CN101750595B - 射频(rf)线圈和设备 - Google Patents

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Abstract

一种用于磁共振成像(MRI)系统的射频(RF)线圈包括多个横档(306)。每个横档(306)包括多根相互平行定位的导线(308)。每根导线(308)具有圆形横截面，并具有围绕导线的外表面设置的绝缘材料(312)。利用具有圆形横截面的导线减小了在横档上产生的涡流。因此，得以减小由涡流产生的发热、振动和声音噪声的量。这些导线还使得电流能够沿每个横档的宽度更均匀地分布，而这又产生更均匀的激励场(B1)。

Description

射频(RF)线圈和设备
技术领域
一般来说，本发明涉及磁共振成像(MRI)系统，具体来说，涉及构造成减少发热、振动和声音噪声的射频(RF)线圈。
背景技术
磁共振成像(MRI)是一种不使用x-射线或其它电离辐射来创建人体内部的图像的医疗成像模态(modality)。MRI利用强力磁体来创建均匀、静态的强磁场(即，“主磁场”)。当人体或人体的一部分处于主磁场中时，与组织水中的氢核相关联的核自旋变成极化。这意味着，与这些自旋相关联的磁矩变成沿主磁场的方向优先排列，从而导致沿该轴(按照惯例，为“z轴”)产生小的净组织磁化。MRI系统还包括称为梯度线圈的部件，当对它们施加电流时，它们会产生幅度更小且空间变化的磁场。通常，将梯度线圈设计成产生沿z轴对准并且幅度随着沿x、y或z轴之一的位置而线性变化的磁场分量。梯度线圈的效果是沿单个轴对磁场强度、同时相伴地对核自旋的共振频率产生小坡度。具有正交轴的三个梯度线圈用于通过在人体的每个位置产生特征共振频率而“空间编码”MR信号。射频(RF)线圈用于在氢核的共振频率处或附近产生RF能量脉冲。RF线圈用于以受控方式对核自旋系统增加能量。当核自旋接着弛豫回到它们的静止能量状态时，它们会放出RF信号形式的能量。MRI系统检测到这个信号，并利用计算机和已知的重建算法将这个信号变换成图像。
如上所述，MRI系统中利用射频(RF)线圈来传送RF激励信号并接收由成像对象发出的MR信号。MRI系统中可以使用各种类型的RF线圈，例如全身RF线圈和RF表面(或局部)线圈。两种常见的RF线圈构型是鸟笼线圈和横向电磁(TEM)线圈。
在MRI扫描期间，会在患者所在内膛中产生声音噪声和振动。声音噪声和振动令人不舒服，并且对患者和扫描仪操作员来说都可能不利。MRI系统中有几种声音噪声来源，包括例如梯度线圈和RF线圈。由RF线圈产生的声音噪声通常是因操作梯度线圈而在RF线圈导体中感生涡流引起的。具体来说，对梯度线圈施加电流脉冲(例如，作为脉冲序列的一部分)会生成时变磁场。这些时变磁场可在RF线圈中感生涡流，这些涡流会造成RF线圈运动或振动，并导致声音噪声。此外，RF线圈中感生的涡流可产生发热。由RF线圈产生的热量可使患者所在内膛的温度增加，从而影响患者舒适度和MRI系统的效率。
希望提供一种构造成减少或消除由RF线圈产生的发热、振动和声音噪声的RF线圈。还希望提供一种构造成产生均匀激励(B1)场的RF线圈。
发明内容
根据一个实施例，磁共振成像(MRI)系统的射频(RF)线圈包括多个横档(rung)，其中每个横档包括多根相互平行定位的导线，每根导线具有圆形横截面，并且每根导线具有围绕导线的外表面设置的绝缘材料。
根据另一实施例，磁共振成像(MRI)系统的共振组件包括磁体(magnet)、设置在磁体的内径之内的梯度线圈组件和设置在梯度线圈组件的内径之内的射频(RF)线圈，该RF线圈包括多个横档，其中每个横档包括多根相互平行定位的导线，每根导线具有圆形横截面，并且每根导线具有围绕导线的外表面设置的绝缘材料。
附图说明
通过结合附图阅读以下详细描述，将能更全面地理解本发明，其中类似的附图标记表示类似元件，附图中：
图1是根据一个实施例的示范性磁共振成像(MRI)系统的示意框图；
图2是根据一个实施例的射频(RF)线圈的透视图；
图3示出根据一个实施例图2中的RF线圈的横档的一部分的细节；
图4示出根据一个实施例图3中的横档的绝缘导线的横截面图；
图5示出根据一个实施例构造成连接到端环的横档的部分的侧视图；
图6示出根据一个实施例构造成连接到端环的横档的部分的俯视剖面图；以及
图7示出根据备选实施例图2中的RF线圈的横档的一部分的细节。
具体实施方式
本文描述具有一组横档(或支柱、导电元件)的射频(RF)线圈，其中每个横档包括多根各自绝缘的平行导线。每根各自绝缘的导线具有圆形横截面。利用具有圆形横截面的导线减少了在横档上产生的涡流。因此，减小了由涡流产生的发热、振动和声音噪声的量。上述多根导线还使得电流能够沿每个横档的宽度更均匀地分布，而这又产生更均匀的激励场(B1)。更均匀的激励场(B1)对于高场成像应用尤其有用。本文描述的RF线圈设计可用于各种线圈构型(configuration)，例如鸟笼线圈或横向电磁(TEM)线圈。此RF线圈设计还可用于各种类型的RF线圈，例如全身线圈或表面(或局部)线圈，并且还可用于传送和/或接收信号。
