CN112858969A - 用于磁共振成像系统的梯度系统 - Google Patents

Abstract

本发明描述了用于磁共振成像系统的梯度系统，该梯度系统包括若干对梯度线圈(25x，25y，25z)，其中，每个对中梯度线圈(25x，25y，25z)包括中心平面(23)，并且被布置在检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)的相对侧，使得对中的两个梯度线圈(25x，25y，25z)的中心平面(23)彼此成大于10°的角度，使得梯度系统(20)是V形的。本发明还描述了具有这样的梯度系统的磁共振成像系统。

Description

用于磁共振成像系统的梯度系统

技术领域

本发明描述了用于磁共振成像系统(“MRI系统”)的梯度系统，特别是用于具有两个或更多个检查区域的MRI系统的梯度系统，以及这样的MRI系统。

背景技术

四十多年来，磁共振成像(MRI)的原理已经用于成像和其他测量。尽管该时间长并且这种测量方法很重要，但是目前仅有两种磁体设计被用于临床使用的MRI系统或MRI扫描仪：C磁体形式和螺线管。这种类型的MRI扫描仪的操作对于临床工作流仍然是有问题的。

发生的最严重的问题是关于这些扫描仪周围的广泛的杂散磁场。为了处理这个问题并且避免事故和损害，医院管理部门必须通过限制人和装备的接近来划定在MRI检查室内部及其附近的严格控制的区域。如果金属或者磁性零部件被MRI扫描仪的强磁体吸引并且沿扫描仪体积的方向加速，则可能发生损害。

另一个问题是，使用螺线管磁体设计的MRI扫描仪将患者“包围”在狭窄的患者通道中，这尤其可以引起幽闭恐惧。该幽闭恐惧在一些患者身上可能如此强烈以致不能进行MRI扫描。此外，由于检查通道狭窄，使得医务人员向患者的接近受到严重限制，这不利于介入或治疗过程，特别是对于实时MRI成像不利。

通常，MRI扫描仪使用自屏蔽、螺线管型超导磁体以降低由基本场磁体的线圈造成的漏磁场的强度。有源屏蔽的基本场磁体比未屏蔽的基本场磁体昂贵得多。此外，屏蔽线圈降低了可以用于检查通道中的测量的基本磁场的效率。有源屏蔽磁体的直径(约220cm)比未屏蔽磁体的直径(约145cm)大。

MR扫描仪的替选设计是使用C形磁体。C形磁体可以是永磁体或者包括两个亥姆霍兹线圈的电磁体。C形磁体具有两个磁极件，这两个磁极件在它们的空间中创建垂直基本磁场。类似的结构是门式磁体(portal magnet)，其在机械上更坚固，并且在一些实施方式中也可以利用超导亥姆霍兹线圈来实现。C形磁体和门式磁体具有开放接近患者的优点，并且另外减少了幽闭恐惧感。然而，这样的结构需要非常坚固的机械结构来抵消两个相对的基本场磁体之间的巨大磁引力。为了减少杂散磁场的扩展，这些磁体架构通常使用铁轭来引导和封闭成像体积外部的磁场线。铁轭是最具有成本效益的屏蔽件之一。这样的轭的缺点是MR扫描仪的尺寸、重量和体积大。

不久前，提出了一种解决这些问题的方法。该方法基于具有环形磁场的MRI系统。与使用螺线管或亥姆霍兹对(Helmholtz-pair)磁体线圈的MR磁体的现有技术不同，环形线圈趋向于将磁场限制在仅有小的并且未达很远的杂散磁场的环形体(torus)内。该系统不仅克服了杂散磁场和轻型结构的问题，而且提供了在一个单一MRI系统中实现两个或更多个检查区域的机会。这样的MRI系统的示例是具有三个、四个、六个或八个(例如，相同的)基本场磁体段的基本场磁体装置，基本场磁体段以围绕中心轴线的具有旋转对称性(例如，对于六个磁体以及六个检查区域为60°)的星形进行布置。基本磁场具有以环形磁场的形式延伸的主方向。

存在具有在患者左侧和右侧平行布置的线圈对的局部梯度系统。然而，尽管这样的已知梯度系统也可以用于这些新的MRI系统，但是目前没有以最佳方式与这些MRI系统一起工作的梯度系统。

发明内容

本发明的目的是改进已知的MRI系统以促成改进的梯度系统，特别用于产生空间非恒定磁场，优选地，用于具有多于一个检查区域的MRI系统。

通过根据实施方式的梯度系统和根据实施方式的磁共振成像系统来实现该目的。

根据本发明的一种用于磁共振成像系统的梯度系统包括若干对梯度线圈，其中，每个对中的梯度线圈包括中心平面，并且被布置在检查区域的相对侧，使得对中的两个梯度线圈的中心平面彼此成大于10°的角度，使得梯度系统是V形的。

虽然梯度系统对于星形磁体布置是非常有利的，但是对于常规MRT系统其也是有利的。

表述“成对梯度线圈”意指对于每个梯度轴存在两个梯度线圈。典型地，梯度系统在X、Y和Z方向上创建梯度以实现具有X、Y和Z贡献的梯度矢量。因此，优选的是，存在成对X梯度线圈、成对Y梯度线圈和成对Z梯度线圈。显然，被设计为创建相同梯度(并且被布置在检查区域的不同侧)的两个梯度线圈形成对。

为了阐明在3D坐标系中的位置，存在对梯度线圈的中心平面的参考。线圈的中心平面是线圈的环路的平面(或者至少是平均中间平面)。看平面梯度线圈，中心平面是线圈的平面，看亥姆霍兹(Helmholtz)线圈，中心平面是线圈的绕组的平面，其中，磁场与平面垂直。

每个对中的梯度线圈(即，X、Y和/或Z梯度线圈)布置在检查区域的相对侧。梯度系统的检查区域是梯度线圈之间的区域，因为在MRT扫描仪中在正常使用时，用于MRI检查的检查区域将在梯度线圈之间。

梯度线圈以特殊方式布置：它们不像现有技术中那样平行对准，而是使得对中的两个线圈的中心平面彼此成大于10°的角度。因此，梯度系统是V形的。为了更好地理解，这里定义梯度系统的“前侧”是V形的口并且“后侧”是相对侧，其中，对中的梯度线圈彼此最近。X轴的矢量指向梯度系统的前侧。

肯定的是，梯度系统还应该包括现有技术的梯度系统为了最佳运行而也包括的另外的部件。这些部件是例如用于每个轴GPAx、GPAy和GPAz的专用梯度功率放大器、匀场线圈或保持结构。

这样的梯度系统的优点在于，其产生可以用于空间可分辨梯度的特殊梯度场。然而，这对于具有诸如如上所述的星形布置的基本场磁体的倾斜布置的MRI扫描仪是非常有利的。

磁共振成像系统包括：至少一个检查区域，优选地，两个或更多个检查区域；以及在至少一个检查区域中的根据本发明的梯度系统。这样的磁共振成像系统的优选MRI扫描仪包括基本场磁体的倾斜布置，例如，星形布置。具有环形MR扫描仪架构的MRI扫描仪是特别优选的。在具有环形磁场的基本场磁体的星形布置中，梯度系统的前侧应该指向环形磁场的外部。

本发明的特别有利的实施方式和特征由从属权利要求给出，如在以下描述中所揭示的。可以适当地组合不同权利要求类别的特征，以给出在本文中未描述的另外的实施方式。

根据优选的梯度系统，每个对中梯度线圈以镜像布置的方式布置在检查区域的相对侧，使得对中的两个梯度线圈的中心平面关于角平分线对称。角平分线将由相应的中心平面跨越的角分成具有相等度量的两个角。优选的梯度系统具有等腰三角形的形状(具有开放的斜边)。

根据优选的梯度系统，梯度线圈是双平面梯度线圈。这具有梯度系统不需要很多空间的优点。

优选的是，检查区域一侧的梯度线圈的中心平面相互平行，特别是在梯度线圈是双平面梯度线圈的情况下。

优选的是，梯度系统包括两对或三对梯度线圈(例如，X、Y和Z梯度线圈)，其中，所有成对梯度线圈都以彼此相同角度布置，即，中心平面之间的角度相等。

根据优选的梯度系统，若干梯度线圈被形成为局部线圈，优选地被形成为用于头部成像的局部梯度线圈。优选地，将梯度线圈集成到患者座椅的头靠中和/或机械地附接到患者座椅的头靠。

替选地或附加地，优选的是，若干梯度线圈被形成为覆盖检查区域的整个视场(或者FoV的至少一部分)的侧面，优选地，能够机械地和/或永久地附接到MRI扫描仪。优选地，梯度线圈系统具有对称地位于检查区域的右侧(如块1)和左侧(如块2)的两个构建块。右侧块1和左侧块2优选成镜像配对。每个块优选地集成针对一个轴的至少一个梯度线圈。通常，每个块集成针对所有三个轴的三个梯度线圈。这意味着块1包括平面梯度线圈的堆叠，例如，X、Y和Z梯度线圈的右半部。尤其对于V形基本磁体布置，检查区域(或每个检查区域)具有附接到基本场磁体并且包括两个块的V形梯度线圈系统。梯度线圈的这样的V形架构更好地利用检查区域内的可用磁场空间，该可用磁场空间的形状像三棱镜或梯形棱镜。对于局部梯度系统，每个块(1，2)包括平面梯度线圈的堆叠，例如，每个块集成X、Y和Z梯度线圈对的一半。

优选的梯度系统包括磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈，其中，这些线圈优选地被布置成与梯度线圈平行(即，这些线圈的中心平面与梯度线圈的中心平面平行)。关于前面的示例，梯度系统块(1，2)还可以集成磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈，该磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈被设计成使成像体积外部的否则将穿透相邻检查区域和/或成像体积的杂散梯度场衰减。

根据优选的梯度系统，通过导体的多个环路形成梯度线圈。明显的是，优选地，仅将一个长导体缠绕成若干环路，然而，也可以出现连接到另一环路的开环。在下文中，将线圈的环路指定为“成一组的环路”，其中，对移动动作的任何提及旨在被理解为后续环路的改变。以下设计是优选的(替选地或另外地)。

用于X梯度的梯度线圈的环路包括X方向上相邻的两组反转环路，优选地其中，成一组的环路的半径增加，并且X方向上(前侧和后侧)的外导体基本保持在梯度线圈的侧面。这意味着这样的线圈的形状让人想起蝴蝶。

用于Y梯度的梯度线圈的环路包括Y方向上相邻的两组反转环路，优选地其中，成一组的环路的半径增加，并且Y方向上的外导体基本上保持在梯度线圈的侧面(该侧面与前侧和后侧垂直)。这意味着线圈会看起来像用于X梯度的线圈仅旋转了90°。

用于Z梯度的梯度线圈的环路包括成一组的增大的环路，优选地其中，环路的中心基本保持在梯度线圈的中心。这意味着线圈可以同轴，但至少在X方向上变得更大。

在下文中，描述了线圈的更优选的特殊设计。这种特殊设计产生沿梯度系统的V形的口的方向(向前侧)增大的场。

关于用于X梯度的梯度线圈，成一组的环路中的场相关导体的距离至少沿梯度系统的V形的开口的方向(沿朝向前侧的方向)稳定地减小。场相关导体是环路中确定梯度的磁场的那些部分。

关于用于Z梯度的梯度线圈，成一组的环路中的场相关导体的距离至少沿梯度系统的V形的开口的方向(沿朝向前侧的方向)稳定地减小。

关于用于Y梯度的梯度线圈，成一组的环路的半径沿X方向以及沿Y方向增大，并且V形的开口处的外导体基本保持在开口侧(即，在前侧)以及在与前侧垂直的侧。

可以使用各种硬件或软件工具来进一步微调这些线图案，以满足一些诸如梯度线性度的附加约束，以减少杂散场、机械振动的幅度以及外周神经刺激或声学噪声的水平。

所描述的线图案分布可以消除沿径向方向或者沿局部X轴的梯度场的固有非线性。这种非线性仅在沿X轴的线图案密度大致恒定时才由V形梯度线圈产生。

对于X和Z梯度线圈，所描述的特殊环路成形可以通过将沿X轴的线间距从恒定间距修改为更二次方(quadratic)的间距来将沿X轴的非线性分量消除，其中，线密度随着到对称轴(例如，环形基本磁体的对称轴)的径向距离呈近似二次方地增加。对于Y梯度线圈，示例性解决方案增加了沿X轴具有恒定间距的附加线分布。这与用于生成静磁场Bo的磁体线圈的线图案类似。

根据优选的磁共振成像系统，梯度系统包括若干梯度线圈，该梯度线圈覆盖检查区域的整个视场的侧面(或侧面的至少一部分)的，优选地，能够机械地和/或永久地附接到磁共振成像系统的MRI扫描仪。

根据优选的磁共振成像系统，检查区域的至少一侧的梯度系统的梯度线圈的中心平面被布置成平行于磁共振成像系统的MRI扫描仪的基本场磁体。因此，MRI扫描仪具有倾斜的基本场磁体并且梯度系统遵循基本场磁体的布置。

梯度系统的V形的优选张开角为120°(例如，对于具有3个检查区域的星形MRI扫描仪)、90°(例如，对于具有4个检查区域的星形MRI扫描仪)、72°(例如，对于具有5个检查区域的星形MRI扫描仪)、60°(例如，对于具有6个检查区域的星形MRI扫描仪)或者45°(例如，对于具有8个检查区域的星形MRI扫描仪)。

根据优选的磁共振成像系统，磁共振成像系统被设计成使得检查区域中的梯度系统，优选地，每个检查区域中的梯度系统，异步和/或独立于磁共振成像系统的另一检查区域中的梯度系统进行操作。

优选地，梯度系统包括中央控制单元，该中央控制单元被设计成协调所有梯度活动(gradient activity)，优选地，协调不同梯度系统的独立操作，尤其甚至协调梯度系统之间的交叉干扰项的最小化和/或校正。术语“独立工作”意味着在检查区域中运行的MR序列不一定相同或同步或交错。

附图说明

根据以下结合附图考虑的详细描述，本发明的其他目的和特征将变得显而易见。然而，应当理解，附图仅是出于说明的目的而设计，而不是作为对本发明的范围的限定。

图1示出了根据本发明的实施方式的简化MRI系统。

图2示出了具有星形基本场磁体布置的磁共振断层成像系统的示例性实施方式。

图3示出了星形基本场磁体布置的各个基本场磁体段的详细示意性表示。

图4示出了具有两个检查区域的磁共振扫描仪的另一示例性实施方式。

图5示出了根据本发明的梯度系统的示意性示例。

图6示出了根据本发明的用于X梯度的平面线圈的示意性表示。

图7示出了根据本发明的用于Y梯度的平面线圈的示意性表示。

图8示出了根据本发明的用于Z梯度的平面线圈的示意性表示。

图9示出了用于X梯度的梯度线圈的替选绕组。

图10示出了用于Y梯度的梯度线圈的替选绕组。

图11示出了用于Z梯度的梯度线圈的替选绕组。

在图中，相同的附图标记自始至终表示相同的对象。图中的对象不一定按比例绘制。

具体实施方式

图1示出了磁共振成像系统1(“MRI系统”)的示意性表示。MRI系统1包括具有检查空间3或者患者通道的实际磁共振扫描仪(数据获取单元)2，在检查空间或者患者通道中，患者或测试人员位于被驱动的床8上，实际检查对象O位于患者或测试人员体内。

磁共振扫描仪2通常配备有基本场磁体系统4、梯度系统6以及RF发射天线系统5和RF接收天线系统7。在所示的示例性实施方式中，RF发射天线系统5是永久地安装在磁共振扫描仪2中的全身线圈(whole-body coil)，与之相比，RF接收天线系统7被形成为要布置在患者或者测试对象身上的局部线圈(这里仅由单个局部线圈表示)。然而，原则上，全身线圈也可以用作RF接收天线系统，并且局部线圈可以分别切换到不同的操作模式。

基本场磁体系统以典型方式设计，使得其在患者的纵向方向上(即，沿着磁共振扫描仪2的在z方向上延伸的纵轴)生成基本磁场。梯度系统6通常包括单独可控的梯度线圈，以能够彼此独立地在x方向、y方向或者z方向上切换(激活)梯度。

这里示出的MRI系统1是具有患者通道的全身系统，患者可以被完全引入到该患者通道中。然而，原则上，本发明也可以用在其他MRI系统处，例如，用在具有侧向开口的C形壳体的MRI系统处，以及用于仅能够使一个身体部分位于其中的较小的磁共振扫描仪中。

此外，MRI系统1具有用于控制MRI系统1的中央控制装置13。该中央控制装置13包括用于测量序列控制的序列控制单元14。利用该序列控制单元14，可以根据所选择的脉冲序列来控制系列射频脉冲(RF脉冲)和梯度脉冲。

为了输出脉冲序列的各个RF脉冲，中央控制装置13具有射频发射装置15，该射频发射装置15生成并放大RF脉冲，并且经由合适的接口(未详细示出)将RF脉冲馈送到RF发射天线系统5中。为了控制梯度系统6的梯度线圈，控制装置13具有梯度系统接口16。序列控制单元14以合适的方式与射频发射装置15和梯度系统接口16进行通信以发射脉冲序列。

此外，控制装置13具有射频接收装置17(同样以合适的方式与序列控制单元14进行通信)，以获取用于各个测量的磁共振信号(即，原始数据)，磁共振信号在脉冲序列的范围内以协调的方式从RF接收天线系统7被接收。

重建单元18接收所获取的原始数据并且根据所获取的原始数据重建磁共振图像数据以用于测量。该重建通常是基于可以在相应的测量或者控制协议中指定的参数来执行的。例如，然后可以将图像数据存储在存储器19中。

中央控制装置13的操作可以经由具有输入单元和显示单元9的终端10来进行，因此，整个MRI系统1也可以由操作者经由终端10来操作。MR图像也可以显示在显示单元9处，并且可以借助于输入单元(可能与显示单元9结合)来计划和启动测量，并且特别地，可以使用如上所述的合适的系列脉冲序列PS来选择(并且可能修改)合适的控制协议。

根据本发明的MRI系统1，特别是控制装置13，可以具有若干未详细示出的但是通常存在于这样的系统处的附加部件，例如，具有网络接口以将整个系统与网络连接并且能够交换原始数据和/或图像数据或者分别交换参数映射(parameter map)，但也可以交换附加数据(例如，患者相关数据或控制协议)。

通过辐射RF脉冲并且生成梯度场来获取合适的原始数据以及根据原始数据重建MR图像的方式是本领域技术人员已知的，并且因此在本文中不需要详细说明。

图2示出了具有星形基本场磁体布置40的磁共振断层成像系统1的示例性实施方式。

这里示出了磁共振扫描仪2，其功能可以由控制装置13控制。原则上，控制装置13可以以与根据图1的常规MR系统中的控制装置13类似的方式构造，并且具有与控制装置13相同的部件。同样地，控制装置13也可以具有合适的端子等(在此未示出)。

该图中的磁共振扫描仪2的基本场磁体布置40包括六个(此处是相同的)基本场磁体段44，该实施方式中，基本场磁体段40以围绕中心轴A的具有60°的旋转对称性的星形进行布置。由箭头指示的基本磁场B0具有基本场主方向R0，B0以圆形或环形磁场的形式延伸。

图3示出了星形基本场磁体布置40的各个基本场磁体段44的详细示意性表示。在这里，可以将六个线圈布置看作基本场磁体布置40的基本场磁体段44。

应当注意，在图3中，基本磁场B0未形成圆形，而是在每个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6中形成六角形轮廓。基本磁场B0的场线形成平行线。

该“六套”(“six-pack”)环形MRI扫描仪允许在六个成像体积(检查区域)中同时扫描多达六位患者，其中，如根据现有技术已知的，磁场B0的均匀性对于进行MR成像序列而言足够高。假定该扫描仪通过如图1的过程中所说明的获取和图像重建方法来获取原始数据并且重建MR图像。

对于每个成像体积，存在与之相关联的局部坐标系XYZ，如此处仅针对一个成像体积示例性描绘的。局部Z轴平行于静磁场B0延伸并且指向与静磁场B0相同的方向。Y轴平行于六套磁体系统的旋转对称轴，而X轴对应于从对称中心指向磁体外的径向方向。

箭头和等值线描绘了穿过磁体中间切开的截平面内的静磁场B0的总体分布。小箭头所描绘的局部磁场矢量示出了局部磁场大小(箭头尺寸)及其方向(箭头取向)的分布。

这样的对称布置的显著优点是当接通基本磁场B0时的结构稳定性。各个基本场磁体段44之间的磁力在主磁场方向R0的方向上相互抵消。每个基本场磁体段44被其两个相邻的基本场磁体段吸引，各自具有相同的力。所产生的力向内朝向柱43作用并且可以在柱43处通过适当的结构增强被很好地补偿。

具有根据图2和图3的基本场磁体布置40的这样的磁共振成像系统1允许在六个不同检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6(参见图2)处进行测量，其中，在所示出的示例中，在检查区域M4处发生针对对象O(如所示的患者或者无生命的对象)的测量，其中，患者在此处直立站立靠着基本场磁体布置40的竖直壁。理论上，可以同时在所有六个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6处进行测量。中心柱43将基本场磁体段44保持在适当位置，并且中心柱43还可以包括技术部件，例如，电连接件或者甚至电源。

在每种情况下，测量装置12(仅象征性地示出)或者为此目的在检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6处分别需要的部件(例如，HF线圈)可以位于检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6部件、RF传输系统的发射线圈、RF接收系统的RF接收线圈和/或公共RF发射/接收线圈。同样地，这可以包括梯度线圈和/或匀场线圈。所有这些部件可以由共同控制装置13协同控制。

当然，磁共振扫描仪2也可以具有多于六个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6，其高度可以更低，或者其可以被设计用于检查身体的小区域，例如，用于头部检查或者肢体、女性乳房、前列腺、肝脏、肾脏或其他器官的检查。星形基本场磁体布置40也可以被定位成平放的。

在一个检查区域M4中在患者头部周围示出了根据本发明的梯度系统20的示例。梯度系统20的V形遵循两个基本场磁体段44之间的角度，即60°。

在相邻检查区域M3中示出了根据本发明的梯度系统20的另一示例。该梯度系统20包括大梯度线圈，该大梯度线圈覆盖检查区域M3的整个视场，并且机械地且永久地附接到MRI扫描仪2的基本场磁体段44。每个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6可以具有与其附接的这样的V形梯度系统60，并且这样的V形梯度系统60包括两个块：右块和镜像成对的左块。根据本发明的梯度系统60的V形架构更好地利用了检查区域内可用的磁场空间，该磁场空间的形状像三棱镜或梯形棱镜。至于局部梯度系统20，每个块包括平面梯度线圈25x、25y、25z的堆叠(参见以下附图)，例如，每个块集成X、Y和Z梯度线圈对的一半。此外，块还可以集成磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈，该磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈被设计成使成像体积外部的否则将穿透相邻检查区域和/或成像体积的杂散梯度场衰减。梯度系统20还可以包括用于每个轴GPAx、GPAy和GPAz以及用于每个检查区域的专用梯度功率放大器，优选地，所有梯度功率放大器由共同的中央单元控制。

图4示出了具有两个检查区域M1、M2的磁共振扫描仪2的另一示例性实施方式。这里，仅将基本场磁体布置40的下半部分设计成星形，作为基本场磁体段44的组41，而另一基本场磁体段44向上突出，并且既用于引导基本磁场B0，又用作两个检查区域M1、M2之间的壁W的一部分，在检查区域M1、M2上存在作为待检查对象O的两个患者。在图示中可以看出，两个患者之间的壁W的下部由磁共振扫描仪2的壳体壁30形成，基本场磁体段44集成在检查区域M1、M2之间。壁W不仅可以用作隐私屏障，还可以用作声屏蔽或RF屏蔽。

该磁共振扫描仪2的基本磁场B0越朝外变得越弱——这可以用于位置编码——并且在纵向方向(与图像平面正交)上是均匀的。基本磁场B0的形状在两个检查区域M1、M2中基本相同，唯一的区别是(沿穿过患者O所躺表面的一个方向的)路线是反向的。此外，可以将磁共振扫描仪2的尺寸选择得完全不同。

在这里，基本磁性主场方向R0也是圆形的。该实施方式的特殊特征在于患者O不在狭窄的空间内，而是可以自由地看向天花板。通常由弯曲(curvature)引起的基本磁场B0的不均匀性可以如上所述用于一个空间方向上的空间编码分辨率。

由于该磁共振扫描仪2的开放式设计和环形磁场，这种布置允许容易并且几乎不受限制地接近患者。由于对称构造，磁力在很大程度上如图2中那样得到补偿，或者磁力被转移到可以在结构上被很好地增强的区域。

在两个检查区域M1、M2中示出了根据本发明的梯度系统20的示例。梯度系统20的V形再次遵循两个基本场磁体44之间的角度，即，这里为90°。

图5示出了根据本发明的梯度系统20的示意性示例。该梯度系统20包括若干对梯度线圈25x、25y、25z，其中，每个对中的梯度线圈25x、25y、25z包括中心平面23并且被布置在检查区域Ml的相对侧，使得对中的两个梯度线圈25x、25y、25z的中心平面23在此处彼此成约60°的角度，使得梯度系统20是V形的。

图6、图7和图8示出了用于X梯度、Y梯度和Z梯度的平面梯度线圈25x、25y、25z的示意性表示。梯度线圈25x、25y、25z由电流导体21构成。梯度线圈可以通过电力连接器22连接到梯度电源(未示出)。梯度系统60应当包括所有三个梯度线圈25x、25y、25z，三个梯度线圈用于产生在X、Y和Z方向上具有贡献的梯度矢量(例如参见图5)。导体21处的箭头总是示出电流的预定义方向。

图6示出了用于X梯度的梯度线圈25x。梯度线圈25x被成形为使得后续环路的半径垂直于场相关导体21(这里为具有指向底部的箭头的中心导体21)而增加。后续环路的中心沿梯度线圈25x的中心方向移动。

图7示出了用于Y梯度的梯度线圈25y。梯度线圈25y被成形为使得后续环路的半径垂直于场相关导体21(这里为具有指向左/右的箭头的中心导体21)而增加。后续环路的中心沿梯度线圈25y的中心方向移动。

图8示出了用于Z梯度的梯度线圈25z。梯度线圈25z被成形为使得后续环路的半径垂直于场相关导体21(这里为具有指向底部的箭头的导体21)而增加。后续环路的中心基本上保持在梯度线圈25z的中心。

利用如图6、图7和图8所示的线图案，由于梯度系统20的V形，生成的梯度场沿着径向方向或者沿着局部X轴会是略微非线性的。这对于该解决方案不是严重的限制，因为MRI的现有技术提供适应于非线性梯度场的各种图像重建方法。此外，使用非线性梯度的MR成像可以提供另外的优点，例如，可变的空间分辨率、利用非线性信号编码的更快的数据获取以及微弱的外周神经刺激。

图9、图10和图11示出了用于梯度线圈25x、25y、25z的替选绕组。在左边示出了已经在图6、图7和图8中示出的作为参照的梯度线圈25x、25y、25z，并且在右边示出了具有替选绕组的梯度线圈25x、25y、25z。由于线圈被布置成V形，因此产生线性梯度场的左边线圈的磁场沿x轴的方向(V的口，即，前侧)变得较弱。由于导体21之间的距离从左到右增加，右边线圈25x、25y、25z在V形构造中产生线性梯度场。为了实现恒定的梯度场，右梯度线圈25x、25y、25z的左侧应当指向X轴的方向。

图9示出了用于X梯度的梯度线圈25x的替选绕组。替选绕组被成形为使得后续环路的半径垂直于场相关导体21(这里为具有指向底部的箭头的中心导体21)以相邻导体之间的非恒定距离增加。后续环路的中心沿梯度线圈25x的中心方向移动。因此，成一组的环路中的场相关导体21的距离至少沿朝向梯度系统2的前侧的方向稳定地减小。

图10示出了用于Y梯度的梯度线圈25y的替选绕组。替选绕组被成形为使得后续环路的半径垂直于场相关导体21(这里为具有指向左侧的箭头的中心导体21)以相邻导体之间的非恒定距离增加。由于梯度系统的V形，后续环路的中心向中心并且向右移动。因此，成一组的环路的半径沿X方向以及沿Y方向增加，并且外部导体21基本上保持在梯度系统的前侧。

图11示出了用于Z梯度的梯度线圈25z的替选绕组。替选绕组被成形为使得后续环路的半径垂直于场相关导体21(这里为具有指向上和下的箭头的中心导体21)以相邻导体之间的非恒定距离增加。后续环路的中心基本上保持在梯度线圈25z的中心。因此，成一组的环路中的场相关导体的距离至少沿朝向梯度系统的前侧的方向稳定地减小。

可以通过硬件或软件工具进一步优化图6至图11所示的初始图案以满足附加约束。利用图9至图11所描绘的线图案，生成的梯度场沿着径向方向或者沿着局部X轴是略微非线性的。这对于该解决方案在现有技术MRI系统中的使用不是严重的限制，因为MRI的现有技术提供适应于非线性梯度场的各种图像重建方法。此外，使用非线性梯度的MR成像可以提供另外的优点，例如，可变的空间分辨率、利用非线性信号编码的更快的数据获取以及微弱的外周神经刺激。

在图9至图11的右侧描绘的替选梯度线圈25x、25y、25z被优化以同样沿径向/局部x轴生成线性变化的梯度场。

尽管已经以优选实施方式及其变型的形式公开了本发明，但是应当理解，在不脱离本发明的范围的情况下，可以对本发明作出许多附加的修改和变型。为清楚起见，应当理解，在整个本申请中使用未加以量词限定的表述并不排除多个，并且“包括”并不排除其他步骤或要素。对“单元”或“装置”的提及并不排除使用多于一个单元或装置。

Claims (12)

1.一种用于磁共振成像系统的梯度系统(20)，包括若干对梯度线圈(25x，25y，25z)，其中，每个对中的梯度线圈(25x，25y，25z)包括中心平面(23)，并且被布置在检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)的相对侧，使得对中的两个梯度线圈(25x，25y，25z)的中心平面(23)彼此成大于10°的角度，使得所述梯度系统(20)是V形的。

2.根据权利要求1所述的梯度系统，其中，每个对中的梯度线圈(25x，25y，25z)以镜像布置的方式布置在所述检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)的相对侧，使得对中的两个梯度线圈(25x，25y，25z)的中心平面(23)关于角平分线对称。

3.根据前述权利要求之一所述的梯度系统，其中，所述梯度线圈(25x，25y，25z)是双平面梯度线圈(25x，25y，25z)，优选地其中，所述检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)一侧的梯度线圈(25x，25y，25z)的中心平面(23)相互平行。

4.根据前述权利要求之一所述的梯度系统，其中，若干梯度线圈(25x，25y，25z)被形成为局部线圈，优选地，被形成为用于头部成像的局部梯度线圈(25x，25y，25z)，并且/或者

其中，若干梯度线圈(25x，25y，25z)被形成为覆盖检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)的整个视场的侧面，优选地，能够机械地和/或永久地附接到MRI扫描仪(2)。

5.根据前述权利要求之一所述的梯度系统，包括磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈，其中，所述磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈优选地被布置成平行于所述梯度线圈(25x，25y，25z)。

6.根据前述权利要求之一所述的梯度系统，其中，通过导体(21)的多个环路形成梯度线圈(25x，25y，25z)，优选地其中，

-用于X梯度的梯度线圈(25x，25y，25z)的环路包括X方向上相邻的两组反转环路，优选地其中，成一组的环路的半径增加，并且X方向上的外导体(21)基本保持在所述梯度线圈(25x，25y，25z)的侧面，

-用于Y梯度的梯度线圈(25x，25y，25z)的环路包括Y方向上相邻的两组反转环路，优选地其中，成一组的环路的半径增加，并且Y方向上的外导体基本保持在所述梯度线圈(25x，25y，25z)的侧面，

-用于Z梯度的梯度线圈(25x，25y，25z)的环路包括成一组的增大的环路，优选地其中，环路的中心基本保持在所述梯度线圈(25x，25y，25z)的中心。

7.根据权利要求6所述的梯度系统，其中，

关于用于X梯度的梯度线圈(25x，25y，25z)和/或用于Z梯度的梯度线圈(25x，25y，25z)，成一组的环路中的场相关导体(21)的距离至少沿所述梯度系统(20)的V形的开口的方向稳定地减小，并且/或者

其中，关于用于Y梯度的梯度线圈(25x，25y，25z)，成一组的环路的半径也沿朝向所述V形的开口的X方向增加，并且外导体基本保持在所述开口处。

8.一种磁共振成像系统(1)，包括：至少一个检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)，优选地，两个或更多个检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)；以及在至少一个检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)中的根据前述权利要求之一所述的梯度系统(20)。

9.根据权利要求8所述的磁共振成像系统，其中，所述梯度系统包括若干梯度线圈(25x，25y，25z)，所述梯度线圈覆盖检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)的整个视场的侧面，优选地，机械地和/或永久地附接到所述磁共振成像系统(1)的MRI扫描仪(2)。

10.根据权利要求8或9所述的磁共振成像系统，其中，所述检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)的至少一侧的梯度系统(20)的梯度线圈(25x，25y，25z)的中心平面(23)平行于所述磁共振成像系统(1)的MRI扫描仪(2)的基本场磁体。

11.根据权利要求8至10之一所述的磁共振成像系统，其中，所述磁共振成像系统(1)被设计成使得所述检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)中的梯度系统(20)，优选地，每个检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)中的梯度系统(20)，异步地和/或独立于所述磁共振成像系统(1)的另一检查区域(M1，M2，M3，M4，M5，M6)中的梯度系统(20)进行操作。

12.根据权利要求8至11之一所述的磁共振成像系统，包括中央控制单元(13)，所述中央控制单元(13)被设计成协调所有梯度活动，优选地，协调不同梯度系统(20)的独立操作，尤其甚至协调所述梯度系统(20)之间的交叉干扰项的最小化和/或校正。

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