CN104704383A - 用于并行发射mri的鸟笼体线圈 - Google Patents

用于并行发射mri的鸟笼体线圈 Download PDF

Info

Publication number
CN104704383A
CN104704383A CN201380051850.8A CN201380051850A CN104704383A CN 104704383 A CN104704383 A CN 104704383A CN 201380051850 A CN201380051850 A CN 201380051850A CN 104704383 A CN104704383 A CN 104704383A
Authority
CN
China
Prior art keywords
resonance device
birdcage
ring
birdcage resonance
port
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201380051850.8A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104704383B (zh
Inventor
P·R·哈维
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN104704383A publication Critical patent/CN104704383A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104704383B publication Critical patent/CN104704383B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
    • G01R33/34076—Birdcage coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
    • G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
    • G01R33/5612—Parallel RF transmission, i.e. RF pulse transmission using a plurality of independent transmission channels

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及一种用于MR成像的鸟笼共振器(109)，所述鸟笼共振器(109)围绕检查体积并且包括：多个梯级(1-16)，其被布置为平行于所述检查体积的纵轴，每个梯级(1-16)包括梯级电容(C梯级)；-两个端部环，其被布置在所述梯级(1-16)的相对的端部，每个端部环包括多个环电容(C环)，其中，每个环电容(C环)将一对相邻的梯级(1-16)互连，每一对相邻的梯级对以及互连的环电容(C环)形成所述鸟笼共振器的网格。本发明提出所述环电容(C环)与所述梯级电容(C梯级)是成比例的，使得：-所述鸟笼共振器(109)具有多个共振模式，所述多个共振模式被调谐到相同的共振频率；并且所述鸟笼共振器(109)的所述网格被电磁地耦合。此外，本发明涉及一种MR设备，包括：至少一个RF线圈布置，其用于生成在所述检查体积之内的RF脉冲，和/或用于从定位于所述检查体积中的患者的身体(110)接收MR信号，其中，所述RF线圈布置包括本发明的特定调谐的鸟笼共振器(109)。

