CN116413647A - 梯度线圈和磁共振成像系统 - Google Patents
梯度线圈和磁共振成像系统 Download PDFInfo
- Publication number
- CN116413647A CN116413647A CN202210005389.3A CN202210005389A CN116413647A CN 116413647 A CN116413647 A CN 116413647A CN 202210005389 A CN202210005389 A CN 202210005389A CN 116413647 A CN116413647 A CN 116413647A
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- coil
- gradient
- main
- winding
- compensation
- 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.)
- Pending
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims abstract description 28
- 238000004804 winding Methods 0.000 claims abstract description 163
- 230000004323 axial length Effects 0.000 claims description 13
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 abstract description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 3
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 3
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000013421 nuclear magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 1
- 239000002356 single layer Substances 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
- G01R33/3858—Manufacture and installation of gradient coils, means for providing mechanical support to parts of the gradient-coil assembly
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
本公开涉及医学成像设备技术领域,具体提供了一种梯度线圈和磁共振成像系统。一种梯度线圈,包括:主线圈组件,同轴设于磁共振设备的主磁场组件内,所述主线圈组件包括若干呈圆柱形分布的主线圈绕组;和补偿线圈组件,套设于所述主线圈组件径向的内侧和/或外侧,所述补偿线圈组件包括与所述主线圈绕组相同数量的补偿线圈绕组;其中,每个所述补偿线圈绕组与对应的所述主线圈绕组串联,且所述补偿线圈绕组的绕制方向与串联的主线圈绕组的绕制方向相同。本公开实施方式中,提高梯度线圈性能。
Description
技术领域
本公开涉及医学成像设备技术领域,具体涉及一种梯度线圈和磁共振成像系统。
背景技术
磁共振成像(MRI,Magnetic Resonance Imaging)技术是现代医学临床的重要手段,梯度线圈是磁共振成像系统中最为重要的部件之一。梯度线圈用于实现对被测样本(例如人体)在三维空间中不同位置、位相和频率进行采样,并最终形成K空间数据。梯度线圈的性能直接影响MRI系统的成像质量。
对于MRI系统,相较于径向梯度线圈(分别为X、Y方向的两个梯度线圈),轴向梯度线圈(Z方向的一个梯度线圈)由于受到长度方向的限制设计更为困难,因此性能也最差,不仅线圈效率低而且FoV(Field of View,有效观察区)有效区域也小。相关技术中,想要提高梯度线圈性能,只能增大梯度线圈的长度和半径,从而相应增大FoV有效区域,使其有效区域满足使用需求,这无疑增加了MRI系统的成本,并且对梯度线圈性能提升十分有限。
因此,如何在不增加或者尽量少增加梯度线圈尺寸的情况下,提高轴向梯度线圈的性能,是本领域亟待解决的技术问题。
发明内容
为了提高轴向梯度线圈性能,本公开实施方式提供了一种梯度线圈核磁共振成像系统。
第一方面,本公开实施方式提供了一种梯度线圈,包括:
主线圈组件,同轴设于磁共振设备的主磁场组件内,所述主线圈组件包括若干呈圆柱形分布的主线圈绕组;和
补偿线圈组件,套设于所述主线圈组件径向的内侧和/或外侧,所述补偿线圈组件包括与所述主线圈绕组相同数量的补偿线圈绕组;其中,每个所述补偿线圈绕组与对应的所述主线圈绕组串联,且所述补偿线圈绕组的绕制方向与串联的主线圈绕组的绕制方向相同。
在一些实施方式中,所述主线圈组件包括四个所述主线圈绕组,四个所述主线圈绕组在轴向和径向上两两对称式分布,并且在所述轴向和所述径向上相邻的两个主线圈绕组的绕制方向相反。
在一些实施方式中,所述补偿线圈绕组在轴向上设于靠近所述主线圈组件的圆柱形两端面的位置。
在一些实施方式中,所述补偿线圈绕组与所述主线圈绕组在轴向上至少部分重叠。
在一些实施方式中,所述补偿线圈绕组设于所述主线圈组件的圆柱形两端面的轴向外侧。
在一些实施方式中,所述补偿线圈绕组与所述主线圈组件的圆柱形端面的第一距离,与所述梯度线圈轴向长度的比值为0.01~0.1。
在一些实施方式中,所述补偿线圈绕组在轴向上的第一长度,与连接的所述主线圈绕组在轴向上的第二长度的比值为0.2~0.5。
在一些实施方式中,所述补偿线圈绕组的匝数不小于与其连接的所述主线圈绕组的匝数。
在一些实施方式中,所述补偿线圈绕组与连接的所述主线圈绕组在径向上的间隔为1mm~5mm。
第二方面,本公开实施方式提供了一种磁共振成像系统,包括:
主磁场组件;和
根据第一方面任一实施方式所述的梯度线圈,同轴套设于所述主磁场组件内。
本公开实施方式的梯度线圈,包括主线圈组件和补偿线圈组件,主线圈组件同轴设于磁共振设备的主磁场组件内,主线圈组件包括若干呈圆柱形分布的主线圈绕组,补偿线圈组件套设于主线圈组件径向的内侧和/或外侧,补偿线圈组件包括与主线圈绕组相同数量的补偿线圈绕组,每个补偿线圈绕组与对应的主线圈绕组串联,且补偿线圈绕组的绕制方向与串联的主线圈绕组的绕制方向相同。本公开实施方式中,利用补偿线圈组件对主线圈组件的梯度场进行补偿修正,增大梯度线圈的FoV有效区域,提高梯度线圈性能。
附图说明
为了更清楚地说明本公开具体实施方式或现有技术中的技术方案,下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍,显而易见地,下面描述中的附图是本公开的一些实施方式,对于本领域普通技术人员来讲,在不付出创造性劳动的前提下,还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1是根据本公开一些实施方式中磁共振成像系统的结构示意图。
图2是相关技术中MRI系统的梯度线圈示意图。
图3是根据本公开一些实施方式中梯度线圈的结构示意图。
图4是根据本公开一些实施方式中梯度线圈的性能曲线图。
图5是根据本公开一些实施方式中梯度线圈的性能曲线对比图。
图6是根据本公开一些实施方式中梯度线圈的性能曲线对比图。
图7是根据本公开一些实施方式中梯度线圈的性能曲线对比图。
图8是根据本公开一些实施方式中梯度线圈的结构示意图。
图9是根据本公开一些实施方式中梯度线圈的结构示意图。
具体实施方式
下面将结合附图对本公开的技术方案进行清楚、完整地描述,显然,所描述的实施方式是本公开一部分实施方式,而不是全部的实施方式。基于本公开中的实施方式,本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施方式,都属于本公开保护的范围。此外,下面所描述的本公开不同实施方式中所涉及的技术特征只要彼此之间未构成冲突就可以相互结合。
图1示出了一种典型的核磁共振成像MRI系统的结构示意图。MRI系统的硬件部分主要包括产生主磁场B0的主磁场组件1;进一步改进主磁场B0均匀性的匀场线圈2;用于实现被测样本(例如人体)的三维空间分辨和采样并形成K空间数据的梯度线圈3;能发射能量的射频发射线圈4;以及接收检测信号的射频接收线圈5等。
在MRI系统中,主磁场组件1用于产生主磁场B0,梯度线圈3用于对主磁场B0施加x,y,z方向的梯度场。对于梯度线圈3来说,其性能的优劣主要由线圈的效率(单位mT/m/A)和线圈的有效观察区(FoV,Field of View)来决定。
FoV的定义是一个球心在坐标原点半径为定值的球形区域,梯度线圈3即是根据该FoV区域内的磁场分布逆运算得到的,梯度线圈3的FoV区域的大小由其梯度场在观察区内的线性度来决定。例如相关技术中,往往将梯度场内磁场的线性度变化不大于一定阈值(例如5%)的区域作为有效的FoV区域。由此可知,在FoV区域内梯度场具有很好的线性度,从而对被测样本(例如人体组织)具有较好的三维空间分辨和采样,可以提高MRI系统的成像质量。
图2示出了相关技术的MRI系统中主磁场B0沿Y方向的情况下,梯度线圈沿Z方向的绕制示意图。参见图1所示,L表示梯度线圈在Z方向的长度,R表示梯度线圈绕制的圆柱形的半径。在图1示例中,可以看到梯度线圈包括四个子线圈,四个子线圈在Z方向和Y方向上两两对称式分布,并且相邻两线圈绕制方向不同,分别为顺时针绕制(用“+”表示)和逆时针绕制(用“-”表示),四个子线圈串联形成梯度线圈。
在MRI系统中,相较于径向梯度线圈(X、Y方向的梯度线圈),轴向梯度线圈(Z方向的梯度线圈)由于受到长度方向的限制设计更为困难,因此性能也最差,不仅线圈效率低而且FoV有效区域也小。通过前述可知,线圈效率和FoV区域直接影响梯度线圈性能,进而影响MRI系统的成像质量。相关技术中,想要提高梯度线圈性能,只能增大梯度线圈的长度和半径,从而相应增大FoV有效区域,使其有效区域满足使用需求,这无疑增加了MRI系统的成本,并且对梯度线圈性能提升十分有限。
正是基于上述相关技术中存在的缺陷,本公开实施方式提供了一种梯度线圈及具有该梯度线圈的MRI系统,旨在利用补偿线圈在不增加或者几乎不增加梯度线圈长度的情况下,增大FoV有效区域和效率,提高Z方向梯度线圈性能。
如图3所示,在一些实施方式中,本公开示例提供的轴向梯度线圈包括主线圈组件100和补偿线圈组件200。
主线圈组件100与图1、图2相关技术中所示的梯度线圈相类似。具体来说,本公开实施方式中,主线圈组件100同轴设于磁共振设备的主磁场组件内,主线圈组件100包括若干呈圆柱形分布的主线圈绕组。也即,若干主线圈绕组绕制形成圆柱形结构的轴向梯度线圈。
在一些实施方式中,主线圈组件100包括4个主线圈绕组,也即图3所示的第一主线圈绕组110、第二主线圈绕组120、第三主线圈绕组130和第四主线圈绕组140。4个主线圈绕组在轴向(z方向)和径向(y方向)上两两对称式分布,也即图3所示的形式分布,特别4个主线圈绕组分布于yoz平面的不同象限。
对于4个主线圈绕组而言,在轴向和径向上,相邻两个主线圈绕组的线圈绕制方向相反,以确保当四个主线圈绕组串联连接时每个绕组中的电流方向按照特定的规律流动。例如图3所示中,第一主线圈绕组110的绕制方向为逆时针(-),与其轴向相邻的第二主线圈绕组120的绕制方向为顺时针(+),与其径向相邻的第三主线圈绕组130的绕制方向为顺时针(+),而第四主线圈绕组140的绕制方向为逆时针(-)。从而,在梯度线圈通入电流之后,相邻线圈之间的电流方向相反。
补偿线圈组件200套设于主线圈组件100径向的内侧和/或外侧,也即,补偿线圈组件200与主线圈组件100在径向上分为两层结构套设在一起。
本公开实施方式中,对补偿线圈组件200与主线圈组件100套设结构不作限制。例如,在一些实施方式中,补偿线圈组件200套设于主线圈组件100外层。又例如,在一些实施方式中,补偿线圈组件200套设于主线圈组件100的内层。再例如,在一些实施方式中,补偿线圈组件200可以部分套设于主线圈组件100的外层,部分套设于主线圈组件100的内层。本公开对此不作限制。
本公开实施方式中,补偿线圈组件200包括与主线圈绕组相同数量的补偿线圈绕组。例如图3示例中,补偿线圈组件200同样包括4个补偿线圈绕组,分别为第一补偿线圈绕组210、第二补偿线圈绕组220、第三补偿线圈绕组230以及第四补偿线圈绕组240。
每个补偿线圈绕组和与其相对应的主线圈绕组串联连接,并且与该主线圈绕组的绕制方向相同。例如图3所示,第一补偿线圈绕组210套设于第一主线圈绕组110外侧,并且与第一主线圈绕组110串联连接,第一补偿线圈绕组210的绕制方向与第一主线圈绕组110的绕制方向相同,均为逆时针(-)。第二补偿线圈绕组220套设于第二主线圈绕组120外侧,并且与第二主线圈绕组120串联连接,第二补偿线圈绕组220的绕制方向与第二主线圈绕组120的绕制方向相同,均为顺时针(+)。第三补偿线圈绕组230套设于第三主线圈绕组130外侧,并且与第三主线圈绕组130串联连接,第三补偿线圈绕组230的绕制方向与第三主线圈绕组130的绕制方向相同,均为顺时针(+)。第四补偿线圈绕组240套设于第四主线圈绕组140外侧,并且与第四主线圈绕组140串联连接,第四补偿线圈绕组240的绕制方向与第四主线圈绕组140的绕制方向相同,均为逆时针(-)。
本公开实施方式中,利用补偿线圈组件200对主线圈组件100的轴向梯度场进行补偿修正,从而可以增大梯度线圈的FoV有效区域,提高梯度线圈效率。并且,由于补偿线圈组件200与主线圈组件100同轴套设,可以在不增大或者几乎不增大梯度线圈长度的情况下,实现对梯度线圈性能的提升。下文中针对本公开梯度线圈的原理进行具体说明。
首先,以图2所示的相关技术的梯度线圈为例,对轴向梯度线圈的性能与梯度线圈长度(L)之间的关系进行说明。
在一个示例中,在梯度线圈匝数和半径(R=140mm)保持不变的情况下,分别调整梯度线圈的长度L=460mm、L=600mm、L=720mm,其对应的梯度线圈产生的沿着Z轴的梯度场分量By(z)变化曲线如图4所示。对于图4中的每条曲线,其斜率即表示梯度场的线性度变化,斜率保持不变的区域也即线性度保持不变的区域,也即可以作为梯度线圈的FoV有效区域。
通过图4可以看到,在梯度线圈的其他参数保持不变的情况下,当长度L=460mm时,其对应的FoV有效区域在Z轴上的范围大约在(-80mm,+80mm)。当长度L=600mm时,其对应的FoV有效区域在Z轴上的范围大约在(-100mm,+100mm)。当长度L=720mm时,其对应的FoV有效区域在Z轴上的范围大约在(-130mm,+130mm)。
由此可以得到结论,轴向梯度线圈的FoV区域的大小与梯度线圈的长度成正比,这也与前述的“相关技术中可通过增大梯度线圈长度来提高梯度线圈性能”相符合。
然而,通过前述可知,增大梯度线圈的尺寸,需要整个MRI系统适配性增大体积,导致系统成本成倍的增长。另外,通过图4可以看到,仅依靠增大梯度线圈的尺寸,梯度线圈的性能提升十分有限,例如图4示例中,梯度线圈长度由460mm增大至720mm的情况下,FoV有效区域在Z轴方向上仅增加100mm左右,效果十分有限。
因此,本公开实施方式中,通过图4中三条曲线所示的规律,为了增大FoV有效区域,可以利用补偿线圈增大原本梯度线圈的梯度场曲线中的波峰和波谷之间的距离。例如图4示例中,当L=720mm情况下,曲线波峰和波谷之间的距离明显大于L=460mm时曲线波峰和波谷的距离,从而当L=720mm时,梯度线圈的FoV有效区域也大于L=460mm时的FoV有效区域。
基于此原理,本公开实施方式提供的梯度线圈可以如图3中所示,下面以图3作为示例,对本公开实施方式的梯度线圈的原理进行具体说明。
在下文示例中,将图3中主线圈组件100的轴线(Z方向)长度L固定设置为460mm,也即本公开实施方式中,保持主线圈组件100长度不变,实现梯度线圈性能的提升。
在一些实施方式中,每个补偿线圈绕组在轴向上设于靠近主线圈组件100的圆柱形两端面的位置。
可以理解,基于前述可知,本公开实施方式的梯度线圈的设计目标是使得梯度场曲线的波峰和波谷之间的距离增大,从而可将补偿线圈绕组尽可能设于靠近轴向两端的位置。
如图3所示,每个补偿线圈绕组的外边缘与主线圈组件100的端面的第一距离为D,梯度场线圈系统轴向的总长度为轴向长度L。在一些实施方式中,第一距离D与轴向长度L的比值D/L可位于0.01~0.1之间。
例如上述示例中,梯度场线圈系统的轴向长度L=460mm,则补偿线圈绕组的外边缘与主线圈组件100端面的第一距离D可以为4.6mm~46mm之间。例如一个示例中,第一距离D=30mm。
图5示出了本公开实施方式的梯度线圈中,施加补偿线圈组件200和不加补偿线圈组件200的性能对比图。通过图4可以看出,相较于不加补偿线圈组件200的梯度线圈,本公开实施方式的梯度线圈的FoV区域有明显的增大,在Z轴上的FoV区域尺寸有50%左右的增加。同时,本公开实施方式中,FoV区域的梯度场曲线斜率更优,表示梯度场线圈系统的效率更好。由此可以看到,本公开实施方式的梯度线圈的性能得到的明显的提升。
为进一步说明本公开梯度线圈的原理,图6中示出了仅有主线圈组件、仅有补偿线圈组件以及本公开梯度线圈的性能对比图,图7中示出了本公开梯度线圈与相关技术中增大梯度线圈长度方案的性能对比图。
通过图6可以看到,本公开实施方式的梯度线圈的梯度场可以看作是主线圈组件和补偿线圈组件磁场的叠加,正是由于这种磁场的叠加效果,使得原本的主线圈组件在增加了补偿线圈组件之后梯度性能得到的明显的提升。
通过图7可以看到,相较于相关技术中L=460mm的梯度线圈,本公开实施方式的梯度线圈,在不增加轴向长度的情况下,FoV有效区域明显增大,并且线圈效率得到明显提高,梯度性能得到提升。相较于相关技术中L=600mm的梯度线圈,本公开实施方式的梯度线圈,在较小的轴线长度的情况下,实现了更优的FoV区域和线圈效率。由此可见,本公开实施方式的梯度线圈非常高效地提高了梯度线圈的性能。
在一些实施方式中,为进一步梯度线圈的性能,设置补偿线圈绕组在轴向上的第一长度,与主线圈绕组在轴向上的第二长度的比值位于0.2~0.5之间。
例如图3中所示,第三补偿线圈绕组230在轴向上的第一长度为P,第三主线圈绕组130在轴向上的第二长度为Q,从而第一长度与第二长度的比值P/Q位于0.2~0.5之间。
可以理解,本公开实施方式的梯度线圈的实际目标是使得梯度场曲线的波峰和波谷之间的距离增大,从而利用轴向长度较小的补偿线圈绕组套设在主线圈绕组上,将梯度场曲线的波峰和波谷之间的距离增大,提高梯度线圈性能。
在一些实施方式中,补偿线圈绕组与主线圈绕组套设时,两者在径向上的间隔为1mm~5mm,从而减小补偿线圈绕组对梯度线圈径向的尺寸增大,对于半径R=140mm的梯度线圈来说,增加的补偿线圈组件几乎不会对径向尺寸产生影响。
在一些实施方式中,为进一步提高梯度线圈的性能,每个补偿线圈绕组的匝数不小于与其连接的主线圈绕组的匝数。例如图3所示,假设主线圈绕组的匝数为10匝,每个补偿线圈绕组的匝数应当大于或等于10匝,从而提高梯度线圈的性能。
通过上述可知,本公开实施方式中,利用补偿线圈组件对主线圈组件的梯度场进行补偿修正,从而可以增大梯度线圈的FoV有效区域,提高梯度线圈效率。并且,由于补偿线圈组件与主线圈组件同轴套设,可以在不增大或者几乎不增大梯度线圈长度的情况下,实现对梯度线圈性能的提升。
在上述示例中,补偿线圈组件200与主线圈组件100在轴向上完全重叠,也即梯度线圈的总长度L即为主线圈组件100的长度。在其他实施方式中,补偿线圈组件200与主线圈组件100也可以在轴向上部分重叠,或者不重叠,同样可以实现本公开原理,下面分别进行说明。
如图8所示,在一些实施方式中,补偿线圈绕组套设于主线圈组件的轴端,并且补偿线圈绕组与主线圈绕组在轴向部分重叠。
例如图8示例中,第一补偿线圈绕组210的外缘超出第一主线圈绕组110的外缘,也即第一补偿线圈绕组210在轴向与第一主线圈绕组110部分重叠。在此情况下,整个梯度线圈的轴向长度即为第一补偿线圈绕组210左侧外缘到第二补偿线圈绕组220右侧外缘的长度L,其中,长度L大于主线圈组件的轴向长度Lm。
在此示例实施方式中,其原理与前述实施方式相同,同样可以实现对梯度线圈性能的提升。
如图9所示,在一些实施方式中,补偿线圈绕组设于主线圈组件的圆柱形两端面的轴线外侧,也即补偿线圈组件与主线圈组件在轴向上不存在重叠部分。
例如图9示例中,第一补偿线圈绕组210完全超出第一主线圈绕组110的轴端,也即第一补偿线圈绕组210在轴向与第一主线圈绕组110不存在重叠。在此情况下,整个梯度线圈的轴向长度即为第一补偿线圈绕组210左侧外缘到第二补偿线圈绕组220右侧外缘的长度L,其中,长度L大于主线圈组件的轴向长度Lm。
在此示例实施方式中,其原理与前述实施方式相同,同样可以实现对梯度线圈性能的提升。
可以理解,在图8和图9实施方式中,其同样可以参照本公开前述实施方式,实现对梯度线圈性能的提升。但是,由于补偿线圈组件在轴向上超出了主线圈组件两侧端面,因此梯度线圈在轴向上长度略有增加。另外,在图9所示的实施方式中,由于补偿线圈组件在轴向上与主线圈组件没有重叠部分,因此两者可以单层设置,无需套设,从而减小径向尺寸。本领域技术人员对此可以理解,本公开不再赘述。
通过上述可知,本公开实施方式中,利用补偿线圈组件对主线圈组件的梯度场进行补偿修正,从而可以增大梯度线圈的FoV有效区域,提高梯度线圈效率。并且,由于补偿线圈组件与主线圈组件同轴套设,可以在不增大或者几乎不增大梯度线圈长度的情况下,实现对梯度线圈性能的提升。
值得说明的是,无论采用上述哪种主线圈和补偿线圈组合的方式,主线圈和补偿线圈需要同时优化以达到最佳的梯度线圈的性能或效果。
本公开实施方式提供了一种磁共振成像系统,磁共振成像系统包括:
主磁场组件,用于产生主磁场;和
上述任一实施方式中的梯度线圈,其同轴套设于主磁场组件内。
在一些实施方式中,本公开示例的磁共振成像系统可参照前述图1所示,本公开对此不再赘述。
通过上述可知,本公开实施方式中,利用补偿线圈组件对主线圈组件的梯度场进行补偿修正,从而可以增大梯度线圈的FoV有效区域,提高磁共振设备性能。并且,由于补偿线圈组件与主线圈组件同轴套设,可以在不增大或者几乎不增大梯度线圈长度的情况下,实现对磁共振设备性能的提升。
显然,上述实施方式仅仅是为清楚地说明所作的举例,而并非对实施方式的限定。对于所属领域的普通技术人员来说,在上述说明的基础上还可以做出其它不同形式的变化或变动。这里无需也无法对所有的实施方式予以穷举。而由此所引伸出的显而易见的变化或变动仍处于本公开创造的保护范围之中。
Claims (10)
1.一种梯度线圈,其特征在于,包括:
主线圈组件,同轴设于磁共振设备的主磁场组件内,所述主线圈组件包括若干呈圆柱形分布的主线圈绕组;和
补偿线圈组件,套设于所述主线圈组件径向的内侧和/或外侧,所述补偿线圈组件包括与所述主线圈绕组相同数量的补偿线圈绕组;其中,每个所述补偿线圈绕组与对应的所述主线圈绕组串联,且所述补偿线圈绕组的绕制方向与串联的主线圈绕组的绕制方向相同。
2.根据权利要求1所述的梯度线圈,其特征在于,
所述主线圈组件包括四个所述主线圈绕组,四个所述主线圈绕组在轴向和径向上两两对称式分布,并且在所述轴向和所述径向上相邻的两个主线圈绕组的绕制方向相反。
3.根据权利要求1所述的梯度线圈,其特征在于,
所述补偿线圈绕组在轴向上设于靠近所述主线圈组件的圆柱形两端面的位置。
4.根据权利要求3所述的梯度线圈,其特征在于,
所述补偿线圈绕组与所述主线圈绕组在轴向上至少部分重叠。
5.根据权利要求3所述的梯度线圈,其特征在于,
所述补偿线圈绕组设于所述主线圈组件的圆柱形两端面的轴向外侧。
6.根据权利要求1至5任一项所述的梯度线圈,其特征在于,
所述补偿线圈绕组与所述主线圈组件的圆柱形端面的第一距离,与所述梯度线圈轴向长度的比值为0.01~0.1。
7.根据权利要求1至6任一项所述的梯度线圈,其特征在于,
所述补偿线圈绕组在轴向上的第一长度,与连接的所述主线圈绕组在轴向上的第二长度的比值为0.2~0.5。
8.根据权利要求1至7任一项所述的梯度线圈,其特征在于,
所述补偿线圈绕组的匝数不小于与其连接的所述主线圈绕组的匝数。
9.根据权利要求1至8任一项所述的梯度线圈,其特征在于,
所述补偿线圈绕组与其连接的所述主线圈绕组在径向上的间隔为1mm~5mm。
10.一种磁共振成像系统,其特征在于,包括:
主磁场组件;和
根据权利要求1至9任一项所述的梯度线圈,同轴套设于所述主磁场组件内。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
CN202210005389.3A CN116413647A (zh) | 2022-01-05 | 2022-01-05 | 梯度线圈和磁共振成像系统 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
CN202210005389.3A CN116413647A (zh) | 2022-01-05 | 2022-01-05 | 梯度线圈和磁共振成像系统 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
CN116413647A true CN116413647A (zh) | 2023-07-11 |
Family
ID=87055280
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
CN202210005389.3A Pending CN116413647A (zh) | 2022-01-05 | 2022-01-05 | 梯度线圈和磁共振成像系统 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
CN (1) | CN116413647A (zh) |
-
2022
- 2022-01-05 CN CN202210005389.3A patent/CN116413647A/zh active Pending
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US5198769A (en) | Tesseral gradient coil for a nuclear magnetic resonance tomography apparatus | |
US7932722B2 (en) | Transversely folded gradient coil | |
EP2409170B1 (en) | A tesseral shim coil for a magnetic resonance system | |
US4646024A (en) | Transverse gradient field coils for nuclear magnetic resonance imaging | |
US7157912B2 (en) | Apparatus for generating homogeneous magnetic field | |
US6285188B1 (en) | Self-shielded coil with non-inductive winding | |
US20050134274A1 (en) | Method and apparatus for minimizing gradient coil and rf coil coupling | |
US20130265124A1 (en) | Compact Superconducting Magnet Device | |
KR910001860B1 (ko) | 핵자기 공명 영상화용 횡 그레디언트 자계코일구성 및 그 제조방법 | |
JP4204470B2 (ja) | 勾配磁場を発生させるためのコイルシステム | |
US9435869B2 (en) | Magnetic resonance imaging system with satellite gradient coils | |
US4862086A (en) | System for generating magnetic fields utilized for magnetic resonance imaging apparatus | |
US5012192A (en) | Gradient coil system for a nuclear resonance tomography apparatus | |
US5568102A (en) | Closed superconductive magnet with homogeneous imaging volume | |
US9638776B2 (en) | Nested coil configuration of active shims in MRI systems | |
JP4118833B2 (ja) | Mri用コイル | |
CN100571619C (zh) | 具有改善的边缘场的多头屏蔽梯度线圈 | |
CN116413647A (zh) | 梯度线圈和磁共振成像系统 | |
JP2004273568A (ja) | 超電導マグネット装置 | |
JP2005512646A (ja) | 傾斜磁場コイル配置構造 | |
US5864235A (en) | Nuclear magnetic resonance tomography apparatus with a combined radio-frequency antenna and gradient coil structure | |
EP1576382B1 (en) | Self-shielded gradient coil arrangements with minimised risk of partial discharge | |
JP2708661B2 (ja) | 勾配磁場発生装置 | |
US20230314537A1 (en) | Receiving coil and mri apparatus | |
CN112816923B (zh) | 一种超高场发射匀场线圈结构 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
PB01 | Publication | ||
PB01 | Publication | ||
SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
SE01 | Entry into force of request for substantive examination |