專利名稱：用于成像磁體的改進(jìn)式勻場的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種裝置，用于提供具有足夠均勻性的磁場的環(huán)形體積用以允許在具有軸對稱磁體的磁共振成像("MRI")設(shè)備中磁共振成像， 并且涉及一種用于在否則產(chǎn)生基本圓柱形成像體積的MRI設(shè)備中提供這 種環(huán)形體積的設(shè)備。
背景技術(shù)：
下面的說明將詳細(xì)參照使用螺線管磁體裝置的軸對稱圃柱形系統(tǒng). 術(shù)語"徑向"、"軸向"等等應(yīng)該相應(yīng)地進(jìn)行解釋，除非上下文另有要求.MRI成像系統(tǒng)的成像體積的大小和形狀在用于這種系統(tǒng)的磁體的設(shè) 計(jì)及成本方面是主要動因.也稱作視場(field-of-view， FOV)的成像體積 的大小和形狀可以根據(jù)所需要的成像類型通過均勻性等高線來定義，比如 3ppm峰峰等高線(pk-pk contour).成像體積的所需的徑向直徑常常 由對于肩部和胸部成像的要求來確定.為了實(shí)現(xiàn)具有足夠徑向?qū)挾鹊某上?體積，磁體設(shè)計(jì)者在其設(shè)計(jì)中典型地把徑向擴(kuò)大的扁橢球成像體積作為目 標(biāo)《但是，仍然有圃柱形成像體積的需要，這種成像體積在大面積(比 如腹部)的成像中是有利的.現(xiàn)在已經(jīng)知道，通過在成像流程中的后處理圃柱成像體積，所述扁橢球成像體積可以隨著病人沿著磁體的軸移動來獲 得.使用基本圃柱形成像區(qū)域具有這樣的優(yōu)點(diǎn)，即對于FOV的給定體積，可以以更小的患者臺移動來形成.

圖1示出了目前可實(shí)現(xiàn)的扁橢球成像體積10、以及相同體積的目前 可實(shí)現(xiàn)的圃柱形成像區(qū)域12的橫截面例子，分別被定義位于合適的均勻 性等高線內(nèi).需要注意的是，病人以脊柱(spine)平行于磁體的Z軸16 對準(zhǔn).橢球成像體積10的軸向長度z大約是35cm,并且徑向直徑x大約 是44cm,圃柱形成像區(qū)域12的軸向長度z大約是28cm，徑向直徑x大 約是40cm,這種圃柱形FOV 12的可能缺點(diǎn)是人體肩部區(qū)可能至少部分地落在圃柱形FOV之外，如通過比較示出了環(huán)形體積14的視圖的圖2A和2B 可以理解的那樣，其中相對于圃柱形FOV12和橢圃形FOV10而言，在 所述環(huán)形體積14內(nèi)要求成像成為可能.對于具有FOV有限徑向?qū)挾鹊拇?體來說，這是特殊議題.當(dāng)在具有有限徑向?qū)挾鹊腇OV的MRI系統(tǒng)內(nèi)需要肩部困像時(shí)，比 如圖1、 2的圃柱形成像體積12，均勻性可以通過局部被動勻場(shim) 來恢復(fù).這已表明起作用，但是是麻煩的并且需要手動干涉用于安裝和移 除該被動勻場.已經(jīng)表明，在理論上可以布置以電氣方式工作的勻場線圃為可換向 的用以把能在環(huán)形體積內(nèi)成像的標(biāo)稱(nominal)橢球成像體積10轉(zhuǎn)化成像體積12.但是，如圖1中所示，這將產(chǎn)生具有比等效橢球體積10較小 的徑向?qū)挾葂的圃柱形成像體積12.橢球成像體積10以及產(chǎn)生該橢球成 像體積的磁體典型地被設(shè)計(jì)用以具有足以容納病人肩部的最大徑向直徑 x.由于從橢球體積10所改變的圃柱形體積12具有減小的徑向直徑x, 所以圃柱形體積將失掉包含在橢球體積10內(nèi)的肩部體積的重要部分.盡 管理論上是可能的，但是已經(jīng)發(fā)現(xiàn)為實(shí)現(xiàn)這種場調(diào)節(jié)而需要的勻場線閨不 切實(shí)際地大.