Description

用于并行发射MRI的鸟笼体线圈
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像领域。本发明涉及用于MR成像的鸟笼共振器以及包括鸟笼共振器的MR设备。
背景技术
利用在磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维或者三维图像的图像形成MR方法现今被广泛应用，尤其是应用在医学诊断领域中，因为对于对软组织的成像而言，所述图像形成MR方法在许多方面优于其他成像方法，不需要电离辐射并且通常是非侵入的。
根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强、均匀的磁场中，所述磁场的方向同时定义了坐标系的一个轴(通常是z轴)，所述测量基于所述轴。磁场根据能够通过应用限定的频率(所谓的拉莫尔频率、共振频率或MR频率)的电磁交替场(RF场)来激励(自旋共振)的磁场强度而针对个体核自旋产生不同的能级。从宏观的角度来看，个体核自旋的分布产生总体磁化，能够通过应用合适频率的电磁脉冲(RF脉冲)来使所述总体磁化偏离平衡状态，同时磁场垂直于z轴延伸，从而使得磁化执行关于z轴的进动。磁化的这一运动描述了圆锥的表面，所述圆锥的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅值取决于应用的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况下，自旋从z轴偏转到横平面(翻转角90°)。RF脉冲经由MR设备的RF线圈布置朝向患者的身体发射。RF线圈布置通常围绕患者的身体被放置于其中的检查体积。
在RF脉冲终止之后，磁化弛豫回初始平衡状态，其中，z方向的磁化以第一时间常数T1(自旋晶格或纵轴弛豫时间)再次建立，并且垂直于z方向的方向的磁化以第二时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。能够借助MR设备的前述的RF线圈布置来探测磁化的变化。在例如应用90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有核自旋的从具有相同相位的有序状态到在其中全部相位角均匀分布(失相)的状态的转变(由局部磁场不均匀所诱发)。失相可以借助再聚焦脉冲(例如180°脉冲)来补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
为了实现身体中的空间分辨，沿三个主轴延伸的线性磁场梯度叠加在均匀磁场上，这造成自旋共振频率的线性空间依赖性。在RF线圈布置中拾取的信号然后包括能够与身体中的不同位置相关联的不同频率分量。经由接收线圈获得的信号数据对应于空间频率域并且被称为k空间数据。k空间数据通常包括利用不同相位编码采集的多条线。通过收集多个样本来将每条线数字化。借助于傅立叶变换将一组k空间数据转换为MR图像。
带通鸟笼共振器(也被称为鸟笼线圈)是用于MR成像中的RF线圈布置的公知的概念。这样的鸟笼共振器包括多个梯级，所述多个梯级被布置为平行于由所述鸟笼共振器围绕的检查区域的纵轴。每个梯级包括梯级电容C梯级。两个端部环被布置在梯级的相对的端部处，其中，每个端部环包括多个环电容C环。每个环电容C环与一对相邻的梯级互连。图1中示出了MR成像中通常使用的鸟笼共振器的这样的常规设计。
带通鸟笼线圈的多个共振模式的共振频率由分别被放置在端部环部分和梯级的C环和C梯级电容的值和线圈的各种几何属性(其影响线圈的电感属性)确定。对于任何给定的几何结构而言，在将C环/C梯级的比率保持为固定的同时，能够调谐线圈结构以在需要的拉莫尔频率处实现期望的共振模式。这通过以耦合的方式来操纵C环和C梯级的值来实现。己发现，C环/C梯级的比率确定模式的相对频率分离，而C环和C梯级的绝对值确定绝对频率。通过C环/C梯级的比率，能够按需要操纵线圈的多个共振模式。ISMRM 1997第176页的摘要‘The bandpass birdcage resonantor modified as a coilray forsimultaneous MR acquisition’提到，梯级电容器与环电容器的比率对于确定带通鸟笼线圈的低通或高通特性而言是关键参数。在根据ISMRM 1997第176页的摘要已知的鸟笼线圈中，相邻的网格被隔离。
尽管在图1中电容被示为分立的电容器，但是可以使用串联或并联的多个电容器实现值C环和C梯级。
在典型的MR成像***中，采用带通鸟笼共振器，其中，使用电容值C环和C梯级设计鸟笼共振器，所述电容值C环和C梯级实现通常所谓的两端口鸟笼调谐，在所述两端口鸟笼调谐中仅单个均一共振模式被调谐到拉莫尔频率。在这一情况下，能够通过经由物理定位为90°分隔的两个RF驱动端口来供应RF功率，来正交地驱动线圈结构。在正交激励的情况下，RF电流的幅值在每个梯级中是相等的，同时RF电流的相位从梯级到梯级以相等的增量从0°到360°地增长。
