CN105308472A - 磁共振成像梯度线圈 - Google Patents

磁共振成像梯度线圈 Download PDF

Info

Publication number
CN105308472A
CN105308472A CN201480034497.7A CN201480034497A CN105308472A CN 105308472 A CN105308472 A CN 105308472A CN 201480034497 A CN201480034497 A CN 201480034497A CN 105308472 A CN105308472 A CN 105308472A
Authority
CN
China
Prior art keywords
gradient coil
coil
magnet
magnetic
magnetic field
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201480034497.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN105308472B (zh
Inventor
J·A·奥弗韦格
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN105308472A publication Critical patent/CN105308472A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN105308472B publication Critical patent/CN105308472B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42Screening
    • G01R33/421Screening of main or gradient magnetic field
    • G01R33/4215Screening of main or gradient magnetic field of the gradient magnetic field, e.g. using passive or active shielding of the gradient magnetic field
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/381Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets
    • G01R33/3815Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using electromagnets with superconducting coils, e.g. power supply therefor
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06FELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F30/00Computer-aided design [CAD]

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Computer Hardware Design (AREA)
  • Evolutionary Computation (AREA)
  • Geometry (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
  • Architecture (AREA)
  • Software Systems (AREA)

Abstract

本发明提供一种用于磁共振成像系统(100、200)的磁梯度线圈(110)。所述磁梯度线圈为有源屏蔽式的,其中,所述磁梯度线圈能生成磁场(504)。所述磁场具有圆柱形对称轴(130)。所述梯度线圈具有与所述圆柱形对称轴平行的长度(132)。所述磁梯度线圈具有外表面(134)。所述磁场包括在所述外表面之外的外部磁场。所述外部磁场具有沿所述长度的至少四个区域(136、138、140、142),其中,所述磁场在所述降低场区域中的模数小于所述磁场沿所述长度的模数的平均。

Description

磁共振成像梯度线圈
技术领域
本发明涉及磁共振成像,尤其涉及磁梯度线圈的设计与构建。
背景技术
磁场被用于在磁共振成像中对齐原子的核自旋,作为用于产生患者身体内的图像的流程的一部分。该磁场被称作B0场。在MRI扫描器期间,由发射器或放大器以及天线生成的射频(RF)脉冲引起对局部磁场的扰动,并且能够被用于操纵核自旋相对于B0场的取向。对磁自旋的空间编码可以通过使用所谓的梯度线圈来完成,梯度线圈被用于在B0磁场上叠加磁场梯度。由核自旋发出的RF信号被接收器线圈探测到,并且这些RF信号被用于构建MRI图像。
被用于生成B0场的磁体通常使用超导线圈。由梯度线圈生成的磁场能够引起超导线圈内的涡流。这些涡流能够通过使用带有有源屏蔽的梯度线圈而得以避免或减小。美国专利US4733189公开了一种关于磁共振成像系统的梯度形成部件的有源屏蔽。根据JP2008-229360已知的有源屏蔽式梯度磁场线圈具有径向扩展并且具有三个纵向区域的场分布,泄漏梯度场在这三个纵向区域中扩展。
发明内容
本发明在独立权利要求中提供一种磁梯度线圈、一种磁体组件、一种磁共振成像系统以及一种磁梯度线圈的方法和设计。在从属权利要求中给出了实施例。
如本领域技术人员应认识到的,本发明的各方面可以被实现为装置、方法或计算机程序产品。因此,本发明的各方面可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例(包括固件、常驻软件、伪代码等等)或者组合了软件与硬件方面的实施例的形式,它们在本文中可以被统称为“电路”、“模块”或“系统”。此外,本发明的各方面可以采取计算机程序产品的形式,所述计算机程序产品被记录在具有被记录在其上的计算机可执行代码的一个或多个计算机可读介质中。
可以使用一个或多个计算机可读介质的任意组合。计算机可读介质可以为计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。本文中使用的“计算机可读存储介质”涵盖可以存储可由计算设备的处理器运行的指令的任意有形存储介质。计算机可读存储介质可以被称作计算机可读非暂态存储介质。计算机可读存储介质也可以被称作有形计算机可读介质。在一些实施例中,计算机可读存储介质也可以能够存储能够被计算设备的处理器访问的数据。计算机可读存储介质的范例包括,但不限于:软盘、磁性硬盘驱动器、固态硬盘、闪存、USB拇指驱动器、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、光盘、磁光盘、以及处理器的寄存器文件。光盘的范例包括压缩盘(CD)和数字通用盘(DVD),例如CD-ROM、CD-RW、CD-R、DVD-ROM、DVD-RW或DVD-R盘。术语计算机可读存储介质也指能够由计算机设备经由网络或通信链路访问的各种类型的记录介质。例如,数据可以通过调制解调器、通过因特网、或者通过局域网被检索。被记录在计算机可读介质上的计算机可执行代码可以使用任意合适的介质被传输,包括,但不限于无线、电话线、光纤线缆、RF等,或者前面这些的任意合适的组合。
计算机可读信号介质可以包括带有被记录在其中(例如在基带中或作为载波的一部分)的计算机可执行代码的被传播数据信号。这样的被传播信号可以采取多种形式中的任一种,包括,但不限于,电磁的、光学的、或者它们的任意合适的组合。计算机可读信号介质可以为不是计算机可读存储介质并且能够通信、传播或传输供指令运行系统、装置或设备使用或者结合指令运行系统、装置或设备使用的程序的任何计算机可读介质。
“计算机存储器”或“存储器”是计算机可读存储介质的范例。计算机存储器是可以处理器直接访问的任何存储器。“计算机存储设备”或“存储设备”是计算机可读存储介质的另外的范例。计算机存储设备是任何非易失性计算机可读存储介质。在一些实施例中,计算机存储设备也可以是计算机存储器,反之亦然。
本文中使用的“处理器”涵盖能够运行程序或机器可执行指令或计算机可执行代码的电子部件。对包括“处理器”的计算设备的引用应当被解释为可能包含多于一个处理器或处理核。处理器可以例如为多核处理器。处理器也可以指单个计算机系统内或分布在多个计算机系统间的处理器的集合。术语计算设备也应当被解释为可能指多个计算设备的集合或网络,每个计算设备均包括一个或多个处理器。计算机可执行代码可以由多个处理器运行,所述多个处理器可以在相同的计算设备内或者可以甚至被分布在多个计算设备间。
计算机可执行代码可以包括引起处理器执行本发明的方面的机器可执行指令或程序。用于执行本发明的各方面的操作的计算机可执行代码可以被写成一种或多种编程语言的任意组合,包括面向对象的编程语言,例如Java、Smalltalk、C++等等,以及常规流程编程语言例如“C”编程语言或类似的编程语言,并被编译成机器可执行指令。在一些实例中,计算机可执行代码可以为高级语言的形式或为预编译的形式,并且可以与飞行中生成机器可执行指令的解释器联合使用。
计算机可执行代码可以完全在用户的计算机上、部分地在用户的计算机上、作为独立的软件包、部分地在用户的计算机上并且部分地在远程计算机上、或者完全在远程计算机或服务器上运行。在后一种场景中,远程计算机可以通过任何类型的网络,包括局域网(LAN)或广域网(WAN),被连接到用户的计算机,或者可以进行到外部计算机(例如通过使用因特网服务提供商的因特网)的连接。
本发明的各方面是参考根据本发明的实施例的方法、装置(系统)以及计算机程序产品的流程图示和/或方框图来描述的。应理解,流程图、图示和/或方框图中的每个方框或方框中的一部分在适用时能够由为计算机可执行代码的形式的计算机程序指令来实施。还要理解,在互不排斥时,可以组合不同流程图、图示和/或方框图中的方框的组合。这些计算机程序指令可以被提供给通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理装置的处理器以产生机器,使得经由计算机或其他可编程数据处理装置的处理器运行的指令创建用于实施流程图和/或一个或多个方框图方框中指定的功能/动作的工具。
这些计算机程序指令也可以被存储在能够引导计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备以特定方式运行的计算机可读介质中,使得被存储在计算机可读介质中的指令产生包括实施在流程图和/或一个或多个方框图方框中指定的功能/动作的指令的制品。
计算机程序指令也可以被加载到计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备上以引起要在计算机、其他可编程装置或其他设备上执行的一系列操作步骤,以产生计算机实施的过程,使得在计算机或其他可编程装置上运行的指令提供用于实施在流程图和/或一个或多个方框图方框中指定的功能/动作的过程。
本文中使用的“用户界面”是允许用户或操作者与计算机或计算机系统进行交互的界面。“用户界面”也可以被称作“人机界面设备”。用户界面可以向操作者提供信息或数据和/或从操作者接收信息或数据。用户界面可以使得来自操作者的输入能够被计算机接收,并且可以向用户提供来自计算机的输出。换言之,用户界面可以允许操作者控制或操纵计算机,并且界面可以允许计算机指示操作者的控制或操纵的效果。数据或信息在显示器或图形用户界面上的显示是向操作者提供信息的范例。通过键盘、鼠标、轨迹球、触摸板、指点杆、绘图板、操纵杆、游戏手柄、网络摄像头、头戴式受话器、变速杆、方向盘、踏板、有线手套、跳舞毯、遥控器和加速度计对数据的接收都是使得能够从操作者接收信息或数据的用户界面部件的范例。
本文中使用的“硬件接口”涵盖使得计算机系统的处理器能够与外部计算设备和/或装置交互和/或控制外部计算设备和/或装置的接口。硬件接口可以允许处理器向外部计算设备和/或装置发送控制信号或指令。硬件接口也可以使得处理器能够与外部计算设备和/或装置交换数据。硬件接口的范例包括但不限于:通用串行总线、IEEE1394端口、并行端口、IEEE1284端口、串行端口、RS-232端口、IEEE-488端口、蓝牙连接、无线局域网连接、TCP/IP连接、以太网连接、控制电压接口、MIDI接口、模拟输入接口以及数字输入接口。
本文中使用的“显示器”或“显示设备”涵盖适合于显示图像或数据的输出设备或用户界面。显示器可以输出视觉、听觉和/或触觉数据。显示器的范例包括,但不限于:计算机监视器、电视机屏幕、触摸屏、触觉电子显示器、盲文屏幕、阴极射线管(CRT)、存储管、双稳态显示器、电子纸、矢量显示器、平板显示器、真空荧光显示器(VF)、发光二极管(LED)显示器、电致发光显示器(ELD)、等离子显示板(PDP)、液晶显示器(LCD)、有机发光二极管显示器(OLED)、投影仪以及头戴式显示器。
磁共振(MR)数据在本文中被定义为是在磁共振成像扫描期间由磁共振装置地天线对由原子自旋发出的射频信号记录下的测量结果。磁共振数据是医学图像数据的范例。磁共振成像(MRI)图像在本文中被限定为是对在磁共振成像数据内包含的解剖数据重建的二维或三维可视化。可以使用计算机来执行该可视化。
在一个方面,本发明提供一种用于磁共振成像系统的磁梯度线圈。所述磁梯度线圈为有源屏蔽式的。有源屏蔽式磁梯度线圈包括带有绕组的多个层,它们被用于定制由所述梯度线圈生成的磁场。一般合乎期望的是在正在对对象执行成像的区域中创建磁梯度场。来自所述梯度线圈的外部磁场可能干扰被用于生成被用于磁共振成像的主磁场或所谓的B0磁场的超导磁体。这样的磁耦合可能导致感应电流(其产生不想要的磁场)、发热,以及在极端的情况下,甚至是主场磁体的逐渐或突然失磁。
所述有源屏蔽式磁梯度线圈的屏蔽绕组被用于减小或消除由磁梯度线圈生成的在其之外的磁场。所述磁梯度线圈能生成磁场。所述主场磁体具有圆柱形对称轴。所述主(B0)场沿该对称轴的方向。所述梯度线圈被这样设计为在沿所述圆柱形对称轴方向的场分量中生成限定的梯度;出于磁通量守恒的原因,其他场分量也将存在。在一些实例中可以是,所述对称轴也是关于所述磁梯度线圈的壳体或箱体的机械对称轴;然而并不必须是这样。例如所述梯度线圈组件的内边界不需要为圆柱形。其可以为椭圆形、棱柱形或者可以在上或下的方向上不对称。所述梯度线圈具有与所述圆柱形对称轴平行的长度。本文中使用的长度简单地为在空间中的方向或路径。所述磁梯度线圈具有外表面。所述磁场包括在所述外表面之外的外部磁场。所述外部场具有沿所述长度的至少四个降低场区域,在所述降低场区域中的模数磁场小于所述磁场沿所述长度的模数的平均。换言之,如果一个人走到所述磁梯度线圈之外在所述梯度线圈的外部表面,并测量沿与所述圆柱形对称轴平行的有向路径的磁场,则将存在有沿所述长度的至少四个这样的区域,在所述区域中的模数磁场小于所述磁场沿所述长度的模数的平均。
常规的磁梯度线圈被设计为使得在所述磁梯度线圈之外的磁场在直接围绕所述梯度线圈的外边界的整个体积中减小。本发明的实施例被设计为使得仅在分立的位置中存在降低场区域。这些降低场区域可以被排成一行或与所述主磁体中的线圈对齐。通过考察在所述磁梯度线圈之外的磁场,区分根据一实施例N1为0的磁梯度线圈是直截了当的。本文中描述的这样的磁梯度线圈可以具有几个不同的优点。首先,实质上允许磁场在所述主磁体中的线圈能够位于其中的位置之间扩展。这使得所述磁梯度线圈更为有效,同时仍减少不想要的与所述主磁体的磁耦合。这也使得能够使用具有减小的功率要求的电源。功率要求上的减小也使得能够使用具有减小的功率要求和/或功率消耗的磁梯度线圈电源。
本文中使用的磁梯度线圈涵盖用于在执行磁共振成像时将所谓的梯度磁场叠加在成像区或成像区域上的一个或线圈。所述磁梯度线圈被用于对核自旋进行空间编码,使得能够重建空间分辨的图像。对“梯度线圈”或“一个梯度线圈”的引用应当被解释为是一个或多个梯度线圈或者一组梯度线圈。多个梯度线圈被用于磁共振成像系统中以执行在三个维度上的空间编码。针对圆柱形磁体,对称轴被称作z-轴。z-梯度线圈执行沿z-轴的编码。另外两个梯度线圈通常被用于生成沿x-轴和y-轴的梯度。这另外两个轴通常被选择为使得它们正交于彼此并且正交于z-轴。对应于x-轴和y-轴的梯度线圈通常分别被称作x-梯度线圈和y-梯度线圈。实施例包括用本文中描述的梯度线圈代替一个或多个常规梯度线圈。x-梯度线圈、y-梯度线圈和z-梯度线圈中的每个将具有其在梯度线圈或梯度线圈组件中的单独的层。
在一个范例中,x-梯度线圈、y-梯度线圈和z-梯度线圈是根据一实施例来构建的。在另一范例中,x-梯度线圈和y-梯度线圈是根据一实施例来构建的并且z-梯度线圈是常规的有源屏蔽式梯度线圈。
在另一实施例中,沿长度测量的降低场区域中的每个的线性范围为在两个相邻的降低场区域之间的距离的至少10%。这是有益的,因为降低场区域实际上为大的体积,并且并不简单地为在其中场强减小的单个点。
在另一实施例中,外部场在降低场区域中的任一个内的模数比所述磁场沿长度的平均的模数小至少2.5倍的因子。该实施例可以是有益的,因为场的降低减小了在磁梯度线圈与主磁体中的线圈之间的耦合。
在另一实施例中,在降低场区域中的任一个内的模数外部磁场比模数磁场沿长度的平均小至少5倍的因子。
在另一实施例中,外部场在降低场区域中的任一个内的模数比磁场沿长度的模数的平均小至少10倍的因子。
在另一实施例中,外部场在降低场区域中的任一个内的模数比磁场沿长度的模数的平均小至少20倍的因子。
在备选的实施例中,外部场在全部降低场区域内的模数比磁场沿长度模数的的平均小至少20、10、5或2.5倍的因子。
在另一实施例中,所述梯度线圈具有内导电层和外导电层。所述内导电层和外导电层由线圈形成。所述内导电层包括串联连接的第一组分立电流回路,并且所述外导电层包括串联连接的第二组分立电流回路。所述第一组被串联连接到所述第二组。
在另一实施例中,所述磁梯度线圈包括执行三维空间编码的三个不同的梯度线圈。全部三个梯度线圈的降低场带符合并且对应于超导磁体的初级线圈的典型位置。这些初级线圈例如可以为被用于磁共振成像的超导全身磁体的初级线圈。
在本发明的另一方面中,提供了一种用于磁共振成像系统的磁体组件,所述磁体组件包括根据本发明的实施例所述的有源屏蔽式梯度线圈以及磁体。所述磁体为带有多个超导线圈的超导磁体。所述磁体为无致冷剂磁体(意味着磁体的节段没有被浸没在大体积的液氦中而是通过与有源制冷机的热接触来冷却,并且在主磁体的节段之间的空间不包含大量的导电性材料,例如包含氦浴冷却的磁体的罐)。
无致冷剂磁体可以被视为不使用大量液体致冷剂的磁体。
无致冷剂磁体使用低温绝缘系统以能够将磁体冷却到(在其使用常规的低温超导体时)约4开尔文的温度并且在使用高温超导体的情况中可能是30-50K。低温绝缘包括外真空容器,其完全包围磁体,实现了在冷物质周围具有非常低压力的绝缘真空。绝缘还以在真空空间之内的至少一个辐射屏蔽物为特征,该辐射屏蔽物具有拦截来自所述真空容器的暖表面的辐射热的功能。通过将该辐射屏蔽物热连接到制冷机,将几乎全部的该辐射热从所述系统移除。所述屏蔽物然后提供面向所述磁体的冷的内部分的冷表面,该冷表面辐射比室温壁少得多的热。常规的(浴冷却)磁体通常在围绕磁体线圈的罐中包含1000-2000升液氦。无致冷剂磁体能够利用几升的氦储量工作。
存在从关于每个降低场区域以同轴为中心的多个超导线圈中选择的超导线圈。换言之,所述超导线圈中的线圈被对齐或被定位在降低场区域中。这是有益的,因为所述磁场能够在所述磁体的超导线圈之间扩展,然而尽管如此,在所述磁梯度线圈与所述超导磁体的所述多个线圈之间存在有减小的耦合。
如果所述磁共振成像磁体(所述磁梯度线圈是针对其而被设计的)具有镜面对称性,则降低场区域的模式也具有镜面对称性或者相对于Z0平面的反对称性,其中Z为所述磁体的磁场的对称轴。
在另一实施例中,所述磁体包括暖膛管和辐射屏蔽。所述辐射屏蔽包括在所述暖膛管与所述多个超导线圈之间的所述辐射屏蔽的内圆筒。
在另一实施例中,所述暖膛管和所述辐射屏蔽的所述内圆筒为非导电性的,或者具有在所述圆筒的方位角方向上比在所述圆筒的轴方向上高得多的电阻抗。该实施例可以是有益的,因为这将使得所述磁场能够穿透所述暖膛管以及所述辐射屏蔽的所述内圆筒。
在另一实施例中,所述内圆筒由电介质形成。
在另一实施例中,所述辐射屏蔽的所述内圆筒由具有沟槽的导电材料形成,该沟槽能阻挡由所述磁梯度线圈的所述外部磁场生成的涡流。这是有益的,因为所述辐射屏蔽能够由高导热材料(例如金属)制成,然而其将仍允许磁场穿过它。例如,平行于磁体或梯度线圈的轴的中心的一系列狭缝切口将实现该目的。
在另一实施例中,所述辐射屏蔽的所述内圆筒由电介质形成。
在另一实施例中,所述暖膛管包括所述磁梯度线圈。该实施例可以是有益的,因为所述梯度线圈被用于形成所述暖膛管。这消除了一个部件。
在另一实施例中,所述磁体为无致冷剂磁体。无致冷剂磁体为没有液氦的磁体。MRI磁体的超导绕组没有包围在导电性氦罐中而是被真空围绕。所述磁体的线圈借助于热传导或者利用冷却管中的循环气体和/或液体被冷却。这些冷却管可以被连接到制冷机。在另一种情况中,所述磁体可以借助于氦浴被冷却,但在一种情况中氦罐可以具有将液氦与绝缘真空分开的非导电性内圆筒。
在另一实施例中,所述梯度线圈能产生外部磁体场,使得所述外部磁场在每个超导线圈之间扩展。这是有益的,因为其减少了用于为所述磁梯度线圈供电所需要的能量的量。
在另一方面中,本发明提供一种磁共振成像系统,其包括根据本发明的实施例的磁体组件。
在另一方面中,本发明提供一种使用磁性设计软件来设计用于磁共振成像系统的磁梯度线圈的方法。本文中使用的磁性设计软件涵盖这样的软件,其接受对所生成的磁场的约束条件作为输入并将该信息用于计算绕组的位置,以生成对磁梯度线圈的设计。这样的磁性设计软件的使用通常是由磁共振成像系统的设计者使用的。这样,所述设计磁梯度线圈的方法通过以与通常执行的不同的方式限定约束条件而实质上区别于已知的方法。
所述方法包括限定对应于所述梯度线圈的内导电层和外传导性层的圆柱形表面或网格的步骤。任选地,该步骤可以包括限定连接所述内导电层和所述外导电层的导电凸缘区域。所述方法还包括限定约束条件并将具有预定线性度的磁场梯度强制在所述梯度线圈之内的成像体积内。所述磁梯度线圈具有外表面。所述方法还包括限定针对围绕所述外表面的外磁场约束限制,使得存在有对应于超导磁体的超导线圈的位置的至少四个降低场区域。
备选地或者包括该步骤,在限定针对在这些环中感应的电流或由这些减小的电流引起的耗散的约束中,也可以包括限定在降低场区域的位置处充当无源传导性环的表面。前面三个步骤限定了用于找到在内场和外场生成表面中满足全部约束并且具有最小磁储存能量和/或磁储存能量的耗散的电流分布的优化问题。所述方法还包括求解所述优化问题。这例如将由磁性设计软件自动执行。
所述方法还包括将作为优化的结果获得的连续流函数转化成分立的电流回路的模式。所述流函数为表面上的标量,其具有这样的性质:流函数值在任意两个点之间的差为经过这两个点之间的电流的量。具有某个恒定步长的流函数的等值轮廓线绘图产生分立的绕组的形状,每个绕组均携带与该步长相等的电流。在2003年的博士论文:G.N.Peeren,StreamFunctionApproachForDeterminingOptimalSurfaceCurrents,Ph.D.Thesis,TechnischeUniversiteitEindhoven,中描述了流函数的理论。
这些连续流函数能够被近似为分立的电流回路的模式。该步骤也包括串联连接这些分立的电流回路以限定梯度线圈设计。
在另一实施例中,所述方法还包括根据所述梯度线圈来设计制作所述梯度线圈的步骤。该步骤与其他方法步骤组合可以被视为是生产磁梯度线圈的方法。
电流回路模式例如可以被生产为线绕式、基于印刷电路的,或者铜片冲孔式线圈零件。
要理解,本发明的前述实施例中的一个或多个可以被组合,只要所组合的实施例互不排斥。
附图说明
下文中,将仅通过举例的方式,并参考附图来描述本发明的优选的实施例,附图中:
图1示出了磁共振成像系统的截面图和功能视图的范例;
图2示出磁共振成像系统的截面图和功能视图的另外的范例;
图3示出了图示设计磁梯度线圈的方法的流程图;
图4示出了将磁梯度线圈限定为两层的网格,并且标记的较小的圆筒表示针对超导磁体的线圈限定的网格;
图5示出了示出放松外部场的典型范例解的范例;
图6示出了储存的能量对线圈外径的图;
图7示出了针对图6的状况的相同绘图,但是示出的是耗散能量而非储存能量;
图8示出了在由超导线圈限定的磁体的模型中的磁场轮廓;
图9针对外径415和425mm,被部分或完全屏蔽的梯度线圈的储存能量对内径;
图10示出了能量耗散对内径;
图11示出了对如图5中示出的线圈几何学的可视化;
图12示出了内导电层的导线图案;并且
图13示出了外导电层的导线图案。
附图标记列表:
100磁共振成像系统
102磁体
104磁体的膛
106低温恒温器
108超导线圈
110磁梯度线圈
112磁梯度线圈电源
114成像区
116射频线圈
118射频收发器
120对象
122对象支撑体
130圆柱形对称轴
132平行于轴130的长度
134磁梯度线圈的外表面
150计算机系统
152硬件接口
154处理器
156用户接口
158计算机存储设备
160计算机存储器
162脉冲序列
164磁共振数据
166磁共振图像
168控制模块
170图像重建模块
200磁共振成像系统
202真空
204辐射屏蔽物
206暖膛
208辐射屏蔽物的内圆筒
400限定梯度线圈的网格
402限定超导线圈的网格
500内导电层
502外导电层
504磁场的扩展
600线圈的外径[m]
602储存的能量[任意单位]
604被完全屏蔽的梯度线圈
606屏蔽被成形为避开超导线圈
702能量耗散[任意单位]
800磁场轮廓
900内径[m]
1200导线图案
1300导线图案
具体实施方式
在这些附图中,相同附图标记的元件是等价的元件或执行相同的功能。如果功能等价,则在较后的附图中将不必讨论之前已讨论过的元件。
图1示出磁共振成像系统100的截面图和功能视图。磁共振成像系统100被示为包括磁体102。图1中所示的磁体102为圆柱型超导磁体。磁体102具有穿过其中心的膛104。然而,其他磁体也适用于本发明的实施例。磁体102具有低温恒温器106。在低温恒温器106之内,存在有超导线圈108的集合。超导线圈108并未被包围在导电性氦罐中。氦罐具有非导电性内圆筒——将液氦与绝缘真空分开,或者磁体的线圈借助于热传导或循环气体被冷却。作为备选或额外的特征,冷却管中小量的气态或液氦可以被用于冷却超导线圈,其中冷却管被连接到制冷机。图1中并未示出磁体的全部细节。
在磁体的膛内,存在有磁场梯度线圈110,其被用于采集磁共振数据,以对磁体102的成像区114内的目标进行空间编码。磁场梯度线圈110被连接到磁场梯度线圈电源112。磁场梯度线圈110旨在是代表性的。通常,磁场梯度线圈包含三组独立的线圈,用于在三个正交的空间方向上进行空间编码。成像区114定位于磁体102的中心。
邻近成像区114的是射频线圈116,其用于操纵成像区114内的磁自旋的取向以及用于接收来自也在成像区114内的自旋的射频发射。射频线圈116被连接到射频收发器118。射频线圈116和射频收发器118可以被分开的发射和接收线圈以及分开的发射器和接收器代替。要理解,射频线圈116和射频收发器118代表不同的可能。
对象120也被定位于磁体的中心内。对象120被示为躺在对象支撑体122上。虚线130表示圆柱形对称轴。其可以是磁梯度线圈110和/或磁体102的对称轴。在该情况中,轴130关于磁体102和磁体梯度线圈110两者的壳体对称。线132为平行于沿磁梯度线圈134的外表面延伸的轴130的有向路径或长度。存在有将磁体102和梯度线圈134划分成一系列节段的虚线。这些节段被标记为135、136、137、138、139、140、141、142和143。区域136、138、140和142为所谓的降低场区域。沿路径132的磁场小于沿整个路径132的平均。区域135、137、139、141和143为较高场区域,并且来自梯度线圈110的磁场被允许扩展到这些区域中。
射频收发器118和磁场梯度线圈电源112被示为被连接到计算机系统150的硬件接口152。计算机系统150使用处理器154来控制磁共振成像系统100。
图1中所示的计算机系统150为代表性的。多个处理器和计算机系统可以被用于代表由该单个计算机系统150图示的功能。计算机系统150包括硬件接口152,其允许处理器154向磁共振成像系统100的部件发送和接收消息。处理器154也被连接到用户接口156、计算机存储设备158以及计算机存储器160。
射频收发器118和磁梯度线圈电源112被连接到计算机系统150的硬件接口152。[自我提醒:在这里插入针对计算机的标准文本]。计算机存储设备158被示为包含脉冲序列。
计算机存储设备158被示为包含脉冲序列162。脉冲序列162是可以被用于生成用于控制磁共振成像系统100的操作以采集磁共振数据的命令的一系列命令或信息。计算机存储设备也被示为包含使用脉冲序列162采集的磁共振数据164。计算机存储设备158也被示为包含从磁共振数据164重建的磁共振图像166。
计算机存储器160被示为包含控制模块168。控制模块168包含使得处理器154能够控制磁共振成像系统100的操作和功能的计算机可执行代码。这包括使用脉冲序列162来采集磁共振数据164。计算机存储器160还被示为包含图像重建模块170。图像重建模块包括使得处理器154能够在磁共振数据164上执行数学函数以重建磁共振系统166的计算机可执行代码。
图2示出了与图1中所示类似的磁共振成像系统200,然而在该范例中示出了磁体102的更多细节。在该图中梯度线圈也被用作暖膛206。
超导线圈的系统被处于室温的外真空容器包围。在外真空容器之内为真空区域202。超导线圈108被定位在真空202之内,并且各自通过被连接到冷却或制冷系统的液体或气体冷却系统被冷却。该磁体102具有由磁梯度线圈110形成的暖膛206。在连接线圈108、暖膛206与磁体102的壁之间存在有辐射屏蔽物204。在暖膛206与超导线圈108之间存在有辐射屏蔽物的内圆筒208。暖膛206和辐射屏蔽物208的内径两者均能允许来自梯度线圈110的磁场穿过它。这可以通过使用介电材料或者尤其地在辐射屏蔽物208的内圆筒的情况中使用导电材料来实现,但在导电材料切出沟槽以允许磁场扩展到较高场区域135、136、139、141和143中。
图3示出了图示设计磁梯度线圈的方法的流程图。步骤300为限定对应于梯度线圈的内导电层和外导电层的圆柱形表面或网格,以及任选地限定连接内导电层和外导电层的传导性凸缘区域。接下来在步骤302中,定义将具有预定线性度的磁梯度场强制在梯度线圈之内的成像体积内的约束。成像体积可以是成像区。磁梯度线圈具有外表面。接下来在步骤304中,限定限制围绕外表面的磁场的约束,使得存在有对应于超导磁体的超导线圈的位置的至少四个降低场区域。这是任选地执行的,或者限定在降低场区域的位置处充当无源传导性环的表面,以及限定针对在这些环中感应的电流或由这些感应电流引起的耗散的约束。
步骤300、302和304限定了用于寻找在内和外场生成表面中满足全部约束并且具有最小磁储存能量和/或耗散的电流分布的优化问题。这些内和外场生成表面然后将被生成到电流环路设计中。接下来在步骤306中,使用磁性设计软件求解该优化问题。并且最后在步骤308中,将获得的限定在内和外场生成表面中的电流分布的连续流函数——其被确定为优化模式的结果——转化成分立的电流环路的模式,并将这些电流环路串联连接以限定梯度线圈设计。在内和外场生成表面中的电流分布由连续流函数限定。
有源屏蔽梯度线圈仅位于超导磁体节段的位置处,使外部场在这些节段之间的区域中不受约束,可以使梯度系统的效率相比于完全有源屏蔽式配置改善两倍。这使得能够使用类似于(现在正被开发用于窄膛低成本扫描器的)无致冷剂磁体的磁体地建立宽膛系统。有源屏蔽式梯度线圈由于场能量中的大多数位于在原绕组与屏蔽绕组之间的区域中,而固有地低效率。
允许场扩展到外部空间中使得线圈更为有效,但会导致不想要的与主磁体的磁耦合。这样的不想要的耦合可以通过使用本文公开的线圈设计而得以避免。
梯度线圈的外部场仅在主磁体的超导线圈节段定位于其中的地方被屏蔽,并且自由扩展到在磁体绕组之间的空间中的磁体环境中。
能够通过在传导性圆筒中提供大量轴向中断,使辐射屏对AC磁场透明。磁体膛能够由非传导性材料制成;任选地梯度线圈能够充当低温恒温器膛管。效率上的改善能够被用于增大患者膛。与700mm直径的患者空间并且与在10mT/m时小于5焦耳的储存能量相容的梯度线圈能够被装在具有886mm的线圈ID的磁体里面。当使用常规的梯度线圈时,该尺寸的磁体将对窄膛扫描器而言刚好足够大。外部场成形概念能够但不需要与内梯度绕组的非圆柱形形状组合。该概念也能够被用于减小针对窄膛扫描器的磁体的直径和成本。当被应用于z-梯度时,外部场必须被成形为使得没有净通量被耦合到主磁体节段中。
如果超导磁体没有被包围在充满液氦的常规的罐中,并且如果在磁体节段之间没有其他导电性圆筒,则梯度线圈的外部场需要仅在磁体绕组的位置处被约束。利用合适的梯度设计工具,有可能利用这一点并且生成梯度的场在这些磁体节段之间“涌出(bubbleout)”的梯度设计。本文中描述的模拟的结果是,梯度线圈的效率能够被改善1.5-2倍。该增益能够被用于减小在梯度线圈的初级线圈与屏蔽线圈之间的距离,这减小了在梯度线圈之外的磁体的大小和成本,或者以恒定的磁体直径增大了患者膛。
超导线圈的节段可以被再次优化,以使外部梯度场要穿过的空间最大化,但这是直接磁体设计的问题。
要被用于该概念的梯度线圈具有不同的形状,但能够使用与现在的产品中使用的常规有源屏蔽式梯度线圈相同的技术来构建。
1、引言
全身MR系统中的梯度系统是系统中主要的成本动因之一。其被挤入在具有RF系统的患者空间与主场磁体之间,并且优化这些(较大的膛、较小较便宜的磁体)中的任一个都会抬高梯度系统的成本和复杂度。常规的有源屏蔽式梯度线圈占据如此大空间的原因之一在于以下事实:电流设计追求减小梯度线圈的外部磁场与超导磁体及其低温恒温器的相互作用。从梯度管的外表面逃脱的任意场都将在低温恒温器的导电性圆筒中感生涡流,并且超导磁体绕组中的场调制将引起在冷物质中增加的耗散。如果有可能离开有源屏蔽层;初级梯度绕组就能被定位于低温恒温器的内膛附近。然而,这样的未屏蔽的梯度线圈会在常规的氦浴冷却的MRI磁体的低温环境中创建多得多的场。
1.1、目标
已执行了模拟以查明放松对梯度线圈的外部场要求是否有意义,仍保持其与超导主场磁体的绕组解耦,但允许在这些绕组节段之间的空间中的场。针对找到的解决方案,计算梯度线圈的关键性质(储存能量、耗散),并将其与使用常规方法和要求设计的等价梯度线圈的相同参数进行比较。
2、模拟模型和方法
以通常的方式将梯度线圈建模为两个同心圆柱形网格。在全部模拟中,通过在椭圆形体积(其在径向方向上延伸450mm并且在z-方向上延伸360mm)上的一组约束点来定义在线圈之内的场质量,在10mT/m的梯度强度时与线性梯度场的最大偏差为0.3mT。通过将10mm直径处的二次表面中的感应电流限制在外梯度层之外,以常规方式对完全杂散场补偿的参考情况进行建模。针对放松杂散场模型,超导磁体中的节段被建模为覆盖超导体束的外边界的环形二次表面。(壁厚1mm,电阻率10-9欧姆.米)。磁体为小膛1.5T磁体设计的改良版(暖膛~820mm),具有线圈节段的较小的长度/厚度比率。该改变增大了导体上的峰值场但对导体的量没有大的影响。针对梯度线圈的外径的每个值,生成新的磁体。图4中示出模型几何学的范例。
图4示出将磁梯度线圈限定为两层的网格400,并且被标记为402的较小的圆筒表示针对超导磁体的线圈限定的网格。
将梯度线圈的外部场保持在被超导线占据的体积外的目标已被建模为将场的法向分量限制在曲面线体积的全部边界表面上的约束。实现该目标的较为简单的方式是将耗散限制在线圈的表面边界中。这通过将重的权重因数放在该耗散对成本函数的贡献上并且通过使整体优化超着使耗散最小化偏置来完成。
图5示出了放松外部场的典型范例解的范例。环形线指示电流环路并且502表示磁梯度线圈的外导电层。被标记为108的圆筒再一次是超导磁体的部分,并且通过磁性设计软件计算的解被示于内导电层500、外导电层502和超导线圈108之上。可见,存在有磁场504在超导磁体的相邻导体之间的扩展。
图5中示出具有放松外部场约束的解的典型范例。屏蔽线圈中的电流模式与经典有源屏蔽式线圈的相似,但绕组的形状已变得更加不规则。图5中示出的场图清楚地展示出场凸出到线圈节段之间的空间中。如将在下一段更详细地示出的,放松外部场强烈地减少了梯度线圈中的储存能量和耗散两者。通常,针对放松屏蔽的情况,两个数字至少低1.5的因子。
利用模拟中使用的约束,磁体节段中的典型耗散大致为0.5W或更少(针对10mT/mRMS,100%占空比)。线圈的边界被建模为在液氦温度的1mm厚的铜片,电阻率10-9欧姆-米。如果真实磁体的节段被封闭在这样的铜衬垫中(以使得不形成闭合导电回路的方式),则耗散能够被保持在制冷机的冷却范围内。
3、参数研究的结果
原则上,能够以两种方式使用得自放松外部场约束的在效率上的增益。能够以患者膛的恒定大小而减小系统的外部尺寸,或者能够以磁体的恒定大小而增大患者膛。两种途径均在该研究中得到探讨。
3.1、以600mm患者膛压缩磁体
针对具有325mm的内径的梯度线圈,线圈的外径在360与425mm之间变化。结果示于图6和图7中。有源屏蔽指定常规的完全屏蔽的梯度线圈,有源成形针对在其中场被成形为避开磁体绕组的线圈是短的。
图6示出储存的能量600对线圈外径602的图。线圈外径以米为单位给出并且储存能量为任意单位。这是针对以常规方式被屏蔽的完全屏蔽的梯度线圈604对场成形梯度线圈的范例示出的。场成形的梯度线圈形状可操作为生成避开超导线圈的磁场。可见,储存的能量针对场成形显著更低。
图7示出了针对图6的状况的相同绘图,但是示出的是能量耗散702而不是储存能量。再一次可见,场成形的梯度线圈606具有比完全屏蔽式线圈604显著更少的能量耗散。图6和图7图示了本文中所述的磁梯度线圈与常规的磁梯度线圈相比能够大大减少储存的能量和耗散的量的范例。
图6和图7清楚地示出了有源屏蔽式成形代替完全屏蔽造成比完全有源屏蔽式线圈显著更有效的线圈。储存的能量上的差异在整个线圈尺寸的范围上大致为1.5的因子;不完美屏蔽的优点在减小线圈的外径方面有所增加。图3示出有可能将磁体的直径减小约100mm,直到放松梯度设计的储存的能量达到完全屏蔽的线圈的水平。
通过在线圈设计上放松外部屏蔽要求,耗散也减少了1.5的因子;该比率随着线圈的外径减小而增大。耗散值是由建模器针对2mm铜厚度的电流模式计算的那些。
3.2、针对部分屏蔽的梯度的磁体
在全部随后的模拟中,线圈内径被设定为443mm并且线圈配置保持不变。图8中示出在这些模拟中使用的磁体。其为经典的6+2配置,具有在变形椭圆形(其在横向方向上延伸430mm并且在轴向方向上延伸360mm)内的良好均一性。
图8示出由超导线圈108限定的磁体的模型中的磁场轮廓800。图8示出具有443mm内线圈直径的主场磁体,轮廓为3、10、30和100uT。梯度模拟示出,为超导节段的确切位置对利用在这些线圈之间的空的空间的梯度设计的可行性并没有显著影响。对于该途径的成功而言更为重要的是磁体绕组的形状:当磁体绕组具有接近方形的横截面时(除了端部线圈,这些端部线圈能够具有高的纵横比)获得最佳梯度设计。
3.3、小膛磁体之内较宽的膛梯度线圈
利用增大的直径和415mm的恒定外径模拟一系列梯度线圈。这些线圈中最小的对应于600mm患者膛,最大的将接近对宽膛系统而言足够大。为了比较,也模拟了等价的完全有源屏蔽式梯度(具有为416mm的外径)。类似于前面所见的,当压缩梯度线圈时,有源屏蔽式成形的潜在优点增大。
该图示出,即使针对该系列中最大的线圈,线圈的效率也将类似于常规设计。预测的耗散较高,但将仍在可接受的水平。图9和图10还包含针对具有为425mm的外径的线圈的几个点。使外层线圈靠近磁体仅略微改善了储存的能量,但对耗散有显著影响。
图9和图10示出了针对利用增大的内径和为415mm的恒定外径模拟的一系列梯度线圈的一些模拟的结果。图9示出储存的能量602对内径900。内径以米为单位并且储存的能量602为任意单位。图10示出耗散对内径。内径再一次被标记为900并且以米为单位,并且耗散702为任意单位。这些绘图是针对为415mm的恒定外径902示出的,并且在几种情况中也针对为425mm的外径得以示出。被标记为906的曲线示出针对完全有源屏蔽式结果。被标记为908的点示出具有凹陷的内层线圈。图9示出了针对外径415(425)mm和磁体直径443mm,部分和完全屏蔽的梯度线圈的储存的能量对内径。点:具有凹陷的内层线圈,360/380mm,或者425mm,凹陷长度600mm。
图10示出了在部分和完全屏蔽式梯度线圈中的耗散对内径,与图9相同的几何配置。
在全部模拟中,所预测的在主磁体节段中的耗散保持为针对1mm冷铜在0.5W以下。当梯度系统的外径增大时,所预测的在磁体中的耗散并无大的改变。
3.4、场和导线图案
在图2中示出部分屏蔽式梯度线圈的外部场的典型范例。场被很好地约束在主磁体线圈对区域中,并且在线圈之间的空间中向外扩展。图11,下方,是对在分立到250个安培导体中之后的相同线圈几何配置和场数据的另一可视化。在穿过系统的z-轴的倾斜平面中,场在磁体线圈中也是小的并且在磁体线圈之间要大得多。这里,场也具有方位角分量;通量部分地被承载通过z=0平面周围,部分地通过x=0平面。该方位角取向的返回场的重要结果在于,当经由回路膛-端部_凸缘1-外卷曲-端部_凸缘2绕系统一次时,辐射屏蔽不应当形成闭合回路。该要求也适用于在冷物质之内的内部线路。
图11示出对如图5中所示的线圈几何配置的可视化。在图11中,梯度内径为370mm,外径为425mm,磁体内径443mm。
在图12和图13中示出了对应于该线圈的扁平导线图样。即使利用非常小量的匝数,外部场也准确地遵循在连续电流分布中建立的轮廓。利用对操作电流的该选择,该线圈的电感将为155微亨。
图12示出导电层500的导线图样1200。导电层500为圆柱形,因此图12示出平面布局的导线图样1200。类似地,图13示出外导电层502的导线图样1300。
3.5、凹入的初级线圈选项
线圈的内径的进一步增大将驱动可能比期望的更高的耗散。进一步增大患者膛的一种方式将是在初级线圈中提供凹陷,并将RF线圈定位在该凹陷中。图9和图10也包含针对具有内层凹陷的梯度线圈的一个数据点,该内层凹陷将允许患者膛空间的进一步增大。凹陷具有20mm的深度和600mm的总长度(允许长的且良好质量的RF线圈)。大体上,有源屏蔽成形概念能够与所有其他方法进行组合(包括非圆柱形和/或不对称横截面的内层膛)以改善梯度效率。
3.6、Z-梯度线圈
z-梯度线圈一般要远比横向线圈更为有效,因此优化其效率的试图较不紧迫。已完成了几个简单的模拟来看看不完全的屏蔽对该通道是否也有效。针对这些线圈放松外部场必须小心进行,因为z-梯度能够变得感应耦合到主磁体的节段。如果梯度线圈引起在主线圈的节段中的任一个中的净通量,则这能够导致在梯度线圈被切换时大的感应电压。因此,除了使在主磁体绕组的场最小化之外,具有放松的外部场屏蔽的z-梯度系统也必须满足与每个磁体节段的互感接近于零的要求。在与具有内径370mm、外径425mm以及磁体直径435mm的横向磁体的相同的网格上生成部分屏蔽的z-梯度线圈。在图10中示出得到的线圈。轮廓线示出场的模数,轮廓步长大小0.1mT(10mT/m)。该线圈将具有为2.8J的储存的能量(在10mT/m250A时90微亨)。所预测的磁体中的耗散小于100mW。这足够好以具有能够将合适的z-梯度并入该概念的置信,而不引入任意额外的技术困难。
4、针对实际实施的考虑
主要差异将出现在超导磁体中以及在磁体与梯度线圈之间的界面中。为了方便概念工作,磁体节段优选地在z-方向上短,提供在其之间的最大自由空间。磁体的支撑结构优选地不支持涡流。由于将总是存在有一些残留的外部梯度场,因此磁体绕组需要铜或铝衬垫(其将有可能无论如何都在那里)以保持磁体节段处于操作温度。导电衬垫优选地应当完全包围线圈。
辐射屏蔽和磁体膛管必须被做成使得它们不支持涡流。针对室温的膛,这能够使用可获得的技术来完成:在1989年之前我们拥有的全部磁体都具有玻璃纤维增强的塑料膛管。针对该壁的一个选项将是利用梯度线圈的外圆筒作为外真空容器的内壁。前一章的参数分析显示,较厚的壁的膛管之内分开的梯度线圈的不利后果并不明显。非传导性磁体膛的有益的副作用在于,其中不能够感应涡流。这有可能减小由系统生成的声学噪声。
在轴向方向上具有良好的导热率但在方位角方向上具有高的热阻和电阻的狭缝辐射屏蔽能够由两个2-3mm厚板的狭缝模式制成,它们以这样的方式被胶粘在一起,使得传导性元件主要取向在轴向方向上。然后将传导性带交替地连接到一个端部凸缘或者当它们在沿长度的某处具有中断时连接到两个端部凸缘。
尽管已经在附图和前文的描述中详细图示并描述了本发明,但要将这样的图示和说明视为说明性或示范性的,而非限制性的;本发明不限于所公开的实施例。
本领域技术人员在实践要求保护的发明时,通过研究附图、公开内容和所附权利要求,能够理解并实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求书中,词语“包括”不排除其他元件或步骤,并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以实现权利要求中记载的若干项的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施,但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。计算机程序可以被存储/分布在合适的介质上,例如与其他硬件一起或作为其他硬件的部分供应的光学存储介质或固态介质,但是也可以被分布为其他形式,例如经由因特网或者其他有线或无线电信系统。权利要求中的任何附图标记均不应当被解释为对范围的限制。

Claims (15)

1.一种用于磁共振成像系统(100、200)的磁梯度线圈(110),其中,所述磁梯度线圈为有源屏蔽式的,其中,所述磁梯度线圈能生成磁场(504),其中,所述磁场具有圆柱形对称轴(130),其中,所述梯度线圈具有与所述圆柱形对称轴平行的长度(132),其中,所述磁梯度线圈具有外表面(134),其中,所述磁场包括在所述外表面之外的外部磁场,并且其中,所述外部磁场具有沿所述长度的至少四个降低场区域(136、138、140、142),所述磁场在所述降低场区域中的模数小于所述磁场沿所述长度的模数的平均。
2.如权利要求1所述的磁梯度线圈,其中,沿所述长度测量的所述降低场区域中的每个的线性范围为在两个相邻的降低场区域之间的距离的至少10%。
3.如权利要求1或2所述的磁梯度线圈,其中,以下中的任一种:
所述外部磁场在所述降低场区域中的任一个内的模数比所述磁场沿所述长度的模数的平均小至少2.5倍的因子,
所述外部磁场在所述降低场区域中的任一个内的模数比所述磁场沿所述长度的模数的平均小至少5倍的因子,
所述外部磁场在所述降低场区域中的任一个内的模数比所述磁场沿所述长度的模数的平均小至少10倍的因子,以及
所述外部磁场在所述降低场区域中的任一个内的模数比所述磁场沿所述长度的模数的平均小至少20倍的因子。
4.如权利要求1、2或3所述的磁梯度线圈,其中,所述梯度线圈具有内导电层(500)和外导电层(502),其中,所述内导电层包括串联连接的第一组分立的电流回路(1200),并且其中,所述外导电层包括串联连接的第二组分立的电流回路(1300),并且其中,所述第一组被串联连接到所述第二组。
5.如前述权利要求中的任一项所述的磁梯度线圈,其中,所述梯度线圈包括三个正交的梯度线圈,其中,所述正交的梯度线圈的所述降低场区域与超导磁体的线圈中的至少一些的典型位置相符合。
6.一种用于磁共振成像系统(100、200)的磁体组件(102、110),所述磁体组件包括前述权利要求中的任一项所述的有源屏蔽式梯度线圈(110)以及磁体,其中,所述磁体为带有多个超导线圈的超导磁体,并且其中,存在从关于每个降低场区域以同轴为中心的多个超导线圈中选择的超导线圈。
7.如权利要求6中的任一项所述的磁体组件,其中,所述磁体包括暖膛管(206)和辐射屏蔽(204),并且其中,所述辐射屏蔽包括在所述暖膛管与所述多个超导线圈之间的所述辐射屏蔽的内圆筒(208)。
8.如权利要求7所述的磁性组件,其中,所述暖膛管和所述辐射屏蔽的所述内圆筒为非导电性的或者在所述圆筒的方位角方向上比在所述圆筒的轴方向上具有更高的电阻抗,和/或其中,所述内圆筒由电介质形成。
9.如权利要求8所述的磁性组件,其中,所述辐射屏蔽的所述内圆筒由带有沟槽的导电材料形成,所述沟槽能阻挡由所述磁梯度线圈的所述外部磁场生成的涡流,或者所述辐射屏蔽的所述内圆筒由电介质形成。
10.如权利要求7至9中的任一项所述的磁体组件,其中,所述暖膛管包括所述磁梯度线圈。
11.如权利要求10所述的磁体组件,其中,所述磁体为无致冷剂磁体。
12.如权利要求6至11中的任一项所述的磁体组件,其中,所述磁梯度线圈能产生所述外部磁场,使得所述外部磁场在每个超导线圈之间扩展(504)。
13.一种包括权利要求6至12中的任一项所述的磁体组件的磁共振成像系统。
14.一种使用磁性设计软件来设计用于磁共振成像系统(100、200)的磁梯度线圈(110)的方法,所述方法包括:
A.限定(300)对应于所述梯度线圈的内导电层(502)和外导体层(504)的圆柱形表面,并且任选地限定连接所述内导电层与所述外导电层的传导性凸缘区域;
B.限定(302)将具有预定线性度的磁梯度场强制在所述梯度线圈之内的成像体积(114)内的约束,其中,所述磁梯度线圈具有外表面(134);
C.限定(304)限制围绕所述外表面的外磁场的约束,使得存在有对应于超导磁体的超导线圈的位置的至少四个降低场区域(136、138、140、142),
和/或
限定(304)在所述降低场区域的位置处充当无源传导性环的表面,并且限定针对在这些环中感生的电流或由这些感生的电流引起的耗散的约束,其中,步骤A、B和C限定用于找到所述内导电层和所述外导电层的电流分布的优化问题;
D.求解(306)所述优化问题以计算连续流函数,其中,所述连续流函数描述对所述优化问题的解;并且
E.将作为所述优化的结果获得的所述连续流函数转化(308)成分立的电流回路(1200、1300)的模式,其中,所述流以及串联连接这些分立的电流回路来限定梯度线圈设计。
15.如权利要求14所述的方法,其中,所述方法还包括根据所述梯度线圈设计来制造所述梯度线圈。
CN201480034497.7A 2013-06-17 2014-06-16 磁共振成像梯度线圈 Active CN105308472B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP13172199.5 2013-06-17
EP13172199 2013-06-17
PCT/EP2014/062528 WO2014202514A1 (en) 2013-06-17 2014-06-16 Magnetic resonance imaging gradient coil

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN105308472A true CN105308472A (zh) 2016-02-03
CN105308472B CN105308472B (zh) 2019-01-29

Family

ID=48626336

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201480034497.7A Active CN105308472B (zh) 2013-06-17 2014-06-16 磁共振成像梯度线圈

Country Status (7)

Country Link
US (1) US10145914B2 (zh)
EP (1) EP3011355B1 (zh)
JP (1) JP6456367B2 (zh)
CN (1) CN105308472B (zh)
BR (1) BR112015030996B1 (zh)
RU (1) RU2655474C2 (zh)
WO (1) WO2014202514A1 (zh)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106707208A (zh) * 2016-12-15 2017-05-24 重庆大学 一种用于浅层皮肤成像的低场单边核磁共振设备
CN109073719A (zh) * 2016-04-25 2018-12-21 皇家飞利浦有限公司 磁共振辐射屏蔽和被屏蔽的主磁体
CN109642932A (zh) * 2016-08-15 2019-04-16 皇家飞利浦有限公司 用于磁共振检查系统的主动屏蔽梯度线圈组件
CN110412492A (zh) * 2018-04-27 2019-11-05 西门子医疗有限公司 用于磁共振设备的梯度线圈单元
CN110621221A (zh) * 2017-11-29 2019-12-27 克里沃医疗技术有限公司 用于医疗用途的磁力计中的传感器配置
CN110824397A (zh) * 2016-12-26 2020-02-21 中国科学院长春光学精密机械与物理研究所 一种用于磁共振成像系统的非缠绕形式梯度线圈的设计方法

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
BR112015030996B1 (pt) * 2013-06-17 2022-05-10 Koninklijke Philips N.V. Conjunto de eletroímãs para um sistema de imageamento por ressonância magnética, sistema de imageamento por ressonância magnética e método para projetar uma bobina de gradiente de campo magnético
US9778288B2 (en) * 2015-08-24 2017-10-03 Texas Instruments Incorporated Fluxgate-based current sensor
DE102015218019B4 (de) * 2015-09-18 2019-02-28 Bruker Biospin Gmbh Kryostat mit Magnetanordnung, die einen LTS-Bereich und einen HTS-Bereich umfasst
RU2649092C1 (ru) * 2016-12-14 2018-03-29 федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Алтайский государственный технический университет им. И.И. Ползунова" (АлтГТУ) Устройство для оценки эффективности экранирования электромагнитных излучений
EP3564694A1 (en) 2018-04-30 2019-11-06 Koninklijke Philips N.V. Gradient shield coil with meandering winding for a magnetic resonance imaging apparatus
US11009798B2 (en) 2018-09-05 2021-05-18 Micron Technology, Inc. Wafer alignment markers, systems, and related methods
US11251096B2 (en) 2018-09-05 2022-02-15 Micron Technology, Inc. Wafer registration and overlay measurement systems and related methods
GB201913549D0 (en) * 2019-09-19 2019-11-06 Univ Nottingham Magnetic shield
EP4300122A1 (en) * 2022-06-29 2024-01-03 Siemens Healthcare GmbH Magnetic resonance imaging device and method for designing a shielding assembly for a magnetic resonance imaging device

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5296810A (en) * 1992-03-27 1994-03-22 Picker International, Inc. MRI self-shielded gradient coils
JP2001212107A (ja) * 2000-02-07 2001-08-07 Toshiba Corp Mri装置
CN101093248A (zh) * 2006-06-22 2007-12-26 通用电气公司 用于局部屏蔽mr超导磁线圈的方法和装置
JP2008229360A (ja) * 2008-04-21 2008-10-02 Toshiba Corp Mri傾斜磁場発生用コイル
CN101454686A (zh) * 2006-05-25 2009-06-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 三维非对称横向梯度线圈

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4733189A (en) 1986-06-03 1988-03-22 Massachusetts Institute Of Technology Magnetic resonance imaging systems
IL89743A0 (en) 1989-03-26 1989-09-28 Elscint Ltd Compact shielded gradient coil system
US5406204A (en) * 1992-03-27 1995-04-11 Picker International, Inc. Integrated MRI gradient coil and RF screen
JPH07194568A (ja) * 1993-12-29 1995-08-01 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置
US5530354A (en) * 1994-07-29 1996-06-25 Medical Advances, Inc. Non-monotonic gradient coil system for magnetic resonance imaging
JP4461032B2 (ja) * 1996-07-31 2010-05-12 株式会社東芝 磁場発生用コイルユニット及び磁気共鳴イメージング装置
JP3670452B2 (ja) * 1996-07-31 2005-07-13 株式会社東芝 磁場発生用コイルユニットおよびコイル巻装方法
EP1354216A1 (en) 2000-12-22 2003-10-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mri apparatus
US6456076B1 (en) * 2001-01-31 2002-09-24 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Z gradient shielding coil for canceling eddy currents
JP2003164432A (ja) 2001-11-26 2003-06-10 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Mri装置
US7932722B2 (en) * 2009-04-27 2011-04-26 General Electric Company Transversely folded gradient coil
RU2483316C1 (ru) 2011-11-24 2013-05-27 Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Физико-технический институт им. А.Ф. Иоффе Российской академии наук Способ оптического детектирования магнитного резонанса и устройство для его осуществления
BR112015030996B1 (pt) * 2013-06-17 2022-05-10 Koninklijke Philips N.V. Conjunto de eletroímãs para um sistema de imageamento por ressonância magnética, sistema de imageamento por ressonância magnética e método para projetar uma bobina de gradiente de campo magnético

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5296810A (en) * 1992-03-27 1994-03-22 Picker International, Inc. MRI self-shielded gradient coils
JP2001212107A (ja) * 2000-02-07 2001-08-07 Toshiba Corp Mri装置
CN101454686A (zh) * 2006-05-25 2009-06-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 三维非对称横向梯度线圈
CN101093248A (zh) * 2006-06-22 2007-12-26 通用电气公司 用于局部屏蔽mr超导磁线圈的方法和装置
US20070296414A1 (en) * 2006-06-22 2007-12-27 Xianrui Huang Method and apparatus for locally shielding mr superconducting magnet coil
JP2008229360A (ja) * 2008-04-21 2008-10-02 Toshiba Corp Mri傾斜磁場発生用コイル

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109073719A (zh) * 2016-04-25 2018-12-21 皇家飞利浦有限公司 磁共振辐射屏蔽和被屏蔽的主磁体
CN109642932A (zh) * 2016-08-15 2019-04-16 皇家飞利浦有限公司 用于磁共振检查系统的主动屏蔽梯度线圈组件
CN109642932B (zh) * 2016-08-15 2021-10-15 皇家飞利浦有限公司 用于磁共振检查系统的主动屏蔽梯度线圈组件
CN106707208A (zh) * 2016-12-15 2017-05-24 重庆大学 一种用于浅层皮肤成像的低场单边核磁共振设备
CN106707208B (zh) * 2016-12-15 2019-04-30 重庆大学 一种用于浅层皮肤成像的低场单边核磁共振设备
CN110824397A (zh) * 2016-12-26 2020-02-21 中国科学院长春光学精密机械与物理研究所 一种用于磁共振成像系统的非缠绕形式梯度线圈的设计方法
CN110621221A (zh) * 2017-11-29 2019-12-27 克里沃医疗技术有限公司 用于医疗用途的磁力计中的传感器配置
CN110621221B (zh) * 2017-11-29 2022-06-17 克里沃医疗技术有限公司 用于医疗用途的磁力计中的传感器配置
US11547337B2 (en) 2017-11-29 2023-01-10 Creavo Medical Technologies Limited Sensor configuration in magnetometer for medical use
CN110412492A (zh) * 2018-04-27 2019-11-05 西门子医疗有限公司 用于磁共振设备的梯度线圈单元

Also Published As

Publication number Publication date
BR112015030996B1 (pt) 2022-05-10
US20160139221A1 (en) 2016-05-19
EP3011355B1 (en) 2022-06-15
RU2016101066A (ru) 2017-07-24
JP2016523620A (ja) 2016-08-12
US10145914B2 (en) 2018-12-04
CN105308472B (zh) 2019-01-29
EP3011355A1 (en) 2016-04-27
RU2655474C2 (ru) 2018-05-28
WO2014202514A1 (en) 2014-12-24
JP6456367B2 (ja) 2019-01-23
BR112015030996A2 (zh) 2017-07-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN105308472A (zh) 磁共振成像梯度线圈
CN103959085A (zh) 具有能够在阻挡状态与透明状态之间切换的射频屏蔽的mri线圈组件
US7498814B1 (en) Magnet assembly for magnetic resonance imaging system
US10274555B2 (en) Magnetic resonance imaging RF antenna
CN106716166A (zh) 可运输磁共振成像系统
US7339376B2 (en) MRI/MRS gradient coil with integrated cooling circuits
US8797131B2 (en) Thermal shield and method for thermally cooling a magnetic resonance imaging system
CN106990373B (zh) 一种磁共振系统的解耦轴向匀场线圈设计方法
CN102136337A (zh) 高磁场高均匀度核磁共振超导磁体系统
CN211505846U (zh) 一种超导腔用低温磁场补偿系统
CN101093248B (zh) 用于局部屏蔽mr超导磁线圈的方法和装置
EP2380031A1 (en) Gradient coil arrangement
CN106796272A (zh) 具有整合的光子检测环的磁共振成像系统
JP2019531112A (ja) 磁気共鳴検査システム用の能動シールド勾配コイルアセンブリ
US11125842B2 (en) Magnetic resonance imaging switching power amplifier system and methods
Wang et al. Design of transverse head gradient coils using a layer-sharing scheme
US9759787B2 (en) Coil system for a magnetic resonance tomography system
Bettini et al. Iterative Axisymmetric Identification Algorithm (IAIA) for real-time reconstruction of the plasma boundary of ITER
JP6560680B2 (ja) Mriシステム用電磁干渉シールドコイル
Zou et al. A new coil structure for positioning estimate of wireless power transmission
CN105891750A (zh) 一种高场mri鸟笼线圈
Wang Gradient coil design and acoustic noise control in magnetic resonance imaging systems

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant