CN102100556A - 提高mri系统中磁体稳定性的设备和方法 - Google Patents

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Abstract

一种MRI设备和方法，包括MRI系统，其具有多个围绕磁体膛放置的梯度线圈，和由脉冲模块控制以传送RF信号到RF线圈组件以采集MR图像的RF开关和RF收发器系统。该磁体包括围绕磁体膛径向布置的主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架，其中屏蔽线圈线圈架的半径大于主线圈线圈架的半径。该磁体还包括至少一个固定于主线圈线圈架的主线圈，至少一个固定于屏蔽线圈线圈架的屏蔽线圈，及至少一个固定于主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架以提供结构支撑且实现主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架之间纵向对准调整的结构元件。

Description

提高MRI系统中磁体稳定性的设备和方法
技术领域
本发明的实施例一般关于MR成像系统，且更加具体地，关于调整磁体组件的超导主线圈和超导屏蔽线圈的对准以防止由于错位造成的磁体不均匀和/或结构失效的一种设备和方法。
背景技术
MR成像系统已知地在各种应用中、最显著地在医疗诊断及其程序中使用超导磁体。已知的超导MRI磁体设计包括那些具有多个超导主线圈的设计，其中大部分超导主线圈各载有同方向的相同电流。在某些实现中，主线圈组件里的各个线圈可能载有与主组件的大多数的相反方向的电流。这些超导主线圈在MRI成像体积内产生静磁场，该MRI成像体积通常具有居中位于磁体膛内的球形，其中可放置被成像的对象(例如，人)。
由于在只有超导主线圈存在时杂散磁场总会从磁体产生，一些类型的屏蔽一般被用于防止由超导主线圈产生且围绕其的高磁场对磁体附近的电子设备和其他对象产生不利影响。一种类型的屏蔽，已知为无源屏蔽(passive shielding)，使用位于径向地围绕超导主线圈外围的圆柱形的铁屏蔽来防止杂散磁场泄露到机器外部。然而，这种无源屏蔽对很多MR系统应用不适用，因为它极大地增加了机器的尺寸和重量，使其建造、运输和在某些医疗设施中实现变得困难。另外类型的屏蔽，已知为有源屏蔽(active shielding)，已经被发现在现代MRI系统中有着更大的适用性。有源屏蔽使用载有的电流大致等于超导主线圈载有的电流但方向相反的多个超导屏蔽线圈。这些超导屏蔽线圈绕超导主线圈的外围径向地被放置，从而抵消由超导主线圈产生并围绕其的高磁场以防止杂散磁场对电子设备或其他对象的不利相互作用。
在MR系统里，已知带有有源屏蔽的超导磁体典型地围绕带有患者膛，且多个主线圈和多个屏蔽线圈固定于单个线圈架元件(former member)上。该单个线圈架元件被配置包含在用于维持相应线圈温度在可接受的水平的氦容器或者其他低温液体容器的界限内。然而不幸地，建造结构上能够支撑固定在其上的屏蔽线圈和主线圈的强反作用力的单个线圈架元件的需要，导致了昂贵和劳力密集的磁体建造过程。
为尽力减少材料和建造成本，且增加制造效率，具有两种不同线圈架以保持相应的主线圈和屏蔽线圈的磁体已被构想出。然而，由于在建造和装配在磁体组件内两种不同线圈架期间的可能的缺陷，在屏蔽线圈线圈架和主线圈线圈架间的一定数量的纵向错位成为可能，尽管这种错位仅大约几个毫米。这样的错位，不管多小，都可在轴向方向引起不可恢复的电磁力，从而在屏蔽线圈线圈架和主线圈线圈架间引起剪切效应。该电磁力随着错位线性增长，其进而产生自放大的正反馈。随着错位增加，该力持续增长。除了由错位引起的牵连力(force implication)，主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架之间的相当大的最终错位还可导致很大的磁体不均匀性。
因此希望有一种系统和方法，其在主线圈和屏蔽线圈在超导磁组件中被保持在分离的相应线圈架上时能够减少主线圈组件和屏蔽线圈组件间的错位和不均匀性。
发明内容
本发明的实施例提供了一种MRI设备，其包括具有多个围绕磁体膛放置的梯度线圈，和由脉冲模块控制以传送RF信号到RF线圈组件以获得MR图像的RF开关以及RF收发器系统的MRI系统。该磁体包括围绕磁体膛径向布置的主线圈线圈架，和围绕磁体膛径向布置的屏蔽线圈线圈架，其中屏蔽线圈线圈架的半径大于主线圈线圈架的半径。该磁体还包括至少一个固定于主线圈线圈架的主线圈，至少一个固定于屏蔽线圈线圈架的屏蔽线圈，及至少一个固定于主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架以提供结构支撑且实现主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架之间纵向对准调整的结构元件。
