CN102090891B - 用于磁共振成像系统的平直化梯度线圈 - Google Patents

用于磁共振成像系统的平直化梯度线圈 Download PDF

Info

Publication number
CN102090891B
CN102090891B CN2010106042194A CN201010604219A CN102090891B CN 102090891 B CN102090891 B CN 102090891B CN 2010106042194 A CN2010106042194 A CN 2010106042194A CN 201010604219 A CN201010604219 A CN 201010604219A CN 102090891 B CN102090891 B CN 102090891B
Authority
CN
China
Prior art keywords
coil
main
shielded
gradient
gradient 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.)
Expired - Fee Related
Application number
CN2010106042194A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102090891A (zh
Inventor
T·J·霍尔里斯
N·克拉克
C·M·西雷
B·C·C·艾姆
M·B·塞勒斯
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.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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 General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of CN102090891A publication Critical patent/CN102090891A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102090891B publication Critical patent/CN102090891B/zh
Expired - Fee Related 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
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • 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
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • 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
    • 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
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3856—Means for cooling the gradient coils or thermal shielding of the gradient coils
    • 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
    • G01R33/421—Screening of main or gradient magnetic field
    • G01R33/4215—Screening of main or gradient magnetic field of the gradient magnetic field, e.g. using passive or active shielding of the gradient magnetic field

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明涉及用于磁共振成像系统的平直化梯度线圈。具体而言，披露了包括主线圈(12)的梯度线圈(10)。主线圈(12)包括上侧主线圈部分(24)与下侧主线圈部分(26)，下侧主线圈部分(26)在横截面上比上侧主线圈部分(24)的弯曲度更小。梯度线圈(10)还包括设置在主线圈(12)外侧的屏蔽线圈(14)。屏蔽线圈(14)包括上侧屏蔽线圈部分(42)与下侧屏蔽线圈部分(44)，下侧屏蔽线圈部分(44)在横截面上比上侧屏蔽线圈部分(42)的弯曲度更小。

