CN103424723B - 一种有源匀场线圈的解耦方法和装置 - Google Patents
一种有源匀场线圈的解耦方法和装置 Download PDFInfo
- Publication number
- CN103424723B CN103424723B CN201310391000.4A CN201310391000A CN103424723B CN 103424723 B CN103424723 B CN 103424723B CN 201310391000 A CN201310391000 A CN 201310391000A CN 103424723 B CN103424723 B CN 103424723B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- coil
- decoupling
- active shimming
- shim
- decoupling zero
- 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.)
- Active
Links
Abstract
一种有源匀场线圈的解耦方法,利用连接在有源匀场线圈和匀场电源之间的解耦单元,消除或减小匀场线圈之间的耦合电压,达到有源匀场线圈之间的解耦目的。本发明解耦装置包括:用于产生多阶磁场分量的匀场线圈(102),一组与一阶匀场线圈(404)相连的一次解耦绕组线圈(402),一组与高阶匀场线圈(405)相连的二次解耦绕组线圈(403),以及匀场电源(105)和梯度放大器(104)。所述的匀场线圈(102)中,由一阶匀场线圈(404)和高阶匀场线圈(405)之间的互感产生耦合电压,该电压与一次解耦绕组(402)和二次解耦绕组(403)之间的感应电压抵消。
Description
技术领域
本发明涉及一种磁共振成像(MRI)系统,特别涉及一种减小有源匀场线圈之间耦合的方法和装置。
背景技术
磁共振成像系统工作时,将人体置于一个强的静磁场中,通过向人体发射射频脉冲使人体部分区域的原子核受到激发。射频场撤除后,这些被激发的原子核辐射出射频信号,由天线接收。当在这一过程中加入梯度磁场后,便可以通过射频信号获得人体的空间分布信息,从而重建出人体的二维或三维图像。
磁共振成像系统工作时,通常如图1所示,将人体放入磁体101中,梯度线圈(包含匀场线圈)102产生一个线性度良好的梯度磁场,该磁场叠加在主磁场上,对信号进行空间编码,同时,该线圈还对主磁场的不均匀性进行校正。射频线圈103对人体照射,激发人体成像区域的原子核,谱仪系统106运行脉冲序列,控制各子系统的工作,并采集磁共振信号进行图像重建。其中,匀场电源105用于向匀场线圈提供驱动电流,控制匀场线圈所产生磁场的幅度。
磁共振成像要求主磁场的均匀度非常高,通常磁场强度的高低不同,大约在10ppm到0.1ppm之间。磁共振成像磁体经过工程制造后,往往因为工程偏差导致磁场的均匀度不高,因此需要对磁场进行匀场。匀场过程一般是通过三种方式进行,即低温匀场,无源匀场和有源匀场。其中低温匀场是超导磁体特有的匀场方式。低温匀场和有源匀场都是通过通电导线构成的线圈,产生特定磁场形态,用以补偿主磁场的不均匀性。
有源匀场线圈是通过外加的功率放大器馈送电流产生磁场的。一般地,主磁场的形态可通过拉普拉斯方程求解,在球坐标系中其解为球谐函数,它展开的多项式如下表所示:
每项表示了磁场的不均匀分量,均可用一组线圈来产生,这组线圈称为有源匀场线圈。每组有源匀场线圈所产生的磁场形态对应于每阶的函数,通过调整每组线圈的电流大小,来调整每阶匀场线圈的补偿量,从而补偿磁场的不均匀性。从线圈绕组的结构特点看,有些绕组之间是存在较强的互感,由于受空间的限制,所有的有源匀场线圈均属绕制在同一个基础骨架上,因此,线圈之间的互感将导致线圈之间存在强烈的耦合,这样,当一组线圈通过一个脉冲电流时,将在另一组线圈中感应出一个电压波形,当这个电压波形足够大时,将影响功率放大器的正常工作,轻者导致有源匀场线圈中的电流不稳定,破坏磁场的均匀性,重者将对放大器造成破坏。有源匀场线圈解耦的一般方法,是在设计匀场线圈时考虑线圈间的电磁场关系,通过适当的位置设置正向和反向线圈,使得不同位置的有源匀场线圈绕组所感应的电压相互抵消,从而达到解耦的目的。
近年来,超高场磁共振成像系统发展得很快,由于这种系统需要强大的梯度和很高的梯度切换率,同时为降低系统的dB/dT,只能采用小口径的局部线圈。由于对于头部成像,人体的肩部的影响导致梯度线圈的结构变成为非对称结构。在磁共振成像系统中,一般都采用梯度线圈作为一阶有源匀场线圈,通过调整梯度功率放大器的直流偏置电流,来进行一阶匀场。由于梯度线圈还通有强大的脉冲电流,因此若其他有源匀场线圈与其有耦合的话,将在有源匀场线圈中感应出大的电压。D.W.Haw1在文章Towardsdynamicshimmingina31cmbore9.4Tsystem:analysisofshim-shiminductiveinteractions(Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.172009)中给出了一种通过线圈的设计来减小耦合的方案,该方案基于对称式线圈的设计,理论上可消除耦合。在非对称梯度线圈系统中,仅通过上述有源匀场线圈绕组分布的设计,通常难以解决耦合问题,这是因为这种方案会导致局部电流密度过大而难以在工程上实现。
发明内容
本发明的目的在于解决现有磁共振成像系统有源匀场线圈的耦合问题,减小和消除匀场电流的波动,提高磁共振成像系统的成像水平。为此,本发明提出采用一种一次绕组和二次绕组构成的解耦单元对匀场线圈进行解耦的方法和装置。
本发明采用以下方法:
利用在磁共振成像系统的有源匀场线圈和匀场电源之间设置的解耦单元,消除或减小匀场线圈之间的耦合电压,达到有源匀场线圈之间的解耦目的。
通过计算或实际测量,得到磁共振成像系统的有源匀场线圈之间的耦合波形、互感、耦合电压等参数,并将这些参数作为解耦单元的设计参数,计算确定解耦单元中线圈的耦合系数,通过解耦单元的电感、互感设计,可以使得该解耦单元所产生的感应电压波形幅度与磁共振成像系统的有源匀场线圈的之间的感应电压幅度和波形相同,而感应电压波形的极性则与所述的有源匀场线圈之间的耦合感应电压的极性相反,因此,在匀场电源端所能观测到的有源匀场线圈之间的耦合电压则非常小,从而达到线圈之间的解耦目的。
所述的解耦单元由一次线圈和二次线圈构成。将磁共振成像系统有源匀场线圈中的一阶有源匀场线圈与解耦单元的一次线圈串连,则一阶有源匀场线圈的电流与解耦单元中一次线圈的电流相同,一阶有源匀场线圈的电流在一次线圈中产生一个磁通。高阶有源匀场线圈与解耦单元中的二次线圈串连,磁共振成像系统有源匀场线圈中的高阶有源匀场线圈的电流与解耦单元中二次线圈的电流相同。由于解耦单元中一次线圈与二次线圈紧密耦合,则一次线圈所产生的磁通的变化将在二次线圈中感应出电压。由于有源匀场线圈和解耦单元都处在线性空间中,则解耦单元中所感应的电压与有源匀场线圈中对应阶线圈所感应的电压的波形相同。而感应电压波形的极性则与所述的匀场线圈之间的耦合感应电压的极性相反。
采用本发明方法的装置结构如下:
该装置主要由解耦单元组成,该解耦单元设置在磁共振成像系统的有源匀场线圈与匀场电源之间。所述的解耦单元包括一次解耦绕组线圈和二次解耦绕组线圈,这两组线圈紧密耦合于自由空间。一次解耦绕组线圈在二次解耦绕组线圈中所感应的电压波形,与一次解耦绕组线圈中的电流波形相同。所述有源匀场线圈中的一阶匀场线圈与解耦单元中的一次解耦绕组线圈串联,一次解耦绕组线圈再与所述的梯度放大器串联。所述有源匀场线圈中的高阶匀场线圈与解耦单元中的二次解耦绕组串联,二次解耦绕组线圈再与匀场电源串联。通常,所述有源匀场线圈中的一阶匀场线圈是由梯度线圈组成的,因此一阶匀场线圈将在直流偏置电流的上面叠加有脉冲梯度电流。由于所述有源匀场线圈中的高阶匀场线圈一般都与一阶匀场线圈有耦合作用,因此一阶线圈的脉冲梯度电流将在高阶匀场线圈中产生感应电压。这个感应电压作用在匀场电源输出端时,将影响匀场电源的稳定性,严重时将损坏匀场电源。为消除这个感应电压,将一阶匀场线圈与一次解耦绕组线圈串联,然后该一次解耦绕组线圈再与梯度放大器串联。高阶匀场线圈与二次解耦绕组线圈相连,然后该二次解耦绕组线圈再与匀场电源串联。所述的一次解耦绕组线圈与二次解耦绕组线圈之间有强的电磁耦合。由于一阶匀场线圈与一次解耦绕组线圈连接,因此一阶匀场线圈中的脉冲电流也将流过一次解耦绕组,因此将产生一个变化的磁通。由于一次解耦绕组线圈与二次解耦绕组线圈之间存在强的电磁耦合,因此一次解耦绕组线圈将在二次解耦绕组线圈中感应出电压。一次解耦绕组线圈和二次解耦绕组线圈通过空气耦合,因此其感应的电压与一次解耦绕组线圈中的电压的波形相同,幅度由这两个线圈的匝数比决定。改变一次解耦绕组线圈或者二次解耦绕组线圈的绕制方向,可以改变二次解耦绕组线圈中所感应的电压的极性,将二次解耦绕组线圈中所感应的电压极性设置为与匀场线圈之间所感应的电压极性相反,由于高阶匀场线圈与二次解耦绕组线圈相连,因此这两个感应电压可相互抵消,从而消除了匀场线圈的耦合,提高磁共振成像系统中匀场系统工作的稳定性。
附图说明
图1现有技术的磁共振成像系统的结构示意图,图中:101磁体,102匀场线圈,103射频线圈,104梯度放大器,105匀场电源,106谱仪系统;
图2本发明装置结构原理图,图中:101磁体,102匀场线圈,105匀场电源,201解耦单元;
图3本发明具体实施方式的结构示意图。
具体实施方式
以下结合附图和具体实施方式进一步说明本发明。
本发明利用连接在有源匀场线圈和匀场电源之间的解耦单元,消除或减小匀场线圈之间的耦合电压,达到有源匀场线圈之间的解耦目的。有源匀场线圈之间的耦合,遵循基本的电磁感应原理,对于一个载流线圈,其所产生的磁通量Φ(t)是:
其中S为线圈围绕的面,B为线圈单元产生的磁感应强度,r为曲面上任意一点的向量,t为时间。对于两个载流线圈,其所产生的互感是:
其中,M21为两线圈的互感,dl1和dl2为两线圈上的任意一段积分路径,r1、r2为两线圈的半径,Φ2为线圈1在线圈2中所产生的磁通。
在其中一个线圈中通过一个脉冲方波电流,采用瞬态数值分析,就可以得到在另外一个线圈中所感应的脉冲电压。对于一个8.47mH的线圈,施加一个550A的脉冲电流,电流的上升时间为0.1ms,在另一个6.28mH的线圈中,将感应出1.884V的电压,计算结果如下表:
对于解耦单元,其感应电压是:
解耦单元两个绕组之间的互感即为耦合系数,耦合系数Μ的计算公式是:
其中,R和a分别为两个线圈的半径,N为匝数,以此公式(3)可计算出解耦单元两绕组的直径和匝数。
图2所示为本发明装置的基本结构。如图2所示,磁体101为磁共振成像系统的主磁场磁体。在磁体101中设置有一组有源匀场线圈102,用来调节主磁体的磁场使得其更加均匀。有源匀场线圈的电流通常是由一个匀场电源105提供的,匀场电源105是一个恒流源,要求工作时具有高的稳定性。梯度放大器104与有源匀场线圈中的一阶匀场线圈相连。有源匀场线圈102通常由多组线圈组成,由于一阶匀场线圈通常工作在脉冲状态,因此比较容易与高阶匀场线圈耦合而在其中感应出电压,这个电压施加在匀场电源105上时,将影响其输出电流的稳定性。本发明在所述的有源匀场线圈102和匀场电源105之间设置有一个解耦单元201。
图3所示为所述的解耦单元与匀场线圈之间的连接方式。所述的解耦单元201由一次解耦绕组线圈402和二次解耦绕组线圈403组成,一次解耦绕组线圈402和二次解耦绕组线圈403二者具有紧密的电磁耦合。如图3所示,所述的一次解耦绕组线圈402的一端连接一阶匀场线圈404,一次解耦绕组线圈402的另一端连接梯度放大器104。所述的二次解耦绕组线圈403的一端连接高阶匀场线圈405,二次解耦绕组线圈403的另一端连接匀场电源105。
本发明装置工作时,梯度放大器104输出一个脉冲电流,同时输出一个直流偏置。所述的脉冲电流用于产生梯度磁场,所述的直流偏置用于产生一阶匀场磁场。若一阶匀场线圈404与高阶匀场线圈405之间有电磁耦合存在,则一阶匀场线圈404将在高阶匀场线圈405中产生感应电压。由于本发明的一次解耦绕组线圈402与一阶匀场线圈404连接,因此一次解耦绕组线圈402中也会产生脉冲磁场,由于一次解耦绕组线圈402与二次解耦绕组线圈403在自由空间中进行电磁耦合,因此,二次解耦绕组线圈403内因电磁感应产生的电压波形与一次解耦绕组线圈402的电压波形完全相同。二次解耦绕组线圈403与一次解耦绕组线圈402的耦合比可以调整,使得在二次解耦绕组线圈403中所产生的感应电压的幅度与一阶匀场线圈在高阶匀场线圈中所感应的电压幅度一致,相位相反。由于二次解耦绕组线圈403与高阶匀场线圈405和匀场电源105相连,因此,二次解耦绕组线圈403中所感应的电压与高阶匀场线圈405中所感应的电压相互抵消,从而实现了匀场线圈之间的解耦,保证了匀场电源的正常工作。
Claims (5)
1.一种有源匀场线圈的解耦方法,其特征在于,所述的解耦方法是利用连接在磁共振成像系统的有源匀场线圈和匀场电源之间的解耦单元,消除或减小匀场线圈之间的耦合电压,达到有源匀场线圈之间的解耦目的;所述的解耦单元由一次线圈和二次线圈构成;将磁共振成像系统有源匀场线圈中的一阶有源匀场线圈与解耦单元的一次线圈串连,则一阶有源匀场线圈的电流与解耦单元中一次线圈的电流相同,一阶有源匀场线圈的电流在一次线圈中产生一个磁通;将高阶有源匀场线圈与解耦单元中的二次线圈串连,磁共振成像系统有源匀场线圈中的高阶有源匀场线圈的电流与解耦单元中二次线圈的电流相同;解耦单元中一次线圈与二次线圈紧密耦合,一次线圈所产生的磁通的变化将在二次线圈中感应出电压,解耦单元中所感应的电压与有源匀场线圈中对应阶线圈所感应的电压的波形相同,解耦单元中所感应的电压波形的极性与所述的一阶匀场线圈与高阶匀场线圈之间的耦合感应电压的极性相反。
2.如权利要求1所说的有源匀场线圈的解耦方法,其特征是:通过计算或实际测量得到磁共振成像系统的有源匀场线圈之间的耦合波形、互感和耦合电压,将所述的耦合波形、互感和耦合电压作为所述解耦单元的设计参数,计算确定所述的解耦单元中线圈的耦合系数,通过解耦单元的电感、互感设计和涡流补偿,使得所述解耦单元所产生的感应电压波形幅度与磁共振成像系统的有源匀场线圈的之间的感应电压幅度和波形相同,而感应电压波形的极性则与所述的匀场线圈之间的耦合感应电压的极性相反,因此,在匀场电源端所能观测到的匀场线圈之间的耦合电压则非常小,从而达到线圈之间的解耦目的。
3.如权利要求1或2所说的有源匀场线圈的解耦方法,其特征是:所述解耦单元两个绕组之间的互感为耦合系数,耦合系数Μ由以下计算公式得到:
其中,R和a分别为两个线圈的半径,N为匝数;
所述解耦单元两个绕组的直径和匝数由所述公式(3)计算得到。
4.一种有源匀场线圈的解耦装置,其特征在于,所述的解耦装置包括以下组成部分:用于产生多阶磁场分量的有源匀场线圈(102)、解耦单元(201)、匀场电源(105)和梯度放大器(104);所述的解耦单元(201)由一次解耦绕组线圈(402)和二次解耦绕组线圈(403)组成,一次解耦绕组线圈(402)和二次解耦绕组线圈(403)二者具有紧密的电磁耦合;所述的一次解耦绕组线圈(402)的一端连接一阶匀场线圈(404),一次解耦绕组线圈(402)的另一端连接梯度放大器(104);所述的二次解耦绕组线圈(403)的一端连接高阶匀场线圈(405),二次解耦绕组线圈(403)的另一端连接匀场电源(105);解耦单元(201)所产生的感应电压波形幅度与有源匀场线圈(102)的之间的感应电压幅度和波形相同,而感应电压波形的极性则与所述的有源匀场线圈(102)之间的耦合感应电压的极性相反。
5.如权利要求4所说的有源匀场线圈的解耦装置,其特征在于,所述的一次解耦绕组线圈(402)与二次解耦绕组线圈(403)之间所产生的解耦电压波形与多阶磁场分量的有源匀场线圈(102)之间所产生的耦合电压波形相近,幅度一致,极性相反。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
CN201310391000.4A CN103424723B (zh) | 2013-09-02 | 2013-09-02 | 一种有源匀场线圈的解耦方法和装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
CN201310391000.4A CN103424723B (zh) | 2013-09-02 | 2013-09-02 | 一种有源匀场线圈的解耦方法和装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
CN103424723A CN103424723A (zh) | 2013-12-04 |
CN103424723B true CN103424723B (zh) | 2016-01-20 |
Family
ID=49649747
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
CN201310391000.4A Active CN103424723B (zh) | 2013-09-02 | 2013-09-02 | 一种有源匀场线圈的解耦方法和装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
CN (1) | CN103424723B (zh) |
Families Citing this family (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US10254362B2 (en) * | 2015-10-30 | 2019-04-09 | General Electric Company | Magnetic resonance imaging matrix shim coil system and method |
EP3371615B1 (en) | 2015-11-06 | 2022-08-03 | Cedars-Sinai Medical Center | Unified coil (unic) systems and method for next generation magnetic resonance coils |
CN105487031B (zh) * | 2016-01-21 | 2018-04-20 | 中国科学院电工研究所 | 磁共振成像系统中与主磁体解耦的二阶轴向超导匀场线圈 |
CN106990373B (zh) * | 2017-03-28 | 2019-07-09 | 中国科学院电工研究所 | 一种磁共振系统的解耦轴向匀场线圈设计方法 |
EP3688478A4 (en) * | 2017-09-28 | 2021-06-23 | Cedars-Sinai Medical Center | MAGNETIC RESONANCE COILS FOR SIMULTANEOUS IMAGING AND B0 SHIMMING |
CN110109035B (zh) * | 2019-04-22 | 2021-05-18 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 鸟笼式线圈解耦装置、鸟笼式线圈解耦系统与磁共振系统 |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20080211499A1 (en) * | 2005-06-16 | 2008-09-04 | Koninklijke Philips Electronics N. V. | Low Power Decoupling for Multi-Nuclear Spectroscopy |
JP2009513219A (ja) * | 2005-10-28 | 2009-04-02 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Mri用の撮像領域特定無線周波数コイル |
US8013609B2 (en) * | 2006-12-21 | 2011-09-06 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Detuning circuit and detuning method for an MRI system |
WO2011148278A1 (en) * | 2010-05-27 | 2011-12-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Decoupling of multiple channels of an mri rf coil array |
DE102011082410B4 (de) * | 2011-09-09 | 2015-02-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetresonanzvorrichtung |
-
2013
- 2013-09-02 CN CN201310391000.4A patent/CN103424723B/zh active Active
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CN103424723A (zh) | 2013-12-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
CN103424723B (zh) | 一种有源匀场线圈的解耦方法和装置 | |
US10658109B2 (en) | System and method for electromagnet coil construction and operation | |
JP2732141B2 (ja) | 領域横断磁場勾配発生用勾配コイルアセンブリー | |
US7135948B2 (en) | Dipole shim coil for external field adjustment of a shielded superconducting magnet | |
JP5512003B2 (ja) | 補正巻線を有する傾斜磁場コイルシステム及びその製造方法 | |
US20140084925A1 (en) | System and method for prepolarizing magnetic resonance- or relaxation-based measurements | |
Park et al. | 5m-off-long-distance inductive power transfer system using optimum shaped dipole coils | |
US10571537B2 (en) | Multi-purpose gradient array for magnetic resonance imaging | |
Zevenhoven et al. | Dynamical cancellation of pulse-induced transients in a metallic shielded room for ultra-low-field magnetic resonance imaging | |
Lü et al. | A new 3D method for reactor core vibration based on silicon steel lamination rules and application in UHV shunt reactors | |
JPH0570460B2 (zh) | ||
Kimmlingen et al. | Gradient system providing continuously variable field characteristics | |
WO1998055884A1 (en) | Planar open solenoidal magnet mri system | |
Lu et al. | Synergetic optimization of efficiency and stray magnetic field for planar coils in inductive power transfer using matrix calculation | |
US9753105B2 (en) | Debugging device for a body coil of a magnetic resonance imaging system | |
US11125842B2 (en) | Magnetic resonance imaging switching power amplifier system and methods | |
US10641851B2 (en) | Radio frequency coil-array for magnetic resonance examination system | |
Lopez et al. | Evaluating passively shielded gradient coil configurations for optimal eddy current compensation | |
Sasaki et al. | Development status of superconducting solenoid for the MuHFS experiment at the J-PARC | |
KR870000677B1 (en) | Devices using nuclear magnetic resonance | |
Qi et al. | A study of electromagnetic emission from two-coil wpt system using resonant magnetic field coupling | |
JP7049123B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
Albesa et al. | Inductive power transfer for autonomous sensors in presence of metallic structures | |
Zheng et al. | Gradient coils design with regularization method for superconducting magnetic resonance imaging | |
Molfino et al. | Design of an axisymmetric permanent magnet structure for magnetic resonance tomography |
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 |