CN117008025A - 磁共振系统中抑制磁体梯度相互作用的系统、组件和方法 - Google Patents

磁共振系统中抑制磁体梯度相互作用的系统、组件和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN117008025A
CN117008025A CN202310412172.9A CN202310412172A CN117008025A CN 117008025 A CN117008025 A CN 117008025A CN 202310412172 A CN202310412172 A CN 202310412172A CN 117008025 A CN117008025 A CN 117008025A
Authority
CN
China
Prior art keywords
assembly
eddy currents
shielding
gradient
conductive layer
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
Application number
CN202310412172.9A
Other languages
English (en)
Inventor
李承均
华夷和
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Precision Healthcare LLC
Original Assignee
GE Precision Healthcare LLC
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Precision Healthcare LLC filed Critical GE Precision Healthcare LLC
Publication of CN117008025A publication Critical patent/CN117008025A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42Screening
    • G01R33/421Screening of main or gradient magnetic field
    • G01R33/4215Screening of main or gradient magnetic field of the gradient magnetic field, e.g. using passive or active shielding of the gradient magnetic field
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42Screening
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055Detecting, 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
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3642Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
    • G01R33/365Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils have the same function in MR, e.g. decoupling of a receive coil from another receive coil in a receive coil array, decoupling of a transmission coil from another transmission coil in a transmission coil array
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42Screening
    • G01R33/422Screening of the radio frequency field
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56518Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本文提供了一种磁共振(MR)系统(10)。该系统包括:主磁体组件(12),该主磁体组件被构造为生成极化磁场;梯度线圈组件(22),该梯度线圈组件包括被构造为向极化磁场施加至少一个梯度场的多个梯度线圈;和屏蔽组件(208),该屏蔽组件定位在主磁体组件(12)与梯度线圈组件(22)之间。屏蔽组件(208)包括导电层(304),该导电层由导电材料制成并且限定穿过导电层(304)定位的凹槽(308),其中凹槽(308)被构造为阻断在施加至少一个梯度场时由极化磁场和至少一个梯度场的作用引起的运动涡流。

Description

磁共振系统中抑制磁体梯度相互作用的系统、组件和方法
背景技术
本公开的领域整体涉及磁体组件的系统和方法,并且更具体地涉及在磁共振(MR)系统中抑制磁体梯度相互作用的系统、组件和方法。
磁共振成像(MRI)已证明可用于许多疾病的诊断。MRI提供通过其他成像模态诸如计算机断层扫描(CT)不能容易地成像的软组织、异常组织(诸如肿瘤)和其他结构的详细图像。此外,MRI在不将患者暴露于在模态诸如CT和X射线中经历的电离辐射的情况下操作。
稳定的磁场是MR系统性能的基础。强梯度线圈的快速切换产生漏磁场,该漏磁场引起感应涡流,感应涡流又产生运动涡流。运动涡流对MR系统的磁体造成严重的加热和失超风险。磁体线圈和梯度线圈之间的相互作用的运动引起的放大可被称为磁体梯度相互作用(MGI)。已知的MGI管理系统和方法在一些方面是不利的,并且需要改进。
发明内容
