CN104471421B - 用于集成并行接收、激励和匀场的磁谐振成像系统以及相关方法和设备 - Google Patents

用于集成并行接收、激励和匀场的磁谐振成像系统以及相关方法和设备 Download PDF

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Abstract

系统、方法和设备被配置用于集成的并行接收、激励和匀场（iPRES）。并行发射/接收（其可以包括B？1#191匀场和/或并行成像能力）和B1匀场采用同一组局部线圈或横向电磁（TEM）线圈元件，其中每个线圈或TEM元件同时以RF模式（用于发射/接收和B1匀场）和直流（DC）模式（用于B0匀场）二者进行操作。RF和DC电流二者可以同时但是独立地在没有两个模式之间的电磁干扰的情况下在相同的线圈中流动。本发明不仅适用于相同的线圈阵列用于并行发射、接收和匀场的情况，而且还适用于使用两个分离的线圈阵列的情况。在该情况下，B0匀场能力可以被集成到线圈阵列的一个中（即，具有B1匀场能力的发射阵列或接收阵列），由此提高iPRES技术的灵活性和实际应用。

Description

用于集成并行接收、激励和匀场的磁谐振成像系统以及相关 方法和设备
联邦政府支持的声明
本发明是在来自国立卫生研究院的授权No. R01 EB 009483下得到政府支持而做出来的。政府具有对本发明的特定权利。
相关申请
本申请要求2012年6月28日提交的美国临时申请序列号61/665,517的优先权和权益，其内容通过引用合并于此，就如同其在本文中被全面叙述。
技术领域
本发明涉及磁谐振成像。
背景技术
对于较高静态磁场（B0）强度的不断增加的需求已经驱动了磁谐振成像（MRI）技术的重要发展。然而，该增加已经提出了许多技术挑战，最显著的是在主磁场（B0）和射频（RF）磁场（B1）二者中加剧的不均匀性。参见例如Blamire AM. The technology of MRI — thenext 10 years? Brit J Radiol 2008；81: 601–617；和Bernstein MA, Huston J, WardHA. Imaging artifacts at 3.0T. J Magn Reson Imaging 2006；24:735–746。
可能需要均匀的B1场以确保跨样本的统一激励。并行激励（也称为并行发射）技术的最新进展已经提供了通过使用称为“RF”或“B1”匀场的过程来解决该问题的有效手段，其中在每个线圈元件中的RF电流的幅度、相位、时序和频率被独立地调整。参见例如VaughanT, DelaBarre L, Snyder C, Tian JF, Akgun C, Shrivastava D, et al. 9.4T humanMRI: preliminary results. Magn Reson Med 2006;56:1274–1282；和Setsompop K,Wald LL, Alagappan V, Gagoski B, Hebrank F, Fontius U, Schmitt F,Adalsteinsson E. Parallel RF transmission with eight channels at 3 Tesla.Magn Reson Med 2006;56:1163-1171。还参见，美国专利No.7,598,739和7,800,368，其内容通过引用合并于此，就如同其在本文中被全面阐述。
需要均匀B0场以确保被成像对象的正确空间表示。当存在强的局部B0不均匀性时，磁场分布的均匀性（即，B0匀场）通常是困难任务。参见例如，Koch KM, Rothman DL, deGraaf RA. Optimization of static magnetic field homogeneity in the human andanimal brain in vivo. Prog Nucl Magn Reson Spectrosc 2009;54:69–96。
依赖于磁化材料的最优布置的无源匀场受到通常所需要的冗长工作和缺乏特定于对象的条件的灵活性的限制。参见Wilson JL, Jenkinson M, Jezzard P.Optimization of static field homogeneity in human brain using diamagneticpassive shims. Magn Reson Med 2002;48:906–914。
另一方面，利用连续可调电磁体的有源匀场是最广泛使用的匀场方法，并且通常采用球谐（SH）线圈，包括提供动态匀场的能力。参见Golay MJ, Field homogenizingcoils for nuclear spin resonance instrumentation. Rev Sci Instrum 1958;29:313–315；和Romeo F, Hoult DI. Magnet field profiling: analysis and correctingcoil design. Magn Reson Med 1984;1:44–65. 以及de Graaf RA, Brown PB, McIntyreS, Rothman DL, Nixon T. Dynamic shim updating (DSU) for multislice signalacquisition. Magn Reson Med 2003;49:409–416。这些文献的内容通过引用合并于此，就如同其在本文中被全面阐述。
然而，在实践中， SH匀场经常无法有效地校正高阶局部场失真，因为所需要的线圈数目随着SH阶数而显著增加。参见Golay MJ, Field homogenizing coils for nuclearspin resonance instrumentation. Rev Sci Instrum 1958;29:313–315。这样，其通常被限制为二阶或三阶。
近来，Juchem等人已经提出了多线圈建模和匀场方法，其中通过独立地调整每个线圈中的直流（DC），使用大量的小的局部电气线圈来对B0场进行整形，由此实现与SH匀场相关的改进的性能。然而，这需要在RF线圈阵列附近的单独的一组匀场线圈，这占用在对象和磁体孔之间的狭窄空间内的相当大的空间。另外，当匀场线圈阵列被放置于RF线圈阵列内时，需要大的间隙来保持在匀场线圈阵列中间的开口，以允许RF穿透并且减少在RF和匀场线圈阵列（即，RF衰减）之间的电磁干扰，这降低了匀场的性能和灵活性。参见例如JuchemC, Nixon TW, McIntyre S, Rothman DL, de Graaf RA. Magnetic field modelingwith a set of individual localized coils. J Magn Reson 2010;204:281–289；Juchem C, Brown PB, Nixon TW, McIntyre S, Rothman DL, de Graaf RA. Multi-coilshimming of the mouse brain. Magn Reson Med 2011;66:893–900；以及Juchem C,Brown PB, Nixon TW, McIntyre S, Boer VO, Rothman DL, de Graaf RA. Dynamicmulti-coil shimming of the human brain at 7 T. J Magn Reson 2011; 212:280–288。这些文献的内容通过引用合并于此，就如同其在本文中被全面阐述。
发明内容
一种磁谐振成像（MRI）系统，包括：具有多个线圈元件的RF线圈阵列，其中相应线圈元件同时在以下两个模式中进行操作：（i）用于发射或接收中的至少一个的RF模式；和（ii）直流（DC）模式，具有在相应的线圈元件中的DC电流流动，以生成局部B0磁场用于B0匀场。所述系统还可以包括：与RF线圈阵列连通的至少一个DC电源，用于向线圈元件供应DC电流；以及与RF线圈阵列连通的电路，被配置成指示DC电源将DC电流供应到线圈元件以生成局部B0磁场用于B0匀场。
该电路可以被配置为使用所生成局部B0磁场来执行B0匀场。
相应线圈元件可以包括用于使DC电流循环的闭合路径，该闭合路径包括与具有高谐振频率的至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路相关联的至少一个电感器，其中DC电流流动通过至少一个LC谐振电路的至少一个电感器。
RF线圈阵列可以是发射RF线圈阵列或者发射和接收RF线圈阵列。当DC电流流动通过至少一个LC谐振电路的至少一个电感器时，RF信号可以行进（主要或单独）穿过至少一个LC谐振电路的相应电容器。
RF线圈阵列可以是接收RF线圈阵列。该系统可以包括协作的发射RF线圈阵列。
发射RF线圈阵列可以被配置为还提供B1匀场，B1匀场中该电路被配置为独立地调整每个线圈元件中的RF电流的幅度、相位、时序和频率。
RF线圈阵列可以是仅接收RF线圈阵列。该系统可以包括协作的发射RF线圈阵列。
发射RF线圈阵列还可以具有多个线圈元件，所述发射RF线圈阵列可以包括同时以下述两个模式进行操作的相应线圈元件：（i）用于发射的RF模式；以及（ii）直流（DC）模式，具有在相应的线圈元件中的DC电流流动，以生成局部B0磁场用于B0匀场，从而由此允许在相应的线圈元件中的独立和并发的RF电流和DC电流流动。
该电路可以被配置为使用来自发射和接收RF线圈阵列二者的线圈元件中的至少一些来同时生成用于B0匀场的局部B0磁场。
来自发射和接收RF线圈阵列二者的线圈元件可以被配置为使DC电流流动在相应的线圈元件中循环，以生成局部B0磁场（其可以用于B0匀场）。
在与MR扫描仪相关联的磁体孔内，发射和接收RF线圈阵列紧密地径向间隔开大约0.01英寸至大约5英寸之间。
RF线圈阵列可以被配置为协作的一组仅发射和仅接收RF线圈阵列。仅接收RF线圈阵列可以被配置为具有DC模式的RF线圈阵列，所述DC模式具有在相应的线圈元件中的DC电流流动，以生成局部B0磁场用于B0匀场。
RF线圈阵列可以被配置为协作的一组仅发射和仅接收RF线圈阵列。仅发射RF线圈阵列可以被配置为具有DC模式的RF线圈阵列，所述DC模式具有在相应的线圈元件中的DC电流流动以生成局部B0磁场用于B0匀场。
该电路可以被配置为单独地调整相应的线圈元件中的DC电流流动。
RF线圈阵列可以包括单独可操作的分立线圈元件的多个紧密堆叠的层。
RF线圈阵列可以被配置为单个发射和接收RF线圈阵列，单个发射和接收RF线圈阵列被配置用于并行发射和接收以及生成局部B0磁场。 RF线圈阵列可以被配置为还提供B1匀场，其中，电路被配置为独立地调整每个线圈元件中的RF电流的幅度、相位、时序和频率。
RF线圈阵列的线圈元件各自具有多个调谐的RF电路，具有并发的高和低谐振频率。
该系统可以包括具有用于RF线圈阵列的DC阻断电容器的主动失谐电路。RF线圈阵列可以是仅接收RF线圈阵列或发射/接收RF线圈阵列。
该电路可以与MR扫描仪连通或者部分地或完全在MR扫描仪板上。线圈元件可以各自包括用于来自DC电源的DC电流的至少一个回路。至少一个回路可以包括具有与MR扫描仪的操作频率相对应的高谐振频率的至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路中的至少一个电感器。
在发射操作中，DC电流可以流动通过LC谐振电路的电感器，同时RF电流流动穿过LC谐振的电容器。
该系统可以包括与RF线圈阵列连通的MR扫描仪和与MR扫描仪和RF线圈阵列连通的发射/接收开关。 RF线圈阵列的相应的线圈元件可以包括至少一个LC谐振电路。
电路可以与MR扫描仪连通或者部分地或者完全在MR扫描仪板上。
该电路可以被配置为生成与所生成的局部B0磁场相关联的B0图并且执行B0匀场。
该电路可以被配置为控制在RF线圈阵列的线圈元件中的DC电流，并且测量所生成的局部B0磁场。
RF线圈阵列可以是单个发射和接收RF线圈阵列。该电路可以与MR扫描仪连通或者部分地或者完全在MR扫描仪板上，以使得RF线圈阵列进行发射和接收，同时使用从RF线圈阵列生成的局部B0磁场来匀场主场B0的不均匀性。
