用于激励mri系统的超导磁体的系统及方法
【专利摘要】用于激励磁共振成像（MRI）系统中的超导磁体的主线圈的系统包括低温恒温器，低温恒温器包含壳体。第一线圈定位在低温恒温器的壳体内。备选地，第一线圈可以定位在低温恒温器的壳体外部。第二线圈与第一线圈耦合，并且定位在低温恒温器的壳体外部。第二线圈配置成与主线圈感应耦合。控制器与第一线圈和第二线圈耦合，并且配置成控制第一线圈和第二线圈以在主线圈中感应电流。
【专利说明】
用于激励MR I系统的超导磁体的系统及方法
技术领域
[0001] 本发明一般涉及磁共振成像(MRI)系统，并且具体地涉及用于激励MRI系统中的超 导磁体的系统及方法。
[0002] 发明背景 磁共振成像(MRI)是在没有使用X射线或其他电离辐射情况下能够创建人体的内部的 图像的医学成像模态。MRI使用强力磁体来创建强大的、均匀的、静磁场（即，"主磁场"）。当 人体或人体的一部分放置于主磁场中时，与组织水中的氢核相关联的核自旋极化。这意味 着，与这些自旋相关联的磁矩优先地沿着主磁场的方向对准，导致沿着那个轴线(按照惯例 为"z轴线"）的微小的网络组织(net tissue)磁化。MRI系统还包含被称为梯度线圈的组件， 当电流施加于它们时，这些组件产生更小振幅、在空间上变化的磁场。通常，梯度线圈设计 成产生磁场分量，该磁场分量沿着z轴线对准，并且随着沿着x、y或z轴线之一的位置在振幅 中线性地变化。梯度线圈的作用是要沿着单个轴线创建核自旋的磁场强度上的微小的斜变 (ramp)，并且附随地，创建核自旋的共振频率上的微小的渐变。具有正交轴线的三个梯度线 圈用来通过在身体中的每个位置处创建签名（signature)共振频率而对MR信号进行"空间 编码"。射频(RF)线圈用来创建以氢核的共振频率或接近氢核的共振频率的RF能量的脉冲。 RF线圈用来以被控制的方式将能量添加到核自旋系统。在核自旋随后弛豫回到其静能状态 时，核自旋以RF信号的形式放出能量。该信号由MRI系统检测，并且使用计算机以及已知的 重建算法转换成图像。
[0003] MRI系统可以利用超导磁体来生成主磁场B0。超导磁体包括超导线圈，超导线圈被 封闭于低温恒温器(或磁体容器）内的低温环境中，低温恒温器设计成将超导线圈的温度维 持在适当的临界温度以下，使得线圈处于以零电阻的超导状态。例如，超导磁体的绕组可以 浸入液氦的浴器或容器中，以将温度维持在临界温度以下，用于超导操作。在MRI系统的安 装和启动期间，通过将电流引入而激励（或斜变)超导磁体，以生成适当的主磁场强度。通 常，大电源(例如，1000安培)可以用来将电流提供给超导磁体线圈。
[0004]在安装之后，在MRI系统的操作寿命期间，超导磁体还可能要求附加的能量。MRI系 统要求成像体积（imaging volume)中的均勾的主磁场，然而，由于诸如磁体中的缺陷的各 种因素而引起主磁场可能在安装之后随着时间的推移而漂移或衰减。主磁场中的改变或漂 移能够负面影响MRI系统的包括MR图像的重建和数据采集的性能。因此，在使主磁场恢复 (例如，增强)到适当的强度的维护期间，可能需要将能量提供给超导磁体。如所提及的，大 电源通常用来将能量提供给超导磁体。
[0005]然而，激励超导磁体的常规的方法具有若干缺点。大电源能够是重的并且昂贵的。 另外，电源可以利用大的高额定电流引线，这些引线与低温恒温器连接，并且设计成处理由 超导磁体的主线圈所要求的高电流。到低温恒温器中的主线圈的连接能够引起液氦的损 失，液氦更换昂贵。
[0006]提供降低或消除液氦损失并且降低安装、操作和维修MRI系统的成本的用于激励 超导磁体的系统及方法的方案将会是合乎需要的。
【发明内容】
[0007] 根据实施例，用于激励磁共振成像(MRI)系统中的超导磁体的主线圈的系统包括:低温 恒温器，包含壳体;第一线圈，定位在低温恒温器的壳体内；第二线圈，与第一线圈耦合，并 且定位在低温恒温器的壳体外部，第二线圈配置成与主线圈感应耦合；以及控制器，与第一 线圈和第二线圈耦合，并且配置成控制第一线圈和第二线圈以在主线圈中感应电流。
[0008] 根据另一个实施例，用于激励磁共振成像(MRI)系统的超导磁体的主线圈的系统， 超导磁体位于具有壳体的低温恒温器中，该系统包括:第一线圈，定位在低温恒温器的壳体 外部;第二线圈，与第一线圈耦合，并且定位在低温恒温器的壳体外部，第二线圈配置成与 主线圈感应耦合；以及控制器，与第一线圈和第二线圈耦合，并且配置成控制第一线圈和第 二线圈以在主线圈中感应电流。
【附图说明】
[0009] 将从结合附图进行的下面的详细描述更全面地理解本发明，其中，参考数字表示相似 部件，其中： 图1是根据实施例的示范性的磁共振成像(MRI)系统的示意框图； 图2是根据实施例的共振组合件的示意侧视图； 图3是根据实施例的用于激励超导磁体的系统的示意电路图； 图4是根据实施例的用于激励超导磁体的系统的示意电路图； 图5是供根据实施例的用于激励超导磁体的系统中使用的便携式设备的示意框图；以 及 图6是供根据实施例的用于激励超导磁体的系统中使用的便携式设备的示意框图。
【具体实施方式】
[0010]图1是根据实施例的示范性的磁共振成像(MRI)系统的示意框图。MRI系统10的操 作从操作员控制台12控制，操作员控制台12包括键盘或其他输入装置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，并且为操作员提供规定MRI扫描、显 示合成(resultant)的图像、对图像执行图像处理并且将数据以及图像存档的接口。计算机 系统20包括许多模块，这些模块通过例如诸如通过使用后板20a来提供的电连接和/或数据 连接而彼此通信。数据连接可以是直接有线链接或可以是光纤连接或无线通信链接等。计 算机系统20的模块包括图像处理器模块22、CPU模块24以及存储器模块26,存储器模块26可 以包括用于存储图像数据阵列的帧缓存器。在备选的实施例中，图像处理器模块22可以由 CPU模块24上的图像处理功能取代。计算机系统20与档案媒体装置、永久或后备存储器存储 装置或网络链接。计算机系统20还可以通过链路34与单独的系统控制计算机32通信。输入 装置13能够包括鼠标、操纵杆、键盘、跟踪球、触摸激活屏、光索、语音控制或任何类似的或 等效的输入装置，并且可以用于交互式几何结构规定。
[0011]系统控制计算机32包括一组模块，这组模块经由电连接和/或数据连接32a而彼此 通信。数据连接32a可以是直接有线链接，或可以是光纤连接或无线通信链接等。在备选的 实施例中，计算机系统20和系统控制计算机32的模块可以在相同计算机系统或多个计算机 系统上实现。系统控制计算机32的模块包括CPU模块36和脉冲发生器模块38,脉冲发生器模 块38通过通信链路40而与操作员控制台12连接。脉冲发生器模块38可以备选地集成到扫描 仪设备(例如，共振组合件52)中。系统控制计算机32正是通过链路40接收来自操作员的指 示要执行的扫描序列的命令。通过发送描述要产生的脉冲序列以及RF脉冲的定时、强度和 形状且数据采集窗口的定时和长度的指令、命令和/或请求，脉冲发生器模块38操作做完 (play out)(即，执行)期望的脉冲序列的系统组件。脉冲发生器模块38与梯度放大器系统 42连接，并且产生被称为梯度波形的数据，这些数据对要在扫描的期间使用的梯度脉冲的 定时和形状进行控制。脉冲发生器模块38还可以从生理采集控制器44接收患者数据，生理 采集控制器44接收来自与患者连接的许多不同的传感器的信号，例如来自附连到患者的电 极的ECG信号。脉冲发生器模块38与扫描室接口电路46连接，扫描室接口电路46接收与患者 和磁体系统的状况相关联的来自各种传感器的信号。患者定位系统48还正是通过扫描室接 口电路46接收命令，以将患者工作台移动至期望的位置用于扫描。
[0012] 由脉冲发生器模块38所产生的梯度波形施加于梯度放大器系统42,梯度放大器系 统42由Gx放大器、G y放大器和Gz放大器组成。每个梯度放大器都激励通常标示为50的梯度线 圈组合件中的对应的物理梯度线圈以产生磁场梯度脉冲，磁场梯度脉冲用于对所采集的信 号进行空间编码。梯度线圈组合件50形成共振组合件52的一部分，共振组合件52包括具有 超导主线圈54的极化超导磁体。共振组合件52可以包括整体(whole-body )RF线圈56、表面 或平行成像线圈76或两者。RF线圈组合件的线圈56、76可以配置用于传送和接收，或者用于 仅传送或仅接收。患者或成像受检者70可以定位在共振组合件52的圆柱形患者成像体积72 内。系统控制计算机32中的收发器模块58产生脉冲，这些脉冲通过RF放大器60而放大，并且 通过传送/接收开关62与RF线圈56、76耦合。合成的由患者中的激励核发射的信号可以由相 同RF线圈56感测，并且通过传送/接收开关62与前置放大器64耦合。备选地，由激励核所发 射的信号可以由诸如平行或表面线圈76的单独的接收线圈感测。在收发器58的接收器部分 中，将所放大的MR信号解调、滤波并且数字化。传送/接收开关62由来自脉冲发生器模块38 的信号控制，以在传送模式期间，将RF放大器60与RF线圈56电连接，并且在接收模式期间， 将前置放大器64与RF线圈56连接。传送/接收开关62还能够使单独的RF线圈（例如，平行或 表面线圈76 )在传送或接收模式中能够被使用。
[0013] 由RF线圈56或平行或表面线圈76感测的MR信号通过收发器模块58来数字化，并且 传递至系统控制计算机32中的存储器模块66。通常，与MR信号对应的数据的帧暂时存储于 存储器模块66中，直到随后对它们进行转换以创建图像为止。阵列处理器68使用已知的转 换方法，最常用地是傅立叶变换，以从MR信号创建图像。这些图像通过链路34传递到计算机 系统20,其中，它存储于存储器中。响应于命令从操作员控制台12接收，该图像数据可以存 档于长期存储装置中，或它可以由图像处理器22进一步处理，并且输送至操作员控制台12， 以及在显不器16上呈现。
[0014] 图2是根据实施例的共振组合件的示意侧视图。共振组合件200可以用于诸如图1 中所示的MRI系统10的MRI系统中。共振组合件200的形状是圆柱形的，并且除了其他元件以 外，还包括超导磁体202、梯度线圈组合件204以及RF线圈206。为了清楚，从图2省略诸如罩、 支座、悬挂部件、端盖、托架等的各种其他元件。圆柱形患者体积或膛208由患者膛管210包 围。RF线圈206是圆柱形的，并且设置成围绕患者膛管210的外表面，并且安装于圆柱形梯度 线圈组合件204内部。梯度线圈组合件204设置成以间隔开的同轴关系围绕RF线圈206,并且 梯度线圈组合件204周向地包围RF线圈206。梯度线圈组合件204安装于磁体202的暖膛250 内部，并且被磁体202周向地包围。
[0015] 可以在患者工作台或摇架216上将患者或成像受检者212沿着中心轴线(例如，z轴 线)214插入到共振组合件200中。在共振组合件的"患者端"242处，将患者工作台或摇架216 插入到共振组合件中，而相对端是"服务端"240。中心轴线214沿着共振组合件200的与由磁 体202生成的主磁场Bo的方向平行的管轴线对准。如在MR成像的领域中众所周知的，RF线圈 206可以用来将射频脉冲(或多个脉冲)施加于患者或受检者212,并且可以用来接收从受检 者212返回的MR信息。梯度线圈组合件204生成时间依赖的梯度磁脉冲，这些梯度磁脉冲用 来以已知的方式对成像体积中的点进行空间编码。
[0016] 超导磁体202可以包括例如若干径向对准并且纵向地间隔开的超导主线圈218,每 个超导主线圈218都能够承载大电流。超导主线圈218设计成在患者体积208内创建磁场B0。 外部的一组反磁线圈252用来提供例如对杂散磁场的控制。一组超导屏蔽线圈270(例如，移 动金属线圈）用来例如防止外部电磁扰动的干扰。超导主线圈218、反磁线圈252以及屏蔽线 圈270被封闭在低温恒温器222内的低温环境中。低温环境设计成将超导线圈218、252、270 的温度维持在适当的临界温度以下，使得超导线圈218、252、270处于以零电阻的超导状态。 低温恒温器222可以包括例如用于以已知的方式容纳磁体绕组并且使磁体绕组冷却的氦容 器254和隔热装置(未示出）。超导磁体202被例如低温恒温器容器的真空容器220封闭。真空 容器220配置成维持真空并且防止热传递至低温环境。暖膛250由真空容器220的内部圆柱 形表面限定。引线272用来将电流输入提供给各种超导线圈218、252、270。
[0017] 梯度线圈组合件204可以例如是自屏蔽式梯度线圈组合件。梯度线圈组合件204包 含以相对于共同的轴线214的同中心的布置所设置的圆柱形内部梯度线圈组合件或绕组 224和圆柱形外部梯度线圈组合件或绕组226。内部梯度线圈组合件224包括内部(或主)X梯 度线圈、Y梯度线圈以及Z梯度线圈，并且外部梯度线圈组合件226包括相应的外部(或屏蔽） X梯度线圈、Y梯度线圈以及Z梯度线圈。可以通过使电流经过线圈来激活梯度线圈组合件 204的线圈，以如MR成像中所要求那样，在患者体积208中生成梯度场。内部梯度线圈组合件 224与外部梯度线圈组合件226之间的体积238或空间可以填充有粘接材料，例如环氧树脂、 粘弹性树脂、聚氨酯等。备选地，具有诸如玻璃珠、二氧化硅和氧化铝的填料材料(fi 1 ler material)的环氧树脂可以用作粘接材料。应当理解，可以使用除了在上文中关于图1和图2 描述的圆柱形组合件之外的磁体及梯度拓扑结构。例如，开放式体系结构的MRI系统还可以 利用如在下文中描述的本发明的实施例。
[0018] 在安装和启动期间，激励(斜变)超导磁体202,并且在安装之后，在MRI系统的操作 寿命期间，超导磁体202还可能要求附加的能量。图3是根据实施例的用于激励超导磁体的 系统的示意电路图。系统302配置成在超导磁体的主线圈308中感应电流，并且将电能从室 温环境引入到低温环境中的超导磁体。主线圈308被容纳在诸如图2中所示的氦容器254的 低温环境（由虚线306标示）内。在主线圈308中的电流增强时，由主线圈308所生成的磁场增 强。因此，如在下文中进一步描述的，系统302可以用来给主线圈308提供能量。系统302包括 定位在低温环境306内的第一线圈（Cl)310。第一线圈310可以包括诸如绕组C11和绕组C12 的一个或多个绕组或线圈。第一线圈310被配置，使得第一线圈310不与主线圈308感应耦 合。在一个实施例中，第一线圈310是诸如图2中所不的屏蔽线圈270的屏蔽线圈。
[0019] 第二线圈（C2)314与第一线圈310耦合。第二线圈314定位在超导磁体低温恒温器 外部的室温环境（由虚线304标示）中。第二线圈314被配置，使得第二线圈314与主线圈308 感应耦合。第二线圈314是电阻线圈，并且可以例如是多匝绝缘铜线。在一个实施例中，第二 线圈314是定位在MRI系统的例如图2中所示的共振组合件200的共振组合件内的单独的线 圈。第二线圈314能够定位在如图2中所示的共振组合件中的各种径向位置处。例如，第二线 圈314可以插入暖膛250与梯度线圈组合件204之间的空间中。优选地，第二线圈314围绕磁 轴向方向来定位。返回到图3，在该实施例中，可以使用例如点b与点c之间和点f与点g之间 的物理连接来将第二线圈314与第一线圈310耦合。可以使用例如到低温恒温器的电流引线 272(在图2中示出）来制作物理连接。物理连接可以例如是电插头和插座组。在斜变磁体之 前，将第一线圈310和第二线圈314连接。在斜变之后，可以使第一线圈310和第二线圈314分 离。在一个实施例中，在斜变之后，可以将第二线圈314从共振组合件移除。可以在共振组合 件的服务端240(在图2中示出)处提供到共振组合件的入口。
[0020] 在另一实施例中，第二线圈314可以是例如便携式壳体中的MRI系统外部的单独的 线圈。图5是供根据实施例的用于激励超导磁体的系统中使用的便携式设备的示意框图。在 图5中，第二线圈514是电阻线圈，并且可以例如是多匝绝缘铜线。第二线圈314可以被封闭 于便携式壳体540中。控制器520和用户接口 532与第二线圈514耦合，并且可以用来对第二 线圈514中的电流以及第一线圈（未示出）中的电流进行控制，以允许第二线圈514与超导磁 体的主线圈磁耦合。功率输入534与诸如例如具有AC频率的低电流AC电源的外部电源520连 接，并且，从外部电源520接收功率。第二线圈514定位在MRI系统共振组合件附近或MRI系统 共振组合件内（例如，患者膛管中的患者成像空间中）。另外，第二线圈514可以经由连接550 与第一线圈（在图3中示出）连接。连接550可以是物理连接。返回到图3，物理连接可以在点b 与点c之间和点f与点g之间。可以使用例如到低温恒温器的电流引线272(在图2中示出）来 制作物理连接。物理连接可以例如是电插头和插座组。在使斜变磁体之前，将第一线圈310 和第二线圈314连接。在斜变之后，可以使第一线圈310和第二线圈314分离。可以在共振组 合件的服务端240(在图2中示出)处提供到共振组合件的入口。
[0021] 在图3中，电源320还经由开关(Kl)316、开关(K2)318以及超导开关(Sl)312与第一 线圈310和第二线圈314耦合。如所提及的，电源可以例如是具有AC频率的低电流AC电源。控 制器(未示出）用来控制系统302的操作，并且可以例如是MRI系统控制计算机32(在图1中示 出）的控制器，或可以是与第二线圈314和电源320耦合的单独的外部控制器。如此控制系统 320,第二线圈314与主线圈308磁耦合，以在主线圈308中感应电流，并且由此增强主线圈 308中的电流，导致主磁场中的增强。具体地，对开关312、316和318以及电源320进行控制， 以增强主线圈308中的电流以达到目标电流（以及目标磁场强度）。下文中的表1示出利用系 统302来激励主线圈308的示范性的操作循环。
[0022] 表 1 在第一步骤处，开关312和开关318是打开的，而将开关316关闭，并且电源提供输入电 流II，输入电流II流过回路a-b-c-d-e-f-g-h-a。在第二步骤处，将电源电流撤回，并且将开 关312关闭，导致电流II流过回路c-d-e-f。在第三步骤处，将开关316打开，并且将开关318 关闭。电流II仍然流过回路c-d-e-f。在第四步骤处，将开关312打开，这允许电流II通过回 路b-c-d-e-f-g-b而衰减至零。在该循环期间，第二线圈314通过回路六-13-〇0而在主线圈 308中感应电流Δ 10。在第五步骤处，将开关316关闭。如果主线圈308中的电流未达到目标 电流，则重复这些步骤。当主线圈308中的电流达到目标电流时，停止该过程。如果适当的 话，则能够使第二线圈314与第一线圈310分离，并且在一些实施例中，从MRI系统移除。
[0023] 将低温环境与室温环境之间的任何物理连接移除以消除潜在的液氦的损失也将 会是有利的。图4是根据实施例的用于激励超导磁体的系统的示意电路图。系统402配置成 在超导磁体的主线圈308中感应电流，并且将电能从室温环境引入到低温环境中的超导磁 体。主线圈408被容纳在诸如图2中所示的氦容器254的低温环境（由虚线406标示）内。在主 线圈408中的电流增强时，由主线圈408所生成的磁场增强。因此，如在下文中进一步描述 的，系统402可以用来将能量提供给主线圈408。系统402包括第一线圈（Cl)410,第一线圈 (Cl)410定位在超导磁体低温恒温器外部的室温环境（由虚线404标示）内。第一线圈410是 电阻线圈，并且可以包括诸如绕组C11和绕组C12的一个或多个绕组或线圈。第一线圈310被 配置，使得第一线圈310不与主线圈408感应耦合。
[0024]在一个实施例中，第一线圈410是定位在MRI系统的例如图2中所示的共振组合件 200的共振组合件内的单独的线圈。第一线圈410能够定位在如图2中所示的共振组合件中 的各种径向位置处。例如，第一线圈410可以插入暖膛250与梯度线圈组合件204之间的空间 中。返回到图3,在另一实施例中，第一线圈310是例如图2中所示的梯度线圈组合件204中的 梯度线圈的一部分。例如，轴向z梯度线圈的一半可以用作第一线圈410。在又一实施例中， 如在下文中关于图6而进一步讨论的，第一线圈410可以是例如便携式壳体中的MRI系统外 部的单独的线圈。
[0025] 第二线圈（C2)414与第一线圈410耦合。第二线圈414也定位在超导磁体低温恒温 器外部的室温环境中。第二线圈414被配置，使得第二线圈414与主线圈408感应耦合。第二 线圈414是电阻线圈，并且可以例如是多匝绝缘铜线。在一个实施例中，第二线圈414是定位 在MRI系统的例如图2中所示的共振组合件200的共振组合件内的单独的线圈。第二线圈414 可以定位在如图2中所示的共振组合件中的各种径向位置处。例如，第二线圈414可以插入 暖膛250与梯度线圈组合件204之间的空间中。优选地，第二线圈414围绕磁轴向方向来定 位。返回到图4，可以使用例如点b与点c之间和点f与点g之间的物理连接来将第二线圈414 与第一线圈410耦合。物理连接可以例如是电插头和插座组。在使磁体斜变之前，将第一线 圈410和第二线圈414连接。在斜变之后，可以使第一线圈410和第二线圈414分离。在一个实 施例中，在斜变之后，可以将第二线圈414从共振组合件移除。可以在共振组合件的服务端 240(在图2中示出)处提供到共振组合件的入口。
[0026]在另一实施例中，如在上文中关于图5所描述的，第二线圈414可以是例如便携式 壳体中的MRI系统外部的单独的线圈。如上文所提及的，第一线圈410也可以在MRI系统外 部。图6是供根据实施例的用于激励超导磁体的系统中使用的便携式设备的示意框图。在图 6中，第一线圈610和第二线圈614是电阻线圈，并且可以例如是多匝绝缘铜线。第一线圈610 和第二线圈614两者都可以被封闭于便携式壳体640中。控制器620和用户接口 632与第二线 圈614耦合，并且可以用来对第一线圈610和第二线圈614中的电流进行控制，以允许第二线 圈614与超导磁体的主线圈磁耦合。功率输入634与诸如例如具有AC频率的低电流AC电源的 外部电源620连接，并且从外部电源620接收功率。系统602定位在MRI系统共振组合件附近 或MRI系统共振组合件内（例如，患者膛管中的患者成像空间中）。另外，第二线圈614可以经 由连接650与第一线圈610连接。连接650可以是物理连接。返回到图4,物理连接可以在点b 与点c之间和点f与点g之间。物理连接可以例如是电插头和插座组。
[0027] 在图4的示范性的实施例中，电源420也经由开关(Kl)416和开关(K2)418与第一线 圈410和第二线圈414耦合。如上文所提及的，电源420可以例如是具有AC频率的低电流AC电 源。控制器(未示出）用来控制系统302的操作，并且可以例如是MRI系统控制计算机32(在图 1中示出）的控制器，或可以是与第二线圈414和电源420耦合的单独的外部控制器。如此控 制系统402,第二线圈414与主线圈408磁耦合，以在主线圈408中感应电流，并且由此增强主 线圈408中的电流，导致主磁场中的增强。具体地，对开关416和开关418以及电源420进行控 制，以增强主线圈408中的电流以达到目标电流（以及目标磁场强度）。下文中的表2示出利 用系统402来激励主线圈408的示范性的操作循环。_
[0028] 表 2 在第一步骤处，将开关416关闭，而开关418是打开的，并且电源提供输入电流II，输入 电流II流过回路a-b-e-f-a。在第二步骤处，将开关416打开，同时，将开关418关闭，导致电 流12流过回路b-e-d-c-b。在第三步骤处，电流12将开始衰减至零，并且在该循环期间，通过 回路A-B-C-D在主线圈408中感应电流Δ 10。在第四步骤处，随着电流12接近零，将开关416 关闭，而将开关418打开。如果主线圈408中的电流未达到目标电流，则重复这些步骤。当主 线圈408中的电流达到目标电流时，停止该过程。如果适当的话，则能够使第二线圈414与第 一线圈410分离，并且在一些实施例中，从MRI系统移除。
[0029] 用于根据上述的方法激励超导磁体的计算机可运行的指令可以存储在计算机可 读媒体的形式上。计算机可读媒体包括在用于存储诸如计算机可读指令、数据结构、程序模 块或其他数据的信息的任何方法或技术中实现的易失性和非易失性、可移动和不可移动媒 体。计算机可读媒体包括但不限于随机存取存储器(RAM)、只读存储器(R0M)、电可擦除可编 程ROM(EEPROM)、闪速存储器或其他存储器技术、压缩磁盘ROM(CD-ROM)、数字通用光盘 (DVD)或其他光学存储装置、磁带盒、磁带、磁盘存储装置或其他磁存储装置或者能够用来 存储期望的指令并且可以由系统1〇(在图1中示出）包括通过互联网或其他计算机网络访问 形式来访问的任何其他媒介。
[0030]所公开的方法及系统的技术效果是，提供用于激励MRI系统中的超导磁体的计算 机实现技术。
[0031 ]本书面描述使用包括最佳模式的示例来公开本发明，并且还使任何本领域技术人 员能够制作和使用本发明。本发明的可取得专利范围由权利要求书限定，并且可以包括本 领域技术人员想到的其他示例。如果这类其他示例具有与权利要求书的字面语言完全相同 的结构元件，或如果它们包括与权利要求书的字面语言无实质的差异的等效的结构元件， 则它们意图处于权利要求书的范围内。可以根据备选的实施例而将任何过程或方法步骤的 顺序和序列变化或重新排序。
[0032]在不背离本发明的精神的情况下，可以对本发明作出许多其他改变和修改。这些 及其他改变的范围将从所附权利要求书变得显而易见。
【主权项】
1. 一种用于激励磁共振成像(MRI)系统中的超导磁体的主线圈的系统，所述系统包含： 低温恒温器，包含壳体； 第一线圈，定位在所述低温恒温器的所述壳体内； 第二线圈，与所述第一线圈耦合，并且定位在所述低温恒温器的所述壳体外部，所述第 二线圈配置成与所述主线圈感应耦合；以及 控制器，与所述第一线圈和所述第二线圈耦合，并且配置成控制所述第一线圈和所述 第二线圈以在所述主线圈中感应电流。2. 如权利要求1所述的系统，其中，所述第一线圈是超导线圈。3. 如权利要求1所述的系统，其中，所述第一线圈是屏蔽线圈。4. 如权利要求1所述的系统，其中，所述第二线圈是电阻线圈。5. 如权利要求4所述的系统，其中，所述第二线圈包含多匝铜线。6. 如权利要求1所述的系统，其中，所述第二线圈定位在所述MRI系统的共振组合件内。7. 如权利要求6所述的系统，其中，所述第二线圈定位在暖膛与梯度线圈之间。8. 如权利要求1所述的系统，其中，所述第二线圈在所述MRI系统外部。9. 如权利要求8所述的系统，其中，所述第二线圈设置在便携式壳体内。10. -种用于激励磁共振成像(MRI)系统的超导磁体的主线圈的系统，所述超导磁体位 于具有壳体的低温恒温器中，所述系统包含： 第一线圈，定位在所述低温恒温器的所述壳体外部； 第二线圈，与所述第一线圈耦合，并且定位在所述低温恒温器的所述壳体外部，所述第 二线圈配置成与所述主线圈感应耦合；以及 控制器，与所述第一线圈和所述第二线圈耦合，并且配置成控制所述第一线圈和所述 第二线圈以在所述主线圈中感应电流。11. 如权利要求10所述的系统，其中，所述第一线圈是电阻线圈。12. 如权利要求10所述的系统，其中，所述第一线圈定位在所述MRI系统的共振组合件 内。13. 如权利要求10所述的系统，其中，所述第一线圈是梯度线圈。14. 如权利要求10所述的系统，其中，所述第一线圈在所述MRI系统外部。15. 如权利要求14所述的系统，其中，所述第一线圈设置在便携式壳体内。16. 如权利要求10所述的系统，其中，所述第二线圈是电阻线圈。17. 如权利要求10所述的系统，所述第二线圈定位在所述MRI系统的共振组合件内。18. 如权利要求10所述的系统，其中，所述第二线圈在所述MRI系统外部。19. 如权利要求18所述的系统，其中，所述第二线圈设置在便携式壳体内。20. 如权利要求16所述的系统，其中，所述第二线圈包含多匝铜线。
【文档编号】H01F6/00GK105980874SQ201480068736
【公开日】2016年9月28日
【申请日】2014年7月29日
【发明人】W.沈, T.J.黑文斯, 江隆植, 张震宇, V.K.莫加塔达卡拉
【申请人】通用电气公司