专利名称：用于平衡梯度线圈中的径向力的系统和器件的制作方法
用于平衡梯度线圈中的径向力的系统和器件
相关申请的交叉引用
本申请要求2011年6月30日提交的美国临时申请系列第61/503，401号的权益， 其全部内容通过引用并入本文。技术领域
本发明通常涉及磁共振成像(MRI)系统，并且特别涉及用于在MRI系统的平衡梯 度线圈中平衡径向力的系统和器件。
背景技术：
磁共振成像(MRI)是医学成像模态，其可以生成人体内部的图片而不使用X射线 或其它电离辐射。MRI使用强大的磁体来生成强的、均匀的、静态磁场(即“主磁场”)。当 人体或人体的一部分置于主磁场中时，与组织水中的氢核素关联的核自旋变为极化的。这 意味着与这些自旋关联的磁矩变得优选地沿主磁场的方向对准，导致了沿该轴(按照惯例 为“z轴”)的小的净组织磁化。MRI系统还包括称作梯度线圈的部件，其在对它们施加电流 时产生较小的幅度，在空间上使磁场变化。典型地，设计梯度线圈以产生沿z轴对准的磁场 成分，并且其随沿X、y或z轴中的一个的位置而在幅度上线性变化。梯度线圈的效果在于 在磁场强度上以及伴随地在核自旋共振频率上沿单个轴生成小倾斜。具有正交的轴的三个 梯度线圈通过在体内的每个位置生成特征共振频率来用于“空间编码”MR信号。射频(RF) 线圈用于在氢核素的共振频率处或其附近生成RF能量脉冲。RF线圈用于以受控方式对核 自旋系统增加能量。随着核自旋随后衰减回到它们的静止能量状态，它们以RF信号的形式 放出能量。MRI系统检测到此信号，并且使用计算机和已知的重建算法将此信号变换为图 像。
MRI系统中使用的梯度线圈组件可以是屏蔽的梯度线圈，其由内部和外部梯度线 圈组件通过例如环氧树脂等材料粘合在一起而组成。典型地，内部梯度线圈组件包括X-、 Y-和Z-线图对或组的内部(或主)线圈，以及外部梯度线圈组件包括X-、Y-和Z-线圈对 或组的相应外部(或屏蔽)线圈。Z梯度线圈典型地是圆柱形的，具有呈螺旋形缠绕圆柱面 的导体。横向的X-和Y-梯度线圈通常由具有绝缘垫层的铜板形成。可在梯度线圈的铜层 切割出线阻(conductor turn)图案(例如,指纹图案)。
在MRI扫描期间，MRI系统可生成噪声和振动。噪声和振动对患者和扫描仪操作者 来说都是令人不快的并且潜在有害的。在MRI系统中有若干噪声源，其包括例如梯度线圈 和RF体线圈。在成像操作期间当线圈受脉冲作用时的梯度线圈的振动可能生成噪声。由 于梯度线圈中用于生成期望的场的静态磁场和电流的相互作用，由施加到梯度线圈的力生 成梯度线圈振动。虽然梯度线圈组件上的净径向力可以为零，但每半个梯度线圈柱可能经 受大的径向力。这些径向力导致了每半个梯度线圈柱的振动，其可导致一些声学模式(例 如，鱼模式、香蕉模式等)的激发。此外，梯度线圈组件的振动可导致磁体低温恒温器中的 氦沸腾。
提供一种用于平衡梯度线圈中的径向力以减少振动和噪声的系统和方法会是期望的。发明内容
根据一实施例，一种用于磁共振成像(MRI)系统的梯度线圈器件，包括内部梯度 线圈组件；外部梯度线圈组件，其绕内部梯度线圈组件放置并具有外表面；以及有源力平 衡线圈(active force balancing coil),其绕外部梯度线圈组件的外表面放置。
根据另一实施例，一种用于磁共振成像(MRI)系统的梯度线圈器件，包括内部梯 度线圈组件；外部梯度线圈组件，其绕内部梯度线圈组件放置并具有外表面、第一端和第二 端；第一无源传导片(passive conducting strip),其绕外部梯度线圈组件的第一端放置； 以及第二无源传导片，其绕外部梯度线圈组件的第二端放置。
从下面详细描述并结合附图，本发明将变得更加全面地理解，附图中相似参考标 号指代相似的部分，其中
图1是根据一实施例的示范性磁共振成像(MRI)系统的示意框图2是根据一实施例的共振组件的示意侧视图3是根据一实施例的屏蔽的梯度线圈组件的示意截面侧视图；以及
图4是根据一实施例的屏蔽的梯度线圈组件的示意截面侧视图。
