发明内容

本发明的任务是，提出一种混合成像装置，利用其可以不仅生成磁场，所述磁场对应于用于MRI而且用于MPI的要求，从而混合成像装置可以装备用于在不同的成像模式中的测量，所述成像模式包括MPI，MRI和CT。

本发明的说明

该任务按照本发明通过按照权利要求1的混合成像装置、按照权利要求16的用于设计用于用在混合成像装置中的磁体布置结构的方法和按照权利要求10、14、15的用于组合地接收多个成像的方法的图像数据的方法来解决。

在按照本发明的混合成像装置中，磁体布置结构具有包括海尔贝克(Halbach)偶极配置形式的两个磁环的磁环对，所述磁环同轴地设置在延伸通过样品体积的共同的Z轴上。在实际中，其通过离散的磁体部段实现，所述磁体部段具有逐步随着角度变化的磁化。每个磁环具有偶极磁化方向，所述偶极磁化方向对应于在磁环的内部的磁场的方向。每个磁环的偶极磁化方向垂直于Z方向(亦即在XY平面中)延伸。圆柱形的磁性物体也理解为磁环。

按照本发明，磁环相对彼此围绕Z轴可转动地设置并且可以单独地(机械解耦地)旋转。同轴设置的磁环可以通过围绕共同的轴线的相对彼此转动置于不同的配置(两个磁环的偶极磁化方向的不同的角度位置)中。

通过各个环相对彼此的按照本发明的可转动性，可以影响磁场的类型(均匀的磁场、磁场梯度)。可以以这种方式产生磁场，所述磁场可以用于不同的应用(例如MPI、MRI)。这能够实现在成像装置内使用具有不同的磁场要求的不同的测量方法。

在MPI模式中，磁环对的磁环具有反平行的偶极磁化方向。通过磁环对，在MPI模式中，零场的区优选作为零场的线正交于Z轴产生。可以由此实现，使用磁环，所述磁环在确定尺寸和磁化方面结构相同，其中，所述磁环这样相对彼此定向，使得由两个磁环产生的偶极场相反定向。即磁环对的两个磁环的偶极轴(偶极磁化方向)以180°相对彼此转动(反平行的偶极磁化方向)。

通过其他的属于磁体设备的设备，可以“修改”由磁环对产生的零场的线，例如通过与其他的磁场的叠加，尤其是通过移动零场的线，从而产生与通过磁环对产生的零场的线偏离的零场的区。

磁体布置结构定义围绕Z轴旋转的坐标系X’Y’Z。磁环对的磁环之一的偶极磁化方向定义X‘方向。在MPI模式中，磁环对的另一个磁环的偶极磁化方向沿X‘方向定向。通过磁环对产生的零场的线因此沿Y‘方向定向(零场的线沿Y‘方向的长形的延伸)。

为了产生至少一个磁激励场，按照本发明的混合成像装置具有MPI激励线圈系统(驱动场)。MPI激励线圈系统优选电共振地运行并且零场的区以在1kHz至300kHz的范围中的激励频率f1运动通过样品体积。MPI激励线圈系统可以是组合的激励和探测线圈系统。

优选地，MPI激励线圈系统是机械静止的激励线圈系统(亦即在所述装置内不旋转或移动的激励线圈系统)，其设计用于，产生包括沿Z轴的方向的场方向的磁场。备选于产生具有沿Z轴的方向的场方向的磁场的激励线圈系统，也可以使用如下激励线圈系统，其设计用于，产生具有正交于零场的线的延伸的场方向(例如X‘方向)的磁场。这样的激励线圈系统当然必须在磁环对旋转时一起旋转。优选作为MPI激励线圈系统使用收发线圈，从而利用所述MPI激励系统也可以接收测量信号。备选地，也可以使用专用的激励或接收线圈。MPI激励线圈系统优选轴向地设置在磁环对的磁环之间。

