冲时产生梯度场。梯度线圈组件内的所述线圈的放置可以若干不同的次序和不同的构造来进行，并且扫描仪12可以进一步包括互补梯度线圈(以下面描述的方式)来屏蔽梯度线圈26、28和30。通常，z梯度线圈26可以位于最外侧位置，并通常形成为螺线管状结构，所述螺线管状结构对rf磁场的影响相对较小。梯度线圈28和30可以分别是x轴和v轴线圈。

扫描仪12的梯度线圈26、28和30可以由外部电路控制来产生所需的场和脉冲，并且以受控方式读取来自旋磁材料的信号。当通常结合在患者组织中的材料经受主场时，组织中的顺磁核(paramagneticnuclei)的各个磁矩部分地与场对准。虽然净磁矩在极化场的方向上产生，但是在垂直平面中的矩的随机取向的分量通常彼此抵消。在检查序列期间，rf线圈32可以在感兴趣的材料的拉莫尔频率处或附近产生rf脉冲，从而导致净对准矩的旋转以产生净横向磁矩。此横向磁矩围绕主磁场方向进行，从而发射由扫描仪12检测到的rf信号，并进行处理以重建期望图像。

梯度线圈26、28和30可用于产生精确受控的磁场，所述磁场的强度随预定义的视场而变化，所述磁场通常具有正极性和负极性。当用已知的电流来励磁每个梯度线圈26、28或30时，所产生的磁场梯度叠加在主磁场上，并且横越视场范围产生磁场强度的轴向分量的所需的线性变化。所述场可以在一个方向上线性变化，但在其他两个方向上可以是均匀的。三个梯度线圈26、28和30的变化方向可以具有相互正交的轴，从而允许以三个梯度线圈26、28和30的适当组合在任意方向上施加线性场梯度。

可以存在一个或多个屏蔽线圈，诸如屏蔽线圈31。屏蔽线圈31包括多匝导电材料，所述多匝导电材料被配置成在与相应的梯度线圈(诸如线圈30)相反的方向上载送电流。与初级线圈一样，屏蔽线圈包括屏蔽x线圈、屏蔽v线圈和屏蔽z线圈。屏蔽线圈31被配置成产生磁场，该磁场基本上与由初级线圈针对屏蔽线圈31外部的区域形成的场相反。例如，屏蔽线圈31被设计成使来自初级线圈的杂散场最小化，否则可能在其他导电结构(诸如低温恒温器(未示出))中引起涡电流。重要的是最小化涡电流的产生，以防止产生时变磁场，否则磁场会对mri系统的性能产生负面影响。

脉冲梯度场可以执行成像过程所不可或缺的各种功能。这些功能中的一些功能是层面选择、频率编码和相位编码。这些功能可以沿着原始坐标系的x轴、v轴和x轴应用，或沿着施加到单独的场线圈的脉冲电流的组合所确定的其他轴线施加。

层面选择梯度场可以确定患者体内要成像的一块组织或解剖结构，并且可以与频率选择rf脉冲同时施加以激发可以以相同频率进动的已知体积的自旋。层面厚度可以由rf脉冲的带宽和跨视场的梯度强度确定。

频率编码梯度(也被称为读出梯度)通常在垂直于层面选择梯度的方向上施加。通常，频率编码梯度在由rf激励产生的mr回波信号形成之前和期间施加。在此梯度的影响下，旋磁材料的自旋根据它们沿梯度场的空间位置进行频率编码。通过傅里叶变换，所获取的信号可以通过频率编码来分析以识别它们在所选择的层面中的位置。

最后，通常在读出梯度之前和层面选择梯度之后应用相编码梯度(phaseencodegradient)。通过使用在数据采集序列期间顺序地施加的略微不同的梯度幅度来顺序地诱导材料的进动质子的相变化来实现在相编码方向上旋磁材料中的自旋定位。相编码梯度允许根据材料在相编码方向上的位置在材料的自旋间产生相差。

可以为采用上述示例性梯度脉冲功能以及此处未明确描述的其他梯度脉冲功能来设计脉冲序列的许多变化。此外，可以对脉冲序列进行调整以适当地为所选择的层面以及频率和相编码进行定向以激发期望的材料并获取所得的mr信号以进行处理。

扫描仪12的线圈由扫描仪控制电路14控制，以产生期望的磁场和射频脉冲。在图1的概略图中，控制电路14因此包括控制电路36以用于命令在检查期间采用的脉冲序列，并用于处理接收到的信号。控制电路36可以包括合适的可编程逻辑装置，诸如cpu或数字信号处理器。此外，控制电路36可以包括存储器电路38，诸如用于存储在由扫描仪12实施的检查序列期间使用的物理和逻辑轴线配置参数、检查脉冲序列描述、所获取的图像数据、编程例程等的易失性和/或非易失性存储器装置。

控制电路36与扫描仪12的线圈之间的接口可以由放大和控制电路40并由发射与接收接口电路42来管理。放大和控制电路40包括用于每个梯度场线圈26、28和30的放大器，以响应于来自控制电路36的控制信号而供给驱动电流。接收接口电路42包括用于驱动rf线圈32的额外放大电路。此外，在rf线圈32用于发射rf激励脉冲和接收mr信号的情况下，接收接口电路42可以包括用于在有源或传输模式与无源或接收模式之间切换rf线圈的开关装置。通常由图1中的附图标记34表示的电源提供用于激励主磁体24。最后，扫描仪控制电路14包括用于与系统控制电路16交换配置和图像数据的接口部件44。