本發(fā)明旨在解決以上所述困難，提供一種用于通過改變標(biāo)稱基本圓 柱形成像區(qū)域來為給定的MRI成像系統(tǒng)產(chǎn)生具有增大的最大徑向直徑的 成像體積的實(shí)用裝置.已考慮了主動電阻性(resistive)勻場線圏，其能把成像體積從標(biāo)稱 圓柱形體積改變成適用于對環(huán)形體積進(jìn)行成像的橢圃形體積，但是由于所 需的電功率的量，這種勻場被認(rèn)為是不切實(shí)際的.根據(jù)本發(fā)明，通過使標(biāo)被證明是可:的.這種勻場線圍此處稱為環(huán)形勻k.因此，本發(fā)明提供如在所附的權(quán)利要求書中所定義的裝置和方法.本發(fā)明的上述的、以及其他目標(biāo)、特點(diǎn)以及優(yōu)點(diǎn)，通過結(jié)合附困從 以舉例的方式所給出的其特定實(shí)施例的以下描述中將變得更加顯而易見， 其中圖l示出了 MRI成像系統(tǒng)的傳統(tǒng)的徑向擴(kuò)張的扁橢球成像區(qū)域和傳 統(tǒng)的圃柱形成像區(qū)域；圖2A和2B分別相對于成像所需的環(huán)形體積示出了傳統(tǒng)的標(biāo)稱圃柱形成像區(qū)域和標(biāo)稱橢球成像區(qū)域.困3示出了根據(jù)本發(fā)明的MRI成像系統(tǒng)的目標(biāo)環(huán)形成像體積；圖4示出了用于MRI成像的軸對稱圃柱形磁體的半剖視圖；圖5示出了根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所修改的、圖4的磁體；圖6根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例示出了根據(jù)主動勻場的設(shè)計(jì)過程中的階段的電流分布；圖7示出了闡明了具有圖3的目標(biāo)環(huán)形成像體積的基本圃柱形成像 體積的磁場均勻性的等高線；圖8示出了闡明了根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的環(huán)形成像體積的磁場均勻性 的等高線；圖9示出了在具有基本圃柱形成像區(qū)域的傳統(tǒng)MRI成像系統(tǒng)中和根 據(jù)本發(fā)明所改變的MRI成像系統(tǒng)中在圖3的目標(biāo)環(huán)形成像體積的表面上 的理論磁場均勻性的曲線；圖10A和10B示出了根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例在環(huán)形體積內(nèi)通過使用主動 勻場而帶來的磁場均勻性的改進(jìn)；圖10C以另一形式示出了根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例在環(huán)形體積內(nèi)通過使用 主動勻場而帶來的磁場均勻性的改進(jìn)；圖IIA和IIB示出了根據(jù)本發(fā)明另一實(shí)施例在環(huán)形體積內(nèi)通過使用 主動勻場而帶來的磁場均勻性的改進(jìn)；圖12示出了根據(jù)本發(fā)明在軸向延伸體積內(nèi)通過在反方向上使用主動 勻場而帶來的磁場均勻性的改進(jìn).發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明提供了一種允許在具有在徑向方向受限的成像體積的圃柱形 磁體內(nèi)對肩部進(jìn)行成像的裝置.這通過勻場裝置來進(jìn)行布置，所述勻場裝 置在工作中對標(biāo)稱基本圃柱形成像區(qū)域進(jìn)行改變用以提供具有增大的最 大徑向直徑并且具有用于成像的足夠均勻性的基本環(huán)形成像區(qū)域.在某些優(yōu)選實(shí)施例中，本發(fā)明提供一種由一個(gè)或多個(gè)電阻性勻場線 圍組成的主動環(huán)形勻場，所述主動環(huán)形勻場當(dāng)被施加于具有標(biāo)稱圃柱形 FOV的圃柱形磁體時(shí)，用于改進(jìn)FOV的環(huán)形體積14的均勻性.在某些 實(shí)施例中，與用于對環(huán)形體積進(jìn)行成像的其應(yīng)用相比，當(dāng)勻場在相反方向 上栽有電流時(shí)，相同的勻場用于改進(jìn)脊柱區(qū)域內(nèi)的磁場均勻性.困4示出了傳統(tǒng)磁共振成像(MRI)系統(tǒng)的磁體裝置的簡化軸向半 剖視圖，適用于根據(jù)本發(fā)明修改.僅僅示出了磁體系統(tǒng)的主要元件，如本 領(lǐng)域技術(shù)人員所熟知的許多其他元件包舍在這種裝置中，但是為了清楚起 見并沒有示出.示出了螺線管磁體裝置30，其相對于軸A-A對稱.主磁體線團(tuán)32 和主動屏蔽線圃34布置在低溫恒溫器(cryostat) 36的模子(未示出) 上.在低溫恒溫器的孔內(nèi)設(shè)置圃柱形梯度線圍組件38.梯度線圍組件典 型地包括多個(gè)梯度線圍，并根據(jù)需要常常容納主動的或被動的勻場用以在 由主線圉和屏蔽線困所產(chǎn)生的磁場中產(chǎn)生最佳的均勻性.設(shè)置體或RF線 閨40用于成像.所述體或RF線困典型地是圃柱形的并且位于梯度線圃 組件38的外部表面和低溫恒溫器孔的外部表面之間.圖3示出了環(huán)形成像區(qū)域14,其被定義于根據(jù)本發(fā)明可能產(chǎn)生的 士2ppm均勻性等高線之內(nèi)，成像區(qū)域14是環(huán)形的，關(guān)于Z軸16具有旋 轉(zhuǎn)對稱性.如從圖l和3的比較可以看到，根據(jù)本發(fā)明的、圖3的環(huán)形成樣大并且比、現(xiàn)^技術(shù)的基本圃柱形成像區(qū)域12的最大徑向直徑:的最大 徑向直徑x.在圖2A和2B中這得到了更清楚的表示.本發(fā)明的環(huán)形勻 場修改磁場的均勻性從而在整個(gè)環(huán)形體積內(nèi)提供足夠均勻的磁場用以進(jìn) 行成像.利用用于修改標(biāo)稱圃柱形均勻區(qū)域的本發(fā)明環(huán)形勻場，均勻區(qū)域的 最大徑向直徑充分地增大用以把圖3中所示的環(huán)形體積14包含在內(nèi)，代 價(jià)是均勻性在其中心18處惡化.但是，這對于人肩部以及徑向偏離軸16的其他對象的成像并不重要.圖5示出了根據(jù)本發(fā)明所修改的、磁共振成像(MRI)系統(tǒng)的軸向 對稱磁體裝置的簡化軸向半剖視圖.僅僅示出了磁體系統(tǒng)的主要元件如本 領(lǐng)域技術(shù)人員所熟知的許多其他元件包含在這種裝置中，但是為了清楚起 見并沒有示出.與圖4共有的那些特征具有共同的附圖標(biāo)記.由本發(fā)明所提供的設(shè)備的例子由多個(gè)軸向?qū)ΨQ勻場線圍42組成，所 述軸向?qū)ΨQ勻場線囷位于梯度線圃組件38的內(nèi)直徑上并且一些繞在梯度 線困組件的外側(cè)上.如所示的，根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例設(shè)置多個(gè)勻場線圃42.每一個(gè)都具 有指示在使用中在相應(yīng)線圍中的電流方向的極性指示器+或-.所示的實(shí)施例具有交變線困電流極性的線圍.但是并不必要如此，其他實(shí)施例可能不 具有交變線圍電流極性.但是，典型地需要具有正向和反向電流的線囷.雖然所示的線圍位置和極性僅僅是示意性的，但本領(lǐng)域技術(shù)人員將 能夠通過使用在本領(lǐng)域中通常所采用的優(yōu)化計(jì)算機(jī)程序之一來確定線圍 大小、位置和電流極性的最佳組合.盡管如此，發(fā)明人已發(fā)現(xiàn)根據(jù)本發(fā)明的搮作通過使用具有至少兩個(gè)不同內(nèi)部半徑rl和r2的線困42來輔助.如圖5中所示，這些不同的半 徑可以按照慣例布置在梯度線團(tuán)組件38的徑向內(nèi)部和外部表面上.可替 代地，本發(fā)明主動勻場的線團(tuán)可以嵌入在梯度線困組件內(nèi)，優(yōu)選地分別偏 向徑向內(nèi)部和外部表面.雖然圖5中所示的實(shí)施例僅僅示出了螺線管軸對稱線圍，但其他實(shí) 施例可以使用所謂的鞍狀線團(tuán)-如本領(lǐng)域技術(shù)人員所熟知的那樣，由平行 直件所結(jié)合的弓形件所形成的三維線圍來形成鞍狀形狀.但是，螺線管軸 對稱線圍是優(yōu)選的，因?yàn)樗雎菥€管軸對稱線圃能夠易于作為梯度線圍組 件的制造工藝的一部分被生產(chǎn).困6示出了本發(fā)明實(shí)施例的電流分布.下面將對實(shí)現(xiàn)這種分布的方 法的例子進(jìn)行詳細(xì)描述.該分布包括高正電流點(diǎn)以及高負(fù)電流點(diǎn).通過在 相應(yīng)的位置設(shè)置線圃以及促使相應(yīng)的電流流過所述線圍，可以實(shí)現(xiàn)這樣的 實(shí)施例.圖7示出了在本發(fā)明勻場線圍非激活的情況下磁體的中心處的磁場 均勻性等高線，示出了由該磁體所提供的基本圃柱形成像體積12.如從 環(huán)形成像體積14內(nèi)顯示的等高線的數(shù)量可以看出，磁場對于在整個(gè)環(huán)形 體積14內(nèi)進(jìn)行成像不是足夠均勻的，所述環(huán)形體積14表示用于對人肩部 以及其他徑向移位的人工制品進(jìn)行成像(如參照圖3所討論的)所需的成 像體積.圖8示出了在本發(fā)明的(多個(gè))勻場線圍42工作的情況下由圖5的 磁體所產(chǎn)生的磁場均勻性，產(chǎn)生的磁場對于在環(huán)形體積14內(nèi)成像是足夠 均勻的.通過比較困7和困8可見，環(huán)形體積14內(nèi)的場均勻性得到改進(jìn)， 使得可能在整個(gè)該區(qū)域內(nèi)成像，雖然其中心18處的場均勻性退化.圖9示出了環(huán)形成像體積14表面上的磁場均勻性.曲線54表示在 圖7中14處所示的圃周圍所觀察到的場誤差(與標(biāo)稱值的偏差)，其中 本發(fā)明的勻場線圃不工作.曲線56表示在圖8中14處所示的圃周閨所觀察到的場誤差(與標(biāo)稱值的偏差)，其中本發(fā)明的勻場線圃處于工作中.這些值作為角度狄的函數(shù)而示出，其中O度對應(yīng)于圖7和8中所示的圃 右手側(cè)的點(diǎn)58，其中x-22cm并且z-Ocm; 90度對應(yīng)于困7和8中所 示的圃上側(cè)的點(diǎn)60，其中x-13cm并且z-9cm; 180度對應(yīng)于困7和8 中所示的圃左手側(cè)的點(diǎn)62，其中x-4cm并且z-0cm.在環(huán)形體積14內(nèi)未改變的場54 (困9中以剪切方式示出)的均勻性 的理論峰峰值達(dá)到大約7ppm的值.這表示質(zhì)量不足以進(jìn)行成像的磁場. 然而，在使用本發(fā)明勻場線困的情況下，在圖9中56處所示的場改變提 供了小于2ppm的理論峰峰均勻性，表示質(zhì)量足以在整個(gè)環(huán)形體積14內(nèi) 進(jìn)行成像的磁場.此處所述的實(shí)施例需要大約3000安培-米并將產(chǎn)生目標(biāo)環(huán)形體積14 的1.8ppm峰峰理論均勻性.這種勻場線困裝置可以由消耗比較適度量的 功率(約100W)的電阻性線圍來提供，并占據(jù)適度量的空間，在一個(gè)實(shí) 施例中在橫截面中大約為700mm2.尤其，本發(fā)明提供勻場線圍組，包括至少一個(gè)勻場線圍，其中所述 勻場線閨被優(yōu)化用以通過調(diào)節(jié)具有較小的最大徑向直徑的基本圃柱形成 像體積來提供所得到的具有足夠均勻性的磁場，用以允許在環(huán)形體積14 內(nèi)產(chǎn)生圖像.因此已經(jīng)表明，比較簡單的是，通過在基本圃柱形成像體積 上使用勻場線圍組而在環(huán)形體積14內(nèi)產(chǎn)生所描述的均勻磁場，從而提供 具有所需的增大的最大徑向直徑的成像區(qū)域.與提供足以產(chǎn)生具有相同最 大徑向直徑的基本圃柱形成像體積相比，這種裝置需要更少的和/或更小 的線圏繞組，從而導(dǎo)致更緊湊的設(shè)計(jì).同把基本圃柱形成像區(qū)域改變成與 由本發(fā)明所提供的環(huán)形成像體積14具有相同最大徑向直徑的扁橢球成像 區(qū)域的勻場線圍組相比，本發(fā)明的勻場線圍組也更為緊湊和更實(shí)用.使用 環(huán)形成像體積14有助于產(chǎn)生肩部、臀部、胸部以及人、動物或無生命對 象的其他徑向偏移的特征的圖像，其中場均勻性在體積的中心18處的退 化對于所需的成像來說并不重要.根據(jù)所需的成像，本發(fā)明的(多個(gè))勻 場線圃可以被激活用以提供所述的環(huán)形成像體積14,并且被去激活用以 提供傳統(tǒng)的圓柱形成像體積12.因此，通過添加一個(gè)或多個(gè)相對緊湊的勻場線圍42，本發(fā)明允許對 超過特定MRI成像系統(tǒng)的所設(shè)計(jì)的成像體積的最大徑向直徑的、人體或 其他體的部分進(jìn)行成像.電磁勻場(也稱作e勻場)是公知.提供這種e勻場來修改MRI系 統(tǒng)的整個(gè)成像區(qū)域，并且來抵消由MRI系統(tǒng)的主磁體所產(chǎn)生的均勻場中 的不足，并且對由于被成像對象的反磁性而造成的磁場失真進(jìn)行補(bǔ)償.例如，超導(dǎo)磁體由于例如溫度變化或Z2漂移而通常具有一些低階不均勻性.這些變化是時(shí)變的并且因此不適用于通過被動勻場而被勻場.當(dāng)然，調(diào)節(jié) 流過e勻場的電流來對電流場不均勻性進(jìn)行補(bǔ)償.這種e勻場通常具有電 阻性導(dǎo)體，并且當(dāng)成像系統(tǒng)被使用時(shí)被連接到電源.另一方面，由本發(fā)明所提供的勻場線圃并不尋求基于磁體的基礎(chǔ)均 勻性來改進(jìn).實(shí)際上，本發(fā)明勻場線囷的效應(yīng)有可能退化總磁場均勻性. 當(dāng)然，本發(fā)明允許具有足以用于成像的均勻性的區(qū)域被擴(kuò)展成寬的最大徑 向直徑，從而足以容納位于在本發(fā)明勻場線圍不工作情況下所提供的成像 體積之外的對象部分.作為結(jié)果成像區(qū)域中心處的均勻性可能退化.本發(fā) 明的勻場線圏改變磁場的高階諧波，而不改變負(fù)責(zé)基礎(chǔ)場均勻性的低階諧 波.在本發(fā)明的例子中，用于提供足以對成年人肩關(guān)節(jié)進(jìn)行成像的環(huán)形成 像體積的勻場線圍，僅僅把Zw以及以上的非常高的諧波階作為目標(biāo)，其 中需要所述非常高的諧波階以便把成像體積截短并在徑向上將所述成像 體積延伸出其設(shè)計(jì)體積之外.實(shí)踐中，本發(fā)明(多個(gè))勻場線圃的設(shè)計(jì)可以如下進(jìn)行.設(shè)計(jì)者可用MRI系統(tǒng)的尺寸和磁場特點(diǎn).尤其地，設(shè)計(jì)者可以使用 由該系統(tǒng)所產(chǎn)生的磁場的諧波成分.該信息將被提供給優(yōu)化器程序，比如 約束線性優(yōu)化器，如本領(lǐng)域技術(shù)人員所熟知的.設(shè)計(jì)者然后為優(yōu)化器程序 提供所需的環(huán)形成像體積的位置和尺寸，并且用于放置本發(fā)明勻場線困的 可用位置(比如梯度線圍組件38的內(nèi)和外表面的半徑以及可用的軸向方 位).設(shè)計(jì)者還可以為優(yōu)化器程序提供環(huán)形成像體積內(nèi)的最大允許不均勻 性、以及用于本發(fā)明勻場線圍的最大允許電流密度，優(yōu)化器使用所有這些 信息來獲取優(yōu)化的線圍位置和尺寸，用于在所述的MRI系統(tǒng)內(nèi)提供具有 所需的尺寸和質(zhì)量的環(huán)形成像區(qū)域.本發(fā)明勻場線圃的最佳位置和大小對于每個(gè)系統(tǒng)并且根據(jù)環(huán)形成像 區(qū)域的所需尺寸和質(zhì)量是不同的.然而，下列例子示出了用于設(shè)計(jì)一組根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)化勻場線閨的方法，所述優(yōu)化勻場線困已經(jīng)被確定起作用并 產(chǎn)生有用的環(huán)形成像體積14.在特定的例子中，本發(fā)明的環(huán)形勻場是軸向?qū)ΨQ線閨組，其纏繞在梯度線圍組件上.線圍繞組應(yīng)該優(yōu)選地配合于梯度線圍組件，并且典型地 占據(jù)非常少的徑向空間.這極大地簡化了其設(shè)計(jì)和構(gòu)造.例如，環(huán)形體積14的外部半徑可以是190mm，內(nèi)部半徑可以是 80mm,盡管如此在適當(dāng)情況下也可以選擇其他尺寸用于所需的應(yīng)用.在某些實(shí)施例中，優(yōu)選的是，環(huán)形勻場的耗散應(yīng)小于lkW,工作電 流應(yīng)該是10A，因?yàn)樵谶@些限制下的工作將保證用于主動勻場的現(xiàn)有電源 可以被使用.當(dāng)然，如果提供不同的電源單元，那么其他實(shí)施例也可以利 用在這些限制之外的工作參數(shù)來開發(fā).現(xiàn)在將描述用于設(shè)計(jì)本發(fā)明環(huán)形勻場的設(shè)計(jì)流程的例子.使用 MATLAB⑧軟件(可以從Math Works Inc， 3 apple Hill Drive, Natick MA ， USA, www.mathworks.com來獲得)編寫了多個(gè)設(shè)計(jì)工具來設(shè)計(jì)環(huán)形勻 場，雖然也可以使用本領(lǐng)域技術(shù)人員所熟悉的其他軟件包.該設(shè)計(jì)作為不具有有效(significant)徑向?qū)挾鹊木€閨設(shè)計(jì)開始，使 得環(huán)形勻場由徑向?qū)挾冗h(yuǎn)小于其半徑的線困組成.給定磁體的設(shè)計(jì)諧波，并且給定體或梯度線圍組件的內(nèi)徑和外徑， 以及可用于環(huán)形勻場的軸向空間，定義一系列形心(centroid)，其中每 一形心都由半徑和軸向坐標(biāo)來定義.這可以由為該目的所編寫的 ^1入11^8@工具、布局工具來實(shí)現(xiàn).最大電流密度被直接定義，由可用電 源單元的最大電流速率、導(dǎo)線軸向?qū)挾纫约霸诳捎每臻g內(nèi)可容納的層的數(shù) 量來確定.在為該目的所編寫的另一 ]\1八11^8@工具、設(shè)計(jì)工具中，在目標(biāo)環(huán) 形體積表面上定義多個(gè)目標(biāo)點(diǎn).同樣在磁場上的目標(biāo)峰峰變化也被定義， 例如,可被設(shè)置在2ppm處。設(shè)計(jì)工具計(jì)算針對每個(gè)形心的電流，從而通過由可用電源單元所定 義的最大電流極限來最小化、限制所需的安培匝數(shù)的總量.這種特定工具 采用線性優(yōu)化方法，但是可替代地也可以使用本領(lǐng)域技術(shù)人員所熟悉的其 他方法-一般地，來自設(shè)計(jì)工具的可行解決方案由在最大允許正電流和/或最 大允許負(fù)電流時(shí)的電流密度簇(cluster)組成.在圖6中示出了這樣一種 解決方案.根據(jù)設(shè)計(jì)工具解決方案，可以對線圍塊進(jìn)行手動定義用以具有 徑向和軸向尺寸，其中所述徑向和軸向尺寸是所選定的導(dǎo)線的徑向和軸向 寬度的倍數(shù)并盡可能近地接近設(shè)計(jì)工具的結(jié)果.這些塊的尺寸被輸入為該目的而編寫的優(yōu)化器工具，所述優(yōu)化器工具用于找到最優(yōu)值bl (離中平面最近的線圍塊側(cè)的軸向坐標(biāo))和M (對 于每個(gè)線閨塊，離中平面最遠(yuǎn)的線圍塊側(cè)的軸向坐標(biāo))，然后，對每個(gè)線 圍的匝數(shù)四舍五入取整數(shù)值，并且對每個(gè)線困塊的軸向位置進(jìn)行優(yōu)化用以 在軸向諧波方面給出結(jié)果，該結(jié)果最接近地匹配來自設(shè)計(jì)工具的結(jié)果.現(xiàn)在將利用用于特定圃柱形磁體的環(huán)形勻場的設(shè)計(jì)來對該設(shè)計(jì)過程 進(jìn)行闡述.定義多個(gè)形心，其中一些在適用于安裝在梯度線圍組件的內(nèi)表 面上的第一半徑處并處于笫一軸向范閨之內(nèi)，所述笫一軸向范圍可以關(guān)于 磁體的中平面對稱，并且其中一些在適用于安裝在梯度線圃組件的外表面 上的第二直徑處并處于第二軸向范圍之內(nèi)，所述第二軸向范圍可以關(guān)于磁 體的中平面對稱并可與笫一軸向范閨重合.在運(yùn)行設(shè)計(jì)工具時(shí)，利用130mm的外部半徑和95mm的內(nèi)部半徑瞄 準(zhǔn)環(huán)形體積，當(dāng)然也可以根據(jù)所需的應(yīng)用來選擇其他半徑.與在不存在本 發(fā)明環(huán)形勻場情況下用于同樣區(qū)域的7.3ppm相比，可達(dá)的最優(yōu)峰峰非均 勻性是2.1ppm,如從困IOA-IOC可以看出，得到本例子中作為結(jié)果的設(shè)計(jì)用以提供 對環(huán)形體積均勻性的良好改進(jìn).本例子中的環(huán)形體積在Z方向上與磁體 中心線偏移。圖11B示出當(dāng)在環(huán)形勻場不工作的情況下產(chǎn)生困IIA的場 的磁體上分別以+10A和-10A的正和負(fù)電流工作時(shí)，環(huán)形勻場例子的所希 望的性能.本發(fā)明環(huán)形勻場的該特定實(shí)施例的進(jìn)一步的優(yōu)點(diǎn)在于，負(fù)激勵、即 把環(huán)形勻場的每個(gè)線困中的電流方向反向，將導(dǎo)致脊柱成像體積15中磁場均勻性的顯著改進(jìn)，如圖12所示.因此本發(fā)明提供了一種主動勻場線閨、優(yōu)選地是軸對稱勻場線圃， 其用于改進(jìn)軸對稱環(huán)形區(qū)域的磁場均勻性，該軸對稱區(qū)域具有比標(biāo)稱圓柱 形成像區(qū)域更大的最大直徑，因此，解決了具有圃柱形成像體積的磁體設(shè) 計(jì)的有限徑向?qū)挾鹊娜毕?本發(fā)明的環(huán)形勻場線圍表示在把成像限制于所中產(chǎn)生整個(gè)橢圃形成像體積10的勻場之間的折衷.這種勻場已經(jīng)表明不 切實(shí)際地大。人體解剖使得在不需要對成像體積的中心進(jìn)行成像的情況下 可以對徑向末端、比如肩部進(jìn)行成像.因此，由本發(fā)明環(huán)形勻場所提供的 環(huán)形成像體積被認(rèn)為在允許對不同徑向偏移特征成像中是有效的，所述徑向偏移特征通常難于位于成像區(qū)域內(nèi).
本發(fā)明的勻場線圏優(yōu)選地被實(shí)施為電阻性線圍，所述電阻性線圍易 于根據(jù)所需的成像流程打開或關(guān)閉.
雖然本發(fā)明的勻場裝置作為為本發(fā)明目的所提供的離散勻場線困予 以了描述，但上述實(shí)施為一個(gè)或多個(gè)勻場線團(tuán)的勻場裝置實(shí)際上可以通過
提供流過一個(gè)或多個(gè)因其他原因而設(shè)置于MRI系統(tǒng)內(nèi)的線圏的附加電流 來提供.
權(quán)利要求
1.一種用于在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中產(chǎn)生基本環(huán)形成像區(qū)域的裝置，包括螺線管磁體裝置(30)，包含關(guān)于軸(A-A)對稱布置的主磁體線圈(32)；其特征在于，設(shè)置勻場裝置(42)，使得在勻場裝置不工作的情況下MRI系統(tǒng)提供具有第一最大徑向(r)直徑的第一成像區(qū)域(12)，并在勻場裝置在正向方向上工作的情況下提供具有基本環(huán)形形狀和具有大于所述第一最大徑向(r)直徑的第二最大徑向(r)直徑的第二成像區(qū)域(14)，使得在所述第二成像區(qū)域內(nèi)的磁場均勻性通過所述勻場裝置工作而得到改進(jìn)，雖然所述第二成像區(qū)域的中心(18)處的場均勻性由于所述勻場裝置工作而退化。
2. 如權(quán)利要求l所述的裝置，其中所述第一成像區(qū)域(12)在勻場 裝置不工作的情況下具有笫一最大軸向(z)長度，并在勻場裝置在相反 方向上工作的情況下提供具有大于所述第一最大軸向(z)長度的笫二軸 向(z)長度的第三成像區(qū)域(15),使得第三成像區(qū)域內(nèi)的磁場均勻性 通過所述勻場裝置在反方向上工作而得到改進(jìn).
3. 如權(quán)利要求1或權(quán)利要求2所述的裝置，其中所述第一成像區(qū)域 具有基本圃柱形形狀.
4. 根據(jù)上迷權(quán)利要求中任意一項(xiàng)所述的裝置，其中所述勻場裝置包 括用于提供流過因其他原因而設(shè)置在所迷MRI系統(tǒng)內(nèi)的線困的附加電流 的裝置.
5. 如權(quán)利要求l-3中任意一項(xiàng)所述的裝置，其中所迷勻場裝置包括 勻場線圍組，其包括關(guān)于所述軸而對稱布置的多個(gè)勻場線圏(42).
6. 如權(quán)利要求5所述的裝置，其中，在工作中，所述勻場線困組中 的至少一個(gè)線困在與由所述勻場線圃組中的至少一個(gè)其他線圃所栽有的 電流的方向相反的方向上栽有電流.
7. 如權(quán)利要求5或6所述的裝置，其中所迷勻場線圏組包括具有至 少兩個(gè)不同的內(nèi)部半徑(rl， r2)的線圉(42).
8. 如權(quán)利要求7所述的裝置，進(jìn)一步包括圃柱形梯度線囤組件(38)， 并且其中不同的內(nèi)部半徑(rl， r2)通過在所述梯度線困組件的徑向內(nèi)部 和外部表面上布置相應(yīng)的勻場線圃來提供.
9. 如權(quán)利要求5-8中任意一項(xiàng)所述的裝置，其中所述勻場線圍組包 括至少一個(gè)鞍狀線圃.
10. 如權(quán)利要求5-9中任意一項(xiàng)所述的裝置，其中所述主磁體線團(tuán) (32)位于中空圃柱形低溫恒溫器內(nèi)，并且其中所述勻場線困組位于低溫恒溫器(36)的孔內(nèi)。
11. 如權(quán)利要求10所述的裝置，其中主動屏蔽線圏(34)被提供并 布置在所述低溫恒溫器(36)內(nèi)的模子上.
全文摘要
本發(fā)明涉及用于成像磁體的改進(jìn)式勻場。一種用于在磁共振成像(MRI)系統(tǒng)中產(chǎn)生具有增大的最大徑向直徑的成像區(qū)域的裝置，包括具有關(guān)于軸(A-A)對稱布置的主磁體線圈(32)的螺線管磁體裝置(30)以及勻場線圈組。
文檔編號G01R33/387GK101290344SQ20081009333
公開日2008年10月22日 申請日期2008年4月18日 優(yōu)先權(quán)日2007年4月18日
發(fā)明者M·J·M·克勒伊普 申請人:西門子磁體技術(shù)有限公司