CN103845057A - 一种用于磁共振成像系统的磁设备 - Google Patents

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Abstract

本发明公开一种用于磁共振成像系统的磁设备，所述磁设备包括：圆筒形真空容器；设置在真空容器内的闭环冷却系统；设置在真空容器和闭环冷却系统之间的圆筒形隔热罩。设置在真空容器内的一组无源补偿线圈用于补偿磁设备内的、由机械振动引起的磁场畸变。

Description

一种用于磁共振成像系统的磁设备
技术领域
本发明总体上涉及磁共振成像(MRI)系统，特别涉及用于补偿MRI系统中由机械振动引起的磁场畸变的系统和设备。
背景技术
磁共振成像(MRI)是一种医学成像方式，其不使用x射线或其他电离辐射而生成人体内部的图片。MRI使用强大的磁体生成强大的均匀静磁场(即主磁场)。当人体或者人体的一部分置入主磁场中时，与组织水中的氢核关联的原子核自旋被极化。这意味着与这些自旋关联的磁矩变为优先沿着主磁场的方向对齐，引起沿该轴(按照惯例称为z轴)的小的净组织磁化。MRI系统还包括被称为梯度线圈的部件，当向梯度线圈施加电流时，其产生幅度较小、在空间上变化的磁场。通常，梯度线圈设计为产生沿z轴对齐并且幅度随着沿x、y或z轴中的一个轴的位置线性变化的磁场分量。梯度线圈的效果是沿单轴在磁场强度上生成小斜坡(ramp)，同时在原子核自旋的共振频率上生成小斜坡。使用具有正交轴的三个梯度线圈，在体内的每个位置处生成标识共振频率(signature resonance frequency)，从而对MR信号进行“空间编码”。使用射频(RF)线圈在氢核的共振频率处或其附近生成RF能量脉冲。使用RF线圈以受控方式向原子核自旋系统增加能量。当原子核自旋后续弛豫回到其静止能量状态时，它们放出RF信号形式的能量。该信号被MRI系统检测，并使用计算机和已知的重建算法转换为图像。
在MRI扫描过程中，MRI系统的各个元件承受机械振动，例如冷头电机(coldhead motor)或梯度线圈(例如由梯度线圈的脉冲引起)。MRI系统的机械振动还可能由外部源引起，例如附近的电梯或地铁引起的地板振动。这些源的机械振动可能导致MRI系统内的其他元件(例如低温恒温器的隔热罩)的机械振动，并感应低温恒温器中的导电材料(例如真空容器、隔热罩、氦容器)中的涡流。所感应的例如隔热罩中的涡流会导致磁场畸变、均匀性降低并降低图像质量。主磁场越高，所感应的涡流将越高，从而磁场畸变越高。
希望提供一种被动(例如自动)消除或减小机械振动感应的涡流所引起的磁场畸变的系统和设备。
发明内容
根据本发明的一个方面，提供一种用于磁共振成像系统的磁设备，所述磁设备包括：圆筒形真空容器；设置在所述真空容器内的闭环冷却系统；设置在所述真空容器和闭环冷却系统之间的圆筒形隔热罩；以及设置在所述真空容器内的一组无源补偿线圈。
进一步的，所述一组无源补偿线圈包括：用于z轴方向的第一组无源补偿线圈；用于y轴方向的第二组无源补偿线圈；以及用于x轴方向的第三组无源补偿线圈。
进一步的，所述无源补偿线圈是超导线圈。
进一步的，所述无源补偿线圈由低温超导材料制成。
进一步的，所述无源补偿线圈由高温超导材料制成。
进一步的，所述隔热罩包括外圆筒和内圆筒，所述外圆筒具有外表面，所述一组无源补偿线圈设置在所述隔热罩的外圆筒的外表面上。
进一步的，所述隔热罩包括外圆筒和内圆筒，所述内圆筒具有外表面，所述一组无源补偿线圈设置在所述隔热罩的所述内圆筒的所述外表面上。
进一步的，所述隔热罩包括外圆筒和内圆筒，所述内圆筒具有内表面，所述一组无源补偿线圈设置在所述隔热罩的所述内圆筒的所述内表面上。
进一步的，所述隔热罩包括外圆筒和内圆筒，所述外圆筒具有内表面，所述一组无源补偿线圈设置在所述隔热罩的所述外圆筒的所述内表面上。
进一步的，所述的磁设备还包括：设置在所述真空容器内并具有外径的主线圈架；以及其中，所述一组无源补偿线圈定位在所述主线圈架的所述外径上。
进一步的，所述的磁设备还包括：设置在所述真空容器内并具有外径的补偿线圈架；以及其中，所述一组无源补偿线圈定位在所述补偿线圈架的所述外径上。
根据本发明的另一个方面，提供一种用于磁共振成像系统的磁设备，所述磁设备包括：圆筒形真空容器；设置在所述真空容器内的至少一个圆筒形线圈架，所述至少一个线圈架具有安装于其上的至少一个超导线圈；设置在所述真空容器和至少一个线圈架之间的圆筒形隔热罩；以及设置在所述真空容器内的一组无源补偿线圈。
进一步的，所述一组无源补偿线圈包括：用于z轴方向的第一组无源补偿线圈；用于y轴方向的第二组无源补偿线圈；以及用于x轴方向的第三组无源补偿线圈。
进一步的，所述无源补偿线圈是超导线圈。
进一步的，所述无源补偿线圈由低温超导材料制成。
进一步的，所述无源补偿线圈由高温超导材料制成。
进一步的，所述至少一个线圈架包括设置在所述真空容器内并具有外径的主线圈架，所述一组无源补偿线圈定位在所述主线圈架的所述外径上。
进一步的，所述至少一个线圈架包括设置在所述真空容器内并具有外径的补偿线圈架，所述一组无源补偿线圈定位在所述补偿线圈架的所述外径上。
附图说明
通过以下与附图结合的详细描述，将更全面地理解本发明，其中相同的附图标记指代相同的部件，其中：
图1是根据实施例的示例性磁共振成像(MRI)系统的示意性框图；
图2是根据实施例的包括示例性闭环冷却系统的磁组件的示意性侧视图；
图3是显示根据实施例的多组示例性无源补偿线圈的示意图；以及
图4是磁组件低温恒温器的示意性剖视框图，其显示根据实施例的无源补偿线圈的示例性径向位置。
具体实施方式
