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      Mpi系統(tǒng)或裝置的線圈布置的制作方法

      文檔序號:9730995閱讀:385來源:國知局
      Mpi系統(tǒng)或裝置的線圈布置的制作方法
      【技術(shù)領域】
      [0001]本發(fā)明涉及用于影響和/或檢測視場中的磁顆粒的裝置,具體涉及磁顆粒成像裝置。另外,本發(fā)明涉及線圈布置,具體是在這樣的磁顆粒成像裝置中使用的線圈布置。
      【背景技術(shù)】
      [0002]磁顆粒成像(MPI)是一種浮現(xiàn)醫(yī)學成像模態(tài)。MPI的第一版本是二維的,這是因為其產(chǎn)生二維圖像。較新的版本是三維(3D)的。能夠通過將3D圖像的時間序列組合成影片來創(chuàng)建非靜態(tài)目標的四維圖像,前提是所述目標在針對單幅3D圖像的數(shù)據(jù)采集期間沒有顯著的變化。
      [0003]MPI是如計算機斷層攝影(CT)或磁共振成像(MRI)的重建成像方法。因此,以兩個步驟來生成目標的感興趣體積的MP圖像。使用MPI掃描器來執(zhí)行被稱為數(shù)據(jù)采集的第一步驟。MPI掃描器具有用來生成被稱為“選擇場”的靜態(tài)磁梯度場的單元,所述靜態(tài)磁梯度場在掃描器的等中心處具有(單個或更多個)無場點(FFP)或無場線(FFL)。而且,該FFP(或FFL;下文中提到“FFP” 一般應被理解為意指FFP或FFL)由具有低磁場強度的第一子區(qū)包圍,所述第一子區(qū)又由具有較高磁場強度的第二子區(qū)包圍。此外,掃描器具有用來生成時間相關(guān)的、典型地在空間上近似均勻的磁場的單元。實際上,該場是通過將具有小幅度的快速變化的場(稱為“驅(qū)動場”)與任選的具有大幅度的緩慢變化的場(稱為聚焦場)相疊加而得到的。通過將時間相關(guān)的驅(qū)動場和任選的聚焦場添加到靜態(tài)選擇場,可以使FFP沿貫穿等中心周圍的“掃描體積”的預定FFP跡線移動。掃描器還具有對一個或多個(例如三個)接收線圈的布置,并且能夠記錄在這些線圈中感應出的任何電壓。為了數(shù)據(jù)采集,待成像的目標被放置在掃描器中,使得目標的感興趣體積被掃描器的視場包圍,所述視場是掃描體積的子集。
      [0004]目標含有磁納米顆?;蚱渌判苑蔷€性材料;如果目標是動物或患者,那么可以在掃描之前對動物或患者施予含有這樣的顆粒的示蹤劑。在數(shù)據(jù)采集期間,MPI掃描器使FFP沿有意選擇的跡線移動,所述跡線描出/覆蓋掃描體積或至少描出/覆蓋視場。目標內(nèi)的磁納米顆粒經(jīng)受變化的磁場,并且通過改變其磁化而做出響應。納米顆粒的變化的磁化在接收線圈中的每個中感應出時間相關(guān)電壓。在與接收線圈相關(guān)聯(lián)的接收器中對該電壓進行采樣。由接收器輸出的樣本被記錄并構(gòu)成采集到的數(shù)據(jù)??刂茢?shù)據(jù)采集的細節(jié)的參數(shù)構(gòu)成“掃描協(xié)議”。
      [0005]在圖像生成的被稱為圖像重建的第二步驟中,根據(jù)在第一步驟中采集到的數(shù)據(jù)來計算或重建圖像。圖像典型地是表示對視場中的磁納米顆粒的位置相關(guān)濃度的抽樣近似的數(shù)據(jù)的離散3D陣列。一般由運行適合的計算機程序的計算機來執(zhí)行重建。計算機和計算機程序?qū)崿F(xiàn)重建算法。重建算法基于數(shù)據(jù)采集的數(shù)學模型。正如所有重建成像方法一樣,該模型能夠被表達為作用于采集到的數(shù)據(jù)的積分算子;重建算法嘗試盡可能地復原(undo)模型的動作。
      [0006]這樣的MPI裝置和方法的優(yōu)勢在于,其能夠被用于以非破壞性的方式并以高空間分辨率來檢查諸如人體的任意檢查目標,所述檢查既可以接近檢查目標的表面也可以遠離其表面。這樣的裝置和方法一般是已知的,并且在DE 10151778A1中以及Gleich,B.和Weizenecker,J.的“Tomographic imaging using the nonlinear response of magneticparticles”(Nature,第435卷,第1214-1217頁,2005年)中首先對其進行了描述,在其中還大體描述了重建原理。在該文獻中描述的用于磁顆粒成像(MPI)的裝置和方法利用了小磁顆粒的非線性磁化曲線的優(yōu)勢。
      [0007]在MPI中需要驅(qū)動線圈來生成快速變化的磁場(f?25kHz...200kHz,或者甚至更高),所述磁場典型地具有幅度為20mT的峰值或更低。膛中儲存的能量與體積成比例,因此隨著第三維度半徑而增高。對于人體大小的應用,在大約40cm的膛直徑的情況下(對第一實驗演示器的尺寸,未來產(chǎn)品的尺寸更大),能量約為10J(峰值)。無功功率是其與角頻率ω =2*pi*f的乘積,因此preact?2MW。該無功功率能夠按照電流和電壓的任何乘積在線圈中的磁場與串聯(lián)電容器中的電場之間振蕩。作為典型的范例,Upk?15kV,Ipk?250A,兩者對操作都是困難的。
      [0008]因此,這樣的系統(tǒng)中所需的功率典型地具有非常高的值,并且因此對其使用的優(yōu)化能夠顯著地降低功耗成本,并提高患者的安全性。

      【發(fā)明內(nèi)容】

      [0009]本發(fā)明的目的是提供一種用于影響和/或檢測視場中的磁顆粒的裝置,即一種MPI裝置,所述裝置使得能夠?qū)@樣的較大的對象(人類、動物)進行檢查,尤其是針對成年人類進行檢查。另外,本發(fā)明的目的是提供一種更適合于通過使用利用MPI裝置對較大的對象(人類、動物)進行檢查,尤其是針對成年人類進行檢查的線圈布置。
      [0010]在本發(fā)明的第一方面中,提出了一種用于影響和/或檢測視場中的磁顆粒的裝置,包括:
      [0011 ]-選擇元件,其包括選擇場信號發(fā)生器單元和選擇場元件,所述選擇元件用于生成磁選擇場,所述磁選擇場具有其磁場強度的空間樣式,使得在所述視場中形成具有低磁場強度的第一子區(qū)和具有較高磁場強度的第二子區(qū),在所述第一子區(qū)中所述磁顆粒的磁化不飽和,在所述第二子區(qū)中所述磁顆粒的所述磁化飽和,
      [0012]-驅(qū)動元件,其包括驅(qū)動場信號發(fā)生器單元和至少一個驅(qū)動場線圈,所述驅(qū)動元件用于借助于磁驅(qū)動場來改變兩個子區(qū)在所述視場中的空間位置,使得磁性材料的磁化局部地改變,所述至少一個驅(qū)動場線圈大體圍繞經(jīng)過所述視場的中央縱軸而被布置,
      [0013]其中,至少一個驅(qū)動場線圈是由圍繞所述中央縱軸而被布置的主線纜形成的,其中,所述主線纜主要包括多條次線纜或?qū)Ь€,所述多條次線纜或?qū)Ь€以不同角度圍繞所述中央縱軸而被定位,使得在第一角度子范圍中所述主線纜的橫截面的高度與寬度的比率與在第二角度子范圍中不同。
      [0014]在本發(fā)明的另一方面中,提出了一種在這樣的裝置中使用的線圈布置,包括在角度范圍中圍繞經(jīng)過視場的中央縱軸而被布置的主線纜,其中,所述主線纜包括形成所述主線纜的多條次線纜或?qū)Ь€,所述多條次線纜或?qū)Ь€以不同角度圍繞所述中央縱軸而被定位,使得在第一角度子范圍中所述主線纜的橫截面的高度與寬度的比率與在第二角度子范圍中不同。
      [0015]在從屬權(quán)利要求中定義了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。應當理解,如從屬權(quán)利要求中所定義的,所主張保護的裝置和所主張保護的線圈布置具有類似和/或等同的優(yōu)選實施例。
      [0016]為簡單起見,并且沒有對其的任何限制,在本說明書的接下來的段落中,“線纜”是指所述“主線纜”并且“導線”是指所述“次線纜或?qū)Ь€”,但其不構(gòu)成任何限制。
      [0017]—般地所述患者的胸/軀干被放置在所述驅(qū)動場線圈布置的里面,所述驅(qū)動場線圈布置典型地包括一個或若干驅(qū)動場線圈(一般為三個空間方向中的每方向上一個線圈或線圈對)。為此,所述患者可以實際上借助于患者支撐體而滑到所述發(fā)生器中。所述驅(qū)動場線圈占據(jù)所述患者與所述選擇場元件之間的空間,所述選擇場元件一般包括選擇場線圈和/或永磁體,所述選擇場線圈和/或所述永磁體被布置在所述患者之上和之下以類似于根據(jù)開放MRI裝置已知的方式形成開放結(jié)構(gòu)。針對在所述選擇場元件的上半部分與下半部分之間的空間具有各種折衷。
      [0018]根據(jù)本發(fā)明,包括一個或各個驅(qū)動場線圈的所述驅(qū)動場線圈布置具有最大內(nèi)膛大小(圍繞所述中央縱軸延伸),所述最大內(nèi)膛大小允許所述患者舒服地滑入。另外,至少在面向所述選擇場元件的方向上,外直徑盡可能小,允許所述裝置的其他部件尤其是所述選擇場元件和優(yōu)選提供的聚焦場線圈被布置為盡可能地接近所述患者。根據(jù)本發(fā)明,這是通過提供以下來實現(xiàn)的,即與不面向所述選擇場元件的位置相比,在與所述選擇場元件相鄰的位置處,至少一個驅(qū)動場線圈,優(yōu)選地為所有驅(qū)動場線圈,是纖細的。換言之,使所述高度與寬度的比率低,以在特定位置處使所述線纜以及由此的所述驅(qū)動線圈纖細,并且使所述高度與寬度的比率高,以在特定位置處使所述線纜以及由此的輸送驅(qū)動線圈較厚。
      [0019]在所述選擇場元件被布置在所述患者之上和之下的實施例中,因此使得在所述患者之上和之下的位置處所述至少一個驅(qū)動場線圈在豎直方向上纖細,而在所述患者的左側(cè)和右側(cè)的位置處所述至少一個驅(qū)動場線圈較不纖細。出于該目的,形成所述至少一個驅(qū)動場線圈的所述線纜并不像常規(guī)的那樣具有固定形狀的固定橫截面,而是所述橫截面的形狀至少沿所述線纜的縱向變化,同時優(yōu)選地所述橫截面(即所述橫截面的面積)保持恒定。
      [0020]在該背景下,應當注意到,存在驅(qū)動場線圈的各種實施例,尤其是在360°的角度范圍中完全包圍所述視場的螺線線圈,以及僅在小于180°的較小角度范圍中(例如,在90°至160°的范圍中)包圍所述視場的鞍形線圈。角度子范圍將被理解為各自的(總)角度范圍的部分,并且能夠小到只有幾度(即僅特定的位置)。一般地,子范圍將被理解為在5°與90°之間的角度范圍,優(yōu)選為在15°與75°之間的角度范圍。
      [0021]在實施例中,所述第一角度子范圍相對于所述第二角度子范圍以75°至105°的范圍中的角度偏移,尤其以基本為90°的角度偏移。因此,與在其中使所述線纜較薄但具有較大寬度的所述患者的胸之上以及背部之下的區(qū)域相比,在所述患者的側(cè)面(尤其是在所述裝置被用于心臟成像時,在各軸之下),使所述線纜較厚但具有較小的寬度。
      [0022]在另一實施例中,所述多條導線被布置為使得所述線纜的橫截面的所述高度與寬度的比率在相對布置的第一角度子范圍和第三角度子范圍(例如所述患者之上和之下)中具有第一基本相同的值,所述第一基本相同的值不同于在相對布置的第二角度子范圍和第四角度子范圍(例如在所述患者的側(cè)面處)中的第二基本相同的值。因此,能夠節(jié)約在期望方向上的空間。
      [0023]優(yōu)選地,這還是在這樣的實施例中實現(xiàn)的,根據(jù)所述實施例,所述第一角度子范圍被布置為面向選擇場元件并且所述線纜的橫截面的所述高度與寬度的比率的值在所述第一角度子范圍中比在所述第二角度子范圍中更小。
      [0024]優(yōu)選地,所述線纜的多個繞組被布置為在與所述線纜的縱軸基本垂直的z方向上彼此相鄰,其中,所述繞組被布置為在所述第二角度子范圍中比在所述第一角度子范圍中更接近在一起。如果在與所述患者的縱軸相對應的z方向上空間(例如在患者的各軸之下)是短的,那么這一點尤其重要。
      [0025]根據(jù)另一優(yōu)選實施例,在所述第一角度子范圍中,所述繞組的位置相對于在所述第二角度子范圍中所述繞組的位置而位移。通過這種方式,可能將線圈靈敏度的峰值設計為較靠近特定感興趣區(qū)域(例如患者的心臟),或者理想地在特定感興趣區(qū)域處。
      [0026]如以上所解釋的,所述驅(qū)動場線圈被用于創(chuàng)建高頻(25kHz至100kHz或更高)磁驅(qū)動場,以關(guān)于磁顆粒的檢測來激勵身體中的磁顆粒用于成像目的。常規(guī)地,利用許多繞組來實現(xiàn)驅(qū)動場線圈,導致高電感。然而,該常規(guī)設計不能夠再被用于人體大小的MPI裝置,這是因為電壓(例如40kVpk)過高,并且因此難以符合醫(yī)學儀器標準(IEC 60601-1)。在優(yōu)選實施例中,所述多條導線沿所述線纜(換言之,圍繞所述線纜的縱軸)而相互扭絞,具體是如盧瑟
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