CN109937006B - 用于磁共振成像(mri)系统的适形后部射频(rf)线圈阵列 - Google Patents

用于磁共振成像(mri)系统的适形后部射频(rf)线圈阵列 Download PDF

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Abstract

本发明提供了用于磁共振成像(MRI)系统的柔性、轻质、低成本射频(RF)线圈阵列的各种方法和系统。在一个示例中，MRI系统的后部RF线圈组件包括RF线圈阵列，该RF线圈阵列包括多个RF线圈和容纳多个RF线圈的可变形材料，每个RF线圈包括分布式电容线导体的环部分以及耦合到多个RF线圈中的每个RF线圈的耦合电子器件单元。

Description

用于磁共振成像(MRI)系统的适形后部射频(RF)线圈阵列
相关申请的交叉引用
本申请要求2016年11月23日提交的美国临时专利申请No.62/426,010的优先权，该临时专利申请全文以引用方式并入本文。
背景技术
本文所公开的主题的实施方案涉及磁共振成像(MRI)，并且更具体地讲，涉及MRI射频(RF)线圈。
磁共振成像(MRI)是可在不使用x射线或其他电离辐射的情况下创建人体体内的图像的医学成像模态。MRI系统包括超导磁体以产生较强的均匀静磁场。当人体或人体的一部分处于该磁场中时，与组织水中的氢核相关联的核自旋发生极化，其中与这些自旋相关联的磁矩优先沿着该磁场的方向对齐，从而引起沿着该轴线的较小的净组织磁化。MRI系统还包括梯度线圈，这些梯度线圈利用正交轴线产生更小幅度、在空间上变化的磁场，以便通过在体内的每个位置处创建特征共振频率来对磁共振(MR)信号进行空间编码。然后使用射频(RF)线圈在氢核的共振频率下或附近创建RF能量的脉冲，从而将能量添加到核自旋系统。当核自旋弛豫回到其静能状态时，它们以MR信号的形式释放被吸收的能量。该信号由MRI系统检测并使用计算机和已知的重构算法变换成图像。
如所提及的，RF线圈在MRI系统中用于发射RF激励信号(“发射线圈”)，并且用于接收由成像受检者发出的MR信号(“接收线圈”)。线圈接口电缆可用于在RF线圈与处理系统的其他方面之间传输信号，例如以便控制RF线圈和/或从RF线圈接收信息。然而，常规RF线圈往往很庞大、呈刚性并且被配置为相对于阵列中的其他RF线圈保持在固定位置。这种庞大和缺乏柔性的情况通常会防止RF线圈环与所需的解剖结构最有效地耦合并且会让成像受检者感觉很不舒服。此外，从覆盖度或成像加速度视角来看，线圈与线圈相互作用导致这些线圈的尺寸和/或定位不尽理想。
发明内容
在一个实施方案中，用于磁共振成像(MRI)系统的后部射频(RF)线圈阵列包括分布式电容环部分，该分布式电容环部分包括由介电材料封装并隔开的两个平行线导体，这两个平行线导体由介电材料沿着其终止端之间的环部分的整个长度保持分隔；耦合电子器件部分，该耦合电子器件部分包括前置放大器；以及线圈接口电缆，该线圈接口电缆包括以连续和/或邻接方式定位的多个平衡-不平衡变换器或共模陷波器。这样，可提供柔性RF线圈组件，该柔性RF线圈组件允许阵列中的RF线圈更为任意地定位，从而允许线圈的布置和/或尺寸基于所需的解剖结构覆盖度，而不必考虑固定的线圈重叠或电子器件定位。这些线圈可相对容易地适形于受检者解剖结构。另外，由于材料和生产流程减到最少，可显著降低这些线圈的成本和重量，并且与常规线圈相比，可在本公开的RF线圈的制造和小型化中使用更环境友好的工艺。
应当理解，提供上面的简要描述以便以简化的形式介绍在具体实施方式中进一步描述的精选概念。这并不意味着识别所要求保护的主题的关键或必要特征，该主题范围由具体实施方式后的权利要求唯一地限定。此外，所要求保护的主题不限于解决上文或本公开的任何部分中提到的任何缺点的实施方式。
附图说明
通过参考附图阅读以下对非限制性实施方案的描述，将会更好地理解本公开，其中以下：
图1是MRI系统的框图。
图2示意性地示出了耦合到控制器单元的示例性RF线圈。
图3示出了第一示例性RF线圈和相关联的耦合电子器件。
图4示出了第二示例性RF线圈和相关联的耦合电子器件。
图5示出了示例性RF线圈的分布式电容环部分的剖视图。
图6示出了后部RF线圈阵列的示例。
图7示出了示例性后部RF线圈阵列的RF线圈布置。
图8示出了示例性后部RF线圈阵列的分解图。
图9示出了示例性后部RF线圈阵列的剖视图。
图10示意性地示出了示例性RF线圈阵列接口电缆，其包括定位在MRI系统的处理系统与RF线圈阵列之间的多个连续和/或邻接共模陷波器。
图11和图12示意性地示出了示例性RF线圈阵列接口电缆，其包括多个连续和/或邻接共模陷波器。
具体实施方式
以下描述涉及MRI系统中的射频(RF)线圈的各种实施方案。具体地讲，为低成本、柔性且轻质的RF线圈提供了系统和方法，该线圈在多个方面是有效透明的。考虑到线圈的低重量以及RF线圈所实现的柔性封装，RF线圈对于受检者是有效透明的。由于磁和电耦合机构的最小化，RF线圈对于RF线圈阵列中的其他RF线圈也是有效透明的。此外，RF线圈通过电容最小化而对于其他结构是有效透明的，并且通过质量减轻而对于正电子是透明的，从而能够在混合正电子发射断层扫描(PET)/MR成像系统中使用RF线圈。本公开的RF线圈可用于各种磁场强度的MRI系统。
MRI系统可包括后部RF线圈阵列，如图6-图9所示。后部RF线圈阵列被成形为支撑由MRI系统成像的受检者的身体。后部RF线圈阵列可包括多个柔性RF线圈，其中每个RF线圈包括环部分和耦合电子器件部分，该耦合电子器件部分被配置为与MRI系统的处理器或控制器单元对接。RF线圈被嵌入后部RF线圈阵列内，并且被定位成靠近每个RF线圈阵列的外表面，该外表面被配置为抵靠经历成像的受检者的身体定位。
本公开的RF线圈包括比常规RF线圈中的使用的显著更少量的铜、印刷电路板(PCB)材料和电子部件，并且包括由介电材料封装并隔开的平行细长线导体，从而形成线圈元件。这些平行导线形成低电抗结构，而不需要分立电容器。最小导体(其尺寸被设定为保持损耗可容忍)消除了线圈环之间的许多电容，并且减少了电场耦合。通过与大采样阻抗对接，减小了电流并且使磁场耦合最小化。使电子器件在尺寸和容量方面最小化，以保持质量和重量较低并且防止与所需场的过度相互作用。此时封装可极有柔性，这允许适形于解剖结构，从而优化信噪比(SNR)和成像加速度。
用于MR的传统接收线圈由若干导电间隔构成，这些导电间隔由电容器接合在它们自身之间。通过调节电容器的值，可使RF线圈的阻抗达到其最小值(通常由低电阻表征)。在共振频率下，存储的磁能和电能周期性地交替。每个导电间隔因其长度和宽度而具有一定自电容，其中电能周期性地存储为静电。该电的分布在大约5-15cm的整个导电间隔长度内发生，从而引起类似范围的电偶极场。在较大介电负荷的附近，间隔的自电容改变，从而使线圈失谐。就耗损性介电质而言，偶极电场引起焦耳耗散，其由线圈观察到的增加的总电阻表征。
相比之下，本公开的RF线圈代表几乎理想的磁偶极天线，因为其共模电流沿着其周边在相位和幅值方面是均匀的。RF线圈的电容沿着环的周边在两个线导体之间建立。保守电场严格限制在这两个平行导线和介电填料的小横截面内。在两个RF线圈重叠的情况下，与两个重叠的铜迹线相比，大大减小了跨接或重叠处的寄生电容。与两个传统的基于迹线的环相比，RF线圈薄横截面允许更好的磁去耦并且减少或消除两个环之间的临界重叠。
图1示出了磁共振成像(MRI)装置10，该装置包括超导磁体单元12、梯度线圈单元13、RF线圈单元14、RF体或容积线圈单元15、发射/接收(T/R)开关20、RF驱动器单元22、梯度线圈驱动器单元23、数据获取单元24、控制器单元25、检查台26、数据处理单元31、操作控制台单元32以及显示单元33。在一个示例中，RF线圈单元14是表面线圈，其是通常位于受检者16的感兴趣解剖结构附近的局部线圈。在本文中，RF体线圈单元15是发射RF信号的发射线圈，并且局部表面RF线圈单元14接收MR信号。因此，发射体线圈(例如，RF体线圈单元15)和表面接收线圈(例如，RF线圈单元14)是独立但电磁耦合的结构。MRI装置10将电磁脉冲信号发射到处于成像空间18中的受检者16，通过形成静磁场来执行扫描以便从受检者16获得MR信号，从而基于该扫描获得的MR信号来重构受检者16的图像。
超导磁体单元12包括例如环形超导磁体，其安装在环形真空室内。该磁体限定围绕受检者16的圆柱形空间，并且沿着圆柱形空间的Z方向产生恒定、强大、均匀的静磁场。
MRI装置10还包括梯度线圈单元13，该梯度线圈单元在成像空间18中产生梯度磁场以便为RF线圈单元14所接收到的MR信号提供三维位置信息。梯度线圈单元13包括三个梯度线圈系统，每个梯度线圈系统产生梯度磁场(该梯度磁场向彼此垂直的三个空间轴线之一倾斜)，并且根据成像条件在频率编码方向、相位编码方向和切片选择方向中的每一方向上产生梯度磁场。更具体地讲，梯度线圈单元13在受检者16的切片选择方向上施加梯度磁场以选择切片；并且RF体线圈单元15将RF信号发射到受检者16的所选择的感兴趣区域(ROI)并激励该区域。梯度线圈单元13还在受检者16的相位编码方向上施加梯度磁场以对来自RF信号激励的ROI的MR信号进行相位编码。然后梯度线圈单元13在受检者16的频率编码方向上施加梯度磁场以对来自RF信号激励的ROI的MR信号进行频率编码。
RF线圈单元14被设置成例如包封要对受检者16成像的区域。在一些示例中，RF线圈单元14可称为表面线圈或接收线圈。在超导磁体单元12形成静磁场的静磁场空间或成像空间18中，RF线圈单元14基于来自控制器单元25的控制信号来向受检者16发射RF信号(即，电磁波)，从而产生高频磁场。这激励了要对受检者16成像的切片中的质子的自旋。RF线圈单元14以磁共振信号的形式接收由此在要对受检者16成像的切片中激励的质子自旋恢复到与初始磁化矢量对齐时产生的电磁波。RF线圈单元14可使用相同RF线圈来发射和接收RF信号。
RF体线圈单元15被设置成例如包封成像空间18，并且产生的RF磁场脉冲与超导磁体单元12在成像空间18内产生的主磁场正交以激励该原子核。RF线圈单元14可从MRI装置10断开并更换为另一个RF线圈单元，相比之下，RF体线圈单元15固定地附接和连接到MRI装置10。此外，局部线圈(诸如包括RF线圈单元14的那些)可仅向受检者16的局部区域发射信号或从局部区域接收信号，而RF体线圈单元15一般具有更大的覆盖面积。例如，RF体线圈单元15可用于向受检者16的全身发射或接收信号。使用只接收局部线圈和发射体线圈提供了均匀RF激励和良好图像均匀性，但代价是受检者中沉积了高RF功率。对于发射-接收局部线圈而言，局部线圈向感兴趣区域提供RF激励并且接收MR信号，从而降低受检者中沉积的RF功率。应当理解，RF线圈单元14和/或RF体线圈单元15的特定使用取决于成像应用。
T/R开关20可选择性地在接收模式下操作时将RF体线圈单元15电连接到数据获取单元24，并且在发射模式下操作时电连接到RF驱动器单元22。类似地，T/R开关20可选择性地在RF线圈单元14在接收模式下操作时将RF线圈单元14电连接到数据获取单元24，并且在发射模式下操作时电连接到RF驱动器单元22。当RF线圈单元14和RF体线圈单元15两者均用于单次扫描时，例如，如果RF线圈单元14被配置为接收MR信号并且RF体线圈单元15被配置为发射RF信号，则T/R开关20可将控制信号从RF驱动器单元22引导到RF体线圈单元15，同时将从RF线圈单元14接收到的MR信号引导到数据获取单元24。RF体线圈单元15的线圈可被配置为在只发射模式、只接收模式或发射-接收模式下操作。局部RF线圈单元14的线圈可被配置为在发射-接收模式或只接收模式下操作。
RF驱动器单元22包括门调制器(未示出)、RF功率放大器(未示出)和RF振荡器(未示出)，它们用于驱动RF线圈单元14并且在成像空间18中形成高频磁场。RF驱动器单元22基于来自控制器单元25的控制信号并使用门调制器将从RF振荡器接收到的RF信号调制成具有预定包络的预定定时信号。门调制器所调制的RF信号由RF功率放大器放大，然后输出到RF线圈单元14。
梯度线圈驱动器单元23基于来自控制器单元25的控制信号来驱动梯度线圈单元13，从而在成像空间18中产生梯度磁场。梯度线圈驱动器单元23包括与梯度线圈单元13中包括的三个梯度线圈系统相对应的驱动器电路的三个系统(未示出)。
数据获取单元24包括前置放大器(未示出)、相位检测器(未示出)和模拟/数字转换器(未示出)，它们用于获取RF线圈单元14接收到的磁共振信号。在数据获取单元24中，相位检测器使用来自RF驱动器单元22的RF振荡器的输出作为参考信号来对从RF线圈单元14接收并由前置放大器放大的磁共振信号进行相位检测，并且将相位检测的模拟磁共振信号输出到模拟/数字转换器以便转换为数字信号。由此获得的数字信号输出到数据处理单元31。
MRI装置10包括用于将受检者16置于其上的检查台26。可通过基于来自控制器单元25的控制信号来移动检查台26，从而在成像空间18内部和外部移动受检者16。
控制器单元25包括计算机和记录介质，在该记录介质上记录了要由计算机执行的程序。该程序在由计算机执行时引起该装置的各个部分执行对应于预定扫描的操作。记录介质可包括例如ROM、软盘、硬盘、光盘、磁光盘、CD-ROM或非易失性存储器。控制器单元25连接到操作控制台单元32并处理输入到操作控制台单元32的操作信号，而且通过向它们输出控制信号来控制检查台26、RF驱动器单元22、梯度线圈驱动器单元23和数据获取单元24。为了获得所需的图像，控制器单元25还基于从操作控制台单元32接收到的操作信号来控制数据处理单元31和显示单元33。
