CN113534029A - 用于磁共振成像系统的磁体系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于磁共振成像系统的磁体系统。本发明描述了一种用于磁共振成像系统(1)的磁体系统，其包括基本场磁体(4)和梯度系统(6)，其中，该梯度系统(6)的线圈位于所述基本场磁体(4)的预定义基本磁场(B0)的区域外部。本发明还描述了相应的梯度系统和具有这样的磁体系统的磁共振成像系统。

Description

用于磁共振成像系统的磁体系统

技术领域

本发明描述了一种用于磁共振成像(MRI)的磁体系统，优选地是梯度系统，尤其是用于牙齿和肢体MRI扫描仪的磁体系统。

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。简而言之，为此目的，将检查对象定位在磁共振(MR)扫描仪中，处于相对强且均匀的静态磁场中，也称为B0场，其具有0.2T至7T的场强，使得对象的核自旋沿静态磁场线取向。为了触发核自旋共振，朝向检查对象照射高频激励脉冲(HF脉冲)。所测量的核自旋共振被称为k空间数据，并且其被用于MR图像的重构或光谱数据的计算。

为了对测量数据进行空间编码，动态切换的磁梯度场被叠加在静态磁场上。记录的测量数据被数字化，并作为复数值存储到k空间矩阵中。例如借助于多维傅立叶变换，可以从填充有这样的值的k空间矩阵重构相关联的MR图像。

传统的MR扫描仪采用螺线管型超导磁体，在成像期间将患者置于MR扫描仪的膛内。这样的扫描仪设计将患者限制在紧凑的空间内，并且限制了医务人员接近患者身体，例如以执行由实时MR成像引导的介入或治疗过程。

牙科MR扫描仪的大多数现有技术采用螺线管型磁体，由于需要集成外部有源屏蔽线圈以便在牙科诊所内安全操作，因此该磁体往往具有大的外径，例如，如US 2018/0199853A1中所示。此外，由于成像视场被深深地定位到螺线管的中心内部区域中，患者头部进入磁体腔中还受到定位在磁体腔内部的圆柱形梯度线圈的限制。最终效果是磁体内腔应足够大以允许患者肩部进入。这种解决方案大大增加了扫描仪的尺寸，并且因此也增加了成本。

其他扫描仪结构使用C形基本场磁体，其具有位于磁体的两个磁靴之间的检查区域。

最近，引入了一种新的扫描仪结构，其包括环形基本磁场和在产生环形磁场的磁线圈之间的多个检查区域。

考虑所有这些扫描仪架构，它们的共同之处在于，它们包括总是位于基本磁场内部的梯度线圈。已知系统的功能结构可以与俄罗斯嵌套玩偶进行比较：在中间，存在由用于发射和接收射频(RF)的线圈“围绕”的检查区域或患者。在下一个“球体”中，布置了由基本场磁体包围的梯度线圈。

关于梯度线圈，它们的形状适应于基本磁场。存在螺线管，但也存在可以平行或以V形布置的平面线圈。然而，通常基本场磁的形状严重限制了可用于围绕检查区域装配梯度线圈的空间。由于梯度线圈非常接近视场(FOV，即检查区域的区)，并且梯度线圈尺寸受到保持磁体尺寸尽可能小的需要的限制，因此在成像区域的范围上梯度场的可获得的线性度产生了问题。

已知扫描仪架构的另一严重缺点是在测量期间由梯度线圈生成的声学噪声。

发明内容

本发明的目的是公开一种用于专用MR扫描仪结构的新设计，尤其是用于对特定器官或人体部分(例如患者的齿系)进行成像的新设计，该新设计一方面提供更好的梯度场，并且另一方面生成更低的声学噪声水平。

该目的通过根据本发明的磁体系统、梯度系统以及磁共振成像系统来实现。

根据本发明的用于磁共振成像系统的磁体系统包括基本场磁体和梯度系统(具有梯度线圈)。这些梯度线圈优选地是梯度系统的线圈对，其用于生成针对梯度系统的轴的梯度场。对于本发明的效果重要的是，梯度系统的线圈位于基本场磁体的预定义基本磁场的区域外部。还清楚的是，基本场磁体被设计成在检查期间在预定检查区域中施加预定基本磁场，并且梯度线圈被设计和定位成在该检查期间在该检查区域中施加梯度场。然而，并非梯度系统的所有线圈都必须在基本磁场的区域外部，至少梯度线圈应该被布置在外部。

根据本发明的用于磁共振成像系统的磁体系统实际上包括多对梯度线圈。这意味着对于每个梯度轴有两个梯度线圈。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分量的梯度分布。因此，优选的是，存在一对X梯度线圈、一对Y梯度线圈和一对Z梯度线圈。显然，被设计成产生相同梯度(并且被布置在检查区域的相对侧)的两个梯度线圈形成一对。每个对中的梯度线圈(即，X、Y和/或Z梯度线圈)被布置在检查区域的相对侧。检查区域是在其内发生成像处理的区域，即包围扫描仪的视场(FOV)的体积。