图1是根据一个实施例的示范性磁共振成像(MRI)系统的示意框图。MRI系统10的操作从操作员控制台12进行控制，操作员控制台12包括键盘或其它输入设备13、控制面板14和显示器16。控制台12通过链路18与计算机系统20通信，并提供接口供操作员用来规定MRI扫描，显示所得图像，对图像执行图像处理，以及将数据和图像存档。计算机系统20包括多个模块，这些模块通过例如通过利用背板20a提供的电和/或数据连接彼此通信。数据连接可以是直接有线链路，或者可以是光纤连接或无线通信链路等。计算机系统20的模块包括图像处理器模块22、CPU模块24和存储器模块26，存储器模块26可包括用于存储图像数据阵列的帧缓冲器。在备选实施例中，图像处理器模块22可以由CPU模块24上的图像处理功能性替代。计算机系统20链接到档案媒体设备、永久或备份存储器存储设备或网络。计算机系统20还可通过链路34与独立的系统控制计算机32通信。输入设备13可包括鼠标、操纵杆、键盘、跟踪球、触摸激活屏、光棒、语音控制设备或任何类似或等效的输入设备，并且可用于交互式几何规定。
系统控制计算机32包括经由电和/或数据连接32a相互通信的一组模块。数据连接32a可以是直接有线链路，或者可以是光纤连接或无线通信链路等。在备选实施例中，计算机系统20和系统控制计算机32的模块可以在相同的计算机系统或多个计算机系统上实现。系统控制计算机32的模块包括CPU模块36和通过通信链路40连接到操作员控制台12的脉冲生成器模块38。脉冲生成器模块38可备选地集成到扫描仪设备(如共振组件52)中。系统控制计算机32通过链路40接收来自操作员的指示将执行扫描序列的命令。脉冲生成器模块38通过发送描述将产生的RF脉冲和脉冲序列的定时、强度和形状以及数据采集窗的定时和长度的指令、命令和/或请求来操作放出(即，执行)期望的脉冲序列的系统部件。脉冲生成器模块38连接到梯度放大器系统42，并产生称为梯度波形的数据，这些梯度波形控制将在扫描期间使用的梯度脉冲的定时和形状。脉冲生成器模块38还可从生理采集控制器44接收患者数据，生理采集控制器44从连接到患者的多个不同传感器接收信号，例如来自附着到患者的电极的ECG信号。脉冲生成器模块38连接到扫描室接口电路46，扫描室接口电路46从各种传感器接收与患者和磁体系统的状况相关联的信号。患者定位系统48也通过扫描室接口电路46来接收将患者台移到期望的位置进行扫描的命令。
将由脉冲生成器模块38产生的梯度波形应用于梯度放大器系统42，梯度放大器系统42包括Gx、Gy和Gz放大器。每个梯度放大器激励梯度线圈组件(一般标为50)中的对应物理梯度线圈以产生用于空间编码所采集的信号的磁场梯度脉冲。梯度线圈组件50形成共振组件52的一部分，共振组件52包括具有超导主线圈54的极化超导磁体。共振组件52可包括全身RF线圈56、表面或平行成像线圈76、或两者。RF线圈组件的线圈56、76可构造成用于传送和接收、或只传送、或只接收。患者或成像对象70可安置在共振组件52的圆柱形患者成像体积72内。系统控制计算机32中的收发器模块58产生脉冲，这些脉冲由RF放大器60放大，并通过发射/接收开关62耦合到RF线圈56、76。由患者中的受激核发出的所得信号可由相同的RF线圈56感测，并通过发射/接收开关62耦合到前置放大器64。或者，由受激核发出的信号可由诸如平行线圈或表面线圈76的独立接收线圈感测。在收发器58的接收器部分中对放大的MR信号进行解调、滤波和数字化。发射/接收开关62由来自脉冲生成器模块38的信号进行控制，以便在发射模式期间将RF放大器60电连接到RF线圈56，并在接收模式期间将前置放大器64连接到RF线圈56。发射/接收开关62还可使得能够在发射或接收模式中使用独立RF线圈(例如，平行或表面线圈76)。
由RF线圈56、或平行或表面线圈76感测的MR信号由收发器模块58数字化，并传送给系统控制计算机32中的存储器模块66。通常，对应于MR信号的数据帧临时存储在存储器模块66中，直到随后对它们进行变换以创建图像。阵列处理器68利用已知的变换方法(最常见的有傅里叶变换)来从MR信号创建图像。这些图像通过链路34传送给计算机系统20，在计算机系统20中，它存储在存储器中。响应于从操作员控制台12接收的命令，可将此图像数据存档在长期存储设备中，或者可通过图像处理器22对它做进一步处理、传给操作员控制台12并呈现在显示器16上。
如上所述，RF线圈(例如，RF体线圈56和一个或多个表面线圈76(例如，表面线圈阵列))可用于传送RF激励脉冲(以产生激励场(B1))和/或接收MR信号。图2是根据一个实施例的RF线圈的透视图。图2中示出的RF线圈200是鸟笼构型。尽管将参照图2中的鸟笼线圈进行以下描述，但应理解，在诸如横向电磁(TEM)线圈的利用横档的其它线圈构型中也可使用下文关于图3-7描述的横档构型。RF线圈200的形状是圆柱环形，并且与上文描述的图1中的MRI系统或用于获得MR图像的任何其它类似或等效的系统兼容。如图2所示的RF线圈200构型可用于全身RF线圈或用于诸如头部线圈的表面(或局部)线圈。对于全身RF线圈，RF线圈200的尺寸构造成使得可以按照间隔开且同轴的关系将RF线圈安装在梯度线圈组件50(如图1所示)内部。对于表面或局部线圈(例如，头部线圈)，RF线圈200的尺寸构造成使得可以将RF线圈设置在患者成像空间72(如图1所示)内。
如图2所示的RF线圈200包括第一端环202、第二端环204和多个横档(或支柱、导体元件)206。第一端环202位于这多个横档206的第一端230。第二端环204位于这多个横档206的第二端232。第一端环202和第二端环204以间隔开的关系彼此相对，并通过这多个横档206连接。图2中示出示范性数量的横档206。基于特定成像应用的要求，例如基于视场(FOV)、图像分辨率、功率要求和成像速度，可以使用更少或更多横档。横档206成圆柱形排列，并且可以例如彼此均匀地间隔开。每个端环202、204还包括电连接横档206的多个电容器(例如，低电感端环电容器)。横档206和端环202、204由具有高电导率的诸如铜的常规材料构成。横档206各自包括多个平行圆形横截面导线，这将在下文关于图3-7详细描述。
图3示出根据一个实施例图2中的RF线圈的横档的细节(示出三个横档)。横档306包括沿横档306的纵轴(L)的多根彼此平行定位的绝缘导线308。出于说明的目的，图3中示出示范性数量的导线308。基于特定成像应用的要求，可以使用不同数量的导线308。每根绝缘导线308具有如图4所示的圆形横截面。绝缘导线408(图3中为308)由导线414(图3中为314)构成，导线414由诸如铜或银的高电导率材料组成。每根导线414用绝缘材料412(图3中为312)各自绝缘开来，绝缘材料412可以是例如可经受高击穿电压的任何高绝缘材料。绝缘材料412设置在每根导线414的外表面上。基于将由RF线圈200(如图2所示)产生的期望频率来选择每根导线414的直径。例如，频率越低，要求每根导线414的直径越小；频率越高，要求每根导线414的直径越大。
返回到图3，绝缘导线308设置在第一端环302(例如，图2中的端环202)与第二端环304(例如，图2中示出的端环204)之间。可以使用各种方法来将横档306连接到每个端环302、304。在一个实施例中，横档306的将连接到第一端环302的第一端310包括导线314的非绝缘部分。因此，包围导线314的绝缘体312在端环302的边缘340处中止。在该实施例中，横档306的将连接到第二端环304的第二端311包括导线314的非绝缘部分。因此，包围导线314的绝缘体312在端环304的边缘342处中止。在一个实施例中，导线314的非绝缘部分设置在铜片之间，并焊接到合适的端环302、304。图5示出根据一个实施例构造成连接到端环的横档的部分的侧视图。位于横档(图3中的306)的末端510处的导线514的非绝缘部分设置在第一铜片520和第二铜片522之间。图6示出根据一个实施例构造成连接到端环的横档的部分的俯视剖面图。导线614的非绝缘部分位于“顶”(或第一)铜片620与“底”(或第二)铜片622之间。返回到图5，优选地，第一铜片520和第二铜片522是具有极小厚度的薄铜片。铜片(例如，第二铜片522)可以连接(例如，通过焊接)到端环。在另一实施例中，如示出三个横档706的图7所示，可通过将绝缘导线连接(例如，焊接)到端环的边缘而将横档连接到端环。因此，导线的任何部分都不会与端环702重叠，并且沿横档706的纵轴(L)延伸的横档706的绝缘导线708的末端将连接到端环702的边缘740。
如上文关于图3-7所描述，可在诸如横向电磁(TEM)RF线圈的利用横档(或支柱、导电元件)的其它线圈构型中使用具有多根各自绝缘的平行圆形横截面导线的横档。在另一实施例中，还可利用多根各自绝缘的平行圆形横截面导线来构造端环202、204(如图2所示)。
本书面描述利用实例来公开包括最佳模式在内的本发明，并且还使得本领域技术人员能够进行并利用本发明。本发明的受专利保护的范围由权利要求限定，并且可以包括本领域技术人员可联想到的其它实例。如果这些其它实例具有与权利要求的字面语言相差无异的结构元件，或者如果它们包括与权利要求的字面语言无实质差异的等效结构元件，则希望这些其它实例在权利要求的范围内。根据备选实施例，任何过程或方法步骤的次序和序列可以改变或重新排序。
在不背离本发明的精神的情况下，可对本发明做出许多其它改变和修改。这些和其它改变的范围将可从随附权利要求明白。
元件列表
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   链路
  20   计算机系统
  20a   背板
  22   图像处理器模决
  24   CPU模块
  26   存储器模块
  32   系统控制计算机
  32a   数据连接
  34   链路
  36   CPU模块
  38   脉冲生成器模块
  40   通信链路
  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   共振组件
  54   极化磁体超导主线圈
  56   全身RF线圈
  58   收发器模块
  60   RF放大器
  62   发射/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   患者成像体积
  76   表面或平行成像线圈
图2：
 200   RF线圈
 202   第一端环
 204   第二端环
 206   横档
 230   多个横档的第一端
 232   多个横档的第二端
图3：
  302   第一端环
  304   第二端环
  306   横档
  308   绝缘导线
  310   横档末端
  311   横档末端
  312   绝缘材料
  314   导线
  340   第一端环的边缘
  342   第二端环的边缘
图4：
  408   绝缘导线
  4112   绝缘材料
  414   导线
图5：
  510   横档末端
  514   非绝缘导线
  520   第一铜片
  522   第二铜片
图6：
 614   非绝缘导线
 620   第一铜片
 622   第二铜片
图7：
 702   端环
 706   横档
 708   绝缘导线
 740   端环边缘