在一个方面,提供了一种磁共振(MR)系统。该系统包括:主磁体组件,该主磁体组件被构造为生成极化磁场;梯度线圈组件,该梯度线圈组件包括被构造为向极化磁场施加至少一个梯度场的多个梯度线圈;和屏蔽组件,该屏蔽组件定位在主磁体组件与梯度线圈组件之间。屏蔽组件包括导电层,该导电层由导电材料制成并且限定穿过导电层定位的凹槽,其中凹槽被构造为阻断在施加至少一个梯度场时由极化磁场和至少一个梯度场的作用引起的运动涡流。
在另一方面,提供了一种MR系统屏蔽组件。该屏蔽组件包括导电层,该导电层由导电材料制成并且限定穿过导电层定位的凹槽,其中凹槽被构造为阻断由MR系统生成的运动涡流。
在又一方面,提供了一种组装MR系统的屏蔽组件的方法。该方法包括提供导电层,该导电层由导电材料制成并且限定穿过导电层定位的凹槽,其中凹槽被构造为阻断由MR系统生成的运动涡流。
附图说明
参考以下附图描述了非限制性和非穷举性示例,其中除非另外指明,否则在各个附图中的相同的附图标记指代相同的部分。
图1是示例性磁共振(MR)系统的示意图。
图2A是图1所示的系统的示例性磁体组件的示意图。
图2B是图2A所示的磁体组件的沿剖面线2B-2B截取的局部剖视图。
图3A是示出了用于图2A和图2B中所示的磁体组件的示例性屏蔽组件的横截面的示意图。
图3B示出了图3A所示的屏蔽组件的示例性图案。
图4A是使用氦浴冷却的超导主磁体组件的示意图。
图4B是使用传导冷却的超导主磁体组件的示意图。
图5是不具有和具有本文所述的系统和方法的MR系统的运动涡流加热的比较。
图6是组装图1至图3B中所示的屏蔽组件的示例性方法的流程图。
图7是示例性计算设备的框图。
图8是示例性服务器计算设备的框图。
具体实施方式
本公开包括减少磁共振(MR)系统中的运动涡流的系统、组件和方法。运动涡流造成严重的磁体加热和失超风险,尤其是对于紧凑型高性能高场扫描器。MR系统的超导磁体组件被描述为示例,仅用于说明目的。该系统、组件和方法可应用于任何系统中的任何磁体组件,诸如永磁体组件,因为运动涡流引起的加热会导致磁体组件中的磁场漂移,从而损害磁体组件的性能。方法方面在以下描述中部分将是显而易见的并且部分将明确地讨论。
在磁共振成像(MRI)中,将受检者置于磁体中。如本文所用,受检者是人、动物或体模,或者是人、动物或体模的一部分,诸如器官或组织。当受检者处于由磁体生成的磁场中时,核诸如质子的磁矩尝试与磁场对准,但在核的拉莫尔频率下以随机顺序围绕磁场进动。磁体的磁场被称为B0并且沿纵向或z方向延伸。在采集MRI图像的过程中,处于x-y平面中且接近拉莫尔频率的磁场(称为激励场B1)由射频(RF)线圈生成,并且可用于将核的净磁矩Mz从z方向朝横向或x-y平面旋转或“倾斜”。在激励信号B1终止之后,核发射信号,该信号被称为MR信号。为了使用MR信号来生成受检者的图像,使用磁场梯度脉冲(Gx、Gy和Gz)。梯度脉冲用于扫描通过k空间、空间频率的空间或距离的反向。在所采集的MR信号和受检者的图像之间存在傅立叶关系,因此可通过重建MR信号来导出受检者的图像。
图1示出了示例性MR系统10的示意性框图。MR系统10用于获得受检者的图像或用于受检者的光谱学应用。
在示例性实施方案中,MR系统10包括主磁体组件12,该主磁体组件包括主磁体14。在一些实施方案中,主磁体14是由缠绕在磁性线圈支架或线圈架周围的多个磁性线圈形成的超导磁体。磁体14被构造为生成极化磁场。在其他实施方案中,主磁体14是永磁体。主磁体组件12可包括围绕主磁体14的低温恒温容器18。低温恒温容器18通常填充有低温流体,诸如液氦和/或液氮,该低温流体用于将超导线圈冷却到极低温度(例如,4K),使得电流在没有电阻的情况下继续流过超导线圈,以在电源断开之后维持均匀且静态的主磁场。
在示例性实施方案中,主磁体组件12还可包括热屏蔽组件16,该热屏蔽组件将低温恒温容器18和主磁体14围封在其中。在一个实施方案中,热屏蔽组件16可包括内部热屏蔽构件162和外部热屏蔽构件164。内部热屏蔽构件162通常是圆柱形形状并且径向地放置在主磁体14的内部。内部热屏蔽构件162被构造为防止热量从放置受检者的温暖区域辐射到放置主磁体14的寒冷区域。外部热屏蔽构件164相对于内部热屏蔽构件162同中心地布置。外部热屏蔽构件164也可具有大致圆柱形的形状并且径向地放置在主磁体14的外部。外部热屏蔽构件164被构造为防止热量从环境辐射到主磁体14中。在一些实施方案中,热屏蔽组件16由金属材料(诸如铝)制成,该金属材料可能由于与变化的电磁场的相互作用而生成涡流。在一个实施方案中,一种类型的变化电磁场由一个或多个梯度线圈通过脉冲电流信号生成。在一些实施方案中,主磁体组件12还可包括磁体真空容器19,该磁体真空容器围绕热屏蔽组件16并且在操作期间使主磁体14与环境绝缘。
在示例性实施方案中,MR系统10还包括放置在内部热屏蔽构件162内部的梯度线圈组件22。梯度线圈组件22被构造为沿着一个或多个轴(诸如x轴、y轴或z轴)选择性地施加一个或多个梯度磁场。在一些实施方案中,梯度线圈组件22具有屏蔽或未屏蔽的构造。如本文所用,“屏蔽构造”是指其中提供一个或多个屏蔽梯度线圈以生成相反的磁场来抵消或减少由正常梯度线圈产生的边缘场的构造。梯度线圈组件22可包括x轴梯度线圈,该x轴梯度线圈被构造为响应于向其供应的脉冲电流信号而沿着x轴方向施加x轴梯度场。梯度线圈组件22还可包括y轴梯度线圈,该y轴梯度线圈被构造为响应于向其供应的脉冲电流信号而沿着y轴方向施加y轴梯度场。梯度线圈组件22还可包括z轴梯度线圈,该z轴梯度线圈被构造为响应于向其供应的脉冲电流信号而沿着z轴方向施加z轴梯度场。x轴、y轴或z轴梯度线圈可分别被称为x、y或z梯度线圈。由梯度线圈组件22生成的梯度场允许识别从受检者内部的受激核发出的射频信号的空间信息。
在示例性实施方案中,MR系统10还包括RF线圈24。图1所示的RF线圈24是体线圈。RF线圈24可以是可放置在待成像的解剖结构附近的局部线圈,或者是包括多个线圈的线圈阵列。RF线圈24可以是发射器线圈,该发射器线圈被构造为发射RF脉冲。RF线圈24可以是接收器线圈,该接收器线圈被构造为检测来自受检者的MR信号。RF线圈24可以是既发射又检测MR信号的发射和接收线圈。