肯定的是，梯度系统还可以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或保持结构。此外，梯度系统可以包括另外的线圈，例如匀场线圈、生成非线性编码场的线圈或用于多维空间信号编码和加速信号采集的动态场循环线圈。尽管优选地至少梯度线圈被布置在基本磁场外部，但是由于它们的导线承载最强和快速切换电流，因此还优选地将其他线圈也布置在基本磁场外部。

基本场磁体的“预定义磁场”是用于测量的场。由于磁场总是在闭合路径中循环(并且延伸到无穷大)，所以如果以仔细观察磁场，则不容易定义磁场的内部和外部。然而，磁共振成像领域的技术人员可以容易地将基本磁场划分为位于检查区域中并用于测量的主磁场和位于检查区域外部的杂散场。“主磁场”是以上提到的预定义基本磁场。磁场的其他部分将被指定为“杂散场”。

表述“外部”意味着用于测量的至少基本磁场的部分(穿过检查区域/成像体积的场线)没有穿透相应的梯度线圈。因此，相应的梯度线圈被布置成使得优选地直接涉及测量的基本磁场(主磁场)的场线没有穿过这些梯度线圈。取决于基本场磁体的形状，还可以说，相应的梯度线圈没有布置在基本场磁体发生器与检查区域之间的空间中。替选地，从C形基本场磁体来看，可以说，磁体的每个极性中的至少一个极靴位于梯度线圈内，或者极靴位于梯度线圈之间(取决于梯度线圈的形状)。在观察螺线管基本场磁体时，梯度线圈布置在螺线管线圈外部。观察杂散场，可以说，相应的梯度线圈被布置在杂散场中。观察场强的绝对值，“外部”意味着相应的梯度线圈被布置在这样的区域中，在该区域中，由基本场磁体发生器施加的(杂散)场的(预定义)场强小于检查区域中的(预定义)场强的10％或基本场磁体的最大场强的10％，优选地小于1％，尤其小于0。

梯度系统的线圈的上述布置具有的优点在于，基本场磁体可以设计得更小，这对基本磁场的均匀性和磁体的成本具有积极的影响。此外，降低了在检查期间产生的声学噪声水平。在检查期间出现的噪声水平与作用在梯度线圈导体上的洛伦兹力成比例，其可以由公式F＝q·v×B来描述。(F＝在梯度线圈的导体上的力，q·v＝流过梯度线圈的导体的电流，B＝其中梯度线圈的导体垂直于磁场的强度)。

在具有极片(例如C形磁体)的开放式磁共振扫描仪的情况下，基本磁场位于极片之间。通过根据本发明在主磁场外部安装具有开放式磁共振扫描仪的梯度线圈，解决了该问题(体积)的解决方案。这也减小了作用在导体上的力，并由此减小了所产生的机械振动和声学噪声。

为了通过最小化叉积项(麦克斯韦项)和高阶项来保持磁梯度场的线性度尽可能高，需要将梯度线圈的尺寸增加到成像体积的至少两倍，并且还需要将这些线圈定位成远离成像区域并保持相当的距离。这可以通过本发明来实现，因为梯度线圈的尺寸不受基本场磁体的几何形状的限制。

如现有技术那样，在梯度线圈位于磁体内的情况下，梯度线圈的扩大将导致磁体尺寸的增加。较大的磁体尺寸涉及较高的生产成本，其与磁体外径的3次方成比例。较大的磁体尺寸导致杂散磁场的延伸的较大覆盖区(这是5G安全轮廓线)。较大的覆盖区意味着在客户现场的较高安装成本和由于安全法规而受限的临床工作流程。因此，本发明在MRI系统的许多方面具有有利的效果。

因此，新的架构将梯度线圈对放置在基本场磁体外部，其主要益处在于，所生成的磁梯度场的线性度至少可以在FOV内部最大化，同时磁体的几何形状可以被优化以适合目标解剖结构。由此，对于成像体积(检查区域)的相同空间扩展，主磁体(基本场磁体)的尺寸和最终成本可以大大降低。由于现有技术将梯度线圈放置在磁体圆环内部，因此增加了磁体的尺寸和成本。此外，本发明允许医务人员更好地接近患者以进行临床干预和治疗过程。

用于根据本发明的磁体系统的根据本发明的梯度系统包括梯度系统的线圈，其被设计成布置在基本场磁体的磁场的预定区域外部。

根据本发明的磁共振成像系统包括根据本发明的磁体系统。优选的MR扫描仪架构特别适合于患者(人或动物)的专用身体部分或器官的MR成像。由于梯度系统被布置在基本磁场外部，所以基本场磁体的尺寸可以取决于要利用该系统成像的器官来选择。磁共振成像系统优选地被设计用于检查头部、前列腺、四肢、动物、新生儿，优选地被设计用于牙科成像和/或被设计用于检查包括患者的脑、腕、肘、脚、踝、膝、乳房和前列腺的组的身体部分。

