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。