CN108226834B - 一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件及其制作方法 - Google Patents
一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件及其制作方法 Download PDFInfo
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Abstract
本发明涉及一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件及其制作方法，与现有技术相比解决了低场磁共振成像设备图像信噪比低、空间分辨率低的缺陷。本发明的人工电磁结构共振单元包括蚀刻在基板上表面的金属方形螺旋线，金属方形螺旋线的两个端部均设有金属化过孔且金属化过孔穿透基板，基板的下表面印刷有金属微带线，金属微带线连接两个金属化过孔，金属微带线上焊接有无磁性贴片电容。本发明将基板正面的金属方形螺旋线通过金属化过孔与基板背面加载无磁性贴片电容的微带连接组成的一个人工电磁结构共振单元，在低场磁共振拉莫尔进动频率具有负磁导率，利用该负磁导率，人工电磁结构共振单元能够有效增强磁共振射频场磁信号。
Description
技术领域
本发明涉及低场核磁共振成像技术领域，具体来说是一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件及其制作方法。
背景技术
作为一种新型医学成像手段，磁共振成像技术在临床医学上和疾病诊断中具有很大的优越性，尤其是在面向阿尔茨海默症和帕金森症等功能退化性疾病的应用。磁共振成像的基本原理是将人体置于特殊编码的强磁场中，用无线电射频脉冲激发人体氢原子核，使人体氢原子核(1H)吸收并存储能量。当停止无线电射频脉冲后，人体氢原子核(1H)按特定的激发频率释放出无线电射频信号，并将存储的能量释放出来，被射频线圈所探测接收，然后经过电子计算机的分析处理，从而获得幅度或者相位图像。
由于磁共振成像设备采集的射频信号非常微弱，极易受到外界噪声的干扰。因此，提高信噪比(Signal-to-Noise Ratio,SNR)是磁共振成像的首要任务之一。提高磁共振成像信噪比的方法和手段有很多，包括但不局限于提高磁共振主线圈的磁场强度，降低被检测对象中氢原子核(1H)的环境温度等。而射频线圈是磁共振成像系统的核心部件之一，在激发模式下需要产生均匀的射频磁场来驱动人体氢原子核，在接收模式下需要以灵敏地探测接收感兴趣区域的磁共振信号。由于人体吸收射频电磁波能量从而导致组织的温升效应，为了避免组织的局部烧伤危险，通常射频场的激发功率受到了严格限制。如何在激发功率保持一定情况下，提高射频线圈灵敏度对于提高磁共振图像的信噪比(Signal-to-NoiseRatio,SNR)、分辨率等信息是磁共振成像研究的核心问题之一。
自然界绝大多数材料的相对磁导率μ＝1，理论上来说，如果能够改变自然界材料的相对磁导率值，就很有可能为人们提供调控电磁波行为的新方法。近年来，采用具有磁响应单元的人工“磁原子”已经成功实现具有负折射的左手材料。用左手材料制成的平板透镜(同时满足介电常数和磁导率为－1)可以实现对倏逝波的成像，不仅突破了传统透镜的最大分辨率受制于电磁波长的局限(衍射极限)，而且能够实现“二次汇聚效应”。于此同时，在准静态近似条件下，只需要满足单负即可。谐振频率较低时(如几十兆赫兹电磁波)设计负磁导率材料，只有通过各种特殊图形设计或加载集总元件才能够实现。
在现代的磁共振成像中，为了提高磁共振成像的空间分辨率通常采用增强主磁场的手段，例如现有的超导型磁共振成像设备包括1.5T、3.0T到7.0T。但是随着主磁场的提高，射频电磁波对人体的损害也就越大，因此国际上在磁场强度的使用上有严格的限制。
