張鞠成,徐冰俏,李 霞,2,陶貴生,2,徐文龍
(1.中國(guó)計(jì)量學(xué)院 信息工程學(xué)院,浙江 杭州 310018;2.浙江大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程與儀器科學(xué)學(xué)院,浙江 杭州 310027)
磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)是綜合高技術(shù),涉及多學(xué)科的一種生物磁學(xué)核自旋成像技術(shù),是診斷腫瘤、急性心肌梗死等疾病的重要手段.射頻線圈是MRI系統(tǒng)的核心部件之一,在激發(fā)模式下需產(chǎn)生均勻的射頻磁場(chǎng),在接收模式下需以高信噪比接收感興趣區(qū)域的磁共振信號(hào)[1-2].射頻線圈的設(shè)計(jì)、制作、評(píng)估和在 MRI中的應(yīng)用對(duì)于安全地進(jìn)行磁共振掃描,得到高信噪比的圖像非常重要.微帶線射頻線圈(microstrip resonator,MSR)的信噪比與環(huán)狀線圈相比較低,由于其雙向電流回路和較短的電長(zhǎng)度,更易于陣列線圈的集成,可以提供更深的視場(chǎng).通過控制MSR每個(gè)通道的幅度和相位,可以有效地用于磁共振信號(hào)的并行發(fā)射與接收[3-6].理想情況下,沿著MSR的長(zhǎng)軸軸向上磁場(chǎng)分布應(yīng)盡量均勻.研究發(fā)現(xiàn),傳統(tǒng)MSR長(zhǎng)軸軸向上磁場(chǎng)分布表現(xiàn)為中間高兩端低的趨勢(shì),通過將MSR蝕刻為寬窄帶交替的形狀,可以改善長(zhǎng)軸軸向上磁場(chǎng)分布的不均勻性[7-9].本文在此基礎(chǔ)上進(jìn)一步研究寬窄帶幾何尺寸的改變對(duì)感興趣區(qū)磁場(chǎng)分布的影響.
圖1 傳統(tǒng)微帶線射頻線圈Figure 1 Conventional microstrip RF coil
用于磁共振成像的傳統(tǒng)MSR如圖1,線圈長(zhǎng)度為半波長(zhǎng)或半波長(zhǎng)的整數(shù)倍時(shí)諧振.主磁場(chǎng)強(qiáng)度為1.5T時(shí)(拉莫爾頻率為63.9MHz)諧振波長(zhǎng)為4.69m,遠(yuǎn)大于用于人體的特定部位的線圈的幾何尺寸,通過在線圈右端串聯(lián)電容可以有效減小MSR的電長(zhǎng)度.微帶線射頻線圈兩端開路時(shí)中間部分電流最大,線圈兩端電壓最大,因而在其長(zhǎng)軸軸向上產(chǎn)生的磁場(chǎng)并不均勻,磁場(chǎng)在中心達(dá)到最大值,而在線圈的兩端最小.以乳腺射頻線圈為例,在高頻電磁場(chǎng)仿真軟件HFSS中對(duì)傳統(tǒng)MSR進(jìn)行了仿真,其參數(shù)如表1.線圈長(zhǎng)度為110mm,寬度為20mm;介質(zhì)板為1.6mm厚的FR-4環(huán)氧樹脂板;感興趣區(qū)(field of view,F(xiàn)oV)為線圈正上方100mm高的矩形區(qū)域.
表1 傳統(tǒng)微帶線射頻線圈的HFSS模型參數(shù)Table 1 HFSS model parameter of conventional microstrip RF coil
為了降低損耗,減少反射信號(hào),優(yōu)化功率傳輸,射頻功率放大器、接收放大器、連接線圈的同軸線以及同軸線末端的負(fù)載之間均需達(dá)到阻抗匹配.傳輸線的特征阻抗通常為50Ω,利用先進(jìn)設(shè)計(jì)系統(tǒng)ADS對(duì)MSR進(jìn)行調(diào)諧并實(shí)現(xiàn)與50Ω饋電系統(tǒng)的阻抗匹配[10-11].在 HFSS中,線圈右端的串聯(lián)電容C1給定值為10pF,HFSS仿真得到射頻線圈與電容C1串聯(lián)的輸入阻抗可以等效為一個(gè)電阻與電容的串聯(lián),在ADS中利用Smith圓圖將線圈調(diào)諧至63.9MHz并與50Ω同軸線進(jìn)行匹配,其原理圖如圖2.Smith圓圖可以給出線圈左端LC匹配網(wǎng)絡(luò)中電感、電容的具體值,在HFSS模型中添加匹配網(wǎng)絡(luò)并微調(diào)匹配元件的數(shù)值即可實(shí)現(xiàn)匹配.如圖3,微帶線調(diào)諧至63.9MHz,dB(S11)<-15dB,滿足射頻線圈設(shè)計(jì)的基本要求.
