一种超材料及MRI成像增强器件的制作方法与工艺

一种超材料及MRI成像增强器件【技术领域】本发明涉及MRI成像技术领域，更具体地说，涉及用于MRI成像的磁信号增强器件。

背景技术：
核磁共振(MRI)成像系统的原理是利用线圈去检测原子核自旋吸收和发射的无线电波脉冲能量，该线圈作为接收线圈，在有些时候还同时作为发射线圈。在无线电波脉冲能量的帮助下，核磁共振成像扫描仪可以定位患者体内一个非常小的点，然后确定这是何种类型的组织。该点可能是一个边长只有半毫米的立方体。核磁共振成像系统会对患者身体进行逐点扫描，从而构建组织类型的二维或者三维图。之后，它将所有信息整合到一起，创建一个二维图像或者三维模型。核磁共振成像系统中最大、同时也是最重要的部件就是磁体。核磁共振成像系统中的磁体采用名为特斯拉的单位来衡量。如今核磁共振成像设备中使用的磁体的磁场强度在0.5到2.0特斯拉(或5,000到20,000高斯)之间。每个核磁共振成像系统中都有另一种磁体，称为梯度磁体。核磁共振成像机器中有三个梯度磁体。主磁体使患者身处一个稳定、高强度的磁场中，而梯度磁体产生的是一个可变磁场。核磁共振成像系统的其余部分包括一个非常强大的计算机系统、一些在患者躺在扫描仪下时将RF(无线电频率)脉冲发射到患者体内的设备以及许多其他的辅助部件。在扫描仪的膛筒内部，磁场直接通过放置患者的管道的中心。这意味着如果患者在扫描仪中仰卧，其体内的氢原子的质子将沿着脚部或者头部方向排列。这些质子中的绝大部分会彼此抵偿——也就是说，对于每个沿着足部方向排列的质子，都会有另一个质子朝着头部方向排列来抵偿它。每一百万个质子中，只有几个不会相互抵偿。这听起来并不多，但是仅体内的氢原子数目就已经足以描绘出高质量的图像了。核磁共振成像机器采用特定于氢原子的无线电频率脉冲。系统引导脉冲对准所要检查的身体区域，并导致该区域的质子吸收使它们以不同方向旋转或旋进所需的能量。这是核磁共振成像装置的“共振”部分。无线电频率脉冲迫使它们(指每一百万质子中多余的一对或者两对不匹配的质子)在特定频率下按照特定方向旋转。引发共振的特定频率被称为拉摩尔频率，该值是根据要成像的特定组织以及主磁场的磁场强度计算得出的。无线电频率脉冲通常利用一个线圈来提供，该线圈称为发射线圈。核磁共振成像机器针对身体的不同部位配有不同种类的线圈：膝部、肩部、腕部、头部、颈部等等。这些线圈通常符合正在接受成像的身体部位的轮廓，或者至少在检查期间与这些部位的距离很近。大约在同一时间，三个梯度磁体开始工作。在以某种特殊方式迅速打开和关闭梯度磁体时，它们在主磁体中的排列组合使其可以在极小的局部范围内改变主磁场。这意味着我们可以精确选择所要成像的区域，在核磁共振成像中称之为“切片”。想像一下每片只有几毫米厚的一块面包——核磁共振成像中的切片也可以达到这样的精度。我们可以从任何方向对身体的任何部位进行“切片”，使核磁共振成像比其他成像技术更具优势。这也意味着无需移动身体来使机器从另一个方向获得图像——机器可以利用梯度磁体完成各种工作。当关闭无线电频率脉冲时，氢原子的质子运动开始缓慢(相对而言)返回它们在磁场中的自然排列位置，并释放所存储的额外能量。在这个过程中，它们会释放一个信号，然后线圈会捕获该信号并发送到计算机系统。系统接收到的是经过转换的数学数据，该数据通过傅立叶变换形成可以放到胶片上的图形。这就是核磁共振成像系统的“成像”部分。现有核磁共振成像设备的不足在于：接收线圈必须相当近地接近待测部位，以获取由待测部位释放出来的磁信号，一方面给接收线圈的设计带来不便，需要针对身体的不同部位设计不同种类的接收线圈，另一方面，增加了设备的制造成本。超材料是指一些具有天然材料所不具备的超常物理性质的人工复合结构或复合材料。通过在材料的关键物理尺度上的结构有序设计，可以突破某些表观自然规律的限制，从而获得超出自然界固有的普通性质的超常材料功能。