专利名称：用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备的制作方法图1所示为适合用于本发明的实施例的实例性MR成像系统的示意方块图；附图2所示为本发明的实施例可适用的检测器阵列的平面图；附图3所示为以传输线表示的一对检测器元件的示意图；附图4所示为根据本发明的实施例的RF检测器阵列组件的示意图；附图5所示为根据本发明的实施例的实例性RF检测器阵列组件的示意图；附图6-8所示为根据本发明的实施例的实例性去耦接口的示意图；和附图9所示为RF检测器阵列的进一步实施例的示意性方块图。本发明的详细描述首先参考附图1，实例性磁共振(MR)成像系统包括计算机10，该计算机10通过脉冲控制模块12控制梯度线圈功率放大器14。对于自旋回波、梯度回收(recalled)回波脉冲序列、快速自旋回波或其它类型的脉冲序列，脉冲控制模块12和梯度放大器14一起产生合适的梯度波形Gx、Gy和Gz。梯度波形连接到梯度线圈16，该梯度线圈16放置在MR磁体组件34的孔周围以使梯度Gx、Gy和Gz沿着它们相应的轴线从磁体组件34施加在极化磁场B0上。脉冲控制模块12也控制作为射频转发器系统的一部分的射频合成器18，该射频转发器系统的一部分由虚线块36所包围。脉冲控制模块12也包含RF调制器20，该RF调制器20调制射频合成器18的输出。通过功率放大器22所放大并通过发射/接收开关24施加到RF线圈组件26中的结果RF信号用于激励成像的对象(未示)的原子核自旋。通过RF线圈组件26拾取源自成像对象的激励的原子核的MR信号并通过发射/接收开关24提供给前置放大器28以放大，然后通过正交相位检测器30进行处理。通过高速A/D转换器32对检测的信号进行数字化并将其施加给计算机10进行处理以产生对象的MR图像。计算机10也控制调整(shimming)线圈电源38以给调整线圈组件40供电。在本发明的实施例中，RF线圈组件26是由多个检测器元件构成的RF检测器阵列，比如环路或导电带，并且也可以被构造为多个线圈或导电带的阵列。也可以使用其它的导电材料和结构(比如铜棒、管、导线或其它的线结构)作为检测器元件。在进一步的实施例中，RF线圈组件26是MRI定相的阵列(phased array)。下文参考附图2和3详细描述使用导电带的实施例。此外，在本发明的实施例中，检测器元件也可以是不相重叠的或重叠的。此外，通过实施接收线圈阵列26的多通道阵列可以进一步改善SNR。在这种结构中，然后使用并行处理技术比如SENSE(上文所描述的)来改进数据采集时间。在相对较高的B0磁场强度(例如大于3T)下，RF激励磁场的均匀性主要取决于电特性和患者的大小。但是，如果发射线圈也以阵列配置实施，则在每个阵列元件中的电流幅值和相位可以分别调整以使在存在患者的情况下RF激励磁场的均匀性最佳。现在参考附图2，所示为微带阵列100的平面图，该微带阵列100随后能以RF检测器应用的一般平面配置来配置，比如表面线圈。可替换的是，微带阵列100可以构造为圆筒形以形成多通道体积谐振器。阵列100包括一系列的平行的等量长度的导电的(例如铜)微带102，并且在该微带102上具有电介质覆盖物104。为覆盖物102选择的电介质例如可以是具有相对电介质常数εr＝6.4的玻璃。电介质材料使电磁频率(EMF)波长减小到1/εr1/2以使在MRI频率下例如四分之一波长(λ/4)谐振器对应于接收阵列的合理的长度。因此，在具有63.87兆赫兹的质子谐振的1.5特斯拉(T)的系统中，在玻璃介质中使四分之一波长(λ/4)从117厘米减小到46厘米。可以理解的是，微带配置允许在16个单个阵列元件中的每个元件之间隔离，因此如果需要的话可以分别驱动每个元件。在接收端，可以将体积谐振器用作16-通道定相阵列以改善SNR，或者用于并行图像处理技术比如SENSE。