Claims (8)

1.一种用于磁共振成像(MRI)系统的射频(RF)线圈，所述RF线圈包括：
多个横档(206，306)，每个横档(206，306)包括：
第一端和第二端；和
在所述横档内并且沿所述横档纵向轴线的多根单独导线(308)，所述多根单独导线中的每根导线与所述多根单独导线中的每根其他导线平行定位，每根导线具有圆形横截面，并且每根导线具有围绕该导线长度的外表面设置的绝缘材料(312，412)，所述多根单独导线中的每根导线在所述横档的所述第一端和所述第二端之间直线延伸；
连接到所述多个横档(206，306)的第一端的第一端环(202)；以及
连接到所述多个横档(206，306)的第二端的第二端环(204)。
2.如权利要求1所述的RF线圈，其中所述第一端(310)包括：
第一铜片(520，620)；
第二铜片(522，622)；以及
定位在所述第一铜片(520，620)和所述第二铜片(522，622)之间的第一非绝缘导线部分(314，514)。
3.如权利要求1所述的RF线圈，其中所述RF线圈是鸟笼构型线圈。
4.如权利要求1所述的RF线圈，其中所述RF线圈是横向电磁(TEM)构型线圈。
5.如权利要求1所述的RF线圈，其中所述RF线圈是全身RF线圈。
6.一种用于磁共振成像(MRI)系统的共振组件，所述共振组件包括：
磁体(54)；
设置在所述磁体的内径之内的梯度线圈组件(50)；以及
设置在所述梯度线圈组件的内径之内的射频(RF)线圈(200)，所述RF线圈包括：
多个横档(206，306)，每个横档(206，306)包括：
第一端和第二端；和
在所述横档内并且沿所述横档纵向轴线的多根单独导线(308)，所述多根单独导线中的每根导线与所述多根单独导线中的每根其他导线平行定位，每根导线具有圆形横截面，并且每根导线具有围绕该导线长度的外表面设置的绝缘材料(312，412)，所述多根单独导线中的每根导线在所述横档的所述第一端和所述第二端之间直线延伸；
连接到所述多个横档(206，306)的第一端的第一端环(202)；以及
连接到所述多个横档(206，306)的第二端的第二端环(204)。
7.如权利要求6所述的共振组件，其中所述RF线圈是鸟笼构型线圈。
8.如权利要求6所述的共振组件，其中所述RF线圈是全身RF线圈。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8188737B2 (en) * 2008-12-05 2012-05-29 General Electric Company MRI compatible radio frequency (RF) coil, with each rung of the RF coil containing a plurality of individual parallel wires internally
US8970217B1 (en) 2010-04-14 2015-03-03 Hypres, Inc. System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging
DE102010041984B4 (de) * 2010-10-05 2014-02-27 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzantenne, sowie eine Magnetresonanzvorrichtung mit einer Magnetresonanzantenne
US8704520B2 (en) * 2010-12-08 2014-04-22 General Electric Company Radio frequency coil and apparatus
CN103185877B (zh) * 2011-12-28 2016-05-11 上海辰光医疗科技股份有限公司 用于磁共振成像系统的双层射频接收线圈
KR102145001B1 (ko) 2014-01-03 2020-08-14 삼성전자주식회사 알에프 코일 구조물
US10976389B2 (en) 2014-01-03 2021-04-13 Samsung Electronics Co., Ltd. Radiofrequency coil
US9977099B2 (en) 2014-12-30 2018-05-22 General Electric Company Systems and methods for integrated pick-up loops in body coil conductors
US10295630B2 (en) * 2015-08-28 2019-05-21 General Electric Company Gradient coil with variable dimension
US10466320B2 (en) 2017-08-17 2019-11-05 General Electric Company Multi-layered radio frequency coil
CN107861079B (zh) * 2017-11-03 2020-04-24 上海联影医疗科技有限公司 局部线圈定位的方法、磁共振系统和计算机可读存储介质

