CN102066967A - Mri设备的感应地供电的电部件 - Google Patents

Mri设备的感应地供电的电部件 Download PDF

Info

Publication number
CN102066967A
CN102066967A CN2009801233415A CN200980123341A CN102066967A CN 102066967 A CN102066967 A CN 102066967A CN 2009801233415 A CN2009801233415 A CN 2009801233415A CN 200980123341 A CN200980123341 A CN 200980123341A CN 102066967 A CN102066967 A CN 102066967A
Authority
CN
China
Prior art keywords
coil
magnetic resonance
inductively
radio frequency
receiver coil
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN2009801233415A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102066967B (zh
Inventor
E·瓦芬施米特
A·希尔格斯
L·德弗里斯
B·魏斯勒
D·雷夫曼
M·J·A·M·范赫尔沃特
P·G·布兰肯
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN102066967A publication Critical patent/CN102066967A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102066967B publication Critical patent/CN102066967B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3692—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver involving signal transmission without using electrically conductive connections, e.g. wireless communication or optical communication of the MR signal or an auxiliary signal other than the MR signal
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/283—Intercom or optical viewing arrangements, structurally associated with NMR apparatus
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42—Screening
    • G01R33/422—Screening of the radio frequency field

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及一种核磁共振成像设备，包括：适于产生主磁场的主磁体(122)；至少一个射频接收器线圈单元(144)，用于从被检查对象(124)采集在接收器线圈射频频带(202)中的磁共振信号；用于向所述设备的电部件感应地(无线地)供应电功率的模块(140)，其中所述电部件适于由感应地供应的电功率来供电，其中所述用于感应地供应电功率的功率传输频率(200)和所述功率传输频率(200)的高次谐波(206)位于所述接收器线圈射频频带(202)之外。

