CN109891258A - 用于磁共振成像（mri）系统中的平衡转换器以及采用所述平衡转换器的mri系统 - Google Patents

用于磁共振成像（mri）系统中的平衡转换器以及采用所述平衡转换器的mri系统 Download PDF

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Abstract

提供一种平衡转换器，其适用于与微型同轴线缆一起使用，并且不需要切割线缆以安装平衡转换器。从RF接收线圈延伸到RF接收器的每条同轴线缆的一部分围绕设备缠绕多次以形成电感器。电感器可以与或不与单独的谐振电路一起使用。如果与单独的谐振电路一起使用，则电感器和谐振电路彼此耦合以生成耦合阻抗，所述耦合阻抗提供在感兴趣的频率处的共模噪声抑制。如果不与单独的谐振电路一起使用，则在线缆中形成的电感器提供电感，与电感耦合的绕线之间的电容提供抑制感兴趣的频率处的共模噪声的串联阻抗。

Description

用于磁共振成像（MRI）系统中的平衡转换器以及采用所述平 衡转换器的MRI系统
背景技术
MRI是允许以前所未有的组织对比对物体(诸如在人体中发现的那些物体)进行横截面查看的成像技术。MRI基于核磁共振(NMR)的原理，即带非零自旋的原子核具有磁矩。在医学成像中，其通常是氢原子的原子核，氢原子以高浓度存在于人体中。射频(RF)波在原子核处以强的外部磁场进行引导，从而导致质子的激励和质子的弛豫。质子的弛豫导致能够被检测到和处理以形成图像的由原子核发射的RF信号。
典型的MRI系统通常包括：磁体，诸如超导电磁体，其例如产生静磁场；梯度线圈，其产生静磁场中的线性变化；射频(RF)发射线圈，其产生激励氢原子的原子核的RF波；以及RF接收线圈，其检测由原子核的弛豫质子发射的RF电磁辐射。通常，在最新现有技术MRI系统中使用多个发射线圈和多个RF接收线圈。同轴线缆用在MRI系统中，以用于线圈内的RF信号的受控传输。同轴线缆具有通过电介质材料彼此分开的外屏蔽和内导体。外屏蔽接地，并且内导体用于携带电流。外屏蔽保护内导体以免拾取不期望的频率。为此，同轴线缆广泛地用在MRI系统中，以用于将RF 线圈互连，将RF发射器与RF发射线圈互联并且将RF接收器与RF接收线圈互联。
然而，线缆外部的源能够在外屏蔽中感应出非预期的电流。外屏蔽中的这些非预期的电流的流动(通常被称为共模噪声)能够生成非预期的磁场。以这种方式，共模噪声能够降低由外屏蔽提供的屏蔽效果，从而使线缆易受能够降低MRI系统的性能的其他类型的噪声的影响。为此，平衡/ 不平衡电路(平衡转换器(balun))通常与MRI系统中的同轴线缆一起使用以抑制共模噪声。为此目的使用各种平衡转换器设计。
在最新现有技术MRI系统中，不断做出努力来增加所使用的RF接收线圈的数量，以便增加图像采集的速度。在这样的系统中，任何地方具有从8到64个RF接收线圈并不罕见。这些RF接收线圈中的每个通常通过同轴线缆连接到RF接收器，所述RF接收器对接收到的RF信号进行采样和数字化。由于RF信道计数的这些增加，MRI系统设计者在减小与RF接收线圈一起采用的部件和子组件的尺寸的持续压力下。当前用作最新现有技术MRI系统的同轴线缆的物理尺度对平衡转换器尺寸放置了下限，从而产生对于更加新的、更密集的RF线圈阵列而言太大的结果。超薄同轴线缆 (直径小于1毫米)已存在多年，并且已广泛使用于医学行业中，尤其是超声成像系统中。在超薄同轴线缆被使用的医学领域中，平衡转换器能够通过使用非常小的铁磁元件(诸如铁氧体磁珠)而被制造为非常小，所述铁磁元件由于产生的大的磁场而不能用于MRI系统。
