CN85103310A - 用于高频的传输和测量线圈的mr设备 - Google Patents
用于高频的传输和测量线圈的mr设备 Download PDFInfo
- Publication number
- CN85103310A CN85103310A CN85103310.5A CN85103310A CN85103310A CN 85103310 A CN85103310 A CN 85103310A CN 85103310 A CN85103310 A CN 85103310A CN 85103310 A CN85103310 A CN 85103310A
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- equipment
- coil
- winding
- feature
- radio
- 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.)
- Withdrawn
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
为了提高在测量较高频率时的MR设备的灵敏度,射频线圈(10,30)分成可以激励和可以输出的两个对称的绕组(32,34)。绕组中心接头的相互连接,可以利用平衡不平衡转换器(54)。但其他对称的耦合器件,例如高频变压器(70),或合适的同轴电缆(60,62)也可以使用。
Description
本发明是一个MR设备,它有一个产生均匀主磁场的磁铁系统和一个在所测试的目的物中产生MR信号的射频磁铁线圈。
专为X射线断层显示器设计的类似的设备已发表于LOCHER PHILIPS TECHNICAL REVIEW,VO1,41,NO.3,1983/84,PP.73-88。如果在这种设备中采用很强的主磁场,例如高于1特斯拉,也就可以用于生物体的分光测量设备中。但是问题在于射频线圈的谐振频率低于所要求的频率,造成这种情况的原因是射频线圈和引线总是存在杂散电容。这种情况存在的后果是使得射频线圈在更高的频率下毫无用处。
本发明的一个目的是避免上述的限制。为此目的,从下一节开始描述一种MR设备,它有与本发明相符合的特征,即射频线圈在激励时和在输出时被分成几块。
由于在与本发明相符合的MR设备中,射频线圈在激励时和在输出时被分成几块,随着所分的块数增加,线圈各匝间的电压降落成比例地减少,因此,杂散电容对射频线圈的谐振频率的影响也减少了。
在一个选定的具体设备中,射频线圈用中心接头和连接孔分成几块。块的数目取决于环境和线圈的性质。例如,一个主体线圈通常分成四块,一个较大的线圈分成两块。
在进一步提出的具体设备中,它的两个中心接头通过作为延迟线的导体相互连接。下文称之为“平衡-不平衡变换接点”。(BALUNCONNECTION)这种延迟线可用同轴电缆之类东西组成。电缆的长度应按下述要求选择:能使所采用的频率产生 1/2 λ的电延迟。
更进一步提出的具体设备,它的射频线圈中心接头之间用高频变压器来连接。最好是采用所谓的“带状传输线变压器”。
符合本发明的一些具体设备,下文将参照附图详细说明。在附图中
图-1是符合本发明的一种MR设备,
图-2是射频线圈的几种结构形式,
图-3是具有 1/2 λ中心接头的射频线圈,
图-4是类似于图-2但结构不同的线圈,
图-5是用高频变压器作为中心接头的射频线圈。
图-1所示的MR设备包括:产生静止主磁场H的磁铁系统2,产生梯度磁场的磁铁系统4,电源6和7分别为磁铁系统2和磁铁系统4供电,一个用来产生射频交变磁场的射频交变磁场(“线圈10”?可能是原文漏了。译註),为此与射率信号源12相连接。为了检出被试验的物体由于射频信号激励磁场作用而产生的MR信号,也利用射频线圈10,此时把它接到一个信号放大器14,信号放大器14接到相敏整流器16,整流器又接到中央控制设备18。中央控制设备18则控制与射频信号源12相连接的调制器20,与梯度磁场线圈相连的电源8以及一个图形显示监控器。高频振荡器24同时控制调制器20和相敏整流器16,对测量的信号进行处理。此外,为了冷却主磁场的磁铁线圈2,提供带冷却管道27的冷却设备26。对于电阻线圈,冷却设备可以采用水冷的方式。但对于本设备中所要求的强磁场,例如超导磁铁线圈,就需要采用液氦来冷却。位于磁铁线图2和4之间的传输线圈10包围着一个测量空间28,对于医疗诊断设备来说,要大到足以放进一个受检查的病人。在测量空间28里,同时存在主磁场H,对目的物选择剖面的梯度磁场和主射频交变磁场。在此,射频线圈10同时具有传输线圈和测量线圈的功能。具有这两种功能的线圈有不同的形式。例如可采用平面线圈作测量线圈。在本发明中,射频线圈10当作为传输线圈时被激励,当作为测量线圈时则输出。在图-1中未作类似说明。在本文中,线圈10通常是把它看成是传输线圈。对于它作为测量线圈,根据互易定理,同样的考虑也是适用的。对于分别激励,参照图-2作更详细的说明。
图2-A是通常用于MR设备的马鞍形线圈。鞍形线圈具有相当高的灵敏度,很好的均匀性和封闭的空间。因此常用来作传输线圈和测量线圈。一个鞍形线圈30由两个绕组(COIL HALF)32和34组成,并形成设备中的测试空间。每个绕组应大到一定的角度范围,例如达120°。接线端子36和38在激励线圈时用作供电端子,在输出线圈中产生的MR信号时用作测量端子。为了避免歧义,本文只对一个绕组作详细说明。由于线圈的对称性,文中所述也适用于另一个绕组。考虑到互易定理在这里是适用的,文中所述也适用于当线圈用为MR信号的测量线圈时,MR信号即经过射频线圈激励之后,由于核自旋发出的信号。之后,在主磁场又返回到平衡状态。