在一种优选的实施形式中，MPI激励线圈系统与移动场线圈系统(聚焦场)结合使用，出于下面的原因：零场的区是敏感的区域，从其可以获得MPI信号。如果该区域以高的频率通过激励场(驱动场)操控，则处于FoV(亦即敏感的/重建的成像区域)中的示踪剂(例如超顺磁性的氧化铁粒子)被激励。如果零场的区以零场的线的形式存在，则可以因此测量沿零场的线的示踪剂分布的投影。为了MPI成像，必须对于磁体布置结构围绕Z轴的多个角度设定在整个FoV上确定投影。这在具有强烈的梯度B1的磁场中不仅以MPI激励线圈系统可制造，因为否则由激励线圈系统产生的驱动场的幅值必须非常大，然而这与对要研究的物体的负面的影响相关联，因为高的幅值会导致外周的神经刺激(PNS)、例如神经抽搐等，或导致通过所谓的比吸收率(Specific Absorption Rate，SAR)的组织加热。因此按照本发明的混合成像装置的一种优选的实施形式设置为，所述装置具有移动场线圈系统(FocusField，聚焦场)，其设计用于，使零场的区至少沿一个空间方向、优选沿所有的空间方向准静止地(即在离散的步骤中)或以偏移频率(即在连续波continuous-wave(CW)模式中)在样品体积内移动。移动场引起零场的区、优选沿激励方向的偏移；由此激励场的需要的激励场幅值可以减少。零场的区通过移动场线圈系统移动步进地(离散)或以小于激励频率的偏移频率f2(尤其是f2＝DC-5kHz)进行，从而在每个通过移动场引起的移动中，可以借助激励线圈系统实施激励扫描。在零场的线作为零场的区的情况中有利的是，移动场-励磁线圈系统这样设计，使得进行垂直于零场的线的长形的延伸的移动。

优选磁体布置结构的所有磁环可机械耦合，从而磁体布置结构作为整体围绕Z轴可旋转。通过磁环的共同的转动，零场的区可以在FoV中旋转。该旋转可以离散或连续地以在范围DC-200Hz中的旋转频率f3进行并且用于接收不同的投影角。

在按照本发明的混合成像装置的一种特别的实施形式中，零场的区在MPI模式中是零场的线。

在按照本发明的混合成像装置的一种特别优选的实施形式中，所述另一个成像模式是用于接收磁共振断层摄影术图像的MRI模式，其中，磁体布置结构构成用于，在MRI模式中产生适用于MRI测量的具有B0-等中心的B0场，其方式为在磁环对内的磁环的偶极磁化方向在MRI模式中平行于XY平面定向。亦即在MRI模式中，磁环对的两个磁环不相对彼此转动。磁体布置结构的磁环的偶极磁化方向在MRI模式中镜像对称于XY平面(其延伸通过磁体布置结构的中点)定向。

为了实施MRI测量，按照本发明的混合成像装置的该实施形式具有至少第一阶的MRI梯度系统和包括用于信号激励和探测的HF激励线圈的MRI激励线圈系统。此外也可以使用专用的接收线圈。适用于MRI测量的B0场必须在研究区域(ROI-感兴趣的区域)中均匀，尤其具有在取得的场幅值的1至100ppm的数量级中的偏差。在MRI模式中，在ROI中的B0场幅值应该尽可能最大化，尤其是处于0.1T至2T的范围中。因为所述构件的制造精确性不足够，所以按照本发明的混合成像装置此外优选具有匀场装置、尤其是同轴于Z轴设置的匀场管(用于基本均匀化)和较高阶的匀场线圈(尤其是2–6阶)，所述匀场线圈用于在MRI模式中由磁体布置结构产生的磁场的均匀化。MRI匀场装置(被动的＝匀场管以及主动＝匀场线圈)用于均匀化由磁体布置结构产生的磁场以及用于补偿通过研究对象本身的场失真。由磁体布置结构产生的磁场在第一阶中通过MRI梯度线圈系统均匀化(即梯度系统产生磁场，所述磁场除去磁场的数学展开的第一阶的磁场分量(B1分量)。在较高的阶(尤其是2至6阶)中的磁场的均匀化可以通过匀场线圈系统进行。在使用两个主动的/可调整的匀场装置(即MR梯度线圈系统和MRI匀场线圈系统)的情况下，也可以一起补偿要研究的物体的影响。基本均匀化(即与由生产引起的偏差的补偿，例如关于磁环的各个子段的磁化方向、各个子段彼此的定位、在子段的基本材料中的缺陷位置、磁环的布置结构和支座、磁环彼此的定向(在XY平面中的旋转、倾斜))可以通过被动的匀场管实现。匀场管优选至少部分地轴向设置在磁环对的磁环之间。匀场线圈可以在MPI配置中断开；然而，匀场管的固定的值不可以改变并且具有对MPI梯度场和因此零场的区的直接的影响。通常利用所有三个选项的组合。匀场装置于是不仅具有主动的而且具有被动的构件。

按照本发明的混合成像装置的另一个实施形式设置为，所述另一个成像模式是CT模式，以用于拍摄计算机断层摄影术图像，其中，磁环对的磁环沿Z方向彼此间隔开并且所述装置具有包括X射线源和与X射线源对置的X射线探测器的CT单元，其中，X射线源和X射线探测器在XY平面中围绕Z轴可转动地支撑。所述CT单元轴向设置在磁环对的磁环之间并且在CT模式中围绕Z轴旋转。

优选地，X射线源和X射线探测器可这样在磁体布置结构上机械地耦合，使得所述CT单元与磁体布置结构共同围绕Z轴可旋转。通过磁体布置结构的旋转和CT单元的旋转的耦合，可以减少杂散场问题，所述杂散场问题基于改变的磁场(通过磁场布置结构和CT单元之间的相对运动引起)产生，通过所述改变的磁场，CT单元的电子束否则会运动。磁场布置结构的静止的杂散场可以直接被补偿或考虑，从而电子束精确地入射到阳极材料上。

优选地，按照本发明的混合成像装置设计用于，在多于两个成像模式中运行，例如在MPI、MRI和CT中。

本发明也涉及用于在使用以上所述成像装置的情况下组合地接收MPI和CT数据的方法，其中，所述磁体布置结构和CT单元共同围绕Z轴旋转。磁体布置结构为此在一种模式中以磁环相对彼此的之前定义的布置结构(相对的磁环位置)、例如在MPI模式中运行。通过包括CT单元的磁体布置结构的共同的旋转，X射线源的电子束在旋转期间总是在相同的磁性的环境中并且由此总是得到相同的偏移。

优选同时采集MPI和CT数据。CT模式和MPI模式然后同时被激活。在MPI模式中由磁体布置结构产生的选择区不干扰CT接收，从而同时的数据采集可以无问题地发生。

在该方法的一种特别的变型中，MPI数据从样品体积的2D MPI采集平面中采集，并且CT单元产生在平面形式的CT射束路径中的X射线射束或在使用2D探测器时产生X射线锥形射束，其中，MPI采集平面与CT射束路径至少部分地重叠。因此能够利用两个模态不只同时、而且也在相同的地点采集数据。在此，零场的区在MPI采集平面中移动。

优选实施螺旋扫描(螺线扫描)形式的组合的MPI-CT-接收，其中，CT单元与磁体布置结构和MPI激励线圈系统共同围绕Z轴旋转，从而零场的区旋转，而要研究的物体连续沿Z方向运动通过混合成像装置的FoV或(对于MPI数据采集)零场的区在使用附加线圈(AC或DC)的情况下沿Z方向移动。因此可以在使用两个模态的情况下实现3D成像。

本发明也涉及一种用于在使用以上所述装置的情况下组合地接收MPI模式中的MPI数据和MRI模式中的MRI数据的方法，其中，依次(顺序)接收MPI数据和MRI数据。为了在MRI模式和MPI模式之间的转换，使磁环对的磁环相对彼此转动。

在磁环的对称的实施方式中，零场的区在MPI模式中处于如在MRI模式中MRI-等中心的相同的位置上。因此可以利用两个模态顺序地在相同的位置上测量物体，而无须使物体运动。为此仅需要磁体布置结构的配置变化：通过在磁环对内的磁环的相对彼此的转动，场拓扑结构可以从MPI模式至MRI模式改变以及相反地改变。在理想情况下，磁环对的磁环以180°相对彼此转动，以便在MPI模式和MRI模式之间更换。依赖于制造公差，两个位置的差别可以偏离180°。

在MRI模式中在数据采集之前优选还实施多个校准步骤，以便改善图像质量。主要是调节匀场装置的主动的B0匀场通道、激励线圈系统的RF脉冲功率和接收线圈系统的接收器增益属于其中。

本发明也涉及用于在使用以上所述装置的情况下组合地接收CT模式中的CT数据和MRI模式中的MRI数据的方法，其中，B0-等中心和CT射束路径彼此重叠。磁体布置结构、X射线源(CT管)和CT探测器用于检测位置编码至少在CT模式中共同围绕Z轴旋转。顺序采集在CT模式中的CT数据和在MRI模式中的MRI数据。通过MRI B0-等中心和CT射束路径的重合，能够利用两个模态顺序地在相同的地点上采集数据。此外可以利用磁体布置结构的旋转和借此B0场方向的改变，以用于与方向相关的MRI序列。为此除了磁体布置结构之外，必须至少使被动的匀场单元(匀场管)和MRI梯度系统对应地一起旋转。按照实施方式，CT采集必须在确定的海尔贝克(Halbach)环布置结构(MRI或MPI模式)中实施，以便考虑对X射线源的电子束的杂散场影响。为此必要时在CT数据接收和MRI数据接收之间需要中间步骤，以便改变磁体布置结构的配置。通过磁环对的两个磁环相对彼此的相对的转动，场拓扑结构可以从MPI模式改变为MRI模式并且反之亦然。

为了3D CT成像需要锥形射束(Cone-Beam)和2D探测器或物体的附加的机械的移动。在一种特别的变型中，组合的MRI-CT-接收以螺旋扫描(螺线扫描)的形式实施，其中，所述CT单元与磁体布置结构共同围绕Z轴旋转，而要研究的物体连续沿Z方向运动通过混合成像装置的FoV。因此3D成像可以在使用两个模态的情况下实现。

在一种特别的实施形式中，匀场和梯度系统是静止的。所述MRI模式然后在磁环的位置中以关于匀场和梯度系统的磁性的定向的确定的角度中实施。备选于此，匀场装置和MRI梯度系统可以这样实施，使得它们可以围绕Z轴旋转。

按照本发明，磁环可以同时(机械耦合)或单独地(机械解耦)围绕Z轴旋转。机械耦合的转动能够实现在MPI模式中零场的区的机械的旋转或在MRI模式中B0场方向的转动。机械解耦的转动能够实现磁环配置的改变(从MRI模式转换到MPI模式中以及反之亦然)。通过磁环参数(环距离、内径和外径、环厚度、环材料、环分段、部段磁化方向、环定位角、…)的适配，可以优化B0磁均匀性和/或B1梯度线性以及零场的区的静止位置。基于在磁环之间的距离，其他的研究方法、例如CT或光学的方法可以在相同的地点上并且必要时同时能够实现。因此，物体可以利用所有模态在相同的地点上测量，而没有运输样品的必要性。

本发明也涉及一种用于设计磁体布置结构的方法，用于应用在之前所述的包括MPI模式和MRI模式的混合成像装置中，其中，所述磁体布置结构具有包括中央的孔的磁环。按照本发明的方法具有下面的步骤：

a.预定要由磁体布置结构产生的磁场B的在MRI模式中的目标磁场B0和在MPI模式中的目标梯度B1以及磁环对的中央的孔的内径；

b.通过对要由磁体布置结构产生的磁场的数学展开的至少一个第一场阶置零预定由磁体布置结构在MRI模式中要产生的磁场在样品体积中的均匀性，以及

通过对由磁体布置结构要产生的磁场的数学展开的至少第二场阶置零预定要由磁体布置结构在MPI模式中产生的磁场在样品体积中的线性；

c.通过最小化磁环的体积在步骤a)和b)的辅助条件中借助优化过程确定自由的设计参数、尤其是磁环的几何参数和磁环之间的距离；

按照本发明的方法具有耦合的优化，即在优化方法中对于涉及MPI模式的辅助条件和对于涉及MRI模式的辅助条件使用相同的自由的设计参数。亦即磁体布置结构同时关于对于MPI模式和关于MRI模式需要的磁场优化。此外可以对各个参数不同地加权，以便例如在优化内优选在MRI模式中的均匀性要求。数学展开优选是“中央的展开”，即在展开点(通常磁体中心)的直接的周围中收敛的展开。

在步骤b)中，预定用于在MRI模式中的磁场的希望的均匀性和用于在MPI模式中的磁场的希望的线性：在MRI模式中，在ROI中的B0场应该尽可能均匀，尤其是偏差在取得的场幅值的1至100ppm的数量级中。在ROI中的B0场幅值应该在MRI模式中尽可能最大化，尤其是0.1T至2T。在MPI模式中，磁场梯度B1应该具有在1T/m至20T/m的范围中的值。磁场梯度B1越大，则零场的区和借此粒子响应的点扩散函数或在图像空间中的位置的分辨率越清晰。在步骤b)中，可以此外确定要由磁体布置结构产生的磁场在磁体布置结构外的杂散场特性并且一起包括到优化过程中。杂散场特性尤其是具有要由磁体布置结构产生的磁场在磁体布置结构外的延展。为此优选使用远场展开、亦即在磁体布置结构外收敛的展开。

磁环的在步骤c)中所述的几何参数尤其是：外径、环厚度、磁环的材料、磁化、离散化或构造方式、磁环的部段的数量和部段的磁化。优选磁环的最小的重量作为以步骤c)确定的设计参数的函数确定。

利用这样确定的设计参数，磁环可以对应地制造，其中，所述磁环通常由单个部段构造，所述单个部段固定地相互粘接。磁环此外这样机械地相互连接，使得它们相对彼此围绕Z轴可旋转。

本发明其他的优点由说明书和附图得出。同样上述的并且还进一步说明的特征按照本发明可以分别单独本身或多个以任意的组合使用。示出的和说明的实施形式不作为最终的列举理解，而是具有用于描述本发明的示例性的特性。