操作控制台单元32包括用户输入设备，诸如触摸屏、键盘和鼠标。操作控制台单元32由操作员用来例如输入诸如成像方案的数据并且设定要执行成像序列的区域。有关成像方案和成像序列执行区域的数据输出到控制器单元25。
数据处理单元31包括计算机和记录介质，在该记录介质上记录了要由计算机执行的程序以执行预定数据处理。数据处理单元31连接到控制器单元25，并且基于从控制器单元25接收到的控制信号来执行数据处理。数据处理单元31还连接到数据获取单元24，并且通过向从数据获取单元24输出的磁共振信号施加各种图像处理操作来产生光谱数据。
显示单元33包括显示设备，并且基于从控制器单元25接收到的控制信号来在显示设备的显示屏幕上显示图像。显示单元33显示例如有关输入项的图像，操作员从操作控制台单元32输入关于该输入项的操作数据。显示单元33还显示数据处理单元31所产生的受检者16的二维(2D)切片图像或三维(3D)图像。
在扫描期间，RF线圈阵列接口电缆(未示出)可用于在RF线圈(例如，RF线圈单元14和RF体线圈单元15)与处理系统的其他方面(例如，数据获取单元24、控制器单元25等)之间传输信号，例如以便控制RF线圈和/或从RF线圈接收信息。如此前所解释，RF体线圈单元15是发射RF信号的发射线圈，并且局部表面RF线圈单元14接收MR信号。更一般地讲，RF线圈用于发射RF激励信号(“发射线圈”)，并且用于接收由成像受检者发出的MR信号(“接收线圈”)。在一个示例中，发射和接收线圈是单一机械和电气结构或结构阵列，其中发射/接收模式可由辅助电路切换。在其他示例中，发射体线圈(例如，RF体线圈单元15)和表面接收线圈(例如，RF线圈单元14)可以是彼此经由数据获取单元或其他处理单元物理地耦合的独立结构。然而，对于增强的图像质量而言，可能有利的是提供在机械和电气上与发射线圈隔离的接收线圈。在这种情况下，可能有利的是接收线圈在其接收模式下电磁耦合到发射线圈，并且与发射线圈刺激的RF“回波”发生共振。然而，在发射模式期间，可能有利的是在RF信号的实际发射期间接收线圈与发射线圈电磁去耦，因此不与发射线圈发生共振。当接收线圈耦合到RF信号的全功率时，这种去耦避免了辅助电路内产生的噪声的潜在问题。下面将描述有关接收RF线圈的解耦的更多细节。
如此前所提及，传统RF线圈可包括具有集总电子部件(例如，电容器、电感器、平衡-不平衡变换器、电阻器等)的PCB上的酸蚀刻的铜迹线(环)、匹配电路、去耦电路以及前置放大器。这种构型通常很庞大、沉重且呈刚性，并且需要线圈在阵列中相对于彼此相对严格地放置以防止线圈元件之间的耦合相互作用，这些耦合相互作用可降低图像质量。因此，传统RF线圈和RF线圈阵列缺乏柔性，从而可能无法适形于受检者解剖结构，这就降低了成像质量和患者舒适度。
因此，根据本文所公开的实施方案，RF线圈阵列(诸如RF线圈单元14)可包括分布式电容线，而非具有集总电子部件的PCB上的铜迹线。因此，RF线圈阵列可为轻质且柔性的，从而允许放置在低成本、轻质、防水和/或阻燃的织物或材料中。与RF线圈(例如，分布式电容线)的环部分耦合的耦合电子器件部分可被微型化，并利用用于高源阻抗优化(例如，因阻抗匹配电路引起)的低输入阻抗前置放大器，并且允许RF线圈阵列中的线圈元件之间的柔性重叠。此外，RF线圈阵列与系统处理部件之间的RF线圈阵列接口电缆可为柔性的，并且包括分布式平衡-不平衡变换器形式的集成透明性功能，这允许刚性电子部件得以避免并且有助于热负荷的扩散。
现在转到图2，示出了RF线圈202的示意图，该RF线圈包括环部分201，该环部分经由耦合电子器件部分203和线圈接口电缆212耦合到控制器单元210。在一个示例中，RF线圈可为表面接收线圈，其可为单通道或多通道的。RF线圈202是图1的RF线圈单元14的一个非限制性示例，因此可在MRI装置10中在一个或多个频率下操作。线圈接口电缆212可为在电子器件部分203与RF线圈阵列的接口连接器之间延伸的线圈接口电缆，或在RF线圈阵列的接口连接器与MRI系统控制器单元210之间延伸的RF线圈阵列接口电缆。控制器单元210可与图1中的数据处理单元31或控制器单元25相关联，和/或可为图1中的数据处理单元31或控制器单元25的非限制性示例。
耦合电子器件部分203可耦合到RF线圈202的环部分。在本文中，耦合电子器件部分203可包括去耦电路204、阻抗逆变器电路206和前置放大器208。去耦电路204可在发射操作期间使RF线圈有效去耦。通常，RF线圈202在其接收模式下可耦合到待由MR装置成像的受检者的身体以便接收在发射模式期间发射的RF信号的回波。如果RF线圈202不用于发射，则可能需要在RF体线圈发射RF信号的同时使RF线圈202从RF体线圈去耦。可使用共振电路和PIN二极管、微机电系统(MEMS)开关或另一种类型的开关电路来实现接收线圈从发射线圈的去耦。在本文中，开关电路可以激活可操作地连接到RF线圈202的失谐电路。
阻抗逆变器电路206可形成RF线圈202与前置放大器208之间的阻抗匹配网络。阻抗逆变器电路206被配置为将RF线圈202的线圈阻抗变换成前置放大器208的最佳源阻抗。阻抗逆变器电路206可包括阻抗匹配网络和输入平衡-不平衡变换器。前置放大器208从对应RF线圈202接收MR信号，并且放大所接收到的MR信号。在一个示例中，前置放大器可具有被配置为适应相对较高的阻塞或源阻抗的低输入阻抗。下面将结合图3和图4更详细地解释有关RF线圈和相关联的耦合电子器件部分的更多细节。耦合电子器件部分203可封装在尺寸为大约2cm2或更小的极小PCB中。可使用保形涂层或封装树脂来保护PCB。
线圈接口电缆212(诸如RF线圈阵列接口电缆)可用于在RF线圈与处理系统的其他方面之间传输信号，例如以便控制RF线圈和/或从RF线圈接收信息。RF线圈阵列接口电缆可设置在MRI装置(诸如图1的MRI装置10)的孔或成像空间内，并且经受MRI装置产生和使用的电磁场。在MRI系统中，线圈接口电缆(诸如线圈接口电缆212)可支持发射器驱动的共模电流，继而可产生场畸变和/或不可预测的部件加热。通常，使用平衡-不平衡变换器来阻塞共模电流。平衡-不平衡变换器或共模陷波器提供高共模阻抗，继而减少了发射器驱动的电流的效应。
因此，线圈接口电缆212可包括一个或多个平衡-不平衡变换器。在传统线圈接口电缆中，平衡-不平衡变换器以相对较高的密度定位，因为如果平衡-不平衡变换器密度太低或如果平衡-不平衡变换器定位在不适当的位置，则可形成高耗散/电压。然而，该密集布置可不利地影响柔性、成本和性能。因此，线圈接口电缆中的所述一个或多个平衡-不平衡变换器可为连续平衡-不平衡变换器以确保没有高电流或驻波，而不依赖于定位。连续平衡-不平衡变换器可为分布式、颤振和/或蝶形平衡-不平衡变换器。下面将结合图10、图11和图12给出有关线圈接口电缆和平衡-不平衡变换器的更多细节。
图3是根据一个实施方案的具有所形成的分段导体的RF线圈301的示意图。RF线圈301是图2的RF线圈202的非限制性示例，因此包括RF线圈202的环部分201和耦合电子器件部分203。当由数据获取单元124(图1所示)驱动时，耦合电子器件部分允许RF线圈发射和/或接收RF信号。在所示实施方案中，RF线圈301包括第一导体300和第二导体302。第一导体300和第二导体302可被分段，使得这些导体形成开路(例如，形成单极)。导体300、302的各段可具有不同长度，如下所讨论。可改变第一导体300和第二导体302的长度以实现选择分布式电容，并因此实现选择共振频率。
第一导体300包括第一段304和第二段306。第一段304包括终止于耦合电子器件部分203的接口处的从动端312，这将在下面更详细描述。第一段304还包括与参考地面分离的浮动端314，从而保持浮动状态。第二段306包括终止于耦合电子器件部分的接口处的从动端316以及与参考地面分离的浮动端318。
第二导体302包括第一段308和第二段310。第一段308包括接口处的从动端320。第一段308还包括与参考地面分离的浮动端322，从而保持浮动状态。第二段310包括接口处的从动端324以及与参考地面分离的浮动端326。从动端324可终止于接口处，使得端324仅通过分布式电容耦合到第一导体。这些导体之间的环周围示出的电容器表示这些线导体之间的电容。
第一导体300表现出基于第一段304和第二段306的长度而增大的分布式电容。第二导体302表现出基于第一段308和第二段310的长度而增大的分布式电容。第一段304、308可具有与第二段306、310不同的长度。第一段304、308与第二段306、310之间的长度的相对差值可用于产生在所需中心频率下具有共振频率的有效LC电路。例如，通过相对于第二段306、310的长度来改变第一段304、308的长度，可改变集成分布式电容。
在所示实施方案中，第一线导体300和第二线导体302被成形为终止于接口处的环部分。但在其他实施方案中，其他形状是可能的。例如，环部分可为多边形，其被成形为符合表面(例如，外壳)的轮廓等等。环部分限定沿着第一导体和第二导体的导电路径。第一导体和第二导体沿着导电路径的整个长度没有任何分立或集总电容或电感元件。环部分还可包括绞合或实心导体线的线规有所变化的环、第一导体300和第二导体302的长度有所变化的变化直径的环、和/或第一导体和第二导体之间的间距有所变化的环。例如，第一导体和第二导体中的每一者在沿着导电路径的各个位置处可没有切口或间隙(没有分段导体)或者具有一个或多个切口或间隙(分段导体)。
如本文所用，分布式电容(DCAP)表示导体之间表现出的电容，其沿着导体的长度均匀且一致地增大并且没有分立或集总电容部件以及分立或集总电感部件。在本文的示例中，电容可沿着第一导体300和第二导体302的长度以一致的方式增大。
介电材料303封装并隔开第一导体300和第二导体302。可选择性地选取介电材料303以实现选择分布电容。介电材料303可基于所需的介电常数∈以改变环部分的有效电容。例如，介电材料303可为空气、橡胶、塑料或任何其他介电材料。在一个示例中，介电材料可为聚四氟乙烯(pTFE)。例如，介电材料303可为围绕第一导体300和第二导体302的平行导电元件的绝缘材料。另选地，第一导体300和第二导体302可扭绞在彼此之上以形成双绞线电缆。作为另一个示例，介电材料303可为塑性材料。第一导体300和第二导体302可形成同轴结构，其中塑料介电材料303分隔第一导体和第二导体。作为另一个示例，第一导体和第二导体可被配置为平面条形。
耦合电子器件部分203可操作地且通信地耦合到RF驱动器单元22、数据获取单元24、控制器单元25和/或数据处理单元31，以允许RF线圈102发射和/或接收RF信号。在所示实施方案中，耦合电子器件部分203包括被配置为发射和接收RF信号的信号接口358。信号接口358可经由电缆发射和接收RF信号。该电缆可为具有中心导体、内部屏蔽层和外部屏蔽层的3-导体三同轴电缆。中心导体连接到RF信号和前置放大器控件(RF)，内部屏蔽层接地(GND)，并且外部屏蔽层连接到多控件偏置器(二极管去耦控件)(MC_BIAS)。可在与RF信号相同的导体上承载10V电源连接。
如上文结合图2所解释，耦合电子器件部分203包括去耦电路、阻抗逆变器电路和前置放大器。如图3所示，去耦电路包括去耦二极管360。去耦二极管360可提供有来自MC_BIAS的电压，例如以便接通去耦二极管360。例如，当接通时，去耦二极管360使导体300与导体302短接，因此在发射操作期间使线圈偏共振，从而使线圈去耦。
阻抗逆变器电路包括多个电感器，包括第一电感器370a、第二电感器370b和第三电感器370c；多个电容器，包括第一电容器372a、第二电容器372b、第三电容器372c和第四电容器372d；以及二极管374。阻抗逆变器电路包括匹配电路和输入平衡-不平衡变换器。如图所示，输入平衡-不平衡变换器是包括第一电感器370a、第二电感器370b、第一电容器372a和第二电容器372b的点阵平衡-不平衡变换器。在一个示例中，二极管374限制电流的方向以阻止RF接收信号进行到去耦偏置分支(MC_BIAS)。
前置放大器362可以是由阻抗匹配电路用于高源阻抗优化的低输入阻抗前置放大器。前置放大器可具有低噪声反射系数γ和低噪声电阻Rn。在一个示例中，除了低噪声指数之外，前置放大器还可具有基本上等于0.0的源反射系数γ以及基本上等于0.0的归一化噪声电阻Rn。然而，还可以想到基本上等于或小于0.1的γ值以及基本上等于或小于0.2的Rn值。在前置放大器具有适当的γ和Rn值的情况下，前置放大器为RF线圈301提供阻塞阻抗，同时还在史密斯圆图的背景中提供大噪声圆。因此，RF线圈301中的电流被最小化，前置放大器与RF线圈301输出阻抗有效地噪声匹配。由于具有大噪声圆，前置放大器在多种RF线圈阻抗内产生有效SNR，同时产生对RF线圈301的高阻塞阻抗。
在一些示例中，前置放大器362可包括阻抗交换器，该阻抗交换器包括电容器和电感器。该阻抗交换器可被配置为改变前置放大器的阻抗以有效地抵消前置放大器的电抗，诸如寄生电容效应所引起的电容。寄生电容效应可由例如前置放大器的PCB布局或前置放大器的门引起。此外，这种电抗通常可随频率增加而增加。然而，有利的是，将前置放大器的阻抗交换器配置为抵消或至少最小化电抗可以保持对RF线圈301的高阻抗(即，阻塞阻抗)和有效SNR，而对前置放大器的噪声指数没有实质性影响。上述点阵平衡-不平衡变换器可为阻抗交换器的非限制性示例。
在示例中，本文所述的前置放大器可为低输入前置放大器。例如，在一些实施方案中，前置放大器的“相对较低的”输入阻抗在共振频率下小于大约5欧姆。RF线圈301的线圈阻抗可具有任何值，这可取决于线圈加感、线圈尺寸、场强等等。RF线圈301的线圈阻抗的示例包括但不限于在1.5T磁场强度下介于大约2欧姆与大约10欧姆之间等等。阻抗逆变器电路被配置为将RF线圈301的线圈阻抗变换成相对较高的源阻抗。例如，在一些实施方案中，“相对较高的”源阻抗为至少大约100欧姆并且可大于150欧姆。
阻抗交换器还可向RF线圈301提供阻塞阻抗。RF线圈301的线圈阻抗变换为相对较高的源阻抗可使阻抗交换器能够向RF线圈301提供更高的阻塞阻抗。此类较高的阻塞阻抗的示例性值包括例如至少500欧姆以及至少1000欧姆的阻塞阻抗。
图4是根据另一个实施方案的RF线圈401和耦合电子器件部分203的示意图。图4的RF线圈是图2的RF线圈和耦合电子器件的非限制性示例，因此包括环部分201和耦合电子器件部分203。当由数据获取单元124(图1所示)驱动时，耦合电子器件允许RF线圈发射和/或接收RF信号。RF线圈401包括与第二导体402平行的第一导体400。第一导体400和第二导体402中的至少一者是细长且连续的。
在所示实施方案中，第一导体400和第二导体402被成形为终止于接口处的环部分。但在其他实施方案中，其他形状是可能的。例如，环部分可为多边形，其被成形为符合表面(例如，外壳)的轮廓等等。环部分限定沿着第一导体400和第二导体402的导电路径。第一导体400和第二导体402沿着导电路径的整个长度没有任何分立或集总电容或电感部件。第一导体400和第二导体402沿着环部分的整个长度是不间断且连续的。环部分还可包括绞合或实心导体线的线规有所变化的环、第一导体400和第二导体402的长度有所变化的变化直径的环、和/或第一导体和第二导体之间的间距有所变化的环。例如，第一导体和第二导体中的每一者在沿着导电路径的各个位置处可没有切口或间隙(没有分段导体)或者具有一个或多个切口或间隙(分段导体)。
第一导体400和第二导体402沿着环部分的长度(例如，沿着第一导体400和第二导体402的长度)具有分布式电容。第一导体400和第二导体402沿着环部分的整个长度表现出基本上相等且均匀的电容。如本文所用，分布式电容(DCAP)表示导体之间表现出的电容，其沿着导体的长度均匀且一致地增大并且没有分立或集总电容部件以及分立或集总电感部件。在本文的示例中，电容可沿着第一导体400和第二导体402的长度以一致的方式增大。第一导体400和第二导体402中的至少一者是细长且连续的。在所示实施方案中，第一导体400和第二导体402两者均是细长且连续的。但在其他实施方案中，第一导体400或第二导体402中的仅一者可为细长且连续的。第一导体400和第二导体402形成连续分布式电容器。电容沿着导体400、402的长度以基本上恒定的速率增大。在所示实施方案中，第一导体400和第二导体402形成细长的连续导体，其沿着第一导体400和第二导体402的长度表现出DCAP。第一导体400和第二导体402沿着第一导体400和第二导体402的终止端之间的连续导体的整个长度没有任何分立电容和电感部件。例如，第一导体400和第二导体402沿着环部分的长度不包括任何分立电容器，也不包括任何电感器。
介电材料403分隔第一导体400和第二导体402。可选择性地选取介电材料403以实现选择分布电容。介电材料403可基于所需的介电常数∈以改变环部分的有效电容。例如，介电材料403可为空气、橡胶、塑料或任何其他介电材料。在一个示例中，介电材料可为聚四氟乙烯(pTFE)。例如，介电材料403可为围绕第一导体400和第二导体402的平行导电元件的绝缘材料。另选地，第一导体400和第二导体402可扭绞在彼此之上以形成双绞线电缆。作为另一个示例，介电材料403可为塑性材料。第一导体400和第二导体402可形成同轴结构，其中塑料介电材料403分隔第一导体400和第二导体402。作为另一个示例，第一导体400和第二导体402可被配置为平面条形。
第一导体400包括终止于接口处的第一终止端412和第二终止端416。第一终止端412耦合到耦合电子器件部分203。第一终止端412在本文中也可称为“驱动端”。第二终止端416在本文中也称为“第二驱动端”。
第二导体402包括终止于接口处的第一终止端420和第二终止端424。第一终止端420耦合到耦合电子器件部分203。第一终止端420在本文中也可称为“驱动端”。第二终止端424在本文中也称为“第二驱动端”。
RF线圈401的环部分201耦合到耦合电子器件部分203。耦合电子器件部分203可为上文结合图2和图3所述的相同耦合电子器件，从而为类似的部件给以类似的附图标记并且省却了进一步的描述。
通过图3和图4可以认识到，包括RF线圈的环部分的两个平行导体可各自为连续导体(如图4所示)，或这些导体中的一者或两者可为非连续的(如图3所示)。例如，图3所示的两个导体可包括切口，因此每个导体由两段构成。可用介电材料填充导体段之间的所得空间，该介电材料封装并围绕这些导体。这两个切口可定位在不同位置，例如，一个切口处于135°并且另一个切口处于225°(相对于环部分与耦合电子器件对接的地方)。由于包括不连续导体，可相对于包括连续导体的线圈来调节线圈的共振频率。在一个示例中，RF线圈包括由介电质封装并隔开的两个连续平行导体，共振频率可为较小的第一共振频率。相反，如果该RF线圈包括一个不连续导体(例如，在导体之一被切割并用介电材料填充的情况下)和一个连续导体，若所有其他参数(例如，导体线规、环直径、导体之间的间距、介电材料)相同，则RF线圈的共振频率可为较大的第二共振频率。这样，可调节环部分的参数(包括导体线规、环直径、导体之间的间距、介电材料选择和/或厚度、以及导体段数和长度)以将RF线圈调谐到所需的共振频率。
图5示出了示例性RF线圈的分布式电容环部分500的剖视图。通过图5可以认识到，环部分500包括由介电材料503围绕并封装在该介电材料中的第一线导体502和第二线导体504。每个线导体可具有合适的横截面形状，本文中为圆形横截面形状。然而，线导体的其他横截面形状是可能的，诸如椭圆形、圆柱形、矩形、三角形、六边形等。线导体可被隔开合适的距离，并且可选择隔开导体的距离以及线导体的直径以实现所需的电容。此外，第一线导体502和第二线导体504中的每一者可为七导体绞线(例如，由七根绞线构成)，但也可使用实心导体代替绞线。至少在一些示例中，绞线可提供比实心导体更大的柔性。
可利用上文结合图2至图5给出的RF线圈以便在MR成像会话期间接收MR信号。因此，图2至图5的RF线圈可为图1的RF线圈单元14的非限制性示例，并且可被配置为耦合到MRI系统的下游部件，诸如处理系统。图2至图5的RF线圈可存在于具有各种构型的RF线圈阵列中。下面更详细描述的图6至图9示出了前部RF线圈阵列的各种实施方案，该前部RF线圈阵列可包括上文结合图2至图5所述的RF线圈中的一者或多者。前部RF线圈阵列可为高密度(涉及线圈元件的数量)前部阵列或高清晰度(涉及图像分辨率)前部阵列(HDAA)。
图6示出了根据本公开的实施方案的后部RF线圈阵列。图6包括在正常患者正在被成像时后部RF线圈阵列的第一示意图600。第一示意图600包括容纳在可变形材料封闭件604内的后部RF线圈阵列602。RF线圈阵列602包括两层：顶部软层(RF线圈阵列602)和底部硬层(MRI系统表接口606)。顶部软层包括容纳在可变形材料的软嵌段中的RF线圈阵列，其尺寸被设计成覆盖表面上的整个上部身体，其中柔性RF线圈阵列在内部尽可能靠近顶部表面布置。可变形材料封闭件604的可变形材料可包括泡沫、记忆泡沫、膨胀泡沫、聚氨酯泡沫、凝胶诸如水凝胶、水单元(类似于水床)、或其他合适的可变形材料。当患者躺在RF线圈阵列/可变形材料封闭件上时，患者将陷入可变形材料中，诸如记忆泡沫床垫，并且RF线圈阵列可适形于患者的独特形状，因此可正对着患者的身体。
RF线圈阵列和MRI系统表接口通过有线(连接器)或无线(电感耦合)方法，确保RF线圈阵列和MRI系统之间的连接。RF线圈阵列的RF线圈环可包括用于RF线圈阵列的每个RF线圈环的耦合电子器件，例如去耦电路、阻抗匹配、和前置放大器、以及平衡-不平衡转换器或其他共模陷波器。耦合电子器件可以是耦合到RF线圈环的微型化PCB的形式。线圈接口电缆从每个耦合电子器件PCB延伸到接口连接器和MRI系统表接口，并且可包括与结合图10-图12所述的那些类似的平衡-不平衡变换器或共模陷波器。
设计的优点包括通过线圈阵列与身体的改善接近度而改善的图像质量，适应变化以及病理解剖结构，使颈椎成像，患者舒适度的改善，技术人员的易用性。
因此，如上所解释，当患者躺在RF线圈阵列上时，可变形材料(在一个示例中，其可以是床垫的形式)由于患者的重量而变形，并且适形于患者的解剖结构，而不管解剖结构的独特拓扑或尺寸。可变形材料内的柔性RF线圈环与可变形材料一起变形，从而保持RF线圈环相对靠近并且垂直于患者的身体，这有助于获得较优的图像质量。
图6还包括在患有脊柱后凸的患者正在被成像时后部RF线圈阵列的第二示意图610。第二示意图610包括容纳在可变形材料封闭件614内的后部RF线圈阵列612。RF线圈阵列612包括两层：顶部软层(RF线圈阵列612)和底部硬层(MRI系统表接口616)。本公开的后部RF线圈阵列适形于病理解剖结构，诸如脊柱后凸、脊柱前凸和脊柱侧凸，从而在这些情况下改善成像质量，如图6的示意图610所示，其示出了患者解剖结构的高曲率区域仍然保持与RF线圈阵列的紧密接触。本公开的后部RF线圈阵列还适形于颈椎，其是现有系统通常不能很好地适应的区域，但在创伤情况下具有高度重要性。与刚性线圈设计不同，后部RF线圈阵列可沿着RF线圈阵列的整个长度提供改善的图像质量，因为RF线圈靠近患者的身体。此外，由可变形材料提供的振动和运动的衰减可帮助改善图像质量。更进一步，可变形床垫状RF线圈阵列可改善患者舒适度并允许适应多种患者体型和形状以实现最大的多功能性。如图6所示，可变形材料的贴合床垫减轻了患者身体组织在MR台上展开的效果，从而在其自然状态下提供了处于静止的解剖结构的更好图像。RF线圈阵列配置的简单性使阵列模块化以适应新的和现有的技术，诸如无线缆，以及与系统线圈和其他体线圈共存。本公开的后部RF线圈阵列还可改善技术人员的易用性，即，技术人员可将线圈放置在台上并且简单地指导患者躺在其上。
图7示出了可被实现为适形后部RF线圈阵列的示例性RF线圈阵列700。所示的RF线圈阵列700包括十二行RF线圈，每行包括五个RF线圈，以用于60个通道后部RF线圈阵列。每个RF线圈包括RF线圈环701，其中耦合电子器件PCB 702耦合到每个RF线圈环701。RF线圈环701被布置为使得耦合电子器件PCB 702全部朝向RF线圈阵列的中心取向，使得从每个耦合电子器件PCB 702延伸的线圈接口电缆704向下朝向阵列中心延伸。存在从每个耦合电子器件PCB延伸的线圈接口电缆704。这些线圈接口电缆中的每个捆扎在一起以形成至少两个电缆组件710、720，在线圈接口电缆和至少两个电缆组件上包括平衡-不平衡变换器715、725。电缆组件在后部RF线圈阵列的一端处连接到两个接口连接器730、740以与至少两个RF线圈阵列接口电缆(未示出)对接。
图7示出示例性适形后部RF线圈阵列700，包括嵌入在可变形材料750的凹槽内的60个RF线圈701，该可变形材料诸如为泡沫、记忆泡沫、膨胀泡沫、聚氨酯泡沫、凝胶诸如水凝胶、水单元(类似于水床)、或其他合适的可变形材料。该阵列的每个RF线圈是上文结合图2至图5所述的RF线圈环的非限制性示例，并且因此包括集成电容器线圈环701以及直接耦合到线圈环的耦合电子器件单元702。在一些示例中，阵列的线圈接口电缆704和/或电缆组件710、720可包括在其整个长度上连续/邻接的平衡-不平衡变换器，以消除圆柱形集总平衡-不平衡变换器。因此，即使当嵌入在可变形材料的凹槽内时，每个RF线圈也在多个维度保持柔性。
因此，RF线圈阵列700包括十二行五个RF线圈，包括第一行、第二行、第三行、第四行、第五行、第六行、第七行、第八行、第九行、第十行、第十一行和第十二行。每行包括五个RF线圈和相关联的耦合电子器件PCB。下面将更详细描述第一行的RF线圈和耦合电子器件布置，但应当理解，每个另一行包括类似的构型，从而省却了对每一行的额外描述。
第一行包括五个RF线圈，并且每个RF线圈包括由分布式电容平行线导体构成的环部分以及耦合电子器件单元，该耦合电子器件单元呈支撑去耦电路、阻抗匹配电路和前置放大器的微型化PCB的形式。每个RF线圈环和耦合电子器件单元可为上文结合图2和图3所述的环部分和耦合电子器件部分的非限制性示例。
因此，第一RF线圈701的环部分耦合到第一耦合电子器件单元702，第二RF线圈的环部分耦合到第二耦合电子器件单元，第三RF线圈的环部分耦合到第三耦合电子器件单元，第四RF线圈的环部分耦合到第四耦合电子器件单元，并且第五RF线圈的环部分耦合到第五耦合电子器件单元。
每个耦合电子器件单元可以以一定方式耦合到其相应RF线圈环，使得每个耦合电子器件单元朝向RF线圈阵列700的中心取向。例如，第一耦合电子器件单元和第二耦合电子器件单元可各自耦合到相应RF线圈环的右侧，第四耦合电子器件单元和第五耦合电子器件单元可各自耦合到相应RF线圈环的左侧，并且第三耦合电子器件单元可耦合到其RF线圈环的底侧。
通过使每个耦合电子器件单元朝向阵列中心取向，可简化从每个耦合电子器件单元到电缆组件710、720并且最终到RF线圈阵列接口电缆(未示出)的线圈接口电缆。如图7所示，每个耦合电子器件单元702包括线圈接口电缆704，该线圈接口电缆从其延伸到电缆组件710或720，并且延伸到至少两个接口连接器730、740。从第一行至第六行的每个线圈接口电缆接合到电缆组件710和接口连接器730中。从第七行至第十二行的每个线圈接口电缆接合到电缆组件720和接口连接器740中。
多个平衡-不平衡变换器715、725可沿着线圈接口电缆704和电缆组件710、720分布。例如，并非包括集总平衡-不平衡变换器，而是每个线圈接口电缆(或电缆组件)可装入到邻接/连续分布式或颤振平衡-不平衡变换器中，诸如结合图10至图12所述的那些。
线圈接口电缆可包括一个或多个平衡-不平衡变换器。在传统线圈接口电缆中，平衡-不平衡变换器以相对较高的密度定位，因为如果平衡-不平衡变换器密度太低或如果平衡-不平衡变换器定位在不适当的位置，则可形成高耗散/电压。然而，该密集布置可不利地影响柔性、成本和性能。因此，线圈接口电缆中的一个或多个平衡-不平衡变换器可为连续平衡-不平衡变换器以确保没有高电流或驻波，而不依赖于定位。连续平衡-不平衡变换器可为分布式、颤振和/或蝶形平衡-不平衡变换器。下面将结合图10至图12给出有关线圈接口电缆和平衡-不平衡变换器的更多细节。
图8示出了示例性后部RF线圈阵列800的分解图，该后部RF线圈阵列包括一起在相同可变形外壳中的RF线圈的环部分以及耦合电子器件。后部RF线圈阵列包括线圈阵列802，在本文中包括60个RF线圈，每个RF线圈具有微型化电子器件PCB，如上文结合图2-图4所述。RF线圈阵列的每个线圈通过缝合或其他附接机构耦合到柔性织物材料804的区段，或者嵌入到泡沫材料中形成的凹槽中。将线圈阵列和附接的材料夹置在中间的是包括材料的第一区段806和第二区段808的内部封闭件。内部封闭件的材料可为提供填充、间距和/或阻燃特性的或其他合适的材料。包括材料的第一区段810和第二区段812的外部封闭件将线圈阵列、附接的材料和内部封闭件夹置在中间。外部封闭件的第一区段810的材料可由可清洁的生物相容性材料构成，从而能够在临床环境中使用RF线圈阵列。外部封闭件的材料的第二区段812可由可变形材料(诸如记忆泡沫)构成。以这种方式，RF线圈可被定位在可变形的床垫状支撑件的顶部表面上。RF线圈可根据需要挠曲和变形以适应患者解剖结构。在另一个实施方案中，材料的第一区段806和第二区段808可从后部RF线圈阵列消除，使得柔性织物材料804的区段被夹置在填充或可变形材料的第一区段810和第二区段812之间。在又一个实施方案中，线圈阵列802可被嵌入填充或可变形材料内，诸如记忆泡沫。示于图8中的线圈阵列可被放置在MR台上，集成在MR台内，如上所述，以便执行MR成像。
图9示出后部RF线圈阵列900的另一个实施方案的剖视图。后部RF线圈阵列900包括第一外层910。外层910可由一片或多片柔性织物材料构成，诸如材料。外层910可具有第一厚度915。在一个示例中，第一厚度915可以是1.5cm或更小。后部RF线圈阵列900包括第二内层920。内层920可由可压缩材料诸如记忆泡沫构成，并且可具有第二厚度925。在一个示例中，第二厚度925可大于第一厚度915，并且可以是5cm。
内层920可具有多个环形凹槽，其各自被配置为容纳RF线圈。如图9所示，内层920包括第一环形凹槽950。第一环形凹槽950容纳第一RF线圈952。例如，第一环形凹槽950可以是形成在内层920中的切口、凹口或凹槽，其尺寸被设计成配合第一RF线圈952。当第一RF线圈952定位在第一环形凹槽950中时，构成内层920的材料可围绕第一RF线圈952的环部分，其中第一RF线圈952的环部分嵌入第二内层中。对于后部RF线圈阵列900的每个RF线圈存在类似的配置。因此，内层920包括第二环形凹槽955(容纳第二RF线圈957)、第三环形凹槽960(容纳第三RF线圈962)、第四环形凹槽965(容纳第四RF线圈967)和第五环形凹槽970(容纳第五RF线圈972)。虽然图9中未示出，但多个矩形凹槽可存在于内层920中，其各自邻近相应环形凹槽。矩形凹槽可容纳每个RF线圈的耦合电子器件部分。
每个环形凹槽(以及因此每个RF线圈)可存在于内层920的顶部部分处，并且因此每个RF线圈的顶部表面可以不被构成内层920的材料覆盖。然而，外层910可覆盖每个RF线圈的顶部表面。外层910和内层920中的每个可以是可压缩的，从而允许RF线圈嵌入其中，以适形于定位在后部RF线圈阵列上的受检者的形状。
虽然图9相对于后部RF线圈阵列描述，但本文所述的其他RF线圈阵列可具有类似的配置。因此，本文所述的每个RF线圈阵列可包括嵌入可变形材料的内层中并且覆盖有可压缩材料的外层的多个RF线圈。然而，在一些示例中，上述RF线圈可以不嵌入可压缩材料中，如结合图9所述，但是可替代地将其缝合或以其他方式耦合到柔性材料(诸如)的一个或多个层或耦合在该一个或多个层之间。
可以使用所公开的RF线圈阵列的一个示例性临床环境是后部RF线圈阵列。传统的后部阵列可以是刚性的，因为阵列定位在刚性MR台的表面下方，这意味着它们可能远离患者的独特解剖结构的相关区域。
对于患有脊柱畸形的患者，诸如脊柱后凸、脊柱前凸过度、脊柱侧凸等，当脊柱进一步远离台和RF线圈阵列的表面弯曲时，问题被夸大，并且在长时间成像期间硬表面可能导致患者不适。
因此，本文所述的RF线圈可以结合到后部RF线圈阵列中，该后部RF线圈阵列容纳在可变形且柔性的材料中，从而使RF线圈环更靠近受检者解剖结构。在这样做时，可以在改善患者舒适度的同时解决广泛变化的患者解剖结构以及将覆盖度扩展到颈椎的问题。
可以以任何合适的方式制造RF线圈或RF线圈阵列中所用的导体线和线圈环以获得适用于所需RF线圈应用的所需共振频率。所需的导体线规(诸如28或30美国线规(AWG)或任何其他所需的线规)可与相同线规的平行导体线配对，并且使用挤压工艺或三维(3D)打印或增材制造工艺以介电材料封装。该制造工艺可为环境友好的，浪费少且成本低。
因此，本文所述的RF线圈包括双引线导体线环，该双引线导体线环封装在pTFE介电质中，在这两个平行导体线的至少一者中可没有切口或具有至少一个切口；以及耦合到每个线圈环的微型化耦合电子器件PCB(例如，尺寸大约为2cm2或更小的极小耦合电子器件PCB)。可使用保形涂层或封装树脂来保护PCB。这样，消除了传统部件并且电容“内置于”集成电容器(INCA)线圈环。减少或消除了线圈元件之间的相互作用。通过改变所使用的导体线的线规、导体线之间的间距、环直径、环形状以及导体线中的切口数量和布置，线圈环可适应宽范围的MR操作频率。
本文所述和所示的RF线圈环在PET/MR应用中是透明的，从而有助于剂量管理和信噪比(SNR)。微型化电子器件PCB包括去耦电路、具有阻抗匹配电路和输入平衡-不平衡变换器的阻抗逆变器电路、以及前置放大器。前置放大器在线圈阵列应用中为最低噪声、稳健性和透明性设定了新标准。前置放大器提供了主动噪声消除以减少电流噪声，增加线性，并且改善对变化线圈加感条件的容忍度。另外，如下文更详细解释，可提供具有平衡-不平衡变换器的电缆线束以便将微型化电子馈通PCB中的每一者耦合到与MRI系统对接的RF线圈阵列连接器。
本文所述的RF线圈特别轻质，并且每个线圈元件的重量可小于10克，而与通用电气公司(General Electric Company)的Geometry Embracing Method(GEM)套件的柔性射频线圈阵列相比，每个线圈元件重45克。例如，根据本公开的30通道RF线圈阵列的重量可小于0.5kg。本文所述的RF线圈特别有柔性且耐用，因为该线圈极其简单，只有极少刚性部件，并且允许浮动重叠。本文所述的RF线圈具有特别低的成本，例如与当前技术相比成本降低十倍以上。例如，30通道RF线圈阵列可由不到$50的部件和材料构成。本文所述的RF线圈并不排除当前封装或新兴技术并且可在不需要封装或附接到线圈架的RF线圈阵列中实现，或者在作为柔性RF线圈阵列附接到柔性线圈架或作为刚性RF线圈阵列附接到刚性线圈架的RF线圈阵列中实现。
RF线圈阵列可由织物支撑并且容纳在另一个柔性材料封闭件中，但RF线圈阵列在多个维度保持柔性并且RF线圈彼此可不固定地连接。在一些示例中，RF线圈能够相对于彼此可滑动地移动，使得RF线圈之间的变化的重叠量可接受。
如此前所提及，本公开的RF线圈阵列可耦合到包括邻接、分布式平衡-不平衡变换器或共模陷波器的RF线圈阵列接口电缆，以便使高电流或驻波最小化，而不依赖于定位。RF线圈阵列接口电缆的高应力区可由若干平衡-不平衡变换器提供服务。另外，可通过公共导体来分担热负荷。RF线圈阵列接口电缆的中心路径和返环径的电感未因互感而实质性地增强，因此在几何形状变化的情况下保持稳定。电容是分布式的并且未因几何形状变化而实质性地改变。共振器尺寸在理想情况下是极小的，但在实践中可因阻塞要求、电场和磁场强度、局部畸变、热应力和电压应力等而受到限制。
图10示出了根据各种实施方案形成的连续共模陷波器组件1000的方框示意图。共模陷波器组件1000可被配置为传输电缆1001，该传输电缆被配置用于在MRI系统的处理系统1050与RF线圈阵列1060之间传输信号。传输电缆1001是图2的RF线圈阵列接口电缆212的非限制性示例，处理系统1050是图2的控制器单元210的非限制性示例，并且RF线圈阵列1060是图2的多个RF线圈202和耦合电子器件203的非限制性示例。
在所示实施方案中，传输电缆1001(或RF线圈阵列接口电缆)包括中心导体1010和多个共模陷波器1012、1014、1016。可以注意到，虽然共模陷波器1012、1014和1016被描绘为不同于中心导体1010，但在一些实施方案中，共模陷波器1012、1014、1016可与中心导体1010一体地形成或形成为该中心导体的一部分。
中心导体1010在所示实施方案中具有长度1004，并且被配置为在MRI系统的RF线圈阵列1060与至少一个处理器(例如，处理系统1050)之间传输信号。中心导体1010可包括例如带状导体、线导体、平面条形导体或同轴电缆导体中的一者或多者。所描绘的中心导体1010的长度1004从中心导体1010的第一端(其耦合到处理系统1050)延伸到中心导体1010的第二端(其耦合到RF线圈阵列1060)。在一些实施方案中，中心导体可穿过共模陷波器1012、1014、1016的中心开口。
从图10中可以看出，所描绘的共模陷波器1012、1014、1016(其可被理解为共同形成共模陷波器单元1018)沿着中心导体1010的长度1004的至少一部分延伸。在所示实施方案中，共模陷波器1012、1014、1016不沿着整个长度1004延伸。然而，在其他实施方案中，共模陷波器1012、1014、1016可沿着整个长度1004或基本上沿着整个长度1004(例如，除了被配置为耦合到例如处理器或RF线圈阵列的末端处的部分之外，沿着整个长度1004)延伸。共模陷波器1012、1014、1016邻接地设置。从图10中可以看出，共模陷波器1012、1014、1016中的每一者与共模陷波器1012、1014、1016中的至少另一者邻接地设置。如本文所用，邻接可被理解为包括彼此紧挨或接触的部件或方面。例如，邻接部件可彼此毗邻。可以注意到，在实践中，在一些实施方案中邻接部件之间有较小或非实质性的间隙。在一些实施方案中，非实质性的间隙(或导体长度)可被理解为小于自由空间中的发射频率的1/40波长。在一些实施方案中，非实质性的间隙(或导体长度)可被理解为两厘米或更小。例如，邻接共模陷波器之间没有(或具有非实质性)居间间隙或导体，这可易于从磁场感应出电流，而无需共模陷波器提供的抑制。
例如，如图10所描绘，共模陷波器1012与共模陷波器1014邻接，共模陷波器1014与共模陷波器1012和共模陷波器1016邻接(并且插置在共模陷波器1012与共模陷波器1016之间)，并且共模陷波器1016与共模陷波器1014邻接。共模陷波器1012、1014、1016中的每一者被配置为向MRI系统的接收发射器驱动的电流提供阻抗。共模陷波器1012、1014、1016在各种实施方案中提供高共模阻抗。每个共模陷波器1012、1014、1016例如可包括共振电路和/或一个或多个共振部件以在所需频率处或附近或者在目标频率范围内提供所需阻抗。可以注意到，共模陷波器1012、1014、1016和/或共模陷波器单元1018也可被本领域技术人员称为扼流圈或平衡-不平衡变换器。
与具有其间有空间的分隔分立共模陷波器的系统截然不同，各种实施方案(例如，共模陷波器组件1000)具有共模陷波器连续地和/或邻接地延伸的一部分，因此沿着该部分没有未提供共模陷波器的位置。因此，可使选择或实现共模陷波器的特定布置位置的难度降低或消除，因为所有感兴趣位置可包括在连续和/或邻接共模陷波器内。在各种实施方案中，连续陷波器部分(例如，共模陷波器单元1018)可沿着传输电缆的长度或其一部分延伸。连续模式陷波器部分可由邻接地接合的单独共模陷波器或陷波器区段(例如，共模陷波器1012、1014、1016)形成。此外，邻接共模陷波器在各种实施方案中可用于以下至少一种情况：降低与线圈元件的相互作用，在较大面积内散发热量(例如，以防止热点)，或帮助确保阻塞位于所需或所要求的位置。此外，邻接共模陷波器在各种实施方案中可用于帮助在较大面积内分配电压。另外，连续和/或邻接共模陷波器在各种实施方案中提供柔性。例如，在一些实施方案中，共模陷波器可使用导体的连续长度(例如，包裹在中心导体周围的外部导体)来形成，或以其他方式组织为一体形成的邻接区段。在各种实施方案中，邻接和/或连续共模陷波器(例如，以圆柱体的形式形成)的使用提供了这样的柔性范围，在该柔性范围内，该组件的挠曲不会实质性地改变该结构的共振频率或者该组件在挠曲时保持接通频率。
可以注意到，单独的共模陷波器或区段(例如，共模陷波器1012、1014、1016)在各种实施方案中可彼此大致类似地构造或形成(例如，每个陷波器可为渐缩缠绕线圈的长度的区段)，但每个单独的陷波器或区段可以以与其他陷波器或区段略微不同的方式配置。例如，在一些实施方案中，独立地调谐每个共模陷波器1012、1014、1016。因此，每个共模陷波器1012、1014、1016的共振频率可不同于相同共模陷波器组件1000的其他共模陷波器。
另选地或除此之外，可调谐每个共模陷波器以具有MRI系统的操作频率附近的共振频率。如本文所用，当共振频率限定或对应于包括操作频率的频带时，或者当共振频率足够接近操作频率以提供接通频率阻塞或提供操作频率下的阻塞阻抗时，共模陷波器可被理解为具有操作频率附近的共振频率。
进一步除此之外或另选地，可调谐每个共模陷波器以具有低于MRI系统的操作频率的共振频率(或可调谐每个共模陷波器以具有高于MRI系统的操作频率的共振频率)。在每个陷波器具有低于操作频率的频率的情况下(或另选地，在每个陷波器具有高于操作频率的频率的情况下)，可消除或降低这些陷波器中的任何一者彼此抵消(例如，由于一个陷波器具有高于操作频率的频率，而另一个陷波器具有低于操作频率的频率)的风险。作为另一个示例，可将每个共模陷波器调谐到特定频带以提供宽带共模陷波器组件。
在各种实施方案中，共模陷波器可具有二维(2D)或三维(3D)蝶形构型以抵消磁场耦合和/或局部畸变。
图11是根据本公开的一个实施方案的包括多个连续和/或邻接共模陷波器的RF线圈阵列接口电缆1100的透视图。RF线圈阵列接口电缆1100包括外套管或屏蔽层1103、介电间隔物1104、内套管1105、第一共模陷波器导体1107和第二共模陷波器导体1109。
第一共模陷波器导体1107以螺旋方式缠绕在介电间隔物1104周围，或者沿第一方向1108以螺旋方式缠绕在离设置在RF线圈阵列接口电缆1100的孔1118内的中心导体(未示出)的渐缩距离处。此外，第二共模陷波器导体1109以螺旋方式缠绕在介电间隔物1104周围，或者沿与第一方向1108相反的第二方向1110以螺旋方式缠绕在离设置在孔1118内的中心导体的渐缩距离处。在所示实施方案中，第一方向1108为顺时针方向，并且第二方向1110为逆时针方向。
RF线圈阵列接口电缆1100的导体1107和1109可包含导电材料(例如，金属)，并且可成形为例如带、线和/或电缆。在一些实施方案中，反向缠绕或外部导体1107和1109可用作穿过中心导体的电流的返环径。此外，在各种实施方案中，反向缠绕导体1107和1109可彼此正交地交叉(例如，当这些共模陷波器导体的路径交叉时，由第一共模陷波器导体1107限定的中心线或路径垂直于由第二共模陷波器导体1109限定的中心线或路径)以消除、最小化或减小这些共模陷波器导体之间的耦合。
还可以注意到，在各种实施方案中，第一共模陷波器导体1107和第二共模陷波器导体1109松散地缠绕在介电间隔物1104周围以提供柔性和/或在使RF线圈阵列接口电缆1100弯曲或挠曲时减少任何约束、耦合或电感变化。可以注意到，反向缠绕外部导体的松度或紧度可因应用而异(例如，基于导体和介电间隔物的相对尺寸、共模陷波器所需的弯曲或挠曲的量等等)。一般来讲，外部或反向缠绕导体应足够紧，以使得它们保持围绕介电间隔物1104的相同总体取向，但又足够松以允许在RF线圈阵列接口电缆1100的弯曲或挠曲期间发生足量的松弛或移动，从而避免、最小化或减少反向缠绕外部导体的耦合或约束。
在所示实施方案中，外部屏蔽层1103在RF线圈阵列接口电缆1100的中间是不连续的以暴露介电间隔物1104的一部分，该介电间隔物在一些实施方案中沿着RF线圈阵列接口电缆1100的整个长度提供。作为非限制性示例，介电间隔物1104可由或另一种介电材料构成。介电间隔物1104充当电容器，因此可被调谐或配置为提供所需的共振。应当理解，用于向RF线圈阵列接口电缆1100提供电容的其他构型是可能的，并且所示构型是示例性而非限制性的。例如，可另选地向RF线圈阵列接口电缆1100提供分立电容器。
此外，RF线圈阵列接口电缆1100包括第一柱1113和第二柱(未示出)，第一共模陷波器导体1107和第二共模陷波器导体1109固定到这些柱上。为此，第一柱1113和第二柱定位在共模陷波器的相对两端，并且固定到外部屏蔽层1103。第一柱1113和第二柱确保第一共模陷波器导体1107和第二共模陷波器导体1109被定位成在RF线圈阵列接口电缆1100的两端靠近外部屏蔽层1103，从而提供反向缠绕导体的渐缩蝶形构型，如本文进一步描述。
渐缩蝶形构型包括由第一共模陷波器导体1107形成的第一环以及由第二共模陷波器导体1109形成的第二环，它们被布置为使得第一环中的感应电流(因磁场而感应出的电流)和第二环中的感应电流彼此抵消。例如，如果磁场均匀并且第一环和第二环具有相等面积，则所得的净电流将为零。相对于常规用于共模陷波器的二维布置而言，这些环的渐缩圆柱形布置提供了改善的柔性和挠曲期间共振频率的一致性。
一般来讲，如本文所用，渐缩蝶形构型可用来指通量消除的导体构型，例如包括至少两个尺寸类似的相反环，这些环围绕至少一个轴线对称地设置并且被布置为使得磁场在每个环(或环组)中感应出的电流趋于抵消至少一个其他环(或环组)中感应出的电流。例如，参照图10，在一些实施方案中，反向缠绕导体(例如，以相反螺旋方向缠绕在中心构件和/或轴线周围的导体)可在径向上与中心导体1010隔开一定距离以形成共模陷波器1012、1014、1016。如图11所描绘，径向距离可朝向共模陷波器的末端渐缩以减少或完全消除边缘效应。这样，共模陷波器1012、1014、1016可连续地或邻接地定位，而其间没有实质性的间隙。
当多个共模陷波器导体邻接地设置在共模陷波器组件中时，上文所述的共模陷波器导体的渐缩螺旋构型特别有利。作为示例性示例，图12是RF线圈阵列接口电缆1250的透视图，该RF线圈阵列接口电缆包括将RF线圈阵列1270耦合到处理系统1260的多个连续和/或邻接共模陷波器。RF线圈阵列接口电缆1250包括彼此相邻地定位在中心导体1252上的第一共模陷波器1280和第二共模陷波器1290。
第一共模陷波器1280包括以渐缩螺旋构型反向缠绕的第一共模陷波器导体1282和第二共模陷波器导体1284。为此，第一导体1282和第二导体1284固定到柱1286和1288。应当注意，柱1286和1288在共模陷波器1280的相同侧面上对齐。
类似地，第二共模陷波器1290包括以渐缩螺旋构型反向缠绕并固定到柱1296和1298的第三共模陷波器导体1292和第四共模陷波器导体1294。应当注意，柱1296和1298在共模陷波器1290的相同侧面上对齐。
如图所描绘，共模陷波器1280和1290隔开一定距离，从而在这些共模陷波器之间的间隙1254中暴露中心导体1252。由于共模陷波器的共模陷波器导体呈渐缩螺旋构型，因此可最小化或完全消除间隙1254以便增加共模陷波器组件中的共模陷波器的密度而不失去共模陷波器的阻抗功能。即，考虑到呈渐缩螺旋构型，可使该距离任意小，使得这些共模陷波器共面接触。
应当理解，虽然RF线圈阵列接口电缆1250包括两个共模陷波器1280和1290，但在实践中，RF线圈阵列接口电缆可包括超过两个共模陷波器。
此外，RF线圈阵列接口电缆1250的共模陷波器1280和1290对齐，使得柱1286、1288、1296和1298在RF线圈阵列接口电缆的相同侧面上对齐。然而，在这些共模陷波器之间可能有串扰的示例中，例如如果反向缠绕导体的渐缩更剧烈或更陡，则这些共模陷波器可相对于彼此旋转以进一步减少这些陷波器之间的边缘效应和/或串扰。
另外，其他共模陷波器或平衡-不平衡变换器构型是可能的。例如，可修整每个共模陷波器的外部屏蔽层，使得这些共模陷波器可重叠或交织，从而增加这些共模陷波器的密度。
如本文所用，以单数形式叙述且以词语“一”或“一个”开头的元件或步骤应被理解为不排除多个所述元件或步骤，除非明确地说明这种排除。此外，对本公开的“一个实施方案”的引用并非旨在被解释为排除也包含所叙述的特征的其他实施方案的存在。此外，除非明确地相反说明，否则“包含”、“包括”或“具有”一个元件或具有特定属性的多个元件的实施方案可包括不具有该属性的其他这类元件。术语“包括”和“在......中”用作相应术语“包含”和“其中”的通俗语言等同物。此外，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标记，而不旨在对其对象施加数字要求或特定位置次序。
该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使相关领域的普通技术人员能够实践本发明，包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何包含的方法。本发明可取得专利权的范围由权利要求限定，并且可包括本领域普通技术人员想到的其他示例。如果这些其他示例具有与权利要求的字面语言没有不同的结构元件，或者如果它们包括与权利要求的字面语言无实质差别的等效结构元件，则这些其他示例旨在在权利要求的范围内。

Claims (13)

1.一种用于磁共振成像系统的后部射频线圈组件，包括：
射频线圈阵列，所述射频线圈阵列包括多个射频线圈和容纳所述多个射频线圈的可变形材料，每个射频线圈包括分布式电容线导体的环部分，其中每个分布式电容线包括由介电材料封装并隔开的两个平行线导体，所述两个平行线导体沿着环部分的整个长度是不间断且连续的；和
耦合电子器件部分，所述耦合电子器件部分耦合到每个射频线圈的每个环部分。
2.根据权利要求1所述的后部射频线圈组件，其中所述射频线圈阵列被配置为在磁共振成像系统的台中实现，所述射频线圈包括所述多个射频线圈和容纳所述多个射频线圈的可变形材料，所述台被配置为支撑待成像的受检者，所述射频线圈阵列被配置为当躺在所述台和所述可变形材料上时定位在最靠近所述受检者的所述可变形材料的顶部部分中。
3.根据权利要求1所述的后部射频线圈组件，其中所述耦合电子器件部分包括前置放大器和阻抗匹配网络，所述阻抗匹配网络被配置为产生高阻塞阻抗。
4.根据权利要求3所述的后部射频线圈组件，其中每个耦合电子器件单元还包括去耦电路。
5.根据权利要求3所述的后部射频线圈组件，其中所述前置放大器包括用于高源阻抗优化的低输入阻抗前置放大器，并且其中所述阻抗匹配网络提供所述高源阻抗。
6.根据权利要求1所述的后部射频线圈组件，其中每个环部分的电容是相应所述两个平行线导体之间的间距、所述两个平行线导体上的切口的位置和/或数量以及所述介电材料的函数。
7.根据权利要求1所述的后部射频线圈组件，其中每个环部分沿着其终止端之间的所述环部分的整个长度没有任何电容和电感集总部件。
8.根据权利要求1所述的后部射频线圈组件，其中所述可变形材料包括泡沫、膨胀泡沫、记忆泡沫和凝胶中的一种或多种。
9.一种用于磁共振成像系统的后部射频线圈组件，包括：
射频线圈阵列，所述射频线圈阵列包括多个射频线圈和容纳所述多个射频线圈的可变形材料，每个射频线圈包括分布式电容线导体的环部分，其中每个分布式电容线包括由介电材料封装并隔开的两个平行线导体，所述两个平行线导体沿着环部分的整个长度是不间断且连续的；
台，所述射频线圈阵列被配置为在受检者的成像期间定位在所述台上；和
耦合电子器件部分，所述耦合电子器件部分耦合到每个射频线圈的每个环部分。
10.根据权利要求9所述的后部射频线圈组件，其中所述多个射频线圈相对于彼此定位在非固定位置处。
11.根据权利要求9所述的后部射频线圈组件，其中所述耦合电子器件部分包括去耦网络和前置放大器以及阻抗匹配网络，所述阻抗匹配网络被配置为产生高阻塞阻抗。
12.根据权利要求11所述的后部射频线圈组件，其中所述前置放大器包括用于高源阻抗优化的低输入阻抗前置放大器，并且其中所述阻抗匹配网络提供所述高源阻抗。
13.根据权利要求9所述的后部射频线圈组件，其中所述射频线圈阵列可移除地耦合到所述台。
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Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3544500B1 (en) 2016-11-23 2023-09-06 General Electric Company Radio frequency coil array for a magnetic resonance imaging system
US10921399B2 (en) * 2017-11-22 2021-02-16 GE Precision Healthcare LLC Radio frequency (RF) coil array for a magnetic resonance imaging (MRI) system for use in interventional and surgical procedures
US10983185B2 (en) * 2017-11-22 2021-04-20 General Electric Company RF coil array for an MRI system
US10877115B2 (en) * 2018-09-12 2020-12-29 General Electric Company Systems and methods for a radio frequency coil for MR imaging
US11360168B2 (en) * 2018-11-21 2022-06-14 General Electric Company Systems and methods for a neck radio frequency coil for MR imaging
US11204402B2 (en) * 2019-03-12 2021-12-21 Quality Electrodynamics, Llc Minimizing coupling in multi-row cylindrical-shaped magnetic resonance imaging (MRI) radio frequency (RF) coil
CN111973186B (zh) * 2019-05-22 2024-04-16 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振信号传输线连接构造及具备其的磁共振成像设备
CN112014780B (zh) * 2019-05-31 2023-06-27 西门子(深圳)磁共振有限公司 局部线圈及磁共振成像系统
US20200408860A1 (en) * 2019-06-26 2020-12-31 General Electric Company Systems for a radio frequency coil assembly
US11630173B2 (en) * 2019-08-20 2023-04-18 GE Precision Healthcare LLC Radio frequency coil unit with pressure reservoir for magnetic resonance imaging
US11519980B2 (en) 2021-04-15 2022-12-06 GE Precision Healthcare LLC Contoured radio frequency coil assemblies for a magnetic resonance system

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1984000214A1 (en) * 1982-06-28 1984-01-19 Oxford Res Syst Radiofrequency transducer and method of using same
JP2002102199A (ja) * 2000-09-25 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴信号受信方法および装置並びに磁気共鳴撮影装置
CN1479113A (zh) * 2002-05-17 2004-03-03 ͨ�õ�����˾ 用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备
CN1899216A (zh) * 2005-07-18 2007-01-24 北京海思威科技有限公司 垂直场磁共振成像系统射频发射线圈
DE102006042996A1 (de) * 2006-09-13 2007-10-04 Siemens Ag Antenne für Magnetresonanzanwendungen
WO2010018479A1 (en) * 2008-08-13 2010-02-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance rf coil
EP2515135A1 (en) * 2011-04-20 2012-10-24 Imris Inc. Magnetic resonance signal detection using inductively coupled receive coils
CN103026251A (zh) * 2010-05-27 2013-04-03 皇家飞利浦电子股份有限公司 Mri rf线圈阵列的多个通道的解耦
CN103703384A (zh) * 2011-07-20 2014-04-02 皇家飞利浦有限公司 用于mri的感应耦合的局部并行发射线圈，其元件的每个都包括可变阻抗

Family Cites Families (119)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4594566A (en) 1984-08-30 1986-06-10 Advanced Nmr Systems, Inc. High frequency rf coil for NMR device
US4680548A (en) 1984-10-09 1987-07-14 General Electric Company Radio frequency field coil for NMR
US4920318A (en) * 1985-08-14 1990-04-24 Picker International, Inc. Surface coil system for magnetic resonance imaging
DE3619970A1 (de) 1986-06-13 1987-12-17 Philips Patentverwaltung Oberflaechenspule fuer hochfrequenzmagnetfelder bei kernspinuntersuchungen
DE3727056A1 (de) 1987-08-13 1989-03-09 Siemens Ag Oberflaechenspule fuer die untersuchung eines objektes mit hilfe der kernmagnetischen resonanz
US4825162A (en) 1987-12-07 1989-04-25 General Electric Company Nuclear magnetic resonance (NMR) imaging with multiple surface coils
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
JPH0616760B2 (ja) 1988-09-09 1994-03-09 ザ・トラステイズ・オブ・ザ・ユーニバァスィティ・オブ・ペンシルバニア 核磁気共鳴映像法で使用するためのコイル組立体
NL8802608A (nl) 1988-10-24 1990-05-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met verbeterde rf spoel.
US5081418A (en) 1990-04-30 1992-01-14 General Electric Company Method and apparatus for tuning an nmr field coil
JPH07136146A (ja) * 1993-06-24 1995-05-30 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置
US5477146A (en) 1994-02-22 1995-12-19 Board Of Regents - Univ Of Ne NMR adjustable volume array
US5543712A (en) * 1994-12-22 1996-08-06 The Regents Of The University Of California Parasitic compensating matching circuit integral with ground breaker for MRI RF coils
US5619996A (en) 1995-03-15 1997-04-15 Medical Advances, Inc. NMR local coil providing improved lower brain imaging
US5699801A (en) * 1995-06-01 1997-12-23 The Johns Hopkins University Method of internal magnetic resonance imaging and spectroscopic analysis and associated apparatus
US5548218A (en) 1995-10-19 1996-08-20 North Shore University Hospital Research Corporation Flexible RF coils for MRI system
US5682098A (en) 1996-01-11 1997-10-28 W. L. Gore & Associates, Inc. Open quadrature whole volume imaging NMR surface coil array including three figure-8 shaped surface coils
US5905378A (en) 1997-02-13 1999-05-18 General Electric Company Flexible lightweight attached phased-array (FLAP) receive coils
US6029082A (en) 1997-11-24 2000-02-22 Picker International, Inc. Less-claustrophobic, quadrature, radio-frequency head coil for nuclear magnetic resonance
US20010045832A1 (en) 1997-11-26 2001-11-29 Kenneth W. Belt Peripheral vascular array
US7844319B2 (en) 1998-11-04 2010-11-30 Susil Robert C Systems and methods for magnetic-resonance-guided interventional procedures
US6522143B1 (en) 1999-09-17 2003-02-18 Koninklijke Philips Electronics, N. V. Birdcage RF coil employing an end ring resonance mode for quadrature operation in magnetic resonance imaging
US6636040B1 (en) 1999-12-17 2003-10-21 Fonar Corporation MRI antenna
US6847210B1 (en) 1999-12-17 2005-01-25 Fonar Corporation MRI antenna
US6727698B1 (en) 1999-12-17 2004-04-27 Fonar Corporation MRI antennas including electrically connected inner and outer conductors, and MRI systems including such antennas
US6441615B1 (en) 1999-12-28 2002-08-27 Koninklijke Philips Electronics, Nv Crossed-ladder RF coils for vertical field MRI systems
US6316941B1 (en) 2000-02-24 2001-11-13 Marconi Medical Systems, Inc. Open view quadrature birdcage coil
US6591128B1 (en) 2000-11-09 2003-07-08 Koninklijke Philips Electronics, N.V. MRI RF coil systems having detachable, relocatable, and or interchangeable sections and MRI imaging systems and methods employing the same
US6501980B1 (en) 2000-11-09 2002-12-31 Koninklijke Philips Electronics N.V. Easily decontaminated MRI endocavity coils
US6788058B1 (en) 2001-03-08 2004-09-07 General Electric Company Asymmetric ring dome radio frequency coil
US6650926B1 (en) 2001-03-30 2003-11-18 Usa Instruments, Inc. Flexible multi-section MRI radio frequency array coil
US7006860B2 (en) * 2001-04-12 2006-02-28 Invivo Corporation Magnetic resonance imaging coil having vest support structure
US7177671B2 (en) 2001-05-08 2007-02-13 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc RF coil, RF signal transmitter receiver, RF signal receiver, and magnetic resonance imaging system for the inferior abdomen
DE10317629B8 (de) 2002-04-17 2010-03-04 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc, Waukesha RF-Spule und Magnetresonanzabbildungsvorrichtung
DE10221644A1 (de) 2002-05-15 2003-12-11 Siemens Ag Lokalspulenanordnung für eine Magnetresonanzanlage
US7298145B2 (en) * 2002-10-17 2007-11-20 Ramot At Tel Aviv University Ltd. Radiofrequency magnetic field resonator and a method of designing the same
US6747452B1 (en) 2002-11-22 2004-06-08 Igc Medical Advanced, Inc. Decoupling circuit for magnetic resonance imaging local coils
US6727701B1 (en) 2003-03-05 2004-04-27 Igc Medical Advances, Inc. Loop MRI coil with improved homogeneity
US6980000B2 (en) 2003-04-29 2005-12-27 Varian, Inc. Coils for high frequency MRI
US20040220469A1 (en) 2003-05-02 2004-11-04 Jovan Jevtic Knee-foot coil with improved homogeneity
JP2006527050A (ja) 2003-06-13 2006-11-30 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 分割トップ型ｒｆコイル用の接続システム
US6919723B2 (en) 2003-07-09 2005-07-19 General Electric Company Method and apparatus to automatically maintain loop isolation in position variant MRI coils
US7970452B2 (en) 2003-09-30 2011-06-28 Hologic, Inc. Open architecture imaging apparatus and coil system for magnetic resonance imaging
US8046046B2 (en) 2003-11-19 2011-10-25 General Electric Company RF array coil system and method for magnetic resonance imaging
WO2005052621A1 (en) * 2003-11-25 2005-06-09 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Magnetic resonance coil element with embedded electronics module
DE102004005120B4 (de) 2004-02-02 2008-01-17 Siemens Ag Lokalspuleneinheit zur Verwendung in einem Magnetresonanzgerät
US20080204021A1 (en) 2004-06-17 2008-08-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Flexible and Wearable Radio Frequency Coil Garments for Magnetic Resonance Imaging
EP1929320A2 (en) * 2004-09-16 2008-06-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance receive coils with compact inductive components
WO2006114923A1 (ja) 2005-04-25 2006-11-02 Hitachi, Ltd. 磁気共鳴を用いた検査装置および核磁気共鳴信号受信用コイル
DE102005039380B4 (de) 2005-08-19 2009-06-10 Siemens Ag Oberflächenspulenanordnung für Magnetresonanztomographen
CN1941500B (zh) * 2005-09-30 2011-10-19 西门子（中国）有限公司 射频发射线圈的去耦合方法
CN101292173A (zh) 2005-10-19 2008-10-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 紧凑可弯曲射频线圈阵列
US7659719B2 (en) 2005-11-25 2010-02-09 Mr Instruments, Inc. Cavity resonator for magnetic resonance systems
US7945308B2 (en) 2005-12-27 2011-05-17 General Electric Company Systems, methods and apparatus for an endo-rectal receive-only probe
DE102006050069B4 (de) 2006-10-24 2011-07-07 Siemens AG, 80333 Birdcage-Resonator mit Koppelringen zusätzlich zu den Endringen
US7365542B1 (en) 2006-10-31 2008-04-29 General Electric Company Flexible RF coil assembly and method of making same
JP2008253410A (ja) 2007-04-02 2008-10-23 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置及びｍｒｉ寝台装置
US7619416B2 (en) 2008-04-17 2009-11-17 Universität Zürich Prorektorat Forschung Eidgenössische Technische Hochschule Coil assembly and multiple coil arrangement for magnetic resonance imaging
US7999548B1 (en) 2008-08-27 2011-08-16 Martin R. Prince Dual lower extremity MRI coil array with simultaneously independent MRI signal detection from both legs
WO2010110881A1 (en) 2009-03-27 2010-09-30 Hetherington Hoby P Improved transceiver apparatus, system, and methodology for superior in-vivo imaging of human anatomy
US8179136B2 (en) 2009-04-17 2012-05-15 General Electric Company Radio frequency (RF) coil array with double asymmetric saddle coil pairs
US8269498B2 (en) 2009-05-04 2012-09-18 The Regents Of The University Of California Method and apparatus for MRI signal excitation and reception using non-resonance RF method (NORM)
WO2010148095A2 (en) * 2009-06-16 2010-12-23 Neocoil, Llc Modular apparatus for magnetic resonance imaging
JPWO2010150716A1 (ja) 2009-06-24 2012-12-10 株式会社日立メディコ Ｒｆコイル及び磁気共鳴イメージング装置
WO2011035333A1 (en) * 2009-09-21 2011-03-24 Time Medical Holdings Company Limited Superconductor rf coil array
US8207736B2 (en) * 2009-09-30 2012-06-26 General Electric Company Apparatus for feeding a magnetic resonance coil element and method of making same
US8362776B2 (en) 2009-09-30 2013-01-29 General Electric Company Apparatus for tuning magnetic resonance coil elements and method of making same
US8441258B2 (en) 2009-12-30 2013-05-14 General Electric Company Quadrature and linear RF coil array for MRI of human spine and torso
US9864032B2 (en) * 2010-01-05 2018-01-09 National Health Research Institutes Magnetic resonance imaging system
IL226488A (en) 2013-05-21 2016-07-31 Aspect Imaging Ltd Baby crib
CN102958432B (zh) 2010-08-17 2015-06-10 株式会社日立医疗器械 高频线圈及使用了该高频线圈的磁共振摄像装置
US8896309B2 (en) 2010-11-24 2014-11-25 Siemens Aktiengesellschaft Spine coil unit
US8624597B2 (en) 2010-12-27 2014-01-07 General Electric Company RF coil array for cardiac and thoracic magnetic resonance imaging
US8598880B2 (en) * 2011-05-18 2013-12-03 General Electric Company Method and apparatus for imaging a subject using local surface coils
MX2014003149A (es) 2011-09-19 2014-05-07 Koninkl Philips Nv Dispositivo de bobina para imagenologia por resonancia magnetica e intervencionista integrado, metodo y sistema.
US9000766B2 (en) 2011-10-18 2015-04-07 General Electric Company Radio frequency (RF) coil array for a magnetic resonance imaging system
US9519037B2 (en) 2011-11-10 2016-12-13 Mayo Foundation For Medical Education And Research Spatially coincident MRI receiver coils and method for manufacturing
US9002431B2 (en) 2011-11-23 2015-04-07 Scanmed, Llc Garment MRI antenna array
US9157971B2 (en) 2012-01-05 2015-10-13 General Electric Company Distributed capacitance radio frequncy (RF) coil and magnetic resonance imaging system including the same