主磁体组件12、梯度线圈组件22和体RF线圈24通常统称为磁体,并且如本文所用,统称为磁体组件50,因为磁体组件50形成为具有磁场的一个单元。磁体组件50具有孔46,在扫描期间受检者被定位在该孔中。图1中所示的磁体组件50是闭孔系统,其中孔是圆柱形的。闭孔磁体组件50在本文中被描述为示例,用于说明目的。磁体组件50可以是其他设计的磁体组件,诸如开放系统或开孔系统、双极电磁体构造或Hallbach构造。
在示例性实施方案中,MR系统10还包括控制器30、主磁场控件32、梯度场控件34、存储器36、显示设备38、发射/接收(T/R)开关40、RF发射器42和接收器44。在操作中,受检者被放置在孔46中,在合适的支撑件(例如机动化手术台(未示出)或其他患者台)上。主磁体14在孔46上产生均匀且静态的主磁场B0。孔46中以及对应地患者身上的主磁场B0的强度和均匀性由控制器30经由主磁场控件32来控制,该主磁场控件还控制对主磁体14的激励电流的供应。梯度线圈组件22由梯度场控件34激励并且也由控制器30控制,使得一个或多个梯度磁场被施加在主磁场B0上。RF线圈24和接收线圈(如果提供的话)分别通过T/R开关40选择性地互连到RF发射器42或接收器44中的一者。RF发射器42和T/R开关40由控制器30控制,使得RF场脉冲或信号由RF发射器42生成并且被选择性地施加到受检者以用于在受检者身上激发磁共振。
在示例性实施方案中,在施加RF脉冲之后,再次致动T/R开关40以将RF发射线圈24从RF发射器42解耦。检测到的MR信号又被传送到控制器30,该控制器能够以特定格式组织MR信号以存储在存储器36中。控制器30包括处理器48,该处理器控制MR信号的处理以产生表示患者的图像的信号。表示受检者的经处理信号被发射到显示设备38以提供图像的视觉显示。
MRI中的快速和强梯度线圈在线圈外部生成大量磁漏场,该磁漏场在周围的磁体结构中引起涡流和发热。在存在MR系统的强静态磁场(B0)的情况下,涡流由于洛伦兹力而引起磁体的导电层的振动,这又生成可能比原始涡流大得多的运动涡流。运动涡流加剧了梯度线圈与磁体之间的电磁相互作用,从而造成严重的磁体加热和失超风险,尤其是对于紧凑型高性能高场扫描器。运动引起的相互作用的放大可被称为磁体梯度相互作用(MGI)。
已知的MGI减少方法集中于抑制位于梯度线圈与磁体线圈之间的导电结构的运动。然而,在高场环境中抑制导电结构的振动在机械设计和材料选择(例如,双金属或碳纤维)方面是昂贵的。
本文所述的系统、组件和方法通过直接使用屏蔽组件瞄准运动涡流来解决MGI,而不是集中于减小导电结构的机械振动。例如,屏蔽组件包括从导电层切出的特定图案的凹槽/狭槽,其中凹槽被构造为(i)允许感应涡流相对容易地流动,同时(ii)阻断运动涡流在导电层上流动的路径。具有设计图案的导电层可被称为非运动涡流(NME)层。因此,即使导电结构振动,也将存在很少的运动涡流来增强磁体的加热。导电层可以是由玻璃纤维支撑的薄铜或铝,从而导致磁体构造的额外成本相对较小。本文所述的系统、组件和方法是有利的,因为NME层提供供非运动涡流或感应涡流流动的路径,这保护磁体不受梯度线圈的漏磁场影响,同时限制或阻断运动涡流,即使导电结构在高B0环境中振动也如此。与已知方法不同,振动不受限制,并且运动涡流经由导电层中的切口图案被抑制,从而消除了对磁体组件中的结构的加固的需要。此外,与已知方法不同,在已知方法中,通过限制导致磁体组件以特定共振频率振动的应用而减小运动涡流,本文所述的系统、组件和方法不对应用进行限制,从而增强MR系统的性能并且充分发挥高梯度系统的潜力。高梯度功率序列可在不限制序列参数(诸如回波间隔、分辨率、梯度幅度或转换速率)的情况下进行应用。此外,本文所述的系统、组件和方法有效地减小了高场强(诸如7T)的MR系统中的运动涡流,该运动涡流由于增加的场强所引起的增加的洛伦兹力和运动涡流而具有增加的磁体加热和失超风险。MGI效应是高场系统的主要风险。因此,本文所述的系统、组件和方法有利于降低高场系统中的加热和失超风险。
图2A和图2B是示例性磁体组件50的示意图。图2B是磁体组件50的沿剖面线2B-2B截取的局部剖视图。在图2A和图2B中未示出体RF线圈24。在示例性实施方案中,磁体组件50包括梯度线圈组件22和主磁体组件12。磁体组件50可包括垫片管202。垫片管202可附接到梯度线圈组件22。在一些实施方案中,垫片管202可与梯度线圈组件22一体地形成。另选地,垫片管202附接到主磁体组件12,诸如磁体真空容器19的内部背衬。
在示例性实施方案中,主磁体组件12包括磁体真空容器19、热屏蔽组件16、低温恒温容器18、包括磁导线201的主磁体14。为了简单起见,在图2A或图2B中未示出外部热屏蔽构件164和磁体真空容器19的外层。在超导主磁体组件12中,磁导线201保持在磁导线201中的超导金属的超导温度下。超导温度通常为4开尔文(K)。主磁体组件12中的温度维持在超导温度下使得电流发生超导的区域被称为超导区域206。在图2A中,主磁体14和低温恒温容器18处于超导区域206中。内部热屏蔽构件162的温度可为50K。对于超导磁体,超导区域206处的温度应当保持在超导温度或以下。冷头(未示出)可用于维持超导区域206中的温度。因为超导区域206的低温,所以冷却过程中冷头的功率受到限制。
在示例性实施方案中,磁体组件50包括屏蔽组件208。屏蔽组件208定位在梯度线圈组件22与超导区域206之间。屏蔽组件208可在梯度线圈组件22与超导区域206之间的区域中附接到磁体组件50的结构。例如,屏蔽组件208附接到梯度线圈组件22、垫片管202、磁体真空容器19的内层、内部热屏蔽构件162、或低温恒温容器18的内侧210。低温恒温容器18的内侧210是低温恒温容器18的面向孔46的最内侧。屏蔽组件208用于减少由运动涡流引起的对主磁体14的加热。
变化的磁场在附近的导体中感应出电流。因为MR使用快速变化的磁场来生成并在空间上限定信号,所以每当执行扫描时总是产生涡流。这种涡流被称为感应涡流。变化磁场的来源主要来自梯度线圈或RF线圈。其中引起涡流的导电材料可以是MR系统10的任何导电部件,诸如线圈、屏蔽件、管、电线或外壳。
在扫描期间,电流可被快速切换,尤其是在梯度线圈中,以通过k空间进行采样。磁场中电流的快速切换会产生洛伦兹力,从而导致磁体组件50中的结构振动。磁体组件50中的结构的振动或运动会产生电流。这种电流被称为运动涡流。