当前在MRI系统中使用的最小的平衡转换器需要同轴线缆被切割并且平衡转换器被插入切割端之间。切割线缆并在切割端之间安装平衡转换器是繁琐的过程，其增加了安装时间和难度。此外，随着线缆的尺寸变得更小，特殊工具必须被使用以切割线缆，并且它们并不总是成功的。不需要切割线缆的当前使用的平衡转换器对于MRI系统具有高RF信道计数的大多数(如果不是全部)应用而言太大。
因此，存在对一种有效的平衡转换器的需要，其适于与微型同轴线缆一起使用，不需要对线缆的切割，并且尺寸足够小以在具有高RF信道计数的MRI系统中使用。
附图说明
当结合附图阅读时，从以下详细描述中最好地理解代表性实施例。要强调的是，各种特征不必按比例绘制。实际上，为了讨论的清楚性，可以任意增加或减小尺寸。只要适用且实际，相似的附图标记指代相似的元件。
图1图示了能够包含本文描述的平衡转换器的根据说明性实施例的 MRI系统的框图。
图2图示了通过N条同轴线缆与RF接收器互连的N个RF接收线圈的框图，每条同轴线缆具有根据本教导的平衡转换器，其中，N是大于或等于1的正整数。
图3图示了根据第一代表性实施例的平衡转换器的横截面框图。
图4图示了根据另一代表性实施例的平衡转换器的横截面框图。
图5图示了根据另一代表性实施例的平衡转换器的横截面框图。
具体实施方式
在以下详细描述中，出于解释而非限制的目的，阐述了公开具体细节的代表性实施例，以便提供对本教导的透彻理解。然而，对于具有本公开的益处的本领域普通技术人员而言将显而易见的是，根据本教导的脱离本文所公开的具体细节的其他实施例仍然在权利要求书的范围内。此外，可以省略对公知装置和方法的描述，以免模糊对代表性实施例的描述。这样的方法和装置显然在本教导的范围内。
应理解，本文使用的术语仅出于描述具体实施例的目的，而不旨在为限制。任何所定义的术语是对本教导的技术领域中通常理解和接受的所定义术语的技术和科学含义的添加。
如在说明书和权利要求中所使用的，术语“一”、“一个”和“所述”包括单数和复数指示物两者，除非上下文另有明确说明。因此，例如，“设备”包括一个设备和多个设备。
如在说明书和权利要求中使用的，并且除了其普通含义之外，术语“实质的”或“实质上”意指具有可接受的限制或程度。例如，“实质上取消”意指本领域技术人员会认为取消是可接受的。
如在说明书和权利要求中使用的，并且除了其普通含义之外，术语“大致”或“大约”意指在本领域普通技术人员的可接受的限制或量内。例如，“大致相同”意指本领域普通技术人员将认为被比较的项目是相同的。
根据本文描述的代表性实施例，提供了一种有效的平衡转换器，其适于与微型同轴线缆(即，直径小于1mm)一起使用，不需要对线缆进行切割以便安装平衡转换器，并且尺寸足够小以在具有高RF信道计数的MRI 系统中使用。从RF接收线圈延伸到MRI系统的RF接收器的每条同轴线缆的部分围绕设备缠绕多次以形成电感器。电感器可以与或不与单独的谐振电路一起使用。如果平衡转换器包括单独的谐振电路，则在线缆的部分中形成的电感器和谐振电路彼此耦合，以生成在感兴趣的频率处具有高值的耦合阻抗，所述耦合阻抗抑制线缆中的共模噪声。如果平衡转换器不包括单独的谐振电路，则在线缆的部分中形成的电感器提供电感，并且绕线之间的寄生电容与电感耦合，以在线缆中形成并联阻抗，所述并联阻抗抑制感兴趣的频率处的共模噪声。现在将参考附图描述几个代表性实施例。
图1图示了能够包含本文描述的平衡转换器的根据说明性实施例的 MRI系统100的框图。MRI系统100包括：一组主线圈101；多个梯度线圈102，其连接到包括梯度放大器(未示出)和梯度控制单元108的梯度驱动器单元103；以及RF线圈系统104，其包括连接到RF线圈驱动器单元 105的RF发射线圈(未示出)和连接到RF接收器106b的RF接收线圈106a。根据该代表性实施例，接收线圈106a通过被装备有根据本教导的平衡转换器的相应微型同轴线缆连接到RF接收器106b，这将在下文更详细地描述。
