在磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)技术中，射频(radio frequency,RF)线圈是用来激发和接收生物样品的成像信号，是成像系统中最核心的部件之一。射频线圈与主磁场线圈和梯度场线圈最大的不同是其产生和检测的信号都是时变磁场，但在中、低场强的情况下，成像的空间尺寸远小于射频信号的波长，可以忽略它的时变性而直接采用静态解，大大简化了研究方法^[]。射频线圈的经典设计方法一般是采用已有特定线圈的结构，比如最简单的单线圈、螺线管线圈^[]、鸟笼线圈^[]、马鞍形^[]、多个单元阵列构成的相控阵线圈^[-]以及根据目标要求进行的基础线圈优化与组合。要得到高质量的图像，对于发射线圈不仅要求其能量转换的速度要快、效率要高，更要求其射频场保持高度的均匀一致，以保障被激发的生物样品得到均匀一致的激发强度。对于接收线圈，最主要的是检测的灵敏度要高，以保障足够的信噪比(signal-noise ratio,SNR)，使其具备反映相邻组织间微小差别的能力^[]。只有能把同一组织内和不同组织间微小差异反映为可分辨的图像灰度差异，这样的图像才是有用的。但是发射线圈的高均匀性与接收线圈的高灵敏度、高信噪比很难同时满足，把它们分开为两组线圈,又会出现互相耦合、信噪比降低等问题，所以对射频线圈的优化研究一直是MRI的热点之一。在设计方法上，由于传统的经典方法使线圈的形状很难有所突破，用成像系统对射频线圈的要求反推出其结构及几何形状称为“逆方法”(或目标场法)^[-]是目前较常见方法之一。随着近十年来并行成像技术的不断发展，对射频线圈提出了更高的要求，基于小线圈多通道采集的相控阵线圈^[]，将每一个线圈采集到的信号进行叠加扩大了成像区域，既保留了小线圈的低噪声、高灵敏度，又形成了各区域信号有机结合的强信号，大大提高了信噪比，为并行成像技术的发展提供了基础，是目前市场的主打线圈。伴随的问题是如果要消除小线圈间耦合并实现多通道采集，这将使配套电路异常复杂，大大提高了设计难度及成本，是目前优化设计的研究重点^[]。也有人提出单线圈旋转的概念^[]，它采用并行成像技术中单个接收线圈空间敏感度编码技术，是一个单通道线圈，这就解决了线圈阵列对应的极其复杂的去耦合等配套设施问题，降低了设计难度和成本，但同时又带来了傅里叶变换的问题，所以目前尚在研究中。

小动物用永磁型成像仪因其低廉的价格、零运行成本，受到国内相关部门的青睐。由于其主磁场与超导型不同，线圈系统甚至比超导的更复杂，相关射频线圈的研究更少^[]，因而进展不大。尽管我国的MRI技术总体水平落后，但对永磁体研究仍处于世界先进水平，充分利用我国资源与技术的优势，研发具有我国知识产权的低成本、高质量的永磁体将会有广阔的前景。目前的问题是如何尽快提高成像质量及仪器稳定性，鉴于射频线圈是主要部件，所以我们在研发、制造小鼠用永磁微型三维磁共振成像仪^[]的基础上对永磁型射频线圈进行专门研究。

永磁型仪的射频线圈有多种，其中螺线管线圈具有较高变形率、均匀性及低成本，很适合微小口径的永磁系统。我们在研发中发现，在磁孔口径小于20 mm的情况下，中心区域可以得到均匀度很好的磁场。特别是具有天然优势的螺线管磁场是沿轴线方向垂直于永磁体主磁场方向。但当射频磁场较强(15 MHz以上)和口径较大(20 mm以上)时，均匀性减弱，电感增强，线圈损耗增加，不能直接采用，但以它为基础吸收其它线圈组合成新型线圈则是不错的选择。本文介绍了在螺线管线圈基础上吸收鸟笼线圈、相控阵线圈的优点，研发出龙骨状、单通道多线圈组合的整体线圈。研究中，采用了发射线圈与接收线圈分开的方法，分别突出高均匀性与高灵敏度，并重点介绍了接收线圈。

由于螺线管线圈与永磁主磁场形成自然垂直，因此覆盖生物样品比较完全，容易得到均匀的射频场，加上几何形状与鼠类体型相配，有较高的填充系数，所以我们以螺线管线圈为基础，保留其优势弥补它的不足。设螺线管线圈长度为l，直径为D，单位长度上的匝数为n，线圈中的电流强度为I，则由毕奥-萨伐尔定律得到B_x=μ₀nI(cosβ₁-cosβ₂)，设线圈轴线中点为坐标原点(x=0)，该点场强为

若以B_x表示单位电流在中点产生的磁感应强度，则上式有比较简单的形式：

无论是发射线圈还是接受线圈所产生的磁场要足够均匀才能满足成像需要,对于螺线管线圈由式(1)
在中心处有：

说明在中心附近有较好的均匀性。当lD时，B_x=μ₀n；当l=D时在中心处B_x=22≈0.71μ₀n,
所以在螺线管内任一点场强可表示为

一般认为射频线圈产生磁场的均匀性ΔB_x=|B|_|x|＜l2-B|_x=0|＜0.05 ,
即可满足均匀度要求。计算表明l越长，x轴上的均匀度越好，线圈内射频场的均匀区域越大。

对于接受线圈需要有足够的灵敏度以保证在小动物信号非常微弱情况下获得较高的信噪比^[]。分析线圈灵敏度的通常方法是将接收线圈当作发射线圈，用同样的电流激发，线圈产生的射频磁场越强，表明线圈的灵敏度越高。由式(1)可见在D不变的情况下增加l和n，B_x增加，即灵敏度增加，也就是在同样生物体条件下接收到的信号强度增加。由于磁体空间所限不可能无限增加l，另一方面增加l势必增加边缘场延伸效应，加强了与周围环境相互作用的机会和强度，还有增加l和n都会使线圈的电感增加，由谐振条件：

增加了电感L就要减小谐振电容C，电路中不可避免地存在分布电容，谐振电容必须远大于分布电容，所以不能无限制的减小谐振电容，也就是说l和n都不能很大。在这种情况下如何提高线圈灵敏度是射频线圈设计中需要考虑的重要问题。

射频线圈的另一个基本要素是信噪比一定要高，这需要考虑两方面：一个是线圈的灵敏度，前面已进行了讨论；另一个是噪声，也就是说在同样的生物环境下得到高信号和低噪声是成像质量的保证。所以噪声要尽量地小，不能让噪声湮灭信号，噪声(noise)见下式^[]：

信号可表示为^[]

式中T为线圈温度，K为波尔兹曼常数，Δf为实验频宽，R是有负载时线圈的等效电阻，V_S为样品体积。M₀为样品的磁矩，ω₀=γB₀，在0.5T≤B₀≤4.0T时可以认为R≈R_sample，样品贡献给线圈的等效电阻正比于接受信号有效区域的体积^[]，若设为V_C，则有R∝V_C，定义η=V_SV_C称为填充系数或填充因子，由式(5)和(6)经进一步的计算可得如下式子^[]，即

其中Q为线圈品质因数()。可见，要提高信噪比可以通过提高螺线管线圈内的B_x、主磁场强度B₀；或在主磁场强度B₀一定的情况下，提高线圈的品质因数Q，即可通过减小线圈的R、尽量减小Δf来实现。再有就是提高η，使线圈更靠近生物样品，既可以提高信噪比又得到了更强的信号。需要注意的是，高信噪比并不总代表高分辨率^[]，甚至可以通过牺牲分辨率来提高信噪比，但它是提高分辨率的重要因素^[]。

在理论分析的基础上吸收其它类型线圈的优点，经结构变形与重组，克服了螺线管线圈在较高频率、较大功率下的不足，研发出龙骨状多线圈并联的单通道整体线圈。该线圈用电容阻隔为4段，吸收鸟笼线圈的场均匀区较大、马鞍形线圈的并联可降低电感的优点，有效地减小了工作区域的电场，大大降低了损耗。但鸟笼线圈和马鞍形线圈磁场方向均与轴线方向垂直，所以在参数选择上需注意射频场沿线圈的轴线方向。把一个大的螺线管线圈分割成若干个小线圈，吸收相控阵线圈的可大幅度提高线圈灵敏度的优点，采用单通道保留了单线圈的低噪声优势，避免了多通道采集中为消除小线圈间耦合而添置的异常复杂的配套电路，既保持了较好的性能又大大降低了制作成本。我们所涉及的是中低场系统，共振频率为23~69 MHz，此时激发射频的波长远大于仪器腔体的尺寸^[]，可以直接采用稳恒磁场来讨论。为接收线圈简化原理图，为它的等效电路。为射频线圈示意图。

由可见，谐振线圈由4个并列线圈构成，其中L₂表示电感，C₃表示谐振电容，每个线圈之间通过退耦电容C₄相联，避免线圈之间的耦合。通过耦合电容C₅接入主干传输导线“1”，连接线“6”作为输入、输出接口与电路连接。电感L₂与电容C₃满足共振频率ω₀的谐振条件，为了提高灵敏度和信噪比，需要提高线圈n，我们用较厚的(2 mm)铜管切割成铜环把匝数变为铜带使n→∞。整个线圈被退耦电容C₄分离为4段，各段间用绝缘材料阻隔，既减小了电感L又抵消了4个线圈之间的互感，截断了线圈间的能量交换，实现线圈间的零耦合，结构示意图如所示。并列排放的4个线圈谐振频率和工作频率均相同，为了减小分布电容，每段环形线圈上端开口且切割成月牙形(见)，以便建立与生物体较强的耦合并减小衰减。另外小线圈的组合能大大提高接收的灵敏度，保证负载接入后Q值不会有大的下降。为了保障接受谐振回路射频电磁波能量全部经阻抗转换网络及信号传输线路输入到磁共振信号接收机，我们使用了交叉线圈或称发射线圈与接受线圈正交，虽然发射效率有所降低，但提高了成像质量，避免了过于复杂的配套电路。

本文涉及到的永磁磁共振成像仪分为孔径为25 mm和50 mm两种。用自行研制的专利铜合金^[]制作，将壁厚2 mm的合金铜管切割成6 mm高(用于25 mm口径)和12 mm高(用于50 mm口径)的环各4个，把每个环切割成月牙形线圈组，谐振电容采用25 PF和5 PF无磁电容，耦合电容采用10 PF无磁电容，互感退耦电容采用30 PF无磁电容。主干传输线采用自行研发的专利合金材料^[]制作，宽度为3 mm，厚度为1 mm，线间距为10 mm，阻抗50 Ω。连接线“6”采用5 mm、50 Ω双层同轴屏蔽线，按原理图安装，安装后置入永磁口径中。注意调解谐振电容使谐振频率等于工作频率，当线圈进入主磁体孔径后有效空间变小，使电感的磁力线向线圈外延伸受限，导致等效电感减小；生物体进入线圈后，生物体介电常数ε比空气大很多，使线圈有效电容增大，所以调谐也是很重要的。我们采用了自动调谐电容，保证工作频率与谐振频率的一致性。谐振频率为0.5 T、23 MHz 和1.5 T、69 MHz。为了安装方便和减小寄生耦合，退耦电容安装在各个线圈的下部，互感电容安装在主干传输线的上方。谐振回路由4个并联电容的谐振回路构成，传输线的特征阻抗为50 Ω，单纯的串联或并联电路不容易匹配及实现有效的吸收功率，而串、并联组合比较容易把谐振电路的阻抗折合为50 Ω，实现谐振回路与系统的阻抗匹配。

自行研发射频线圈两种，口径分别为25 mm和50 mm，分别装入自行研发的HZ-3DNMR25(0.5 T,1.5 T)和HZ-3DNMR50(0.48 T)成像仪样机内。圆柱形水膜用有机玻璃制作，分别为直径22 mm、高30 mm和直径48 mm、高60 mm，内装0.3%CuSO₄水溶液。

上海实验动物中心提供的健康雄性昆明小鼠12只，6周龄，体重28~30 g；荷瘤裸小鼠2只，体重21~22 g，9周龄，肿瘤品系为LoVD大肠癌，皮下原位传代，发生部位为腋下，肿瘤生长时间为4周。上海实验动物中心提供大白鼠(wistar)6只,体重149~150 g，5周龄。麻醉采用氨基甲酸乙酯经腹部注入，注射量：1 g/kg，5 min后行成像扫描。

扫描采用三维模式、用自旋回波脉冲序列(spin echo，SE)对所有鼠分别进行横断面或冠状面成像。FOV：25 mm×25 mm、50 mm×50 mm；扫描数据矩阵：128×128×32、256×256×36；图像矩阵：1 304×695、1 040×1 040。

在螺线管型射频线圈的基础上，吸收其它形式线圈的优点，克服缺点并成功研发出适用于永磁型MRI的龙骨状多线圈组合型单通道整体射频接收线圈，申请了专利^[]。制作的两种口径的线圈分别安装于自主研发的三台永磁微型三维磁共振成像仪样机上，三种仪器的主磁场^[]、梯度线圈^[]用自己的专利技术制作，在主磁场和梯度线圈调试的足够理想情况下，先进行水膜成像实验，同时对射频线圈作进一步的调试，然后进行小鼠、大鼠及荷瘤裸小鼠成像实验。

前面已经提到高信噪比并不总代表高的分辨率。研发实践表明再高的信噪比也不能保证图像是有用的，成像是为了诊断，是为了区别患病组织与正常组织，如果不能使两种组织间产生足够差别的信号来区分它们，这个成像就是无意义的，所以应在灵敏度足够高的前提下实现更高的信噪比，即首要任务是提高灵敏度。以往的研究只要提高灵敏度，一般就涉及提高线圈的Q值，从而转向Q值研究。研发实践表明，更重要的是提高检测样品和线圈的耦合，使线圈最高Q值的最佳耦合空间落在检测样品区内，因最高Q值线圈的最佳耦合空间极有可能不在检测样品区域而使灵敏度下降。生物体置入主磁场使线圈系统等效电容增大，等效电感减小，总体谐振频率下降，Q值下降，加上导线的衰减和样品对信号的吸收，破坏了线圈的耦合。线圈导线过长或电阻率过高是无载荷衰减的主要原因，接收的信号通过线圈返回样品而被吸收是有载荷衰减的原因，都会使灵敏度大大下降。由Q值的原始定义(存储能量的最大值与每周期消耗的能量的比值)和计算公式可知，一方面Q值会下降，另一方面最佳Q值会脱离样品空间。经研制专利高导电合金，减少导线长度，用高导电合金铜带代替单砸绕制，采用环形、中空的月牙结构，提高填充系数，注意频率调整等，使最佳Q值耦合于成像空间，加强了耦合，减小了衰减，提高了灵敏度。

由多个小线圈构成整体线圈实现多线圈接收也大大提高了灵敏度。单线圈接收在有负载情况下接受面积小，通过线圈反射到生物样品的机会提高，产生严重衰减，Q值下降。将多个线圈组合到一起接收到的信号互相重叠加强，反射机会减小，有效地减少了Q值的下降。在我们的研发中还改善了接收磁场的均匀性。

本研究力争把噪声控制在最小，得到最好的信噪比。对于单线圈，噪声主要是电子热噪声；对于多线圈采集，除了自身的热噪声外还有从相邻线圈耦合过来的噪声。线圈之间的耦合干扰大大增加了噪声强度，为了降低干扰保持单线圈的信噪比，提高成像速度，需要应用多通道采集，这要配置系列的去耦工程，使多通道相控阵线圈因多路放大器及检测电路而异常复杂，大大提高了制作成本，不适合永磁微型小动物型仪器。在没有成功经验可以借鉴的情况下，本研究保留了多线圈的优点，但仍采用单通道采集。通过加互感退耦电容和绝缘层把4个线圈隔离，使它们之间没有能量交换，阻断了线圈间的耦合。加上采用4个线圈并联，用高导电铜带代替一般铜线以降低电感线圈电阻，每个线圈做成中空月牙形减小分布电容，以及增加线圈的长度增强射频磁场的强度和均匀性等措施，使信噪比接近单线圈，达到48 dB这一较高水平，而配套电路简单多了。

将射频线圈装入自行研发的50 mm孔径成像仪，进行水膜成像实验，同时对射频线圈作进一步的调试。把装有3% CuSO₄水溶液、内置相同直径六角塑料螺母的塑料管放入磁场中，x、y方向相位编码，z方向频率编码，成像参数为：数据矩阵512×36×512，图像矩阵512×512，重复时间TR=120 ms，TE=14 ms，得到水膜图像如所示，可知线圈成功安装，效果良好。

梯度场15.03 mT/m，带宽WB=33 kHz，采用自旋回波序列，TR=200 ms，TE=25 ms。冠状面扫描头部图像如、所示：x、y方向相位编码，z方向频率编码，数据矩阵36×256×256，图像矩阵1 304×695。横断面扫描头部图像如、所示：x、y方向相位编码，z方向频率编码，数据矩阵256×36×256，图像矩阵1 304×695。成像鼠侧卧于成像空间内。

梯度场、带宽、采用脉冲序列与大鼠成像相同。这里TR=100 ms，TE=15 ms。冠状面扫描头部图像如(a′)、(b′)所示：x、y方向相位编码，z方向频率编码，数据矩阵32×256×256，图像矩阵512×512。横断面扫描头部图像如(c′)、(d′)所示：x、y方向相位编码，z方向频率编码，数据矩阵128×32×128，图像矩阵512×512。

梯度场、带宽、脉冲序列与大鼠同，横断面扫描图像如左上图所示：x、y方向相位编码，z方向频率编码，数据矩阵128×36×128，图像矩阵1 304×695，TR=200 ms,TE=25 ms。 冠状面扫描图像如左下图所示：x、y方向相位编码，z方向频率编码，数据矩阵32×128×128，图像矩阵1 304×695，TR=120 ms,TE=15 ms。 右上、右下图为对实验鼠行安乐死后解剖的肿瘤外观与部位图，与MRI图像能够很好地对应且肿瘤信号明显高于周围健康组织。

由以上结果可知，大鼠、小鼠、荷瘤裸小鼠的图像信噪比基本相同，但大鼠图像的分辨率远高于小鼠和荷瘤裸小鼠图像，因小鼠在主磁场整体线圈的情况下，填充系数小，衰减大，因此要提高分辨率最好使用接近鼠体的表面线圈，这也与前面的理论分析相符合。

将射频线圈分别装入自行研发的25 mm孔径1.5 T和0.5 T成像仪，进行水膜成像实验的同时对射频线圈作进一步的调试，数据矩阵256×36×256，图像矩阵1 024×1 024，重复时间TR=120 ms，TE=14 ms得到0.5 T水膜图像如所示，1.5 T水膜图像如所示。

梯度场100 mT/m，带宽WB=50 MHz，采用自旋回波序列TR=200 ms,TE=15 ms。横断面面扫描，x、y方向相位编码，z方向频率编码，数据矩阵256×36×256，图像矩阵1 024×1 024，选取头、胸部图像如(a₁)~(a₄)所示。

小鼠头部横断面扫描图像如(b₁)~(b₄)所示：x、y方向相位编码，z方向频率编码，数据矩阵256×36×256，图像矩阵1 024×1 024。 采用SE脉冲序列，序列重复时间TR=120 ms，TE=14 ms，选取的是在不同时间做的大致同一层面小鼠头部图像。

由可见，无论是信噪比还是分辨率，1.5 T时得到的图像都远高于0.5 T时得到的图像。对0.5 T场强的成像，我们曾在不同时间做过多次小鼠实验，选取小鼠大致同一断面图像进行观察，试图在0.5 T情况下得到更好的图像，结果分辨率和信噪比情况基本一致，怎么也达不到1.5 T的水平。说明在射频线圈、梯度线圈一定的情况下，提高主磁场强度是提高成像质量的最佳选择，当然对于永磁系统也是最大的挑战。

射频线圈虽然是核心部件之一，但也只是成像诸多因素中很重要的一个方面。MRI与X-CT成像方式最大的不同，是图像不仅与组织密度有关，而且与弛豫时间等诸多因素有关，比如T₁加权图像的灰度差异主要决定于生物组织的不同T₁。要使不同组织间或同一组织正常与病变区域有最好的对比度显示，只有好的射频线圈是不够的，要根据纵向弛豫时间的差异产生可以观察到的对比度才能形成高质量的图像，其他加权像也如此。要提高某一个组织与其它组织的对比度可通过施加不同的脉冲序列实现，这就涉及到射频脉冲的类型、幅度、宽度、施加的时刻、持续的时间。另外，与梯度场的线性和施加的方向、施加的时刻、施加的顺序、持续的时间等关系也很大。再就是信号的采集，是直接采集FID信号还是采集回波，是梯度回波还是自旋回波，在哪一时刻采集，用什么方式采集，要采集反映生物组织哪一方面特征的信息，如何加快采集速度提高信噪比等，因此出现了各种各样的参数，各种各样的脉冲序列，使得MRI原理看起来异常复杂，但它有着自身的规律性。由于篇幅所限，本文只涉及了射频线圈对图像的影响，论述了研发和实验状况，表明研发的射频线圈完全适用于永磁型成像系统。