射频线圈阵列及磁共振成像发射阵列的制作方法

本发明大体涉及磁共振成像(magneticresonanceimaging，mri)领域，尤其涉及一种应用于mri中的射频(radiofrequency，rf)线圈阵列以及具有该rf线圈阵列的mri发射阵列。

背景技术：

利用磁场和核自旋之间的相互作用以形成二维(2d)或三维(3d)图像的mri方法得到了广泛使用，特别是在医学诊断的领域中，因为这种方法除了不需要电离辐射并且主要是非侵入性的之外，其还具有优越的软组织图像对比度以及在很多方面优于其它成像方法的显示不同生理特征的广泛能力。

通常，在mri系统中，当诸如患者或人体组织的检查对象遭受强且均匀的主磁场(极化场b0)时，组织中自旋的各个磁矩试图与该极化场对齐，但在它们的特征拉莫尔(larmor)频率下以随机顺序围绕它进动。如果物质或组织遭受沿x-y平面方向施加的且在拉莫尔进动频率下或接近拉莫尔进动频率的时变磁场(激励场b1)，则净对齐矩或者“纵向磁化”mz可能旋转或“翻转”到x-y平面中以产生净横向磁矩mxy。在激励信号(b1场)终止后通过受激励的自旋发射信号，并且可以接收和处理该信号以形成图像。

当利用这些信号以产生图像时，采用磁场梯度(gx、gy和gz)。通常，通过测量周期的序列来扫描待成像的区域，其中这些梯度依照正在使用的具体定位方法而改变。数字化并处理接收到的mr信号的结果集，从而使用众多公知重构技术中的一种来重构图像。

在施加时变场(激励场b1)期间的翻转角是净对齐矩或“纵向磁化”mz可能旋转或“翻转”到x-y平面中以产生净横向磁矩mxy的角度，从而得到的横向磁化是翻转角θ的函数，

mxy＝mzsinθ(1)

翻转角的大小取决于施加的射频激励脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，自旋从z轴偏转到横向平面(翻转角90°)。

在mri中，施加的时变射频激励场具有特定的圆极化并且被称为场。类似地，用于检测来自进动的横向磁化的信号的射频线圈产生b1场，由于它具有与激励场相反的圆极化，因此被称为场。在本申请中为了简化起见，当我们提及mr激励过程时，对b1场的引用默认为激励场。

众所周知，射频线圈既可以影响射频激励也可以检测来自进动的横向磁化的信号(信号接收)。用于影响射频激励的射频线圈的b1场的分量是场分量，而用于检测来自进动的横向磁化的信号的射频线圈的分量是场分量。

从上述mr原理，检查对象中的时变b1场的空间均匀性对于成像质量非常重要。在高场系统中，由麦克斯韦(maxwell)方程组所确定的，b1场的分布由检查对象的电介质常数和电导率而变形。参考现有的射频线圈，例如，鸟笼线圈，其中通过将统一电流通过鸟笼线圈的所有单元或环箍(rung)施加来确定b1场的分布，因此所得的b1场如下：

其中，ax为施加到鸟笼线圈的所有环箍的统一电流，n为鸟笼线圈的环箍的数量，φi为第i个环箍到相邻环箍的相对相位，以及bi(x,y,z)为第i个环箍产生的b1场。式(2)描述了单通道激励。在现有的鸟笼线圈中，环箍之间的相对相位关系为对于双通道激励，所得的b1场可以被描述为：

其中，ax和ay是鸟笼射频线圈的正交激励模式的不同电流幅值或权重。

从式(3)中可以看出，b1场仅由具有非常有限灵活性的两个源操纵。这种现有的双通道线圈在操纵b1场上不能提供高度的灵活性。因此，在高b0场强下，非常有必要增加用于驱动多个发射单元的阵列的射频发射线圈通道的数量，其中每一个射频发射线圈单元或通道以独立的幅值(ai)和相位(φi)被驱动。