Description

用于磁共振成像系统的平直化梯度线圈
技术领域
本发明大体上涉及用于磁共振成像系统的平直化梯度线圈(flattened gradient coil)。
背景技术
磁共振成像(MRI)是一种可不使用x射线或其它电离辐射而产生人体内部影像的医学成像方法。MRI使用强磁体以产生强大、一致、恒定的磁场。当将人体或人体的一部分置于主磁场中时，与组织水或脂肪中的氢原子核相关的原子核自旋变得极化。这意味着与这些自旋相关的磁矩会变得优先沿主磁场的方向排列，导致沿着该轴线产生小的净组织磁化(small net tissue magnetization)。MRI系统还包括被称为梯度线圈的部件，当施加电流给它们时，该梯度线圈会产生具有较小振幅、在空间上变化的磁场。通常，梯度线圈被设计成产生沿z轴排列的磁场分量，并且该磁场分量的振幅沿x轴、y轴或z轴中一根轴的位置而线性改变。梯度线圈的作用是在磁场强度上产生小的渐变(ramp)，从而在沿单一轴线的原子核自旋的共振频率上产生小的渐变。具有正交轴线的三个梯度线圈用来通过在身体中的各个位置处产生特征共振频率(signature resonance frequency)而将MRI信号“空间编码”。射频(RF)线圈用来在处于或接近氢原子核的共振频率处产生RF能量脉冲。RF线圈用来以受控的方式给原子核自旋增加能量。随着原子核自旋随后衰减回到其静能状态(rest energy state)，它们以RF信号的形式放出能量。这样的信号被MRI系统检测，并使用计算机和已知的重构算法转换成影像。
梯度线圈的设计通常涉及许多妥协(compromise)。例如，需要具有产生高度线性的磁场但从电源中使用最少的电流量的梯度线圈。另外，需要具有快速转换速度(fast slew rate)的梯度线圈，这意味着梯度线圈能产生高变化速率(rate-of-change)的磁场。还需要具有大的视场(field-of-view)(FOV)的梯度线圈。如本领域中的技术人员所公知的那样，增加常规梯度线圈的直径必然会产生更强的梯度线圈。为了产生更强的场，梯度线圈将需要更多匝的导体和/或更多来自电源的电流。而且，如果梯度线圈更强，将更难得到高转换速度。因为这些和其它原因，需要具有改善了性能的梯度线圈。
发明内容
本文解决了上面提到的缺点、不利之处以及问题，其可通过阅读并理解下面的说明来理解。
在一个实施例中，用于磁共振成像系统的梯度线圈包括主线圈。主线圈包括上侧主线圈部分与下侧主线圈部分，下侧主线圈部分在横截面上比上侧主线圈部分的弯曲度更小。梯度线圈还包括设置在主线圈外侧的屏蔽线圈。屏蔽线圈包括上侧屏蔽线圈部分与下侧屏蔽线圈部分，下侧屏蔽线圈部分在横截面上比上侧屏蔽线圈部分的弯曲度更小。
在一个实施例中，用于磁共振成像系统的梯度线圈包括限定了患者腔(patient bore)的主线圈。主线圈具有在x方向上比在y方向上更大的第一形状。梯度线圈还包括设置在主线圈外侧的屏蔽线圈。屏蔽线圈设置成在屏蔽线圈外侧的区域中减小由主线圈所产生的磁场。屏蔽线圈具有在x方向上比在y方向上更大的第二形状。
在另一实施例中，用于磁共振成像系统的插入式梯度线圈包括主线圈。主线圈包括上侧主线圈部分与下侧主线圈部分，下侧主线圈部分在横截面上比上侧主线圈部分的弯曲度更小。该插入式梯度线圈还包括设置在主线圈外侧的屏蔽线圈。屏蔽线圈包括上侧屏蔽线圈部分与下侧屏蔽线圈部分，下侧屏蔽线圈部分在横截面上比上侧屏蔽线圈部分的弯曲度更小。
从附图及其详细描述中，本发明的许多其它特征、对象和优点对本领域中的技术人员而言将是显而易见的。
附图说明
图1是根据一个实施例的梯度线圈的示意图；
图2是根据一个实施例的梯度线圈的截面图；
图3是主x线圈、主y线圈和主z线圈的示意图；
图4是根据一个实施例的磁共振成像系统中的插入式梯度线圈的示意图；
图5是根据一个实施例的插入式梯度线圈的示意图；
图6是根据一个实施例的主梯度线圈的截面图的示意图；和
图7是根据另一实施例的主梯度线圈的截面图的示意图。
零部件清单
  图1
  10   梯度线圈
  12   主线圈
  14   屏蔽线圈
  16   坐标轴
