阅读说明：本技术 一种乳腺专用mri梯度线圈的设计方法 (Design method of special breast MRI gradient coil ) 是由 李良安 侯荣芹 陈琳鑫 安学亮 陈春霞 于 2019-09-27 设计创作，主要内容包括：本发明公开了一种乳腺专用MRI梯度线圈的设计方法,首先根据人乳腺形状仿形建立梯度线圈的网格,设定目标区域的磁场值,通过边界元法和流函数相结合的方法分别求出梯度线圈网格节点上的电流值大小和线圈形状,根据人机工程学中关于成年人乳腺尺寸来设计网格尺寸和目标点区域,然后根据目标点区域坐标和设计的梯度线圈磁场强度来设计目标点磁场值大小,最后通过二次规划求解出乳腺专用MRI梯度线圈的形状。本发明采用上述结构的乳腺专用MRI梯度线圈的设计方法,可增加梯度线圈与极头之间的间距,降低梯度线圈在极头中产生的涡流,同时在保证成像视野内线性梯度磁场的前提下,可降低乳腺专用MRI梯度线圈自身产生的功耗。(The invention discloses a design method of a special mammary gland MRI gradient coil, which comprises the steps of firstly establishing a grid of the gradient coil according to human mammary gland shape profiling, setting a magnetic field value of a target area, respectively calculating the current value and the coil shape on grid nodes of the gradient coil by a method of combining a boundary element method and a flow function, designing the grid size and the target area according to the size of an adult mammary gland in human engineering, then designing the size of the magnetic field value of the target point according to the coordinates of the target area and the magnetic field intensity of the designed gradient coil, and finally solving the shape of the special mammary gland MRI gradient coil through quadratic programming. The design method of the special mammary gland MRI gradient coil with the structure can increase the distance between the gradient coil and the pole head, reduce the eddy current generated by the gradient coil in the pole head, and simultaneously reduce the power consumption generated by the special mammary gland MRI gradient coil on the premise of ensuring the linear gradient magnetic field in the imaging visual field.)

一种乳腺专用MRI梯度线圈的设计方法

技术领域

本发明涉及一种乳腺专用MRI梯度线圈的设计方法。

背景技术

磁共振成像(Manetic Resonance Imaging MRI)技术是多学科交叉的技术，包括电磁学、数字信号处理、生物医学和原子物理学等学科。相对于其他医学成像技术而言，MRI具有无辐射、分辨率高和图像质量清晰等优点，由于以上优点，MRI技术在医学检查中具有重要的临床应用价值，梯度线圈在MRI系统中实现磁共振信号的空间定位，常见的开放式磁共振成像系统中所使用的梯度线圈为平板式梯度线圈，对于开放式MRI系统，开口间距一定的条件下，梯度线圈的厚度是影响主磁场强度的最主要因素，由于梯度线圈距离极头间距近，开放式MRI系统所采用的的梯度线圈是自屏蔽和抗涡流盘的组合形式，增加了极头之间的间距，降低了开放式MRI系统的主磁场强度，限制了开放式MRI的主磁场强度。

发明内容

本发明的目的是提供一种乳腺专用MRI梯度线圈的设计方法，来解决开放式磁共振设备中磁体主磁场强度低、涡流大的问题。

为实现上述目的，本发明提供了一种乳腺专用MRI梯度线圈的设计方法，可增加其与极头之间间距，降低梯度线圈在极头中产生的涡流，同时，在保证成像视野内线性梯度磁场前提下，可降低乳腺专用MRI梯度线圈的尺寸和其自身产生的功耗。

本发明首先根据人乳腺形状仿形建立梯度线圈的网格，设定目标区域的磁场值，通过边界元法和流函数相结合的方法分别求解出梯度线圈网格节点上的电流值大小和线圈形状。根据人机工程学中关于成年人乳腺尺寸来设计网格尺寸和目标点区域。根据目标点区域坐标和设计的梯度线圈磁场强度来设计目标点磁场值大小。通过二次规划求解出乳腺专用MRI梯度线圈的形状。

本发明的具体步骤如下：

第一步：设定梯度线圈参数和目标点，采用blender2.7软件根据人乳腺形状仿形对梯度线圈进行三角网格划分，即将梯度线圈离散成节点和三角面，将网格节点导出成.obj格式，通过matlab对.obj格式文件处理得到源点坐标点S(x,y,z)。

第二步：计算成像区域目标点坐标值并以此计算理想梯度磁场值，用matlab将椭球体分成16层，每隔11.6°设定一个测试点，总共设置496个测试点，并求出这些测试点的x、y、z坐标，得到场坐标点F(x,y,z)，目标梯度磁场值为10mT/m，球面上目标点磁场值为坐标点z坐标值与梯度强度乘积，即：

G_z＝G*z

公式中G_Z为给定目标区域内目标点的梯度磁场值，单位为mT；G为给定线性区域梯度强度，单位为mT/m；z为目标点z方向坐标值，单位为m。

第三步：根据边界元法与设置的梯度线圈导线尺寸，计算源点区域通电导线对场点的贡献值，将源点区域离散化，离散成顶点和三角面，采用排序程序，对源点顶点和三角面进行排序，得到离散顶点的坐标值S(x,y,z),根据毕奥萨伐尔公式：

公式中

为源点导线对场点磁感应强度的贡献值；μ₀为真空磁导率；dl为源点区域通电导线的长度；r为源点到场点的距离；I为源点导线上电流值；θ为通电导线与源点和场点连线之间夹角。

第四步：计算梯度线圈的功耗和采用matlab中quadprog函数来计算功耗最小主线圈节点上电流值，根据电流功耗公式：

公式中S为离散单元面，包括n个节点，I_m和I_n分别是第m个和第n个节点上电流值，ρ是导体的电阻，d_r是导体的厚度。R_mn是梯度线圈的电阻矩阵，根据quadprog函数：

F＝(1/2)*I*R_mn*I’

式中，F为目标函数，I为源区离散点电流值，I’为I的转置矩阵，R_mn为源区离散点电阻值。

第五步：通过流函数法计算梯度线圈的绕线形状，

式中，S为等势差，max(I)为节点电流最大值，min(I)为节点电流最小值，N梯度线圈绕线匝数。

第六步：根据梯度线圈形状求解出梯度线圈在目标点上的磁场值，判断磁场值是否满足梯度线圈线性度5％的要求，如果满足则停止修改梯度线圈尺寸参数，否则修改梯度线圈的尺寸参数直到满足梯度线圈的线性度要求。

下面通过附图和实施例，对本发明的技术方案做进一步的详细描述。

附图说明

图1是本发明设计方法流程图。

图2是本发明步骤中第一步源区离散化网格划分示意图。

图3是本发明步骤中第二步成像区域目标点示意图。

图4是本发明步骤中第二步三维显示源区和成像区域目标点示意图。

图5是本发明X梯度线圈示意图。

图6是本发明Z梯度线圈示意图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明的实施方式做进一步的说明。

以下是一个应用本发明的乳腺专用MRI梯度线圈的设计实施例，其设计流程如图1所示。该梯度线圈梯度线圈半球直径为0.350m，圆柱直径0.350m，高0.175m，梯度线圈磁场强度为10mT/m，线圈区域为长边半径0.1m，短边半径0.085m的椭球体，非线性度不大于5％。

第一步，首先对开放式磁共振成像系统的梯度线圈区域进行三维连续三角网格划分，本实施例采用Blender2.7划分网格，即将梯度线圈离散成节点和三角面。将网格节点导出成.Obj格式，通过matlab对.obj格式文件处理得到源点坐标点S(x,y,z)。

第二步，计算成像区域目标点坐标值并以此计算理想梯度磁场值，用matlab将椭球体分成16层，每隔11.6°设定一个测试点，总共设置496个测试点，并求出这些测试点的x、y、z坐标，得到场坐标点F(x,y,z)，目标梯度磁场值为10mT/m，球面上目标点磁场值为坐标点z坐标值与梯度强度乘积，即：

G_z＝G*z

公式中G_Z为给定目标区域内目标点的梯度磁场值，单位为mT；G为给定线性区域梯度强度，单位为mT/m；z为目标点z方向坐标值，单位为m。

第三步：根据边界元法与设置的梯度线圈导线尺寸，计算源点区域通电导线对场点的贡献值，将源点区域离散化，离散成顶点和三角面，采用排序程序，对源点顶点和三角面进行排序，得到离散顶点的坐标值S(x,y,z),根据毕奥萨伐尔公式：

公式中

为源点导线对场点磁感应强度的贡献值；μ₀为真空磁导率；dl为源点区域通电导线的长度；r为源点到场点的距离；I为源点导线上电流值；θ为通电导线与源点和场点连线之间夹角。

第四步：计算梯度线圈的功耗和采用matlab中quadprog函数来计算功耗最小主线圈节点上电流值，根据电流功耗公式：

公式中S为离散单元面，包括n个节点，I_m和I_n分别是第m个和第n个节点上电流值，ρ是导体的电阻，d_r是导体的厚度。R_mn是梯度线圈的电阻矩阵，根据quadprog函数：

F＝(1/2)*I*R_mn*I’

式中，F为目标函数，I为源区离散点电流值，I’为I的转置矩阵，R_mn为源区离散点电阻值。

第五步：通过流函数法计算梯度线圈的绕线形状，

式中，S为等势差，max(I)为节点电流最大值，min(I)为节点电流最小值，N梯度线圈绕线匝数。

第六步：根据梯度线圈形状求解出梯度线圈在目标点上的磁场值，判断磁场值是否满足梯度线圈线性度5％的要求，如果满足则停止修改梯度线圈尺寸参数，否则修改梯度线圈的尺寸参数直到满足梯度线圈的线性度要求，具体设计结果如图5、图6所示。

图5、图6为本发明所设计的X梯度线圈和Z梯度线圈的设计结果，该设计与传统开放式平板梯度线圈设计相比，可以有效控制梯度线圈尺寸，降低梯度线圈自身产生的功耗，同时，本发明所设计的梯度线圈距极头间距大，可有效降低梯度线圈在极头上产生的涡流，可提高开放式MRI系统的图像质量。

因此，本发明提供了一种乳腺专用MRI梯度线圈的设计方法，解决了开放式磁共振设备中磁体主磁场强度低、涡流大的问题，在实现成像区域线性梯度场的同时，可有效控制梯度线圈的尺寸和增大梯度线圈和极头之间间距。同时，可有效降低梯度线圈在极头上产生的涡流和自身所产生的功耗。

最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而非对其进行限制，尽管参照较佳实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对本实用新型的技术方案进行修改或者等同替换，而这些修改或者等同替换亦不能使修改后的技术方案脱离本实用新型技术方案的精神和范围。