具体实施方式
图1是根据一实施例的示范性磁共振成像(MRI)系统的示意框图。MRI系统10的 操作由操作员控制台12控制，操作员控制台12包括键盘或其它输入装置13、控制面板14、 以及显示器16。控制台12通过链路18与计算机系统20通信并为操作员提供接口以指定 MRI扫描、显示作为结果的图像、对图像进行图像处理、以及归档数据和图像。计算机系统 20包括多个�？椋渫ü缤ü褂玫装�20a提供的电和/或数据连接而彼此通信。数 据连接可以是直接有线链路或可以是光纤连接或无线通信链路等。计算机系统20的�？� 包括图像处理器�？�22、CPU�？�24和存储器�？�26，该存储器�？�26可以包括用于存 储图像数据阵列的帧缓冲器。在备选实施例中，图像处理器模块22可由CPU�？�24上的 图像处理功能来取代。计算机系统20链接到归档介质装置、永久性或备份存储器存储或网 络。计算机系统20还可通过链路34与单独的系统控制计算机32通信。输入装置13可包 括鼠标、操纵杆、键盘、轨迹球、触摸激活屏、光棒、语音控制或任何类似的或等效的输入装 置，并可以用作交互几何命令。
系统控制计算机32包括一组经由电和/或数据连接32a彼此通信的�？�。数据 连接32a可以是直接有线链路、或可以是光纤连接或无线通信链路等。在备选实施例中，计 算机系统20和系统控制计算机32的�？榭梢栽谙嗤募扑慊低郴蚨喔黾扑慊低成� 实现。系统控制计算机32的�？榘–PU�？�36和通过通信链路40连接到操作员控制 台12的脉冲发生器�？�38。脉冲发生器�？�38可备选地集成于扫描仪设备32 (例如，共 振组件52)内。系统控制计算机32通过链路40从操作员接收命令以指示待进行的扫描序列。脉冲发生器�？�38通过送出描述待产生的脉冲序列与RF脉冲的定时、强度和形状、以 及数据采集窗的定时和长度的指令、命令和/或请求来操作系统部件发出(即进行)期望 的脉冲序列。脉冲发生器�？�38连接到梯度放大器系统42并产生称作梯度波形的数据， 其控制在扫描期间待使用的梯度脉冲的定时和形状。脉冲发生器�？�38还可以从生理采 集控制器44接收患者数据，该生理采集控制器44从连接到患者的多个不同的传感器接收 信号，例如来自附着于患者的电极的ECG信号。脉冲发生器�？�38连接到扫描室接口电路 46，其从与患者以及磁体系统的状态关联的各种传感器接收信号。患者定位系统48也通过 扫描室接口电路46接收命令以将患者台移动到对于扫描期望的位置。
将由脉冲发生器模块38产生的梯度波形施加到梯度放大器系统42，该梯度放大 器系统42包括Gx、Gy和Gz放大器。每个梯度放大器在一般指示为50的梯度线圈组件内激 发对应的物理梯度线圈，以产生用于空间编码所采集信号的磁场梯度脉冲。梯度线圈组件 50形成了共振组件52的一部分，该共振组件52包括具有超导主线圈54的极化超导磁体。 共振组件52可以包括整体(who I e-body) RF线圈56、表面或平行成像线圈76或两者。可 以配置RF线圈组件的线圈56、76用于传送和接收或仅用于传送或仅用于接收。患者或成 像对象70可以安置在共振组件52的圆柱形患者成像容积72中。系统控制计算机32中的 收发器�？�58产生脉冲，其由RF放大器60放大并通过传送/接收开关62耦合到RF线圈 56、76。由患者内激发的核素发射的结果信号可由相同的RF线圈56感测并通过传送/接 收开关62耦合到前置放大器64。备选地，由激发核素发射的信号可由例如平行线圈或表面 线圈76等单独的接收线圈来感测。在收发器58的接收部解调、滤波和数字化经放大的MR 信号。来自脉冲发生器�？�38的信号控制传送/接收开关62以在传送模式期间将RF放 大器60电连接到RF线圈56，以及在接收模式期间将前置放大器64连接到RF线圈56。传 送/接收开关62还使单独的RF线圈(例如，平行或表面线圈76)能够用于传送或接收模 式。
由RF线圈56或者平行或表面线圈76感测的MR信号由收发器�？�58数字化并 传输到系统控制计算机32中的存储器�？�66。典型地，对应于MR信号的数据帧暂时存储 在存储器模块66中直到它们随后变换以生成图像。阵列处理器68使用已知的变换方法， 最常见的是傅里叶变换，以从MR信号生成图像。这些图像通过链路34通信到计算机系统 20，在那里其存储在存储器中。为响应从操作员控制台12接收的命令，该图像数据可以归 档于长期存储器中或者它可以由图像处理器22进一步处理并传递到操作员控制台12并且 呈现于显示器16上。
图2是根据一实施例的共振组件的示意侧视图。共振组件200可用在例如图1所 示的MRI系统10等MRI系统中。共振组件200在形状上是圆柱形的，并且除了其它元件还 包括超导磁体202、梯度线圈组件204和RF线圈206。出于清楚起见，图2中省略了例如盖 子、支撑件、悬置构件、端帽、支架等各种其它元件。圆柱形患者容积或孔208由患者孔管 (bore tube) 210环绕。RF线圈206是圆柱形的并绕患者孔管210的外表面放置以及安装 在圆柱形梯度线圈组件204的内侧。梯度线圈组件204以间隔开的共轴关系绕RF线圈206 放置，以及梯度线圈组件204圆周地围绕RF线圈206。梯度线圈组件204安装在磁体202 的暖孔(warm bore) 250内侧并由磁体202圆周地围绕。
可以将患者或成像对象212沿患者台或支架216上的中心轴(例如，Z-轴)214插入共振组件200内。将患者台或支架216在共振组件的“患者端”242处插入共振组件中， “患者端”242的相反端是“服务端”240。中心轴214沿平行于由磁体202生成的主磁场BO 的方向的共振组件200的管轴对准。RF线圈206可用于对患者或对象212施加射频脉冲 (或多个脉冲)并可用于接收从对象212返回的MR信息，如在MR成像领域所公知的那样。 梯度线圈组件204生成时间相关的梯度磁脉冲，其用于以已知方式空间编码成像容积中的
超导磁体202例如可以包括多个径向对准并且纵向间隔开的超导线圈218，每个 都能够携带大的电流。设计超导线圈218以在患者容积208内生成磁场B0。超导线圈218 封装于低温封套222内的低温环境中。设计低温环境以将超导线圈218的温度维持低于适 当的关键温度以便超导线圈218处于具有零电阻的超导状态。低温封套222例如可以包括 氦气容器(未示出)以及热或冷屏蔽(未示出)，用于以已知方式容纳和冷却磁体绕组。超 导磁体202由磁体容器220封装，例如低温恒温容器。磁体容器220配置为维持真空并阻 止热传输到低温封套222。暖孔250由磁体容器220的内圆柱表面来限定。
梯度线圈组件204是自屏蔽梯度线圈组件。梯度线圈组件204包括圆柱形内部梯 度线圈组件或绕组224以及圆柱形外部梯度线圈组件或绕组226，其相对于公共轴214以同 心排列来放置。内部梯度线圈组件224包括内部(或主)X_、Y-和Z-梯度线圈，并且外部 梯度线圈组件226包括相应外部(或屏蔽)X-、Y-和Z-梯度线圈。可通过传递电流通过线 圈激活梯度线圈组件204的线圈以在患者容积208内生成MR成像所要求的梯度场。内部 梯度线圈组件224和外部梯度线圈组件226之间的容积238或空间可由粘合材料填充，例 如环氧树脂、粘弹性树脂、聚氨酯等。备选地，具有例如玻璃珠、二氧化硅、和氧化铝等填充 材料的环氧树脂可用作粘合材料。应该理解的是，还可以使用除了上面相对于图1和2所 描述的圆柱形组件之外的磁体和梯度拓扑。例如，分裂式MRI系统中的平缓梯度几何结构 也可以如下所述地利用本发明的实施例。
配置为平衡梯度线圈组件204的第一端(或半体)244和第二端(或半体)246上 的径向力的组件或器件可以安置在外部梯度线圈组件204和磁体暖孔250之间的间隙或空 间260内，并绕外部梯度线圈组件226的外径，如以下相对于图3和4更详细地描述的。图 3是根据一实施例的屏蔽的梯度线圈组件的示意截面侧视图。出于清楚起见，图3中省略了 例如支撑件、悬置构件、端帽、支架等各种元件。梯度线圈组件304可以插入MRI系统的共 振组件中,例如图2所示的共振组件100。
如上所述，梯度线圈组件304是圆柱形的并且围绕患者容积或孔308。梯度线圈组 件304包括内部梯度线圈组件324和外部梯度线圈组件326。内部梯度线圈组件324和外 部梯度线圈组件326使用粘合材料(例如环氧树脂、粘弹性树脂、聚氨酯等)在容积338中 粘合在一起。梯度线圈组件304还包括安置于外部梯度线圈组件326外径外侧以及在外梯 度线圈组件326和磁体组件302的暖孔350之间的间隙或空间360中的力平衡层。力平衡 层配置为消除(或使其不存在)梯度线圈组件304的每端(或半体)344、346上的径向力。 力的消除将减少圆柱形的梯度线圈组件304的每端(或半体)344、346的振动。振动的减 小又将减少由梯度线圈组件304生成的噪声。此外，振动的减小还将减少由磁体低温恒温 器220(示于图2)中的氦沸腾诱发的振动。
在图3所示的实施例中，力平衡层是有源力平衡层，并包括梯度线圈组件304的第一端(或半体)344处的一组有源线圈环(active coil loop) 352和梯度线圈组件304的 第二端(或半体)346处的一组有源线圈环354。有源线圈环352、354绕外部梯度线圈组件 326柱的外径(或外表面)放置。在一实施例中，绝缘材料(例如，玻璃)层置于外部梯度 线圈组件326的外表面和有源线圈环352、354之间。此外，环氧层可以已知的方式放置在 有源线圈环352、354上。
安置在梯度线圈组件304的第一端344处的一组有源线圈环352配置为在梯度线 圈组件304和MR系统操作期间消除施加到第一端344的径向力。安置在梯度线圈组件304 的第二端346处的一组有源线圈环354配置为在梯度线圈组件304和MR系统操作期间消 除施加到第二端346的径向力。有源线圈环352、354中的电流以相反的方向提供力以消除 在梯度线圈组件304的相应端344、346上的径向力。有源线圈环352、354的位置和有源线 圈环352、354的数量(或匝数)可以基于多个因素，包括但不限于梯度线圈组件304上 的(以及端344、346上的)力分布以及磁体302和梯度线圈组件304的设计。有源线圈环 352,354可由例如铜等材料制成。
在一个实施例中，有源线圈环352和有源线圈环354可与梯度线圈组件304的梯 度线圈串联连接，并由梯度放大器系统42(示于图1)驱动(例如提供电流)。在备选实施 例中，可独立于梯度线圈组件304的梯度线圈驱动有源线圈环352、354。例如，来自梯度放 大器系统42 (示于图1)的单独的端子可以连接到有源线圈环352、354。
图4是根据备选实施例的屏蔽的梯度线圈组件的示意截面侧视图。出于清楚起 见，图3中省略了例如支撑件、悬置构件、端帽、支架等各种元件。梯度线圈组件404可以插 入MRI系统的共振组件中，例如图2所示的共振组件100。如上所述，梯度线圈组件404是 圆柱形的并围绕患者容积或孔408。梯度线圈组件404包括内部梯度线圈组件424和外部 梯度线圈组件426。内部梯度线圈组件424和外部梯度线圈组件426使用粘合材料在容积 438中粘合。梯度线圈组件404还包括安置于外部梯度线圈组件426的外径外侧以及在外 部梯度线圈组件426和磁体组件402的暖孔450之间的间隙或空间460中的力平衡层。力 平衡层配置为消除(或使其不存在)梯度线圈组件404的每端(或半体)444、446上的径 向力。
在图4所示的实施例中，力平衡层是无源力平衡层，并包括梯度线圈组件404的第 一端(或半体)444处的无源传导片470和梯度线圈组件404的第二端(或半体)446处的 无源传导片472。无源传导片470、472绕外部梯度线圈组件426柱的外径(或外表面)放 置。在一实施例中，绝缘材料(例如，玻璃)层置于外部梯度线圈组件426的外表面和无源 传导片470、472之间。此外，环氧层可以已知的方式放置于无源传导片470、472上。
