CN108369261A - 用于下一代磁共振线圈的联合线圈(unic)系统和方法 - Google Patents

用于下一代磁共振线圈的联合线圈(unic)系统和方法 Download PDF

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Abstract

公开一种用于磁共振成像的联合线圈组件。所述线圈组件包括RF线圈元件和具有匀场线圈元件的匀场线圈阵列。所述匀场线圈元件与所述RF线圈元件物理地隔开或部分地隔开。所述匀场线圈元件包括具有DC电源连接件的DC电流回路以允许DC电流生成局部B0磁场。所述联合线圈阵列组件被配置来同时提供针对发射或接收中的至少一个的RF模式和用以生成用于B0匀场的局部B0磁场的直流电模式。相对于所述RF线圈元件更大量的匀场线圈提供优异匀场性能。所述匀场线圈元件与所述RF线圈元件之间的互感通过所提出的几何退耦方法最小化以使所述两者之间的RF交互最小化。

Description

用于下一代磁共振线圈的联合线圈(UNIC)系统和方法
优先权声明
本申请要求2015年11月6日提交的美国临时申请序列号62/252,031的优先权。所述申请的内容特此以引用的方式并入。
技术领域
本公开涉及用于磁共振成像的系统和方法。更具体地，本公开涉及一种联合线圈(UNIC)系统，所述联合线圈系统由单独的或部分共享导体的RF和匀场线圈阵列组成。
背景
在过去几十年期间，磁共振成像(MRI)扫描器技术的主要发展由对于更高静磁场(B0)强度的日益增长的需求驱动，所述强度十年前普遍地是1.5特，现在是3特，并且将来可能是7特。应理解，MRI使用此类强力磁体来在感兴趣的扫描区域上方生成磁场。MRI扫描器使用向感兴趣区域中生成射频(RF)波的射频(RF)线圈或线圈阵列。发射RF线圈用于生成RF磁场，并且接收器RF线圈用于从感兴趣区域接收指示组织的组成的RF信号。静磁场(B0)不均匀性一直是增加磁场强度的一个主要挑战。另一个主要挑战是射频(RF)磁场(B1)的不均匀性。许多偏共振成像问题基本上归因于B0场不均匀性，所述不均匀性不幸地与B0场强度成比例。例如，图像伪影和信号缺失危害整个脑部功能成像，尤其在前额皮质和颞叶皮质以及心脏SSFP成像中，具体地以3特和更高的场强度。匀场磁场用于调整静磁场(B0)的均匀性并且因此纠正RF磁场(B1)的不均匀性。
当前扫描器设计中的RF线圈接近感兴趣区域放置。例如，用于生成静磁场的磁体可位于围绕患者的管中，而RF线圈在管中位于更接近患者胸部的位置处。匀场线圈当前位于管中，但由于它过于远离RF线圈而一般是无效率的。
自从2012年，已经提出被称为“iPRES”线圈的新平台MR线圈技术，以解决静磁场(B0)的不均匀性的挑战。“iPRES”被定义为集成的、并行的接收、激励和匀场。iPRES线圈系统是集成RF和B0匀场线圈阵列。这种系统在杜克大学医学中心的发明人Hui Han、Trong-Kha Truong和Allen Song的美国专利公布号2014/0002084中进行描述。
iPRES概念将单个线圈阵列而不是单独线圈阵列用于并联RF接收/发射和B0场匀场。它依赖于允许用于激励/接收的射频电流和用于B0匀场的直流电在相同物理线圈回路或导体中独立地共存的电路设计。处于不同频率的电流或波可在相同导体或介质中独立地共存而其间不具有不希望的干扰的基本原理在电物理和通信领域简单且普遍。
与所有其他现有匀场技术(包括扫描器中球谐(SH)匀场线圈、使用位于RF线圈阵列远处的单独匀场线圈/元件的多线圈匀场技术)相比较，iPRES系统现在被认为可能是用于实现匀场技术的最有效且容易的系统。由相同RF/DC线圈回路固有地提供的局部多线圈匀场功能可解决由于无先例水平的脑部、心脏和肌肉骨骼成像中的空气/骨/组织磁化率差引起的许多偏共振成像问题，从而极大地增加有问题的感兴趣区域中的图像保真度和分辨率。iPRES技术可应用到来自头部线圈、心脏线圈、肌肉骨骼线圈、乳房线圈、膝线圈等的一系列线圈。此类集成RF/匀场阵列将可能利用MRI系统硬件体系结构的最小修改来替换当前一代的RF线圈阵列。
尽管大幅超越其他现有技术，但iPRES线圈中仍然固有地存在两个关键限制，尤其对于大多数医院和研究所中较普遍的3T和1.5T人体MRI扫描器和所有动物MRI扫描器。首先，DC匀场回路的大小、形状和位置限制于与RF回路相同，因为RF和DC电流均在同一导体/回路中流动。其次，用于iPRES线圈的DC匀场线圈回路的数量由可用的RF接收器的数量限制，即，在最先进的3T人体扫描器中是32个RF接收器(具有32个匀场线圈)，并且在许多1.5T/3T扫描器中是16个或8个RF接收器(具有16个或8个匀场线圈)，并且在大多数动物扫描器中是1-8个RF接收器(具有1-8个匀场线圈)。iPRES线圈的另一个问题是需要多个大型RF扼流圈以便抑制DC匀场线圈回路中生成的不想要的RF电流。
这些防止匀场线圈数量增加的限制极大地约束了匀场的效果。增加匀场线圈的数量(即，自由度的数量)可显著地改善匀场效果。同样重要的，匀场线圈的大小将匹配由于空气/骨/组织磁化率差而拥有高级(高于二级)场不均匀性的解剖结构的尺寸，以便生成相反的高级匀场以抵消那些解剖结构内的不均匀场。另外，大型RF扼流圈的增加的数量增加了线圈构造复杂性并由于其与RF场交互而降低了RF线圈性能。
因此，需要一种磁共振线圈系统，所述系统允许比RF接收器通道的数量更多的匀场线圈以改善匀场效果。还需要一种允许单独RF和匀场回路阵列的线圈系统，所述单独RF和匀场回路阵列在其间具有最小距离的情况下重叠并共享线圈机械支撑结构的同一表面或层以改善匀场效果。还需要一种线圈系统，所述线圈系统与常规RF阵列或线圈或iPRES线圈或oPRES阵列相比较，不需要增加MRI RF线圈的径向直径。还需要一种使匀场线圈中所需的RF扼流圈的数量最小化的线圈组件。更重要地，需要一种使匀场线圈与RF线圈阵列之间由于它们的互感而造成的交互最小化的线圈系统。
概述
一个实例是一种包括机械线圈支撑结构和联合线圈阵列系统的磁共振成像(MRI)系统。所述联合线圈阵列系统包括具有多个线圈元件的RF线圈阵列。所述线圈元件中的每一个可按针对发射或接收中的至少一个的RF模式进行操作。单独匀场线圈阵列具有可按直流电(DC)模式操作的多个线圈元件，其中所述相应线圈元件中的DC电流流动生成用于B0匀场的局部B0磁场。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列几何形状上重叠并共享所述机械线圈支撑结构的同一表面或层。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列通过几何退耦方法彼此固有地RF退耦以使两个线圈系统之间的RF交互最小化。MRI扫描器的磁体孔容纳目标对象。所述机械结构支撑将要围绕所述目标对象定位的所述单独RF线圈和匀场阵列。DC电源与所述匀场线圈阵列连通以向所述匀场线圈阵列的所述相应线圈元件供应DC电流。匀场线圈电路与被配置来引导所述DC电源向所述相应线圈元件供应所述DC电流的所述匀场线圈阵列连通以生成用于B0匀场的所述局部B0磁场。RF电路与被配置来从所述RF接收对象接收MR信号或将RF脉冲发射到所述RF发射对象的所述单独RF线圈阵列连通。
另一个实例是一种包括机械线圈支撑结构和联合线圈阵列系统的磁共振成像(MRI)系统。所述联合线圈阵列系统包括具有多个线圈元件的RF线圈阵列。所述线圈元件中的每一个可按针对发射或接收中的至少一个的RF模式进行操作。匀场线圈阵列具有可按直流电(DC)模式操作的多个线圈元件，其中所述相应线圈元件中的DC电流流动生成用于B0匀场的局部B0磁场。所述RF和匀场线圈阵列共享至少一个物理导体并且几何形状上重叠并共享所述支撑结构的同一表面或层。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列通过几何退耦方法彼此固有地RF退耦以使两个线圈系统之间的RF交互最小化。MRI扫描器的磁体孔容纳目标对象。所述机械结构支撑将要围绕所述目标对象定位的所述单独的RF线圈和匀场阵列。DC电源与所述匀场线圈阵列连通以向所述匀场线圈阵列的所述相应线圈元件供应DC电流。匀场线圈电路与被配置来引导所述DC电源向所述相应线圈元件供应所述DC电流的所述匀场线圈阵列连通以生成用于B0匀场的所述局部B0磁场。RF电路与被配置来从所述RF接收对象接收MR信号或将RF脉冲发射到所述RF发射对象的所述单独RF线圈阵列连通。
