CN104487858A - 用于减小mri系统中的梯度线圈振动的方法和设备 - Google Patents

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Abstract

一种用在磁共振成像中的柱形超导磁体系统，包括：轴向对准的初级超导线圈(30)，定位在真空容器(14)内；包围所述初级超导线圈的热辐射屏蔽件(16)，位于所述真空容器内；梯度线圈组件(22)，与所述初级超导线圈轴向对准并且沿径向位于所述初级超导线圈内，所述柱形超导磁体系统还包括组件支撑件(24)，所述组件支撑件沿径向定位在所述初级超导线圈的外侧，并在围绕所述梯度线圈组件圆周的多个位置和沿着所述梯度线圈组件的多个轴向位置处通过径向指向的机械附接件(26)机械地附接(26)至所述梯度线圈组件，所述机械附接件通过所述真空容器和所述热辐射屏蔽件的通孔，并且与所述真空容器机械地隔离。机械附接件中的至少一些均包括主动力传感器(45)，所述主动力传感器布置成将力脉冲提供到所述梯度线圈组件的表面上，以对抗所述梯度线圈组件的振动。

Description

用于减小MRI系统中的梯度线圈振动的方法和设备
技术领域
本发明涉及磁共振成像(MRI)系统，特别涉及用于减小梯度线圈组件振动的装置。如本领域中已知的，典型的MRI系统包括超导主磁体，其产生具有包含成像区域的均匀区域的强大恒定背景场。提供梯度线圈以在成像区域中产生振荡的正交磁场，这导致成像目标(通常为人类患者)内原子的原子自旋的共振。
由具有恒定背景场的梯度线圈产生的振荡磁场的相互作用导致梯度线圈组件剧烈地机械振动，从而对患者造成不愉快和干扰的噪声。
本发明提供了用于主动减小梯度线圈组件的振动的方法和设备。
本发明特别涉及如用在成像系统例如MRI(磁共振成像)系统中的柱形磁体系统，但可应用于其它类型的磁体，如众所周知的“C形”开放式磁体。
背景技术
图1示出穿过用在MRI成像系统中的典型磁体系统的径向横截面。柱形磁体10通常包括安装在线圈架(former)或其它机械支撑结构上的超导线圈，柱形磁体10定位在低温恒温器内，低温恒温器包括包含大量液体冷冻剂15例如氦的冷冻剂容器12，其保持超导磁体的温度低于其转变温度。磁体基本上关于轴线A-A旋转对称。在本文件中，术语“轴向”用于表示平行于轴线A-A的方向，而术语“径向”是指在穿过轴线A-A的平面中垂直于轴线A-A的方向。方向z是沿着轴线A-A的方向，方向x是竖直的径向方向，而方向y是水平的径向方向。
冷冻剂容器12本身是柱形的，具有外柱形壁12a、内柱形孔管12b和大致平面的环形端帽(在图1中不可见)。真空容器14包围住冷冻剂容器。它本身也是柱形的，具有外柱形壁14a、内柱形孔管14b和大致平面的环形端帽(在图1中不可见)。高度真空被提供在真空容器14和冷冻剂容器12之间的容积中，提供有效的热绝缘。热辐射屏蔽件16放置在抽空的容积中。热辐射屏蔽件通常不是完全封闭的容器，但基本上是柱形的，具有外柱形壁16a、内柱形孔管16b和大致平面的环形端帽(在图1中不可见)。热辐射屏蔽件16用于在热量到达冷冻剂容器12之前截取从真空容器14辐射的热量。热辐射屏蔽件16例如通过有源低温冷冻装置(active cryogenicrefrigerator)17或者通过逸出冷冻剂蒸汽而被冷却。
在可替换的装置中，磁体不是容纳在冷冻剂容器内，而是以某种其它方式进行冷却：或者通过低冷冻剂储存装置(inventory arrangement)，诸如冷却回路；或者通过“干性”装置，其中低温冷冻装置被热连接到磁体。在“干性”构造中，磁体的热负荷不是直接由液体冷冻剂冷却，而是经由连接到冷却管道或冷冻装置的热链接来去除。例如，这样的热负荷可以由电流上升或梯度线圈操作产生。
真空容器孔管14b必须是机械坚固且真空密封的，以承受径向和轴向的真空负荷。传统上，它由不锈钢制成。冷冻剂容器孔管12b(如果有的话)必须坚固，并能够承受在冷冻剂容器内的冷冻剂气体的压力。通常情况下，其也由不锈钢制成。热辐射屏蔽件16的孔管16b必须不透过红外辐射。优选地，它重量轻，并且是热的良导体。它通常由铝制成。
本发明可应用于所有这样的情况。
为了提供成像能力，一组梯度线圈20设置在梯度线圈组件22内，梯度线圈组件22安装在超导磁体的孔内。梯度线圈组件通常包括中空柱形的树脂浸渍块，其含有在三个维度上产生正交振荡磁场梯度的线圈。
在成像过程中，梯度线圈20产生具有非常快的上升时间(通常只有几毫秒)的快速振荡磁场。来自梯度线圈的杂散磁场在低温恒温器的金属部分中，尤其在真空容器、热屏蔽件和冷冻剂容器的金属孔管14b、16b、12b中产生涡流，并且也在磁体10的结构中产生涡流。在真空容器14的材料中产生的涡流将有助于防止热辐射屏蔽件16和低温冷却部件(例如冷冻剂容器孔管12b、磁体线圈和磁体线圈架10)受到来自梯度线圈20的杂散磁场的影响。然而，由于由磁体产生的恒定背景磁场，这些涡流产生沿径向和轴向作用的洛伦兹力，在真空容器的孔管中造成机械振动。其它机械振动由梯度线圈组件本身的机械振动产生，它由作用在梯度线圈组件22的传递显著快速交流电流的导体上的洛伦兹力导致。梯度线圈组件的因作用在梯度线圈组件内的导体上的洛伦兹力而产生的机械振动还通过空气在孔内的直接振动而导致噪声。
在磁体10的恒定背景磁场中，这些机械振动又将在导电材料(比如热辐射屏蔽件的孔管16b，或冷冻剂容器的孔管12b)中诱导出二次涡流。二次涡流当然将产生磁场，被称为二次磁场。这些可以干扰成像，并且还产生机械振动和二次杂散场。二次杂散场还在附近导电表面中诱导出三次涡流。这些三次涡流将又产生三次磁场，等等。通过这种机制，梯度线圈能够在磁体和/或周围的冷冻剂容器中沉积显著的热能。因此，应采取步骤来限制梯度线圈本身的振动。还希望减小梯度线圈的振动的振幅，使得减少患者在成像期间所经历的噪声和振动。
热辐射屏蔽件16的孔管16b优选是导热和导电的，以提供磁体对来自梯度线圈的电磁屏蔽。
通常，当梯度磁场的振荡频率接近孔管的谐振频率时，会出现特别的困难。众所周知，当由如前所述的普通工程材料制成时，许多具有类似直径的同心孔管，例如典型MRI系统的真空容器、热辐射屏蔽件和冷冻剂容器的孔管，具有相似的有效谐振频率。
