CN101526593A - 用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备 - Google Patents

Abstract

一种用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备，在磁共振成像系统中使用的射频检测器阵列组件包括至少一个RF检测器阵列，其中该阵列具有用于从MRI系统中同时采集射频信号的多个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。本发明还提供了在磁共振成像系统中使射频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，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。

Description

用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备

发明领域

一般地说本发明涉及磁共振成像(MRI)，更具体地说涉及对用于MRI的射频(RF)检测器阵列去耦。

已有技术描述

一般地，MRI是十分公知的成像技术。常规的MRI装置例如沿着要进行MRI的人体的轴线建立均匀的磁场。这种均匀的磁场通过使原子核(在形成人体组织的原子和分子内)的核自旋沿着磁场的轴线对齐调节人体内部以进行成像。如果核自旋的取向被扰乱而不与磁场对齐，则原子核试图使它们的核自旋与磁场的轴线重新对齐。通过施加射频(RF)脉冲可以使核自旋的取向扰乱。在重新对齐的过程中，原子核绕磁场轴线进动并发射电磁信号，通过放置在人体周围或其上的一个或多个线圈可以检测这种电磁信号。

通过给定的进动的原子核发射的磁共振(MR)信号的频率取决于在原子核位置上的磁场的强度。正如本领域十分公知的是，通过在人体上给该磁场施加磁场梯度可以辨别来自人体内的不同位置的辐射。为方便的缘故，将这个磁场梯度的方向称为左右方向。假设特定的频率的辐射源自在磁场梯度中的给定位置，即在人体内给定的左右位置。施加这种磁场梯度也称为频率编码。

但是，施加磁场梯度并没有二维分辨率，这是因为在给定的左右位置上的所有的原子核都经历相同的磁场强度，并因此发出相同的频率的辐射。因此，通过施加频率编码梯度本身并不能识别它是来自在给定的左右位置上人体的顶部的辐射还是来自它的底部的辐射。已经发现通过在垂直方向上施加变化强度的梯度由此以不同的量扰乱原子核的这种第二方向上可以获得分辨率。施加这种附加的梯度也称为相位编码。

在相位编码步骤中通过线圈感测的频率编码数据在称为k-空间矩阵的数据矩阵中作为数据行存储起来。执行多相位编码步骤以填充k-空间矩阵的多个行。通过执行该矩阵的傅立叶变换以将这种频率信息转换为表示原子核自旋的分布或者图像材料的原子核密度的空间信息可以从这种矩阵中产生图像。

成像时间是理想的信号噪声比(SNR)和MRI装置可以填充k-空间矩阵的速度的主要因素。在常规的MRI中，每次填充k-空间矩阵一行。虽然在一般领域中已经作出了许多改进，但是填充k-空间矩阵的速度仍然受到限制。为克服这些固有的限制，已经开发了几种技术来在每次施加磁场梯度时同时采集多行数据。这些技术的总的特征在于“并行成像技术”，它们使用来自RF检测器线圈阵列的空间信息来替代编码，否则必须使用磁场梯度和RF脉冲以顺序的方式获得该编码。已经示出了使用多种有效的检测器来增加成像速度，而不增加梯度开关速率或者RF功率沉积。

最近已经研究出并应用于体内成像的两种并行成像技术是SENSE(灵敏度编码)和SMASH(空间谐波的同时采集)。这两种技术都包括多个分离的接收元件的并行使用，每个元件都具有不同的各自的灵敏度分布，检测的相应的自旋谐振信号的组合使得能够以一个倍数减小图像的采集时间(与常规的傅立叶图像重构相比)：在最有利的情况下该倍数等于所使用的接收部件的数量(参见Pruessmann等人，Magnetic Resonance in Medicine Vol.42，p.952-962，1999)。

例如，在部件线圈灵敏度特性不够明显或者彼此区别不明显时SENSE技术的缺陷就出现了。这些不稳定性可以在重构的图像中作为局部化的假像显示，或者可能导致降低信号噪声比(SNR)。因此，理想的是在(尤其是)提供增加的SNR的MRI系统中实施RF线圈阵列，而使用或者不使用并行成像技术比如SENSE。

此外，在一簇紧密设置的表面线圈中的线圈之间的相互耦合也可以引起图像假像，该表面线圈已被单独调谐和匹配。在线圈之间的相互耦合产生了耦合模式，这就使线圈谐振频谱分割。因此，线圈变为失谐和失配，使SNR降低。为维持线圈的SNR并避免由线圈耦合引起的图像假像，需要某些去耦机构来使多个耦合的模式简并为以MR频率谐振的单模式。

在典型的多线圈阵列装置中，提供几个相邻的线圈用于在成像的过程中接收信号。为限制或减小在相邻线圈之间的窜扰的普通问题，通常重叠相邻的线圈并在没有包含在重叠线圈对中的线圈中使用低阻抗的前置放大器。由于通过该阵列的每个线圈建立的电流载运通路，这种重叠和前置放大器配置减小和/或消除了在线圈之间的相互感应耦合，由此降低了窜扰。

最近，并行空间编码技术比如SMASH和SENSE等强加了新的设计标准，即定相阵列线圈的复灵敏度应该充分正交或者可选地彼此显著区别开。常规的重叠线圈和前置放大器装置一般不满足这种要求。因此，在使用MRI进行并行成像中需要一种使RF检测器阵列去耦的方法和设备。

发明概述

在第一方面，提供在磁共振成像(MRI)系统中使用的射频(RF)检测器阵列组件。RF检测器阵列组件包括RF检测器的至少一个阵列，其中该阵列具有用于从MRI系统中采集射频(RF)信号的多个RF检测器元件，以及包括与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。

在第二方面，提供在磁共振成像(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，其中该检测器阵列具有多个RF检测器元件，以及提供与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。

附图概述

结合附图通过下文对本发明的详细描述将会清楚本发明的特征和优点，在附图中：

附图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ε_r＝6.4的玻璃。电介质材料使电磁频率(EMF)波长减小到1/ε_r ^1/2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.45：673-683(2001)中所描述，带长1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l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l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：

$V=\left(\begin{array}{c}{V}_1\\ .\\ .\\ .\\ V_n\end{array}\right),$ $I=\left(\begin{array}{c}{I}_1\\ .\\ .\\ .\\ I_n\end{array}\right),$ Y＝Z^-1，                      [1]

这里对角线分量Z_ii(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。Z_ii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i和j之间的互阻抗Z_ij(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。Z_ij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Z_ij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V^u和I^u表示在未耦合的系统中在端口上测量的电压和电流矢量。Z^u和Y^u是未耦合的系统开路阻抗和导纳矩阵：

$V^u=\left(\begin{array}{c}{V}_1^u\\ .\\ .\\ .\\ V_n^u\end{array}\right),$ $I^u=\left(\begin{array}{c}{I}_1^u\\ .\\ .\\ .\\ I_n^u\end{array}\right),$ Y^u＝(Z^u)^-1.       [3]

因此，未耦合系统的节点方程变为：

V^u＝Z^uI^u                                     [4]

在包括源发生器的闭路中，发生器电压和电流为

$V^g=\left(\begin{array}{c}{V}_1^g\\ V_2^g\\ .\\ .\\ .\\ V_n^g\end{array}\right),$ $I^g=\left\{\begin{array}{c}{I}_1^g\\ I_2^g\\ .\\ .\\ .\\ I_n^g\end{array}\right).---\left[5\right]$

发生器阻抗和导纳为：

Y^g＝(Z^g)^-1.                         [6]

基于基尔霍夫定律(kirchhoff’s law)，附图1的耦合系统可以描述为：

V^g＝V+Z^gI，I^g＝I+Y^gV.                          [7]

通过下式描述未耦合的系统：

V^g＝V^u+Z^gI^u，I^g＝I^u+Y^gV^u                       [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V^u或者可选的I和I^u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：

$\left\{\begin{array}{c}{I}^g=(Y+Y^g)V\\ I^g=(Y^u+Y^g)V^u\end{array}\right.,---\left[9\right]$

这就得到了在未耦合电压V^u和耦合电压V之间的关系：

(Y+Y^g)V＝(Y^u+Y^g)V^u.                            [10]

令矩阵C_v为从未耦合电压到耦合电压的变换矩阵，D_v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＝C_vV^u，orV^u＝D_vV，                        [11]

这里，D_v是C_v是逆矩阵，

C_v＝(Y+Y^g)^-1(Y^u+Y^g)

                                            [12]

D_v＝(Y^u+Y^g)^-1(Y+Y^g)

这里C_v称为电压耦合矩阵，D_v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：

$\left\{\begin{array}{c}{V}^g=(Z+Z^g)I\\ V^g=(Z^u+Z^g)I^u\end{array}\right.,---\left[13\right]$

这就得到了在未耦合电流I^u和耦合电流I之间的关系：

(Z+Z^g)I＝(Z^u+Z^g)I^u.                         [14]

令矩阵C_I为从未耦合电流到耦合电流的变换矩阵，D_I为从耦合电流到未耦合电流的变换矩阵。然后方程[14]变为：

I＝C_II^u，orI^u＝D_II，                        [15]

这里，D_I是C_I是逆矩阵，

C₁＝(Z+Z^g)^-1(Z^u+Z^g)

                                            [16]

D_I＝(Z^u+Z^g)^-1(Z+Z^g)

这里C_I称为电流耦合矩阵，D_I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C_V和C_I。C_V和C_I的每个本征值代表一种耦合模式。因为C_V或C_I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Z^u，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：

$\left(\begin{array}{c}{V}^{\′}\\ V^{\′\′}\end{array}\right)=\left(\begin{array}{cc}{\hat{Z}}_{11}^{\′}& {\hat{Z}}_{12}^{\′}\\ {\hat{Z}}_{21}^{\′}& {\hat{Z}}_{22}^{\′}\end{array}\right)\left(\begin{array}{c}{I}^{\′}\\ I^{\′\′}\end{array}\right),---\left[19\right]$

这里

$V^{\′}=\left(\begin{array}{c}{V}_1^{\′}\\ .\\ .\\ .\\ V_n^{\′}\end{array}\right),$ $V^{\′\′}=\left(\begin{array}{c}{V}_{n+1}^{\′}\\ .\\ .\\ .\\ V_{2n}^{\′}\end{array}\right),$ $I^{\′}=\left(\begin{array}{c}{I}_1^{\′}\\ .\\ .\\ .\\ I_n^{\′}\end{array}\right),$ $I^{\′\′}=\left(\begin{array}{c}{I}_{n+1}^{\′}\\ .\\ .\\ .\\ I_{2n}^{\′}\end{array}\right).---\left[20\right]$

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：

$Z_{\mathrm{out}}=\frac{V^{\′}}{I^{\′}}={\hat{Z}}_{11}^{\′}-{\hat{Z}}_{12}^{\′}{({\hat{Z}}_{22}^{\′}+Z)}^{-1}{\hat{Z}}_{21}^{\′}.---\left[22\right]$

在输出阻抗矩阵等于未耦合的系统的阻抗矩阵时，即Z_out＝Z^u，则方程[22]变为去耦合方程，

${\hat{Z}}_{11}^{\′}-{\hat{Z}}_{12}^{\′}{({\hat{Z}}_{22}^{\′}+Z)}^{-1}{\hat{Z}}_{21}^{\′}=Z^u.---\left[23\right]$

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，Z_ij＝Z_ji(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＝...＝Z_nn(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，

${\hat{Z}}_{11}^{\′}={\hat{Z}}_{12}^{\′}={\hat{Z}}_{21}^{\′}={\hat{Z}}_{22}^{\′}.---\left[24\right]$

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。

Claims (10)

1.一种用于磁共振成像系统中的射频检测器阵列组件，其特征在于，它包含：

至少一个RF检测器阵列，所述阵列具有用于从MRI系统中同时采集射频信号的多个RF检测器元件；和

去耦接口，该去耦接口与所述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；

其中至少一个检测器阵列包括：

在电介质内形成的多个微带，通过调节微带长度和介质的介电常数将每个微带调节为所选择的谐振波长的四分之一波长的整数倍；以及

每个微带的终结端部，从由短路、开路和电抗性终结组成的一组中选择该终结。

2.一种用于磁共振成像系统中的射频检测器阵列组件，其特征在于，它包含：

至少一个RF检测器阵列，所述阵列具有用于从MRI系统中同时采集射频信号的多个RF检测器元件，其中，RF检测器元件的数量是n，而去耦接口包括2n-端口接口并进一步耦合到多个发射/接收通道，

去耦接口，该去耦接口与所述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；并且

其中，所说的去耦接口满足如下的去耦方程：

${{\hat{Z}}^{\′}}_{11}-{{\hat{Z}}^{\′}}_{12}{({{\hat{Z}}^{\′}}_{22}+Z)}^{-1}{{\hat{Z}}^{\′}}_{21}=Z^u,$

这里，Z是n-元件RF检测器阵列的n-端口系统的n×n阻抗矩阵，Z′是去耦接口的2n×2n阻抗矩阵，

和

是Z′的四个n×n子矩阵，Z^u是n-元件RF检测器阵列的去耦的n-端口系统的n×n阻抗矩阵。

3.一种在磁共振成像系统中使射频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，所说的检测器阵列具有多个RF检测器元件，以及

提供去耦接口，该去耦接口与所说的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；

其中至少一个检测器阵列包括：

在电介质内形成的多个微带，通过调节微带长度和介质的介电常数将每个微带调节为所选择的谐振波长的四分之一波长的整数倍；以及

每个微带的终结端部，从由短路、开路和电抗性终结组成的一组中选择该终结。

4.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述RF检测器元件是不相重叠的。

5.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述RF检测器元件是重叠的。

6.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述RF检测器元件的数量是n，而去耦接口包括2n-端口接口并进一步耦合到多个发射/接收通道。

7.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述去耦接口包括电抗性集总元件电路、分布式结构、传输线和线圈中的至少一个。

8.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述RF检测器阵列用作体积线圈。

9.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述RF检测器阵列用作表面线圈。

10.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所说的去耦接口满足如下的去耦方程：

${{\hat{Z}}^{\′}}_{11}-{{\hat{Z}}^{\′}}_{12}{({{\hat{Z}}^{\′}}_{22}+Z)}^{-1}{{\hat{Z}}^{\′}}_{21}=Z^u,$

这里，Z是n-元件RF检测器阵列的n-端口系统的n×n阻抗矩阵，Z′是去耦接口的2n×2n阻抗矩阵，

和

是Z′的四个n×n子矩阵，Z^u是n-元件RF检测器阵列的去耦的n-端口系统的n×n阻抗矩阵。

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