RF线圈阵列的线圈元件可以被配置为独立和同时操作以发射/接收RF信号，并且生成用于B0磁场匀场的局部B0磁场。
RF线圈阵列可以被配置为生成局部B0磁场以提供穿过生物组织或目标材料的统一磁场。
再其他实施例涉及匀场磁谐振（MR）系统的方法。该方法包括：（a）提供具有多个线圈元件的至少一个RF线圈，所述线圈元件具有与包括至少一个回路的直流（DC）电流路径相关联的电路；（b）按照RF发射或接收模式中的至少一个来操作所述至少一个RF线圈；（c）在发射或接收模式情况下使DC电流并发地流动通过线圈元件的DC电流路径；以及（d）响应于通过线圈元件的DC电流路径的DC电流的流动来生成局部B0磁场，从而使用所生成的局部B0磁场来B0匀场MR系统的磁体的成像空间。
可以执行操作所述至少一个RF线圈来以在RF发射模式中进行操作，该方法可以包括：使RF电流并发地流动通过线圈元件，以在RF发射模式中发射RF激励脉冲，同时在DC电流和RF电流之间不产生电磁干扰的情况下DC电流同时并且独立地在线圈元件中流动。
该方法可包括使用线圈元件来生成RF B1磁场。
该方法可以包括分别使用生成的B1和B0磁场来自动地执行B1匀场和B0匀场。
可以通过从线圈元件并行地发射和接收RF信号并且使用所生成的局部B0磁场自动地进行B0匀场来执行操作至少一个RF线圈。
该至少一个RF线圈可以是单个RF线圈阵列。
该至少一个RF线圈可以包括第一和第二协作的RF线圈阵列。
该至少一个RF线圈具有在大约1-512个之间的线圈元件。
该方法可以包括以电子方式独立地控制线圈元件中的每一个的DC电流。
提供所述至少一个RF线圈可以通过提供发射RF线圈阵列和协作的接收RF线圈阵列来执行。发射和接收RF线圈阵列可以各自使DC电流并发地流动通过相应的线圈元件以生成局部B0磁场，该方法可以包括使用从发射和接收RF线圈阵列二者生成的局部B0磁场来对主磁场B0均匀性进行B0匀场。
提供所述至少一个RF线圈可以通过提供仅发射RF线圈阵列和协作的仅接收RF线圈阵列来执行。发射和接收RF线圈阵列中的仅一个可以被配置为使DC电流流动通过相应的线圈元件以生成局部B0磁场。该方法可以包括使用所生成的局部B0磁场来自动地对主磁场B0均匀性进行匀场。
提供所述至少一个RF线圈可以通过提供发射RF线圈阵列和协作的接收RF线圈阵列来执行。仅接收RF线圈阵列可以使DC电流流动通过相应的线圈元件以生成局部B0磁场。方法可以包括使用相应的失谐电路来主动地使RF线圈元件失谐，所述失谐电路具有失谐电感器、RF阻断电容器和PIN二极管。可以通过以下方式来执行主动失谐：使PIN二极管正向偏置以使得RF电流流动到使线圈元件失谐的失谐电路中，但是用于B0匀场的DC电流保持在DC回路中，因为他通过DC阻断电容器与失谐电路隔离。
再其它实施例涉及用于磁谐振成像（MRI）系统的RF线圈组装部件。RF线圈组装部件包括具有多个线圈元件的至少一个RF线圈阵列。相应线圈元件包括一电路，所述电路具有：（i）至少一个DC电流回路，具有带有正和负端子的DC电源连接；（ii）在DC电源连接端子之间的至少一个电容器；（iii）可选地，RF扼流圈，串联位于DC电源连接端子的正和负端子与相关联的DC电源之间；以及（iv）至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路组件，被配置为使得相应线圈元件是具有多个谐振频率的多调谐RF线圈元件，使得线圈元件仅在目标MR扫描仪的操作频率周围进行操作。在操作中，DC电流流动通过所述至少一个LC谐振电路组件的相应电感器，并且在至少一个DC电流回路中循环以生成局部B0磁场。RF线圈组装部件被配置为同时提供以下两者：（i）用于发射或接收中的至少一个的RF模式；和（ii）直流（DC）模式，用于生成局部B0磁场。
所生成的局部B0磁场可以用于B0匀场。
RF线圈组装部件可以包括配置为调整相应线圈元件中的DC电流流动的控制电路。
每个RF线圈元件可以包括位于控制电路与发射/接收开关之间的匹配电路。
RF线圈组装部件可以包括具有相应线圈元件的第一和第二协作的RF线圈阵列。第一阵列可以是（仅）接收RF线圈阵列，并且第二阵列可以是（仅）发射RF线圈阵列。发射和接收RF线圈阵列中的至少一个的相应线圈元件可以被配置为使DC电流流动以生成局部B0磁场（其可选地可以用于B0匀场）。
发射和接收RF线圈阵列二者可以具有同时按以下两个模式进行操作的相应的线圈元件：（i）RF模式和（ii）直流（DC）模式。RF线圈组装部件可以被适配为连接到MR扫描仪，所述MR扫描仪被配置为使用发射和接收RF线圈阵列二者中的线圈元件中的至少一些来并发地生成局部B0磁场。
RF线圈组装部件可以是仅接收的，并且B0匀场RF线圈阵列。相应的线圈元件电路包括具有阻断电容器的主动失谐电路。
再其他实施例涉及一种电路，该电路包括至少一个处理器，该处理器被配置为独立地控制RF线圈阵列的线圈元件的相应的电流回路中的直流（DC）电流的幅度和/或方向，以调整MRI系统的主磁场不均匀性以用于B0匀场。
再其他实施例涉及计算机程序产品，包括非瞬时计算机可读存储介质，非瞬时计算机可读存储介质具有体现在所述介质中的计算机可读程序代码。计算机可读程序代码包括：
配置为控制具有带有直流（DC）回路的多个线圈元件的MRI成像RF线圈阵列的操作的计算机可读程序代码，使得线圈元件同时在下述两个模式中进行操作：（i）用于RF发射或RF接收中的至少一个的RF模式；和（ii）DC模式，其中DC电流在DC回路中流动以生成局部B0磁场用于B0匀场；以及配置为使用所生成局部B0磁场来执行B0匀场的计算机可读程序代码。
计算机程序产品可以包括被配置为单独控制相应DC电流回路中的DC电流的幅度和/或方向的计算机可读程序代码。
本公开内容的一些实施例提供了用于集成并行接收、激励和匀场（iPRES）的新的概念。在一些实施例中，方法、系统和设备可以被配置用于B1匀场情况下的并行激励（也称为并行发射）、并行接收和采用同一组局部线圈/线圈元件或横向电磁（TEM）线圈元件（二者通常统称为“线圈元件”）的B0匀场，其中每个线圈元件同时在RF模式（用于发射/接收）和直流（DC）模式（用于B0匀场）中进行运作。两个RF信号都可以被发射/接收，并且DC电流可以同时在相同的线圈中但是独立地在两个模式之间没有电磁干扰的情况下流动。相同的线圈阵列可以用于并行发射、接收和匀场。替代地，可以使用两个分离的线圈阵列。B0匀场能力可以被集成到每个线圈阵列（即具有B1匀场能力的发射阵列、接收阵列或发射和接收阵列二者）中，并且两个阵列中的一些（通常全部）线圈元件可以一起用于B0匀场，从而产生了大量自由度。
本发明的实施例设想了RF线圈的DC模式可以用于空间编码。
要注意，关于一个实施例描述的本发明的各方面可以被合并在不同的实施例中，虽然没有与其相关地被具体描述。即，所有实施例和/或任何实施例的特征可以以任何方式和/或组合来组合。此外，关于一个权利要求要求保护的任何特征或子特征可以无保留地被包括在另一未来的权利要求中，并且这应当被认为得到提交的权利要求书的支持。因此，例如，关于方法权利要求所要求保护的任何特征可以替代地作为系统、电路、计算机可读程度代码或工作站的部分被要求保护。发明人保留改变任何初始提交的权利要求或相应地提交任何新的权利要求的权利，包括能够修改任何初始提交的权利要求以从属于和/或合并任何其他权利要求的任何特征的权利，尽管初始没有以该方式要求保护。在以下阐述的说明书中具体说明了本发明的这些和其他目标和/或方面。
这里具体说明本发明的前述和其他目标和方面。
附图说明
本专利或申请文件包含以彩色实现的至少一个附图。具有彩色附图的本专利或专利申请公开的副本将应请求并支付必要的费用时由专利局提供。
图1A是根据本发明的实施例的RF线圈的单个回路线圈元件的示意性图示。
图1B是根据本发明的实施例的RF线圈的“8字形”或交叉回路线圈元件的示意性图示。
图1C是根据本发明的实施例的RF线圈的回路线圈元件的另一示例性实施例的示意性图示。
图1D是根据本发明的实施例的RF线圈的回路线圈元件的又另一示例性实施例的示意图示。
图1E是根据本发明的实施例的具有主动失谐电路的RF线圈元件的又另一示例性实施例的示意性图示。
图2A是现有技术的RF线圈阵列和B0匀场阵列的示意性图示。
图2B是根据本发明的实施例的RF线圈阵列的示例的示意性图示。在图2B中，元件10A可以表示三种不同的情况。1）10A表示与B0匀场集成的仅接收RF阵列。2）10A表示与B0匀场集成的发射/接收RF阵列。3）10A表示与B0匀场集成的仅发射RF阵列。
图3是根据本发明的实施例的以紧密间隔堆叠布置的一个或多个RF线圈阵列的示例的示意性图示。
图4A是根据本发明的实施例的协作的RF线圈阵列的示例的透视示意性视图。
图4B是根据本发明的实施例的堆叠阵列配置的一部分的端视图。
图4C是根据本发明的一些实施例的紧密间隔或者部分重叠的线圈阵列的协作对的示意性图示。
图5A是根据本发明的实施例的MR成像系统（例如，MR扫描仪）的示意性图示。
图5B是根据本发明的实施例的MR成像系统（例如，MR扫描仪）的示意性图示。
图6是根据本发明的实施例的时序图的示例。
图7A是根据本发明的实施例的与MR扫描仪和（一个或多个）RF线圈阵列连通的电路的示意性图示。
图7B是根据本发明的实施例的MR扫描仪（控制台）板上电路/模块的示意性图示。
图7C是根据本发明的实施例的至少部分地保持在服务器上的电路/模块的示意性图示。
图8是根据本发明的实施例的可以用于匀场磁体的示例性步骤的流程图。
图9是根据本发明的实施例的示例性数据处理系统的框图。
图10A和图10B是EPI图像。图10A是在0mA的DC电流的情况下获取的，而图10B是使用130mA的DC电流获取的。
图10C和图10D是彩色B0图。图10C是在0mA的DC电流的情况下获取的，而图10D是使用130mA的DC电流获取的。
图11A和图11B是测量的B0图，并且图11C和图11D是仿真B0图，他们由根据本发明的实施例的130mA的DC电流的单回路（图11A、11C）以及数字-8（图11B、11D）线圈生成。
图12A-12C是根据本发明的实施例的在不同匀场偏移或不同DC电流值情况下所获取的EPI图像。
图13A-13C是EPI图像，并且图13D-13F是相应的B0图，他们根据本发明的实施例针对不同的匀场偏移或DC电流被获取。
图14A-14F是根据本发明的实施例的具有频率方向R/L（图14A-14C）或S/I（图14D-14F）的EPI图像和针对各种匀场偏移和DC电流值的B0图( 图 14G -14I ) 。
图15A-15J是根据本发明的实施例的仅使用静态二阶匀场（图15A、15D）、在利用传统局部匀场阵列的附加动态匀场之后（图15B、15E）、以及在使用DC电流的动态匀场的情况下通过具有48个线圈元件的RF线圈阵列（图15C、15F）的得到的B0图。
具体实施方式
现在将参考其中示出了本发明的实施例的附图来在下文中更全面地描述本发明。然而，本发明可以体现为许多不同的形式，并且不应被解释为限于这里阐述的实施例。相似的数字自始至终指代相似的元件。在附图中，可以为了清楚而放大特定层、组件或特征，并且虚线图示了可选特征或操作，除非另外指定。另外，操作（或步骤）的顺序不限于呈现在附图和/或权利要求中的次序，除非另外具体指示。在附图中，线、层、特征、组件和/或区域的厚度可以为了清楚而被放大，并且虚线图示可选特征或操作，除非另外指定。关于一个图或实施例描述的特征可以与图的另一实施例相关联，即使没有如此具体描述或示出。
本文所用的术语仅是出于描述具体实施例的目的，而不意在限制本发明。如本文所使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”意在还包括复数形式，除非上下文明确以其他方式指示冠词的语法对象（即至少一个）。例如，“一元件”表示至少一个元件，并且可以包括多于一个的元件。
还将应当理解，术语“包括”和/或“包括着”在本说明书中使用时指定存在所陈述的特征、步骤、操作、元件和/或组件，但是不排除存在或添加一个或多个其他特征、步骤、操作、元件、组件和/或他们的组。如本文所使用的，术语“和/或”包括关联列出项中的一个或多个的任何和全部组合。