圖2 射頻線圈匹配原理圖Figure 2 Matching schematic diagram of RF coil
圖3 HFSS仿真S11曲線Figure 3 S11curve of HFSS simulation
將MSR蝕刻為寬窄帶交替分布的形狀可以得到交替阻抗MSR,其磁場(chǎng)分布的均勻性相對(duì)傳統(tǒng)MSR得到改善,為了研究交替阻抗MSR的幾何尺寸改變對(duì)感興趣區(qū)內(nèi)磁場(chǎng)分布的影響,在HFSS中建模仿真分析了五個(gè)交替阻抗微帶線射頻線圈模型A1-A5,其具體尺寸如表2,其中W1,W2分別為寬帶(低阻抗部分)和窄帶(高阻抗部分)的長(zhǎng)度,H1和H2分別為寬帶和窄帶的寬度.為了與傳統(tǒng)MSR對(duì)比,各線圈的總長(zhǎng)度均為110mm,A1為5段(3寬帶2窄帶)交替阻抗MSR,A2-A5為7段(4寬帶3窄帶)交替阻抗MSR.A1-A3的寬度相同,寬窄帶的長(zhǎng)度比例分別為4∶5,2∶1和1∶6.A3-A5的長(zhǎng)度相同,寬窄帶的寬度比例分別為4∶1,10∶1和2∶1.介質(zhì)板、輻射邊界等參數(shù)與傳統(tǒng)微帶線MSR的相同.
圖4 交替阻抗微帶線射頻線圈Figure 4 Alternating impedance microstrip RF coil
表2 交替阻抗微帶線線圈的幾何尺寸Table 2 Dimensions of alternating impedance microstrip RF coil
為了分析感興趣區(qū)內(nèi)磁場(chǎng)分布,選取FoV中五條等高線(z=5,10,15,20,30mm,為到線圈的垂直距離),并用表示磁場(chǎng)分布的均勻性,此表達(dá)式的值越小表示磁場(chǎng)均勻性越好.
由圖5可見交替阻抗MSR高阻抗部分對(duì)應(yīng)出現(xiàn)磁場(chǎng)峰值,窄帶長(zhǎng)度較長(zhǎng)時(shí)磁場(chǎng)分布更加均勻.由表3知,各交替阻抗MSR在FoV的磁場(chǎng)均值相較傳統(tǒng)MSR的均提高一倍以上.A3-A5只有窄帶部分的寬度改變,由表3可見A3-A5在FoV內(nèi)B1場(chǎng)的均值相較傳統(tǒng)線圈的分別提高了4.2倍,5.9倍和2.3倍,因此窄帶的寬度越小時(shí)磁場(chǎng)強(qiáng)度越高.
表3 各模型FoV內(nèi)B1場(chǎng)的峰值與均值Table 3 Peak and mean value of different model's B1 field in FoV
表4 各模型在五條等高線處的磁場(chǎng)分布均勻性Table 4 Different model's magnetic field homogeneity at five contour lines
圖5 各交替阻抗MSR在FoV的磁場(chǎng)分布Figure 5 Magnetic fields of alternating impedance MSR in FoV
由表4的HFSS仿真結(jié)果可知,A1和A2的磁場(chǎng)分布在z<30mm時(shí)磁場(chǎng)分布均勻性比其他模型(包括傳統(tǒng)微帶線射頻線圈)均差,這是由于窄帶對(duì)應(yīng)的磁場(chǎng)峰值相距較遠(yuǎn),高低阻抗接頭處磁場(chǎng)變化劇烈導(dǎo)致的.A1-A3的寬帶總長(zhǎng)度分別為60mm,80mm和20mm,可見保持交替阻抗線圈各部分的寬度不變,寬帶總長(zhǎng)度越小,磁場(chǎng)分布越均勻.與A1和A2相比,A3-A5寬帶的長(zhǎng)度變小,磁場(chǎng)峰值距離減小,磁場(chǎng)分布的均勻性因而改善.比較A3-A5可見,窄帶寬度越小,F(xiàn)oV內(nèi)磁場(chǎng)分布越均勻.以z=15mm為例,A3和A4的磁場(chǎng)分布均勻性比傳統(tǒng)MSR的提高了10.1%和14.7%,A5的磁場(chǎng)分布均勻性比傳統(tǒng)MSR的降低了6%,但相較A1和A2的分別提高了9.3%和7.6%.以z=30mm為例,A3-A5的磁場(chǎng)分布均勻性比傳統(tǒng)MSR的分別提高了16.5%,25.6%和4.6%.
本文通過對(duì)不同幾何尺寸的交替阻抗MSR與傳統(tǒng)MSR進(jìn)行仿真分析比較,發(fā)現(xiàn)在MSR總長(zhǎng)度不變的情況下,寬帶長(zhǎng)度減小時(shí)磁場(chǎng)峰值距離減小而且磁場(chǎng)分布更加均勻,窄帶的寬度減小時(shí),MSR上方的磁場(chǎng)強(qiáng)度增大.通過調(diào)整交替阻抗MSR寬窄帶的幾何尺寸,可顯著提高FoV內(nèi)的磁場(chǎng)均值并改善磁場(chǎng)分布的均勻性.
[1]張宏杰,宋梟宇,包尚聯(lián),等.磁共振成像射頻線圈技術(shù)[J].中國(guó)醫(yī)學(xué)影像技術(shù),2005,21(9):1440-1441.Zhang Hongjie,Song Xiaoyu,Bao Shanglian,et al.MRI radio frequency coil technology[J].Chinese Journal of Medical Imaging Technology,2005,21(9):1440-1441.
[2]Jin J M.Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging[M].New York:CRC Press,1999:137-138.
[3]Nasimuddin.Microstrip antennas[M].Janeza Trdine:InTech,2011:1-2.
[4]James J R,Hall P S,Wood C.Microstrip Antenna Theory and Design[M].London:Peter Peregrinus Ltd,1981:12-18.
[5]Vaughan J T,Adriany G,Strup J,et al.Parallel transceiver for nuclear magnetic resonance system:US,6,969,992[P].(2004-10-04)[2005-11-29].
[6]Adriany G,Van De M P F,Wiesinger F,et al.Transmit and receive transmission line arrays for 7tesla parallel imaging[J].Magn Reson Med,2005,53:434-445.
[7]Akgun C E,Delabarre L,Snyder C J,et al.Novel multichannel transmission line coil for high field magnetic resonance imaging[C]//IEEE MIT-S International Microwave Symposium Digest.Boston,MA,United States:IEEE,2009:1425-1428.
[8]Akgun C E,Delabarre L,Snyder C J,et al.Alternating impedance multi-channel transmission line resonators for high field magnetic resonance imaging[C]//IEEE MIT-S International Microwave Symposium Digest.Anaheim,CA,United States:IEEE,2010:756-759.
[9]Elabyad I A,Omar A.An investigation of alternating impedance microstrip transceiver coil arrays for MRI at 7T[C]//IEEE MIT-S International Microwave Symposium Digest.Baltimore, MD, United States:IEEE,2011:5972857.
[10]宋旭亮,朱義勝.微帶天線的設(shè)計(jì)和阻抗匹配[J].現(xiàn)代電子技術(shù),2008(1):73-75.Song Xuliang,Zhu Yisheng.Design of microstrip antenna and impedance matching[J].Modern Electronics Technique,2008(1):73-75.
[11]Sohn S M,Vaughan J T,Gopinath A.Auto-tuning of the RF transmission line coil for high-fields magnetic resonance imaging systems[C]//IEEE MIT-S International Microwave Symposium Digest.Baltimore,MD,Unitedstates:IEEE,2011:5972842.