接收线圈106a从由RF线圈系统104的RF发射线圈激励的区域的至少部分采集MR信号。RF接收器106b包括用于检测和恢复MR信号的RF 接收器电路(例如，调谐、解调和放大电路)和用于将MR信号转换成数字信号的模数转换(ADC)电路。通过通信链路107将数字化MR信号从 RF接收器106b转移到网络集线器110。
梯度线圈驱动器单元103和RF线圈驱动器单元105由电源单元109供电。运输系统111(例如患者台)被用于将对象112(例如患者)定位在 MRI系统100内。网络集线器110包括控制MRI系统的操作的控制和数据采集系统(未示出)。重建单元113从网络集线器110接收MR数据并且重建最终MRI图像。诸如监测器屏幕或投影器的显示单元114例如显示重建图像。存储单元115存储数据和计算机指令。用户输入设备116(例如，键盘、鼠标、轨迹球等)允许用户操作MRI系统100。
主线圈101生成稳定且均匀的静磁场。主线圈101以这样的方式布置：即它们通常包围隧道形检查空间(未示出)，可以将对象112引入所述隧道形检查空间中。另一常见配置包括相对的极面，在它们之间具有空隙，可以通过使用运输系统111将对象112引入所述空隙中。为了实现MR成像，叠加在静磁场上的时间上可变的磁场梯度由多个梯度线圈102响应于由梯度驱动器单元103供应的电流而生成。电源单元109向多个梯度线圈102 供应电流，作为其结果，生成梯度脉冲(也称为梯度脉冲波形)。
梯度控制单元108控制流过梯度线圈102的电流的特性，尤其是其强度、持续时间和方向，以创建适当的梯度波形。RF线圈系统104的RF发射线圈在对象112中生成RF激励脉冲，而RF接收线圈106a接收由对象 112响应于RF激励脉冲而生成的MR信号。RF线圈驱动器单元105将电流供应给RF线圈系统104的RF发射线圈元件，以使RF发射线圈发射RF 激励脉冲。
所发射的RF激励脉冲的特性，尤其是其强度和持续时间，由网络集线器110的控制和数据采集系统来控制。RF线圈系统104的RF发射线圈通常由控制和数据采集系统经由T/D开关116以两种模式(即发射和解谐模式)之一进行操作。T/D开关116被提供有电子电路，所述电子电路在两种模式之间切换RF发射线圈并防止RF发射线圈在RF接收线圈106a的信号采集期间免受耦合噪声。T/D开关116还在操作期间在两种模式之间，即在接收模式和解谐或去耦模式之间切换RF接收线圈106a。RF接收线圈106a 在RF发射线圈的发射模式期间切换到去耦模式，并且在RF发射线圈的去耦模式期间切换到接收模式。RF发射和接收线圈的两种模式之间的切换通过网络集线器110的控制和数据采集系统来协调，通常在由控制和数据采集系统的一个或多个处理器正执行的软件和/或固件的控制下。
已经描述了其中可以采用根据本教导的平衡转换器的MRI系统的范例，现在将描述平衡转换器的代表性实施例。图2图示了通过N条同轴线缆221与RF接收器106b互连的N个RF接收线圈106a的框图，每条同轴线缆具有设置在同轴线缆221的第一端和第二端之间的根据本教导的平衡转换器230，其中N是大于或等于1的正整数。通常，N大于1并且在从8 到64的范围内。每个RF接收线圈106a检测RF信号并生成模拟电MR信号。RF接收线圈106a的输出部连接到相应的放大器222，放大器222放大由相应RF接收线圈106a输出的相应MR信号，并将相应的经放大的模拟 MR信号输出到相应的同轴线缆221上。每条同轴线缆221被装备有平衡转换器230，平衡转换器230从相应的同轴线缆221去除共模噪声。如下文将参考图3-5更详细描述的，每个平衡转换器230包括根据围绕由电介质材料制成的设备的多匝相应线缆221形成的电感器。因此，平衡转换器230被耦合到相应的线缆221，而不必切割线缆221。平衡转换器230被设计成具有等于RF接收线圈106a的感兴趣频率的谐振频率，使得平衡转换器230 在抑制共模噪声的谐振频率处呈现高阻抗。
平衡转换器230能够具有各种配置，现在将参考图3-5描述其中的几种配置。图3图示了根据第一代表性实施例的平衡转换器230a的横截面框图。在图3中，图2中所示的同轴线缆221a之一被示出为围绕设备235的外表面缠绕，以在线缆221a中形成电感器236。电感器236的绕线或匝的方向在图3中由箭头表示。设置在设备235内部的谐振电路237磁性耦合到线缆221a的电感器236。根据该实施例，设备235至少部分地是中空的，以在其中接收谐振电路237。设备235由诸如固体塑料材料的电介质材料制成。谐振电路237由电感器238以框图形式表示，电感器238与电容器239并联电耦合。谐振电路237能够具有各种电路配置，但是尺寸上应该非常小，以便满足利用在MRI系统100中有效的空间的本教导的目标之一。本领域技术人员将理解如何配置谐振电路237，所述谐振电路在尺寸上足够小以满足鉴于本文提供的教导的该目标。
谐振电路237的目标谐振频率能够通过调节谐振电路237的电感和/或电容和/或通过调节由线缆221a的绕线形成的电感器236的匝数L来实现，其中，L是大于或等于1的正整数。同轴线缆221a具有通常小于或等于 1.0mm的直径。由于线缆221a的小直径，电感器236能够在小的区内具有大的匝数，这导致具有非常大的电感的电感器236。当电感器236的大电感将由线缆221a中的共模电流产生的磁场耦合到并联谐振电路237中时，产生对共模信号的大串联阻抗，这为在线缆221中传播的共模信号提供共模抑制。因此，平衡转换器230a能够在非常小的区内并且在不必切割线缆221a 以便安装平衡转换器230a的情况下提供有效的共模噪声抑制。谐振电路237 的目标谐振频率通过调节谐振电路237的电感和/或电容和/或通过调节由线缆221b的绕线形成的电感器236的匝数来实现。
图4图示了根据另一代表性实施例的平衡转换器230b的横截面框图。平衡转变换器230b与图3所示的平衡转换器230a相同，除了在图4所示的谐振电路237位于设备235和电感器236的外部。在图4中，图2所示的同轴线缆221b之一围绕设备235的外表面缠绕L次，以在线缆221b中形成电感器236，其中，L是大于或等于1的正整数。电感器236的绕线或匝的方向在图4中由箭头表示。谐振电路237设置在电感器236附近但在电感器236外部。
平衡转换器230b以与平衡转换器230a的操作相同的方式来操作，如上面参考图3描述的。谐振电路237的目标谐振频率通过调节谐振电路237 的电感和/或电容和/或通过调节由线缆221b的绕线形成的电感器236的匝数来实现。此外，任选的反磁性嵌条234能够安装在设备235内部并且至少部分地包含在设备235中，以改变电感器236的区域中的线缆221b的磁化率。制造嵌条234的反磁性材料可以是例如铝或铜。
在目标感兴趣频率处，电感器236将由在线缆221b中流动的共模电流产生的磁场耦合到并联谐振电路237中，从而产生对共模信号的大的串联阻抗，所述串联阻抗导致共模噪声抑制。因此，平衡转换器230b能够在非常小的区内并且在不必切割线缆221b以便安装平衡转换器230b的情况下提供有效的共模噪声抑制。
图5图示了根据另一代表性实施例的平衡转换器230c的横截面框图。在图5中，图2所示的同轴线缆221c之一围绕设备235的外表面在M层中缠绕L次，以在线缆221c中形成电感器240，其中，L是大于或等于1的正整数，其中，M是大于或等于1的正整数。电感器240的绕线或匝的方向在图5中由箭头表示。根据图5所示的代表性实施例，L大于2并且M 等于2。电感器240如下形成：从线缆221c的部分221c1开始，从绘图页面上看，线缆221c围绕设备235从左到右缠绕以形成电感器240的第一电感器层240a；然后，从部分221c2开始，线缆221c在第一电感器层240a顶部上围绕设备235从右到左缠绕以形成电感器240的第二电感器层240b。