超材料的性质和功能主要来自于其内部的结构而非构成它们的材料，因此，为设计和合成超材料，人们进行了很多研究工作。2000年，加州大学的Smith等人指出周期性排列的金属线和开环共振器(SRR)的复合结构可以实现介电常数ε和磁导率μ同时为负的双负材料，也称左手材料。之后他们又通过在印刷电路板(PCB)上制作金属线和SRR复合结构实现了二维的双负材料。对于磁场具有响应的金属线和开环共振器结构，通常称之为磁性微结构。现有超材料的人造微结构的几何形状为工字形结构或者凹字形开口谐振环结构，但这结构都不能实现磁导率μ明显小于0，通常在0～-0.5之间。只有通过设计具有特殊几何图形的人造微结构，才能使得该超材料在特定频段内达到磁导率μ值远小于0。

技术实现要素：
本发明要解决的技术问题在于，提供一种具有高负磁导率的超材料，以及利用该超材料，为MRI成像设备提供一种磁信号增强器件。本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：一种超材料，包括介质基板和人造微结构层，所述人造微结构层由阵列排布的多个人造微结构单元组成，所述人造微结构单元包括一开口谐振环结构，一工字形结构，所述工字形结构的竖直线穿过所述开口谐振环的开口。优选地，所述工字形结构中的位于所述开口谐振环结构内的横线上竖直向上延伸有至少两根第一分支线。优选地，所述开口谐振环内竖直向下延伸有至少两根第二分支线。优选地，所述第一分支线与所述第二分支线相互间隔设置。优选地，所述开口谐振环为凹字形开口谐振环。优选地，所述超材料包括两层所述人造微结构层，两层所述人造微结构层分别附着在所述介质基板的两侧面。优选地，所述介质基板为有机树脂材料或陶瓷材料，所述人造微结构单元为金属材料。优选地，所述人造微结构层的外侧还设置有封装层，所述封装层包覆所述人造微结构层和所述介质基板。本发明还提供一种MRI成像增强器件，所述MRI成像增强器件设置在待测部位与MRI成像设备的磁信号接收线圈之间，所述MRI成像增强器件包括封装外壳以及设置在封装外壳内的至少一层超材料，所述超材料为具有前述特征的超材料。本发明的有益效果是：利用工字形结构和开口谐振环结构的组合排列，获得一种新型的人造微结构单元，具有该人造微结构单元阵列的超材料具有更高的负磁导率特性。另一方面，基于该具有高负磁导率的超材料，本发明还提出一种磁信号增强器件，由于超材料中的人造微结构单元为磁性微结构，通过设计磁性微结构在负磁导率条件下的频率与MRI工作频率相同时，能使接受线圈接收到的磁信号得到增强，从而增强成像效果；另一方面，磁信号的增强能给接收线圈的设计带来方便，使接收线圈不必紧靠待测部位，进而降低设计和制造成本。【附图说明】图1，单层超材料的立体直观示意图；图2，单层超材料的剖面结构示意图；图3，人造微结构单元的结构图；图4，超材料磁导率相对于频率变化的曲线图；图5，开口谐振环的变形结构图；图6，具有两层人造微结构层的超材料剖面结构图；图7，具有封装层的超材料剖面结构图；图8，MRI成像增强器件的结构图；图9，多层超材料的立体直观结构示意图。【具体实施方式】本发明提供一种单层超材料，其立体直观示意图参看附图1，其剖面结构示意图参看附图2，包括介质基板1和人造微结构层2，人造微结构层由阵列排布的多个人造微结构单元20组成，此处，人造微结构单元是从超材料对特定频率的电磁波具有电磁响应的角度出发人为定义的一个基本单元，对于特定频率的电磁波而言，超材料基本单元的尺寸在电磁波波长的十分之一至四分之一的范围内时，超材料对电磁波才具有特定的电磁响应，在电磁性质上表现为具有特殊的等效介电常数和等效磁导率，负磁导率材料正是通过对人造微结构单元的结构进行设计，使材料本身在电磁特性上具有负的磁导率。应当理解的是，在超材料设计时，通过改变超材料基本单元的尺寸大小以及改变其结构等手段，可以得到具有不同电磁响应频率的超材料，以满足各种具体应用。