Description

MRI设备的感应地供电的电部件
技术领域
本发明涉及一种核磁共振成像设备、一种核磁共振成像接收线圈、一种对对象执行核磁共振成像的方法、一种采集磁共振图像信号的方法和一种计算机程序产品。
背景技术
磁共振成像(MRI)是现阶段的一种成像技术，其能够以前所未有的组织对比度对类似人体的对象进行截面观察。MRI基于核磁共振(NMR)的原理，这是科学家用于获得关于分子的微观化学和物理信息的一种波谱技术。NMR和MRI的依据都在于非零自旋的原子核具有磁矩这一事实。在医疗成像中，通常研究氢原子的原子核，因为它们在身体中以高浓度存在，例如水。如果施加强的DC磁场，基本粒子的核自旋能够在共振频率下共振。这个磁体共振(MR)频率是由磁通量水平决定的。在MRI扫描器中，仅在空间中一个位置处磁场与选定的共振频率匹配。仅在这个位置可以检测到这些粒子的存在。通过逐步改变这个位置，可以测量到图像。在实践中，使用更为复杂的算法来在合理的时间内从例如被研究体积的“切片”获得图像。典型的共振频率在40MHz到120MHz的范围中，对应于1T到3T范围内的磁通量水平。
通常由超导磁体产生所需的强DC磁场(B0场)。为了改变这个场，使得其仅在一个位置匹配给定射频，使用梯度线圈产生场梯度。场梯度可以随着时间改变以实现扫描。梯度线圈的频率范围低，且最大值到10kHz。
为了激励核共振，RF线圈在核共振处产生高频磁场。磁场必须指向关于MRI扫描器的轴的径向。为了实现在所有方向上的径向磁场，使用旋转场，在一个周期期间在一个时间点该旋转场指向任何径向。这是利用所谓的“鸟笼”布置实现的。鸟笼的相对棍(slab)中的电流沿相反方向流动，并由此产生径向场。相邻棍中的电流具有相移，使得场旋转。
为了测量核共振，靠近感兴趣区域，例如在患者身上定位“传感器”(线圈)或“接收器”线圈。必须要对这些线圈取向，使得它们的轴指向在关于MRI扫描器的轴的大致径向上。常常有若干传感线圈连接到完整模块，例如，这样的模块可以由4×4个独立传感器线圈构成。该模块还包括额外的电子器件以处理实测信号。
传感器线圈模块通常通过电缆连接到MRI系统。然而，使用电缆将线圈模块连接到MRI系统有很多缺点。例如，硬度相当大的电缆可能是患者移动期间模块出现不希望的位移的原因。此外，在一些情况下，在电缆中可能感生出共模电流，其劣化了图像质量，甚至可能对患者造成损害。因此，省去电缆是有利的。
例如，WO 2006/06768282公开了一种用于对身体执行磁共振成像的装置，其中以无线方式向传感器线圈提供功率。功率是通过磁感应发射的。集成到MRI管中的发射线圈产生交变磁场。功率接收器线圈集成在传感器线圈模块中。交变磁场在功率接收器线圈中感生电压，用于为模块供电。
然而，可能会出现如下问题：可能会对传感器线圈造成不希望的干扰，因为传感器线圈对于MR频率附近的RF(射频)范围中的任何干扰都极其敏感。
因此，需要一种改进的核磁共振成像设备、一种改进的核磁共振成像接收器线圈、一种改进的执行核磁共振成像的方法、一种改进的采集接收器线圈中的磁共振成像信号的方法以及一种改进的计算机程序产品，它们克服了前述问题。
发明内容
本发明提供了一种核磁共振成像设备，包括：适于产生主磁场的主磁体；至少一个射频接收器线圈单元，用于从被检查对象采集在接收器线圈射频频带中的磁共振信号；以及用于向所述设备的电部件感应地供应电功率的模块，其中所述电部件适于由感应地供应的电功率来供电，其中所述用于感应地供应电功率的功率传输频率和所述功率传输频率的高次谐波频率位于所述接收器线圈射频频带之外。
换言之，选择功率传输频率使得其足够高，从而高次谐波峰的频率距离大于接收器线圈射频频带的频带宽度，且功率传输频率的任意倍数都不落到接收器线圈射频频带中。
这具有以下优点，即在用于采集磁共振成像信号的频带中，不会发生因感应地供应的电功率产生的干扰。这能够避免过度过滤功率传输频率的高次谐波。因此，可以避免因为感应功率传输系统的工作频率的不当选择发生的干扰。
根据本发明的实施例，电部件为射频接收器线圈单元自身。然而，本发明不限于电部件是RF线圈单元自身。电部件可以是与MR扫描器紧密接近工作的任何种类的电子装置。
根据RF线圈频带中MR接收线圈对外部干扰敏感的接收区，电部件在空间上可以位于主磁体的磁体膛内，或者电部件可以甚至位于磁体膛外部。然而，这强烈依赖于RF线圈的灵敏度以及用于感应地向电部件提供电功率的RF功率。
于是，几乎任何种类的电气装置都可以被感应地供电，其中用于感应地供应电功率的所用功率传输频率和该功率传输频率的高次谐波频率位于接收器线圈射频带宽之外。这包括像例如用于患者监测的任何种类的传感器，例如ECG/VCG传感器、SpO2、呼吸和其他生理传感器的电子装置，还包括用于扫描触发装置的传感器。其他电部件可以是紧密邻近膛放置或位于磁体膛自身内的膛内摄像机和头顶显示器。
这里必须要提到，优选地，电部件是低功率装置，即总功耗低于300W的装置。
根据本发明的实施例，所述设备还包括用于确定实际供应的在所述接收器线圈射频频带侧翼的所述功率传输频率的高次谐波的至少一个侧翼频率的模块，其中所述设备还包括使用所确定的侧翼频率调节所述功率传输频率的模块。或者，可以应用校准过程来确定与接收器线圈射频频带相邻的高次谐波的相对位置，或者可以使用反馈环路，该反馈环路例如使用锁相环路(PLL)电路连续控制工作频率。根据借助于PLL电路检测到的控制信号，可以相应地改变功率传输频率，使得所检测的功率传输频率的高次谐波始终位于接收器线圈射频频带之外。
根据本发明的另一实施例，用于感应地供应电功率的模块适于在未用于由射频单元采集磁共振信号的时间切片处向射频接收器线圈单元供应电功率。