图1是根据实施例的示例性磁共振成像(MRI)系统的示意性框图。通过操作控制台12控制MRI系统10的操作，其中操作控制台12包括键盘或其他输入装置13、控制面板14和显示器16。操作控制台12通过链路18与计算机系统20通信，并为操作者提供指定MRI扫描、显示结果图像、在图像上执行图像处理、以及获得数据和图像的界面。计算机系统20包括通过电和/或数据连接(例如使用底板20a所提供的)彼此进行通信的多个模块。数据连接可以是直接的有线链路，或者可以是光纤连接，或者是无线通信链路等。计算机系统20的模块包括图像处理器模块22、CPU模块24和包括用于存储图像数据阵列的帧缓存器的存储器模块26。在替换实施例中，图像处理器模块22可以被CPU模块24上的图像处理功能代替。计算机系统20连接至归档媒体装置、永久或备用存储装置或网络。计算机系统20还可以通过链路34与分离的系统控制计算机32通信。输入装置13可以包括鼠标、操纵杆、键盘、跟踪球、触摸屏、光棒、语音控制器或者任何类似或等效的输入装置，并可用于交互式几何指示。
系统控制计算机32包括通过电和/或数据连接32a彼此进行通信的一系列模块。数据连接32a可以是直接的有线链路，或者可以是光纤连接，或者是无线通信链路等。在替换实施例中，计算机系统20和系统控制计算机32的模块可以在同一计算机系统或多个计算机系统上实施。系统控制计算机32的模块包括CPU模块36和脉冲发生器模块38，脉冲发生器模块38通过通信链路40连接至操作控制台12。或者脉冲发生器模块38可以集成在扫描器设备(例如共振组件52)中。通过链路40，系统控制计算机32从操作者接收用于指示待执行的扫描序列的命令。脉冲发生器模块38发出描述RF脉冲的定时、强度和形状的待生成的脉冲序列的、以及描述数据采集窗口的定时和长度的指令、命令和/或请求，从而操作发出(即执行)请求的脉冲序列的系统部件。脉冲发生器模块38连接至梯度放大器系统42，并产生被称为梯度波形的数据，梯度波形控制扫描过程中使用的梯度脉冲的定时和形状。脉冲发生器模块38还可以从生理采集控制器44接收病人数据，其中生理采集控制器44从连接至病人的多个不同传感器接收信号，例如来自于附于病人的电极的ECG信号。脉冲发生器模块38连接至扫描室接口电路46，扫描室接口电路46从与病人状况和磁系统关联的不同传感器接收信号。同样通过扫描室接口电路46，病人定位系统48接收用于将病人检查台移动至扫描所需位置的命令。
脉冲发生器模块38产生的梯度波形应用于由Gx，Gy和Gz放大器构成的梯度放大器系统42。每个梯度放大器激发梯度线圈组件中相应的物理梯度线圈，总体由50表示的梯度线圈组件产生用于对采集的信号进行空间编码的磁场梯度脉冲。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可包括整体RF线圈56、表面或/和平行成像线圈76。RF线圈组件的线圈56和76可配置为用于发送和接收，或者仅用于发送，或者仅用于接收。病人或成像对象70可布置在共振组件52的圆筒形病人成像体72内。系统控制计算机32中的收发器模块58产生脉冲，该脉冲被RF放大器60放大，并通过发送/接收开关62耦合至RF线圈56和76。病人体内被激发的原子核所发出的结果信号可被相同的RF线圈56感测，并通过发送/接收开关62耦合至前置放大器64。或者，被激发的原子核所发出的信号被分离的接收线圈(例如平行线圈或表面线圈76)感测。放大的MR信号在收发器58的接收器部分被解调、滤波和数字化。发送/接收开关62由来自于脉冲发生器模块38的信号控制，以便在发送模式中将RF放大器60电连接至RF线圈56，在接收模式中将前置放大器64电连接至RF线圈56。发送/接收开关62还可以驱动用于发送或接收模式中的分离RF线圈(例如平行或表面线圈76)。
被RF线圈56或者平行或表面线圈76感测的MR信号被收发器模块58数字化，并被转移至系统控制计算机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，直到其后续被转换以产生图像。阵列处理器68使用已知的转换方法从MR信号产生图像，最常用的是傅里叶变换。这些图像通过链路34传输至计算机系统20，并存储在计算机系统20的存储器中。响应从操作控制台12接收的命令，该图像数据被归档为长期存储，或者其可以被图像处理器22进一步处理并传输至操作控制台12以及呈现在显示器16上。
图2是根据实施例的包括示例性闭环冷却系统的磁组件的示意性侧视图。磁组件200可用于共振组件中，例如图1所示的MRI系统10的共振组件52中。磁组件200为圆筒形，并围绕用于对目标(例如病人)进行成像的圆筒形病人室220。例如，可以限定视野(FOV)224，以便对目标的特定部分进行成像。中心轴222平行于主磁场的方向B0对齐，主磁场由磁组件200的主超导线圈202产生。主线圈202包括多个径向对齐并且纵向间隔的超导线圈，每个线圈能够承载大电流。如上所述，主线圈202设计为在病人室220内产生主磁场B0。主线圈202布置在主线圈架203上，主线圈架203为圆筒形，为主线圈202及线圈的电磁力提供支撑。使用外部的一组超导补偿(bucking)或屏蔽线圈204来提供例如杂散磁场控制。补偿线圈204布置在补偿线圈架205上，补偿线圈架205为圆筒形，为补偿线圈204和内部线圈力提供支撑。