介质基板1为介电材料，根据应用的不同，可以选用有机树脂材料如FR4/F4B等，或选择陶瓷材料，人造微结构层2为导电材料，可选用各种金属材料，如铜。本发明中，人造微结构单元的结构图参看附图3，人造微结构单元20包括开口谐振环结构21和工字形结构22，工字形结构22的竖直线穿过开口谐振环21的开口，形成工字形结构22的其中一条横线位于开口谐振环结构21的里面，另一条横线位于开口谐振环结构21的外面。作为人造微结构单元20的变形，人造微结构单元20a包括开口谐振环结构21和工字形结构22，工字形结构22的竖直线穿过开口谐振环21的开口，形成工字形结构22的其中一条横线位于开口谐振环结构21的里面，另一条横线位于开口谐振环结构21的外面，工字形结构22中的位于开口谐振环结构内的横线上竖直向上延伸有两根第一分支线23，两根第一分支线23相对于工字形结构22的竖直线对称设置。作为人造微结构单元20的另一变形，人造微结构单元20b包括开口谐振环结构21和工字形结构22，工字形结构22的竖直线穿过开口谐振环21的开口，形成工字形结构22的其中一条横线位于开口谐振环结构21的里面，另一条横线位于开口谐振环结构21的外面，开口谐振环21内竖直向下延伸有四根第二分支线24，四根第二分支线24相对于工字形结构22的竖直线对称设置。作为人造微结构单元20的另一变形，人造微结构单元20c包括开口谐振环结构21和工字形结构22，工字形结构22的竖直线穿过开口谐振环21的开口，形成工字形结构22的其中一条横线位于开口谐振环结构21的里面，另一条横线位于开口谐振环结构21的外面，工字形结构22中的位于开口谐振环结构内的横线上竖直向上延伸有四根第一分支线23，四根第一分支线23相对于工字形结构22的竖直线对称设置；开口谐振环21内竖直向下延伸有四根第二分支线24，四根第二分支线24相对于工字形结构22的竖直线对称设置，第一分支线23与第二分支线24相互间隔设置。以上述人造微结构单元20c的结构为例，在Comsol3.5的软件中进行仿真测试，测得其磁导率相对于频率变化的曲线图参看附图4，图中，纵坐标μ为磁导率，横坐标为频率(GHz)，由图可知，其最大的负磁导率接近-4，在接近3GHz的时候，磁导率达到了-1。在实际负磁导率超材料的应用中，超材料表面一般与空气接触，为使超材料与空气之间获得良好的阻抗匹配，通常将超材料设计为磁导率为-1。应当理解的是，上述人造微结构单元中的开口谐振环均为凹字形开口谐振环，作为其变形结构，参看附图5，圆环形、圆环衍生形、方形等各种开口谐振环结构均可以作为具体实施方式。应当理解的是，本发明中，第一分支线23与第二分支线24的设计一方面能增大超材料负磁导率的绝对值，另一方面，通过对第一分支线23与第二分支线24数量的改变可以对超材料的谐振频率点进行调节，以获得在不同频率下的负磁导率特性。应当理解的是，上述超材料的结构中，人造微结构层2为一层，作为优选实施方式，将人造微结构层2设计为两层，两层人造微结构层2分别附着在介质基板1的两侧面，其剖面结构图参看附图6。为更好地保护人造微结构层2，人造微结构层的外侧还设置有封装层3，封装层3包覆人造微结构层2和介质基板1，其剖面结构图参看附图7。本发明根据上述超材料的负磁导率特性，还提供一种MRI成像增强器件，MRI成像增强器件设置在待测部位与MRI成像设备的磁信号接收线圈之间，用以对待测部位在MRI检测时释放的磁信号，MRI成像增强器件的结构图参看附图8，包括封装外壳4以及设置在封装外壳4内的一层超材料5。应当理解的是，超材料5可以通过各种方法，如层压、粘结等进行层叠，形成多层超材料，其立体直观结构示意图参看附图9。在上述实施例中，仅对本发明进行了示范性描述，但是本领域技术人员在阅读本专利申请后可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下对本发明进行各种修改。