将理解，虽然术语“第一”和“第二”在本文中用于描述各种操作、步骤或组件，并且不应当受到这些术语的限制。这些术语仅用于使一个动作、步骤或组件与另一动作、步骤或组件相区分。相似的附图标记自始至终指代相似的元件。
除非另外定义，否则这里使用的所有术语（包括科技术语）具有与本发明所属于的领域的普通技术人员所普遍理解的相同的含义。还将应当理解的是，诸如在常用词典中定义的那些术语应当被解释为具有与其在说明书的上下文和相关领域中的含义一致的含义，并且不应当以理想或过于正式的含义进行解释，除非这里明确如此定义。为了简单和/或清楚，没有具体描述公知的功能或结构。
术语“电路”指代完全软件的实施例或者组合软件和硬件方面、特征和/或组件的实施例（包括，例如，至少一个处理器和嵌入其中的与之相关联和/或可由其来执行的软件，用于以程序方式指示和/或执行特定描述的动作或方法步骤）。
术语“以程序方式”表示可以由数字信号处理器和/或计算机程序代码指示和/或执行的操作或步骤。类似地，术语“以电子方式”表示除了手动或者使用脑力步骤之外可以使用电子组件以自动方式执行步骤或操作。
术语“MRI扫描仪”和“MR扫描仪”可互换使用，以指代磁谐振成像系统。MR扫描仪包括永久或超导（高场）磁体和操作组件，例如RF放大器、梯度放大器和通常指示脉冲序列并且选择扫描平面的处理器。当前商业扫描仪的示例包括：GE Healthcare: Signa 1.5T/3.0T；Philips Medical Systems: Achieva 1.5T/3.0T；Integra 1.5T；Siemens:MAGNETOM Avanto；MAGNETOM Espree；MAGNETOM Symphony；MAGNETOM Trio；和MAGNETOMVerio。公知的是，MR扫描仪可以包括被容纳在位于MR控制室中的一个或多个机柜或控制台中的主操作/控制系统，而MRI磁体位于MR扫描室中。控制室和扫描室可以被称为MR套件，并且两个室可以通过RF屏蔽壁分离。术语“高磁场”指代高于约0.5T，典型地高于1.0T，并且更典型地在约1.5T和10T之间的场强。本发明的实施例可以特别适合于1.5T、2.0T和3.0T的系统或更高场系统，例如处于4.0T、5.0T、6.0T、7.0T、9T等的未来设想的系统。MR扫描仪可以是开放孔或封闭孔系统。
这些方法和系统可以用于包括动物和人的任何目标对象或其他目标材料，包括例如无生命材料，诸如石油岩芯样本。
术语“患者”指代人和动物。
术语“自动地”及其衍生物表示操作和/或方法可以基本上并且典型地完全在没有手动输入的情况下被执行，并且典型地以程序方式被指示和/或执行。关于连接的术语“以电子方式”包括在组件之间的无线和有线连接二者。
术语“临床医生”表示希望查看患者的医疗数据的内科医师、神经科医生、放射科医生、物理学家或其他医务人员。术语“工作站”指代与临床医生相关联的显示器和/或计算机。
术语“大约”指代能够从所叙述的值变化的参数，典型地在+/-20％之间。
这里所引用或讨论的每个文章、引用和患者由此通过引用并入，就好像在这里全面叙述一样。
术语“同时”和“并发”可互换地使用，并且表示所提到的组件在重叠或同范围的时间段中进行操作（例如基本上并发或同时地）。
现有MRI技术可以出于发射和接收的目的而使用一个线圈或分离的线圈来生成并且获取MR信号。MRI中近来的并行成像技术典型地需要用于发射的一个线圈以及用于并行接收的分离的线圈阵列。术语“并行发射”表示正在执行RF B1匀场（通常不对3T使用，大多目前对7T使用）。术语“并行成像”指代仅并行接收。
术语“RF线圈”指代容积线圈或线圈阵列，被配置为响应于用于生成NMR频谱或成像数据的激励脉冲而发射RF激励脉冲或脉冲序列和/或接收MR（RF）信号。术语“RF线圈阵列”指代具有多个线圈元件的RF线圈，其可以包括横向电磁（TEM）线圈元件。
术语“大”RF线圈阵列指代具有至少2个（典型地对于针对定义的目标组织调整大小的特定RF线圈阵列在2-512之间）线圈元件的RF线圈阵列，包括例如针对头部线圈的4-128个线圈元件。然而，RF线圈阵列通常可以适用于针对不同应用设计的各种线圈几何结构，诸如心脏、大脑、肌肉骨骼或人体内的任何其他部分或使用任何线圈形状和任何数目的线圈元件成像的材料。
术语“RF信号”指代RF电流、RF电压或RF电位。
术语“发射”表示RF发射或激励，即，在诸如组织的目标材料中的用于激励MR自旋的来自RF线圈的RF场。
术语“接收”表示RF接收，即，由于从目标材料（例如组织）中的自旋相干得到的RF场通量改变而导致的RF信号。
为了获取具有统一空间覆盖范围并且没有空间失真的MRI图像，需要均匀的主静态磁场（“B0”）。传统地，通过整个身体匀场线圈获得均匀磁场，以补偿线性和高阶场不均匀性。这些整个身体线圈，所谓的球谐（SH）匀场线圈，无法有效地校正局部或高阶场不均匀性。最近，使用与成像样本接近放置的一组直流（DC）回路的局部匀场技术的出现示出了在实现更统一的磁场B1时的希望。然而，该技术需要第三组线圈，这占用更多的空间并且还推动成像线圈（RF发射和接收线圈）进一步远离样本，这可能导致显著降低的RF SNR和增加的RF功耗。
一般地说，本发明的实施例涉及如下新概念，该概念使用同一组RF线圈或线圈元件（RF线圈元件或TEM线圈元件）来集成发射和/或接收以及B0匀场，该同一组RF线圈或线圈元件可以同时容纳（i）RF，例如在射频（RF）发射和/或接收时的交流（AC），以及（ii）直流（DC），用于生成用于B0匀场的局部B0场。
本发明的实施例可以提供优于已知现有技术的很多优点。首先，对用于RF发射、RF接收和B0匀场的分离阵列的需要可以被消除为需要一个或两个阵列，由此节省了MRI孔中的有限径向空间并且可能减少MRI扫描仪的制造成本。
第二，在一些实施例中，成像线圈（RF发射和接收）和匀场线圈都可以被放置为接近成像对象，因为不同的功能可以被集成为一个阵列，由此大大增加了信噪比（SNR）并且减少了RF功耗。第三，在一些实施例中，通过针对RF发射/接收和B0匀场使用单组线圈，可以避免在外部RF阵列和与现有技术相关联的内部匀场阵列（用作屏蔽）之间的电磁干扰。
此外，本发明的实施例适用于所有的MRI系统，但是具体地可以用于高场（例如，3T）或超高场（例如，7特斯拉和以上）MRI，因为其可以通过允许接近成像对象的有效B1和B0匀场来解决B1和B0两者不均匀性，并且实现统一的B1和B0磁场。
还可以设想，在本发明的一些实施例中，DC模式下的RF线圈可以被配置为生成用于空间编码而不是用于B0匀场的局部B0场。
现在参考图，图1A和图1B图示了线圈阵列10A（图2B）的个体线圈元件10的示例的示意性电路10C。元件10可以以任何形状或几何结构来形成用于DC电流的连续路径，例如形状为圆形、正方形、矩形、三角形、8字形等的连续路径。因此，术语“回路”广泛地用于指代闭合连续路径。线圈元件10可以被形成为电线或导体的单个层或者电线或导体的多个堆叠层。单个阵列10A（图2B）的不同线圈元件可以具有不同的几何结构或相同的几何结构。不同的协作RF线圈阵列（其中使用多于一个RF线圈阵列）可以具有相同或不同的元件几何结构。
图1A和图1B图示了两个线圈元件原型。图1A图示了单个回路线圈10，并且图1B图示8字形回路。元件10的宽度/长度或直径（平均）可以是任何合适的大小，典型地在约1mm至约30cm之间并且是他们之间的任何值，诸如在约10mm至约15cm之间，包括约1cm、约2cm、约3cm、约4 cm、约5cm、约6 cm、约7cm、约8 cm、约9 cm和约10cm。
如图1A和图1B中所示，电路10C包括跨至少一个LC谐振电路25中的至少一个电容器22的电感器L1 20以及分别在正端子和负端子（例如，连接）31、32处连接到电路10C的DC电源30，从而形成允许DC电流在线圈10中循环以生成局部B0磁场的闭合DC回路10DC。闭环DC电路10DC由内虚线图示。电流可以在任何一个方向上循环，并且可以针对相应线圈阵列10A中的每个线圈元件10或线圈元件组单独地进行调整，以允许受控的匀场使用局部B0场来产生统一的B0场。
并联LC电路25中的最后一个电容器22被示出为在他们之间具有电气接地的两个间隔开的电容器221、222。然而，如图1C和图1D中所示，可以使用其他电路配置，包括多于两个的电容器15和多于一个的并联LC电路25。而且，虽然设想了可以使用双调谐电路配置，但是如果多个并联LC电路彼此之间不完全相同（即，他们具有不同的L1和/或C1值），不同的LC谐振电路配置可以被配置为多调谐RF电路而不是双调谐RF电路。
相应的线圈元件10可以包括至少一个调谐电容器Cf 15和至少一个匹配电容器Cm45。匹配电容器Cm可以位于回路10DC和发射/接收开关60之间的匹配电路中的DC回路10DC外部。
DC电源30可以包括位于一个或多个电容器15的相对侧上的正和负输入端子31、32。端子可以被紧密间隔到至少一个电容器15的相对侧，这可以通过使用用于连接的DC扭曲对来促进。
DC电源输入可以跨相应的线圈元件电路10中的任何一个或多个电容器，但是应当移除电感器（其可以以其他方式与电容器并联）。例如，在图1C中示出的电路10'中，DC输入可以施加在252的22 C1上，但是252的L1应当相应地被移除或省略。
图1C和图1D是根据本发明的一些实施例的具有连续DC电流回路10DC的RF线圈元件10'、10''的其他示例性实施例的示意性图示。如所示，电路10c可以包括多个间隔开的并联LC电路251、252、253（被示出为3个，但是可以使用两个或多于三个），例如，4、5或6（或甚至更多）。
至少一个并联LC电路25可以具有与相应的电感器L1 20并联的多于一个的电容器22。至少一个并联LC电路25可以包括多于一个的电感器L1（串联）以及用于相应的并联LC电路的相关联的一个或多个电容器（即C2和C3，221、222，如图1A-1C中所示的），或单个电容器22，例如图1D中所示的。而且，DC供电点31、32可以在其之间具有多于一个的电容器15，即，C2 151和C3 152，如图1C所示。
而且，电感器/电容器的标签是为了便于讨论，并且名称L1和C1可以表示在同一线圈元件中或在不同的线圈元件中的不同LC电路的不同值。
总的来说，跨至少一个LC谐振电路25中的（至少一个）电容器22的至少一个电感器L1以及DC电源30的添加形成供DC电流沿着连续或闭合路径在线圈10中流动的路径，例如DC回路10DC，由此生成可以用于B0匀场的附加（局部）B0场。
当DC电流流动通过至少一个LC谐振电路25的至少一个电感器20时，RF信号主要跨至少一个LC谐振电路25的相应电容器22流动。即，RF信号主要跨电容器流动，但是（例如，非常小的一部分）射频信号仍然可能跨并联的电感器流动，但是不干扰DC模式。
如图1A-1D中所示，线圈元件10、10'、10''还可以可选地包括定位在DC电源30和到电路10C的相应连接31、32之间的RF扼流圈41、42。RF扼流圈41、42可以被定位成远离病人（例如，不是安装在RF线圈支撑的主体上，例如，头部线圈上）。在一些实施例中并且如所示的，RF扼流圈41包括至少一个电感器L2，其大小被调整并且被配置为防止RF电流的传播。RF扼流圈用于阻断AC，同时使DC通过。共模扼流圈防止干扰（他们也被称为电缆阱或者，在高频处被称为平衡-不平衡变换器）。RF扼流圈通常是经常缠绕在磁芯上的绝缘电线的线圈，用作无源电感器，其阻断电路中的较高频率的交流（AC），同时使低得多频率的和直流（DC）信号通过。然而，可以设想，电路配置可以在没有RF扼流圈的情况下以适当的方式进行操作。
线圈元件10还可以在与RF平衡-不平衡变换器50或可以减少线圈10和周围环境之间的RF耦合的其他电路特征连通。本领域技术人员公知的是，术语“RF平衡-不平衡变换器”指代RF线圈中的共模扼流圈。其呈现对处于差模中的信号电流的低阻抗，并且允许DC耦合。对于共模电流，其本身呈现为高阻抗扼流圈。平衡-不平衡变换器大多放置在线圈电缆中，用于减少电缆屏蔽的共模RF电流。共模电流生成RF线圈和电缆的不必要的耦合和加热。平衡-不平衡变换器明确限定了RF线圈和连接到线圈的同轴电缆之间的边界。
MTI系统能够在平衡-不平衡变换器50之后容易地接收RF信号，这里通过直接或间接连接到公知的MR扫描仪75（图5）的发射/接收开关60示出。结果，RF和DC电流二者都可以在没有来自彼此的干扰的情况下同时（并且独立地）在相同的线圈结构中流动。