安置在梯度线圈组件404的第一端444处的无源传导片470配置为在梯度线圈组 件404和MR系统的操作期间消除施加到第一端444的径向力。安置在梯度线圈组件404 的第二端446处的无源传导片472配置为在梯度线圈组件404和MR系统的操作期间消除 施加到第二端446的径向力。无源传导片470、472中感应的电流以相反的方向提供所要求 的力，以消除在梯度线圈组件404的相应端444、446上的径向力。无源传导片470、472的 位置和无源传导片470、472的大小和尺寸可以基于多个因素，包括但不限于梯度线圈组 件404上的(以及端444、446上的)力分布以及磁体402和梯度线圈组件404的设计。在 一实施例中，无源传导片470、472安置于高泄漏场的位置。优选地，无源传导片由铜制成。
本书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域任何技术人 员能做出和使用本发明。本发明的可专利范围由权利要求限定，并可以包括本领域技术人 员想到的其它示例。如果这些其它示例具有与权利要求的字面语言没有不同的结构元件、 或者如果它们包括与权利要求的字面语言没有实质差异的等效结构元件，则这些其它示例 预计落入权利要求书的范围之内。可以根据备选实施例改变或重新排序任何过程或方法步 骤的顺序或次序。
可以对本发明做出许多其它改变和修改而不偏离其精神。这些和其它变化的范围将通过所附权利要求而变得明显。
部件列表
图1 :
10MRI系统
12操作员控制台
13输入装置
14控制面板
16显不器
18链路
20计算机系统
20a底板
22图像处理器�？�
24CPU�？�
26存储器�？�
32系统控制计算机
32a数据连接
34链路
36CPU�？�
38脉冲发生器�？�
40通信链路
42梯度放大器系统
44生理采集控制器
46扫描室接口电路
48患者定位系统
50梯度线圈组件
52共振组件
54超导磁体
56RF线圈
58收发器�？�
60RF放大器
62传送/接收开关
64前置放大器
66存储器�？�
68阵列处理器
70患者或成像对象
72圆柱形患者成像容积
76表面或平行成像线圈
图2
200共振组件
202超导磁体
204梯度线圈组件
206RF线圈
208患者容积或孔
210患者孔管
212患者或成像对象
214中心轴
216患者台或支架
218超导线圈
220磁体容器
222低温封套
224内部梯度线圈组件
226外部梯度线圈组件
238内部和外部梯度线圈组件之间的容积
240共振组件的服务端
242共振组件的患者端
244梯度线圈组件的第一端(或半体)
246梯度线圈组件的第二端(或半体)
250暖孔
260外部梯度线圈组件和暖孔之间的间隙或空间
图3
302磁体组件
304梯度线圈组件
308患者容积或孔
324内部梯度线圈组件
326外部梯度线圈组件
338内部和外部梯度线圈组件之间的容积
344梯度线圈组件的第一端(或半体)
346梯度线圈组件的第二端(或半体)
350暖孔
352 一组有源线圈环
354 —组有源线圈环
360外部梯度线圈组件和暖孔之间的间隙或空间
图4
402磁体组件
404梯度线圈组件
408患者容积或孔
424内部梯度线圈组件
426外部梯度线圈组件
438内部和外部梯度线圈组件之间的容积
444梯度线圈组件的第一端(或半体)
446梯度线圈组件的第二端(或半体)
450暖孔
460外部梯度线圈组件和暖孔之间的间隙或空间
470无源传导片
472无源传导片。
权利要求
1.一种用于磁共振成像(MRI)系统的梯度线圈器件(304)，所述梯度线圈器件包括内部梯度线圈组件(324)；外部梯度线圈组件(326)，绕所述内部梯度线圈组件放置并具有外表面；以及有源力平衡线圈(352、354)，绕所述外部梯度线圈组件的所述外表面放置。
2.根据权利要求1所述的梯度线圈器件，其中所述有源力平衡线圈(352、354)配置为消除施加到所述内部梯度线圈组件(324)和所述外部梯度线圈组件(326)的径向力。
3.根据权利要求1所述的梯度线圈器件，其中所述有源力平衡线圈(352、354)由传导材料组成。
4.根据权利要求2所述的梯度线圈器件，其中所述有源力平衡线圈(352、354)在所述外部梯度线圈组件的所述外表面上的位置基于所述内部梯度线圈组件和所述外部梯度线圈组件上的力分布。
5.根据权利要求1所述的梯度线圈器件，其中所述外部梯度线圈组件(326)还包括第一端(344)和第二端(346)，以及所述有源力平衡线圈包括绕所述外部梯度线圈组件的所述第一端放置的第一有源力平衡线圈(352)和绕所述外部梯度线圈组件的所述第二端放置的第二有源力平衡线圈(354)。
6.根据权利要求5所述的梯度线圈器件，其中所述第一有源力平衡线圈(352)配置为消除施加到所述外部梯度线圈组件的所述第一端(344)的径向力。
7.根据权利要求5所述的梯度线圈器件，其中所述第二有源力平衡线圈(354)配置为消除施加到所述外部梯度线圈组件的所述第二端(346)的径向力。
8.一种用于磁共振成像(MRI)系统的梯度线圈器件(404)，所述梯度线圈器件包括内部梯度线圈组件(424)；外部梯度线圈组件(426)，绕所述内部梯度线圈组件放置并具有外表面、第一端(444) 和第二端(446)；第一无源传导片(470)，绕所述外部梯度线圈组件的所述第一端(444)放置；以及第二无源传导片(472)，绕所述外部梯度线圈组件的所述第二端(446)放置。
9.根据权利要求8所述的梯度线圈器件，其中所述第一无源传导片(470)配置为消除施加到所述外部梯度线圈组件的所述第一端(444)的径向力。
10.根据权利要求8所述的梯度线圈器件，其中所述第二无源传导片(472)配置为消除施加到所述外部梯度线圈组件的所述第二端(446)的径向力。
11.根据权利要求8所述的梯度线圈器件，其中所述第一无源传导片(470)安置在所述外部梯度线圈组件的所述第一端(444)上具有高泄漏场的位置处。
12.根据权利要求8所述的梯度线圈器件，其中所述第二无源传导片(472)安置在所述外部梯度线圈组件的所述第二端(446)上具有高泄漏场的位置处。
13.根据权利要求8所述的梯度线圈器件，其中所述第一无源传导片(470)和所述第二无源传导片(472)由铜组成。
14.根据权利要求8所述的梯度线圈器件，其中所述第一无源传导片(470)的位置基于所述外部梯度线圈组件的所述第一端(444)上的力分布。
15.根据权利要求8所述的梯度线圈器件，其中所述第二无源传导片(472)的位置基于所述外部梯度线圈组件的所述第二端(446)上的力分布。
全文摘要
本发明的名称是用于平衡梯度线圈中的径向力的系统和器件。一种用于磁共振成像(MRI)系统的梯度线圈器件(304、404)包括内部梯度线圈组件(324、424)和绕内部梯度线圈组件放置的外部梯度线圈组件(326、426)。外部梯度线圈组件具有外表面、第一端(344、444)和第二端(346、446)。该梯度线圈器件还包括绕外部梯度线圈组件的外表面放置的力平衡器件。在一个实施例中，该力平衡设备包括有源力平衡线圈(352、354)，其绕外部梯度线圈组件的外表面放置。在另一实施例中，该力平衡器件包括绕外部梯度线圈组件的第一端(444)放置的第一无源传导片(470)以及绕外部梯度线圈组件的第二端(444)放置的第二无源传导片(472)。
文档编号G01R33/385GK103033780SQ201210327238
公开日2013年4月10日 申请日期2012年6月29日 优先权日2011年6月30日
发明者T·K·基丹, T·J·黑文斯, 江隆植 申请人:通用电气公司
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