如Lee等人在Magnetic Resonance in Medicine.45673-683(2001)中所描述，带长l可以是四分之一波长(λ/4)或者半波长(λ/2)，而带宽w、间隔s和电介质厚度h被选择为使带的特性阻抗与其所连接的电缆的阻抗相匹配(未示)。微带阵列100相对于常规环设计的一个优点在于带102的长度可以调节以使在带之间的耦合最小，而与其间的间隔s无关。在一种实施例中，使用通过开路或短路终结(termination)的一组四分之一波长(λ/4)带(或者它的整数倍)在带内产生持续的波谐振。在变型的实施例中，使用以匹配阻抗负载终结的一组半波长(λ/2)带(或者它的整数倍)在带内产生行波谐振。在两个实施例中，带彼此去耦(如Lee等人更详细地描述)，由此在每个隔离的带上提供高的SNR。
应该进一步注意的是，微带阵列的实际的物理长度允许改变，只要达到了所需的带的电波长即可。可以改变带的物理长度以改变带的电波长。通常，电长度θ0理想地是π/2或π，这就要求物理长度为谐振波长的四分之一或者一半波长。在实际中，对于7T整体MRI扫描器，在空中的谐振波长大约1米，因此在空中的导电带的四分之一波长为25厘米，它是在MRI扫描器中的RF检测器的合理长度。但是，对于较低场MRI扫描器(例如1.5T)，在空中的谐振波长为4.967米。因此，在空中的导电带的四分之一波长为1.17米，它太长以致不是有效的RF检测器。为此，对于较低场的MRI应用，可以增加集总元件电抗以获得所选择的电波长。附图3示意地示出了以传输线表示的一对带(a)、(b)。在(a)中，实际的带长度1等于所需的电波长θ0(例如，λ/4，λ/2)。通过适当的终结，带(a)自然地与相同长度和终结的相邻带去耦。但是，在带(b)中，实际的带长度1短于所需的电波长θ0，而具有电波长θ。为了实现所需的电波长θ0，集总元件比如电容器C1和C2都可以附加给带(b)。
参考附图4，所示为在并行成像中使用的RF检测器阵列组件400的实施例。在本发明的一种实施例中，提供用于MRI系统的射频(RF)检测器阵列组件。RF检测器阵列组件包括至少一个RF检测器阵列410，如上文所描述，其中该阵列具有多个RF检测器元件以用于从MRI系统中同时采集RF信号，并且还包括去耦接口420，该去耦接口420耦合到多个检测器元件中的每个检测器元件以用于使每个元件与其余的元件去耦。如上文所述，该阵列可以是定相阵列、多线圈阵列或者可替换的是微带阵列。该元件(例如线圈或微带)可以是不相重叠的或重叠的。在下文中描述的实施例中，线圈和/或带称为“元件”和并且是不相重叠的。但应该理解的是，去耦接口装置也可以适用于具有重叠元件的阵列。
进一步参考附图2，在RF检测器阵列的一种实施例中，该阵列包括基本平行于导电接地平面(未示)的多个导电带102和附图3的多个电容器C1和C2，其中至少一个电容器从每个带并联到接地平面以调节每个导电带的相应的电长度。每个相应的带、至少一个相应的电容器和接地平面的组合形成了在所选择的频率上谐振的谐振器。
在RF检测器阵列的进一步的实施例中，该阵列包括形成在电介质中的多个等量的微带和每个微带处的至少一个终结，通过调整微带的长度和电介质的介电常数将每个微带调整到所选择的谐振波长的四分之一波长的整数倍，从包括短路、开路和电抗性终结的组中选择该终结。
如在此所使用，n-端口系统表示在MRI系统中在检测RF信号的过程中使用的n-元件阵列。该系统进一步例如具有用于耦合到源发生器的n个端口。在发射模式中，源发生器是在功率放大器的输出到MRI系统的等效电压或电流源。可替换的是，在接收模式中，通过使用可逆性原理，源发生器表示在MRI系统的前置放大器的输入处的信号。
对于耦合系统，令V和I表示在端口上测量的电压和电流的矢量。Z和Y表示n-端口系统的开路阻抗和导纳矩阵 这里对角线分量Zii(i＝1，2，...，n)是在所有的其它端口开路时第i个元件(通常为“调谐并匹配的”线圈)的自阻抗。Zii的实部表示在元件中变换的阻性损失，而虚部是元件的变换的电抗。在两个端口i和j之间的互阻抗Zij(i，j＝1，2，...，i≠j)是在所有的其它端口开路时在第i端口上产生的开路电压除以供应给第j端口的电流。Zij的实部是在线圈元件i和j之间的互电阻(与噪声相关关联)，而Zij的虚部是电抗耦合，它主要是在线圈元件i和j之间的电感耦合。因此，不包括源发生器的耦合的n-端口系统本身的节点方程是V＝ZI [2]未耦合的系统可以处理为一般耦合的系统的特殊情况。令Vu和Iu表示在未耦合的系统中在端口上测量的电压和电流矢量。Zu和Yu是未耦合的系统开路阻抗和导纳矩阵 因此，未耦合系统的节点方程变为Vu＝ZuIu[4]在包括源发生器的闭路中，发生器电压和电流为Vg=V18V28···Vn8,Ig=I18I28···In8........(5)]]>发生器阻抗和导纳为 基于基尔霍夫定律(kirchhoff’s law)，附图1的耦合系统可以描述为Vg＝V+ZgI，Ig＝I+YgV.[7]通过下式描述未耦合的系统Vg＝Vu+ZgIu，Ig＝Iu+YgVu[8]方程[7]和[8]是形成在耦合的和未耦合的定相阵列之间的关系的基础。