当孔管的共振振动频率对应于杂散场的振荡频率时，机械振动会特别强。如果真空容器孔管、热屏蔽件孔管、冷冻剂容器孔管(如果有的话)的共振频率和磁体部件接近在一起，如在当前磁体中的情况，则孔管表现为紧密耦合的振荡器链，并将产生共振带。
振荡还可干扰成像过程，导致损害所产生的图像。
所产生的振荡会导致噪声和振动，这最令孔中的患者不快，还会干扰成像并导致加热冷却部件，例如热辐射屏蔽件和冷冻剂容器(如果有的话)。
在磁体的低温冷却部件中诱导出的涡流在低温冷却系统上构成欧姆热负荷，导致其中使用的液体冷冻剂的消耗增加，或者低温冷冻装置的热负荷增大。在干性磁体(那些不被液体冷冻剂冷却的磁体)中，增加的热负荷可以造成线圈的温度上升，这可以造成骤冷。
因此，本发明提供了用于减小MRI系统的梯度线圈振动而不增加真空容器孔管直径的方法和设备。减小梯度线圈振动的常规途径包括通过将加强元件加入梯度线圈的机械硬化，但这种途径是非常不希望的，因为它导致梯度线圈孔径增加，这又要求超导线圈的直径随之增加，从而显著增加磁体的成本。在任何情况下，认为，梯度线圈组件的刚度增加一倍只会造成谐振频率增加大约1.4倍。
此问题的已知途径包括以下方面。梯度线圈组件22可使用弹性安装件、楔形件或气囊安装到真空容器孔管14b。这些旨在衰减梯度线圈组件的机械振荡。然而，这样的装置不会完全防止振动从梯度线圈机械传递到真空容器，并且无助于减少相邻导电结构中涡流的产生。已经建议将梯度线圈安装到端框上，而不是真空容器孔管上。然而，这样的装置需要延长系统，这是本发明寻求避免的。美国专利6,552,543提出了主动力反馈致动器，其中致动器放置在真空容器内，以对抗由来自梯度线圈的杂散场导致的振动。该解决方案被认为是复杂的，并且难以将致动器定位在其它部件(例如磁体线圈)之间。已提出模式-补偿梯度线圈，其中梯度线圈组件本身的初级和次级导体被优化成减小梯度线圈组件振动的振幅。然而，这样的优化使得更难以实现其它重要要求的梯度线圈设计目标，如最小化杂散场。
类似问题的已知途径已详列于下面的出版物中。
US 6,552,543B1(Dietz等人，西门子)公开了在梯度线圈组件与低温恒温器之间使用安装件，包括主动安装件。
US 5,345,177B2(Sato等人，日立)公开了使用包含软垫的径向辐梯度线圈安装件。
US 6,353,319B1(Dietz等人，西门子)公开了在机械振动的最大振幅点将梯度线圈安装在磁体孔中，以破坏谐振模式。
US 7,053,744B2(Arz等人，西门子)公开了用于梯度线圈的真空封装件。
US 5,617,026(吉野等人，日立)公开了使用压电传感器作为减小梯度振动的振幅的手段。
DE 10 2007 025 096A1(Dietz等人，西门子)公开了梯度线圈的模式-补偿的方法。
为了有效地降低梯度线圈组件的振动，以下问题必须得到解决。梯度线圈内的洛伦兹力应该被补偿，以避免梯度线圈组件的不平衡负荷，梯度线圈组件的不平衡负荷会趋于导致大振幅振动，造成高水平的噪声和梯度线圈感应的热负荷(GCIH)。梯度线圈组件的有效弯曲刚度必须大大增加，以减小任何振动的振幅，并且增加梯度线圈组件的谐振频率。梯度线圈组件应该与低温恒温器机械地隔离，以防止在真实容器中直接产生振动(这会产生增加的噪声)。这些问题应该在不增加所需的初级超导线圈30直径或不减小可用的患者孔径的情况下得到解决，。
发明内容
本发明旨在通过提供主动力传感器(active force transducers)来减少经受振荡梯度线圈磁场的孔管的振动，控制主动力传感器以将力施加于梯度线圈组件的某些区域，对抗梯度线圈组件的谐振振荡，从而减小这些振荡的幅度。主动力传感器本身径向地放置在MRI系统的主磁体线圈外侧，所以安装它们时不需要增加磁体线圈直径，或者减小可用患者孔径。
梯度线圈组件的减少的机械振动导致梯度线圈组件的噪声减少，在附近导电表面上诱导出的涡流减少，从而减少对低温冷却部件的加热。
因此，本发明提供了如在所附权利要求中限定的方法和设备。
附图说明
参考附图，根据对仅通过示例给出的某些实施例的以下描述，本发明的以上和另外的目的、特征和优点将变得更加明显，其中：
图1示出了用在成像系统中的典型磁体系统的径向横截面；和
图2-5示出了本发明实施例的示意性轴向局部横截面图。
具体实施方式
本发明提供的装置显著降低了梯度线圈的机械振动和由操作梯度线圈产生的梯度线圈感应加热(GCIH)。显著地，本发明允许实现机械振动和GCIH的降低，而不会减小梯度线圈组件的孔的可用径向直径，不会增加超导线圈的直径，并且在一些实施例中不会增加磁体系统的长度。
通过用在选定位置施加在梯度线圈组件表面上的主动力传感器来对抗这样的振动，本发明提供的装置用于抑制梯度线圈组件的机械振动，并且降低来自梯度线圈组件的机械振动传递到磁体系统其它部件。
通过使用本身常规的主动力传感器，本发明提供的方法和设备用于使梯度线圈力平衡或部分地力平衡。可使用相对较大的、常规的主动力传感器，具有相对细长的机械支撑件，其采用致动器杆的形式，通过初级超导线圈之间。
梯度线圈组件的轴向端部最容易振动，并且在某些实施例中，力传感器仅施加于梯度线圈组件轴向端部附近的选定位置。在一些实施例中，机械支撑结构仅设置在低温恒温器的轴向端部附近。这些“端部支撑件”并不显著有助于梯度线圈本身的刚度。
重要的是保持梯度线圈组件的孔尽可能打开，因为孔的大小决定了患者孔的直径。减小患者孔的直径会造成患者舒适性降低，可能损坏成像序列，或者由于可用的受限体积，患者不能或不愿被成像。
非常重要的是保持磁体系统的长度尽可能短，因为增加长度可增加或诱导患者幽闭恐惧的感觉，这可能损坏成像序列，或者导致患者拒绝成像。在运输期间和用户房产的现场，更短的磁体也需要更少的空间。磁体系统的长度常用为卖点，更短的磁体被视为更可取的。
根据本发明，特征的组合允许实现本发明的目的。
提供了径向外机械支撑结构，通过主动力传感器机械地连接到梯度线圈组件，但是与低温恒温器机械地隔离。