另外，在现有的多通道射频发射线圈中随着发射线圈单元或通道的数量增加，发射线圈单元之间可能会存在来自互感的强耦合或相互作用。这种耦合可能会导致谐振线圈的失调，这将影响线圈增益，并且因此影响施加到射频线圈单元的射频脉冲的幅值和相位(及由线圈单元产生的b1场)。因此，增加线圈单元或通道的数量需要更复杂的迭代调节过程以将所有线圈单元调节到正确的谐振频率。线圈调谐的复杂性随着线圈单元或通道数量的增加而显著增加。

此外，因为现有的射频线圈连接到通常具有50欧姆输出阻抗的射频功率放大器，所以射频线圈的阻抗需要匹配射频功率放大器的输出阻抗。当射频功率放大器和射频线圈相连时，需要通过匹配电路将阻抗匹配到50欧姆。由于射频功率放大器的输出阻抗已经匹配到50欧姆，所以射频线圈也需要使用匹配电路匹配到50欧姆。因为射频线圈中互感的变化将影响线圈阻抗和阻抗匹配电路，因此随着线圈数量的增加，这种结构的复杂性将显著增加。

因此，有必要对射频线圈和mri发射阵列提供改进以解决如上所述的至少一个问题。

技术实现要素：

本发明的一个方面在于提供一种应用于磁共振成像中的射频线圈阵列。所述射频线圈阵列包括多个发射线圈单元及多个射频功率放大器。每一个射频功率放大器与至少一个发射线圈单元相集成以驱动所述至少一个发射线圈单元。

本发明的另一个方面在于提供一种磁共振成像发射阵列。所述磁共振成像发射阵列包括用于生成多个射频信号的多个射频发射器、上面所述的射频线圈阵列以及用于向所述多个发射线圈单元提供直流电压的直流电压源。所述射频线圈阵列还包括射频屏蔽装置，其用于屏蔽所述多个发射线圈单元与磁体低温恒温器和梯度线圈单元的相互作用。所述多个射频功率放大器与各自的射频发射器连接并且被配置用于将来自所述各自的射频发射器的所述射频信号进行功率放大。所述多个发射线圈单元被配置用于发射各自的放大后的射频信号以便提供多通道并行发射。

附图说明

当参照附图阅读以下详细描述时，本发明的这些和其它特征、方面及优点将变得更好理解，在附图中，相同的元件标号在全部附图中用于表示相同的部件，其中：

图1是根据本发明的一个具体实施方式的射频线圈阵列的示意图；

图2是图1中圆形部分的放大图；

图3-5示出了根据本发明的具体实施方式的射频线圈阵列的不同几何结构；

图6是根据本发明的另一个具体实施方式的射频线圈阵列的示意图；

图7是根据本发明的一个具体实施方式的mri发射阵列的框图；

图8示出了根据本发明的一个具体实施方式的在mri发射阵列中的发射线圈单元的直流电力连接；

图9示出了用于图8所示的发射线圈单元的直流偏置配置的等效电路；及

图10示出了根据本发明的另一个具体实施方式的在mri发射阵列中的发射线圈单元的直流电力连接。

具体实施方式

为帮助本领域的技术人员能够确切地理解本发明所要求保护的主题，下面结合附图详细描述本发明的具体实施方式。在以下对这些具体实施方式的详细描述中，本说明书对一些公知的功能或构造不做详细描述以避免不必要的细节而影响到本发明的披露。

除非另作定义，本权利要求书和说明书中所使用的技术术语或者科学术语应当为本发明所属技术领域内具有一般技能的人士所理解的通常意义。本说明书以及权利要求书中所使用的“第一”、“第二”以及类似的词语并不表示任何顺序、数量或者重要性，而只是用来区分不同的组成部分。“一个”或者“一”等类似词语并不表示数量限制，而是表示存在至少一个。“包括”或者“具有”等类似的词语意指出现在“包括”或者“具有”前面的元件或者物件涵盖出现在“包括”或者“具有”后面列举的元件或者物件及其等同元件，并不排除其他元件或者物件。“连接”或者“相连”等类似的词语并非限定于物理的或者机械的连接，而是可以包括电性的连接，不管是直接的还是间接的。