在一些实施例中，可以使用单个线圈阵列而不是需要分离阵列的传统技术来执行并行接收、激励和匀场。人们可以将图2A中示出的传统系统与图2B中示出的根据本发明的实施例的线圈阵列10A作比较。在图2A中所示的传统系统中，RF发射/接收和匀场（左）需要分离的RF 5A和匀场阵列8A。
在图2B中，元件10A可以表示三种不同的情况：与Bo匀场集成的仅接收RF阵列、与Bo匀场集成的发射/接收RF阵列、或者与Bo匀场集成的仅发射RF阵列。
在一些具体实施例中，集成的发射/接收和匀场可以采用一个线圈阵列10A（右），其中所有线圈元件10处于距轴向延伸的磁体孔（和对象）的中心线的共同径向距离处。
与原始（传统）RF线圈相比，该至少一个电感器L120能够充分地保持RF SNR。线圈元件10可以被配置为具有高和低谐振频率的双调谐或多调谐RF线圈，但是与在目标谐振频率处的传统（例如，“原始”）线圈相比，基本上没有（或没有）性能劣化。
图1E图示了可以与相应的线圈元件10一起使用的可选的主动失谐电路200。主动失谐电路200可以包括DC阻断电容器210。主动失谐电路200可以特别适合于提供用于匀场的DC电流的仅接收RF线圈阵列10A。通常来说，当PIN二极管220被反向偏置时，失谐电路200对电路10C没有影响，并且在8字形路径中的RF和DC电流二者保持不受影响。当PIN二极管220被正向偏置时，分别通过电容器221、222、Cf1和Cf2、电感器L120、DC阻断电容器210和失谐电感器215来形成并联谐振电路，其允许RF电流流动到失谐电路200中并且使线圈10失谐。然而，用于B0匀场的DC电流保持在电路10C（通过如8字形路径示出）中，因为其通过DC阻断电容器210与失谐电路隔离。该电流还与用于驱动PIN二极管的小DC电流（例如，200mA）隔离，小DC电流在包含PIN二极管220、DC偏置225和（2个）RF扼流圈226的小回路中流动。因此，不论线圈是否被失谐，用于B0匀场的DC电流保持不受影响。
由DC电源30向任何个体线圈元件10提供的DC电流可以是任何适当的值，通常在大约0-30A之间，并且可以适用于在电流回路10DC中的任何方向上流动，并且在相应线圈元件10中的电流量方面可调整。为了清楚，可以使用任何适当的DC电流，并且在一些实施例中，可以超过30A的示例性范围。所叙述的电流范围仅仅是示例。
用于特定电路特征的示例性值以下仅通过描述的方式来提供，而不被限制为用于线圈元件的各种组件的范围。
在3T时，对于图1A和图1B，该电路可以具有分别约128 MHz和约27 MHz的高频率和低频率。用于3T操作的组件的一般范围包括：从50nH到2.5uH的电感器（rf扼流圈）L1范围、从300nH到2.5uH的L2范围、Cf范围（0-30 pf）、Cm范围（0-30 pf）、RF平衡-不平衡变换器（电感器=100nH到2.5uH，电容器=0-30 pf）。
在1.5T时，电路10c可以具有分别约64 MHz和约13 MHz的高频率和低频率。在1.5T时的组件的一般范围可以是：从100nH到2.5uH的电感器（rf扼流圈）L1范围、从300nH到2.5uH的L2范围、Cf范围（0-40 pf）、Cm范围（0-40 pf）、RF平衡-不平衡变换器（电感器=200nH到2.5uH，电容器=0-40 pf）。
在7T时，电路10c可以具有分别约298 MHz和约63 MHz的高频率和低频率。组件的一般范围可以是：从20nH到2 uH的电感器（rf扼流圈）L1范围、从50nH到2 uH的L2范围、Cf范围（0-15 pf）、Cm范围（0-15 pf）、RF平衡-不平衡变换器（电感器=20nH到2 uH，电容器=0-15pf）。
图3图示了RF线圈阵列10A可以包括相同或不同几何结构的堆叠的线圈元件10'。堆叠的线圈元件10被示出为了视觉分化而偏置，但是可以径向彼此上下对齐，或者可以进一步间隔开。一组元件101可以与发射RF线圈阵列相关联，并且另一组元件102可以与接收RF线圈阵列相关联。在其他实施例中，所有元件10与单个（例如，集成）发射/接收和匀场阵列10A相关联。当元件101、102的堆叠组用于不同的线圈阵列时：一组用于发射RF线圈阵列并且一组用于接收线圈阵列，线圈阵列中的一个或二者可以按相应的RF模并且按DC模式进行操作。例如，仅接收RF线圈阵列可以按RF模式并且按DC模式进行操作，而仅发射RF线圈阵列仅按RF模式进行操作。在一些实施例中，层叠的线圈元件101、102二者都与单个阵列相关联。
在一些实施例中，发射/接收RF线圈阵列10A或者发射或发射/匀场线圈阵列还可以用于执行B1匀场。
图4A和图4B图示了RF线圈阵列10A可以作为分离线圈阵列CA、CB的协作的组被提供。两个线圈阵列CA、CB可以间隔开，并且可以彼此分离，或者可以可释放地或集成地附连。在线圈阵列CA、CB之间的间隔对于紧密间隔的阵列可以在约0-5英寸之间或者对于较大的间隔可以在约5-40英寸之间。在一些实施例中，两个协作的RF线圈阵列紧密地径向间隔开（R2-R1），例如，在约0.01-5英寸之间，包括但不限于，约0.25英寸至约3英寸或在所提到的间隔之间的任何量。
线圈阵列CA、CB中的一个或二者可以具有以上在DC电流回路10DC情况下所述的线圈元件10，并且可以与一个或多个DC电源30和T/R开关60连通，从而以相应的RF模式并且以DC模式进行操作。对于例如头部线圈、身体线圈、胸部线圈等的目标线圈配置，RF线圈阵列10A可以具有任何形状因子。
RF线圈阵列10A可以包括相应的发射和接收线圈阵列CA、CB的协作的组。B0匀场可以通过仅接收阵列来应用。替代地，B0匀场可以通过仅发射阵列来应用。作为又另一实施例，B0匀场可以通常并发地由RF接收和发射阵列来应用。
如图4C所示，每个阵列CA、CB的元件10可以紧密径向间隔开，并且周向和/或纵向交织（由具有标记为“X”的元件的一个阵列图形地指示）而不是重叠或对齐。因此，两个线圈阵列可以配置有重叠或间隔的线圈元件，如本领域技术人员将理解的。
设想了在一些实施例中，非常大的发射/接收（T/R）身体线圈（例如，在GE 3TMR750中的用于身体线圈的60cm内径（I.D.）），以及具有DC回路10DC的较小尺寸的仅接收RF阵列（例如，用于人类大脑成像的头不阵列I.D为 25cm）可以用作协作阵列CA、CB。在该协作的情况下，T/R身体线圈CA可以被配置为仅执行RF发射，并且可以不包括（可以没有）DC模式或DC回路10DC。仅接收阵列CB可以驻留在T/R身体线圈内，并且可以被配置为仅执行RF接收。仅接收阵列可以广泛地用于头部、胸部、乳房、心脏、肌肉骨骼成像等。允许Bo匀场的DC回路10DC可以仅被集成到RF-仅接收阵列CB中。
在一些实施例中，如果为了B0匀场需要（例如，即使RF发射或接收不活动或者关闭），用于激活相应的线圈元件10的直流回路10DC的DC模式可以针对发射和接收阵列CA、CB中的每一个以发射和接收模式二者进行操作。
图5A是MRI系统175的示意性图示，MRI系统175具有：具有定位在其中的RF线圈阵列10A的磁体M、MR扫描仪75、至少一个DC电源30、发射/接收开关60、接收器62和发射器64。
类似于图5A，图5B是MRI系统175的示意性图示，但是不需要T/R开关或发射电路，其可以尤其适用于具有与B0匀场集成的RF仅接收阵列10A的实施例。
图6是示出DC模式可以比发射或接收RF模式长并且可以连续（第二行）或不连续（上部的行）的示例性时序图。
图7A是类似于图5中所示的MRI系统175的示意图（为了便于讨论省略了特定组件），图示了（一个或多个）DC电源30可以以电子方式自动地被调整为向相应的线圈元件10提供独立可控制的电流量，从而使用局部B0场来执行自动匀场。具有电流调整的匀场可以使用部分地或完全在MR扫描仪75板上的控制电路来执行，或者使用具有局部B0 RF线圈匀场的独立控制器90和与MR扫描仪控制台75c通信的电流控制模块92来执行。图7B图示了MR扫描仪75包括局部B0 RF线圈匀场和电流控制模块92。
图7C图示了至少一个服务器80可以与一个或多个扫描仪75进行通信，并且可以包括局部B0 RF线圈匀场和电流控制模块92的全部或一部分。可以使用云计算来提供至少一个服务器80，云计算包括经由计算机网络来按需要提供计算资源。该资源可以被体现为各种基础设施服务（例如，计算、存储等）以及应用、数据库、文件服务、电子邮件等。在计算的传统模式中，数据和软件通常被完全包含在用户的计算机上；在云计算中，用户的计算机可以几乎不包含软件或数据（可能包含操作系统和/或web浏览器），并且可以仅充当用于在外部计算机的网络上发生的过程的显示终端。云计算服务（或多个云资源的聚合）可以被统称为“云”。云存储可以包括联网的计算机数据存储的模型，其中数据被存储在多个虚拟服务器上，而不是被寄存在一个或多个专用服务器上。
在一些实施例中，具有多个线圈元件10的单个阵列10A（其中每个线圈元件10能够执行发射、接收和匀场功能）可以提供用于B0和B1匀场两者的最好结果。
设想了可以基于每个线圈元件10的类型、形状、几何结构和位置来优化B0匀场。而且，如上所述，电路可以被配置为单独地调整DC电流的幅度和时序。参见例如：Vaughan etal. 9.4T human MRI: preliminary results, Magn Reson Med 2006; 56:1274–1282;和Setsompop et al., Parallel RF transmission with eight channels at 3 Tesla.Magn Reson Med 2006; 56:1163-1171，其内容通过引用合并于此，就如同其在本文中被全面叙述。
如果可用，则原始MRI扫描仪75中的球谐（SH）匀场线圈可以进一步用于补偿局部B0匀场。为了实现有效的B1匀场，还可以独立地调整每个线圈10中的相同种类的线圈特性。设想了，涉及线圈阵列10A的DC和RF两个方面的工程设计可以被集成在一起以优化B0和B1场，并且可以广泛地适用于针对不同应用设计的各种线圈形状和几何结构。这些线圈形状和几何结构包括用于对大脑进行成像、用于心脏成像以及肌肉骨骼和其他生物和生理系统的那些。参见例如：Wiggins et al., 32-channel 3 Tesla receive-only phased-arrayhead coil with soccer-ball element geometry. Magn Reson Med 2006;56:216–223;Gräßl et al., Design, evaluation and application of a modular 32 channeltransmit/receive surface coil array for cardiac MRI at 7T, In: Proceedings ofthe ISMRM 20th Annual Meeting, Melbourne, 2012. p 305；和Kraff et al., Aneight-channel transmit/receive multipurpose coil for musculoskeletal MRimaging at 7 T. Med Phys 2010;37:6368-6376，其内容通过引用合并于此，就如同其在本文中被全面叙述。
RF线圈阵列10A可以与其他RF线圈一起使用。例如，具有RF线圈阵列10A的头部线圈可以与传统的整个身体线圈或胸部线圈一起使用。
在一些实施例中，B0匀场的方法可以如图8中的示例性步骤所示的那样来执行。可提供具有多个线圈元件的RF线圈。每个线圈元件可以具有带有至少一个回路的DC电流路径，RF线圈被配置为以RF发射或接收RF模式中的至少一个进行操作（框100）。在RF线圈的发射和/或接收操作期间，DC电流在DC电流路径中循环（框110）。使用由RF线圈元件的回路中的DC电流所生成的局部B0磁场来执行B0匀场（框120）。
RF电流可以流动通过线圈元件或TEM元件，同时在DC电流和RF电流之间没有电磁干扰的情况下DC电流同时并且独立地在线圈元件的DC电流回路中流动。
每个线圈元件可以被单独调整为具有期望水平的DC电流流动（框102）。相应的线圈元件中的DC电流可以在约0至约30A之间（框112）。如上所述，上部DC电流水平可以高于30A，范围0-30A仅仅是示例性范围。