梯度线圈结构与低温恒温器结构机械地隔离，以避免通过梯度线圈组件的机械振动对真空容器振动的机械激励。在本发明的某些实施例中，梯度线圈直接支撑在地板上，与低温恒温器结构没有接触。
真空容器孔管的最易受到梯度线圈杂散场的那些部分(通常在孔管端部附近)可被硬化或由非导电材料制成，以减少或消除涡流和二次杂散场的影响。
根据本发明的特征，提供了机械梯度线圈组件支撑件，在梯度线圈组件和初级超导线圈的径向外侧，由主动力传感器45连接到梯度线圈组件。
图2示意性示出了根据本发明实施例的一般的梯度线圈组件装置的局部轴向横截面，包括梯度线圈组件22和梯度线圈组件支撑件24，梯度线圈组件支撑件24由多个主动力传感器45机械连接到梯度线圈组件22。图2的结构基本上关于轴线A-A旋转对称，并关于中心平面C-C具有镜像对称。梯度线圈组件22和组件支撑件24未机械连接到该结构的其余部分。在本示例中，梯度线圈组件支撑件24包括两个环形结构，每个环形结构在梯度线圈组件的轴向端部附近沿径向定位在梯度线圈组件外侧。每个环形结构由主动力传感器45机械附接26至梯度线圈组件22。
在这种装置中，图中虚线所示的真空容器14具有环形凹部，在每个环形端帽中限定出凹槽28。该凹部可有用地增加端帽的刚度，降低其在成像操作期间的振动倾向。梯度线圈组件支撑件24的环形结构位于此凹部内。超导磁体包括定位在真空容器14内、在凹槽28径向内侧的初级超导线圈30以及定位在真空容器内、在凹槽28径向外侧的屏蔽线圈32。屏蔽线圈32和初级线圈30被机械地支撑并以任何适当的方式接合。机械支撑和接合初级超导线圈与次级屏蔽超导线圈的方式不构成本发明的一部分，除此之外，将梯度线圈组件22连接到梯度线圈组件支撑件24的机械附接件26通过穿过真空容器、热辐射屏蔽件以及支撑和接合初级线圈30和次级屏蔽线圈32的任何结构的通孔。
当然，真空容器和热辐射屏蔽件的通孔必须用横管40密封。在一些实施例中，可发现的是，因存在这些横管40而引入的附加刚性能够使用更薄的材料用于真空容器和热屏蔽件，有可能增加磁体的孔的直径，因此还能增加梯度线圈组件和患者孔的直径。
在成像期间，梯度线圈中的电流迅速脉冲化。梯度线圈中迅速变化的电流流经超导线圈30的背景磁场，产生洛仑兹力作用在梯度线圈组件上并趋于导致机械振动。本发明旨在通过检测这样的振动或者通过计算机实现的模拟预测它们以及控制主动力传感器45产生合适大小和定时的力脉冲来对抗这样的振动而减小这些机械振动。在一些实施例中，主动力传感器45可以是压电传感器，通过在压电元件的径向外表面和径向内表面之间施加适当的电压来控制。在其它实施例中，主动力传感器45可以是液压或气动操作的，通过将合适的流体压力施加到传感器的内部容积而实现。这样的传感器可以是气缸内的活塞，或弹性材料制成的密闭容器，其依据所施加的流体压力膨胀和收缩。
机械附接件26由力传感器45联接到坚固结构，如梯度支撑组件24。这种联接本身会倾向于硬化梯度线圈组件22，并提供用于力传感器45的刚性反应点。本发明优于现有技术的另一优点是，力传感器45位于具有比较低的磁场的区域中，从而允许更广泛地选择传感器器件。将传感器器件定位在磁体的孔外侧还能够使用比现有技术更大且更有能力的器件。
图3示出了本发明实施例的更完整的局部轴向横截面，类似于图2所示的示例。图3的结构基本上关于轴线A-A旋转对称，并且关于标记的中心表面C-C基本上具有镜像对称。
横管40允许机械支撑件26通过真空容器14和热辐射屏蔽件16，同时保证真空容器和热辐射屏蔽件两者的功能完整性，但避免了梯度线圈组件22与真空容器14之间的任何机械接触。机械支撑件26包括主动力传感器45，例如压电元件、气缸内的活塞、或弹性材料制成的密闭容器，并且在选定位置被施加于梯度线圈组件的表面上。
通过允许横管40沿径向通过线圈之间的任何合适装置，初级超导磁体的线圈30被机械地支撑并保持在所需的固定相对位置处。
通过允许提供在真空容器的环形端帽中限定出空腔28的凹部(其足以放置组件支撑件24和主动力传感器45)的任何合适装置，超导屏蔽线圈32被机械地支撑并保持在适当的位置。在本发明的一些实施例中，没有提供超导屏蔽线圈。包括主动力传感器45的机械支撑件26放置在围绕梯度线圈组件圆周的若干位置，并且放置在沿着梯度线圈组件的多个轴向位置。可优选地，机械支撑件施加于梯度线圈组件的预期振动模式的波腹处或附近。通过在预期或检测的振动模式的波腹处或附近施加适当定时的力脉冲，可对抗该振动，并且限制或消除其振幅。
在操作中，如上所述，由于梯度线圈组件产生的振荡磁场和由超导初级线圈30提供的背景磁场的相互作用，梯度线圈组件将趋于振动。随着振荡磁场在正交方向x、y和z上振荡，可以预期的是，该振动还会发生在正交方向x、y和z上。如本文所使用的，x是指竖直，z是指轴向，而y是指水平方向(垂直于轴线A-A)。通过如47所示将径向力施加到梯度线圈组件表面上的选定点，可以对抗在方向x和y上的振动。也就是说，可以减小或消除它们的振幅。
图4示出类似于图3的本发明的另一示例实施例，但还配置成对抗z方向上的振动。除了径向定位在磁体线圈30外侧的组件支撑件24，还提供了端部支撑件49，其机械地连接到组件支撑件24并且径向向内延伸，以支撑包括主动力传感器45'的其它机械支撑件26'。这些其它机械支撑件均安装在端部支撑件49和梯度线圈组件22的轴向端部之间。其它机械支撑件26'以类似于针对机械支撑件26所述的方式进行操作，其中，它们响应于梯度线圈组件的所测量的或实际的振动将合适大小的适当定时的力脉冲施加到梯度线圈组件表面上的选定位置，以通过减小或消除它们的振幅而对抗振动。如同主动力传感器45，其它的主动力传感器45'可以是电操作的，如压电传感器，或者可以是液压或气动操作的，如气缸内的活塞或弹性材料制成的扩大密闭容器。