根据本发明的另一方面，构造用于MRI设备的超导磁体的方法，其中该方法包括形成具有第一半径的主线圈线圈架，以及形成具有第二半径的屏蔽线圈线圈架，第二半径大于第一半径。该方法进一步包括固定至少一个主线圈于主线圈线圈架，固定至少一个屏蔽线圈于屏蔽线圈线圈架，并且连接至少一个结构元件于主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架，其中该至少一个结构元件配置成允许在主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架间的横向对准调整。此外，该方法包括在氦容器内安置主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架。
根据本发明的另一方面，超导磁体包括氦容器，具有第一半径的主线圈组件，其中主线圈组件包括至少一个保持于其上的主线圈，和具有大于第一半径的第二半径的屏蔽线圈组件，其中屏蔽线圈组件包括至少一个保持于其上的屏蔽线圈。该超导磁体还包括至少一个耦合于主线圈组件和屏蔽线圈组件的支撑元件，该至少一个支撑元件配置成用于结构上支撑主线圈组件和屏蔽线圈组件且允许主线圈组件和屏蔽线圈组件之间的线性调整。
根据本发明的又另一方面，公开了超导磁体，该超导磁体包括至少一个被配置用于在预先确定的区域产生主磁场的主线圈，其中该至少一个主线圈被安置在主结构线圈架上，及至少一个被配置用于消除杂散磁场的屏蔽线圈，其中该至少一个屏蔽线圈被安置在屏蔽结构线圈架上。该超导电磁体还包括至少一个固定于主结构线圈架和屏蔽结构线圈架以提供结构支撑且实现主结构线圈架和屏蔽结构线圈架之间纵向对准调整的结构元件，其中该至少一个结构元件被配置具有预先确定的机械刚度，以抑制由于主结构线圈架和屏蔽结构线圈架之间的错位而在主结构线圈架和屏蔽结构线圈架之间产生的电磁力所造成的不稳定性。
各种其他的特征和优点从接下来的详细的描述和附图将变得清楚。
附图说明
附图图示了目前为实施本发明的所预想的实施例。
在附图中：
图1是用于本发明一个实施例的示例性的MR成像系统的示意框图。
图2是根据本发明一个实施例的MR磁体组件的横截面示意图。
图3是根据本发明一个实施例描述力与错位的关系的曲线图。
图4是根据本发明另一个实施例的MR磁体组件的横截面示意图
具体实施方式
示出了使用至少一个结构支撑元件以控制主线圈组件和不同的屏蔽线圈组件之间的错位的系统和方法，其中该结构支撑元件在超导磁体组件制造期间能实现主线圈组件和屏蔽线圈组件之间的对准调整。
参考图1，示出了结合本发明一个实施例的优选的磁共振成像(MRI)系统10的主要部件。该系统的操作通过包括键盘或者其他输入设备13，控制面板14及显示屏16的操作者控制台12控制。控制台12通过链路18与分开的计算机系统20通信，其能够使操作者控制在显示屏16上的图像的产生及显示。计算机系统20包括许多通过背板20a互相通信的模块。这些包括图像处理模块22，CPU模块24以及可包括用于存储图像数据阵列的帧缓冲器的存储模块26。计算机系统20通过高速串行链路34与独立的系统控制32通信。输入设备13可包括鼠标，操纵杆，键盘，跟踪球，触摸屏，光书写笔(light wand)，语音控制，或者任何类似或等同的输入设备，并且被用于交互式几何指示(interactive geometry prescription)。
系统控制32包括一组通过背板32a连接在一起的模块。这些包括CPU模块36以及通过串行链路40与操作者控制台12连接的脉冲发生模块38。通过链路40使得系统控制32接收来自操作者的命令以指示将要实施的扫描序列。脉冲发生模块38操作系统部件以实施所期望的扫描序列，并产生指示产生的RF脉冲的定时、强度和形状，及数据采集窗口的定时和长度的数据。脉冲发生模块38与一组梯度放大器42相连，以指示在扫描期间产生的梯度脉冲的定时和形状。脉冲发生模块38还能从生理采集控制器44处接收患者数据，该生理采集控制器44接收来自连在患者上的很多个不同的传感器的信号(例如来自贴附在患者上的电极的ECG信号)。并且最终，脉冲发生模块38连接至从与患者状况和磁体系统关联的多个传感器处接收信号的扫描室接口电路46。还通过扫描室接口电路46，使得患者定位系统48接收命令以移动患者到所期望的扫描位置。
由脉冲发生模块38产生的梯度波形被应用于具有Gx，Gy和Gz放大器的梯度放大系统42。每个梯度放大器激励在梯度线圈组件(一般指定50)内的相应的物理梯度线圈，以产生用于空间编码所采集信号的磁场梯度。梯度线圈组件50组成包括极化磁体54和全身RF线圈56的共振组件(resonance assembly)52的一部分。在系统控制32中的收发器模块58产生脉冲，其被RF放大器60放大且通过发送/接收开关62耦合至RF线圈56。在患者体内的受激核发射的结果信号可被相同的RF线圈56检测出，且通过接收/发送开关62耦合至前置放大器64。被放大的MR信号在收发器58的接收部分内被解调、滤波和数字化。发送/接收开关62被来自脉冲发生模块38的信号所控制，以在发送模式期间电接通RF放大器60和线圈56，及在接收模式期间电接通前置放大器64和线圈56。发送/接收开关62还可以使单独的RF线圈(例如，表面线圈)被用于发送或接收模式。
由RF线圈56拾取的MR信号被收发器模块58数字化，且被传送至在系统控制32内的存储模块66。当原始的k空间数据阵列在存储模块66中采集以后，扫描完成。这个原始k空间数据被重新整理成用于每个待重建图像的单独的k空间数据阵列，并且这些中的每一个被输入到操作以将该数据傅里叶变换为图像数据阵列的阵列处理器68中。该图像数据通过串行链路34传送至计算机系统20的存储数据的存储器中。响应接收自操作者控制台12的命令，该图像数据可在长期存储装置中存档，或者其可进一步被图像处理器22处理，并且被传送至操作者控制台12且在显示器16上呈现。
现参考图2，根据本发明一个实施例的超导磁体组件被示出。图示在图2中的构成磁体组件100的元件的横截面原理图。可以理解的是，电磁体组件100通常是圆柱形状使得围绕共振组件的患者膛。然而，本发明并不限制于这样的构造。如图所示，磁体组件100包括主线圈112，114，116，118，120，122，及屏蔽线圈124，126。尽管六个主线圈和两个屏蔽线圈示出在图2中，磁体组件100可包括更多或者更少的主线圈和/或屏蔽线圈。主线圈112，114，116，118，120，122被保持在单个主线圈线圈架128内，而屏蔽线圈124，126被保持在单个屏蔽线圈线圈架130内，其中屏蔽线圈线圈架130完全不同于主线圈线圈架128，且其具有的半径大于主线圈线圈架128的半径。主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130各自被置于具有各自的侧壁134和法兰136的圆柱低温流体容器132的界限内。低温流体容器132其中含有液态氦或者其他低温流体以有效地维持主线圈112，114，116，118，120，122和屏蔽线圈124，126在运行期间处于适宜的温度水平。热屏蔽135围绕低温流体容器132。热屏蔽135作为屏障以阻止热从较高的环境温度(例如，300K)向被具有低温(例如，4.2K)的低温流体填充的低温流体容器132辐射。
如在图2中看到的，主线圈线圈架128通过支架137与低温流体容器132机械耦合。然而，任何适宜的机械耦合装置可被用于在低温流体容器132内固定主线圈线圈架128。屏蔽线圈线圈架130也被机械耦合至低温流体容器132，但是根据本发明的一个示例性的实施例，屏蔽线圈线圈架130优选地简单地经由结构支撑元件138在低温流体容器132内被保持。结构支撑元件138是非铁、非磁性(例如，玻璃环氧树脂)结构，其用螺丝，螺帽或者任何其他适宜的机械连接件固定于主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130。结构支撑元件138可以是沿着主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130的整个圆周表面形成不断开的连接的连续结构，例如环形或者圆锥形结构。可选择地，结构支撑元件138可包括沿主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130的圆周表面间隔固定的多个分立的圆锥形结构。不管结构支撑元件138是连续元件还是多个分立元件，结构支撑元件138操作成不仅维持主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130之间的固定连接，而且允许屏蔽线圈线圈架130保持在低温流体容器132内，且具有屏蔽线圈线圈架130和低温流体容器132之间最小的物理连接。
当制造两种不同的线圈架(主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130)确实减少成本且提高生产磁体组件100的效率时，在纵向上充分地对准相应的线圈架以避免由错位造成的剪切力和磁体不均匀可能是困难的。也就是，如果屏蔽线圈线圈架130关于共同的等中心线(isocenter)142与主线圈线圈架128不是基本上纵向对准，则在轴向方向上的不可恢复的电磁力会由于主线圈112，114，116，118，120，122和屏蔽线圈124，126的反作用力而产生。由这些力造成的剪切效应可能基本上足以造成磁体组件100的部件的结构失效，并且还可导致大的磁体不均匀。然而，本发明的实施例已经被设想成允许主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130之间的对准调整，从而基本上消除由于错位而造成的结构失效和/或磁体不均匀的威胁。
特别地，仍参考图2，结构支撑元件138被配置于使主线圈线圈架128和/或屏蔽线圈线圈架130能相对于彼此进行纵向调整。允许的纵向调整的量非常小(大约几个毫米)，但是其已足够大使得主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130被定位在最大容许错位(δMAX)的区域内，因而由于错位造成的任何反向电磁力都不会极大地影响系统。结构支撑元件138使用锁定机构140使得主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130在适当的位置被锁定，因而错位不会超过最大容许错位δMAX，从而确保存在的任何剪切力都不会随着进一步的错位而增加以造成结构失效、磁体不均匀，和/或相当大不同的温度的元件之间的接触(例如，法兰136和热屏蔽135)。如果低温流体容器132的任何部分、例如法兰132，与热屏蔽135接触，可能发生不希望的向低温流体容器132中的热传递，其进而可造成在低温流体容器132内的不希望的高压和/或低温流体的煮沸。
根据本发明，结构支撑元件138关于已知的最大容许错位δMAX来设计.那就是，结构支撑元件138预先确定的刚度值kME与磁刚度值kEM相比较，这里kEM取决于磁体组件100具体的磁特性(例如供给主线圈112，114，116，118，120，122和屏蔽线圈124，126中每一个的电流水平)。结构支撑元件138被设计成使得其机械刚度值kME大于系统的磁刚度值kEM(例如，kME/kEM的比值大于1)。使用这些已知的值kME和KEM，能够确定结构支撑元件138是否能够维持主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130之间的充分的对准(如将进一步详细在下文阐述)。
在制造磁体组件100期间，结构支撑元件138被附连于主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130，且主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130沿等中心线142相对于彼此基本上对准。初始可控错位δ1然后可通过供应给主线圈112，114，116，118，120，122和屏蔽线圈124，126的每个线圈电流且由此产生的磁地图(magnetic map)来确定。由测得的初始可控错位δ1，最终错位δF能够使用以下公式被确定：
δF＝δ1/(1-(kME/kME))＝δ1·(1+(1/((kME/kME)-1)))(公式1)
如果结构支撑元件138的预先确定的刚度值KME是足够的，则放大后的最终错位δF将不会超过最大容许错位δMAX。因此，基于上面的公式，主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130的相对位置关于彼此被纵向调整，使得他们的错位不会超过最大容许错位δMAX。主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130然后使用结构支撑元件138的锁定机制140被锁定在适当的位置。这样，在运行磁体100期间在主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130之间的错位能被控制，使得结构失效和/或磁体不均匀被避免。
现参考图3，根据本发明的图形表示被示出。曲线图200图示了在具有结构支撑元件(类似于关于图2上述的)的磁体组件中力与错位(δ)的关系，直线202代表随着主线圈组件和屏蔽线圈组件间的相对错位δ增加而增加的电磁力FEM。特别地，电磁力FEM由以下公式确定：
FEM＝kEM·δ                              (公式2)
类似地，直线204代表反作用的机械力-FME，其中反作用力-FME也随着主线圈组件和屏蔽线圈组件间的相对错位δ增加而增加。机械力-FME用以下公式确定：
-FME＝kME·(δ-δINITIAL)                 (公式3)
由公式3可看到，反作用机械力-FME的值取决于被选用于给定磁体组件的结构支撑元件的机械刚度值kME。
由于主线圈组件和屏蔽线圈组件之间的初始错位δINITIAL，反作用机械力-FME的测量在关于初始错位δINITIAL的点206开始，而不是在开始电磁力FEM的测量的原点处开始。因此，电磁力FEM最初大于反作用机械力-FME，从而即便在系统里存在反作用机械结构(例如，结构支撑元件)的情况下仍导致错位增加。然而，因为机械刚度值kME理论上大于系统的磁刚度值kEM，直线202和直线204将最终在平衡点208相交。该平衡点208与最终错位点δFINAL210的点重合，该处反作用机械力-FME等于电磁力FEM。只要最终错位δFINAL不大于最大容许错位δMAX，具有机械刚度值kME的结构支撑元件就足以维持磁体组件内的稳定性。然而，如果机械刚度值kME少于磁刚度值kEM，没有平衡点将被达到，且系统将不能稳定。图3中的直线212图示了其中机械刚度值kME少于磁刚度值kEM的实例。很容易看到，错位在这样的配置下将持续增长，从而导致“失控的不稳定性”，伴随导致可能的结构失效、磁体不均匀，和/或相当大地不同的温度的两个元件之间接触的过度错位，从而造成如上所公开的不希望的热传导进入低温容器。
尽管上述例子涉及最大容许错位，对于磁体组件的结构支撑元件，匀场(shimming)前考虑MRI磁体的最大容许不均匀来进行设计也很重要。特别地，系统的放大因子amp使用以下公式确定：
amp＝1/(1-(kEM/kME))                      (公式4)
只要放大因子amp大于由磁体组件的最大容许不均匀性得到的预定放大值，则系统的稳定性将能被维持。再一次，机械刚度值kME在确定可接受的放大因子amp时很关键，且因此系统的结构支撑元件既要考虑最大容许错位又要考虑最大容许不均匀性而被设计。
图4图示了根据本发明的另一个实施例。图示在图4中的磁体组件300是包括磁体组件300的元件的横截面原理图。磁体组件300的元件基本上类似于在图2中显示的关于磁体组件100所公开的元件。同样地，在磁体组件100和磁体组件300之间相关的部件用相同的参考标号示出，且其功能也不在此重述。
如图4所示，主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130通过结构支撑元件338彼此相连。如所上述的关于图2的结构支撑元件138，结构支撑元件338包括至少一个非铁非磁(例如，玻璃环氧树脂)的结构，其使用螺丝、螺母、或者其它适宜的机械连接件固定于主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130的结构。然而，不同于结构支撑元件138，结构支撑元件338包括多个独特的、间断地沿主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130的圆周表面被固定的桁架结构(truss structure)。形成结构支撑元件338的该独特的桁架结构操作成维持主线圈线圈架128和屏蔽线圈线圈架130之间的固定连接，且允许屏蔽线圈线圈架130被保持在低温流体容器132内且具有屏蔽线圈线圈架130和低温流体容器132自身之间最小的物理连接。
尽管上述实施例各自描述由低温流体填充的低温流体容器的使用来调节磁体组件的温度，应该理解的是本发明并不限于这样的低温冷却。那就是，本发明的实施例还可应用于传导冷却的超导磁体组件(例如，“干”磁体)。更进一步，可以预见到本发明可被用于任何屏蔽的磁体应用，且因此本发明并不限于MR成像系统。
因此，根据本发明的一个方面，一种MRI成像设备，其包括具有多个围绕磁体膛放置的梯度线圈，和由脉冲模块控制以传送RF信号到RF线圈组件以采集MR图像的RF开关及RF收发器系统的MRI系统。该磁体包括围绕磁体膛径向地布置的主线圈线圈架，和围绕磁体膛径向布置的屏蔽线圈线圈架，其中屏蔽线圈线圈架半径大于主线圈线圈架半径。该磁体还包括至少一个固定于主线圈线圈架的主线圈，至少一个固定于屏蔽线圈线圈架的屏蔽线圈，及至少一个固定于主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架以提供结构支撑且实现主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架之间纵向对准调整的结构元件。
根据本发明的另一方面，一种构造用于MRI设备的超导磁体的方法被公开，其中该方法包括形成具有第一半径的主线圈线圈架，及形成具有第二半径的屏蔽线圈线圈架，第二半径大于第一半径。该方法进一步包括固定至少一个主线圈于主线圈线圈架，固定至少一个屏蔽线圈于屏蔽线圈线圈架，并且连接至少一个结构元件于主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架，其中该至少一个结构元件被配置成允许主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架之间的横向对准调整。此外，该方法包括在氦容器内安置主线圈线圈架和屏蔽线圈线圈架。
根据本发明的另一方面，超导磁体包括氦容器，具有第一半径的主线圈组件，其中主线圈组件包括至少一个固定于其上的主线圈，和具有大于第一半径的第二半径的屏蔽线圈组件，其中屏蔽线圈组件包括至少一个固定于其上的屏蔽线圈。该超导磁体还包括至少一个耦合于主线圈组件和屏蔽线圈组件的支撑元件，该至少一个支撑元件被配置用于结构上支撑主线圈组件和屏蔽线圈组件且允许主线圈组件和屏蔽线圈组件之间的线性调整。
根据本发明的又另一方面，一种超导磁体被公开。该超导磁体包括至少一个被配置用于在预先确定的区域产生主磁场的主线圈，其中该至少一个主线圈被安置在主结构线圈架上，以及至少一个被配置用于消除杂散磁场的屏蔽线圈，其中该至少一个屏蔽线圈被安置在屏蔽结构线圈架上。该超导磁体还包括至少一个固定于主结构线圈架和屏蔽结构线圈架以提供结构支撑且实现主结构线圈架和屏蔽结构线圈架之间纵向对准调整的结构元件，其中该至少一个结构元件被配置具有预定机械刚度值，以抑制由于主结构线圈架和屏蔽结构线圈架之间错位而引起的在主结构线圈架和屏蔽结构线圈架之间的电磁力所造成的不稳定。
该书面描述使用实例公开本发明，包括最佳模式，并且还能使本领域内的任何技术人员实践本发明，包括制作和使用任何设备或者系统，及实施任何包含的方法。本发明的专利范围被权利要求书所限定，且可包括该领域技术人员想到的其他例子。这些其他的例子如果具有与该权利要求书的字面语言无不同的结构单元，或者他们包括了与权利要求的字面语言无实质区别的等同结构单元则被规定为在该权利要求书的范围内。
部件列表
  12   操作者控制台   100   磁体组件
  13   键盘或其他输入设备   112   主线圈
  14   控制面板   114   主线圈
  16   显示屏   116   主线圈
  18   链路   118   主线圈
  20   单独计算机系统   120   主线圈
  20a   背板   22   图像处理器模块
  24   CPU模块   122   主线圈
  26   存储模块   124   屏蔽线圈
  32   单独系统控制   126   屏蔽线圈
 32a   背板   128   主线圈线圈架
  34   高速串行链路   130   屏蔽线圈线圈架
  36   CPU模块   132   低温流体容器
  38   脉冲发生模块   134   侧壁
  40   串联链路   135   热屏蔽
  42   梯度放大器组   136   法兰
  44   生理采集控制器   137   支架
  46   扫描室接口电路   138   结构支撑元件
  48   患者定位系统   140   锁定机构
  50   一般指定的梯度线圈组件   142   等中心线
  52   共振组件   200   曲线图
  54   极化磁体   202   直线
  56   全身RF线圈   204   直线
  58   收发器模块   206   初始错位点
  60   RF放大器   208   平衡点
  62   发送/接收开关   212   直线
  64   前置放大器   210   最终错位点
  66   存储模块   300   磁体组件
  68   阵列处理器   338   结构支撑元件

Claims (10)

1.一种MRI设备，包括：
磁共振成像(MRI)系统，其具有多个绕磁体(54，100)的膛放置的梯度线圈(50)，和由脉冲模块(38)控制以传送RF信号到RF线圈(56)组件以采集MR图像的RF开关(62)和RF收发器系统(58)，其中所述磁体(54，100)包括：
围绕磁体(100)的膛径向地布置的主线圈线圈架(128)；
围绕磁体(100)的膛径向地布置的屏蔽线圈线圈架(138)，其中屏蔽线圈线圈架(138)的半径大于主线圈线圈架(128)的半径；
至少一个固定于主线圈线圈架(128)的主线圈(112，114，116，118，120，122)
至少一个固定于屏蔽线圈线圈架(130)的屏蔽线圈(124，126)，以及
至少一个结构元件(138，338)，其固定于主线圈线圈架(128)和屏蔽线圈线圈架(130)以提供结构支撑且实现主线圈线圈架(128)和屏蔽线圈线圈架(130)之间纵向对准调整。
2.如权利要求1中所述的MRI设备，其中所述的至少一个结构元件(138，338)包括径向安置在主线圈线圈架(128)和屏蔽线圈线圈架(130)之间结构上连续的元件。
3.如权利要求2中所述的MRI设备，其中所述连续元件包括环形结构和圆锥形结构其中之一。
4.如权利要求1中所述的MRI设备，其中所述至少一个结构元件(138，338)包括径向安置在主线圈线圈架(128)和屏蔽线圈线圈架(130)之间的多个分立的元件。
5.如权利要求4中所述的MRI成像设备，其中所述多个分立元件包括在多个不同位置固定于主线圈线圈架(128)和屏蔽线圈线圈架(130)的多个桁架结构。
6.如权利要求1中所述的MRI设备，其中所述至少一个结构件(138，338)包括配置于当主线圈线圈架(128)和屏蔽线圈线圈架(130)被纵向对准时防止主线圈线圈架(128)关于屏蔽线圈线圈架(130)的纵向移动的锁定机构(140)。
7.如权利要求1中所述的MRI成像设备，其中所述的至少一个结构件(138，338)的机械刚度值基于具有至少一个主线圈(112，114，116，118，120，122)固定在其上的主线圈线圈架(128)和具有至少一个屏蔽线圈(124，126)固定在其上的屏蔽线圈线圈架(130)之间的磁刚度值来确定。
8.如权利要求1中所述的MRI设备，进一步包括低温流体容器(132)，其中所述主线圈线圈架(128)被固定于低温流体容器(132)以在低温流体容器(132)内支撑所述至少一个结构件(138，338)和屏蔽线圈线圈架(130)。
9.如权利要求8中所述的MRI设备，其中所述低温流体容器(132)是配置成在其中包含液态氦的容器。
10.如权利要求1中的MRI设备，其中所述至少一个结构元件(138，338)由非铁非磁的材料形成。
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Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104391262A (zh) * 2014-11-27 2015-03-04 南京磁晨医疗技术有限公司 一种mri梯度线圈装配方法
CN105873509A (zh) * 2013-11-29 2016-08-17 株式会社日立制作所 核磁共振成像装置
CN109387798A (zh) * 2017-08-11 2019-02-26 西门子保健有限责任公司 磁共振设备的检查空间中的图像数据产生
CN110088641A (zh) * 2016-12-14 2019-08-02 皇家飞利浦有限公司 用于mri的梯度线圈组件的支撑结构
CN111465869A (zh) * 2017-12-11 2020-07-28 西门子医疗有限公司 包括由支撑结构支撑的柱状结构的组件
CN112307657A (zh) * 2020-09-22 2021-02-02 山东大学 一种用于新生儿成像的超导磁共振磁体及设计方法
CN114284027A (zh) * 2021-12-27 2022-04-05 中国科学院电工研究所 一种便携式传导冷却的高温超导磁体

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102866370B (zh) * 2011-07-06 2016-05-11 西门子(深圳)磁共振有限公司 超导磁体装置及磁共振成像系统
GB2503190A (en) * 2012-01-05 2013-12-25 Siemens Plc Structurally self-supporting superconducting magnet with support for shield coils
CN104076306B (zh) * 2013-03-29 2018-06-05 通用电气公司 热辐射屏蔽组件以及使用该热辐射屏蔽组件的系统
GB2540386B (en) * 2015-07-15 2020-06-24 Siemens Healthcare Ltd Method and apparatus for adjusting magnetic field homogeneity of an actively shielded cylindrical superconducting magnet
US10832856B2 (en) * 2018-12-26 2020-11-10 General Electric Company Magnetic coil support in magnetic resonance imaging method and apparatus
GB2587378B (en) * 2019-09-26 2021-10-13 Siemens Healthcare Ltd Coil support
US11948736B2 (en) * 2022-04-06 2024-04-02 GE Precision Healthcare LLC Superconducting magnet systems and methods for making superconducting magnet systems having two-stage quenching

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4935714A (en) * 1988-07-05 1990-06-19 General Electric Company Low thermal conductance support for a radiation shield in a MR magnet
US5572131A (en) * 1990-06-06 1996-11-05 Advanced Nmr Systems, Inc. Shielded gradient coil for nuclear magnetic resonance imaging
JP2004235653A (ja) * 2004-02-09 2004-08-19 Mitsubishi Electric Corp 超電導マグネット
CN1553212A (zh) * 2002-10-10 2004-12-08 用于磁共振成像的梯度线圈
CN1714300A (zh) * 2002-11-20 2005-12-28 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于磁共振成像的自屏蔽梯度场线圈
CN101268529A (zh) * 2005-07-19 2008-09-17 马格内蒂卡有限责任公司 多层磁体

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4920316A (en) * 1989-03-30 1990-04-24 Siemens Medical Systems, Inc. Method and apparatus for reducing base field shifts in a magnetic resonance device due to pulsed magnetic field gradients
US5220302A (en) * 1990-01-22 1993-06-15 The University Of Texas System Board Of Regents Nmr clinical chemistry analyzer and method of forming a shield
US5365173A (en) * 1992-07-24 1994-11-15 Picker International, Inc. Technique for driving quadrature dual frequency RF resonators for magnetic resonance spectroscopy/imaging by four-inductive loop over coupling
JPH0983022A (ja) 1995-09-14 1997-03-28 Kobe Steel Ltd 内部超電導コイルの位置決め方法およびその装置
GB2307046B (en) 1995-11-09 2000-04-12 Elscint Ltd Single former active shield magnets
US6954068B1 (en) * 2000-01-21 2005-10-11 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6836119B2 (en) * 2002-10-15 2004-12-28 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Method and apparatus for aligning a magnetic field modifying structure in a magnetic resonance imaging scanner
GB2437114B (en) 2006-04-13 2008-12-17 Siemens Magnet Technology Ltd Method Of Manufacturing A Solenoidal Magnet
JP5657858B2 (ja) * 2007-09-21 2015-01-21 株式会社東芝 磁気共鳴装置用ガントリおよび磁気共鳴装置

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4935714A (en) * 1988-07-05 1990-06-19 General Electric Company Low thermal conductance support for a radiation shield in a MR magnet
US5572131A (en) * 1990-06-06 1996-11-05 Advanced Nmr Systems, Inc. Shielded gradient coil for nuclear magnetic resonance imaging
CN1553212A (zh) * 2002-10-10 2004-12-08 用于磁共振成像的梯度线圈
CN1714300A (zh) * 2002-11-20 2005-12-28 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于磁共振成像的自屏蔽梯度场线圈
JP2004235653A (ja) * 2004-02-09 2004-08-19 Mitsubishi Electric Corp 超電導マグネット
CN101268529A (zh) * 2005-07-19 2008-09-17 马格内蒂卡有限责任公司 多层磁体

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105873509A (zh) * 2013-11-29 2016-08-17 株式会社日立制作所 核磁共振成像装置
CN104391262A (zh) * 2014-11-27 2015-03-04 南京磁晨医疗技术有限公司 一种mri梯度线圈装配方法
CN110088641A (zh) * 2016-12-14 2019-08-02 皇家飞利浦有限公司 用于mri的梯度线圈组件的支撑结构
CN109387798A (zh) * 2017-08-11 2019-02-26 西门子保健有限责任公司 磁共振设备的检查空间中的图像数据产生
CN109387798B (zh) * 2017-08-11 2021-10-29 西门子保健有限责任公司 磁共振设备的检查空间中的图像数据产生
CN111465869A (zh) * 2017-12-11 2020-07-28 西门子医疗有限公司 包括由支撑结构支撑的柱状结构的组件
CN111465869B (zh) * 2017-12-11 2023-05-23 西门子医疗有限公司 包括由支撑结构支撑的柱状结构的组件
CN112307657A (zh) * 2020-09-22 2021-02-02 山东大学 一种用于新生儿成像的超导磁共振磁体及设计方法
CN112307657B (zh) * 2020-09-22 2023-03-17 山东大学 一种用于新生儿成像的超导磁共振磁体及设计方法
CN114284027A (zh) * 2021-12-27 2022-04-05 中国科学院电工研究所 一种便携式传导冷却的高温超导磁体
CN114284027B (zh) * 2021-12-27 2024-02-02 中国科学院电工研究所 一种便携式传导冷却的高温超导磁体

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