用于磁共振成像的磁体.pdf

磁共振系统使用被屏蔽的超导磁体在整个短磁体系统中产生用于专家成像的场强为1.5特斯拉以上的dsv。该磁体至少包括第一中心线圈C1，该线圈长度是磁体的总长度的至少25％，该中心线圈与一系列对称的初级线圈协同使用，所述一系列对称的初级线圈中的至少一组中所传输的电流与中心线圈中的电流方向相反。在线圈的设计中优选地使用力的平衡。初级线圈被至少一个屏蔽线圈所屏蔽，所述至少一个屏蔽线圈传输的电流与多数初级线圈中的方向相反。该磁共振系统可以用于骨科成像。

1.  一种适用于磁共振系统的磁体，其用于产生在预定成像体积上基本上均匀的至少1.5特斯拉的磁场，其中，
所述磁体包括具有沿轴向定位的至少五个初级线圈的初级线圈结构，所述五个初级线圈包括中心初级线圈，
从所述磁体的各轴向端起的第二个所述初级线圈具有与所述中心初级线圈相反的极性，
所述磁体的轴向长度小于70cm，且
所述中心初级线圈在轴向上延伸到大于所述磁体的轴向长度的25％。

2.  如权利要求1所述的磁体，其中，所述中心初级线圈在轴向上延伸到所述磁体的轴向长度的30％与45％之间。

3.  如权利要求1或2所述的磁体，其中，所述成像体积的最小横截面尺寸设计为大于15cm。

4.  如前述权利要求所述的磁体，还包括具有至少一个屏蔽线圈的屏蔽线圈结构，所述屏蔽线圈结构的直径大于所述初级线圈的直径，并基本上延伸到所述磁体的整个轴向长度。

5.  如任何前述权利要求所述的磁体，其中，所述磁体的所述轴向长度小于60cm。

6.  如任何前述权利要求所述的磁体，其中，在磁体的设计中使用了力的平衡。

7.  一种具有如任何前述权利要求所述的磁体的磁共振成像系统。

8.  一种用于磁共振系统的磁体的设计方法，所述磁体用于产生在预定成像体积上基本上均匀的至少1.5特斯拉的磁场，其中，
所述磁体包括具有沿轴向定位的至少五个初级线圈的初级线圈结构，所述五个初级线圈包括中心初级线圈，
从所述磁体的各轴向端起的第二个所述初级线圈具有与所述中心初级线圈相反的极性，
所述磁体的轴向长度小于70cm，且
所述中心初级线圈在轴向上延伸到大于所述磁体的轴向长度的25％；
其中，所述方法包括力的平衡，以使至少作用于所述初级线圈结构中的端线圈上的净力最小化。

9.  如任何前述权利要求所述的方法，其中，所述力的平衡的步骤包括在将被最小化的误差函数中包括麦克斯韦力。

10.  如权利要求8或9所述的方法，其中，所述力的平衡包括以下步骤：
将每个线圈块分割成小单元，
计算每个所述小单元中的峰值磁场分量，
从所述小单元中的电流密度与所述磁场的数学叉积中为每个所述小单元计算力矢量，
对每个线圈块的全部所述小单元的计算出的所述力矢量的z分量进行求和，以便确定每个线圈块的z方向净力，以及
在设计优化步骤中利用所述净力。

用于磁共振成像的磁体
技术领域
本发明涉及在磁共振成像应用场合中用于产生基本上均匀的磁场(B₀场)的短且被屏蔽的超导磁体。该磁体特别适用于专家磁共振成像，尤其是用于生成受治疗者的肢体关节的图像，例如膝盖、脚踝或手腕的图像。
背景技术
磁共振成像(MRI)在20世纪80年代提出，并已发展成为主要的全局成像物理治疗设备，现今全世界每年售出大约3,000台扫描装置。
临床MRI的成功有赖于强且纯的磁场的产生。对MRI中的静态场的主要技术指标是，其必须在本领域称为“直径球成像体积(diameterspherical imaging volume)”或“dsv”的预定区域上基本上均匀。dsv通常要求误差或变化小于峰峰值的百万分之20(或rms的百万分之10)。
自从引入第一台封闭圆柱系统后，MRI设备已进行过许多改进。具体地，通过改善信噪比并引入高和超高的磁场磁体，改善了图像的质量/分辨率。经改善的图像的分辨率转而导致MRI成为更多专家所选择的物理治疗设备，以用于结构解剖学和功能性的人类MRI成像。
用于生成供人体研究的诊断图像的典型磁共振系统的基本元件包括主磁体(通常是在dsv中产生基本上均匀的磁场(B₀场)的超导磁体)、一组或多组匀场线圈(shim coil)、一组梯度线圈以及一个以上RF线圈。对MRI的论述，可见诸于Haacke等人的Magnetic Resonance Imaging：PhysicalPrinciples and Sequence Design，John Wiley & Sons，Inc.，New York，1999。还可参见Crozier等的5,818,319号美国专利、Crozier等的6,140,900号美国专利、Crozier等的6,700,468号美国专利、Dorri等的5,396,207号美国专利、Dorri等的5,416,415号美国专利、Knuttel等的5,646,532号美国专利以及Laskaris等的5,801,609号美国专利，在此将其全部内容包含在内。
传统的医学MRI磁体，包括低温恒温器及盖子，通常长度为大约1.6-2.0米，且具有直径在0.8-1.0米的范围中的自由孔。通常，磁体是对称的，且dsv的中点位于磁体结构的几何中心。dsv中的磁场的轴向分量的均匀性通常通过球谐函数展开(spherical harmonic expansion)进行分析。
在传统的MRI机器中，能够容纳患者的典型孔径(即梯度与RF发射机线圈内部)是圆柱空间，其直径大约为0.6-0.8米，即恰好大到足以容纳受治疗者的肩部，且长度大约为2.0米以上。用于所述系统的dsv位于孔径的中心附近，即通常距孔径的端部大约一米处。
毫不奇怪，当人被放置在所述空间中时，很多会遭遇幽闭恐惧症。尽管在20世纪90年代早期通过引入开放系统，并在21世纪初引入短孔高磁场封闭系统，使得在患者舒适度方面有所提高，然而现代医学成像中仍然明显地需要更小的磁共振系统。
包括对受治疗者的效果在内，磁体的尺寸是决定MRI机器的成本以及安放所述机器所涉及的成本的主要因素。标准1.5T MRI全身扫描装置由于其尺寸、重量、边缘场及功率需要，在其可以安装之前需要高度专业化且昂贵的基础设施，这包括单独的多室成像套间(multi-room imagingsuite)的开发。该要求意味着多数情况下，只有大医院或有实力的成像诊所才能承担所述系统的安装，并为患者提供MRI作为诊断物理治疗设备。
为了安全使用，MRI机器通常需要被屏蔽起来，以在操作者所处的位置使机器周围的磁场低于管理机构指定的暴露水平。通过屏蔽，操作者可以安全地处于比在未屏蔽系统中距离磁体更近的地方。较长的磁体要求更多的屏蔽和更大的屏蔽室以用于所述安全使用，从而导致更高的成本。
肢体MRI(为了所述应用的目的，也称为骨科MRI)是MRI产业的成长领域之一，美国2006年的全部MRI处置的20％是在上肢(例如，胳膊、手腕与肘)和下肢(例如，腿、脚踝与膝盖)(IMV，2007)进行的。这等于在2006年中有530万件肢体处置，与1990年的大约110,000件相比，当时肢体扫描仅仅构成总MRI处置的2％。
由于肢体MRI系统具有减小的尺寸以及减少的杂散场(stray field)，所以它比全身或传统的MRI系统小得多并更容易安放。因此，肢体MRI系统是对肢体成像的低成本解决方案。如下所述，肢体成像是本发明的磁体的特别优选的应用场合。
尽管肢体MRI系统对受治疗者和操作者具有许多优点，然而其在用于构成磁体的各种线圈的空间方面，以及在冷却所述超导线圈方面遇到挑战。在实施超导磁体方面的主要困难是，当磁体长度减少时能产生大的成像dsv(具有所需的均匀性)，同时确保可以安全地且高效率地使用超导线。
包括大部分专用的肢体系统的开放系统因限于低场强而受到约束；2005年市场出售的最高磁场的开放MRI扫描器是Philips 1.0T系统。
当前出售的较小的MRI系统的低磁场性质是其使用中的主要缺点。据美国风湿学院所述，“对相似的空间分辨率的图像，低磁场MRI系统不能获得高磁场MRI系统的SNR”。低磁场系统通常具有较长的图像获取时间，这对于需要造影剂的处置可能存在问题，因为对于肢体处置，静脉内注射造影剂可以在几分钟内扩散到关节液中。
本发明旨在提供能够应对肢体MRI系统的这些及其它挑战的经改善的磁体与磁共振系统。
发明内容
本发明提供了用于生成MR图像的一种磁共振系统，以及在该磁共振系统中所用的一种磁体。
磁体具有足够的强度以产生至少1.5特斯拉(tesla)的磁场，该磁场在预定成像区域(也称为“均匀区域”)上基本上均匀。优选地，成像或均匀区域的最小横截面尺寸设计为大于15cm、即计算出的尺寸。
磁体包括具有沿轴向定位的至少五个初级线圈的初级线圈结构。线圈之一是中心初级线圈，即其位于沿初级线圈结构的轴向长度的中点处或附近。
磁体的轴向长度(即线圈的轴向延伸长度)小于70cm，并优选地少于60cm。中心初级线圈的轴向延伸长度大于磁体的轴向长度的25％，并优选地在磁体的轴向长度的30％与45％之间。
从磁体的各轴向端算起的第二个初级线圈与中心初级线圈极性相反。
上述肢体磁体具有令人满意的特性，即其具有相对强的磁场强度、小的尺寸且相对大的均匀dsv。
屏蔽线圈结构优选地设置于初级线圈结构周围，并基本上在磁体的整个轴向长度上延伸。屏蔽线圈结构具有直径大于初级线圈的至少一个屏蔽线圈。
优选地，在磁体的设计中使用力的平衡以使作用于线圈、且尤其是作用于初级线圈结构中的端线圈上的净力(net force)最小化，从而充分减少用于支撑端线圈外部的形成材料的需要。在实施力的平衡的步骤时，在将被最小化的误差函数中包括麦克斯韦(Maxwell)力。
磁体特别适合用于骨科成像的磁共振系统中。
本发明的上述简要介绍及一些实施例仅是为了读者的方便，并不是也不应当解释为对本发明的范围的限制。更通常地，应当明白，前面的一般描述与接下来的详细描述仅仅是为了举例说明本发明，且目的是提供综述和大体结构以便于理解本发明的如权利要求所述的特性和特征。
本发明的附加特征和优点在下面的详细描述中提出，通过按照如上所述实施本发明，所述特征和优点的一部分地将对本领域的技术人员显而易见或者很容易就意识到。本发明的这些附加的与上述的方面可单独地或以任何以及全部合并加以使用。
将附图包括在内以提供对本发明的进一步的理解，并使附图并入且构成本说明书的一部分。附图通过示例图示了本发明的各种实施例，并与说明书一起用于解释本发明的原理和工作方式。在附图和说明书中，相关附图中的类似部分以类似的附图标记表示。
附图说明
图1示意性地表示根据本发明的第一实施例的磁体的线圈配置与dsv的尺寸。
图2表示图1的实施例的磁体外面的杂散场，且具体示出了5高斯(5×10^-4特斯拉)等高线。
图3是表示图1的实施例的一半磁体的线圈内的总磁场的计算出的大小的图。磁场强度在图中以灰度表示。
图4以立体图表示线圈与DSV的相对尺寸。
图5示意性地表示根据本发明的第二实施例的磁体的线圈配置与dsv的尺寸。
图6表示图5的实施例的磁体外面的杂散场，且具体示出了5高斯(5x10^-4特斯拉)等高线。
图7是表示图5的实施例的一半磁体的线圈内的总磁场的计算出的大小的图。磁场强度在图中以灰度表示。
图8示意性地表示具有短中心线圈的1.5T磁体的线圈配置与dsv的尺寸。
图9示意性地表示具有长中心线圈的1.5T磁体的线圈配置与dsv的尺寸。
图10示意性地表示具有短中心线圈的3T磁体的线圈配置与dsv的尺寸。
图11示意性地表示具有长中心线圈的3T磁体的线圈配置与dsv的尺寸。
图12表示描述了设计步骤的流程图。
图13表示没有力约束的1.5T磁体的设计。
图14表示图13的磁体的最外初级线圈的受力分布图。
图15表示带有力约束的1.5T磁体设计。
图16表示图15的磁体的最外初级线圈的受力分布图。
具体实施方式
如上所述，本发明涉及包括具有对称结构以及主要结构上的特殊线圈排列的相对短的超导磁体的磁共振系统。超导磁体具有包括线圈的排列的初级线圈结构。初级线圈结构由屏蔽线圈结构或层包围，并由一个以上线圈排列构成。线圈在附图中示意性地加以图示。
如在图1和5的实施例中所示，在磁体的初级线圈结构中，中心线圈C1是组件中的最长线圈，且除了邻近端线圈的线圈以外的全部线圈具有相同的极性。邻近每个端线圈的线圈具有与其它初级线圈相反的极性，例如将线圈缠绕成使得电流在线圈中以相反方向流通。
同时，超导体中的峰值磁场被约束到合理值，这在实践方面是重要的。如果峰值磁场高，则对超导体的电流密度加以限制，以使其可以安全地传送(或具有失超(quenching)的风险-即超导性丧失的过程)。而且，当峰值磁场高时，需要导线内有较大比例的超导细丝，从而使导线更加昂贵。
尽管不希望被任何具体的工作原理所限制，然而人们相信，该线圈排列能使磁体相对于线圈组件的总长度具有大的均匀dsv，并同时具有适当水平的超导线圈内的峰值磁场，以生产出安全且高效的磁体。
作为单个屏蔽线圈的替代，屏蔽层可包括多个单独的线圈，例如，在磁体系统的长度上具有分离的两个线圈或三个线圈。由于峰值磁场乃至应力在某种程度上被控制在本发明的磁体中，从而可以使用超导材料的量有所减少的超导线，例如铌钛合金。
在本发明的优选实施例中，磁体达到下面一些并更优选地达到全部下述性能标准：
(1)线圈的最小内直径小于或等于70厘米，
(2)线圈组的总长度小于或等于60厘米，
(3)足以进行有效MR成像的dsv的均匀度和尺寸(优选地，相对于dsv的中点M处的值B₀，均匀度小于峰峰值的百万分之20，对于低温孔(cold bore)体积V_bore小于或等于50,000cm³的磁体，dsv的体积(V_dsv)至少是1400cm³，即，V_dsv/V_bore比值大于或等于0.028)，
(4)线圈之间有足够的间距以便能够进行有效的低温冷却，
(5)线圈内的低峰值磁场，以便允许使用不甚昂贵的超导线(例如，多个电流传输线圈的任何一个内的计算出的峰值磁场的大小少于大约7.5特斯拉)，以及
(6)低杂散场(例如，在距离dsv的中点M大于2米的所有位置处，计算出的磁体外部的杂散场小于5×10^-4特斯拉)。
下面更充分地描述本发明的磁体的示例，以及用于确定线圈配置以及磁体的环路分布函数的步骤。
线圈位置在最优化步骤中加以确定(见图4)。使用有约束的数值优化技术并基于序列二次规划(SQP)方案(Lawrence C.T.与Tits A.L.，AComputationally Efficient Feasible Sequential Quadratic ProgrammingAlgorithm，SIAM Journal on Optimization，11(4)：1092-1118，2001)进行优化。该程序使用几何学和磁场的位置，生成单元以作为上述的参数及误差项，以便计算出磁体的最终线圈几何形状。
上述Lawrence等的引文的内容被全部并入此处。
示例1(1.5T磁体)
图1所示意的本示例图示了本发明的超导磁体。概括地讲，磁体采用了十二个线圈，且低温孔长度与低温孔内半径分别为大约0.43米与0.165米。磁体的初级绕组上，除了从端部起的第二线圈、即距离中心大约0.16m处的两个线圈以外，所有线圈以相同方向(即具有相同极性)缠绕。所述两个线圈以与初级绕组上所有其它线圈相反的方向缠绕(即具有相反的极性)。
初级绕组上的中心线圈(即跨越z＝0位置的线圈，以C1表示)比其它线圈长(并具有总磁体长度的大约38％)。当这一特点与其它线圈的布局相结合时，会导致与相同总长度的磁体的其它线圈配置相比，均匀度有所提高。在磁体的屏蔽线圈结构中总共有五个屏蔽线圈，且它们沿磁体的长度不同程度地延伸，其中包括一个被z＝0轴环绕的屏蔽线圈。
图1表示dsv内的磁体和磁场。图2表示计算出的由磁体产生的杂散外部磁场和轴向磁场。图3表示计算出的由磁体产生的各种磁体线圈内的总磁场的大小。注意图1中，示出了每个线圈中的电流密度的极性。
如图1所示，磁体具有直径为大约16厘米的近似球形的dsv，该dsv占了磁体的总长度的相当大的比例。磁体还具有在dsv的中心大约2米以内的5高斯线，其轴向大约为1.8m且径向大约为1.2m(如图2所示)。
如图3所示，计算出的磁场的峰值少于5.6特斯拉，这使得磁体可以使用现成的超导线构成。
图4以立体图表示线圈和DSV的相对尺寸，表明DSV相比于总磁体长度较大，这使得当患者例如舒适地坐在椅子上而其大部分身体处于磁体的外面时可以对膝盖成像。
本示例的磁体特别适合用于骨科成像，例如膝盖、脚踝、手腕和肘等关节的成像。
示例2(3T磁体)
图5所示意的本示例图示了使用根据本发明的第二实施例的结构的3T超导磁体的设计。
如图5所示，线圈结构总长度少于0.5米，同时在长轴为17cm且短轴大约为15cm的椭圆上产生均匀dsv，其中dsv的均匀度在所述体积上的变化小于+/-5ppm。磁体使用与示例1中相同的布局，其中初级绕组上邻近端线圈的线圈具有与初级线圈组中的所有其它线圈相反的极性。本示例中的中间线圈延伸到线圈结构的总长度的大约45％，且当与其它特征结合时，该特征再次具有能产生比较大且有用的成像区域的优点。
该磁体中的杂散场受到良好的控制，如图6所示，沿轴向和径向分别为大约1.8m和1.25m。由于磁场强度翻倍，如所期望的，如图7所示的导体中的磁场高于示例1中的磁场，但仍然处于现有的超导线的能力内。
与示例1的磁体一样，本示例的磁体适用于骨科及类似应用场合，现在在3特斯拉的更高场强下验证这里提出的结构的广泛适用性。
为了比较，以下描述保持本发明的其它方面保持不变时，改变中心线圈的长度并对磁体进行再次优化的效果。考虑了对1.5T系统(图8和9)以及3T系统(图10和11)的仿真。
图8中，对离z＝0最近的线圈占总磁体长度的大约15％的1.5T磁体进行优化，并使轴向dsv的尺寸为12.6cm(在5ppm均匀度时)。如图9所示，通过使中心线圈延伸到总的磁体长度的43％并再次优化，dsv显著地并有益地在轴向上延伸到16cm(在5ppm均匀性时)。
3T的情况下的类似结果如图10和11所示，其中占磁体总长度的20％的较短的中心线圈导致dsv仅延伸到12.8cm(在5ppm均匀度时)，而占总的磁体长度的36％的长中心线圈的示例导致dsv延伸的轴向长度为16cm(在5ppm均匀度时)。
这清楚地证明了两种场强、特别是使用了长中心线圈的情况下本发明的线圈结构的优点。相对于磁体的总长度，增大的dsv尺寸对于肢体成像明显有利。
在本发明的另一实施例中，还包括力的平衡，以便使作用于磁体中的全部线圈、尤其是作用于初级绕组上的最外线圈上的净力最小化。
由于磁体系统紧凑，故线圈必须紧密地邻近，且作用于超导绕组上的磁力可以非常大。这些力可导致超导合金的性能低于其额定属性或者甚至失超并终止超导。在设计步骤中，考虑磁力对于所述系统非常重要，因此，本实施例的设计步骤中包括了自动减少力的过程。
关于初级绕组中的每个最外或端线圈，如果作用于该线圈的净力可以变小和/或向内指向，则会减少该线圈要求的轴向机械支撑，且沿着Z轴在线圈的外面仅需要小的支撑结构。这减少了轴向上的空间要求，并允许磁体进一步紧凑。一些情况下，从线圈轴向向外的方向上不需要轴向支撑。
在实施力的平衡的步骤时，在将被最小化的误差函数中包括麦克斯韦力。这通过下述步骤实现，即将每个线圈块分解成小单元，计算每个单元中的峰值磁场分量，计算电流密度与磁场的数学叉积，该叉积等于力矢量，对每个块的全部小单元的力矢量的z分量求和，以求得每个块的z方向净力，并随后在设计(优化)步骤中尝试控制或指定或者使用所述净力。
该步骤的优选的目的是使最外初级线圈中的z方向净力最小化，且如果不为零时，要确保该净力稍微向内指向，从而充分减少沿z轴的所述线圈外部的支撑形成材料的要求。
力的平衡允许在磁体设计中自动减少力，同时控制系统的总尺寸[更多细节见诸于Crozier S.，Snape-Jenkinson C.J.，Forbes L.K.，The stochasticdesign of force-minimized compact magnets for high-field magneticresonance imaging applications，IEEE Trans.Appl.Supercond.，Vol.11，No.2，pp.：4014-4022，2001，通过引用将其公开的内容并入此处]。
在设计1.5T骨科MRI磁体的时候，进行了力的减少。如图15和16所示，磁体被计算出产生2.5ppm(峰峰值)的完整的16cm直径的均匀区域。与图13和14所示的没有力的控制的设计相比，线圈图案存在明显差异：靠近初级线圈结构中的端线圈块的反向线圈趋于安置在离端线圈更远的位置；且线圈分布图中存在其它变化。该设计在z方向提供了更小的净的、可压缩的力分量，与在无约束设计中的182kN相比仅有7.3kN，减少系数大约是25。这提高了设计的安全性并减少了对轴向上的初级线圈组的支撑要求。
前面的实施例用于说明本发明，而不限制本发明的范围。本领域的技术人员能够容易地以各种变化和增加实施本发明。
因此，应当明白本发明的范围不限于所描述和图示的具体结构和操作，而是仅仅由所附的权利要求书所限定。