通常能够期望具有生成的RF场(B1场)的相对均匀一致性，用于激励在患者的身体的被成像的部分的整个截面上的磁共振。然而，由于MR频率随着主磁场(B0场)的增加的强度而增加，这由于导通损失以及在患者身体内的波长效应而变得更加困难。在关于激励均匀性检查常规鸟笼共振器的性能中发现，在高频(>128MHZ)处，基于介电的驻波机制严重影响B1场的均匀性。
多通道发射MR成像已经被接纳作为操纵体积RF线圈来实现相对均匀的B1场的标准方法。在多发射的基本范例中，体积RF线圈布置***为许多独立共振器元件。用于生成B1场的RF信号然后经由连接到个体共振器元件的RF驱动端口而被供应到RF线圈布置。能够个体地控制被应用到不同RF驱动端口的RF功率以及RF相位，以优化RF场的均匀性(所谓的RF匀场)。
根据US 6043658已知实现多发射RF线圈布置的一种方式。在这一方法中，鸟笼共振器的C环和C梯级电容值被选择为使得全部共振模式被调谐到单个频率。它的效应是鸟笼共振器的个体网格表现得像电磁去耦的个体元件。然后能够将每个网格看成独立共振器元件，利用个体可控制RF信号根据多发射方案来对所述独立共振器元件进行供电，以实现均匀B1。
然而，实现对鸟笼共振器的退化(degenerate)调谐(如根据US6043658已知)的能力取决于线圈的尺寸和梯级数。已经观测到，在具有近的适配的RF屏蔽的大的膛设计的情况下，难以，甚至不能够在实践中实现常规的退化调谐。
发明内容
根据以上容易意识到，存在对于改进的RF成像技术的需要。因此本发明的目的是实现均匀B1场的在高共振频率(>128MHZ)处的功率高效的生成。根据本发明，公开了一种用于MR成像的鸟笼共振器。所述鸟笼共振器围绕检查体积并且包括：
-多个梯级，其被布置为平行于所述检查体积的纵轴，每个梯级包括梯级电容C梯级，
-两个端部环，其被布置在所述梯级的相对的端部，每个端部环包括多个环电容C环，其中，每个环电容C环与一对相邻的梯级互连，每一对相邻的梯级以及互连的环电容C环形成所述鸟笼共振器的网格，根据本发明，所述环电容C环与所述梯级电容C梯级是成比例的，使得：
-所述鸟笼共振器具有多个共振模式，所述多个共振模式被调谐到相同的共振频率，并且
-所述鸟笼共振器的所述网格被电磁地耦合。
在本发明的实施例中，鸟笼共振器包括N个梯级，所述梯级包括环(C环)电容和梯级(C梯级)电容二者，其中，环电容值对梯级电容值的比率被选择为实现N个共振模式，每个被调谐到相同的共振频率，其中，对于每个共振模式而言，所述鸟笼共振器的个体网格没有基本上彼此电去耦。本发明与经典退化鸟笼共振器设计(如根据US 6043658已知)之间的根本不同在于，所述调谐方案使得在获取不同共振模式的多个独立场分布的同时，这些场分布在空间分布中与经典退化调谐不相同，并且所述鸟笼共振器的所述网格没有(并且不需要)基本上彼此电磁去耦。本发明基于这样的洞悉，即存在这样的C环/C梯级的比率，其使所述共振模式的集合被生成为具有与共振器中的梯级一样多的自由度。由个体模式生成的B1场分布呈现足够的均匀性，使得能够组合所述场分布，以实现功率高效的均匀圆极化B1场分布。
在本发明的优选实施例中，所述梯级的所述布置形成大致圆柱形的形状。这对应于鸟笼共振器的常规设计，其中，所述检查体积(对应的MR设备的膛)具有直径恒定的基本上圆形的截面。
在本发明的又一个优选实施例中，所述鸟笼共振器包括多个RF驱动端口，其中，每个梯级连接到不同RF驱动端口。经由所述RF驱动端口中的仅一个供应的共振RF信号生成源于对根据本发明的所述鸟笼共振器的特定调制的所述梯级中的每个中的RF电流。
在本发明的特定实施例中，在鸟笼共振器具有16个梯级的情况下，选择C环和C梯级的值以实现共振调谐，其中，当将RF信号供应到任何信号RF驱动端口时，所述共振调谐生成根据下表的所述梯级电流幅值及相位分布(近似值)。
在上面的表格中图示的情况下，所述RF信号只经由连接到梯级号8的所述RF驱动端口供应。
所述鸟笼共振器之内的电流幅值及电流相位的空间分布与所述梯级的所述位置处于固定的空间关系，RF信号经由对应的RF驱动端口被供应到所述梯级。对不同RF驱动端口的选择将简单地实现RF电流幅值及相位分布绕所述圆柱形检查体积的所述轴对应的旋转。在多个RF驱动端口处的激励实现对所述移位的RF电流幅值及相位分布的线性叠加。本发明不仅涉及鸟笼共振器，而且涉及MR设备。根据本发明，所述MR设备包括：
-主磁体，其用于沿主场轴在检查体积之内生成均匀、稳定的磁场，
-若干梯度线圈，其用于生成所述检查体积之内的不同空间方向的切换的磁场梯度，
-至少一个RF线圈布置，其用于生成所述检查体积之内的RF脉冲，和/或用于从定位于所述检查体积中的患者的身体接收MR信号，所述RF线圈布置包括前述类型的鸟笼共振器。
-控制单元，其用于控制RF脉冲及切换的磁场梯度的时间顺序，以及
-重建单元。
