專利名稱：Mri設備的感應地供電的電部件的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種核磁共振成像設備、一種核磁共振成像接收線圈、一種對對象執 行核磁共振成像的方法、一種采集磁共振圖像信號的方法和一種計算機程序產品。
背景技術：
磁共振成像(MRI)是現階段的一種成像技術，其能夠以前所未有的組織對比度對 類似人體的對象進行截面觀察。MRI基于核磁共振(NMR)的原理，這是科學家用于獲得關 于分子的微觀化學和物理信息的一種波譜技術。NMR和MRI的依據都在于非零自旋的原子 核具有磁矩這一事實。在醫療成像中，通常研究氫原子的原子核，因為它們在身體中以高濃 度存在，例如水。如果施加強的DC磁場，基本粒子的核自旋能夠在共振頻率下共振。這個 磁體共振(MR)頻率是由磁通量水平決定的。在MRI掃描器中，僅在空間中一個位置處磁場 與選定的共振頻率匹配。僅在這個位置可以檢測到這些粒子的存在。通過逐步改變這個位 置，可以測量到圖像。在實踐中，使用更為復雜的算法來在合理的時間內從例如被研究體積 的“切片”獲得圖像。典型的共振頻率在40MHz到120MHz的范圍中，對應于IT到3T范圍 內的磁通量水平。通常由超導磁體產生所需的強DC磁場( 場)。為了改變這個場，使得其僅在一 個位置匹配給定射頻，使用梯度線圈產生場梯度。場梯度可以隨著時間改變以實現掃描。梯 度線圈的頻率范圍低，且最大值到10kHz。為了激勵核共振，RF線圈在核共振處產生高頻磁場。磁場必須指向關于MRI掃描 器的軸的徑向。為了實現在所有方向上的徑向磁場，使用旋轉場，在一個周期期間在一個時 間點該旋轉場指向任何徑向。這是利用所謂的“鳥籠”布置實現的。鳥籠的相對棍(slab) 中的電流沿相反方向流動，并由此產生徑向場。相鄰棍中的電流具有相移，使得場旋轉。為了測量核共振，靠近感興趣區域，例如在患者身上定位“傳感器”(線圈)或“接 收器”線圈。必須要對這些線圈取向，使得它們的軸指向在關于MRI掃描器的軸的大致徑向 上。常常有若干傳感線圈連接到完整模塊，例如，這樣的模塊可以由4X4個獨立傳感器線 圈構成。該模塊還包括額外的電子器件以處理實測信號。傳感器線圈模塊通常通過電纜連接到MRI系統。然而，使用電纜將線圈模塊連接 到MRI系統有很多缺點。例如，硬度相當大的電纜可能是患者移動期間模塊出現不希望的 位移的原因。此外，在一些情況下，在電纜中可能感生出共模電流，其劣化了圖像質量，甚至 可能對患者造成損害。因此，省去電纜是有利的。例如，WO 2006/06768282公開了一種用于對身體執行磁共振成像的裝置，其中以 無線方式向傳感器線圈提供功率。功率是通過磁感應發射的。集成到MRI管中的發射線圈 產生交變磁場。功率接收器線圈集成在傳感器線圈模塊中。交變磁場在功率接收器線圈中 感生電壓，用于為模塊供電。然而，可能會出現如下問題可能會對傳感器線圈造成不希望的干擾，因為傳感器 線圈對于MR頻率附近的RF(射頻)范圍中的任何干擾都極其敏感。
因此，需要一種改進的核磁共振成像設備、一種改進的核磁共振成像接收器線圈、 一種改進的執行核磁共振成像的方法、一種改進的采集接收器線圈中的磁共振成像信號的 方法以及一種改進的計算機程序產品，它們克服了前述問題。
發明內容
本發明提供了一種核磁共振成像設備，包括適于產生主磁場的主磁體；至少一 個射頻接收器線圈單元，用于從被檢查對象采集在接收器線圈射頻頻帶中的磁共振信號； 以及用于向所述設備的電部件感應地供應電功率的模塊，其中所述電部件適于由感應地供 應的電功率來供電，其中所述用于感應地供應電功率的功率傳輸頻率和所述功率傳輸頻率 的高次諧波頻率位于所述接收器線圈射頻頻帶之外。換言之，選擇功率傳輸頻率使得其足夠高，從而高次諧波峰的頻率距離大于接收 器線圈射頻頻帶的頻帶寬度，且功率傳輸頻率的任意倍數都不落到接收器線圈射頻頻帶 中。這具有以下優點，即在用于采集磁共振成像信號的頻帶中，不會發生因感應地供 應的電功率產生的干擾。這能夠避免過度過濾功率傳輸頻率的高次諧波。因此，可以避免 因為感應功率傳輸系統的工作頻率的不當選擇發生的干擾。根據本發明的實施例，電部件為射頻接收器線圈單元自身。然而，本發明不限于電 部件是RF線圈單元自身。電部件可以是與MR掃描器緊密接近工作的任何種類的電子裝置。根據RF線圈頻帶中MR接收線圈對外部干擾敏感的接收區，電部件在空間上可以 位于主磁體的磁體膛內，或者電部件可以甚至位于磁體膛外部。然而，這強烈依賴于RF線 圈的靈敏度以及用于感應地向電部件提供電功率的RF功率。于是，幾乎任何種類的電氣裝置都可以被感應地供電，其中用于感應地供應電功 率的所用功率傳輸頻率和該功率傳輸頻率的高次諧波頻率位于接收器線圈射頻帶寬之外。 這包括像例如用于患者監測的任何種類的傳感器，例如ECG/VCG傳感器、SpO2、呼吸和其他 生理傳感器的電子裝置，還包括用于掃描觸發裝置的傳感器。其他電部件可以是緊密鄰近 膛放置或位于磁體膛自身內的膛內攝像機和頭頂顯示器。這里必須要提到，優選地，電部件是低功率裝置，即總功耗低于300W的裝置。根據本發明的實施例，所述設備還包括用于確定實際供應的在所述接收器線圈射 頻頻帶側翼的所述功率傳輸頻率的高次諧波的至少一個側翼頻率的模塊，其中所述設備還 包括使用所確定的側翼頻率調節所述功率傳輸頻率的模塊。或者，可以應用校準過程來確 定與接收器線圈射頻頻帶相鄰的高次諧波的相對位置，或者可以使用反饋環路，該反饋環 路例如使用鎖相環路(PLL)電路連續控制工作頻率。根據借助于PLL電路檢測到的控制信 號，可以相應地改變功率傳輸頻率，使得所檢測的功率傳輸頻率的高次諧波始終位于接收 器線圈射頻頻帶之外。根據本發明的另一實施例，用于感應地供應電功率的模塊適于在未用于由射頻單 元采集磁共振信號的時間切片處向射頻接收器線圈單元供應電功率。這樣還能夠避免感應功率傳輸對圖像質量的負面影響。這種時分復用方法基于如 下認識，即在很多情況下MRI系統并非始終執行核共振測量。在整個MR掃描期間，總有一些 時間梯度場變成新的分布并停留在那里。在這些時間期間，可以傳輸感應功率，而不對圖像質量造成任何影響，因為未執行任何MR測量。于是，在梯度場轉換期間打開感應供電系統。 相應地，在MR共振測量期間，關掉感應功率傳輸。為了進一步在用于磁共振信號采集的時 間切片處在電部件之內提供連續能量，可以使用借助于例如可再充電電池、電容器等的額 外能量存儲器，在打開感應電源系統時，在梯度場的所述轉換期間為這些能量存儲器充電。這里必須要指出，還可以將時間復用方法用作獨立的方法，無需對高次諧波頻率 的選擇提出任何特殊要求，因為在向電部件感應地供應電功率時不執行射頻單元的磁共振 信號采集。根據本發明的另一實施例，所述設備還包括用于從接收器線圈單元無線接收所采 集的磁共振信號的模塊，優選與接收器線圈單元被感應地供電的特征相結合。這具有如下 優點，可以避免將接收線圈單元連接到MRI設備的任何種類的電纜。例如，可以將超寬帶通 信信道用于接收器線圈單元和MRI系統之間的通信。在另一方面中，本發明涉及一種核磁共振成像設備的電部件，所述設備包括用于 從被檢查對象采集在接收器線圈射頻頻帶中的磁共振信號的核磁共振成像接收器線圈單 元，所述電部件包括用于感應地接收電功率的模塊，其中所述功率傳輸頻率和所述功率傳 輸頻率的高次諧波位于所述接收器線圈射頻頻帶之外。根據本發明的實施例，用于感應地接收電功率的模塊包括適于感應地接收電功率 的第一線圈，其中所述接收線圈單元還包括適于接收磁共振成像信號的第二線圈，其中所 述第一線圈和所述第二線圈是交迭的，用于使所述第一線圈和第二線圈相互電磁解耦。如果線圈不交迭，由于閉合磁場線是沿環形延伸的，一個線圈始終會被另一個線 圈產生的磁場線以這樣的方式穿透，其使得磁場線始終僅指向針對該線圈的一個給定方 向。于是，由于場線可能連續感生電流，該電流可能對所述線圈造成干擾。相反，通過使第一 和第二線圈交迭，由第一線圈感生的磁場線沿第一方向穿過交迭區域中的第二線圈，而在 交迭區域之外，由第一線圈產生的磁場線沿著與上述穿過方向相反的方向穿過第二線圈。 于是，在第二線圈之內補償了感應電流。這樣能夠有效地使第一和第二線圈解耦，并從而減 少在任一個線圈中感生的不希望信號。根據本發明的實施例，用于感應地接收電功率的模塊包括適于感應地接收電功率 的一線圈組，其中該線圈組中的每個線圈包括不同數量的線圈繞組。這具有以下優點，即可 以在接收線圈單元中獲得不同的輸出電壓，這減少了功率轉換所需的電部件數量，這種轉 換也可能對接收線圈單元感生其他干擾。例如，初級感應功率源可以提供高達300W的功率，其中在次級側，每個用于感應 地接收電功率的模塊所得到的功率僅為30W。在這種情況下，可以為單個源使用多個次級線 圈，理論上，10*30W。根據本發明的實施例，接收線圈單元還包括用于無線發射所采集的磁共振信號的 模塊。在另一方面中，本發明涉及一種核磁共振成像設備，包括適于產生主磁場的主磁 體；至少一個射頻接收器線圈單元，用于從被檢查對象采集在接收器線圈射頻頻帶中的磁 共振信號；以及用于向所述設備的電部件感應地供應電功率的模塊，其中所述電部件由感 應地供應的電功率來供電。用于感應地供應電功率的模塊適于通過旋轉磁場供應電功率， 其中旋轉磁場的旋轉軸平行于主磁體的圓柱軸。例如，用于感應地供應電功率的模塊可以包括一發射器線圈組，其中該發射器線圈組中的每個發射線圈的繞組占據一平面，其中所 述發射器線圈組的所有所展開平面與公共軸相交，其中所述軸與所述主磁體的圓柱軸平 行。這具有如下效果，即可以產生旋轉的徑向場，其中旋轉軸與MRI管的軸共線。于 是，由用于感應地接收所述接收線圈單元的電功率的線圈繞組所界定的平面取向成平行于 MRI管的軸，但平面的徑向角可以關于MRI管的徑向任意選擇。在電部件由RF線圈單元自 身構成的情況下這尤其適合。然而，如上所述，電部件可以由任何種類的傳感器、顯示單元 等構成。例如，可以在待成像對象上的MRI管中定位用于采集磁共振信號的接收線圈單 元，無需精確地找到接收線圈單元和MRI管的最適當的相對取向以獲得接收線圈單元中最 大的感應電功率。在用于向接收器線圈單元供應電功率的交變磁場是靜態的，而不是旋轉 場的情況下，接收器線圈單元感應接收線圈必然需要被取向成其平面垂直于所述磁場方 向。與所述方向的任何偏離都會減少穿過感應接收線圈的磁場線數目，并因此減少所述線 圈中的感生電流。利用旋轉徑向場用于感生電功率，可以在垂直于感應接收線圈的軸的任 何隨機取向上在MRI管的任何徑向方向上獲得最大感應。線圈的特定布置提供了另外的優點，可以在MRI管的整個截面上為電部件，尤其 是接收器線圈單元感應地供電。這是重要的方面，因為根據被成像對象的位置、被成像對 象的尺寸等，接收器線圈單元將位于MRI管之內幾乎任何隨機空間位置。通過組合旋轉磁 場以及發射器線圈組的特征，其中發射器線圈組的每個發射器線圈的繞組占據一平面，其 中發射器線圈組的所有所占據平面都與公共軸相交，其中，所述軸平行于主磁體的圓柱軸， MRI系統的操作員完全自由地將接收器線圈單元定位在MR膛之內的被成像對象上的任何 隨機位置和取向。在另一方面中，本發明涉及一種對對象執行核磁共振成像的方法，該方法是由核 磁共振成像設備執行的，該方法包括在所述對象內激勵核磁化；感應地向所述設備的電部 件供應電功率，其中所述電部件由感應地供應的電功率來供電，所述設備包括射頻接收器 線圈單元，所述射頻接收器線圈單元適于在激勵所述對象時從所述對象采集在接收器線圈 射頻頻帶中的磁共振信號，其中用于感應地供應電功率的功率傳輸頻率和功率傳輸頻率的 高次諧波位于所述接收器線圈射頻頻帶之外。該方法還包括從所述接收器線圈單元接收所 采集的磁共振信號。根據本發明的實施例，該方法還包括確定實際供應的所述接收器線圈射頻頻帶側 翼的功率傳輸頻率的高次諧波的至少一個側翼頻率，其中該方法還包括利用所確定的側翼 頻率調節所述功率傳輸頻率。在另一方面中，本發明涉及一種從被檢查對象采集在接收器線圈射頻頻帶中的磁 共振成像信號的方法，該方法包括感應地接收電功率，其中功率傳輸頻率和功率傳輸頻率 的高次諧波位于所述接收器線圈射頻頻帶之外。該方法還包括從被檢查對象采集磁共振信 號以及向核磁共振成像設備發射所采集的磁共振信號。在另一方面中，本發明涉及一種計算機程序產品，其包括計算機可執行指令以執 行根據本發明的對對象執行核磁共振成像的方法和/或執行根據本發明的從被檢查對象 采集磁共振成像信號的方法。
在下文中，參考附圖僅通過舉例的方式更為詳細地描述本發明的優選實施例，其 中圖1是示出了根據本發明的MRI系統的示意圖；圖2示出了用于功率傳輸頻率的工作頻率的選擇方案；圖3為示出了執行核磁共振成像掃描的方法的流程圖；圖4示出了功率傳輸線圈的布置；圖5示出了功率傳輸線圈的布置；圖6是示出了根據本發明的MRI系統的示意圖。附圖標記
100數據處理系統
102屏幕
104輸入裝置
106存儲器
108接口
110處理器
112計算機程序產品
114模塊
116模塊
120模塊
122主磁體
124梯度線圈
126身體
128RF線圈
130主磁場控制單元
132梯度線圈控制單元
134RF控制單元
140感應功率耦合線圈
142傳感器
144RF線圈單元
146無線接收單元
148無線發射單元
150能量存儲器
152線圈
200功率傳輸頻率
202接收器線圈射頻頻帶
204范圍
206諧波峰
208范圍
400棍
402棍
404棍
406棍
408磁場線
412電流
414磁場線
416電流
417線圈
418線圈
500互連
502互連
600屏蔽管
602狹縫
具體實施例方式在下文中，由相同附圖標記描述類似元件。圖1是示出了根據本發明的MRI系統的示意圖。在圖1中僅示出了實現本發明的 優選MRI系統上的主要部件。磁共振成像設備包括數據處理系統100，其中數據處理系統 100典型地包括計算機屏幕102和輸入裝置104。這樣的輸入裝置例如可以是鍵盤或鼠標。 MRI系統還包括存儲器106和接口 108。該接口 108適于與典型的硬件MRI部件通信和數 據交換。典型的硬件MRI部件例如是適于控制磁體122的主磁場的主磁場控制單元130。 接口 108還適于與梯度線圈單元132通信，其中各梯度線圈IM優選是自屏蔽梯度線圈，用 于沿著三個彼此相關的軸x、y和Z產生梯度。MRI系統還包括電連接到RF線圈單元134的 RF發射器線圈128。通常，RF線圈1 適于發射RF脈沖。借助于RF發生器，在數據處理系統100的控制下產生RF脈沖序列，例如，以預定 義方式激勵人的身體1 中的質子1Htj所得的磁共振成像信號然后被表面線圈單元144(例 如)檢測到。表面線圈單元144包括用于采集磁共振成像信號的接收線圈，以及發射器 148，通過發射器148無線地將所采集的RF信號發射到連接到數據處理系統100的接收單 元146。通常，可以由本領域公知且這里未示出的類似檢測器、混頻器等專用硬件部件執行 所采集的RF信號的處理。這樣的硬件部件可以適于作為額外的外部硬件單元，或實施到數 據處理系統100中，或還至少部分實現于表面線圈單元144中。線圈單元144由線圈單元140供電，線圈單元140適于向線圈單元144感應地供 應電功率。為此目的，線圈單元144還包括感應接收線圈152。此外，線圈單元144包括能 量存儲模塊150，例如可以在使用時分復用的情況下使用能量存儲模塊，如上所述，這意味 著僅在梯度場轉換期間才打開感應供電系統。圖1中還示出了傳感器142，其能夠檢測用于向線圈單元144感應地供應電功率的功率傳輸頻率的高次諧波。因此，傳感器142工作在用于由線圈單元144采集磁共振信號 的射頻頻帶的范圍中。例如，實際供應的位于接收器線圈射頻頻帶側翼的功率傳輸頻率的 高次諧波由傳感器142檢測，由發射器模塊140或數據處理系統100的相應計算機程序產 品模塊120分析，以便以這樣的方式調節功率傳輸頻率，即，使得工作頻率的任何倍數都不 落在接收器線圈工作的頻率范圍中，即，落在實際檢測的核自旋的共振周圍的頻率范圍內。必須要指出，硬件MRI部件還可以包括可以感應地被供電的很多電氣部件，其中 用于感應地供應電功率所用的功率傳輸頻率和功率傳輸頻率的高次諧波的頻率位于接收 器線圈單元144的射頻帶寬之外。例如，可以在磁體膛內的患者1 身上定位ECG/VCG傳 感器、SpO2、呼吸和其他生理傳感器。與接收器線圈單元144類似，這些傳感器也可以適于 向數據處理系統100無線提供信息。此外，這些傳感器可以包括能量存儲模塊，例如在時間 復用情況下可以使用能量存儲模塊。此外，可以為位于磁體膛自身內的膛內攝像機和頭頂顯示器感應地供電，并且優 選地，其也可以無線地與數據處理系統100進行數據交換。這樣能夠進行舒適的患者監測， 而且為患者提供了增強的舒適度在現階段的MR系統中，例如，僅由頭戴式耳機向患者提 供聲音娛樂。借助于頭頂顯示器，還可以向患者顯示短片等，使得他感到舒適得多。而且， 頭頂顯示器可以用于針對若干身體檢查過程對患者作出指示，例如包括用于MRI屏息技術 的指令或剩余檢查時間的顯示。數據處理系統100還包括處理器100，其適于執行計算機程序產品112的計算機可 執行指令。在本實施例中，數據處理系統100包括計算機程序產品112，借助于數據采集模 塊114，其適于控制上述硬件單元。執行數據采集并經由數據分析模塊116分析所采集的 MR數據。如上所述，計算機程序產品112還包括各種模塊120，例如，控制用于向接收線圈 單元144感應地供應電功率的功率傳輸頻率的模塊。圖2示出了借以選擇用于向電部件，例如射頻接收器線圈單元感應地供應電功率 的功率傳輸頻率的示意圖。圖加所示的是頻率位置200處的功率傳輸頻率以及頻率中更 高位置處的高次諧波206。高次諧波沒有連續頻譜，而是分立的峰。峰間的頻率距離等于 位置200處的基本工作頻率。如圖加所示，對于任意的功率傳輸頻率，可能發生如下情況 范圍204中的高次諧波峰之一精確地落到接收器線圈射頻頻帶中，從而使得由于頻率范圍 204中的所述高次諧波而可能發生不希望的干擾。為了避免這種情況，如圖2b所示，選擇功率傳輸頻率200，使得這個頻率的任何倍 數，即高次諧波206都不落到由接收器線圈射頻頻帶202界定的禁止范圍208中。在這種 情況下，將功率傳輸頻率選擇成足夠高，使得高次諧波峰206的頻率距離大于禁帶的頻率 帶寬202。圖3為示出了對對象執行核磁共振成像掃描的方法的流程圖。在步驟300中，向接 收器線圈單元或一般地向電部件感應地提供功率，該電部件優選包含在MRI磁體膛中。為 了簡單起見，在下文中不失一般性地假設電部件是接收器線圈單元自身。在步驟302中，激 勵自旋系統，而在步驟304中，由接收器線圈單元采集MR信號。最后，在步驟306中，無線 發射所采集的MR信號并由MRI系統接收。優選地，射頻接收器線圈單元包括能量存儲模塊，從而使得不需要將步驟300和 步驟302或304放在一起在激勵自旋系統之前以及采集MR信號之前執行步驟300的情況下，可以避免感應功率傳輸對圖像質量的負面影響。這基于如下認識，即在很多情況下MRI 系統并非始終執行核共振測量。如上所述，在完全掃描期間，有些時候梯度場變成新的分 布，其中在這樣的時隙，不執行MR共振測量。可以利用這些時隙由核磁共振成像設備向射 頻接收器線圈單元感應地提供電功率。圖4示出了用于向射頻接收器線圈單元感應地供應電功率的線圈布置。如圖如 所示，彼此正交地布置由棍(板)400、402和404、406構成的兩個發射線圈。每個線圈由兩 個平行于MRI系統的軸布置的棍構成(棍1由附圖標記400和404表示，棍2由附圖標記 404和406表示)。棍被電互連以實現由虛線表示的閉合環路。這里必須要指出，除了僅使用彼此正交布置的兩個線圈之外，作為替代，也可以使 用任意數量的線圈，例如三個、四個或五個線圈。然而，通常，發射器線圈組的每個發射器線 圈的繞組都占據一平面，其中發射器線圈組的所有所占據平面與公共軸相交，其中所述軸 與主磁體的圓柱軸平行。在圖4b中，示出了包括棍404和406的發射器線圈的工作。電流412流動，從而 使得產生磁場線408。在這種情況下，場線能夠穿過接收線圈417，接收線圈417被布置成 其平面平行于由包括棍404和406的線圈界定的平面。如圖4所示，對于包括棍400和402的線圈而言，適用同樣的原理。在這種情況下， 電流416流動，這產生磁場線414，磁場線能夠穿過相應的接收線圈418，該接收線圈418同 樣被布置成其平面平行于由包括棍400和402的線圈占據的平面。在圖5中，更詳細地示出了包括棍400、402、404和406的線圈布置。在前側，由環 形連接器502將棍400和402互連。對于由環形連接器500互連的棍404和406是同樣的 情況。優選地，由箭頭表示的電流為交流，在棍中沿相反方向流動。此外，一個發射器線圈 中的交變電流相對于另一個發射器線圈偏移90°的相位角。如果電流1的振幅最大，電流 2具有最小值，反之亦然。如果電流1最大，所產生的磁場指向徑向，并沿基本垂直方向。它 在接收器線圈417中感生電壓，接收器線圈處于圖4b所示的狀況。在稍晚的時間點，發生 如圖如所示的狀況，其中，第二電流是最大的，使得所產生的磁場指向徑向并基本指向水 平方向。它能夠在接收器線圈418中感生電壓。這些圖示出了專門的時間點，其中一個電流最大，另一個為零。不過通常，由于優 選地所施加的電流偏移90°的相位角，且由于所施加的電流具有正弦形狀，所得的磁場在 一個周期內指向任何徑向并且在圖5所示的線圈布置中以任意方式取向的接收線圈可以 接收功率，而與其取向無關。參考圖5，應當指出，由連接電感器棍的環形互連500和502的上半部和下半部中 的電流產生的磁場在某種程度上彼此補償，因為電流是沿著相同方向流動的。因此，所得的 磁場或多或少類似于圖4b和如中所示的理想布置之一。圖6描繪了根據本發明的MRI設備的另一示意圖。圖6中示出了主磁體系統122、 梯度線圈124和RF發射器線圈128。在RF發射器線圈1 和梯度線圈IM之間提供屏蔽 管600。屏蔽管600例如可以是包括狹縫602的銅管。狹縫602由這里未示出的電容器橋 接。如本領域公知的，屏蔽管的目的是在由屏蔽管600界定的管區域內限制由RF發射器線 圈1 產生的RF場。雖然如此，由于存在狹縫602，由梯度線圈IM產生的磁場梯度能夠穿 過屏蔽管600的狹縫并用于磁共振成像的目的。
屏蔽管自身表現出RF共振頻率。這是由橋接縫隙的電容器導致的。對于感生的 屏蔽電流，無縫隙的屏蔽自身表現出一電感率。橋接電容器和屏蔽電感率的組合表現為對 感生電流的諧振電路。如果功率傳輸系統的工作頻率接近該共振，可以表現出極高的感生 電流，這會導致損耗并劇烈降低功率效率。因此，選擇工作頻率使之與這個共振頻率不同。 優選地，選擇工作頻率使之比共振頻率高。在這個頻率區域中，電容器表現出低阻抗，從而 屏蔽功能對于功率傳輸也是有效的。這是有利的，因為那樣屏蔽管外部的所有設備都不受 供電磁場的影響。
權利要求
1.一種核磁共振成像設備(100)，包括適于產生主磁場的主磁體(122)；至少一個射頻接收器線圈單元(144)，用于從被檢查對象(126)采集在接收器線圈射 頻頻帶Q02)中的磁共振信號；用于向所述設備的電部件感應地供應電功率的模塊(140)，其中，所述電部件適于由感 應地供應的電功率來供電，其中，用于感應地供應電功率的功率傳輸頻率(200)和所述功 率傳輸頻率O00)的高次諧波(206)位于所述接收器線圈射頻頻帶(20 之外。
2.根據權利要求1所述的設備，其中，所述電部件是所述射頻接收器線圈單元(144)。
3.根據權利要求1所述的設備，其中，所述主磁體包括磁體膛，其中，所述電部件在空 間上位于所述磁體膛內。
4.根據權利要求1所述的設備，還包括用于確定實際供應的在所述接收器線圈射頻頻 帶(202)側翼的所述功率傳輸頻率O00)的高次諧波Q06)的至少一個側翼頻率的模塊 (100; 142)，其中，所述設備還包括利用所確定的側翼頻率調節所述功率傳輸頻率O00)的 模塊(100 ； 140 ； 142)。
5.根據權利要求1所述的設備，其中，用于感應地供應所述電功率的所述模塊(140)適 于在未用于由所述射頻接收器單元(144)進行磁共振信號采集的時間切片處向所述射頻 接收器線圈單元(144)供應電功率。
6.根據權利要求1所述的設備，還包括屏蔽管(600)，所述屏蔽管(600)將由至少一個 射頻發射器線圈單元產生的磁共振射頻激勵場限制到檢查區域，所述檢查區域適于接收所 述被檢查對象(126)，所述屏蔽管(600)還可以被由位于所述屏蔽管(600)之外的磁場梯度 線圈(124)產生的磁場梯度穿過，所述屏蔽管(600)以電共振頻率為特征，其中，所述功率 傳輸頻率(200)和所述功率傳輸頻率(200)的高次諧波(206)還位于所述屏蔽管(600)的 共振頻率之外。
7.一種核磁共振成像設備(100)，包括適于產生主磁場的主磁體(122)；至少一個射頻接收器線圈單元(144)，用于從被檢查對象(126)采集在接收器線圈射 頻頻帶Q02)中的磁共振信號；用于向所述設備的電部件感應地供應電功率的模塊(140)，其中，所述電部件適于由感 應地供應的電功率來供電，其中，所述主磁體包括磁體膛，其中，所述電部件在空間上位于 所述磁體膛內，其中，用于感應地供應電功率的所述模塊(140)適于通過旋轉磁場供應所 述電功率，其中，所述旋轉磁場的旋轉軸平行于所述主磁體的圓柱軸。
8.根據權利要求7所述的設備，其中，用于感應地供應電功率的所述模塊包括一發射 器線圈組，其中，所述發射線圈組的每個發射器線圈的繞組占據一平面，其中，所述發射線 圈組的所有所占據平面與公共軸相交，其中，所述軸與所述主磁體的所述圓柱軸平行。
9.一種核磁共振成像設備(100)的電部件，所述設備包括用于從被檢查對象采集在接 收器線圈射頻頻帶O02)中的磁共振信號的核磁共振成像接收線圈單元(144)，所述電部 件包括用于感應地接收電功率的模塊(152)，其中，功率傳輸頻率(200)和所述功率傳輸頻 率O00)的高次諧波(206)位于所述接收器線圈射頻頻帶(20 之外。
10.根據權利要求9所述的電部件單元，其中，用于感應地接收電功率的所述模塊(152)包括適于感應地接收電功率的第一線圈，其中，所述接收線圈單元還包括適于接收所 述磁共振信號的第二線圈，其中，所述第一線圈和所述第二線圈是交迭的，用于使所述第一 線圈和第二線圈相互電磁解耦。
11.根據權利要求9所述的電部件，其中，用于感應地接收電功率的所述模塊(152)包 括適于感應地接收所述電功率的一線圈組，其中，所述線圈組中的每個線圈包括不同數量 的線圈繞組。
12.—種對對象(126)執行核磁共振成像的方法，所述方法由核磁共振成像設備(100) 執行，所述方法包括在所述對象(126)內激勵核磁化；向所述設備的電部件感應地供應電功率，其中，所述電部件是由感應地供應的電功率 來供電的，所述設備包括射頻接收器線圈單元(144)，所述射頻接收器線圈單元(144)適于 在激勵所述對象時從所述對象(126)采集在接收器線圈射頻頻帶O02)中的磁共振信號， 其中，用于感應地供應電功率的功率傳輸頻率(200)和所述功率傳輸頻率O00)的高次諧 波(206)位于所述接收器線圈射頻頻帶(202)之外；從所述接收器線圈單元(144)接收所采集的磁共振信號。
13.根據權利要求12所述的方法，還包括確定實際供應的所述接收器線圈射頻頻帶 (202)側翼的所述功率傳輸頻率O00)的高次諧波Q06)的至少一個側翼頻率，其中，所述 方法還包括利用所確定的側翼頻率調節所述功率傳輸頻率(200)。
14.一種從被檢查對象(124)采集在接收器線圈射頻頻帶O02)中的磁共振成像信號 的方法，所述方法包括感應地接收電功率，其中，功率傳輸頻率(200)和所述功率傳輸頻率(200)的高次諧波 (206)位于所述接收器線圈射頻頻帶(202)之外；從所述被檢查對象采集所述磁共振信號；向核磁共振成像設備(100)發射所采集的磁共振信號。
15.一種計算機程序產品，其包括計算機可執行指令以執行根據前述權利要求12到14 中的任一項所述的任何方法步驟。
全文摘要
本發明涉及一種核磁共振成像設備，包括適于產生主磁場的主磁體(122)；至少一個射頻接收器線圈單元(144)，用于從被檢查對象(124)采集在接收器線圈射頻頻帶(202)中的磁共振信號；用于向所述設備的電部件感應地(無線地)供應電功率的模塊(140)，其中所述電部件適于由感應地供應的電功率來供電，其中所述用于感應地供應電功率的功率傳輸頻率(200)和所述功率傳輸頻率(200)的高次諧波(206)位于所述接收器線圈射頻頻帶(202)之外。
文檔編號G01R33/36GK102066967SQ200980123341
公開日2011年5月18日 申請日期2009年6月15日 優先權日2008年6月20日
發明者A·希爾格斯, B·魏斯勒, D·雷夫曼, E·瓦芬施米特, L·德弗里斯, M·J·A·M·范赫爾沃特, P·G·布蘭肯 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司