优选地，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；以及用于至少一个检查区域的根据本发明的梯度系统。这样的磁共振成像系统的优选的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。

如以下描述中所揭示的，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。不同权利要求类别的特征可以被适当地组合以给出本文中未描述的其他实施方式。

根据优选的磁体系统，位于基本场磁体的预定基本磁场的区域外部的线圈是梯度线圈，尤其是用于所有三个坐标轴的梯度线圈。替选地或附加地，位于基本场磁体的预定义基本磁场的区域外部的线圈是匀场线圈和/或生成非线性编码场的线圈和/或用于多维空间信号编码和加速信号采集的动态场循环线圈。优选地，附加线圈被布置成平行于梯度线圈，尤其是其中，梯度系统包括线圈块，所述线圈块包括梯度线圈和其他线圈。由于梯度线圈被布置在两个磁靴之间的基本磁场外部，因此将存在大大减少的噪声发射，取决于梯度线圈在基本磁场外部的布置，所述噪声发射可以被减小到听觉阈值以下。

根据优选的磁体系统，基本场磁体是C形磁体，并且梯度系统的线圈，尤其是梯度线圈，被布置在基本场磁体的极靴区域中，或者使得基本场磁体的极靴位于这些线圈中的两个之间。

根据优选的磁体系统，基本场磁体具有环形场分布，并且优选地具有两个或更多个检查区域。优选地，基本场磁体线圈以星形布置。对于MRI扫描仪使用环形磁体系统的一个优点在于，这样的磁体配置使杂散场最小化并且消除对有源屏蔽线圈的需要，这使得这些磁体还更加高效和成本有效。这允许MRI扫描仪的紧凑定位，可以直接在医生办公室中而不必将它们安装在单独的检查室中。

因此，根据优选实施方式，基本场磁体布置包括至少一组基本场磁体段(线圈或线圈组)，其围绕至少一个空间轴以星形布置，其中相应基本场磁体段的侧壁或边缘指向该中心轴。这种布置优选是旋转对称的，其中，对于(一组中的)N个基本场磁体段来说，360°/N的旋转对称是特别优选的。在六个基本场磁体段的情况下，基本场磁体布置将例如像六角星。然而，星形形状还可以包括磁体段的另一(部分)规则布置，例如，基本场磁体段全部规则地布置在半圆内。这些部分规则的星形中的若干个围绕若干个中心轴或空间轴的布置，例如，稍微间隔开的两个半圆形布置，形成一个整体，以产生具有插入的直通道的圆环形式的上述基本磁场。

根据优选的磁体系统，基本场磁体包括(铁)磁轭，并且梯度系统的线圈被布置成使得它们的场耦合到磁轭中。因此，基本场磁体和梯度系统的线圈两者优选地使用相同的磁轭。优选的是，磁轭与梯度系统的每个相应线圈(布置在基本磁场外部)之间的距离小于2cm，特别优选的是，其中，相应线圈与磁轭接触。由于这个小间隙，线圈到轭中的磁场耦合比在线圈与轭之间具有大间隙的情况下更有效。

根据优选的磁体系统，梯度系统的线圈是优选地处于平行布置的平面线圈。与V形布置相比，平行布置可以是允许在给定宽松的设计限制的情况下实现梯度场的更好线性的有利架构。这些自由度可以进一步被用于最小化外周神经刺激效应和不期望的涡流的生成。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太多空间的优点。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。

根据优选的磁体系统，梯度系统的线圈相对于基本场磁体的预定义基本磁场内部的检查区域对称地放置。进一步优选地，各个线圈被布置成彼此相距一定距离，使得待检查的对象或检查区域适配在各个线圈之间。例如，在牙科成像的特定情况下，这样的解决方案允许患者头部适配在梯度线圈之间的空间内部。

根据优选的磁体系统，梯度系统的线圈与磁体机械地解耦，优选地，其中，线圈相对于基本场磁体是可移动的，尤其是通过致动器臂是可移动的。在优选的几何结构中，梯度线圈被安装为使得它们可以围绕Z轴旋转一个角度。这允许将梯度线圈更接近头部进行适配，并且避免与患者肩部的机械碰撞。例如，梯度线圈与磁体机械地解耦，并且可以在非成像时间期间由致动器臂独立地升起，并且远离患者身体重新定位。这种方法为医务人员提供了更好的接近患者的途径，因为手术或非手术牙科或整形过程通常可能需要这种途径。

根据优选的磁体系统，基本场磁体布置在梯度系统的线圈之间，其中，这些线圈之间的距离优选地大于基本场磁体的尺寸。这允许基本场磁体的最小尺寸。

根据优选的磁体系统，基本场磁体被成形为使得其适合的目标解剖结构，优选地其中，基本场磁体被成形为类似于用于检查肢体的环面或圆柱体的开口段，或者被成形为类似于用于前列腺检查的自行车座或鞍座。利用基本场磁体外部的梯度系统，可以容易地修改扫描仪架构以适合其他身体部分和内部器官，例如用于对腕、肘、膝、脚、脚踝、女性乳房或男性前列腺进行成像。该新的结构还将适合于专用于对各种小动物进行成像的扫描仪，以用于兽医应用。扫描仪结构也可以用于对新生儿成像，其主要优点在于仅由梯度线圈的操作生成弱的声学噪声。

所有这些各种扫描仪配置的优点在于，用于生成静态磁场的磁体可以被制成尽可能小的尺寸(并且由此具有最低可能的成本，并且具有关于杂散场的最小覆盖区)，并且被成形为使得最佳地适配目标解剖结构，而梯度线圈系统可以更大并且被设计成使得允许容易地接近患者身体，以用于介入过程并且允许患者在扫描仪内的不受限制的定位。

根据优选的磁体系统，梯度系统包括冷却系统，该冷却系统也布置在基本场磁体的预定义基本磁场的区域外部。此外，本发明提供了一般优点，即，不必绝对地屏蔽梯度线圈，这使得梯度线圈更有效并且热耗散更低。然而，对梯度线圈的强制冷却可能是有利的。对于上述实施方式，冷却方案将既不与基本场磁体机械干涉，也不限制其几何形状。利用本发明，尤其是该实施方式，梯度线圈内产生的热量大部分不会被传递到磁体，从而导致磁场强度或其空间分布的热漂移，而梯度线圈中的热源将不会接近患者身体定位或向患者身体辐射。

根据优选的磁体系统，梯度线圈以可枢转的方式布置，尤其使得它们可以像门一样移动，优选地其中，梯度线圈是平面线圈，尤其包括全面盖(full faced cover)，使得它们被设计成充当百叶窗。这对于基本场磁体的星形布置或具有多个检查区域的其他布置是特别有利的，因为可能需要将用于第一检查区域的梯度系统的线圈布置在第二检查区域的前面。这些线圈可以阻挡第二检查区域，并且应该可以像打开第二检查区域的门一样打开线圈。然而，当线圈像门一样使用时，它们也可以用作阻挡进入第二检查区域的视野的百叶窗。检查区域的星形布置可以被梯度系统的线圈围绕，除了它们的技术用途之外，它们都可以用作门和/或百叶窗。

由于梯度系统的线圈位于基本场磁体的外部，并且它们的取向可能受到磁共振成像系统的机械约束的限制，因此可能发生的是，它们的绕组必须被适配以便产生最佳梯度场。

根据优选的梯度系统，梯度线圈由多个导体环形成。明显的是，优选地，仅一个长导体被缠绕成多个环，然而，也可能出现彼此连接的开环(open loop)。在下文中，线圈的环被指定为“一组环(set of loops)”，其中，对移动动作的任何引用都意味着被理解为随后的环的改变。优选的是(替选地或附加地)以下设计。

用于X梯度的梯度线圈的环包括在X方向上相邻的两组反向旋转的环，优选地其中，一组环的半径增加，而X方向上(前侧和后侧)的外导体基本上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的形状。

用于Y梯度的梯度线圈的环包括在Y方向上相邻的两组反向旋转的环，优选地其中，一组环的半径增加，而Y方向上的外导体基本上保持在梯度线圈的侧面(垂直于前侧和后侧的侧面)。这意味着线圈可以看作是用于仅旋转90°的X梯度的线圈。

用于Z梯度的梯度线圈的环包括一组增加的环，优选地其中，环的中心基本上保持在梯度线圈的中心。这意味着线圈可以是同轴的，但是至少在X方向上变得更大。

下面描述更优选的线圈的特殊设计。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，一组环的场相关导体的距离至少在梯度系统的V形的孔径的方向上(在到前侧的方向上)稳定地减小。场相关导体是确定梯度的磁场的环的这些部分。

关于用于Z梯度的梯度线圈，一组环的场相关导体的距离至少在梯度系统的V形的孔径的方向上(在到前侧的方向上)稳定地减小。

关于用于Y梯度的梯度线圈，一组环的半径在X方向以及Y方向上增加，并且V形的孔径处的外导体基本上保持在孔径的侧面(即，在前侧)以及在垂直于前侧的侧面。

各种硬件或软件工具可以用于进一步微调这些导线图案，以便满足一些附加约束(例如，梯度线性度)以减小杂散场、机械振动的幅度以及声学噪声或外周神经刺激的水平。

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(quadratic)的间距来消除沿X轴的非线性分量，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，示例性解决方案添加了沿X轴具有恒定间距的附加导线分布。这与用于生成静态磁场B0的磁体线圈的导线图案类似。

优选的方法具有附加的有利效果，即它可以用于补偿具有两个或更多个检查区域的磁共振成像系统中的杂散磁场。优选的方法包括以下步骤：

-除了基本磁场之外，提供要在第一检查区域中施加的预定义的梯度场的值，

-提供要在第二检查区域(特别是与第一检查区域相邻，因为在相邻区域中效果最强)中施加的预定义的序列控制脉冲，

-在第一检查区域中施加梯度场的情况下，确定第二检查区域中的杂散磁场，

-根据预定义的序列控制脉冲和所确定的杂散磁场来计算用于该第二检查区域的补偿序列控制脉冲，其中，该补偿序列控制脉冲被计算成使得不管杂散场如何都能够执行第二检查区域中的测量，

-将补偿序列控制脉冲施加到第二检查区域，以及

-优选地，对于其他检查区域，特别是对于所有检查区域，重复这些步骤。

用于在第一检查区域中施加的梯度场的值是公知的。当施加在第一检查区域中时，该梯度场在其他检查区域中产生杂散场。

杂散场影响第二检查区域中的测量。如果第二检查区域与第一检查区域相邻(其中，这种情况是优选的，因为杂散场在相邻区域中最强)，则杂散磁场对测量的干扰严重。为了测量，在第二检查区域中施加预定义的序列控制脉冲，其中，该预定义的序列控制脉冲优选地是预定义的第二梯度场。因为杂散场影响利用该序列控制脉冲的测量，所以利用以下步骤将该序列控制脉冲调整到杂散场。

定义预定义的序列控制脉冲的信息是关于序列控制脉冲的强度和方向的数据。由于在MRI系统中存在限定的梯度磁体线圈，所以数据可以包括关于信号幅度或电流以及施加该信号的天线或线圈的信息。

应当注意，在MRI系统的所有检查区域中，应当补偿杂散磁场的影响。因此，优选地，应当提供所有检查区域的预定义的序列控制脉冲的值，并且应当对所有检查区域执行该方法，同时将任何检查区域视为第一区域，并且将任何其他检查区域视为第二检查区域。

在提供关于预定义的序列控制脉冲的任何信息之前、期间或之后，确定第二检查区域中的杂散磁场，例如，其方向和其强度(磁场向量)。这是梯度场的杂散磁场。该步骤可以通过计算或通过测量杂散磁场来实现。

例如，可以在第一检查区域中施加梯度场，并且可以在第二检查区域中测量杂散磁场(例如，对于感应梯度场的不同电流)。对于在第一检查区域中施加梯度场(具有预定义的电流)的情况下，该测量值可以被存储并且用于确定第二检查区域中的杂散磁场。然而，如果MRI扫描仪的特性是公知的，则还可以计算磁场(例如，在模拟中)。最后，对于一组相同的MRI扫描仪，一组存储的值可以用于进行确定。

使用确定的杂散磁场和提供的(预定义的)序列控制脉冲，可以针对第二检查区域计算补偿序列控制脉冲。该补偿序列控制脉冲可以被直接确定，或者可以计算校正项，并相加至预定义的序列控制脉冲中/从预定义的序列控制脉冲中减去。由于预定义的序列控制脉冲和杂散场的方向可能是重要的，因此优选地根据表示预定义的序列控制脉冲的向量和校正向量(基于杂散场)计算所得到的补偿向量。

此后，将补偿序列控制脉冲施加到第二检查区域。该施加是公知的，并且施加补偿序列控制脉冲，而非预定义的序列控制脉冲。

本发明的解决方案允许至少在一阶中对杂散梯度场的有源补偿。通过这种补偿，可以同时且独立地获取不同检查区域中的图像，其中，在每个检查区域中可以操作专用的三轴梯度系统。如果目标视场不是太大并且梯度线圈的有源屏蔽相当有效，则对高达一阶的杂散场的补偿是足够好的。然而，该方法可以被扩展到校正较高阶的杂散场。这将优选地需要一组动态较高阶的匀场线圈和相关联的线圈电流放大器，并且相应地需要较大的灵敏度矩阵来进行反相。下面进一步说明较高阶补偿。

尽管本发明对于星形磁体布置是非常有利的，但是对于具有以下布置的其他MRT系统也是有利的，例如，使用中心检查区域的基本磁场的检查区域的线性布置或“卫星检查区域”的布置。

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)异步地进行操作和/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。

根据本发明的磁体结构包括的优点是，尤其是与在环面外部具有相对弱的杂散磁场的环形磁体相结合，梯度线圈在声学上是安静的。这是由于以下事实造成的，即与将梯度线圈放置在强磁场区域中的现有技术不同，新的解决方案将梯度线圈的导线暴露在显著较弱的静磁场中，即实际上仅暴露在杂散场中。因此，作用在这些由强电流脉冲操作的导线上的法拉第力明显较低，随之机械振动和所产生的声学噪声具有低得多的幅度。

此外，有利的是，不再限制梯度系统的线圈的尺寸，因此可以实现用于所有三个坐标轴的梯度线圈以及生成非线性编码场的另外的线圈或用于多维空间信号编码和加速信号采集的动态场循环线圈。

附图说明

根据以下结合附图考虑的具体实施方式中，本发明的其他目的和特征将变得明显。然而，应当理解，附图仅出于说明的目的而设计，而不是作为对本发明的限制的定义。

图1示出了现有技术的简化MRI系统。

图2示出了现有技术的简化C形MRI扫描仪。

图3示出了在现有技术的C形MRI扫描仪中的检查。

图4示出了根据现有技术的RF线圈在基本磁场中的布置。

图5示出了示例性的一对z梯度线圈的场。

图6示出了根据本发明的梯度线圈的布置。

图7示出了根据本发明的梯度线圈的布置。

图8示出了根据本发明的具有开放基本场磁体的梯度系统的布置。

图9示出了根据本发明的可移动梯度系统的布置。

图10示出了根据本发明的梯度系统与基本场磁体的磁轭相结合的布置。

图11示出了根据本发明的具有梯度系统的星形基本场磁体布置。

图12示出了从上面看的图11的梯度系统的基本场磁体布置。

在图中，相同的附图标记始终表示相同的对象。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或患者隧道的实际磁共振扫描仪(数据获取单元)2，患者或测试人员位于检查空间3或患者隧道中的驱动床8上，实际检查对象O位于驱动床体中。

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发送天线系统5和RF接收天线系统7。在所示的示例性实施方式中，RF发送天线系统5为永久地安装在磁共振扫描仪2中的全身线圈(whole-body coil)，相比之下，RF接收天线系统7被形成为要被布置在患者或测试对象上的局部线圈(此处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被切换至不同的操作模式。

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方向上行进的纵轴)生成基本磁场。梯度系统6通常包括可单独控制的梯度线圈6x、6y、6z(参见下面的图)，以能够在x方向、y方向或z方向上彼此独立地切换(激活)梯度。

这里所示的MRI系统1是具有患者隧道的全身系统，患者可以被完全引入该患者隧道中。然而，原则上，本发明也可以用于其他MRI系统，例如具有侧向开口的C形壳体，以及其中仅可以放置一个身体部分的较小磁共振扫描仪。

此外，MRI系统1具有用于控制MRI系统1的中央控制设备13。该中央控制设备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，可以取决于所选择的脉冲序列来控制射频脉冲(RF脉冲)和梯度脉冲的序列。

为了输出脉冲序列的各个RF脉冲，中央控制设备13具有射频发射设备15，该射频发射设备15生成并放大RF脉冲，并且经由合适的接口(未详细示出)将它们馈送到RF发射天线系统5中。为了控制梯度系统6的梯度线圈，控制设备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设备15和梯度系统接口16通信，以发射脉冲序列。

此外，控制设备13具有射频接收设备17(同样地，以适当的方式与序列控制单元14进行通信)，以便获取用于各个测量的磁共振信号(即，原始数据)，在脉冲序列的范围内以协同方式从RF接收天线系统7接收这些磁共振信号。

重构单元18接收所获取的原始数据，并且从中重构磁共振图像数据以用于测量。通常基于在相应的测量协议或控制协议中可以指定的参数来执行该重构。例如，然后可以将图像数据存储在存储器19中。

中央控制设备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该终端10来操作。MR图像也可以被显示在显示单元9处，并且可以借助于输入单元(可以与显示单元9结合)来计划并开始测量，并且具体地，可以利用如上所述的合适的系列的脉冲序列PS来选择(并且可以修改)合适的控制协议。

MRI系统1，可以具有未详细示出但通常存在于这样的系统中的多个附加部件，例如网络接口，以便将整个系统与网络连接，并且能够分别交换原始数据和/或图像数据或参数映射，但也能够交换其他数据(例如患者相关的数据或控制协议)。

通过RF脉冲的发射和梯度场的生成来获得合适的原始数据并且根据原始数据重构MR图像的方式是本领域技术人员已知的，并且因此无需在本文中详细说明。

图2示出了现有技术的简化的C形MRI扫描仪2。相应MRI系统的一般设置类似于图1，不同之处在于，扫描仪2现在包括如该图所示的C形基本场磁体4。示出了理论坐标系，其中，z轴指向基本磁场B0的方向，并且x轴和y轴彼此垂直，并且都垂直于z轴。