这样还能够避免感应功率传输对图像质量的负面影响。这种时分复用方法基于如下认识，即在很多情况下MRI系统并非始终执行核共振测量。在整个MR扫描期间，总有一些时间梯度场变成新的分布并停留在那里。在这些时间期间，可以传输感应功率，而不对图像质量造成任何影响，因为未执行任何MR测量。于是，在梯度场转换期间打开感应供电系统。相应地，在MR共振测量期间，关掉感应功率传输。为了进一步在用于磁共振信号采集的时间切片处在电部件之内提供连续能量，可以使用借助于例如可再充电电池、电容器等的额外能量存储器，在打开感应电源系统时，在梯度场的所述转换期间为这些能量存储器充电。
这里必须要指出，还可以将时间复用方法用作独立的方法，无需对高次谐波频率的选择提出任何特殊要求，因为在向电部件感应地供应电功率时不执行射频单元的磁共振信号采集。
根据本发明的另一实施例，所述设备还包括用于从接收器线圈单元无线接收所采集的磁共振信号的模块，优选与接收器线圈单元被感应地供电的特征相结合。这具有如下优点，可以避免将接收线圈单元连接到MRI设备的任何种类的电缆。例如，可以将超宽带通信信道用于接收器线圈单元和MRI系统之间的通信。
在另一方面中，本发明涉及一种核磁共振成像设备的电部件，所述设备包括用于从被检查对象采集在接收器线圈射频频带中的磁共振信号的核磁共振成像接收器线圈单元，所述电部件包括用于感应地接收电功率的模块，其中所述功率传输频率和所述功率传输频率的高次谐波位于所述接收器线圈射频频带之外。
根据本发明的实施例，用于感应地接收电功率的模块包括适于感应地接收电功率的第一线圈，其中所述接收线圈单元还包括适于接收磁共振成像信号的第二线圈，其中所述第一线圈和所述第二线圈是交迭的，用于使所述第一线圈和第二线圈相互电磁解耦。
如果线圈不交迭，由于闭合磁场线是沿环形延伸的，一个线圈始终会被另一个线圈产生的磁场线以这样的方式穿透，其使得磁场线始终仅指向针对该线圈的一个给定方向。于是，由于场线可能连续感生电流，该电流可能对所述线圈造成干扰。相反，通过使第一和第二线圈交迭，由第一线圈感生的磁场线沿第一方向穿过交迭区域中的第二线圈，而在交迭区域之外，由第一线圈产生的磁场线沿着与上述穿过方向相反的方向穿过第二线圈。于是，在第二线圈之内补偿了感应电流。这样能够有效地使第一和第二线圈解耦，并从而减少在任一个线圈中感生的不希望信号。
根据本发明的实施例，用于感应地接收电功率的模块包括适于感应地接收电功率的一线圈组，其中该线圈组中的每个线圈包括不同数量的线圈绕组。这具有以下优点，即可以在接收线圈单元中获得不同的输出电压，这减少了功率转换所需的电部件数量，这种转换也可能对接收线圈单元感生其他干扰。
例如，初级感应功率源可以提供高达300W的功率，其中在次级侧，每个用于感应地接收电功率的模块所得到的功率仅为30W。在这种情况下，可以为单个源使用多个次级线圈，理论上，10*30W。
根据本发明的实施例，接收线圈单元还包括用于无线发射所采集的磁共振信号的模块。
在另一方面中，本发明涉及一种核磁共振成像设备，包括适于产生主磁场的主磁体；至少一个射频接收器线圈单元，用于从被检查对象采集在接收器线圈射频频带中的磁共振信号；以及用于向所述设备的电部件感应地供应电功率的模块，其中所述电部件由感应地供应的电功率来供电。用于感应地供应电功率的模块适于通过旋转磁场供应电功率，其中旋转磁场的旋转轴平行于主磁体的圆柱轴。例如，用于感应地供应电功率的模块可以包括一发射器线圈组，其中该发射器线圈组中的每个发射线圈的绕组占据一平面，其中所述发射器线圈组的所有所展开平面与公共轴相交，其中所述轴与所述主磁体的圆柱轴平行。
这具有如下效果，即可以产生旋转的径向场，其中旋转轴与MRI管的轴共线。于是，由用于感应地接收所述接收线圈单元的电功率的线圈绕组所界定的平面取向成平行于MRI管的轴，但平面的径向角可以关于MRI管的径向任意选择。在电部件由RF线圈单元自身构成的情况下这尤其适合。然而，如上所述，电部件可以由任何种类的传感器、显示单元等构成。
例如，可以在待成像对象上的MRI管中定位用于采集磁共振信号的接收线圈单元，无需精确地找到接收线圈单元和MRI管的最适当的相对取向以获得接收线圈单元中最大的感应电功率。在用于向接收器线圈单元供应电功率的交变磁场是静态的，而不是旋转场的情况下，接收器线圈单元感应接收线圈必然需要被取向成其平面垂直于所述磁场方向。与所述方向的任何偏离都会减少穿过感应接收线圈的磁场线数目，并因此减少所述线圈中的感生电流。利用旋转径向场用于感生电功率，可以在垂直于感应接收线圈的轴的任何随机取向上在MRI管的任何径向方向上获得最大感应。
线圈的特定布置提供了另外的优点，可以在MRI管的整个截面上为电部件，尤其是接收器线圈单元感应地供电。这是重要的方面，因为根据被成像对象的位置、被成像对象的尺寸等，接收器线圈单元将位于MRI管之内几乎任何随机空间位置。通过组合旋转磁场以及发射器线圈组的特征，其中发射器线圈组的每个发射器线圈的绕组占据一平面，其中发射器线圈组的所有所占据平面都与公共轴相交，其中，所述轴平行于主磁体的圆柱轴，MRI系统的操作员完全自由地将接收器线圈单元定位在MR膛之内的被成像对象上的任何随机位置和取向。
在另一方面中，本发明涉及一种对对象执行核磁共振成像的方法，该方法是由核磁共振成像设备执行的，该方法包括在所述对象内激励核磁化；感应地向所述设备的电部件供应电功率，其中所述电部件由感应地供应的电功率来供电，所述设备包括射频接收器线圈单元，所述射频接收器线圈单元适于在激励所述对象时从所述对象采集在接收器线圈射频频带中的磁共振信号，其中用于感应地供应电功率的功率传输频率和功率传输频率的高次谐波位于所述接收器线圈射频频带之外。该方法还包括从所述接收器线圈单元接收所采集的磁共振信号。