在图-2B示出成矩形的绕组32,带有接线端子36和38。
图-2C示出线圈32由信号源40激励的情况,信号源40在实际中是一个射频电源,线圈中有一个射频脉冲电流I流过。在绕组32中流过的这个射频脉冲电流也可以由分布在回路各处的若干个射频电源来提供,例如在图-2D中所示的40-1,40-2,40-3和40-4四个电源。每个电源的相位和它所在的位置相适应。在这种电路结构中,只需要考虑每两个相邻电源之间的阻抗。杂散电容减少,电感也减少,结果是电路的谐振频率升高了。在图-2F画出有双信号源41和42的结构形式。如果信号源41和42中每一个都和图-2C中的信号源40相同,则流过绕组的射频脉冲电流的电流强度将等于2I。如果把信号源41和42分别分成两个相等的信号源41-1和41-2,42-1和42-2,就形成图-28所示的具有中心接头43和44的结构形式。采用中心接头并不会改变线圈的激励方式。当采用中心接头43和44时,每一对信号源可以合并,形成如图-2H所示的结构形式。这种变换结果同样不会改变线圈的激励方式。把图-2H和图-2C比较,可以看到加在线圈32上的电压并没有改变。正如已经指出的,电流2I将流过电路。采用这种结构形式,由于用两个信号源和中心接头43和44形成对称激励,线圈的有效阻抗减少到一半。同理,每个绕组还可以分成两个以上的单独的电路。但是阻抗相差2倍。线圈的谐振频率将差
倍,这对许多的应用已经足够了。对于有整体线圈的频谱仪器来说,如果把线圈分成四个部分,则谐振频率可提高2倍。
采用两个信号源的符合图-2F结构形式的线圈构造见图-3。两个绕组32和34分别通过中心接头50和51,52和53,接到信号源55。利用平衡不平衡变换器接头54连接上述各中心接头,信号源带有一个调谐电路56和一个匹配电路57。对于每一个绕组,阻抗减少到一半,因而谐振频率相应也提高了。
图-4为采用同一原理的另一种具体设备。信号源55接到同轴电缆的中心接头60和62上。绕组32和34分别通过同轴导体60和62连接到信号源55上。在这种情况下,信号源也带有一个调谐电路56和一个匹配电路57。同轴导体的屏蔽在连接点64处并不断开,而是用一绝缘的短接线连接,以避免和中心导体相接触。同轴导体的杂散电容66和供电线的杂散电容68,最好是使之成为调谐电容的一部分。在实际情况里,电容66的值大约是15PF,电容68的值大约是5PF。同轴导体60和62在长度上是相等的,但由于上述导体并没有 1/2 λ的延迟线功能,在长度上可以自由选择,并且在结构形式上改变。可以选择适合线圈几何尺寸的长度和结构。
上文已经提到,同轴电缆的电容可以用为调谐和/或匹配电容。特别是在同轴电缆用于图-4所示的具体设备中的时候。如果同轴电缆的端头造成可控电容的形式可能是实用的。在一个所提出的具体设备中,用比较硬的管子来做电缆的外皮(COIL WIRE),在用铜之类制成的上述管子的外面,套上可滑动的用合适的绝缘材料(例如聚四氟乙烯)制成的管子。在这个管子外面再套上一个铜的可滑动的套,作为保护。
采用第二个铜套这种结构就可以实现在绝缘管外面轴向运动。由于这种位移,铜管被外面铜管包围的长度将要改变,就可用来当电容调谐。需要的话,也可以在同轴电缆的总体与屏蔽层间加管状连接物。这种可变电容可以加在同轴电缆最合适的地方,例如靠近线圈的连接处,线圈的连接处最好是在靠近拐角的地方。因为这样一来,在测量区域内大部分都可避免磁场干扰(如果有的话)。
图-5是一种具体设备。射频线圈的两个绕组间采用高频变压器70(有时称之为带状传输线变压器)相连接。这时射频线圈也有一个信号源55,信号源55也有匹配电路57和调谐电路72。同轴电缆74把信号源55与高频变压器70相连接。同时,线圈30的绕组32和34通过导线75和77,导线76和78相连接,通过同轴电缆80,82,84和86,相互连接并和高频变压器相连接。同轴电缆80和86的长度是相同的,因此在这种情况下也实现了对每一个绕组对称激励。也可以把可调电容作成为同轴电缆的一部分,用来调谐和匹配。
参照图-6,图-6A示出一个对称的线圈电路,它的第二个信号源91的相位与第一个相位源90的相位相反,信号源电阻93和94,匹配电容C1和C2,C1′和C2′,调谐和杂散电容C,线圈L(它的电阻为r)。它的一个信号源90或91可以用一个假信号源(用电容95)来替代。仅在线圈回路有高Q值,并且实际上整个供电电压都加在线圈L上时,才可以这样替代。替代的结果,图-6A所示的对称的线圈电路变成图-6B所示的“假对称”的线圈电路。相应地,在一个线圈中如果在回路上有几个信号源,如图-3所示,除了一个之外都可以用适当的电容替代。上述替代的结果是,在一个绕组电路32中,如图-6C所示,有信号源55,匹配电容68和调谐电容66。除了上述信号源55之外,在其他信号源或接到信号源55的相应的位置上,插入三个电容96,97和98。电容96,97和98以及信号源55最好是接在绕组拐角的地方,利用这些电容可以减少电磁场的干扰(如果有的话),每个电容还可以作为可变电容,已见前述。
勘误表
Claims (9)
1、一个MR设备,有产生主磁场(H)的磁铁系统(2)和在测视目的物内产生MR信号的射频磁铁线圈(10,30)。它的特点是射频磁铁线圈(3),用于激励或输出,被分成若干块。
2、按照第1项权利要求所申请的MR设备,它的特征是射频磁铁线圈(30)的每一个绕组(32,34)分别分成对称的两个激励和读出的部分。