在优选的实施例中，所述MR设备还包括发射单元，所述发射单元用于将RF信号发射到所述RF线圈布置，其中，所述发射单元具有多个发射通道，每个发射通道连接到所述鸟笼共振器的一个RF驱动端口。其中，发射通道的数量等于所述鸟笼共振器的梯级的数量。经由所述独立发射通道驱动本发明的所述鸟笼共振器允许在被检查的患者的身体内的B1场的明显改进。优选地，每个发射通道包括RF功率放大器，所述RF功率放大器作为经由所述对应的发射通道供应的RF信号的源。通过个体地调整经由每个发射通道发射的所述RF信号的所述功率和/或相位，来实现RF匀场。当利用具有正交相位分布的RF信号供应全部驱动端口时，实现了所述B1场的最大均匀性以及最大功率效率。
在备选实施例中，每个发射通道经由正交混合体连接到所述鸟笼共振器的RF驱动端口的正交对。发射通道的数量然后等于所述鸟笼共振器的梯级的数量的一半。与RF驱动端口的所述正交对中的每个耦合的所述梯级相对于所述鸟笼线圈的所述纵轴具有90°的角距离。利用该实施例，实现了最佳B1均匀性，其中，仅需要一半数量的RF功率放大器。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而应理解，附图仅出于图示的目的被设计，而不作为对本发明的限度的定义。在附图中：
图1示出了圆柱形的形状的鸟笼共振器；
图2示出了根据本发明的MR设备；
图3示出了对本发明的鸟笼共振器中RF电流分布进行图示的曲线图；
图4示出了对本发明的利用经由不同RF驱动端口供应的RF信号的鸟笼共振器中的RF电流分布进行图示的曲线图；
图5示出了根据本发明的鸟笼共振器的RF驱动方案。
具体实施方式
图1示出了如通常在MR成像中使用的鸟笼共振器109的常规设计。鸟笼共振器109包括沿圆柱形检查体积的周围布置的多个梯级。每个梯级包括梯级电容C梯级。两个端部环被布置在梯级的相对的端部，其中，每个端部环包括多个环电容C环。每个环电容C环与一对相邻的梯级互连。每一对相邻的梯级与互连的环电容C环形成鸟笼共振器的网格。
在常规MR成像***中，鸟笼共振器使用实现通常所谓的两端口鸟笼调谐的电容值C环和C梯级，其中，仅单个均匀共振模式被调谐到拉莫尔频率。
根据本发明，相比之下，环电容值对梯级电容值的比率被选择为实现N个共振模式，每个被调谐到相同的共振频率。对于每个共振模式而言，鸟笼共振器的个体网格没有基本上彼此电去耦。选择C环/C梯级的比率，其使共振模式的集合被生成为具有与共振器中的梯级一样多的自由度。由个体模式生成的B1场分布能够被线性组合，以实现功率高效的均匀圆极化B1场分布。
在固定物理尺寸的常规调谐的两端口鸟笼共振器中，C环/C梯级比率可以是2.833，这例如利用81.1pF的总环电容和28.8pF的梯级电容来实现。为对相同的结构进行转变以根据本发明进行操作，C环/C梯级的比率将必须被调整到0.891。在实现在与常规调谐中相同的拉莫尔频率处的共振时，可以使用58.4pF的环电容和65.6pF的梯级电容来实现0.891的比率。对于不同的物理共振器尺寸而言，将需要不同的比率和绝对值。这指示在需要的电容值中有清楚和可预测的不同，以将常规调谐的带通线圈转换为根据本发明调谐的鸟笼线圈。
参考图2，示出了MR设备101。所述设备包括超导或常导主磁体线圈102，使得沿通过检查体积的z轴创建基本上均匀、瞬时固定的主磁场。
磁共振生成及操纵***应用RF脉冲系列和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋，诱发磁共振，重新聚焦磁共振，操纵磁共振，空间地或者以其他方式编码磁共振，使自旋饱和等，从而执行MR成像。
更具体而言，梯度脉冲放大器103将电流脉冲应用于沿检查体积的x、y和z轴的全身梯度线圈104、105和106中的所选择的一个。数字多通道RF频率发射器107经由全身体积鸟笼共振器109的RF驱动端口，发射RF脉冲或RF脉冲群，以将RF脉冲发射到检查体积中。
典型的MR成像序列包括短持续时间的RF脉冲段的包，其彼此一起和任何所应用的磁场梯度实现对核磁共振的选定的操纵。RF脉冲用于使共振饱和，激励共振，反转磁化，重新聚焦共振或者操纵共振并且选择定位于检查体积中的身体110的部分。还由全身体积RF线圈109捕获MR信号。
为了借助平行成像来生成身体110的受限制的区域的MR图像，局部阵列RF线圈111、112、113的集合被放置为邻近于所选择的用于成像的区域。阵列线圈111、112、113能够用于接收由身体线圈RF发射诱发出的MR信号。
得到的MR信号在所描绘的实施例中由阵列RF线圈111、112、113拾取并且由接收器114解调，所述接收器优选地包括前置放大器(未示出)。接收器114经由开关108连接到RF线圈111、112和113。