根据该实施例，平衡转换器不包括图3和4中所示的谐振电路237。在电感器240的绕线之间存在寄生电容。以这样的方式来选择电感器240的绕线的数量L和层数M：与电感器240的绕线之间的电容组合的由电感器所提供的电感提供LC谐振电路，所述LC谐振电路在目标感兴趣频率处自谐振。与电容耦合的电感提供在目标感兴趣频率处的并联阻抗，其继而抑制线缆221c中的共模噪声。通过调节电感器240的匝数和/或电感器240具有的层数和/或匝的直径来实现目标感兴趣频率。
平衡转换器230c能够在非常小的区域内并且在不必切割线缆221c以便安装平衡转换器230c的情况下提供有效共模噪声抑制。尽管电感器240 被示出为具有两个层240a和240b，但是其能够具有任意的层数M。与上面参考图4描述的实施例一样，由反磁性材料(例如，铝或铜)制成的反磁性嵌条234能够安装在设备235的内部，以改变电感器240的区域中的线缆221c的磁化率。
应当注意，出于说明本教导的原理和构思的目的，已经参考几个代表性实施例描述了本教导。本领域技术人员将理解如何修改与本教导一致的这些实施例以实现本文未明确描述的其他实施例。还应当注意，上面参考图3-5描述的平衡转换器配置仅仅是说明发明原理和构思的合适的平衡转换器配置的范例。例如，图3和图4所示的电感器236能够具有与图5所示的电感器240类似的绕线的M层。图5所示的平衡转换器230c还能够包括与图3和4所示的谐振电路237类似的单独的谐振电路，在这种情况下，谐振电路能够是在设备235的内部或外部。如本领域技术人员鉴于本文提供的描述将理解的，可以对本文描述的实施例做出许多修改，同时仍然实现本教导的目标，并且所有这些修改在本发明的范围内。而且，图1所示并在本文中描述的MRI系统100是能够从平衡转换器的使用中受益的MRI 系统的范例，但是本发明不限于在该具体MRI系统中使用的平衡转换器。

Claims (18)

1.一种平衡转换器包括：
由电介质材料制成的设备，所述设备具有外表面；
磁共振成像(MRI)系统的同轴线缆，所述同轴线缆具有第一端和第二端，所述同轴线缆的在所述第一端与所述第二端之间的部分围绕所述外表面被缠绕L次以形成第一电感器，其中，L是大于或等于1的正整数；以及
谐振电路，其具有彼此电耦合的至少第二电感器和至少第一电容器，其中，所述第一电感器将感兴趣频率处的共模噪声磁性耦合到所述谐振电路中，所述谐振电路和所述第一电感器向所述同轴线缆提供耦合阻抗，并且其中，在所述感兴趣频率处，所述耦合阻抗具有高值，所述高值抑制在所述同轴线缆中传播的共模信号。
2.根据权利要求1所述的平衡转换器，其中，所述设备至少部分地是中空的，并且其中，所述谐振电路被设置在所述设备的内部。
3.根据权利要求1所述的平衡转换器，其中，所述谐振电路被设置在邻近所述第一电感器的所述设备的外部。
4.根据权利要求3所述的平衡转换器，还包括：
反磁性嵌条，所述反磁性嵌条至少部分地被包含在所述设备的内部。
5.根据权利要求1所述的平衡转换器，其中，所述同轴线缆被用于所述MRI系统中，以将来自射频(RF)接收线圈的模拟磁共振(MR)信号携带到RF接收器。
6.根据权利要求5所述的平衡转换器，其中，所述同轴线缆具有小于或等于1毫米(mm)的直径。
7.一种平衡转换器，包括：
由电介质材料制成的设备，所述设备具有外表面；
磁共振成像(MRI)系统的同轴线缆，所述同轴线缆具有第一端和第二端，所述同轴线缆的在所述第一端与所述第二端之间的部分围绕所述外表面被缠绕多次以形成第一电感器层，并且围绕所述第一电感器层被缠绕多次以在所述第一电感器层的顶部上形成第二电感器层，所述第一电感器层和所述第二电感器层包括第一电感器，并且其中，寄生电容存在于绕线之间，所述寄生电容和第一电感器的第一电感提供谐振电路，所述谐振电路具有感兴趣频率处的并联阻抗，所述并联阻抗抑制在所述同轴线缆中传播的共模信号。