感应涡流对主磁体14的热效应是可管理的。由感应涡流生成的电磁场与感应出涡流的源电磁场相反并且至少部分地抵消该源电磁场。梯度线圈组件22与超导区域206之间的导电材料层用作屏蔽件,从而减少感应涡流和涡流对主磁体14的影响。剩余感应电流产生的焦耳加热由冷头进行管理。感应涡流还可通过主动屏蔽或通过屏蔽构造来减小,其中磁体组件50的结构的感应出涡流的边缘磁场被消除或减小。
与感应涡流相比,运动涡流具有相对高的量值并且难以减小。运动涡流可具有比感应涡流大得多的量值。在某些振动频率下,运动涡流比感应涡流大几百倍。运动涡流引起的焦耳加热超过冷头的冷却能力,从而导致低温流体蒸发以维持超导区域206的温度。低温流体(诸如氦)是不可回收的自然资源并且补充成本高。当运动涡流处于低温流体的蒸发不足以维持超导区域206的温度并且失去超导性的水平时,运动涡流甚至可能造成失超风险,从而导致低温流体的快速蒸发以及MR系统的失效。
为了减小运动涡流,可减小流向梯度线圈的电流。因为运动涡流是由磁体组件50中的结构的振动引起的,所以在这些结构的共振频率下,运动涡流比在其他频率下更高。可重新设计或限制脉冲序列以避免在那些频率下的运动涡流,从而对MR系统10的性能构成限制。
减小运动涡流的另一已知方法是诸如通过加固这些结构或添加加固结构来使振动最小化。该方法面临几个挑战。首先,振动是不可避免的,因为材料不具有无限刚度。其次,增加刚度是昂贵的,并且磁体组件缺少内部空间来允许增加结构的刚度。例如,为了增加刚度,可将结构加厚,这增加了磁体组件50的孔径,从而由于超导线昂贵而极大地增加了成本,并且孔径的增加将不可避免地增加磁导向的长度。
本文所述的系统、组件和方法克服了已知系统和方法中的上述问题。屏蔽组件208不会增加磁体组件50的孔径或者只需要极少量地增加孔径。屏蔽组件208的厚度可薄至0.1mm。屏蔽组件208可被放置在磁体组件50的结构之间的任何间隙中,或者可定位在磁体组件的现有结构上。因此,包括屏蔽组件的系统成本并不高昂。因为屏蔽组件208允许结构振动,所以不需要强加与振动相关的限制诸如梯度线圈的电流或脉冲序列,从而增强MR系统10的性能。
图3A和图3B示出了示例性屏蔽组件208。图3A是屏蔽组件208的横截面的示意图。图3B示出了屏蔽组件208的图案302。在示例性实施方案中,屏蔽组件208包括导电层304和绝缘层306。绝缘层306由非导电材料制成,诸如塑料或玻璃纤维。绝缘层306为导电层304提供结构支撑和绝缘。
在示例性实施方案中,导电层304由诸如铜、银或铝等导电材料制成。导电层304包括穿过导电层304的凹槽308,从而暴露出绝缘层306。凹槽308限制电流的流动方向。凹槽308被设计成使得凹槽308的至少部分被定向为与运动涡流的方向正交。因此,凹槽被设计或构造为使得感应涡流在导电层304中流动,而运动涡流被凹槽阻断。
导电层304可通过诸如粘合剂等粘结剂(未示出)与绝缘层306附接或固定。导电层304可使用金属电镀镀上绝缘层。可使用其他粘结方法来将导电层304与绝缘层306粘结起来。导电层304和绝缘层306的粘结可在形成凹槽308之前进行,其中导电层304和绝缘层306被粘结,并且然后根据图案302切割凹槽。另选地,导电层304和绝缘层306的粘结可在形成凹槽308之后进行,其中具有图案302的导电层304与绝缘层306粘结。在一些实施方案中,在导电层304与绝缘层306粘结时形成凹槽。例如,导电层304根据图案302沉积在绝缘层306上。
在图3B中,z是主磁场的方向,并且是沿着屏蔽组件208的圆周距孔46的从孔46的等中心延伸出去的中心z轴的距离(见图2A)。屏蔽组件208可以是柔韧的,使得屏蔽组件208形成为片材,并且然后被折叠并卷曲成期望的形状,诸如圆柱体。屏蔽组件208可通过使屏蔽组件208绕中心z线312卷曲而形成为圆柱体。屏蔽组件208可径向放置在磁体组件50内。屏蔽组件208可以被预组装,并且然后通过将屏蔽组件208折叠并附接到磁体组件50而被组装在磁体组件50中。另选地,屏蔽组件208可与磁体组件50组装在一起。例如,导电层304和/或绝缘层306可形成在磁体组件50中,并且然后在导电层304中切出具有图案302的凹槽308。在另一个示例中,导电层304通过增材制造工艺进行组装,其中导电层304沉积在绝缘层306上或磁体组件50的带有具有图案302的凹槽的绝缘层上。
在操作中,在扫描期间,感应涡流在导电层304上流动,而运动涡流被阻断。在屏蔽组件208中流动的感应涡流会生成电磁场,这至少部分地消除感应涡流的源,诸如来自梯度线圈的磁场。因此,屏蔽组件208执行对感应涡流的屏蔽功能,从而减少屏蔽组件208之外的结构(诸如主磁体14)中的感应涡流。同时,因为凹槽308被定向为与运动涡流的方向正交,所以运动涡流被屏蔽组件208阻断。
因为导电层304提供使感应涡流流动的导电介质,所以导电层304的材料被选择为具有相对高的导电性,诸如铜、银、铜合金或银合金。导电层304具有允许感应涡流流过的厚度310。在一些实施方案中,厚度310接近或大于感应涡流的趋肤深度。铜在室温下的趋肤深度约为2mm。导电层的厚度可为大约2mm或更大。在其他实施方案中,尽管有趋肤效应,导电层304也为感应涡流提供合理的导电性,因为感应涡流已经被其他结构减小并且不显著。导电层304的厚度可小于导电层304的导电材料的趋肤深度,诸如0.1mm或更大。
导电层304能够以各种方式进行构造。例如,在并联回路构造中,层304可包括不相交回路,其中这些不相交回路未电连接以使电流在各个回路之间流动。在另一示例中,在串联回路构造中,导电层304可包括连续多匝路径,感应涡流沿着该路径流动。在又一个示例中,导电层304可包括不相交回路和多匝路径。