系统控制电路16可以包括范围广泛的装置以用于促进操作员或放射科医师经由扫描仪控制电路14与扫描仪12之间的交互。在所示的实施例中，例如，以采用通用或专用计算机的计算机工作站的形式提供操作员工作站46。操作员工作站46通常还包括用于存储检查脉冲序列描述、检查协议、用户和患者数据、原始和已处理的图像数据等的存储器电路。操作员工作站46还可以包括各种接口和外围驱动器以用于接收数据和与本地和远程装置交换数据。在所示的实施例中，此类装置包括监视器48、常规的计算机键盘50和诸如鼠标52的替代输入装置。提供了打印机54来产生根据所采集的数据重建的文件和图像的硬拷贝输出。另外，系统10可以包括各种本地和远程图像访问和检查控制装置，所述装置通常由图1中的附图标记56表示。这些装置可以包括图片存档和通信系统(pacs)，远程放射学系统(telerad)等。

图2a和图2b示出了可以在本公开的rf线圈阵列中使用的示例rf线圈几何结构的示意图。图2a是示出由蝶形线圈62产生的磁场的图60。蝶形线圈62可包括“8”字形几何形状，从而在蝶形线圈被驱动时产生所示的磁场。生成整体b1场64，所述场具有沿着第一轴线(例如，所示的图中的x轴或水平轴线)的方向性。在蝶形线圈的脉冲期间，施加旋转的rf磁场b1，以将由主磁体产生的主磁场(b0)的磁化倾斜到横切b0的平面中。当蝶形线圈62处于接收模式时，蝶形线圈并非因来自电压源的脉冲而产生所示的磁场，而是可能对所示的方向上的磁通量敏感。

图2b是示出由环形线圈72产生的磁场的图70。环形线圈72可以包括单个环形几何结构，当环形线圈被驱动时产生所示的磁场。生成整体b1场74，所述场具有沿着第二轴线(例如，在所示的图中的v轴或垂直轴线)的方向性。在环形线圈的脉冲期间，施加旋转的rf磁场b1，以将由主磁体产生的主磁场(b0)的磁横切化倾斜到b0的平面中。蝶形线圈62产生与由环形线圈72产生的b1场正交的b1场。当环形线圈72处于接收模式时，环形线圈并非因来自电压源的脉冲而产生所示的磁场，而是可能对所示的方向上的磁通量敏感。

图3a和图3b示出了被配置成以展开配置或折叠配置操作的示例性rf线圈阵列110。rf线圈阵列110可以是图1的rf线圈32的非限制性实例，并且可以被配置成仅接收的线圈阵列。

图3a示出处于展开配置100中的rf线圈阵列110。rf线圈阵列110包括布置成行的多个单独rf线圈。rf线圈可以是表面线圈元件，其包括通常柔性的扁平导电材料，例如镀锡铜。rf线圈可以安装在柔性基板上(图3a中未示出)。柔性基板可以由基本上rf透明的材料制成。例如，基板可以由布料或具有柔性的任何其他合适的材料制成以使rf线圈能够如本文所述重新定位。

如图所示，rf线圈阵列110包括五个单独的rf线圈，第一rf线圈112、第二rf线圈114、第三rf线圈116、第四rf线圈118和第五rf线圈120，但是在不背离本公开的范围的情况下可以包括更多或更少的线圈。第一rf线圈112、第三rf线圈116和第五rf线圈120可以各自具有环形线圈几何形状，因此可以沿着第一轴线产生b1磁场，所述磁场在一个实例中可平行于线圈阵列的纵轴。第二rf线圈114和第四rf线圈118可以各自具有蝶形线圈几何形状，因此可以沿着与第一轴线正交的第二轴线产生b1磁场。在一个实例中，第二轴线可垂直于线圈阵列的纵轴。

第一rf线圈112、第二rf线圈114、第三rf线圈116、第四rf线圈118和第五rf线圈120中的每一个可以具有在展开配置中面向共同方向(例如，向上/向外)的第一表面和与第一表面相对的第二表面，在展开配置中所述第二表面面向柔性基板。此外，每个蝶形线圈可以具有位于蝶形线圈中心的交叉区域115。在展开配置中，第一rf线圈112不与交叉区域115重叠。同样地，第五rf线圈120不与第四rf线圈118的交叉区域重叠。

第一rf线圈112可以经由第一可折叠互连件122耦合到第二rf线圈114。第一可折叠互连件122可包括铰链或其他机构，以允许手动地调整第一rf线圈112相对于第二rf线圈114的位置。同样地，第五rf线圈120可以经由第二可折叠互连件124耦合到第四rf线圈118。第二可折叠互连件124可包括铰链或其他机构，以允许手动调整第五rf线圈120相对于第四rf线圈118的位置。在其他实例中，可以省去可折叠互连件，并且可以提供导轨或其他耦合元件以促进第一rf线圈和第五rf线圈的滑动。

当处于展开配置100时，rf线圈阵列110可具有从第一rf线圈112的第一最外边缘到第五rf线圈120的第二最外边缘限定的总长度l1。rf线圈阵列110中的rf线圈可以对称地布置，使得第一rf线圈112与第三rf线圈116之间的距离d1等于第三rf线圈116与第五rf线圈120之间的距离。如图所示，距离d1包括从第一rf线圈112的中心点到第三rf线圈116的中心点的距离。第二距离d2可以包括从第二rf线圈的中心点到第四rf线圈118的中心点的距离。