主线圈202和补偿线圈204被包围在低温恒温器中，低温恒温器用于提供低温环境，从而将超导线圈的温度保持在适当的临界温度以下以便超导线圈处于具有零电阻的超导状态中。低温恒温器包括真空容器216，真空容器配置为保持真空环境并用于控制热载荷。隔热罩214布置在真空容器216内、主线圈202和补偿线圈204外部。隔热罩214用于拦截来自于室温的辐射热载荷，以将其冷却。还可以在磁组件200内设置一组超导有源匀场线圈和/或移动金属屏蔽线圈242，用于提供制造公差补偿和外部移动金属干扰补偿。磁组件200还包括接收电源线240的供电线路箱238，电源线240用于对线圈202、204以及本说明书描述的磁组件200的其他部件进行供电。为清楚起见，图2中省略了各种其他元件，例如盖板、端盖、支撑件、支架等。
在操作过程中，使用液氦(He)通过经由冷却回路的传导冷却来冷却超导磁线圈202、204。例如超导磁线圈202、204可以被冷却至超导温度，例如4.2开氏度(K)。图2显示了示例性的闭环冷却系统。虽然显示了示例性的闭环冷却系统，但是结合任何类型的闭环冷却系统可以实施不同的实施例。在图2中，不同实施例中的冷却系统配置为氦温差环流系统(helium thermosiphon system)，其包括冷却管206或者其他适当的冷却路径，通过使用制冷机218氦在冷却管206内循环。冷却管206可以热耦合至支撑或保持主磁线圈202的位置的主线圈架203和支撑或保持补偿线圈204的位置的补偿线圈架205。可以通过如下所述的两级设置提供冷却。
可以由任何适当的金属(例如铜、不锈钢、铝等)形成冷却管206，该冷却管与可由多个液氦存储罐形成的液氦存储系统210流体连通。液氦存储系统210包含在闭环冷却系统中用于冷却磁组件200的磁线圈202、204的液氦。可通过一个或多个流体通道232(例如流体管、管道等)提供冷却管206和液氦存储系统210之间的流体连通。这样，液氦存储系统210提供流过冷却管206从而冷却磁线圈202、204的液氦。
冷却管206还与回汽歧管234流体连通，回汽歧管234通过再冷凝器226与氦气存储系统212流体连通。可由一个或多个氦气存储罐(例如两个环形罐)形成的氦气存储系统212包含从冷却管206以氦蒸汽形式接收的氦气，氦气带走来自于磁线圈202、204的热，并构成闭环冷却系统的一部分。可通过一个或多个通道230提供再冷凝器226和氦气存储系统212之间的流体连通。
氦气存储系统212与包括再冷凝器226的制冷机218流体连通，可通过一个或多个流体通道230提供该流体连通。在不同实施例中，再冷凝器226从氦气存储系统212吸取氦气，氦气存储系统212操作以形成自由对流循环回路，从而将磁线圈202、204和架203、205冷却至低温温度，以及通过一个或多个通道236向液氦存储系统210填充液氦。在制冷机218供电中断或关闭过程中，例如在维修过程中(例如10-12小时)，液氦存储系统210中的液氦可用于提供磁线圈202、204的冷却。
可以是冷头(coldhead)或其他适当制冷机的制冷机218延伸通过真空容器216，真空容器216中包含各个实施例的磁组件200和冷却部件。制冷机218可以在套筒或外壳(未显示)中延伸。这样，制冷机218的冷端可以布置在套筒内，而不影响真空容器216中的真空。制冷机218使用任意适当的方式(例如一个或多个凸缘或螺栓)插入(或容纳在)并固定在套筒中。此外，制冷机218的电机228设置在真空容器216外部。如图2所示，各个实施例中的制冷机218包括位于制冷机218的下端的再冷凝器226，再冷凝器226将从与氦气存储系统212平行的回汽歧管234接收的蒸发掉的氦气再冷凝。再冷凝器226允许蒸发掉的氦气从氦气存储系统212转移至液氦存储系统210。
隔热罩214可以与氦气存储系统212热接触。在各个实施例中，隔热罩与多个冷却管208(例如预冷管)热耦合，在各个实施例中，冷却管208不同于冷却管206，并且不与冷却管206流体连通。例如，冷却管206使用氦提供冷却，冷却管208使用液氮(LN2)提供冷却或预冷却。因此，具有冷却管208的隔热罩214可以作为具有对流冷却的热隔离辐射屏蔽罩而操作。
如上所述，在各个实施例中，图2所示的多级冷却设置提供为两级冷却设置。特别地，通过隔热罩214的冷却可提供例如使用液氮的第一级冷却，其可提供预冷却，例如当MRI系统安装或第一次打开时。第二级冷却使用氦冷却提供，其可以提供稳态操作过程中和/或功率输出条件下的冷却，允许“穿越(ride-through)”模式以提供大约4.2K的操作温度。这样，在各个实施例中，用于冷却磁线圈202、204的冷却系统在冰箱类型的方式下操作，并允许断电条件下(例如5-10小时的断电)的氦蒸发，还允许MRI系统在失磁(magnet quench)之前关闭。
歧管234从冷却管206接收蒸汽氦(氦气)，并将氦气返回再冷凝器226。在各个实施例中，氦气存储罐212最初在环境温度下填充预定量的氦气。在操作中，当制冷机打开时，再冷凝器226从氦气存储罐212吸取氦，建立将线圈202和204以及支撑体(架203和205)冷却至低温温度的自由对流循环回路，以及向液氦存储罐210填充液氦。在操作中，液氦存储罐210中的液氦用于提供例如供电中断或制冷机218关闭过程中(例如达到10-12小时的维修)的磁体的冷却。在各个实施例中，一旦温差环流系统打开，系统自身冷却，从而形成自由对流循环系统。
在磁组件200的操作过程中，制冷机或冷头218产生机械振动(例如来自于电机)，振动引起隔热罩214以及低温恒温器中具有导电材料的其他元件中的感应涡流。此外，冷头218的机械振动可导致隔热罩214的机械振动。例如当隔热罩沿z轴方向、x轴方向或y轴方向交替(或振动)时，可感应涡流。机械振动感应的涡流可引起主磁场B0的磁场畸变和均匀性降低。磁场畸变可导致图像畸变，影响图像质量。为了减小、消除或补偿磁场畸变，在磁组件200中包含无源补偿线圈。在优选实施例中，为每个正交方向(X,Y,Z)提供一组无源补偿线圈。在其他实施例中，可以为每个正交方向使用多组线圈。如下文进一步讨论的，无源补偿线圈可布置在真空容器216内的不同径向圆筒位置处以及真空容器216内沿着元件的圆筒长度的不同位置处。