另一个实例是一种使磁共振(MR)系统匀场的方法。提供了具有多个线圈元件的至少一个匀场线圈阵列。所述线圈元件具有与包括至少一个回路的直流电(DC)电流路径相关联的电路。所述至少一个RF线圈阵列以RF发射或接收模式中的至少一个操作。所述RF线圈阵列与所述至少一个匀场线圈阵列隔开。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列几何形状上重叠并共享所述机械线圈支撑结构的同一表面或层。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列通过几何退耦方法彼此固有地RF退耦以使两个线圈系统之间的RF交互最小化。与至少一个RF线圈阵列的发射或接收模式同时，DC电流流动通过至少一个匀场线圈阵列的所述线圈元件的所述DC电流路径。局部B0磁场响应于所述DC电流通过所述线圈元件的所述DC电流路径的所述流动而生成，由此使用所述生成的局部B0磁场使所述MR系统的磁体的成像空间B0匀场。
另一个实例是一种使磁共振(MR)系统匀场的方法。提供了具有多个线圈元件的至少一个匀场线圈阵列。所述线圈元件具有与包括至少一个回路的直流电(DC)电流路径相关联的电路。所述至少一个RF线圈阵列以RF发射或接收模式中的至少一个操作，并且所述RF和匀场线圈阵列共享至少一个物理导体。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列通过几何退耦方法彼此固有地RF退耦以使两个线圈系统之间的RF交互最小化。与至少一个RF线圈阵列的发射或接收模式同时，DC电流流动通过至少一个匀场线圈阵列的所述线圈元件的所述DC电流路径。局部B0磁场响应于所述DC电流通过所述线圈元件的所述DC电流路径的所述流动而生成，由此使用所述生成的局部B0磁场使所述MR系统的磁体的成像空间B0匀场。
另一个实例是一种用于磁共振成像(MRI)系统的联合线圈阵列组件，所述联合线圈阵列组件包括：机械线圈支撑结构；RF线圈；以及具有多个线圈元件的至少一个匀场线圈阵列，所述多个线圈元件各自与所述RF线圈物理地隔开。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列几何形状上重叠并共享所述机械线圈支撑结构的同一表面或层。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列通过几何退耦方法彼此固有地RF退耦以使两个线圈系统之间的RF交互最小化。每个线圈元件包括具有DC电源连接件的DC电流回路，所述DC电源连接件具有正端子和负端子。DC电流在所述DC电流回路中流动并循环以生成局部B0磁场。所述联合线圈阵列组件被配置来同时提供针对发射或接收中的至少一个的RF模式和用以生成用于B0匀场的局部B0磁场的直流电模式。
另一个实例是一种用于磁共振成像(MRI)系统的联合线圈阵列组件，所述联合线圈阵列组件包括RF线圈和具有多个线圈元件的至少一个匀场线圈阵列。所述线圈元件中的至少一个具有与所述RF线圈共享的区段和不与所述RF线圈共享的区段。每个线圈元件包括具有DC电源连接件的DC电流回路，所述DC电源连接件具有正端子和负端子。DC电流在所述DC电流回路中流动并循环以生成局部B0磁场。所述联合线圈阵列组件被配置来同时提供针对发射或接收中的至少一个的RF模式和用以生成用于B0匀场的局部B0磁场的直流电模式。所述两个单独的RF和匀场线圈阵列通过几何退耦方法彼此固有地RF退耦以使两个线圈系统之间的RF交互最小化。
鉴于各种实施方案的详细描述，本发明的另外方面对于本领域的普通技术人员来说将变得显而易见，所述详细描述是参考附图来进行的，以下提供所述附图的简述。
附图简述
在参考的图中示出了示例性实施方案。本文公开的实施方案和图旨在被视为说明性的而非限制性的。
图1是具有隔开的RF线圈和匀场线圈阵列的线圈组件的示例性元件设计的电路图；
图2是具有隔开的RF线圈和具有六个线圈的匀场线圈阵列的线圈组件的示例性元件设计的电路图；
图3A-3B是具有隔开的RF线圈和具有两个线圈的匀场线圈阵列的线圈组件的示例性元件设计的电路图；
图4A-4C是具有与具有两个线圈的匀场线圈阵列隔开的矩形回路RF线圈的线圈组件的示例性元件设计的不同替代方案；
图5A-5B是具有与具有两个线圈的匀场线圈阵列隔开的RF线圈的线圈组件的示例性元件设计的不同替代方案，所述两个线圈各自具有多个回路；
图5C-5D是具有与具有两个线圈的匀场线圈阵列隔开的RF线圈的线圈组件的示例性元件设计的不同替代方案，所述两个线圈各自具有多个回路并连接到电压源；
图6是包括具有与匀场线圈隔开的RF线圈的线圈组件的示例性联合线圈阵列系统；
图7A是图6所示的联合线圈阵列系统中的线圈组件的近距离视图；并且
图7B是具有图6所示的联合线圈阵列系统中的两个单独两通道匀场阵列的线圈组件的使用的近距离视图；
图8是具有共享公共导体的一部分的部分隔开的RF线圈和匀场线圈阵列的线圈组件的示例性元件设计的电路图；
图9是具有共享公共导体的一部分的部分隔开的RF线圈和具有两个线圈的匀场线圈阵列的线圈组件的示例性元件设计的电路图；
图10是包括具有隔开或部分隔开的RF和匀场线圈阵列的线圈组件的MRI系统的框图；
图11A是具有在图10的MRI系统中使用的单独RF和匀场线圈阵列的联合线圈阵列的框图；
图11B是具有在图10的MRI系统中使用的共享公共导体的RF和匀场线圈阵列的联合线圈阵列的框图；
图12是具有部分重叠但隔开的RF和DC匀场回路的联合线圈阵列的电路图；
图13是用于脑部成像的示例性UNIC阵列的电路图；
图14A是用于使用图13的电路进行脑部成像的UNIC头部线圈；并且
图14B是匀场模拟的结果的图像。
详述
图1是线圈组件100的框图，所述线圈组件100包括用于磁共振系统的RF线圈102和匀场阵列104。RF线圈102是表示传统的仅RF回路线圈的外部圆形的回路。在先前系统中，回路线圈根据定义作为仅接收RF线圈从组织或非组织材料中的自旋接收MR射频(RF)信号，或者作为仅发射RF线圈发射RF脉冲以激励组织或非组织材料中的自旋，或者作为发射和接收RF线圈执行这两个功能。线圈102包括稳定线圈102的性能的一些分布式电容器110、112、114和116。电容器(诸如电容器110、112、114和116)的数量是n，n是正整数。在这个实例中，n＝4。在这个实例中并且在本说明书的其他实例中，传统仅RF回路线圈将遵循相同定义。RF线圈102和匀场阵列104安装在线圈支撑结构106上。线圈机械支撑结构106可以是线圈罩、线圈外壳或任何其他机械线圈组件。
在这个实例中，RF线圈102的回路的直径可根据应用介于2cm与30cm之间。例如，心脏线圈阵列可在上胸部结构上包括16个回路，所述16个回路的直径各自是10cm–20cm，并且在下胸部结构上包括16个回路，所述16个回路的直径各自是10cm–20cm。头部线圈可具有32个回路，所述32个回路各自具有5cm–12cm的直径。当然，不同类型的阵列可使用其他大小的回路和其他回路数量。RF信号的典型频率对于1.5T扫描器可以是63.9MHz或63.6MHz，对于3T扫描器是128MHz或123.2MHz，并且对于7T扫描器是298MHz。
匀场阵列104包括表示与RF线圈102相关的完全隔开的匀场线圈阵列104的实例的四个互连的相同正方形匀场线圈120、122、124和126。RF线圈102和匀场线圈120、122、124和126均为导体材料。图1的匀场阵列104是四通道匀场线圈阵列，其中每个匀场线圈120、122、124和126的DC电流由控制器130独立地控制。在这个实例中，控制器130是包括提供DC电流供应的源极放大器的四通道DC电流源。每个匀场线圈120、122、124和126是具有n个分布式RF扼流圈的正方形回路，其中n可以是0或正整数。在这个实例中，相应线圈120、122、124和126的每个正方形回路具有各自为电感器的相应RF扼流圈140、142、144和146。可使用其他形式的局部RF扼流电路，诸如与电容器并联的电感器或电感器和/或电容器和/或二极管的任何组合。RF扼流圈140、142、144和146阻止匀场回路120、122、124和126中的RF电流但允许DC电流。
因此，匀场线圈阵列104包括用于匀场线圈120、122、124和126中的每一个的各自由控制器130控制的四个通道。图1的通道Ch1+-、Ch2+-、Ch3+-和Ch4+-表示控制器130的4通道DC电流源供应的DC电流馈电端子150、152、154和156的正极和负极。用于每个匀场线圈120、122、124和126的DC电流由控制器130中的每个通道电流放大器通过相应对DC馈电线160、162、164和166独立地控制。由控制器130控制通向所有匀场线圈120、122、124和126的电流用于组合的匀场。将一个或多个RF扼流圈(诸如RF扼流圈170、172、174、176、178、180、182和184)插入DC馈电线160、162、164和166中以消除不想要的RF电流。RF扼流圈170、172、174、176、178、180、182和184在这个实例中是电感器，但可以是用于阻止RF电流但允许DC电流的其他类型的局部RF扼流圈电路。每对DC馈电线160、162、164和166加捻在一起以避免生成不想要的附加局部磁场。