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101063707A (zh) * 2006-04-28 2007-10-31 通用电气公司 用于mri垫片元件的方法和装置

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6285189B1 (en) * 1999-09-04 2001-09-04 Varian, Inc. Millipede coils
US6377047B1 (en) * 2000-06-08 2002-04-23 Varian, Inc. Superconducting birdcage coils
US6661229B2 (en) * 2001-04-30 2003-12-09 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc RF birdcage coil with reduced acoustic noise
US6667674B2 (en) * 2002-04-12 2003-12-23 Varian, Inc. NMR resonators optimized for high Q factor
US20050275403A1 (en) * 2004-03-19 2005-12-15 Pinkerton Robert G Transceive surface coil array for magnetic resonance imaging and spectroscopy
US7102350B2 (en) * 2004-06-30 2006-09-05 General Electric Company Shielding apparatus for magnetic resonance imaging
US7081753B2 (en) * 2004-07-26 2006-07-25 Varian, Inc. Multiple tuned scroll coil
KR100900862B1 (ko) * 2007-11-22 2009-06-04 가천의과학대학교 산학협력단 자기공명영상 시스템용 ｒｆ 코일 어셈블리
US8188737B2 (en) * 2008-12-05 2012-05-29 General Electric Company MRI compatible radio frequency (RF) coil, with each rung of the RF coil containing a plurality of individual parallel wires internally

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101063707A (zh) * 2006-04-28 2007-10-31 通用电气公司 用于mri垫片元件的方法和装置

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