专利名称：在磁共振成像中使用的开孔磁体的制作方法
技术领域：
本发明通常涉及用于产生磁场的在磁共振成像(“MRI”)应用中使用的磁体。特别是，本发明目的在于用于产生实质上均匀的磁场(Btl-)的在MRI应用中使用的实际上短的屏蔽非対称超导磁体，虽然本发明不限于此。这样的磁体非常适合于在全身磁共振成像中和专家磁共振成像中使用，例如在产生受验对象的关节和其它肢体的图像时使用。
背景技术：
磁共振成像在二十世纪八十年代被引入，并发展成主要的全球成像方式，当前销售量在全世界为每年大约3，000台扫描仪。临床MRI的成功取决于强和纯磁场的产生。在MRI中的静场的主要规范是它必须在预先确定的成像区上实质上是均匀的，该成像区在本领域中称为“直径球形成像体积”或“dsv”。对于dsv —般需要小于峰间百万分之二十(或百万之十rms)的误差。自从第一个封闭圆柱形系统的引入以来，MRI设备经历了很多改进。特别是，通过提高的信噪比(“SNR”)以及高场和超高场磁体的引入，改善在图形的质量/分辨率上出现。对于越来越多的专家，提高的图像分辨率又导致MRI成为结构解剖MRI成像和功能人类MRI成像的首选方式。用于为人类研究产生诊断图像的一般磁共振系统的基本部件包括主磁体(通常是产生在dsv中的实质上均匀的磁场(Btl-)的超导磁体)、ー组或多组匀场线圈、一组梯度线圈和一个或多个RF线圈。MRI的讨论可在例如Haacke等人的“Magnetic ResonanceImaging:Physical Principles and sequence Design” (John ffiley&bons, Inc. NewYork, 1999)中找到。也见Crozier等人的美国专利号5，818, 319、Crozier等人的美国专利号6，140，900、Crozier等人的美国专利号6，700，468,Dorri等人的美国专利号5，396，207、Dorri等人的美国专利号5，416, 415、Knuttel等人的美国专利号5，646, 532和Laskaris等人的美国专利号5，801，609，这些专利的内容都通过引用被并入本文。常规医学MRI磁体一般在长度上大约为I. 6-2. O米，自由孔直径在O. 8-1. O米的范围内。在正常情况下，磁体是対称的，使得dsv的中点位于磁体的结构的几何中心处。常常通过球谐展开来分析在dsv中的磁场的轴向分量的一致性。在添加辅助部件(梯度和射频线圈)之后的常规MRI机器的一般孔径是具有大约O. 6-0. 8米的直径的圆柱形空间，即，恰好大到足以接纳受验对象的肩部，以及大约2. O米或更大的长度。不意外地，很多人在被置于这样的空间中时遭受幽闭恐怖症。此外，在受验对象身体的正被成像的部分和磁体系统的端部之间的大距离意味着内科医生不能容易帮助或亲自监控在MRI过程期间的受验对象。因此，在临床应用中存在对短开孔磁体系统的需要。在设计这样的高场系统中的挑战是使用当前可用的、有成本效率的超导技术来维持dsv的场均匀性和尺寸。磁体性能在很大程度上与在轴向和径向方向上的孔尺寸有夫。 短或紧凑的磁体设计和构造起来非常难。这主要是因为由常规设计产生的密集线圈结构将导致不可接受的峰值场值和对超导线圈束的应力。在正常情况下，在dsv尺寸上的工程折衷方案必须做出，且因此成像质量未被維持。短孔高场封闭系统在21世纪早期出现，并提供用于成像的小尺寸成像区。