在本发明的一些实施例中，梯度线圈组件在真空容器内是封闭的，以防止梯度线圈组件的噪声传播。图5示出这样的实施例示例。图5所示的对应于其它附图中特征的特征冠以相应的标号。图5的实施例与图3的实施例的不同之处在于，梯度线圈组件22位于真空容器14内，在真空容器14与热辐射屏蔽件16之间的抽空空间中。通过将梯度线圈组件容纳在真空环境内，没有噪声可以通过空气的振动传播到患者。本发明还减小了梯度线圈组件的机械振动，减少了在组件导电表面中诱导出的涡流。梯度线圈组件几乎完全与真空容器和通过承载主动力传感器45的机械支撑件26安装在组件支撑件24上的组件其余部分机械分离。波纹管76设置在每个机械支撑件26周围，以密封该真空容器，同时使梯度线圈组件22和真空容器14之间的机械联接最小。RF或“主体”线圈146示出在该图中。这样的线圈组件设置在所有MRI系统中，以接收来自目标的振荡原子的信号。
组件支撑件24定位在真空容器外侧，在参考前面实施例描述的环形凹槽28中。组件支撑件24由地面支撑件68支撑在支撑表面72(通常为地面)上。梯度线圈组件22经由机械支撑件26由组件支撑件24机械地支撑。在本实施例中，机械支撑件通过位于热辐射屏蔽件16内的横管40。包括主动力传感器45的机械支撑件26还必须从真空容器外侧(它们与组件支撑件24接合)通到真空容器14内(它们与梯度线圈组件22接合)。
在所示实施例中，如此布置：将孔74设置在梯度线圈组件22和组件支撑件24之间的真空容器表面上，并且用波纹装置76闭合这些孔，在该示例中，每个由密封到机械支撑件26的闭合构件78闭合。波纹管装置76允许真空容器保持真空密封，同时吸收来自梯度线圈组件的机械振动，并且确保这些机械振动不会施加到真空容器。
优选地，真空容器的端帽的部分80是可移除的，以允许放置和更换梯度线圈22。当然，仅当真空容器未被抽空时，该部分80才可被移除。当真空容器组装在初级超导线圈30周围时，可移除部分80的存在是显著有用的。优选地，在这样的装置中，真空容器孔管14b由不导电的非磁材料制成。合适的材料的示例是浸渍有热固性树脂的玻璃纤维。这样的材料不会受到涡流产生的影响，并且是磁透明的，使得不会干扰由梯度线圈产生的梯度磁场。在这样的装置中，真空容器孔管14b不会受到洛伦兹力的影响。
为了给梯度线圈组件提供所需的电流，至少一个电流导通件(lead-through)84设置在真空容器中，优选地设置在可移除部分80中。电流导通件优选地通过波纹管86连接到真空容器，波纹管86用于将真空容器与梯度线圈组件的任何机械振动隔离，同时仍使真空容器保持真空密封。波纹管可由密封到电流导通件的闭合构件闭合。
梯度线圈升温至～80K，这会对热屏蔽件施加增大的，从而间接地对磁体施加热负荷。然而，在因本发明提供的有效硬化而明显减少严密得多的动态元件的情况下，这种“稳态”热负荷被认为是可容忍的。这种装置提供了显著的降噪，因为消除或明显减少了所有已知的传播方法。
在本实施例的改进中，本发明的设备还配置成对抗z方向上的振动。如参照图4示出并描述的，除了径向定位在磁体线圈30外侧的组件支撑件24，还设置了端部支撑件49，其机械连接到组件支撑件24并且径向向内延伸，以支撑轴向指向的其它机械支撑件，每个包括主动力传感器。
在本发明的任何实施例中，图3所示的传感器106如压电加速计可附接至梯度线圈组件，以检测梯度线圈组件的振动。来自这些传感器的信号108可被提供至磁体控制器110，磁体控制器发出适当的命令112，以激活主动力传感器45，从而以适当的定时和大小将力脉冲提供至梯度线圈组件22表面上的选定位置114。取决于所使用的主动力传感器的类型，所述命令可以是直接施加到主动力传感器的电信号(例如使用压电传感器的情况)，或者可产生流体压力的脉冲至气动或液压操作的主动力传感器。
磁体控制器110控制梯度功率放大器(未示出)，以控制供给到梯度线圈的振荡电流。相同的控制器可以发出命令，以根据振动来激活主动力传感器45，由于给梯度线圈施加计划了的电流，所以可以预期振动的发生。在这样的装置中，不必测量梯度线圈组件的振动。在图4示出的装置中(但适用于所有实施例)，通过从梯度线圈放大器102直接供给的信号来控制主动力传感器45，其电源给梯度线圈提供交流电流。
安装在梯度线圈组件22和梯度线圈组件支撑件24之间的机械支撑件26的存在本身会为梯度线圈组件提供一些机械加固。机械支撑件26优选地牢固附接至梯度线圈组件，使得它们也可以在张力下操作和扩展，以在沿径向朝向或远离轴线A-A的任一方向上根据需要施加径向力。
由于主动力传感器45、45'位于真空容器的径向外侧，所以可以更换任何主动力传感器，而无需将磁体暖至室温。例如，由于传感器的故障，或者期望升级到改进的(可能较大)传感器。通过将传感器45放置在没有其它设备接近传感器的区域中便于更换传感器而进行。如果使用的传感器不含磁性材料，则这样的更换甚至可与场中的磁体一起进行。主动力传感器不需要在真空中操作，这扩展了可采用的致动器类型的范围。梯度线圈组件22本身可以是常规设计的，不同之处在于，它可优选地具有支承机械支撑件的加强材料的安装点。
图5所示的示例实施例是为了表明用于限制噪声传向患者的若干装置，并且可被视为优选实施例。通过将梯度线圈组件22安装在真空区域内，没有机械振动可以从梯度线圈组件通过空气或气体的机械振动进行传播。本发明的加强装置使用独立于真空容器14、磁体线圈30或热辐射屏蔽件16的主动力传感器45、45a，减小或消除了通过梯度线圈组件的设备的直接机械振动。与现有技术中合理数量的机械增强件可以实现的相比，本发明的安装装置的效果使梯度线圈组件看起来更加坚硬得多。可优选地，真空容器孔管14b由非磁性材料形成，例如玻璃纤维增强树脂(GRP)，而不是更常规的材料如不锈钢。以这种方式，梯度线圈组件的变化的磁场可以防止在孔管的材料中感应出振荡涡流。这样的感应电流将与稳定的背景场相互作用，导致孔管的振荡和不愉快的噪声。同样地，出于同样的原因，真空容器14的包括可去除的部分80的轴向端件可优选地由非磁性材料制成，诸如GRP，而不是更常规的材料如不锈钢。
理想情况下，减少梯度线圈组件的噪声和振动涉及两个互补的但竞争的方面。首先，梯度线圈应该被积极屏蔽，以减少在相邻的导电结构中感应出初级涡流。其次，梯度线圈经历的洛伦兹力应该最小化。上述的方法被引导到这些要求的第二点中，但是满足这一要求倾向于干涉如在第一要求中限定的积极屏蔽的提供。本发明允许设计者优化梯度线圈的积极屏蔽，同时通过使用上述主动力传感器允许相对独立地解决洛伦兹力的减少。
