CN1420363A

CN1420363A - 用于磁共振成像装置的射频线圈系统

Info

Publication number: CN1420363A
Application number: CN 02158436
Authority: CN
Inventors: C·G·罗伊斯勒
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1996-06-27
Filing date: 2002-11-18
Publication date: 2003-05-28
Anticipated expiration: 2022-11-18
Also published as: CN100449327C

Abstract

一种用于磁共振成像装置的射频(RF)线圈系统，该成像装置基本由计算机辅助，根据成像的类型和尺寸，获得在信噪比和分辨率方面自动优化的图象质量，而不用进行耗时的替换，也不用对RF线圈系统进行手动定位。为了达到这个目的，线圈系统(A)包括多个彼此基本去耦并且大小和/或位置互不相同的单独的RF线圈(Sx)，以及具有多个发送单元的控制装置，这些发送单元与各自的RF线圈关联，从而可以选择一个或多个RF线圈并向其提供具有独立可调的振幅和/或相位和/或脉冲波形的RF脉冲。本发明还涉及一种具有这种RF线圈系统的磁共振成像装置。

Description

用于磁共振成像装置的射频线圈系统

技术领域

本发明涉及一种用于磁共振成像装置的射频(RF)线圈系统，以及这种磁共振成像装置。

背景技术

磁共振成像(MRI)装置特别用于检查和治疗病人。被检查的组织的核自旋由此通过基础磁场而排列并受RF脉冲激励。于是这样引起的RF弛豫过程经受梯度磁场感应，接收并处理它从而形成检测区域的图象。

所谓开放的MR系统(垂直系统)与MR系统存在一定区别，开放的MR系统中，病人被放置在C型支架两端之间形成的检测区域中，这样，在检查或治疗过程中，可以从各个测面接近病人，而MR系统包含一个管状检测区域(轴向系统)，病人被放置在其中。这些区别还需要设备具有完全不同的布置和构造，以便产生并接收基础磁场、梯度磁场和RF信号。

RF信号的发送和接收需要使用RF线圈系统，它的构造和位置对图象质量，尤其对信噪比和分辨率起决定作用。除了永久安装在系统内的RF线圈系统，还需要使用所谓的RF本体线圈，它可以灵活地布置在被测区域周围或其上，例如作为套管或衬垫。

不仅MR装置的类型，而且尤其是各种病人数据例如病人的尺寸以及被测区域(器官)的类型、位置、深度和大小、还有该区域中的所有运动等等，都是优化或选择RF线圈系统的决定性因素。因此，在检测的开始，使用者一般都必须通过不同大小和不同位置的RF线圈进行测试曝光，从而获得被测区域的最优图象。该步骤可能会非常耗时间，而且必须从MR装置中多次移出病人，就会更加耗时。这是轴向系统中特别值得注意的问题。

为了避免这个问题，例如DF4030878中公开了利用具有两个单独线圈的双面线圈，这两个单独线圈可以单独地或联合地通过开关激活，从而获得最优图象质量。

发明内容

本发明的目的是提供一种上述类型的RF线圈系统，它可以比较简单且比较好地适用于给定的曝光位置从而提高图象质量。

本发明的另一个目的是提供一种上述类型的RF线圈系统，它能够就给定的参数，如信噪比或时间或空间分辨率，对图象质量的优化进行控制。

本发明还有一个目的是提供一种RF线圈系统，它的有效尺寸和位置可以改变，而不必替换线圈系统和将病人从MR装置中移出。

本发明的最后一个目的是提供一种MR成像装置，由于它利用了根据本发明的RF线圈系统，因此能够比较快速地成像，而不会降低图象质量。

按照权利要求1，通过RF线圈系统可以达到发明目的，该线圈系统包括多个彼此基本去耦并且大小和/或位置互不相同的单独的RF线圈，以及多个发送单元，这些发送单元与各自的RF线圈相关联，从而可以选择一个或多个RF线圈，并向选定的RF线圈提供RF发送脉冲，该脉冲的振幅和/或相位和/或脉冲波形可以单独调节。

该方案具有许多优点，并且允许高度计算机辅助，因此能够自动优化图象质量而不用进行耗时的替换或对RF线圈系统进行手动定位。特别是在轴向系统的情情况下，这意味着可以显著的节省时间，因为病人不必再从这种MR成像装置中移出。

对RF线圈(线圈)进行适当选择可以改变线圈系统的有效位置及其大小(用于确定磁场在组织中的穿透深度)。线圈系统的磁场结构，主要是均匀性和对称性，可以通过改变RF发送脉冲的振幅、相位和域波形来进行优化。

从属权利要求涉及本发明进一步改进的实施例。

按照权利要求2的实施例，当RF线圈系统运作以接收RF信号时，获得了上述优势。

使用权利要求3中公开的实施例可以优化发送或接收磁场的结构。

权利要求4至6中公开的实施例可以特别灵活地对上述参数进行调节。

权利要求7中公开的实施例特别涉及包括管状检测空间(轴向系统)的MR成像装置，而按照权利要求8的实施例可以用作本体线圈，也就是说与MR成像装置的类型无关。

附图说明

下面通过范例并参照附图对优选实施例进行进一步详细的描述，本发明的特征和优点将表现出来。其中：

图1是MR成像装置的纵向剖面示意图，

图2显示了具有MR成像装置中基本组件的电路图，

图3显示了线圈的控制电路的方框图，

图4是第一线圈系统的示意图，

图5是线圈系统第一组合的示意图，

图6a、6b是线圈系统第二和第三组合的示意图，

图7是第二线圈系统的示意图，

图8是单独线圈的磁场结构的第一示意图，

图9是单独线圈的磁场结构的第二示意图，

图10显示了用于控制线圈系统的设备的方框图，

图11是第三线圈系统的示意图，

图12是第四线圈系统的示意图，

图13是第五线圈系统的示意图，

图14是第六线圈系统的示意图，

图15是线圈系统第四组合的示意图，

图16是线圈系统第四组合的截面图。

具体实施方式

图1是包括管状检测空间(轴向系统)的磁共振成像装置(MR检测装置)的纵向剖面示意图。被测目标1，例如病人，位于检测空间内。检测空间被电磁线圈2包围，它用于产生均匀、稳定的基础磁场(B₀磁场或主磁场，用于磁化被测目标，即调整核自旋)，基础磁场沿轴向方向(z方向)贯穿检测空间，磁通密度(磁感应强度)的数量级从几十特斯拉到几特斯拉。

为了对被测目标1发出的信号进行空间识别和分辨，通过三个梯度磁场线圈3、4、5(未详细显示)包围检测空间，这些线圈产生沿z轴方向延伸的三个梯度磁场。第一梯度磁场在x轴方向上基本呈线性变化，而第二梯度磁场在y轴方向上基本呈线性变化，第三梯度磁场在z轴方向上基本呈线性变化。

为了激励被测目标中的核磁化(自旋共振)，将可以传导RF脉冲的RF发送线圈系统30(RF表面共振器)安置在目标上方，从而使RF磁场(B₁磁场)可以横穿目标。为了采集继激励之后并引起目标中磁化状态的进一步变化的弛豫，提供了安装在目标下方并根据变化感应出相应电压的RF接收线圈系统40(RF表面共振器)。如果运用适当的转换，则一个普通的RF线圈系统也能用来发送和接收，或可以从两个RF线圈系统中选出一个用于普通发送，另一个用于接收。在RF线圈系统30、40和各自相邻的梯度磁场线圈3、4、5之间，提供使RF线圈系统与梯度磁场线圈隔离的屏蔽12、13。

此外，对于给定的检测，RF本体线圈系统45还能够用作接收线圈，直接用于病人1或被测区域。一般来说，该RF本体线圈很柔软并以衬垫或套管形式构成。

对RF线圈系统40、45接收的信号进行估算，以用于MR成像，使梯度磁场将激励状态定位。

图2中示意地显示了该MR成像装置运行中必需的重要元件，包括控制梯度波形发生器20的控制单元17，该发生器的输出端分别连接到第一、第二和第三梯度放大器21、22、23。这些放大器分别向梯度线圈3、4、5产生电流。这些放大器的增益系数可以彼此独立地调节，然后线圈在x轴方向、y轴方向和z轴方向上产生梯度磁场并在被测区域的三个相应空间方向上以已知的方式进行切片选择。

此外，对于RF线圈系统的各个发送线圈，都提供由控制单元7控制的发送通路，它主要包括各自的RF发生器18，从而使RF脉冲的频率调节到取决于梯度磁场的拉莫尔频率。将RF脉冲施加到由控制单元17控制的放大器19，从而调节其振幅、相位和脉冲波形；它们最终到达发送RF线圈系统30。

在RF线圈系统40、45(将用于接收)中由励磁磁化状态的弛豫引起的MR信号，通过正交解调器13与振荡器24的两个相互偏移900的载波振荡(具有由稳定磁场的局部强度确定的拉莫尔或MR频率)相混合，在与各个线圈相关联的接收通路中解调，于是引起可以被认为是复数信号的实部和虚部的两个信号。这些信号施加到模数转换器14。最后，MR图象通过图象处理单元15以已知的方式重新产生并在监视器16上显示出来。

根据本发明的RF线圈系统可以用在上述轴向系统，以及具有垂直贯穿检测空间的基础磁场的垂直系统(开放的MR成像系统)中。

而且，根据本发明的RF线圈系统可以用作发送线圈30以及接收线圈40、45；对于交替操作，每个线圈要连接到合并的可以做相应切换的(例如通过二极管)发送/接收通路S/R。

图3显示了控制RF线圈系统中各个单独线圈的发送／接收通路S/R的装置的方框图。对于每个RF线圈，该装置如图3所示都包括组合在一起的发送单元和接收单元，从而分别形成具有z通路的发送装置100和具有z通路的接收装置110(z＝RF线圈数)。发送装置100的输出伴随每个RF线圈的独立可调的相位、振幅和脉冲波形携载RF电压T。接收装置110的输入携载每个RF线圈的RF接收信号R。最后，MR分光计120双向连接到两个装置100、110，所述分光计能调节发送装置100并评估接收的信号。

如果下文中所述的RF线圈系统要被用作本体线圈，它们应当放置在适当柔软的支撑材料中，如果必要，可通过合适的网络连接到前置放大器，从而校正可能由弯曲引起的电特性的变化。

图4显示了根据本发明的RF线圈系统的第一实施例，它包括同心布置的三个单独的表面线圈S1、S2、S3(一般由标记Sx表示)。这些线圈彼此磁性去耦。为了该目的，在各个线圈之间提供三个去耦电容C_K1、C_K2、C_K3从而影响线圈系统中的电流相位分布，所述电容被调谐到各个模式都是去耦的。

为了去耦，还可以使用(附加或者替换地)小的互感器，例如包括环形铁芯(小的杂散场)且两个电感缠绕在共同铁芯上的类型。这适用于下文中所述的所有实施例。

每个线圈分别连接到前置放大器V1、V2、V3(一般由标记Vx表示)以及相关联的接收通路和/或发送通路，因此可以同时产生或获得三个不同的图象。而且，多个调谐电容C_T与各自的RF线圈的各个导体部分接通。因此，相关的RF线圈共振从而可以在该导体部分形成的导体回路(网络)中引起电流变化。

这种RF线圈系统可以通过选择一个或多个单独线圈S1、S2、S3，而电适用于被测区域，因此根据其类型、大小、深度、运动等等，可以产生对应于信噪比、分辨率和/或对应于最小运动模糊性的最优信号。

例如，RF线圈的发送场或接收场的穿透深度基本与其大小成比例。在图4所示的环形线圈的情况下，有效穿透深度基本等于其半径。因此，当要被成像的组织位于身体表面时，应该选择线圈S2或S3来发送和接收。

通过结合两个线圈的图象可以局部地提高信噪比。因此，在图4的情况下，例如同时使用第一和第三线圈S1、S3时，该合成图象中的整个积分噪声电压包括两个不同量的作用。噪声的相互关系取决于线圈成像区域的总尺寸、形状、电导率和位置。因此，由两个线圈产生的噪声分量彼此不可能完全关联。注意到在所示的情况下获得了不到30％的关联。因此，在两个线圈S1、S3覆盖的区域，也就是在直接位于体表下面的区域获得信噪比，它比从位于身体较深部位的仅由较大的第一线圈S1覆盖的区域中获得的信噪比高。

最后，还可以将RF线圈系统与其它单独的本体线圈结合使用，通过将它们适当地彼此相对地安置在被测区域(或病人1的身体)的两侧，以形成运动区域(例如心脏)的最优图象。该目的在尽量短的时间内实现，以便获得合适的时间分辨率。特别在已知的SENSE(灵敏度编码)成像情况下，可以选择短的采集时间而获得足够的视场，因此可以形成更大量的相应图象。通过由多个单独线圈或线圈系统组成的集群线圈则可以避免任何轻微不利的信噪比。

图5显示了这种用于冠状动脉检测的线圈系统第一组合的实施例，这时两个合适的RF线圈系统A1、A2和三个单独的表面线圈B1、B2、B3围绕病人1的躯干布置。于是实现了最优的集群线圈系统。各种线圈A1、A2、B1、B2、B3可以通过局部重叠或在这些线圈之间保持合适距离和/或通过L/C电路适配来进行彼此去耦。

除了RF线圈系统有效尺寸的所述可调性外，对于给定的检测，它相对病人的有效位置能够尽量简单地改变也是很重要的。为了这个目的，可以布置大量的所述RF线圈系统A1、A2、A3从而将其彼此不同地重叠并贴近被测区域。图6a显示了RF线圈系统的这种第二组合而图6b显示了其第三组合。

于是可以通过重叠或在RF线圈系统之间保持合适距离来获得彼此之间的磁性去耦。该系统的操作者可以通过合适的开关来选择具有最优位置的RF线圈系统A1、A2、A3。每个线圈系统的单独线圈S1、S2、S3还通过各自的发送/接收通路V1、V2、V3(一般由标记Vx表示)来操作。

增加或替换的一个或多个蝶形线圈系统可以用在这些和其它组合中；图7中显示了该蝶形线圈的示范实施例。该线圈系统由两个交错的彼此通过电容C_K去耦的单独蝶形线圈S1、S2组成。各个RF线圈的各导体部分中还具有多个调谐电容C_T以做调谐用。每个线圈还连接到合并的发送/接收通路S/R1或S/R2。

最后，由于介质共振的作用，可能会出现单独RF线圈的场强变化失真或不均匀的问题。对毕奥-萨瓦低频法则的趋近则会引起与实际测量值相比过多的偏差。所述的RF系统能校正并调谐这些介质共振效应，这是由于按照图8两个单独交错的线圈S1、S3上的电流I1、I3的相位变化或振幅变化会适当地改变并结合，从而获得更均衡即更均匀的变化I_res。为了这个目的，例如，可以假设一个去耦电容C_K，从而利用电容二极管或切换电容来进行切换，因此该系统的操作者可以有效地改变磁场强度的变化。在磁场强度很高的情况下，有效控制磁场强度的均匀变化能进一步大大提高图象质量。

RF线圈磁场均匀性的左右对称受到已知的LISA(局部强度偏移假象)和介质共振作用的干扰，即，尤其在RF频率和磁场强度都相对较高(例如128MHz、3Tesla)的情况下。这些影响及其起因在1989，p.1175的“医学磁共振”中已被说明。为了消除这些干扰，选择按照图9的构造，其中线圈被细分为两个单独的、彼此去耦的线圈，或使用形成包括两个相邻布置的单独线圈的RF线圈系统的两个单独线圈S1、S2。为了有效控制磁场均匀性的左右对称，以及为了获得预期的基本磁场变化，提供如图10中所示的装置50用来控制调谐并改变单独线圈S1、S2之间的耦合。这些线圈尤其可以通过电感L彼此感应耦合到一定程度，而且通过调谐电容C_T来控制线圈中的RF电流，从而至少获得高度的左右对称性。

对RF线圈磁场进行所述均匀性控制尤其在所谓的SENSE(灵敏度编码)成像情况下应用优点更为突出。该方法在2000，p.152的“医学磁共振国际学会学报”和1999，p.952的“医学磁共振”以及更多的文章中被详细描述过。其中所述的几何因数g可以通过对线圈进行适当控制来调节RF线圈系统的磁场均匀性来进行优化；在多个线圈系统的情况下(例如按照图5)，则可以相应地调节合适的RF线圈系统A1、A2的其中之一。

如果所述RF线圈系统用于发送则会发现进一步应用性。在图4所示的RF线圈系统中，期望在三个嵌套的单独RF表面线圈S1、S2、S3之间实现大约20dB的磁去耦。这种布置的局部全程发送场可以或被有效地均匀化，或通过适当调节单独线圈中电流的相位或振幅以形成所述SENSE成像。在该情况下，在允许具有不同波形的脉冲发送的同时，利用空间编码或重编码功能，从而获得时间和空间分辨率提高的图象是有意义的。多个合适的RF线圈系统A1、A2、…在该情况下还可以组合。

这些方法特别适用于心脏和头部成像，后者采用的线圈系统一般包括一个具有较大直径的线圈，以及多个具有较小直径并沿着大线圈圆周排列的线圈。

图11显示了第三RF线圈系统。两个如图4中所示类型的单独RF线圈系统A1、A2这时彼此相邻地布置，且两个线圈系统的外部线圈S1具有公共的部分。各线圈之间的去耦通过去耦电容C_K来实现。多个调谐电容C_T被插入单独RF线圈的各个导体部分中。各自的合并的发送/接收通路S/R连接到全部六个单独线圈S1、S2、S3、S1`、S2`、S3、的每一个；在发送模式下，通过合并的发送/接收通路向每个单独的线圈提供振幅和相位不同且脉冲波形可能不同的RF电流，从而获得按照上面所述的理想的对称、均匀或放射的特性或者整体布置的有效尺寸和有效位置。

按照上面所述，通过对单独线圈或线圈系统进行适当选择和组合，也可以获得前述特性。

图12显示了第四RF线圈系统，其中四个相邻布置的RF线圈S1、S2、S3、S4由第五RF线圈S5包围。线圈之间通过去耦电容C_K彼此去耦，并且将多个调谐电容C_T插入单独RF线圈的不同导体部分。每个单独线圈与可单独控制的发送/接收通路S/R连接。利用该RF线圈系统，第一至第四线圈S1至S4可以产生有较小穿透深度的磁场，在该磁场上叠加第五线圈S5产生的具有较大穿透深度的磁场。按照上面所述将这些线圈进行选择组合，从而能在检测区域的期望位置获得最优信噪比。

第三和第四RF线圈系统特别适合与SENSE成像法配合使用。

图13显示了第五RF线圈系统，其中第一、外部线圈S1包围第二、内部线圈S2。通过第一发送/接收通路S/R1来操作第一线圈S1。在第二线圈S2中提供两个彼此垂直延伸并以90度的角度距离连接到第二线圈S2的两个导体Lt1、Lt2。用于操作第二线圈S2的各个发送/接收通路S/R2、S/R3与各个导体相连。两个线圈S1、S2通过去耦电容C_K1、C_K2彼此去耦，并且调谐电容C_T在单独RF线圈的不同导体部分中起作用。

第五RF线圈系统用在HFO(高磁场开放)系统(开放的MR系统)中特别有利。该线圈系统的使用与场定位无关，因为从三个发送/接收通路S/R1、S/R2、S/R3中选出一个总能激活合适的RF线圈。

图14显示了第六RF线圈系统，其中第三线圈S3叠加在相邻布置且通过第一电容C_K1的公共分支彼此去耦的第一和第二线圈S1、S2上。第三线圈通过第二电容C_K2与第一线圈S1去耦，通过第三电容C_K3与第二线圈S2去耦。这三个线圈中的每一个都同样具有调谐电容C_T，并且每次都通过各自的发送/接收通路S/R1、S/R2、S/R3操作。

第六RF线圈系统的特殊优势在于：通过切换或选择线圈S1、S2和/或S3可以简化对不同尺寸的病人的适应过程。

对于如图1所示的包括管状检测空间的MR成像装置，其优势在于使用了RF线圈系统的(第四)组合，它包括所谓鞍形线圈，如图15a中三维图示的和图15b中平面图所示。

RF鞍形线圈系统A1、A2沿着检测空间延伸并彼此相对。这些系统中的每一个都由各自的第一、长线圈S1、S1以及叠加在其上的第二、较短的线圈S2、S2`构成。单独线圈S1、S2、S1`、S2`同样还具有调谐电容C_T，并通过去耦电容C_K彼此去耦，且通过各自的发送/接收通路S/R1、S/R2、S/R1`、S/R2`操作。在图15b中各个线圈的磁场由不同的阴影来表示。该图显示了两个线圈的磁场在较短的线圈S2(S2`)的区域相加，因此参照图4的说明在该区域可以获得提高的RF线圈系统的信噪比。

图16是具有图15a中所示线圈的管状检测空间的截面示意图。产生主磁场和梯度磁场的必需线圈2、3-5布置在该空间的周围并通过RF屏蔽12与内部空间相隔离。病人1示意地在内部空间中表示并由两对每次都相对布置的两个RF线圈系统A1、A2、A3、A4包围，每个线圈系统每次都具有三个单独RF线圈。这些RF线圈系统在圆周方向上相互偏置大约90度。每个单独RF线圈都通过各自的载携着发送信号T和接收信号R的发送/接收通路S/R操作。

根据本发明的一个或多个RF线圈系统最好用在磁共振成像装置中，因此RF线圈或线圈系统可以由计算机控制，例如，依据被测目标的类型、大小、位置等来进行选择，并进行高度控制。

Claims

1.一种主要用于磁共振成像装置的射频线圈系统，包括多个彼此基本去耦并且大小和/或位置互不相同的单独的射频线圈(Sx)，以及多个发送单元(100)，发送单元与各自的射频线圈(Sx)关联以选择一个或多个射频线圈，并向选定的射频线圈提供具有独立可调的振幅和/或相位和/或脉冲波形的射频发送脉冲。

2.如权利要求1所述的射频线圈系统，其特征在于，该线圈系统包括多个与各自的射频线圈(Sx)相关联并能单独被激活或取消激活的接收单元(110)。

3.如权利要求1所述的射频线圈系统，其特征在于，可以通过电容(C_K)和/或电感(L)和/或互感器来调节射频线圈(Sx)之间的耦合，从而获得期望的、特别均匀和对称的射频线圈系统的磁场结构。

4.如权利要求1所述的射频线圈系统，包括多个同心布置的射频线圈。

5.如权利要求1所述的射频线圈系统，包括多个相邻布置的射频线圈。

6.如权利要求1所述的射频线圈系统，其特征在于，多个第一射频线圈(S1至S4)彼此相邻布置并通过第二射频线圈(S5)包围在一起。

7.如权利要求1所述的射频线圈系统，其特征在于，线圈系统由沿着圆柱表面的至少一个第一射频线圈和叠加在其上的第二、较短的射频线圈构成。

8.如权利要求1所述的射频线圈系统，其特征在于，线圈系统设有柔软的支撑材料，从而可用作本体线圈。

9.一种磁共振成像装置，它包括至少一个如前述任一权利要求所述的射频线圈系统(Ax)。

10.如权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于，该装置包括一个运算单元，用于选择射频线圈(Sx)的发送单元(100)和控制选定的发送单元从而向选定的射频线圈提供具有独立可调的振幅和/或相位和/或脉冲波形的射频发送脉冲。