方程[7]是耦合的系统的完整的描述。方程[8]是未耦合的系统的完整描述。通过使方程[7]和方程[8]中的源发生器相等，可以得出在V和Vu或者可选的I和Iu之间的明确的关系。
基于开路节点方程(方程[2]和[4])和闭路基尔霍夫定律(方程[7]和[8])，可以获得 这就得到了在未耦合电压Vu和耦合电压V之间的关系(Y+Yg)V＝(Yu+Yg)Vu. [10]
令矩阵Cv为从未耦合电压到耦合电压的变换矩阵，Dv为从耦合电压到未耦合电压的变换矩阵。然后方程[10]变为V＝CvVu，orVu＝DvV， [11]这里，Dv是Cv是逆矩阵，Cv＝(Y+Yg)-1(Yu+Yg)[12]DV＝(Yu+Yg)-1(Y+Yg)这里Cv称为电压耦合矩阵，Dv称为电压去耦矩阵。
以类似的方式，从方程[2]、[4]、[7]和[8]中得出如下的电流关系 这就得到了在未耦合电流Iu和耦合电流I之间的关系(Z+Zg)I＝(Zu+Zg)Iu. [14]令矩阵CI为从未耦合电流到耦合电流的变换矩阵，DI为从耦合电流到来耦合电流的变换矩阵。然后方程[14]变为I＝CIIu，orIu＝DII，[15]这里，DI是CI是逆矩阵，C1＝(Z+Zg)-1(Zu+Zg)[16]DI＝(Zu+Zg)-1(Z+Zg)这里CI称为电流耦合矩阵，DI称为电流去耦矩阵。
n-端口系统的耦合的全部特征在于电压和电流耦合矩阵CV和CI。CV和CI的每个本征值代表一种耦合模式。因为CV或CI是n×n矩阵，如果没有简并，则可能有n种耦合的模式，这表明耦合可以使系统谐振频率分为n种不同的频率。在这种耦合的系统中处理MR信号的一种方式是包括附加的去耦机构以将多个谐振模式简并为一种模式。
在本发明的实施例中，通过具有阻抗矩阵Z′的2n-端口接口系统将具有阻抗矩阵Z的耦合的n-端口系统转换为去耦的n-端口系统Zu，如附图4所示。Z′是2n×2n矩阵，表示如下 令Z′的四个n×n子矩阵为 n-端口系统的节点方程是V＝ZI，即方程[4]。2n-端口接口系统的节点方程是V′V′′=Z^11′Z^12′Z^21′Z^22′I′I′′,...........(19)]]>这里V′=V1′···Vn′,V′′=Vn+1′···V2n′,I′=I1′···In′,I′′=In+1′···I2n′........(20)]]>
注意，在n-端口系统和2n端口接口之间的互连处，得到V″＝V，I″＝-I. [21]因此，从方程[4]、[19]和[21]中，得出如下的接口的输出阻抗矩阵Zout=V′I′=Z^11′-Z^12′(Z^22′+Z)-1Z^21′..........(22)]]>在输出阻抗矩阵等于未耦合的系统的阻抗矩阵时，即Zout＝Zu，则方程[22]变为去耦合方程，Z^11′-Z^12′(Z^22′+Z)-1Z^21′=Zu...........(23)]]>满足方程[23]的任何2n-端口接口都可以用于使n-端口耦合系统Z去耦。
因此，Z是n×n矩阵，因为无源网络的可逆性，Zij＝Zji(i，j＝1，2，...，n；i≠j)，在方程[23]中存在n(n+1)个独立的方程。也是合理的是，假设Z的对角线元素相同Z11＝Z22＝...＝Znn(如果在定相阵列中的每个线圈元件匹配到相同的值例如50Ω，则这种假设是合理的)，则在方程[23]中的独立方程的个数变为1+n(n-1)/2。在另一方面，矩阵Z′是2n×2n矩阵，因此如果它具有无源网络的可逆性并且具有的相同的对角线元件，则它具有1+2n(2n-1)/2个未知数。因为未知数的个数大于独立方程的数量，所以去耦方程[23]具有不止一组解，这就意味着有不止一种构造去耦网络的方式。