在市场上可用的最短的圆柱形扫描仪是西门子1.5T (Espree)系统，且它大约为1.05m (冷孔)，且它具有对很多器官的成像足够的30cm的dsv尺寸。然而对于某些应用，例如全脊柱成像，在轴向方向上系统的有限dsv可能意味着检查比在标准I. 5T MRI上花更长时间，且图像质量可能在图像组合过程期间变形，特别是在成像区的边缘附近。虽然在二十世纪九十年代早期通过垂直开放系统的引入在患者舒适度方面有了提高，该技术仍然被场强(垂直开放系统)限制。为了增强患者舒适度、接受度和維持良好质量成像性能，強烈需要可产生具有不打折扣的dsv质量(尺寸、场强和均匀性)的短磁体的磁体技术的改进。除了其对受验对象的影响以外，磁体的尺寸也是在确定MRI机器的成本以及在这 样的机器的放置中涉及的成本中的主要因素。标准I. 5T MRI全身扫描仪由于其尺寸、重量、边缘场和功率需要而在它们可被安装之前要求高度专业和昂贵的基础设施，包括形成単独的多房间成像组。这些需要意味着，在大多数情况下，只有较大的医院或相当大的成像诊所可负担得起安装这样的系统，并对患者提供MRI作为诊断方法。为了被安全地使用，MRI机器常常需要被屏蔽，以便在操作员的位置处的机器周围的磁场在管理机构规定的暴露水平之下。通过屏蔽，操作员可以比在未屏蔽的系统中安全地坐得更靠近磁体。较长的磁体需要更多的屏蔽和对这样的安全使用的更大的屏蔽房间，因而导致较高的成本。肢体MRI (其为了本申请的目的也称为整形外科MRI)是MRIエ业的增长领域之一，在2006年在美国所有MRI过程的20%在上肢(例如，臂、手腕和肘)和下肢(例如，腿、踝和膝)(MV，2007)上执行。这相当于在2006年有530万肢体过程，与1990年大约110,000个肢体过程比较，那时肢体扫描仅构成总MRI过程的2%。肢体MRI系统由于其减小的尺寸和减小的杂散场比全身或常规MRI系统小得多且更容易设置。它们因此是对肢体的成像的低成本解决方案。如下所述，肢体成像是对本发明的磁体的优选应用。虽然肢体MRI系统对受验对象和操作员有很多优点，它们提出了在构成磁体的各种线圈可用的空间方面和冷却那些超导线圈方面的挑战。在实现超导磁体中的主要困难是当磁体长度减小时产生(所需均匀性的)大成像dsv，同时确保超导线可被安全和有效地使用。包括专用肢体系统的较大部分的开放系统通过被限制到较低的场强而被约束；在2005年在市场上的最高场开放MRI扫描仪是飞利浦I. OT系统。在销售中的当前较小的MRI系统的低场性质是它们的使用的主要缺点。根据美国风湿病学会，对于相似空间分辨率的图像，低场MRI系统不能获得高场MRI系统的SNR。低场系统通常具有较长的图像采集时间，这对于需要对比剂的过程可能是成问题的，因为对于肢体过程，静脉注射的对比剂可在数分钟的时期内扩散到关节液中。本发明的目的是提供处理全身和肢体MRI系统的这些和其它挑战的改进的磁体和MRI系统。发明概述
本发明提供了用于产生MR图像的磁共振系统和在这样的磁共振系统中使用的磁体。磁体包括具有沿着轴定位的至少五个初级线圈的初级线圈结构，其包括相邻于磁体的患者侧的第一端线圈和相邻于磁体的服务侧的第二端线圈。(术语“患者侧”在本文用于指磁体较接近接纳患者或其部分用于扫描的一端的侧面或部分，而术语“服务侧”用于指相对侧或部分。)
