CN103123388B - 用于磁共振装置的局部线圈的与梯度无关的匀场线圈 - Google Patents

Abstract

一种用于磁共振装置（1）的匀场线圈装置（8,9），特别是用于装配和/或用于布置在局部线圈（6,7）内部，包括至少一个通过至少一个导体环（12）形成的匀场线圈（11）和至少一个通过至少一个导体环（14,15,24,25）形成的补偿线圈（13），其中，匀场线圈（11）和补偿线圈（13）布置在相同的线圈平面（16）中并且由匀场线圈（11）和补偿线圈（13）组成的整个装置关于第一和第二中线（20,21）对称，所述中线（20,21）互相垂直并且处于所述线圈平面（16）中，并且其中整个由补偿线圈（13）的导体环（14,15）包围的感应面积相应于整个由匀场线圈（11）的导体环（12）包围的感应面积。

Description

用于磁共振装置的局部线圈的与梯度无关的匀场线圈

技术领域

本发明涉及一种用于磁共振装置的匀场线圈装置，特别是用于装配（Verbau）和/或用于布置在局部线圈内部，包括至少一个通过至少一个导体环形成的匀场线圈。此外，本发明还涉及一种局部线圈、一种磁共振装置和一种用于放置匀场线圈装置的方法。

背景技术

磁共振成像是公知的确立的成像技术，其主要在医学领域被采用。为了获得对于诊断很好分析的图像，特别地致力于实现尽可能好的信噪比（SNR）。为此公知采用所谓的局部线圈，英语为“local coils”，也就是布置在患者上面（前面）或下面（后面）的直接附近的天线系统。在拍摄磁共振图像数据时被激励的核在各个天线或局部线圈的导体环中感应出一个电压，该电压被用低噪声的前置放大器（LNA，free amp）放大并且最后电缆连接地传输到进一步处理磁共振图像数据的接收装置。

通过采用所谓的高场设备来追求信噪比的进一步改善，特别是在高分辨率的磁共振图像中，该高场设备的基本磁场具有1.5T至12T或更高的强度。

对于所有的磁共振成像目的，基本磁场的均匀性是特别重要的。如果在成像体积中太大地偏离了均匀性，则会形成伪影或失真，或者特定的应用（诸如脂肪饱和）不再起作用。脂肪饱和（fat saturation，fat set）是一种成像技术，在该成像技术中使用在脂肪中或类似脂肪的物质中键合的质子的频移，以便通过所谓的饱和脉冲作为发送脉冲在脂肪频率下将来自于脂肪组织的信号所谓“淡出”。因为在水中的质子频率和脂肪中的质子频率之间的差非常小，特别是相应于基本场的几个ppm，所以该成像技术强烈依赖于基本磁场的空间均匀性。在此目前公知，在例如30×30×30cm的成像体积上实现直到0.5ppm的均匀性。

就此而论，待拍摄的对象、特别是患者本身对基本磁场的均匀性的影响也不可忽略。例如公知，在患者的颈部区域中由于身体组织的磁化率的空间强非均匀的分布会出现基本磁场的失真。为了消除该失真，公知采用所谓的匀场线圈。在此，不同的匀场线圈的数量、其布置和控制仅允许一个有限数量的自由度，以便通过匀场电流以及通过常规的线圈（特别是铜线圈）所产生的相应的匀场磁场，均衡通过多数情况下为超导的基本磁体所产生的基本磁场的非均匀性。通过匀场线圈给出的可能性或自由度在许多已经公知的磁共振装置中不足以均衡通过患者形成的非均匀性，特别是在颈椎区域中。正是在那里通过从胸部到颈部/头部的过渡形成一个大的磁化率突变。

但是，不仅待拍摄的对象或患者的存在会干扰均匀性，而且通过磁体系统本身的特性也会干扰均匀性，从而例如在均匀性体积的边缘会出现非均匀性，对于所述非均匀性也存在校正的期望。

为了解决该问题，在随后公开的德国专利申请DE 10 2011 077 724中建议，在磁共振装置的内部通过匀场线圈来均衡局部的强变化的磁场，所述匀场线圈是局部线圈的部分并且由此布置在待检查的患者和在感兴趣体积（region ofinterest,roi）附近。

在磁共振成像的应用中在脂肪饱和技术领域中的主要问题在于，出现不足够的脂肪饱和。这意味着，例如在颈部区域中的脂肪组织在图像中一如既往地明亮地显示，尽管脂肪饱和应当将脂肪组织淡出。该效应之所以出现是因为通过局部B0变化那里的脂肪组织不具有预计的共振频率。应当完全控制脂肪组织的自旋的饱和脉冲不能到达这些自旋，因为其共振频率位于别处。关于该问题，作为局部线圈的部分而设置的匀场线圈提供了一个好的解决方案。

但是在此问题是，匀场线圈应当与梯度场退耦，从而不干扰匀场性能并且同时还能够产生匀场线圈的匀场效果。就此而言通常使用低通滤波，因为梯度场是低频的。然而在磁场中在局部线圈内部采用为此所需的并且在结构大小方面是合适的铁氧体滤波器是不可能的。无铁氧体的滤波器从结构体积方面来说不能在局部线圈中采用。但是没有这样的低通滤波，在匀场线圈中感应的电流导致梯度场的或由匀场线圈产生的匀场场的失真。因为在k空间中的位置表示关于梯度的时间积分，所以即使是小的干扰在序列传播时间上也会很快累加。集成到局部线圈中的匀场线圈的另一个特殊性是，由于局部线圈本身是可以间接地运动的或可以通过患者卧榻的运动而运动的，退耦应该不取决于集成到局部线圈中的匀场线圈的位置在患者容纳处的纵向上（z方向）独立于匀场线圈的位置实现。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是，提出一种匀场线圈装置及其布置，其与梯度场退耦和/或可以退耦，其中保持了到局部线圈中的可集成性。

为了解决上述技术问题，按照本发明设置了对于磁共振装置的匀场线圈装置，特别是用于装配和/或用于布置在局部线圈内部，包括至少一个通过至少一个导体环形成的匀场线圈和至少一个通过至少一个导体环形成的补偿线圈，其中匀场线圈和补偿线圈布置在相同的线圈平面中并且由匀场线圈和补偿线圈组成的整个装置关于第一和第二中线（Mittelachse）对称，所述中线互相垂直并且处于所述线圈平面中，并且其中整个由补偿线圈的导体环包围的感应面积相应于整个由匀场线圈的导体环包围的感应面积。

因此建议了一种一般的设计原理，其使得可以实现待集成到局部线圈中的匀场线圈装置，所述匀场线圈装置虽然具有可运动性，特别是在患者容纳处的纵向（z方向）上，但是在磁共振装置的基本场磁体的均匀体积中例如对于所有z位置与梯度场退耦。在此，通常退耦线圈（对此在以下还将详细讨论）布置在产生场的匀场线圈处，从而得到以下还要详细描述的相应的相互作用。

为了最后实现退耦，可以按照本发明，特别是在局部线圈内部这样布置匀场线圈装置，使得与第二中线垂直的、包含了第一中线的中心面（Mittelebene）包含磁共振装置的对称中心并且线圈任意地围绕第二中线旋转。现在关于磁共振装置中的通常的轴详细描述按照本发明的匀场线圈装置的构造的基础原理，其中例如可以考察颈部线圈，其布置在磁共振装置的对此中心下面。在此，z轴应当相应于通常基本上为圆柱状的患者容纳处的中线（纵轴），y轴相应于与之垂直的垂直轴并且x轴相应于与之垂直的水平轴。如果考虑在患者卧榻上仰卧的、布置在局部线圈上的患者，则x轴相应于横向轴，y轴相应于矢状轴并且Z轴相应于纵轴。以下以该x/y/z轴为例描述的内容，当然也可以相同地转换到其他轴布置。

以下假定，梯度场如磁共振装置中通常的那样指向z方向，其中一般公知的是，通过梯度线圈还产生其他场，然而所述其他场小并且在此由此不被考虑。就此而言还要指出，匀场线圈和补偿线圈的导体环的布置应当理解为基本上在线圈平面中，其中导体与线圈平面的小的、结构引起的偏差，如专业人员公知的那样，当然也应当落入在线圈平面中的布置的概念下。

在所提出的例子中要考虑，局部线圈和因此匀场线圈关于y轴从不正好布置在对称中心中，因为特别是在作为颈部线圈的构造中其总是仅位于对称中心下面。因此，对于匀场线圈不可能拍摄正的和负的y梯度，为此其必须具有高于和低于对称中心的面积区域。

首先，匀场线圈应当布置在线圈平面中并且应当具有第一对称轴，即第一中线。在本例子中，匀场线圈布置在横向平面（xy）中，其中匀场线圈构造为与矢状面对称。以这种方式得到与x梯度的退耦，因为相应的分量明显相互恰好抵消。在此对称中心位于矢状面内部，该矢状面在本例中因此相应于中心面。在此要指出的是，在本发明的思路中并且也对于本示例性例子假定，通过梯度的线性，对于（最后要避免的）到匀场线圈的导体环中的感应负责的磁通量在切换梯度时具有空间上相应的线性变化，因为在任何时刻梯度线圈产生这样的线性变化并且由此场分量的偏导数随时间线性变化这一假定是正确的。

为了此外简化考察，现在首先还假定，对称中心也位于所提到的横向平面中，后者在此相应于线圈平面。由此基本上已经得到与z梯度的退耦。

关于y梯度如已经示出的那样存在问题，即，在此当然不可能将匀场线圈布置在对称中心中，因为最后要拍摄的目标区域（roi）必须位于那里。为此按照本发明首先设置补偿线圈，其同样与矢状面（yz）对称布置。补偿线圈由此也强制地与x梯度退耦，以及由于在包含了对称中心的横向平面（xy）中、由此也在线圈平面中的示例性的布置，与z梯度退耦。

由于在切换y梯度时不能拍摄正的和负的流量，由此在匀场线圈中形成感应，其单独是不退耦的。因此附加地设置补偿线圈的导体环，其在本例中如匀场线圈的导体环那样与第二中线（在此相应于与通过对称中心的横向轴平行的轴）对称地设置。一方面这之所以是必要的，是因为仅当补偿线圈（也可以称为退耦线圈）关于第二中线具有与匀场线圈相同的对称性时才可以同时与z和与y梯度退耦。这具有一系列副作用。一方面匀场线圈和补偿线圈最终经历相同的平均流量，也就是沿着第二中线，从而通过面积相等性补偿得到。但是另一方面表明，通过匀场线圈装置围绕第二中线倾斜所形成的偏差然后强制地允许通过补偿线圈的补偿，因为由于对称性，要补偿的份额是来自于z梯度还是y梯度是最终相关的。由此也得出，匀场线圈装置在z方向上的位移，也就是在线圈平面不再包含对称中心、而是该对称中心仅还包含在中心面时的情况下，出现关于所有梯度的退耦。

由于所示出的对称性，匀场线圈装置必须仅位于对称中心的x坐标中，与对称中心的y坐标或z坐标的倾斜和偏差可以通过补偿线圈来校正。

在此还要指出，原则上可以考虑实现如下的匀场线圈装置，其中补偿线圈不具有关于第二中线的对称性，其中但是在所述意义上不再可能有z退耦。由补偿线圈的导体环包围的面积然后必须通过相应的积分的考察来确定。

虽然在此完全可以设置，线圈平面包含对称中心，但是这一点不再必要，特别是关于z可动性和仍然还保持的z退耦。

总之，以这种方式描述了一种特别有利的技术变体，以实现在局部线圈中要设置的匀场线圈与所有梯度的退耦并且由此确保匀场线圈的顺利工作。为此仅需要附加的补偿线圈和所提到的对称性。

在此还要指出，在按照本发明的匀场线圈装置的布置中通常这样选择该匀场线圈装置，使得匀场线圈的导体环的至少一个导体段布置为比补偿线圈的导体环的所有导体段更靠近对称中心或一般地待拍摄的目标区域（roi）。以这种方式避免了，位于roi附近的导体段的作用被补偿线圈的导体段完全否定，从而保留形成场的作用。该导体段例如可以是与第二中线平行延伸的导体段，其中在匀场线圈装置围绕第二中线倾斜时也可以这样选择该布置，使得可以使用两个平行于第二中线延伸的导体段，以便形成场地、由此均匀化地作用于目标区域（roi）或不同的目标区域（rois）的区域。因为附加地存在补偿线圈并且至少部分地影响该作用，所以总体上产生如下效果，即，需要更高的匀场电流。

因此一般地证明是特别合适的是，补偿线圈的导体环在第一中线的方向上的伸展小于匀场线圈的导体环在第一中线的方向上的伸展。区别越大，则在匀场线圈的导体环的产生匀场作用的导体段和补偿线圈的导体环的特别是平行延伸的导体段之间的距离越大，从而保留作用的更大的部分。

在本发明的另一个构造中可以设置，匀场线圈和/或补偿线圈由至少一个可调的恒流源馈电。以这种方式也可以降低或完全消除其他的例如寄生的退耦效应，因为退耦在现实中可能是不理想的。由此匀场线圈的场通过利用快速调节的恒流源来控制而被保持恒定。由于已经得到与梯度的退耦，所以对这样的恒流源的要求降低。

此外可以设置，匀场线圈和补偿线圈串联连接。如果给出这样的串联连接并且如果匀场线圈和补偿线圈的绕组方向相反，则得到特别简单的接线，其直接否定了梯度或梯度的切换对匀场线圈的作用，因为在匀场线圈中感应的电流，在上面的例子中特别是由于y梯度，在补偿线圈中正好相反地产生，从而在总和中呈现退耦。

在本发明的另一个构造中可以设置，补偿线圈包括至少两个布置在匀场线圈侧面的导体环。在这种情况下为了建立相应的对称性例如可以，分别在左边和右边沿着匀场线圈的第二中线设置补偿线圈的相邻的导体环。它们特别是如上所述在第一中线的方向上具有更小的伸展。

此外，包括了至少两个中央的导体环的补偿线圈可以布置在匀场线圈的内部并且与匀场线圈的导体环同心地布置。在这种情况下也就是利用匀场线圈内部的面积，来设置补偿线圈或其导体环，其中产生总体上紧凑的构造。

除了匀场线圈装置，本发明还涉及一种局部线圈，包括按照本发明的匀场线圈装置。在此特别可以如上所述选择布置。关于匀场线圈装置的全部描述可以类似地转移到按照本发明的局部线圈，利用其因此同样可以实现提到的优点。

这样的局部线圈例如可以构造为颈部线圈或头部线圈。

本发明还涉及一种磁共振装置，其包括按照本发明的局部线圈。整个布置在此可以如上所述这样来选择，使得与第二中线垂直的、包含了第一中线的中心面包含磁共振装置的对称中心。围绕第二中线的旋转在此如上所述最终是任意的。于是可以利用匀场线圈的多个位于外部的导体段，以便在不同的位置上能够进行关于均匀性的场影响。

对于磁共振装置也成立：关于局部线圈和匀场线圈装置的描述可以相应地转移。

最后，本发明还涉及一种按照本发明的匀场线圈装置的放置方法，其中，这样来布置匀场线圈装置，特别是在局部线圈内部，使得与第二中线垂直的、包含了第一中线的中心面包含磁共振装置的对称中心并且线圈任意地围绕第二中线旋转。如上所述，以这种方式实现了与所有三个互相垂直的梯度的退耦。特别地在此可以这样进行布置，使得线圈平面包含对称中心，但是其中这一点不是必须的，因为在与对称中心的z坐标的位移时由于对称性和补偿线圈的存在，与z梯度的退耦还继续保持。

附图说明

本发明的其他优点和细节从以下描述的实施例以及结合附图得到。其中，

图1示出了具有按照本发明的局部线圈的本发明磁共振装置的原理图，

图2示出了按照本发明的匀场线圈装置的可能接线的草图，

图3示出了按照本发明的匀场线圈装置的实施例的线圈的相对布置的原理图，

图4示出了匀场线圈和补偿线圈的另一个可能的相对布置的原理图，

图5示出了补偿线圈和匀场线圈的另一个可能的布置的原理图，和

图6示出了线圈在z方向上的伸展的草图。

具体实施方式

图1示出了按照本发明的磁共振装置1的截面的原理图。该磁共振装置如基本上已知的那样包括具有患者容纳处3的基本磁场单元2，患者卧榻4可以驶入该患者容纳处3中。在患者容纳处3中还设置在此未示出的梯度线圈和全身高频线圈。患者5可以在患者卧榻4上被驶入患者容纳处3中，以进行检查，在本例中利用局部线圈6、7拍摄磁共振信号，其中在图1中示例性示出构造为头部线圈的局部线圈6和构造为颈部线圈的、在患者卧榻中设置的局部线圈7。在局部线圈6以及在局部线圈7中均设置了按照本发明的匀场线圈装置8、9，其（按照特定的对称轴布置）包括匀场线圈和至少一个补偿线圈，其中匀场线圈装置8、9这样布置，使得在x、y和z方向上给出与梯度场的退耦，如其根据坐标系10定义的那样。z方向在此相应于患者容纳处3的纵向，其也相应于场方向。x方向标记了水平的横切方向，y方向标记了垂直方向。当磁场的z分量线性地在相应的方向上改变时由此呈现梯度。在以下考察时假定，在z方向上呈现基本磁场和梯度场。

图2按照另一个原理图的形式示出了匀场线圈装置9的基本结构和接线，其整体几何形状然后详细地关于图3中的原理图来解释。

在本实施例中匀场线圈装置9包括具有导体环12的匀场线圈11和两个分别具有导体环14、15的补偿线圈13。匀场线圈11和补偿线圈13串联并且具有不同的也就是相反的绕组方向。其整体位于线圈平面16中，所述线圈平面在此相应于xy平面，参见坐标系10。为了供电设置恒流源17，其以在1-1000μs范围中的时间常数调节。

图3示出了例如另一个抽象的原理图，借助该原理图要详细解释匀场线圈装置9的对称性和几何特性。除了匀场线圈装置9，还示出了roi 18和对称中心19，后者在本例中也被定义为坐标系10的原点。在此在作为线圈平面16的xy平面中布置的匀场线圈装置9关于匀场线圈11和补偿线圈13的整体布置具有两个对称轴，即，一个与x轴平行的对称轴S2和一个在此与y轴相应的对称轴S1。对称轴S1由此是第一中线20，对称轴S2是第二中线21。与第二中线21垂直的、包含了第一中线20的中心面由此一定也包含对称中心19。

此外这样构造，使得由匀场线圈11的导体环12包围的面积AS（在这种情况匝数NS=1）相应于由补偿线圈13的导体环14、15包围的面积A1之和，其中在这种情况下N1=2。因此一般性地成立：ASxNS=A1xN1+A1xN1。

此时如下得出退耦。匀场线圈11和补偿线圈13关于第一中线20（即，最终的yz平面）的对称性确保了关于x梯度的退耦，因为如上所述中心面包含对称中心19。这意味着，由于从第一中线20出发在一个方向上增加的、在另一个方向上下降的磁通在切换x梯度时两边的份额由于线性而恰好均衡。

因为在本实施例中导体环不在z方向上延伸，所以关于z梯度的退耦本来就给出，但是匀场线圈9也可以围绕第二中线21倾斜地布置，其中即使匀场线圈装置9不位于对称中心19的z位置上时，关于z梯度的退耦利用如以下对于y梯度描述的相同的机制还导致，最终仅取决于到相应的平面的投影。

对于与y梯度的退耦在该情况下要考虑，匀场线圈装置9不可以布置在对称中心19本身中，而是在y方向上以值y1与对称中心19偏移地布置。不考虑如在x梯度的情况下那样使得梯度场的正的和负的分量抵消的这样的退耦，因此设置了补偿线圈13，其导体环包围与由匀场线圈11的导体环包围的面积相同的面积。因为绕组方向相反，所以感应的电流恰好抵消。在围绕第二中线21倾斜时该效应也关于z梯度出现，这是由于相对于该第二中线21的对称性而发生。即，与中线21（或xz平面）的对称性使得能够同时与z和y梯度退耦。

因为给出了该基本的退耦，所以可以通过电流源17通过相应的控制（匀场线圈电流保持恒定）容易地校正还剩下的寄生效应。

从图3还可以看出，匀场线圈11在第一中线20的方向上的伸展d1大于补偿线圈13在第一中线20的方向上的伸展d2。这点的原因是，导体段22明显位于靠roi 18最近并且由此在roi 18中为希望的匀场场提供最多的份额。由于串联接线和相应流动的电流，由补偿线圈13的导体段23产生的场基本上抵消导体段22的匀场场，然而其此时距离roi 18更远，从而在任何情况下保留了一个作用，即使可能需要更高的电流。

图4和图5示出了匀场线圈装置9的其他构造可能性，其中示出了匀场线圈11和至少一个补偿线圈13的其他布置。图4示出一种布置，其中选择了大于补偿线圈13的唯一的导体环的极宽的布置，从而其侧面地伸出该匀场线圈11。

图5示出特别紧凑的构造，其中匀场线圈12包围又包括两个导体环24、25的补偿线圈13。

图6示出如下情况：匀场线圈11和补偿线圈13也具有z方向上的伸展，但是其中在z方向上的伸展z1、z2和z3相等，也就是说z1＝z2=z3。

尽管通过优选实施例详细地示出并描述了本发明，本发明不受公开的例子限制并且专业人员可以从中导出其他变体，而不脱离本发明的保护范围。

附图标记列表

1 磁共振装置

2 基本磁场单元

3 患者容纳处

4 患者卧榻

5 患者

6 局部线圈

7 局部线圈

8 匀场线圈装置

9 匀场线圈装置

10 坐标系

11 匀场线圈

12 导体环

13 补偿线圈

14 导体环

15 导体环

16 线圈平面

17 恒流源

18 Roi

19 对称中心

20 中线

21 中线

22 导体段

23 导体段

24 导体环

25 导体环

S1 对称轴

S2 对称轴

Claims (12)

1.一种用于磁共振装置(1)的匀场线圈装置(8,9)，包括至少一个通过至少一个导体环(12)形成的匀场线圈(11)和至少一个通过至少一个导体环(14,15,24,25)形成的补偿线圈(13)，其中，所述匀场线圈(11)和补偿线圈(13)布置在相同的线圈平面(16)中并且由所述匀场线圈(11)和补偿线圈(13)组成的整个装置关于第一中线(20)和第二中线(21)对称，所述中线(20,21)互相垂直并且处于所述线圈平面(16)中，并且其中，整个由所述补偿线圈(13)的导体环(14,15)包围的感应面积相应于整个由所述匀场线圈(11)的导体环(12)包围的感应面积，其中，所述匀场线圈和补偿线圈(13)串联连接并且具有相反的绕组方向。

2.根据权利要求1所述的匀场线圈装置，其特征在于，所述匀场线圈装置(8,9)用于装配和/或用于布置在局部线圈(6,7)内部。

3.根据权利要求1或2所述的匀场线圈装置，其特征在于，这样布置匀场线圈装置(8,9)，使得与第二中线(21)垂直的、包含了第一中线(20)的中心面包含所述磁共振装置(1)的对称中心(19)。

4.根据权利要求3所述的匀场线圈装置，其特征在于，所述线圈平面(16)包含对称中心(19)。

5.根据权利要求1或2所述的匀场线圈装置，其特征在于，所述匀场线圈(11)和/或补偿线圈(13)由至少一个可调的恒流源(17)馈电。

6.根据权利要求1或2所述的匀场线圈装置，其特征在于，所述补偿线圈(13)包括至少两个布置在所述匀场线圈(11)侧面的导体环(14,15)，和/或包括了至少两个同心的导体环(24,25)的补偿线圈(13)布置在匀场线圈(11)的导体环(12)的内部并且与匀场线圈(11)的导体环(12)同心地布置。

7.根据权利要求1或2所述的匀场线圈装置，其特征在于，所述匀场线圈(11)的导体环(12)沿着第一中线(20)的方向上的伸展大于所述补偿线圈(13)的导体环(14,15,24,25)沿着第一中线(20)的方向上的伸展。

8.一种局部线圈(6,7)，包括按照上述权利要求中任一项所述的匀场线圈装置(8,9)。

9.根据权利要求8所述的局部线圈，其特征在于，其被构造为颈部线圈或头部线圈。

10.一种磁共振装置(1)，包括按照权利要求8或9所述的局部线圈(6,7)。

11.一种用于放置按照权利要求1至2和5至7中任一项所述的匀场线圈装置(8,9)的方法，其中，这样来布置所述匀场线圈装置(8,9)，使得与第二中线(21)垂直的、包含了第一中线(20)的中心面包含磁共振装置(1)的对称中心(19)。

12.根据权利要求11所述的方法，其特征在于，这样进行布置，使得线圈平面(16)包含所述对称中心(19)。