图1和图2示出了根据本发明的一个具体实施方式的射频(radiofrequency，rf)线圈阵列100的示意图。如图1和图2所示，根据本发明的一个具体实施方式的射频线圈阵列100可以被应用于mri中，并可以包括多个发射线圈单元(或通道)101以及多个射频(radiofrequency，rf)功率放大器102。每一个rf功率放大器102与至少一个发射线圈单元101集成以驱动该至少一个发射线圈单元101。

每一个发射线圈单元101可以是一段辐射导体或是一个小线圈。每一个rf功率放大器102可以直接安装在该段辐射导体上或安装在一个小线圈上。或者，每一个rf功率放大器102可以与一段辐射导体或一个小线圈直接连接而不需要电缆。

作为一个示例，每一个rf功率放大器102可以包括金属氧化物半导体场效应晶体管(metal-oxide-semiconductorfieldeffecttransistor，mosfet)102。然而，本发明的rf功率放大器102并不限于mosfet，并且其也可以包括其他类型的功率放大器。参考图2，每一个mosfet102可以是直接连接到一个发射线圈单元101上的独立封装的mosfet或者是半导体mosfet芯片。

rf线圈阵列100还可以包括射频屏蔽装置103，射频屏蔽装置103用于屏蔽多个发射线圈单元101与磁体低温恒温器(未示出)和梯度线圈单元(未示出)的相互作用。与各自的rf功率放大器102集成的多个发射线圈单元101可以被安装到该射频屏蔽装置103上。

在本发明的rf线圈阵列100中，多个发射线圈单元101是独立控制的，且每一个发射线圈单元101可以由一个集成的有源rf功率放大器102驱动和控制。因此，在本发明的rf线圈阵列100中的每一个发射线圈单元101本身可以是非谐振的。因此，本发明的rf线圈阵列100可以是有源线圈而不是无源谐振元件。

此外，在本发明的rf线圈阵列100中，多个发射线圈单元101中的每一个可以具有电压源的特性。因此，由每一个发射线圈单元101产生的激励场(b1场)可以被维持在恒定和良好的控制水平，并且可以独立于线圈负载(即线圈耦合)。然而，本发明的每一个发射线圈单元101的特性并不限于电压源。在另一个具体实施方式中，本发明的每一个发射线圈单元101也可以具有电流源的特性。

因为本发明的rf线圈阵列100是有源线圈，所以对于本发明的rf线圈阵列100来说不需要复杂的线圈再调谐。来自于调谐过程中的权衡线圈效率或者实现线圈重叠以减少互感也是不需要的。因此，对于本发明的rf线圈阵列100来说，可以显著地减少总的射频功率需求。

此外，因为rf功率放大器102与各自的发射线圈单元101相集成，所以射频功率的产生可以集成到rf线圈阵列100中，这可以有助于系统的更简单设计和空间的有效使用。与传统的无源线圈相比，本发明的rf功率放大器102和发射线圈单元101不需要匹配电路，并且本发明的rf线圈阵列100可以节省用于连接到rf功率放大器102的电缆。

本发明的多个发射线圈单元101可以是谐振的或非谐振的导体或小线圈，且是小型有源线圈单元。本发明的发射线圈单元101可以具有柔性的结构且可以被使用于构成各种几何形状的线圈结构。本发明的多个发射线圈单元101可以被布置成在x、y和/或z轴上的任何矩阵线圈阵列。