根据本发明的实施例，该方法还包括确定实际供应的所述接收器线圈射频频带侧翼的功率传输频率的高次谐波的至少一个侧翼频率，其中该方法还包括利用所确定的侧翼频率调节所述功率传输频率。
在另一方面中，本发明涉及一种从被检查对象采集在接收器线圈射频频带中的磁共振成像信号的方法，该方法包括感应地接收电功率，其中功率传输频率和功率传输频率的高次谐波位于所述接收器线圈射频频带之外。该方法还包括从被检查对象采集磁共振信号以及向核磁共振成像设备发射所采集的磁共振信号。
在另一方面中，本发明涉及一种计算机程序产品，其包括计算机可执行指令以执行根据本发明的对对象执行核磁共振成像的方法和/或执行根据本发明的从被检查对象采集磁共振成像信号的方法。
附图说明
在下文中，参考附图仅通过举例的方式更为详细地描述本发明的优选实施例，其中：
图1是示出了根据本发明的MRI系统的示意图；
图2示出了用于功率传输频率的工作频率的选择方案；
图3为示出了执行核磁共振成像扫描的方法的流程图；
图4示出了功率传输线圈的布置；
图5示出了功率传输线圈的布置；
图6是示出了根据本发明的MRI系统的示意图。
附图标记：
100 数据处理系统
102 屏幕
104 输入装置
106 存储器
108 接口
110 处理器
112 计算机程序产品
114 模块
116 模块
120 模块
122 主磁体
124 梯度线圈
126 身体
128 RF线圈
130 主磁场控制单元
132 梯度线圈控制单元
134 RF控制单元
140 感应功率耦合线圈
142 传感器
144 RF线圈单元
146 无线接收单元
148 无线发射单元
150 能量存储器
152 线圈
200 功率传输频率
202 接收器线圈射频频带
204 范围
206 谐波峰
208 范围
400 棍
402 棍
404 棍
406 棍
408 磁场线
412 电流
414 磁场线
416 电流
417 线圈
418 线圈
500 互连
502 互连
600 屏蔽管
602 狭缝
具体实施方式
在下文中，由相同附图标记描述类似元件。
图1是示出了根据本发明的MRI系统的示意图。在图1中仅示出了实现本发明的优选MRI系统上的主要部件。磁共振成像设备包括数据处理系统100，其中数据处理系统100典型地包括计算机屏幕102和输入装置104。这样的输入装置例如可以是键盘或鼠标。MRI系统还包括存储器106和接口108。该接口108适于与典型的硬件MRI部件通信和数据交换。
典型的硬件MRI部件例如是适于控制磁体122的主磁场的主磁场控制单元130。接口108还适于与梯度线圈单元132通信，其中各梯度线圈124优选是自屏蔽梯度线圈，用于沿着三个彼此相关的轴x、y和z产生梯度。MRI系统还包括电连接到RF线圈单元134的RF发射器线圈128。通常，RF线圈128适于发射RF脉冲。
借助于RF发生器，在数据处理系统100的控制下产生RF脉冲序列，例如，以预定义方式激励人的身体126中的质子1H。所得的磁共振成像信号然后被表面线圈单元144(例如)检测到。表面线圈单元144包括用于采集磁共振成像信号的接收线圈，以及发射器148，通过发射器148无线地将所采集的RF信号发射到连接到数据处理系统100的接收单元146。通常，可以由本领域公知且这里未示出的类似检测器、混频器等专用硬件部件执行所采集的RF信号的处理。这样的硬件部件可以适于作为额外的外部硬件单元，或实施到数据处理系统100中，或还至少部分实现于表面线圈单元144中。
线圈单元144由线圈单元140供电，线圈单元140适于向线圈单元144感应地供应电功率。为此目的，线圈单元144还包括感应接收线圈152。此外，线圈单元144包括能量存储模块150，例如可以在使用时分复用的情况下使用能量存储模块，如上所述，这意味着仅在梯度场转换期间才打开感应供电系统。
图1中还示出了传感器142，其能够检测用于向线圈单元144感应地供应电功率的功率传输频率的高次谐波。因此，传感器142工作在用于由线圈单元144采集磁共振信号的射频频带的范围中。例如，实际供应的位于接收器线圈射频频带侧翼的功率传输频率的高次谐波由传感器142检测，由发射器模块140或数据处理系统100的相应计算机程序产品模块120分析，以便以这样的方式调节功率传输频率，即，使得工作频率的任何倍数都不落在接收器线圈工作的频率范围中，即，落在实际检测的核自旋的共振周围的频率范围内。
必须要指出，硬件MRI部件还可以包括可以感应地被供电的很多电气部件，其中用于感应地供应电功率所用的功率传输频率和功率传输频率的高次谐波的频率位于接收器线圈单元144的射频带宽之外。例如，可以在磁体膛内的患者126身上定位ECG/VCG传感器、SpO2、呼吸和其他生理传感器。与接收器线圈单元144类似，这些传感器也可以适于向数据处理系统100无线提供信息。此外，这些传感器可以包括能量存储模块，例如在时间复用情况下可以使用能量存储模块。
此外，可以为位于磁体膛自身内的膛内摄像机和头顶显示器感应地供电，并且优选地，其也可以无线地与数据处理系统100进行数据交换。这样能够进行舒适的患者监测，而且为患者提供了增强的舒适度：在现阶段的MR系统中，例如，仅由头戴式耳机向患者提供声音娱乐。借助于头顶显示器，还可以向患者显示短片等，使得他感到舒适得多。而且，头顶显示器可以用于针对若干身体检查过程对患者作出指示，例如包括用于MRI屏息技术的指令或剩余检查时间的显示。
数据处理系统100还包括处理器100，其适于执行计算机程序产品112的计算机可执行指令。在本实施例中，数据处理系统100包括计算机程序产品112，借助于数据采集模块114，其适于控制上述硬件单元。执行数据采集并经由数据分析模块116分析所采集的MR数据。如上所述，计算机程序产品112还包括各种模块120，例如，控制用于向接收线圈单元144感应地供应电功率的功率传输频率的模块。
图2示出了借以选择用于向电部件，例如射频接收器线圈单元感应地供应电功率的功率传输频率的示意图。图2a所示的是频率位置200处的功率传输频率以及频率中更高位置处的高次谐波206。高次谐波没有连续频谱，而是分立的峰。峰间的频率距离等于位置200处的基本工作频率。如图2a所示，对于任意的功率传输频率，可能发生如下情况：范围204中的高次谐波峰之一精确地落到接收器线圈射频频带中，从而使得由于频率范围204中的所述高次谐波而可能发生不希望的干扰。
为了避免这种情况，如图2b所示，选择功率传输频率200，使得这个频率的任何倍数，即高次谐波206都不落到由接收器线圈射频频带202界定的禁止范围208中。在这种情况下，将功率传输频率选择成足够高，使得高次谐波峰206的频率距离大于禁带的频率带宽202。
图3为示出了对对象执行核磁共振成像扫描的方法的流程图。在步骤300中，向接收器线圈单元或一般地向电部件感应地提供功率，该电部件优选包含在MRI磁体膛中。为了简单起见，在下文中不失一般性地假设电部件是接收器线圈单元自身。在步骤302中，激励自旋系统，而在步骤304中，由接收器线圈单元采集MR信号。最后，在步骤306中，无线发射所采集的MR信号并由MRI系统接收。
优选地，射频接收器线圈单元包括能量存储模块，从而使得不需要将步骤300和步骤302或304放在一起：在激励自旋系统之前以及采集MR信号之前执行步骤300的情况下，可以避免感应功率传输对图像质量的负面影响。这基于如下认识，即在很多情况下MRI系统并非始终执行核共振测量。如上所述，在完全扫描期间，有些时候梯度场变成新的分布，其中在这样的时隙，不执行MR共振测量。可以利用这些时隙由核磁共振成像设备向射频接收器线圈单元感应地提供电功率。
图4示出了用于向射频接收器线圈单元感应地供应电功率的线圈布置。如图4a所示，彼此正交地布置由棍(板)400、402和404、406构成的两个发射线圈。每个线圈由两个平行于MRI系统的轴布置的棍构成(棍1由附图标记400和404表示，棍2由附图标记404和406表示)。棍被电互连以实现由虚线表示的闭合环路。
这里必须要指出，除了仅使用彼此正交布置的两个线圈之外，作为替代，也可以使用任意数量的线圈，例如三个、四个或五个线圈。然而，通常，发射器线圈组的每个发射器线圈的绕组都占据一平面，其中发射器线圈组的所有所占据平面与公共轴相交，其中所述轴与主磁体的圆柱轴平行。
在图4b中，示出了包括棍404和406的发射器线圈的工作。电流412流动，从而使得产生磁场线408。在这种情况下，场线能够穿过接收线圈417，接收线圈417被布置成其平面平行于由包括棍404和406的线圈界定的平面。
如图4所示，对于包括棍400和402的线圈而言，适用同样的原理。在这种情况下，电流416流动，这产生磁场线414，磁场线能够穿过相应的接收线圈418，该接收线圈418同样被布置成其平面平行于由包括棍400和402的线圈占据的平面。
在图5中，更详细地示出了包括棍400、402、404和406的线圈布置。在前侧，由环形连接器502将棍400和402互连。对于由环形连接器500互连的棍404和406是同样的情况。优选地，由箭头表示的电流为交流，在棍中沿相反方向流动。此外，一个发射器线圈中的交变电流相对于另一个发射器线圈偏移90°的相位角。如果电流1的振幅最大，电流2具有最小值，反之亦然。如果电流1最大，所产生的磁场指向径向，并沿基本垂直方向。它在接收器线圈417中感生电压，接收器线圈处于图4b所示的状况。在稍晚的时间点，发生如图4c所示的状况，其中，第二电流是最大的，使得所产生的磁场指向径向并基本指向水平方向。它能够在接收器线圈418中感生电压。
这些图示出了专门的时间点，其中一个电流最大，另一个为零。不过通常，由于优选地所施加的电流偏移90°的相位角，且由于所施加的电流具有正弦形状，所得的磁场在一个周期内指向任何径向并且在图5所示的线圈布置中以任意方式取向的接收线圈可以接收功率，而与其取向无关。
参考图5，应当指出，由连接电感器棍的环形互连500和502的上半部和下半部中的电流产生的磁场在某种程度上彼此补偿，因为电流是沿着相同方向流动的。因此，所得的磁场或多或少类似于图4b和4c中所示的理想布置之一。
图6描绘了根据本发明的MRI设备的另一示意图。图6中示出了主磁体系统122、梯度线圈124和RF发射器线圈128。在RF发射器线圈128和梯度线圈124之间提供屏蔽管600。屏蔽管600例如可以是包括狭缝602的铜管。狭缝602由这里未示出的电容器桥接。如本领域公知的，屏蔽管的目的是在由屏蔽管600界定的管区域内限制由RF发射器线圈128产生的RF场。虽然如此，由于存在狭缝602，由梯度线圈124产生的磁场梯度能够穿过屏蔽管600的狭缝并用于磁共振成像的目的。
屏蔽管自身表现出RF共振频率。这是由桥接缝隙的电容器导致的。对于感生的屏蔽电流，无缝隙的屏蔽自身表现出一电感率。桥接电容器和屏蔽电感率的组合表现为对感生电流的谐振电路。如果功率传输系统的工作频率接近该共振，可以表现出极高的感生电流，这会导致损耗并剧烈降低功率效率。因此，选择工作频率使之与这个共振频率不同。优选地，选择工作频率使之比共振频率高。在这个频率区域中，电容器表现出低阻抗，从而屏蔽功能对于功率传输也是有效的。这是有利的，因为那样屏蔽管外部的所有设备都不受供电磁场的影响。

Claims (15)

1.一种核磁共振成像设备(100)，包括：
适于产生主磁场的主磁体(122)；
至少一个射频接收器线圈单元(144)，用于从被检查对象(126)采集在接收器线圈射频频带(202)中的磁共振信号；
用于向所述设备的电部件感应地供应电功率的模块(140)，其中，所述电部件适于由感应地供应的电功率来供电，其中，用于感应地供应电功率的功率传输频率(200)和所述功率传输频率(200)的高次谐波(206)位于所述接收器线圈射频频带(202)之外。
2.根据权利要求1所述的设备，其中，所述电部件是所述射频接收器线圈单元(144)。
3.根据权利要求1所述的设备，其中，所述主磁体包括磁体膛，其中，所述电部件在空间上位于所述磁体膛内。
4.根据权利要求1所述的设备，还包括用于确定实际供应的在所述接收器线圈射频频带(202)侧翼的所述功率传输频率(200)的高次谐波(206)的至少一个侧翼频率的模块(100；142)，其中，所述设备还包括利用所确定的侧翼频率调节所述功率传输频率(200)的模块(100；140；142)。
5.根据权利要求1所述的设备，其中，用于感应地供应所述电功率的所述模块(140)适于在未用于由所述射频接收器单元(144)进行磁共振信号采集的时间切片处向所述射频接收器线圈单元(144)供应电功率。
6.根据权利要求1所述的设备，还包括屏蔽管(600)，所述屏蔽管(600)将由至少一个射频发射器线圈单元产生的磁共振射频激励场限制到检查区域，所述检查区域适于接收所述被检查对象(126)，所述屏蔽管(600)还可以被由位于所述屏蔽管(600)之外的磁场梯度线圈(124)产生的磁场梯度穿过，所述屏蔽管(600)以电共振频率为特征，其中，所述功率传输频率(200)和所述功率传输频率(200)的高次谐波(206)还位于所述屏蔽管(600)的共振频率之外。
7.一种核磁共振成像设备(100)，包括：
适于产生主磁场的主磁体(122)；
至少一个射频接收器线圈单元(144)，用于从被检查对象(126)采集在接收器线圈射频频带(202)中的磁共振信号；
用于向所述设备的电部件感应地供应电功率的模块(140)，其中，所述电部件适于由感应地供应的电功率来供电，其中，所述主磁体包括磁体膛，其中，所述电部件在空间上位于所述磁体膛内，其中，用于感应地供应电功率的所述模块(140)适于通过旋转磁场供应所述电功率，其中，所述旋转磁场的旋转轴平行于所述主磁体的圆柱轴。
8.根据权利要求7所述的设备，其中，用于感应地供应电功率的所述模块包括一发射器线圈组，其中，所述发射线圈组的每个发射器线圈的绕组占据一平面，其中，所述发射线圈组的所有所占据平面与公共轴相交，其中，所述轴与所述主磁体的所述圆柱轴平行。
9.一种核磁共振成像设备(100)的电部件，所述设备包括用于从被检查对象采集在接收器线圈射频频带(202)中的磁共振信号的核磁共振成像接收线圈单元(144)，所述电部件包括用于感应地接收电功率的模块(152)，其中，功率传输频率(200)和所述功率传输频率(200)的高次谐波(206)位于所述接收器线圈射频频带(202)之外。
10.根据权利要求9所述的电部件单元，其中，用于感应地接收电功率的所述模块(152)包括适于感应地接收电功率的第一线圈，其中，所述接收线圈单元还包括适于接收所述磁共振信号的第二线圈，其中，所述第一线圈和所述第二线圈是交迭的，用于使所述第一线圈和第二线圈相互电磁解耦。
11.根据权利要求9所述的电部件，其中，用于感应地接收电功率的所述模块(152)包括适于感应地接收所述电功率的一线圈组，其中，所述线圈组中的每个线圈包括不同数量的线圈绕组。
12.一种对对象(126)执行核磁共振成像的方法，所述方法由核磁共振成像设备(100)执行，所述方法包括：
在所述对象(126)内激励核磁化；
向所述设备的电部件感应地供应电功率，其中，所述电部件是由感应地供应的电功率来供电的，所述设备包括射频接收器线圈单元(144)，所述射频接收器线圈单元(144)适于在激励所述对象时从所述对象(126)采集在接收器线圈射频频带(202)中的磁共振信号，其中，用于感应地供应电功率的功率传输频率(200)和所述功率传输频率(200)的高次谐波(206)位于所述接收器线圈射频频带(202)之外；
从所述接收器线圈单元(144)接收所采集的磁共振信号。
13.根据权利要求12所述的方法，还包括确定实际供应的所述接收器线圈射频频带(202)侧翼的所述功率传输频率(200)的高次谐波(206)的至少一个侧翼频率，其中，所述方法还包括利用所确定的侧翼频率调节所述功率传输频率(200)。
14.一种从被检查对象(124)采集在接收器线圈射频频带(202)中的磁共振成像信号的方法，所述方法包括：
感应地接收电功率，其中，功率传输频率(200)和所述功率传输频率(200)的高次谐波(206)位于所述接收器线圈射频频带(202)之外；
从所述被检查对象采集所述磁共振信号；
向核磁共振成像设备(100)发射所采集的磁共振信号。
15.一种计算机程序产品，其包括计算机可执行指令以执行根据前述权利要求12到14中的任一项所述的任何方法步骤。
CN200980123341.5A 2008-06-20 2009-06-15 Mri设备的感应地供电的电部件 Active CN102066967B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP08158649 2008-06-20
EP08158649.7 2008-06-20
PCT/IB2009/052537 WO2009153727A2 (en) 2008-06-20 2009-06-15 Inductive power transfer system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102066967A true CN102066967A (zh) 2011-05-18
CN102066967B CN102066967B (zh) 2015-11-25

