專利名稱：電絕緣和振動聲學(xué)性能的材料的制作方法
電絕緣和振動聲學(xué)性能的材料

圖1示出工作中的公知的MRI (磁共振成像)系統(tǒng)10的部分橫截 面圖。場磁鐵12和具有邊緣部分17的梯度線圈14在成像區(qū)域15中 提供均勻的磁場。RF線團16產(chǎn)生高能RF場，如MRI操作所要求的那 樣。覆蓋部18覆蓋RF線圈16、梯度線圈14和場磁鐵12。還可以設(shè) 置病床19，該病床19為患者20提供支撐?；颊呖山佑|到覆蓋部18。 例如，讓手臂在病床旁邊搖擺，患者20可以接觸到該覆蓋部。間隙22 通常存在于RF線團16與覆蓋部18之間。MRI系統(tǒng)可以是圓柱體狀的， 其中患者處于該圓柱體的中間。覆蓋部18然后形成圓柱內(nèi)表面，用于 容納患者。在這種情況下，覆蓋部可被稱為患者內(nèi)腔套管(patient bore liner)。間隙22中的氣壓可被減小到1 - 100毫巴，以便減小 聲波噪聲從電磁鐵線團12、 14、 16到患者20的傳遞。本發(fā)明涉及在局部真空中的任意高壓高頻源與接近該高壓高頻源 的人體或動物體之間的擊穿。該局部真空用于減小聲波噪聲傳遞，但 是該局部真空具有不期望的副作用，即減小從電磁鐵線圈到覆蓋部的擊穿電壓。圖2示出圖1的系統(tǒng)沿線II - II的部分橫截面圖?，F(xiàn)在考慮圖2 的結(jié)構(gòu)的電特性。由于人體的特性，患者20可被認(rèn)為是電接地。RF 線圏16產(chǎn)生高壓高頻信號，該高壓高頻信號跨越間隙22和覆蓋部18 到達患者20處的地。在本申請人的現(xiàn)有產(chǎn)品之一上執(zhí)行的模擬說明梯度線圈14與覆蓋 部18的內(nèi)部之間的RF電擊穿，申請人的現(xiàn)有產(chǎn)品之一包括高頻高壓 RF線圏。該模擬基于圖1中所示的裝置。由該模擬導(dǎo)出一電容性模型， 以描述該系統(tǒng)在擊穿情況下的操作。防止間隙22兩端的任何電壓擊穿是重要的，因為這種擊穿會導(dǎo)致 從RF線團16到患者20形成高壓高頻RF能量的電弧。在某些MRI系 統(tǒng)中，RF功率可以達到超過15kW的值。形成到患者的這種功率級的弧 會造成傷害?？紤]到穩(wěn)態(tài)下的電壓分布，該高壓高頻電壓VRF被分成 間隙22兩端的電壓降Vg和覆蓋部18的材料兩端的電壓降Vs?；颊?20是導(dǎo)電的并且處于假定的地電壓，使得VRF-Vg + Vs。 Vs和Vg的
相對值根據(jù)對應(yīng)層的相應(yīng)電容Cs、 Cg的倒數(shù)的比率來確定。在某些公 知的裝置中，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，70%的RF電壓由間隙22來承受，而30%由 覆蓋部的材料來承受。圖4示出表示如被用于上述模擬的電容性模型的示意圖。在圖4 中，Cl表示RF線圈16之間的電容；C2和C3表示在該設(shè)備的相應(yīng)端 上的梯度線圏14與覆蓋部18之間的間隙22的電容；C4表示覆蓋部 18的暴露到間隙22的表面的表面電容；C6和C7表示在該設(shè)備的相應(yīng) 端上的覆蓋部18的材料的電容；以及C5表示覆蓋部18的朝向患者20 的表面的表面電容。當(dāng)患者沒有與覆蓋部18接觸時，該模型假設(shè)該設(shè)備對稱，以致C2 =C3， C4 = C5以及C6-C7。當(dāng)患者與覆蓋部18接觸時，不再保持對 稱。電容C5降為零，因為患者提供與覆蓋部18的表面處于良好的電 接觸的電阻性路徑。這種狀態(tài)下的模型在圖5中示出。當(dāng)患者在適當(dāng) 的位置時，間隙22的電容C2、 C3以及覆蓋部18的材料的電容C6、 C7在限定間隙22兩端的電壓Vg(圖2)中變得非常重要。在這種情況 下，總電壓VRF中的在間隙22兩端產(chǎn)生的部分(proportion) Vg與 間隙兩端的距離dg成比例。這是從以下事實得出的，即間隙兩端的電 容Cg與間隙尺寸dg的增加成比例地減小。為了減小在高壓高頻源(RF 線圏16)與患者之間發(fā)生電壓擊穿的可能性，總電壓VRF中的在間隙 兩端產(chǎn)生的部分Vg必須減小，和/或總電壓VRF中的在覆蓋部兩端產(chǎn) 生的部分Vs必須增加。間隙尺寸減小間隙兩端的電壓V g并且從而減小在間隙兩端發(fā)生電壓擊穿的 可能性的一種方式是通過減小間隙兩端的距離dg來增加間隙兩端的電容。覆蓋部材料的介電常數(shù)等于(VRF-Vs)的間隙22兩端的電壓Vg可被視為與覆蓋部18 的厚度ds相反地變化，并且與覆蓋部18的材料的相對介電常數(shù)"s 成比例地變化。這是從以下事實得出的，即間隙兩端的電容Cg與e" 成比例地增加；而覆蓋部兩端的電容Cs與厚度ds的增加成比例地減 小。在實施例中，e"大約為4。因此，應(yīng)當(dāng)被最小化的間隙22兩端的電壓Vg滿足以下關(guān)系式VgrocEra.dgr/ds為了實現(xiàn)最小Vg，必須最小化s"，即最小化覆蓋部18的材料的 相對介電常數(shù)，同時減小間隙的厚度dg和/或增加覆蓋部18的材料的 厚度ds。氣壓和間隙厚度-帕邢(Paschen)定律影響介質(zhì)的電擊穿電壓的另一方面是介質(zhì)的電氣強度。帕邢定律 規(guī)定，針對氣體中的電極之間的放電的擊穿電壓是氣體壓力和電極間 的距離的乘積(pd)的函數(shù)。該函數(shù)對于空氣而言的最小值為pd= 0. 55 Torr cm ( 0. 733Nm_1)，從而表示在相隔0. 01m的電極之間的擊穿電 壓為352V。在帕邢定律的一個表達式中，空氣中的間隙的擊穿電壓Vbg 由下式給出A - 6.72/(pd) + 24.36(pd) kV 。由于希望增加間隙兩端的擊穿電壓，因此希望減小在間隙兩端發(fā)生電 壓擊穿的可能性，所以必須避免在帕邢最小值處進行操作。在壓力距 離乘積(pd)高于或者低于帕邢最小值的壓力距離乘積時的操作將提 供提高的抗擊穿性。在公知的MRI系統(tǒng)中，間隙22中的空氣或者其他氣體通常在非常 低的壓力下，但是該壓力高于帕邢最小值。這將從利用大氣壓下的空 氣填充的等效間隙的擊穿電壓降低間隙22的擊穿電壓。由于該間隙通 常包含低于大氣壓的空氣，所以有電擊穿的風(fēng)險。增加間隙中的氣壓 是有利的，因為本發(fā)明旨在減小在間隙22兩端發(fā)生電擊穿的風(fēng)險。然 而，這不是實際建議，因為通過間隙的聲波噪聲傳遞會增加。對于本發(fā)明所考慮的系統(tǒng)的實例，在壓力為75Torr ( 10000 Nm2) 的空氣中的0. 005m的間隙給出大約為2. 8kV的擊穿電壓，該間隙的壓 力距離乘積pd為37.5Torr cm (50 NnT1)。這也高于帕邢最小值。 給出為507 Nm^的壓力距離乘積pd，填充有大氣壓下的空氣的相同間 隙會具有大約16. 9kV的擊穿電壓；相對于低壓間隙的擊穿電壓，這是 顯著的提高。在另一方面，如果間隙中的氣壓減小，則從MRI系統(tǒng)IO傳遞到患 者20的聲波噪聲會更少。減小壓力的氣體比聲音的傳遞機制更沒有效 率。由于患者20可被封閉在相對小的圓柱形封閉體中，所以減小患者 聽到的聲波噪聲是很重要的，因為當(dāng)患者被容納在圓柱形封閉體中
時，高棒別的聲波噪聲會增加患者的緊張感。然而，間隙22中的減小 的氣壓會導(dǎo)致間隙兩端的擊穿電壓更低。因此，對于間隙22中的氣壓有相矛盾的要求。對于減小聲波噪聲 傳遞期望減小的壓力，而為了增加間隙的擊穿電壓期望增加的壓力。覆蓋部材料的電抗間隙22的電擊穿實際上會在高壓高頻源(RF線圍16)與患者20 之間提供電阻性路徑。這對于患者是有害的。通過將高壓高頻源(RF 線圏16)與患者之間的連接限制為電容性連接，消除該風(fēng)險。本發(fā)明 旨在減小在高壓高頻源(RF線團16)與患者20之間建立電阻性路徑 的可能性。為了進一步減小總電壓VRF中的在間隙22兩端的部分Vg，可以增 加保持在覆蓋部18的材料兩端的部分Vs。這可以通過提供較高電抗X 的覆蓋部18的材料來實現(xiàn)。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明旨在提供一種覆蓋部以及一種用于制造覆蓋部的材料，該 覆蓋部和該材料具有比公知的裝置的電抗高很多的電抗X。該材料可被用來制造用于可接近人或者動物的高頻高壓源的任何覆蓋部。特別是，本發(fā)明旨在通過經(jīng)過一個或多個上述效果使材料和結(jié)構(gòu) 適應(yīng)來增加MRI或者NMR系統(tǒng)中的RF線圏與患者之間的擊穿電壓。本發(fā)明還旨在提供用于覆蓋部18以及將人或者動物與高頻高壓源 隔開的其他保護性覆蓋部的材料，該材料帶有電壓VRF中的在其本身 兩端的較高部分Vs，因此減小間隙22兩端的部分Vg并且減小在間隙 兩端發(fā)生電壓擊穿的可能性。因此，本發(fā)明提供如在隨附的權(quán)利要求中所述的材料和結(jié)構(gòu)。 在本發(fā)明的某些實施例中，提供一種用于NMR或者MRI系統(tǒng)的覆 蓋部和覆蓋部的材料，其被阻止來最小化空氣傳播的噪聲的傳遞；其 具有足夠的機械強度，以承受大氣壓到真空的靜負載；其具有足夠的 電特性，以抑制RF能量在間隙中的擊穿和擊穿患者；其最小化RF系 統(tǒng)上的負載；其是可透過RF的；以及符合相關(guān)防火等級。該機械負載 能力必須至少匹配病床上的最大額定負載，該機械負載能力通常被設(shè) 定為預(yù)期最大患者重量的四倍，例如為800kg或者lOOOOONnT2。參照附圖，結(jié)合僅作為實例給出的某些實施例，將進一步闡述本 發(fā)明的上述和其他目的、特征和優(yōu)點，其中 圖1示出公知的MRI系統(tǒng)的部分橫截面圖； 圖2示出圖1的系統(tǒng)的部分橫截面圖； 圖3示出根據(jù)本發(fā)明的實施例的材料/結(jié)構(gòu)的橫截面圖； 圖4示出用于模擬圖1的系統(tǒng)的電氣特性的電容性模型；以及 圖5示出適應(yīng)于模擬患者存在于MRI系統(tǒng)中的圖4的電容性模型。 為了減小高頻高壓能量源與患者20之間的電壓擊穿的可能性，本發(fā)明采用以下技術(shù)中的某些技術(shù)，這些技術(shù)在上面被確定為是有潛在效用的-減小間隙尺寸dg;-增加覆蓋部的厚度ds;-最小化覆蓋部材料的相對介電常數(shù)s ";-增加覆蓋部材料的電抗X;-增加間隙中的氣壓。與該最后 一種技術(shù)相矛盾的是減小到患者的噪聲傳遞的要求，該 要求可通過降低間隙中的氣壓來實現(xiàn)。圖3示出根據(jù)本發(fā)明的實施例的用于構(gòu)造MRI系統(tǒng)中的覆蓋部的 材料30的橫截面圖。這種材料能用于制造將人或者動物與高壓高頻源 隔開的任何覆蓋部。這對于在部分真空中容納這種源的封閉體是特別 有利的。以第一材料設(shè)置盤形元件32。以第二材料設(shè)置多孔覆蓋部34。 第一和第二材料可以是相同的材料。第二材料的多孔性可以通過覆蓋 部中的氣孔或者小孔36來提供。該盤和覆蓋部限定封閉腔38。該封閉 腔38可以容納不導(dǎo)電材料制成的薄片39。為了獲得對患者20或者其他人或者動物的所要求的保護，必須設(shè) 置如圖3中所示的單個盤形結(jié)構(gòu)，從而覆蓋整個感興趣的區(qū)域。在本發(fā)明的實施例中，盤32和覆蓋部34可以由阻燃材料制成， 從而滿足相關(guān)阻燃要求，例如滿足ULVO標(biāo)準(zhǔn)。圖3的材料通過容納腔38而與用于制造覆蓋部的簡單的現(xiàn)有技術(shù) 材料(例如玻璃纖維加強樹脂)形成對比。該腔可以用大氣壓下的空 氣進行填充，因為覆蓋部34具有多孔性36?？諝馓畛涞那?8提供比 固體材料或者用降低的壓力下的氣體填充的等效腔高的擊穿電壓。該 材料可被構(gòu)造成多層32、 34，層32、 34中的每層的厚度均大約為現(xiàn)
有技術(shù)的固體材料的厚度的一半。然而，提供一層稍微厚于另一層的層32、 34是有利的，以減小材料進入聲共振狀態(tài)的機會。盡管如此， 本發(fā)明的材料仍然強得足以用作結(jié)構(gòu)性材料?？諝馓畛涞慕Y(jié)構(gòu)30 (可選地具有位于腔38中的不導(dǎo)電薄片39的 層)防止從高頻高壓源(RF線圏16)到患者20建立電阻性路徑。僅 在結(jié)構(gòu)30發(fā)生電壓擊穿的情況下才會出現(xiàn)到患者的電阻性路徑。對于 圖3的結(jié)構(gòu)所選的材料應(yīng)可透過感興趣頻率的RF信號，并且應(yīng)當(dāng)優(yōu)選 地輕便，以易于處理和拆卸。盤32具有通常大小為3 — 4mm壁厚，還具有l(wèi)mm厚的頂蓋34和 2mm深的腔38。本發(fā)明人已發(fā)現(xiàn)，提供具有這種大小的本發(fā)明的結(jié)構(gòu) 30的電擊穿所要求的電壓在9 — 17kV的數(shù)量級，這與之前已被用作覆 蓋部18的材料的玻璃纖維加強樹脂的固體層的擊穿電壓相比非常有 利。盤32提供的機械強度足以使其用作真空室。覆蓋部34優(yōu)選地提 供合意的覆蓋部的表面拋光，以及增加整個結(jié)構(gòu)的結(jié)構(gòu)剛度。在盤內(nèi) 可放置一系列薄片39。這些薄片39是不導(dǎo)電的并且分解了盤內(nèi)的空 間，以通過用作隔板來提供聲阻尼。該覆蓋部34是多孔體36。這意味 著，容納薄片39的腔38在大氣壓下。這增加了該結(jié)構(gòu)兩端的擊穿電 壓。這些薄片可以是MYLAI^聚酯薄膜制成的薄片。這些薄片可以通過 諸如桿或者濾網(wǎng)之類的隔離體來保持分開。這些薄片可以成波狀或者 以其它方式構(gòu)造來提供隔離。在可替換的實施例中，腔38可用開孔泡 沫來將薄片保持分開。在實例實施例中，其中具有盤32和覆蓋部34，該盤32具有4mm 厚的玻璃纖維加強樹脂壁并且覆蓋部34也具有4邁m厚的玻璃纖維加強 樹脂壁，每種材料的5" = 4，以及在腔38中具有四個MYLAI^聚酯薄 膜薄片39，產(chǎn)生電容鏈，從而提供電容c6、 c7為1661(/Fm — 2的覆蓋部 結(jié)構(gòu)，其中vk是常數(shù)。通過對比，由5" = 4的相同材料的8mm厚的固 體層構(gòu)造的覆蓋部18提供500v|/Fm — 2的電容。5mm的間隙22提供 200M/FnT2的電容。利用該實例實施例，由于間隙22和覆蓋部18兩端 的總電壓VRF與串聯(lián)電容成反比分布，所以在覆蓋部18的材料兩端得 至ij電壓VRF中的增加的部分Vs ( Vs=200mV366vj/ x vrf = 0. 55 x VRF )， 同時在間隙22兩端得到相應(yīng)減小的部分Vg (Vg=166vi;/366v|/x VRF =
0. 45xVRF)。為了進行比較，玻璃纖維加強樹脂制成的8mm厚的固體 層的等效值是Vs=200m//700v|/xVRF=0. 29xVRF ; Vg=500vt//700\(/x VRF = 0.71x VRF。利用本發(fā)明的材料的所述實施例，總電壓VRF中的在間隙22兩端 產(chǎn)生的部分Vg大約為0. 55VRF。這與具有固體材料的等效系統(tǒng)相比非 常有利，其中部分Vg大約為0. 71VRF。采用本發(fā)明的材料的覆蓋部時 的降低的間隙兩端的電壓直接導(dǎo)致在間隙兩端發(fā)生電壓擊穿的可能性 降低。減小電壓VRF中的間隙22兩端的部分Vg的另一方法是減小間 隙的厚度dg。如果可能的話，間隙22可^:減小到lmm。在這種情況下， 采用本發(fā)明的用于覆蓋部18的材料時落在間隙兩端的電壓Vg會是 0. 16VRF， Vg進一步降低，并且因此進一步降低在間隙兩端發(fā)生電壓 擊穿的可能性。盤32和覆蓋部34可以才艮據(jù)國際專利申請WO 2004/009924或者國 際專利申請W0 2004/098870的材料來構(gòu)造。這些文獻中的每一篇文獻 都描述了具有有效阻尼特性的相應(yīng)的在結(jié)構(gòu)上可能的材料。因此，本發(fā)明提供一種覆蓋部和一種用于覆蓋部的材料，本發(fā)明 在相應(yīng)的某些實施例中采用下面的技術(shù)來減小在高頻高壓能量源與患 者20之間發(fā)生電壓擊穿的可能性。減小間隙尺寸dg間隙22的尺寸可被減小到考慮生產(chǎn)和維護問題可實踐的程度。 增加覆蓋部的厚度ds對于相同重量的材料由于在材料的相應(yīng)表面之間包含了空氣填充 的腔38，本發(fā)明的材料30和覆蓋部與公知的覆蓋部相比具有增加的厚度。最小化覆蓋部材料的相對介電常數(shù)s "通過在覆蓋部的相應(yīng)表面之間包含空氣填充的腔(S r " 1 )，減小 覆蓋部材料的介電常數(shù)。增加覆蓋部材料的電抗x在固定操作頻率下，電抗X與電容成反比，X l/C。如上所述， 本發(fā)明用來將病床電容減小2/3。這種電容減小引起覆蓋部的電抗相應(yīng)增加。
增加間隙中的氣壓通過在覆蓋部的相應(yīng)表面之間提供空氣填充的腔38，有效設(shè)置第 二間隙，該第二間隙容納大氣壓下的空氣，以及具有比間隙22相應(yīng)更 高的擊穿電壓，該間隙22通常填充有非常低的壓力的氣體。通過降低間隙中的氣壓來減小到患者的噪聲傳遞由于本發(fā)明的覆蓋部和材料包括封閉腔38中的高壓間隙，所以能 在間隙22中維持低氣壓，仍然可以減小擊穿患者的可能性。通過在間 隙22中維持低氣壓，可以維持聲音絕緣。在腔38內(nèi)可選地存在薄片39用來通過將所述薄片用作隔板而進 一步減小噪聲傳遞。利用本發(fā)明的材料可以提供以下優(yōu)點。覆蓋部可以更加靠近高壓 高頻源。這又意味著要求更小的整體封閉體。在螺線管MRI或者NMR 成像系統(tǒng)領(lǐng)域，這意味著，對于相同尺寸的磁裝置，中央患者內(nèi)腔的 直徑會增加，或者可以使用更小的磁裝置來提供給定大小的患者內(nèi) 腔。這些優(yōu)點中的每個都有助于制造出更具吸引性的產(chǎn)品。在第一種 情況下，更大的患者內(nèi)腔意味著，更多比例的人群落入可以在該內(nèi)腔 內(nèi)容納的尺寸范圍內(nèi)。在第二種情況下，使用更小以及更廉價的磁體 來提供相同的患者內(nèi)腔尺寸，從而導(dǎo)致成像系統(tǒng)更加廉價或者更加有 羸利性。雖然特別參照用于MRI或者NMR設(shè)備的覆蓋部或者患者內(nèi)腔套管 來描述本發(fā)明，但是本發(fā)明的材料還有用地被用于以其它方式存在擊 穿人或者動物的風(fēng)險的任何高壓高頻源的覆蓋部的制造中。
權(quán)利要求
1.一種用于構(gòu)造高壓高頻源的外部覆蓋部(18)的結(jié)構(gòu)性材料(30)，人或者動物可接觸到所述覆蓋部，該材料(30)包括-第一材料的第一元件(32)；-第二材料的多孔覆蓋部(34)；被限定在第一元件與覆蓋部之間的封閉腔(38)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的材料，其中，第一元件包括盤形凹槽， 所述凹槽由多孔覆蓋部封閉，以形成相應(yīng)的至少一個封閉腔(38)。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1或者權(quán)利要求2所述的材料，其中，第一和第二材料是相同的材料。
4. 根據(jù)前述任一權(quán)利要求所述的材料，其中，第二材料的多孔性 通過覆蓋部中的氣孔或者小孔(36)來提供。
5. 根據(jù)前述任一權(quán)利要求所述的材料，其中，封閉腔(38)容納 不導(dǎo)電材料制成的薄片(39)。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的材料，其中，薄片為聚酯薄膜制成的薄片。
7. 根據(jù)權(quán)利要求5或權(quán)利要求6所述的材料，其中，通過諸如桿 或者濾網(wǎng)的隔離體來保持薄片分開。
8. 根據(jù)權(quán)利要求5或權(quán)利要求6所述的材料，其中，薄片成波狀 或者以其它方式構(gòu)造來提供隔離。
9. 根據(jù)前述任一權(quán)利要求所述的材料，其中，第一元件和多孔覆 蓋部中的一個比另一個厚，因此減小材料進入聲共振狀態(tài)的機會。
10. —種材料，其基本上如在此所述的那樣和/或如附圖中的圖3 所示。
11. 一種用于MRI系統(tǒng)(10)的覆蓋部(18)，其包括根據(jù)前述 任一權(quán)利要求所述的材料。
12. —種MRI系統(tǒng)(IO),其包括根據(jù)權(quán)利要求11所述的覆蓋部。
13. —種被容納在覆蓋部之內(nèi)的高壓高頻源，該覆蓋部由根據(jù)權(quán) 利要求1 - 10中的任何一個所述的材料制成。
14. 一種被容納在覆蓋部之內(nèi)的高壓高頻源，該覆蓋部由根據(jù)權(quán) 利要求l-IO中的任何一個所述的材料制成，其中，在該源與該覆蓋部 之間存在部分真空。
全文摘要
本發(fā)明提供一種用于構(gòu)造人或者動物可接觸到的外部覆蓋部的材料。本發(fā)明旨在通過使材料和結(jié)構(gòu)適應(yīng)來增加高壓VRF、高頻能量源與人或者動物之間的擊穿電壓。根據(jù)本發(fā)明的實施例，對于用在MRI或者NMR系統(tǒng)中的覆蓋部來設(shè)置結(jié)構(gòu)，該覆蓋部具有電壓VRF中的其本身兩端的較大的部分Vs，因此減小間隙22兩端的電壓Vg以及減小擊穿的可能性。
文檔編號G01R33/28GK101128744SQ200580047752
公開日2008年2月20日 申請日期2005年12月15日 優(yōu)先權(quán)日2005年2月4日
發(fā)明者A·F·阿特金斯, S·羅伯茨 申請人:西門子磁體技術(shù)有限公司