虽然本发明已经参考限定数量的特定实施例进行了描述，但是许多变型和修改对相关领域的技术人员将是显而易见的。例如，在任何特定实施例中，可使用不同类型的主动力传感器的组合。主动力传感器可放置在各种轴向位置，并且不必成组地布置在特定的轴向位置。在对应于梯度线圈组件的某些共振频率波腹的位置，主动力传感器可布置成承受在梯度线圈组件上。通过将主动力传感器45布置在初级超导线圈30的径向外侧，它们不需要磁体线圈直径的任何放大，或可用患者孔径的减小。可使用相对较大的主动力传感器45，因为它们可位于的容积不要求放置其它设备。在某些实施例中，并非所有的机械附接件26设置有主动力传感器，但仅仅是刚性的机械附接件。

Claims (27)

1.一种用在磁共振成像中的柱形超导磁体系统，包括：
轴向对准的初级超导线圈(30)，定位在真空容器(14)内，
包围所述初级超导线圈的热辐射屏蔽件(16)，位于所述真空容器内；
梯度线圈组件(22)，与所述初级超导线圈轴向对准并且沿径向位于所述初级超导线圈内，
所述柱形超导磁体系统还包括组件支撑件(24)，所述组件支撑件沿径向定位在所述初级超导线圈的外侧，并在围绕所述梯度线圈组件圆周的多个位置和沿着所述梯度线圈组件的多个轴向位置处通过径向指向的机械附接件(26)机械地附接(26)至所述梯度线圈组件，所述机械附接件通过所述真空容器和所述热辐射屏蔽件的通孔，并与所述真空容器机械地隔离，其特征在于，所述机械附接件中的至少一些均包括主动力传感器(45)，所述主动力传感器布置成将力脉冲提供到所述梯度线圈组件的表面上，以对抗所述梯度线圈组件的振动。
2.根据权利要求1所述的柱形超导磁体系统，其中，所述机械附接件(26)在相邻的初级超导线圈之间通过，所述主动力传感器(45)沿径向定位在所述初级超导线圈的外侧。
3.根据权利要求1所述的柱形超导磁体系统，其中，轴向延伸件(51)附接至所述梯度线圈组件(22)的表面上，所述机械支撑件(26)和相关联的主动力传感器(45)沿轴向定位在所述梯度线圈组件和所述初级超导线圈(30)的外侧，使得所述机械支撑件(16)及其主动力传感器(45)作用在所述延伸片(51)的附接至所述梯度线圈组件表面的表面上。
4.根据前述任一权利要求所述的柱形超导磁体系统，其中，所述主动力传感器由非磁性材料构成。
5.根据任一权利要求1-3所述的柱形超导磁体系统，其中，所述主动力传感器包括压电元件。
6.根据任一权利要求1-3所述的柱形超导磁体系统，其中，所述主动力传感器是可气动操作的。
7.根据任一权利要求1-3所述的柱形超导磁体系统，其中，所述主动力传感器是可液压操作的。
8.根据前述任一权利要求所述的柱形超导磁体系统，其中，所述主动力传感器被连接成依据磁体控制器(110)产生的信号而激活，所述磁体控制器响应于由指示所述梯度线圈组件振动的传感器(106)产生的信号(108)而产生信号。
9.根据任一权利要求1-7所述的柱形超导磁体系统，其中，所述主动力传感器被连接成依据由电源(102)产生的信号而激活，所述电源产生施加到所述梯度线圈的交流电流。
10.根据任一权利要求1-7所述的柱形超导磁体系统，其中，所述主动力传感器被连接成依据预测所述梯度线圈组件振动的计算机实现的仿真结果而激活。
11.根据前述任一权利要求所述的柱形超导磁体系统，其中，所述真空容器中的孔由在所述真空容器的孔管(14b)和凹槽(28)之间延伸的径向指向的管(40)密封，并且其中所述机械附接件穿过所述管。
12.根据权利要求10所述的柱形超导磁体系统，其中，所述热辐射屏蔽件中的孔由与密封所述真空容器的管同轴地延伸的径向指向的管(40)密封。
13.根据前述任一权利要求所述的柱形超导磁体系统，其中，所述组件支撑件包括两个环形结构(24)，每个环形结构在梯度线圈组件的轴向末端附近机械地附接至梯度线圈组件。
14.根据权利要求13所述的柱形超导磁体系统，其中，所述真空容器包括孔管(14b)、外柱形壁(14a)和环形端件，两个端件均具有限定出各自凹槽(28)的各自凹部，并且相应的环形结构定位在每个凹槽内。
15.根据权利要求13所述的柱形超导磁体系统，其中，所述机械支撑组件包括环形支撑环(51)，所述环形支撑环(51)沿轴向部分地定位在所述初级超导线圈和所述真空容器的外侧。
16.根据前述任一权利要求所述的柱形超导磁体系统，其中，所述真空容器及其容纳物支撑(70)在支撑表面(72)上，并且所述梯度线圈组件和相关联的机械支撑组件独立于所述真空容器及其容纳物支撑(64)在支撑表面上。
17.根据前述任一权利要求所述的柱形超导磁体系统，还包括位于所述真空容器内的冷冻剂容器(12)，所述冷冻剂容器容纳所述初级磁体线圈，使得所述热辐射屏蔽件包围所述冷冻剂容器。
18.根据前述任一权利要求所述的柱形超导磁体系统，还包括机械地连接到所述组件支撑件的轴向指向的机械附接件(26′)，所述机械附接件(26′)中的至少一些均包括主动力传感器(45′)。
19.根据前述任一权利要求所述的柱形超导磁体系统，其中，所述梯度线圈组件被封装在所述真空容器内。
20.一种用于减少用在磁共振成像中的柱形超导磁体系统的梯度线圈组件的振动的方法，包括：
提供梯度线圈组件(22)，所述梯度线圈组件与位于真空容器内的初级超导线圈(30)轴向对准并且沿径向位于所述初级超导线圈内，
提供组件支撑件(24)，所述组件支撑件沿径向定位在所述初级超导线圈的外侧，并在围绕所述梯度线圈组件圆周的多个位置和沿所述梯度线圈组件的多个轴向位置处通过径向指向的机械附接件(26)机械地附接(26)至所述梯度线圈组件，所述机械附接件通过所述真空容器和所述热辐射屏蔽件的通孔，并且与所述真空容器机械地隔离，其中，所述机械附接件中的至少一些均包括沿径向定位在所述初级超导线圈外侧的主动力传感器(45)；以及
操作所述主动力传感器，以将力脉冲提供到所述梯度线圈组件的表面上，从而对抗所述梯度线圈组件的振动。
21.根据权利要求20所述的方法，其中，所述主动力传感器(45)沿径向定位在所述真空容器外侧，所述方法还包括步骤：移除沿径向位于所述真空容器外侧的所述主动力传感器(45)之一以及用另一主动力传感器替换之而无需将磁体暖至室温。