图3是显示根据实施例的多组示例性无源补偿线圈的示意图。在图3中显示了三组无源补偿线圈300，具体而言，每个正交方向(X,Y,Z)一组。用于z轴方向的第一组无源补偿线圈302包括配置为在例如图2所示的真空容器216中围绕圆筒形元件布置的两个线圈。用于y轴方向的第二组无源补偿线圈304包括配置为在例如图2所示的真空容器216中围绕圆筒形元件布置的两个线圈。用于x轴方向的第三组无源补偿线圈306包括配置为在例如图2所示的真空容器216中围绕圆筒形元件布置的两个线圈。虽然图3中的每组线圈302、304和306都显示具有两个无源补偿线圈，但是每组中的线圈数可大于2。此外，在其他实施例中，可以使用不同的线圈形状。例如无源补偿线圈的形状、位置和数量可以取决于成像体中需要的消除或补偿量、距离隔热罩的距离、与隔热罩磁耦合所需的设计等。
可以使用已知的超导材料制成无源补偿线圈，例如MbB2线，MgB2带，低温或中温超导体，例如NbTi-Cu线，Nb3Sn-Cu线，Nb3Sn-Cu带，或者高温超导体，例如BSCCO-2212、BSCCO-2223和YBCO。在优选实施例中，无源补偿线圈设计为与隔热罩214或真空容器216磁耦合(如图2所示)。机械振动(例如来自于冷头或隔热罩)感应无源补偿线圈中的电流。无源补偿线圈中的感应电流产生的磁场贡献与机械振动在例如隔热罩中感应的涡流产生的磁场相反。优选地，补偿线圈中的感应电流引起的磁场畸变与例如隔热罩中的感应涡流引起的磁场畸变之和被最小化。
如上所述，无源补偿线圈可布置在圆筒形真空容器216内的不同径向位置处(图2所示)。图4是磁组件低温恒温器的示意性剖视框图，显示根据实施例的无源补偿线圈的示例性径向位置。低温恒温器400包括真空容器416，真空容器416具有通过端部凸缘421耦合在一起的外圆筒417和内圆筒419。隔热罩设置在真空容器416内，并布置在真空容器和闭环冷却系统(总体由406表示)之间。隔热罩414包括通过端部凸缘427耦合在一起的外圆筒425和内圆筒423。各种超导线圈容纳在氦容器内，例如包括主线圈402、补偿线圈404和有源匀场线圈442。主线圈402布置在主线圈架403上。补偿线圈404布置在补偿线圈架405上。为清楚起见，图4中省略了各种其他元件，例如盖板、支撑件、悬浮构件、支架、冷头、电流导线等。
在一个实施例中，使用低温或中温超导材料来制造无源补偿线圈。由低温超导材料制成的无源补偿线圈的示例性径向位置是主线圈架403的外径(即外直径)表面450或者补偿线圈架405的外径表面452。
在另一个实施例中，用于制造无源补偿线圈的超导材料是MgB2。由MgB2制成的无源补偿线圈的示例性径向位置是主线圈架403的外径表面450或者补偿线圈架405的外径表面452，隔热罩内圆筒423的内表面454，隔热罩外圆筒425的内表面456，隔热罩内圆筒423的外表面458，以及隔热罩外圆筒425的外表面460。
在另一个实施例中，使用高温超导材料来制造无源补偿线圈。由高温超导材料制成的无源补偿线圈的示例性径向位置是主线圈架403的外径表面450或者补偿线圈架405的外径表面452，隔热罩内圆筒423的内表面454，隔热罩外圆筒425的内表面456，隔热罩内圆筒423的外表面458，以及隔热罩外圆筒425的外表面460。
本书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳实施方式，并使任何本领域技术人员能实施和使用本发明。本发明的可专利范围由权利要求书限定，并且可以包括本领域的技术人员想到的其它示例。这样的其它示例旨在属于权利要求书的范围内，只要它们具有与该权利要求书的文字语言没有区别的结构元件，或者只要它们包括与该权利要求的文字语言无实质区别的等效结构元件。根据替换实施例，可以改变或重新安排任何过程或方法步骤的顺序和序列。
不背离本发明的精神，可以对本发明进行多种其他改变和修改。通过所附权利要求书，这些以及其他改变的范围将清晰呈现。

Claims (18)

1.一种用于磁共振成像系统的磁设备，所述磁设备包括：
圆筒形真空容器；
设置在所述真空容器内的闭环冷却系统；
设置在所述真空容器和闭环冷却系统之间的圆筒形隔热罩；以及
设置在所述真空容器内的一组无源补偿线圈。
2.根据权利要求1所述的磁设备，其特征在于，所述一组无源补偿线圈包括：
用于z轴方向的第一组无源补偿线圈；
用于y轴方向的第二组无源补偿线圈；以及
用于x轴方向的第三组无源补偿线圈。
3.根据权利要求1所述的磁设备，其特征在于，所述无源补偿线圈是超导线圈。
4.根据权利要求3所述的磁设备，其特征在于，所述无源补偿线圈由低温超导材料制成。
5.根据权利要求3所述的磁设备，其特征在于，所述无源补偿线圈由高温超导材料制成。
6.根据权利要求1所述的磁设备，其特征在于，所述隔热罩包括外圆筒和内圆筒，所述外圆筒具有外表面，所述一组无源补偿线圈设置在所述隔热罩的外圆筒的外表面上。
7.根据权利要求1所述的磁设备，其特征在于，所述隔热罩包括外圆筒和内圆筒，所述内圆筒具有外表面，所述一组无源补偿线圈设置在所述隔热罩的所述内圆筒的所述外表面上。
8.根据权利要求1所述的磁设备，其特征在于，所述隔热罩包括外圆筒和内圆筒，所述内圆筒具有内表面，所述一组无源补偿线圈设置在所述隔热罩的所述内圆筒的所述内表面上。