在rf线圈阵列100的一个具体实施方式中，多个发射线圈单元101可以被配置为体线圈。如图3所示，多个发射线圈单元101可以被配置为条状式(stripline)线圈。如图4所示，多个发射线圈单元101可以被配置为鸟笼式(birdcage)线圈。如图5所示，多个发射线圈单元101可以被配置为新式格状(lattice)线圈。当然，图3至图5所示的线圈结构仅仅是本发明的一些说明性示例，而不旨在限制本发明。事实上，本发明的多个发射线圈单元101可以被配置为任何其他有用的结构。

在rf线圈阵列100的另一个具体实施方式中，多个发射线圈单元101可以被配置为局部表面线圈。这种局部表面线圈可以更靠近患者放置。因此具有更高的射频效率及更低的射频功率要求，且可以简化系统。另外，局部表面线圈可以通过取消对大体积圆柱形发射/接收线圈的需求来增加内径空间以容纳患者并提高患者的舒适度。

多个发射线圈单元101可以灵活地布置在x、y和/或z轴上，并且许多低功率rf功率放大器102与各自的发射线圈单元101相集成，这开辟了一种新的多通道线圈架构。在这种新的多通道线圈架构中，可以独立地控制低功率rf功率放大器102的幅值和相位，以提供更高的自由度来操纵b1激励磁场。在一些具体实施方式中，高发射通道数量还可以结合适当设计的线圈阵列有助于mr信号的空间定位。具有多通道线圈架构的集成的rf功率放大器还可以显著减少电缆损耗和射频发射基础设施占用。与传统的大体积激励mri发射线圈相比，利用高发射通道数量和独立的发射线圈单元的能力能够实现不同的应用和系统概念。通过利用小的独立发射线圈单元101的大阵列，空间选择性激励可以被更好地控制和定位到患者身体的区域。对于空间选择性激励，只有有助于在患者身体的感兴趣(region-of-interest，roi)区域中产生b1激励场的发射线圈单元101才将被激励，这可以限制sar(specificabsorptionrate，比吸收率)暴露到患者身体的其他部分并减少mri期间全身的平均sar暴露。由发射线圈单元101提供的增加的自由度还能够使得更好地控制b1场的均匀性，且可以结合适当的sar约束来优化b1场的均匀性。通过对每一个发射线圈单元101的精确控制，可以更精确地估计患者中的局部功率耗散，从而提高整个系统的性能和利用率。

作为一个示例，本发明的rf线圈阵列100具有n个发射线圈单元101，因此，在本发明的rf线圈阵列100中形成n个通道。由rf线圈阵列100产生的总b1场可以由从每一个发射线圈单元或通道产生的b1场的复杂权重和形成，如以下公式所示：

其中在上式(4)中，表示由rf线圈阵列100产生的总b1场，n表示发射线圈单元或通道的数量，bi(x,y,z)是由第i个发射线圈单元产生的空间变化的b1场的灵敏度分布，ai和分别为施加到第i个发射线圈单元的实值幅值和相位权重。式(4)表示幅值和相位权重是与时间无关的特殊形式。这意味着施加到每一个发射线圈单元的时变射频波形是相同的。这种特殊形式也被称为射频匀场。幅值和相位这两项可以容易地由一组复值权重来表示：

其中

因此，对于期望的目标发射(激励)b1场，施加到每一个发射线圈单元的幅值和相位，或复值权重集合{wi}，可以通过使矩阵向量形式的成本函数最小化确定并得到如下：

从而，式(6)中的尤指使成本函数最小化的组合权重图。然后，表示通过{wi}到式(6)的求解获得的期望目标场的最近似值。r(w)是我们希望确定和优化的复值权重的函数，即w＝{wi}的广义正则化项，。这是当通过拟合寻找不适定问题的解决方案时经常使用的方法。正则化项的一个示例是当

r(w)＝α‖w‖²(7)

其中α是标量，且‖w‖是各个发射线圈单元或通道的复值权重集合{wi}的l2范数。式(7)是被称为tikhonov正则化的一种常见正则化形式。α的值的选择是由式(6)中系统矩阵的病态水平确定。为数据一致性项，并且是简单地衡量式(4)中的系数或复值权重集合{wi}如何更好地重现目标场。

