CN110678769B - 改善mri机器的操作的设备和对检体进行磁共振成像的方法 - Google Patents

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Abstract

改善MRI机器的操作的设备和对检体进行磁共振成像的方法。包括多个谐振器的无源设备增加了由检体发射的并由MRI机器捕获的射频信号的信噪比。所述设备在从所述MRI机器到所述检体的信号发送和/或从所述检体到所述MRI机器的信号接收期间增加射频能量的磁场分量。此外，所述设备通过基本上避免不希望的电场产生或RF能量的电场分量的增加来增强检体安全性。使用所述设备改善了由所述MRI机器生成的图像，和/或减少了所述MRI机器捕获所述图像所需的时间。

Description

改善MRI机器的操作的设备和对检体进行磁共振成像的方法
本专利申请要求2017年6月7日提交的题为“Apparatus for Improving MagneticResonance Imaging”并将Xin Zhang、Stephan Anderson、Guangwu Duan以及XiaoguangZhao指定为发明人[practitioner's file 3273/119]的临时的美国专利申请no.62/516,376的优先权，其公开通过引用其全部内容而并入于此。
技术领域
本发明涉及成像，并且更具体地，涉及磁共振成像。
背景技术
磁共振成像(“MRI”)是一种医学成像技术，该技术无需使用X射线即可拍摄检体(specimen)的内部结构的图像。MRI机器向检体施加强磁场和电磁刺激，从而使检体的原子发射电磁信号作为响应。MRI机器捕获由检体发射的电磁信号，并根据这些捕获的信号来构建图像。
MRI机器的已知局限性是捕获到的信号的信噪比(SNR)。噪声是由多种来源(包括MRI机器本身的电路)产生的，并且破坏并遮掩了检体发射的信号。可以通过提升信号(例如通过增加静态磁场的强度)或通过降低噪声(例如通过改进MRI机器的信号处理电路)或将这两者组合来改善SNR。然而，这样的方法并不是理想的，对于可以安全地施加至某些检体(例如活体动物)的功率的量是有限的，并且无法完全消除噪声。
发明内容
根据例示性实施方式，提供了一种设备，所述设备包括多个谐振器，并且操作以增加由患者发射的并由MRI机器捕获的射频信号的信噪比。
在例示性实施方式中，所述设备包括被配置成按工作频率进行谐振的谐振器阵列(每个谐振器都是“单位单元(unit cell)”)。当MRI机器在对检体进行成像时，将所述阵列配置成连同处于所述MRI机器的孔中的检体一起设置在所述孔内。在操作中，所述阵列增加由所述MRI机器测量到的信号的信噪比。
在一些实施方式中，所述设备具有与所述MRI机器的所述工作频率不同的谐振频率。实际上，在一些实施方式中，所述设备具有可以通过改变所述阵列中的谐振器之间的间距来进行调谐的谐振频率。
在一些实施方式中，每个谐振器是宽边耦合裂环谐振器。在其它实施方式中，每个谐振器是开环线圈，并且可以是螺旋线圈。通常，所述谐振器中的每个谐振器被配置成与所述信号的磁场耦合并加以放大，但不与所述信号的电场耦合。
例示性实施方式提供了一种通过改善由所述MRI机器接收到的信号的信噪比来改善MRI机器的操作的设备，所述MRI机器的特征在于工作频率。所述设备包括单位单元的阵列，当所述MRI机器在对检体进行成像时，将所述阵列的尺寸调整成(或者构造为)连同处于所述MRI机器的孔中的所述检体一起设置在所述孔内。每个单位单元具有谐振频率，并且所述阵列具有处于或接近所述MRI机器的工作频率的谐振频率(例如，在一些实施方式中，所述阵列具有处于所述MRI机器的工作频率的+/-5％(含+/-5％)的情况下的谐振频率)。所述单位单元是按它们彼此联接的方式配置的(例如，彼此磁联接)，所述阵列在由所述MRI机器测量到的所述信号中生成至少为50的信噪比。在一些实施方式中，所述单位单元是低介电常数谐振器。在优选实施方式中，所述单位单元被配置成放大所述信号的磁场，但不放大所述信号的电场。
在一些实施方式中，每个单位单元包括宽边耦合裂环谐振器。
在其它实施方式中，所述单位单元是开环线圈，并且在优选实施方式中是螺旋线圈。在优选实施方式中，所述阵列被配置成使得所述阵列的谐振频率可以通过改变所述单位单元之间的间距来调谐。在优选实施方式中，所述单位单元包括芯体和环绕所述芯体缠绕的开环线圈。在一些这样的实施方式中，所述芯体具有处于80到173之间的相对介电常数，并且在一些实施方式中，所述芯体是由二氧化钛制成的。
在一些实施方式中，所述阵列的所述谐振频率不同于所述MRI机器的所述工作频率。
在一些实施方式中，每个单位单元包括具有两个端部的线圈，并且每个单位单元还包括电联接在所述两个端部之间的电容器。在其它实施方式中，每个单位单元包括电联接在所述两个端部之间的电感器。
在例示性实施方式中，每个单位单元包括：具有两个端部的线圈；以及联接在所述两个端部之间的具有可控可变阻抗的联接器。这样的单位单元在所述联接器处于第一阻抗状态时具有第一谐振频率，并且在所述联接器处于第二阻抗状态时具有第二谐振频率。在例示性实施方式中，所述联接器是半导体贴片，所述半导体贴片被配置成响应于所述MRI机器发送的RF能量从所述第一阻抗状态改变成所述第二阻抗状态，以使所述单位单元的所述谐振频率偏离所述MRI机器的所述工作频率，使得所述单位单元实际上不谐振。在其它实施方式中，所述联接器是开关，所述开关被配置成响应于来自所述MRI机器的信号从所述第一阻抗状态改变成所述第二阻抗状态，以使所述单位单元的所述谐振频率偏离所述MRI机器的所述工作频率。
在又一实施方式中，提供了一种对检体进行磁共振成像的方法，所述方法包括：提供具有孔和工作频率的MRI机器；将所述检体放置在所述孔内；以及在具有所述检体的所述孔中放置单位单元的阵列。当所述MRI机器在对检体进行成像时，将所述单位单元的阵列的尺寸调整成与处于所述MRI机器的孔中的所述检体一起设置在所述孔内。每个单位单元具有谐振频率，并且所述阵列具有处于或接近所述MRI机器的工作频率的谐振频率。然后，所述方法包括：按本领域已知的方式操作所述MRI机器以对所述检体进行成像。