22.根据权利要求21所述的方法，其中，移除主动力传感器以及用另一主动力传感器替换之的步骤能够与场中的磁体一起实施。
23.根据权利要求20所述的方法，还包括：
将轴向延伸件(51)附接至所述梯度线圈组件(22)的表面，
将所述机械支撑件(26)和相关联的主动力传感器(45)定位在所述梯度线圈组件和所述初级超导线圈(30)的轴向外侧，使得所述机械支撑件(16)及其主动力传感器(45)作用在所述延伸件(51)的附接至所述梯度线圈组件表面的表面上。
24.根据任一权利要求20-23所述的方法，其中，所述主动力传感器依据磁体控制器(110)产生的信号而激活，所述磁体控制器响应于由指示所述梯度线圈组件振动的传感器(106)产生的信号(108)而产生信号。
25.根据任一权利要求20-23所述的方法，其中，所述主动力传感器依据由电源(102)产生的信号而激活，所述电源产生用于施加到所述梯度线圈的交流电流。
26.根据任一权利要求20-23所述的方法，其中，所述主动力传感器依据预测所述梯度线圈组件振动的计算机实现的仿真结果而激活。
27.根据任一权利要求20-26所述的方法，还包括提供轴向指向的机械附接件(26′)的步骤，所述轴向指向的机械附接件机械地连接到所述组件支撑件(24)，所述机械附接件(26′)中的至少一些均包括主动力传感器(45′)，所述主动力传感器(45′)被操作成将力脉冲提供到所述梯度线圈组件的表面上，以对抗所述梯度线圈组件的振动。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105548926A (zh) * 2016-01-19 2016-05-04 南京磁晨医疗技术有限公司 一种低噪音平板mri梯度线圈及接口盒
CN107768064A (zh) * 2016-08-19 2018-03-06 上海联影医疗科技有限公司 一种超导磁体组件
CN109901030A (zh) * 2019-02-25 2019-06-18 国网山东省电力公司济南供电公司 一种电抗器匝间绝缘状态监测方法、系统及应用
CN111247448A (zh) * 2017-10-06 2020-06-05 西门子医疗有限公司 具有机械支撑结构的用于mri的电磁体
CN111973187A (zh) * 2019-05-24 2020-11-24 株式会社日立制作所 磁共振成像装置及超导磁铁

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107110935B (zh) * 2014-11-11 2020-01-07 皇家飞利浦有限公司 Mri系统中的梯度放大器系统以及用于使用该系统供应电流的方法
EP3261534B1 (en) * 2015-02-27 2022-01-19 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonance examination system with a moveable patient carrier
CN107667274B (zh) 2015-05-26 2021-09-21 克朗设备公司 用于材料搬运车辆里程计校准的系统和方法
CN109564267B (zh) 2016-07-28 2021-09-14 皇家飞利浦有限公司 用于操作mri系统的梯度线圈设备的方法和控制单元
DE102016225347A1 (de) 2016-12-16 2018-06-21 Bruker Biospin Gmbh MRI-System mit Spaltstruktur in einer Abschirmrohr-Anordnung
DE102017217930A1 (de) * 2017-10-09 2019-04-11 Bruker Biospin Ag Magnetanordnung mit Kryostat und Magnetspulensystem, mit Kältespeichern an den Stromzuführungen
US11940515B2 (en) 2018-05-08 2024-03-26 GE Precision Healthcare LLC System, method and computer-readable medium for evaluating structural integrity of a gradient coil
US11269749B2 (en) 2018-05-08 2022-03-08 General Electric Company System and method for monitoring health status of a gradient coil
EP3650879B1 (de) * 2018-11-06 2024-05-15 Siemens Healthineers AG Überwachung eines mr-magneten anhand von vibrationen
GB2586488B (en) * 2019-08-21 2021-08-18 Siemens Healthcare Ltd Apparatus for magnetic resonance imaging, and methods for the design and manufacture thereof
KR102242796B1 (ko) * 2020-05-26 2021-04-22 주식회사 마이브레인 두부 전용 자기공명영상장치

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002052004A (ja) * 2000-08-10 2002-02-19 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
US6552543B1 (en) * 1999-08-26 2003-04-22 Siemens Aktiengesellschaft Magnetic resonance tomography apparatus with vibration-decoupled outer envelope