主机115控制梯度脉冲放大器103和发射器107，以生成多个MR成像序列中的任意序列，例如回波平面成像(EPI)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等。对于所选择的序列而言，在每个RF激励脉冲之后，接收器114快速连续地接收单个或多个MR数据的线。数据采集***116执行对接收到的信号的模数转换，并且将每个MR数据的线转换为适合于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集***116是专用于采集原始图像数据的独立的计算机。
最后，由重建处理器117将数字原始图像数据重建为图像表示，所述重建处理器应用傅立叶变换以及其他合适的重建算法，例如SENSE或SMASH。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。图像然后存储在图像存储器中，在所述图像存储器中可以访问所述图像，以例如经由提供对得到的MR图像的人类可读显示的视频监视器118，将切片、投影或图像表示的其他部分转换为用于可视化的合适的格式。
鸟笼共振器109包括多个RF驱动端口，其中，每个梯级连接到不同RF驱动端口。选择鸟笼共振器109的C环和C梯级的值，以实现共振调谐，当在任何单个RF驱动端口处进行共振性驱动时，所述共振调谐生成对应于图3a和3b的RF梯级电流幅值及相位分布。图3涉及实施例，在所述实施例中鸟笼共振器具有总计16个梯级。在图3a中，RF电流的相对幅值被绘制为梯级号的函数。在图3b中，RF电流的相位被绘制为梯级号的函数。在描绘的情况下，RF信号被供应到连接到梯级号8的RF驱动端口。
在根据本发明调谐的鸟笼共振器109中，RF电流幅值及相位到特定梯级1-16的映射具有针对RF驱动端口的固定的空间关系。对不同RF驱动端口的选择将实现对鸟笼共振器109的轴的周围的RF电流幅值及相位分布的容易的旋转。在多个RF驱动端口处的激励实现对移位的RF电流幅值及相位分布的线性叠加。在图4a和4b中，RF电流的相对幅值和RF电流的相位被绘制为梯级号的函数。曲线301和303涉及其中经由连接到梯级号8的RF驱动端口来供应RF信号情况，而曲线302和304涉及其中经由连接到梯级号2的RF驱动端口来供应RF信号情况。如根据图表变得显而易见的，RF电流的形状和相位分布仍然相同，同时曲线沿图表的水平轴移位。
如上面所提及，本发明的鸟笼共振器109被以这样的方式调谐：存在N个空间独立激励模式，其中，N等于梯级数。这些共振模式的特殊属性是它们均呈现与常规鸟笼共振器的线性驱动方案相似的表现。在单个RF驱动端口处进行驱动，在全部梯级上生成分布式RF电流及相位分布，这在检查体积之内产生似线性B1场分布。在相邻的RF驱动端口处进行驱动，在合适的相位移位的情况下，产生等同的B1场分布，所述等同的B1场分布对应于相邻的RF驱动端口的位移而被空间地旋转。来自对两个相邻的RF驱动端口的激励的组合的B1场以连续并且功率高效的方式被叠加。经由与相对于鸟笼共振器109的轴定位为90°分隔的两个梯级连接的RF驱动端口的正交激励产生基本正交场，但是具有利用常规调制的鸟笼共振器的功率效率的大约1/8。然而，经由具有正交相位分布的16个RF驱动端口驱动本发明的鸟笼共振器109，以对应于常规调制的鸟笼共振器的功率效率实现了充分均匀的正交场。本发明的方法的优点是，与常规调制的鸟笼共振器的仅两个RF驱动端口不同，RF功率能够分布在全部16个RF驱动端口中间。此外，通过本发明获得的16个自由度实现了RF匀场。
在本发明的特定实施例中，利用跨全部16个RF驱动端口的正交相位分布来驱动鸟笼共振器109，总需要的输入功率是9.1kW。这一值与利用常规调制的鸟笼共振器实现的功率效率十分相近。因此，RF功率能够充分分布在具有均明显小于1kW的功率能力的16个RF功率放大器上。此外，如上面论述的，这一拓扑结构允许RF匀场，所述RF匀场能够在总RF功率(9.2kW)中的非常小的损失的情况下而实现。
在上面描述的实施例中，对鸟笼共振器109的调谐使得能够将个体RF功率放大器连接到每个梯级。在16梯级鸟笼共振器的情况下，这将需要16个RF功率放大器。然而，在这一类型的调谐的情况下，与到相对于鸟笼共振器109的轴具有90°角度的角距离的梯级连接的RF驱动端口表现得像正交对一样。以正交驱动方案连接相应的RF驱动端口实现了均匀正交B1场。根据这一属性，应意识到，能够使用连接到标准正交混合体的单个RF功率放大器，正交地驱动90°分隔的RF驱动端口(梯级)对。图5示出了如何能够以这一方式通过将合适的RF驱动端口对组合到正交混合体509-516的系列来将8个RF功率放大器501-508连接到16梯级鸟笼共振器109。这一方法使得能够降低RF放大器的数量。额外的益处是正交混合体509-516的性能是使得阻止由于接口不匹配的所反射的RF功率进入RF功率放大器501-508。从而，能够避免环行器或隔离器。
尽管上面已经参考16梯级鸟笼共振器描述了本发明，但是必须注意，本发明总体上可应用于具有任意数量的梯级，例如24或32个梯级的鸟笼共振器。