如图所示，rf线圈阵列110的每个rf线圈与至少一个其他rf线圈重叠。例如，第一rf线圈112与第二rf线圈114重叠，第二rf线圈114与第一rf线圈112和第三rf线圈116重叠，第三rf线圈与第二rf线圈114和第四rf线圈118重叠，第四rf线圈与第三rf线圈116和第五rf线圈120重叠，并且第五rf线圈与第四rf线圈118重叠。基于期望的成像参数和系统配置，每个rf线圈可以与相邻的rf线圈重叠适当的量。然而，重叠量可以相对小，使得相邻的rf线圈彼此不重叠超过rf线圈各自宽度的50％。例如，第一rf线圈112可以与第二rf线圈重叠相当于第一rf线圈112的总宽度的10％的量。如图所示，第一rf线圈112具有宽度w1，并且重叠宽度111可以构成w1的10％。

在一些实例中，可以布置一个或多个rf线圈，使得在该rf线圈和相邻的rf线圈之间不会出现重叠；在一个实例中，当处于展开配置时，rf线圈阵列110的任何rf线圈之间不存在重叠。

图3b示出了处于折叠配置150中的rf线圈阵列110。为了将rf线圈阵列110从展开配置移动到折叠配置，操作员可以手动地将第一rf线圈112从展开的第一位置移动到折叠的第二位置，使得第一可折叠互连件122摆动、折叠或以其他方式铰接，以便促进第一rf线圈112的移动。当处于折叠的第二位置时，第一rf线圈112可以与第二rf线圈114完全重叠，例如，第一rf线圈112的宽度w1的100％可以与第二rf线圈114重叠，如等于w1的重叠宽度113所示。如此，第一rf线圈112可以位于第二rf线圈114的顶部。在折叠配置中，第一rf线圈112的第一表面可以与第二rf线圈114的第一表面面对面地定位。在面对面的位置，第一表面可以彼此面对，并且可以完全地或部分地接触。在其他实例中，第一表面可以彼此面对但可以不彼此接触。以此方式，第一rf线圈112可以旋转，使得其第一表面被翻转以面向柔性基板。第一rf线圈112可以与第二rf线圈114的交叉区域115完全重叠。另外，第一rf线圈112和第二rf线圈114中的每一个可以具有中心点，并且当折叠时，中心点可以对准。此外，第一rf线圈112和第二rf线圈114中的每一个可以具有中心纵轴和中心横轴，所述中心纵轴和中心横轴各自穿过相应的中心点，并且当折叠时，两个线圈的中心纵轴可以对准并且两个线圈的中心横轴可以对准。如果蝶形线圈和环形线圈共享同一轴线，那么来自蝶形或环形线圈的净磁通量为零，因为输入通量等于输出通量(如图2a和图2b的磁通量图所示)，这导致了蝶形线圈和环形线圈之间的零耦合。

同样地，操作员可以将第五rf线圈120从展开的第一位置移动到折叠的第二位置，使得第二可折叠互连件124摆动、折叠或以其他方式铰接，以便促进第五rf线圈120的移动。当处于折叠的第二位置时，第五rf线圈120可以与第四rf线圈118完全重叠，例如，第五rf线圈120的宽度的100％可以与第四rf线圈118重叠。这样，第五rf线圈120可以位于第四rf线圈118的顶部。在折叠配置中，第五rf线圈120的第一表面可以与第四rf线圈118的第一表面面对面地定位。在面对面的位置，第一表面可以彼此面对，并且可以完全地或部分地接触。在其他实例中，第一表面可以彼此面对但可以不彼此接触。以此方式，第五rf线圈120可以旋转，使得其第一表面被翻转以面向柔性基板。另外，第四rf线圈118和第五rf线圈120中的每一个可以具有中心点，并且当折叠时，所述中心点可以对准。此外，第四rf线圈118和第五rf线圈120中的每一个可以具有中心纵轴和中心横轴，所述中心纵轴和中心横轴各自穿过相应的中心点，并且当折叠时，两个线圈的中心纵轴可以对准并且两个线圈的中心横轴可以对准。

一旦rf线圈阵列110处于折叠配置，rf线圈阵列110可具有从第二rf线圈114的第一最外边缘到第四rf线圈118的第二最外边缘限定的第二长度l2。在展开配置中，第二长度l2可以短于rf线圈阵列110的第一长度l1。此外，折叠的rf线圈阵列110可以在第一rf线圈112与第三rf线圈116之间具有小于第一距离d1的第三距离d3。同样地，第五rf线圈120和第三rf线圈116之间的距离可以小于第一距离d1。然而，第二距离d2可以在展开配置和折叠配置中维持恒定。在一个实例中，第一距离d1可以等于或大于第二距离d2，并且第三距离d3可以小于第二距离d2。