9.根据权利要求1所述的磁设备，其特征在于，所述隔热罩包括外圆筒和内圆筒，所述外圆筒具有内表面，所述一组无源补偿线圈设置在所述隔热罩的所述外圆筒的所述内表面上。
10.根据权利要求1所述的磁设备，还包括：
设置在所述真空容器内并具有外径的主线圈架；以及
其中，所述一组无源补偿线圈定位在所述主线圈架的所述外径上。
11.根据权利要求1所述的磁设备，还包括：
设置在所述真空容器内并具有外径的补偿线圈架；以及
其中，所述一组无源补偿线圈定位在所述补偿线圈架的所述外径上。
12.一种用于磁共振成像系统的磁设备，所述磁设备包括：
圆筒形真空容器；
设置在所述真空容器内的至少一个圆筒形线圈架，所述至少一个线圈架具有安装于其上的至少一个超导线圈；
设置在所述真空容器和所述至少一个线圈架之间的圆筒形隔热罩；以及
设置在所述真空容器内的一组无源补偿线圈。
13.根据权利要求12所述的磁设备，其特征在于，所述一组无源补偿线圈包括：
用于z轴方向的第一组无源补偿线圈；
用于y轴方向的第二组无源补偿线圈；以及
用于x轴方向的第三组无源补偿线圈。
14.根据权利要求12所述的磁设备，其特征在于，所述无源补偿线圈是超导线圈。
15.根据权利要求14所述的磁设备，其特征在于，所述无源补偿线圈由低温超导材料制成。
16.根据权利要求14所述的磁设备，其特征在于，所述无源补偿线圈由高温超导材料制成。
17.根据权利要求12所述的磁设备，其特征在于，所述至少一个线圈架包括设置在所述真空容器内并具有外径的主线圈架，所述一组无源补偿线圈定位在所述主线圈架的所述外径上。
18.根据权利要求12所述的磁设备，其特征在于，所述至少一个线圈架包括设置在所述真空容器内并具有外径的补偿线圈架，所述一组无源补偿线圈定位在所述补偿线圈架的所述外径上。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2019134533A1 (zh) * 2018-01-02 2019-07-11 中国科学院电工研究所 磁共振成像超导磁体系统
CN111223631A (zh) * 2020-01-13 2020-06-02 沈阳先进医疗设备技术孵化中心有限公司 超导磁体冷却设备及磁共振成像设备

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9279871B2 (en) * 2011-12-20 2016-03-08 General Electric Company System and apparatus for compensating for magnetic field distortion in an MRI system
US9322892B2 (en) 2011-12-20 2016-04-26 General Electric Company System for magnetic field distortion compensation and method of making same
EP3380858A1 (en) * 2015-11-25 2018-10-03 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonance imaging (mri) apparatus and cryostat for mri apparatus
DE102015225731B3 (de) * 2015-12-17 2017-04-06 Bruker Biospin Ag Leicht zugängliche tiefgekühlte NMR Shim-Anordnung
FR3047460B1 (fr) * 2016-02-08 2018-02-16 Continental Automotive France Electrovanne de vehicule automobile
US10809330B2 (en) * 2016-03-09 2020-10-20 Synaptive Medical (Barbados) Inc. Reducing magnetic field instabilities caused by oscillations of a mechanical cryo-cooler in magnetic resonance systems
US11619691B2 (en) 2019-05-02 2023-04-04 General Electric Company Integrated cooling circuit for use with a superconducting magnet

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5668516A (en) * 1995-12-29 1997-09-16 General Electric Company Simplified active shield superconducting magnet assembly for magnetic resonance imaging
US6147494A (en) * 1997-11-28 2000-11-14 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance apparatus provided with force-optimized gradient coils
CN1496237A (zh) * 2001-03-14 2004-05-12 ��ʽ��������ҽҩ 磁共振成像装置和在装置中使用的静磁场发生装置