  18   患者腔
  20   纵向轴线
  图2
  10   梯度线圈
  12   主线圈
  14   屏蔽线圈
  24   上侧主线圈部分
  26   下侧主线圈部分
  28   高度
  30   宽度
  42   上侧屏蔽线圈部分
  44   下侧屏蔽线圈部分
  45   平直的底面
  46   高度
  48   宽度
  图3
  24   上侧主线圈部分
  26   下侧主线圈部分
  32   主x线圈
  34   主y线圈
  36   主z线圈
  38   第一多匝
  40   第二多匝
  图4
  50   插入式梯度线圈
  52   磁共振成像系统
  54   主腔
  56   主线圈
  57   RF屏蔽罩
  58   屏蔽线圈
  59   平直的底面
  60   导轨
  图5
  61   插入式梯度线圈
  62   患者
  64   主线圈
  66   屏蔽线圈
  68   上侧突出部
  70   下侧突出部
  72   患者接受端
  74   第一肩部切口
  76   第二肩部切口
  78   第一部件
  80   第二部件
  图6
  100   主梯度线圈
  102   中空导体
  104   通道
  图7
  110   主梯度线圈
  112   第一管道
  114   第二管道
  116   第一通道
  118   第二通道
具体实施方式
在下面的详细描述中，对附图的引用形成本文的一部分，并且在其中通过图示的方式显示了可被实施的特定实施例。这些实施例被描述得足够详细，以能使本领域中的技术人员实施这些实施例，并且应当理解，可利用其它实施例，并可作出不脱离这些实施例的范围的逻辑的、机械的、电气的和其它的改变。因此，下面的详细描述并不限制本发明的范围。
参见图1，显示了根据一个实施例的梯度线圈10的示意图。梯度线圈10包括主线圈12与屏蔽线圈14。主线圈12负责用来产生以线性方式变化的磁场。主线圈12包括主x线圈(图3中所示)、主y线圈(图3中所示)和主z线圈(图3中所示)。通过控制主x线圈、主y线圈和主z线圈的相对贡献，可调节线性变化磁场的强度。
图1中所示的梯度线圈10被描绘成与通过坐标轴16所示的z轴对准。主梯度线圈12限定了患者腔18和纵向轴线20。梯度线圈10的纵向轴线20也与z轴对准。为了此发明的目的，假定梯度线圈10的纵向轴线与用于圆柱形磁共振成像(MRI)系统的z轴平行。
屏蔽线圈14设置在主线圈12外。屏蔽线圈14包括设置为沿与主梯度线圈12相反的方向传输电流的多匝导电材料。类似于主线圈12的是，屏蔽线圈14包括屏蔽x线圈(未示出)、屏蔽y线圈(未示出)和屏蔽z线圈(未示出)。主线圈与屏蔽线圈的x线圈、y线圈和z线圈会在下文中更详细论述。屏蔽线圈14设置成可对屏蔽线圈14外侧的区域产生与由主线圈12所产生的磁场基本相反的磁场。例如，屏蔽线圈14设计成减小主线圈12中的杂散场(stray field)，该杂散场可能会在其它传导构造例如低温恒温器(cryostat)(未示出)中另外地引起涡流(eddy current)。重要的是要减小涡流的产生，以防止产生随时间变化(time varying)磁场，这种磁场会对MRI系统的性能产生不利影响。
参见图2，显示了根据一个实施例的梯度线圈10的横截面。该横截面垂直于纵向轴线20(图1中所示)。为了此发明的目的，用语“横截面”限定为包括垂直于梯度线圈10的纵向轴线20的截面。根据一个实施例，主线圈12包括上侧主线圈部分24与下侧主线圈部分26。线A-A’显示成清楚地显示上侧主线圈部分24和下侧主线圈部分26的区分。根据一个实施例，上侧主线圈部分24包括在线A-A’之上的所有主线圈12，而下侧主线圈部分26包括在线A-A’之下的所有主线圈12。
根据图2中所示的实施例，下侧主线圈部分26在横截面上比上侧主线圈部分24的弯曲度更小。根据一个示例性实施例，上侧主线圈部分24的横截面，如垂直于纵向轴线20(图1中所示)所看到的那样，包括具有基本恒定半径的曲线的形状。其它实施例可具有上侧主线圈部分为非恒定曲率半径的情形。例如，根据另一个实施例，上侧主线圈部分的横截面可以是椭圆形。下侧主线圈部分26在横截面上比上侧主线圈部分24的弯曲度更小。根据图2中所示的实施例，下侧主线圈部分26包括具有平直部分的形状。其它实施例可包括下侧主线圈部分的形状的横截面是曲线形状的情形。然而，对于所有实施例，下侧主线圈部分26在横截面上比上侧主线圈部分24的弯曲度更小。换句话说，下侧主线圈部分26的横截面可包括平直段，或者包括比上侧主线圈部分24具有更大曲率半径的段。
仍参见图2，主梯度线圈12的高度28比宽度30小。因为下侧主线圈部分26比上侧主线圈部分24的横截面更平直，所以，下侧主线圈部分26更靠近要被成像的对象或患者。典型地，患者将被定位在主梯度线圈12内，其中他/她的背部与下侧主线圈部分26相邻。通过利用具有更平直的横截面的下侧主线圈部分26，下侧主线圈部分26比在普通设计中更靠近患者。
梯度线圈10能比普通设计更有效率地起作用，这是因为下侧主线圈部分26更靠近患者体内的要被成像的所关注区域。根据平方反比定律，该定律认为磁场强度根据距离平方的反比而减小，由梯度线圈10所产生的磁场会减小。将下侧主线圈部分26移动得更靠近所关注的区域可使得能够设计具有更佳性能的梯度线圈10。例如，梯度线圈10也许能够使用较少匝数的导体，以得到所需的场强。使用较少匝数的导体允许使用较小功率的驱动器来提供必需的电流。与普通梯度线圈相比，使用具有较少匝数的导体还可以使梯度线圈10对等同硬件而言具有更快的最大转换速度。或者，梯度线圈10可设计成使用与普通梯度线圈一样相等数量的匝数的导体，并受益于更强的磁场。对于本领域中技术人员而言，应当理解，一些实施例可受益于更强的磁场，又受益于更快的转换速度。
参见图3，其显示了主x线圈32、主y线圈34和主梯度线圈z线圈36的示意图。主x线圈32、主y线圈34和主z线圈36以同心的方式互相配合。根据一个示例性实施例，主z线圈36可以是在最里面，主y线圈34可在主z线圈36外面，并且主x线圈32可在主y线圈外面。根据其它的实施例，主x线圈、主y线圈和主z线圈可不同地布置。主x线圈32、主y线圈34和主z线圈36中的每一个均包括制成多匝的导体。每个线圈的强度由匝数、匝的间隔和流过导体的电流量所确定。根据图3中所示的实施例，y线圈包括分开的匝组，用于上侧主线圈部分24与下侧主线圈部分26。第一多匝38在下侧主线圈部分26上显示，而第二多匝40在上侧主线圈部分24上显示。
回来参见图2，屏蔽线圈14包括上侧屏蔽线圈部分42与下侧屏蔽线圈部分44。线A-A’显示了上侧屏蔽线圈部分42与下侧屏蔽线圈部分44的分离。上侧屏蔽线圈部分42是在线A-A’之上的屏蔽线圈部分，而下侧屏蔽线圈部分44是在线A-A’之下的屏蔽线圈部分。屏蔽线圈10设置在主线圈12外面。根据图2中所示的实施例，屏蔽线圈14与主线圈12通常具有相同的横截面形状。下侧屏蔽线圈部分44在横截面上比上侧屏蔽线圈部分42的弯曲度更小。根据图2中所示的实施例，下侧屏蔽线圈部分限定了基本平直的底面45。
屏蔽线圈14设置成在屏蔽线圈14外侧的区域中减小由主线圈12所产生的磁场。为了基本上抵消由主线圈12所产生的磁场，屏蔽线圈14设置成具有沿与主线圈12中电流方向相反的电流。因为主线圈包括主x线圈、主y线圈和主z线圈，所以，屏蔽线圈包括屏蔽x线圈、屏蔽y线圈和屏蔽z线圈，以基本阻挡来自主线圈的磁场。根据一个实施例，以类似于主线圈的方式，屏蔽x线圈、屏蔽y线圈和屏蔽z线圈每一个均包括制成的多匝导电材料。然而，屏蔽线圈14中匝的间隔和/或数量可与主线圈中相比不同。例如，根据一个实施例，屏蔽线圈14与主线圈12相比具有更少的匝，这是因为屏蔽线圈14在主线圈12外并因此更靠近需要进行屏蔽的体积(volume)。屏蔽线圈14具有大于高度48的宽度46。
现在参见图2和图3，根据一个实施例，主线圈12和屏蔽线圈14可电气互连(electrically interconnected)。例如，主x线圈32和屏蔽x线圈(未示出)可包括单独的导电路径。主y线圈34和屏蔽y线圈(未示出)可包括单独的导电路径。主z线圈36和屏蔽z线圈(未示出)也可包括单独的导电路径。将主线圈12电气连接到屏蔽线圈14上，可有助于确保始终维持最佳屏蔽性能。
可设置主线圈12和屏蔽线圈14使得梯度线圈10在MRI系统中的操作期间不经受严重的净力矩或严重的净推力。设计以最小净力矩与最小净推力来操作的梯度线圈所需要的技术对本领域中的技术人员而言是公认的，因此将不再详细描述。
使下侧屏蔽线圈部分44具有比上侧屏蔽线圈部分42的横截面弯曲度更小的形状，如图1和图2中所示的实施例中那样，具有若干优点。第一，通过使下侧屏蔽线圈部分44如同上侧屏蔽线圈部分42那样远离主线圈12大约相同的距离，这样与使主线圈12“过屏蔽”有关的问题就更少。第二，因为下侧屏蔽线圈部分44更平直，所以，梯度线圈10更适合用作插入式线圈，这将在下文中更详细论述。
参见图4，显示了插入式梯度线圈50在磁共振成像(MRI)系统52中的示意图。插入式梯度线圈50定位在MRI系统52的主腔54中。插入式梯度线圈50以类似于图1与图2中所示实施例的方式包括主线圈56与屏蔽线圈58。根据一个实施例，插入式梯度50还可包括设置在主线圈56内的RF屏蔽罩57(RF shield)。图4中所示实施例的屏蔽线圈58包括具有基本平直的底面59的形状。该基本平直的底面59允许将插入式梯度线圈50容易插入到MRI系统52的主腔54中。例如，可不移动患者台(未示出)而将插入式梯度线圈50插入。根据另一实施例，插入式梯度线圈50可在轨道60的上面插入。
参见图5，显示了根据另一实施例的插入式梯度线圈61的示意图。插入式梯度线圈61适于用来对患者62的头部成像。插入式梯度线圈61包括主线圈64与设置在主线圈64外侧的屏蔽线圈66。以类似于根据图1和图2所述的实施例的方式，主线圈64和屏蔽线圈66的横截面均包括在下侧部分更平直的形状。然而，插入式梯度线圈61成形为在患者接受端72处形成上侧突出部68与下侧突出部70。上侧突出部68和下侧突出部70共同限定了第一肩部切口74(shouldercutout)与第二肩部切口76。当用来对患者62的头部成像时，通过调整患者的肩部，上侧突出部68与下侧突出部70使得能将患者的头部更深地插到插入式梯度线圈61中。
插入式梯度线圈61还包括第一部件78与第二部件80，其适于与MRI系统52(图4中所示)的导轨60(图4中所示)对接。第一部件78与第二部件80可成形为以互补的方式装配在导轨60上，或者第一部件78与第二部件80可确切地接合导轨60。另外的实施例可接合多于一条导轨或者可使用不同形状的对接装置。插入式梯度线圈61还可包括沿如由坐标轴82所示的z方向不对称的线圈。根据一个实施例，主线圈64和屏蔽线圈66均可在这样的方式下设置，使得梯度场的线性部分移到更靠近插入式梯度线圈61的患者接受端72。
参见图6，显示了根据一个实施例的一个主梯度线圈的截面图的示意图。主梯度线圈100包括中空导体102。中空导体102可由铜或任何其它导电材料制成。中空导体102形成通道104，该通道104设置成传输用于调节主梯度线圈100的温度的冷却剂。对于本领域中的技术人员而言，应当理解，屏蔽线圈也可包括类似于图6的截面图中所示的构造。
参见图7，显示了根据一个实施例的一主梯度线圈的截面图的示意图。主梯度线圈110包括设置在主梯度线圈110中的第一管道112与第二管道114。第一管道112设置成在第一通道116中传输冷却剂，并且第二管道114设置成在第二通道118中传输冷却剂。对于本领域中的技术人员而言，应当理解，一些实施例可包括仅仅单条管道，而其它实施例可包括设置在主梯度线圈110中的多于两条管道。根据一个实施例，还可使用一个或多个内部管道以冷却屏蔽线圈。
此书面描述用示例来公开包括最佳模式的本发明，并且还允许本领域中的技术人员来实施本发明，包括制造和使用任何装置或系统，以及执行任何相关的方法。本发明的专利范围由所附权利要求所限定，并且可包括本领域中的技术人员所想到的其它示例。如果这些其它示例具有与所附权利要求的字面语言没有区别的结构要素，或者如果它们包括与所附权利要求的字面语言无实质区别的等同结构要素，则其也意为落在所附权利要求的范围内。

Claims (22)

1.一种用于磁共振成像系统的梯度线圈，所述梯度线圈包括主线圈和设置在所述主线圈外侧的屏蔽线圈，其特征在于：
所述主线圈包括上侧主线圈部分与下侧主线圈部分，所述下侧主线圈部分在横截面上比所述上侧主线圈部分的弯曲度更小；以及
所述屏蔽线圈包括上侧屏蔽线圈部分与下侧屏蔽线圈部分，所述下侧屏蔽线圈部分在横截面上比所述上侧屏蔽线圈部分的弯曲度更小。
2.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，所述主线圈限定了患者腔和纵向轴线。
3.根据权利要求2所述的梯度线圈，其特征在于，所述横截面垂直于所述纵向轴线。
4.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，所述主线圈包括设置成产生视场的非对称主线圈，所述视场在z方向上偏离所述梯度线圈的中心。
5.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，所述主线圈与所述屏蔽线圈设置成基本抵消由操作所述梯度线圈而引起的任何净推力。
6.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，所述主线圈与所述屏蔽线圈设置成基本抵消由操作所述梯度线圈而引起的任何净力矩。
7.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，所述主线圈与所述屏蔽线圈中的至少一个包括设置成传输冷却剂的中空导体。
8.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，所述梯度线圈还包括设置在所述主线圈中的管道，所述管道设置成传输冷却剂。
9.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，所述下侧主线圈部分包括比所述上侧主线圈部分更少的匝数。
10.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，所述下侧屏蔽线圈部分包括比所述上侧屏蔽线圈部分更少的匝数。
11.根据权利要求1所述的梯度线圈，其特征在于，还包括设置在所述主线圈内的RF屏蔽罩。
12.一种用于磁共振成像系统的梯度线圈，所述梯度线圈包括限定了患者腔的主线圈和设在所述主线圈外侧的屏蔽线圈，其特征在于：
所述主线圈包括在x方向上比在y方向上更大的第一形状；所述屏蔽线圈设置成在所述屏蔽线圈外侧的区域中减小由所述主线圈产生的磁场，所述屏蔽线圈包括在x方向上比在y方向上更大的第二形状。
13.根据权利要求12所述的梯度线圈，其特征在于，所述屏蔽线圈与所述主线圈分开一段基本一致的距离。
14.根据权利要求12所述的梯度线圈，其特征在于，所述屏蔽线圈在所述梯度线圈的下侧处更靠近所述主线圈。
15.根据权利要求12所述的梯度线圈，其特征在于，所述主线圈包括设置成产生视场的非对称主线圈，所述视场在z方向上偏离所述梯度线圈的中心。
16.根据权利要求12所述的梯度线圈，其特征在于，所述主线圈和所述屏蔽线圈电气互连。
17.一种用于磁共振成像系统的插入式梯度线圈，所述插入式梯度线圈包括主线圈和设置在所述主线圈外侧的屏蔽线圈，其特征在于：
所述主线圈包括上侧主线圈部分与下侧主线圈部分，所述下侧主线圈部分在横截面上比所述上侧主线圈部分的弯曲度更小；以及
所述屏蔽线圈包括上侧屏蔽线圈部分与下侧屏蔽线圈部分，所述下侧屏蔽线圈部分在横截面上比所述上侧屏蔽线圈部分的弯曲度更小。
18.根据权利要求17所述的插入式梯度线圈，其特征在于，所述下侧屏蔽线圈部分包括限定了基本平直底面的形状。
19.根据权利要求18所述的插入式梯度线圈，其特征在于，所述插入式梯度线圈适于容纳患者的头部。
20.根据权利要求19所述的插入式梯度线圈，其特征在于，所述主线圈与所述屏蔽线圈成形为在所述插入式梯度线圈的患者接受端上形成上侧突出部和下侧突出部，所述上侧突出部与所述下侧突出部设置成适应患者的肩部。
21.根据权利要求18所述的插入式梯度线圈，其特征在于，还包括附连到所述下侧屏蔽部分的外侧的部件，所述部件适于与磁共振成像系统的导轨对接。
22.根据权利要求17所述的插入式梯度线圈，其特征在于，所述梯度线圈适于定位在所述磁共振成像系统内的患者床的上面。
CN2010106042194A 2009-12-15 2010-12-15 用于磁共振成像系统的平直化梯度线圈 Expired - Fee Related CN102090891B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US12/637,997 US8169220B2 (en) 2009-12-15 2009-12-15 Flattened gradient coil for MRI systems
US12/637997 2009-12-15
US12/637,997 2009-12-15

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102090891A CN102090891A (zh) 2011-06-15
CN102090891B true CN102090891B (zh) 2013-12-18

Family

ID=43500736

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2010106042194A Expired - Fee Related CN102090891B (zh) 2009-12-15 2010-12-15 用于磁共振成像系统的平直化梯度线圈

Country Status (4)

Country Link
US (1) US8169220B2 (zh)
CN (1) CN102090891B (zh)
DE (1) DE102010061197A1 (zh)
GB (1) GB2476349B (zh)

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2446923B1 (de) * 2010-10-28 2017-12-06 BIOTRONIK SE & Co. KG Abschirmvorrichtung für magnetresonanztomographie
US9869734B2 (en) 2013-04-09 2018-01-16 General Electric Company System and method for manufacturing magnetic resonance imaging gradient coil assemblies
EP3047292B1 (en) * 2013-09-17 2021-06-30 Synaptive Medical Inc. Coil assembly for magnetic resonance imaging
CN104678334B (zh) * 2013-11-29 2019-01-08 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种梯度线圈组件、梯度线圈和磁共振成像系统
CN104849681B (zh) * 2015-06-10 2018-04-03 武汉中科波谱技术有限公司 一种核磁共振波谱仪梯度线圈
CN105044635A (zh) * 2015-06-12 2015-11-11 北京斯派克科技发展有限公司 用于关节磁共振成像的梯度线圈
CN105895294B (zh) * 2016-04-01 2017-10-03 中国科学院上海微系统与信息技术研究所 一种超导二阶梯度线圈及其制造方法
CN109009117B (zh) * 2018-08-23 2023-11-10 宁波穿山甲机电有限公司 一种超低场磁共振成像系统
CN109239629B (zh) * 2018-08-30 2021-08-10 上海联影医疗科技股份有限公司 一种梯度线圈组件以及产生梯度磁场的方法
CN109696645A (zh) * 2018-12-29 2019-04-30 佛山瑞加图医疗科技有限公司 一种非平面梯度线圈
CN109917312B (zh) * 2019-01-31 2021-09-21 佛山瑞加图医疗科技有限公司 磁共振成像用梯度线圈及其加工方法
CN112748380B (zh) * 2019-10-29 2024-03-19 西门子(深圳)磁共振有限公司 用于磁共振成像装置的梯度线圈及磁共振成像装置
CN113009395B (zh) * 2021-05-24 2021-09-03 宁波健信核磁技术有限公司 一种并联结构的梯度线圈
DE102022210218A1 (de) 2022-09-27 2024-03-28 Siemens Healthcare Gmbh Gradientenspuleneinheit mit separat ansteuerbaren Leiterstrukturpaaren

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6462636B1 (en) * 1999-11-09 2002-10-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. MR apparatus
CN1696727A (zh) * 2004-05-14 2005-11-16 西门子公司 磁场发生器和具有该磁场发生器的磁共振仪