Claims (10)

1.一种用于MR成像的鸟笼共振器，所述鸟笼共振器(109)围绕检查体积并且包括：
-多个N梯级(1-16)，其被布置为平行于所述检查体积的纵轴，每个梯级(1-16)包括梯级电容(C梯级)，
-两个端部环，其被布置在所述梯级(1-16)的相对的端部，每个端部环包括多个环电容(C环)，其中，每个环电容(C环)将一对相邻的梯级(1-16)互连，每一对相邻的梯级以及互连的环电容(C环)形成所述鸟笼共振器的网格，
其中，所述环电容(C环)与所述梯级电容(C梯级)是成比例的，使得：
-所述鸟笼共振器(109)具有多个N共振模式，所述多个N共振模式被调谐到相同的共振频率，N共振模式的数量等于梯级的数量，并且
-所述鸟笼共振器(109)的所述个体网格被电磁地耦合。
2.根据权利要求1所述的鸟笼共振器，其中，所述梯级(1-16)的所述布置形成大致圆柱形的形状。
3.根据权利要求1或2所述的鸟笼共振器，还包括多个RF驱动端口，每个梯级电连接到不同的RF驱动端口。
4.根据权利要求3所述的鸟笼共振器，其中，经由所述RF驱动端口中的仅一个供应的共振RF信号在所述梯级(1-16)中的每个中生成RF电流。
5.根据权利要求3或4所述的鸟笼共振器，其中，所述鸟笼共振器(109)之内的电流幅值以及电流相位的空间分布与所述梯级(109)的位置处于固定空间关系，RF信号经由各个RF驱动端口被供应到所述梯级。
6.一种MR设备，包括：
-主磁体(102)，其用于沿主场轴在检查体积之内生成均匀、稳定的磁场，
-多个梯度线圈(104、105、106)，其用于生成在所述检查体积之内的不同空间方向的切换的磁场梯度，
-至少一个RF线圈布置，其用于生成在所述检查体积之内的RF脉冲，和/或用于接收来自定位于所述检查体积中的患者的身体(110)的MR信号，其中，所述RF线圈布置包括根据权利要求1-5中的任一项所述的鸟笼共振器(109)。
-控制单元(115)，其用于控制RF脉冲以及切换的磁场梯度的时间序列，以及
-重建单元(117)。
7.根据权利要求6所述的MR设备，还包括发射单元(107)，所述发射单元用于将RF信号发射到所述鸟笼共振器(109)。
8.根据权利要求7所述的MR设备，其中，所述发射单元(107)具有多个发射通道，每个发射通道连接到所述鸟笼共振器(109)的一个RF驱动端口(119、120)，发射通道的数量等于所述鸟笼共振器(109)的梯级(1-16)的数量。
9.根据权利要求7所述的MR设备，其中，所述发射单元(107)具有多个发射通道，每个发射通道经由正交混合体(509-516)连接到所述鸟笼共振器(109)的RF驱动端口(119、120)的正交对，发射通道的数量等于所述鸟笼共振器(109)的梯级(1-16)的数量的一半。
10.根据权利要求7-9中的任一项所述的MR设备，其中，每个发射通道包括RF功率放大器(501-508)，经由每个发射通道发射的所述RF信号的所述功率能够个体地被调整以达到RF匀场的目的。
CN201380051850.8A 2012-10-02 2013-09-11 用于并行发射mri的鸟笼体线圈 Active CN104704383B (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201261708736P 2012-10-02 2012-10-02
EP12186976.2 2012-10-02
EP12186976 2012-10-02
US61/708,736 2012-10-02
PCT/EP2013/068795 WO2014053289A1 (en) 2012-10-02 2013-09-11 Birdcage body coil for parallel transmit mri