如前所述，rf线圈阵列可设计成减少和/或补偿相邻rf线圈之间的互感(也被称为耦合)。然而，将一个rf线圈放置在另一个rf线圈的顶部(例如，完全重叠线圈)可能在rf线圈之间引起大量耦合，这可能使成像劣化。因此，为了在处于折叠配置时使rf线圈耦合最小化，第一rf线圈112可以产生与由第二rf线圈114产生的磁场正交的磁场。作为一个实例，第一rf线圈112可以是环形配置，而第二rf线圈114可以是蝶形配置。如此，当第一rf线圈112与第二rf线圈114完全重叠时，两个rf线圈之间基本上不发生耦合。虽然本文描述的正交线圈几何结构(例如，环形和蝶形线圈)可以产生隔离的rf线圈，但是其他配置也是可能的。例如，第一rf线圈112可相对于第二rf线圈114旋转，以便产生与由第二rf线圈产生的磁场正交的磁场。

此外，如上所述，在折叠配置中，相对于展开配置极大地减少相邻环形线圈之间(例如，在第一rf线圈112和第三rf线圈116之间，以及在第三rf线圈116和第五rf线圈120之间)的距离。例如，如图3a和图3b所示，第一rf线圈112和第三rf线圈116的边缘当处于折叠配置时可以变成(或接近)接触，但是在展开配置中可能间隔很远。环形线圈的此紧密定位(其沿着相同轴线产生磁场)可能导致rf线圈的耦合，从而使成像劣化。为了抵消这种耦合，可以在rf线圈电路中包括高源阻抗前置放大器，这将在下面参考图5至图7更详细地说明。

因此，包括两个或更多个rf线圈的rf线圈阵列可以被配置成具有两个相邻rf线圈之间的重叠为最小量的展开配置和至少两个相邻rf线圈之间的重叠是最大量的折叠配置。通过提供可折叠rf线圈阵列，可以针对要成像的给定患者体型和/或解剖结构类型选择适当大小的rf线圈阵列。例如，可以针对体型相对大(例如，较高)的患者选择展开配置，而可以针对体型相对小(例如，较矮)的患者选择折叠配置。在另一实例中，可以选择展开配置以用于对躯干成像，而可以选择折叠配置以用于对头部成像。以此方式，可以提供成本有效的机制以用于对多种患者类型和解剖结构进行成像。

另外，折叠配置可以提供相对于展开配置并且还相对于标准四个环形rf线圈阵列增大的信噪比(snr)。例如，对于一组给定成像条件，具有等于图3b的rf线圈阵列110的折叠配置的长度的标准四环rf线圈阵列可以具有为124的snr，而本文所述的折叠配置可以在相同成像条件下具有为153的snr，从而使snr增大23％。对于给定成像条件，展开配置可产生为135的snr，其比标准四环rf线圈阵列增加9％。因此，通过提供两组完全重叠的rf线圈，本文描述的rf线圈阵列的折叠配置可以增大snr，甚至相对于相等长度的rf线圈阵列也是如此。

此外，由于处于展开配置中的线圈之间的间隔，图3a中所示的rf线圈阵列110的展开配置可以相对于折叠配置而改进并行成像。并行成像导致扫描时间缩短，分辨率增强，伪像抑制，甚至噪声衰减。在一般意义上，并行成像利用接收器阵列的各个线圈之间的灵敏度差异来减少成像所需的梯度编码步骤的数量。因此，在并行mri中，具有不同的灵敏度的接收器线圈阵列用于并行接收信号，从而促进这些获得的信号的组合以重建完整图像。

存在几种并行mri方法，包括smash(空间谐波同时采集)和sense(灵敏度编码)。对于在k空间中执行直线轨迹的脉冲序列，这些技术减少了相编码步骤的数量，以便减少成像时间，并且然后使用阵列灵敏度信息来弥补空间信息的丢失。

为了使阵列中的线圈在空间上充分地不同，并且因此改进其用于加速成像的信噪比(snr)，通常在阵列中的相邻线圈之间留下间隙。然而，这具有增大线圈之间的耦合的缺点，这继而又使性能降级。为了克服此限制，阵列中的线圈可以重叠最小化相邻线圈之间的互感的量。当这种阵列用于并行成像时，snr降低，因为阵列的几何因子已经增大。

因此，rf线圈阵列设计可以包括在通过提供空间上不同的线圈并同时减少在线圈之间的耦合来允许并行成像与提供足够snr之间进行折衷。然而，本公开的rf线圈阵列可以通过在不同配置中提供不同的线圈阵列几何形状来减少这些折衷。例如，操作员可以选择通过利用处于折叠配置中的线圈阵列来增大snr，或操作员可以选择通过利用处于展开配置中的线圈阵列来执行并行成像。

在一些实例中，关于图3a和图3b描述的rf线圈阵列110可以形成较大rf线圈阵列的部分。在这个实例中，rf线圈阵列110可以包括rf线圈阵列元件，并且多个rf线圈阵列元件可以包括在较大的rf线圈阵列中。在图4a和图4b中示出了被配置成以折叠配置或展开配置使用的较大rf线圈阵列的实例。

图4a示出了处于展开配置中的可折叠rf线圈阵列400，其包括多个rf线圈阵列元件。每个rf线圈阵列元件可以包括一行rf线圈阵列400。如图所示，rf线圈阵列400包括第一rf线圈阵列元件408、第二rf线圈阵列元件410、第三rf线圈阵列元件412和第四rf线圈阵列元件414，但是可以在不脱离本公开的范围的情况下包括更多或更少的rf线圈阵列元件。每个rf线圈阵列元件可以包括交替的环形和蝶形rf线圈，如上面参考图3a所解释。因此，rf线圈阵列400可以包括第一列环形线圈，第二列蝶形线圈，第三列环形线圈，第四列蝶形线圈和第五列环形线圈。

rf线圈阵列的每个rf线圈可以安装、固定或以其他方式耦合到柔性基板402，所述柔性基板可以由织物，泡沫或其他合适的材料构成。柔性基板402可以包括第一可折叠缝404和第二可折叠缝406。可折叠缝可以便于折叠rf线圈阵列。以此方式，各个rf线圈阵列元件的各个第一rf线圈可同时地折叠在各个rf线圈阵列元件的各个第二rf线圈上。同样地，各个rf线圈阵列元件的各个第五rf线圈可同时地折叠在各个rf线圈阵列元件的各个第四rf线圈上。处于折叠配置450中的可折叠rf线圈阵列400在图4b中示出。

图5是包括rf线圈阵列201的磁共振成像(mri)系统的接收区段的实施例的方框图。rf线圈阵列201分别是图1、图3a和图4a的rf线圈阵列32、rf线圈阵列110和/或rf线圈阵列400的非限制性实例。应认识到，虽然相对于rf线圈阵列201描述了接收区段，但是接收区段可与本文描述的任何rf线圈阵列一起使用。

如图5中所示，可以结合mri系统的接收区段200来实施各种实施例。接收区段200被配置成使用rf线圈阵列201，诸如本文描述的rf线圈阵列32、110和400，来获取mr数据。如所讨论，rf线圈阵列201包括多个rf接收器线圈202(为了简单起见，在图5中示出为单个方框元件)。例如，rf线圈阵列201可以包括形成rf接收器线圈202的多个环形和/或蝶形元件。rf接收器线圈202被配置成检测mr信号。应注意，rf接收器线圈202的子集(例如相邻的环形和蝶形元件)可以如本文所述的那样完全地或部分地重叠。rf接收器线圈202也使用前置放大器210彼此隔离，所述前置放大器还放大来自rf接收器线圈202的接收mr信号。在示例性实施例中，rf线圈阵列201是专用的仅接收线圈阵列。或者，rf线圈阵列201是可切换的阵列，诸如可切换的发射/接收(t/r)相控阵列线圈。接收区段200的部分和/或整体在本文中可被称为“系统”。

因此，rf线圈阵列201形成连接到mri系统的多信道接收区段200的部分。接收区段200包括多个通道(rcvr1...rcvrn)，例如，二十个通道。然而，应注意，可以基于用于形成rf线圈阵列201的rf线圈202的数量来提供更多或更少的通道。在示例性实施例中，rf线圈阵列201连接到具有多通道系统接口220(例如，1.5t系统接口)的多通道接收区段200，其中单独的接收通道222连接到多个rf接收器线圈202中的每一个(例如，十六个通道连接到四乘四个线圈阵列)。

系统接口220可以包括多个偏置控制线224(示出为两条线)以控制去耦电路(未示出)的切换，其可以例如使用存储在mri系统中的线圈配置文件和或基于用户输入来控制。例如，基于用户输入，可以选择特定线圈配置文件来控制rf线圈阵列201被配置成在特定成像模式下的t/r相控阵列线圈(例如，使用mri扫描仪上的控件的用户控制操作模式)。还可结合例如组合器(未示出)提供rfin控制线226以控制发射线圈阵列。

图6是接收区段200的一部分的示意图，其示出了rf接收器线圈202中的一者的实施例和对应的前置放大器210的实施例。在示例性实施例中，前置放大器210具有相对低的输入阻抗。例如，在一些实施例中，前置放大器210的“相对低的”输入阻抗在谐振频率下小于约5欧姆。前置放大器210的输入阻抗由电感器230限定，所述电感器如图7所示。再次参考图6，前置放大器210的输入阻抗由z输入表示。在一些实施例中，前置放大器210在谐振频率下具有在约1欧姆与约3欧姆之间的输入阻抗。此外，在一些实施例中，前置放大器210在谐振频率下具有约2欧姆的输入阻抗。应注意，出于说明目的，所有的电容器被认为是无损耗的，并且电感器用串联电阻表示。前置放大器210的输入阻抗在本文中可被称为“前置放大器输入阻抗”。

rf接收器线圈202包括由电阻器250、电感器252和电容器254形成的rlc谐振电路。rf接收器线圈202也串联连接到阻抗变换器256。更具体地，阻抗变换器256电连接在rf接收器线圈202与前置放大器210之间。阻抗变换器256在rf接收器线圈202与前置放大器210之间形成阻抗匹配网络。阻抗变换器256被配置成将rf接收器线圈202的线圈阻抗变换为前置放大器210的源阻抗。前置放大器210的源阻抗在图6中由z输出表示。rf接收器线圈202的线圈阻抗可具有任何值，其可以取决于线圈负载、线圈大小、场强度等。rf接收器线圈202的线圈阻抗的实例包括但不限于在1.5t场强下在约2欧姆与约10欧姆之间等等。

在一个示例性实施例中，阻抗变换器256包括格型平衡-不平衡变换器(alattice-typebalun)。更具体地，阻抗变换器256包括两个电感器260和262以及两个电容器264和266。电感器260串联连接到电容器264，而电感器262与电容器266串联连接。电感器260和电容器264并联连接到电感器262和电容器266。在示例性实施例中，格型平衡-不平衡变换器阻抗变换器256的布置产生+/-90°相移。电感器260和262中的每一个在本文中可被称为“第一”和/或“第二”电感器。电容器264和266在本文中可被称为“第一”和/或“第二”电容器。

阻抗变换器256被配置成将rf接收器线圈202的线圈阻抗变换为相对高的源阻抗z输出。例如，在一些实施例中，“相对高的”源阻抗z输出至少为约100欧姆。因此，在示例性实施例中，阻抗变换器256被配置成将rf接收器线圈202的线圈阻抗变换为至少约100欧姆的源阻抗z输出。在一些实施例中，阻抗变换器256被配置成将rf接收器线圈202的线圈阻抗变换为至少约300欧姆、至少约400欧姆或至少约500欧姆的源阻抗z输出。电感器260和262的示例性值包括但不限于约123.5nh。电容器264和266的示例性值包括但不限于约51pf。

阻抗变换器256还向rf接收器线圈202提供阻塞阻抗。将rf接收器线圈202的线圈阻抗变换为相对高的源阻抗z输出可以使得阻抗变换器256能够向rf接收器线圈202提供更高的阻塞阻抗。由于前置放大器210的相对高的源阻抗z输出大于例如约50欧姆的常规值，因此阻抗变换器256的电感器260和262和电容器264和266的电抗x增大。例如，电容器264和266中的每一者的电抗xc和电感器260和262中的每一者的电抗xl可由以下等式定义：xc＝xl＝√(r1×r2)；其中r1是线圈阻抗，并且r2是源阻抗z输出。由于前置放大器210的输入阻抗z输入相对低，因此阻抗变换器256形成并联谐振电路，其导致rf接收器线圈202的输出端270处的较高阻抗。随着电抗xc和xl增大，阻塞阻抗增大，因为阻塞阻抗与xc和xl的值成正比。较高的阻塞阻抗抑制沿着rf接收器线圈202的rf电流量增大，这可能最终地导致较高的snr比，因为rf接收器线圈202之间的相互作用较少和/或噪声的相关性较低。这种较高阻塞阻抗的示例性值包括例如至少500欧姆和至少1000欧姆的阻塞阻抗。

阻抗变换器256不限于用于将rf接收器线圈202的线圈阻抗变换为相对高的源阻抗的格型平衡-不平衡变换器结构。相反，在它们之间的连接的任何部件和布置可以用于将rf接收器线圈202的线圈阻抗变换为相对高的源阻抗，诸如但不限于其他类型的等效相移平衡-不平衡变换器等等。

图7是示出图5中所示的前置放大器210的实施例的示意图。前置放大器210被配置成适应相对高的源阻抗z输出，同时提供相对低的输入阻抗z输入。前置放大器210的输入阻抗z输入由前置放大器210的电感器230限定。前置放大器210包括放大器280，所述放大器接收来自对应rf接收器线圈202的mr信号并且放大接收到的mr信号。输入电路282电连接到放大器280。输入电路282经由阻抗变换器256(在图6中示出)电连接到对应rf接收器线圈202的输出端270(在图6中示出)。输入电路282被配置成将mr信号从对应rf接收器线圈202传输到放大器280。

输入电路282包括阻抗变换器284，所述阻抗变换器包括电容器286和电感器230。输入电路282还包括场效应晶体管(fet)288，所述场效应晶体管电连接在阻抗变换器284和放大器280之间，例如如图6所示。阻抗变换器284电连接在放大器280与对应rf接收器线圈202之间。

在所述示例性实施例中，fet288具有相对大的噪声圆(largenoisecircle)，其可居于史密斯(smith)圆图中心，以使fet288产生相对低的噪声系数。换句话说，fet288能够在相对宽的源阻抗z输出范围内提供相对低的噪声系数。例如，在一些实施例中，fet288的噪声圆的“相对大的”大小为至少约0.3分贝。在一些实施例中，fet288的噪声圆具有至少约0.6分贝的大小。fet288的噪声圆的大小取决于fet288的噪声电阻rn。fet288可以具有提供具有至少0.3分贝的大小的噪声圆的任何噪声阻抗rn值，诸如但不限于小于约0.03欧姆、等于或小于约0.02欧姆等等。fet288的噪声圆在smith圆图中的位置取决于fet288的最佳反射系数。例如，当fet288的最佳反射系数小于约100欧姆时，fet288的噪声圆可更靠近smith圆图中心(即，更接近于是同心的)。在一些实施例中，fet288的噪声圆居于smith圆图中心(即，与smith圆图同心)。在一些实施例中，例如，fet288具有小于约100欧姆的最佳反射系数。在一些实施例中，并且例如，fet288具有在约40欧姆与约60欧姆之间的最佳反射系数，例如，约50欧姆。

转到图8，提供一种用于操作磁共振成像(mri)系统的方法800。方法800可至少部分地由处理器(诸如图1的控制电路36的处理器)执行，以便使用可折叠rf线圈阵列(诸如图3a和图3b的rf线圈阵列110和/或图4a的rf线圈阵列400)执行成像。

在802处，方法800包括确定rf线圈阵列配置。可折叠rf线圈阵列可调整为展开(例如，部分重叠)配置，如上面参考图3a所述，或调整为折叠(例如，完全重叠)配置，如上面参考图3b所述。可以基于患者体型或解剖结构大小和/或期望成像参数来选择rf线圈阵列配置，如804处指示。在一个实例中，如果正在对体型相对大的患者进行成像，或如果正在对解剖结构的相对大部分进行成像，那么可以选择展开配置，而如果正在对体型相对小的患者或解剖结构的小部分进行成像，那么可以选择折叠配置。在另一实例中，如果期望高snr，那么可以选择折叠配置，而如果期望并行成像，那么可以选择展开配置。在一个实例中，可以由操作员进行rf线圈阵列配置选择。在另一实例中，可以由处理器基于对期望成像参数的用户输入、要成像的解剖结构和/或患者体型的确定来自动进行选择。

在806处，方法800包括确定rf线圈阵列是否处于折叠配置。在一个实例中，可以基于用户输入进行确定。在另一实例中，可以基于正在执行的成像的类型(例如，躯干与头部成像、平行与非平行成像等)来假定确定。

如果rf线圈处于折叠配置，那么方法800进行到808以脉冲发射器rf线圈阵列。在一个实例中，可折叠rf线圈阵列可以是发射/接收阵列，并且因此脉冲发射器rf线圈阵列可以包括脉冲可折叠rf线圈阵列(处于折叠配置)。在另一实例中，可折叠rf线圈阵列可以是仅接收阵列，并且因此脉冲发射器rf线圈阵列可以包括脉冲单独阵列。

通过脉冲发射器rf线圈阵列产生的磁通量在接收rf线圈阵列中(例如，在可折叠rf线圈阵列中)感生电流，所述电流随后被放大和处理以重建患者/感兴趣的区域的图像。因此，在810处，方法800包括由处于折叠配置中的可折叠rf线圈阵列接收所得的磁通量。在812处，经由前置放大器将rf线圈阻抗变换为高源输入阻抗，如上面参考图5至图7所解释的。如上所述，可折叠rf线圈阵列的每个rf线圈可耦合到相应的前置放大器，并且因此可以变换每个rf线圈的阻抗。这样做，可以减少相邻rf线圈之间的耦合。

在814处，合并来自源于可折叠rf线圈阵列的所有rf线圈的mr信号，并且使用合并信号重建感兴趣的区域的图像，如816处指示。方法800然后返回。

返回至806，如果确定可折叠rf线圈阵列不处于折叠配置中，那么可折叠rf线圈阵列因此处于展开配置，并且方法800进行到818以脉冲发射器rf线圈阵列(其可以是可折叠rf线圈阵列或单独阵列，如上解释)。如820处指示，通过处于展开配置中的可折叠rf线圈阵列接收所得的磁通量。在822处，经由相应的前置放大器将来自可折叠rf线圈阵列的每个rf线圈的rf线圈阻抗变换为高源输入阻抗，如上解释。在824处，如果指示并行成像(例如，基于用户输入)，那么单独地处理来自每个rf线圈的每个信号，并且在826处，从接收到的单独mr信号重建图像。方法800然后返回。

本公开的技术效果是提供一种可调整的rf线圈阵列以适应于各种患者体型成像，同时增大snr。

在一个实施例中，一种可折叠射频(rf)线圈阵列包括：第一rf线圈，所述第一rf线圈被配置成沿着第一轴线产生磁场，所述第一rf线圈具有第一表面；第二rf线圈，所述第二rf线圈被配置成沿着与第一轴线正交的第二轴线产生磁场，所述第二rf线圈具有第二表面；以及第一可折叠互连件，所述第一可折叠互连件将第一rf线圈耦合到第二rf线圈，其中在展开配置中，第一可折叠互连件被配置成以第一重叠量将第一rf线圈耦合到第二rf线圈，并且其中第一表面和第二表面面向共同方向，并且在折叠配置中，第一可折叠互连件被配置成以大于第一重叠量的第二重叠量将第一rf线圈耦合到第二rf线圈，并且其中第一表面与第二表面在面对面的位置中。第一重叠量可以包括第一rf线圈与第二rf线圈重叠的宽度的10％或更小，并且第二重叠量可以包括第一rf线圈与第二rf线圈重叠的宽度的90％或更大。在一个实例中，第二重叠量可以包括完全重叠，其中第一rf线圈的宽度的100％重叠第二rf线圈。第一可折叠互连件可以包括铰链，铰链被配置成旋转以允许第一rf线圈从展开配置移动到折叠配置。在一个实例中，第一rf线圈是环形rf线圈，并且第二rf线圈是蝶形rf线圈。蝶形rf线圈可以包括交叉区域，其中在展开配置中，环形rf线圈不与交叉区域重叠，并且其中在折叠配置中，环形rf线圈与交叉区域重叠。

可折叠rf线圈阵列可进一步包括：第三rf线圈，所述第三rf线圈被配置成沿着第一轴线产生磁场；第四rf线圈，所述第四rf线圈被配置成沿着第二轴线产生磁场；第五rf线圈，所述第五rf线圈被配置成沿着第一轴线产生磁场；以及第二可折叠互连件，所述第二可折叠互连件将第五rf线圈耦合到第四rf线圈。第一rf线圈可以在展开配置中与第三rf线圈分开第一距离，并且可以在折叠配置中与第三rf线圈分开第二距离，第二距离小于第一距离，并且第二rf线圈和第四rf线圈可以在折叠配置和展开配置中都分开第三距离。在展开配置中，rf线圈阵列可以具有由第一rf线圈的第一最外边缘和第五rf线圈的第二最外边缘限定的第一长度，并且在折叠配置中，rf线圈阵列可以具有由第二rf线圈的第一最外边缘和第四rf线圈的第二最外边缘限定的第二长度。在展开配置中，第二rf线圈、第三rf线圈和第四rf可以各自定位在第一rf线圈与第五rf线圈之间，并且在折叠配置中，第一rf线圈、第三rf线圈和第五rf线圈可以各自定位在第二rf线圈与第四rf线圈之间。

第一rf线圈、第二rf线圈和第一可折叠互连件可以限定第一线圈元件，并且rf线圈阵列可进一步包括一个或多个附加的线圈元件，所述一个或多个附加的线圈元件各自包括相应的第一rf线圈、第二rf线圈和第一可折叠互连件，所述第一线圈元件和一个或多个附加的线圈元件布置成行。第一线圈元件和一个或多个附加的线圈元件可以安装在柔性基板上，所述柔性基板具有与每个线圈元件的每个第一可折叠互连件对准的可折叠缝。

rf线圈阵列可进一步包括前置放大器，所述前置放大器耦合到第一rf线圈，所述前置放大器包括：放大器；以及阻抗变换器，所述阻抗变换器用于将第一rf线圈的线圈阻抗变换为至少约100欧姆的源阻抗。

在一个实施例中，磁共振成像(mri)系统包括：台架，所述台架具有从其中延伸穿过的钻孔；以及射频(rf)线圈阵列，所述rf线圈阵列被配置成插入钻孔中，所述rf线圈阵列包括：rf线圈柔性基板；以及多个rf线圈，所述多个rf线圈耦合到所述rf线圈柔性基板，所述rf线圈柔性基板被配置成使得多个rf线圈能够被定位成部分重叠配置并且被重新定位成完全重叠配置。多个rf线圈可以包括布置在第一列中的第一组环形线圈和布置在相邻的第二列中的第二组蝶形线圈。在部分重叠配置中，第一组环形线圈和第二组蝶形线圈可以重叠小于阈值量，并且在完全重叠配置中，第一组环形线圈和第二组蝶形线圈可以完全重叠。mri系统可进一步包括控制电路，所述控制电路被配置成基于由多个rf线圈接收的信号来重建图像。控制电路可以被配置成当rf线圈阵列是部分重叠配置时，根据并行成像方案来重建图像。

在一个实施例中，方法包括：在第一条件期间，经由以部分重叠配置布置的射频(rf)线圈阵列接收第一多个磁共振(mr)信号，并且基于接收到的第一多个mr信号生成第一感兴趣的区域的一个或多个图像；以及在第二条件期间，经由以完全重叠配置布置的rf线圈阵列接收第二多个mr信号，并且基于接收到的第二多个mr信号生成第二感兴趣的区域的一个或多个图像。第一条件可以包括第一感兴趣的区域大于阈值，并且第二条件可以包括第二感兴趣的区域小于阈值。rf线圈阵列可以包括布置在第一列中的第一组环形线圈和布置在相邻的第二列中的第二组蝶形线圈。在部分重叠配置中，第一组环形线圈和第二组蝶形线圈可以重叠小于阈值量，并且在完全重叠配置中，第一组环形线圈和第二组蝶形线圈可以完全重叠。在一个实例中，基于接收到的第二多个mr信号生成第二感兴趣的区域的一个或多个图像包括使用并行成像生成第二感兴趣的区域的一个或多个图像。

在任何上述实施例中，放大器可以被配置成从rf线圈接收至少一个磁共振(mr)信号并且被配置成生成放大的mr信号；并且输入电路可以电连接到放大器，所述输入电路被配置成电连接到rf线圈的输出端以用于将至少一个mr信号从rf线圈传输到放大器，所述输入电路包括阻抗变换器和场效应晶体管(fet)，所述fet电连接在阻抗变换器与放大器之间，所述fet具有fet阻抗，所述阻抗变换器被配置成变换至少约100欧姆的源阻抗，所述阻抗变换器进一步配置成将fet阻抗变换为小于约5欧姆的前置放大器输入阻抗。阻抗变换器可以被配置成将源阻抗变换为在fet的0.3db噪声圆内的阻抗。

如本说明书中所使用，除非明确排除，否则以单数形式表示并前跟字词“一个”或“一种”的元件或步骤应理解为不排除多个所述元件或步骤。此外，对本发明的“一个实施例”的提及并不旨在解释为排除存在同样包含所述特征的额外实施例。此外，除非明确指出相反情况，否则“包含”、“包括”或“具有”拥有特定性质的某个元件或多个元件的实施例可包括不具有所述性质的其他此类元件。另外，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作为标签，而不旨在对它们的对象强加数字要求或特定位置顺序。

本说明书使用多个实例来公开本发明(包括最佳模式)，并还使得本领域的普通技术人员能够实践本发明，包括制造和使用任何装置或系统以及执行所涵盖的任何方法。本发明的专利保护范围由权利要求书限定，并且可以包括由本领域的普通技术人员想出的其他实例。如果其他此类实例的结构要素与权利要求书的字面意义相同，或如果此类实例所包括的等效结构要素与权利要求书的字面意义无实质差别，那么此类实例也应在权利要求书的范围内。