但是，具有更高的对称性的高度简并2n-端口结构的一种特殊类别，即，Z^11′=Z^12′=Z^21′=Z^22′...........(24)]]>在这种情况下，未知数的数量等于在方程[23]中的独立方程的数量。因此，可以求解去耦方程而不需要在求解的过程中的其它的假设。具有这种对称性的接口系统是可能的最简并的系统，它使得这种接口的构造相对容易。
在实例性的实施例中，使用四-端口去耦接口来对强耦合线圈进行去耦并以网络分析器和MRI扫描器实验性地说明。在实验结果中，在空载时在两个相同的表面线圈之间测量的耦合是-1.4分贝，而在加载在人的胸部时为-5分贝。在插入去耦接口之后，在它们空载时耦合S21降低到-33分贝，而在加载在人的胸部时为-51分贝。这意味着假设前置放大器的输入阻抗为50Ω则在两个线圈之间仅有大约0.3％信号功率干扰。
在本实例性实施例中，每个线圈用0.25毫米厚并且602g/m2的柔性印刷电路板来构造。总共4个这种线圈分别在63.66兆赫兹下调谐并匹配于50Ω。在加载以人的胸部时，两个线圈(线圈1和2)并排放置而没有任何重叠，并且放置在固定设备上以作为MRI RF检测器。在这些线圈之间的间隔是7毫米。通过对称-不对称变换器将半波长同轴电缆连接到每个线圈。在这两个线圈之间的强耦合通过HP 4395A阻抗/网络分析器(Hewlett Packard，Palo Alto，CA)和通过MRI扫描器GE Lx(GEMS，Milwaukee，WI)记录。在本实验中的去耦接口由两个线圈(线圈3和线圈4)制成，这两个线圈在MRI扫描器的磁体外部。通过BNC T-连接器线圈3与线圈1和前置放大器连接，通过另一T-连接器线圈4与线圈2和另一前置放大器连接。调节在线圈3和线圈4之间的重叠可以实现正确的互电抗以使线圈1和线圈2去耦。注意，使用两个线圈作为去耦接口的原因在于它们相对容易调节以显示多种耦合和去耦现象，以及因为对于每次调节不需要额外的匹配。但是，应该理解的是，可以应用集总元件电路构造该接口以使在接口中的损失最小，比如在执行任何匹配之前需要插入接口。附图5所示为这种实例性的实施例的示意性附图。
在进一步实施例中，去耦接口420可以包括电抗性集总元件电路、分布式结构、传输线和线圈。
参考附图6和7，所示为实例性的去耦接口。附图6所示为作为线圈电路600的去耦接口的π-电路610，线圈电路600是在附图5中所描述的阵列的两个线圈(线圈1和2)的等效电路。附图7所示为作为线圈电路700的去耦接口的T-电路710，线圈电路700是在附图5中所描述的阵列的两个线圈(线圈1和2)的等效电路。
参考附图8，所示为用于使四-元件定相阵列800去耦的8-端口去耦接口的方块图。这种接口由6个四-端口接口组装成。
参考附图9，所示为说明与地平面(未示)并联连接的调谐电容器910的RF检测器阵列的进一步实施例的方块图，如上文所述为进行互连在导电元件部分900和去耦电容器930之间匹配电容器920。
在本发明的进一步实施例中，提供了一种在磁共振成像(MRI)系统中使射频(RF)检测器阵列元件去耦的方法。该方法包括如下的步骤提供至少一个RF检测器阵列，以及提供耦合到多个检测器元件中的每个检测器元件以使每个检测器元件与其余的检测器元件去耦的去耦接口。RF检测器阵列具有多个RF检测器元件。在一种实施例中，检测器元件是不相重叠的。在另一实施例中，检测器元件是重叠的。
虽然已经示出并描述了本发明的优选实施例，但是显然仅仅以举例的形式提供了这种实施例。在不脱离本发明的前提下本领域的普通技术人员可以作出许多变型、改变和替代。因此，仅通过附加的权利要求的精神和范围限定本发明。


在磁共振成像(MRI)系统中使用的射频(RF)检测器阵列组件包括至少一个RF检测器阵列(410)，其中该阵列具有用于从MRI系统中同时采集射频(RF)信号的多个RF检测器元件，以及包括与该多个检测器元件中的每个检测器元件耦合以使每个检测器元件与其余的检测器元件去耦的去耦接口(420)。本发明还提供了在磁共振成像(MRI)系统中使射频(RF)检测器阵列元件去耦的方法。该方法包括如下的步骤提供至少一个RF检测器阵列(410)，其中该检测器阵列具有多个RF检测器元件，以及提供与该多个检测器元件中的每个检测器元件耦合以使每个检测器元件与其余的检测器元件去耦的去耦接口(420)。