在示例性实施方案中,屏蔽组件208包括x屏蔽层212-x、y屏蔽层212-y和z屏蔽层(未示出)(见图2B)。在图2A和图2B中,作为示例,x屏蔽层212-x定位在y屏蔽层214内。x、y、z屏蔽层可相对于彼此呈任何构造,其中x、y、z屏蔽层可按从最内层到最外层的任何顺序。x、y、z屏蔽层可彼此分离地定位,其中x、y、z屏蔽层不彼此相邻。x、y或z屏蔽层212中的每个屏蔽层包括导电层304,并且可包括或可不包括绝缘层306。x、y和z屏蔽层212上的图案302彼此不同,因为图案302是基于由对应的x、y或z梯度线圈引起的运动涡流而生成的。通常,来自由x或y梯度线圈生成的x或y梯度的运动涡流比由z梯度线圈生成的z梯度显著得多。在一些实施方案中,屏蔽组件208可仅包括x屏蔽层和y屏蔽层,而不包括z屏蔽层。在其他实施方案中,屏蔽组件208包括x、y和z屏蔽层的任何组合。
图4A和图4B示出了两种不同类型的超导主磁体组件12-a、12-b中的超导区域206。超导主磁体组件12-a通常使用氦浴机构(图4A)。低温恒温容器18包括液氦402。主磁体14的磁体绕组403浸在液氦402中。主磁体组件12-a的超导区域206包括由低温恒温容器18围封的区域,该区域从内部容器层404开始到外部容器层406并且包括磁体绕组403、液氦402和低温恒温容器18。与主磁体组件12-a相比,主磁体组件12-b使用传导冷却,其中磁体绕组403经由在冷却管408(图4B)中循环的液氦被冷却并维持在超导温度。冷却管408与磁体绕组403热连接。主磁体组件12-b中的超导区域206包括磁体绕组403和冷却管408。
图5示出了不具有(曲线502)和具有(曲线504)本文所述的系统和方法的MR系统中的梯度感应磁体加热的模拟结果。曲线502示出了在MR系统10中不包括屏蔽组件208时的加热。曲线504示出了在MR系统10中包括屏蔽组件208时的加热。y轴是以任意单位和对数刻度表示的加热功率。如图所示,包括屏蔽组件208会显著地减少加热。在一些频率下,加热降低了2个数量级,其中加热降低了数百倍。加热降低到可由冷头的冷却能力管理的范围,从而显著地降低磁体失超风险。
图6是组装屏蔽组件的示例性方法600。在示例性实施方案中,方法600包括估计602感应涡流。可通过使用MR系统10的梯度场图和/或脉冲序列进行模拟来估计感应涡流。脉冲序列是MR系统10在采集MR信号时施加的RF脉冲、梯度脉冲和数据采集的序列。方法600还包括估计604运动涡流。例如,对于给定的梯度场图和脉冲序列,基于感应涡流和磁场来估计感应涡流引起的洛伦兹力。基于结构的洛伦兹力、质量和刚度来估计磁体组件50的结构的运动或振动。最后,可基于振动根据 来估计运动涡流Jmotional_eddy,其中σ是材料的电导率,/>是速度,并且/>是磁体组件50的磁场。因为涡流主要是由梯度脉冲引起,所以对运动涡流和/或感应涡流的估计可仅基于脉冲序列的梯度脉冲。
在示例性实施方案中,方法600还包括基于估计的运动涡流和/或估计的感应涡流来生成606屏蔽组件的图案。图案302被设计成使得凹槽308的至少部分沿与涡流方向正交的方向进行定向,从而减小或限制运动涡流的流动。凹槽308可遵循或可不遵循感应涡流的方向。在导电层的给定位置处,感应涡流的电流矢量和运动涡流的电流矢量通常定向不同。因此,具有如上设计的图案的导电层304会阻断运动涡流,以及促进感应涡流的流动。屏蔽组件可包括x屏蔽层、y屏蔽层、z屏蔽层,或它们的任何组合。x屏蔽层是基于脉冲序列中的x梯度脉冲进行设计以阻断运动涡流并促进由x梯度线圈引起的感应涡流的流动。类似地,y屏蔽层是基于脉冲序列中的y梯度脉冲进行设计以阻断运动涡流并促进由y梯度线圈引起的感应涡流的流动。z屏蔽层是基于z梯度脉冲进行设计以阻断运动涡流并促进由z梯度线圈引起的感应涡流的流动。不同脉冲序列的梯度不同。在设计图案302时,图案302可使用标准来优化,诸如阻断引起最严重涡流的脉冲序列(诸如回波平面成像(EPI)序列)的运动涡流,或者阻断处于对应于磁体组件50的结构的共振频率的频率下的运动涡流(见图5)。
一旦设计了图案302,就根据图案302切割凹槽308。凹槽308可在导电层304与绝缘层306或磁体组件50的绝缘层组装之前或之后进行切割。在屏蔽组件208被组装之后,将屏蔽组件208安装在磁体组件50中。屏蔽组件208可附接到梯度线圈组件22与超导区域206之间的结构。屏蔽组件208可以是定位在梯度线圈组件22与超导区域206之间但不附接到其他结构的独立结构。屏蔽组件208可直接组装在磁体组件50中。
方法600或方法600的一部分可用任何合适的计算设备800和其中实现的软件来实现。图7是示例性计算设备800的框图。在该示例性实施方案中,计算设备800包括从用户接收至少一个输入的用户接口804。用户接口804可包括使得用户能够输入相关信息的键盘806。用户接口804还可包括例如指向设备、鼠标、触笔、触敏面板(例如,触摸板和触摸屏)、陀螺仪、加速度计、位置检测器和/或音频输入接口(例如,包括麦克风)。
此外,在示例性实施方案中,计算设备800包括向用户呈现信息(诸如输入事件和/或验证结果)的呈现接口817。呈现接口817还可包括耦接到至少一个显示设备810的显示适配器808。更具体地,在该示例性实施方案中,显示设备810可为可视显示设备,诸如阴极射线管(CRT)、液晶显示器(LCD)、发光二极管(LED)显示器和/或“电子墨水”显示器。另选地,呈现接口817可包括音频输出设备(例如,音频适配器和/或扬声器)和/或打印机。
计算设备800还包括处理器814和存储器设备818。处理器814经由系统总线820耦接到用户接口804、呈现接口817和存储器设备818。在该示例性实施方案中,处理器814与用户通信,诸如通过经由呈现接口817提示用户和/或通过经由用户接口804接收用户输入。术语“处理器”通常是指任何可编程系统,包括系统和微控制器、精简指令集计算机(RISC)、复杂指令集计算机(CISC)、专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑电路(PLC)以及能够执行本文所述功能的任何其他电路或处理器。以上示例仅是示例性的,并且因此不旨在以任何方式限制术语“处理器”的定义和/或含义。
