CN102472807A - 可去调谐的rf接收天线设备 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于接收MR成像系统中的MR信号的RF接收天线设备(10)。该设备(10)包括RF共振电路，RF共振电路包括用于拾取所述MR信号的RF接收天线(15)；以及RF放大器(17)，RF放大器(17)在其输入端连接到RF共振电路以用于将所拾取的MR信号进行放大。本发明打算提供检测电路(18)，检测电路(18)被配置为从RF放大器(17)的输出信号导出切换信号。切换电路(19)响应于该切换信号，切换电路(19)被配置为将RF共振电路在共振模式和非共振(即去调谐)模式之间切换。

Description

可去调谐的RF接收天线设备
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像领域。其涉及用于接收MR成像系统中的MR信号的可去调谐的RF接收天线设备。本发明还涉及一种包括这种RF接收天线设备的MR设备。
背景技术
利用磁场和核自旋之间的相互作用以形成二维或三维图像的图像形成MR方法在当今得以广泛使用，尤其在医疗诊断领域，因为对于软组织成像而言，该方法在很多方面优于其他成像方法，并不需要电离辐射并且通常是无创的。
通常，根据MR方法，待检查的患者身体被布置在匀强磁场中，该磁场的方向同时定义了测量所基于的坐标系的轴(通常是z轴)。磁场针对依赖于磁场强度的个体核自旋产生不同的能量水平，通过施加具有定义频率(所谓的拉莫尔频率或者MR频率)的脉冲电磁交变场(RF脉冲)可以激励(自旋共振)核自旋。在RF脉冲终止之后，可以通过RF接收天线(也被称为接收线圈)来检测MR信号，RF接收天线以如下方式被布置和在MR设备的检查体积中并且其中取向，即使得在垂直于z轴的方向上测量患者身体的净磁化的时变。为了实现身体中的空间分辨率，将沿着三个主轴延伸的线性磁场梯度叠加在该均匀磁场上，从而引起自旋共振频率的线性空间相关性。然后，通过RF接收天线拾取的MR信号包含与不同身体位置相关联的不同频率分量。
通常，在RF脉冲期间的电磁交变场的水平在大于由被激励的核自旋产生的且由RF接收天线检测的MR信号的数量级上。为了得到最大的信噪比(SNR)，RF接收天线通常为被配置在MR频率共振的RF共振电路的部分。为了维持安全性并且为了保护包括接收天线及共振电路的敏感RF接收装置，RF共振电路通常在发射RF脉冲时被去调谐。已知的RF接收硬件因此包括切换电路，该切换电路被配置为将RF共振电路在共振模式和非共振模式之间切换。MR信号采集发生在敏感共振模式中，即发生在成像流程的接收阶段期间，然而在发射阶段期间RF共振电路被切换到非共振模式。在非共振模式中，RF共振电路的共振频率被移动到远离MR频率。这样，有效地避免了在发射阶段期间RF共振电路中的危险高压感应。
相应地，已知，通过使用与适当LC电路连接的半导体开关或PIN二极管来使MR系统中的接收电路去调谐。通常使用名为主动去调谐和被动去调谐的两种主要变型(参见例如WO2008/078270A1)。
使用主动去调谐，将偏置电压施加于与LC电路连接的PIN二极管半导体开关中，以在成像流程的发射阶段期间将RF接收线圈去调谐。主动去调谐方法的缺点在于：需要外部切换信号来将RF共振电路在共振模式和非共振模式之间切换。这增加了MR成像系统的复杂性。另一缺点在于：由于RF脉冲的高功率，相应的高偏置电压需要被施加于开关二极管以保证在RF发出期间接收电路保持去耦合。该高偏置电压增加了设计复杂性，以及在相应的DC供电线路中的散热。而且，高偏置电压产生的电流在主磁场中感应出场畸变，从而降低了图像质量。
使用被动去调谐，反向并联的二极管半导体开关与LC电路结合使用。在该方法中，高速开关二极管的反向并联组合响应于RF脉冲本身使RF共振电路去调谐。换言之，当二极管的反向并联组合暴露于RF脉冲的高功率信号时，每个二极管在其相应的RF辐射半周期期间导通。被动去调谐的主要缺点在于：在翻转角(flip-angle)RF脉冲的情况下，反向并联二极管的自偏置效应太小。因此，未实现在发射阶段期间RF共振电路的可靠去调谐。
发明内容
从上述内容可以容易领会到，需要一种改进的去调谐技术。因此，本发明的目的在于，能够在MR成像流程的发射阶段期间对RF接收元件的可靠去调谐，其中，不需要外部去调谐信号，并且其中，即使在翻转角RF脉冲的情况下也保证进行可靠的去调谐。
根据本发明，公开了一种用于接收MR成像系统中的MR信号的RF接收天线设备。该设备包括：RF共振电路，其包括用于拾取MR信号的RF接收天线；RF放大器，其在输入端连接到RF共振电路以用于对所拾取的MR信号进行放大；检测电路，其被配置为从RF放大器的输出信号导出切换信号；以及响应于切换信号的切换电路，该切换电路被配置为使RF共振电路在共振模式和非共振模式之间切换。
本发明的见解在于：RF放大器的输出信号可以被有效地用于导出切换信号，以用于使RF共振电路在共振模式(在接收阶段期间)和非共振模式(在发射阶段期间)之间切换。因为在发射阶段期间通过对RF脉冲的检测自动生成切换信号，所以不需要由所使用的MR设备的控制硬件生成外部去调谐信号。RF脉冲在RF共振电路(即使在非共振模式)中感应出电压，该电压由RF放大器进行放大。RF放大器的输出信号的水平足以可靠检测成像流程的发射阶段，即使在翻转角RF脉冲的情况下。检测电路的响应时间比RF脉冲的上升时间更短(例如短了约一个数量级)。因而，本发明实现了：在RF脉冲可能引起危险高电压之前，将RF共振电路切换到非共振模式。此外，本发明的RF接收天线设备可具有被动去调谐电路，该被动去调谐电路包括与LC电路相结合的反向并联的二极管半导体开关。例如从国际申请WO2008/078270知晓的这种被动去调谐。
根据本发明的优选实施例，RF接收天线设备还包括直接或间接连接到RF放大器的输出端的模数转换器，其中，检测电路被配置为从模数转换器的输出信号导出切换信号。检测电路监测模数转换器的输出，并生成切换信号以用于当识别出发出RF脉冲时将RF共振电路切换到非共振模式。根据特定的具体实施例，检测电路被配置为从模数转换器的溢出信号导出切换信号。在该情况下，本发明利用了以下事实：耦合到RF共振电路中的RF脉冲使RF接收天线设备的模数转换器过载。这应用于MR成像系统的整个发射阶段期间，即使在RF共振电路被切换到非共振模式的情况下。本发明的该实施例的优点在于：几乎不需要任何附加的电子部件来更改现有的数字RF接收天线设备以用于根据本发明的操作。在不一定使模数转换器过载的具有特别低振幅的RF脉冲的情况下，仍然能够检测发射阶段，即通过适当的数字信号处理。为此，本发明的RF接收天线设备优选包括数字信号处理器，该数字信号处理器被配置为从模数转换器的输出信号导出切换信号。
然而，通过提供直接或间接连接到RF放大器的输出端的比较器，也能够简单地对现有的模拟RF接收天线设备进行调整以用于根据本发明的操作。在该实施例中，检测电路被配置为从比较器的输出信号导出切换信号。比较器生成切换信号以用于当RF放大器的输出信号超出给定发射水平时，使RF共振电路去调谐。该发射水平表示RF脉冲的发出。
根据本发明的优选实施例，检测电路呈现磁滞现象。这意味着，例如，当RF放大器的输出信号降到低于发射水平的给定接收水平之下时，将RF共振电路从非共振模式切换回共振模式。从共振模式切换到非共振模式的水平与从非共振模式切换回共振模式的水平应当是不同的，因为一旦在检测RF脉冲发出之后将RF共振电路切换到非共振模式，在RF放大器的输出端的信号水平就下降。该信号下降不必导致不合时宜地切换回共振模式。因而检测电路的磁滞现象保证了检测电路的可靠操作。作为替代的解决方案，检测电路可以被配置为使得：在从共振模式切换到非共振模式之后的预定时间间隔期满之后，将RF共振电路从非共振模式切换回共振模式。此外，根据另一优选实施例，检测电路可以被配置为，在RF放大器的输出信号超过发射水平的时刻开始的给定时间间隔期满之后，将共振电路从共振模式切换到非共振模式。这样避免了由于随机信号尖峰所致的意外切换。
至此所描述的RF接收天线设备可以被用于在接收阶段期间接收来自位于MR设备的检查体积中的患者身体的MR信号，该MR设备包括：
-主磁体，其用于在检查体积内生成均匀稳定磁场，
-若干个梯度线圈，其用于在检查体积内生成不同空间方向的切换磁场梯度，
-RF体线圈，其用于在发射阶段期间在检查体积内生成RF脉冲，
-控制单元，其用于控制RF脉冲和切换磁场梯度的时间顺序，以及
-重建单元，其用于从所接收的MR信号重建MR图像。
根据本发明的RF接收天线设备可以有利地与目前临床使用的大多数MR设备一起使用。根据优选实施例，RF接收天线设备无线连接到MR设备的MR信号接收及处理链的其他部件。在其中通过无线数字传输将被检测MR信号传输到MR设备的信号处理及重建硬件的应用中，根据本发明的RF接收天线设备的自动去调谐能力是特别有利的。这是因为在MR检查系统的不同部件之间的无线通信对于向RF接收天线设备提供由MR设备的系统控制器发出的外部去调谐信号而言是不够可靠的。然而，有线的电连接或光学连接也落在本发明的范围中。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解的是，附图的设计仅出于说明目的，并非用于定义对本发明的限制。在附图中：
图1示出了根据本发明的MR设备；
图2示出了根据本发明的无线RF接收天线设备。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1。该设备包括超导型或阻抗型主磁体线圈2，使得在整个检查体积中沿z轴产生基本均匀且时间上恒定的主磁场。
磁共振生成及操纵系统施加一系列RF脉冲和切换磁场梯度以反转或激励核磁自旋、感应出磁共振、重聚焦磁共振、操纵磁共振、在空间上或以其他方式对磁共振进行编码、使自旋饱和等来执行MR成像。
最具体而言，梯度脉冲放大器3将当前脉冲施加到从沿检查体积的x、y和z轴的全身梯度线圈4、5和6中的选定一个。在MR成像流程的发射阶段期间，数字RF频率发射器7将RF脉冲或脉冲包发射到全身RF体线圈8以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括一组短持续时间的RF脉冲段，该RF脉冲段相互合在一起并且与所施加的任何磁场梯度一起实现对核磁共振的选定操纵。该RF脉冲被用于使共振饱和、激励共振、使磁化反转、重聚焦共振或操纵共振，并且选择位于检查体积中的身体9的一部分。
为了生成身体9中有限区域的MR图像，局部RF接收天线设备10被放置成相邻被选择用于成像的区域。该设备10用于接收由身体-线圈RF发射感应出的MR信号。在成像流程的接收阶段期间，RF接收天线设备10对得到的MR信号进行拾取、放大、解调并且数字化。
主计算机11控制梯度脉冲放大器3和发射器7来产生多种MR成像序列中的任意一种，该MR成像序列例如为回波平面成像(EPI)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等等。对于选定序列而言，RF接收天线设备10接收跟随每个RF激励脉冲后的单个或多个接连一系列的MR数据列(line)。设备10经由无线数字数据链路连接到数据采集系统12上，该数据采集系统将每个MR数据列转换为适合进一步处理的数字格式。数据采集系统12是专用于采集原始图像数据的独立计算机。
最终，重建处理器13将数字原始图像数据重建为图像表示，该重建处理器应用傅里叶变换或其他适当的重建算法。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等等。然后，图像被存储在图像存储器中，在这里图像可以被访问以用于将切片、投影或图像表示的其他部分转换为用于可视化的适当格式，例如经由提供对得到的MR图像进行人可读显示的视频监视器14。
参考图2，更详细地描述了MR接收天线设备10。设备10包括RF共振电路，该RF共振电路包括以单个闭环线圈形式的RF接收天线15。天线15被连接到电容器16上，使得天线15和电容器16形成LC电路。RF放大器17在其输入端连接到由天线15和电容器16形成的RF共振电路上。RF放大器17对由天线15拾取的MR信号进行放大。RF接收天线设备10还包括控制逻辑电路18，该控制逻辑电路向切换电路19提供切换信号。切换电路19包括电子开关20和电容器21，电容器21与RF共振电路的电容器16并联。通过激活开关20，将RF共振电路从共振模式(其中RF共振电路在MR频率上共振)切换到非共振(即去调谐)模式，在非共振模式中现在由线圈15和电容器16和电容器21形成的RF共振电路的共振频率被移动远离MR共振频率。通过将RF天线15拾取的MR信号与控制逻辑电路18提供的RF信号进行混频，RF混频器22将RF天线15拾取的MR信号变换到更低的频率。该混频提供了更低频率的输出信号，然后模数转换器23将该更低频率的输出信号进行数字化。(当然也可以直接模数转换，即没有下变频)。模数转换器23的输出信号被提供给控制逻辑电路18，该控制逻辑电路构成本发明含义内的检测电路。控制逻辑电路18从模数转换器23的输出信号导出被提供给切换电路19的切换信号。只要模数转换器的输出信号超出给定发射水平，控制逻辑电路18就将RF共振电路切换到非共振模式。优选从被提供给数字控制电路18的模数转换器23的溢出信号导出该切换信号。溢出信号表示由于模数转换器被RF放大器17的输出端得到的信号即刻过载而耦合到RF共振电路中的RF脉冲。可以在控制逻辑电路18中实施适当的数字数据处理算法，使得当模数转换器23的输出信号降到给定接收水平之下时(表示接收阶段的开始)，将RF共振电路从非共振模式切换回共振模式。控制逻辑电路18被连接到无线数字数据通信模块24上，该数字数据通信模块经由天线25将数字化的MR信号传送到MR设备1的数据采集系统12上(参见图1)。
例如，放大器17可以具有1GHz的带宽，使得放大器17的有效响应时间约为10-20ns。模数转换器23例如在50MHz的频率下操作，并且具有约100ns的固有延迟。此外，控制逻辑具有约为模数转换器的一个时钟周期的响应时间，即大约20ns。因此，根据设备10的各部件的参数值，将RF共振电路切换到去调谐状态的总体响应时间约为140ns-250ns。通常，发射RF脉冲的上升时间约为2μs。因此，切换到去调谐状态所需的时间大约是比发射RF脉冲的上升时间更小的数量级。因此，本发明的切换电路将有效地使RF共振电路去调谐，以避免由于发射RF脉冲所致的不良影响。

Claims (10)

1.一种用于接收MR成像系统中的MR信号的RF接收天线设备，所述设备(10)包括：
RF共振电路，所述RF共振电路包括用于拾取所述MR信号的RF接收天线(15)；
RF放大器(17)，所述RF放大器(17)在其输入端连接到所述RF共振电路以用于将所拾取的MR信号进行放大；
检测电路(18)，所述检测电路(18)被配置为从所述RF放大器(17)的输出信号导出切换信号；以及
响应于所述切换信号的切换电路(19)，所述切换电路(19)被配置为将所述RF共振电路在共振模式和非共振模式之间切换。
2.根据权利要求1所述的RF接收天线设备，还包括模数转换器(23)，所述模数转换器(23)直接或间接连接到所述RF放大器(17)的输出端，其中，所述检测电路(18)被配置为从所述模数转换器(23)的输出信号导出所述切换信号。
3.根据权利要求2所述的RF接收天线设备，其中，所述检测电路(18)被配置为从所述模数转换器(23)的溢出信号导出所述切换信号。
4.根据权利要求2或3所述的RF接收天线设备，其中，所述检测电路(18)包括数字信号处理器，所述数字信号处理器被配置为通过数字信号处理从所述模数转换器(23)的所述输出信号导出所述切换信号。
5.根据权利要求1所述的RF接收天线设备，还包括比较器，所述比较器直接或间接连接到所述RF放大器(17)的输出端，其中，所述检测电路(18)被配置为从所述比较器的输出信号导出所述切换信号。
6.根据权利要求1-5中的任一项所述的RF接收天线设备，其中，所述检测电路(18)被配置为导出所述切换信号，使得
当所述RF放大器(17)的输出信号超出给定发射水平时，将所述RF共振电路切换到所述非共振模式，并且
当所述RF放大器(17)的输出信号降到低于所述发射水平的给定接收水平之下时，将所述RF共振电路从所述非共振模式切换回所述共振模式。
7.根据权利要求1-6中的任一项所述的RF接收天线设备，其中，所述检测电路(18)被配置为导出所述切换信号，使得在从所述RF放大器(17)的输出信号超出所述发射水平的时刻开始的给定时间间隔期满之后，将所述RF共振电路从所述共振模式切换到所述非共振模式。
8.根据权利要求1-7中的任一项所述的RF接收天线设备，其中，所述检测电路(18)被配置为导出所述切换信号，使得在从所述共振电路被从所述共振模式切换到所述非共振模式的时刻开始的给定时间间隔期满之后，将所述RF共振电路从所述非共振模式切换到所述共振模式。
9.一种MR设备(1)，包括：
-主磁体(2)，所述主磁体用于在检查体积内生成均匀稳定磁场；
-若干个梯度线圈(4、5、6)，所述若干个梯度线圈用于在所述检查体积内生成不同空间方向的切换磁场梯度；
-RF体线圈(8)，所述RF体线圈用于在发射阶段期间在所述检查体积内生成RF脉冲；
-RF接收天线设备(10)，所述RF接收天线设备用于在接收阶段期间接收来自位于所述检查体积中的患者身体(9)的MR信号，所述RF接收天线设备(10)包括：
RF共振电路，所述RF共振电路包括用于拾取所述MR信号的RF接收天线(15)；
RF放大器(17)，所述RF放大器(17)在其输入端连接到所述RF共振电路以用于将所拾取的MR信号进行放大；
检测电路(18)，所述检测电路(18)被配置为从所述RF放大器(17)的输出信号导出切换信号；以及
响应于所述切换信号的切换电路(19)，所述切换电路(19)被配置为将所述RF共振电路在所述接收阶段中的共振模式和所述发射阶段中的非共振模式之间切换；
-控制单元(11)，所述控制单元用于控制RF脉冲和切换磁场梯度的时间顺序，以及
-重建单元(13)，所述重建单元用于从所接收的MR信号重建MR图像。
10.根据权利要求9所述的MR设备，其中，所述RF接收天线设备(10)进行无线连接。
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