CN101427919B - 用于控制mri系统内的主磁场漂移的系统、方法和设备 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于控制MRI系统内的主磁场漂移的系统、方法和设备。尤其是，本发明涉及一种用于控制磁共振成像(MRI)系统中的超导磁体的暖孔的温度的设备(300)，该设备包括位于所述暖孔的表面上的多个暖孔热传感器(320)以及位于所述暖孔的所述表面上的多个加热器元件(324)。加热器元件热传感器(326)耦合到所述多个加热器元件(324)中的每一个并且被配置成监测相应的该加热器元件(324)的温度。控制器(322)耦合到所述多个暖孔热传感器(320)以及所述多个加热器元件热传感器(326)。该控制器(322)被配置成控制所述多个加热器元件(324)当中的每一个，以便保持所述暖孔的预定温度。

Description

用于控制MRI系统内的主磁场漂移的系统、方法和设备
技术领域
本发明总体涉及一种磁共振成像(MRI)系统，更具体来说涉及一种用于在MRI系统的操作期间控制主磁场B0的漂移的系统、方法和设备。
背景技术
磁共振成像(MRI)是一种医疗成像模式，其可以在无需使用x射线或其他离子化辐射的情况下产生人体内部的画面。MRI使用强大的磁体来产生静态均匀强磁场(即所述“主磁场”)。当把人体或者人体的一部分置于该主磁场内时，与组织水分中的氢原子核相关联的核自旋就变得极化。这意味着与这些自旋相关联的磁矩变得优先沿着所述主磁场的方向对准，从而得到沿着该轴(通常称作“z轴”)的较小的净组织磁化。MRI系统还包括被称作梯度线圈的组件，其在被施加电流时产生具有较小幅度的空间变化磁场。一般来说，梯度线圈被设计成产生沿着所述z轴对准的磁场分量，其幅度随着沿x、y或z轴的其中之一的位置线性地变化。梯度线圈的效果是沿着单一轴在磁场强度上产生小的斜坡，并且随之在所述核自旋的共振频率上产生小的斜坡。使用具有正交的轴的三个梯度线圈对所述MR信号进行“空间编码”，这是通过在所述身体的每一个位置处产生signature共振频率而实现的。使用射频(RF)线圈在所述氢原子核的共振频率处或者在其附近产生RF能量脉冲。所述RF线圈被用来按照受控的方式向所述核自旋系统添加能量。随着所述核自旋随后弛豫回到其静止能态，其按照RF信号的形式放出能量。所述MRI系统检测到该信号，并且利用计算机和已知的重建算法将其变换回图像。
MRI系统在所述成像体积内需要均匀的主磁场B0，其应当对于多种脉冲序列和协议保持均匀且不随时间变化。所述主磁场的改变或漂移可能会影响所述MRI系统的性能，其中包括数据采集以及MR图像的重建。在患者扫描期间，产生磁场梯度的所述梯度线圈组件的(多个)梯度线圈耗散大量热量。由所述梯度线圈产生的热量可能会导致磁体暖孔(warm bore)的温度例如由于辐射、对流或者传导加热而升高。此外，所述磁体暖孔温度还可能由于涡电流而升高。磁体暖孔表面通常由低磁导率的不锈钢制成，但是所述不锈钢可能具有残留磁导率(其也被称作顺磁性)。根据Curie定律，顺磁性材料的磁导率随着材料温度的改变而改变。相应地，由于所述梯度线圈和涡电流所产生的热量而导致的对所述磁体的不锈钢暖孔的加热，会改变所述不锈钢暖孔的磁导率。一般来说，所述暖孔的磁导率将随着该暖孔温度的升高而降低。所述磁体暖孔的磁导率的改变可能导致所述主磁场的改变或漂移，从而可能又对图像质量产生负面影响。
希望提供一种用于控制所述主磁场的改变或漂移的系统、方法和设备。有利的是基于所述磁体暖孔的温度和磁导率来控制或补偿所述主磁场的改变或漂移。
发明内容
根据一个实施例，一种用于控制磁共振成像(MRI)系统中的超导磁体的暖孔的温度的设备包括：位于所述暖孔的表面上的多个暖孔热传感器；位于所述暖孔的所述表面上的多个加热器元件；多个加热器元件热传感器，其中每一个加热器元件热传感器耦合到所述多个加热器元件之一并且被配置成监测相应的加热器元件的温度；以及耦合到所述多个暖孔热传感器以及所述多个加热器元件热传感器的控制器，该控制器被配置成控制所述多个加热器元件当中的每一个，以便保持所述暖孔的预定温度。