线圈120、122、124和126的四个相同大小的正方形匀场回路通过三对DC隔直电容器186、188、190、192、194和196连接。DC馈电线160的正端子耦合到匀场线圈120和隔直电容器186。隔直电容器186的另一侧还耦合到DC馈电线162的正馈电线和匀场线圈122。DC馈电线160的负端子耦合到匀场线圈120和隔直电容器188。隔直电容器188的另一侧耦合到隔直电容器190。隔直电容器190的另一侧耦合到DC馈电线164的正端子和匀场线圈124。DC馈电线162的负端子耦合到匀场线圈122和隔直电容器192。隔直电容器192的另一侧还耦合到隔直电容器194的一侧。隔直电容器194的另一侧耦合到DC馈电线166的正馈电线和匀场线圈126。DC馈电线164的负端子耦合到匀场线圈124和隔直电容器196。隔直电容器196的另一侧耦合到DC馈电线166的负馈电线和匀场线圈126。在这个实例中，电容器186、188、190、192、194和196介于0PF-10,000PF之间。应理解，两个隔直电容器188和190可由单个电容器替换，并且类似地，两个隔直电容器192和194可由单个电容器替换。
如图1所示，四个匀场线圈120、122、124和126以由RF线圈102的回路感应的不希望的RF电流将沿着由匀场线圈120、122、124和126上的箭头引导的路径流动的这种方式对称地布置并顺序地路由。因此，由不想要的RF电流生成的磁通量在每对的两个相邻匀场回路中具有相反符号(图1中的标记+-)并且因此相互抵消。例如，回路120和124是正通量，而回路122和126是负通量。匀场线圈阵列104与RF线圈102之间的互感是零，并且因此匀场线圈阵列104从RF线圈102固有地退耦。匀场线圈120、122、124和126的几何对称性确保由仅RF回路感应的不希望的RF电流的方向在匀场线圈120和124中是顺时针而在匀场线圈122和126中是逆时针。可替代地，如果不希望的电流的方向在匀场线圈120和124中是逆时针，那么匀场线圈122和126中的方向就是顺时针。因此，由不希望的RF电流生成的磁通量在匀场线圈120和122以及124和126中分别具有相反极性。
每个匀场回路和RF回路可以是闭合曲线形状、多边形形状、正方形形状、圆形形状、矩形形状、菱形形状、三角形形状或任何其他形状。图2示出具有布置在六边形布置中的六个匀场线圈回路的替代磁共振系统200。系统200包括RF线圈202和匀场线圈阵列204。匀场阵列204具有六个连接的匀场线圈210、212、214、216、218和220。
如图1的系统100，线圈202具有外部圆形的回路，所述回路表示具有分布式电容器208的传统仅RF回路线圈。匀场线圈210、212、214、216、218和220是各自具有单个RF扼流圈222的菱形回路。匀场线圈210、212、214、216、218和220通过DC导线232耦合到六通道控制器230。DC导线232包括RF扼流圈234。用于每个DC导线的RF扼流圈的数量可以是任何正整数。线圈210、212、214、216、218和220的菱形匀场回路具有相同大小并且通过介于0PF-10,000PF之间的五对DC隔直电容器236连接。六个匀场线圈210、212、214、216、218和220以由仅RF线圈202感应的不希望的RF电流将沿着由箭头引导的路径流动的这种方式相对于RF线圈202对称地布置并顺序地路由。因此，由RF电流生成的磁通量在每对的两个相邻匀场线圈中具有相反符号(标记+-)并且因此相互抵消。因此，匀场线圈210和216的磁通量相互抵消，匀场线圈212和218的磁通量相互抵消，并且匀场线圈214和220的磁通量相互抵消。相反通量线圈中的每一个相互抵消，并且因此匀场线圈210和212的磁通量相互抵消，匀场线圈214和216的磁通量相互抵消，并且匀场线圈218和220的磁通量也相互抵消。匀场线圈阵列204与RF线圈202之间的互感是零，并且因此匀场线圈阵列204从RF线圈202固有地退耦。系统200中的六个匀场线圈布置允许静态B0磁场的更好匀场。应理解，串联的隔直电容器208可由单个电容器替换。
图3A示出线圈组件300，所述线圈组件300是两匀场回路阵列的一个实例。图3B示出另一个线圈组件350，所述线圈组件350是两匀场回路阵列的另一个实例。在组件300和350两者中，匀场回路表示由具有两个通道的电流控制器控制的两通道匀场回路。
线圈组件300包括RF线圈302。RF线圈302的圆形回路表示传统的仅RF回路线圈。线圈组件300包括两个内部矩形匀场线圈304和306。两个匀场线圈304和306通过可介于0PF-10,000PF之间的一对DC隔直电容器310和312连接。匀场线圈304和306包括相应RF扼流圈314和316。一对DC电流线324和326各自包括RF扼流圈并向相应匀场线圈304和306提供电流。用于每个DC导线和匀场线圈的RF扼流圈的数量可以是任何正整数。匀场线圈304和306相对于RF线圈302对称地布置，从而使得由仅RF线圈302感应的不希望的RF电流沿着由箭头引导的路径流动。因此，由RF电流生成的磁通量在两个相同匀场线圈304和306中具有相反符号(标记+-)并且相互抵消。匀场线圈304和306的两通道匀场阵列与RF线圈302之间的互感是零，并且因此匀场阵列从RF线圈302固有地退耦。
类似地，线圈组件350包括RF线圈352和包括匀场线圈354和匀场线圈356的两通道匀场阵列。两个匀场线圈354和356通过一对DC隔直电容器连接并且各自包括RF扼流圈。两个匀场线圈354和356被布置成彼此重叠并且部分地位于RF线圈352外侧。类似于线圈组件300，由仅RF线圈352感应的不希望的RF电流沿着由箭头引导的路径流动。由RF电流生成的磁通量在两个相同匀场线圈354和356中具有相反符号并且相互抵消。匀场线圈354和356的两通道匀场阵列与RF线圈352之间的互感是零，并且因此匀场阵列从RF线圈302固有地退耦。图3B中相对于图3A的那些匀场线圈尺寸更大的匀场线圈可生成用于相同DC电流水平的更广的匀场，而图3A的更小尺寸的匀场线圈可比图3B中的线圈生成更局部的匀场。
具有两个线圈的匀场阵列的另外变化可具有如图4A-4C所示的不同形状的回路。图4A-4C的线圈组件示出匀场回路以及类似的仅RF回路的形状、大小和构造以及其相对于彼此的布置方面的灵活性。图4A示出线圈组件400，所述线圈组件400具有RF线圈402和具有两个匀场线圈404和406的匀场阵列。RF线圈402是矩形回路并且表示传统的仅RF回路线圈。RF线圈402包括若干分布式电容器408。两个内部圆形匀场线圈404和406具有相同大小并分别包括RF扼流圈410和412。匀场线圈404和406通过由控制器控制的相应通道输入线420和422供电。输入线420和422包括RF扼流圈。匀场线圈404和406通过在这个实例中介于0PF-10,000PF之间的一对DC隔直电容器424和426连接。输入线420的正端子耦合到匀场线圈404和隔直电容器424。隔直电容器424的另一端耦合到输入线422的正端子和匀场线圈406。输入线420的负端子耦合到匀场线圈404和隔直电容器426。隔直电容器426的另一端耦合到输入线422的负端子和匀场线圈406。
两个匀场线圈404和406相对于RF线圈402对称地布置，从而使得由仅RF线圈402感应的不希望的RF电流将沿着由箭头引导的路径流动。因此，由RF电流生成的磁通量在两个相同匀场线圈404和406中具有相反符号(标记+-)并且相互抵消。组成两通道匀场阵列的两个匀场线圈404和406与RF线圈402之间的互感是零，并且因此匀场阵列从RF线圈402固有地退耦。用于每个匀场回路和DC电流线的RF扼流圈的数量可以是任何正整数。
图4B示出线圈组件450，所述线圈组件450是图4A的线圈组件400的替代布置。线圈组件450包括包围两个匀场线圈454和456的矩形仅RF线圈452。匀场线圈454和456是圆形的并且彼此重叠。匀场线圈454和456由控制器供电并且通过隔直电容器460耦合。
图4C示出线圈组件480，所述线圈组件480是图4A的线圈组件400的替代布置。线圈组件480包括包围两个匀场线圈484和486的矩形仅RF线圈482。匀场线圈484和486是圆形的并且彼此接界。匀场线圈484和486由控制器供电并且通过隔直电容器490耦合。图4A-4C示出对于固定大小的仅RF线圈，为了有利于不同应用，为了生成如图4B所示的更广的匀场，匀场线圈大小可更大，或者为了生成图4A所示的更局部的匀场，匀场线圈大小可更小，或者为了图4C的折中的匀场，匀场线圈大小可以是中等大小。