目前低场磁共振成像使用较多的主磁场强度在0.35T、0.36T、0.5T等，其虽然在图像信噪比、空间分辨率、成像扫描时间等方面虽然与高场磁共振有着较大的劣势。但是，医学成像的永磁型MRI平台仍然具有很多优点，主要包括：1、其使用的寿命周期相对比较长，其产生的主磁场也相对保持一个稳定的值，而且并没有明显的磁场消耗；2、主磁体不需要连续的电流供给，其耗能也非常低，主磁体不会产生任何热量，安全系数很高，也不需要液氨冷却系统，日常使用中的设备维护费用相对较低；3、主磁场的杂散场小，可装在狭小的空间区域内，有利于节省场地资源；4、永磁型MRI平台物理系统组成较为简单，其整机价格也相对便宜，这可以成为中小医院和研究机构配置的最佳选择。
因此，如何提高低场磁共振成像的图像信噪比和空间分辨率，使其能够近似于高场磁共振技术指标已经成为急需解决的技术问题。
发明内容
本发明的目的是为了解决现有技术中低场磁共振成像设备图像信噪比低、空间分辨率低的缺陷，提供一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件及其制作方法来解决上述问题。
为了实现上述目的，本发明的技术方案如下：
一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件，所述的低场核磁共振成像仪器包括磁共振成像收发一体射频线圈，在低场核磁共振成像仪器内位于磁共振成像收发一体射频线圈对面的检查底板上放置有磁信号增强组件，
所述的磁信号增强组件包括基板，所述基板上规则化布置有若干个人工电磁结构共振单元；所述的人工电磁结构共振单元包括蚀刻在基板上表面的金属方形螺旋线，金属方形螺旋线的两个端部均设有金属化过孔且金属化过孔穿透基板，基板的下表面印刷有金属微带线，金属微带线连接两个金属化过孔，金属微带线上焊接有无磁性贴片电容。
所述金属方形螺旋线的金属层厚度为10～50微米、线宽为0.5毫米～2.0毫米、线间距为0.2毫米～0.5毫米，金属方形螺旋线的圈数大于1。
所述金属化过孔的孔径为0.2～0.8毫米。
所述无磁性贴片电容的电容值为56～560pF。
一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件的制作方法，包括以下步骤：
基板网格的划分，在基板上根据所使用的低场磁共振射频线圈种类设定出基板尺寸的宽范围，对基板进行规则化划分，划分出n×n的共振单元区域，设定共振单元区域的长为a、宽为b；
确定低场核磁共振成像仪器的主磁场强度B0与拉莫尔频率的关系，其关系式如下：
fLarmor＝γ·B0，
其中，fLarmor为拉莫尔进动频率值，γ为氢原子的旋磁比，γ值为42.58MHz/T；
根据fLarmor值，确定人工电磁结构共振单元的共振频率ω0与共振单元区域的长a、宽b的关系式，其关系式如下：
其中，λ表示电磁波波长，c0表示真空中光速；
fLarmor与ω0设定为：ω0＝k·fLarmor,k取值范围设定为：0.85～0.95；
共振单元的共振频率ω0满足：
其中：L表示人工电磁结构共振单元的电感值，Ct表示人工电磁结构共振单元的电容值；
根据共振单元区域的长a、宽b，确定拥有n×n的共振单元区域的基板网格的实际长、宽值；
计算人工电磁结构共振单元的等效相对磁导率μ的初值,获得金属方形螺旋线的圈数N、最长边的尺寸c，其计算公式如下：
其中，ρ表示金属方形螺旋线导体的常温下的电阻系数，μ0为真空中磁导率，N为金属方形螺旋线的圈数，c为金属方形螺旋线最长边的尺寸，Ct为无磁性贴片电容的电容值，CS表示金属方形螺旋线产生的分布电容，ε0为真空中介电常数，w为金属方形螺旋线的线宽，t为金属方形螺旋线的敷铜厚度，l为金属方形螺旋线的螺旋线总长度，s为金属方形螺旋线的螺旋线线间距；
将人工电磁结构共振单元布置在基板正面的共振单元区域的中心处；
