用于超高场MRI的路由器和线圈阵列

摘要

路由器（60），其用于与磁共振系统（10）一起使用，将由多通道射频（RF）放大器生成的独有的激励信号通过发送线路（Tx）有选择地路由到多个连接板（66）中的任一个，每个连接板（66）接收具有多个线圈元件（20）的至少一个RF线圈组件。每个连接板（66）包括收发器端口（68），所述收发器端口（68）用于将所述线圈元件（20）的至少一个导体（22、24）连接到相应收发器通道（T/R）。所述路由器（60）将由所述导体（22、24）从所述收发器通道（T/R）接收的磁共振信号有选择地路由到多通道RF接收器（41）。线圈元件可以承载正弦模式电流或均匀电流。

说明书

技术领域

本申请涉及磁共振领域。本申请尤其应用于超高场的磁共振成像，所 述超高场例如为3特斯拉（Tesla）以及更高，诸如7特斯拉和9.4特斯拉。 然而，下文更普遍地应用于磁共振成像以及磁共振波谱分析等。

背景技术

磁共振成像（MRI）和波谱分析（MRS）系统通常用于患者的检查和 处置。通过这样的系统，待检查身体组织的核自旋由静主磁场B₀对齐，并 且由在射频带中振荡的横向磁场B₁激励。在成像中，弛豫信号暴露于梯度 磁场以定位核自旋。接收弛豫信号以便以已知的方式形成单维或多维图像。 在波谱分析中，关于组织的组成的信息承载于共振信号的频率分量中。

RF线圈系统提供了RF信号的发送以及共振信号的接收。在例如3特 斯拉或更高的高场MR系统中，与较低场强的MR系统相比，一些特性， 诸如受试者的介电负载和传导性，更多地主导B₁场的非均匀性。结果是减 小了图像均匀性、对比度以及空间相关的信噪比，这因此降低了所采集的 图像的质量。为了解决这一问题，已经提出了改善RF线圈性能的若干设计 思路，诸如多个独立的发送和接收通道来实现B₁线圈匀场。利用匀场以临 床上可接受的均匀性程度生成B₁激励场通常需要超高场的大约8个或更多 个独立通道。这样的增加了复杂性的系统存在于研究环境中；然而，对于 临床环境，功耗需求在费用上是负担不起的。

另一种设计思路是使用局部表面线圈来降低独立发送通道的功耗需 求。这些系统使用局部表面线圈以用于激励和接收。在超高场的成像流程 期间，使用在多个位置处的多个发送和接收（T/R）线圈要求操作员手动断 开和重连各表面线圈与各放大器之间的连接，这会增加成像时间并且中断 工作流程。

存在对于用于高场成像系统的具有多个连接点的简单且灵活的线圈接 口的需求，其能够保持使用现有的线圈，并扩展使用多个T/R线圈。本申 请提供了新的经改进的针对多个线圈的组合的互连性，这克服了上述问题 和其他问题。

发明内容

根据一个方面，提供了一种磁共振（MR）系统。所述MR系统包括射 频（RF）放大器，所述射频（RF）放大器针对多个发送通道中的每个生成 独有的B₁激励信号。所述MR系统包括具有多个线圈元件的至少一个RF 线圈组件。所述线圈元件将所生成的激励信号发送到检查区域中并且从该 检查区域接收磁共振信号。多个连接板中的每个将RF放大器经由位于每个 连接板处的收发器端口连接到至少一个RF线圈组件。每个收发器端口将线 圈元件的至少一个导体连接到个体发送通道。路由器经由相应发送通道将 所生成的激励信号有选择地路由到多个连接板中的任一个的收发器端口中 的至少一个。

根据另一方面，提供了一种用于磁共振的方法。所述方法包括针对射 频（RF）放大器的多个发送通道中的每个生成独有的激励信号。利用至少 一个RF线圈组件的多个线圈元件将所生成的激励信号发送到检查区域中 并接收来自该检查区域的磁共振信号。所述RF放大器经由多个连接板中的 一个的收发器端口连接到至少一个RF线圈组件，每个收发器端口将至少一 个导体连接到个体发送通道。所生成的激励信号被经由相应发送通道（Tx） 有选择地路由到多个连接板中的任一个的至少一个收发器端口。

根据另一方面，提供了一种包括至少两个导体的线圈元件。所述线圈 元件以不同的共振模式工作以在检查区域内生成一对正交B₁磁场并接收在 相应共振频率处的磁共振信号。

一个优点是改善了横向磁场的均匀性。

另一优点是改善了图像均匀性、图像对比度以及信噪比。

另一优点是改善了工作流程。

本领域技术人员通过阅读和理解下文的详细描述将能够理解本发明的 进一步优点。

附图说明

本发明可以采取各种部件和部件布置以及各种步骤和步骤安排的形 式。附图仅用于图示说明优选实施例，而不应将其解释为限制本发明。

图1是包括路由器以及双模式发送和接收线圈组件的磁共振系统的示 意性图示；

图2是图1的路由器的一个实施例的示意性图示；

图3A-3G是双模式线圈组件的多种实施例的示意性图示；以及

图4A-4D是双模式线圈组件的一些实施例的B₁绘图。

具体实施方式

参考图1，磁共振（MR）成像系统10包括主磁体12，主磁体12生成 贯穿检查区域14的空间和时间均匀的B₀场。所述主磁体能够是环形或孔 型磁体、C形开放磁体、其他设计的开放磁体等。设置在主磁体附近的梯 度磁场线圈16用于沿着相对于B₀磁场的选定轴生成磁场梯度，以对磁共 振信号进行空间编码，产生磁化扰乱场梯度等。磁场梯度线圈16可以包括 被配置成在三个正交方向上产生磁场梯度的线圈段，所述三个正交方向通 常为纵向方向或z方向、横向方向或x方向以及垂直方向或y方向。

系统10包括设置在检查区域14中或邻近检查区域14的多个射频（RF） 线圈组件18。尽管被图示为在患者之下，还想到了头部线圈、柔韧和刚性 表面线圈，以及包裹躯干和肢体的安置在患者上面以及侧面的其他线圈等。 每个线圈组件18包括多个线圈元件20，在操作过程中，线圈元件20单独 或共同生成射频场以用于在一种或多种核素中激励磁共振，所述一种或多 种核素诸如是¹H、¹³C、³¹P、²³Na、¹⁹F等。射频线圈组件18还单独或共同 用于检测源自成像区域的磁共振信号。

在一个实施例中，每个线圈元件20包括至少两个导体：单个正弦模式 导体22和至少一个均匀模式导体24。正弦模式导体22是被调至共振模式 的环形导体，其具有沿相应导体的正弦曲线电流分布以生成方向与导体22 的平面平行的第一B₁磁场。在一个实施例中的均匀模式导体24是被调至 共振模式的环形导体，其具有沿相应导体的均匀电流分布以生成指向导体 24的平面外的第二B₁磁场。在例示的实施例中，导体22、24的平面与主 磁场B₀的方向平行。在这种布置中，每个线圈元件20充当正交（quadrature） 表面线圈，其在正交于B₀场的两个方向上生成激励磁场。这种双模式配置 有利地改善了B₁场的均匀性和效率，这因而改善了灵敏度和信噪比，特别 是在高场磁共振研究期间，诸如在3特斯拉或更高处。参见例如Zhai的国 际申请No.WO2008/104895。

应当注意到，正弦模式导体，尽管可用，其更适用于大于3T的场强， 例如7T。在另一实施例中，在其中主磁体12工作在3T，每个线圈元件 20包括正交形状的均匀模式导体24。正交均匀模式导体24是正交线圈， 诸如蝴蝶线圈、八形线圈等，其以均匀电流分布工作以在正交于B₀场的两 个方向上生成一对B₁激励磁场。在这一实施例中，正弦模式导体22是非 必要的，因为正交均匀模式导体24生成了一对正交激励磁场。

在另一实施例中，每个线圈元件20包括环形均匀模式导体24。环形均 匀模式导体24是被调至共振模式的环形导体，其具有沿相应导体的均匀电 流分布以生成指向导体24的平面外的B₁磁场。导体24的平面与主磁场B₀的方向平行。为了采集受试者30的磁共振数据，受试者由患者支撑物31 安置在检查区域14中，受试者的感兴趣区域优选处于或接近主磁场的等中 心处。扫描控制器32控制梯度控制器34，梯度控制器34令梯度线圈16跨 成像区域应用选定的磁场梯度脉冲，这可能适于选定的磁共振成像或波谱 分析序列。扫描控制器32还控制一个或多个RF发送器36，以针对RF放 大器38的阵列生成独有的射频信号，RF放大器38的阵列包括个体放大器 38₁、…、38_N，其中的每个令局部线圈的一个或多个导体22、24生成磁共 振激励和操作B₁脉冲。每个RF放大器38放大所生成的独有的激励信号， 所述激励信号通过一个或多个发送通道Tx被发送至一个或多个导体22、 24。提供了独立发送器的阵列，在其中每个发送器能够连接到相应发送通 道Tx，而不是如图示的具有连接到相应放大器38的通道的一个或多个多通 道发送器。

在MR系统中，一个或多个放大器专用于宽带激励，所述宽带激励首 要用于多核（非质子）成像或多核（非质子）波谱分析，并且一个或多个 专用于窄带激励，所述窄带激励首要用于质子MR成像或波谱分析。为了 改善系统灵活性，每个RF放大器被配置成发送宽带激励信号以同时激励宽 范围的核素或者一种或多种单一的核素。内联隔离器39针对每个发送通道 Tx将宽带信号限制为窄带信号。旁路（bypass）40，其由扫描器控制器32 有选择地控制，当指定了宽带成像或波谱分析流程时，旁路40对所述隔离 器设旁路。

所述扫描控制器还控制RF接收器41，RF接收器41连接到导体22、 24以接收由其生成的磁共振信号。所接收的信号从导体22、24经由一个或 多个接收通道Rx发送至接收器41。接收信号前置放大可以并入到线圈组 件18中或收发器开关64中，这将在之后进行描述。类似地，系统10可以 包括独立接收器，其中的每个连接到相应接收通道Rx。应当注意到，接收 通道Rx的数量不必与发送通道Tx相对应。或者，能够使用设置在接收器 41之前的接收通道多路复用器，其中接收通道Rx的数量大于可用的接收 器41的数量。

从接收器41接收的数据暂时存储在数据缓冲器50中并且由磁共振图 像、波谱分析或其他数据处理器52进行处理。磁共振数据处理器能够执行 本领域中已知的多种功能，包括图像重建（MRI）、磁共振波谱分析（MRS）、 导管或介入仪器定位等。重建的磁共振图像、波谱分析读出、介入仪器定 位信息以及其他经处理的MR数据存储在存储器中，诸如医学设施的患者 存档。图形用户接口或显示装置54包括用户输入装置，临床医师能够使用 所述用户输入装置控制扫描控制器32来选择扫描序列和方案、显示MR数 据等。

参考图2，路由器60有选择地路由每个发送通道Tx，并且因此将经由 相应发送通道Tx发送的激励信号路由至多个线圈组件18中的任一个的各 个导体22、24中的一个或多个。路由器60提供了在线圈组件18与RF发 送器36之间的灵活接口，以用于在激励过程中选择导体22、24和线圈组 件18与各个放大器38的各种组合。所述路由器包括RF开关62，RF开关 62将放大器输出，即，将发送通道Tx，路由到多个收发器开关64中的一 个。换言之，路由器60还用于在信号发送与信号接收之间切换导体。在信 号发送过程中，收发器开关64将发送通道Tx有选择地切换至与对应于收 发器开关64的收发器通道T/R连通。或者，在信号接收过程中，收发器开 关64将收发器通道T/R有选择地切换至与对应于收发器开关64的接收器 通道Rx连通。所述接收通道多路复用器可以集成到路由器60中或者从外 部位于接收器41之前，如之前所描述的，以在可用接收器41的数量小于 接收通道Rx的数量时多路复用接收通道。每个收发器开关64操作性地连 接到连接板66，连接板66接收至少一个线圈组件18。如图所示，所述连 接板被集成到患者支撑物31中。然而，也想到了其他布置，诸如将板31 集成到主磁体周围的外壳中等。所述连接板包括多个连接端口68，所述多 个连接端口68远程地接收针对至少一个导体22、24的连接。每个板66的 可用连接端口68的数量可以与发送通道Tx的数量一致。然而，也想到了 更少或更多的端口68。

在系统10中具有多个连接板66允许用户在检查区域中选择多种多个 局部线圈组件18以及它们在任意位置的组合，即连接板66和/或连接端口 68，从而获取期望的视野域或不同的解剖范围，而无需为不同成像流程重 置单个线圈组件。例如，临床医师可以将被配置用于多核磁共振的线圈组 件18附接在第一连接板66，并将被配置用于质子磁共振的线圈组件18附 接在第二连接板66。也想到了若干其他配置的线圈组件18，例如具有发送 和接收两种功能的两个线圈组件18能够各自被布置用于对患者双膝的局部 质子磁共振。类似地，具有发送和接收两种功能的两个线圈组件18能够被 布置用于局部胸部磁共振。其他范例包括，但不限于，具有发送和接收两 种功能的多个局部线圈组件18，其被布置用于头部、颈部、脊柱等的成像 和波谱分析。

扫描器控制器32控制第一旁路以发送宽带信号至第一连接板并控制第 二旁路以发送窄带信号至第二连接板。扫描器控制器32之后控制所述路由 器以将激励信号路由至相应一个或多个导体22、24。在一个实施例中，临 床医师在GUI54处手动地输入用于成像流程的线圈类型和选定的连接端口 22、24。在另一实施例中，每个线圈元件包括识别模块，所述识别模块承 载关于线圈类型的信息。扫描器控制器32自动地检测在它所连接的模块和 一个或多个端口68中的信息，并且相应地配置路由器60以及旁路40。

图3A-3F更为详细地图示了双模式线圈组件的多种实施例。参考图3A， 更详细地图示出了两元件线圈组件18的一个实施例的横截面视图。如之前 所描述的，每个线圈元件20包括两个同心的环形平导体22、24。外侧的导 体22为正弦模式导体并且内侧的导体为均匀模式导体24。对于工作在298 MHz的7特斯拉的MR系统，对于正弦模式导体22的有效平均直径为17 cm，并且对于均匀模式导体24的有效平均直径为13cm，并且在各相邻正 弦模式导体22之间的间隔为1cm。应当注意到，想到了对于所述导体的其 他直径以及环形线圈几何形状，诸如椭圆的或像五边形、六边形、四边形 等的多边形，线性线圈也如此。另外，所述线圈可以是刚性的、柔性的、 平的、轮廓的或这些的任意组合等。能够基于期望的激励频率以及视野来 选择线圈元件20的尺寸和形状。所述导体由介电层70支撑并且与导体22、 24相对的是RF屏障72，以将导体22、24以及多种功率、控制、通信、选 通、接收/发送通道等与彼此屏蔽。为了改善与相邻线圈元件20的隔离，所 述导体钻埋于介电层70之内。任选地，RF屏障74可以绕所述介电层的边 缘延伸。注意，也想到了具有大于两个线圈元件20的组件18，诸如那些在 图3C和3D中所图示的，这些将会被更详细地描述。

参考图3B和3C，在一个实施例中，均匀模式导体24连接到第一连接 端口68₁，并且正弦模式导体22连接到第二连接端口68₂。在这种功率共享 的装置中，所有正弦模式导体22共享被路由至第一连接端口68₁的第一激 励信号，而所有均匀模式导体24共享被路由至第二连接端口68₂的第二激 励信号。路由器60能够在RF开关62处分开功率从而使单个发送通道Tx 在两个或更多连接端口68间共享，而不是如图示的类似模式的导体共享单 个连接端口68。

参考图3D，在另一实施例中，所述导体能够在独立的装置中工作，在 那里每个导体连接到独立的发送通道Tx。路由器60将来自放大器38的每 个输出路由到选定的连接板66的独有的连接端口68。这种装置用于对B₁激励场进行匀场以在维持均匀场的同时确保最大范围。所述线圈组件能够 基于期望的视野被定向为平行于或垂直于患者的轴向轴。应当注意到，通 过断开正弦模式导体以使它们不被使用，并且仅将激励信号路由至均匀模 式导体24，线圈元件20能够用作传统的多环阵列。参考图3E和3F，在另 一实施例中，每个线圈元件20包括多于一个的均匀模式导体24，诸如两个、 三个或更多个。减小均匀模式导体24的直径以适于将均匀模式导体24安 置在正弦导体22的四周内。然而，应当维持最小尺寸以避免危及B₁场的 穿透深度。能够将所述均匀模式导体布置成彼此邻近，诸如在图3E中，或 者它们能够重叠，如在图3F中，从而改善匀场以及改善与邻近线圈的隔离。 能够选择重叠的量以将互感系数最小化。图4A-4D图示了使用轴向布置的 两元件线圈组件的在体模的矢状面中的|B₁+|场的范例。在绘图中，|B₁+|值 被缩放至在体模中的1W的总吸收平均功率。图4A描绘了μT的|B₁+|场 的第一范例，在那里路由器60将所生成的激励信号路由到单个连接端口68， 均匀模式导体24以功率共享的配置附接至单个连接端口68。在第二范例中， 图4B描绘了正弦模式导体22的|B₁+|场，正弦模式导体22共享来自单个发 送通道Tx的功率。在第三范例中，图4C描绘了所有导体22、24的|B₁+| 场，所有导体22、24共享来自单个发送通道Tx的功率。正弦模式导体22 连接到第一连接端口68，并且均匀模式导体24连接到第二连接端口68。 所述路由器将相同的RF功率路由到两种导体，但是两者之间具有90°的 相位差。在第四范例中，图4D描绘了类似模式导体的|B₁+|场，所述类似模 式导体共享来自单个发送通道Tx的功率，即正弦模式导体22连接到第一 连接端口68，并且均匀模式导体24连接到第二连接端口68。所述路由器 之后将独有的激励信号路由到两种连接端口68中每种的路线。在这一范例 中，使用了0.5V的均匀模式导体与正弦模式导体的电压比以及10°的相 位差。改进在于影像表面附近沿轴向方向的|B₁+|场的均匀性。

已经参考优选实施例描述了本发明。他人可以通过阅读和理解之前的 详细描述做出修改和变化。其意图是将本发明解释为包括所有这样的修改 和变化，只要其落入了权利要求书或其等要件的范围内。