匀场阵列还可使用如图5A-5B所示的多匝回路。图5A-5B示出图3A所示的两线圈匀场阵列的两个可能替代方案。线圈组件500具有RF线圈502和具有匀场线圈504和匀场线圈506的匀场线圈阵列。RF线圈502包括若干分布式电容器508。两个内部矩形匀场线圈504和506具有相同大小。在这个实例中，匀场线圈504和506各自具有两匝或两个回路。匀场线圈504和506各自包括分别具有RF扼流圈510和512的第一回路。匀场线圈504和506中的每一个的第二回路也包括相应RF扼流圈514和516。匀场线圈504和506通过由控制器控制的相应通道输入线520和522供电，所述控制器调节通向每个通道的DC电流供应。输入线520和522包括RF扼流圈。匀场线圈504和506通过在这个实例中介于0PF-10,000PF之间的一对DC隔直电容器524和526连接。对于匀场线圈504和506，两个重叠匝使用绝缘线并且仅通过输入线520和522串联地电连接到DC电流供应的正端子和负端子。多个匀场回路之间的间距仅出于示范目的，并且在实践中，多匝线在其间具有最小化的间距的情况下成组。用于每个匀场回路和DC电流线的RF扼流圈的数量可以是任何正整数。
如先前所解释的，两个匀场线圈504和506相对于RF线圈502对称地布置，从而使得由仅RF线圈502感应的不希望的RF电流将沿着由箭头引导的路径流动。因此，由RF电流生成的磁通量在两个相同匀场线圈504和506中具有相反符号(标记+-)并且相互抵消。组成两通道匀场阵列的两个线圈504和506与RF线圈502之间的互感是零，并且因此匀场阵列从RF线圈502固有地退耦。匀场线圈504和506的两匝配置允许约一半的电流生成与图3A-3B和4A-4C的其他两个匀场回路配置中的匀场回路相同的匀场强度。
多匝匀场线圈系统的另一个实例是图5B的包括三匝匀场线圈的线圈组件550。线圈组件550以与图5A的线圈组件500相同的方式起作用。线圈组件550具有RF线圈552和具有匀场线圈554和匀场线圈556的匀场阵列。两个内部矩形匀场线圈554和556具有相同大小并且各自具有三匝。所述匝中的每一个包括RF扼流圈，诸如匀场线圈554中的RF扼流圈560、562和564以及匀场线圈556中的RF扼流圈570、572和574。匀场线圈544和556中的每一个的三匝串联连线到供应DC电流的相应通道。匀场线圈554和556的三匝配置允许约三分之一的电流生成与图3A-3B和4A-4C的其他两个匀场回路配置中的匀场回路相同的匀场强度。用于每个匀场回路和DC电流线的RF扼流圈的数量可以是任何正整数。
图5C是图5A所示的双回路系统的替代配置。图5C示出替代线圈组件580，所述线圈组件580包括圆形RF线圈582和两个双回路匀场线圈584和586。在替代线圈组件580中，线圈584和586的双匝并联连线到通道588中的一个，所述通道588连接到电压源。通道588是具有以与图5A的那些隔直电容器类似的配置布置的一组隔直电容器的导线对。
图5D是图5B所示的双回路系统的替代配置。图5C示出替代线圈组件590，所述线圈组件590包括圆形RF线圈592和两个三回路匀场线圈594和596。在替代线圈组件590中，线圈594和596的三匝并联连线到通道598中的一个，所述通道598连接到电压源。通道598是具有以与图5C的那些隔直电容器类似的配置布置的一组隔直电容器的导线对。
本公开中提出的所有匀场回路配置可扩展到多匝回路，诸如两匝、三匝或更多匝回路。多匝允许减少的电流产生与单匝回路相同的匀场。可替代地，与单匝线圈相比较，多匝允许相同电流水平产生倍增的匀场强度。
包括类似阵列的匀场线圈的数量可以是2、4、6或任何其他正偶数。例如，图2的系统200使用六个连接的匀场线圈，而图3A和3B以及图4A、4B和4C的系统使用两个连接的匀场线圈。
只要这些匀场线圈关于相应RF回路线圈几何对称地布置，并且以由RF回路线圈感应的不想要的RF电流在每对相邻的两个匀场线圈回路中生成相反极性的磁通量的方式顺序地连接并路由。那么2N个相同匀场线圈回路通过(2N-1)对DC隔直电容器顺序地连接(其中N是正整数)。总磁通量因此是零或最小化。单独匀场线圈阵列与仅RF线圈之间的互感因此是零或最小化。因此，两个完全隔开的匀场和RF线圈阵列通过如以上所述的这个几何退耦方法固有地彼此退耦。
相同匀场回路的大小可比RF回路更大或更小。单独匀场线圈阵列与RF回路之间的相对位置可以是灵活的，只要其遵循上述几何对称规则以便使两个线圈系统之间的互感是零或最小化。例如，匀场线圈阵列的一半可在RF回路外侧，而另一半可在RF回路内侧，但两个线圈系统仍然可完全地退耦。
匀场线圈阵列和仅RF线圈物理地完全隔开。它们可共享线圈支撑结构的同一表面。包括匀场阵列的线和包括RF线圈的线可在具有最小距离的情况下彼此交叉但使用不具有电接触的绝缘线。
图6示出示例性心脏线圈系统600，所述心脏线圈系统600包括由与图1所示的线圈组件100类似的线圈组件构成的RF线圈阵列。心脏线圈系统600可用于患者的心脏区域的磁共振。心脏线圈系统600包括以四乘四阵列布置的十六个线圈组件602。线圈组件602中的每一个包括单个RF回路604和具有四个匀场线圈的匀场阵列606。因此，线圈系统600具有十六通道RF线圈阵列和完全隔开的64通道匀场阵列。因此，每个线圈组件602是包括与四通道匀场阵列重叠的一个圆形RF回路的模块化RF/匀场元件，如以上图1中所描述的。控制单元610结合对患者的心脏区域的感测，以发射模式将RF信号发射到线圈组件602的RF线圈并以接收模式从线圈组件602中的每一个接收RF信号。
系统600中的16通道仅RF阵列具有四个间隔的列并且每列包括四个部分重叠的RF圆形回路604。隔开的匀场和RF阵列共享线圈支撑结构620的同一表面，其间具有最小物理距离但不具有电接触。64个匀场回路中的每一个中的DC电流由64通道DC电流供应630的每个通道独立地控制。
图7A是图6的阵列600的放大部分，所述阵列600的放大部分由9通道仅RF阵列和36通道匀场阵列构成。在这个实例中，仅RF阵列是各自具有四个匀场线圈的九个线圈组件602a、602b、602c、602d、602e、602f、602g、602h和602i的一部分。
与图7A相比较，图7B示出与图3B所述的模块化RF/匀场元件设计类似的线圈组件阵列700的代替方案，其中线圈组件阵列702a包括一个RF回路704，所述RF回路704与两个单独两通道匀场阵列706和708重叠。线圈组件700示出九个线圈组件702a、702b、702c、702d、702e、702f、702g、702h和702i。显而易见的是，图1-5所示的所有RF/匀场元件设计可扩展以制定这种联合线圈系统。
如图7A所示的布置比图7B所示的布置具有匀场阵列与RF阵列之间的更好退耦效应。例如，线圈组件602e元件内的四通道匀场阵列由于与组件602b、602d、602e、602f和602h的几何对称性而从这些组件中的RF回路完全地退耦。相比之下，组件702e中的两通道匀场阵列仅从组件702d、702e和702f的RF回路完全地退耦。
以上所述的组件允许扩展比可用RF接收器的数量更多的匀场回路，从而由于更大数量的匀场回路产生增加的匀场性能。所得的组件在MRI系统中使用时可极大地增加图像保真度和分辨率，例如在重要脑部区域前额皮质和颞叶皮质的fMRI中和心脏/肺边界的心脏成像中。
所示各种几何退耦方法比iPRES设计提供匀场阵列与RF阵列之间的引起显著增加的信噪比(SNR)的更好退耦。与具有相同数量的匀场通道的iPRES设计相比较，这是3特下的显著增加了的信噪比(SNR)和7特下的显著增加了的SNR。由于每个匀场回路仅需要较少的RF扼流圈而每个iPRES回路需要多个RF扼流圈，因此降低了制造这种联合线圈系统的复杂性。这对于超高场MRI扫描器(例如，7特及以上)尤其有利。
所述组件一般可应用到用于为人体或动物体的所有部分成像的线圈，例如像头部线圈、头颈脊柱线圈、心脏线圈、身体线圈、躯干线圈、乳房线圈、肌肉骨骼线圈、膝线圈、足/踝线圈、颈动脉线圈、腕部线圈和子宫颈/胸廓/腰部线圈。所述组件还可应用于为非组织材料成像，所述材料包括石油岩心、食物、化学系统和任何其他材料。所述组件一般可应用到所有人类或动物MRI扫描器或甚至NMR波谱仪，并且一般可应用于任何主磁场Bo强度(1.5T、3T和7T)。所述组件可应用到由任何数量的RF接收器装备的任何MRI系统。
对MRI硬件体系结构的修改的最小需求将使得容易地转换到下一代扫描器。与传统RF阵列相比较的附加能力允许升级，同时它不需要RF阵列的径向或纵向尺寸的增加，并且在将线圈集成到扫描器后将看起来类似于传统线圈且用起来像传统线圈。
RF阵列可以是传统RF线圈/阵列、仅接收线圈/阵列、或仅发射线圈/阵列、或发射/接收线圈/阵列。它可以具有任何设计(间隔或部分重叠设计或任何其他设计)。联合线圈系统中的RF接收器通道或DC匀场通道的总数可以是任何正整数，即，1-4、8、16、24、32、48、64、96、128、192、256等。
每个元件匀场回路和RF回路的形状可以是任何闭合曲线、任何多边形、正方形、圆形、矩形、菱形、三角形或任何其他形状，并且它们的大小和位置可以是灵活的。
图1-5所述的线圈组件可在不具有任何集成DC或B0匀场线圈的情况下使用先前的设计，包括iPRES RF/DC共享回路模块化设计、RF/DC部分共享回路模块化设计或传统仅RF回路模块化设计。简单地说，联合线圈阵列可以是上述组件中的RF/匀场元件模块化设计与任何其他先前元件模块化设计之间的混合。
图8示出具有RF线圈802和匀场线圈阵列的另选替代线圈组件800，所述线圈组件800是部分共享的模块化设计。RF线圈802和匀场线圈阵列共享至少一个物理导体，并且几何形状上重叠并共享机械支撑结构804的同一表面或层。RF回路线圈802是包括四个电容器810的较大正方形回路。电容器810连线于导体线812的专门是RF线圈802的一部分的部分上。RF线圈802的其他部分(诸如导线814)也是组成匀场线圈阵列的匀场线圈的一部分。RF回路线圈802作为仅接收RF线圈从组织或非组织材料中的自旋接收MR射频(RF)信号，或者作为仅发射RF线圈发射RF脉冲以激励组织或非组织材料中的自旋，或者作为发射和接收RF线圈执行这两个功能。
线圈阵列804包括表示相应匀场线圈阵列的一个实例的具有相同形状和大小的四个顺序连接的较小正方形回路820、822、824和826。匀场线圈阵列804与外部RF回路线圈802的四个部分814物理地部分共享同一导体/回路。匀场线圈阵列的线圈的其他区段816不与RF回路线圈802共享。
通过DC电流控制器830向四通道匀场线圈阵列804供应DC电流。每个匀场线圈820、822、824和826的DC电流由DC电流控制器830中的4通道DC电流源放大器或供应的一个通道独立地控制。每个内接正方形匀场线圈具有至少一个分布式RF扼流圈，诸如分布在匀场线圈820、822、824和826中的每一个的不共享部分816中的RF扼流圈840、842、844和846。RF扼流圈在这个实例中是电感器，但可以是阻止RF电流但允许DC电流流动的任何其他类型的局部RF扼流圈电路。
图1的通道Ch1+-、Ch2+-、Ch3+-和Ch4+-表示控制器130的4通道DC电流源供应的DC电流馈电端子850、852、854和856的正极和负极。用于每个匀场线圈820、822、824和826的DC电流由控制器830中的每个通道电流放大器通过相应对DC馈电线860、862、864和866独立地控制。由控制器830控制通向所有匀场线圈820、822、824和826的电流用于组合的匀场。将RF扼流圈插入DC馈电线860、862、864和866中以消除不想要的RF电流。RF扼流圈在这个实例中是电感器，但可以是用于阻止RF电流但允许DC电流的其他形式的局部RF扼流圈电路。每对DC馈电线860、862、864和866加捻在一起以避免生成不想要的附加局部磁场。用于每个匀场回路和DC电流线的RF扼流圈的数量可以是任何正整数。
线圈820、822、824和826的四个相同大小的正方形匀场回路通过三对DC隔直电容器870、872、874、876、878和880连接。DC馈电线860的正端子耦合到匀场线圈820和隔直电容器870。隔直电容器870的另一侧还耦合到DC馈电线862的正馈电线和匀场线圈822。DC馈电线860的负端子耦合到匀场线圈820和隔直电容器872。隔直电容器872的另一侧耦合到隔直电容器874。隔直电容器874的另一侧耦合到DC馈电线864的正端子和匀场线圈824。DC馈电线862的负端子耦合到匀场线圈822和隔直电容器876。隔直电容器876的另一侧还耦合到隔直电容器878的一侧。隔直电容器878的另一侧耦合到DC馈电线866的正馈电线和匀场线圈826。DC馈电线864的负端子耦合到匀场线圈824和隔直电容器880。隔直电容器880的另一侧耦合到DC馈电线866的负馈电线和匀场线圈826。在这个实例中，电容器870、872、874、876、878和880介于0PF-10,000PF之间。
如图8所示，四个匀场线圈820、822、824和826以由RF线圈802的回路感应的不希望的RF电流将沿着由匀场线圈820、822、824和826上的箭头引导的路径流动的这种方式对称地布置并顺序地路由。因此，由RF电流生成的磁通量在每对的两个相邻匀场回路中具有相反符号(图1中的标记+-)并且因此相互抵消。例如，回路820和824是正通量，而回路822和826是负通量。匀场线圈阵列与RF回路802之间的互感是零，并且因此匀场线圈阵列从RF线圈802固有地退耦。匀场线圈820、822、824和826的几何对称性确保由仅RF回路感应的不希望的RF电流的方向在匀场线圈820和824中是顺时针而在匀场线圈822和826中是逆时针。可替代地，如果不希望的电流的方向在匀场线圈820和824中是逆时针，那么匀场线圈822和826中的方向就是顺时针。因此，由不希望的RF电流生成的磁通量在匀场线圈820和822以及824和826中分别具有相反极性。
RF信号仅限于在外部较大正方形回路802中流动，因为各种RF扼流圈840、842、844和846以及导线对860、862、864和866中的RF扼流圈阻止RF电流泄露到DC匀场线圈820、822、824和826的不共享部分。类似地，DC电流仅限于在内接的四个正方形匀场线圈820、822、824和826中流动，因为电容器810阻塞DC电流。
图9示出匀场线圈组件900的另一个实例，所述匀场线圈组件900具有RF线圈902和包括两个匀场线圈904和906的匀场阵列，其中匀场线圈阵列和RF线圈具有部分共享的导体。图9示出匀场回路的大小和构造及其相对于RF线圈的布置的灵活性。RF线圈902包括一些电容器910。在这个实例中，RF线圈902包括专门是RF线圈902的一部分的区段912。RF线圈902的其他部分(诸如区段914)也是组成匀场线圈阵列的匀场线圈904和906的一部分。匀场线圈904和906的其他区段916不与RF线圈902共享。
两个匀场线圈904和906通过可介于0PF-10,000PF之间的一对DC隔直电容器920和922连接。匀场线圈904和906包括相应RF扼流圈924和926。一对DC电流线932和934各自包括一对RF扼流圈936和938并向相应匀场线圈904和906提供电流。匀场回路904和906相对于RF线圈902对称地布置，从而使得由仅RF线圈902感应的不希望的RF电流沿着由箭头引导的路径流动。因此，由RF电流生成的磁通量在两个相同匀场线圈904和906中具有相反符号(标记+-)并且相互抵消。匀场线圈904和906的两通道匀场阵列与RF线圈902之间的互感是零，并且因此匀场阵列从RF线圈902固有地退耦。用于每个匀场回路和DC电流线的RF扼流圈的数量可以是任何正整数。
如图9所示，两个正方形匀场线圈904和906与外部RF线圈902的两个部分914物理地部分共享同一导体/回路。RF信号仅限于在外部正方形线圈902中流动，因为RF扼流圈924、926、936和938阻止RF电流泄露到DC电流驱动的匀场线圈904和906的不共享部分。类似地，DC电流限于在每个内接的正方形线圈904和906中流动，因为电容器910阻塞DC电流。
如本文中的其他实例，每个匀场线圈和RF回路线圈的形状可以是闭合曲线或多边形，包括正方形、圆形、矩形、菱形、三角形或任何其他形状。包括类似匀场阵列的内接匀场回路的数量可以是2、4、6或任何其他正偶数2N。
只要匀场线圈关于相应RF回路线圈几何对称地布置，并且顺序地连接并路由，那么由RF回路线圈感应的不想要的RF电流在每对相邻的两个匀场回路中生成相反极性的磁通量。2N个相同匀场回路通过(2N-1)对DC隔直电容器顺序地连接(其中N是正整数)。总磁通量因此是零或最小化。部分地共享导体的匀场线圈阵列与RF线圈之间的互感因此是零或最小化。因此，两个部分共享的匀场和RF线圈阵列通过如以上所述的这个几何退耦方法固有地彼此退耦。相同匀场回路的大小可变化。隔开的匀场阵列与RF回路之间的相对位置可以是灵活的，只要其遵循上述几何对称规则以便使两个线圈系统之间的互感是零或最小化。
图10是磁共振成像(MRI)系统1000。系统1000包括由MRI控制系统1004控制的MRI扫描器1002。在这个实例中，MRI扫描器1002包括包围目标对象1012的管状支撑结构1010，所述目标对象1012可以是患者。管状支撑结构1010形成孔1014，所述孔1014包括生成大幅度静磁场(B0)(诸如1.5T、3T或7T)的永磁体或超导磁体(高场磁体)。目标对象1012接近由机械线圈支撑结构1020支撑的联合线圈阵列系统1020。控制系统1004包括通常引导脉冲序列并选择目标对象1012的扫描平面的扫描器操作部件，诸如RF放大器、梯度放大器、控制器和处理器。
联合线圈阵列系统1020可由以上所述的任何线圈组件构成，诸如RF线圈和匀场线圈阵列如图1-5隔开的线圈组件或RF线圈和匀场线圈阵列如图8A-8B所示部分地共享导体区段的线圈组件。因此，联合线圈阵列系统1020可包括具有多个线圈元件的RF线圈阵列，其中线圈元件中的每一个可按RF发射模式或RF接收模式操作。联合线圈阵列系统1020还包括具有多个线圈元件的匀场线圈阵列，所述多个线圈元件可按直流电(DC)模式操作，其中相应线圈元件中的DC电流流动生成用于B0匀场的局部B0磁场。RF线圈阵列和匀场线圈阵列几何形状上重叠并且共享支撑结构1022的同一表面或层。RF线圈阵列和匀场线圈阵列通过如以上所述的几何退耦方法退耦以使两个线圈系统之间的RF交互最小化。
MRI控制系统1004包括多通道DC电路和电流供应1030、多通道RF控制电路1032、多通道RF发射器1034、多通道RF接收器1036和控制台1038。如以上所解释的，DC电路和电流供应控制器1030与联合线圈阵列系统1020的匀场线圈阵列连通以向匀场线圈阵列的相应线圈元件供应DC电流。DC控制器1030包括匀场线圈电路，所述匀场线圈电路与被配置来引导DC电源向相应线圈元件供应DC电流的匀场线圈阵列连通，以生成用于B0匀场的局部B0磁场。DC控制器1030允许通过单独通道对每个匀场线圈单独控制。
多通道RF控制电路1032与联合线圈阵列系统1020的RF线圈阵列连通。RF控制电路1032被配置来通过多通道RF接收器1036从目标对象1012接收MR信号。RF控制电路1032还被配置来将RF脉冲从多通道RF发射器1036发射到目标对象1012。
控制台1038控制多通道DC电路和电流供应1030、多通道RF控制电路1032、多通道RF发射器1034、多通道RF接收器1036，以便结合扫描功能发射RF信号、调整匀场和接收RF信号。一般来讲，RF电路控制器1032与MRI扫描器1002连通，以致使联合线圈阵列系统1020的RF线圈阵列进行发射和接收，同时致使匀场线圈阵列使用通过匀场线圈阵列生成的局部B0磁场来使主场B0不均匀性匀场。多个匀场线圈允许控制器1030被配置来生成局部B0磁场以提供跨目标对象1012的均匀磁场。这从MRI扫描器1002形成更好的成像。还可执行与扫描过程相关联的其他功能。例如，控制台1038可控制DC控制器1030的匀场线圈电路以生成与所生成的局部B0磁场相关联的B0映射并执行B0匀场。控制台1038还可通过DC控制器1030控制匀场线圈阵列的线圈元件中的DC电流并测量所生成的局部B0磁场。
图11A示出线圈组件作为联合线圈阵列系统1020的一部分使用的框图，所述线圈组件诸如图1所示的那些。在图11A中，相同元件以与图10相同的数字标记。如图11A所示，线圈支撑结构1020允许接近目标对象1012放置具有四个线圈元件1102、1104、1106和1108的RF线圈阵列。如以上所解释的，RF线圈元件1102、1104、1106和1108耦合到多通道RF电路1032以用于接收和发射模式。RF线圈元件1102、1104、1106和1108中的每一个由对称布置的匀场线圈阵列1112、1114、1116和1118物理地隔开。匀场线圈阵列1112、1114、116和1118在这个实例中各自具有四个匀场线圈。匀场线圈阵列1112、1114、1116和1118由DC控制器1030控制用于匀场。单独RF线圈阵列和匀场线圈阵列1112、1114、1116和1118几何形状上重叠并共享机械线圈支撑结构1022的同一表面或层。在这个实例中，由于存在四个RF线圈元件1102、1104、1106和1108，因此RF控制电路是四通道电路。类似地，在四匀场线圈阵列1112、1114、1116和1118中存在16个匀场线圈；所述匀场线圈可通过16通道DC控制器(诸如DC控制器1030)控制。当然，可使用更多或更少的RF线圈，并且更多或更少的匀场线圈可与对应控制通道一起使用。
图11B示出线圈组件作为联合线圈阵列系统1020的一部分使用的框图，所述线圈组件诸如图8所示的那些。在图11B中，相同元件以与图10相同的数字标记。如图11B所示，线圈支撑结构1020允许接近目标对象1012放置具有四个线圈元件1152、1154、1156和1158的RF线圈阵列。如以上所解释的，RF线圈元件1152、1154、1156和1158耦合到多通道RF电路1032以用于接收和发射模式。RF线圈元件1152、1104、1156和1158中的每一个与匀场线圈或对称布置的相应匀场线圈阵列1162、1164、1166和1168共享至少一个物理导体。匀场线圈阵列1162、1164、166和1168在这个实例中各自具有四个匀场线圈。匀场线圈阵列1162、1164、1166和1168由DC控制器1030控制用于匀场。RF线圈阵列和匀场线圈阵列1162、1164、1166和1168几何形状上重叠并共享机械线圈支撑结构1022的同一表面或层。在这个实例中，由于存在四个RF线圈元件1152、1154、1156和1158，因此RF控制电路是四通道电路。类似地，在四匀场线圈阵列1162、1164、1166和1168中存在16个匀场线圈，并且所述匀场线圈通过16通道DC控制器(诸如DC控制器1030)控制。当然，可使用更多或更少的RF线圈，并且更多或更少的匀场线圈可与对应控制通道一起使用。
遍及上述实例的扼流圈可替代地可以是使用并联连接的至少一个导体和至少一个电容器的RF阻波器或滤波器，其共振频率被调整并匹配至MRI系统的拉莫尔频率。用于供应低频AC电流的低频AC电源可替代DC电源用于以上实例中的匀场线圈阵列。
以上实例可应用到几乎所有MR线圈系统(包括具有较少接收通道(1-8)的肌肉骨骼线圈、鸟笼式线圈以及甚至动物扫描器)，以满足fMRI、DTI、MRSI等中的各种挑战，并且极大地改善从头到脚的空气/组织/骨头接口的图像品质。可替代地，以上实例的匀场线圈可利用梯度线圈替换，所述梯度线圈各自具有可按直流电(DC)或低频交流电(AC)模式操作用于待成像的自旋的空间编码的至少一个线圈元件。
上述UNIC系统是基于可将RF交互显著地减少到可几乎忽略不计的水平从而使得维持最大SNR并且将RF扼流圈减少到每DC回路一个或甚至零个的简单几何退耦，所述几何退耦是7T功率MRI应用的理想解决方案。多匝极大地增加了需要更高匀场强度的较深组织匀场和7T MRI系统的匀场强度。
图12是具有部分重叠但隔开的RF和DC匀场回路的示例性联合线圈阵列1200的电路图。线圈阵列1200包括RF回路1202和单个圆形回路匀场线圈1204。单独RF回路1202包括一些(1至n个)分布式电容器(Cd)1210。RF回路1202还可以是如WO 2014/003918A1中所述的iPRES线圈定义的RF/DC共享导体回路，所述专利特此以引用方式并入。
单个圆形回路形状DC匀场线圈1204由DC电流源供应通道1220独立地控制。源供应通道1220具有DC馈电端子(表示正极和负极的Ch1+和ch1-)。将RF扼流圈(Lc1)1230插入每个DC回路(诸如DC匀场线圈1204)中，以在RF激励期间从发射线圈退耦并且还消除残留的不想要的RF电流。每个DC匀场回路的RF扼流圈的数量可以是零至任何整数。将一个或多个RF扼流圈(Lc2)1232插入DC馈电线中以消除不想要的RF电流。每个DC馈电线的RF扼流圈的数量可以是零至任何整数。DC电流隔直电容器(Cb)1234连线于DC匀场线圈1204上。在这个实例中，DC电流隔直电容器1234具有介于0PF-10,000PF之间的值。可替代地，可通过在电容器1234的位置处断开回路来替换DC电流隔直电容器1234。
单独RF和DC匀场回路1202和1204部分地重叠，如由线1240所示的距离d定义的。DC匀场回路1204的直径可定义为D。当比率d/D是0.7-0.8之间的具体数字时，两个回路1202和1204完全地退耦。使用d/D＝(0-0.5)的重叠比率可极大地减少耦合，并且使用d/D＝(0.5-0.75)可显著地减少耦合。
简单的部分重叠可极大地减少两个回路1202与1204之间的强耦合，从而使得较少数量的RF扼流圈足以消除残留耦合。如图13所示，图8形状的匀场回路退耦和部分重叠退耦的组合将允许DC匀场回路的灵活布置。残留耦合将通过增加较少的RF扼流圈消除或减少到可忽略不计的水平。因此，用于圆形DC回路的RF扼流圈的数量可以是零或多于一。它的形状可以是矩形、正方形、三角形或任何其他形状。
