CN101290344B - 用于成像磁体的改进式匀场 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于成像磁体的改进式匀场。一种用于在磁共振成像(MRI)系统中产生具有增大的最大径向直径的成像区域的装置，包括具有关于轴(A-A)对称布置的主磁体线圈(32)的螺线管磁体装置(30)以及匀场线圈组。

Description

用于成像磁体的改进式匀场

技术领域

本发明涉及一种装置，用于提供具有足够均匀性的磁场的环形体积用以允许在具有轴对称磁体的磁共振成像(“MRI”)设备中磁共振成像，并且涉及一种用于在否则产生基本圆柱形成像体积的MRI设备中提供这种环形体积的设备。

背景技术

下面的说明将详细参照使用螺线管磁体装置的轴对称圆柱形系统。术语“径向”、“轴向”等等应该相应地进行解释，除非上下文另有要求。

MRI成像系统的成像体积的大小和形状在用于这种系统的磁体的设计及成本方面是主要动因。也称作视场(field-of-view，FOV)的成像体积的大小和形状可以根据所需要的成像类型通过均匀性等高线来定义，比如3ppm峰峰等高线(pk-pk contour)。成像体积的所需的径向直径常常由对于肩部和胸部成像的要求来确定。为了实现具有足够径向宽度的成像体积，磁体设计者在其设计中典型地把径向扩大的扁椭球成像体积作为目标。

但是，仍然有圆柱形成像体积的需要，这种成像体积在大面积(比如腹部)的成像中是有利的。现在已经知道，通过在成像流程中的后处理阶段中把分别从扁椭球成像体积得到的两个图像结合来有效地获得这种圆柱成像体积，所述扁椭球成像体积可以随着病人沿着磁体的轴移动来获得。使用基本圆柱形成像区域具有这样的优点，即对于FOV的给定体积，人体腹部区域的合成图像与在更传统的椭圆形形状的FOV的情况下相比可以以更小的患者台移动来形成。

图1示出了目前可实现的扁椭球成像体积10、以及相同体积的目前可实现的圆柱形成像区域12的横截面例子，分别被定义位于合适的均匀性等高线内。需要注意的是，病人以脊柱(spine)平行于磁体的Z轴16对准。椭球成像体积10的轴向长度z大约是35cm，并且径向直径x大约是44cm。圆柱形成像区域12的轴向长度z大约是28cm，径向直径x大约是40cm。

这种圆柱形FOV 12的可能缺点是人体肩部区可能至少部分地落在圆柱形FOV之外，如通过比较示出了环形体积14的视图的图2A和2B可以理解的那样，其中相对于圆柱形FOV 12和椭圆形FOV 10而言，在所述环形体积14内要求成像成为可能。对于具有FOV有限径向宽度的磁体来说，这是特殊议题。

当在具有有限径向宽度的FOV的MRI系统内需要肩部图像时，比如图1、2的圆柱形成像体积12，均匀性可以通过局部被动匀场(shim)来恢复。这已表明起作用，但是是麻烦的并且需要手动干涉用于安装和移除该被动匀场。

已经表明，在理论上可以布置以电气方式工作的匀场线圈为可换向的用以把能在环形体积内成像的标称(nominal)椭球成像体积10转化成具有与椭球成像体积10相同的体积并有利于对腹部进行成像的圆柱形成像体积12。但是，如图1中所示，这将产生具有比等效椭球体积10较小的径向宽度x的圆柱形成像体积12。椭球成像体积10以及产生该椭球成像体积的磁体典型地被设计用以具有足以容纳病人肩部的最大径向直径x。由于从椭球体积10所改变的圆柱形体积12具有减小的径向直径x，所以圆柱形体积将失掉包含在椭球体积10内的肩部体积的重要部分。尽管理论上是可能的，但是已经发现为实现这种场调节而需要的匀场线圈不切实际地大。

本发明旨在解决以上所述困难，提供一种用于通过改变标称基本圆柱形成像区域来为给定的MRI成像系统产生具有增大的最大径向直径的成像体积的实用装置。

已考虑了主动电阻性(resistive)匀场线圈，其能把成像体积从标称圆柱形体积改变成适用于对环形体积进行成像的椭圆形体积，但是由于所需的电功率的量，这种匀场被认为是不切实际的。根据本发明，通过使标称基本圆柱形成像区域变形而明确地把环形体积作为目标的电阻性匀场被证明是可行的。这种匀场线圈此处称为环形匀场。

因此，本发明提供如在所附的权利要求书中所定义的装置和方法。

本发明的上述的、以及其他目标、特点以及优点，通过结合附图从以举例的方式所给出的其特定实施例的以下描述中将变得更加显而易见，其中：

图1示出了MRI成像系统的传统的径向扩张的扁椭球成像区域和传统的圆柱形成像区域；

图2A和2B分别相对于成像所需的环形体积示出了传统的标称圆柱形成像区域和标称椭球成像区域。

图3示出了根据本发明的MRI成像系统的目标环形成像体积；

图4示出了用于MRI成像的轴对称圆柱形磁体的半剖视图；

图5示出了根据本发明实施例所修改的、图4的磁体；

图6根据本发明实施例示出了根据主动匀场的设计过程中的阶段的电流分布；

图7示出了阐明了具有图3的目标环形成像体积的基本圆柱形成像体积的磁场均匀性的等高线；

图8示出了阐明了根据本发明实施例的环形成像体积的磁场均匀性的等高线；

图9示出了在具有基本圆柱形成像区域的传统MRI成像系统中和根据本发明所改变的MRI成像系统中在图3的目标环形成像体积的表面上的理论磁场均匀性的曲线；

图10A和10B示出了根据本发明实施例在环形体积内通过使用主动匀场而带来的磁场均匀性的改进；

图10C以另一形式示出了根据本发明实施例在环形体积内通过使用主动匀场而带来的磁场均匀性的改进；

图11A和11B示出了根据本发明另一实施例在环形体积内通过使用主动匀场而带来的磁场均匀性的改进；

图12示出了根据本发明在轴向延伸体积内通过在反方向上使用主动匀场而带来的磁场均匀性的改进。

发明内容

本发明提供了一种允许在具有在径向方向受限的成像体积的圆柱形磁体内对肩部进行成像的装置。这通过匀场装置来进行布置，所述匀场装置在工作中对标称基本圆柱形成像区域进行改变用以提供具有增大的最大径向直径并且具有用于成像的足够均匀性的基本环形成像区域。

在某些优选实施例中，本发明提供一种由一个或多个电阻性匀场线圈组成的主动环形匀场，所述主动环形匀场当被施加于具有标称圆柱形FOV的圆柱形磁体时，用于改进FOV的环形体积14的均匀性。在某些实施例中，与用于对环形体积进行成像的其应用相比，当匀场在相反方向上载有电流时，相同的匀场用于改进脊柱区域内的磁场均匀性。

图4示出了传统磁共振成像(MRI)系统的磁体装置的简化轴向半剖视图，适用于根据本发明修改。仅仅示出了磁体系统的主要元件，如本领域技术人员所熟知的许多其他元件包含在这种装置中，但是为了清楚起见并没有示出。

示出了螺线管磁体装置30，其相对于轴A-A对称。主磁体线圈32和主动屏蔽线圈34布置在低温恒温器(cryostat)36的模子(未示出)上。在低温恒温器的孔内设置圆柱形梯度线圈组件38。梯度线圈组件典型地包括多个梯度线圈，并根据需要常常容纳主动的或被动的匀场用以在由主线圈和屏蔽线圈所产生的磁场中产生最佳的均匀性。设置体或RF线圈40用于成像。所述体或RF线圈典型地是圆柱形的并且位于梯度线圈组件38的外部表面和低温恒温器孔的外部表面之间。

图3示出了环形成像区域14，其被定义于根据本发明可能产生的±2ppm均匀性等高线之内。成像区域14是环形的，关于Z轴16具有旋转对称性。如从图1和3的比较可以看到，根据本发明的、图3的环形成像区域14具有与由现有技术的椭球成像区域10所提供的最大径向直径一样大并且比现有技术的基本圆柱形成像区域12的最大径向直径大的最大径向直径x。在图2A和2B中这得到了更清楚的表示。本发明的环形匀场修改磁场的均匀性从而在整个环形体积内提供足够均匀的磁场用以进行成像。

利用用于修改标称圆柱形均匀区域的本发明环形匀场，均匀区域的最大径向直径充分地增大用以把图3中所示的环形体积14包含在内，代价是均匀性在其中心18处恶化。但是，这对于人肩部以及径向偏离轴16的其他对象的成像并不重要。

图5示出了根据本发明所修改的、磁共振成像(MRI)系统的轴向对称磁体装置的简化轴向半剖视图。仅仅示出了磁体系统的主要元件如本领域技术人员所熟知的许多其他元件包含在这种装置中，但是为了清楚起见并没有示出。与图4共有的那些特征具有共同的附图标记。

由本发明所提供的设备的例子由多个轴向对称匀场线圈42组成，所述轴向对称匀场线圈位于梯度线圈组件38的内直径上并且一些绕在梯度线圈组件的外侧上。

如所示的，根据本发明的实施例设置多个匀场线圈42。每一个都具有指示在使用中在相应线圈中的电流方向的极性指示器+或-。所示的实施例具有交变线圈电流极性的线圈。但是并不必要如此，其他实施例可能不具有交变线圈电流极性。但是，典型地需要具有正向和反向电流的线圈。

虽然所示的线圈位置和极性仅仅是示意性的，但本领域技术人员将能够通过使用在本领域中通常所采用的优化计算机程序之一来确定线圈大小、位置和电流极性的最佳组合。

尽管如此，发明人已发现根据本发明的操作通过使用具有至少两个不同内部半径r1和r2的线圈42来辅助。如图5中所示，这些不同的半径可以按照惯例布置在梯度线圈组件38的径向内部和外部表面上。可替代地，本发明主动匀场的线圈可以嵌入在梯度线圈组件内，优选地分别偏向径向内部和外部表面。

虽然图5中所示的实施例仅仅示出了螺线管轴对称线圈，但其他实施例可以使用所谓的鞍状线圈-如本领域技术人员所熟知的那样，由平行直件所结合的弓形件所形成的三维线圈来形成鞍状形状。但是，螺线管轴对称线圈是优选的，因为所述螺线管轴对称线圈能够易于作为梯度线圈组件的制造工艺的一部分被生产。

图6示出了本发明实施例的电流分布。下面将对实现这种分布的方法的例子进行详细描述。该分布包括高正电流点以及高负电流点。通过在相应的位置设置线圈以及促使相应的电流流过所述线圈，可以实现这样的实施例。

图7示出了在本发明匀场线圈非激活的情况下磁体的中心处的磁场均匀性等高线，示出了由该磁体所提供的基本圆柱形成像体积12。如从环形成像体积14内显示的等高线的数量可以看出，磁场对于在整个环形体积14内进行成像不是足够均匀的，所述环形体积14表示用于对人肩部以及其他径向移位的人工制品进行成像(如参照图3所讨论的)所需的成像体积。

图8示出了在本发明的(多个)匀场线圈42工作的情况下由图5的磁体所产生的磁场均匀性，产生的磁场对于在环形体积14内成像是足够均匀的。通过比较图7和图8可见，环形体积14内的场均匀性得到改进，使得可能在整个该区域内成像，虽然其中心18处的场均匀性退化。

图9示出了环形成像体积14表面上的磁场均匀性。曲线54表示在图7中14处所示的圆周围所观察到的场误差(与标称值的偏差)，其中本发明的匀场线圈不工作。曲线56表示在图8中14处所示的圆周围所观察到的场误差(与标称值的偏差)，其中本发明的匀场线圈处于工作中。这些值作为角度th的函数而示出，其中0度对应于图7和8中所示的圆右手侧的点58，其中x＝22cm并且z＝0cm；90度对应于图7和8中所示的圆上侧的点60，其中x＝13cm并且z＝9cm；180度对应于图7和8中所示的圆左手侧的点62，其中x＝4cm并且z＝0cm。

在环形体积14内未改变的场54(图9中以剪切方式示出)的均匀性的理论峰峰值达到大约7ppm的值。这表示质量不足以进行成像的磁场。然而，在使用本发明匀场线圈的情况下，在图9中56处所示的场改变提供了小于2ppm的理论峰峰均匀性，表示质量足以在整个环形体积14内进行成像的磁场。

此处所述的实施例需要大约3000安培-米并将产生目标环形体积14的1.8ppm峰峰理论均匀性。这种匀场线圈装置可以由消耗比较适度量的功率(约100W)的电阻性线圈来提供，并占据适度量的空间，在一个实施例中在横截面中大约为700mm²。

尤其，本发明提供匀场线圈组，包括至少一个匀场线圈，其中所述匀场线圈被优化用以通过调节具有较小的最大径向直径的基本圆柱形成像体积来提供所得到的具有足够均匀性的磁场，用以允许在环形体积14内产生图像。因此已经表明，比较简单的是，通过在基本圆柱形成像体积上使用匀场线圈组而在环形体积14内产生所描述的均匀磁场，从而提供具有所需的增大的最大径向直径的成像区域。与提供足以产生具有相同最大径向直径的基本圆柱形成像体积相比，这种装置需要更少的和/或更小的线圈绕组，从而导致更紧凑的设计。同把基本圆柱形成像区域改变成与由本发明所提供的环形成像体积14具有相同最大径向直径的扁椭球成像区域的匀场线圈组相比，本发明的匀场线圈组也更为紧凑和更实用。使用环形成像体积14有助于产生肩部、臀部、胸部以及人、动物或无生命对象的其他径向偏移的特征的图像，其中场均匀性在体积的中心18处的退化对于所需的成像来说并不重要。根据所需的成像，本发明的(多个)匀场线圈可以被激活用以提供所述的环形成像体积14，并且被去激活用以提供传统的圆柱形成像体积12。

因此，通过添加一个或多个相对紧凑的匀场线圈42，本发明允许对超过特定MRI成像系统的所设计的成像体积的最大径向直径的、人体或其他体的部分进行成像。

电磁匀场(也称作e匀场)是公知。提供这种e匀场来修改MRI系统的整个成像区域，并且来抵消由MRI系统的主磁体所产生的均匀场中的不足，并且对由于被成像对象的反磁性而造成的磁场失真进行补偿。例如，超导磁体由于例如温度变化或Z₂漂移而通常具有一些低阶不均匀性。这些变化是时变的并且因此不适用于通过被动匀场而被匀场。当然，调节流过e匀场的电流来对电流场不均匀性进行补偿。这种e匀场通常具有电阻性导体，并且当成像系统被使用时被连接到电源。

另一方面，由本发明所提供的匀场线圈并不寻求基于磁体的基础均匀性来改进。实际上，本发明匀场线圈的效应有可能退化总磁场均匀性。当然，本发明允许具有足以用于成像的均匀性的区域被扩展成宽的最大径向直径，从而足以容纳位于在本发明匀场线圈不工作情况下所提供的成像体积之外的对象部分。作为结果成像区域中心处的均匀性可能退化。本发明的匀场线圈改变磁场的高阶谐波，而不改变负责基础场均匀性的低阶谐波。在本发明的例子中，用于提供足以对成年人肩关节进行成像的环形成像体积的匀场线圈，仅仅把Z₁₈以及以上的非常高的谐波阶作为目标，其中需要所述非常高的谐波阶以便把成像体积截短并在径向上将所述成像体积延伸出其设计体积之外。

实践中，本发明(多个)匀场线圈的设计可以如下进行。

设计者可用MRI系统的尺寸和磁场特点。尤其地，设计者可以使用由该系统所产生的磁场的谐波成分。该信息将被提供给优化器程序，比如约束线性优化器，如本领域技术人员所熟知的。设计者然后为优化器程序提供所需的环形成像体积的位置和尺寸，并且用于放置本发明匀场线圈的可用位置(比如梯度线圈组件38的内和外表面的半径以及可用的轴向方位)。设计者还可以为优化器程序提供环形成像体积内的最大允许不均匀性、以及用于本发明匀场线圈的最大允许电流密度。优化器使用所有这些信息来获取优化的线圈位置和尺寸，用于在所述的MRI系统内提供具有所需的尺寸和质量的环形成像区域。

本发明匀场线圈的最佳位置和大小对于每个系统并且根据环形成像区域的所需尺寸和质量是不同的。然而，下列例子示出了用于设计一组根据本发明的优化匀场线圈的方法，所述优化匀场线圈已经被确定起作用并产生有用的环形成像体积14。

在特定的例子中，本发明的环形匀场是轴向对称线圈组，其缠绕在梯度线圈组件上。线圈绕组应该优选地配合于梯度线圈组件，并且典型地占据非常少的径向空间。这极大地简化了其设计和构造。

例如，环形体积14的外部半径可以是190mm，内部半径可以是80mm，尽管如此在适当情况下也可以选择其他尺寸用于所需的应用。

在某些实施例中，优选的是，环形匀场的耗散应小于1kW，工作电流应该是10A，因为在这些限制下的工作将保证用于主动匀场的现有电源可以被使用。当然，如果提供不同的电源单元，那么其他实施例也可以利用在这些限制之外的工作参数来开发。

现在将描述用于设计本发明环形匀场的设计流程的例子。使用

软件(可以从MathWorks Inc，3 apple Hill Drive，Natick MA，USA，www.mathworks.com来获得)编写了多个设计工具来设计环形匀场，虽然也可以使用本领域技术人员所熟悉的其他软件包。

该设计作为不具有有效(significant)径向宽度的线圈设计开始，使得环形匀场由径向宽度远小于其半径的线圈组成。

给定磁体的设计谐波，并且给定体或梯度线圈组件的内径和外径，以及可用于环形匀场的轴向空间，定义一系列形心(centroid)，其中每一形心都由半径和轴向坐标来定义。这可以由为该目的所编写的

工具、布局工具来实现。最大电流密度被直接定义，由可用电源单元的最大电流速率、导线轴向宽度以及在可用空间内可容纳的层的数量来确定。

在为该目的所编写的另一

工具、设计工具中，在目标环形体积表面上定义多个目标点。同样在磁场上的目标峰峰变化也被定义，例如，可被设置在2ppm处。

设计工具计算针对每个形心的电流，从而通过由可用电源单元所定义的最大电流极限来最小化、限制所需的安培匝数的总量。这种特定工具采用线性优化方法，但是可替代地也可以使用本领域技术人员所熟悉的其他方法。

一般地，来自设计工具的可行解决方案由在最大允许正电流和/或最大允许负电流时的电流密度簇(cluster)组成。在图6中示出了这样一种解决方案。根据设计工具解决方案，可以对线圈块进行手动定义用以具有径向和轴向尺寸，其中所述径向和轴向尺寸是所选定的导线的径向和轴向宽度的倍数并尽可能近地接近设计工具的结果。

这些块的尺寸被输入为该目的而编写的优化器工具，所述优化器工具用于找到最优值b1(离中平面最近的线圈块侧的轴向坐标)和b2(对于每个线圈块，离中平面最远的线圈块侧的轴向坐标)。然后，对每个线圈的匝数四舍五入取整数值，并且对每个线圈块的轴向位置进行优化用以在轴向谐波方面给出结果，该结果最接近地匹配来自设计工具的结果。

现在将利用用于特定圆柱形磁体的环形匀场的设计来对该设计过程进行阐述。定义多个形心，其中一些在适用于安装在梯度线圈组件的内表面上的第一半径处并处于第一轴向范围之内，所述第一轴向范围可以关于磁体的中平面对称，并且其中一些在适用于安装在梯度线圈组件的外表面上的第二直径处并处于第二轴向范围之内，所述第二轴向范围可以关于磁体的中平面对称并可与第一轴向范围重合。

在运行设计工具时，利用130mm的外部半径和95mm的内部半径瞄准环形体积，当然也可以根据所需的应用来选择其他半径。与在不存在本发明环形匀场情况下用于同样区域的7.3ppm相比，可达的最优峰峰非均匀性是2.1ppm。

如从图10A-10C可以看出，得到本例子中作为结果的设计用以提供对环形体积均匀性的良好改进。本例子中的环形体积在Z方向上与磁体中心线偏移。图11B示出当在环形匀场不工作的情况下产生图11A的场的磁体上分别以+10A和-10A的正和负电流工作时，环形匀场例子的所希望的性能。

本发明环形匀场的该特定实施例的进一步的优点在于，负激励、即把环形匀场的每个线圈中的电流方向反向，将导致脊柱成像体积15中磁场均匀性的显著改进，如图12所示。

因此本发明提供了一种主动匀场线圈、优选地是轴对称匀场线圈，其用于改进轴对称环形区域的磁场均匀性，该轴对称区域具有比标称圆柱形成像区域更大的最大直径，因此，解决了具有圆柱形成像体积的磁体设计的有限径向宽度的缺陷。本发明的环形匀场线圈表示在把成像限制于所设计的基本圆柱形成像区域12和提供足以从所设计的圆柱形成像体积12中产生整个椭圆形成像体积10的匀场之间的折衷。这种匀场已经表明不切实际地大。人体解剖使得在不需要对成像体积的中心进行成像的情况下可以对径向末端、比如肩部进行成像。因此，由本发明环形匀场所提供的环形成像体积被认为在允许对不同径向偏移特征成像中是有效的，所述径向偏移特征通常难于位于成像区域内。

本发明的匀场线圈优选地被实施为电阻性线圈，所述电阻性线圈易于根据所需的成像流程打开或关闭。

虽然本发明的匀场装置作为为本发明目的所提供的离散匀场线圈予以了描述，但上述实施为一个或多个匀场线圈的匀场装置实际上可以通过提供流过一个或多个因其他原因而设置于MRI系统内的线圈的附加电流来提供。

Claims (10)

1.一种用于在磁共振成像(MRI)系统中产生基本环形成像区域的装置，包括：

螺线管磁体装置(30)，包含主磁体线圈(32)，所述主磁体线圈(32)关于轴(A-A)对称布置；

其特征在于，

设置匀场装置，使得在匀场装置不工作的情况下磁共振成像(MRI)系统提供具有第一最大径向(r)直径的第一成像区域(12)，并在匀场装置在正向方向上工作的情况下提供具有基本环形形状和具有大于所述第一最大径向(r)直径的第二最大径向(r)直径的第二成像区域(14)，使得在所述第二成像区域内的磁场均匀性通过所述匀场装置工作而得到改进，虽然所述第二成像区域的中心(18)处的场均匀性由于所述匀场装置工作而退化，其中所述匀场装置包括匀场线圈组，其包括关于所述轴而对称布置的多个匀场线圈(42)。

2.如权利要求1所述的装置，其中所述第一成像区域(12)在匀场装置不工作的情况下具有第一最大轴向(z)长度，并在匀场装置在相反方向上工作的情况下提供具有大于所述第一最大轴向(z)长度的第二轴向(z)长度的第三成像区域(15)，使得第三成像区域内的磁场均匀性通过所述匀场装置在反方向上工作而得到改进。

3.如权利要求1或权利要求2所述的装置，其中所述第一成像区域具有基本圆柱形形状。

4.根据权利要求1或2所述的装置，其中所述匀场装置包括用于提供流过设置在所述磁共振成像(MRI)系统内的线圈的附加电流的装置。

5.如权利要求1所述的装置，其中，在工作中，所述匀场线圈组中的至少一个线圈在与由所述匀场线圈组中的至少一个其他线圈所载有的电流的方向相反的方向上载有电流。

6.如权利要求1所述的装置，其中所述匀场线圈组包括具有至少两个不同的内部半径(r1，r2)的线圈(42)。

7.如权利要求6所述的装置，进一步包括圆柱形梯度线圈组件(38)，并且其中不同的内部半径(r1，r2)通过在所述梯度线圈组件的径向内部和外部表面上布置相应的匀场线圈来提供。

8.如权利要求1或2所述的装置，其中所述匀场线圈组包括至少一个鞍状线圈。

9.如权利要求1或2所述的装置，其中所述主磁体线圈(32)位于中空圆柱形低温恒温器内，并且其中所述匀场线圈组位于低温恒温器(36)的孔内。

10.如权利要求9所述的装置，其中主动屏蔽线圈(34)被提供并布置在所述低温恒温器(36)内的模子上。

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