CN1509684A (zh) * 2002-12-23 2004-07-07 ͨ�õ�����˾ 传导冷却式被动屏蔽mri磁铁
CN1886671A (zh) * 2003-11-25 2006-12-27 皇家飞利浦电子股份有限公司 包括附加涡流屏蔽系统的有源屏蔽梯度线圈系统

Family Cites Families (46)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3665351A (en) 1970-07-09 1972-05-23 Gen Electric Superconductive magnets
US4685468A (en) 1983-03-18 1987-08-11 Albert Macovski NMR imaging system using field compensation
US4623844A (en) 1983-07-18 1986-11-18 Albert Macovski NMR inhomogeneity compensation system
US4585995A (en) 1984-04-19 1986-04-29 Technicare Corporation Nuclear magnetic resonance eddy field suppression apparatus
JPS60222043A (ja) 1984-04-20 1985-11-06 横河電機株式会社 核磁気共鳴による診断装置
US4703275A (en) 1985-07-25 1987-10-27 Picker International, Inc. Method and apparatus to compensate for eddy currents in magnetic resonance imaging
US4698591A (en) 1986-01-03 1987-10-06 General Electric Company Method for magnetic field gradient eddy current compensation
US4733189A (en) 1986-06-03 1988-03-22 Massachusetts Institute Of Technology Magnetic resonance imaging systems
US4885542A (en) 1988-04-14 1989-12-05 The Regents Of The University Of California MRI compensated for spurious NMR frequency/phase shifts caused by spurious changes in magnetic fields during NMR data measurement processes
US4970457A (en) 1989-04-05 1990-11-13 The Regents Of The University Of California MRI compensated for spurious rapid variations in static magnetic field during a single MRI sequence
JP2808198B2 (ja) 1990-07-02 1998-10-08 住友特殊金属株式会社 Ｍｒｉ用磁界発生装置とその製法
DE59107967D1 (de) 1991-07-11 1996-08-01 Spectrospin Ag Verfahren und Vorrichtung zum Kompensieren von Feldstörungen in Magnetfeldern
US5179338A (en) * 1991-09-13 1993-01-12 General Electric Company Refrigerated superconducting MR magnet with integrated gradient coils
US5548653A (en) 1992-02-14 1996-08-20 General Electric Company Active control of noise and vibrations in magnetic resonance imaging systems using vibrational inputs
DE69326202T2 (de) 1992-06-29 2000-04-13 Koninkl Philips Electronics Nv Verfahren und Gerät zur Kernresonanzabbildung
DE69329873T2 (de) 1992-10-26 2001-09-13 Koninkl Philips Electronics Nv Kompensierung von Wirbelströmen in der Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz
US5291169A (en) * 1992-11-02 1994-03-01 General Electric Company Open architecture magnetic resonance imaging superconducting magnet assembly