图13示出用于脑部成像的示例性UNIC阵列1300。阵列1300包括用于RF接收的七个较大直径的回路1302、1304、1306、1308、1310、1312和1314。回路1302、1304、1306、1308、1310和1312是RF/DC共享导体回路(根据WO 2014/003918A1的说明书的iPRES设计回路，所述专利特此以引用方式并入)。回路1314是仅RF回路。阵列1300包括四个图8形状的回路1320、1322、1324和1326，所述回路1320、1322、1324和1326是目标为前额皮质(PFC)或颞叶(TL)的匀场的单独匀场回路。图8形状的匀场回路1320、1322、1324和1326(回路A、B、C和D)如参考以上图3-4的描述所解释的从仅RF回路1314和RF/DC共享回路1302、1304、1306、1308、1310和1312两者固有地退耦，并且通过如以上关于图12的描述所解释的部分重叠退耦基本上从回路1304、1306、1308和1310退耦。残留RF耦合可由至少一个RF扼流圈1330消除。
图14A示出整个头部阵列，其中图8匀场回路的大小匹配解剖结构的大小。另外，单独匀场回路可实现多匝，从而克服由于iPRES回路仅限于单匝而造成的匀场强度的另一个主要限制。
可替代地，仅RF回路1314还可以是iPRES RF/DC回路，或者红色回路还可以是仅RF回路。四对图8形状的仅匀场回路1320、1322、1324和1326构成用于Bo匀场的八个独立控制的DC回路。为了图示简明性，图13未示出DC馈电线和电流源供应。
使用阵列1300的实践实例可以是脑部fMRI线圈。在这种应用中，四对图8仅匀场回路可尽可能靠近前额皮质和每个颞叶放置。大小可匹配为：用于PFC的每个圆形DC回路的直径是4cm-6cm，并且用于颞叶的每个圆形DC回路的直径是3cm-5cm。对于由32通道RF接收器装备的扫描器，嵌套的较大RF回路可以是多达32通路的。RF回路可以是仅RF回路(诸如仅RF回路1314)或RF/DC iPRES类型的回路(诸如回路1302)。由于每个DC回路仅需要较少的RF扼流圈(0、1或n个)而每个iPRES回路需要2-6个扼流圈，因此实际上降低了复杂性。更重要的是，仅匀场回路有效地将PFC和颞叶匀场作为目标。
图13的阵列的脑部应用的概念一般可应用到用于为人体或动物体的其他部分成像的其他线圈。图8的形状可以是任何形状。图8匀场回路的对数可以是大于1的任何整数。回路1302、1304、1306、1308、1310、1312和1314的大小可以是任何范围的大小。可使用如图12所示的回路的单个圆形回路而不是图8匀场回路。
图14A示出在具有31通道RF接收和48通道匀场的构造下用于脑部成像的UNIC头部线圈设计1400，如以上参考图13所述的。线圈设计阵列1400用于扫描包括感兴趣的前额皮质1404和颞叶1406的脑部1402。UNIC图8匀场回路的大小匹配解剖结构的大小。另外，单独匀场回路可实现多匝，从而克服由于iPRES回路仅限于一匝而造成的匀场强度的另一个主要限制。模拟示出前额皮质和颞叶两者的场偏移的标准偏差的约80％的减少。所述模拟示出UNIC头部线圈可将场不均匀性降低至允许应用到真实的全脑成像的无先例水平。
UNIC头部阵列1400包括前额皮质处的三个单独图8形状的DC匀场回路1412、1414和1416。在这个实例中，图8形状的DC匀场回路1412、1414和1416的直径是5cm。两组四个图8匀场回路1420和1422位于每个颞叶1404处。在这个实例中，多组匀场回路1420和1422中的回路的直径是4cm。头部阵列1400包括围绕脑部1402布置的同时执行RF接收和B0匀场的一组八个iPRES回路1430、一组十七个iPRES回路1432和单个iPRES回路1434。在这个实例中，回路1430、1432的直径是9.5cm。示例性头部阵列1400还包括接近前额皮质1402和颞叶1404的五个仅RF回路1440。
图14B示出匀场模拟的结果。第一行是在应用3T人类扫描器获得二级全局匀场后在所述扫描器上获取的志愿受试者的Bo场映射1450a-1450f。第二行是使用图14A的线圈配置应用UNIC板优化的匀场后的模拟Bo场映射1430b-1450f。一个板具有连续的三个3mm切片。在应用整个脑部的扫描器二级球谐全局匀场后，受试脑部的每个板内的场偏移的标准偏差介于14.5Hz-19Hz之间，所述标准偏差通过进一步应用UNIC板优化的匀场而进一步下降到3.1Hz-3.9Hz。图14B的模拟结果示出前额皮质和颞叶两者的场偏移的标准偏差的约80％的减少。所述模拟示出UNIC头部线圈可将场不均匀性降低至无先例水平，所述水平可最终应对用于真实的全脑成像的fMRI的挑战。
已经通过使用RF网络分析器来验证图1的基本电路设计的台架测量获得成功结果。在没有所提出的几何退耦的情况下，与仅RF回路相比较，一个和两个匀场回路经历Q无负载/Q负载显著下降至70％和46％。在UNIC设计回路的情况下，一匝图8匀场回路仅下降至96％并且在使用关键重叠退耦时没有下降。基于图1所示的电路的具有4通道匀场回路的UNIC蝶形设计仅具有94％的Q比率下降。这些结果在不具有任何RF扼流圈的情况下获得。
对于UNIC一匝图8匀场回路，邻近耦合也可忽略不计。每个通道具有1-2个扼流圈的两匝图8匀场回路和三匝图8回路具有92-93％的轻微下降。与iPRES回路相比较，UNIC回路具有更好的信噪比，同时提供更多匀场通道并且每个匀场回路具有更少的RF扼流圈。多匝使匀场强度倍增。与传统RF线圈相比较，UNIC线圈不增加线圈组件尺寸。
以上在详述中描述了本发明的各种实施方案。尽管这些描述直接描述以上实施方案，但应了解，本领域技术人员可设想出本文中所示出并描述的特定实施方案的修改和/或变化。属于本描述的范围内的任何此类修改或变化也意图包括在本描述中。除非明确指出，否则发明人意图说明书和权利要求书中的用词和短语被给予对适用领域的普通技术人员来说普通且惯常的含义。
已呈现了在提交本申请时申请人已知的各种实例的上文描述，且上文描述意图出于说明和描述的目的。本描述既不意图是详尽的，也不意图将本发明限于所公开的精确形式，并且根据以上教义，许多修改和变化是可能的。所描述的实例用于解释本发明的原理和本发明的实际应用，且用于使本领域其他技术人员能够在各种实例中并且在涵盖适合于特定用途的各种修改的情况下利用本发明。因此，意图本发明不限于所公开的用于执行本发明的特定实施方案。
虽然已经示出并描述了本发明的具体实例，但是本领域技术人员将显而易见的是，基于本文的教义，可在不背离本发明及其更广泛方面的情况下做出改变和修改。本领域技术人员应了解，一般来说，本文中所用的术语通常意图为“开放”术语(例如，术语“包括(including)”应解释为“包括但不限于”，术语“具有”应解释为“至少具有”，术语“包括(includes)”应解释为“包括但不限于”等)。

Claims (44)

1.一种磁共振成像(MRI)系统，其包括：
联合线圈阵列系统，其包括：
RF线圈元件，所述RF线圈元件可按针对发射或接收中的至少一个的RF模式进行操作；
单独匀场线圈阵列，所述单独匀场线圈阵列具有可按直流电(DC)模式操作的至少一个匀场线圈元件，其中所述匀场线圈元件中的DC电流流动生成用于B0匀场的局部B0磁场；
其中所述RF线圈元件和所述单独匀场线圈阵列的至少一部分彼此重叠并彼此几何地退耦；
MRI扫描器的磁体孔，所述磁体孔容纳目标对象，所述RF线圈元件和所述单独匀场阵列围绕所述目标对象定位；
DC电源，所述DC电源与所述匀场线圈阵列连通以向所述匀场线圈阵列的所述至少一个匀场线圈元件供应DC电流；
匀场线圈电路，所述匀场线圈电路与被配置来引导所述DC电源向所述匀场线圈元件供应所述DC电流的所述匀场线圈阵列连通，以生成用于B0匀场的所述局部B0磁场；以及
RF电路，所述RF电路与被配置来从所述RF接收对象接收MR信号或将RF脉冲发射到所述RF发射对象的所述RF线圈元件连通。
2.如权利要求1所述的系统，其中所述RF线圈元件是线圈阵列中的多个RF线圈元件中的一个，并且所述RF线圈元件中的所述RF线圈元件中的至少一个具有所述匀场线圈阵列的相关联的相应2N个匀场线圈元件。
3.如权利要求2所述的系统，其中所述相应2N个匀场回路中的一个具有由所述相应RF线圈元件感应的不希望的RF电流产生的一个极性的磁通量，并且所述相应匀场线圈元件中的第二个具有由所述相同RF线圈元件感应的相反极性。
4.如权利要求2所述的系统，其中所述2N个匀场线圈元件的大小和形状相同，并且所述2N个匀场线圈元件中的至少两个通过一对DC隔直电容器顺序地连接。
5.如权利要求2所述的系统，其中所述DC电源包括2N个通道，所述通道中的每一个对应于匀场线圈元件，并且其中所述匀场电路允许单独调整每个匀场线圈元件中的每一DC电流。
6.如权利要求1所述的系统，其中所述匀场线圈元件是多匝回路。
7.如权利要求2所述的系统，其中所述相应RF线圈阵列是仅接收RF线圈阵列、仅发射RF线圈阵列或发射/接收RF线圈阵列中的一个。
8.如权利要求1所述的系统，其中所述匀场线圈元件和所述RF线圈元件的形状可以是闭合曲线、多边形、圆形形状、正方形形状、矩形形状、菱形形状或三角形形状中的一个。