用于控制rf激励场或b1场的更一般情况是不仅包括改变对于每一个发射线圈单元或通道的幅值和相位ai和φi，还包括改变对于每一个发射线圈单元的时变射频波形fi(t)。这种方法被称为具有射频脉冲设计的并行发射(或并行激励)，并且被grissom等人(magnmedmed2006；56:620-9，用于设计多线圈并行激励中的射频脉冲的空间域方法)论述过。而不是仅仅控制b1场的射频激励的形状，这种方法也可以控制射频激励的空间范围，通过使用对于每一个发射线圈单元或通道的复值加权，以及对于每一个发射线圈单元或通道个性化的空间选择性射频脉冲，能够允许射频激励的更为复杂模式。

通过能够将不同的时变射频波形包括到优化中，用于并行发射或激励的相关测量是由施加射频激励或b1场及伴随和并发的梯度场产生的空间定制的横向磁化m(x,y,z)。注意，通过与梯度场同时施加射频激励波形，对于第i个发射线圈单元或通道来说射频激励可以是空间选择性的。因此，可以通过每一个发射线圈单元或通道的激励模式的叠加来产生总体定制的激励模式，如：

即从射频脉冲设计方法而得。式(8)包括由于静主磁场不均匀性施加的梯度波形的k空间轨迹以及在时的平衡磁化(m0(x,y,z))导致的相位增加的影响。被定义为所施加的梯度波形的时间积分，其中t是射频波形fi(t)的脉冲长度，是射频激励期间施加的梯度波形，以及δb0(x,y,z)是静态场均匀性图。式(8)可以通过使用下式来得以简化：

则式(8)的总体激励模式可以写为：

因此，如果期望的目标激励分布图由m^tar(x,y,z)的磁化分布来描述，则可以通过成本函数的矩阵向量形式最小化，来确定施加到每一个发射线圈单元或通道的期望的复杂射频波形，从而得到：

其中广义正则化项是以矢量形式表示的时变射频脉冲波形的函数所产生的激励分布图，再现由解集获得的目标场的最近似值，其中集合中的第i个通道的射频波形被施加到相应的第i个发射线圈单元或通道。如式(7)中，则在式(11)中可以使用广义正则化项的一个示例，即tikhonov正则化

r(f)＝α‖f‖²(12)

其中||f||是各个发射线圈单元的时变射频波形的l2范数。

可以数字地求解式(6)和式(11)以计算产生期望的b1场分布或定制的激励分布的每一个发射线圈单元的权重解集和射频波形。

在一个可选的具体实施方式中，如图6所示，本发明的每一个rf功率放大器102还可以包括可变电容cp。可变电容cp可以与mosfet102并联连接。可变电容cp可以通过使用mosfet102中的变容二极管或寄生电容来实现。可变电容cp的电容值可以取决于与mosfet102相集成的该段辐射导体101的长度或来自其他发射线圈单元101或负载的耦合。可变电容cp用于实现连接到各自的发射线圈单元101的mosfet102的更高效率。

图7示出了根据本发明的一个具体实施方式的mri发射阵列200的框图。参考图7，根据本发明的一个具体实施方式的mri发射阵列200可以包括多个射频(rf)发射器201、上述的rf线圈阵列100(包括多个发射线圈单元101及与各自的发射线圈单元101相集成用于驱动各自的发射线圈单元101的多个rf功率放大器102)、以及用于向多个发射线圈单元101提供直流(directcurrent，dc)电压dcin的dc电压源202。

多个rf发射器201可以生成多个射频信号srf1-srfn。多个rf功率放大器102可以与各自的rf发射器201相连，并且可以将来自各自的rf发射器201的射频信号srf1-srfn进行功率放大。多个发射线圈单元101可以发射各自的放大后的射频信号。本发明的mri发射阵列200可以提供多通道并行发射。

在一些具体实施方式中，多个发射线圈单元101中的至少一部分可以由各自的rf发射器201选择性地激励，以便实现射频信号的空间选择性激励和空间定位。

图8示出了根据本发明的一个具体实施方式的mri发射阵列200中的发射线圈单元101的dc电力连接。如图8所示，每两个相邻的发射线圈单元101可以经由射频扼流圈l连接。射频扼流圈l可以是例如扼流电感l。多个发射线圈单元101经由dc电压源202连接到射频屏蔽装置103，因此，dc电压源202可以向多个发射线圈单元101提供dc电压dcin。射频扼流圈l可以允许直流(dc)通过并阻断交流(alternatingcurrent，ac)。

图9示出了对于图8的发射线圈单元101的dc偏置配置的等效电路。如图9并结合图8所示，每一个发射线圈单元101可以经由电容c电性连接到射频屏蔽装置103。在rf功率放大器102是mosfet的具体实施方式中，每一个mosfet102的源极s可以直接连接到发射线圈单元101的第一端，且mosfet的漏极d可以连接到射频屏蔽装置103。发射线圈单元101的第二端可以经由电容c连接到射频屏蔽装置103。

在图8和图9中，由dc电压源202提供的dc电压dcin可以被输入到所有发射线圈单元101，而发射线圈单元101之间的时变射频信号可以被射频扼流圈l所阻挡，并且在每一个发射线圈单元101的第二端处通过电容c短接到地。

多个发射线圈单元101和射频屏蔽装置103可以用作热管理的散热器以及用于偏置和驱动mosfet102的电路径。本发明的mri发射阵列200可以允许一定程度的高阶b0匀场以提高b0磁场均匀性。

图10示出了根据本发明的另一个具体实施方式的在mri发射阵列200中的发射线圈单元101的dc电力连接。如图10所示，每一个发射线圈单元101可以经由射频扼流圈l(例如扼流电感)连接到dc电压源202，因此dc电压源202可以将dc电压dcin提供给多个发射线圈单元101。每一个发射线圈单元101可以直接电性连接到射频屏蔽装置103。在rf功率放大器102是mosfet的具体实施方式中，每一个mosfet102的源极s可以直接连接到一个发射线圈单元101的第一端，mosfet102的漏极d可以连接到射频屏蔽装置103。

在图10中，类似地，由dc电压源202提供的dc电压dcin可以被输入到所有发射线圈单元101，而发射线圈单元101之间的时变射频信号可以被射频扼流圈l阻挡，并且在每一个发射线圈单元101的第二端处直接短接到地。

返回参照图7，可选地，本发明的mri发射阵列200还可以包括多个无线接收器203。多个无线接收器203可以接收来自上位机(未示出)的多个无线数字信号sd1-sdn，并将多个无线数字信号sd1-sdn传送给各自的射频发射器201。因此，可以实现无线数字信号的传输和控制，这可以额外地简化系统和提高输入信号的信噪比(signalnoiseratio，snr)。每一个集成的rf功率放大器102以及每一个无线接收器203可以被封装在一起作为一个单个的元件。

采用本发明的rf线圈阵列100可以增加操纵射频发射(b1场)和sar分布的能力，使得可以通过更好地管理患者局部和平均sar来获得更高质量的图像。本发明的rf线圈阵列100具有较少的电缆损耗及更高的功效，可减少rf功率放大器102设备占用且因此降低产品成本。

另外，本发明的rf线圈阵列100可以通过允许更有效的b1场成形来改善mr信号的空间定位。

而且，发射线圈单元的通道数量的增加不会增加与各自的发射线圈单元101相集成的rf功率放大器102的复杂性。

虽然结合特定的具体实施方式对本发明进行了详细说明，但本领域的技术人员可以理解，对本发明可以作出许多修改和变型。因此，要认识到，权利要求书的意图在于覆盖在本发明真正构思和范围内的所有这些修改和变型。