本发明涉及医学成像领域，特别涉及一种磁共振射频线圈接收电路、射频线圈和磁共振系统。
背景技术：
核磁共振成像(nuclearmagneticresonanceimaging，简称nmri)，又称自旋成像(spinimaging)，也称磁共振成像(简称mri)，是利用核磁共振原理，依据所释放的能量在物质内部不同结构环境中不同的衰减，通过外加梯度磁场检测所发射出的电磁波，绘制出物体内部的结构图像。
射频线圈是磁共振扫描仪中非常重要的一个线圈，射频线圈直接决定着成像质量，它的性能很大程度上出厂时已设定好。通常要想利用现有线圈获得高信噪比的图像就必须增加接收到的组织磁共振信号，降低噪声，而噪声的大小与线圈所含的组织容积有关，所含组织越少，噪声越小。同时，射频线圈所含组织容积的大小也决定着参与成像的h质子含量。射频线圈应尽量贴紧扫描部位，使其间距最小，以增加接收到的mr信号强度，减少接收的噪声。因此，在选用射频线圈时应根据扫描解剖部位大小选择能与患者紧密匹配，覆盖解剖部位最小的射频线圈。
射频线圈的接收电路通常由于电路之间的不匹配，导致接收电路的信号损失大，从而导致接收到的磁共振射频信号信噪比低，图像质量受到较大影响。
技术实现要素：
本发明要解决的问题是提供一种磁共振射频线圈接收电路、射频线圈和磁共振系统，解决了现有磁共振射频接收电路中传输损耗大的问题。
为解决上述问题，一种磁共振射频线圈的信号接收电路，包括：放大器，用于对所接收到的成像对象的磁共振信号进行放大；可调元件，与所述放大器匹配，用于调节所述放大器的输入阻抗，并可通过所述可调元件将所述放大器的输入阻抗调节为纯实部；所述可调元件为容性元件和/或感性元件。
优选的，所述放大器包括一个信号输入端口、一个信号输出端口、一个偏置电路端口和一个配电端口。
优选的，所述可调元件设于所述放大器的输入端。
优选的，所述可调元件为电容元件，所述电容元件与一个电阻并联后连接于所述放大器的输入端。
优选的，所述可调元件为两个并联的电容元件，所述两个并联的电容元件连接于所述放大器的输入端。
优选的，还包括：匹配模块，所述匹配模块设于线圈单元与所述放大器之间，用于实现阻抗匹配；模数转换模块，连接于所述放大器的后端，用于将模拟信号转换为数字信号。
为解决上述问题，本发明还提供了一种射频线圈，包括：一个或数个线圈单元，用于接收成像对象的磁共振信号；还包括：前述的信号接收电路，用于对接收到的所述磁共振信号进行信号处理。
优选的，所述射频线圈为射频体线圈或局部线圈。
优选的，所述局部线圈包括所述数个线圈单元所构成的线圈阵列。
为解决上述问题，本发明还提供了一种磁共振系统，包括：前述的射频线圈。
与现有技术相比，本发明的技术方案提供一种磁共振射频线圈接收电路、射频线圈和磁共振系统，可以通过调节可调元件，将放大器的输入阻抗调节为纯实部，减少信号在电路中传输的损耗，提升信号的信噪比。
附图说明
图1是本发明一些实施例的磁共振系统的结构示意图；
图2是本发明一些实施例的磁共振射频线圈的结构示意图；
图3是本发明一些实施例的磁共振射频线圈放大电路的结构示意图；
图4是一种双端网络的结构示意图。
具体实施方式
为使本发明的上述目的、特征和优点能够更为明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在以下描述中阐述了具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以多种不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似推广。因此本发明不受下面公开的具体实施方式的限制。
如本申请和权利要求书中所示，除非上下文明确提示例外情形，“一”、“一个”、“一种”和/或“该”等词并非特指单数，也可包括复数。一般说来，术语“包括”与“包含”仅提示包括已明确标识的步骤和元素，而这些步骤和元素不构成一个排它性的罗列，方法或者设备也可能包含其他的步骤或元素。
图1是本发明一些实施例的磁共振系统的结构示意图，如图1所示，磁共振系统100通常包括磁共振机架，机架内有主磁体101，主磁体101可以是由超导线圈构成，用来产生主磁场，在一些情况下也可以采用永磁体。主磁体101可以用来产生0.2特斯拉、0.5特斯拉、1.0特斯拉、1.5特斯拉、3.0特斯拉或者更高的主磁场强度。在磁共振成像时，成像对象150会由患者床106进行承载，随着床板的移动，将成像对象150移入主磁场磁场分布较为均匀的区域105内。通常对于磁共振系统，如图1所示，空间坐标系(即设备的坐标系)的z方向设置为与磁共振系统机架的轴向相同，通常将患者的身长方向与z方向保持一致进行成像，磁共振系统的水平平面设置为xz平面，x方向与z方向垂直，y方向与x和z方向均垂直。
在磁共振成像，脉冲控制单元111控制射频脉冲产生单元116产生射频脉冲，射频脉冲由放大器放大后，经过开关控制单元117，最终由射频体线圈103或者局部线圈104发出，对成像对象150进行射频激发。成像对象150根据射频激发，会由共振产生相应的射频信号。在接收成像对象150根据激发产生的射频信号时，可以是由体线圈103或者局部线圈104进行接收，射频接收链路可以有很多条，射频信号发送到射频接收单元118后，进一步发送到图像重建单元121进行图像重建，形成磁共振图像。
磁共振系统100还包括梯度线圈102，梯度线圈可以用来在磁共振成像时对射频信号进行空间编码。脉冲控制单元111控制梯度信号产生单元112产生梯度信号，梯度信号通常会分为三个相互正交方向的信号：x方向、y方向和z方向，不同方向的梯度信号经过梯度放大器(113、114、115)放大后，由梯度线圈102发出，在区域105内产生梯度磁场。
脉冲控制单元111、图像重建单元121与处理器122、显示单元123、输入/输出设备124、存储单元125、通信端口126之间可以通过通信总线125进行数据传输，从而实现对磁共振成像过程的控制。其中，处理器122可以由一个或多个处理器组成。显示单元123可以是提供给用户用来显示图像的显示器。输入/输出设备124可以是键盘、鼠标、控制盒等相关设备，支持输入/输出相应数据流。存储单元125可以是只读存储器(rom)、随机存取存储器(ram)、硬盘等，存储单元125可以用来存储需要处理和/或通信使用的各种数据文件，以及处理器122所执行的可能的程序指令。通信端口105可以实现与其他部件例如：外接设备、图像采集设备、数据库、外部存储以及图像处理工作站等之间进行数据通信。
图2是本发明一种磁共振射频线圈的示意图，如图2所示，射频线圈包括线圈单元201、信号接收电路202。在一些实施例中，射频线圈可以是射频体线圈，射频体线圈具有鸟笼结构，设置在成像对象(例如人体)外侧、磁共振系统的机架内部。在一些实施例中，射频线圈可以是局部线圈，局部线圈是覆盖住人体某一部位的射频线圈，例如头线圈、手腕线圈、肩线圈、脊柱线圈、柔性线圈、足线圈。线圈单元201用来接收成像对象发出的磁共振信号，线圈单元201可以是单通道线圈，例如仅有一个环路的线圈。在其他一些实施例中，线圈单元201可以是多通道射频线圈的线圈阵列，例如通道数可以为8、16、32、64。
线圈单元201后端连接有信号接收电路202，信号接收电路202用来对线圈单元201接收到的磁共振信号进行信号处理。这里的信号处理可以包括对信号进行放大、滤波、陷波、变频、模数转换等。
信号接收电路202可以包括匹配模块2021、放大器电路2022和模数转换模块2023。匹配模块2021设于线圈单元201与所述放大器电路2022之间，用于实现他们之间的阻抗匹配。模数转换模块2023连接于所述放大器电路2022的后端，用于将模拟信号转换为数字信号。数字信号可以作为磁共振原始数据以进行进一步的图像重建等操作，得到最终可供医生诊断用的磁共振图像。
图3为本发明的一种磁共振射频线圈的放大器电路2022的示意图。对于该放大器电路来说，射频信号从端口in输入，从端口out输出。
传统的磁共振射频线圈的信号接收电路采用的是匹配网络、低输入阻抗(通常为1～5欧姆)放大器的设计方式，该设计方式是为了减小线圈中的电流，并降低多通道线圈单元的情况下各线圈单元之间耦合电流对信号接收电路带来的电磁干扰。而本发明的放大器电路不同于传统设计，可以是采用高输入阻抗的放大器电路，这里所述的高输入阻抗指的是具有大于500欧姆、大于1000欧姆或者大于2000欧姆的输入阻抗。
采用高输入阻抗放大器时，具体可以由场效应管(fet,fieldeffecttransistor)和/或高电子迁移率晶体管(hemt,highelectronmobilitytransistor)来实现。
如图3所示，放大器301可以包括四个端口：端口①、端口②、端口③和端口④，其中端口②和端口④是该放大器301的旁路端口，用来进行配电或者偏置。放大器301的端口①是信号输入端口，端口③是信号输出端口。
在放大器301输入端一侧，设有输入端匹配电路302和匹配电路303，匹配电路302包括：电阻r1、电容c1和c2，匹配电路303包括电阻r2和电容c3。在放大器301的输出端一侧，设有匹配电路305包括：电阻r4、r5和电容c6。放大器301在端口②接有电容c4用来进行配电，在端口④接有偏置电路304包括：电阻r3和电容c5。该放大器部分用来对由线圈单元201接收到的磁共振信号进行信号放大。
根据双端网络原理，参见图4，对于双端网络(输入端口为端口1，输出端口为端口2)来说，其端口的阻抗分析满足以下公式：
其中，v1表示输入端电压，v2表示输出端电压，i1表示输入端电流，i2表示输出端电流。z11、z12、z21、z22分别表示端口间的阻抗，各端口阻抗值表示如下：
因此图3的放大器301的输入阻抗可以根据输入端的匹配电路302和匹配电路303的电阻r1、r2，电容c1、c2和c3进行数学表示。若放大器301的输入阻抗最终表示为复数的形式，可以通过调节电容c1、c2或者c3的容值，将其输入阻抗的虚部调为0，从而使放大器301的输入阻抗仅保留实部。
放大器301的输出阻抗可以根据输入端的匹配电路305的电阻r4、r5he电容c6进行数学表示。若放大器301的输出阻抗最终表示为复数的形式，可以通过调节电容c6的容值，将其输出阻抗的虚部调为0，从而使放大器301的输出阻抗仅保留实部。
在本发明的一些实施例中，电容c1、c2、c3和c6设置为可调电容，其具体的电容为可调节，从而通过该电容值的调节改变放大器301的输入阻抗或者输出阻抗，实现放大器301输入阻抗或输出阻抗302为纯实部的目的。
在一些实施例中，除了将电容元件作为可调元件，还可以将电感元件作为可调元件，与可调电容的方式类似，也可以通过可调电感实现调节放大器301的输入阻抗或者输出阻抗，实现放大器301输入阻抗或输出阻抗302为纯实部的目的。在一些实施例中，可调元件可以包括可调电容和可调电感，通过同时调节可调电容和可调电感，来实现调节放大器301的输入阻抗或者输出阻抗，实现放大器301输入阻抗或输出阻抗302为纯实部的目的。
将放大器301的输入阻抗或者输出阻抗调节为纯实部的好处在于，可以减小信号在电路中传输的损耗。并且，可调元件的形式可以满足调节各种射频线圈的需求，对于不同的射频线圈，由于其电路结构的差异，可以在出厂前通过调节可调元件，实现放大器的输入阻抗为纯实部的目的。
本发明的技术方案提供一种磁共振射频线圈接收电路、射频线圈和磁共振系统，的信号接收电路、射频线圈及磁共振系统，可以通过调节可调元件，将放大器的输入阻抗调节为纯实部，减少信号在电路中传输的损耗，提升信号的信噪比。
本发明虽然已以较佳实施例公开如上，但其并不是用来限定本发明，任何本领域技术人员在不脱离本发明的精神和范围内，都可以利用上述揭示的方法和技术内容对本发明技术方案做出可能的变动和修改，因此，凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化及修饰，均属于本发明技术方案的保护范围。
同时，本申请使用了特定词语来描述本申请的实施例。如“一个实施例”、“一实施例”、和/或“一些实施例”意指与本申请至少一个实施例相关的某一特征、结构或特点。因此，应强调并注意的是，本说明书中在不同位置两次或多次提及的“一实施例”或“一个实施例”或“一替代性实施例”并不一定是指同一实施例。此外，本申请的一个或多个实施例中的某些特征、结构或特点可以进行适当的组合。
同理，应当注意的是，为了简化本申请披露的表述，从而帮助对一个或多个发明实施例的理解，前文对本申请实施例的描述中，有时会将多种特征归并至一个实施例、附图或对其的描述中。但是，这种披露方法并不意味着本申请对象所需要的特征比权利要求中提及的特征多。实际上，实施例的特征要少于上述披露的单个实施例的全部特征。
一些实施例中使用了描述成分、属性数量的数字，应当理解的是，此类用于实施例描述的数字，在一些示例中使用了修饰词“大约”、“近似”或“大体上”来修饰。除非另外说明，“大约”、“近似”或“大体上”表明所述数字允许有±20％的变化。相应地，在一些实施例中，说明书和权利要求中使用的数值参数均为近似值，该近似值根据个别实施例所需特点可以发生改变。在一些实施例中，数值参数应考虑规定的有效数位并采用一般位数保留的方法。尽管本申请一些实施例中用于确认其范围广度的数值域和参数为近似值，在具体实施例中，此类数值的设定在可行范围内尽可能精确。
针对本申请引用的每个专利、专利申请、专利申请公开物和其他材料，如文章、书籍、说明书、出版物、文档等，特此将其全部内容并入本申请作为参考。与本申请内容不一致或产生冲突的申请历史文件除外，对本申请权利要求最广范围有限制的文件(当前或之后附加于本申请中的)也除外。需要说明的是，如果本申请附属材料中的描述、定义、和/或术语的使用与本申请所述内容有不一致或冲突的地方，以本申请的描述、定义和/或术语的使用为准。
最后，应当理解的是，本申请中所述实施例仅用以说明本申请实施例的原则。其他的变形也可能属于本申请的范围。因此，作为示例而非限制，本申请实施例的替代配置可视为与本申请的教导一致。相应地，本申请的实施例不仅限于本申请明确介绍和描述的实施例。