9.如权利要求1所述的系统，其中所述联合线圈阵列系统是头部线圈、头颈脊柱线圈、心脏线圈、身体线圈、躯干线圈、乳房线圈、肌肉骨骼线圈、膝线圈、足/踝线圈、颈动脉线圈、腕部线圈、子宫颈/胸廓/腰部线圈中的一个。
10.如权利要求1所述的系统，其中所述MRI系统为非组织材料成像。
11.如权利要求1所述的系统，其中所述MRI扫描器是人类扫描器、动物扫描器、材料MR系统或NMR波谱仪中的一个。
12.如权利要求2所述的系统，其中所述联合线圈阵列系统包括所述RF线圈阵列和所述单独匀场线圈阵列的可单独操作的离散线圈元件的多个紧密堆叠层。
13.如权利要求1所述的系统，其中所述匀场电路被配置来生成与所述生成的局部B0磁场相关联的B0映射并执行B0匀场。
14.如权利要求1所述的系统，其中所述匀场电路被配置来控制所述匀场线圈阵列的所述线圈元件中的DC电流并测量所述生成的局部B0磁场。
15.如权利要求1所述的系统，其中所述匀场电路与MR扫描器连通，并且其中所述匀场线圈阵列中的所述匀场线圈元件包括用于来自所述DC电源的DC电流的至少一个回路，其中所述至少一个回路包括电感器。
16.如权利要求1所述的系统，其中所述RF线圈元件是单个发射和接收RF线圈元件，并且其中所述RF电路与MR扫描器连通以致使所述RF线圈阵列进行发射和接收，同时致使所述匀场线圈阵列使用所述通过所述匀场线圈阵列生成的局部B0磁场来使主场B0不均匀性匀场。
17.如权利要求1所述的系统，其中所述RF线圈元件被配置来发射或接收RF信号，并且所述匀场线圈阵列的所述匀场线圈元件被配置来独立地操作并同时生成用于B0磁场匀场的所述局部B0磁场。
18.如权利要求1所述的系统，其中所述匀场线圈阵列被配置来生成所述局部B0磁场以提供跨所述目标对象的均匀磁场。
19.一种磁共振成像(MRI)系统，其包括：
联合线圈阵列系统，其包括：
RF线圈元件，所述RF线圈元件可按针对发射或接收中的至少一个的RF模式进行操作；
单独匀场线圈阵列，所述单独匀场线圈阵列具有可按直流电(DC)模式操作的至少一个匀场线圈元件，其中所述相应线圈元件中的DC电流流动生成用于B0匀场的局部B0磁场；
其中所述RF线圈元件和所述单独匀场线圈共享至少一个物理导体、彼此重叠并且彼此几何地退耦；
磁体孔，所述磁体孔容纳目标对象，所述RF线圈元件和所述单独匀场阵列围绕所述目标对象定位；
DC电源，所述DC电源与所述匀场线圈阵列连通以向所述匀场线圈阵列的所述至少一个匀场线圈元件供应DC电流；
匀场线圈电路，所述匀场线圈电路与被配置来引导所述DC电源向所述匀场线圈元件供应所述DC电流的所述匀场线圈阵列连通，以生成用于B0匀场的所述局部B0磁场；以及
RF电路，所述RF电路与被配置来从所述RF接收对象接收MR信号或将RF脉冲发射到所述RF发射对象的所述RF线圈元件连通。
20.如权利要求19所述的系统，其中所述RF线圈元件是线圈阵列中的多个RF线圈元件中的一个，并且所述RF线圈元件中的所述RF线圈元件中的至少一个具有所述匀场线圈阵列的相关联的相应2N个匀场线圈元件。
21.如权利要求20所述的系统，其中所述相应2N个匀场回路中的一个具有由所述相应RF线圈元件感应的不希望的RF电流产生的一个极性的磁通量，并且所述相应匀场回路中的第二个具有由所述相同RF线圈元件感应的相反极性。
22.如权利要求20所述的系统，其中所述2N个匀场回路的大小和形状相同，并且所述2N个匀场回路中的至少两个通过一对DC隔直电容器顺序地连接。
23.如权利要求20所述的系统，其中所述DC电源包括2N个通道，所述通道中的每一个对应于匀场线圈元件，并且其中所述匀场电路允许单独调整每个匀场线圈元件中的每一DC电流。
24.如权利要求19所述的系统，其中匀场线圈元件是多匝回路。
25.如权利要求20所述的系统，其中所述RF线圈阵列是仅接收RF线圈阵列、仅发射RF线圈阵列或发射/接收RF线圈阵列中的一个。
26.如权利要求19所述的系统，其中匀场线圈元件和所述RF线圈元件的形状可以是闭合曲线、多边形、圆形形状、正方形形状、矩形形状、菱形形状或三角形形状中的一个。
27.如权利要求19所述的系统，其中所述联合线圈阵列系统是头部线圈、头颈脊柱线圈、心脏线圈、身体线圈、躯干线圈、乳房线圈、肌肉骨骼线圈、膝线圈、足/踝线圈、颈动脉线圈、腕部线圈、子宫颈/胸廓/腰部线圈中的一个。
28.如权利要求19所述的系统，其中所述MRI系统为非组织材料成像。
29.如权利要求19所述的系统，其中所述MRI扫描器是人类扫描器、动物扫描器、材料MR系统或NMR波谱仪中的一个。
30.如权利要求20所述的系统，其中所述联合线圈阵列系统包括所述RF线圈阵列和所述单独匀场线圈阵列的可单独操作的离散线圈元件的多个紧密堆叠层。
31.如权利要求19所述的系统，其中所述匀场电路被配置来生成与所述生成的局部B0磁场相关联的B0映射并执行B0匀场。
32.如权利要求19所述的系统，其中所述匀场电路被配置来控制所述匀场线圈阵列的所述线圈元件中的DC电流并测量所述生成的局部B0磁场。
33.如权利要求19所述的系统，其中所述匀场电路与MR扫描器连通，并且其中所述匀场线圈阵列中的所述线圈元件各自包括用于来自所述DC电源的DC电流的至少一个回路，其中所述至少一个回路包括电感器。
34.如权利要求19所述的系统，其中所述RF线圈元件是单个发射和接收RF线圈阵列，并且其中所述RF电路与MR扫描器连通以致使所述RF线圈元件进行发射和接收，同时致使所述匀场线圈阵列使用所述通过所述匀场线圈阵列生成的局部B0磁场来使主场B0不均匀性匀场。
35.如权利要求19所述的系统，其中所述RF线圈元件被配置来发射或接收RF信号，并且所述匀场线圈阵列的所述匀场线圈元件被配置来独立地操作并同时生成用于B0磁场匀场的所述局部B0磁场。
36.如权利要求19所述的系统，其中所述匀场线圈阵列被配置来生成所述局部B0磁场以提供跨所述目标对象的均匀磁场。
37.一种使磁共振(MR)系统匀场的方法，其包括：
提供具有匀场线圈元件的至少一个匀场线圈阵列，所述线圈元件具有与包括至少一个回路的直流电(DC)电流路径相关联的电路；
以RF发射或接收模式中的至少一个操作RF线圈元件，其中所述RF线圈元件和所述单独匀场线圈阵列的至少一部分彼此重叠并且彼此几何地退耦；
与所述RF线圈元件的所述发射或所述接收模式同时，使DC电流流动通过所述匀场线圈阵列的所述匀场线圈元件的所述DC电流路径；以及
响应于所述DC电流通过所述匀场线圈元件的所述DC电流路径的所述流动生成局部B0磁场，由此使用所述生成的局部B0磁场使所述MR系统的磁体的成像空间B0匀场。
38.如权利要求37所述的方法，其中使来自所述多个线圈元件的所述总磁通量最小化。
39.如权利要求37所述的方法，其中使所述多个线圈元件与所述相应RF线圈元件之间的互感最小化。
40.一种使磁共振(MR)系统匀场的方法，其包括：
提供具有匀场线圈元件的至少一个匀场线圈阵列，所述匀场线圈元件具有与包括至少一个回路的直流电(DC)电流路径相关联的电路；
以RF发射或接收模式中的至少一个操作RF线圈元件，其中所述RF和所述匀场线圈阵列共享至少一个物理导体；
与所述RF线圈元件的所述发射或所述接收模式同时，使DC电流流动通过所述匀场线圈元件的所述DC电流路径；以及
响应于所述DC电流通过所述匀场线圈元件的所述DC电流路径的所述流动生成局部B0磁场，由此使用所述生成的局部B0磁场使所述MR系统的磁体的成像空间B0匀场。
41.一种用于磁共振成像(MRI)系统的联合线圈阵列组件，其包括：
RF线圈；
至少一个匀场线圈阵列，所述至少一个匀场线圈阵列具有多个线圈元件，所述多个线圈元件各自与所述RF线圈物理地隔开，其中每个线圈元件包括具有DC电源连接件的DC电流回路，所述DC电源连接件具有正端子和负端子，并且其中DC电流在所述DC电流回路中流动并循环以生成局部B0磁场；并且
其中所述联合线圈阵列组件被配置来同时提供针对发射或接收中的至少一个的RF模式和用以生成用于B0匀场的局部B0磁场的直流电模式。
42.如权利要求41所述的线圈组件，其中所述线圈元件中的每一个包括RF扼流圈。
43.如权利要求41所述的线圈组件，其中第一RF扼流圈在所述正端子与所述DC电流回路之间串联连线，并且第二RF扼流圈在所述负端子与所述DC电流回路之间串联连线。
44.一种用于磁共振成像(MRI)系统的联合线圈阵列组件，其包括：
RF线圈；
至少一个匀场线圈阵列，所述至少一个匀场线圈阵列具有多个线圈元件，所述线圈元件中的至少一个具有与所述RF线圈共享的区段和不与所述RF线圈共享的区段，其中每个线圈元件包括具有DC电源连接件的DC电流回路，所述DC电源连接件具有正端子和负端子，并且其中DC电流在所述DC电流回路中流动并循环以生成局部B0磁场；并且
其中所述联合线圈阵列组件被配置来同时提供针对发射或接收中的至少一个的RF模式和用以生成用于B0匀场的局部B0磁场的直流电模式。
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