專利名稱：：射頻(rf)線圈和設備的制作方法
技術領域：
：—般來說，本發明涉及磁共振成像(MRI)系統，具體來說，涉及構造成減少發熱、振動和聲音噪聲的射頻(RF)線圈。
背景技術：
：磁共振成像(MRI)是一種不使用x-射線或其它電離輻射來創建人體內部的圖像的醫療成像模態(modality)。MRI利用強力磁體來創建均勻、靜態的強磁場(即，"主磁場")。當人體或人體的一部分處于主磁場中時，與組織水中的氫核相關聯的核自旋變成極化。這意味著，與這些自旋相關聯的磁矩變成沿主磁場的方向優先排列，從而導致沿該軸(按照慣例，為"z軸")產生小的凈組織磁化。MRI系統還包括稱為梯度線圈的部件，當對它們施加電流時，它們會產生幅度更小且空間變化的磁場。通常，將梯度線圈設計成產生沿z軸對準并且幅度隨著沿x、y或z軸之一的位置而線性變化的磁場分量。梯度線圈的效果是沿單個軸對磁場強度、同時相伴地對核自旋的共振頻率產生小坡度。具有正交軸的三個梯度線圈用于通過在人體的每個位置產生特征共振頻率而"空間編碼"MR信號。射頻(RF)線圈用于在氫核的共振頻率處或附近產生RF能量脈沖。RF線圈用于以受控方式對核自旋系統增加能量。當核自旋接著弛豫回到它們的靜止能量狀態時，它們會放出RF信號形式的能量。MRI系統檢測到這個信號，并利用計算機和已知的重建算法將這個信號變換成圖像。如上所述，MRI系統中利用射頻(RF)線圈來傳送RF激勵信號并接收由成像對象發出的MR信號。MRI系統中可以使用各種類型的RF線圈，例如全身RF線圈和RF表面(或局部)線圈。兩種常見的RF線圈構型是鳥籠線圈和橫向電磁(TEM)線圈。在MRI掃描期間，會在患者所在內膛中產生聲音噪聲和振動。聲音噪聲和振動令人不舒服，并且對患者和掃描儀操作員來說都可能不利。MRI系統中有幾種聲音噪聲來源，包括例如梯度線圈和RF線圈。由RF線圈產生的聲音噪聲通常是因操作梯度線圈而在RF線圈導體中感生渦流引起的。具體來說，對梯度線圈施加電流脈沖(例如，作為脈沖序列的一部分)會生成時變磁場。這些時變磁場可在RF線圈中感生渦流，這些渦流會造成RF線圈運動或振動，并導致聲音噪聲。此外，RF線圈中感生的渦流可產生發熱。由RF線圈產生的熱量可使患者所在內膛的溫度增加，從而影響患者舒適度和MRI系統的效率。希望提供一種構造成減少或消除由RF線圈產生的發熱、振動和聲音噪聲的RF線圈。還希望提供一種構造成產生均勻激勵(Bl)場的RF線圈。
發明內容根據一個實施例，磁共振成像(MRI)系統的射頻(RF)線圈包括多個橫檔(r皿g)，其中每個橫檔包括多根相互平行定位的導線，每根導線具有圓形橫截面，并且每根導線具有圍繞導線的外表面設置的絕緣材料。根據另一實施例，磁共振成像(MRI)系統的共振組件包括磁體(magnet)、設置在磁體的內徑之內的梯度線圈組件和設置在梯度線圈組件的內徑之內的射頻(RF)線圈，該RF線圈包括多個橫檔，其中每個橫檔包括多根相互平行定位的導線，每根導線具有圓形橫截面，并且每根導線具有圍繞導線的外表面設置的絕緣材料。通過結合附圖閱讀以下詳細描述，將能更全面地理解本發明，其中類似的附圖標記表示類似元件，附圖中圖1是根據一個實施例的示范性磁共振成像(MRI)系統的示意框圖；圖2是根據一個實施例的射頻(RF)線圈的透視圖；圖3示出根據一個實施例圖2中的RF線圈的橫檔的一部分的細節；圖4示出根據一個實施例圖3中的橫檔的絕緣導線的橫截面圖；圖5示出根據一個實施例構造成連接到端環的橫檔的部分的側視圖；圖6示出根據一個實施例構造成連接到端環的橫檔的部分的俯視剖面圖；以及圖7示出根據備選實施例圖2中的RF線圈的橫檔的一部分的細節。具體實施例方式本文描述具有一組橫檔(或支柱、導電元件)的射頻(RF)線圈，其中每個橫檔包括多根各自絕緣的平行導線。每根各自絕緣的導線具有圓形橫截面。利用具有圓形橫截面的導線減少了在橫檔上產生的渦流。因此，減小了由渦流產生的發熱、振動和聲音噪聲的量。上述多根導線還使得電流能夠沿每個橫檔的寬度更均勻地分布，而這又產生更均勻的激勵場(Bl)。更均勻的激勵場(Bl)對于高場成像應用尤其有用。本文描述的RF線圈設計可用于各種線圈構型(configuration)，例如鳥籠線圈或橫向電磁(TEM)線圈。此RF線圈設計還可用于各種類型的RF線圈，例如全身線圈或表面(或局部)線圈，并且還可用于傳送和/或接收信號。圖1是根據一個實施例的示范性磁共振成像(MRI)系統的示意框圖。MRI系統10的操作從操作員控制臺12進行控制，操作員控制臺12包括鍵盤或其它輸入設備13、控制面板14和顯示器16。控制臺12通過鏈路18與計算機系統20通信，并提供接口供操作員用來規定MRI掃描，顯示所得圖像，對圖像執行圖像處理，以及將數據和圖像存檔。計算機系統20包括多個模塊，這些模塊通過例如通過利用背板20a提供的電和/或數據連接彼此通信。數據連接可以是直接有線鏈路，或者可以是光纖連接或無線通信鏈路等。計算機系統20的模塊包括圖像處理器模塊22、CPU模塊24和存儲器模塊26，存儲器模塊26可包括用于存儲圖像數據陣列的幀緩沖器。在備選實施例中，圖像處理器模塊22可以由CPU模塊24上的圖像處理功能性替代。計算機系統20鏈接到檔案媒體設備、永久或備份存儲器存儲設備或網絡。計算機系統20還可通過鏈路34與獨立的系統控制計算機32通信。輸入設備13可包括鼠標、操縱桿、鍵盤、跟蹤球、觸摸激活屏、光棒、語音控制設備或任何類似或等效的輸入設備，并且可用于交互式幾何規定。系統控制計算機32包括經由電和/或數據連接32a相互通信的一組模塊。數據連接32a可以是直接有線鏈路，或者可以是光纖連接或無線通信鏈路等。在備選實施例中，計算機系統20和系統控制計算機32的模塊可以在相同的計算機系統或多個計算機系統上實現。系統控制計算機32的模塊包括CPU模塊36和通過通信鏈路40連接到操作員控制臺12的脈沖生成器模塊38。脈沖生成器模塊38可備選地集成到掃描儀設備(如共振組件52)中。系統控制計算機32通過鏈路40接收來自操作員的指示將執行掃描序列的命令。脈沖生成器模塊38通過發送描述將產生的RF脈沖和脈沖序列的定時、強度和形狀以及數據采集窗的定時和長度的指令、命令和/或請求來操作放出(即，執行)期望的脈沖序列的系統部件。脈沖生成器模塊38連接到梯度放大器系統42，并產生稱為梯度波形的數據，這些梯度波形控制將在掃描期間使用的梯度脈沖的定時和形狀。脈沖生成器模塊38還可從生理采集控制器44接收患者數據，生理采集控制器44從連接到患者的多個不同傳感器接收信號，例如來自附著到患者的電極的ECG信號。脈沖生成器模塊38連接到掃描室接口電路46，掃描室接口電路46從各種傳感器接收與患者和磁體系統的狀況相關聯的信號。患者定位系統48也通過掃描室接口電路46來接收將患者臺移到期望的位置進行掃描的命令。將由脈沖生成器模塊38產生的梯度波形應用于梯度放大器系統42，梯度放大器系統42包括G"Gy和G,放大器。每個梯度放大器激勵梯度線圈組件(一般標為50)中的對應物理梯度線圈以產生用于空間編碼所采集的信號的磁場梯度脈沖。梯度線圈組件50形成共振組件52的一部分，共振組件52包括具有超導主線圈54的極化超導磁體。共振組件52可包括全身RF線圈56、表面或平行成像線圈76、或兩者。RF線圈組件的線圈56、76可構造成用于傳送和接收、或只傳送、或只接收。患者或成像對象70可安置在共振組件52的圓柱形患者成像體積72內。系統控制計算機32中的收發器模塊58產生脈沖，這些脈沖由RF放大器60放大，并通過發射/接收開關62耦合到RF線圈56、76。由患者中的受激核發出的所得信號可由相同的RF線圈56感測，并通過發射/接收開關62耦合到前置放大器64。或者，由受激核發出的信號可由諸如平行線圈或表面線圈76的獨立接收線圈感測。在收發器58的接收器部分中對放大的MR信號進行解調、濾波和數字化。發射/接收開關62由來自脈沖生成器模塊38的信號進行控制，以便在發射模式期間將RF放大器60電連接到RF線圈56，并在接收模式期間將前置放大器64連接到RF線圈56。發射/接收開關62還可使得能夠在發射或接收模式中使用獨立RF線圈(例如，平行或表面線圈76)。由RF線圈56、或平行或表面線圈76感測的MR信號由收發器模塊58數字化，并傳送給系統控制計算機32中的存儲器模塊66。通常，對應于MR信號的數據幀臨時存儲在存儲器模塊66中，直到隨后對它們進行變換以創建圖像。陣列處理器68利用已知的變換方法(最常見的有傅里葉變換)來從MR信號創建圖像。這些圖像通過鏈路34傳送給計算機系統20，在計算機系統20中，它存儲在存儲器中。響應于從操作員控制臺12接收的命令，可將此圖像數據存檔在長期存儲設備中，或者可通過圖像處理器22對它做進一步處理、傳給操作員控制臺12并呈現在顯示器16上。如上所述，RF線圈(例如，RF體線圈56和一個或多個表面線圈76(例如，表面線圈陣列))可用于傳送RF激勵脈沖(以產生激勵場(Bl))和/或接收MR信號。圖2是根據一個實施例的RF線圈的透視圖。圖2中示出的RF線圈200是鳥籠構型。盡管將參照圖2中的鳥籠線圈進行以下描述，但應理解，在諸如橫向電磁(TEM)線圈的利用橫檔的其它線圈構型中也可使用下文關于圖3-7描述的橫檔構型。RF線圈200的形狀是圓柱環形，并且與上文描述的圖1中的MRI系統或用于獲得MR圖像的任何其它類似或等效的系統兼容。如圖2所示的RF線圈200構型可用于全身RF線圈或用于諸如頭部線圈的表面(或局部)線圈。對于全身RF線圈，RF線圈200的尺寸構造成使得可以按照間隔開且同軸的關系將RF線圈安裝在梯度線圈組件50(如圖l所示)內部。對于表面或局部線圈(例如，頭部線圈)，RF線圈200的尺寸構造成使得可以將RF線圈設置在患者成像空間72(如圖1所示)內。如圖2所示的RF線圈200包括第一端環202、第二端環204和多個橫檔(或支柱、導體元件)206。第一端環202位于這多個橫檔206的第一端230。第二端環204位于這多個橫檔206的第二端232。第一端環202和第二端環204以間隔開的關系彼此相對，并通過這多個橫檔206連接。圖2中示出示范性數量的橫檔206。基于特定成像應用的要求，例如基于視場(FOV)、圖像分辨率、功率要求和成像速度，可以使用更少或更多橫檔。橫檔206成圓柱形排列，并且可以例如彼此均勻地間隔開。每個端環202、204還包括電連接橫檔206的多個電容器(例如，低電感端環電容器)。橫檔206和端環202、204由具有高電導率的諸如銅的常規材料構成。橫檔206各自包括多個平行圓形橫截面導線，這將在下文關于圖3-7詳細描述。圖3示出根據一個實施例圖2中的RF線圈的橫檔的一部分的細節。橫檔306包括多根彼此平行定位的絕緣導線308。出于說明的目的，圖3中示出示范性數量的導線308。基于特定成像應用的要求，可以使用不同數量的導線308。每根絕緣導線308具有如圖4所示的圓形橫截面。絕緣導線408(圖3中為308)由導線414(圖3中為314)構成，導線414由諸如銅或銀的高電導率材料組成。每根導線414用絕緣材料412(圖3中為312)各自絕緣開來，絕緣材料412可以是例如可經受高擊穿電壓的任何高絕緣材料。絕緣材料412設置在每根導線414的外表面上。基于將由RF線圈200(如圖2所示)產生的期望頻率來選擇每根導線414的直徑。例如，頻率越低，要求每根導線414的直徑越小；頻率越高，要求每根導線414的直徑越大。返回到圖3，絕緣導線308設置在第一端環302(例如，圖2中的端環202)與第二端環304(例如，圖2中示出的端環204)之間。可以使用各種方法來將橫檔306連接到每個端環302、304。在一個實施例中，橫檔306的將連接到第一端環302的第一端310包括導線314的非絕緣部分。因此，包圍導線314的絕緣體312在端環302的邊緣340處中止。在該實施例中，橫檔306的將連接到第二端環304的第二端311包括導線314的非絕緣部分。因此，包圍導線314的絕緣體312在端環304的邊緣342處中止。在一個實施例中，導線314的非絕緣部分設置在銅片之間，并焊接到合適的端環302、304。圖5示出根據一個實施例構造成連接到端環的橫檔的部分的側視圖。位于橫檔(圖3中的306)的末端510處的導線514的非絕緣部分設置在第一銅片520和第二銅片522之間。圖6示出根據一個實施例構造成連接到端環的橫檔的部分的俯視剖面圖。導線614的非絕緣部分位于"頂"(或第一)銅片620與"底"(或第二)銅片622之間。返回到圖5，優選地，第一銅片520和第二銅片522是具有極小厚度的薄銅片。銅片(例如，第二銅片522)可以連接(例如，通過焊接)到端環。在另一實施例中，如圖7所示，可通過將絕緣導線連接(例如，焊接)到端環的邊緣而將橫檔連接到端環。因此，導線的任何部分都不會與端環702重疊，并且橫檔706的絕緣導線708的末端將連接到端環702的邊緣740。如上文關于圖3-7所描述，可在諸如橫向電磁(TEM)RF線圈的利用橫檔(或支柱、導電元件)的其它線圈構型中使用具有多根各自絕緣的平行圓形橫截面導線的橫檔。在另一實施例中，還可利用多根各自絕緣的平行圓形橫面導線來構造端環202、204(如圖2所示)。本書面描述利用實例來公開包括最佳模式在內的本發明，并且還使得本領域技術人員能夠進行并利用本發明。本發明的受專利保護的范圍由權利要求限定，并且可以包括本領域技術人員可聯想到的其它實例。如果這些其它實例具有與權利要求的字面語言相差無異的結構元件，或者如果它們包括與權利要求的字面語言無實質差異的等效結構元件，則希望這些其它實例在權利要求的范圍內。根據備選實施例，任何過程或方法步驟的次序和序列可以改變或重新排序。在不背離本發明的精神的情況下，可對本發明做出許多其它改變和修改。這些和其它改變的范圍將可從隨附權利要求明白。元件列表圖1:<table>tableseeoriginaldocumentpage0</column></row><table>10MRI系統36CPU模塊38脈沖生成器模塊40通信鏈路42梯度放大器系統44生理采集控制器46掃描室接口電路48患者定位系統50梯度線圈組件52共振組件54極化磁體超導主線圈56全身RF線圈58收發器模塊60RF放大器62發射/接收開關64前置放大器66存儲器模塊68陣列處理器70患者或成像對象72患者成像體積76表面或平行成像線圈8<table>tableseeoriginaldocumentpage9</column></row><table>圖5:圖6:<table>tableseeoriginaldocumentpage10</column></row><table>權利要求一種用于磁共振成像(MRI)系統的射頻(RF)線圈，所述RF線圈包括多個橫檔(206，306)，每個橫檔(206，306)包括多根相互平行定位的導線(308)，每根導線具有圓形橫截面，并且每根導線具有圍繞所述導線的外表面設置的絕緣材料(312，412)。2.如權利要求l所述的RF線圈，其中每個橫檔(308)還包括第一端(310)，所述第一端(310)包括第一銅片(520,620);第二銅片(522,622);以及定位在所述第一銅片(520,620)和所述第二銅片(522,622)之間的第一非絕緣導線部分(314,514)。3.如權利要求1所述的RF線圈，其中所述RF線圈是鳥籠構型線圈。4.如權利要求3所述的RF線圈，還包括連接到所述多個橫檔(206,306)的第一端(230)的第一端環(202);以及連接到所述多個橫檔(206,306)的第二端(232)的第二端環(204)。5.如權利要求1所述的RF線圈，其中所述RF線圈是橫向電磁(TEM)構型線圈。6.如權利要求1所述的RF線圈，其中所述RF線圈是全身RF線圈。7.—種用于磁共振成像(MRI)系統的共振組件，所述共振組件包括磁體(54);設置在所述磁體的內徑之內的梯度線圈組件(50);以及設置在所述梯度線圈組件的內徑之內的射頻(RF)線圈(200)，所述RF線圈包括多個橫檔(206，306)，每個橫檔(206,306)包括多根相互平行定位的導線(308)，每根導線具有圓形橫截面，并且每根導線具有圍繞所述導線的外表面設置的絕緣材料(312,412)。8.如權利要求7所述的共振組件，其中所述RF線圈是鳥籠構型線圈。9.如權利要求8所述的共振組件，還包括連接到所述多個橫檔(206,306)的第一端(230)的第一端環(202);以及連接到所述多個橫檔(206,306)的第二端(232)的第二端環(204)。10.如權利要求7所述的共振組件，其中所述RF線圈是全身RF線圈。全文摘要一種用于磁共振成像(MRI)系統的射頻(RF)線圈包括多個橫檔(306)。每個橫檔(306)包括多根相互平行定位的導線(308)。每根導線(308)具有圓形橫截面，并具有圍繞導線的外表面設置的絕緣材料(312)。利用具有圓形橫截面的導線減小了在橫檔上產生的渦流。因此，得以減小由渦流產生的發熱、振動和聲音噪聲的量。這些導線還使得電流能夠沿每個橫檔的寬度更均勻地分布，而這又產生更均勻的激勵場(B1)。文檔編號A61B5/055GK101750595SQ200910254230公開日2010年6月23日申請日期2009年12月4日優先權日2008年12月5日發明者S·薩哈申請人:通用電氣公司