布置金属化过孔穿透基板至基板的背面；
布置金属微带线连接两个金属化过孔，金属微带线的宽度与金属方形螺旋线的宽度相同；
在金属微带线上焊接无磁性贴片电容。
还包括尺寸参数优化步骤，尺寸参数优化步骤为通过电磁仿真软件对人工电磁结构共振单元的共振频率ω0、共振单元区域的长a和宽b、金属方形螺旋线的圈数N、无磁性贴片电容的电容值Ct、金属方形螺旋线的最长边尺寸c进行优化。
有益效果
本发明的一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件及其制作方法，与现有技术相比将基板正面的金属方形螺旋线通过金属化过孔与基板背面加载无磁性贴片电容的微带连接组成的一个人工电磁结构共振单元(其相当于一个谐振回路)，在低场磁共振拉莫尔进动频率具有负磁导率，利用该负磁导率，人工电磁结构共振单元能够有效增强磁共振射频场磁信号。
本发明中金属方形螺旋线的螺旋圈数越多、感性越强。无磁性贴片电容的加载获得了更低的谐振频率。本发明加工制作工艺简单，结构可以拓展，适用于低场(≤0.5T，1H拉莫尔进动频率5～21MHz)磁共振成像设备，增强了磁共振成像感兴趣区域的射频磁场信号，进而获得高信噪比和空间分辨率图像。
附图说明
图1为本发明的结构示意图；
图2为本发明中磁信号增强组件的结构示意图；
图3为本发明中人工电磁结构共振单元的俯视图；
图4为本发明中人工电磁结构共振单元的正视纵向剖面图；
图5是本发明中人工电磁结构共振单元磁导率对金属方形螺旋线宽w的优化仿真比较图；
图6为本发明中人工电磁结构共振单元磁导率对无磁性贴片电容的电容值Ct的优化仿真比较图；
图7为本发明中人工电磁结构共振单元磁导率仿真效果的示意图；
其中，1-磁信号增强组件、2-磁共振成像收发一体射频线圈、3-被检测人体、4-检查底板、11-基板、12-人工电磁结构共振单元、13-金属方形螺旋线、14-金属化过孔、15-金属微带线、16-无磁性贴片电容。
具体实施方式
为使对本发明的结构特征及所达成的功效有更进一步的了解与认识，用以较佳的实施例及附图配合详细的说明，说明如下：
本发明所述的一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件，利用磁信号增强组件1增强低场磁共振成像中射频线圈的信号激励响应和探测灵敏度。在同等的设备条件下利用该表面的磁信号增强组件1能够有效提高低场(≤0.5T)磁共振设备的图像信噪比和空间分辨率。
如图1所示，低场核磁共振成像仪器包括磁共振成像收发一体射频线圈2，在医用低场(≤0.5T)核磁共振成像中，磁共振成像收发一体射频线圈2主要有头部线圈、颈椎线圈、体线圈、膝盖线圈、表面线圈等。在低场核磁共振成像仪器内位于磁共振成像收发一体射频线圈2对面的检查底板4上放置有磁信号增强组件1。检查底板4为被检测人体3所躺的位置，根据不同的射频线圈(所需要被检测人体3所检测的人体结构)设计相对尺寸的磁信号增强组件1。磁信号增强组件1放置于人体线圈成像区域，被检测人体3的待测部位平躺于磁信号增强组件1的上方。
如图2所示，其为针对磁共振成像收发一体射频线圈2(可用于对脊椎、腰间盘等部位的成像)设计的5×5个共振单元组成的磁信号增强组件1。磁信号增强组件1包括基板11，基板材料可以为Teflon材料、FR-4复合材料、环氧树脂等复合材料制得，基板11的厚度为0.1～2.0毫米。基板11上规则化布置有若干个人工电磁结构共振单元12，人工电磁结构共振单元12在基板11上的具体数量根据被检测人体3的待测部位的大小而定，例如：针对于踝关节的检测，人工电磁结构共振单元12数量可以较少；针对于臀部范围的检测，人工电磁结构共振单元12的数量则需要较多。
