磁共振成像系统的制作方法

本实用新型涉及医学成像
技术领域：
，尤其涉及一种磁共振成像系统。
背景技术：
：磁共振成像(magneticresonanceimaging，mri)是利用生物体磁性核在磁场中的共振特性进行成像的影像技术，其能够利用在均匀主磁场(b0场)中拉莫尔进动的氢原子在射频场(b1场)激励下发生的磁共振现象，运用梯度场的空间编码来实现成像。磁共振成像所具有的无电离辐射、无损伤、高分辨率、高对比度、多参数以及任意方方位截面成像等特点，使其在医疗成像领域得到了广泛的应用。磁共振成像系统按照超导磁体的磁场强度(以tesla为单位，简称t)可分为低场(0.5t以下)、高场(1.5t至3.0t)以及超高场(大于3.0t)。由于超高场磁共振成像系统的信噪比明显提高、扫描速度明显加快、图像对比明显加强以及频谱效应突出，已经成为临床和科研的高级双重平台，将是未来磁共振市场最快速的增长点。随着主磁场(b0场)场强的不断提升，射频线圈发出的脉冲功率也随之增加。射频脉冲所负载的能量以热量形式释放出来并被人体局部吸收，将会导致体温升高，甚至会引起局部热损伤。这也造成了目前的超高场磁共振成像系统在比吸收率(specificabsorptionrate，简称sar)上的性能体现极度不足。超高场磁共振成像系统若采用传统的体容积线圈(也称为容积发射线圈，volumetransmitcoil，vtc)，将为系统带来极高的sar，在成本上也不具有竞争优势。技术实现要素：有鉴于此，有必要提供一种改进的磁共振成像系统，其能够适用于超高场磁共振扫描，并且具有相对较低的sar，在成本上也具有一定的竞争优势。本实用新型提供一种磁共振成像系统，包括：主磁体组件，环绕形成孔腔；病床组件，能够被操作以移进或移出所述孔腔；其特征在于，还包括：局部体发射线圈，固定设置在所述孔腔的内壁上，且所述病床组件在被移进所述孔腔内时，所述局部体发射线圈位于所述病床组件的下方。进一步地，所述孔腔的内壁上还设置有接收线圈和控制开关，所述控制开关用于激活所述局部体发射线圈和所述接收线圈中的至少一者。进一步地，在沿所述孔腔轴向方向上，所述接收线圈的长度大于所述局部体发射线圈的长度。进一步地，所述局部体发射线圈具有相对病床组件在轴向上位置不同的至少两个扫描床位，所述局部体发射线圈在不同的所述扫描床位上能够扫描患者的不同部位。进一步地，所述局部体发射线圈包括发射天线，所述发射天线包括多个呈阵列分布的发射单元，且每个线圈发射单元的脉冲幅值及/或脉冲相位能够被独立调节。进一步地，所述局部体发射线圈包括调失谐单元，所述调失谐单元用于将所述局部体发射线圈调节至失谐状态。进一步地，所述磁共振成像系统还包括切换开关，所述切换开关电连接于所述局部体发射线圈，所述切换开关能够将所述局部体发射线圈从射频发射线圈切换至射频接收线圈。进一步地，所述磁共振成像系统还包括体容积发射线圈，所述体容积发射线圈环绕所述孔腔设置；所述局部体发射线圈作为射频接收线圈时，能够与所述体容积发射线圈相配适。进一步地，所述磁共振成像系统还包括梯度线圈组件，所述梯度线圈组件环绕所述孔腔设置，所述梯度线圈组件用于产生梯度磁场。进一步地，所述局部体发射线圈还包括射频屏蔽装置，所述射频屏蔽装置设置在所述发射天线与所述梯度线圈组件之间。本实用新型提供的磁共振成像系统能够适用于超高场，其通过将发射线圈设置在磁体形成的孔腔的下半部分，缩短了发射线圈距离受检者的距离，利于在更小范围内形成均匀射频场；发射线圈所发射的射频脉冲的发射效率提高，减少射频脉冲的持续时间。附图说明图1为本实用新型第一个实施方式中磁共振成像系统的结构示意图；图2为图1所示磁共振成像系统在另一视角下处于工作状态时的结构示意图；图3为图1所示局部体发射线圈的结构示意图；图4为图1所示接收线圈的结构示意图；图5为本实用新型第二个实施方式中磁共振成像系统的结构示意图；图6为图5所示磁共振成像系统在另一视角下的结构示意图；图7为本实用新型一个实施方式中局部体发射线圈的工作状态示意图。主要元件符号说明磁共振成像系统100、100a主磁体组件10孔腔11射频线圈组件20体容积发射线圈21a病床组件30局部体发射线圈40、40a接收线圈50心电识别装置60如下具体实施方式将结合上述附图进一步说明本实用新型。具体实施方式下面将结合本实用新型实施例中的附图，对本实用新型实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本实用新型一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本实用新型中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本实用新型保护的范围。需要说明的是，当组件被称为“装设于”另一个组件，它可以直接装设在另一个组件上或者也可以存在居中的组件。当一个组件被认为是“设置于”另一个组件，它可以是直接设置在另一个组件上或者可能同时存在居中组件。当一个组件被认为是“固定于”另一个组件，它可以是直接固定在另一个组件上或者可能同时存在居中组件。除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本实用新型的
技术领域：
的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本实用新型的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本实用新型。本文所使用的术语“或/及”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。请参阅图1至图2，图1为本实用新型第一个实施方式中磁共振成像系统100的结构示意图，图2为图1所示磁共振成像系统100在另一视角下处于工作状态时的结构示意图。本实用新型提供一种磁共振成像系统100(magneticresonanceimaging，mri)，其通过利用在均匀主磁场(b0场)中拉莫尔进动的氢原子在射频场(b1场)激励下发生的磁共振现象，并运用梯度场的空间编码来实现成像。磁共振成像系统100能够获得包含生物体多种生理信息的医学图像，从而为生物体的诊断及治疗提供辅助帮助。磁共振成像所具有的无电离辐射、无损伤、高分辨率、高对比度、多参数以及任意方方位截面成像等特点，使其在医疗成像领域得到了广泛的应用。本实施方式中，磁共振成像系统100为人体磁共振成像系统，其成像孔径优选60至80厘米。可以理解，在其他的实施方式中，磁共振成像系统100还可以作为动物磁共振成像系统，此时的成像孔径优选16至40厘米。磁共振成像系统100包括主磁体组件10、梯度线圈组件(图未示)、射频线圈组件20、谱仪(图未示)以及计算机设备(图未示)。主磁体组件10用于产生均匀的静磁场；梯度线圈组件用于产生线形的梯度场，从而为整个磁场提供空间编码；射频线圈组件20用于发射射频脉冲和接收射频脉冲信号；谱仪作为控制中心，用于控制主磁体组件10、梯度线圈组件以及射频线圈组件20之间的协调配合；计算机设备用于处理以及合成射频线圈组件20接收到的图像信息。在谱仪的控制作用下，主磁体组件10产生均匀和较强的基础静磁场，梯度线圈组件使得整个磁场的空间信息可知，射频线圈组件发射射频脉冲信号，从而使得生物体内的氢原子核通过吸收光子(电磁波)，再从原先静磁场中的自旋低能态转变为同时具有纵向磁化矢量分量以及横向磁化矢量分量的高能态。待射频脉冲信号关闭后，氢原子核会慢慢恢复至动态平衡状态。通过采集氢原子核自旋弛豫过程中产生的回波信号，再经过计算机设备的合成从而获得包括生物体生理信息的图像信息。主磁体组件10环绕设置并形成孔腔11，孔腔11供病床组件30伸入，以便于病床组件30在孔腔11内沿着孔腔11的轴向方向上移进或者移出。主磁体组件10包括主磁体(图未示)以及设置于主磁体上的匀场片(图未示)。主磁体用于产生均匀和较强的静态磁场，匀场片用于进一步匀化主磁体产生的静态磁场。本实施方式中，考虑到超导磁体能够产生更强更均匀的磁场，主磁体选用超导磁体。就超导磁体本身的结构而言，其可采用常规结构。超导磁体包括超导主线圈(图未示)、超导屏蔽线圈(图未示)及杜瓦瓶(图未示)。超导主线圈以及超导屏蔽线圈可用铌钛(nbti)线等低温超导线材绕制而成，杜瓦瓶中存放着大量冷媒(如液氦)并为整个超导磁体提供恒定的低温超导环境(如4.2k)；超导主线圈以及屏蔽线圈通过强电流的磁场效应产生均匀的静磁场。可以理解，在其他的实施方式中，主磁体还可以采用永磁磁体，此时主磁体主要利用稀土合金等高剩磁材料来产生静磁场。梯度线圈组件用于在成像区域内产生均匀的线形梯度磁场，从而对数据进行空间编码。梯度线圈组件包括梯度线圈、梯度波形发生器以及调节电路。具体地，梯度线圈一般由x、y、z三组梯度线圈构成，三组梯度线圈用于产生方向与主磁场(b0场)方向相同，但是磁场强度分别沿x、y、z三个方向线形变化的梯度磁场。梯度线圈组件通过一个梯度线圈或者多个梯度线圈的相互叠加产生均匀的梯度磁场。梯度放大器用于放大梯度电流，其能够根据标称的梯度电流向梯度线圈输入放大后的电流，从而使得梯度线圈能够产生梯度磁场。由于梯度波形发生器所产生的梯度波形往往会偏离理想的方波波形，因此梯度线圈组件设置调节电路，用以将梯度波形调平。射频线圈组件20包括多个射频线圈(图未示)，其中部分的射频线圈为发射线圈，部分的射频线圈为接收线圈。每一个射频线圈均会设置一个对应连接的射频功率放大器(图未示)以及模数转换器(图未示)。射频功率放大器的一端电连接于射频线圈，另一端电连接于谱仪。模数转换器的一端电连接于射频线圈，另一端电连接于谱仪。谱仪与射频线圈组件20以及梯度线圈组件电性连接，用于控制射频线圈组件产生射频磁场并控制梯度线圈组件产生梯度磁场。谱仪包括脉冲序列发生器、梯度波形发生器、发射机和接收机(图未示)中的一种或多种。计算机设备用于控制磁共振成像系统的运行和最终的磁共振成像，其与谱仪通信连接，用于向谱仪发射扫描序列指令，以控制磁共振成像系统运行和产生磁共振图像。进一步地，磁共振成像系统100中还会设置病床组件30，病床组件30位于主磁体组件10所围成的孔腔11内，并能够被操作以沿着孔腔11的轴向方向移进或者移出孔腔11。患者以躺卧等姿态固定在病床组件30上，再接受梯度线圈组件以及射频线圈组件20的扫描，即可完成完整的检查过程。可以理解，在磁共振成像系统100中还可以设置水冷系统等其他的功能辅助组件，以提高磁共振成像系统100的探测性能等。这些功能辅助组件并未本实用新型的重点，在此不作赘述。现有磁共振成像系统所采用的常规结构在将主磁体的磁场强度(以tesla为单位，简称t)提高至3.0t以上时，也即磁共振成像系统为超高场磁共振成像系统时，随着磁共振主磁场场强的增加，射频脉冲的功率也随着增加，射频激发脉冲所复杂的能量部分以热量形式释放出来，被人体局部吸收，导致体温的升高。因此，高场磁共振系统容易引起局部热损伤，，在脊柱扫描时尤为明显。本实用新型提供的磁共振成像系统100为了提升在超高场工况下的射频脉冲的激发效率，将常规脊柱扫描所采用的体容积线圈作为发射激励，调整为局部体发射线圈作为发射激励，从而减小了了发射线圈与人体之间的距离，在高场强成像时无需采用较大功率的射频脉冲，从而减少射频功率在人体内的沉积，提高射频脉冲的激发效率，避免高场磁共振成像中的局部热损伤；发射线圈在人体区域形成的局部射频场强度提高，更精确的激发局部成像视野丙炔获得更高的射频场均匀性，最大程度地减少外周组织信号造成的信号污染/卷褶伪影；射频脉冲的发射能量可降低，减小患者射频辐射剂量，提高检查的安全性；采用较短的回波采集时间，提高成像的扫描速度和成像效果，并提高患者扫描的舒适性。具体地，磁共振成像系统100还包括局部体发射线圈40，局部体发射线圈40固定设置在孔腔11的内壁上，具体为固定设置在孔腔11的下半部分内，并且局部体发射线圈40在病床组件30被移进孔腔11内时，局部体发射线圈40位于病床组件30的下方。此时局部体发射线圈40发射射频脉冲并激发患者体内的氢原子，从而产生磁共振现象。采用体积更小的局部体发射线圈40作为发射线圈，且将局部体发射线圈40设置在孔腔11的内壁上并位于病床组件30的下方，这使得局部体发射线圈40相比于传统的体容积发射线圈(vtc，volumetransmitcoil)要更为贴近人体。此时局部体发射线圈40所需要的额定发射功率就越小，沉积在人体上的磁场量就会相应减少，sar参数便会降低，系统的sar性能提升。本实施方式中，磁共振成像系统为卧式磁共振成像系统。可以理解，在其他的实施方式中，磁共振成像系统还可以采用除卧式之外的其他类型的磁共振成像系统。可选地，局部体发射线圈40和/或病床组件30在孔腔11内的相对距离可调节。例如，病床组件30在孔腔11内沿着垂直方向的高度可调节，病床组件30可以根据患者体型实际调节患者的位置，使患者到达最优的扫描区域。又例如，孔腔11的内壁上设置多个定位槽，局部体发射线圈40安装在不同的定位槽内可实现在垂直方向上的调整。针对不同体型、不同年龄段的受检者根据需求调整局部体发射线圈40相对病床的距离，在获得最优扫描效果的同时，提高设备的安全性。在一个实施例中，可首选获取受检者在矢状位或冠状位的定位像；根据定位像上反应的感兴趣的解剖区域，确定受检者身体区域的多个成像视野区域；每个成像视野区域中扫描部位在垂直方向上会有差异，例如腹部厚度高于下肢；患者胸部区域高于颈部区域；根据每个成像视野区域中扫描部位在垂直方向上的位置，调整局部体发射线圈40相对病床的位置，以使得每个成像视野区域内的成像效果最佳。进一步地，磁共振成像系统100还包括接收线圈50以及控制开关(图未示)，接收线圈50设置在病床组件30上，用于接收氢原子的核自旋信号，从而实现对磁共振现象的探测；控制开关用于激活局部体发射线圈40及/或接收线圈50。在一个实施例中，病床组件30上可设置卡槽，该卡槽内设置定位电路，且定位电路与控制开关连接，当接收线圈50插入卡槽中，定位电路被触发激活，病床自动控制将接收线圈50移动至局部体发射线圈40形成的射频场区域内。本申请实施例中，接收线圈固定和定位一次完成，简化临床摆位工作流。在一个实施例中，局部体发射线圈40形成的弧形结构表面还设置有感应器，感应器与局部体发射线圈40连接，用于对局部体发射线圈40发射的射频脉冲进行选定频率滤波。感应器能够实现如下功能：射频陷波以除去由基本平面的局部体发射线圈40发射的共模射频信号；在射频发射阶段期间有选择地将基本平面的局部体发射线圈40去耦；或将局部体发射线圈40连接的电子装置与射频缆线进行阻抗匹配。在一个实施例中，局部体发射线圈40包括多个射频线圈形成射频阵列以及包覆射频阵列的壳体，壳体具有5°-10°左右的弧面，每个射频线圈连接一个射频功率放大器，每个发射线圈是独立控制的，且每一个发射线圈可以由对应的射频功率放大器驱动，以控制射频脉冲的相位和幅度。可选地，局部体发射线圈40还可以包括射频屏蔽装置，射频屏蔽装置可设置在主磁体组件10与射频阵列之间或者梯度线圈组件与射频阵列之间，用于屏蔽多个射频发射线圈与主磁体组件10的磁体低温恒温器(未示出)和梯度线圈组件的梯度线圈单元(未示出)的相互作用。可选地，壳体包括上壳体与下壳体，且两壳体形成密封结构，射频屏蔽装置可设置在密封结构的内表面或者外表面，射频阵列容纳在该密封结构内。考虑到局部体发射线圈40属于大功率部件，本身会产生很多热量，致使器件温度升高，过高的温度会导致器件受损。本申请实施例中，在壳体两端分别设置与密封结构相通的进口和出口，通过向进口输入水、空气等冷却介质，可带走射频阵列的热量，经过热量交换的冷却介质从出口流出。本申请实施例中，通过为壳体设置冷却结构，很好的解决了射频阵列的散热问题，提高了系统的稳定性。在实际实用中，局部体发射线圈40先发射射频信号，待患者体内的氢原子核通过吸收局部体发射线圈40发射的射频能量(电磁波)转变为高能态之后，局部体发射线圈40关闭，接收线圈50打开并且检测氢原子核自旋弛豫过程中产生的回波信号，从而完成成像过程。请一并参与图3至图4，图3为图1所示局部体发射线圈40的结构示意图，图4为图1所示接收线圈50的结构示意图。局部体发射线圈40包括发射天线，该发射天线包括多个呈阵列设置的发射单元，且每个线圈发射单元的脉冲幅值及/或脉冲相位能够被独立调节。如此设置，局部体发射线圈40的发射性能相对较佳，局部体发射线圈40与接收线圈50之间的信号传输的性能也更为优越。本实施方式中，局部体发射线圈40的发射天线由四个相互独立的环形线圈(loopcoil)发射单元线形阵列形成，每个环形线圈作为一个发射通道。可以理解，局部体发射线圈40的发射天线还可以采用除上述之外的其他排列形式，只要局部体发射线圈40能够顺利发射出射频信号即可。接收线圈50包括多个线圈接收单元，多个线圈接收单元行列排布并形成接收线圈50。本实施方式中，接收线圈50由二十四个环形线圈接收单元阵列形成，其采用六行四列的行列排布方式。当然，接收线圈50还可以采用八行三列等其他的排布方式来形成二十四个发射单元阵列。设置二十四个环形线圈接收单元，能够使得接收线圈50具有较佳的接收能力和较高的性价比，此时局部体发射线圈40与接收线圈50之间的信号传输的性能也更为优越。可以理解，接收线圈50还可以采用除上述之外其他数量的环形线圈接收单元；局部体发射线圈40和接收线圈50还可以采用横向电磁射频线圈(tem)等除环形线圈之外的其他类型的线圈。在本实用新型的一个实施方式中，在沿所述孔腔轴向方向上，接收线圈50的长度大于局部体发射线圈40的长度。如此设置，接收线圈50能够超过患者脊柱的长度，接收线圈50能够无损耗和全范围的接收局部体发射线圈40所发射出的射频信号。需要说明的是，局部体发射线圈40以及接收线圈50的长度，均指代局部体发射线圈40以及接收线圈50在病床组件30延伸方向上的长度，也即自身轴向的长度。在本实用新型的一个实施方式中，局部体发射线圈40具有相对病床组件30在轴向上位置不同的至少两个扫描床位，局部体发射线圈40在不同的扫描床位上能够扫描患者的不同部位。此时，是将局部体发射线圈40的长度设计为小于患者脊柱的长度，局部体发射线圈40需要通过两个扫描床位才可以完整地扫描患者的脊柱，从而通过多工位测量的方式以相对小型化的局部体发射线圈40实现大型化线圈的扫描功能，同时减少自身的成本以及需要配设的控制开关等控制附件的数量，进一步减少对整个系统的负荷。在具体应用中，患者与病床组件30一同伸入孔腔11内，通过调节病床组件30的位置使得病床组件30与局部体发射线圈40之间形成不同的扫描床位，利用多工位的测量实现局部体发射线圈40的小型化。本实施方式中，局部体发射线圈40具有两个扫描床位。可以理解，在其他的实施方式中，局部体发射线圈40还可以具有三个以及超过三个的扫描床位。设置较多数量的扫描床位，可以进一步降低局部体发射线圈40所需要的体积，进一步降低成本。在本实用新型的一个实施方式中，局部体发射线圈40还具有调失谐单元(图未示)，该单元用于在磁共振成像系统100中其他线圈作为发射线圈时，将局部体发射线圈40调节为失谐状态，以便于与其他线圈耦合。在本实用新型的一个实施方式中，局部体发射线圈40具有四个相互独立的发射通道(图未示)，四个发射通道之间的幅度、相位可相对独立地调节。此时局部体发射线圈40的发射性能相对较佳，在成本上也相对较低，具有较为突出的性价比优势。在本实用新型的一个实施方式中，磁共振成像系统100还包括腹部线圈(图未示)，其对应患者的腹部位置并与局部体发射线圈40联用，设置在病床上的接收线圈50与腹部线圈联合用于接收腹部发出的磁共振信号。请一并参阅图5及图6，图5为本实用新型第二个实施方式中磁共振成像系统100a的结构示意图，图6为图5所示磁共振成像系统100a在另一视角下的结构示意图。考虑到脉冲发射和接收生物组织原子核的共振信号不在同一时间，而射频脉冲和生物组织发生的共振信号的频率又是一致的，因此,可用一个线圈兼作发射和接收。本实用新型的第二个实施方式与本实用新型的第一个实施方式所不同的在于，本实用新型的第二个实施方式中的局部体发射线圈40a既作为发射线圈，也作为接收线圈，即作为收发一体化线圈。具体地，磁共振成像系统100a还包括切换开关(图未示)，该切换开关电连接于局部体发射线圈40a，该切换开关用于将局部体发射线圈40从射频发射线圈切换至射频接收线圈。在实际实用中，局部体发射线圈40a先给予组织一个频率与氢质子进动频率一致的射频脉冲激发，组织中处于低能级的氢质子将吸收射频脉冲的能量跃迁到高能级状态，例如射频脉冲的能量能使组织宏观纵向磁化矢量偏转90度，可偏转到x、y平面并产生一个最大的旋转宏观横向磁化矢量，接收线圈可采集到旋转的宏观横向磁化矢量，并产生电信号(实际上为原始的磁共振信号)。在一个实施例中，组织质子密度越高，射频脉冲激发后产生的宏观横向磁化矢量越大，切割接收线圈产生的电信号越强，mr信号就越高；反之，组织质子密度越低，射频脉冲激发后产生的旋转宏观横向磁化矢量越小，切割接收线圈产生的电信号越弱，mr信号就越低。。如此设置，局部体发射线圈40a的发射与接收功能一体化，可以使得磁共振成像系统100a在进行脊柱扫描时无需再额外设置接收线圈，成本得以进一步降低。请一并参阅图7，图7为本实用新型一个实施方式中局部体发射线圈40a的工作状态示意图。在一个实施例中，局部体发射线圈40a还连接一个心电识别装置60，该心电识别装置60包括有传感器形成的传感器阵列，传感器阵列可贴在患者胸部左前区，并与局部体发射线圈40a连接。可选地，心电识别装置60可自动计算各导联间最大点位差，并判断可用导联信号对应的传感器，将可用导联信号发送至处理器，得到心脏运动信号。当然，心脏运动信号的获取还可基于深度学习的方法：处理器接收传感器阵列发送的信号，利用经过训练的神经网络确定有效监测的传感器探测的心脏运动信号。系统根据心脏运动信号，控制局部体发射线圈40a发射射频脉冲，例如，仅当系统检测到心脏运动信号处于设定阈值内，控制局部体发射线圈40a发射射频脉冲，当系统检测到心脏运动信号处于设定阈值外，控制局部体发射线圈40a关闭。进一步地，磁共振成像系统100a还包括体容积发射线圈21a，该体容积发射线圈21a环绕孔腔11设置；局部体发射线圈40a作为射频接收线圈时，能够与该体容积发射线圈21a相配适。此时，该体容积发射线圈21a作为发射线圈，局部体发射线圈40a作为接收线圈，从而完成射频信号的发射和接收过程。由于本实用新型第二个实施例提供的局部体发射线圈40a不与腹部线圈联用，因此局部体发射线圈40a的接收单元的数量可以相对降低。下面再简要介绍磁共振成像系统的成像流程：s100，计算机设备存储和发送需要执行的扫描序列(scansequence)指令至谱仪。s200，谱仪中的脉冲序列发生器根据扫描序列指令对梯度波形发生器和发射机进行控制，梯度波形发生器输出具有预定时序和波形的梯度脉冲信号。s300，梯度脉冲信号经过gx、gy和gz三个方向的梯度电流放大器，再通过梯度线圈组件中的三个独立通道gx、gy、gz，每个梯度电流放大器激发梯度线圈组中对应的一个梯度线圈，产生用于生成相应空间编码信号的梯度磁场，以对磁共振信号进行空间定位。s400，谱仪中的脉冲序列发生器还执行扫描序列，输出包括射频发射的射频脉冲的计时、强度、形状等数据以及射频接收的计时和数据采集窗口的长度到发射机。s500，发射机将射频脉冲发送至射频发射线圈产生b1场(即射频磁场)。s600，在b1场作用下患者体内被激发的原子核发出的信号被包含接收线圈的射频接收模块感知到，通过发送/接收开关传输到射频功率放大器进行放大。s700，放大的磁共振信号经过模数转换器解调、过滤和ad转换中的一种或多种数字化处理，然后传输到计算机设备的存储模组。当存储模组获取一组原始的k-空间数据后，扫描结束。本实用新型提供的磁共振成像系统能够适用于超高场，其通过将脊柱线圈作为发射线圈，并通过多次扫描的方式降低了脊柱线圈的轴向长度需求；不仅降低了sar的数值，提高了系统射频脉冲的激发效率解决了现有技术中高场由于采用的射频脉冲频率过高而导致局部过热的问题。以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。本
技术领域：
的普通技术人员应当认识到，以上的实施方式仅是用来说明本实用新型，而并非用作为对本实用新型的限定，只要在本实用新型的实质精神范围内，对以上实施方式所作的适当改变和变化都落在本实用新型要求保护的范围内。当前第1页12