RF线圈元件可以具有DC电源输入和DC电流路径，DC电流路径具有在同时低谐振频率和高谐振频率的情况下的多（至少双）调谐配置（框114）。因此，该元件可以通过多于2个频率来被多调谐。
该方法可以包括B1匀场，同时包括B0匀场，使用从RF线圈的线圈元件生成的局部B1磁场（框122）。
该方法可以包括独立并且同时发射和接收RF信号，同时使用RF线圈来补偿（匀场）主场B0不均匀性。RF线圈可以是单个发射和接收RF线圈阵列，或者可以是分离的接收和发射RF线圈阵列的协作对（框125）。
本发明的实施例可以采取完全软件实施例或组合软件和硬件方面的实施例形式，在本文中全部被统称为“电路”或“模块”。此外，本发明可以采取使计算机可使用程序代码体现在介质中的计算机可使用存储介质上的计算机程序产品的形式。可以利用任何适当的计算机可读介质，包括硬盘、CD-ROM、光存储设备、诸如支持因特网或企业网的传输介质或磁存储设备。一些电路、模块或例程可以用汇编语言或者甚至微代码来编写，以提高性能和/或存储器使用。将进一步理解，程序模块中的任何或全部的功能还可以使用分立的硬件组件、一个或多个专用集成电路（ASIC）或编程的数字信号处理器或微控制器来实现。本发明的实施例不限于具体编程语言。
用于执行本发明的操作的计算机程序代码可以用面向对象的编程语言来编写，诸如Java®、Smalltalk或C++。然而，用于执行本发明的操作的计算机程序代码还可以用传统过程编程语言来编写，诸如“C”编程语言。程序代码可以在MR扫描仪计算机/（一个或多个）处理器上被完全地执行、在MR扫描仪计算机/（一个或多个）处理器上部分地执行、作为独立的软件包执行、部分在MR扫描仪计算机/（一个或多个）处理器上和部分在另一本地和/或远程计算机上执行、或者在另一本地或远程计算机（例如，经由服务器）上完全地被执行。在后者情况下，其他本地或远程计算机可以通过局域网（LAN）或广域网（WAN）被连接到MR扫描仪计算机，或者可以进行对外部计算机的连接（例如，通过使用因特网服务提供商的因特网）。
这里部分地参考根据本发明的实施例的方法、装置（系统）和计算机程序产品的流程图图示和/或框图描述了本发明的实施例。将理解，流程图图示和/或框图中的每个框和流程图图示和/或框图中的框的组合可以通过计算机程序指令来实现。这些计算机程序指令可被提供给通用计算机、专用计算机、或其他可编程数据处理装置的处理器以产生机器，使得经由计算机或其他可编程数据处理装置的处理器执行的指令产生用于实现在流程图和/或框图的一个或多个框中指定的功能/动作的装置。
这些计算机程序指令还可以被存储在计算机可读存储器中，其可以指示计算机或其他可编程数据处理装置以具体方式起作用，使得存储在计算机可读存储器中的指令产生包括指令装置的制造品，指令装置实现在流程图和/或框图的一个或多个框中指定的功能/动作。
计算机程序指令还可以被加载到计算机或其他可编程数据处理装置上，以使得在计算机或其他可编程装置上执行一系列操作步骤，从而产生计算机实现的过程，使得在计算机或其他可编程装置上执行的指令提供用于实现在流程图和/或框图的一个或多个框中指定的功能/动作中的一些或全部的步骤。
某些图的流程图和框图在这里图示了本发明的实施例的可能实现方式的示例性架构、功能和操作。在这方面，流程图或框图中的每个框表示代码的模块、段或部分，其包括用于实现指定的（一个或多个）逻辑功能的一个或多个可执行指令。还应当注意，在一些替代实现方式中，所述框中指示的功能可以不按图中指示的顺序来执行。例如，连续示出的两个框实际上可以基本上并发地执行，或者这些框有时可以以相反的顺序来执行，或者两个或更多个框可以被组合或者框被划分并且单独执行，这取决于所涉及的功能。
图9是电路或数据处理系统290的示意性图示。系统290可以与任何MR扫描仪系统175一起使用，并且提供电路/模块92的全部或部分。电路和/或数据处理系统290数据处理系统可以被合并在任何适当的一个或多个设备中的数字信号处理器中。如图9中所示，处理器410可以经由地址/数据总线448来与（部分地或完全在板上）的MRI扫描仪75并且与存储器414进行通信。处理器410可以是任何市售或定制的微处理器。存储器414表示包含用于实现数据处理系统的功能的软件和数据的存储器设备的总体层级。存储器414可以包括但不限于以下类型的设备：高速缓存、ROM、PROM、EPROM、EEPROM、闪速存储器、SRAM和DRAM。
图9图示了存储器414可以包括在数据处理系统中使用的若干种类的软件和数据：操作系统452；应用程序454；输入/输出（I/O）设备驱动器458；和数据455。数据455可以包括磁体不均匀性数据和使用RF线圈阵列10A的DC电流回路的期望的局部B0磁场补偿。图9还图示了应用程序454可以包括RF线圈阵列局部B0磁场匀场模块92。
如本领域的技术人员将理解的，操作系统452可以是适用于与数据处理系统一起使用的任何操作系统，诸如OS/2、AIX、DOS、来自纽约Armonk国际商务机器公司的OS/390或System390、来自WA的Redmond的微软公司的Windows CE、Windows NT、Windows95、Windows98、Windows2000、Windowsxp或其他Windows版本、Unix或Linux或freebsd、来自Palm公司的Palm OS、来自Apple计算机的Mac OS、labview或专有操作系统。I/O设备驱动器458通常包括由应用程序454通过操作系统452访问的软件例程，用于与如下设备进行通信，诸如（一个或多个）I/O数据端口、数据存储455和特定存储器414组件。应用程序454说明了实现数据（图像）处理系统的各种特征的程序，并且可以包括至少一个应用，其支持根据本发明的实施例的操作。最后，数据455表示由应用程序454、操作系统452、I/O设备驱动程序458和可以驻留在存储器414内的其他软件程序使用的静态和动态数据。
尽管例如参考作为图9中的应用程序的模块92说明了本发明，但是本领域技术人员将理解，还可以利用其他配置，同时仍然受益于本发明的教导。例如，模块92还可以被合并到操作系统452、I/O设备驱动器458或数据处理系统的其他这样的逻辑划分中。因此，本发明不应该被解释为限于图9的配置，其意在涵盖能够执行这里描述的操作的任何配置。此外，模块92可以与诸如MRI扫描仪75、接口/网关或工作站之类的其他组件进行通信或者被整体或部分地合并在该其他组件中。
I/O数据端口可以用于在数据处理系统、工作站、MRI扫描仪75、接口/网关和另一计算机系统或网络（例如，因特网）之间传输信息或者向由处理器控制的其他设备或电路传输信息。这些组件可以是传统的组件，诸如在许多传统数据处理系统中使用的那些，其可以根据本发明来配置以如这里描述的那样进行操作。
在下面的示例中，示出了实验结果以示意性地表明iPRES的实施例（集成的并行接收、激励和匀场）。具体地，以下示例呈现了表明以下各项的结果：
1）单个iPRES线圈（阵列）可以用于发射/接收MRI信号，并且生成用于B0匀场的局部磁场（实验1）；
2）可以测量和控制在个体iPRES线圈中生成的局部磁场（实验2）；
3）在补偿（匀场）主场B0不均匀性的同时，单个iPRES RF线圈阵列可以发射和接收（实验3）；
4）具有其个体线圈元件的单个iPRES线圈阵列可以被配置为独立但同时地进行操作以发射/接收MRI信号，并且生成用于磁场匀场的局部磁场（实验4）；
5）可以在相同的iPRES阵列内的个体线圈中独立地调整DC电流，从而实现整个空间的最优B0匀场（实验5）；
6）可以通过大的iPRES阵列（48个元件示例）跨生物组织（使用体内人脑图像作为示例）实现统一磁场（实验6）；
7）iPRES技术的实际实现方式可以通过选择性地组合任何两个功能（例如，通过将接收和匀场功能组合成一个阵列，但是使用分离的线圈或线圈阵列用于发射）来在商业设计中灵活地实现（实验6）。
在一些实施例中，单个iPRES线圈阵列可以一起执行并行RF发射（利用B1匀场）、并行接收和B0匀场。该示例示出，通过系统实验表明，iPRES技术确实可以在任何大小、形状和几何结构的一个线圈或一个线圈阵列内实现。此外，iPRES RF线圈阵列可以以灵活的方式通过任何组合来实现，以满足实际考虑（例如，通过使用分离的发射和接收线圈阵列，其一个或二者具有B0匀场电路）。
现在将关于以下非限制性示例来进一步描述本发明。
示例
MRI实验表明在单个线圈或单个线圈阵列中的集成的并行接收、激励和匀场（iPRES）。
实验1
目标：执行实验1以表明单个线圈的RF模式和DC模式二者（这里使用修改的8字形线圈作为示例）可以同时用于发射/接收，并且用于生成附加的非统一磁场以匀场主B0场。
方法：用梯度回波单次拍摄回波平面成像（EPI）序列和下述参数来在GE3T MRI扫描仪上获取球形水体模的冠状图像：重复时间（TR）=2s，回波时间（TE）=31或32ms，翻转角=60°，视场（FOV）=15×15cm，矩阵大小=64×64，切片厚度=4mm，以及频率方向=右/左（R/L）。线圈并定位在R/L方向上的8字形的两半的体膜上的冠状平面中。B0图是从在两个TE处获取的相位图像计算的。
结果：图10示出了在0或130mA的DC电流的情况下获取的代表性EPI图像和B0图。在没有DC电流的情况系，B0图是大部分统一的（除了在左边的小区域）（c）并且EPI图像没有几何失真（a）。当DC电流被接通时，由于由DC电流生成的额外B0场（d）而导致B0图变得更加不均匀，并且EPI图像受到大的几何失真（b）的影响。
结论：使用例如具有DC回路的8字形线圈，RF和DC模式二者可以在单个线圈中独立并且同时地进行操作以执行发射、接收和匀场功能。因此，一个线圈（或线圈阵列）可以用于发射/接收MRI信号，并且生成用于B0匀场的局部磁场。
实验2
目标：执行实验2以测量由修改的单回路和8字形线圈的DC模式生成的B0场。这些B0图将在后续的实验中使用，以确定要在用于B0匀场的每个线圈中应用的最优DC电流。
方法：通过梯度回波序列以及TR=1s、TE=4.7或5.7ms、翻转角=60°、FOV=22.5x22.5cm、矩阵大小=128×128和切片厚度=4mm来获取水体膜的冠状B0图。线圈定位于体膜上的冠状平面中，并且在一个线圈中一次应用130mA的DC电流。首先执行（在没有DC电流的情况下）高阶匀场，以获得统一的B0场。此外，在与实验中相同的几何结构和定向的情况下，还通过使用针对单回路线圈和8字形线圈的毕奥-萨伐尔定律来在数值上仿真B0图。
结果和讨论：图11示出了对两个线圈测量和仿真的B0图。这些结果表明，单回路和8字形线圈两者都生成非统一的B0场，但是具有非常不同的空间图案，这可以用于B0匀场。此外，通常在针对两个线圈的测量和仿真的B0图之间存在良好的一致性。（b）中的小的不对称性可能是由于下述事实而导致的：8字形线圈相对于成像平面稍微倾斜。
结论：可以测量和控制在个体的iPRES线圈中生成的局部磁场。
实验3
目标：执行实验3以表明修改的8字形线圈的DC模式实际上可以用于B0匀场，即，减少B0不均匀性并提高图像质量。
方法：通过自旋回波单次拍摄EPI序列和TR=2s、TE=60ms、FOV=20×20cm、矩阵大小=128×128，切片厚度=4mm和频率方向= R/L来获取包含网格的方形水体膜的冠状图像。线圈如在实验2中那样被定位。首先执行高阶匀场（没有DC电流），以获得统一的B0场。
结果：图12示出了在三个不同的条件下获取的代表性EPI图像（裁剪为6×6cm的感兴趣区域（ROI））。首先，在没有DC电流的情况下获取图像，得到最小几何失真（a）。第二，通过使线性x匀场（R/L）偏移-6（任意单位）并且使线性z匀场（上/下（S/I））偏移-2来有意引入B0场的不均匀性，导致对EPI图像的剪切和拉伸（b）。第三，应用130mA的最优DC电流以生成附加的B0场，并且补偿由ROI中的匀场偏移引入的B0不均匀性，导致了EPI图像中的几何失真的显著减少（c）。
图12：通过下述各项获取的EPI图像：
a：x/y/z-匀场偏移=0/0/0，DC电流=0mA
b：x/y/z-匀场偏移= -6/0/-2，DC电流=0mA
c：x/y/z-匀场偏移= -6/0/-2，DC电流=130mA。