为了引用的容易，本说明书提到ー个“线圏”或很多“线圏”，但应记住，每个线圈可包括一个或多个绕组，并可由径向或轴向对齐的几个并置部分或子块组成。特别是，如果需要，两个端初级线圈中的ー个或两个可每个包括在径向或轴向方向上对齐的多个线圈子块。一般，第一和第二端初级线圈具有相同的极性，S卩，它们可在同一方向上承载电流，并且是初级线圈结构中最強的线圈，即，每个端线圈中的总电流大于每个中间线圈中的电流。在使用中，磁体能够产生至少I. 5特斯拉且优选地至少3. O特斯拉的磁场，其在预先确定的成像区或体积(也称为“均匀区”或“dsv”)上实质上是均匀的。一般，成像区具有由相对于成像中心处的纵向磁场的具有小于峰间百万分之二十的所计算的纵向磁场的变化界定的外表面。规定的场强和均匀性用于意指场强和均匀性的设计值。优选地，作为从磁体的轴向端起的第二线圈的至少ー个初级线圈具有与相邻的端线圈相反的极性，即，它在与那个端线圈相反的方向上承载电流。有利地，初级线圈结构具有非対称的电磁配置。也就是说，初级线圈结构关于成像区的轴向中心不是对称的，且成像区的在轴向中心的患者侧上的初级线圈比成像区的在轴向中心的服务侧上的初级线圈承载更多的总电流。总电流意指电流与线圈匝或整转的数量的乘积。磁体中心和成像中心可以吻合或不吻合。优选地，在轴向方向上的成像区的横截面尺寸(Dz)以及在dsv边缘和磁体孔径(山冷孔、患者侧)之间的最短距离满足关系Dz/d = Γ2 本发明的磁体优于常规圆柱形磁体系统的优点是，在某些实施方式中，“短孔”仅指患者侧，而磁体的服务侧在长度上不受限制，且它可以足够大以支持令人满意地大的dsv的形成，同时保持磁体安全(最小化的淬火)和有成本效率。这个设计允许对幽闭恐怖症患者的高质量MRI检查和在扫描期间容易接近患者。换句话说，从磁体孔径(B卩，在患者侧上的磁体的端部)到dsv边缘的距离保持与常规短孔系统相同；然而，在轴向方向上的dsv尺寸可通过放宽在服务侧处的磁体长度来放大。与常规圆柱形系统比较，本发明可以不仅提供与开放系统相关的较高水平的患者接受度，而且在可接近的成像区方面提供明显提高的成像性能。更重要地，在本发明中的线圈结构不像常规磁体系统ー样拥挤，因此磁体是低应力的，且这是重要的优点，因为这减小了应力引起的淬火的可能性。从短孔设计方面来说，对于MRI全身扫描实施方式,磁体有利地具有小于160cm且优选地小于140cm的轴向长度；且这从患者易接近性观点来看相应于常规Im短孔系统。
对于肢体成像实施方式，磁体有利地具有小于70cm且优选地小于60cm的轴向长度；且这个配置提供用于整形外科成像的较大尺寸的dsv。优选地，沿着径向方向的dsv尺寸(Dr,直径)对于全身成像实施方式是至少40cm,而对于肢体成像实施方式是10cm。屏蔽线圈结构优选地设置在初级线圈结构周围，并包括比初级线圈更大直径的至少ー个屏蔽线圏。屏蔽线圈结构在初级线圈结构的径向外侧定位，并实质上沿着磁体的总轴向长度延伸。屏蔽线圈在与初级线圈结构的端线圈的方向相反的方向上承载电流。屏蔽线圈可具有超导结构或铁磁结构。屏蔽线圈也可用于调整dsv内的磁场。优选地，磁体具有至少三个中央初级线圈(不包括两个端线圈和紧挨着端线圈的相反极性的线圈)，其轴向延伸，且其内部包络覆盖整个成像区。中央线圈可为了制造和场/应カ控制目的而被分组或划分，而实质上不改变其磁场贡献。 在另一形式中，本发明提供了设计上面描述的发明的磁体的方法。该方法包括相对于成像中心在服务侧上径向地延伸线圈结构，同时将紧凑的线圈结构保留在患者侧上，以产生可接受的大dsv，同时保持磁体安全(最小化的淬火)和有成本效率。优选地，力平衡用在磁体的设计中以最小化线圈上的净力，且特别是，最小化初级线圈结构中的端线圈上的净力。为了在设计过程中实现カ平衡，麦克斯韦力被包括在误差函数中以被最小化。本发明和某些实施方式的上面概述仅仅为了读者的方便，且意图不是且不应被解释为限制本发明的范围。更一般地，应理解，前述一般描述和下面的详细描述仅仅是本发明的示例，而不是用来提供对理解本发明的性质和特性的概述或框架。例如，磁体不限于两层线圈结构，且多层线圈结构可用于产生半紧凑磁体。本发明的另外的特征和优点在接下来的详细描述中被阐述，并从该描述中部分地对本领域技术人员是容易明显的或通过实践如本文所述的发明来识别。可単独地或以任何和所有组合来使用本发明的这些额外的方面和上面讨论的那些方面。附图提供本发明的进ー步理解，且合并在本说明书中或构成本说明书的一部分。
附图作为例子示出本发明的各种实施方式，且连同本描述一起用于解释本发明的原理和操作。在附图和说明书中，在相关的附图中的相似的部件由相似的数字标识。附图的简要描述图I以透视图示意性示出磁体配置和dsv。图2示出在常规短孔磁体和根据本发明的实施方式的磁体之间的差异。图3是示出用于设计实例1-3的磁体的过程的流程图。图4示意性示出I. 5T全身磁体例子的线圈配置和dsv尺寸。图5示出在全身磁体外部的杂散场，且特别是五高斯(5x 10_4特斯拉)等高线。图6是示出在全身磁体的线圈内的总磁场的所计算的幅度的图示。场的强度由在附图中阐明的灰度级示出。图7是示出在全身磁体的线圈内的总电磁力的所计算的幅度的图示。力的强度由在附图中阐明的灰度级示出。图8示出沿着全身磁体的电流分布(在轴向方向上)。图9是全身磁体的电流密度图(CDM)。这在优化之前确定线圈配置的初始设置时被使用。类似的CDM图示用于肢体例子。
图10示意性示出3T肢体磁体(3Ta)的线圈配置和dsv尺寸。
图11示出在3T肢体磁体(3Ta)外部的杂散场，且特别是5高斯(5xl0_4特斯拉)等闻线。图12是示出在3T肢体磁体(3Ta)的线圈内的总磁场的所计算的幅度的图示。场的強度由在附图中阐明的灰度级示出。图13是示出在3T肢体磁体(3Ta)的线圈内的总电磁力的所计算的幅度的曲线。力的強度由在附图中阐明的灰度级示出。图14示出沿着3T肢体磁体(3Tb)的电流分布(在轴向方向上)。图15示意性示出3T肢体磁体(3Tb)的线圈配置和dsv尺寸。图16示出在3T肢体磁体(3Tb)外部的杂散场，且特别是5高斯(5xl0_4特斯拉)等闻线。图17是示出在3T肢体磁体(3Tb)的线圈内的总磁场的所计算的幅度的图示。场的強度由在附图中阐明的灰度级示出。图18是示出在3T肢体磁体(3Tb)的线圈内的总电磁力的所计算的幅度的图示。力的強度由在附图中阐明的灰度级示出。图19示出对于(I)初级层和屏蔽层；(2)仅初级层的沿着3T肢体磁体(3Tb)的电流分布(在轴向方向上)。本发明的实施方式的详细描述超导磁体一般具有包括线圈的布置的初级线圈结构。初级线圈结构由屏蔽线圈结构或层围绕，屏蔽线圈结构也由一个或多个线圈的布置构成。在其优选实施方式中，本发明涉及磁共振系统，其包括具有电磁非対称结构和初级结构上的特定线圈布置的实际上短的超导磁体。线圈在附图中示意性地示出。如在图4、10和15的实施方式中所示的，在磁体的初级线圈结构中，两个端线圈是组件中最大的线圈(在体积上)，且具有与端线圈相同的极性的至少三个且优选地至少四个线圈位于磁体的中心区域中。紧挨着端线圈(患者侧)的至少ー个线圈具有与其它初级线圈相反的极性，即，线圈被缠绕，使得电流在该线圈中在相反方向上流动。这个线圈帮助提高在磁体的该端处的dsv内的磁场的均匀性。如图8、14和19所示，在磁体的初级线圈结构中，相对于成像中心，在组件的两侧上的线圈图案是电磁地非対称的，也就是说，患者侧具有比在服务侧上更大的总电流。同时，在超导体中的峰值场被约束到合理的值，且这是重要的实践方面。如果峰值场高，则超导体在它们可安全地承载的电流密度上被限制(或冒淬火的危险——超导性被失去的过程)，此外，当峰值场高时，它们需要在线内的较大百分比的超导体细丝，使它变得更昂贵。虽然不希望被任何特定的操作理论限制，但认为线圈的这个布置允许磁体相对于在dsv边缘和患者侧上的磁体端部之间的最短距离有大的均匀dsv。同时，它导致在适当水平的超导线圈内的峰值场，以产生安全和有效的磁体。代替单个屏蔽线圈，屏蔽层可包括多个单独的线圈，例如在磁体系统的长度上分开的两个线圈或三个线圏。因为峰值磁场且因此在某种程度上应カ在本发明的磁体中被控制，可使用具有减小数量的超导材料例如铌-钛合金的超导线。在本发明的优选实施方式中，磁体实现下面的性能标准中的ー些且优选地实现全部。(I)对于肢体成像磁体，小于或等于IOOcm且优选地小于或等于70cm的总直径，或对于全身成像磁体，小于200cm的总直径。(2)对于肢体成像磁体，小于或等于70cm的总长度，或对于全身成像磁体，小于或等于140cm的总长度。(3)对有效的MR成像足够的dsv均匀性水平和尺寸，优选地，在峰间百万分之二十的均匀性水平处或更好地相对于在dsv的中心处的Btl的值，dsv的轴向长度(Dz)以及在dsv边缘和冷孔磁体端部之间的最短距离(d)有关系Y = Dz/d在f 2的范围内。小Y相应于小成像区或大的可接近距离(等效地，长孔磁体)，大Y相应于大成像区或小的可接近距离(有效的短孔磁体)。对于全身情况，给定的设计具有Y =1.48，且常规短孔设计γ=0.88〈1;对于肢体情況，这两个例子分别具有Y=L 51、1. 61，且常规短孔设计γ=0.97〈1。本发明不支持Y >2，在这种情况下不同的电磁特征和线圈配置(例如，三层磁体)将被使用，且dsv将朝着一个磁体端部高度偏移(见美国专利号7375528 )。(4)在线圈之间的足够的间隔，以允许有效的低温冷却。(5)在线圈内的低峰值磁场，以允许使用较不昂贵的超导线(例如，在多个电流承载线圈的任ー个内的所计算的峰值磁场，其幅值小于大约7. 5特拉斯)，以及(6)低杂散场(例如，在磁体外部的所计算的杂散磁场，其在离dsv几何中心大于7m (对于全身系统)和4m (对于肢体系统)的所有位置处小于5xl0_4特斯拉)。现在将更完全地描述本发明的磁体的例子和在确定磁体的线圈配置和电流分布函数中使用的过程，而不限制本发明的范围。在优化过程(见图3)中确定线圈位置。基于非线性最小ニ乘算法(Matlab优化工具箱，http: //www. mathworks. com)使用约束数值优化技术来执行优化。例程使用作为參数的场生成元件的几何结构和位置以及上面提到的误差项来计算磁体的最后的线圈几何结构。实施例I (I. 5T全身磁体)在图4中示意性示出的这个实施例示出根据本发明的一个实施方式的超导磁体。广泛概括地说，磁体使用13个线圈并具有分别为大约I. 34和O. 49米的冷孔长度和冷孔内半径。更重要地，在冷孔磁体端部和dsv边缘之间的最短距离仅为O. 36米，这难以使用其它线圈配置来实现。在本实施例中，在磁体中心和成像中心之间的轴向距离是I. 2cm。在磁体的初级绕组上，所有线圈在相同的方向上被缠绕(即，具有相同的极性)，除了从端部起的第二个线圈以外。这些线圈在与初级绕组上的所有其它线圈相反的方向上被缠绕(B卩，具有相反的极性)。相对于成像中心，在初级绕组上的线圈块具有非対称电磁拓扑。在患者侧上的总电流本质上大于在服务侧上的总电流(见图8、9)。这个特征在与其它线圈的拓扑结合吋，导致与磁体的提供相同的距离d的其它线圈配置相比接近的提高的均匀性。为了比较的目的，常规对称短孔I. 5T全身磁体的磁体中心和dsv尺寸在图4中示出。通过保持d不变并将患者侧上的磁体长度放宽大约20cm，dsv在轴向方向上明显和有益地从32cm延伸到54cm(在5ppm均勻性)。在磁体的屏蔽线圈结构中存在总共四个屏蔽线圈,且它们各自沿着磁体的长度延伸。图4示出在d sv内的磁体和场。图5示出所计算的杂散外场和由磁体产生的轴向磁场。图6示出由磁体的各种线圈内的磁体产生的总磁场的所计算的幅值。图7示出由磁体的各种线圈内的磁体产生的总电磁力的所计算的幅值。注意在图4中，在每个线圈中的电流密度的极性被指示。如图4所示,磁体具有dsv,其大致是球形的,具有大约54cm的直径,这54cm是磁体的总长度的相当大的一部分。磁体还具有在dsv的中心的大约6米内的5高斯线,该dsv大约在轴向上是6m而在径向上是4m (在图5中示出)。如图6所示，峰值计算的磁场大约是6特斯拉，这允许磁体容易使用可用的超导线来构造。图I以透视图示出线圈和dsv的相对尺寸，指示与总磁体长度比较的紧密的大dsv,因而实现例如全身的成像，患者舒适地位于床上，在检查期间头在磁体外部(如图2所示)。从dsv的边缘到磁体的患者端部的距离“d”是36厘米，这与常规短孔设计相同。然而，在具有恒定高度的现有技术短磁体中，由于超导线的限制，归因于线圈之间的紧密间隔和减小的冷孔空间问题的高的线圈间和线圈内应カ/峰值场使磁体很难以合理的成本构造。因此，对实际的使用必须考虑小尺寸的dsv(例如，在轴向方向上是30cm而不是常规的40-45cm)。本发明的这个例子克服了技术挑战并产生成像区，其尺寸为常规短孔技术所提供的尺寸的I. 8倍。如图8和9所示，磁体的初级层具有相对于沿着径向轴的成像中心不对称的总电流分布函数，即，在患者侧上的总电流大于在服务侧上的总电流。3T肢体例子的磁体也具有这样的不对称电流分布函数。实施例2 (3T肢体磁体(版本a、b))在图10和15中示意性示出的这个实施例示出了使用根据本发明的第二和第三实施方式的结构的3T超导磁体设计。如图10所示，在设计版本“a”中，线圈结构在总长度上小于55cm，同时均匀的dsv产生沿着轴向方向23. 5cm，而在径向方向上7. 5cm，其中dsv的均匀性在该体积上变化小于5ppm。在初级层的患者侧上，紧挨着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。在这个实施例中的六个中间线圈位于磁体的中心区域中。在服务侧上没有紧挨着端线圈的负线圈。在本实施例中,在磁体中心和成像中心之间的轴向距离是I. 2cm。当与产生相对大和有用的成像区的其它特征结合时，线圈结构再次提供优点。在该磁体中的杂散场被很好地控制，在轴向和径向方向上分別是大约3. 6m和
2.4m，如图11所示。在图12所示的导体中的场类似于在实施例I中的场，且在可用超导线的能力内。本实施例的磁体非常适合于现在三特斯拉的较高场强处的整形外科和类似的应用，展示所提议的结构的广泛应用性。为了比较的目的，图10示出了常规对称短孔3T肢体磁体的磁体中心和dsv尺寸。通过保持d不变并使患者侧上的磁体长度放宽大约9cm，dsV在轴向方向上明显和有益地从15cm延伸到23. 5cm (在5ppm均勻性)。
在图15到19中示出了对3T肢体情况“b”的类似结果。与示例性3T肢体情况“a”比较，这个设计使用在初级层上的较小数量的中央正线圈(4个块)和较小数量的屏蔽线圈(3个块)来产生类似的dsv。这对相同的设计目标清楚地展示本发明的线圈结构的优点，可产生优良的dsv，只要同一发明概念被使用。相对于在磁体和dsv边缘之间的最短距离增加的dsv尺寸对肢体成像有不同的益处。受验对象可能在该过程期间是舒适的，且极大范围的成像应用是可能的。在本发明的另一实施方式中，力平衡被包括，以便最小化在磁体中的所有线圈上的净力，对初级绕组上的最外面的线圈给予特定的衰减。因为磁体系统是紧凑的，线圈必须很接近，且作用于超导绕组上的磁力可以非常 大。这些力可使超导合金在其额定特性之下执行或甚至淬火和停止超导。在设计过程中考虑磁力对这样的系统很重要，因此在本实施方式中自动的力减小包括在设计过程中，也就是说，优化包括在误差函数中的将被最小化的麦克斯韦力。这允许在磁体设计中的自动的力减小，同时控制系统的总尺寸[见Crozier S. , Snape-Jenkinson C. J. , Forbes L. K. , Thestochastic design of force-minimized compact magnets for high-field magneticresonance imaging applications, IEEE Trans, Appl. Supercond, Vol. 11, No. 2, pp. :4014-4022，2001，其公开通过引用被并入本文]。这提高了设计的安全并减小了对在轴向方向上的初级线圈组的支持需要。前述实施方式用来说明本发明，而不是限制其范围。本发明能够以各种修改和添加被实践，如本领域技术人员将容易想到的。例如，线圈可具有不冋的半径。在头/全身混合成像系统中，初级线圈可具有在头部成像区中的较小半径和在身体成像区中的较大半径，但仍然使用上面描述的设计原理和创造性概念来实现较大的dsv和较小的可接近距离。
权利要求
1.一种适合于在磁共振系统中使用的超导磁体，包括 初级线圈结构，其具有沿着轴定位的至少五个初级线圈，所述至少五个初级线圈包括相邻于所述磁体的患者侧的第一端线圈和相邻于所述磁体的服务侧的第二端线圈， 所述磁体能够产生至少I. 5特斯拉的磁场，所述磁场在预先确定的成像区上实质上是均匀的， 其中所述初级线圈结构具有非対称的电磁配置，所述线圈结构关于所述成像区的轴向中心不是对称的，且在所述成像区的所述轴向中心的所述患者侧上的所述初级线圈比在所述成像区的所述轴向中心的所述服务侧上的初级线圈具有更大的总电流，以及 其中至少紧挨着第一端线圈的初级线圈具有与所述第一端线圈相反的极性。
2.如权利要求I所述的磁体，还包括屏蔽线圈结构，所述屏蔽线圈结构具有比所述初级线圈更大直径的至少ー个屏蔽线圈，所述屏蔽线圈结构在所述初级线圈结构的径向外侧定位。
3.如权利要求I或2所述的磁体，其中所述磁体具有小于70cm的轴向长度，并适合于在肢体成像中使用。
4.如权利要求3所述的磁体，其中所述成像区沿着所述径向方向的尺寸是至少10cm。
5.如权利要求I或2所述的磁体，其中所述磁体具有小于160cm的轴向长度，并适合于在全身成像中使用。
6.如权利要求5所述的磁体，其中所述成像区沿着所述径向方向的尺寸是至少40cm。
7.如任一前述权利要求所述的磁体，其中所述成像区在轴向方向上的横截面尺寸(Dz)以及在所述成像区的边缘和所述患者侧上的所述磁体的端部之间的最短距离(d)满足关系:Dz/d =12。
8.如任一前述权利要求所述的磁体，其中所述第一端线圈和第二端线圈具有相同的极性。
9.如任一前述权利要求所述的磁体，其中所述初级线圈结构除了所述第一端线圈和第ニ端线圈和紧挨着所述端线圈的相反极性的线圈以外还包括至少三个中央线圈，所述至少三个中央线圈轴向延伸并限定覆盖整个成像区的内部体积。
10.ー种具有如任一前述权利要求所述的磁体的磁共振成像系统。
11.一种设计如权利要求I到9中的任一项所述的磁体的方法，其中所述方法包括力平衡以最小化所述初级线圈结构中的至少轴向端线圈上的净カ的步骤。
12.如前ー权利要求所述的方法，其中力平衡的所述步骤包括将麦克斯韦カ包括在误差函数中以被最小化。
13.—种超导磁体,包括 初级线圈结构，其具有沿着轴定位的至少五个初级线圈，所述至少五个初级线圈包括在所述磁体的第一轴向端处的第一端线圈和在所述磁体的第二轴向端处的第二端线圈，所述第一端线圈和所述第二端线圈具有相同的极性， 所述初级线圈结构配置成产生至少I. 5特斯拉的磁场，所述磁场在预先确定的成像区上实质上是均匀的，所述成像区位于在所述磁体的所述第一端线圈和所述第二端线圈中间的所述线圈结构内，但定位成比所述第二轴向端更靠近所述磁体的所述第一轴向端，其中在所述成像区的轴向中心的一个轴向侧上的所述初级线圈比在所述成像区的轴向中心的另ー轴向侧上的初级线圈具有更大的总电流。
14.如权利要求13所述的超导磁体，其中至少紧挨着所述第一端线圈的所述初级线圈具有与所述第一端线圈相反的极性。
15.如权利要求I、13或14所述的超导磁体，其中所述磁体能够产生至少3.O特斯拉的磁场。
16.如权利要求13到15中的任一项所述的超导磁体，还包括屏蔽线圈结构，所述屏蔽线圈结构在所述初级线圈结构的径向外侧定位，并实质上在所述磁体的整个轴向长度上延伸。
全文摘要
提供了磁共振系统，其使用受屏蔽的、电磁上非对称的和低应力的磁体来产生接近于患者侧的较大尺寸的成像区。磁体具有双层配置。在初级层中，磁体包括在磁体的两端处的至少两个最强的线圈(端线圈)，其在相同的方向上承载电流。磁体可包括接近于端线圈的至少一个线圈，其在与端线圈相反的方向上承载电流。磁体使用在初级层的中央区域中的多个较小尺寸的线圈(4-7个，相对于大的端线圈)，且这些线圈关于成像区中心被非对称地定位。磁体被多个(1-5)屏蔽线圈屏蔽，屏蔽线圈在与初级层处的端线圈相反的方向上承载电流。与常规短孔磁体比较，本发明的磁体提供具有明显放大的成像区的可接近的成像区，且它可在例如身体部分或全身成像中使用。
文档编号G01R33/3815GK102667517SQ201080057184
公开日2012年9月12日 申请日期2010年12月20日 优先权日2009年12月21日
发明者刘峰, 斯图尔特·克罗泽, 日宇·魏 申请人:Nmr控股2号有限公司