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104704383A true CN104704383A (zh) 2015-06-10
CN104704383B CN104704383B (zh) 2018-01-19

Family

ID=47146167

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201380051850.8A Active CN104704383B (zh) 2012-10-02 2013-09-11 用于并行发射mri的鸟笼体线圈

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10024934B2 (zh)
CN (1) CN104704383B (zh)
DE (1) DE112013004850T5 (zh)
WO (1) WO2014053289A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11925168B2 (en) 2018-09-24 2024-03-12 Lely Patent N.V. Milking system with detection system

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9588196B2 (en) * 2011-01-06 2017-03-07 Koninklijke Philips N.V. Multi-channel transmit MR imaging
EP3060115B1 (en) * 2013-10-21 2018-01-03 Koninklijke Philips N.V. Safety monitoring for magnetic resonance imaging
RU2689285C2 (ru) * 2014-10-16 2019-05-24 Конинклейке Филипс Н.В. Катушка типа "птичья клетка" с распределенным возбуждением
EP3443371B1 (en) * 2016-04-13 2023-02-15 King's College London Parallel transmit rf power control for nmr imaging of a subject and of invasive conductive objects.
US10295623B2 (en) 2016-10-28 2019-05-21 General Electric Company System and method for magnetic resonance imaging one or more subjects
US10794970B2 (en) 2017-07-10 2020-10-06 General Electric Company Staggered parallel transmission radio frequency coil for magnetic resonance imaging
CN113504494B (zh) * 2021-07-23 2022-09-02 深圳先进技术研究院 支持三核素成像的四端环鸟笼射频线圈***

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1717591A (zh) * 2002-11-27 2006-01-04 皇家飞利浦电子股份有限公司 退化的笼式线圈和发射/接收装置及方法
CN100437137C (zh) * 2002-05-17 2008-11-26 通用电气公司 用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备
CN101520497A (zh) * 2008-02-29 2009-09-02 西门子（中国）有限公司 一种鸟笼式多通道体线圈
CN101529266A (zh) * 2006-08-15 2009-09-09 皇家飞利浦电子股份有限公司 可调谐和/或可去调谐的mr接收线圈装置

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19702256A1 (de) 1997-01-23 1998-07-30 Philips Patentverwaltung MR-Gerät mit einer MR-Spulenanordnung
US6344745B1 (en) * 1998-11-25 2002-02-05 Medrad, Inc. Tapered birdcage resonator for improved homogeneity in MRI
WO2002008778A1 (en) * 2000-07-20 2002-01-31 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mr imaging method with parallel multi-channel detection
US6825660B2 (en) 2002-04-26 2004-11-30 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Degenerate birdcage resonator for magnetic resonance imaging
WO2004048987A2 (en) * 2002-11-27 2004-06-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Degenerate birdcage coil and transmit/receive apparatus and method for same
DE10314215B4 (de) 2003-03-28 2006-11-16 Siemens Ag Magnetresonanzantenne und Verfahren zur Verstimmung deren Eigenresonanzfrequenz
US6982554B2 (en) * 2004-04-29 2006-01-03 General Electric Company System and method for operating transmit or transmit/receive elements in an MR system
WO2009050650A2 (en) 2007-10-17 2009-04-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Birdcage coil with improved homogeneity and reduced sar
US7501828B1 (en) 2007-12-19 2009-03-10 Varian, Inc. Switchable birdcage coil
CN101819263A (zh) 2010-03-23 2010-09-01 苏州工业园区朗润科技有限公司 用于核磁共振***中射频发射线圈的失谐电路和方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100437137C (zh) * 2002-05-17 2008-11-26 通用电气公司 用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备
CN1717591A (zh) * 2002-11-27 2006-01-04 皇家飞利浦电子股份有限公司 退化的笼式线圈和发射/接收装置及方法
CN100526906C (zh) * 2002-11-27 2009-08-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 退化的笼式线圈和使用该线圈的磁共振成像***及方法
CN101529266A (zh) * 2006-08-15 2009-09-09 皇家飞利浦电子股份有限公司 可调谐和/或可去调谐的mr接收线圈装置
CN101520497A (zh) * 2008-02-29 2009-09-02 西门子（中国）有限公司 一种鸟笼式多通道体线圈