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19504171C2 (de) 1995-02-07 1998-04-30 Siemens Ag Trennbare, lokale Gradientenspulenanordnung für Kernspintomographiegeräte
DE10124465A1 (de) 2001-05-19 2002-11-21 Philips Corp Intellectual Pty Sende- und Empfangsspule für MR-Gerät
US6982552B2 (en) 2003-05-27 2006-01-03 General Electric Company Methods and systems for fabricating magnetic resonance gradient coils
US20050127913A1 (en) 2003-12-12 2005-06-16 Seth Berger Lc coil
US7417432B2 (en) * 2004-03-03 2008-08-26 Koninklijke Philips Electronics N.V. Asymmetric ultra-short gradient coil for magnetic resonance imaging system
WO2006057395A1 (ja) * 2004-11-29 2006-06-01 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
US7852083B2 (en) * 2006-04-14 2010-12-14 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field coil
DE102006050105A1 (de) 2006-10-24 2008-05-08 Siemens Ag Magnetresonanzanlage mit kreisförmigem Gradientensystem und nicht kreisförmiger Ganzkörperspule
US7932722B2 (en) * 2009-04-27 2011-04-26 General Electric Company Transversely folded gradient coil

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6462636B1 (en) * 1999-11-09 2002-10-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. MR apparatus
CN1696727A (zh) * 2004-05-14 2005-11-16 西门子公司 磁场发生器和具有该磁场发生器的磁共振仪

Also Published As

Publication number Publication date
US20110140695A1 (en) 2011-06-16
US8169220B2 (en) 2012-05-01
GB2476349A (en) 2011-06-22
CN102090891A (zh) 2011-06-15
GB201020124D0 (en) 2011-01-12
GB2476349B (en) 2014-02-19
DE102010061197A1 (de) 2011-06-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102090891B (zh) 用于磁共振成像系统的平直化梯度线圈
Han et al. Integrated parallel reception, excitation, and shimming (iPRES)
US7417432B2 (en) Asymmetric ultra-short gradient coil for magnetic resonance imaging system
US10031198B2 (en) Methods and systems for a dual wind gradient coil
CN104969086B (zh) 通过mpi法和mri法对测量目标进行顺序检查的装置
CN204575834U (zh) 用于开放式磁共振成像系统的多通道射频线圈
CN101454686A (zh) 三维非对称横向梯度线圈
CN102914751A (zh) 具有多个可单独关断的匀场线圈的局部线圈
US11054491B2 (en) Dipole antenna assembly for capturing images by means of nuclear magnetic resonance methods
CN104698411A (zh) 用于开放式磁共振成像系统的多通道射频线圈
CN110361679A (zh) 在磁共振成像中借助高频信号进行位置编码的设备和方法
CN1989901B (zh) 磁共振成像系统中用于局部拉长视场的系统、方法和设备
CN103077798B (zh) 一种用于动物成像的磁共振成像超导磁体
US20170059675A1 (en) Gradient coil with variable dimension
CN100526906C (zh) 退化的笼式线圈和使用该线圈的磁共振成像系统及方法
EP3894879B1 (en) Gradient coil system
US11585880B2 (en) Method of reducing spatial extent of gradient coil current feeding connectors
KR101822384B1 (ko) 굽은형 다이폴 안테나를 이용한 자기공명 영상용 rf 코일
CN201398970Y (zh) 肩部线圈
US11199596B2 (en) Array coil and magnetic resonance imaging apparatus
US9726737B2 (en) Radio-frequency coil arrays and methods of arranging the same
Steensma et al. The (un) expected benefits of coaxial antennas for MRI
Vos Parsa,., bdulrazaq, Z
Crozier et al. Compact, High-Field Symmetric and Asymmetric MRI Magnet Designs
Corrado et al. Design and Optimization of Helical RF Coils for Use in High-Field Strength Magnetic Resonance Imaging at 4.7 T

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
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20131218

Termination date: 20141215

EXPY Termination of patent right or utility model