Family

ID=41061101

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200980123341.5A Active CN102066967B (zh) 2008-06-20 2009-06-15 Mri设备的感应地供电的电部件

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8866480B2 (zh)
EP (1) EP2291672B1 (zh)
JP (1) JP5547724B2 (zh)
CN (1) CN102066967B (zh)
WO (1) WO2009153727A2 (zh)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104936518A (zh) * 2013-01-23 2015-09-23 株式会社东芝 磁共振成像装置以及rf线圈装置
CN105717470A (zh) * 2014-11-11 2016-06-29 西门子公司 磁共振局部线圈系统,磁共振系统及其运行方法
CN107003370A (zh) * 2014-12-17 2017-08-01 通用电气公司 用于激励磁共振成像（mri）系统的磁体的系统及方法
CN107106089A (zh) * 2014-11-14 2017-08-29 皇家飞利浦有限公司 具有集成传感器系统的患者耳机
CN110850345A (zh) * 2018-08-21 2020-02-28 西门子医疗有限公司 操作mri装置的方法
CN114200365A (zh) * 2020-09-02 2022-03-18 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振成像装置

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2009153727A2 (en) * 2008-06-20 2009-12-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Inductive power transfer system
DE102010028901A1 (de) * 2010-05-11 2011-11-17 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Magnetresonanz-Apparatur
DE102010044187B4 (de) * 2010-11-19 2013-10-31 Siemens Aktiengesellschaft Lokalspule für eine Magnetresonanzeinrichtung und Magnetresonanzeinrichtung
DE102011076918B4 (de) 2011-06-03 2019-03-21 Siemens Healthcare Gmbh Lokalspulensystem, Magnetresonanzsystem und Verfahren zur drahtlosen Energieübertragung zu einem Lokalspulensystem
DE102011079383A1 (de) * 2011-07-19 2013-01-24 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzvorrichtung
WO2013011406A2 (en) * 2011-07-20 2013-01-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Wireless local transmit coils and array with controllable load
WO2013017139A1 (en) * 2011-08-01 2013-02-07 Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e. V. An rf coil assembly for mri with a plurality of coil elements distributed over at least two coil rows
US9244139B2 (en) * 2012-05-18 2016-01-26 Neocoil, Llc Method and apparatus for MRI compatible communications
DE102013204705A1 (de) * 2013-03-18 2014-09-18 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Bereitstellung von Magnetresonanztomographie-Daten bei einem Magnetresonanztomographie-System, sowie Magnetresonanztomographie-System
DE102013205817A1 (de) * 2013-04-03 2014-10-09 Siemens Aktiengesellschaft Sendeanordnung für einen Tomographen
KR101716421B1 (ko) * 2013-06-21 2017-03-14 삼성전자주식회사 정보 제공 방법 및 정보 제공을 위한 의료 진단 장치
KR101623834B1 (ko) 2013-08-09 2016-05-24 삼성전자주식회사 의료 영상 촬영과 관련된 컨텐츠를 제공하기 위한 방법 및 그 장치
DE102014207295A1 (de) * 2014-04-16 2015-10-22 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzeinrichtung mit einer Anzeigevorrichtung
US9829547B2 (en) 2014-05-08 2017-11-28 Resonance Technology, Inc. Head-up display with eye-tracker for MRI applications
DE102018126909B4 (de) * 2018-10-29 2023-07-27 Hahn-Schickard-Gesellschaft für angewandte Forschung e.V. Energiesammler zur Gewinnung elektrischer Energie bei zeitlich veränderbaren Magnetfeldern
JP7300305B2 (ja) * 2019-04-24 2023-06-29 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
CN111863373B (zh) * 2019-04-24 2022-03-11 中国航天科工飞航技术研究院（中国航天海鹰机电技术研究院） 具有电磁保护部件的超导磁体
EP4064984A4 (en) * 2019-12-27 2023-04-19 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. MAGNETIC RESONANCE IMAGING DEVICE

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030227289A1 (en) * 2002-05-02 2003-12-11 Oliver Heid Method for communicating a magnetic resonance signal, and reception arrangement and magnetic resonance system operable in accord therewith
WO2004089211A2 (en) * 2003-04-10 2004-10-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Wireless digital transmission of mr signals
US20060226841A1 (en) * 2005-04-06 2006-10-12 Boskamp Eddy B Wireless rf coil power supply
US20070013376A1 (en) * 2005-05-17 2007-01-18 Oliver Heid Method, examination apparatus and antenna array for magnetic resonance data acquisition
CN101088021A (zh) * 2004-12-21 2007-12-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振设备和方法
DE102006060036A1 (de) * 2006-12-04 2008-06-05 Siemens Ag Tomograph mit energieautarken Sensoren