在优选实施方式中，所述MRI机器是具有64MHz的工作频率的1.5特斯拉MRI机器，并且所述阵列的所述谐振频率处于64MHz的5％内(+/-5％，含+/-5％)。在另一优选实施方式中，所述MRI机器是具有128MHz的工作频率的3特斯拉MRI机器，并且所述阵列的所述谐振频率处于128MHz的5％内(+/-5％，含+/-5％)。
附图说明
通过参照下面结合附图的详细描述，实施方式的前述特征将更容易明白，其中：
图1A、图1B、图1C以及图1D示意性地例示了MRI机器的实施方式；
图2A是在不使用谐振器阵列的情况下捕获的MRI图像；
图2B是使用谐振器阵列的实施方式捕获的MRI图像；
图2C是使用谐振器阵列的另一实施方式捕获的MRI图像；
图3A和图3B示意性地例示了谐振器阵列的实施方式；
图3C示意性地例示了蜂窝式谐振器阵列的实施方式；
图4A是例示谐振结构的品质因数的图形；
图4B以图形方式例示了相对于MRI机器的工作频率的谐振器阵列的周期性及其频率响应之间的关系；
图5A、图5B以及图5C示意性地例示了螺旋谐振器的实施方式；
图5D和图5E示意性地例示了螺旋谐振器的阵列的实施方式的操作特性；
图5F示意性地例示了具有附加阻抗的螺旋谐振器单元；
图5G和图5H示意性地例示了单位单元的实施方式，其中在盘子中加水以演示单位单元的谐振频率与单位单元内部体积的介电常数之间的关系；
图5I示意性地例示了单位单元的谐振频率与单位单元内部的体积的介电常数之间的关系。
图6A、图6B、图6C、图6D以及图6E示意性地例示了宽边耦合裂环谐振器的实施方式以及一些特性；
图7A和图7B示意性地例示了柔性谐振器阵列的实施方式；
图8A、图8B、图8C、图8D、图8E、图8F以及图8G示意性地例示了可调谐的单位单元的实施方式；
图9是对检体进行成像的方法的流程图。
具体实施方式
具有多个谐振器的设备增加了由检体(specimen)发射的并由MRI机器捕获的射频(“RF”)信号的信噪比，并且这样做没有增加由MRI机器发送的功率。在一些实施方式中，该设备在从MRI机器到检体的射频能量的信号发送和从检体到MRI机器的射频信号发送这两者期间增加射频能量的磁场分量，而在其它实施方式中，该设备仅在从检体到MRI机器的射频信号发送期间增加射频能量的磁场分量，而在从MRI机器到检体的射频能量发送期间不增加射频能量的磁场分量。此外，该设备通过基本上避免产生或增加不希望的电场来增强检体安全性。使用该设备改善了由MRI机器生成的图像，和/或缩短了MRI机器拍摄图像所需的时间。
图1A示意性地例示了MRI机器100的横截面，并且示出了这种机器的几个公知特征。正在由MRI机器扫描的检体99置于台子101上。通常，检体99必须在扫描的持续时间内尽可能静止，该持续时间可以是30分钟或更长时间。
主磁场线圈110生成环绕并穿过检体99的磁场，并且体线圈(body coil)120使检体99经受电磁(例如，射频)刺激。作为响应，检体的原子发射电磁脉冲，该电磁脉冲可以被体线圈120和/或检体线圈130检测到。检体线圈130可能是优选的，因为它们更靠近检体99，并且生成具有比较远的体线圈120生成的信号更大的信噪比(“SNR”)的信号。计算机150诸如通过通信链路151与MRI机器进行数据通信，并且接收和处理由体线圈120和/或检体线圈130接收到的信号，以生成检体的内部结构的图像。体线圈120和检体线圈130被布线至MRI机器100。体线圈与MRI机器进行电力通信，并且控制所述通信以接收电力并控制生成电磁刺激所需的信号。体线圈120和检体线圈130两者都与MRI机器100进行数据通信，以向MRI机器100提供它们从检体99检测到的信号。为此，MRI机器的一些实施方式包括控制器140，该控制器140被配置成向MRI机器和/或向如下面结合控制信号821所描述的阵列提供控制信号，和/或接收来自体线圈120和检体线圈130的信号。
图像的质量以及MRI机器100收集足够数量的发射信号以生成图像所需的时间部分取决于接收到的信号的SNR。SNR的增加可以改善MRI的输出和/或缩短收集由检体99发射的信号所需的时间。
图1A和图1B各自示意性地例示了用于改善MRI机器的操作和由MRI机器生成的结果的谐振器阵列300的实施方式。
在图1A中，将检体线圈130放置在检体99与谐振器阵列300之间，而在图1B中，将谐振器阵列300设置在检体99(在该示例中，检体99的肢体或附件799)与检体线圈130之间。在一些实施方式中，例如，当MRI机器100使用体线圈120来接收由检体99发射的电磁脉冲时，可以将谐振器阵列300设置在不带检体线圈130的MRI机器的孔102中。如本文所使用的，MRI机器100的术语“孔”102是指当通过MRI机器100对检体99进行成像时该检体被放置的位置。例如，在封闭式MRI机器100中，孔102是机器的环形部分的内部；在开放式MRI机器100中，孔102是机器的顶部与底部磁区之间的空间；并且在开放式立式MRI机器100中，孔102是机器左右磁区之间的空间。
尽管图1A和图1B例示了检体99处于检体线圈130和谐振器阵列300与台子之间，但这并不限制谐振器阵列300的使用，该谐振器阵列可以在有或没有检体线圈130的情况下放置在检体99与台子101之间，正如图1C和图1D中示意性地例示的那样。
与体线圈120形成对比，谐振器阵列300是无源的，因为它不需要或不接收电力信号，并且在一些实施方式中，不需要或不接收控制信号以便执行其功能。在例示性实施方式中，谐振器阵列300(包括其单位单元301)是与体线圈120或检体线圈130分开的，不作为主体线圈120或检体线圈130的一部分。此外，在例示性实施方式中，谐振器阵列300(包括其单位单元301)与MRI机器100以及体线圈120和检体线圈130在物理上分开，并且未布线至MRI机器100以及体线圈120和检体线圈130。而且，与体线圈120和检体线圈130二者形成对比，谐振器阵列300未与MRI机器100进行数据通信。
发明人已经发现，使用如图1A至图1D示意性地例示的谐振器阵列300，在有或没有检体线圈130的情况下，改善了从MRI机器100向检体99发送的射频信号的SNR，并且改善了由检体99发射并且由MRI机器100接收到的信号的SNR，并且可以增加MRI输出图像的质量，和/或缩短扫描检体99所需的时间，这其中每一项都代表了对现有MRI技术的改进。谐振器阵列300和/或其谐振器301因不寻常的特性而可能被认为是超材料。然而，这不需要谐振器阵列300和/或其单位单元301具有负折射率、负介电常数和/或负磁导率。在各种实施方式中，谐振器阵列300和/或其单位单元301可能具有正折射率、正介电常数和/或正磁导率。
例如，图2A示出了使用没有谐振器阵列300的常规MRI技术的MRI扫描的结果。为了生成这些结果，发明人在1.5T MRI机器的孔102内的九个位置(图2A中的编号1至9)处测量了信号的强度，并且在MRI机器的三个位置(编号10至11)处测量了噪声。然后，发明人计算了噪声测量结果的平均值，并接着计算每个信号测量结果与噪声测量结果平均值的SNR。结果如下所示，并且显示出SNR的范围从33.2到39.0变动。这些结果可以被称为“基线”SNR。
信号强度(均值)
1 2 3 4
157.2 173.2 178.5 178.1
5 6 7 8 9
158.5 166.3 172.3 151.3 184.8
噪声水平(StdDev)
10 11 12 平均值
4.4 4.6 5.2 4.7
SNR
1 2 3 4
33.2 36.6 37.7 37.6
5 6 7 8 9
33.5 35.1 36.4 32.0 39.0
与图2A所示的结果形成对比，图2B和图2C分别示出了使用同一1.5T MRI机器在相同的九个位置处的MRI扫描的结果，其中，谐振器阵列300具有作为螺旋谐振器500(例如，图5A至图5C)的单位单元301。为了生成这些结果，发明人用上面结合图2A描述的方式测量了信号和噪声，但获得了显著改善的SNR。
在图2B的实施方式中，SNR显著高于基线SNR。结果如下所示，并且显示出SNR的范围从68.4到277.3变动。将图2B中的位置1的SNR与图2A中的位置1的结果进行比较，显示出SNR有很大的提高-从33.2的基线SNR到277.3的改善的SNR。
信号强度(均值)
1 2 3 4
1174 640.4 546.6 481.1
5 6 7 8 9
193.1 404.5 428.6 267.6 289.7
噪声水平(StdDev)：
10 11 12 平均值
4.1 4.7 3.9 4.2
SNR
1 2 3 4
277.3 151.3 129.1 113.6
5 6 7 8 9
45.6 95.5 101.2 63.2 68.4
在图2C的实施方式中，采用了阵列300，其中单位单元301具有与用于生成图2B的阵列不同的周期性(即，相对于彼此的不同间距)。该实施方式也在相同的九个位置处生成了SNR，这些SNR远高于基线SNR。结果如下所示，并且显示出SNR的范围从46.2到401.5变动。将图2C中的位置1的SNR与图2A中的位置1的结果进行比较，显示出SNR有很大的提高-从33.2的基线SNR到401.5的改善的SNR。
信号强度(均值)
1 2 3 4
1258.0 605.9 498.2 381.7
5 6 7 8 9
95.9 363.6 343.1 156.6 144.9
噪声水平(StdDev)：
10 11 12 平均值
2.7 3.5 3.2 3.1
SNR
1 2 3 4
401.5 193.4 159.0 121.8
5 6 7 8 9
30.6 116.0 109.5 50.0 46.2
通常，谐振器阵列300增加由检体发射的信号的SNR。对于给定的MRI机器，相对于该MRI机器不使用谐振器阵列接收到的信号的SNR而言，谐振器阵列300的实施方式将这样的信号的SNR增加到至少45.6、50、60、95、100、120、150和/或至少193.4，或者45到401之间的任一点。
谐振器阵列
在图3A和图3B中示意性地例示了谐振器阵列300的例示性实施方式。本实施方式中的阵列300包括采用4×4阵列的16个单位单元301，但是其它实施方式可以使用更多或更少的单位单元301，并且可以按照不同的排布进行设置，例如正方形、蜂窝[图3C]或矩形。
每个单位单元301也可以被称为“谐振器”，因为该单位单元被配置成响应于施加的电磁信号(例如，由MRI机器100向检体99施加的信号)和/或由该单位单元301从MRI机器100中的检体99接收到的信号而产生谐振。例如，每个单位单元可以具有电感(L)和电容(C)，因此就像电气工程领域中已知的LC谐振器一样进行谐振。每个单位单元301具有谐振频率，并且具有Q，如结合图4A所描述的。
图4A以图形方式例示了谐振装置的品质因数。谐振单位单元可以部分地以其品质因数(该品质因数可以被称为“Q因子”或者简称为“Q”)为特征。单位单元的Q因子是其谐振特性的量度。
例如，单位单元301可以接收由MRI机器100中的检体99的原子发射的电磁信号，或者来自MRI机器本身的电磁信号，并且该电磁能量可以包括一个或更多个频率的能量。该能量将以根据电气工程领域的LC电路已知的方式在单位单元301中产生谐振。
理想情况下，该能量按照单位单元的谐振频率f0(401)谐振，但是单位单元301也可能在较低的频率产生某一程度的谐振，如图4A中的弯曲频谱所示。最大能量可以处于频率f0(401)，该频率可以被称为中心频率，用幅度A1表示。在其它频率，能量小于中心频率401处的能量，如图4A也示意性地示出的。在高于中心频率401的某一频率402(可以被称为高3dB频率)，并且在低于中心频率的另一个频率403(可以被称为低3dB频率)，谐振信号中的能量将是中心频率401处的能量的一半。图4A中的频谱400显示出在单位单元301中谐振的能量中的一些高于点405处指示的本底噪声。
然后，将单位单元301的Q限定为中心频率(f0)除以高3dB频率与低3dB频率之间的差(Δf或delta-f)的比率。在图4A中，Q是中心频率401除以高3dB频率402与低3dB频率403之间的频率差410。这样，Q是无量纲参数。
在操作中，单位单元301可以接收到来自从检体99中的一个或更多个原子的电磁能量包(例如，RF能量)，该电磁能量具有处于或接近MRI机器的工作频率的谐振频率。例如，在优选实施方式中，将具有在MRI机器的工作频率的+/-5％(含+/-5％)内的频率的电磁能量限定为处于或接近MRI机器的工作频率。随着时间的推移(例如，在MRI机器的运行期间)，每个单位单元301将接收许多电磁能量包，并且存储该能量的总和。单位单元301的Q越高，单位单元301就更有效地存储其接收到的能量。
另外，随着单位单元301谐振，其放大了接收到的电磁能量的磁场分量，并且提高了接收到的电磁能量的信噪比。这样，每个单位单元301单个地具有谐振的能力，而不考虑附近可能存在的其它单位单元(若有的话)，并且具有放大接收到的电磁能量的磁场分量的某一能力。
然而，发明人已经发现对单个单位单元301的有用性的一些限制。首先，单个单位单元301具有有限的能力来放大接收到的电磁能量的磁场分量。第二，单位单元301的谐振频率可能无法与MRI机100很好地匹配，在这种情况下，单位单元放大接收到的电磁能量的磁场分量的能力相比其它方式效率要低。第三，至少在不拆卸和重建单位单元301的情况下，无法改变单个单位单元301的谐振频率和/或Q。
然而，发明人还发现，单位单元301的阵列300的特性不同于仅仅聚合其组成的单位单元301的特性。换句话说，谐振器阵列300表现出协同作用。
例如，单位单元的阵列300对接收到的电磁能量的磁场分量提供同质放大(例如参 见图5D和描述该图的文字)。
另外，阵列300的谐振频率可以分别不同于其组成的单位单元301的谐振频率。相反，单位单元301彼此联接以产生阵列300的谐振频率。为此，在优选实施方式中，单位单元301彼此磁联接，并且没有彼此布线。
此外，可以通过调整阵列300内的单位单元301的间距来调谐阵列300的谐振频率。
另外，阵列300是模块化的，其中，可以以与阵列300中已经存在的单位单元301相同的周期性(即，X间距310和/或Y间距311)将单位单元301添加至该阵列300，而不会显著改变阵列300的谐振特性。按照与已经在阵列300中的单位单元301相同的周期性将单位单元301添加至该阵列300，与改变阵列300的单位单元301的周期性一样不会将单元的谐振特性改变太大。以这种方式添加单位单元可能是理想的，例如，将阵列300的尺寸增加至对较大的检体99或检体99的较大部分进行成像。
类似地，可以在不显著改变阵列300的谐振特性的情况下，从阵列300中移除具有给定周期性的阵列300中已经存在的单位单元301。从具有给定周期性的阵列300中移除单位单元301，与改变阵列300的单位单元301的周期性一样不会将单元的谐振特性改变太大。移除单位单元可能是理想的，例如，将阵列的尺寸减小至使配合到MRI机器100的孔102中，或者对较小的检体99或检体99的较小部分进行成像。
谐振器阵列300被配置成具有处于或接近MRI机器100的工作频率的谐振频率(即，该阵列的谐振频率在MRI机器100的工作频率的+/-5％(含+/-5％)内)。例如，1.5特斯拉(即，1.5T)MRI机器的工作频率(或“运行频率”)约为64MHz(出于本公开的目的，该工作频率是射频)，并且3特斯拉(即，3T)MRI机器的工作频率约为128MHz(出于本公开的目的，该工作频率也是射频)。
谐振器阵列300的谐振频率是部分地根据阵列300的单位单元301的周期性(间距)并且还根据单个单位单元301的谐振频率来确定的。在图3A和图3B的例示性谐振器阵列300中，谐振器均匀地间隔开：每个单位单元301是按照在X轴上的X节距310为37.33mm的尺度并且按照Y轴上的Y节距311为37.33mm的尺度分隔开的。在该配置中，谐振器阵列300的谐振频率463是以MRI机器100的工作频率452为中心的。通常，MRI机器的工作频率452与谐振器阵列300的谐振频率之间的差异可以由MRI机器的设计者或操作员来指定。在优选实施方式中，谐振器阵列300的谐振频率在MRI机器的工作频率452的+/-5％(含+/-5％)内。
按较大的周期性(即，较大的X节距310和Y节距311)，降低了谐振器阵列300的谐振频率，而按较低的周期性(即，较小的X节距310和Y节距311)，增加了谐振器阵列300的谐振频率。图4B以图形方式例示了相对于MRI机器的工作频率452的谐振器阵列300的周期性及其频率响应之间的关系。曲线462示意性地例示了阵列300的调谐至MRI机器100的工作频率452的谐振，并且谐振频率是在点463处。相比之下，曲线460示意性地例示了阵列300的调谐至稍低于MRI机器100的工作频率452的频率450的谐振，并且谐振频率是在点461处；并且曲线464示意性地例示了阵列300的调谐至稍高于MRI机器的工作频率452的频率454的谐振，并且谐振频率是在点465处。
因而，对于给定的MRI机器或应用，可以根据需要或期望来调整和建立谐振器阵列300的谐振频率。例如，发明人已经认识到阵列300附近的软组织的存在可以改变阵列300周围的区域的介电常数。如果这种介电常数的变化干扰或劣化了MRI机器100或谐振器的运行，则可以通过改变谐振器阵列300的单位单元301的间距来调整谐振器阵列300的谐振频率。
螺旋单位单元
在图5A、图5B以及图5C中示意性地例示了采用螺旋谐振器500的形式的单位单元301的例示性实施方式500。谐振器500包括围绕低电介质芯体520的螺旋形导体510。
将可以是铜的螺旋导体510环绕芯体520缠绕，使得环绕芯体的每个连续的匝(513)(或“环”)与其前者按间隙515分隔开。
单位单元301具有电感(L)和电容(C)两者。电感来自线圈导体510，并且电容出现在导体510的连续的匝513之间的间隙515中。因而，至少部分地根据导体510的匝513的数量和匝513之间的间隙515的尺度来确定单位单元301的谐振频率。因此，设计者可以通过指定线圈状导体510的特性(例如，匝513的数量和/或间隙515)和/或芯体520的介电常数(k)和/或损耗角来建立电感和电容，从而建立单位单元301的谐振特性以适合期望的应用。此外，单位单元301的阵列300的谐振频率可以通过例如增加或减少导体510的匝513的数量和/或通过增加或减小导体510的匝513之间的间隙515来指定或适配单位单元301的谐振特性，从而调谐单位单元301的阵列300的谐振频率。
在一些实施方式中，导体510自身没有交叠，但在其它实施方式中，导体510自身可以交叠，只要导体510的不同区域之间没有直接电接触即可。例如，如果导体510包括电绝缘涂层512，则导体510自身可以交叠。
图5C示意性地例示了没有导体510的芯体520。在一些实施方式中，芯体520的外表面523包括螺旋凹槽530，以容纳导体510并限定其螺旋形状。
导体510的端部511彼此没有连接，或者没有连接至另一导体，或者未连接至另一谐振器的导体510。因此，导体510可以被称为开环谐振器或开环线圈或开环螺旋谐振器。
在优选实施方式中，芯体520具有低介电常数(k)和低损耗角。例如，芯体520可以由诸如介电常数为3(k＝3)的聚氯乙烯(“PVC”)的材料制成。如本文所使用的，小于15的介电常数(相对介电常数)被视为“低介电常数”(或“低相对介电常数”)，而大于或等于15的介电常数(相对介电常数)被视为“高介电常数”(或“高相对介电常数”)。
然而，在一些实施方式中，芯体520可以具有大于3的介电常数，这减小了单位单元301的尺寸，同时可能需要调整单位单元301的其它特性以保持相同的谐振特性。例如，发明人用水进行了实验，水在20摄氏度时的介电常数约为80，正如图5G和图5H和图5I中示意性地例示的那样。将单位单元500放置在由联接至网络分析仪的耦合回路561环绕的盘子560中。当盘子560仅充满空气时，单位单元500的谐振频率为63MHz，如图5I中的点567所示。然而，当盘子按用水填满芯体520的百分之十(10％)(水的表面566在10％处)的方式包含水时，单位单元500的谐振频率为55MHz，如图5I中的点568所示。当盘子按用水填满芯体520的百分之二十(20％)(水的表面566在20％处)的方式包含水时，单位单元500的谐振频率为39MHz，如图5I中的点569所示。因此，可以明白，在给定的单位单元500中包括介电常数高于空气介电常数的材料，降低了单位线圈500的谐振频率。相反地，为了生成具有给定的谐振频率的单位单元500，相对于芯体520中具有空气的单位单元500，单位单元500的内部503具有相对较高的相对介电常数(例如在86到173之间)可以使得单位单元500变得较小(例如，具有较少的匝513)。例如，一些实施方式包括介电常数在86到173之间的芯体。在一些实施方式中，相对介电常数甚至可以大于173。在一些这样的实施方式中，包括由二氧化钛制成的芯体520。
一些实施方式省略了芯体520，而是包括固定成螺旋形状的导体510(例如，参见图5B)。在这种实施方式中，在空气中，螺旋线圈510内的体积具有空气的介电常数，该介电常数接近一(k＝1)。
螺旋谐振器500的特性可以由将使用它们的MRI机器的类型来确定。在图5A的实施方式中，芯体520是具有外径522和内径521以及高度525的空心圆柱体。然而，该形状和那些尺寸并非是对所有实施方式的限制，而是可以使用其它的实心或空心形状，作为例子来说包括具有正方形或三角形的横截面的形状。对于1.5T MRI机器和3T MRI机器，下面给出了螺旋谐振器500的例示性实施方式的特征。
Figure GDA0003568039320000141
谐振器阵列的操作
在操作中，将谐振器阵列300放置在MRI机器100中的检体99上或附近，正如在图1A、图1B、图1C以及图1D中示意性例示的那样。
谐振器阵列300在或接近MRI机器100的工作频率452下产生谐振，从而增加了由检体99发射的RF信号的磁场强度。这样，增加了RF信号的SNR。
谐振器阵列300在MRI机器100向检体99发送信号和/或MRI机器从检体99接收射频能量期间增加了射频能量的磁场分量。
例如，图5D以图形方式例示了在单位单元301是螺旋谐振器500的谐振器阵列300的实施方式内，在单位单元301的顶部302上方(例如，在Z轴上)的各种高程下的磁场强度。图5E以图形方式例示了所述阵列300的中心点处的磁场增强比，该增强比是距单位单元301的中部303的距离的函数，并且示出了该增强在单位单元301的中部303附近最大，并且随着距单位单元的中部303的距离减小而减小。从图5D应注意到，磁场增强跨谐振器阵列300是大致均匀的。在螺旋谐振器500中，由于螺旋谐振器500的自谐振频率与磁场的激励频率之间的交叠而产生磁场增强。
有益的是，谐振器阵列300还基本上避免了电场产生，或者最小化了那些RF信号的电场分量的增加。例如，在谐振器500的一个端部501处产生的电场几乎完全抵消了在另一端部502处的电场。而且，在各种实施方式中，那些RF信号的电场分量的增加小于那些RF信号的磁场分量的增加。这有利于检体安全，例如，因为电场可能会导致将检体灼伤。具体地，将螺旋谐振器500按它们不与RF信号的电场耦合的方式进行配置，从而减轻了螺旋谐振器500和阵列300对RF信号的电场分量的放大。
图5F示意性地例示了螺旋谐振器500的另选实施方式，包括电联接在单位单元的导体510的两个端部511之间的附加固定电抗550。附加电抗550加于导体510的电感和/或电容之上。附加电抗550可以是电容(C)或电感(L)。在实践中，附加电抗550与螺旋谐振器500的其它结构的电容或电感相互作用。例如，由于螺旋谐振器500的谐振频率是由
Figure GDA0003568039320000151
决定的，因此在附加电抗550中包含电感器(L)会生成具有相同的上述谐振特性但具有较少数量的匝513或/和较小的螺旋直径521的螺旋导体500。同样，在附加电抗550中包含电感器(L)会生成具有相同的上述谐振特性的螺旋导体500，但需要来自螺旋导体510的较少电容。
BC-SRR单位单元
在图6A中示意性地例示了采用宽边耦合裂环谐振器600(“BC-SRR”)形式的单位单元301的实施方式。BC-SRR谐振器600包括“C”形裂环谐振器610、620两者，各个谐振器分别限定了间隙611和621。裂环谐振器610、620在图6A的X-Y平面中是彼此平行地设置的，并且没有彼此相交或物理接触。如图6A所示，将裂环谐振器610、620按使它们的间隙611和621彼此在直径上相对(即，彼此成180度)的方式进行设置。即使间隙611和621彼此之间不是180度，BC-SRR单元也会发生良好的谐振，但这是优选的布置，因为发明人已经发现这种布置会生成最低的电场。出于参考的目的，顶部裂环谐振器610限定了BC-SRR 600的顶表面601，并且BC-SRR600的底表面602。
在BC-SRR单位单元600中，由于单位单元600的自谐振频率与磁场的激励频率之间的交叠而产生磁场增强。BC-SRR单位单元被配置成使得激发的电偶极子表现为抵消，从而减轻了单位单元301和阵列300对RF信号的电场分量的放大。
图6B至图6D示意性地例示了被配置用于按64MHz进行谐振的BC-SRR 600的操作特性。
图6B示意性地例示了单个单位单元BC-SRR 600在X-Z平面中的横截面中的磁场(Bz)分布，并且图6C示意性地例示了在距BC-SRR 600的顶表面601的距离为10毫米的X-Y平面中的磁场分布。图6D示意性地例示了在距BC-SRR 600的顶表面601的距离为10毫米的点处的磁场增强因子。在这个实施方式中，在BC-SRR 600的一个端部(即，最接近顶表面601的端部)处生成的电场几乎完全抵消了另一端部(即，最接近底表面602的端部)处的电场。
图6E示意性地例示了BC-SRR单位单元600的阵列300。在这个实施方式中，在高介电常数基板650上光刻制造BC-SRR。
谐振器阵列300的实施方式可以是刚性的或柔性的。例如，图6E中的BC-SRR谐振器阵列300可以是刚性的，而图7A和图7B两者的阵列300是柔性的。图7A的BC-SRR阵列300具有柔性基板700，并且如图7A中所示，甚至例如可以环绕检体99的肢体799包裹。类似地，螺旋谐振器500的阵列300具有柔性基板700，并且可以将该柔性基板轮廓化成检体99的主体的一部分，甚或形成为圆锥体。
在一些应用中，可能希望仅在从检体向MRI机器发送射频信号期间增加射频能量的磁场分量，而在从MRI机器100向检体99发送射频能量期间不增加射频能量的磁场分量。为此，一些实施方式包括可调谐的阵列300和可调谐的单位单元301。
图8A至图8G示意性地例示了可调谐的单位单元301的实施方式。具有可调谐的单位单元301的阵列300可通过调谐其组成的单位单元301来进行调谐。
图8A示意性地例示了可调谐的单位单元301。可调谐的单位单元301例如可以包括如上所述的螺旋线圈500或如上所述的BC-SRR 600，以及联接器801。
联接器801具有至少两个电状态(或“阻抗”状态)，包括联接器801的电导率低于其在第二状态下的电导率的第一状态。换句话说，联接器801的电阻抗在第一状态下比在第二状态下高。单位单元301的谐振特性根据联接器801的状态而变化。
在图8A的实施方式中，联接器801电联接在螺旋线圈(例如，500)的端部511之间，但可以如下所述以几种方式联接至一个或更多个单位单元。在第一状态，联接器801的阻抗足够高，以使得单位单元301的操作如上所述。然而，在第二状态，联接器的阻抗较低，经由线圈500的端部511之间的导电路径生成电连接。该电连接改变了螺旋线圈500的特性，使得该螺旋线圈不再谐振，或者使得该螺旋线圈的谐振频率偏移至远离MRI机器的工作频率452的频率。通常，MRI机器的工作频率452与螺旋线圈的谐振频率之间的差异在联接器801处于第二状态时可以由MRI机器的设计者或从操作员指定。例如，在优选实施方式中，当联接器801处于第二状态时，螺旋线圈500的谐振频率发生变化，使得如果该螺旋线圈完全谐振，则其谐振频率与MRI机器的工作频率452至少相差+/-15％，和/或在联接器801处于第一状态时与该螺旋线圈的谐振频率至少相差+/-15％。因此，改变联接器801的状态会改变单位单元301的谐振特性。通常，当单位单元801(在该示例中，螺旋线圈500)的谐振频率与MRI机器的工作频率452至少相差+/-15％，和/或在联接器801处于第一状态时与该单位单元的谐振频率至少相差+/-15％时，该单位单元被认为“实际上是不谐振的”。
此外，在这种单位单元301的阵列300中，改变联接器801的状态会改变阵列300的操作特性。例如，当联接器801处于第一状态时，每个单位单元301以及这种单位单元301的阵列300如上面结合图3A至图3C、图4A至图4B、图5A至图5F以及图6A至图6E所述进行操作。当联接器801处于第二状态时，改变阵列300的谐振特性，使得减小由阵列300生成的磁场的放大。实际上，每个单位单元301以及阵列300可以通过将联接器801置于第一状态来“接通”，并且通过将联接器801置于第二状态来“断开”。下面描述了多种联接器801、单位单元301配置以及阵列300配置。通常，联接器801可以被称为非线性材料或非线性装置。
图8B示意性地示出了BC-SRR 600的阵列300。每个BC-SRR单位单元包括至少一个联接器801，并且在一些实施方式中包括超过一个联接器801。图8B中的联接器801被称为半导体贴片810。半导体贴片810例如可以是掺杂硅，其响应于来自MRI机器100的RF能量而改变其阻抗，但不会响应来自检体99的信号的通常低得多的RF能量而改变其阻抗。可以说，半导体贴片是非线性的。
在例示性实施方式中，作为例子来说，半导体贴片810的半导体材料可以是GaAs、InAs或InSb。优选实施方式使用GaAs作为半导体材料。本征GaAs在未掺杂的情况下的载流子密度为2.1*106cm-3。
半导体的特性是通过掺杂来调谐的。掺杂在半导体领域是已知的。在例示性实施方式中，掺杂后的GaAs的载流子密度为3*107cm-3。
在例示性实施方式中，可以从2英寸或4英寸的晶片(0.5mm厚)的掺杂半导体(例如，如上所述掺杂的GaAs)来制备半导体贴片810。将晶片切割成3mm乘5mm的贴片，然后以半导体领域已知的方式将两个电极构图到贴片上，并且这两个电极具有诸如2*10-6m的微米级间隙。
如图8A示意性地例示，将半导体贴片810电联接(例如，焊接)至单位单元301。通过施加交变磁场(例如，射频电磁信号)，可以在微米级间隙处感应到高达400kV/cm的强电场，以激发间隙处的碰撞电离。
在例示性实施方式中，当MRI机器100没有施加这种交变磁场(例如，射频电磁信号)时，半导体贴片810的电导率约为1*10-7(ohm cm)-1(在例示性实施方式中，载流子密度高达107cm-3)。相比之下，当MRI机器100如上所述施加刺激时，半导体贴片810的掺杂GaAs的电导率增加至大约20(ohm cm)-1(在例示性实施方式中，载流子密度高达1018cm-3)，从而导致本文所述的单位单元301的谐振频率偏移。
以掺杂半导体贴片810为例，在由MRI机器100发送RF能量期间，BC-SRR 600的间隙处或金属螺旋500内部的电场很高，因此，与不存在这种RF能量的情况相比，掺杂硅半导体贴片810的载流子密度被激发到更高的水平。在这种状态下，掺杂硅半导体贴片810可以被视为导体。因此，在由MRI机器100发送RF能量期间，单位单元301的谐振频率偏离MRI机器100发送的RF能量的频率。
相比之下，在单位单元301接收到来自检体99的RF信号期间(这发生在MRI机器100不发送RF能量的时候)，上述电场强度要低得多，因此，掺杂硅半导体贴片810不是有效导体。因而，每个单位单元301的谐振频率保持与MRI机器100的工作频率452对准，这是因为掺杂硅半导体贴片810起了隔离器的作用。
将半导体贴片810设置在BC-SRR 600中的第一SRR 610的第一间隙611内，并且响应于来自MRI机器100的RF能量而改变该半导体贴片的状态。更具体地，在没有来自MRI机器100的RF能量的情况下，半导体贴片810处于第一状态(高阻抗)，因此，BC-SRR 600的行为如上面结合图6A至图6E所述。然而，当MRI机发送RF能量时，半导体贴片810将其阻抗改变成第二状态(低阻抗)，由此电联接第一间隙611的相对两个端部612、612，从而改变BC-SRR 600的物理和谐振特性，并由此如上所述地改变阵列300的操作特性。
在一些实施方式中，BC-SRR 600中的SRR 610、SRR 620中的每个SRR包括如上所述的半导体贴片810，以使更进一步地改变每个单位单元301和阵列300的特性。
图8C示意性地例示了螺旋单位单元500的阵列300。在这个实施方式中，半导体贴片810联接在相邻的单位单元301的相应端部511之间，并且如果螺旋线圈本身例如是螺旋线匝513包围的，则优选将该半导体贴片设置在内部802内。在这种配置中，在没有来自MRI机器100的RF能量的情况下，半导体贴片810处于第一状态(高阻抗)，因此，谐振器500的行为如上面结合图5A至图5F所述。然而，当MRI机发送RF能量时，半导体贴片810将其阻抗改变成第二状态(低阻抗)，从而将相邻的单位单元301联接在一起，并且由此如上所述改变阵列300的操作特性。
图8D和图8E示意性地例示了联接器801是开关820的联接器801的另选实施方式，和具有这种联接器801的阵列300的另选实施方式。尽管这些实施方式中的单位单元301响应于控制信号821(因此可以说是与MRI机器100或其控制器140处于控制通信中)，但阵列300中的每个单位单元仍然可以认为是无源的，因为该单位单元不需要外部能量的输入来放大磁场并增加来自检体99的信号的SNR。
在图8D中，每个BC-SRR 600中的至少一个SRR 610具有设置在该SRR 610的间隙611中的开关820。来自MRI机器(例如来自控制器140)的控制信号821使开关820在其第一状态(高阻抗)与第二状态(低阻抗)之间进行改变，从而电联接第一间隙611的相对两个端部612、612。这两个状态改变了BC-SRR 600的谐振特性，从而改变了阵列300的操作特性，如上面结合图8B所述。在一些实施方式中，BC-SRR 600中的SRR 610、SRR 620中的每个SRR包括如上所述的开关820，以使更进一步改变每个单位单元301和阵列300的特性。
图8E示意性地例示了螺旋单位单元500的阵列300。在这个实施方式中，开关820联接在相邻的单位单元301的相应端部511之间。来自MRI机器的控制信号821使开关820在其第一状态(高阻抗)与第二状态(低阻抗)之间进行改变。这两个状态改变了螺旋线圈500的谐振特性，从而改变阵列300的操作特性，如上面结合图8C所述。
图9是对检体99进行磁共振成像的方法的实施方式的流程图。步骤901需要提供具有孔102和工作频率的MRI机器100。MRI机器100例如可以是具有64Mhz的工作频率的1.5特斯拉MRI机器或者是具有128MHz的工作频率的3特斯拉的MRI机器。
步骤902包括将检体放置在孔102中，并且步骤903包括在具有检体的孔中放置单位单元301的阵列300。应注意，步骤902和步骤903可以相对于彼此以任何次序来执行。
在优选实施方式中，在MRI机器100对检体99进行成像时，将阵列300的尺寸调整成连同处于MRI机器100的孔102中的检体99一起设置在孔102内。例如，单位单元301的阵列300可以是上面公开的阵列300中的任何阵列。
在优选实施方式中，阵列300中的每个单位单元301具有谐振频率，并且阵列300具有处于或接近MRI机器100的工作频率的谐振频率。
在步骤904，该方法以本领域已知的方式利用MRI机器对检体99进行成像。
在一些实施方式中，步骤904还包括：在MRI机器未向检体99施加电磁(例如，射频)刺激时，将联接器801控制成处于其第一状态(高阻抗)，并且在MRI机器对检体施加刺激时，将联接器801控制成处于其第二状态(低阻抗)。例如，如果联接器801是开关820，则步骤904可以包括如上所述利用来自控制器140的控制信号821来控制开关820。作为另一示例，如果联接器801是半导体贴片810，则步骤904可以包括：通过抑制来自MRI机器100的电磁刺激来将半导体贴片810控制成处于其第一状态(高阻抗)，并且通过施加来自MRI机器100的电磁刺激来将半导体贴片810控制成处于其第二状态(低阻抗)。在这种实施方式中，在MRI未向检体施加电磁刺激时，联接器801处于高阻抗状态(因此单位单元301谐振)，并且在MRI将这种电磁刺激施加至检体时，联接器801处于低阻抗状态(因此单位单元301实际上是非谐振的)。
下面本文所使用的标号的列表。
99：检体；
100：MRI机器的横截面；
101：表；
102：MRI机器的孔；
110：主场线圈；
120：主体线圈；
130：检体线圈；
140：MRI机器控制器；
150：计算机；
151：计算机通信链路；
300：谐振器阵列；
301：单位单元；
302：单位单元的顶部；
303：单位单元的中部；
310：X间距；
311：Y间距；
400：谐振器的响应；
401：中心频率；
402：高3dB点；
403：低3dB点；
405：噪声水平；
410：频率增量；
450：低于MRI机器的工作频率的频率；
452：MRI机器的工作频率；
454：高于MRI机器的工作频率的频率；
460：阵列的调谐至低于MRI机器的工作频率的频率的谐振响应；
461：阵列的调谐至低于MRI机器的工作频率的频率的谐振频率；
462：阵列的调谐至MRI机器的工作频率的谐振响应；
463：阵列的调谐至MRI机器的工作频率的谐振频率；
464：阵列的调谐至高于MRI机器的工作频率的频率的谐振响应；
465：阵列的调谐至高于MRI机器的工作频率的频率的谐振频率；
500：螺旋谐振器；
501：谐振器的顶端；
502：谐振器的底端；
503：谐振器的内部；
510：导体；
511：导体的端部；
512：电绝缘覆盖物；
513：匝；
515：导体间隙；
520：芯体；
521：芯体外径；
522：芯体内径；
523：芯体的外表面；
525：芯体高度；
530：凹槽；
550：附加电抗；
560：盘子；
561：耦合回路；
565：水；
566：水的表面；
567：干谐振频率；
568：10％的水谐振频率；
569：20％的水谐振频率；
600：BC-SRR谐振器；
601：BC-SRR的顶表面；
602：BC-SRR的底表面；
610：第一裂环谐振器；
611：第一间隙；
612-613：第一间隙的相对端部；
620：第二裂环谐振器；
621：第二间隙；
650：高介电常数的基板；
700：柔性基板；
799：检体的肢体；
801：联接器；
802：螺旋线圈的内部；
810：半导体贴片；
820：开关；
上述本发明的实施方式仅仅是示例性的；许多变型和修改对于本领域技术人员将是显而易见的。所有这种变型和修改旨在落入如任何所附权利要求中限定的本发明的范围内。

Claims (17)

1.一种通过改善接收到的信号的信噪比来改善以工作频率为特征的MRI机器的操作的设备，所述设备包括：
单位单元的阵列，所述阵列具有柔性基板，所述柔性基板被构造成轮廓化成检体的主体的一部分，或者环绕所述检体的肢体包裹，所述阵列的尺寸被调整为在所述MRI机器对检体进行成像时，连同处于所述MRI机器的孔中的所述检体一起设置在所述孔内，其中：
各个单位单元具有谐振频率，
所述阵列具有处于或接近所述工作频率的谐振频率，
所述单位单元按照使所述单位单元彼此联接的方式配置，
所述阵列在由所述MRI机器测量到的所述信号中生成至少为50的信噪比，并且
所述阵列被配置成使得所述阵列的谐振频率能够通过改变所述单位单元之间的间距来调谐。
2.根据权利要求1所述的设备，其中，所述单位单元是低介电常数谐振器。
3.根据权利要求1所述的设备，其中，各个单位单元包括宽边耦合裂环谐振器。
4.根据权利要求1所述的设备，其中，所述单位单元是开环线圈。
5.根据权利要求1所述的设备，其中，所述单位单元是按间距彼此分隔开的螺旋线圈，并且
半导体贴片联接在相邻的单位单元的相应端部之间，其中，在所述MRI机器发送RF能量时，所述半导体贴片的阻抗改变，因此将相邻的单位单元联接在一起并且改变所述阵列的工作特性。
6.根据权利要求1所述的设备，其中，所述单位单元被配置成对所述信号的磁场进行放大，但不对所述信号的电场进行放大。
7.根据权利要求1所述的设备，其中，所述阵列的谐振频率不同于所述MRI机器的所述工作频率。
8.根据权利要求1所述的设备，其中，各个单位单元包括具有两个端部的线圈，并且各个单位单元还包括电联接在所述两个端部之间的电容器。
9.根据权利要求1所述的设备，其中，各个单位单元包括具有两个端部的线圈，并且各个单位单元还包括电联接在所述两个端部之间的电感器。
10.根据权利要求1所述的设备，其中，各个单位单元包括：
具有两个端部的线圈，以及联接在所述两个端部之间的具有可控可变阻抗的联接器；各个单位单元在所述联接器处于第一阻抗状态时具有第一谐振频率，并且在所述联接器处于第二阻抗状态时具有第二谐振频率。
11.根据权利要求10所述的设备，其中，所述联接器是半导体贴片，所述半导体贴片被配置成响应于由所述MRI机器发送的RF能量从所述第一阻抗状态改变成所述第二阻抗状态，以使所述单位单元的谐振频率按照使所述单位单元实际上不谐振的方式偏离所述MRI机器的所述工作频率。
12.根据权利要求10所述的设备，其中，所述联接器是开关，所述开关被配置成响应于来自所述MRI机器的信号从所述第一阻抗状态改变成所述第二阻抗状态，以使所述单位单元的谐振频率偏离所述MRI机器的所述工作频率。
13.根据权利要求1所述的设备，其中，所述单位单元包括：
芯体；以及
环绕所述芯体缠绕的开环线圈。
14.根据权利要求1所述的设备，其中，各个单位单元包括响应于由所述MRI机器施加的信号来进行谐振的装置；并且
所述阵列具有处于所述MRI机器的所述工作频率的谐振频率。
15.根据权利要求1所述的设备，其中，进行谐振的装置包括开环螺旋谐振器，其中，所述开环螺旋谐振器包括：具有两个端部的线圈；以及联接在所述两个端部之间的具有可控可变阻抗的联接器，各个单位单元在所述联接器处于第一阻抗状态时具有第一谐振频率，并且在所述联接器处于第二阻抗状态时具有第二谐振频率，或者
所述进行谐振的装置包括宽边耦合裂环谐振器。
16.一种对检体进行磁共振成像的方法，所述方法包括：
提供具有孔和工作频率的MRI机器；
将所述检体放置在所述孔内；
在具有所述检体的所述孔中放置单位单元的阵列，所述阵列具有柔性基板，所述柔性基板被构造成轮廓化成检体的主体的一部分，或者环绕所述检体的肢体包裹，所述阵列的尺寸被调整为在所述MRI机器对检体进行成像时连同处于所述MRI机器的孔中的所述检体一起设置在所述孔内，其中：
各个单位单元具有谐振频率，
所述阵列具有处于或接近所述工作频率的谐振频率，并且
所述阵列被配置成使得所述阵列的谐振频率能够通过改变所述单位单元之间的间距来调谐，以及
操作所述MRI机器以对所述检体进行成像。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，所述MRI机器是以下项中的一项：
(A)具有64MHz的工作频率的1.5特斯拉MRI机器，并且所述阵列的谐振频率处于64MHz的5％内；或者
(B)具有128MHz的工作频率的3特斯拉MRI机器，并且所述阵列的谐振频率处于128MHz的5％内。
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