根据另一个实施例，提供一种用于控制磁共振成像(MRI)系统中的超导磁体的暖孔的温度的方法，该磁体包括位于所述暖孔的表面上的多个加热器元件，该方法包括以下步骤：监测所述暖孔的温度；监测所述多个加热器元件当中的每一个加热器元件的温度；以及调节每一个加热器元件的温度，以便保持所述暖孔的预定温度。
根据另一个实施例，一种用于控制磁共振成像(MRI)系统中的超导磁体的暖孔的温度的设备包括：位于所述暖孔的表面上的多个暖孔热传感器；位于所述暖孔的所述表面上的多个加热器元件；多个加热器元件热传感器，其中每一个加热器元件热传感器耦合到所述多个加热器元件的一个子集并且被配置成监测该相应的加热器元件子集的温度；以及耦合到所述多个暖孔热传感器以及所述多个加热器元件热传感器的控制器，该控制器被配置成控制所述多个加热器元件的所述子集，以便保持所述暖孔的预定温度。
根据另一个实施例，提供一种用于控制磁共振成像(MRI)系统的超导磁体的暖孔的温度的设备，其中该MRI系统包括安装在所述超导磁体内部并且由所述超导磁体环绕的梯度线圈组件，该设备包括：围绕所述梯度线圈组件的外表面布置的涡电流屏蔽；以及位于所述暖孔的表面上的多个加热器元件。
附图说明
通过下面结合附图做出的详细描述将可以更加全面地理解本发明，其中相同的附图标记指代相同的部件，在附图中：
图1是根据一个实施例的示例性磁共振成像系统的示意方框图；
图2是根据一个实施例的示例性磁体组件的横截面侧视图；
图3是根据一个实施例的用于控制磁共振成像(MRI)系统中的超导磁体的暖孔的温度的系统的示意方框图；
图4是根据一个实施例的暖孔上的示例性加热器元件阵列的示意图，其用于保持该暖孔的恒定温度；
图5是根据一个实施例的磁体组件的横截面示意图，其中示出了各元件的相对位置，所述元件当中包括涡电流屏蔽和加热器元件阵列；以及
图6是根据一个实施例的暖孔表面上的示例性加热器元件阵列的示意图。
具体实施方式
图1是根据一个实施例的示例性磁共振成像系统的示意方框图。从操作员控制台12控制MRI系统10的操作，该控制台包括键盘或其他输入设备13、控制面板14和显示器16。该控制台12通过链接18与计算机系统20通信，并且提供接口以使得操作员能够规定MRI扫描、显示所得到的图像、对所述图像执行图像处理以及归档数据和图像。所述计算机系统20包括多个模块，所述模块通过比如利用背板20a所提供的电连接和/或数据连接彼此通信。数据连接可以是直接有线链接或者可以是光纤连接或无线通信链接等等。该计算机系统20的各模块当中包括图像处理器模块22、CPU模块24和存储器模块26，所述存储器模块可以包括帧缓冲器以用于存储图像数据阵列。在一个替换实施例中，所述图像处理器模块22可以被所述CPU模块24上的图像处理功能所取代。所述计算机系统20链接到归档介质设备，其是永久性或备份存储器存储装置或网络。计算机系统20还可以通过链接34与单独的系统控制计算机32通信。所述输入设备13可以包括鼠标、操纵杆、键盘、轨迹球、触摸激活屏幕、光棒、语音控制或者任何类似或等效的输入设备，并且其可以被用于交互式几何指定。
所述系统控制计算机32包括通过电连接和/或数据连接32a彼此通信的一组模块。数据连接32a可以是直接有线链接或者可以是光纤连接或无线通信链接等等。在替换实施例中，系统控制计算机32和计算机系统20的模块可以被实现在同一计算机系统上或者被实现在多个计算机系统上。系统控制计算机32的模块当中包括CPU模块36和脉冲发生器模块38，所述脉冲发生器模块通过通信链接40连接到所述操作员控制台12。该脉冲发生器模块38可以替换地被集成到所述扫描器设备(例如磁体组件52)中。所述系统控制计算机32通过链接40接收来自操作员的命令，以便表明将要执行的扫描序列。所述脉冲发生器模块38通过发送指令、命令和/或请求(例如射频(RF)波形)来操作放出(即执行)所期望的脉冲序列的系统组件，其中所述指令、命令和/或请求描述将要产生的RF脉冲和脉冲序列的时序(timing)、强度和形状以及数据采集窗口的时序和长度。所述脉冲发生器模块38连接到梯度放大器系统42并且产生被称作梯度波形的数据，所述梯度波形控制将在扫描期间使用的梯度脉冲的时序和形状。该脉冲发生器模块38还可以接收来自生理采集控制器44的患者数据，其中该控制器接收来自连接到所述患者的多个不同传感器的信号，比如来自附着到该患者的电极的ECG信号。所述脉冲发生器模块38连接到扫描室接口电路46，该接口电路接收来自与所述患者和所述磁体系统的状况相关联的各种传感器的信号。患者定位系统48也通过所述扫描室接口电路46接收命令，从而把患者台床移动到所期望的位置以便进行扫描。
由所述脉冲发生器模块38产生的梯度波形被施加到梯度放大器系统42，该系统由Gx、Gy和Gz放大器构成。每一个梯度放大器激励通常被标记为50的梯度线圈组件内的相应的物理梯度线圈，以便产生用于对所采集的信号进行空间编码的磁场梯度脉冲。所述梯度线圈组件50形成磁体组件52的一部分，该磁体组件包括具有超导主线圈54的极化超导磁体。磁体组件52可以包括全身(whole-body)RF线圈56、表面或平行成像线圈76，或者二者。所述RF线圈组件的线圈56、76可以被配置成用于发射和接收或者被配置成仅用于发射或仅用于接收。患者或成像对象70可以被定位在所述磁体组件52的圆柱状患者成像体积72内。所述系统控制计算机32中的收发器模块58产生脉冲，该脉冲由RF放大器60放大并且通过发送/接收开关62耦合到所述RF线圈56、76。由所述患者体内的受激发原子核发射的所得到的信号可以被相同的RF线圈56感测到，并且通过所述发送/接收开关62被耦合到前置放大器64。或者，由所述受激发原子核发射的所述信号可以被单独的接收线圈感测到，比如平行线圈或表面线圈76。所述经过放大的MR信号在所述收发器58的接收器部分中被解调、滤波及数字化。所述发送/接收开关62受到来自所述脉冲发生器模块38的信号的控制，以便在所述发射模式期间把所述RF放大器60电连接到所述RF线圈56，并且在所述接收模式期间把所述前置放大器64连接到所述RF线圈56。所述发送/接收开关62还可以允许在所述发射或接收模式下使用单独的RF线圈(例如平行或表面线圈76)。
由所述RF线圈56感测到的所述MR信号被所述收发器模块58数字化，并且被传输到所述系统控制计算机32中的存储器模块66。一般来说，对应于MR信号的数据帧被临时存储在所述存储器模块66中，直到它们随后被变换以产生图像。阵列处理器68使用已知的变换方法(最常见的是傅里叶变换)从所述MR信号产生图像。通过所述链接34把这些图像传送到所述计算机系统20并且在该处将所述图像存储在存储器中。响应于接收自所述操作员控制台12的命令，可以把该图像数据归档在长期存储装置中，或者该图像数据可以由所述图像处理器22进行进一步的处理，传递到所述操作员控制台12并且呈现在显示器16上。
图2是根据一个实施例的示例性磁体组件(例如图1中示出的磁体组件52)的示意性横截面侧视图。磁体组件200呈圆柱环状，其与上面描述的图1的MRI系统或者用于获得MR图像的任何类似或等效系统兼容。虽然下面描述了圆柱状磁体组件布局，但是应当理解的是，其他磁体组件布局也可以利用这里描述的本发明的实施例。除了其他元件之外，磁体组件200尤其还包括超导磁体202、梯度线圈组件204和RF线圈206。为了清楚起见，在图2中省略了各种其他元件，比如磁体线圈、低温恒温器元件、支撑件、悬挂元件、端盖、托架等等。圆柱状患者体积或空间208被患者孔管210所环绕。RF线圈206被安装在所述患者孔管210的外表面上并且被安装在所述梯度线圈组件204的内部。所述梯度线圈组件204围绕所述RF线圈206布置并且按照同轴关系与所述RF线圈间隔开，所述梯度线圈组件204环绕所述RF线圈206。梯度线圈组件204被安装在所述磁体202的暖孔218的内部，并且被磁体202所环绕。
可以沿着患者台床或支架(cradle)(图2中未示出)的中心轴212(例如z轴)把患者或成像对象70(图1中示出)插入到所述磁体组件200中。中心轴212平行于由所述磁体202生成的主磁场B0的方向沿着所述磁体组件200的管轴对准。RF线圈206被用来把射频脉冲(或多个脉冲)施加到患者或对象，并且用来接收从该对象返回的MR信息。梯度线圈组件204生成时间相关的梯度磁脉冲，该梯度磁脉冲被用来对所述成像体积208内的点进行空间编码。
超导磁体202例如可以包括几个径向对准并且纵向间隔开的超导主线圈(未示出)，其中的每一个超导主线圈都能够载送相同的大电流。所述超导主线圈被设计成在所述患者体积208内产生磁场B0。超导磁体202被封闭在磁体容器216(或者低温恒温器)内的低温环境中，该磁体容器被设计成把所述超导线圈的温度保持在适当的临界温度以下，从而使得所述线圈处在零电阻的超导状态下。磁体容器216例如可以包括用于按照已知的方式包含并且冷却所述磁体线圈的氦容器以及热或冷屏蔽。所述暖孔218由所述磁体容器216的内圆柱表面限定，并且通常由诸如不锈钢之类的金属制成。
在操作期间从所述梯度线圈组件204耗散的热量可能会使所述磁体组件200的暖孔218的温度(例如由于辐射、对流或传导)升高。所述暖孔218还可能由于在所述梯度线圈组件204的操作期间生成的涡电流而被加热。随着所述暖孔218的温度升高，该暖孔的磁导率发生改变(根据Curie定律，通常降低)，这可能会导致所述主磁场B0的改变或漂移。因此，所述主磁场可能会随着所述暖孔218的温度升高及磁导率降低而增大。为了控制(例如最小化)由温度引发的磁导率改变而导致的主磁场的改变或漂移，可以把所述暖孔218的温度保持在恒定温度下。
图3是根据一个实施例的用于控制超导磁体的暖孔的温度的系统的示意性方框图。所述系统300与上面关于图1和2描述的所述磁体组件和MRI系统或者任何类似或等效的磁体组件和MRI系统兼容。该系统300包括多个暖孔热传感器320、多个加热器元件324、用于每一个加热器元件324的热传感器326、至少一个控制器322以及至少一个电流源328。多个暖孔热传感器320被附着到所述暖孔的表面。在图2中，多个暖孔热传感器220被显示为位于所述暖孔218上。虽然图中示出了4个暖孔热传感器220，但是应当理解的是，可以使用更少或更多的热传感器220。回到图3，所述暖孔热传感器320例如可以是热电偶、热敏电阻、电阻温度设备(RTD)等等。在一个实施例中，所述RTD是具有非金属外罩(例如四线铂、特氟隆封装的RTD)的RTD，以便最少化所述RTD中的金属的数量。在另一个实施例中，所述RTD可以包括短路电容器以便短路掉所述RTD上的RF噪声。所述暖孔热传感器320位于所述暖孔表面上，以便获得该暖孔的平均温度。例如，在各实施例中，暖孔热传感器320可以位于所述暖孔表面上的4个或8个位置处。每一个所述暖孔热传感器320的位置被选择成充分地跟踪所述暖孔的平均温度。所述暖孔热传感器320向一个控制器(或多个控制器)322提供一个或多个信号，所述信号表明所述暖孔上的相应位置处的温度。
多个加热器元件324被附着到所述暖孔的内表面。虽然在图3中示出了两个加热器元件324，但是应当理解的是，在所述系统300中可以使用更多加热器元件324。可以把单独的热传感器326连接到每一个加热器元件324并且与之热接触，以便监测相应的该加热器元件324的温度。图4是根据一个实施例的暖孔上的示例性加热器元件阵列的示意图，所述加热器元件阵列被用来保持该暖孔的恒定温度。图4示出了所述暖孔的内表面的分解图。所述阵列400包括多个加热器元件424并且被配置成把所述暖孔440的温度保持在恒定的预定温度下。可以利用粘合剂(例如双面胶带或胶水)把所述加热器元件424附着到所述暖孔440上。所述阵列400中的加热器元件424的数目优选地基于为了获得对所述暖孔表面440的均匀加热在该暖孔表面440上所必需的位置的数目。在一个实施例中，所述阵列400包括多于五十(50)个加热器元件424。每一个加热器元件424可以被连接到单独的热传感器或温度监测设备426(例如热电偶、热敏电阻、电阻温度设备(RTD)等等)并且与之热接触。在图4中为了清楚起见仅仅示出了3个热传感器(或温度监测设备)426，但是应当理解的是，所述阵列400中的每一个加热器元件424可以耦合到单独的热传感器424。在一个替换实施例中，所述阵列400的加热器元件424可以被划分成若干子集或组，并且每一个加热器元件子集或组被耦合到单独的热传感器426。每一个热传感器426被配置成监测相应的一个或多个加热器元件424的温度。如图3所示，每一个热传感器426向控制器322提供表明所述相应的(多个)加热器元件424的温度的(多个)信号。
回到图3，控制器322被耦合到所述(多个)暖孔热传感器320和所述(多个)加热器元件热传感器326。例如可以把(多个)控制器322集成在所述MRI系统的计算机系统20(图1中示出)内或者集成在系统控制32(图1中示出)内。控制器322被配置成控制每一个加热器元件324，以便把所述暖孔的温度保持在恒定的预定温度下。控制器322例如可以基于所测量的暖孔温度输入和所述(多个)加热器元件324温度输入实现对所述加热器元件324温度的比例积分微分(PID)控制。控制器322被耦合到一个电流源(或多个电流源)328，所述电流源比如是温控电流源。(多个)电流源328被耦合到所述加热器元件324。在一个实施例中，每一个加热器元件324被耦合到一个单独的电流源328。在另一个实施例中，所述多个加热器元件324可以被划分成多个子集或组，并且每一个加热器元件324子集或组被耦合到一个单独的电流源328。优选地，(多个)电流源328是AC(交流)电流源，从而其不会导致对所述MRI系统的(多个)磁场的干扰。
基于所述暖孔温度和加热器元件324温度，控制器322向(多个)电流源328提供控制信号，所述电流源接着调节或改变被提供给每一个加热器元件324的电流，以便控制由每一个加热器元件324生成的热量，从而保持所述暖孔的恒定的预定温度。在某些情况中，例如由于涡电流所导致的局部化加热，对所述暖孔的加热可能是不均匀的。相应地，控制器322和所述相应的(多个)电流源328可以单独地调节被提供给每一个加热器元件324(或者加热器元件子集)的电流，从而可以控制由所述局部化加热的特定位置处的加热器元件324提供的热量，以便把所述暖孔的温度保持恒定(即保持在所述恒定的预定温度下)。在一个实施例中，所述恒定的预定温度是高于环境温度的高温，从而使得所述暖孔温度不受所述梯度线圈加热的影响。例如，所述高温可以是这样的温度，其高于由最大功率下的梯度加热导致的预期的最高暖孔温度。此外，通过选择升高的预定温度，在必要时可以调低所述加热器元件324(即降低其温度)，以便保持所述暖孔的恒定温度。通过控制每一个加热器元件324以便保持恒定的温度，可以减轻或者消除由温度引起的所述暖孔的磁导率改变，并且将最小化所述主磁场的漂移。
如上所述，所述暖孔218(图2中示出)还可能由于在所述梯度线圈组件204(图2中示出)的操作期间生成的涡电流而被加热。为了防止涡电流直接加热所述暖孔，在所述梯度线圈组件的外表面上提供涡电流屏蔽。图5是根据一个实施例的磁体组件的横截面示意图，其中示出了各元件的相对位置，所述元件当中包括涡电流屏蔽和加热器元件阵列。除了其他元件之外，磁体组件500尤其还包括超导磁体502、梯度线圈组件504、RF线圈506以及患者体积或空间508。围绕梯度线圈组件504的涡电流屏蔽530与所述暖孔518的内表面上的加热器元件阵列的组合，被用来保持该暖孔518的恒定温度。涡电流屏蔽530由导电金属构成，并且具有几个趋肤深度或几毫米的厚度。例如，所述涡电流屏蔽530可以包括缠绕所述梯度线圈组件504的几层铜(例如铜箔)。所述涡电流屏蔽530可以在所述梯度线圈组件504的整个长度上延伸(例如沿着所述梯度线圈圆柱体的长度)，或者可以延伸超出所述梯度线圈504的长度方向维度。所述涡电流屏蔽530衰减涡电流并且防止涡电流直接加热所述暖孔518。此外，所述涡电流屏蔽530的导热性允许围绕所述涡电流屏蔽530分布由涡电流生成的热量，以便减轻或消除所述涡电流的局部化加热特性。
磁体组件500还包括附着到所述暖孔518上的加热器元件阵列。所述暖孔518上的加热器元件阵列被配置成保持预定的温度，以便把该暖孔518保持在恒定温度下。图6是根据一个实施例的暖孔表面上的示例性加热器元件阵列的示意图。图6示出了所述暖孔的内表面的分解图。所述加热器元件阵列600与上面关于图1和2描述的磁体组件或者任何类似或等效的磁体组件兼容。所述加热器元件阵列600被附着到所述暖孔的内表面640。该阵列600包括多个加热器元件642并且被配置成把所述暖孔的温度保持在恒定的预定温度。可以利用粘合剂把所述加热器元件642附着到所述暖孔640上。所述阵列600中的加热器元件642的数目可以基于为了获得对所述暖孔表面640的均匀加热在该暖孔表面640上所必需的位置的数目。在一个实施例中，所述恒定的预定温度是高于环境温度的高温。例如，所述高温可以是这样的温度，其高于由最大功率下的梯度加热导致的预期的最高暖孔温度。在一个实施例中，所述加热器元件阵列600被作为一组控制。或者，如上面关于图3和4描述的那样，可以单独地控制所述阵列600中的每一个加热器元件642，或者可以单独地控制加热器元件642的子集。
回到图2，还可以通过降低所述磁体暖孔218的磁导率来控制所述主磁场B0的漂移。如上所述，所述暖孔218通常由诸如不锈钢之类的金属制成。可以在把所述暖孔218组装到所述磁体中之前对其进行退火，以便降低用于该暖孔218的金属(例如不锈钢)的磁导率。为了对所述暖孔218进行退火，把该暖孔218加热到处在1850-2050℉范围内的温度持续预定时间段(例如30分钟)。随后把所述暖孔218快速冷却到室温。退火改变了用于所述暖孔218的金属的材料属性，包括降低用于所述暖孔218的金属的磁导率。作为磁导率降低的结果，减轻了由所述暖孔218的加热(例如来自所述梯度线圈)所导致的主磁场的漂移。暖孔退火还可以去除由于在制造工艺期间对金属的冷加工而导致的任何磁导率提高。此外，退火还可以降低在制造所述暖孔218的过程中所使用的焊接的磁导率并且减轻所述焊接对所述主磁场的均匀性的影响。
本书面说明使用了例子来公开本发明(其中包括最佳模式)并且允许本领域技术人员制作及使用本发明。本发明的专利保护范围由所附权利要求书限定，并且可以包括本领域技术人员所能想到的其他例子。如果所述其他例子的结构元件与所附权利要求书的精确语言没有不同，或者如果其包括与所附权利要求书的精确语言只有细微差别的等效结构元件，则所述其他例子应当落在所附权利要求书的范围内。可以根据替换实施例改变或者重新定序任何处理或方法步骤的顺序和序列。
在不偏离本发明的范围的情况下可以对本发明做出许多其他改变和修改。从所附权利要求书中可以明显看出上述和其他改变的范围。
部件列表
图1
10-MRI系统
12-操作员控制台
13-输入设备
14-控制面板
16-显示器
18-链接
20-计算机系统
20a-背板
22-图像处理器模块
24-CPU模块
26-存储器模块
32-系统控制计算机
32a-数据连接
34-链接
36-CPU模块
38-脉冲发生器模块
40-通信链接
42-梯度放大器系统
44-生理采集控制器
46-扫描室接口电路
48-患者定位系统
50-梯度线圈组件
52-磁体组件
54-磁体
56-RF线圈
58-收发器模块
60-RF放大器
62-发送/接收开关
64-前置放大器
66-存储器模块
68-阵列处理器
70-患者或成像对象
72-圆柱状患者成像体积
76-表面或平行成像线圈
图2
200-磁体组件
202-超导磁体
204-梯度线圈组件
206-RF线圈
208-患者体积或空间
210-患者孔管
212-中心轴
216-磁体容器
218-暖孔
220-暖孔热传感器
图3
300-用于控制暖孔的温度的系统
320-暖孔热传感器
322-(多个)控制器
324-加热器元件
326-用于每一个加热器元件的(多个)热传感器
328-(多个)电流源
图4
400-加热器元件阵列
424-加热器元件
426-热传感器
440-暖孔
图5
500-磁体组件
502-超导磁体
504-梯度线圈组件
506-RF线圈
508-患者体积或空间
518-暖孔
530-涡电流屏蔽
图6
600-加热器元件阵列
640-暖孔表面
642-加热器元件

Claims (8)

1.一种用于控制磁共振成像(MRI)系统中位于超导磁体与梯度线圈组件间的暖孔(218，440)的温度的设备(300)，该设备包括：
位于所述暖孔的表面上的多个暖孔热传感器(220，320)；
位于所述暖孔的所述表面上的多个加热器元件(324)；
多个加热器元件热传感器(326)，每一个加热器元件热传感器(326)耦合到所述多个加热器元件(324)之一并且被配置成监测相应的加热器元件的温度；以及
耦合到所述多个暖孔热传感器(220，320)以及所述多个加热器元件热传感器(326)的控制器(322)，该控制器(322)被配置成控制所述多个加热器元件(324)中的每一个，以便保持所述暖孔的预定温度。
2.根据权利要求1的设备，其中，所述预定温度是高于环境温度的高温。
3.根据权利要求1的设备，还包括耦合到每一个加热器元件(324)和所述控制器(322)的至少一个电流源(328)。
4.根据权利要求3的设备，其中，所述至少一个电流源(328)从所述控制器(322)接收至少一个控制信号。
5.根据权利要求4的设备，其中，响应于所述至少一个控制信号，所述至少一个电流源(328)调节被提供给每一个加热器元件(324)的电流。
6.一种用于控制磁共振成像(MRI)系统中位于超导磁体与梯度线圈组件间的暖孔(218，440)的温度的设备(300)，该设备包括：
位于所述暖孔的表面上的多个暖孔热传感器(220，320)；
位于所述暖孔的所述表面上的多个加热器元件(324)；
多个加热器元件热传感器(326)，每一个加热器元件热传感器(326)耦合到所述多个加热器元件(324)的子集并且被配置成监测相应的加热器元件子集的温度；以及
耦合到所述多个暖孔热传感器(220，320)以及所述多个加热器元件热传感器(326)的控制器(322)，该控制器(322)被配置成控制所述多个加热器元件的所述子集，以便保持所述暖孔的预定温度。
7.一种用于控制磁共振成像(MRI)系统中位于超导磁体(502)与梯度线圈组件(504)间的暖孔(218，518，640)的温度的设备，其中所述梯度线圈组件安装在该MRI系统内部并且由所述超导磁体(502)环绕，该设备包括：
围绕所述梯度线圈组件(504)的外表面布置的涡电流屏蔽(530)；
位于所述暖孔(518，640)的表面上的多个加热器元件(642)，其中所述多个加热器元件(642)配置成保持所述暖孔的预定温度；和
位于所述暖孔的所述表面上的多个暖孔热传感器(220，320)。
8.根据权利要求7的设备，其中，所述涡电流屏蔽(530)由导电金属构成。
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