结论：这些结果示出了修改的8字形线圈（作为一般化示例）可以用于同时发射/接收和B0匀场。因此，本发明的实施例可以在通过固有局部B0匀场补偿主场B0不均匀性的同时发射和接收，全部在单个iPRES线圈内。注意，发射和接收不同时执行，但是任何一个可以与B0匀场同时执行。
实验4
目标：执行实验4以表明可以同时使用修改的单回路和8字形线圈，每一个对于并行发射/接收和B0匀场都具有RF和DC模式。
方法：该实验与实验3相同，除了单回路线圈被添加在8字形线圈的正下方。两个线圈的DC回路被并联连接到DC电源。EPI图像如在实验3中那样获取，但利用FOV=22.5x22.5cm和矩阵大小=192x192。B0图如实验2中那样被获取。因为我们的扫描仪没有并行发射能力，所以通过一次仅激励一个线圈来顺序地获取数据。通过使用平方和的平方根来组合来自两个线圈的EPI图像，同时对来自两个线圈的B0图进行平均。
结果：图13示出了在三个不同的条件下获取的代表性EPI图像和B0图（裁剪到6×6cm的ROI）。首先，在没有DC电流的情况下获取图像，导致最小几何失真（a）。第二，通过使线性y匀场（前/后）偏移+5并且使线性z匀场偏移+5来有意地引入B0场不均匀性，导致沿着B0图中的z的线性B0梯度和全局B0偏移（e）以及EPI图像的拉伸（b）。第三，在两个线圈中并行地施加130mA的最优DC电流，以生成附加B0场并且补偿由ROI中的匀场偏移所引入的B0不均匀性，导致了在B0图中的B0不均匀性的显著减少（f）和EPI图像中的几何失真的显著减少（c）。
结论：使用具有两个元件（这里是单个回路和8字形元件，但是被推广为不同大小和几何结构的更多元件）的单个线圈阵列的这些结果表明单个线圈阵列可以用于同时并行的发射/接收和B0匀场。因此，使其个体元件独立但是同时进行操作的单个iPRES线圈阵列可以用于发射/接收MRI信号，并且生成用于磁场B0匀场的局部B0磁场。
实验5
目标：执行实验5以表明每个线圈中的DC电流可以被独立地调整，从而引入附加的自由度以改善B0匀场。
方法：该实验与实验4相同，除了通过将具有不同值的电阻器插入到两个DC回路中来调整两个线圈中的DC电流的相对比率。此外，除了R/L之外，还在频率方向EPI=S/I的情况下获取EPI图像。
结果：图14示出了在三种不同的条件下获取的代表性EPI图像和B0图（裁剪到6×6cm的ROI）。首先，在没有DC电流的情况下获取图像，导致最小的几何失真（a,d）。第二，通过使线性y匀场偏移+15并且使线性z匀场偏移+12来有意地引入B0场不均匀性，导致了沿着B0图中的z的线性B0梯度和全局B0偏移（h）以及EPI图像的拉伸（b）或剪切（e）。第三，分别在单个回路和8字形线圈中应用250mA和-50mA的单独优化的DC电流，以生成附加B0场并且补偿由ROI中的匀场偏移引入的B0不均匀性，导致了在B0图中的B0不均匀性的显著减少（i）和EPI图像中的几何失真的显著减少（c、f）。8字形线圈中的负电流指示其与实验1-4相比在相反的方向上流动。
图14：在频率方向= R/L（a-c）或S/I（d-f）情况下的EPI图像以及在下述情况下获取的B0图（g-i）：
a，d，g：x/y/z-匀场偏移=0/0/0，DC电流=0mA
b，e，h：x/y/z-匀场偏移=0/15/12，DC电流=0mA
c，f，i：x/y/z-匀场偏移=0/15/12，直流电流= 250mA（单回路线圈）和-50mA（8字形线圈）。
结论：这些结果表明，iPRES线圈阵列内的每个元件的DC电流可以被单独优化以实现在整个空间中的最佳B0匀场。
实验6
目标：执行实验6以表明我们可以通过一个大的线圈阵列（使用48元件线圈阵列作为示例）实现跨生物组织（使用体内人脑图像作为示例）的统一磁场。此外，本发明的实施例通过选择性地组合任何两个功能（例如，这里通过将接收和匀场功能组合到一个阵列中，并且使用分离的线圈或线圈阵列用于发射）来提供在实际实现方式中的灵活性。
方法：通过使用48元件（仅接收）iPRES阵列和在人脑中获取的三维B0图来执行B0场的数字仿真，以进一步调查用于体内应用的iPRES概念的可行性，并且将其与传统多线圈匀场策略（12）相比较。为此，我们研究了一个健康的志愿者，对他提供了关于我们的3T扫描仪的如由我们的机构审查委员会证明的签署的知情同意书。在使用扫描仪的SH匀场线圈的2阶匀场之后，通过4次拍摄螺旋不对称自旋回波序列和TR=5s、TE=24ms、ΔTE=0/1/2ms、FOV21x21cm、矩阵大小=70x70、切片厚度=3ms以及40个切片来获取整个大脑的轴向图像。然后，从在不同ΔTE获取的相位图像计算B0图。
结果：图15示出了受到严重B0不均匀性影响的通过前额叶皮层和颞叶的两个轴向切片中的代表性B0图。如预期的，仅静态二阶SH匀场无法匀场这些局部B0不均匀性（a，d）。相反，具有常规匀场线圈阵列（b，e）或iPRES线圈阵列（c，f）的动态匀场与可以显著减少这些区域中的B0不均匀性。然而，iPRES线圈阵列可以生成更局部磁场，并且因此实现了比常规匀场线圈阵列更有效的匀场（例如，在由箭头所指示的区域中），因为其不需要间隙以减小RF衰减，并且因此允许线圈被定位得接近甚至中间切片的对象，其通常受到强B0不均匀性的影响。利用iPRES线圈阵列的动态匀场可以使图13中示出的ROI中的B0根均方根误差与仅静态二阶SH匀场相比减少65.9-78.8％并且与利用常规匀场线圈阵列的动态匀场相比减少12.1-22.7％（表1）。
对于常规匀场线圈阵列，用于所有线圈并且用于所有大脑切片的匀场的平均和最大DC电流是0.52和4.05A，并且对于iPRES线圈阵列，是0.38和2.37A，这分别表示1.4和1.7的效率（即，每单位电流的B0幅度）增益。
结论：可以通过大的iPRES阵列（使用48元件的示例）来实现跨生物组织的统一磁场（使用体内人脑图像作为示例）。可以通过将任何两个功能选择性地组合到阵列中（例如，通过将接收和匀场功能组合到一个阵列中，但是使用分离的线圈或线圈阵列用于发射）来促进iPRES概念的实际实现方式中的灵活性。
前面说明了本发明但是不被解释为对其限制。虽然已经描述了本发明的几个示例性实施例，但是本领域技术人员将容易理解的是，在实质上不脱离本发明的新颖教导和优点的情况下，在示例性实施例中很多修改是可能的。因此，所有这样的修改意在被包括在如权利要求中定义的本发明的范围内。在权利要求中，装置加功能的语句旨在覆盖本文中描述为执行所叙述的功能的结构并且不仅覆盖结构等同物而且覆盖等同的结构。因此，可以理解，前面说明了本发明但是不被解释为限于所公开的具体实施例，并且对公开的实施例以及其他实施例的修改意在被包括在所附权利要求的范围内。本发明由所附的权利要求来限定，其中权利要求的等同物被包括在其中。

Claims (45)

1.一种磁谐振成像（MRI）系统，包括：
具有多个线圈元件的射频（RF）线圈阵列，其中相应线圈元件同时在以下两个模式中进行操作：（i）用于发射或接收中的至少一个的射频（RF）模式；和（ii）直流（DC）模式，具有在相应的线圈元件中的直流（DC）电流流动，以生成局部B0磁场用于B0匀场；
与射频（RF）线圈阵列连通的至少一个直流（DC）电源，用于向线圈元件供应直流（DC）电流；以及
与射频（RF）线圈阵列连通的电路，被配置成指示直流（DC）电源将直流（DC）电流供应到线圈元件以生成局部B0磁场用于B0匀场。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，相应线圈元件包括用于使直流（DC）电流循环的闭合路径，所述闭合路径包括与具有高谐振频率的至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路相关联的至少一个电感器，其中直流（DC）电流流动通过所述至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路的所述至少一个电感器。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，射频（RF）线圈阵列是：（i）仅接收射频（RF）线圈阵列，（ii）仅发射射频（RF）线圈阵列，或者（iii）发射和接收射频（RF）线圈阵列，并且其中，当直流（DC）电流流动通过所述至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路的所述至少一个电感器时，射频（RF）信号跨所述至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路的相应电容器行进。
4.根据权利要求1所述的系统，其中，射频（RF）线圈阵列是接收射频（RF）线圈阵列，所述系统进一步包括协作的发射射频（RF）线圈阵列，并且其中所述发射射频（RF）线圈阵列被配置为还提供B1匀场，在B1匀场中，所述电路被配置为独立地调整每个线圈元件中的射频（RF）电流的幅度、相位、时序和频率。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列是仅接收射频（RF）线圈阵列，其中，所述系统进一步包括分离的协作的发射射频（RF）线圈或发射射频（RF）线圈阵列。
6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述发射射频（RF）线圈阵列还具有多个线圈元件，并且其中，所述发射射频（RF）线圈阵列包括同时以下述两个模式进行操作的相应线圈元件：（i）用于发射的射频（RF）模式；以及（ii）直流（DC）模式，具有在相应的线圈元件中的直流（DC）电流流动，以生成局部B0磁场，从而由此允许在相应的线圈元件中的独立和并发的射频（RF）电流和直流（DC）电流流动。
7.根据权利要求5所述的系统，其中，所述电路被配置为使用来自发射和接收射频（RF）线圈阵列二者的线圈元件中的至少一些来并发地生成局部B0磁场。
8.根据权利要求5所述的系统，其中，来自发射和接收射频（RF）线圈阵列二者的线圈元件被配置为使直流（DC）电流流动在相应的线圈元件中循环，以生成用于B0匀场的局部B0磁场，并且发射和接收射频（RF）线圈阵列紧密地径向间隔开0.01英寸至5英寸之间或者间隔开5-10英寸之间，以便被定位在与磁谐振(MR)扫描仪相关联的磁体的孔内的目标对象附近。
9.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列被配置为协作的一组仅发射和仅接收射频（RF）线圈阵列，并且其中，只有仅接收射频（RF）线圈阵列被配置为具有直流（DC）模式的射频（RF）线圈阵列，所述直流（DC）模式具有在相应的线圈元件中的直流（DC）电流流动用于B0匀场。
10.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列被配置为协作的一组仅发射和仅接收射频（RF）线圈阵列，并且其中，仅发射射频（RF）线圈阵列被配置为具有直流（DC）模式的射频（RF）线圈阵列，所述直流（DC）模式具有在相应的线圈元件中的直流（DC）电流流动以生成局部B0磁场用于B0匀场。
11.根据权利要求1所述的系统，其中，所述电路被配置为单独地调整相应的线圈元件中的直流（DC）电流流动。
12.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列包括单独可操作的分立线圈元件的多个紧密堆叠的层。
13.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列被配置为单个发射和接收射频（RF）线圈阵列，所述单个发射和接收射频（RF）线圈阵列被配置用于并行发射和接收以及生成局部B0磁场，并且其中，射频（RF）线圈阵列被配置为还提供B1匀场，在B1匀场中，电路被配置为独立地调整每个线圈元件中的射频（RF）电流的幅度、相位、时序和频率。
14.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列的线圈元件各自具有多调谐射频（RF）电路，具有并发的高和低谐振频率。
15.根据权利要求1所述的系统，进一步包括具有用于射频（RF）线圈阵列的直流（DC）阻断电容器的主动失谐电路，其中，所述射频（RF）线圈阵列是仅接收射频（RF）线圈阵列或发射/接收射频（RF）线圈阵列。