如图3所示，人工电磁结构共振单元12包括蚀刻(附着)在基板11上表面的金属方形螺旋线13，金属方形螺旋线13附着在基板11的正面，金属方形螺旋线13呈传统的螺旋形式且互不相交。金属方形螺旋线13的两个端部均设有金属化过孔14，并且金属化过孔14穿透基板11，金属方形螺旋线13通过其端部(首端、末端)的金属化过孔14与基板11的背面的微带相连。如图4所示，基板11的下表面印刷有金属微带线15，金属微带线15连接两个金属化过孔14。金属微带线15上焊接有无磁性贴片电容16，通过无磁性贴片电容16的加载，获得了更低的谐振频率。
优选地，金属方形螺旋线13的金属层厚度可以为10～50微米、线宽可以为0.5毫米～2.0毫米、线间距可以为0.2毫米～0.5毫米，金属方形螺旋线13的圈数大于1。金属化过孔14的孔径可以为0.2～0.8毫米，无磁性贴片电容16的电容值可以为56～560pF。
在介质与金属交界面上，SPP(等离共振效应)只能被横磁(TM)模式偏振光所激发产生共振效应，这是因为SPP是金属表面存在的自由振动的电子在光波或电磁场的激发下发生的集体振荡。金属在光波段范围内的介电常数εm和相对磁导率μm分别描述了物质的电响应和磁响应两个关键的性质,也即εm<0且μm>0。假设某种材料在光波段范围内有ε>0并且μ<0，那么这种材料与介质界面交界面上SPP就可以能够被横电(TE)模式偏振光所激发，而产生共振的效应。如果是εm<0并且μm<0的双负材料，那么该材料的SPP是可以能够被TE模式和TM模式的光波共同激发而产生共振效应的现象。
在此，人工电磁结构共振单元12产生的是人造亚波长结构,能够在低场拉莫尔进动频率产生等效负磁导率特性。MRI中射频线圈激发射频场场，此时待测人体组织吸收射频能量并进行存储，当射频/>场停止激发后，待测样人体组织释放出存储的微弱射频能量，该射频能量形成/>场。射频/>场和/>场在经过磁信号增强组件1可以形成等效的磁表面等离共振效应(SPP)，射频场的能量只能局域在磁信号增强组件1的表面区域，也即是人体成像区域，而不能成为行波传输造成能量的损失。
人工电磁结构共振单元12能够得到在15.32MHz频率附件的负磁导率响应，有效磁导率满足关系式：
式中ω0是共振频率，ωmp是磁等离子频率，γ代表阻尼因子。当入射电磁波的频率在ω0和ωmp之间，由共振单元构成的增强器件的等效磁导率为负值。应当理解，ω0＜15.32MHz，ωmp>15.32MHz，才能保证共振单元组成的人工电磁结构增强器件能够在15.32MHz附近产生负磁导率。低场磁共振射频线圈工作的带宽仅需要几十千赫兹～几百千赫兹，共振单元产生负磁导率的频率范围足够满足射频线圈对工作带宽要求。
由于低场核磁共振装机时主磁场实际值与标称值往往会有误差，以上所设定的在0.36T磁共振平台的拉摩尔进动频率理论值为15.32MHz，实际设计中应根据磁共振装机时的具体值来进行设计。
在此，还提供一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件的制作方法，包括以下步骤：
第一步，基板11网格的划分。在基板11上根据所使用的低场磁共振射频线圈种类(如需要用于踝关节或臀部检测)设定出基板尺寸的宽范围，对基板进行规则化划分，划分出n×n的共振单元区域，设定共振单元区域的长为a、宽为b。
第二步，确定低场核磁共振成像仪器的主磁场强度B0与拉莫尔频率的关系，就人体氢原子核(1H)而言，在室温条件下，其关系式如下：
fLarmor＝γ·B0，
其中，fLarmor为拉莫尔进动频率值，γ为氢原子的旋磁比，γ值为42.58MHz/T。
第三步，根据fLarmor值，确定人工电磁结构共振单元12的共振频率ω0与共振单元区域的长a、宽b的关系式，其关系式如下：
其中，λ表示电磁波波长，c0表示真空中光速；
其中fLarmor与ω0可设定为：ω0＝k·fLarmor,k取值范围可设定为：0.85～0.95。
共振单元的共振频率ω0满足：