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5534108A (en) * 1993-05-28 1996-07-09 Applied Materials, Inc. Method and apparatus for altering magnetic coil current to produce etch uniformity in a magnetic field-enhanced plasma reactor
US7256695B2 (en) * 2002-09-23 2007-08-14 Microstrain, Inc. Remotely powered and remotely interrogated wireless digital sensor telemetry system
CN1950914A (zh) 2004-05-04 2007-04-18 皇家飞利浦电子股份有限公司 无线供电设备，可激励负载，无线系统以及用于无线能量传递的方法
CN101014870B (zh) * 2004-06-25 2010-06-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 射频接收线圈
US7211986B1 (en) 2004-07-01 2007-05-01 Plantronics, Inc. Inductive charging system
WO2007124245A1 (en) * 2006-04-21 2007-11-01 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Magnetic resonance with time sequential spin excitation
DE102007014135B4 (de) * 2007-03-23 2010-11-11 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzanlage mit Hochfrequenzschirm mit frequenzabhängiger Schirmwirkung
JP5117747B2 (ja) * 2007-03-23 2013-01-16 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｒｆコイルおよび磁気共鳴イメージング装置
JP2008301645A (ja) * 2007-06-01 2008-12-11 Sanyo Electric Co Ltd 非接触式受電装置及びこれを具えた電子機器
US8239694B2 (en) * 2008-03-31 2012-08-07 Qualcomm, Incorporated Dynamic frequency scaling of a switched mode power supply
WO2009153727A2 (en) * 2008-06-20 2009-12-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Inductive power transfer system
DE102011076918B4 (de) * 2011-06-03 2019-03-21 Siemens Healthcare Gmbh Lokalspulensystem, Magnetresonanzsystem und Verfahren zur drahtlosen Energieübertragung zu einem Lokalspulensystem

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030227289A1 (en) * 2002-05-02 2003-12-11 Oliver Heid Method for communicating a magnetic resonance signal, and reception arrangement and magnetic resonance system operable in accord therewith
WO2004089211A2 (en) * 2003-04-10 2004-10-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Wireless digital transmission of mr signals
CN101088021A (zh) * 2004-12-21 2007-12-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振设备和方法
US20060226841A1 (en) * 2005-04-06 2006-10-12 Boskamp Eddy B Wireless rf coil power supply
US20070013376A1 (en) * 2005-05-17 2007-01-18 Oliver Heid Method, examination apparatus and antenna array for magnetic resonance data acquisition
DE102006060036A1 (de) * 2006-12-04 2008-06-05 Siemens Ag Tomograph mit energieautarken Sensoren

Cited By (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104936518A (zh) * 2013-01-23 2015-09-23 株式会社东芝 磁共振成像装置以及rf线圈装置
US10175313B2 (en) 2013-01-23 2019-01-08 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil device
CN104936518B (zh) * 2013-01-23 2019-04-30 东芝医疗系统株式会社 磁共振成像装置以及rf线圈装置
US11035917B2 (en) 2013-01-23 2021-06-15 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil device
CN105717470A (zh) * 2014-11-11 2016-06-29 西门子公司 磁共振局部线圈系统,磁共振系统及其运行方法
CN107106089A (zh) * 2014-11-14 2017-08-29 皇家飞利浦有限公司 具有集成传感器系统的患者耳机
CN107003370A (zh) * 2014-12-17 2017-08-01 通用电气公司 用于激励磁共振成像（mri）系统的磁体的系统及方法
CN110850345A (zh) * 2018-08-21 2020-02-28 西门子医疗有限公司 操作mri装置的方法
CN110850345B (zh) * 2018-08-21 2022-12-09 西门子医疗有限公司 操作mri装置的方法
CN114200365A (zh) * 2020-09-02 2022-03-18 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振成像装置
US11841414B2 (en) 2020-09-02 2023-12-12 Siemens Healthcare Gmbh Respiratory detection transceiver
CN114200365B (zh) * 2020-09-02 2024-03-19 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振成像装置

Also Published As

Publication number Publication date
CN102066967B (zh) 2015-11-25
JP2011524773A (ja) 2011-09-08
JP5547724B2 (ja) 2014-07-16
WO2009153727A3 (en) 2010-02-25
US8866480B2 (en) 2014-10-21
WO2009153727A2 (en) 2009-12-23
US20110084694A1 (en) 2011-04-14
EP2291672A2 (en) 2011-03-09
EP2291672B1 (en) 2020-04-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102066967B (zh) Mri设备的感应地供电的电部件
JP6391911B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置、及び、ｒｆコイル装置
CN102958432B (zh) 高频线圈及使用了该高频线圈的磁共振摄像装置
WO2011122084A1 (ja) Ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置
CN101088021B (zh) 磁共振设备和方法
CN101315416B (zh) 磁场线圈以及磁共振摄像装置
US7330030B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP2007325826A (ja) ２重同調ｒｆコイル
CN101815954B (zh) 涉及正向和反向极化的rf激励的mri
JP6469340B2 (ja) 画像診断装置
JP2009125075A (ja) Ｒｆコイルおよび磁気共鳴撮像装置
JP4879811B2 (ja) コイル装置及びそれを用いた磁気共鳴検査装置
US11428765B2 (en) MRI head coil comprising an open shield
EP2893876A1 (en) Magnetic resonance imaging equipment, and power control method for magnetic resonance imaging equipment
JP6433653B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージングにおけるコイル選択支援方法
US10641847B2 (en) Magnetic resonance imaging scanner with coil serving as inductor of power amplifier
CN103784144A (zh) 多磁场源的正弦交变磁场发生装置
CN101903787A (zh) 具有自适应图像质量的动态磁共振成像(mri)
CN107526049A (zh) 一种用于超高场的多核代谢成像双频头线圈
CN102073024A (zh) 一种手持式超低场mri的成像装置
JP2008119357A (ja) Ｍｒｉ装置用ｒｆコイル、ｍｒｉ装置用ｒｆコイルの使用方法、およびｍｒｉ装置
JP6688867B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6462776B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
CN114264992A (zh) 线圈控制信号发送装置、线圈、线圈控制系统、线圈控制方法及磁共振成像系统
CN116997808A (zh) 用于磁共振成像的射频线圈

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant