专利名称：用于mr成像中并行传输的系统和方法当例如人体组织的物质遭受均勻磁场(极化场Btl)时，组织中自旋(spin)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)频率以随机顺序围绕它旋进。 如果物质或组织遭受位于x_y平面内且接近拉莫尔频率的横向RF磁场(激励场，则净对齐矩或者“纵向磁化”Mz可能旋转或“翻转”到χ-y平面中以产生净横向磁矩Mt。在激励信号B1终止后通过受激励自旋发射出信号，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*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。数字化并处理接收的NMR信号的结果集合，从而使用众多公知重构技术之一来重构图像。为了生成最小化对比度和灵敏度变化的高质量图像，MRI应用要求均勻的B1场。 用于B1场激励的传统正交驱动容积线圈(quadrature-driven volume coil)提供受限的场均勻性，尤其是在磁场强度/强烈程度增加时(例如3T或7T磁场)。因此，生成均勻B1 场的能力对于利用较高场强度的MRI应用的潜力的全面实现是重要的。最近，在RF线圈设计中已经提出了多种方法以均勻化B1场。一种用于均勻化B1 场的此类方法是并行传输。在现有的MRI系统中，并行传输通过控制多通道传输阵列线圈中的各个传输元件的振幅和相位来校正传输B1场的不均勻性，在其它情况下称作无源RF 勻场(passive RF shimming)。并行传输还通过使用空间定制的RF脉冲连同梯度来定制磁化，从而校正传输B1场的不均勻性，在其它情况下称作有源并行传输(active parallel transmit)0然而，对于实现用于均勻化B1场目的的现有并行传输方法存在若干缺陷。例如，如上所述，并行传输的实现要求多元件传输阵列线圈，其中各个传输元件需要被良好地去耦。 对于多元件传输阵列，需要各个激励器盒(exciter box)以用于RF脉冲波形的精细控制， 以及各个RF放大器以用于传输阵列线圈中的每个元件。提供此类多元件传输阵列线圈及其相关联元件，显著增加了 MRI系统的硬件成本。因此期望具有一种系统和方法，其提供均勻的B1场而不需要通常要求用于并行传输的多元件传输阵列线圈和相关联组件。
本发明提供用于选择地和动态地在传输模式中操作RF接收线圈阵列以生成与整体传输线圈生成的RF场加起来的局部RF场的系统和方法，使得横向MR磁化具有期望的振幅和相位。失谐电路(detuning circuit)耦合到RF接收线圈阵列中的每个RF接收线圈，其选择性地在禁用和启用状态之间转换以控制RF接收线圈的阻抗和共振，由此选择性地促使RF接收线圈阵列在传输或接收模式中操作。依照本发明的一方面，一种MRI系统包括具有通过其的孔的主磁体、绕该主磁体的孔放置的多个梯度线圈、以及布置在主磁体的孔内并配置成生成RF场的RF传输线圈，其中RF场激励孔内放置的对象的核以生成RF共振信号。该MRI系统还包括布置在主磁体的孔内并相对于RF传输线圈来放置以便接收RF共振信号的RF接收线圈阵列，以及耦合到RF 接收线圈阵列中每个RF接收线圈的失谐电路，所述失谐电路选择性地在禁用和启用状态之间转换以控制RF接收线圈的阻抗和共振。每个RF接收线圈在其相应失谐电路处于禁用状态中时被促使接收RF共振信号，以及在其相应失谐电路处于启用状态中时被促使修改 RF传输线圈生成的RF场的振幅和相位。依照本发明的另一方面，一种用于MRI系统中并行传输的方法包括在MRI系统操作的传输周期期间促使整体RF传输线圈生成第一 RF场，以及在MRI系统操作的传输周期期间促使RF接收线圈的阵列生成第二时间变化的RF场。促使RF接收线圈阵列生成第二时间变化的RF场进一步包括启用耦合到RF接收线圈阵列的失谐电路，以及选择性地和动态地控制失谐电路以控制失谐电路中的阻抗和偏共振，由此也控制RF接收线圈阵列中的阻抗和偏共振，从而促使RF接收线圈阵列在MRI系统操作的传输周期期间生成第二时间变化的RF场。当传输周期完成时，该方法还包括禁用失谐电路以便促使RF接收线圈阵列接收由对象发射的并且响应于第一 RF场和第二时间变化的RF场而生成的RF共振信号，并且在计算机可读存储媒体上存储接收的RF共振信号。依照本发明的再一方面，一种MRI系统包括具有通过其的孔的主磁体、绕该主磁体的孔放置的多个梯度线圈、以及布置在主磁体的孔内并配置成在MRI系统的传输周期期间生成B1场的RF传输线圈，其中B1场激励孔内放置的对象的核以生成RF共振信号。该 MRI系统还包括布置在主磁体的孔内并位于RF传输线圈环绕的体积内的RF接收线圈阵列， 以及耦合到RF接收线圈阵列以选择性地促使RF接收线圈阵列在传输模式和接收模式之一中操作的失谐电路布置。该失谐电路布置配置成在MRI系统的传输周期期间在启用状态中操作，以便动态地控制RF接收线圈阵列中的阻抗和偏共振，其中失谐电路布置在启用状态中的操作促使RF接收线圈阵列生成具有期望振幅和相位的局部B1场。该失谐电路布置还配置成在MRI系统的接收周期期间在禁用状态中操作，其中失谐电路布置在禁用状态中的操作促使RF接收线圈阵列接收响应于&场和局部Bl场而生成的RF共振信号。各种其它特征和优点将从下文详细描述和附图变得显而易见。附图示出目前设想的用于执行本发明的优选实施例。附图中图1是结合本发明的MR成像系统的示意框图。图2是依照本发明一实施例的相对患者放置的RF接收线圈阵列的透视图，其中RF 接收线圈阵列具有耦合到其的失谐电路。图3是依照本发明一实施例的具有耦合到其的失谐电路的RF接收线圈的示意图。图4是依照本发明一实施例的失谐电路的电路示意图。现在参照图2，依照本发明一实施例，示出相对于患者的接收线圈阵列65的透视图。接收线圈阵列65包括在其中具有期望半径的多个单独的线圈元件或回路70。控制电子器件72可操作地连接至接收线圈阵列65，控制电子器件72运转以控制对阵列65的功率供应。控制电子元件72经由连接器74而耦合到阵列65的回路70。阵列65中还包括对应于每个线圈回路70的DC电路，其具有将称为“有源失谐电路(active detuning circuit) ”的形式并概要地在76标识。失谐电路76是与阵列65中相应的线圈回路70串联连接的并联共振电路，并且其是可控的以便选择性地修改相应线圈回路70中流动的电流的阻抗，这将在下文更详细地解释。即，分别在传输和接收周期期间，失谐电路76能够选择性地被启用和禁用以减少和增加相应线圈回路70中流动的电流的阻抗。提供失谐电路76的布置77，使得失谐电路76耦合至每个线圈回路70。注意，用于接收线圈的典型“失谐电路”通常将运转以在传输周期/脉冲期间从环绕电磁场完全地去耦接收线圈。然而，依照本发明的一实施例，失谐电路76运转以从环绕电磁场选择性地“调谐”和“失调”线圈回路70。即，当在接收周期期间禁用失谐电路76 时，接收线圈阵列65用作典型的接收阵列(即，变得低阻抗)以感应患者内受激励核发射的信号。然而，当在传输周期期间启用失谐电路76时，接收线圈阵列65从整体传输线圈失调(即，接收线圈阵列65从拉莫尔频率调谐开或“偏移”)以用作局部传输线圈，该局部传输线圈添加到整体传输线圈56(图1)生成的&场，以便控制传输线圈形成的电感场的振幅和相位。具体来说，失谐电路76经由其启用的失调促使失谐电路具有电感性阻抗而不是大的真实阻抗，使得从整体传输线圈56将电流感应至接收线圈阵列65中。因此促使接收线圈阵列65用作局部传输线圈，该局部传输线圈生成局部B1场，其修改传输线圈56生成的感应的B1场的振幅和相位。因此，接收线圈阵列56能够称作提供用于并行传输的场增强接收阵列(FER阵列)。图3的示意图中示出相对于接收线圈回路70的失谐电路76的实现。如其中所示， 线圈回路70包括连接在线圈走线(coil traCe)80之间的调谐电容器78。失谐电路76沿着线圈走线80放置并且连接至DC控制82，DC控制82运转以启用/禁用失谐电路76并且控制其操作来改变线圈回路70中的阻抗和偏共振。同样沿着线圈回路70的线圈走线80 放置的还有前置放大去耦电路84，其中包括二极管86。前置放大去耦电路84运转以通过二极管86分别在接收和传输周期期间选择性地将前置放大器64(也在图1中示出)与线圈回路70连接和断开。现在参照图4，依照本发明的一示范实施例，示出失谐电路76的电路示意图。失谐电路76包括电感器88、二极管90(即，“启用二极管”)、变容器(varactor)或变容二极管 92、以及可变或步进衰减器94，衰减器94进一步包括多个高功率电阻器96、98、100和二极管102、104、106。失谐电路76中还包括多个DC控制108-116，其运转以控制二极管90、变容器二极管92以及可变衰减器94的操作。尽管在形成失谐电路76时，示出电感器88、二极管90、变容器二极管92以及可变衰减器94的具体布置，但是应当意识到失谐电路76可以在其确切布置和其中包含的组件方面变化，并且可相对图4中示出的实施例来变化。在失谐电路76的操作中，DC控制108运转以控制二极管90，用于启用和禁用失谐电路76的目的。当失谐电路76在接收周期期间处于禁用状态中时，通过DC控制108来控制二极管90，以使得失谐电路76有效地操作为电容器(即，电容器78)。在失谐电路76被禁用时，线圈回路70因此操作为具有期望的共振和阻抗的典型的接收线圈元件(即，在接收模式中操作)。然而，当失谐电路76在传输周期期间被启用时，通过DC控制108来控制二极管90 以提供用于改变接收线圈回路70的阻抗和偏共振(作为电容的函数)，使得能够控制接收线圈回路70以生成局部B1场(即，在传输模式中操作)。当失谐电路76在MRI系统的传输周期/相位期间(即，通过图1的传输线圈56传输期间)被启用时，将电感器88转换成与调谐电容器78并联，这使得调谐电容器78和电感器88形成高阻抗的并联共振电路，用于“阻止”线圈回路70中的电流流动。此外，DC控制110运转以控制变容 器二极管92，以便通过改变其电容而控制失谐电路76的偏共振。而且，DC控制112、114、116运转以通过选择性地控制二极管102、104、106的操作以便经由电阻器96、98、100来增加或减少衰减器 94中的电阻，从而控制可变衰减器94的操作。经由DC控制112、114、116对衰减器94的控制由此通过添加电阻器96、98、100的不同组合而控制阻抗的Q因数。接收线圈回路70生成的局部B1场的振幅和相位由此能经由失谐电路76的选择性控制而得以控制，从而使得通过向传输线圈56生成的B1场添加局部B1场，而以期望的方式扰动由传输线圈56 (图1) 形成的感应的B1场。经由整体传输线圈56和接收线圈阵列65的交互而生成的最终B1场将依赖于来自失调状态中的接收线圈阵列65的次级场和入射传输线圈56的叠加。依照如下所述的示例，假设传输线圈56生成的入射磁场是Bi (其能线性地或环形地被极化)，其中B1通常在 50 μ T之下。 对于接收线圈阵列65的线圈回路70，沿着其周长生成的电压将是


本发明名称为“用于MR成像中并行传输的系统和方法”。公开了用于选择性在传输模式中操作RF接收线圈阵列(65)的系统和方法。该系统包括配置成生成激励对象的核以生成RF共振信号的RF场的RF传输线圈(56)、接收RF共振信号的RF接收线圈阵列(65)、以及耦合至RF接收线圈阵列(65)中每个RF接收线圈(70)的失谐电路(76)，所述失谐电路在禁用和启用状态之间选择性地转换以控制RF接收线圈(70)的阻抗和共振。每个RF接收线圈(70)在其相应失谐电路(76)处于禁用状态中时被促使接收RF共振信号，以及在其相应失谐电路(76)处于启用状态中时被促使修改RF传输线圈(56)生成的RF场的振幅和相位。