8.根据权利要求7所述的平衡转换器，其中，所述设备至少部分地是中空的，并且其中，所述平衡转换器还包括：
反磁性嵌条，所述反磁性嵌条至少部分地被包含在所述设备的内部。
9.根据权利要求7所述的平衡转换器，其中，所述同轴线缆被用于所述MRI系统中，以将来自射频(RF)接收线圈的模拟磁共振(MR)信号携带到RF接收器。
10.根据权利要求9所述的平衡转换器，其中，所述同轴线缆具有小于或等于1毫米(mm)的直径。
11.一种磁共振成像(MRI)系统，包括：
N个射频(RF)接收线圈，每个RF接收线圈被配置为检测具有感兴趣频率的RF信号并且输出磁共振(MR)信号，其中，N是大于或等于1的正整数；
N个放大器，每个放大器对由RF接收线圈输出的MR信号进行放大，以产生经放大的MR信号；
至少一个RF接收器；以及
多条同轴线缆，其将所述放大器的输出部与所述RF接收器的输入部进行互连，其中，在所述同轴线缆上将所述经放大的MR信号从所述放大器的所述输出部携带到所述RF接收器的所述输入部，每条同轴线缆具有平衡转换器，所述平衡转换器包括：
由电介质材料制成的设备，所述设备具有外表面；
第一电感器，其通过围绕所述外表面将相应的同轴线缆的部分缠绕L次以形成所述第一电感器来形成，其中，L是大于或等于1的正整数；以及
谐振电路，其具有彼此电耦合的至少第二电感器和至少第一电容器，其中，所述第一电感器将所述感兴趣频率处的共模噪声磁性耦合到所述谐振电路中，所述谐振电路和所述第一电感器向所述同轴线缆提供耦合阻抗，并且其中，在所述感兴趣频率处，所述耦合阻抗具有高值，所述高值抑制在所述相应的同轴线缆中传播的共模信号。
12.根据权利要求11所述的MRI系统，其中，所述设备至少部分地是中空的，并且其中，所述谐振电路被设置在所述设备的内部。
13.根据权利要求11所述的MRI系统，其中，所述谐振电路被设置在邻近所述第一电感器的所述设备的外部。
14.根据权利要求13所述的MRI系统，还包括：
反磁性嵌条，所述反磁性嵌条至少部分地被包含在所述设备的内部。
15.根据权利要求11所述的MRI系统，其中，所述同轴线缆具有小于或等于1毫米(mm)的直径。
16.一种磁共振成像(MRI)系统，包括：
N个射频(RF)接收线圈，每个RF接收线圈被配置为检测具有感兴趣频率的RF信号并且输出磁共振(MR)信号，其中，N是大于或等于1的正整数；
N个放大器，每个放大器对由RF接收线圈输出的MR信号进行放大，以产生经放大的MR信号；
至少一个RF接收器；以及
多条同轴线缆，其将所述放大器的输出部与所述RF接收器的输入部进行互连，其中，在所述同轴线缆上将所述经放大的MR信号从所述放大器的所述输出部携带到所述RF接收器的所述输入部，每条同轴线缆具有平衡转换器，所述平衡转换器包括：
由电介质材料制成的设备，所述设备具有外表面；
第一电感器，其通过以下操作来形成：围绕所述外表面将相应的同轴线缆的部分缠绕多次以形成第一电感器层，并且围绕所述第一电感器层将所述相应的同轴线缆的所述部分缠绕多次以在所述第一电感器层的顶部上形成第二电感器层，所述第一电感器层和所述第二电感器层包括第一电感器，并且其中，寄生电容存在于绕线之间，所述寄生电容和所述第一电感器的第一电感提供谐振电路，所述谐振电路具有所述感兴趣频率处的并联阻抗，所述并联阻抗抑制在所述同轴线缆中传播的共模信号。
17.根据权利要求16所述的MRI系统，其中，每个平衡转换器还包括：
反磁性嵌条，所述反磁性嵌条至少部分地被包含在相应的设备的内部。
18.根据权利要求16所述的MRI系统，其中，所述同轴线缆具有小于或等于1毫米(mm)的直径。
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