王軼楠

（上海東軟醫(yī)療科技有限公司，上海 200241）

MRI設備中的射線線圈，為系統(tǒng)中的核心部件，其關鍵的設計要點為信噪比，以及來自不同位置的信號敏感均勻度。射頻線圈的信號與噪聲皆由磁場與電場產(chǎn)生，通常的射頻線圈設計時采用表面線圈、籠式線圈、多單元線圈陣列方式進行設計。

1 射頻線圈

MRI設備的射頻系統(tǒng)主要由射頻功效、前置放大器、射頻線圈3部分組成，射頻線圈主要分為兩種形式，體線圈與表面線圈，體線圈是一種在線圈中體積產(chǎn)生勻度磁場以來激發(fā)和接收射頻信號，主要用于頭部成像；表面線圈因為形狀小，只能接收線圈附近區(qū)域的噪聲擁有更高的信噪比，所以通常用于接收線圈。

2 射頻線圈設計要求

2.1 線圈構造

線圈構造主要由平面電流與柱面電流構成，平面電流近似一個電流回路中許多矩形的小電流回路，每一個回路為一個矩形線圈，如一個區(qū)域的平面電流內(nèi)，將該區(qū)域分割為多個足夠小的矩形區(qū)域面積。柱面電流是近似在一個有限圓柱面區(qū)域內(nèi)，電流繞圓柱面形成回路，其為基本的環(huán)路基線圈，如一個環(huán)繞圓柱表面區(qū)域并分為矩形基線線圈和環(huán)路基線圈回路。

2.2 系統(tǒng)信噪比

信噪比為系統(tǒng)中信號與噪聲的比例，核磁共振成像系統(tǒng)重要的一個技術指標信噪比，因為其直接關系到系統(tǒng)成像的分辨率，如疊加信號上的噪聲信號強度值振蕩較大，信噪比越低，圖像成像就越模糊。常規(guī)的1,5T核磁共振系統(tǒng)信噪比必須大于150,小于0.9T的核磁共振系統(tǒng)的信噪比不得低于80。其噪聲表達方式：

式中，Tm為線圈溫度，℃；f為帶寬；R為有效電阻。

2.3 射頻線圈的主動屏蔽功能

MRI設備的射頻信號極易受到外界的干擾，傳統(tǒng)的射頻線圈在梯度線圈及勻場線圈產(chǎn)生渦流損失，導致信噪比下降，從而影響系統(tǒng)的成像質(zhì)量。要提高系統(tǒng)的成像質(zhì)量可以通屏蔽射線線圈，以阻止射頻磁場進入梯度磁場和勻場磁場。屏蔽措施主要為主動屏蔽措施及被動屏蔽措施，主動屏蔽措施是通過通入電流產(chǎn)生磁場，從而有效的抵消射頻線圈產(chǎn)生的外部磁場；被動屏蔽措施是由一定厚度的材料進行屏蔽，如使用高密度鐵板構成。

2.4 微帶線射頻線圈優(yōu)化設計

射頻線圈主要是由基本的導體單元繞制而成，使其擁有發(fā)射共振射頻信號，又能夠接收到共振信號。在用于發(fā)射射頻信號的線圈必須在均勻的磁場環(huán)境下，才能使得原子核得到均勻激發(fā)。微帶陣列以體積小、成本低、結構簡單、易安裝的優(yōu)點，而被廣泛用于核磁射頻線圈。微帶線射圈是在聚四氟乙烯玻璃纖維板上，一面作為接地板，一面使用光刻腐蝕方法制成的金屬貼片，通過微帶線及同軸探針在貼片與接地板之間激起射頻電磁場，然后通過控制每個通道的幅度和相位，利于核磁共振信號的接收核發(fā)射。

2.5 微帶射頻線圈的交替阻抗

微帶射頻線圈在開路中間部分電流最大，兩端電壓卻最大，當在短路時，射頻線圈的兩端電流最大，中間電壓最大。微帶射頻線圈的長度為半波長的整數(shù)倍，其遠大于微帶射線圈的尺寸，為減小線圈的電長度，可以設計串聯(lián)一個電容。對微帶線上的電流幅度與位置進行調(diào)整，同時改變線圈的寬帶與窄帶幾何尺寸，將交替阻抗微帶線圈抵抗部分蝕刻為分形形狀，以用于提高磁場強度與磁場均勻度。傳統(tǒng)的高低阻抗抗線的電流不連續(xù)明顯，從而發(fā)射損耗較大，通過微帶射頻線圈阻抗的設計使得高低阻抗線通帶電流的不連續(xù)性降低，極大的降低了能耗的損失。

2.6 先進設計計算方法

使用基于函數(shù)與分析法的射頻線圈設計需進行大量的積分計算，同時可能需要重復性的計算驗證，計算效率緩慢，同時計算得出的射頻線圈較密，線圈的電感較高且相鄰通道的互藕較強，不利于匹配元器件?？梢酝ㄟ^使用Matlab及C語言進行編程，可有效的提高計算效率及準確性，同時在獲得陣列線圈的基礎上進行磁場拓撲形狀優(yōu)化，增加磁場的均勻性。

3 射頻線圈優(yōu)化方案

傳統(tǒng)的MRI主要是通過靜磁場強度和快速切換的梯度磁場來進行實現(xiàn)，但梯度磁場因為受技術及制造成本因素的影響，以及梯度磁場在進行梯度場切換時產(chǎn)生的能量聚集有可能損失神經(jīng)及灼傷危險，因此傳統(tǒng)射頻線圈優(yōu)化設計是當今重點的科研課題。

陣列式線圈時采用將線圈進行陣列式布局，通過降低系統(tǒng)成像所需的梯度編碼步數(shù)，利用陣列線圈的單個接收線圈的空間敏度感差異進行編碼，而獲得更快的掃描速度。陣列式結構線圈設計可最早追溯到1988年Hutchinson提出的由128根陣列排布組成的陣列系統(tǒng)，到后續(xù)通過減小K空間的相位編碼，由陣列線圈的敏感度代替梯度磁場的相位編碼，從而減少圖像的掃描時間，除去圖像偽影得到高清晰圖像的優(yōu)化方案。而當今更加優(yōu)化方案是采用減少K空間采樣，除去圖像重影偽影技術，即靈敏度編碼磁共振成像。

3.1 陣列式線圈的去耦優(yōu)化

陣列線圈使射頻線圈測量信號有更高的信噪比，其主要是采用將陣列線圈與信號組合技術與不同線圈的核磁共振信號結合，進而提高信噪比和信號的采集速度。同時可以通過減小相控陣列線圈之間的耦合作用，盡可能的消除陣列線圈中的單元各個線圈之間的互感，進而發(fā)揮出陣列線圈最優(yōu)的性能。

空間位置去耦，通過調(diào)節(jié)各個子線圈單位空間位置，使其重疊最佳區(qū)域達到去耦合的目的，如圖1雙線圈陣列空間位置去耦示意圖。從圖1可知線圈的重疊與非疊區(qū)域的磁場方向相反，線圈1與線圈2在磁場作用的總磁通量為重疊與非重疊磁通量之和，再通過調(diào)整兩個線圈的空間位置使得線圈1與線圈2的感應電動勢為0，進而消除相鄰線圈之間的耦合。該單元線圈去耦方式操作較為簡單，但空間分布較為敏感，單元線圈的參數(shù)確定后各個線圈的相對位置就已經(jīng)固定。

圖1 雙線圈陣列空間位置去耦示意圖

電容、電感去耦，通過對單元線圈增加電容與電感組成的LC去耦網(wǎng)絡，并讓單元線圈單元間的電感工作頻率點形成并聯(lián)諧振回路，從而減小線圈之間的感應電流，進而達到去耦目的；前放去耦，通過將放大器進行前置放置，與電容、電感工作頻率形成并聯(lián)諧振回路，以達到減小感應電流，進而去耦目的。但該方法要求嚴格主要用于非相鄰射頻線圈之間的弱耦合作用。

3.2 優(yōu)化后續(xù)方案

陣列式線圈的優(yōu)化，在開放式頭部與頸部位置設計RF線圈，通過對線圈表面的電流密度，并計算線圈內(nèi)部磁場，確定產(chǎn)生的均勻BI場電流密度的分布。同時還可以通過逆問題求解方式建立線圈表面電流密度的關系式，然后通過對線圈表面密度建立相應的關系式，從而計算感興趣區(qū)域的信噪比，再可以通過計算機的有限元方法對線圈進行規(guī)劃幾何形狀，得到合適的信噪比值，從而使圖像成像更加清晰。陣列式線圈結構優(yōu)化，還可以通過使用系列相連的導線段對射頻線圈進行模擬，再用線圈幾何形狀與信噪比結合建立相應的函數(shù)關系，從而得到需求的信噪比值。

4 結語

本文通過對MRI設備的射頻線圈設計要求中的信噪比、屏蔽功能、交替阻抗以及陣列式線圈優(yōu)化方案介紹，對射頻線圈的設計要求和優(yōu)化方向進行了詳細解析。核磁共振成像技術在醫(yī)學使用越來越廣泛，是醫(yī)學檢查重要的分支，而射頻線圈是影響核磁成像重要因素，對射頻線圈的研究對核磁成像系統(tǒng)應用研究有重要意義。