其中：L表示共振单元的电感值，Ct表示共振单元的电容值。电感值L是由螺旋线圈数、线宽、线间距、厚度所决定，电容值Ct是由无磁性的贴片电容值所决定。其中，螺旋线圈数、线宽、线间距、厚度所决定，无磁性的贴片电容值可由电磁场仿真软件优化得到。
在此，还可以对尺寸参数进行优化。通过电磁仿真软件对人工电磁结构共振单元12的共振频率ω0、共振单元区域的长a和宽b、金属方形螺旋线的圈数N、无磁性贴片电容16的电容值Ct、金属方形螺旋线的最长边尺寸c进行优化。
用Ansys HFSS 2015对本发明优选面向0.36T低场磁共振设备的人工电磁结构共振单元12进行仿真。仿真时的技术参数：人工电磁结构共振单元12中，金属方形螺旋线13的线宽1.18毫米、线间距0.425毫米、敷铜厚度为18微米、螺旋的圈数为4，基板11材料为FR-4复合材料、厚度为0.6毫米，无磁性贴片电容16为TDK 240pF。共振单元区域的长和宽均为30毫米，磁信号增强组件1为5×5个共振单元组成，整体尺寸长和宽均为150毫米，高约0.6毫米。
本发明中共振单元的最终优化的等效磁导率仿真效果如图7所示，等效介电常数如图7所示，图7中μre为磁导率的实部、μim为磁导率的虚部。由图7可知，该共振单元在15.05～15.45MHz区间对应的磁导率实部为-6.91～-2.15，满足0.36T磁共振射频线圈(中心频率为拉莫尔进动频率15.32MHz)对带宽的要求。
第四步，根据共振单元区域的长a、宽b，确定拥有n×n的共振单元区域的基板11网格的实际长、宽值。由于共振单元区域的长a、宽b已经确定，以共振单元区域为网格划分的基板11的实际长、宽值也由此确定。
第五步，计算人工电磁结构共振单元12的等效相对磁导率μ的初值,获得金属方形螺旋线的圈数N、最长边的尺寸c，其计算公式如下：
其中，ρ表示金属方形螺旋线导体的常温下的电阻系数，μ0为真空中磁导率，N为金属方形螺旋线的圈数，c为金属方形螺旋线13最外层最长螺旋线边长的尺寸，Ct为无磁性贴片电容16的电容值，CS表示金属方形螺旋线产生的分布电容，ε0为真空中介电常数，w为金属方形螺旋13线宽，t为金属方形螺旋13的敷铜厚度，l为金属方形螺旋13的总长度，s为金属方形螺旋13的螺旋线线间距。
第六点，将人工电磁结构共振单元12布置在基板11正面的共振单元区域的中心处。
第七步，布置金属化过孔14穿透基板11至基板11的背面。
第八步，布置金属微带线15连接两个金属化过孔14，金属微带线15的宽度与金属方形螺旋线的宽度相同。
第九步，在金属微带线15上焊接无磁性贴片电容16。
图5表示对参数w的优化等效磁导率结果，图6表示对参数w的优化磁导率结果的优化等效磁导率结果。由此可以看出，在w＝1.18mm,Ct＝240pF的条件下得到图7的等效磁导率和等效介电常数的最终仿真优化结果，本发明的人工电磁结构共振单元12在15.05～15.45MHz区间对应的磁导率实部为-6.91～-2.15，满足0.36T磁共振射频线圈(中心频率为拉莫尔进动频率15.32MHz)对带宽的要求。
以上显示和描述了本发明的基本原理、主要特征和本发明的优点。本行业的技术人员应该了解，本发明不受上述实施例的限制，上述实施例和说明书中描述的只是本发明的原理，在不脱离本发明精神和范围的前提下本发明还会有各种变化和改进，这些变化和改进都落入要求保护的本发明的范围内。本发明要求的保护范围由所附的权利要求书及其等同物界定。
Claims (5)
1.一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件，所述的低场核磁共振成像仪器包括磁共振成像收发一体射频线圈(2)，在低场核磁共振成像仪器内位于磁共振成像收发一体射频线圈(2)对面的检查底板(4)上放置有磁信号增强组件(1)，
