用于磁共振成像系统的梯度系统
阅读说明：本技术 用于磁共振成像系统的梯度系统 (Gradient system for magnetic resonance imaging system ) 是由 斯特凡·波佩斯库 于 2020-11-25 设计创作，主要内容包括：本发明描述了用于磁共振成像系统的梯度系统(6),梯度系统(6)包括：使用公共基本磁场(B0)的至少两个检查区域(M1,M2,M3,M4,M5,M6)和在至少两个检查区域(M1,M2,M3,M4,M5,M6)中的多个梯度线圈(25x,25y,25z)；以及梯度控制单元(22),其被设计成使得其以时间同步的方式控制流过不同检查区域(M1,M2,M3,M4,M5,M6)中的相似梯度轴的至少两个梯度线圈(25x,25y,25z)的电流。本发明还描述了控制这样的梯度系统的方法、用于磁共振成像系统的控制装置以及这样的磁共振成像系统。(The invention describes a gradient system (6) for a magnetic resonance imaging system, the gradient system (6) comprising: at least two examination zones (M1, M2, M3, M4, M5, M6) using a common basic magnetic field (B0) and a plurality of gradient coils (25x, 25y, 25z) in the at least two examination zones (M1, M2, M3, M4, M5, M6); and a gradient control unit (22) which is designed such that it controls the currents flowing through at least two gradient coils (25x, 25y, 25z) of similar gradient axes in different examination zones (M1, M2, M3, M4, M5, M6) in a time-synchronized manner. The invention also describes a method of controlling such a gradient system, a control device for a magnetic resonance imaging system and such a magnetic resonance imaging system.)
技术领域
本发明描述了用于磁共振成像系统(“MRI系统”)的梯度系统(gradient system)，尤其是用于具有两个或更多个检查区域的MRI系统的梯度系统，以及这样的MRI系统。本发明还描述了控制这样的梯度系统的方法、用于MRI系统的控制装置和这样的磁共振成像系统。
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。尽管这种测量方法的时间长且重要，但是目前仅有两种磁体设计用于临床使用的MRI系统或MRI扫描仪：C-磁体形式和螺线管。这种类型的MRI扫描仪的操作对于临床工作流程仍然是有问题的。
关于这些扫描仪周围的广泛杂散磁场，会发生最严重的问题。为了处理这个问题并避免事故和损坏，医院管理部门必须通过限制人和设备的进入来划定MRI检查室内和附近的严格控制的区域。如果金属或磁性部件被MRI扫描仪的强磁体吸引并在扫描仪体积的方向上加速，则可能发生损坏。
另一个问题是使用螺线管-磁体设计的MRI扫描仪将患者“包围”在狭窄的患者通道中，这尤其会导致幽闭恐怖症。这种幽闭恐怖症在一些患者中可能如此强烈使得不能执行MRI扫描。此外，由于检查通道狭窄，严重限制医疗人员接近患者，这对于介入或治疗过程是不利的，特别是对于实时MRI成像。
通常，MRI扫描仪使用自屏蔽的螺线管型超导磁体来减小由基本场磁体的线圈产生的泄漏磁场的强度。主动屏蔽的基本场磁体比未屏蔽的基本场磁体昂贵得多。另外，屏蔽线圈降低了可以用于检查通道中的测量的基本磁场的效率。有源(active)屏蔽磁体具有比未屏蔽磁体(约145cm)更大的直径(约220cm)。
MR扫描仪的替选设计使用C形磁体。这可以是永磁体或由两个亥姆霍兹线圈组成的电磁体。C形磁体具有两个磁极片，它们在它们的空间中产生垂直基本磁场。类似的结构是机械上更坚固的门形磁体(portal magnet)，并且在一些实施方式中也可以用超导亥姆霍兹线圈来实现。C形和门形磁体具有开放对患者的接近的优点，并且另外减少了幽闭恐怖感。然而，这样的结构需要非常坚固的机械结构来抵消两个相对的基本场磁体之间的巨大磁吸引力。为了减少杂散磁场的传播，这些磁体架构通常使用铁轭来引导和闭合成像体积外部的磁场线。铁轭是最具成本效益的屏蔽件之一。这样的轭的缺点是MR扫描仪的尺寸、重量和体积大。
短时间前已经引入了解决这些问题的一种方法。该方法基于具有环形磁场的MRI系统。与使用螺线管或亥姆霍兹对磁体线圈的MR磁体的现有技术不同，环形线圈倾向于将磁场限制在圆环内部，仅有小的且不能到达那么远的杂散磁场。该系统不仅克服了杂散磁场和轻质结构的问题，而且还提供了在一个单个MRI系统中实现两个或更多个检查区域的机会。这样的MRI系统的示例是以下基本场磁体布置，其具有三个、四个、六个或八个(例如相同的)基本场磁体段，这些基本场磁体段围绕中心轴以旋转对称(例如对于六个磁体和六个检查区域为60°)布置成星形。基本磁场具有以环形磁场的形式延伸的主方向。
短时间前也已经引入了解决这些问题的另一种方法。这种替选方法基于被“卫星扫描仪”包围的常规MRI扫描仪，“卫星扫描仪”使用常规MRI扫描仪的杂散基本磁场。附加的扫描仪当然不使用与常规MRI扫描仪内部一样强的基本磁场，然而，它们提供了实现可以进行基本检查的多个非昂贵检查区域的机会。例如，在灾难或偏僻地区的情况下，可以使用一个单个(移动)MRT系统同时检查许多患者。
存在具有平行于患者的左侧和右侧布置的线圈对的局部梯度系统。然而，尽管这样的已知的梯度系统也可用于这些新的MRI系统，但目前没有以最佳方式与这些MRI系统一起工作的梯度系统。特别地，常规梯度系统在常规MRI扫描仪外部产生杂散场，该杂散场可能影响上述新MRI系统的其他检查区域。
发明内容
本发明的目的是改进已知的MRI系统，以便于改进的梯度系统，该梯度系统适合于具有两个或更多个检查区域的MRI系统，尤其适合于产生空间非恒定磁场。
该目的通过根据本发明的梯度系统、方法、控制单元和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梯度系统包括使用公共基本磁场的至少两个检查区域和多个梯度线圈。梯度线圈被布置在至少两个检查区域中。该系统还包括梯度控制单元，其被设计成使得其以时间同步的方式控制流过不同检查区域中的相似梯度轴的至少两个梯度线圈的电流。
梯度系统通常包括布置在检查区域中(例如，在限制检查区域的基本场磁体处)的梯度线圈。尽管可以使用公知的梯度线圈，但是特殊的形状和/或特殊的布置可以提供额外的优点，如下面进一步描述的。尽管线圈可以包括许多不同的导线环，但是在检查区域的一侧上的在相同轴上产生梯度的所有导线环在下文中被认为是一个单个线圈。
梯度控制单元可以是为梯度线圈的电流提供控制信号的部件(例如作为功率放大器的控制器)以及本身提供电流的单元(例如在梯度控制单元包括相应功率放大器的情况下)。梯度控制单元被设计成使得其以时间同步的方式(即，同时)控制流过至少两个梯度线圈的电流。优选地，梯度控制单元被设计成协调所有梯度活动，优选地协调不同梯度轴的独立或同步操作，尤其是甚至是梯度线圈之间的交叉干扰项的最小化和/或校正。
关于不同检查区域中的梯度轴，应当注意，梯度轴遵循各个检查区域中的局部坐标系。通常，z梯度轴遵循基本磁场。在环形布置中，z轴(所有一起)将以圆形或多边形延伸，因为基本磁场的定向在每个检查区域中是不同的并且其具有圆形或多边形的形状。类似地，通常垂直于基本磁场、平行于环形平面而指向的X轴在每个检查区域中将不同，总是指向环形基本磁场平面的外部。y轴通常指向成垂直于基本磁场及其环形平面。优选地，对于每个检查区域，存在与其相关联的局部坐标系XYZ，其中，局部Z轴平行于静态基本磁场B0延伸并指向与静态基本磁场B0相同的方向，Y轴平行于MRI扫描仪的垂直旋转对称轴，而X轴对应于从对称中心通过成像隔间的垂直中平面从磁体向外指向的径向方向。
用于相似梯度轴的线圈是两个检查区域中的两个Z梯度线圈，或者两个X梯度线圈，或者两个Y梯度线圈。轴不必指向相似的方向，它们必须是关于在各个检查区域中的梯度线圈的局部坐标系的相同的轴。
另外的全局坐标系可以连接至整个MRI扫描仪。该全局坐标系优选包括垂直Y轴(与旋转对称轴相同)、从对称轴径向向外指向的径向R坐标以及角θ坐标。对于MRT扫描仪的基本场磁体的星形布置，全局坐标系与局部坐标系之间的空间关系如下：局部Y坐标总是等于全局Y坐标。局部X轴对应于穿过成像隔间的垂直中平面的径向辐条(spoke)。所有局部Z轴组合在一起以构建多边形的边，该多边形穿过磁体的水平中平面并以对称轴为中心。
当然，梯度系统还应当包括现有技术水平的梯度系统还包括的用于最佳操作的另外的部件。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、匀场线圈或保持结构。
这样的梯度系统具有的优点是，它产生特殊的、同步的梯度场。对于具有倾斜布置(例如，星形布置)的基本场磁体的MRI扫描仪，这是非常有利的。对于上述“卫星扫描仪”也是有利的。
根据本发明的方法，尤其是控制根据本发明的梯度系统以利用梯度线圈对至少两个检查区域施加梯度场的方法，包括以下步骤：
-以时间同步的方式施加流过不同检查区域中的相似梯度轴的至少两个梯度线圈的电流。
因此，存在同时在两个不同的检查区域中对相似的轴(X轴或Y轴或Z轴)施加的至少两个梯度场。当然，该方法可以应用于多于一个轴，使得两个轴或所有三个轴被同步地驱动，其中，同步操作对于任何相似的轴是必要的。
根据本发明的用于磁共振成像系统的控制装置被设计成以时间同步的方式施加流过不同检查区域中的相似梯度轴的至少两个梯度线圈的电流。控制装置优选地包括根据本发明的系统。控制装置可以包括用于控制磁共振成像系统的部件的附加单元或装置，例如用于测量序列控制的序列控制单元、存储器、生成、放大和发射RF脉冲的射频发射装置、梯度系统接口、用于获取磁共振信号的射频接收装置和/或用于重建磁共振图像数据的重建单元。
一种磁共振成像系统包括至少两个检查区域，以及根据本发明的梯度系统和/或根据本发明的控制装置。这样的磁共振成像系统的优选MRI扫描仪包括基本场磁体的倾斜布置，例如星形布置。特别优选的是具有环形MRI扫描仪架构的MRI扫描仪。在具有环形磁场的基本场磁体的星形布置中，梯度系统的前侧应当指向环形磁场的外部。
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，如在以下描述中所揭示的。不同权利要求类别的特征可以适当地组合以给出这里未描述的其他实施方式。
优选的梯度系统包括用于不同检查区域中的相似梯度轴的一组梯度线圈(在检查区域中，用于X轴的所有梯度线圈、用于Y轴的所有梯度线圈或用于Z轴的所有梯度线圈)，其中，该组的梯度线圈以串联和/或并联连接的方式电连接，并且该组由(尤其是一个单个)功率单元(例如，梯度控制单元的功率放大器)供电。优选地，所有检查区域中的用于相似梯度轴的梯度线圈(所有X线圈、所有Y线圈或所有Z线圈)由该原理(每个轴一个单个的功率单元)供电。这具有可以实现容易的同步操作的优点。串联连接具有进一步的优点：串联连接的所有线圈中的电流是相同的。
为了在3D坐标系中阐明位置，存在对梯度线圈的中心平面的参考。线圈的中心平面是线圈的环的平面(或至少是平均中间平面)。考虑平面梯度线圈，中心平面是线圈的平面，考虑亥姆霍兹线圈，中心平面是线圈绕组的平面，其中，梯度磁场矢量垂直于中心平面。梯度线圈(即X梯度线圈、Y梯度线圈和/或Z梯度线圈)优选地被布置在检查区域的相对壁处。梯度系统的检查区域是梯度线圈之间的区域，因为在MRT扫描仪中的正常使用时，用于MRI检查的检查区域将在梯度线圈之间。
根据优选的梯度系统，梯度线圈包括中心平面，并且被布置成使得两个相邻梯度线圈的中心平面相对于彼此成大于10°的角度，使得梯度系统是V形的。这种布置对于星形MRI扫描仪布置是有利的。为了更好的理解，这里定义梯度系统的“前侧”是V形的口，而“后侧”是相对侧，其中成对的梯度线圈彼此最接近。X轴的矢量指向梯度系统的前侧。
根据优选的梯度系统，梯度线圈被布置成使得所得到的梯度场具有环形形状或具有直通道的环形形状(在下文中被称为“环形布置”)，其中，梯度线圈优选地围绕至少一个中心轴被布置成星形，尤其是旋转对称的。线圈的特殊布置倾向于将磁场限制在圆环内部，仅有小的且不能到达那么远的杂散磁场。因此，不需要昂贵的磁屏蔽件。
通常，梯度线圈成对地布置在检查区域的相对侧，使得在检查区域的一侧存在用于梯度轴的线圈，而在另一侧存在用于该轴的一个线圈。这意味着在每个检查区域中对于每个梯度轴有两个梯度线圈。通常，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贡献的梯度向量。因此，优选地，存在成对的X梯度线圈、成对的Y梯度线圈和成对的Z梯度线圈。清楚的是，被设计成产生相同梯度(并且被布置在检查区域的不同侧)的两个梯度线圈形成一对。
与现有技术不同，不需要为每个成像隔间中的每个梯度轴提供成对的梯度线圈。尤其是利用所述的环形布置，梯度轴的一个梯度线圈可以用于两个相邻的检查区域，使得不需要成对的梯度线圈。例如，在具有六个检查区域和环形基本磁场的MRI扫描仪中，为每个轴提供最少六个梯度线圈就足够了，这意味着每个成像隔间(即检查区域)容纳用于X轴的单个梯度线圈、用于Y轴的单个梯度线圈和用于Z轴的单个梯度线圈。
根据优选的梯度系统，梯度线圈被布置成使得检查区域仅包括用于梯度轴(在一个单个侧)的单个梯度线圈。这意味着在一个检查区域中，优选地仅存在用于X轴的一个梯度线圈、用于Y轴的一个梯度线圈以及用于Z轴的一个梯度线圈。该线圈特别地布置在两个相邻检查区域之间的“壁”(基本场磁体)上。优选地，一组检查区域的梯度线圈的数量对应于该组中的检查区域的数量。这意味着在该组中没有成对的梯度线圈。优选地，相邻检查区域之间的分隔元件针对两个检查区域的每个梯度轴只包括一个梯度线圈。
优选地，实现为平面螺线管的平面梯度线圈的系统协作以在所有成像体积上生成梯度场。这种协作不仅基于同步操作，而且基于线圈的布置。
因此，不需要在每个检查区域中具有两个梯度线圈壳体单元。在一些特定实施方式中并且为了节省空间，预见仅单个壳体可能就足够了，也就是说，在成像隔间内可以使用仅一侧(例如，左边部分)或仅另一侧(例如，右边部分)。当然，在不限制本发明的范围的情况下，特定的组合是可能的。例如，一侧(例如，左边部分)可以容纳用于两个不同轴的两个梯度线圈(例如，X梯度线圈和Y梯度线圈)，而另一侧(例如，右边部分)仅容纳用于一个轴的一个梯度线圈(例如，Z梯度线圈)。
根据优选的梯度系统，梯度线圈是双平面梯度线圈。这带来了梯度系统不需要太多空间的优点。优选地，检查区域一侧上的梯度线圈的中心平面彼此平行，尤其是在梯度线圈是双平面梯度线圈的情况下。
进一步优选的是，梯度系统包括两对或三对梯度线圈(例如X梯度线圈、Y梯度线圈和Z梯度线圈)，其中，所有成对的梯度线圈以彼此相同的角度(即中心平面之间的角度相等)布置。
进一步优选地，形成多个梯度线圈以覆盖检查区域的整个视场(FoV)的一侧或FoV的至少一部分，优选地，梯度线圈机械地和/或永久地可附接至MRI扫描仪。优选地，梯度线圈系统具有对称地(镜像对称或旋转对称)位于检查区域的右侧(例如块1)和左侧(例如块2)的两个构造块。右块1和左块2优选地镜像成对或旋转成对。每个块优选地集成用于一个轴的至少一个梯度线圈。通常，每个块集成了用于所有三个轴的三个梯度线圈。这意味着块1包括平面梯度线圈的堆叠，例如X梯度线圈、Y梯度线圈和Z梯度线圈的右半部分。尤其是在V形的基本磁体布置的情况下，检查区域(或每个检查区域)具有V形的梯度线圈系统，该梯度线圈系统附接至基本场磁体并且包括这两个块。梯度线圈的这样的V形架构更好地利用检查区域内的可用安装空间，该检查区域的形状类似于三角形或梯形棱柱。对于局部梯度系统，每个块(1，2)由平面梯度线圈的堆叠组成，例如每个块集成X梯度线圈对、Y梯度线圈对和Z梯度线圈对的一半。
应当注意，多个梯度线圈也可以被形成为局部梯度线圈，优选地被形成为用于头部成像的局部梯度线圈。优选地，梯度线圈被集成到和/或被机械地附接至患者座椅的头枕。
优选的梯度系统包括磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈，其中，这些线圈优选地被布置成类似于梯度线圈(例如，这些线圈的中心平面平行于梯度线圈的中心平面)。
关于上述示例，梯度系统块(1、2)还可以集成磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈，其被设计成衰减成像体积外部的杂散梯度场，否则杂散梯度场将穿透相邻的检查区域和/或成像体积。
根据优选的梯度系统，用于Z轴的梯度的梯度线圈连接至梯度控制单元，使得相邻线圈施加镜像磁场。
应当注意，在线圈和检查区域的情况下，“相邻”意味着关于基本磁场。因此，基本磁场的预定方向限定了相邻元素的顺序。
根据优选的梯度系统，梯度线圈由多个导体环形成，优选地其中，
-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(contrarotating)的环，优选地其中，一组环的半径增加，其中X方向上的外导体基本上保持在梯度线圈的侧面，
-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，其中Y方向上的外导体基本上保持在梯度线圈的侧面，
-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。
根据优选的梯度系统，关于用于X梯度的梯度线圈和/或用于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(aperture)的方向上稳定地减小。替选地或附加地，关于用于Y梯度的梯度线圈，一组环的半径也在X方向上增加到V形的孔径，其中外导体基本上保持在孔径处。
优选的磁共振成像系统包括用于向梯度线圈施加电流的功率单元，其中，该磁共振成像系统被设计成使得该磁共振成像系统的一组梯度线圈针对不同检查区域中的相似梯度轴，其中，该组的梯度线圈以串联和/或并联连接的方式电连接，并且该组由功率单元供电。
优选的梯度系统包括在相邻检查区域之间的基本场磁体，其中，用于梯度轴的单个梯度线圈与一组基本场磁体连接。
优选的X梯度场在检查区域上具有环形形状。优选的X梯度场具有双极分布，其中正分量(被添加到基本磁场B0并使其增大)处于局部X坐标的正X值处，而负分量(从基本磁场B0减去并使其减小)处于局部X坐标的负X值处。例如，在负X坐标处，也就是说在位于局部坐标系的原点(例如检查区域的等中心(isocenter))与MRI扫描仪的中心轴之间的空间位置处，X梯度场为负，并且抵消(减弱)静态基本磁场B0。在正X坐标处，也就是说在位于检查区域的原点与入口之间的空间位置处，X梯度场是正的，并且其被添加到(增强)静态基本磁场B0。X梯度场的全局分布优选地在所有检查区域中遵循相同的规则，并且优选地在那里(从相应的局部坐标系看)是相同的。优选地，梯度场线在成像隔间上遵循多边形(例如六边形)轮廓而闭合。在内空间位置(x＜0)处，多边形和闭合的恒定场线沿与B0相反的方向延伸，而在外空间位置(x＞0)处，梯度场线与B0线一起延伸。对于理想梯度分布，在局部坐标系中的任何空间位置处的合成磁场由以下表达式给出：B(x，y，z)＝B0+Gx×x，其中，Gx是由流入梯度线圈的电流的强度控制的X梯度的选定强度。
以上公开的用于X梯度系统的所有发明特征也适用于Y梯度场，唯一的区别在于Y梯度场是沿垂直Y轴而不是沿水平X轴实现的。因此，Y梯度场还优选地在所有成像隔间上和遍及所有成像隔间为环形或多边形(例如六边形)闭合的。Y梯度场在局部Y坐标为正(y＞0)的那些空间区域处加强静态基本磁场，并且在局部Y坐标为负(y＜0)的那些空间区域中减弱静态基本磁场。应当注意，加强/减弱的方向也可以是相反的方向。
与X梯度系统相比，Y梯度线圈优选地等效于这些X梯度线圈，其中，梯度电流和相关联的导线图案在平面内旋转90°，以便实现Y梯度的目标场分布。对于理想梯度分布，在局部坐标系中的任何空间位置处的合成磁场由以下表达式给出：B(x，y，z)＝B0+Gy×y，其中，Gy是由流入梯度线圈的电流的强度控制的Y梯度的选定强度。
关于Z梯度，参考检查区域，Z梯度优选地在局部Z坐标为正(z＞0)的那些空间区域处减弱静态基本磁场B0，并且在局部Z坐标为负(z＜0)的那些空间区域中增强静态基本磁场B0。对于理想梯度分布，在局部坐标系中的任何空间位置处的合成磁场由以下表达式给出：在任何第二检查区域中，B(x，y，z)＝B0-Gz×z，以及在任何其他第二检查区域中，B(x，y，z)＝B0+Gz×z，其中，Gz是由流入梯度线圈的电流的强度控制的Z梯度场的选定强度。类似于X梯度和Y梯度，Z梯度场也在所有检查区域上和遍及所有检查区域为环形或多边形(这里是六边形)闭合的。
应当注意，存在避免两个检查区域之间的边界处的磁场强度的强烈变化的显著差异。通过一种新的和进一步创造性的方法(优选地仅应用于Z梯度系统)，线圈电流的流动方向优选地针对每个线圈交替，使得在相邻检查区域中镜像(Z)梯度场。
优选地，线圈电流在任何第二检查区域的线圈中以逆时针方向流动，而在任何其他第二检查区域中以顺时针方向(或以相反的方向)流动。这有利于在成像隔间内生成Z梯度场的空间分布，并且此外，还允许对于所有成像隔间仅使用六个Z梯度线圈。这种解决方案的结果是，所得到的Z梯度场的斜率按每个成像隔间交替。
应当注意，在两个相邻成像区域之间的边界处，磁场强度不突然改变，而是从一个区域连续地穿过到下一个区域。例如，在第一检查区域的右半部分内，当局部Z坐标(z＜0)接近负峰值时，静态基本磁场根据表达式B(z)＝B0-Gz×z而增大，并且其在到第一检查区域的边界处达到最大幅度。在第二检查区域的左半部分内，其中局部Z坐标z＞0，静态基本磁场按照表达式B(z)＝B0+Gz×z减小，并且当z＝0时，其在第二检查区域的中间达到零幅度。
现在参考第二检查区域，Z梯度在局部Z坐标为正(z＞0)的那些空间区域处加强静态基本磁场，并且在局部Z坐标为负(z＜0)的那些空间区域中减弱静态基本磁场B0。对于理想梯度分布，在局部坐标系中的任何空间位置处的合成磁场由以下表达式给出：B(x，y，z)＝B0+Gz×z，其中，Gz是由流入梯度线圈的电流的强度控制的Z梯度场的选定强度。
Z梯度场的这种反转(inversion)不会使在所有成像隔间上同步运行的扫描序列显著地复杂化，因为它可以通过从逻辑梯度坐标系到物理梯度坐标系的坐标变换而被校正，从而仅针对任何第二检查区域反转Z方向。
根据优选的梯度系统，梯度线圈由多个导体环形成。清楚的是，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方向上邻近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。这种特殊设计导致线性梯度场，其在梯度系统的V形的口(到前侧)的方向上增加以补偿径向效应。
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，其中在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周围神经刺激的水平。
所述的导线图案分布可以消除梯度场沿径向或沿局部X轴的固有非线性。这种非线性仅在沿X轴的导线图案密度近似恒定时由V形梯度线圈产生。
如上所述的特殊的环整形(loop-shaping)可以通过将沿X轴的导线间距从恒定导线间距修改为更二次方的导线间距来消除X梯度线圈和Z梯度线圈的沿X轴的非线性分量，其中导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。这与用于生成静态基本磁场B0的磁体线圈的导线图案类似。
根据优选的磁共振成像系统，梯度系统包括覆盖检查区域的整个视场的一侧(或一侧的至少一部分)的多个梯度线圈，优选地，所述梯度线圈机械地和/或永久地附接至磁共振成像系统的MRI扫描仪。
根据优选的磁共振成像系统，在检查区域的至少一侧上的梯度系统的梯度线圈的中心平面被布置成平行于磁共振成像系统的MRI扫描仪的基本场磁线圈。因此，MRI扫描仪具有倾斜的基本场磁体，并且梯度系统遵循基本场磁体的布置。
梯度系统的V形的优选张角是120°(例如对于具有3个检查区域的星形MRI扫描仪)、90°(例如对于具有4个检查区域的星形MRI扫描仪)、60°(例如对于具有6个检查区域的星形MRI扫描仪)或45°(例如对于具有8个检查区域的星形MRI扫描仪)。
根据本发明的梯度系统的优点在于，可以实现具有在所有检查区域中同步操作的全局梯度线圈的(环形)并行MRI扫描仪，以生成全局梯度场，尤其是具有环形分布的全局梯度场。这种解决方案的一个特别的优点在于，它对于所有检查区域仅需要最少三个梯度功率放大器(GPA)，同时进一步降低了梯度线圈的成本和安装空间。此外，关于环形布置，因为所有梯度线圈一起并共同操作，并且都对相同的环形分布的全局梯度场起作用，所以将不存在从一个成像区域泄漏到其他成像区域中的杂散梯度场。
附图描述
根据结合附图考虑的以下详细描述，本发明的其他目的和特征将变得明显。然而，应当理解，附图仅仅是为了说明的目的而设计的，而不是作为对本发明的限制的定义。
图1示出了根据本发明的实施方式的简化的MRI系统。
图2示出了具有带有圆形闭合基本磁场线的星形基本场磁体布置的磁共振断层摄影系统的示例性实施方式。
图3示出了具有多边形闭合基本磁场线的星形基本场磁体布置的各个基本场磁体段的详细示意表示。
图4示出了由单个梯度功率放大器驱动的梯度线圈的配置。
图5示出了示例性X梯度场。
图6示出了示例性y梯度场。
图7示出了示例性z梯度场。
图8以曲线图示出了示例性z梯度场。
在图中，相同的数字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或患者通道的实际磁共振扫描仪(数据采集单元)2，其中患者或测试人员位于驱动床8上，实际检查对象O位于该驱动床体中。
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发射天线系统5和RF接收天线系统7。在所示的示例性实施方式中，RF发射天线系统5是永久地安装在磁共振扫描仪2中的全身线圈(whole-body coil)，与之相反，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(这里仅由单个局部线圈来表示)。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切换到不同的工作模式。
基本场磁体系统以典型的方式设计，使得其在患者的纵向方向上(即沿着磁共振扫描仪2的纵轴)生成在z方向上前进的基本磁场。梯度系统6通常包括单独可控的梯度线圈，以便能够彼此独立地在X方向、y方向或z方向上切换(激活)梯度。
这里所示的MRI系统1是具有患者通道的全身系统，患者可以完全进入该患者通道中。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形壳体的MRI系统)，以及用于其中仅可以放置一个身体部位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的中央控制装置13。该中央控制装置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，可以根据所选择的脉冲序列来控制一系列射频脉冲(RF脉冲)和梯度脉冲。
为了输出脉冲序列的各个RF脉冲，中央控制装置13具有射频发射装置15，其生成并放大RF脉冲并且经由适当的接口(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，控制装置13具有梯度系统接口16。序列控制单元14以适当的方式与射频发射装置15和梯度系统接口16通信以发射脉冲序列。
此外，控制装置13具有射频接收装置17(其同样以合适的方式与序列控制单元14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调的方式从RF接收天线系统7接收所述磁共振信号。
重建单元18接收所获取的原始数据，并根据其重建磁共振图像数据以用于测量。通常基于可以在相应的测量或控制协议中指定的参数来执行这种重建。例如，图像数据然后可以被存储在存储器19中。
中央控制装置13的操作可以经由具有输入单元和显示单元9的终端10进行，因此整个MRI系统1也可以由操作者经由终端10进行操作。也可以在显示单元9上显示MR图像，并且可以借助于输入单元(可能与显示单元9组合)规划和开始测量，并且特别地，可以利用如上所述的适当的一系列脉冲序列PS来选择(并且可能修改)适当的控制协议。
根据本发明的MRI系统1，并且特别是控制装置13，可以具有没有详细示出但是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，并且能够交换原始数据和/或图像数据，或者分别交换参数映射，但是也能够交换附加数据(例如患者相关数据或控制协议)。
通过RF脉冲的辐射和梯度场的生成来获取适当的原始数据并且根据原始数据重建MR图像的方式对于本领域技术人员是已知的，并且因此不需要在此详细解释。
图2示出了具有星形基本场磁体布置40的磁共振断层摄影系统1的示例性实施方式。MRI系统包括环形MRI扫描仪2，其允许同时扫描多达六个患者O。
这里示出了磁共振扫描仪2，其功能可以由控制装置13控制。控制装置13原则上可以以类似的方式构造，并且具有与根据图1的常规MR系统中的控制装置13相同的部件。同样，控制装置13也可以具有合适的终端等(这里未示出)。
该图中的磁共振扫描仪2的基本场磁体布置40包括：六个(这里是相同的)基本场磁体段44，在该实施方式中，其通过60°的旋转对称性关于中心轴A以星形布置。由箭头指示的基本磁场B0具有基本场主方向R0，其以圆形或环形磁场的形式延伸。
该磁体解决方案提供了六个检查区域(成像体积)M1、M2、M3、M4、M5、M6，其中，磁场B0的均匀性足够高，以便进行从MRI的现有技术中已知的MR成像序列。因此，该扫描仪被假定为获取原始数据并且重建图像采集序列和本领域公知的图像重建方法(例如图1)。
对于每个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6，存在与其相关联的局部坐标系XYZ，如针对两个检查区域M3、M5所示例性描绘的。局部Z轴平行于静态基本磁场B0延伸，并且指向与静态基本磁场B0相同的方向。Y轴平行于MRI扫描仪2的垂直旋转对称轴(中心轴A)，而X轴对应于从对称中心通过成像隔间的垂直中平面从磁体向外指向的径向方向。
图3示出了星形基本场磁体布置40的各个基本场磁体段44的详细示意表示。这里，六个线圈布置可以看作基本场磁体布置40的基本场磁体段44。
应当注意，在图3中，基本磁场B0的线不形成圆形，而是在每个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6中形成六边形轮廓。基本磁场B0的场线形成平行线。
这种“六组(six-pack)”环形MRI扫描仪允许在六个成像体积(检查区域)中同时扫描多达六个患者，其中，磁场B0的均匀性足够高以进行现有技术中已知的MR成像序列。该扫描仪被假定为通过如在图1的过程中解释的获取和图像重建方法来获取原始数据并且重建MR图像。
如图2中已经指示的，对于每个成像体积，存在与其相关联的局部坐标系XYZ，如这里仅针对两个成像体积示例性地描绘的。再次，局部Z轴平行于静态基本磁场B0延伸，并且指向与静态基本磁场B0相同的方向。Y轴平行于六组磁体系统的旋转对称轴，而X轴对应于从对称中心由磁体向外指向的径向方向。
箭头和等值线描绘了静态基本磁场B0在穿过磁体中间的横截面平面中的总体分布。由小箭头描绘的局部磁场矢量示出了局部磁场幅度(箭头大小)及其方向(箭头定向)的分布。
这样的对称布置的显著优点是当基本磁场B0接通时的结构稳定性。各个基本场磁体段44之间的磁力在主磁场方向R0的方向上彼此抵消。每个基本场磁体段44被其两个相邻的基本场磁体段各自以相同的力吸引。得到的力向内朝向柱43作用，并且在那里可以通过适当的结构加强件很好地补偿。
这样的具有根据图2和图3的基本场磁体布置40的磁共振成像系统1允许在六个不同的检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6(参见图2)进行测量，其中，在所示的示例中，在检查区域M4处进行对象O(如所示的患者或无生命对象)的测量，其中，患者在此直立站在基本场磁体布置40的垂直壁上。理论上，可以在所有六个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6处同时进行测量。中心柱43将基本场磁体段44保持在适当位置，并且还可以包括技术部件，例如电连接或者甚至电源。
在每种情况下，测量装置12(仅象征性地示出)或为此目的分别在检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6处需要的部件(例如，HF线圈)可以位于RF发射系统的检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6发射线圈、RF接收系统的RF接收线圈和/或公共RF发射/接收线圈处。同样，这可以包括梯度和/或匀场线圈。所有这些部件都可以由公共控制装置13协调地控制。
当然，磁共振扫描仪2也可以具有多于六个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6，磁共振扫描仪2的高度可以更低，或者磁共振扫描仪2可以被设计用于检查身体的小区域，例如用于头部检查或四肢、女性乳房、前列腺、肝脏、肾脏或其他器官的检查。星形基本场磁体布置40也可以平躺定位。
在图2中，在围绕患者头部的一个检查区域M4中示出了局部梯度系统6的示例。梯度系统6的V形遵循两个基本场磁体段44之间的角度，即60°。
也在图2中示出了在相邻检查区域M3中的梯度系统6的另一示例。该梯度系统6包括：大的梯度线圈，其覆盖检查区域M3的整个视场，并且机械地和永久地附着到MRI扫描仪2的基本场磁体段44。每个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6可以具有与其附接并且由以下两个块组成的这样的V形梯度系统6：右块和镜像的成对的左块。梯度系统6的V形结构更好地利用检查区域内可用的磁场空间，该检查区域的形状类似三角形或梯形棱柱。对于局部梯度系统6，每个块包括平面梯度线圈25x、25y、25z的堆叠(参见下面的附图)，例如每个块集成X、Y和Z梯度线圈对的一半。此外，块还可以集成磁场匀场线圈和/或有源屏蔽线圈，使得这些线圈被设计成衰减成像体积外部的杂散梯度场，否则该杂散梯度场将穿透相邻的检查区域和/或成像体积。梯度系统6还可以包括：用于每个轴GPAx、GPAy和GPAz以及用于每个检查区域的专用梯度功率放大器，优选地其全部都由公共中央单元控制。
下面，在几个示例中示出了本发明的原理。应当注意，在用于梯度系统的这些示例中，使用与之前提到的梯度系统相同的附图标记。原因是梯度系统6的意图和目的总是相同的，即产生用于测量的合适的梯度场。根据本发明的梯度系统6可以绝对地使用如上所述的设计，然而其中，梯度线圈布置应当被安装在大多数(所有)检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6中。在检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6中使用相同或至少类似的梯度线圈布置将是有利的，因为这将导致周期性梯度场。现有技术水平的梯度系统6与根据本发明的梯度系统6的区别在于线圈25a、25b、25c的功能布置(例如内部布线)，使得可以以同步方式驱动不同检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6中的线圈。这在下面解释。
图4示出了由单个梯度功率单元23(例如功率放大器)驱动的Z梯度线圈25z的配置。在该示例中，梯度线圈25z是用于六组并行MRI扫描仪2的梯度系统6(参见例如图2)的z轴的梯度线圈25z，其中，梯度系统6的梯度控制单元22为z轴的梯度线圈25z的一个单个梯度功率放大器(“GPA”)提供梯度信号。由于在该示例中，MRI扫描仪2每个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6包括仅一个梯度线圈25z，所以GPA每个轴驱动总共六个梯度线圈，每个梯度线圈单独地容纳在一个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6内。在图2中，其中示出了梯度线圈对，由一个单个GPA驱动的梯度线圈25z的数量将是12。
图5示出了示例性的X梯度场Gx。该图示出了在检查区域M4上针对X轴的全局梯度场Gx的目标空间分布，然而，如该图右下方的俯视图所示，其确实应当在所有六个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6上延伸。梯度场具有双极分布，其中正分量(被添加到基本磁场B0并使其增大)在局部X坐标的正X值处，以及负分量(从基本磁场B0减去并使其减小)在局部X坐标的负X值处。该分布在检查区域M4中通过箭头示例性地描绘，箭头的厚度指示X梯度场Gx的场强。较粗的箭头表示较强的局部梯度强度。
箭头指向局部梯度场的方向。在负X坐标处，也就是说，在位于局部坐标系的原点(例如，检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6的等中心)与MRI扫描仪2的中心轴A之间的空间位置处，X梯度场Gx为负，并且抵消(减弱)静态基本磁场B0。在正X坐标处，也就是说，在位于检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6的原点与入口之间的空间位置处，X梯度场Gx为正，并且其被添加到(加强)静态基本磁场B0。X梯度场Gx的全局分布在所有检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6中优选地遵循相同的规则，并且优选在那里(从相应的局部坐标系来看)相同。如右下方俯视图所示，梯度场线在成像隔间上按照六边形轮廓闭合。在内空间位置(x＜0)处，多边形和闭合的恒定场线沿与B0相反的方向延伸，而在外空间位置(x＞0)处，梯度场线与B0线一起延伸。
仅对于两个检查区域M4、M5，该图还示范性地描绘了用于生成X梯度场的该空间分布的主梯度电流图案和梯度线圈25x。在这种配置中，成对的电流回路生成环形分布的正X梯度场Gx，其中，场矢量由从右侧指向左侧的箭头描绘。应当注意，成对的电流回路属于单个梯度线圈25x。
成对的电流回路生成环形分布的负X梯度场，其中，再次由从左侧指向右侧的箭头描绘场矢量。该导线和电流模式对于所有其他X梯度线圈25x相同地重复(见右下角的图片)。所有X梯度线圈25x一起协调工作，以生成具有图中所描绘的环形分布的X梯度场。
应当注意，图5描绘了梯度场的简化的、更像理想的空间分布。实际上，梯度场跨成像隔间是非线性的，并且远离中心/对称轴。此外，所谓的伴随术语在物理学定律的强化下出现。每当线性梯度被激活时，就出现具有非线性空间相关结果的伴随磁场。这是麦克斯韦方程的结果，即在成像体积内，磁场必须具有零发散并且具有可忽略的卷曲。
图6示出了Y梯度场Gy的分布。以上针对X梯度系统公开的和由图5描绘的所有发明特征也适用于Y梯度场Gy，其唯一区别在于Y梯度场Gy沿垂直Y轴而不是沿水平X轴实现。因此，Y梯度场Gy也优选地为在所有成像隔间上和遍及所有成像隔间封闭的环形或多边形(例如六边形)。Y梯度场Gy在局部Y坐标为正(y＞0)的那些空间区域处加强静态基本磁场B0，并且在局部Y坐标为负(y＜0)的那些空间区域中减弱静态基本磁场B0。应当注意，加强/减弱的方向也可以是相反的方向。
与X梯度系统类似，优选地有六个Y梯度线圈25y，其等同于图5中的X梯度线圈25x。示例性描绘的梯度电流和相关联的导线图案在平面内旋转90°，以便实现Y梯度场Gy的目标场分布。
图7示出了示例性Z梯度场。该图描绘了当Z梯度场Gz有效时产生的目标磁场分布。Z梯度系统优选地包括具有相应的导线图案和梯度电流的六个梯度线圈25z。Z梯度场Gz仅针对三个检查区域M3、M4、M5被描绘。然而，如右下方的俯视图所示，它们应该存在于所有检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6中。
参考前面的检查区域M4，Z梯度在局部Z坐标为正(z＞0)的那些空间区域处减弱静态基本磁场B0，并且在局部Z坐标为负(z＜0)的那些空间区域中增强静态基本磁场B0。与X和Y梯度类似，Z梯度场Gz也在所有检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6上和遍及所有检查区域呈环形或多边形(这里为六边形)闭合。
应当注意，存在的显著差异是，避免了在两个检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6之间的边界处的磁场强度的强烈变化。通过新的和进一步的创造性方法(仅应用于Z梯度系统)，线圈电流的流动方向对于每个线圈优选地交替，使得Z梯度场在相邻检查区域M1、M2、M3、M4、M5、M6中被镜像。
线圈电流在任何第二检查区域M1、M3、M5的线圈25z中以逆时针方向流动，并且在任何其他第二检查区域M2、M4、M6中以顺时针方向(或相反方向)流动。这有利于在成像隔间内生成Z梯度场的空间分布，并且此外，还允许对于所有成像隔间仅使用六个Z梯度线圈。这种解决方案的结果是Z梯度场的斜率按每个成像隔间交替，如图8进一步所描绘。
该图8清楚地描绘了本发明梯度系统的实际优点。其示出了在两个相邻成像区域之间的边界处，磁场强度没有突然改变，而是从一个区域连续地穿过到下一个区域。例如，在第一检查区域M1的右半部分内，当局部Z坐标(z＜0)接近负峰值时，静态基本磁场增加，并且在第一检查区域M1到第二检查区域M2的边界处达到最大幅度。在第一检查区域M1的左半部分内，其中局部Z坐标z＞0，静态基本磁场减小，并且当z＝0时，在第一检查区域M1的中间达到零振幅。
现在参考第二检查区域M2，Z梯度在局部Z坐标为正(z＞0)的那些空间区域处加强静态基本磁场B0，并且在局部Z坐标为负(z＜0)的那些空间区域中减弱静态基本磁场B0。
Z梯度场Gz的这种反转不会使在所有成像隔间上同步运行的扫描序列显著地复杂化，因为它可以通过从逻辑梯度坐标系到物理梯度坐标系的坐标变换而被校正，从而仅针对任何第二检查区域反转Z方向。
当环形梯度场穿透磁体线圈(这些线圈是生成静态基本磁场B0的线圈)时，这是对要求磁体线圈需要承受切换梯度场而没有相关困难的解决方案的限制。例如，用于低场MRI的电磁体将不会有与该要求有关的问题。超导磁体将需要特殊的保护措施来减少引入到例如支撑SC材料的Cu线中的热量。这些磁体例如被称为“透明”SC磁体。
尽管已经以优选实施方式及其变型的形式公开了本发明，但是应当理解，在不脱离本发明的范围的情况下，可以对其进行许多附加的修改和变型。为了清楚起见，应当理解，贯穿本申请使用的“一”或“一个”并不排除多个，并且“包括”不排除其他步骤或元件。提及“单元”或“装置”并不排除使用多于一个的单元或装置。
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