Non-Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
CHRISTOPH LEUSSLER ET.AL: "The Bandpass Birdcage Resonator Modified as a Coil Array for Simultaneous MR Acquisition", 《PROCEEDINGS OF THE SOCIETY OF MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE》 *
J. NISTLER1 ET AL: "A degenerate bandpass birdcage as antenna for a 3T wholebody transmit array", 《PROC.INTL.SOC.MAG.RESON.MED.14》 *
K. KURPAD ET AL: "Volume RF transmit coil with integrated power MOSFETs", 《INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE》 *
T.P. EAGAN ET AL: "A Group Theory Approach to RF Coil Design", 《CONCEPTS IN MAGNETIC RESONANCE PART B:MAGNETIC RESONANCE ENGINEERING》 *
TAMER S. IBRAHIM ET AL: "Application of finite difference time domain method for the design of", 《MAGNETIC RESONANCE IMAGING》 *
TIMOTHY P. EAGAN: "Group Theoretic Approach to rf-coil Design", 《PROC.INTL.SOC.MAG.RESON.MED.11》 *
VIJAYANAND ALAGAPPAN ET AL: "Degenerate Mode Band-Pass Birdcage Coil for", 《MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE》 *
Y.-C. N. CHENG ET AL: "A degeneracy study in the circulant", 《PHYSICS,BIOLOGY AND MEDICINE》 *

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11925168B2 (en) 2018-09-24 2024-03-12 Lely Patent N.V. Milking system with detection system

Also Published As

Publication number Publication date
WO2014053289A1 (en) 2014-04-10
DE112013004850T5 (de) 2015-07-09
US10024934B2 (en) 2018-07-17
CN104704383B (zh) 2018-01-19
US20150253393A1 (en) 2015-09-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104704383A (zh) 用于并行发射mri的鸟笼体线圈
CN102762997B (zh) 用于涉及并行mri的多核mr图像重构的rf天线装置和方法
US7898255B2 (en) Inspection apparatus using magnetic resonance and nuclear magnetic resonance signal receiver coil
JP5624300B2 (ja) 多核ｍｒｉ／ｍｒｓ用のハイブリッドバードケージ−ｔｅｍ無線周波数（ｒｆ）コイル
US9915712B2 (en) System and method for magnetic resonance coil arrangement
CN101034153B (zh) 基于梯度回波序列的磁共振成像方法及设备
CN103083020B (zh) 磁共振成像设备及其控制方法
CN101297211A (zh) 用于进行mri的非圆柱形rf线圈
US6876199B2 (en) Method and system for accelerated imaging using parallel MRI
CN103477238A (zh) 采用来自先验采集的约束的压缩感测mr图像重建
CN103675735B (zh) 用于控制磁共振***的方法和控制装置
CN103282790B (zh) 快速双对比度mr成像
US10295624B2 (en) Decoupling of parallel transmission arrays in magnetic resonance imaging
CN107076818A (zh) 零回波时间mr成像
US8143893B2 (en) Thin extended-cavity RF coil for MRI
CN103282789B (zh) 多通道发射mr成像
CN105388436A (zh) 用于采集磁共振数据的方法和装置
JP2006523487A (ja) 選択可能な直交結合を用いる位相配列コイル
Cooley Portable low-cost magnetic resonance imaging
US6900635B1 (en) Head RF quadrature coil array for parallel imaging
CN105301533A (zh) 一种用于磁共振成像的老鼠实验射频线圈装置
US20050253581A1 (en) Open half volume quadrature transverse electromagnetic coil for high field magnetic resonance imaging
CN205229437U (zh) 一种用于磁共振成像的老鼠实验射频线圈装置
CN204649944U (zh) 指关节射频线圈
Lindsay et al. A 34 element 3T brain coil array for multi dimensional accelerated imaging

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant