CN112444766B - 一种磁共振系统及其匀场方法 - Google Patents
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Abstract
本发明实施例公开了一种磁共振系统及其匀场方法。其中,该磁共振系统包括:主磁体和多个匀场线圈,其中,主磁体呈中空筒状;多个匀场线圈设置于主磁体的中空区域内,多个匀场线圈沿平行于主磁体的轴向排列,多个匀场线圈沿平行于主磁体的径向上不重叠,匀场线圈的导线的绕制方向平行于主磁体的周向。本发明实施例提供的技术方案可以通过一层匀场线圈抵消多项磁场分布系数对应的磁场。
Description
技术领域
本发明涉及磁共振技术领域,尤其涉及一种磁共振系统及其匀场方法。
背景技术
磁共振成像系统(Magnetic Resonance Imaging,MRI)通过对静磁场中的扫描对象施加某种特定频率的射频脉冲,使扫描对象中的氢质子受到激励而发生磁共振现象,停止射频脉冲后,氢质子在弛豫过程中产生MR信号,通过对MR信号的接收、空间编码和图像重建等处理过程,即产生扫描对象的磁共振图像。MRI系统作为临床诊断工具已经成为医疗行业不可或缺的医疗仪器设备,与传统的X光、CT扫描仪、超声成像仪等设备相比,具有无创伤、低辐射剂量、高分辨率和任意方向断层扫描等优点,经过30多年的发展,其应用已经大规模普及。核磁共振谱仪(Nuclear Magnetic Resonance,NMR)则广泛应用于生物医学、材料研究等科学研究领域。
作为磁共振系统的核心部件,主磁体用来提供一定磁场强度、高均匀度的背景磁场。磁场强度是磁共振系统的重要指标之一,磁场强度越高,则磁共振系统的成像时间越短,成像的分辨率和清晰度也越高。磁场均匀度也是影响磁共振系统成像质量的重要指标,一般医学全身成像磁共振系统要求在40~50cm的成像球体内,磁场均匀度在5ppm(ppm为百万分之一,为磁场强度偏离单位)以内,功能成像磁体系统的磁场均匀度要求则更高。
MRI系统的成像区域需要均匀分布的主磁场,但是实际的磁场不可能完全均匀分布,为此,需要对磁共振系统进行匀场操作。
发明内容
本发明实施例提供一种磁共振系统及其匀场方法,以实现通过一层匀场线圈抵消多项磁场分布系数对应的磁场,并降低匀场线圈的占用空间。
第一方面,本发明实施例提供了一种磁共振系统,包括:
呈中空筒状的主磁体;
多个匀场线圈,多个匀场线圈设置于主磁体的中空区域内,多个匀场线圈沿平行于主磁体的轴向排列,多个匀场线圈沿平行于主磁体的径向上不重叠,匀场线圈的导线的绕制方向平行于主磁体的周向。
进一步地,相邻位置的两个匀场线圈的导线的绕制方向相反。
进一步地,匀场线圈沿主磁体的径向上的厚度等于绕制匀场线圈的导线沿主磁体的径向上的厚度。
进一步地,磁共振系统还包括多个电源,电源与匀场线圈一一对应,电源与对应的匀场线圈电连接,电源用于输出电流至对应的匀场线圈。
进一步地,磁共振系统还包括电源,电源包括多个通道,通道与匀场线圈一一对应,通道与对应的匀场线圈电连接,通道用于输出电流至对应的匀场线圈。
进一步地,任一匀场线圈通过单股或多股导线绕制,任一匀场线圈为单匝线圈或多匝线圈,任一匀场线圈呈螺线管状。
进一步地,磁共振系统还包括:梯度线圈,梯度线圈设置于主磁体的中空区域内,
梯度线圈包括主线圈层和屏蔽线圈层,匀场线圈设置于主线圈层和屏蔽线圈层之间,屏蔽线圈层位于主磁体和主线圈层之间。
进一步地,匀场线圈的引出线位于匀场线圈的同一侧。
第二方面,本发明实施例还提供了一种磁共振系统,包括:
主磁体,用于形成主磁场;
梯度线圈,主磁体围绕梯度线圈设置,梯度线圈用于形成梯度场;
多个匀场线圈,多个匀场线圈同层布置于主磁体和梯度线圈之间或者梯度线圈内,多个匀场线圈沿平行于主磁体的轴向排列,每个匀场线圈由导线沿圆周方向绕制形成。
第三方面,本发明实施例还提供了一种基于本发明任意实施例提供的磁共振系统的匀场方法,包括:
获取主磁体产生的主磁场的轴向磁场Bz在直角坐标系下的展开式中的至少两项磁场分布系数;
选取用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的匀场线圈;
计算用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的匀场线圈中的每个匀场线圈的电流;
计算用于抵消至少两项磁场分布系数对应的磁场的复用匀场线圈的电流,其中,复用匀场线圈的电流的大小等于复用匀场线圈用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的电流的总和;
向匀场线圈通入电流。
本发明实施例的技术方案中的磁共振系统包括:主磁体和多个匀场线圈,其中,主磁体呈中空筒状;多个匀场线圈设置于主磁体的中空区域内,多个匀场线圈沿平行于主磁体的轴向排列,多个匀场线圈沿平行于主磁体的径向上不重叠,匀场线圈的导线的绕制方向平行于主磁体的周向,以实现通过一层匀场线圈抵消多项磁场分布系数对应的磁场,并降低匀场线圈的占用空间,解决了通过多层匀场线圈抵消多项磁场分布系数对应的磁场,每层匀场线圈抵消一项磁场分布系数对应的磁场,多层匀场线圈沿主磁体的径向上至少部分重叠,导致匀场线圈占用空间较大的问题。
附图说明
图1为本发明实施例提供的一种磁共振系统的结构示意图;
图2为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的结构示意图;
图3为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的结构示意图;
图4为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的结构示意图;
图5为匀场线圈用于抵消A(1,0)对应的磁场时的电流方向的示意图;
图6为匀场线圈用于抵消A(2,0)对应的磁场时的电流方向的示意图;
图7为匀场线圈用于抵消A(3,0)对应的磁场时的电流方向的示意图;
图8为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的结构示意图;
图9为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的剖面结构示意图;
图10为本发明实施例提供的一种主线圈层的结构示意图;
图11为本发明实施例提供的一种磁共振系统工作时的剖面结构示意图;
图12为本发明实施例提供的一种在匀场线圈未起作用时主磁场的磁场分布示意图;
图13为本发明实施例提供的一种在匀场线圈未起作用时A(1,0)对应的磁场分布示意图;
图14为本发明实施例提供的一种在匀场线圈未起作用时A(2,0)对应的磁场分布示意图;
图15为本发明实施例提供的一种在匀场线圈未起作用时A(3,0)对应的磁场分布示意图;
图16为本发明实施例提供的一种在匀场线圈起作用时的磁场分布示意图
图17为本发明实施例提供的一种磁共振系统的匀场方法的流程图。
具体实施方式
下面结合附图和实施例对本发明作进一步的详细说明。可以理解的是,此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明,而非对本发明的限定。另外还需要说明的是,为了便于描述,附图中仅示出了与本发明相关的部分而非全部结构。
本发明实施例提供一种磁共振系统。图1为本发明实施例提供的一种磁共振系统的结构示意图。该磁共振系统包括:主磁体10和多个匀场线圈20。
其中,主磁体10,用于形成主磁场,呈中空筒状。多个匀场线圈20设置于主磁体10的中空区域内,即多个匀场线圈20布置于主磁体10的内侧,多个匀场线圈20沿平行于主磁体10的轴向A1A2排列,多个匀场线圈20沿平行于主磁体10的径向B1B2上不重叠,匀场线圈20的导线沿圆周方向绕制,在此实施例中匀场线圈20的导线的绕制方向平行于主磁体10的周向C1C2。
其中,主磁体10可用于产生主磁场。主磁体10可通过超导线圈绕制而成。匀场线圈20用于改善主磁体10产生的主磁场的均匀性。图2示例性的画出匀场线圈20的个数为两个的情况。匀场线圈20的导线的绕制方向可以是顺时针方向或逆时针方向。向匀场线圈20通入的电流的方向可以是顺时针方向或逆时针方向。
在一实施例中,主磁场分布可通过如下方式确定:通过设置在圆柱形腔体内的体线圈提供射频激发脉冲信号,该射频激发脉冲信号激发监测样本,从而产生与主磁场相对应的测量磁共振信号。在腔体内设置探头,该探头采集所述测量磁共振信号。探头可预先设置于固定的位置,如可以预先获知探头的位置信息,进而实现对特定位置的成像磁场进行测量。可以理解的,本发明对探头是否固定并不做限制。可选的,探头可以设置于梯度线圈中。当然,探头也设置在主磁体10表面以实现较大范围的磁场强度的测量。
进一步的,基于磁共振原理,根据测量磁共振信号获得实际磁场强度。测量磁共振信号包括频率信息,也包括相位信息。可以通过频率信息获得实际磁场强度,具体如下:
其中,为极坐标形式的空间点坐标,f为主磁场频率或拉莫尔频率;γ为磁旋比。
在另一实施例中,也可以通过相位获得瞬时的实际磁场强度。在测量采集信号时间点t0至t0+τ的时间间隔时间τ内累积的相位变化为若τ足够短,可以通过下式估算实际磁场强度:
通过上述方法,可以获得主磁体10形成的扫描区域每一位置点的磁场强度,进而得到主磁场分布。
可使用磁场强度测试仪等测量仪器测量一定区域内的主磁场分布,将测量得到的主磁场在球坐标系下进行勒让德多项式展开,展开多项式为:
其中,Bz为主磁体10的主磁场,R0为进行勒让德多项式展开时的参考球面半径,为勒让德多项式,Anm,Bnm为展开多项式系数,又称为谐函数系数。n,m可称为谐函数的阶数,且n和m都为正整数,(r,θ,φ)为极坐标形式的空间点坐标。由多项式的性质可知A00为主磁场平均值,其他项均为主磁场的非均匀项。将除A00以外的系数项降低,可以使磁场更均匀。
可将公式在直角坐标系下展开,得到主磁体10产生的主磁场的轴向磁场Bz在直角坐标系下的展开式为:
其中,z轴平行于主磁体10的轴向,x轴、y轴和z轴两两相互垂直。A(0,0)是中心磁场,A(1,0),A(2,0),A(3,0)分别为对应环形匀场线圈的1阶、2阶和3阶项磁场分布系数,主磁场的不均匀性是由1阶及以上磁场分布系数带来的,系数绝对值越大,主磁场均匀性越差,从而成像效果越差;L表示对应马鞍形匀场线圈的等效主磁场分量。需要说明的是,Bz包括的磁场分布项过多,L包括其余的磁场分布项。
通过向匀场线圈20中通入电流,以产生抵消主磁场的至少部分1阶及以上磁场分布系数对应的磁场,使得主磁场更均匀。示例性的,按照主磁场的1阶及以上磁场分布系数的绝对值的大小进行排序,绝对值越大,排序越靠前,匀场线圈20可用于抵消主磁场的排序在前3位的磁场分布系数对应的磁场。
若全部匀场线圈20用于抵消主磁场的一项磁场分布系数对应的磁场,例如可以是绝对值最大的磁场分布系数对应的磁场,例如可以是A(1,0),A(2,0),A(3,0)中的一项,则各匀场线圈20的电流等于其中,A(k,0)为待被抵消的该项磁场分布系数,其中,k为整数,k=1、2、3……,S(k,0)表示匀场线圈的匀场效率,即单位电流产生的磁场强度,其由匀场线圈的线圈匝数、匀场线圈的位置决定;在此实施例中,S(k,0)为只有匀场线圈20,无主磁体的磁场,无其他匀场线圈的磁场时,通入单位电流时产生的磁场在直角坐标系下的展开式中与A(k,0)位置相同的项。示例性的,若匀场线圈20用于抵消A(1,0)对应的磁场,则各匀场线圈20的电流等于/>若匀场线圈20用于抵消A(2,0)对应的磁场,则各匀场线圈20的电流等于/>若匀场线圈20用于抵消A(3,0)对应的磁场,则各匀场线圈20的电流等于/>需要说明的是,不同的匀场线圈20的匝数和位置等参数不同,故匀场线圈20的S(k,0)可能不同,故不同的匀场线圈20的电流可能不同。
可选的,匀场线圈20用于抵消至少两项磁场分布系数对应的磁场。可选的,每个匀场线圈均不被复用,则每个匀场线圈20仅用于抵消一项磁场分布系数对应的磁场,各匀场线圈20的电流等于若部分或全部匀场线圈20被复用,复用匀场线圈的电流的大小等于复用匀场线圈用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的电流的总和。示例性的,复用匀场线圈用于抵消A(1,0)和A(2,0)对应的磁场,则复用匀场线圈的电流等于/>示例性的,复用匀场线圈用于抵消A(2,0)和A(3,0)对应的磁场,则复用匀场线圈的电流等于/>示例性的,复用匀场线圈用于抵消A(1,0)和A(3,0)对应的磁场,则复用匀场线圈的电流等于示例性的,复用匀场线圈用于抵消A(1,0)、A(2,0)和A(3,0)对应的磁场,则复用匀场线圈的电流等于
本实施例的技术方案中的磁共振系统包括:主磁体和多个匀场线圈,其中,主磁体呈中空筒状;多个匀场线圈设置于主磁体的中空区域内,多个匀场线圈沿平行于主磁体的轴向排列,多个匀场线圈沿平行于主磁体的径向上不重叠,匀场线圈的导线的绕制方向平行于主磁体的周向,以实现通过一层匀场线圈抵消多项磁场分布系数对应的磁场,并降低占用空间,解决了通过多层匀场线圈抵消多项磁场分布系数对应的磁场,每层匀场线圈抵消一项磁场分布系数对应的磁场,多层匀场线圈沿主磁体的径向上至少部分重叠,导致匀场线圈占用空间较大的问题。
可选的,在上述实施例的基础上,至少部分匀场线圈20为复用匀场线圈,复用匀场线圈用于抵消主磁体10产生的主磁场的轴向磁场Bz在直角坐标系下的展开式中的至少两项磁场分布系数对应的磁场,磁场分布系数包括:A(1,0)、A(2,0)和A(3,0),其中,主磁体10产生的主磁场的轴向磁场Bz在直角坐标系下的展开式为:
其中,z轴平行于主磁体10的轴向,x轴、y轴和z轴相互垂直。
其中,A(1,0)、A(2,0)和A(3,0)的绝对值较大,通过抵消A(1,0)、A(2,0)和A(3,0)中的至少两项,可以有效改善主磁场的均匀性。
可选的,在上述实施例的基础上,继续参见图1,匀场线圈20沿主磁体10的径向上的厚度等于绕制匀场线圈20的导线沿主磁体10的径向上的厚度。匀场线圈20为一层线圈,以降低匀场线圈的体积。
可选的,在上述实施例的基础上,图2为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的结构示意图,该磁共振系统还包括多个电源30,电源30与匀场线圈20一一对应,电源30与对应的匀场线圈20电连接,电源30用于输出电流至对应的匀场线圈20。
其中,不同的匀场线圈20的电流可能不同,通过对每个匀场线圈单元20设置对应的电源30,以使电源30向对应的匀场线圈20输出电流。
可选的,在上述实施例的基础上,图3为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的结构示意图,该磁共振系统还包括电源30,电源30包括多个通道31,通道31与匀场线圈20一一对应,通道31与对应的匀场线圈20电连接,通道31用于输出电流至对应的匀场线圈20。
其中,不同的匀场线圈20的电流可能不同,通过对每个匀场线圈单元20设置对应的通道31,以使电源30的通道31向对应的匀场线圈20输出电流。
可选的,在上述实施例的基础上,任一匀场线圈20通过单股或多股导线绕制。匀场线圈20的股数越多,引出线的数量越多,与其对应的电源或通道所需输出的电流越大。
可选的,在上述实施例的基础上,任一匀场线圈20为单匝线圈或多匝线圈。匀场线圈20的匝数越多,匀场线圈20产生的磁场强度越大,与其对应的电源或通道所需输出的电流越小。
可选的,在上述实施例的基础上,继续参见图1,任一匀场线圈20呈螺线管状。
可选的,在上述实施例的基础上,多个匀场线圈20可布置在主磁体10内侧的同一层。多个匀场线圈20可包括靠近主磁体10中心位置的匀场线圈20,靠近主磁体10两端位置的匀场线圈20,以及位于前述两者之间的中间位置匀场线圈20。可选的,中间位置匀场线圈20的匝数可大于中心位置的匀场线圈20或靠近主磁体10两端位置的匀场线圈20,以获得较好的匀场效果。可选的,相邻位置的匀场线圈20的导线的绕制方向可设置成相反,以实现相邻位置的匀场线圈20共用电源。或者,相邻位置的匀场线圈20的导线的绕制方向设置成相同,通过调节电源连接接口的位置,实现相邻位置的匀场线圈20的流经电流相同或者相反。
图4为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的结构示意图。图4示例性的画出匀场线圈的个数为6的情况,6个匀场线圈分别为第一匀场线圈20-1、第二匀场线圈20-2、第三匀场线圈20-3、第四匀场线圈20-4、第五匀场线圈20-5和第六匀场线圈20-6。根据主磁场的各阶磁场分布系数、各匀场线圈的匝数以及每个匀场线圈的位置,分别确定每个匀场线圈中流经电流,以使得各匀场线圈产生的等效磁场分布抵消或增强主磁场的非均匀区域的磁场。图5为匀场线圈用于抵消A(1,0)对应的磁场时的电流方向的示意图。其中,箭头方向表示电流的方向。第一匀场线圈20-1、第二匀场线圈20-2和第三匀场线圈20-3可通逆时针方向的电流;第四匀场线圈20-4、第五匀场线圈20-5和第六匀场线圈20-6可通顺时针方向的电流。灵敏度S(1,0)为200uT/m^2/A,设计强度A(1,0)为1000uT/m/A,第一匀场线圈20-1的电流为I1(1,0)=+5A;第二匀场线圈20-2的电流为I2(1,0)=+5A;第三匀场线圈20-3的电流为I3(1,0)=+5A;第四匀场线圈20-4的电流为I4(1,0)=-5A;第五匀场线圈20-5的电流为I5(1,0)=-5A;第六匀场线圈20-6的电流为I6(1,0)=-5A。
图6为匀场线圈用于抵消A(2,0)对应的磁场时的电流方向的示意图。第一匀场线圈20-1、第三匀场线圈20-3、第四匀场线圈20-4和第六匀场线圈20-6可通逆时针方向的电流;第二匀场线圈20-2和第五匀场线圈20-5可通顺时针方向的电流。灵敏度S(2,0)为200uT/m^2/A,设计强度A(2,0)为-1000uT/m/A,第一匀场线圈20-1的电流为I1(2,0)=-5A;第二匀场线圈20-2的电流为I2(2,0)=+5A;第三匀场线圈20-3的电流为I3(2,0)=-5A;第四匀场线圈20-4的电流为I4(2,0)=-5A;第五匀场线圈20-5的电流为I5(2,0)=+5A;第六匀场线圈20-6的电流为I6(2,0)=-5A。
图7为匀场线圈用于抵消A(3,0)对应的磁场时的电流方向的示意图。第一匀场线圈20-1、第三匀场线圈20-3和第五匀场线圈20-5可通逆时针方向的电流;第二匀场线圈20-2、第四匀场线圈20-4和第六匀场线圈20-6可通顺时针方向的电流。灵敏度S(3,0)为300uT/m^2/A,设计强度A(3,0)为18000uT/m/A,第一匀场线圈20-1的电流为I1(3,0)=+6A;第二匀场线圈20-2的电流为I2(3,0)=-6A;第三匀场线圈20-3的电流为I3(3,0)=+6A;第四匀场线圈20-4的电流为I4(3,0)=-6A;第五匀场线圈20-5的电流为I5(3,0)=+6A;第六匀场线圈20-6的电流为I6(3,0)=-6A。
示例性的,若图4中的匀场线圈用于抵消A(1,0)和A(2,0)对应的磁场。第一匀场线圈20-1的电流为I1(1,0)+I1(2,0)=+5+(-5)=+0A;第二匀场线圈20-2的电流为I2(1,0)+I2(2,0)=+5+(+5)=+10A;第三匀场线圈20-3的电流为I3(1,0)+I3(2,0)=+5+(-5)=0A;第四匀场线圈20-4的电流为I4(1,0)+I4(2,0)=-5+(-5)=-10A;第五匀场线圈20-5的电流为I5(1,0)+I5(2,0)=-5+(+5)=0A;第六匀场线圈20-6的电流为I6(1,0)+I6(2,0)=-5+(-5)=-10A。
示例性的,若图4中的匀场线圈用于抵消A(2,0)和A(3,0)对应的磁场。第一匀场线圈20-1的电流为I1(2,0)+I1(3,0)=-5+(+6)=+1A;第二匀场线圈20-2的电流为I2(2,0)+I2(3,0)=+5+(-6)=-1A;第三匀场线圈20-3的电流为I3(2,0)+I3(3,0)=-5+(+6)=+1A;第四匀场线圈20-4的电流为I4(2,0)+I4(3,0)=-5+(-6)=-11A;第五匀场线圈20-5的电流为I5(2,0)+I5(3,0)=+5+(+6)=+11A;第六匀场线圈20-6的电流为I6(2,0)+I6(3,0)=-5+(-6)=-11A。
示例性的,若图4中的匀场线圈用于抵消A(1,0)和A(3,0)对应的磁场。第一匀场线圈20-1的电流为I1(1,0)+I1(3,0)=+5+(+6)=+11A;第二匀场线圈20-2的电流为I2(1,0)+I2(3,0)=+5+(-6)=-1A;第三匀场线圈20-3的电流为I3(1,0)+I3(3,0)=+5+(+6)=+11A;第四匀场线圈20-4的电流为I4(1,0)+I4(3,0)=-5+(-6)=-11A;第五匀场线圈20-5的电流为I5(1,0)+I5(3,0)=-5+(+6)=+1A;第六匀场线圈20-6的电流为I6(1,0)+I6(3,0)=-5+(-6)=11A。
示例性的,若图4中的匀场线圈用于抵消A(1,0)、A(2,0)和A(3,0)对应的磁场。第一匀场线圈20-1的电流为I1(1,0)+I1(2,0)+I1(3,0)=+5+(-5)+(+6)=+6A;第二匀场线圈20-2的电流为I2(1,0)+I2(2,0)+I2(3,0)=+5+(+5)+(-6)=+4A;第三匀场线圈20-3的电流为I3(1,0)+I3(2,0)+I3(3,0)=+5+(-5)+(+6)=+6A;第四匀场线圈20-4的电流为I4(1,0)+I4(2,0)+I4(3,0)=-5+(-5)+(-6)=-16A;第五匀场线圈20-5的电流为I5(1,0)+I5(2,0)+I5(3,0)=-5+(+5)+(+6)=+6A;第六匀场线圈20-6的电流为I6(1,0)+I6(2,0)+I6(3,0)=-5+(-5)+(-6)=-16A。
可选部分匀场线圈用于抵消一项磁场分布系数对应的磁场,示例性的,可选第二匀场线圈20-2、第三匀场线圈20-3、第四匀场线圈20-4、第五匀场线圈20-5用于抵消A(1,0)对应的磁场。
可选的,在上述实施例的基础上,图8为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的结构示意图,图9为本发明实施例提供的又一种磁共振系统的剖面结构示意图,该磁共振系统还包括:梯度线圈40。
其中,主磁体用于形成主磁场。主磁体围绕梯度线圈设置。梯度线圈用于形成梯度场。可选的,多个匀场线圈同层布置于主磁体和梯度线圈之间。可选的,多个匀场线圈同层布置于梯度线圈内。可选的,多个匀场线圈沿平行于主磁体的轴向排列,每个匀场线圈由导线沿圆周方向绕制形成。可选的,梯度线圈40设置于主磁体10的中空区域内。
其中,梯度线圈40包括主线圈层41和屏蔽线圈层42,匀场线圈20设置于主线圈层41和屏蔽线圈层42之间,屏蔽线圈层42位于主磁体10和主线圈层41之间。如此设置,可以增加主线圈层与屏蔽线圈层间距,提高梯度线圈效率。
可选的,主线圈层41用于产生梯度磁场。图10为本发明实施例提供的一种主线圈层的结构示意图,主线圈层41包括两个沿主磁体10的轴向A1A2排列的线圈组。任一线圈组包括两个X梯度线圈411、两个Y梯度线圈412和Z梯度线圈413。任一线圈组中两个X梯度线圈411和两个Y梯度线圈412沿主磁体的周向C1C2交替排列;两个X梯度线圈411沿平行于x轴的方向正对;两个Y梯度线圈412沿平行于y轴的方向正对;Z梯度线圈413包围两个X梯度线圈411和两个Y梯度线圈412,Z梯度线圈413位于两个X梯度线圈411和两个Y梯度线圈412靠近主磁体的一侧。X梯度线圈411用于产生x向梯度磁场。Y梯度线圈412用于产生y向梯度磁场。Z梯度线圈413用于产生z向梯度磁场。屏蔽线圈层42用于屏蔽主线圈层41产生的梯度磁场。
可选的,在上述实施例的基础上,继续参见图9,位于虚拟平面D1D2两侧的匀场线圈20关于虚拟平面D1D2对称。如此设置,利于计算匀场线圈20的流经电流,匀场线圈20可以具有较高的匀场效率。进一步的,两相邻的匀场线圈20之间的间隔可设置成等间距或者非等间距。在此实施例中,两相邻的匀场线圈20的间距相等,且匀场线圈20沿主磁体10的轴向所包含的线圈匝数不同。具体的,匀场线圈20包括邻近主磁体10一端的第一种匀场线圈,靠近主磁体10中心(图中O点)的第二种匀场线圈,以及沿着主磁体10的轴向位于第一种匀场线圈和第二种匀场线圈之间的第三种匀场线圈、第四种匀场线圈,且第三种匀场线圈与第一种匀场线圈相邻近,第四种匀场线圈与第二种匀场线圈相邻近。第一种匀场线圈、第二种匀场线圈、第三种匀场线圈以及第四种匀场线圈的导线同层布置,消除现有技术中不同匀场线圈设置在不同层而导致的相干效应。而且,多种匀场线圈设置在同一层,可以节省磁共振系统的设备空间,利于形成较大孔径的检测空间。进一步的,第四种匀场线圈的线圈匝数大于第一种匀场线圈、第二种匀场线圈和第三种匀场线圈中任一种所包含的匝数(图中各匀场线圈沿主磁体10的轴向尺寸)。不同匝数形成的匀场线圈同层交叉布置,简化匀场线圈中电流的计算,提高匀场效率。其中,梯度线圈40产生的梯度磁场的中心O位于虚拟平面D1D2,且虚拟平面D1D2垂直于主磁体10的轴向A1A2。
其中,可选的,主线圈层41的位于虚拟平面D1D2的两侧的线圈组关于虚拟平面D1D2对称。中心O可作为直角坐标系xyz的原点。示例性的,如图4所示,第一匀场线圈20-1和第六匀场线圈20-6关于虚拟平面D1D2对称;第二匀场线圈20-2、和第五匀场线圈20-5关于虚拟平面D1D2对称;第三匀场线圈20-3和第四匀场线圈20-4关于虚拟平面D1D2对称。关于虚拟平面D1D2对称的两个匀场线圈的匝数可相同,导线的股数可相同,导线的粗细可相同。
可选的,在上述实施例的基础上,匀场线圈20的引出线21位于匀场线圈20的同一侧。可选的,匀场线圈20的引出线21位于匀场线圈20靠近主磁体10的一侧。可选的,匀场线圈20的引出线21位于匀场线圈20远离主磁体10的一侧。将引出线21设置在同一层,避免引出线设置在匀场线圈的两侧,导致增大布置空间的情况发生。所有匀场线圈20的引出线21之间不交叠。
可选的,在上述实施例的基础上,图11为本发明实施例提供的一种磁共振系统工作时的剖面结构示意图,该磁共振系统还可包括射频发射线圈50,射频发射线圈50位于呈中空筒状的梯度线圈的主线圈层的中空区域内。
其中,被检体1可位于呈中空筒状的射频发射线圈50的中空区域内。可选的,该磁共振系统还可包括射频接收线圈60。
图12为本发明实施例提供的一种在匀场线圈未起作用时主磁场的磁场分布示意图。图13为本发明实施例提供的一种在匀场线圈未起作用时A(1,0)对应的磁场分布示意图。示例性的,A(1,0)为32.5ppm。图14为本发明实施例提供的一种在匀场线圈未起作用时A(2,0)对应的磁场分布示意图。示例性的,A(2,0)为54.5ppm。图15为本发明实施例提供的一种在匀场线圈未起作用时A(3,0)对应的磁场分布示意图。示例性的,A(3,0)为21.5ppm。图16为本发明实施例提供的一种在匀场线圈起作用时的磁场分布示意图。经过匀场后均匀性得到较大改善。
本发明实施例提供一种磁共振系统的匀场方法。图17为本发明实施例提供的一种磁共振系统的匀场方法的流程图。该磁共振系统的匀场方法可基于本发明任意实施例提供的磁共振系统实现。该磁共振系统的匀场方法包括:
步骤110、获取主磁体产生的主磁场的轴向磁场Bz在直角坐标系下的展开式中的至少两项磁场分布系数。
其中,在主磁体制作完成后,可通过测量仪器测量主磁场的磁场分布,以获得A(1,0),A(2,0),A(3,0)等中的至少两项。
步骤120、选取用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的匀场线圈。
示例性的,可以将同层设置的所有匀场线圈作为待激活的匀场线圈。又示例性的,磁共振系统的处理器可预先存储多对历史先验数据,该历史先验数据可形成查找表,该查找表包括:第一组匀场线圈和A(1,0)对应的磁场;第二组匀场线圈与A(2,0)对应的磁场;第三组匀场线圈与A(3,0)对应的磁场。每组匀场线圈中的匀场线圈的个数为至少一个。第一组匀场线圈、第二组匀场线圈和第三组匀场线圈中的至少两个可具有相同的匀场线圈,作为复用匀场线圈。进一步的,处理器可根据各项磁场分布系数对应的磁场,通过查找表确定待激活的匀场线圈,从而确定用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的匀场线圈。
步骤130、计算用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的匀场线圈中的每个匀场线圈的电流。
其中,计算每组匀场线圈中各匀场线圈的电流。示例性的,第一组匀场线圈包括第一匀场线圈和第二匀场线圈,第二组匀场线圈包括第二匀场线圈和第三匀场线圈,用于抵消A(1,0)对应的磁场时,第一匀场线圈的电流为I1(1,0),第二匀场线圈的电流为I2(1,0);用于抵消A(2,0)对应的磁场时,第二匀场线圈的电流为I2(2,0),第三匀场线圈的电流为I3(2,0)。
步骤140、计算用于抵消至少两项磁场分布系数对应的磁场的复用匀场线圈的电流,其中,复用匀场线圈的电流的大小等于复用匀场线圈用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的电流的总和。
其中,示例性的,第二匀场线圈为复用匀场线圈,第二匀场线圈的最终电流等于I2(1,0)+I2(2,0)。
步骤150、向匀场线圈通入电流。
其中,可通过对应的电源或通道向对应的匀场线圈通入对应的电流。示例性的,向第一匀场线圈通入电流I1(1,0);向第二匀场线圈通入电流I2(1,0)+I2(2,0);向第三匀场线圈通入电流I3(2,0)。
本发明实施例提供的磁共振系统的匀场方法基于本发明任意实施例提供的磁共振系统实现,因此本发明实施例提供的磁共振系统的匀场方法也具备上述实施例中所描述的有益效果,此处不再赘述。
注意,上述仅为本发明的较佳实施例及所运用技术原理。本领域技术人员会理解,本发明不限于这里所述的特定实施例,对本领域技术人员来说能够进行各种明显的变化、重新调整、相互结合和替代而不会脱离本发明的保护范围。因此,虽然通过以上实施例对本发明进行了较为详细的说明,但是本发明不仅仅限于以上实施例,在不脱离本发明构思的情况下,还可以包括更多其他等效实施例,而本发明的范围由所附的权利要求范围决定。
Claims (9)
1.一种磁共振系统,其特征在于,包括:
呈中空筒状的主磁体;
多个匀场线圈,所述多个匀场线圈设置于所述主磁体的中空区域内,所述多个匀场线圈布置在所述主磁体内侧的同一层,所述多个匀场线圈沿平行于所述主磁体的轴向排列,所述多个匀场线圈沿平行于所述主磁体的径向上不重叠,所述匀场线圈的导线的绕制方向平行于所述主磁体的周向;在所述多个匀场线圈中,靠近所述主磁体的中心位置和两端中间的匀场线圈的匝数,大于,靠近所述主磁体的中心位置的匀场线圈的匝数或靠近所述主磁体的两端的匀场线圈的匝数;
所述匀场线圈沿所述主磁体的径向上的厚度等于绕制所述匀场线圈的导线沿所述主磁体的径向上的厚度;
所述多个匀场线圈用于抵消至少两项磁场分布系数对应的磁场,包括:每个匀场线圈均不被复用,则每个匀场线圈仅用于抵消一项磁场分布系数对应的磁场;部分或全部匀场线圈被复用,则复用匀场线圈用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场。
2.根据权利要求1所述的磁共振系统,其特征在于,相邻位置的两个所述匀场线圈的导线的绕制方向相反。
3.根据权利要求1所述的磁共振系统,其特征在于,所述磁共振系统还包括多个电源,所述电源与所述匀场线圈一一对应,所述电源与对应的匀场线圈电连接,所述电源用于输出电流至对应的匀场线圈。
4.根据权利要求1所述的磁共振系统,其特征在于,所述磁共振系统还包括电源,所述电源包括多个通道,所述通道与所述匀场线圈一一对应,所述通道与对应的匀场线圈电连接,所述通道用于输出电流至对应的匀场线圈。
5.根据权利要求1所述的磁共振系统,其特征在于,任一所述匀场线圈通过单股或多股导线绕制,任一所述匀场线圈为单匝线圈或多匝线圈,任一所述匀场线圈呈螺线管状。
6.根据权利要求1所述的磁共振系统,其特征在于,所述磁共振系统还包括:梯度线圈,所述梯度线圈设置于所述主磁体的中空区域内,
所述梯度线圈包括主线圈层和屏蔽线圈层,所述匀场线圈设置于所述主线圈层和所述屏蔽线圈层之间,所述屏蔽线圈层位于所述主磁体和所述主线圈层之间。
7.根据权利要求1所述的磁共振系统,其特征在于,所述匀场线圈的引出线位于所述匀场线圈的同一侧。
8.一种磁共振系统,其特征在于,包括:
主磁体,用于形成主磁场;
梯度线圈,所述主磁体围绕所述梯度线圈设置,所述梯度线圈用于形成梯度场;
多个匀场线圈,所述多个匀场线圈同层布置于所述主磁体和所述梯度线圈之间或者所述梯度线圈内,所述多个匀场线圈布置在所述主磁体内侧的同一层,所述多个匀场线圈沿平行于所述主磁体的轴向排列,每个匀场线圈由导线沿圆周方向绕制形成;在所述多个匀场线圈中,靠近所述主磁体的中心位置和两端中间的匀场线圈的匝数,大于,靠近所述主磁体的中心位置的匀场线圈的匝数或靠近所述主磁体的两端的匀场线圈的匝数;
所述匀场线圈沿所述主磁体的径向上的厚度等于绕制所述匀场线圈的导线沿所述主磁体的径向上的厚度;
所述多个匀场线圈用于抵消至少两项磁场分布系数对应的磁场,包括:每个匀场线圈均不被复用,则每个匀场线圈仅用于抵消一项磁场分布系数对应的磁场;部分或全部匀场线圈被复用,则复用匀场线圈用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场。
9.一种基于权利要求1-8任一所述的磁共振系统的匀场方法,其特征在于,包括:
获取所述主磁体产生的主磁场的轴向磁场Bz在直角坐标系下的展开式中的至少两项磁场分布系数;
选取用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的匀场线圈;
计算用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的匀场线圈中的每个匀场线圈的电流;
计算用于抵消至少两项磁场分布系数对应的磁场的复用匀场线圈的电流,其中,所述复用匀场线圈的电流的大小等于所述复用匀场线圈用于抵消各项磁场分布系数对应的磁场所需的电流的总和;
向所述匀场线圈通入电流。
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Families Citing this family (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN113325351B (zh) * | 2021-05-06 | 2022-04-08 | 华中科技大学 | 一种高均匀度脉冲强磁场发生装置及方法 |
CN114236439A (zh) * | 2021-11-09 | 2022-03-25 | 深圳市联影高端医疗装备创新研究院 | 线圈定位方法、装置、磁共振设备及存储介质 |
CN114200366A (zh) * | 2021-12-16 | 2022-03-18 | 武汉联影生命科学仪器有限公司 | 匀场装置、磁场组件、磁共振成像系统及匀场方法 |
Citations (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN2136011Y (zh) * | 1992-10-22 | 1993-06-16 | 广东威达医疗器械集团公司 | 均匀磁场装置 |
CN1085767A (zh) * | 1992-10-22 | 1994-04-27 | 广东威达医疗器械集团公司 | 均匀磁场装置 |
CN102466649A (zh) * | 2010-11-06 | 2012-05-23 | 北京大学 | 圆柱型Halbach磁体匀场线圈 |
CN203149104U (zh) * | 2013-03-11 | 2013-08-21 | 上海联影医疗科技有限公司 | 梯度线圈 |
CN103376430A (zh) * | 2012-04-17 | 2013-10-30 | 西门子公司 | 用于患者肢部的匀场线圈装置 |
CN103713268A (zh) * | 2012-09-29 | 2014-04-09 | 上海联影医疗科技有限公司 | 一种具有辅助匀场线圈的磁共振系统及匀场方法 |
WO2014185714A1 (ko) * | 2013-05-15 | 2014-11-20 | 세종대학교산학협력단 | 의료 영상 화질 개선 방법 및 그 장치 |
CN104204837A (zh) * | 2011-12-13 | 2014-12-10 | 优瑞公司 | Mri装置的有源电阻补偿 |
CN104765406A (zh) * | 2015-03-23 | 2015-07-08 | 北京原力辰超导技术有限公司 | 磁场调节器 |
CN204834234U (zh) * | 2015-08-12 | 2015-12-02 | 上海联影医疗科技有限公司 | 用于磁共振成像系统的超导磁体 |
CN105467337A (zh) * | 2014-09-29 | 2016-04-06 | 西门子公司 | 匀场线圈装置以及具有匀场线圈装置的磁共振线圈系统 |
CN105487031A (zh) * | 2016-01-21 | 2016-04-13 | 中国科学院电工研究所 | 磁共振成像系统中与主磁体解耦的二阶轴向超导匀场线圈 |
CN106990373A (zh) * | 2017-03-28 | 2017-07-28 | 中国科学院电工研究所 | 一种磁共振系统的解耦轴向匀场线圈设计方法 |
CN109407021A (zh) * | 2018-11-23 | 2019-03-01 | 上海健康医学院 | 一种磁共振射频匀场管理系统 |
CN110568390A (zh) * | 2019-10-14 | 2019-12-13 | 惠仁望都医疗设备科技有限公司 | 一种双平面匀场线圈的设计方法 |
CN111009374A (zh) * | 2019-12-13 | 2020-04-14 | 中国科学院电工研究所 | 一种具有紧凑线圈结构的核磁共振超导磁体 |
-
2020
- 2020-11-05 CN CN202011224626.2A patent/CN112444766B/zh active Active
Patent Citations (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN1085767A (zh) * | 1992-10-22 | 1994-04-27 | 广东威达医疗器械集团公司 | 均匀磁场装置 |
CN2136011Y (zh) * | 1992-10-22 | 1993-06-16 | 广东威达医疗器械集团公司 | 均匀磁场装置 |
CN102466649A (zh) * | 2010-11-06 | 2012-05-23 | 北京大学 | 圆柱型Halbach磁体匀场线圈 |
CN104204837A (zh) * | 2011-12-13 | 2014-12-10 | 优瑞公司 | Mri装置的有源电阻补偿 |
CN103376430A (zh) * | 2012-04-17 | 2013-10-30 | 西门子公司 | 用于患者肢部的匀场线圈装置 |
CN103713268A (zh) * | 2012-09-29 | 2014-04-09 | 上海联影医疗科技有限公司 | 一种具有辅助匀场线圈的磁共振系统及匀场方法 |
CN203149104U (zh) * | 2013-03-11 | 2013-08-21 | 上海联影医疗科技有限公司 | 梯度线圈 |
WO2014185714A1 (ko) * | 2013-05-15 | 2014-11-20 | 세종대학교산학협력단 | 의료 영상 화질 개선 방법 및 그 장치 |
CN105467337A (zh) * | 2014-09-29 | 2016-04-06 | 西门子公司 | 匀场线圈装置以及具有匀场线圈装置的磁共振线圈系统 |
CN104765406A (zh) * | 2015-03-23 | 2015-07-08 | 北京原力辰超导技术有限公司 | 磁场调节器 |
CN204834234U (zh) * | 2015-08-12 | 2015-12-02 | 上海联影医疗科技有限公司 | 用于磁共振成像系统的超导磁体 |
CN105487031A (zh) * | 2016-01-21 | 2016-04-13 | 中国科学院电工研究所 | 磁共振成像系统中与主磁体解耦的二阶轴向超导匀场线圈 |
CN106990373A (zh) * | 2017-03-28 | 2017-07-28 | 中国科学院电工研究所 | 一种磁共振系统的解耦轴向匀场线圈设计方法 |
CN109407021A (zh) * | 2018-11-23 | 2019-03-01 | 上海健康医学院 | 一种磁共振射频匀场管理系统 |
CN110568390A (zh) * | 2019-10-14 | 2019-12-13 | 惠仁望都医疗设备科技有限公司 | 一种双平面匀场线圈的设计方法 |
CN111009374A (zh) * | 2019-12-13 | 2020-04-14 | 中国科学院电工研究所 | 一种具有紧凑线圈结构的核磁共振超导磁体 |
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