3、按照第2项权利要求MR设备,它的特征是每一个绕组(32,34)的中心接头(50,51)用一个 1/2 λ的延迟线(54)相互连接。
4、按照第1项或第2项权利要求的MR设备,它的特征是射频线圈的每一个绕组(32,34)的两个中心接头通过高频变压器(70)接到信号源(55)。并通过相等的同轴电缆(75,76,77,78)相互连接。
5、按照第1项或第2项权利要求的MR设备,它的特征是每一个绕组通过同轴电缆(60,62)接到信号源(55)信号检测器和上述电缆的杂散电容(66,68)和一个调谐电路(56)相连接。
6、类似于第5项的MR设备,它的特点是同轴电缆的末端连接部分作成可调的杂散电容。
7、按照第6项权利要求的MR设备,它的特征是可调的杂散电容由下述元件组成:用合成橡胶制成的绝缘筒状物,固定于同轴电缆的芯线外面,外层导体则是一个可以在它上面移动的金属套。
8、按照第1项或第2项权利要求的MR设备,它的特征是每个绕组(32,34)的分割是用至少一个的“假信号源”(用电容来作的)插入电路来实现的。但有一个主信号源。
9、按照第2项的权利要求MR设备,它的特征是每一个绕组包含一个主信号源和三个电容(作为假信号源)。上述信号源都布置在绕组的拐角上。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
CN85103310.5A CN1003475B (zh) | 1985-05-13 | 1985-05-13 | 用于高频的有传输一测量线圈的mr(magnetic resonance磁共振)设备 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
CN85103310.5A CN1003475B (zh) | 1985-05-13 | 1985-05-13 | 用于高频的有传输一测量线圈的mr(magnetic resonance磁共振)设备 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
CN85103310A true CN85103310A (zh) | 1987-02-04 |
CN1003475B CN1003475B (zh) | 1989-03-01 |
Family
ID=4793100
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
CN85103310.5A Expired CN1003475B (zh) | 1985-05-13 | 1985-05-13 | 用于高频的有传输一测量线圈的mr(magnetic resonance磁共振)设备 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
CN (1) | CN1003475B (zh) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN102664595A (zh) * | 2011-12-12 | 2012-09-12 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 前置放大器及磁共振放大装置 |
CN106572811A (zh) * | 2014-09-05 | 2017-04-19 | 株式会社日立制作所 | 高频线圈以及磁共振成像装置 |
-
1985
- 1985-05-13 CN CN85103310.5A patent/CN1003475B/zh not_active Expired
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN102664595A (zh) * | 2011-12-12 | 2012-09-12 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 前置放大器及磁共振放大装置 |
CN102664595B (zh) * | 2011-12-12 | 2015-09-30 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 前置放大器及磁共振放大装置 |
CN106572811A (zh) * | 2014-09-05 | 2017-04-19 | 株式会社日立制作所 | 高频线圈以及磁共振成像装置 |
CN106572811B (zh) * | 2014-09-05 | 2020-06-30 | 株式会社日立制作所 | 高频线圈以及磁共振成像装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CN1003475B (zh) | 1989-03-01 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
CN101526593B (zh) | 用于对磁共振成像的射频检测器阵列去耦的方法和设备 | |
US4680548A (en) | Radio frequency field coil for NMR | |
US4633181A (en) | Apparatus and method for increasing the sensitivity of a nuclear magnetic resonance probe | |
US4594566A (en) | High frequency rf coil for NMR device | |
JP4490966B2 (ja) | 高周波mri用コイル | |
US4616181A (en) | Nuclear magnetic resonance tomography apparatus | |
US20060277749A1 (en) | Method and apparatus for magnetic resonance imaging and spectroscopy using microstrip transmission line coils | |
US4725779A (en) | NMR local coil with improved decoupling | |
EP0084946A1 (en) | Apparatus for generating or detecting field components in a magnetic resonance system | |
KR900002467B1 (ko) | Nmr용 라디오 주파수 장 코일 | |
US4707662A (en) | MR-apparatus having a transmission-measuring coil for high frequencies | |
US8766636B2 (en) | MRI short coils | |
Ballon et al. | A 64 MHz half-birdcage resonator for clinical imaging | |
US20130134964A1 (en) | Coil comprising a winding comprising a multi-axial cable | |
CN100526906C (zh) | 退化的笼式线圈和使用该线圈的磁共振成像系统及方法 | |
JP3595339B2 (ja) | 磁気共鳴装置用のrfコイル配置 | |
Gonord et al. | Parallel‐plate split‐conductor surface coil: Analysis and design | |
EP1102074B1 (en) | Probe for magnetic resonance imaging apparatus | |
US3546580A (en) | Magnetic field variometer using a low noise amplifier and a coil-core arrangement of minimum weight and maximum sensitivity | |
US6175237B1 (en) | Center-fed paralleled coils for MRI | |
CN85103310A (zh) | 用于高频的传输和测量线圈的mr设备 | |
Roeder et al. | NMR coils with segments in parallel to achieve higher frequencies or larger sample volumes | |
Murphy et al. | A comparison of three radiofrequency coils for NMR studies of conductive samples | |
Rybalko et al. | Tunable 13C/1H dual channel matching circuit for dynamic nuclear polarization system with cross-polarization | |
De Luca et al. | Hybrid rf coil for nuclear magnetic resonance imaging |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
C06 | Publication | ||
PB01 | Publication | ||
C10 | Entry into substantive examination | ||
SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
C13 | Decision | ||
GR02 | Examined patent application | ||
C14 | Grant of patent or utility model | ||
GR01 | Patent grant | ||
C19 | Lapse of patent right due to non-payment of the annual fee | ||
CF01 | Termination of patent right due to non-payment of annual fee | ||
C19 | Lapse of patent right due to non-payment of the annual fee | ||
CF01 | Termination of patent right due to non-payment of annual fee |