患者的身体部分(例如见图3)被布置在基本场磁体4的两个磁靴4A之间的间隙中。患者可以躺在床8上或者如从图3中可以得出的直立站立。

图3示出了在现有技术的MRI扫描仪2(例如参见图2)的C形基本场磁体4中的检查。扫描仪结构使用平面V形梯度系统6。

这种解决方案严重限制了用于将梯度系统6安装在基本场磁体4的圆环内的空间，该圆环在其磁体线圈4b的直线上，并且声学噪声水平高。

此外，由于梯度系统6被布置得非常接近视场(FOV)，并且梯度系统6的尺寸受到保持磁体尺寸尽可能小的需要的限制，因此在包含牙弓的成像区域的延伸上梯度场的可获得的线性度产生了问题：或者上颌骨或下颌骨或两者兼而有之。

图4示出了根据现有技术的基本磁场B0中的RF线圈的布置(也参见图1)。被检查对象O被RF发射天线系统5的线圈包围，该RF发射天线系统也被用作RF接收天线系统7。RF信号由序列控制单元14定义并由射频发射设备15施加。所得到的待测量信号由射频接收设备17记录并由重构单元18重构。

图5示出了一对示例性Z梯度线圈6z的梯度场G。局部磁场方向由箭头示出，而场强由这些箭头的大小表示。显然，麦克斯韦物理定律禁止实现理想的平行和线性梯度场，尤其是在那些位置非常接近梯度线圈6z的空间区域内。

图6示出了根据本发明的梯度线圈6z的布置。围绕C形基本场磁体4的磁靴4a(例如参见图2)布置一对梯度线圈6z。在两个梯度线圈6z之间，示出了沿着Z轴z有效的梯度场G，其中，方向和强度用箭头指示。通过更精确地观察该场，其场强分布将不是完全线性的，而是包含如图5中所描绘的麦克斯韦项和高阶非线性项。

由于梯度线圈6z被布置在两个磁靴4之间的基本磁场外部，因此将存在大大降低的噪声发射，取决于梯度线圈6z在基本磁场外部的布置，该噪声发射可以被减小到听觉阈值以下。

图7示出了根据本发明的梯度线圈的布置。梯度线圈6x被布置在基本磁场外部，类似于图6，唯一的区别在于，两个梯度线圈6z产生沿着x轴x有效的梯度场G(用箭头指示)。

如果该布置将围绕z轴z转动90°，则梯度线圈将产生沿y轴y有效的梯度场。

图8示出了根据本发明的具有开放基本场磁体4的梯度系统6的布置。梯度系统6的梯度线圈对(尤其是用于生成所有三个轴x、y、z的梯度场的梯度线圈对)被布置在基本场磁体4的基本磁场B0外部。这具有的主要益处是，所生成的梯度磁场的线性至少在检查区域E(相应地在FOV内部)内可以被最大化，同时磁体的几何形状可以被优化，以适合目标解剖结构。因此，对于相同的检查区域E的空间扩展，基本场磁体4的尺寸和最终成本可以显著地降低。此外，也大大降低了噪声发射。

梯度系统6使用一对平面梯度线圈，优选地平行布置。与V形布置相比，并联线圈布置在这里是在给定宽松的设计限制的情况下实现梯度场的更好线性的有利架构。这些自由度可以进一步被用于最小化外周神经刺激效应和不期望的涡流的生成。

图9示出了根据本发明的可移动梯度系统6的布置。梯度系统使用平面梯度线圈，而由于更清晰的图像，这里没有示出基本场磁体。在此可以设想如图8中所示的基本场磁体4的布置。

梯度系统6的梯度线圈对相对于检查区域E对称地放置，并且与其有一定距离。在牙齿成像的特定情况下，这种解决方案允许作为检查对象O的患者头部适配在梯度系统6的线圈之间的空间内。

在所示的有利几何结构中，梯度线圈由定位单元20保持，该定位单元20包括叉形致动臂21，在叉的端部具有电动机22，其中，梯度系统6的线圈被安装成使得它们可以围绕z轴z旋转一个角度。优选地，梯度系统的线圈还可以沿着Z轴z彼此移位。这允许将梯度系统6适配成更接近头部并且避免与患者肩部的机械碰撞。

优选地，梯度线圈与磁体机械地解耦，并且可以在非成像时间期间由致动器臂21独立地提升出来，并且远离患者身体重新定位。这种方法进一步改善了医务人员接近患者的机会，这是手术或非手术牙科或整形过程经常需要的。致动器臂(21)可以由高磁导率的软磁材料制成，以用作梯度场的磁轭。这将增加梯度线圈的效率，从而减少峰值电流、热发展以及梯度系统6的尺寸和成本。

图10示出了根据本发明的梯度系统6与基本场磁体4的磁轭4c相结合的布置。在C形磁轭4C的中间具有基本场磁体线圈4B的基本场磁铁4在基本磁场B0的外部配备有梯度系统6。同基本场磁体线圈4B一样，梯度系统6也使用该铁磁轭4c，将磁通线导向检查区域E。基本磁场B0由流入基本场磁体线圈4B的电流生成。梯度系统6的线圈重复使用相同的铁磁轭4c，以有效地将梯度磁场引导和集中到检查区域E中。

图11示出了星形基本场磁体4的布置，其中梯度系统6布置在检查期间施加基本磁场的区域外部。为了关于表述“外部”更精确，梯度系统6的线圈被布置成使得它们被定位在显著减小的磁场的区域(杂散场区域)中，使得它们在技术上被布置在用于检查的基本磁场的外部。

所得到的磁共振成像系统1在此包括多达六个检查区域E，每个检查区域配备有梯度系统6。基本场磁体4的线圈的星形布置产生环形基本磁场。

图12是示出了从上面看的图11的施加了两个梯度场G(虚线)的设备的示意图。

为了使患者容易进入，梯度线圈可以可枢转地布置，使得它们可以像到检查区域的门一样打开。这样做的优点在于，梯度系统6也可以用作百叶窗。

尽管已经以优选实施方式及其变型的形式公开了本发明，但是将理解的是，在不脱离本发明的范围的情况下，可以对其进行许多另外的修改和变型。为了清楚起见，应当理解，在该本申请中，使用“一个”或“一种”不排除多个，并且“包括”不排除其他步骤或元件。所提及的“单元”或“设备”并不排除使用一个以上的单元或设备。

Claims (15)

1.一种用于磁共振成像系统(1)的磁体系统，包括基本场磁体(4)和梯度系统(6)，其中，所述梯度系统(6)的线圈被定位在所述基本场磁体(4)的预定义基本磁场(B0)的区域外部。

2.根据权利要求1所述的磁体系统，其中，位于所述基本场磁体(4)的预定义基本磁场(B0)的区域外部的线圈是梯度线圈(6x，6z)，特别是用于所有三个坐标轴(x，y，z)的梯度线圈(6x，6z)，并且优选地是匀场线圈和/或生成非线性编码场的线圈和/或用于多维空间信号编码和加速信号采集的动态场循环线圈。

3.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述基本场磁体(4)是C形磁体，并且所述梯度系统(6)的线圈被布置在所述基本场磁体(4)的极靴(4a)的区域中，或者使得所述基本场磁体(4)的极靴(4a)位于所述梯度系统(6)的两个线圈之间。

4.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述基本场磁体(4)具有环形场分布，并且优选地具有两个或更多个检查区域(E)，优选地，其中，基本场磁体线圈(4b)被布置成星形。

5.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述基本场磁体(4)包括磁轭(4c)，并且所述梯度系统(6)的线圈被布置成使得它们的场耦合到所述磁轭(4c)中，

优选地，其中，所述磁轭(4c)与所述梯度系统(6)的每个相应线圈之间的距离小于2cm，特别优选地，其中，所述相应线圈与所述磁轭(4c)接触。

6.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述梯度系统(6)的线圈是优选地平行布置的平面线圈。

7.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述梯度系统(6)的线圈相对于所述基本场磁体(4)的预定义基本磁场(B0)内的检查区域(E)对称地放置。

8.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述梯度系统(6)的线圈与所述基本场磁体(4)机械解耦，

优选地，其中，所述线圈相对于所述基本场磁体(4)是可移动的，尤其是通过致动器臂(20)是可移动的。

9.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述基本场磁体(4)被布置在所述梯度系统(6)的线圈之间，其中，这些线圈之间的距离优选地大于所述基本场磁体(4)的尺寸。

10.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述基本场磁体(4)被成形为使得其适合目标解剖结构，优选地，其中，所述基本场磁体(4)被成形为类似于用于检查肢体的环面或圆柱体的开口段，或者被成形为类似于用于前列腺检查的自行车座或鞍座。

11.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述梯度系统(6)包括冷却系统，所述冷却系统也被布置在所述基本场磁体(4)的预定义基本磁场(B0)的区域外部。

12.根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统，其中，所述梯度系统(6)的线圈以可枢转的方式布置，尤其使得它们能够像门一样移动，优选地，其中，所述梯度系统(6)的线圈是平面线圈，并且尤其包括全面盖，使得它们被设计成用作百叶窗。

13.一种用于根据前述权利要求中的一项所述的磁体系统的梯度系统(6)，包括所述梯度系统(6)的线圈，所述线圈被设计成布置在基本场磁体(4)的预定义基本磁场(B0)的区域外部。

14.一种磁共振成像系统(1)，包括根据权利要求1至12中的一项所述的磁体系统。

15.所述磁共振成像系统被设计用于检查头部和/或前列腺和/或四肢和/或动物和/或新生儿，优选地被设计用于牙科成像和/或被设计用于检查包括患者的脑、腕、肘、脚、踝、膝、乳房和前列腺的组的身体部分。

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