US20030179060A1 (en) * 2001-09-13 2003-09-25 General Electric Company High field open MRI magnet isolation system and method
US20040178792A1 (en) * 2003-03-12 2004-09-16 Edelstein William A. Active vibration compensation for MRI gradient coil support to reduce acoustic noise in MRI scanners
CN102136337A (zh) * 2010-12-08 2011-07-27 中国科学院电工研究所 高磁场高均匀度核磁共振超导磁体系统
CN102483447A (zh) * 2009-03-10 2012-05-30 美时医疗控股有限公司 包含超导主磁体、超导梯度场线圈和冷却rf线圈的mri系统

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0334404A (ja) * 1989-06-30 1991-02-14 Mitsubishi Electric Corp 極低温冷凍装置
US5793210A (en) * 1996-08-13 1998-08-11 General Electric Company Low noise MRI scanner
JP3619623B2 (ja) * 1996-10-17 2005-02-09 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージングの遮音方法
US6157276A (en) * 1998-08-14 2000-12-05 General Electric Company MRI magnet assembly with non-conductive inner wall
US6954068B1 (en) * 2000-01-21 2005-10-11 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6556012B2 (en) * 2000-01-21 2003-04-29 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6437568B1 (en) * 2000-10-02 2002-08-20 General Electric Company Low noise MRI scanner
DE60133769T2 (de) 2000-12-05 2009-05-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mri-apparat mit einer piezo-betätigungsvorrichtung in einer nicht starren aufhängung des gradienten-spulenträgers
EP1459088A1 (en) * 2001-12-20 2004-09-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Noise suppression in an open mr apparatus
EP1606641A1 (en) 2003-03-13 2005-12-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mri system having a gradient magnet system with a gyroscope
JP2005034267A (ja) * 2003-07-17 2005-02-10 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 勾配コイル防振方法および装置並びに磁気共鳴撮影装置
JP4404021B2 (ja) * 2005-06-30 2010-01-27 株式会社日立製作所 Ｍｒｉ用超電導磁石
GB2435327B (en) * 2005-11-01 2008-01-09 Siemens Magnet Technology Ltd Transportable magnetic resonance imaging (MRI) system
US7439836B2 (en) * 2005-12-28 2008-10-21 General Electric Company Magnetic field generating apparatus for magnetic resonance imaging
JP4908960B2 (ja) * 2006-07-27 2012-04-04 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
EP2135107B1 (en) 2007-04-04 2015-07-29 Koninklijke Philips N.V. Pet/mri hybrid system using a split gradient coil
GB2468295B8 (en) * 2009-03-03 2011-04-13 Siemens Plc A method for progressively introducing current into a superconducting coil mounted on a former
GB0903868D0 (en) * 2009-03-06 2009-04-22 Siemens Magnet Technology Ltd A magnetic resonance device