16.根据权利要求1所述的系统，其中，所述电路与磁谐振(MR)扫描仪连通或者部分地或完全在磁谐振(MR)扫描仪上，并且其中，所述线圈元件各自包括针对来自直流（DC）电源的直流（DC）电流的至少一个回路，其中，所述至少一个回路包括至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路中的至少一个电感器，所述至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路具有与磁谐振(MR)扫描仪的操作频率相对应的高谐振频率。
17.根据权利要求16所述的系统，其中，在发射操作中，直流（DC）电流流动通过并联电感器电容器（LC）谐振电路的电感器，同时射频（RF）电流流动穿过并联电感器电容器（LC）谐振电路的电容器。
18.根据权利要求1所述的系统，进一步包括与射频（RF）线圈阵列连通的磁谐振(MR)扫描仪以及与磁谐振(MR)扫描仪和射频（RF）线圈阵列连通的发射/接收开关，其中射频（RF）线圈阵列的相应线圈元件包括至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路。
19.根据权利要求1所述的系统，其中，所述电路与磁谐振(MR)扫描仪连通或者部分地或者完全在磁谐振(MR)扫描仪上。
20.根据权利要求1所述的系统，其中，所述电路被配置为生成与所生成的局部B0磁场相关联的B0图并且执行B0匀场。
21.根据权利要求1所述的系统，其中，所述电路被配置为控制射频（RF）线圈阵列的线圈元件中的直流（DC）电流，并且测量所生成的局部B0磁场。
22.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列是单个发射和接收射频（RF）线圈阵列，并且其中，所述电路与磁谐振(MR)扫描仪连通或者部分地或者完全在磁谐振(MR)扫描仪上，以使得射频（RF）线圈阵列进行发射和接收，同时使用从射频（RF）线圈阵列生成的局部B0磁场来匀场主场B0的不均匀性。
23.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列的线圈元件被配置为独立和同时操作以发射/接收射频（RF）信号，并且生成用于B0磁场匀场的局部B0磁场。
24.根据权利要求1所述的系统，其中，所述射频（RF）线圈阵列被配置为生成局部B0磁场以提供穿过生物组织或目标材料的统一磁场。
25.一种匀场磁谐振（MR）系统的方法，包括：
提供具有多个线圈元件的至少一个射频（RF）线圈，所述线圈元件具有与包括至少一个回路的直流（DC）电流路径相关联的电路；
按照射频（RF）发射或接收模式中的至少一个来操作所述至少一个射频（RF）线圈的线圈元件；
在发射或接收模式情况下使直流（DC）电流并发地流动通过相同线圈元件的直流（DC）电流路径；以及
响应于通过线圈元件的直流（DC）电流路径的直流（DC）电流的流动来生成局部B0磁场，从而使用所生成的局部B0磁场来B0匀场磁谐振(MR)系统的磁体的成像空间。
26.根据权利要求25所述的方法，其中，执行操作所述至少一个射频（RF）线圈以在射频（RF）发射模式中进行操作，所述方法进一步包括使射频（RF）电流并发地流动通过所述线圈元件，以在射频（RF）发射模式中发射射频（RF）激励脉冲，同时在直流（DC）电流和射频（RF）电流之间不产生电磁干扰的情况下直流（DC）电流同时并且独立地在线圈元件中流动。
27.根据权利要求25所述的方法，进一步包括使用线圈元件来生成射频（RF） B1磁场。
28.根据权利要求27所述的方法，进一步包括分别使用生成的B1和B0磁场来自动地执行B1匀场和B0匀场。
29.根据权利要求28所述的方法，其中，通过并行地从线圈元件发射和接收射频（RF）信号并且使用所生成的局部B0磁场自动地进行B0匀场来执行操作所述至少一个射频（RF）线圈。
30.根据权利要求25所述的方法，其中，所述至少一个射频（RF）线圈是单个射频（RF）线圈阵列。
31.根据权利要求25所述的方法，其中，所述至少一个射频（RF）线圈包括第一和第二协作的射频（RF）线圈阵列。
32.根据权利要求25所述的方法，其中，所述至少一个射频（RF）线圈具有在1-512个之间的线圈元件。
33.根据权利要求25所述的方法，进一步包括：以电子方式单独地控制线圈元件中的每一个中的直流（DC）电流。
34.根据权利要求25所述的方法，其中，提供所述至少一个射频（RF）线圈包括提供发射射频（RF）线圈阵列和协作的接收射频（RF）线圈阵列，其中，所述发射和接收射频（RF）线圈阵列各自使直流（DC）电流并发地流动通过相应的线圈元件以生成局部B0磁场，所述方法进一步包括使用从发射和接收射频（RF）线圈阵列二者生成的局部B0磁场来对主磁场B0均匀性进行B0匀场。
35.根据权利要求25所述的方法，其中，提供所述至少一个射频（RF）线圈包括提供仅发射射频（RF）线圈阵列和协作的仅接收射频（RF）线圈阵列，其中，发射和接收射频（RF）线圈阵列中的仅一个使直流（DC）电流流动通过相应的线圈元件以生成局部B0磁场，所述方法进一步包括使用所生成的局部B0磁场来自动地对主磁场B0均匀性进行匀场。
36.根据权利要求35所述的方法，其中，提供所述至少一个射频（RF）线圈包括提供发射射频（RF）线圈阵列和协作的接收射频（RF）线圈阵列，其中，所述仅接收射频（RF）线圈阵列使直流（DC）电流流动通过相应的线圈元件以生成局部B0磁场，所述方法进一步包括使用相应的失谐电路来主动地使所述射频（RF）线圈元件失谐，所述失谐电路具有失谐电感器、射频（RF）阻断电容器和PIN二极管，其中，通过以下方式来执行主动失谐：使PIN二极管正向偏置以使得射频（RF）电流流动到使所述线圈元件失谐的失谐电路中，但是用于B0匀场的直流（DC）电流保持在直流（DC）回路中，因为它通过直流（DC）阻断电容器与失谐电路隔离。
37.一种用于磁谐振成像（MRI）系统的射频（RF）线圈组装部件，包括：
具有多个线圈元件的至少一个射频（RF）线圈阵列，其中，相应线圈元件包括一电路，所述电路具有：
至少一个直流（DC）电流回路，具有带有正和负端子的直流（DC）电源连接；
在直流（DC）电源连接端子之间的至少一个电容器；
射频（RF）扼流圈，串联位于直流（DC）电源连接端子的所述正和负端子与相关联的直流（DC）电源之间；以及
至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路组件，被配置为使得相应线圈元件是具有多个谐振频率的多调谐射频（RF）线圈元件，使得线圈元件仅在目标磁谐振(MR)扫描仪的操作频率周围进行操作，
其中，在操作中，直流（DC）电流流动通过所述至少一个并联电感器电容器（LC）谐振电路组件的相应电感器，并且在所述至少一个直流（DC）电流回路中循环以生成局部B0磁场，
其中，所述线圈元件被配置为同时提供以下两者：（i）用于发射或接收中的至少一个的射频（RF）模式；和（ii）直流（DC）模式，用于生成局部B0磁场用于B0匀场。
38.根据权利要求37所述的射频（RF）线圈组装部件，进一步包括配置为调整相应线圈元件中的直流（DC）电流流动的控制电路。
39.根据权利要求38所述的射频（RF）线圈组装部件，其中，每个射频（RF）线圈元件包括位于所述控制电路与发射/接收开关之间的匹配电路。
40.根据权利要求37所述的射频（RF）线圈组装部件，其中，所述射频（RF）线圈组装部件包括具有相应线圈元件的第一和第二协作的射频（RF）线圈阵列，其中第一阵列是接收射频（RF）线圈阵列，并且第二阵列是发射射频（RF）线圈阵列，并且其中，发射和接收射频（RF）线圈阵列中的至少一个的相应线圈元件被配置为使直流（DC）电流流动以生成所述局部B0磁场。
41.根据权利要求40所述的射频（RF）线圈组装部件，并且其中，发射和接收射频（RF）线圈阵列二者具有同时按以下两个模式进行操作的相应线圈元件：（i）射频（RF）模式和（ii）用于B0匀场的直流（DC）模式，并且其中，所述射频（RF）线圈组装部件被适配为连接到磁谐振(MR)扫描仪，所述磁谐振(MR)扫描仪被配置为使用发射和接收射频（RF）线圈阵列二者中的线圈元件中的至少一些来并发地生成局部B0磁场。
42.根据权利要求37所述的射频（RF）线圈组装部件，其中，所述射频（RF）线圈组装部件是仅接收且B0匀场射频（RF）线圈阵列，并且其中，相应的线圈元件电路包括具有阻断电容器的主动失谐电路。
43.一种电路，包括至少一个处理器和存储器，其中所述存储器具有存储在其上的指令，当所述指令由所述处理器执行时，所述指令使所述处理器单独地控制射频（RF）线圈阵列的线圈元件的相应电流回路中的直流（DC）电流的幅度和/或方向，以调整磁谐振成像(MRI)系统的主磁场不均匀性以进行B0匀场，其中相应线圈元件同时在以下两个模式中进行操作：（i）用于发射或接收中的至少一个的射频（RF）模式；和（ii）直流（DC）模式，具有在相应的线圈元件中的直流（DC）电流流动，以生成局部B0磁场用于B0匀场。
44.一种用于匀场的设备，包括：
用于控制具有带有直流（DC）回路的多个线圈元件的磁谐振成像(MRI)成像射频（RF）线圈阵列的操作的装置，使得线圈元件同时在下述两个模式中操作：（i）用于射频（RF）发射或射频（RF）接收中的至少一个的射频（RF）模式；和（ii）直流（DC）模式，其中直流（DC）电流在直流（DC）回路中流动以生成局部B0磁场用于B0匀场；以及
用于使用所生成局部B0磁场来执行B0匀场的装置。
45.根据权利要求44所述的用于匀场的设备，进一步包括用于单独控制相应直流（DC）电流回路中的直流（DC）电流的幅度和/或方向的装置。
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Families Citing this family (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9874616B2 (en) * 2012-06-28 2018-01-23 Duke University Magnetic resonance imaging systems for integrated parallel reception, excitation and shimming and related methods and devices
WO2014088941A1 (en) * 2012-12-07 2014-06-12 The General Hospital Corporation System and method for improved radio-frequency detection or b0 field shimming in magnetic resonance imaging
DE102013217555B3 (de) * 2013-09-03 2014-12-04 Siemens Aktiengesellschaft Kombinierte Shim- und HF-Spulenelemente
DE102013018680B4 (de) * 2013-11-04 2022-05-25 Leibniz-Institut für Photonische Technologien e. V. Magnetischer Sensor zur absoluten Zählung von Umdrehungen oder linearen Wegstrecken
US20150309132A1 (en) * 2014-04-24 2015-10-29 New York University Apparatus, method and coil array for providing split parallel transmission magnetic resonance imaging
US9891299B1 (en) * 2014-05-19 2018-02-13 General Electric Company Methods and systems for correcting B0 field in MRI imaging using shim coils
