專利名稱：用于mr裝置的線圈系統(tǒng)及具有這種線圈系統(tǒng)的mr裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及磁共振斷層攝影術(shù)領(lǐng)域。更具體地，它涉及如在權(quán)利要求1的引言部分中所公開(kāi)的線圈系統(tǒng)。它還涉及包括這種類型線圈系統(tǒng)的MR裝置。
例如從EP-A1-0 304 126中得知所提出類型的線圈系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
利用磁場(chǎng)和原子核自旋之間的相互作用以為了形成兩維或三維圖像的磁共振成像(MRI)方法，正在被顯著地用于醫(yī)學(xué)診斷領(lǐng)域中的眾多應(yīng)用，因?yàn)樵谠S多方面就軟組織結(jié)構(gòu)的成像它們優(yōu)越于其它成像方法，它們并不要求致電離輻射并且通常并不是侵入式的。
根據(jù)MR方法，待檢身體被引進(jìn)強(qiáng)且均勻的磁場(chǎng)，所述磁場(chǎng)方向與此同時(shí)限定測(cè)量所基于的坐標(biāo)系統(tǒng)的軸(通常為z軸)。磁場(chǎng)針對(duì)各個(gè)原子核自旋產(chǎn)生不同的能級(jí)，即取決于磁場(chǎng)強(qiáng)度，其可以通過(guò)施加具有限定頻率(Larmor頻率)的電磁交替場(chǎng)被激勵(lì)(自旋共振)。從宏觀角度，各個(gè)原子核自旋的分布導(dǎo)致全面磁化，所述磁化在被施加的適宜頻率(RF頻率)的電磁脈沖影響下(在此期間磁場(chǎng)垂直于z軸延伸)可以沿著螺旋型軌道被偏轉(zhuǎn)離開(kāi)平衡狀態(tài)，以便于它執(zhí)行繞z軸的進(jìn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)。進(jìn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)說(shuō)明其孔徑角被稱為翻轉(zhuǎn)角(flip angle)的錐形的表面。翻轉(zhuǎn)角的值取決于被施加的電磁脈沖的強(qiáng)度和持續(xù)時(shí)間。在所謂的90°脈沖情況下，自旋被從z軸偏轉(zhuǎn)進(jìn)入橫平面(翻轉(zhuǎn)角90°)。
在RF脈沖結(jié)束之后，磁化再次馳豫到原始的平衡狀態(tài)，然后在z軸方向再次建立具有第一時(shí)間常數(shù)T1(自旋點(diǎn)陣馳豫時(shí)間)的磁化而在垂直于z軸方向的磁化以第二時(shí)間常數(shù)T2(自旋晶格馳豫時(shí)間)衰減。磁化的變化可以借助于如此線圈被加以檢測(cè)，所述線圈通常以如此方式被取向以便于磁化的變化在垂直于z軸(橫磁化，時(shí)間常數(shù)T2)的方向上被加以測(cè)量。在施加90°脈沖之后，通過(guò)由局部磁場(chǎng)不均勻性所引起的原子核自旋從相同相位的有序狀態(tài)到其中所有相位角被相等地分配(退相dephasing)的平衡狀態(tài)的轉(zhuǎn)變，橫磁化的衰減得以伴隨。退相可以通過(guò)再聚焦脈沖(180°脈沖)被加以補(bǔ)償。結(jié)果是在檢測(cè)線圈中引起回波信號(hào)(自旋回波)。
為了取得在身體中的空間分辨率，借助于包括三個(gè)梯度線圈系統(tǒng)的梯度線圈裝置，在三個(gè)主軸上的線性梯度場(chǎng)被疊加到均勻磁場(chǎng)上面，從而導(dǎo)致自旋共振頻率的線性空間相關(guān)。在從時(shí)間軸到頻率軸的傅立葉變換之后，則在檢測(cè)線圈中所檢測(cè)到的信號(hào)包含可以與身體內(nèi)不同位置相聯(lián)系的不同頻率的分量。
MR裝置的線圈系統(tǒng)不僅包括用于產(chǎn)生均勻靜態(tài)場(chǎng)的線圈裝置，而且包括用于產(chǎn)生梯度場(chǎng)的線圈裝置以及用于產(chǎn)生(脈沖的)RF場(chǎng)的線圈裝置。這樣線圈系統(tǒng)的實(shí)例被示于US-A-6,154,110的圖9和圖10中。用于產(chǎn)生梯度場(chǎng)的梯度線圈裝置被同軸地設(shè)置在超導(dǎo)主線圈內(nèi)，所述梯度線圈裝置由(外部)屏蔽線圈和(內(nèi)部)子線圈組成。如圖2中所顯示，本發(fā)明基于類似的已知線圈系統(tǒng)已知的線圈系統(tǒng)210沿著軸218被取向并且圍繞著檢查空間217，在所述檢查空間217中待檢患者215可以借助于患者臺(tái)216被引入，所述患者臺(tái)216在軸向方向可被位移且被放置在檢查區(qū)域217的下部。圍繞檢查空間217的線圈系統(tǒng)210包括(從內(nèi)部向外圍看)RF線圈219；被有源屏蔽的梯度線圈裝置，其包括內(nèi)部子線圈213(其由圖2中的虛線表示，以便于區(qū)分于根據(jù)本發(fā)明的內(nèi)部子線圈213′)及被有源屏蔽的線圈或屏蔽212；以及其中容納用于產(chǎn)生均勻且穩(wěn)定磁場(chǎng)的線圈的致冷器211。梯度線圈裝置213，212由梯度放大器220控制。
所表示的這種類型的梯度放大器是目前MR裝置的最昂貴部件之一。因此，需要提供這樣的MR線圈，其帶有需要盡可能少量的能量的線圈。為了減少梯度線圈所需要的能量量，所引用的EP-A1-0 304 126建議使用特殊的補(bǔ)償線圈，其衰減或抑制梯度線圈所不希望的雜散場(chǎng)和渦流。
此外，為了降低梯度線圈和RF線圈所需要的能量，文件EP-A1-0 307981建議使用組合的RF和梯度線圈系統(tǒng)，其使能降低線圈系統(tǒng)的自由內(nèi)徑。
在兩種情況下，為取得梯度線圈降低的能量消耗而適配的線圈系統(tǒng)相對(duì)精密且復(fù)雜。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的目的是提供一種線圈系統(tǒng)以及提供有這種線圈系統(tǒng)的MR裝置，其特征在于在能量消耗方向以簡(jiǎn)單方式已經(jīng)被優(yōu)化的幾何形狀。
所述目的如分別在權(quán)利要求1和6中的表征部分所公開(kāi)的那樣被實(shí)現(xiàn)。
根據(jù)本發(fā)明，假設(shè)對(duì)于在梯度場(chǎng)中可得到的場(chǎng)能量，當(dāng)內(nèi)部子線圈與其有源屏蔽之間存在盡可能大的容積時(shí)則是有利的，即無(wú)需與此同時(shí)減少RF線圈的容積且無(wú)需減少待檢患者的檢查空間。本發(fā)明的基本思想是使內(nèi)部子線圈利用內(nèi)部RF線圈外部及蓋內(nèi)部的未用空間。
為此，建議所說(shuō)明類型的線圈系統(tǒng)，其根據(jù)本發(fā)明以如此方式被配置，以為了降低梯度線圈系統(tǒng)所需要的能量，由內(nèi)部子線圈所占用的容積向在軸向方向延伸超出RF線圈的區(qū)域內(nèi)的軸向擴(kuò)展。
遵照權(quán)利要求2的這個(gè)實(shí)施例提供了這樣的優(yōu)點(diǎn)，即在患者臺(tái)臺(tái)面底下的可用空間被優(yōu)化地用于子線圈。
如在權(quán)利要求3中所公開(kāi)的本發(fā)明進(jìn)一步優(yōu)選實(shí)施例的特征在于現(xiàn)在更多空間可用于子線圈，而檢查空間任一側(cè)的開(kāi)放沒(méi)有受到影響。
進(jìn)一步優(yōu)選的實(shí)施例在從屬權(quán)利要求中被公開(kāi)。
根據(jù)本發(fā)明，根據(jù)本發(fā)明的線圈系統(tǒng)被應(yīng)用在成像MR裝置中。
進(jìn)一步的實(shí)施例被公開(kāi)于從屬權(quán)利要求中。
根據(jù)本發(fā)明以如此方式構(gòu)建MR裝置，以便于用于遵照自旋共振或磁共振方法而操作的所述裝置的線圈系統(tǒng)以如此方式被提供以為了減少梯度線圈系統(tǒng)所需要的能量，由內(nèi)部子線圈所占用的容積向在軸向方向延伸超出RF線圈的區(qū)域內(nèi)的軸向方向擴(kuò)展，其中所述MR裝置包括一線圈系統(tǒng)，所述線圈系統(tǒng)用于產(chǎn)生均勻且穩(wěn)定的磁場(chǎng)，所述磁場(chǎng)強(qiáng)度確定Larmor頻率，以及用于產(chǎn)生RF脈沖及用于接收由待檢目標(biāo)所產(chǎn)生的MR信號(hào)，所述線圈系統(tǒng)圍繞沿著軸延伸且旨在接收患者的檢查空間，并且包括內(nèi)部RF線圈；從外部圍繞RF線圈且在軸向方向上從兩側(cè)突出超出RF線圈的內(nèi)部子線圈；以及從外部圍繞內(nèi)部子線圈的有源屏蔽。


在此后基于實(shí)施例并且參考所附附圖將詳細(xì)地對(duì)本發(fā)明加以說(shuō)明。
其中
圖1示出其中根據(jù)本發(fā)明的線圈裝置可以被使用的MR裝置的電路圖，以及圖2是以縱斷面形式對(duì)遵照目前技術(shù)狀況的線圈系統(tǒng)(由虛線所表示的內(nèi)部子線圈)以及根據(jù)本發(fā)明線圈系統(tǒng)的實(shí)施例(由實(shí)線所表示的內(nèi)部線圈)的單示意性表示。
具體實(shí)施例方式
圖1示出適合于利用根據(jù)本發(fā)明線圈系統(tǒng)的MR裝置的電路圖。它包括控制梯度波形產(chǎn)生器20的控制單元17；第一，第二和第三梯度放大器21，22，23分別被連接到產(chǎn)生器20的輸出上。這些放大器中的每個(gè)分別為第一，第二和第三梯度線圈3，5，7產(chǎn)生相應(yīng)的電流。這些放大器的增益系數(shù)可以彼此獨(dú)立地由控制單元17，即經(jīng)由導(dǎo)線32被加以調(diào)節(jié)，這樣梯度線圈3，5，7在x，y和z方向上產(chǎn)生梯度場(chǎng)且在待檢區(qū)域內(nèi)的對(duì)應(yīng)三個(gè)空間方向上可以執(zhí)行切片選擇。
此外，控制單元17控制RF產(chǎn)生器18，以為了將RF脈沖的頻率調(diào)節(jié)到Larmor頻率，對(duì)于MR成像其取決于梯度場(chǎng)。RF脈沖被施加到其增益由控制單元17加以控制的放大器19且隨后被施加到RF發(fā)射機(jī)線圈11。
通過(guò)與相對(duì)于彼此呈90°偏移的兩個(gè)載波振蕩混合，在RF接收線圈12內(nèi)因被激勵(lì)的磁化狀態(tài)的馳豫所誘發(fā)的MR信號(hào)在正交解調(diào)器13中被解調(diào)，其具有由穩(wěn)定磁場(chǎng)的局部強(qiáng)度所確定的Larmor或MR頻率，并且發(fā)源于振蕩器130，由此導(dǎo)致可被視為復(fù)信號(hào)的實(shí)分量和虛分量的兩個(gè)信號(hào)。這些信號(hào)被施加到模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器14。最終，MR圖像借助于圖像處理單元16以已知的方式被重建以便于被顯示在監(jiān)視器15上。
在圖2中所示的適合于結(jié)合在圖1所示MR裝置中的線圈系統(tǒng)的實(shí)施例中，由虛線所表示且形成遵照當(dāng)前技術(shù)狀況的梯度線圈系統(tǒng)的一部分的內(nèi)部線圈213，被由實(shí)線所表示的內(nèi)部子線圈213′取代，其中所述內(nèi)部線圈213包括內(nèi)部子線圈213及有源屏蔽212。新穎的內(nèi)部子線圈213′利用至少一直尚未被使用的容積。這樣未被使用的容積位于患者臺(tái)216下面以及蓋214的上面，在軸向上位于RF線圈219外部的區(qū)域中所述容積將線圈系統(tǒng)210與檢查室217分開(kāi)。在這些區(qū)域中內(nèi)部子線圈213′的內(nèi)部邊界被移位向軸218，這樣它在下部平行于軸218延伸而在上部平行于蓋214延伸。線圈系統(tǒng)210以及顯著地內(nèi)部子線圈213′被如此設(shè)置以便于相對(duì)于中央平面221對(duì)稱，這樣場(chǎng)條件被簡(jiǎn)化。圖2中RF線圈的操作模式及配置對(duì)應(yīng)于圖1中RF線圈的操作模式和配置，且圖2中結(jié)合屏蔽212的部件213′對(duì)應(yīng)于圖1中的梯度線圈3，5或7。
在軸向方向上延伸超出RF線圈219的區(qū)域中，內(nèi)部子線圈213′與軸218之間的距離大于或等于RF線圈219與軸218之間的距離，這樣患者215可用的檢查空間217排他地由RF線圈來(lái)確定且由于新穎的內(nèi)部子線圈213′而沒(méi)有得到減少。
梯度線圈系統(tǒng)或梯度線圈裝置的線匝分布可以借助于數(shù)字方法(S.Pissanetzky Meas.Sci.Technol.3(1992)，p.667 ff.)被加以計(jì)算。因此與傳統(tǒng)的標(biāo)準(zhǔn)系統(tǒng)相比，取得大約35％的線圈能量的降低。
總體上，本發(fā)明提供一種由下述特征和優(yōu)點(diǎn)來(lái)表征的線圈系統(tǒng)獲得較低的能量消耗，因此降低了梯度放大器的成本，可以產(chǎn)生較高的梯度，而無(wú)需修改梯度放大器。此外，患者可用的檢查空間沒(méi)有被減少。
參考清單3，5，7 梯度線圈11RF發(fā)射器線圈12RF接收器線圈13正交解調(diào)器14模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器15監(jiān)視器16圖像處理單元17控制單元18RF產(chǎn)生器19放大器20梯度波形產(chǎn)生器21，22，23梯度放大器210 線圈系統(tǒng)211 致冷器212 有源屏蔽213，213′內(nèi)部子線圈214 蓋215 患者216 患者臺(tái)217 檢查空間218 z軸(穩(wěn)定磁場(chǎng)的方向)219 RF線圈220 梯度放大器221 對(duì)稱平面
權(quán)利要求
1.一種用于遵照自旋共振或磁共振(MR)方法而操作的裝置的線圈系統(tǒng)(210)，所述線圈系統(tǒng)(210)圍繞沿著軸(218)延伸且旨在容納患者(215)的檢查空間(217)，并且包括內(nèi)部RF線圈(219)，從外部圍繞RF線圈(219)且在軸向方向上從兩側(cè)突出超出RF線圈(219)的內(nèi)部子線圈(213′)，以及從外部圍繞內(nèi)部子線圈(213′)并且與內(nèi)部子線圈(213)結(jié)合構(gòu)成梯度線圈裝置的有源屏蔽(212)，其特征在于為了減少梯度線圈系統(tǒng)(213′，212)所需要的能量，存在于內(nèi)部子線圈(213′)和有源屏蔽(212)之間的容積被擴(kuò)大，以便于在RF線圈(219)兩側(cè)的區(qū)域中較在RF線圈的區(qū)域中，在垂直于軸(218)方向上內(nèi)部子線圈(213′)的橫斷面較小。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的線圈系統(tǒng)，其特征在于為了將患者(215)引入到檢查空間(217)內(nèi)，在檢查空間(217)下部提供有患者臺(tái)(216)，所述患者臺(tái)(216)沿著軸(218)可被位移，并且在軸向方向上在延伸超出RF線圈(219)的區(qū)域中，內(nèi)部子線圈(213′)的內(nèi)部邊界優(yōu)選地平行于軸(218)延伸。
3.根據(jù)權(quán)利要求2的線圈系統(tǒng)，其特征在于在檢查空間(217)的上部由蓋(214)將線圈系統(tǒng)與檢查空間(217)分開(kāi)，在軸向方向上在延伸超出RF線圈(219)的區(qū)域中所述蓋(214)向外開(kāi)口，并且在軸向方向上在延伸超出RF線圈(219)的區(qū)域中內(nèi)部子線圈(213′)的內(nèi)部邊界平行于所述蓋延伸。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的線圈系統(tǒng)，其特征在于在軸向方向上在延伸超出RF線圈(219)的區(qū)域中，內(nèi)部子線圈(213′)與軸(218)之間的距離大于或等于RF線圈(219)與軸(218)之間的距離。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的線圈系統(tǒng)，其特征在于內(nèi)部子線圈(213′)相對(duì)于垂直于軸(218)延伸的中央平面(221)是對(duì)稱的。
6.一種MR裝置，包括線圈系統(tǒng)(210)，所述線圈系統(tǒng)(210)用于產(chǎn)生均勻且穩(wěn)定的磁場(chǎng)，它的強(qiáng)度限定Larmor頻率；以及用于產(chǎn)生RF脈沖且用于接收在待檢目標(biāo)(215)中所產(chǎn)生的MR信號(hào)，特征在于所述線圈系統(tǒng)(210)如權(quán)利要求1所公開(kāi)的而構(gòu)成。
全文摘要
一種用于遵照自旋共振或磁共振(MR)方法而操作的裝置的線圈系統(tǒng)(210)圍繞沿著軸(218)延伸且旨在接收患者(215)的檢查空間(217)。它包括內(nèi)部RF線圈(219)，從外部圍繞RF線圈(219)且在軸向方向上從兩側(cè)突出超出RF線圈(219)的內(nèi)部子線圈(213′)，以及從外部圍繞內(nèi)部子線圈(213′)并且與內(nèi)部子線圈(213′)結(jié)合構(gòu)成梯度線圈裝置的有源屏蔽(212)。對(duì)于規(guī)定的梯度，在這種線圈系統(tǒng)中梯度線圈裝置(213′，212)所要求的能量得到減少，因?yàn)榻柚谠谳S(218)方向上延伸超出RF線圈(219)的區(qū)域,由內(nèi)部子線圈213′所占有的容積在軸向方向上延伸。基本的方面是總體上三個(gè)梯度線圈被容納在由梯度線圈裝置(213′，212)所圍繞的容積中。這個(gè)分層布置照例產(chǎn)生三個(gè)相互垂直的梯度場(chǎng)。然而，沒(méi)有必要如此計(jì)算這些場(chǎng)以便于它們彼此垂直地延伸。同正常情況相比，所有三個(gè)線圈裝置本身要求較小的能量分量。
文檔編號(hào)G01R33/38GK1623102SQ03802647
公開(kāi)日2005年6月1日 申請(qǐng)日期2003年1月15日 優(yōu)先權(quán)日2002年1月26日
發(fā)明者V·舒爾茲, B·格萊奇, J·維澤內(nèi)克 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司