所述的磁信号增强组件(1)包括基板(11)，所述基板(11)上规则化布置有若干个人工电磁结构共振单元(12)；所述的人工电磁结构共振单元(12)包括蚀刻在基板(11)上表面的金属方形螺旋线(13)，金属方形螺旋线(13)的两个端部均设有金属化过孔(14)且金属化过孔(14)穿透基板(11)，基板(11)的下表面印刷有金属微带线(15)，金属微带线(15)连接两个金属化过孔(14)，金属微带线(15)上焊接有无磁性贴片电容(16)；
所述磁信号增强器件的制作方法，包括以下步骤：
11)基板(11)网格的划分，在基板(11)上根据所使用的低场磁共振射频线圈种类设定出基板尺寸的宽范围，对基板进行规则化划分，划分出n×n的共振单元区域，设定共振单元区域的长为a、宽为b；
12)确定低场核磁共振成像仪器的主磁场强度B0与拉莫尔频率的关系，其关系式如下：
fLarmor＝γ·B0，
其中，fLarmor为拉莫尔进动频率值，γ为氢原子的旋磁比，γ值为42.58MHz/T；
13)根据fLarmor值，确定人工电磁结构共振单元(12)的共振频率ω0与共振单元区域的长a、宽b的关系式，其关系式如下：
其中，λ表示电磁波波长，c0表示真空中光速；
fLarmor与ω0设定为：ω0＝k·fLarmor,k取值范围设定为：0.85～0.95；
共振单元的共振频率ω0满足：
其中：L表示人工电磁结构共振单元(12)的电感值，Ct表示人工电磁结构共振单元(12)的电容值；
14)根据共振单元区域的长a、宽b，确定拥有n×n的共振单元区域的基板(11)网格的实际长、宽值；
15)计算人工电磁结构共振单元(12)的等效相对磁导率μ的初值,获得金属方形螺旋线的圈数N、最长边的尺寸c，其计算公式如下：
其中，ρ表示金属方形螺旋线导体的常温下的电阻系数，μ0为真空中磁导率，N为金属方形螺旋线的圈数，c为金属方形螺旋线(13)最长边的尺寸，Ct为无磁性贴片电容(16)的电容值，CS表示金属方形螺旋线产生的分布电容，ε0为真空中介电常数，w为金属方形螺旋线(13)的线宽，t为金属方形螺旋线(13)的敷铜厚度，l为金属方形螺旋线(13)的螺旋线总长度，s为金属方形螺旋线(13)的螺旋线线间距；
16)将人工电磁结构共振单元(12)布置在基板(11)正面的共振单元区域的中心处；
17)布置金属化过孔(14)穿透基板(11)至基板(11)的背面；
18)布置金属微带线(15)连接两个金属化过孔(14)，金属微带线(15)的宽度与金属方形螺旋线的宽度相同；
19)在金属微带线(15)上焊接无磁性贴片电容(16)。
2.根据权利要求1所述的一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件，其特征在于：所述金属方形螺旋线(13)的金属层厚度为10～50微米、线宽为0.5毫米～2.0毫米、线间距为0.2毫米～0.5毫米，金属方形螺旋线(13)的圈数大于1。
3.根据权利要求1所述的一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件，其特征在于：所述金属化过孔(14)的孔径为0.2～0.8毫米。
4.根据权利要求1所述的一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件，其特征在于：所述无磁性贴片电容(16)的电容值为56～560pF。
5.根据权利要求1所述的一种用于低场核磁共振成像仪器的磁信号增强器件，其特征在于，还包括尺寸参数优化步骤，尺寸参数优化步骤为通过电磁仿真软件对人工电磁结构共振单元(12)的共振频率ω0、共振单元区域的长a和宽b、金属方形螺旋线(13)的圈数N、无磁性贴片电容(16)的电容值Ct和金属方形螺旋线(13)的最长边尺寸c进行优化。
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