US9880242B2 (en) * 2014-10-22 2018-01-30 Duke University RF coil elements with split DC loops for magnetic resonance imaging systems for integrated parallel reception, excitation, and shimming and related methods and devices
US10185002B2 (en) * 2015-06-04 2019-01-22 General Electric Company Systems and methods for MRI common mode traps
GB2556281B (en) * 2015-07-15 2021-12-22 Synaptive Medical Inc Active coil to shift a volume of uniform magnetic field
CN105182256B (zh) * 2015-09-15 2018-11-27 天津大学 大电流、小功率的磁场信号差分采集装置
JP6971246B2 (ja) * 2015-11-06 2021-11-24 シーダーズ−サイナイ メディカル センター 次世代の磁気共鳴コイルのための統合されたコイル（ｕｎｉｃ）システム及び方法
JP6590736B2 (ja) * 2016-03-04 2019-10-16 株式会社日立製作所 高周波コイル及びそれを用いた磁気共鳴撮像装置
US10333410B2 (en) * 2016-09-15 2019-06-25 Futurewei Technologies, Inc. Common-mode (CM) electromagnetic interference (EMI) reduction in resonant converters
US10254361B2 (en) * 2016-09-16 2019-04-09 General Electric Company Systems and methods for disconnecting an MRI RF coil
WO2018183035A1 (en) 2017-03-31 2018-10-04 Duke University Mri rf coil assemblies with rf coil elements that allow wireless communication data transmission and related methods and systems
EP3688478A4 (en) * 2017-09-28 2021-06-23 Cedars-Sinai Medical Center MAGNETIC RESONANCE COILS FOR SIMULTANEOUS IMAGING AND B0 SHIMMING
CN109001656B (zh) * 2018-04-28 2019-07-19 中国科学院深圳先进技术研究院 一种柔性射频接收线圈阵列
DE102018212087B3 (de) 2018-07-19 2020-01-23 Siemens Healthcare Gmbh Empfangsvorrichtung für Signale mit Frequenzmultiplex
US10859648B2 (en) * 2019-04-01 2020-12-08 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for a configurable radio frequency coil for MR imaging
CN109958884B (zh) * 2019-04-04 2020-03-31 中国水利水电科学研究院 内衬型pccp管道断丝位置检测系统、方法及电子设备
US11327131B2 (en) 2020-05-12 2022-05-10 Canon Medical Systems Corporation Flexible radio frequency coil for magnetic resonance imaging
CN114047466B (zh) * 2021-10-20 2024-01-26 江苏力磁医疗设备有限公司 一种适用于婴儿的磁共振成像装置
CN113933770B (zh) * 2021-11-25 2022-06-28 浙江大学 基于射频发射表面线圈的元器件布局方法、系统及线圈

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4881034A (en) * 1988-01-19 1989-11-14 The Regents Of The University Of California Switchable MRI RF coil array with individual coils having different and overlapping fields of view
US5359289A (en) * 1991-11-29 1994-10-25 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance device
US6023167A (en) * 1998-01-26 2000-02-08 Picker International, Inc. Surface coils with integrated shims
US6081120A (en) * 1998-05-20 2000-06-27 Shen; Gary G Universal-multi-layered, multi-tuned RF probe for MRI and MRS

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7598739B2 (en) 1999-05-21 2009-10-06 Regents Of The University Of Minnesota Radio frequency gradient, shim and parallel imaging coil
JP3655881B2 (ja) 2002-03-01 2005-06-02 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｒｆコイルおよび磁気共鳴撮像装置
WO2006114749A1 (en) * 2005-04-28 2006-11-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method and circuit arrangement for operating multi-channel transmit/receive antenna devices
WO2007098011A2 (en) 2006-02-17 2007-08-30 Regents Of The University Of Minnesota High field magnetic resonance
US20120139541A1 (en) 2008-03-26 2012-06-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Determination of local sar in vivo and electrical conductivity mapping
CN102159965B (zh) * 2008-09-17 2014-09-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于mri的b1映射和b1l匀场
WO2011065532A1 (ja) 2009-11-30 2011-06-03 株式会社 日立メディコ 高周波コイルユニット及び磁気共鳴撮像装置
US20130069652A1 (en) 2010-03-31 2013-03-21 Yosuke Otake Rf coil and magnetic resonance imaging device
US8415950B2 (en) * 2010-06-22 2013-04-09 General Electric Company System and method for parallel transmission in MR imaging
US9874616B2 (en) * 2012-06-28 2018-01-23 Duke University Magnetic resonance imaging systems for integrated parallel reception, excitation and shimming and related methods and devices
WO2014088941A1 (en) 2012-12-07 2014-06-12 The General Hospital Corporation System and method for improved radio-frequency detection or b0 field shimming in magnetic resonance imaging
US9880242B2 (en) * 2014-10-22 2018-01-30 Duke University RF coil elements with split DC loops for magnetic resonance imaging systems for integrated parallel reception, excitation, and shimming and related methods and devices
CN106646298B (zh) * 2015-10-28 2019-05-24 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种体线圈及磁共振成像系统

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4881034A (en) * 1988-01-19 1989-11-14 The Regents Of The University Of California Switchable MRI RF coil array with individual coils having different and overlapping fields of view
US5359289A (en) * 1991-11-29 1994-10-25 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance device
US6023167A (en) * 1998-01-26 2000-02-08 Picker International, Inc. Surface coils with integrated shims
US6081120A (en) * 1998-05-20 2000-06-27 Shen; Gary G Universal-multi-layered, multi-tuned RF probe for MRI and MRS

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Publication number Publication date
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US9874616B2 (en) 2018-01-23
US20150177344A1 (en) 2015-06-25

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