在该示例性实施方案中,存储器设备818包括使信息诸如可执行指令和/或其他数据能够被存储和检索的一个或多个设备。此外,存储器设备818包括一个或多个计算机可读介质,诸如但不限于动态随机存取存储器(DRAM)、静态随机存取存储器(SRAM)、固态磁盘和/或硬盘。在该示例性实施方案中,存储器设备818存储但不限于应用程序源代码、应用程序对象代码、配置数据、附加输入事件、应用程序状态、断言语句、验证结果和/或任何其他类型的数据。在该示例性实施方案中,计算设备800还可包括经由系统总线820耦接到处理器814的通信接口830。此外,通信接口830通信地耦接到数据采集设备。
在该示例性实施方案中,处理器814可通过使用一个或多个可执行指令对操作进行编码并且在存储器设备818中提供可执行指令来编程。在该示例性实施方案中,处理器814被编程为选择从数据采集设备接收的多个测量值。
在操作中,计算机执行体现在存储在一个或多个计算机可读介质上的一个或多个计算机可执行部件中的计算机可执行指令,以实现本文所述和/或所示的本发明的各方面。除非另外指明,否则本文所示和所述的本发明实施方案中的操作的执行或实施顺序不是必需的。即,除非另外指明,否则这些操作可以任何顺序执行,并且本发明的实施方案可包括比本文所公开的那些操作更多或更少的操作。例如,可以设想,在另一个操作之前、同时或之后执行或实施特定操作在本发明的各方面的范围内。
图8示出了可用来实现方法600或方法600的一部分的服务器计算机设备1001的示例性构造。服务器计算机设备1001还包括用于执行指令的处理器1005。例如,指令可存储在存储器区域1030中。处理器1005可包括一个或多个处理单元(例如,在多核配置中)。
处理器1005操作地耦接到通信接口1015,使得服务器计算机设备1001能够与远程设备或另一服务器计算机设备1001通信。例如,通信接口1015可经由互联网从计算设备800或控制器30接收数据。
处理器1005还可被操作地耦接到存储设备1034。存储设备1034是适用于存储和/或检索数据(诸如但不限于波长变化、温度和应变)的任何计算机操作的硬件。在一些实施方案中,存储设备1034集成在服务器计算机设备1001中。例如,服务器计算机设备1001可包括一个或多个硬盘驱动器作为存储设备1034。在其他实施方案中,存储设备1034在服务器计算机设备1001外部,并且可由多个服务器计算机设备1001访问。例如,存储设备1034可以包括多个存储单元,诸如廉价磁盘冗余阵列(RAID)配置中的硬盘和/或固态磁盘。存储设备1034可以包括存储区域网络(SAN)和/或网络附属存储(NAS)系统。
在一些实施方案中,处理器1005经由存储接口1020操作地耦接到存储设备1034。存储接口1020是能够为处理器1005提供对存储设备1034的访问的任何部件。存储接口1020可包括例如高级技术附件(ATA)适配器、串行ATA(SATA)适配器、小型计算机系统接口(SCSI)适配器、RAID控制器、SAN适配器、网络适配器和/或为处理器1005提供对存储设备1034的访问的任何部件。
本文所述的系统和方法的至少一个技术效果包括:(a)经由屏蔽组件减少运动涡流;(b)屏蔽组件为感应涡流提供屏蔽,同时阻断运动涡流,从而降低磁体加热和失超风险;(c)屏蔽组件包括图案化凹槽,该图案化凹槽提供使感应涡流流动的路径,同时阻断运动涡流,以及(d)在屏蔽组件中设计图案的方法。
上面详细描述了减少运动涡流的系统和方法的示例性实施方案。这些系统和方法不限于本文所述的特定实施方案,而是系统的部件和/或方法的操作可与本文所述的其他部件和/或操作独立地和分开地使用。此外,所描述的部件和/或操作也可在其他系统、方法和/或设备中限定,或与其他系统、方法和/或设备结合使用,并且不限于仅用本文所述的系统来实践。
尽管本发明的各种实施方案的特定特征可在一些附图中而不是在其他附图中示出,但这仅是为了方便起见。根据本发明的原理,附图的任何特征可结合任何其他附图的任何特征来引用和/或要求保护。
该书面描述使用示例来公开本发明,包括最佳模式,并且还使本领域技术人员能够实践本发明,包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何包含的方法。本发明的专利范围由权利要求书限定,并且可包括本领域技术人员想到的其他示例。如果此类其他示例具有与权利要求书的字面语言没有区别的结构元素,或者如果它们包括与权利要求书的字面语言具有微小差别的等效结构元素,则此类其他示例旨在落入权利要求书的范围内。

Claims (15)

1.一种磁共振(MR)系统,所述MR系统包括:
主磁体组件,所述主磁体组件被构造为生成极化磁场;
梯度线圈组件,所述梯度线圈组件包括多个梯度线圈,所述多个梯度线圈被构造为向所述极化磁场施加至少一个梯度场;和
屏蔽组件,所述屏蔽组件定位在所述主磁体组件与所述梯度线圈组件之间,其中所述屏蔽组件包括:
导电层,所述导电层由导电材料制成并且限定穿过所述导电层定位的凹槽,其中所述凹槽被构造为阻断在施加所述至少一个梯度场时由所述极化磁场和所述至少一个梯度场的作用引起的运动涡流。
2.根据权利要求1所述的MR系统,
其中所述凹槽的至少一部分沿与所述运动涡流的方向正交的方向进行定向;并且/或者
其中所述导电层被构造为传导在施加所述至少一个梯度场时由所述梯度线圈组件感应出的感应涡流。
3.根据权利要求1或2所述的MR系统,其中所述屏蔽组件包括x屏蔽层、y屏蔽层或z屏蔽层中的至少一者,并且所述x屏蔽层、所述y屏蔽层或所述z屏蔽层被构造为阻断运动涡流,所述运动涡流通过分别经由x梯度线圈、y梯度线圈或z梯度线圈施加所述至少一个梯度场而引起。
4.根据权利要求1或2所述的MR系统,其中所述屏蔽组件包括x屏蔽层或y屏蔽层中的至少一者,并且所述x屏蔽层或所述y屏蔽层被构造为阻断运动涡流,所述运动涡流通过分别经由x梯度线圈或y梯度线圈施加所述至少一个梯度场而引起。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的MR系统,其中所述主磁体组件包括超导主磁体。
6.根据权利要求5所述的MR系统,其中所述屏蔽组件定位在所述梯度线圈组件与所述主磁体组件的超导区域之间。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的MR系统,
其中所述屏蔽组件与所述梯度线圈组件附接;并且/或者
其中所述屏蔽组件与所述主磁体组件附接。
8.一种用于磁共振(MR)系统的屏蔽组件,所述屏蔽组件包括:
导电层,所述导电层由导电材料制成并且限定穿过所述导电层定位的凹槽,其中所述凹槽被构造为阻断由所述MR系统生成的运动涡流。
9.根据权利要求8所述的屏蔽组件,
其中所述凹槽的至少一部分沿与所述运动涡流的方向正交的方向进行定向;并且/或者
其中所述导电层被构造为传导由所述MR系统感应出的感应涡流;并且/或者
其中所述导电层具有2毫米(mm)或更小的厚度。
10.根据权利要求8或9所述的屏蔽组件,其中所述屏蔽组件包括x屏蔽层、y屏蔽层或z屏蔽层中的至少一者,并且所述x屏蔽层、所述y屏蔽层或所述z屏蔽层被构造为阻断运动涡流,所述运动涡流通过分别经由所述MR系统的x梯度线圈、y梯度线圈或z梯度线圈施加梯度场而引起。
11.根据权利要求8或9所述的屏蔽组件,其中所述屏蔽组件包括x屏蔽层或y屏蔽层中的至少一者,并且所述x屏蔽层或所述y屏蔽层被构造为阻断运动涡流,所述运动涡流通过分别经由所述MR系统的x梯度线圈或y梯度线圈施加梯度场而引起。
12.一种组装磁共振(MR)系统的屏蔽组件的方法,所述方法包括:
提供导电层,所述导电层由导电材料制成并且限定穿过所述导电层定位的凹槽,其中所述凹槽被构造为阻断由所述MR系统生成的运动涡流。
13.根据权利要求12的方法,其中提供导电层还包括:
估计由所述MR系统生成的所述运动涡流;以及
基于所估计的运动涡流在所述导电层上生成所述凹槽的图案。
14.根据权利要求13所述的方法,其中生成图案还包括:
形成所述凹槽,使得所述凹槽的至少一部分沿与所述运动涡流的方向正交的方向进行定向。
15.根据权利要求12所述的方法,
其中提供导电层还包括:
估计由所述MR系统感应出的感应涡流;以及
通过形成被构造为促进所述感应涡流的流动的所述凹槽,基于所述运动涡流和所述感应涡流在所述导电层上生成所述凹槽的图案;并且/或者
其中所述方法还包括:
将所述屏蔽组件与所述MR系统的主磁体组件或梯度线圈组件中的至少一者附接。
CN202310412172.9A 2022-05-04 2023-04-18 磁共振系统中抑制磁体梯度相互作用的系统、组件和方法 Pending CN117008025A (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US17/736,538 US11774531B1 (en) 2022-05-04 2022-05-04 Systems, assemblies, and methods of suppressing magnet-gradient interaction in magnetic resonance systems
US17/736,538 2022-05-04

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN117008025A true CN117008025A (zh) 2023-11-07

Family

ID=86185129

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202310412172.9A Pending CN117008025A (zh) 2022-05-04 2023-04-18 磁共振系统中抑制磁体梯度相互作用的系统、组件和方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US11774531B1 (zh)
EP (1) EP4273567A1 (zh)
JP (1) JP2023165622A (zh)
CN (1) CN117008025A (zh)

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5680046A (en) * 1994-08-05 1997-10-21 General Electric Company Double-sided RF shield for RF coil contained within gradient coils used in high speed NMR imaging
DE19940551C1 (de) 1999-08-26 2001-05-23 Siemens Ag Magnetresonanztomographiegerät mit schwingungsentkoppelter äußerer Hülle
DE19947539B4 (de) 1999-10-02 2006-04-20 Bruker Biospin Gmbh Gradientenspulenanordnung mit Dämpfung innerer mechanischer Schwingungen
DE10127822B4 (de) 2001-06-07 2008-04-03 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einem Grundfeldmagneten
DE102006018650B4 (de) * 2006-04-21 2008-01-31 Bruker Biospin Gmbh Supraleitende Magnetanordung mit vermindertem Wärmeeintrag in tiefkalte Bereiche
DE102007008513A1 (de) 2007-02-21 2008-08-28 Siemens Ag Anordnung mit einem Grundfeldmagneten und mit einer Gradientenspule eines Magnetresonanzgeräts
FR2944877B1 (fr) 2009-04-27 2011-07-01 Commissariat Energie Atomique Systeme d'imagerie par rmn a pertes cryogeniques et bruit acoustique reduits.
GB2484079B (en) 2010-09-28 2013-02-27 Siemens Plc A hollow cylindrical thermal shield for a tubular cryogenically cooled superconducting magnet
US9013185B2 (en) * 2011-03-07 2015-04-21 Robert W. Brown Optimized RF shield design
DE102011089445B4 (de) * 2011-12-21 2015-11-05 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Gradientensystem zur Reduzierung von mechanischen Schwingungen in einem Magnetresonanzbildgebungssystem
CN104076306B (zh) 2013-03-29 2018-06-05 通用电气公司 热辐射屏蔽组件以及使用该热辐射屏蔽组件的系统
US20150005616A1 (en) * 2013-06-26 2015-01-01 General Electric Company Rf shield for reducing eddy current heating in a pet-mr imaging system
JP7212578B2 (ja) * 2019-05-24 2023-01-25 富士フイルムヘルスケア株式会社 磁気共鳴イメージング装置および超電導磁石

Also Published As

Publication number Publication date
EP4273567A1 (en) 2023-11-08
US11774531B1 (en) 2023-10-03
JP2023165622A (ja) 2023-11-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6481037B2 (ja) 電磁コイルの構築及び動作のためのシステム及び方法
US7375526B2 (en) Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise
EP1352258B1 (en) Magnetic field generating assembly and method
FI95624C (fi) Itsesuojatut gradienttikelat ydinmagneettista resonanssikuvausta varten
US9488703B2 (en) Magnetic resonance-compatible electrical device with radio frequency shielding or an enclosure
Chronik et al. Design and fabrication of a three‐axis edge ROU head and neck gradient coil
JP5427604B2 (ja) オープン型磁気共鳴イメージング装置
US7141974B2 (en) Active-passive electromagnetic shielding to reduce MRI acoustic noise
US20100060282A1 (en) Three-dimensional asymmetric transverse gradient coils
EP1843165B1 (en) MRI/MRS gradient coil with integrated cooling circuits
US10031198B2 (en) Methods and systems for a dual wind gradient coil
US20120082357A1 (en) System and method for modeling gradient coil operation induced magnetic field drift
JP2017536920A (ja) 電磁コイルの構築のためのシステム及び方法
JPH11267112A (ja) 磁気共鳴像形成システム用グラジエントコイルアセンブリ
JP2017536920A5 (zh)
Gudino et al. Advancements in gradient system performance for clinical and research MRI
JPH0824240A (ja) 磁気共鳴撮像装置
US20140062484A1 (en) Magnetic resonance imaging (mri) apparatus and manufacturing method thereof
Poole et al. Simulation of gradient-coil-induced eddy currents and their effects on a head-only HTS MRI magnet
Wang et al. A numerical study of the acoustic radiation due to eddy current‐cryostat interactions
JPH11276457A (ja) 磁気共鳴像形成システム用グラジエントコイルアセンブリ
JP2018505751A (ja) 核磁気共鳴コイルの配置のためのシステム及び方法
EP4273567A1 (en) Systems, assemblies, and methods of suppressing magnet-gradient interaction in magnetic resonance systems
JPH0268038A (ja) 磁気共鳴イメージング装置の超電導マグネット
Graves et al. Basic principles of magnetic resonance imaging

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