US5453010A (en) 1994-03-11 1995-09-26 Dental Logics, Inc. Dental post with internal retention means
JPH0831635A (ja) 1994-07-08 1996-02-02 Sumitomo Special Metals Co Ltd Ｍｒｉ用磁界発生装置
GB2294120A (en) 1994-09-22 1996-04-17 Univ California Eddy current-less pole tips for MRI magnets
US5782095A (en) 1997-09-18 1998-07-21 General Electric Company Cryogen recondensing superconducting magnet
US6157276A (en) 1998-08-14 2000-12-05 General Electric Company MRI magnet assembly with non-conductive inner wall
EP1046053A1 (en) 1998-10-28 2000-10-25 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mri apparatus with a mechanically integrated eddy current shield in the gradient system
US6181228B1 (en) * 1999-11-09 2001-01-30 General Electric Company Superconductive magnet including a cryocooler coldhead
US6448773B1 (en) 2000-02-24 2002-09-10 Toshiba America Mri, Inc. Method and system for measuring and compensating for eddy currents induced during NMR imaging operations
US7345559B2 (en) 2001-09-13 2008-03-18 General Electric Company High field open MRI magnet isolation system and method
DE10200861A1 (de) 2002-01-11 2003-07-31 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einem Wirbelstromerzeuger
WO2004004563A1 (ja) 2002-07-04 2004-01-15 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
US6822446B2 (en) 2002-09-12 2004-11-23 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc MRI magnet vibration induced field instability simulator
DE10246309B3 (de) 2002-10-04 2004-08-12 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einer Höhlung und mit einem in der Höhlung angeordneten Gradientenspulensystem
WO2004070412A1 (en) 2003-02-05 2004-08-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Compensation of magnetic field disturbances due to vibrations in an mri system
US6807812B2 (en) 2003-03-19 2004-10-26 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Pulse tube cryocooler system for magnetic resonance superconducting magnets
GB0403374D0 (en) 2004-02-16 2004-03-17 Tesla Engineering Ltd Cooling of coils in magnetic resonance imaging
WO2005091009A1 (en) 2004-03-15 2005-09-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. Main magnet perforated eddy current shield for a magnetic resonance imaging device
US7112964B2 (en) 2004-08-02 2006-09-26 General Electric Company Eddy current measurement and correction in magnetic resonance imaging systems with a static phantom
US6977571B1 (en) 2004-11-08 2005-12-20 General Electric Company Secondary coil circuit for use with a multi-section protected superconductive magnet coil circuit
GB2435327B (en) 2005-11-01 2008-01-09 Siemens Magnet Technology Ltd Transportable magnetic resonance imaging (MRI) system
JP4665751B2 (ja) 2005-12-22 2011-04-06 株式会社日立製作所 高抵抗磁石を用いたｍｒｉ装置
JP4878174B2 (ja) 2006-02-24 2012-02-15 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
GB2445574B (en) 2007-01-11 2008-12-17 Siemens Magnet Technology Ltd A cryostat for transporting cooled equipment at a cryogenic temperature
US9285443B2 (en) 2007-11-07 2016-03-15 University of Pittsburgh—of the Commonwealth System of Higher Education MSC-SelMQC method for simultaneous mapping of polyunsaturated fatty acids, lactate and choline in high fat tissues
JP4934067B2 (ja) 2008-01-24 2012-05-16 株式会社日立製作所 超伝導磁石装置および磁気共鳴イメージング装置
JP2011108321A (ja) 2009-11-18 2011-06-02 Hitachi Ltd 磁気ヘッドスライダの製造方法
WO2012021070A1 (en) * 2010-08-10 2012-02-16 Powerbyproxi Limited A magnetic shield
US9322892B2 (en) * 2011-12-20 2016-04-26 General Electric Company System for magnetic field distortion compensation and method of making same
US9279871B2 (en) * 2011-12-20 2016-03-08 General Electric Company System and apparatus for compensating for magnetic field distortion in an MRI system

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5668516A (en) * 1995-12-29 1997-09-16 General Electric Company Simplified active shield superconducting magnet assembly for magnetic resonance imaging
US6147494A (en) * 1997-11-28 2000-11-14 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance apparatus provided with force-optimized gradient coils
CN1496237A (zh) * 2001-03-14 2004-05-12 ��ʽ��������ҽҩ 磁共振成像装置和在装置中使用的静磁场发生装置
CN1509684A (zh) * 2002-12-23 2004-07-07 ͨ�õ�����˾ 传导冷却式被动屏蔽mri磁铁
CN1886671A (zh) * 2003-11-25 2006-12-27 皇家飞利浦电子股份有限公司 包括附加涡流屏蔽系统的有源屏蔽梯度线圈系统

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2019134533A1 (zh) * 2018-01-02 2019-07-11 中国科学院电工研究所 磁共振成像超导磁体系统
US11802924B2 (en) 2018-01-02 2023-10-31 Institute Of Electrical Engineering, Chinese Academy Of Sciences Magnetic resonance imaging superconducting magnet system
CN111223631A (zh) * 2020-01-13 2020-06-02 沈阳先进医疗设备技术孵化中心有限公司 超导磁体冷却设备及磁共振成像设备

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US9274188B2 (en) 2016-03-01
US20140155268A1 (en) 2014-06-05
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