GB2484079B (en) * 2010-09-28 2013-02-27 Siemens Plc A hollow cylindrical thermal shield for a tubular cryogenically cooled superconducting magnet
GB2488102A (en) * 2011-02-08 2012-08-22 Siemens Plc A cylindrical superconducting magnet system
GB2490478B (en) * 2011-04-20 2014-04-23 Siemens Plc Superconducting magnets with thermal radiation shields
US9322892B2 (en) * 2011-12-20 2016-04-26 General Electric Company System for magnetic field distortion compensation and method of making same
GB2511048B (en) * 2013-02-20 2016-05-25 Siemens Healthcare Ltd Methods and apparatus for compensating for drift in magnetic field strength in superconducting magnets
GB2511049B (en) * 2013-02-20 2016-05-25 Siemens Healthcare Ltd Methods and apparatus for compensating for drift in magnetic field strength in superconducting magnets

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6552543B1 (en) * 1999-08-26 2003-04-22 Siemens Aktiengesellschaft Magnetic resonance tomography apparatus with vibration-decoupled outer envelope
JP2002052004A (ja) * 2000-08-10 2002-02-19 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
US20030179060A1 (en) * 2001-09-13 2003-09-25 General Electric Company High field open MRI magnet isolation system and method
US20040178792A1 (en) * 2003-03-12 2004-09-16 Edelstein William A. Active vibration compensation for MRI gradient coil support to reduce acoustic noise in MRI scanners
CN102483447A (zh) * 2009-03-10 2012-05-30 美时医疗控股有限公司 包含超导主磁体、超导梯度场线圈和冷却rf线圈的mri系统
CN102136337A (zh) * 2010-12-08 2011-07-27 中国科学院电工研究所 高磁场高均匀度核磁共振超导磁体系统

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105548926A (zh) * 2016-01-19 2016-05-04 南京磁晨医疗技术有限公司 一种低噪音平板mri梯度线圈及接口盒
CN105548926B (zh) * 2016-01-19 2023-09-26 湖南迈太科医疗科技有限公司 一种低噪音平板mri梯度线圈及接口盒
CN107768064A (zh) * 2016-08-19 2018-03-06 上海联影医疗科技有限公司 一种超导磁体组件
CN107768064B (zh) * 2016-08-19 2020-09-15 上海联影医疗科技有限公司 一种超导磁体组件
CN111247448A (zh) * 2017-10-06 2020-06-05 西门子医疗有限公司 具有机械支撑结构的用于mri的电磁体
CN109901030A (zh) * 2019-02-25 2019-06-18 国网山东省电力公司济南供电公司 一种电抗器匝间绝缘状态监测方法、系统及应用
CN109901030B (zh) * 2019-02-25 2021-10-22 国网山东省电力公司济南供电公司 一种电抗器匝间绝缘状态监测方法、系统及应用
CN111973187A (zh) * 2019-05-24 2020-11-24 株式会社日立制作所 磁共振成像装置及超导磁铁

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Publication number Publication date
JP2015521508A (ja) 2015-07-30
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JP6117351B2 (ja) 2017-04-19
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GB2503460A (en) 2014-01-01
KR101654649B1 (ko) 2016-09-22
US9939503B2 (en) 2018-04-10
WO2014001014A1 (en) 2014-01-03
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