磁共振成像交替阻抗微带线射频线圈仿真分析

张鞠成，徐冰俏，李 霞，2，陶贵生，2，徐文龙

（1.中国计量学院 信息工程学院，浙江 杭州 310018；2.浙江大学 生物医学工程与仪器科学学院，浙江 杭州 310027）

磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）是综合高技术，涉及多学科的一种生物磁学核自旋成像技术，是诊断肿瘤、急性心肌梗死等疾病的重要手段.射频线圈是MRI系统的核心部件之一，在激发模式下需产生均匀的射频磁场，在接收模式下需以高信噪比接收感兴趣区域的磁共振信号［1-2］.射频线圈的设计、制作、评估和在 MRI中的应用对于安全地进行磁共振扫描，得到高信噪比的图像非常重要.微带线射频线圈（microstrip resonator，MSR）的信噪比与环状线圈相比较低，由于其双向电流回路和较短的电长度，更易于阵列线圈的集成，可以提供更深的视场.通过控制MSR每个通道的幅度和相位，可以有效地用于磁共振信号的并行发射与接收［3-6］.理想情况下，沿着MSR的长轴轴向上磁场分布应尽量均匀.研究发现，传统MSR长轴轴向上磁场分布表现为中间高两端低的趋势，通过将MSR蚀刻为宽窄带交替的形状，可以改善长轴轴向上磁场分布的不均匀性［7-9］.本文在此基础上进一步研究宽窄带几何尺寸的改变对感兴趣区磁场分布的影响.

1 方法

1.1 传统MSR

图1 传统微带线射频线圈Figure 1 Conventional microstrip RF coil

用于磁共振成像的传统MSR如图1，线圈长度为半波长或半波长的整数倍时谐振.主磁场强度为1.5T时（拉莫尔频率为63.9MHz）谐振波长为4.69m，远大于用于人体的特定部位的线圈的几何尺寸，通过在线圈右端串联电容可以有效减小MSR的电长度.微带线射频线圈两端开路时中间部分电流最大，线圈两端电压最大，因而在其长轴轴向上产生的磁场并不均匀，磁场在中心达到最大值，而在线圈的两端最小.以乳腺射频线圈为例，在高频电磁场仿真软件HFSS中对传统MSR进行了仿真，其参数如表1.线圈长度为110mm，宽度为20mm；介质板为1.6mm厚的FR－4环氧树脂板；感兴趣区（field of view，FoV）为线圈正上方100mm高的矩形区域.

表1 传统微带线射频线圈的HFSS模型参数Table 1 HFSS model parameter of conventional microstrip RF coil

1.2 调谐和阻抗匹配

为了降低损耗，减少反射信号，优化功率传输，射频功率放大器、接收放大器、连接线圈的同轴线以及同轴线末端的负载之间均需达到阻抗匹配.传输线的特征阻抗通常为50Ω，利用先进设计系统ADS对MSR进行调谐并实现与50Ω馈电系统的阻抗匹配［10-11］.在 HFSS中，线圈右端的串联电容C1给定值为10pF，HFSS仿真得到射频线圈与电容C1串联的输入阻抗可以等效为一个电阻与电容的串联，在ADS中利用Smith圆图将线圈调谐至63.9MHz并与50Ω同轴线进行匹配，其原理图如图2.Smith圆图可以给出线圈左端LC匹配网络中电感、电容的具体值，在HFSS模型中添加匹配网络并微调匹配元件的数值即可实现匹配.如图3，微带线调谐至63.9MHz，dB（S11）＜－15dB，满足射频线圈设计的基本要求.

图2 射频线圈匹配原理图Figure 2 Matching schematic diagram of RF coil

图3 HFSS仿真S11曲线Figure 3 S11curve of HFSS simulation

1.3 交替阻抗MSR

将MSR蚀刻为宽窄带交替分布的形状可以得到交替阻抗MSR，其磁场分布的均匀性相对传统MSR得到改善，为了研究交替阻抗MSR的几何尺寸改变对感兴趣区内磁场分布的影响，在HFSS中建模仿真分析了五个交替阻抗微带线射频线圈模型A1－A5，其具体尺寸如表2，其中W1，W2分别为宽带（低阻抗部分）和窄带（高阻抗部分）的长度，H1和H2分别为宽带和窄带的宽度.为了与传统MSR对比，各线圈的总长度均为110mm，A1为5段（3宽带2窄带）交替阻抗MSR，A2－A5为7段（4宽带3窄带）交替阻抗MSR.A1－A3的宽度相同，宽窄带的长度比例分别为4∶5，2∶1和1∶6.A3－A5的长度相同，宽窄带的宽度比例分别为4∶1，10∶1和2∶1.介质板、辐射边界等参数与传统微带线MSR的相同.

图4 交替阻抗微带线射频线圈Figure 4 Alternating impedance microstrip RF coil

表2 交替阻抗微带线线圈的几何尺寸Table 2 Dimensions of alternating impedance microstrip RF coil

为了分析感兴趣区内磁场分布，选取FoV中五条等高线（z＝5，10，15，20，30mm，为到线圈的垂直距离），并用表示磁场分布的均匀性，此表达式的值越小表示磁场均匀性越好.

2 结 果

由图5可见交替阻抗MSR高阻抗部分对应出现磁场峰值，窄带长度较长时磁场分布更加均匀.由表3知，各交替阻抗MSR在FoV的磁场均值相较传统MSR的均提高一倍以上.A3－A5只有窄带部分的宽度改变，由表3可见A3－A5在FoV内B1场的均值相较传统线圈的分别提高了4.2倍，5.9倍和2.3倍，因此窄带的宽度越小时磁场强度越高.

表3 各模型FoV内B1场的峰值与均值Table 3 Peak and mean value of different model's B1 field in FoV

表4 各模型在五条等高线处的磁场分布均匀性Table 4 Different model's magnetic field homogeneity at five contour lines

图5 各交替阻抗MSR在FoV的磁场分布Figure 5 Magnetic fields of alternating impedance MSR in FoV

由表4的HFSS仿真结果可知，A1和A2的磁场分布在z＜30mm时磁场分布均匀性比其他模型（包括传统微带线射频线圈）均差，这是由于窄带对应的磁场峰值相距较远，高低阻抗接头处磁场变化剧烈导致的.A1－A3的宽带总长度分别为60mm，80mm和20mm，可见保持交替阻抗线圈各部分的宽度不变，宽带总长度越小，磁场分布越均匀.与A1和A2相比，A3－A5宽带的长度变小，磁场峰值距离减小，磁场分布的均匀性因而改善.比较A3－A5可见，窄带宽度越小，FoV内磁场分布越均匀.以z＝15mm为例，A3和A4的磁场分布均匀性比传统MSR的提高了10.1%和14.7%，A5的磁场分布均匀性比传统MSR的降低了6%，但相较A1和A2的分别提高了9.3%和7.6%.以z＝30mm为例，A3－A5的磁场分布均匀性比传统MSR的分别提高了16.5%，25.6%和4.6%.

3 结 语

本文通过对不同几何尺寸的交替阻抗MSR与传统MSR进行仿真分析比较，发现在MSR总长度不变的情况下，宽带长度减小时磁场峰值距离减小而且磁场分布更加均匀，窄带的宽度减小时，MSR上方的磁场强度增大.通过调整交替阻抗MSR宽窄带的几何尺寸，可显著提高FoV内的磁场均值并改善磁场分布的均匀性.

［1］张宏杰，宋枭宇，包尚联，等.磁共振成像射频线圈技术［J］.中国医学影像技术，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，朱义胜.微带天线的设计和阻抗匹配［J］.现代电子技术，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.