US9846207B2 (en) * 2012-04-30 2017-12-19 Children's Hospital Medical Center Acoustic noise reducing RF coil for magnetic resonance imaging
US10165961B2 (en) 2012-05-25 2019-01-01 General Electric Company Adjustable head coil systems and methods for magnetic resonance imaging
US9250305B2 (en) 2012-05-31 2016-02-02 General Electric Company Adaptable sheet of coils
US9513352B2 (en) * 2012-09-28 2016-12-06 General Electric Company System and method for inductively communicating data
KR101435943B1 (ko) 2012-12-11 2014-09-01 삼성전자 주식회사 위상 배열 코일 모듈 및 상기 위상 배열 코일 모듈을 이용한 자기 공명 영상 장치
US20150355297A1 (en) 2013-01-11 2015-12-10 Ravi Menon System and method for decoupling magentic resonance imaging radio frequency coils with a modular magnetic wall
US20150369886A1 (en) 2013-01-11 2015-12-24 Mri Innovations System and method for decoupling magnetic resonance imaging radio frequency coils with a modular magnetic wall
KR101967241B1 (ko) 2013-01-16 2019-04-09 삼성전자주식회사 무선 주파수 코일 장치, 이를 채용한 자기 공명 장치, 및 무선 주파수 코일 장치의 작동방법
US9696393B2 (en) 2013-01-28 2017-07-04 The Regents Of The University Of California MRI receiver coil providing an enhanced signal-to-noise ratio
EP2967426B1 (en) 2013-03-14 2021-12-08 Invivo Corporation Coil systems for magnetic resonance imaging
US9536423B2 (en) * 2013-03-31 2017-01-03 Case Western Reserve University Fiber optic telemetry for switched-mode current-source amplifier in magnetic resonance imaging (MRI)
US10295624B2 (en) * 2013-04-01 2019-05-21 Massachusetts Institute Of Technology Decoupling of parallel transmission arrays in magnetic resonance imaging
JP6005279B2 (ja) * 2013-06-26 2016-10-12 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイルアッセンブリ
WO2015058966A1 (en) 2013-10-21 2015-04-30 Koninklijke Philips N.V. Safety monitoring for magnetic resonance imaging
US9726737B2 (en) * 2014-04-25 2017-08-08 General Electric Company Radio-frequency coil arrays and methods of arranging the same
US20160095552A1 (en) * 2014-05-05 2016-04-07 The Regents Of The University Of California Non-invasive radiofrequency coil for magnetic resonance imaging
US9678180B2 (en) 2014-05-06 2017-06-13 Quality Electrodynamics, Llc Coaxial cable magnetic resonance image (MRI) coil
US9891299B1 (en) * 2014-05-19 2018-02-13 General Electric Company Methods and systems for correcting B0 field in MRI imaging using shim coils
CN106546933B (zh) 2015-09-17 2020-11-27 上海联影医疗科技股份有限公司 一种用于磁共振成像的射频线圈组件
DE102015218749A1 (de) 2015-09-29 2017-03-30 Siemens Healthcare Gmbh Adaptive MR-Lokalspule
CN108369261B (zh) 2015-11-06 2021-07-16 西达-赛奈医疗中心 用于下一代磁共振线圈的联合线圈(unic)系统和方法
KR101774394B1 (ko) 2015-12-11 2017-09-04 삼성전자주식회사 Rf코일 및 이를 포함하는 자기공명영상장치
US10551448B2 (en) 2016-04-22 2020-02-04 New York University Trellis coil arrangement and methods for use thereof
US20180081007A1 (en) * 2016-09-16 2018-03-22 General Electric Company Systems and methods for disconnecting an mri rf coil
CN109937367B (zh) 2016-11-23 2023-04-18 通用电气公司 用于mr成像的射频线圈系统
EP3544500B1 (en) 2016-11-23 2023-09-06 General Electric Company Radio frequency coil array for a magnetic resonance imaging system
CN109952061B (zh) 2016-11-23 2023-10-13 通用电气公司 用于mr成像的射频线圈系统
KR102076752B1 (ko) 2016-11-23 2020-02-12 제너럴 일렉트릭 캄파니 Mr 이미징을 위한 무선 주파수 코일을 위한 시스템
US11686792B2 (en) 2017-04-30 2023-06-27 New York University Receive coil arrangement and method for use thereof
CN207675916U (zh) 2017-05-31 2018-07-31 西门子(深圳)磁共振有限公司 射频扼流谐振器组件、线圈线缆及磁共振成像设备
CN109521381B (zh) 2017-09-19 2021-12-31 西门子(深圳)磁共振有限公司 射频线圈的底座组件、射频线圈组件及磁共振成像系统
US10921399B2 (en) 2017-11-22 2021-02-16 GE Precision Healthcare LLC Radio frequency (RF) coil array for a magnetic resonance imaging (MRI) system for use in interventional and surgical procedures
US10969447B2 (en) 2017-11-22 2021-04-06 General Electric Company Flexible radio frequency coil array with detachable straps for MR imaging
US10983185B2 (en) 2017-11-22 2021-04-20 General Electric Company RF coil array for an MRI system
US10859645B2 (en) 2018-05-31 2020-12-08 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging
US10802101B2 (en) 2018-05-31 2020-10-13 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging to reduce phase wrap artifact
US11280859B2 (en) 2018-05-31 2022-03-22 General Electric Company Method and systems for a radio frequency coil assembly
US10859646B2 (en) 2018-05-31 2020-12-08 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging to reduce annefact artifact
US11307274B2 (en) 2018-06-06 2022-04-19 General Electric Company Method and systems for a radio frequency coil assembly
US11360168B2 (en) 2018-11-21 2022-06-14 General Electric Company Systems and methods for a neck radio frequency coil for MR imaging

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1984000214A1 (en) * 1982-06-28 1984-01-19 Oxford Res Syst Radiofrequency transducer and method of using same
JP2002102199A (ja) * 2000-09-25 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴信号受信方法および装置並びに磁気共鳴撮影装置
CN1479113A (zh) * 2002-05-17 2004-03-03 ͨ�õ�����˾ 用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备
CN1899216A (zh) * 2005-07-18 2007-01-24 北京海思威科技有限公司 垂直场磁共振成像系统射频发射线圈
DE102006042996A1 (de) * 2006-09-13 2007-10-04 Siemens Ag Antenne für Magnetresonanzanwendungen
WO2010018479A1 (en) * 2008-08-13 2010-02-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance rf coil
CN103026251A (zh) * 2010-05-27 2013-04-03 皇家飞利浦电子股份有限公司 Mri rf线圈阵列的多个通道的解耦
EP2515135A1 (en) * 2011-04-20 2012-10-24 Imris Inc. Magnetic resonance signal detection using inductively coupled receive coils
CN103703384A (zh) * 2011-07-20 2014-04-02 皇家飞利浦有限公司 用于mri的感应耦合的局部并行发射线圈，其元件的每个都包括可变阻抗

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
A Low Input Impedance MRI Preamplifier Using a Purely Capacitive Feedback Network;R.OPPELT 等;《PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE》;20061231;第2026页 *

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