磁共振线圈装置排列系统和方法与流程

技术领域：

本发明涉及磁共振成像。更确切些说，本发明是有关一种线圈装置排列以增加磁共振成像系统的信号检测灵敏度。

背景技术：
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磁共振图像(mri)是一种主要的医学造影技术。mri能产生各软组织的详细图像，如脑、肌肉、及肾脏。利用组织中含有的化合物，如水份和脂肪，其特有的性质来创造图像。在一个强力磁场影响之下，大量拥有核自旋角动量的原子，如水份和脂肪中所含之氢原子，此氢原子的总核磁矩矢量和会产生一个与上述磁场成一直线对准的净磁矩。这净磁矩会进一步进动于一个与磁场正比的确定频率。经由无线射频冲脉激励之后，这净磁化能便可提供一个可检测之信号。

弛豫差增强之磁共振成像(dremr)，一般称为场环性弛豫法或场循环性成像，是一种mri技术，提供可用组织对比随施加磁场强度改变的基本机制来产生新颖的图像对比。为了实现dremr对比度，在mr脉冲序列的特定期间部分，其主磁场是以时间函数而变化。一个场相移之电磁线圈是为执行场变化。在dremr系统中用传统mri线圈来正确配置磁场移动电磁铁是为重要，因为dremr的对比机制是与所产生的偏移磁场强度作高度相关。

技术实现要素：

本发明提供了一个对mri扫描系统和方法的创新系统和方法用以消除或减缓至少一个以上在现有技术中确认的缺点。

从一方面来说，提供了一种用于磁共振成像(mri)系统的集成磁体设备。集成磁体设备可包括由主场相移性磁体和场相移护罩磁体所组成的场相移电磁体,其主场相移磁体则被处于比场相移护罩磁体更靠近成像体积的位置。集成磁体设备还可进一步包括能够放置于主场相移性磁体和场相移护罩磁体之间的梯度线圈，以及至少一个可为场相移电磁铁和梯度线圈提供机械支撑的基材层。集成磁体设备更可包括至少有一个冷却机制。

这些方面以及随后将呈现的其它方面及优点结合在随后将详述的本发明的构造和操作详情中。参考附图是详情描述的一部分，其中相同的附图编号表示其相同的部件。

附图说明

图1示出了根据一种实施方式的相差松弛磁共振成像(dremr)系统的功能子系统的框图；

图2根据一种实施方式由相差松弛磁共振系统(图1)扫描而成的成像体积和其对应切片；

图3示出t1和t2弛豫图的示例；

图4示出一个脉冲序列根据一实施方式示例；

图5示出根据一种实施方式中包含着一条接收线的k空间的示意图；

图6示出根据一实施方式的一个集成磁铁设备实例的理想化径向横截面；以及

图7示出根据一实施方式的一个集成磁铁设备实例的理想化纵向截面。

具体实施例

参照图1，示于100是一个根据实践形式例子的相差弛豫增强磁共振成像(dremr)系统之框图。此磁共振图像(mri)系统实践例子只用作图示，可以容许合各单元的变动，包括增加、减小、或改换其部件部分。传统的mri系统是一种成像模式，其主要是利用物体中如氢原子内质子发出的磁共振(mr)信号来构成图像。在医学mri上，一般是关注mr信号来自组织中主要含氢的成份，如水份和脂肪。dremr系统使用场相移性磁共振方法与传统mri技术相结合，以获得与传统mri(包括分子特异性对比度)不同的对比度的图像。

从图1示出，此显示的dremr系统100包括一个数据处理系统105。此数据处理系统105通常可以包括一个或多个输出仪器，如显示器，一个或多个输入设备例如键盘和鼠标，及连接到有易失和持久性组件存储器的一个或多个处理器。此数据处理系统105还可包括一个或多个用于执行扫描的介面，其适应与mri系统100的硬件组件作通信及数据交换。

接续图一，此范例dremr系统100亦包括一个主磁力场110。该主场磁铁110可由一个如永久的、超导体的、或电阻性的磁铁去落实。其他类型的磁铁，包括适合这dremr系统100使用的混合型磁铁，现这可从一个技术人员实施与考虑。此主场磁铁110可被操作而产生一个实质均匀主磁场,而此磁场具有磁场强度b0以及沿主轴的方向。此主力磁场为用作产生一个图像体积。其中所要求的物体中的原子核心如处于水份和脂肪中的氢质子处于对齐磁场排列作扫描准备。在某实践过程中,如这个实践范例中，一个与数据处理系统105沟通的主场磁铁操纵单元115可作控制主场磁铁110之用。

此dremr系统100还包括梯度线圈120对沿着主磁场的空间信息进行编码，如三垂直梯度轴心。梯度线圈120的大小和配置可以令其产生一个可受控制而且均匀的线性梯度。例如，可以设计在主场磁铁110内的三对载运正交电流的主线圈去产生所期望的线性梯度磁场。

在某实施方案中，此梯度线圈120可被护罩并且可包括外层护罩线圈，其可产生一个反向磁场而抵消由主梯度线圈产生的梯度磁场，而作成一个主护罩线圈对。在这种线圈对中，其「主」线圈可负责产生梯度场，而其「护罩」可负责减小在某一体积外的主线圈杂散场，如成像体积。在此梯度线圈120的的主及护罩线圈可串联连接。而且，在任何一起成护罩梯度线圈的梯度轴中，也可有于两层线圈。此护罩梯度线圈120可减少能导致扫描图像中伪影之涡流和其它干扰。由于涡流主要流过dremr系统100的导电部件，并且由梯度线圈120外部的时变磁场(又称「边缘场」)引起，所以减少由梯度线圈120产生的泄漏场可能减小干扰。因此，此主护罩线圈对之形状与大小、导线之图案与大小、及电流之幅度与图案可以作为选择，以促成一个在于梯度线圈120外部，而强度接近零的净磁场。如对于圆柱形磁体，其两个线圈可以由共同轴心定位，而对于垂直磁场磁体，其两个线圈可以由共同轴盘定位。

护罩的一个副作用可能由格梯度线圈120的主护罩线圈对所产生的磁场可能在成像体积内部分相互抵消。因此有护罩梯度线圈120比无护罩梯度线圈120需要更多的电流去形成一个具特定强度的梯度场。该效应可以被定量为梯度效率，其可被定为由1安培的驱动电流可实现的梯度强度。另一个重要描述梯度线圈性能的参数是称为梯度转换速率,这是驱动梯度线圈从零到其最大振幅的速率。当由相同功率的放大器驱动时，具较大电感的梯形线圈其最大可实现的转换速率是较低。通常，为了将护罩梯度线圈120的效率提高到相当于非护罩梯度线圈120的效率,其电感度必须增加。电感度的增加会降低最大可实现的转换速率。护罩组构效率之损失可取决于初级和护罩线圈之间的距离及电流密度比例。增加主护罩线圈对之间的距离可能会提高其效率。

此梯度线圈120的导电组件，无论护罩或非护罩，并包括主线圈及护罩线圈，可以由一个电导体(如铜，铝等)而组成。当此梯度线圈120之端子受一个电压差施加时，其内部电连接可使电流在预想的路径上流动。在三个梯度轴，用于主梯度线圈和梯度护罩线圈的导电部件可从物理分离和/或非导电屏障而隔离。此主梯度绕组可以放置在非导电衬底上(例如g10，fr4，环氧树脂等)。

在一些设置变动中，此梯度线圈120还可以设置热控及机构抽热设备。例如，绕组部份可以留中空，而冷却液可从此中空导体在此梯度线圈120中抽热，其产生于如通过施加电力时在绕组的焦耳热。其它抽热方可或者可以使用，例如在此梯度线圈120内放入冷却液通道。此冷却液通道可同梯度线圈绕组有热接触。此梯度线圈120也可以安装在导热但非导电的环氧树脂之中，以确保机械组件的刚性和限制电击穿的可能性。

由此梯度线圈120产生的磁场，齐发和/或顺序，可以叠加在主磁场上，以得在成像体积内之物体受选择性空间激发。除了允许空间激发之外，此梯度线圈120可将空间特定的频率与周期资料附置在成像体积内的原子核，从而允由所得mr信号重建有用图像。一个梯度线圈操纵单元125与其数据处理系统105互相通信，以用来操作此梯度线圈120。

在某此dremr系统100之实施方案中，有可能带有额外电磁线圈，如纠正线圈(传统上但不限于产生二阶或更高的球谐函数)或一个均匀场偏置线圈或任何其他校正电磁铁。为执行有效的匀场过程(即纠正当不同物体放置在系统之内或周围时引入的磁场失真)，如此纠正线圈140，具有用来提供磁场的一种电流，而令主磁场更均匀。举例，这由此线圈产生的磁场可助于纠正主磁场中的不均匀性，其由于主场磁铁110中的不完善点、或外部铁磁物体、或由于成像基体内物质的磁化率差、或任何其他静态或时变的现象而引起。

此dremr系统100还包括射频(rf)线圈130。此rf线圈130用于建立具有强度b1的rf磁场，以其激发原子核或「旋转」。此rf线圈130亦可检测从被成像对象内旋转「弛豫」时发出的信号。因此，此rf线圈130可有分开发射和接收线圈之形式，或可有共合发射和接收线圈形式，其有发射和接收模式可用一个切换机构切换。

此rf线圈130可实现为表面线圈，其通常当为纯粹接收线圈，和/或体积线圈，其可当为接收和发送线圈。此rf线圈130能与主场磁铁110之孔穴综合。此外，此rf线圈130或可以设于靠近扫描对象的位置，例如头部，其并且可具有类似这对象的形状，例如一个紧密头盔。一个射频线圈操纵单元135与其数据处理系统100互相通信，以用来操作此rf线圈130。

为按照场相转移技术来建主对比图像，dremr系统100可以在产生和收取mr信号的同时使用场相移电磁体140。场相转移电磁铁140可以调制主磁场的强度。因此，场相转移电磁体140可以通过产生增强或扰乱主磁场的场相转移磁场来作为主场磁铁110的辅助。可以使用与数据处理系统100通信的场相转移电磁体控制单元145来控制场相转移电磁体140的操作。

为了减少干扰及伪影，场相转移电磁体140可以包括类似所述护罩梯度线圈120的护罩。护罩相移电磁铁140可具有两个部件：一个内部主场相转移电磁铁，其以产生场相转移；和一个外护罩场相转移电磁铁，其通过减少主要场相转移电磁铁在一定体积(如成像体积)以外的杂散场而形成护罩。实现场相转移的主要和护罩电磁铁组合来平衡低电感(更快的回转速率)，高效率(给定电流幅度更大的磁场强度)和低电阻(较少的加热和随后的冷却需求)的竞争需求是一个复杂的电磁问题。

确实，掩护此相移电磁铁140的一个副作用可以是护罩相移电磁铁140的主护罩和护罩部件产生的磁场可以在成像体积。因此有护罩相移电磁铁140比无护罩相移电磁铁140需要更多的电流去形成一个具特定强度的梯度场。该效应可以被定量为梯度效率，其可被定为由1安培的驱动电流可实现的梯度强度。护罩组构效率之损失可取决于初级和护罩线圈之间的距离及电流密度比例。增加主护罩线圈对之间的距离可能会提高其效率。

此相移电磁铁140的导电组件，不论有护罩或无护罩，并包括主线圈及护罩线圈，可以由一个电导体(如铜，铝等)而组成。当相移电磁铁140之端子受一个电压差施加时，其内部电连接可使电流在预想的路径上流动。此在三个梯度轴，用于主梯度线圈和梯度护罩线圈的导电部件可从物理分离和/或非导电屏障而隔离。此主梯度绕组可以放置在非导电衬底上(例如g10，fr4，环氧树脂等)。

在一些设置变动中，此相移电磁铁140还可以设置热控及机构抽热设备。例如，绕组部份可以留中空，而冷却液可从此中空导体在此相移电磁铁140中抽热，其产生于如通过施加电力时在绕组的焦耳热。其它抽热方可或者可以使用，例如在此相移电磁铁140内放入冷却液通道。此冷却液通道可同梯度线圈绕组有热接触。此相移电磁铁140也可以安装在导热但非导电的环氧树脂之中，以确保机械组件的刚性和限制电击穿的可能性。

有很多不同技术可以用此dremr系统100来获取图像，包括t1与t2加权图像。以下一个非限示例简述收获质子密度加权图像的进程，为提供一个本dremr系统100功能之简述。根据前述的示例简述来创建图像，当一个物体受一个比较大的磁场影响时，此dremr系统100检测一个物体中所存而含有旋转角动量核子之存在，如组织内水份和脂肪所有的氢质子。在该实施例中，此主磁场有强度b0并含有旋转角动量、类似氢质子的核子。该主磁场将在主场磁铁110成像中体积里的物体中的氢质子部分极化。然后，此质子会通过适当调整的rf辐射激发，形成如b1强度的rf磁场。最后，当质子从磁相互作用下「弛豫」时，来自此激发质子的弱rf辐射信号会检测为mr信号。而此检测到的mr信号频率与经受磁场成正比。从其获得信号物体上可以通过在物体上产生磁场梯度来选择横截面，以使得主磁场的磁场值可沿物体中不同位置转变。因信号频率与此产生磁场的变化成正比，所以这变化允许将一个特定信号频率分配给相位分配给一个在此物体中的位置。因此，由此获得的mr信号中可以足够的信息，以用质子所存为物本体构成一张解剖图，此是传统mri图像的基础。举例，由于质子密度随组织类型变化，此组织变化可以在所获得的信号被处理之后映射为图像对比度变化。

现在参考图2，为进一步说明此dremr系统100的信号获取过程示例，假设一个放置在一个主磁铁110内一个成像体积250之中的物体，其磁铁具有一个强度b0而指向z轴(指示在240)的磁场。该物体随后具有净磁化矢量。在该说明性示例中，一个成像会在一个沿x和y轴(指示在205)平面切片取获。应当注意，在该示例中，兆切片之z轴方向有一个有限的厚度，从而产生体积切片205。

当物体被放置在主磁场b0中时，其各个体自旋在z轴的方向上作自身对准。参考图3，在平衡状态时，主场b0的磁化可以产生与主磁场平行的以m0为幅度的净纵向磁化mz。当通过射频线圈130以拉莫尔频率施加产生具有b1幅度的射频(rf)磁场的rf脉冲时，可以实现自旋的激励。在施加rf磁场期间，其净磁化围绕所施加的rf(b1)场而旋转，并且可以使净磁化离开z轴旋转。在x-y平面中投射的旋转磁化的分量是净横向磁化强度mxy。旋转可以围绕所施加的rf磁场进行动作，直到rf磁场被去除。

一旦平衡磁化被扰动，就会发生自旋弛豫过程。自旋晶格弛豫过程导致磁化返回到沿z轴的平衡分布。因此，如图305所示，自旋晶格弛豫可以使纵向磁化强度mz回到其最大值m0，具有特征时间常数t1。表示沿z轴的磁化恢复37％的特征时间称为t1弛豫时间或t1时间。1/t1被称为纵向松弛率。

另一方面，旋间弛豫可能由于净横向磁化强度的相位而导致相干性的损失。因此，在旋间弛豫，如310所示，横向磁化mxy指数衰减变为零，具有特征时间常数t2。将信号衰减37％的特征时间称为t2弛豫时间或t2时间。1/t2被称为横向松弛率。

横向弛豫(t2)可导致横向磁化的不可逆的去相位。这还存在由磁场不均匀性引起的可逆的去相关效应。这些附加的去相位场可能来自各种来源，包括主磁场不均匀性，各种组织或质料之间的磁易感性差异，化学位移和应用于空间编码的梯度。对这些可逆去相变化效应对横向弛豫时间的影响通常称为t2'。可逆(t2')和不可逆(t2)去相关效应的组合的特征弛豫时间通常称为t2*弛豫。

时间常数t1和t2之间的差异对于mr成像对比度的显影是重要的。松弛时间可以随施加的磁场的强度以及温度而变化。此外，与生物组织相关的t1和t2值也可变化。通常，由于信号恢复较快，具有较短t1倍数的组织(如315所示的t1a)，在给定时间点中(在图像中显得较光亮者)可以产生比具有较长t1时间的更大信号强度，如305所示的t1b。另一方面，由于检测到的横向磁化强度mxy的降低，具有t2时间短的组织，如320所示的t2a，可以产生较低的信号强度(图像中显得较暗者)。因此，来自图像的mr信号可以取决于固有组织性质，由外在用者选择的成像参数和造影剂的组合。

为以传统的方式从dremr系统100获得图像，一组或多组rf脉冲和梯度波形(统称为「脉冲序列」)会在数据处理系统105处选择。此数据处理系统105将所选择的脉冲序列信息传递给其rf控制单元135与其梯度控制单元125，其共同为提供执行扫描发出相关的波形和时恰。

此rf脉冲和梯度波形的序列，即施加脉冲序列类型能改变哪个弛豫时间对图像特性有最大影响。例如，在梯度回波(gre)序列中使用的90°rf脉冲后，其t2*弛豫有显着影响，而t2弛豫在90°-180°顺序rf脉冲之后具有更显着的影响(又称自旋回波序列)。

现参考图4，其说明可以用mri系统100来获取图像的脉冲序列400。这具体展示了该脉冲序列例子的时序图。时间图示出以时间为函数的脉冲或信号幅度，以于发射(rft)信号，磁场梯度gx，gy和gz，接收rfx信号和归一化移位信号(fs)。为了说明目的,一个简化的理想脉冲序列可以包藏着在rft处射频脉冲410的选择切片，在gz处梯度脉冲420的选择切片，在gy处梯度脉冲330的相位编码，在gx处脉冲440的频率编码以及在rfx处检测到的mr信号450。三个梯度脉冲gx，gy和gz表现可由线圈120所产生的磁场梯度的幅度和持续时间。脉冲410之切片选择可由rf线圈130在发射层面上而产生。其检测到的mr信号450可以通过rf线圈130在接收层面而得到检测.在该说明示例中，其假设rf线圈130的发射层面和接收层面各由不同的线圈形成。最后，场相转移信号fs得使主磁场强度在信号fs的持续时间内改变。对于不同的成像技术，脉冲或信号的精确时序，振幅，形状和持续时间可能会有所不同。例如，在所使用的技术中，场相转移信号fs可在一时间和方式上令图像对比度有所增加的。

第一在脉冲序列300中可产生是打开切片选择梯度脉冲420.在同一时间可应用切片选择rf脉冲410。在这说明示例中，切片选择rf脉冲410可以是呈正弦函数形状的rf能量爆破。在其他实现中，可以使用其他rf脉冲形状和持续时间。当一旦关闭切片选择rf脉冲310，切片选择梯度脉冲420亦可被关闭，而相位编码梯度脉冲330则被为打开。在一些实施方案中，场相转移信号460也可以在这一点被接通以改变主磁场强度。一旦相位编码梯度脉冲430关闭，频率编码梯度脉冲440就可以被接通，并且可以记录检测到的mr信号450。应该注意的是，如图3中所示的脉冲和信号的形状，幅度，顺序和持续时间只作说明之用，而在其实现过程中，可通过改变一个或多个其因素或其它以实现要求的扫描结果。

脉冲序列400可以作一定次数的重复或迭代，例如256次，以收集产生一个图像所需的所有数据。相隔其脉冲序列400每次重复之时间可被称为重复时间(tr)。此外,切片选择脉冲410的中心点与其检测到mr信号450的峰值之间的持续时间可被称为回波时间(te)。tr和te两者都可为所需扫描作变化。

为了进一步说明dremr系统100的信号采集过程，参照图2并图4。为了选择切片，可以沿z轴施加切片选择梯度脉冲420，满足位于切片205中的质子的共振条件。实际上，切片沿z轴的位置可以部分基于切片选择梯度脉冲420而决定。因此，在该示例中，与切片选择梯度脉冲420同时生成的切片选择脉冲410可以激发位于切片205内的质子。位于切片205上方和下方的质子通常是不受切片选择脉冲410的影响。

继续说明性示例，根据脉冲序列400，可以在切片选择梯度脉冲420之后施加相位编码梯度脉冲430。假设这是沿着y轴施加，沿着y轴的不同位置的自旋可以按不同的拉莫尔频率开始进行。当相位编码梯度脉冲420关断时，处于不同位置的净磁化矢量可以按相同但具不同的相位的速率进行动作。相位可以由相位编码梯度脉冲430的持续时间和幅度而确定。

一旦相位编码梯度脉冲430关闭，频率编码梯度脉冲440就可以被打通。在这示例中，频率编码梯度是处于x方向上的。频率编码梯度可以使所选切片中质子跟据其在x中位置之速率作处理。因此，现切片内的不同空间位置是由其独特的相位角和进动频率来作表征。当频率编码梯度脉冲440接通时，rf接收线圈130可用于接收由正在被扫描物体中质子所产生的检测信号450。

当dremr系统100执行脉冲序列400时，所获取的信号可被存储在被称为k空间的临时矩阵中，如图5中500所示。通常，k空间是来收集扫描中所测量的信号，并且处于空间频域。可以通过沿x轴520(kx)的频率编码数据和沿着y轴530(ky)的相位编码数据来覆盖k空间。当接收到全部切片的k空间矩阵的行线时(例如，在单个切片的扫描结束时)数据可用数学处理去产生最终图象，例如通过二维傅立叶变换(傅立叶变换)。因此，在重建图像成空间领域之前，k空间是可保存着原始数据。通常，k空间是具有与最终图像相同的行数和列数，并且是填充着在扫描期中的原始数据，通常每个脉冲序列400是一行。例如，在510处所表示中，k空间500的第一行是在完成其扫描片段所生成的脉冲序列之第一次迭代后被填入，并包含用于该脉冲序列迭代的检测信号。在脉冲序列多次迭代后，k空间可被充填。脉冲序列的每个迭代可以作稍微改变，从而获得用于k空间适当部分的信号。应当注意的是，基于不同的脉冲序列，其它充填k空间的方法是可行的是被为考虑的，例如以螺旋方式。

梯度线圈120产生具有特定空间分布的依时变化之磁场并且是mri系统的典型组件。较大的场变化幅度可使有更快的mr成像序列和更高的分辨率。如上所述，可实现的最高梯度强度是被梯度效率所刻划。梯度线圈120的效率可以通过改变其梯度线圈120的形状，尺寸和设备来改善。例如，在圆柱形实施方式中，营造较小半径的主梯度线圈绕组可更接近在成像体积中的物体。或者，可以增加导线数量(卷绕密度)。

类似的考虑适用于场相移电磁体140。场相移电磁140所产生的时变磁场可增加由主磁体110产生的主磁场。较大幅度的场变化的可实现性能增加。如上所述，最大可实现的场移幅度的特征在于场移动效率。可以通过场移动电磁体140的形状，尺寸和位置的变化来改善场移电磁铁140的效率。例如，主场移线圈可以以更靠近被放置物体的较小半径构建在成像体积中。或者，可以增加导线的数量(卷绕密度)。

场相移电磁铁140所产生的较大绝对场相移通常转换为相差弛豫之增强磁共振成像mr信号的较大的对比噪声比，以及由dremr系统100所执行较大脉冲序列的机动牲。因此，当实施dremr系统100时，通过提高场相移电磁铁140的场相转移效率，能为一给定的输入功率去产生其最大的场相移。通常，为了实现更高的效率，其主场相移线圈可安置尽量靠近被成像物体，并且场相移护罩线圈可安置尽量远离主场相移线圈。这个原理通常也适用于护罩梯度线圈120的效率上。在一些实现中，为了实现场所需相移幅度，提高场相移效率可优先于梯度线圈效率。

和梯度线圈120机械组件相同的场相移电磁体140组合可以在一给定径向空间内增加场相移效率。在一些实施方案中，梯度线圈120的主要和护罩线圈可以与场相移电磁体140的主要和护罩线圈组合，以形成一个具优化场相效率的层面安置的单个集成磁体设备。

为了简单说明，用于集成磁体设备600的圆柱形横截面实施示例如图6中以简化的方式示出。图6所示的单元是不按照比例。在该实施示例中，集成磁体设备是成圆柱体状，其长度是在与图平面作垂直的平面上延伸。在其他实现中，只要保留各层的顺序，其他形状就是可能的。在进一步的变化中，其顺序亦可作改变。该示例的集成磁体设备600可围绕成像体积650，并且可以包括主场相移性磁体605，主梯度磁体610，梯度护罩磁体615和场相移护罩磁体620。集成设备在磁体110的孔穴内显示，在625中表示。此外，射频线圈130和其它磁体或诸如垫片线圈的线圈亦可放置在成像体积650内。应当注意的是，典型地，主场相移磁体605和场相移护罩602可以用于沿z轴产生场相移性磁场，这可以通过一个预先决定的db量的去增加主磁场。在图6中，z轴是与图的平面垂直。因此，主场相移磁铁605和场相移护罩602可包罗适当的绕组以产生沿z轴的场相移性磁场。另一方面，梯度主磁体610和梯度保护罩615可产生沿所有三个正交轴x，y(位于图平面)和z所变化的磁场，因此可以包罗适当的的绕组沿着这方向来产生及护罩梯度场。

基于图6所示的层面装置，场相移电磁体140的主磁体605可尽可能放置靠近被扫描的物体，而与此同时,场相移护罩磁体620可被放置于远离场相移电磁体140的主磁体605，以增加场相移效率。此外，通过将梯度线圈120放置在场相移电磁铁605和场相移电磁铁140的场相移护罩磁体620之间，则场相移效率可优先于梯度效率。附加场相移电磁体140各层面可以插入场相移电磁体的最内侧的主电磁体层605和最外层护罩电磁铁层620之间，例如为了提高场相移电磁铁140的效率，或以作为场相移护罩磁铁的一部分。应当注意，该层面装置适用于大小不同的dremr系统100，例如为小动物和人类之使用而缩放的dremr系统100。

梯度线圈120和场相移磁体140的热功率耗散可以由主动和被动冷却来管理。热量可由有冷却剂通过其空心渠道的导体直接提出，或间接地以冷却剂通过磁体或线圈组件使冷却剂与绕组作热性接触的方式，或任何其他可以与电磁散发的电阻功率相同的平均速率来提取热量之方式。当一个冷却层与多个线圈部件作热性接触时，效率是可以获得的。可以使用相同的冷却层来冷却梯度线圈及其护罩以及场相移的主要和护罩线圈，从而更好地利用可用的径向空间。

参考图7，根据图6沿着a-a所示的层面放置的示例性集成磁体设备600的简化说明性横截面。应当注意，所示的部件不是按比例的，而是以易于说明而定尺寸大小。如上所述，示例性集成磁体设备包括护罩相移电磁体140，护罩梯度线圈120以及被动和主动的冷却。650表示可放置被扫描物体的成像体积。此外，射频线圈130和诸如垫片线圈的其它线圈也可以放置在该空间内。另一方面，625表示集成磁铁设备所在的主磁体110孔穴。

继续图7，基材层以705表示。基材层可以由能够提供场相移电磁体140机械支撑的任何刚性或半刚性材料形成。例如，基材705可以由g10，fr4或环氧树脂形成。在710处表示场相移电磁体140的主场相移磁体。主场相移磁体710可以放置在基材705上面或里面，并且当激活时形成一个产生场相移性磁场的磁体。主场相移磁体710可以由用于诸如铜的磁场产生的导电材料所制成的绕组来形成。其所使用的导电材料通常是绝缘的，以防止绕组以及其它附近的导电部件内的短路。

导热子层715a和715c以及冷却剂子层715b形成第一冷却层715。导热子层715a和715c可以由诸如铜，铝，钢(通常是非绝缘)任何导热材成或导热环氧树脂而成。冷却剂副层715b可由任何机构组成，这些机构将容许一种例如水份或二醇混合物液体形式的冷却剂或诸如空气的气体围绕主场相移绕组710和梯度线圈120的初级绕组作循环流动，其下进一步讨论。例如，可以用主场相移磁体710长度中延伸的数百个单薄冷却剂管来循环液体冷却剂。在一个变型中，冷却剂管可围绕主场相移磁体710的圆周延伸。通常，用于在冷却剂层715b中去分散冷却剂的冷却剂机制为不导电性的。例如，冷却剂管可以由非导电材料构成，或者可以通过施加电绝缘材料而变为非导电。应当注意，通过使用每个冷却层来冷却几个线圈层是可以节省径向空间。

示例性集成磁体设备725a，725b和725c的以下三层面包括用于梯度线圈120的主磁体，其分别沿x，z和y方向产生梯度。梯度线圈120的正交部分的放置顺序并无限制并可以改变者。例如，在变化中，用于产生沿z轴的梯度的主梯度磁铁可以放置在725a处，用于产生沿y轴的梯度的磁体可以放置在725b处，并用于产生沿着x轴的梯度的磁体可以放在725c。其磁体可以由可由合适产生磁场如铜的导电材料绕组而成，。所使用的导电材料通常是加以绝缘以防止在绕组中及与其它附近的导电部件短路。梯度线圈120的主磁体通常是放置在导热基材(例如环氧树脂)中或之上。在变型中，一个或多个主磁体可以被放置在刚性或半刚性基材中或之上以增加其层面的机械稳定性。例如，在一些变型中，灌封环氧树脂可用来形成一种机械稳定的结构，其可填充所有古梯度线圈120的初级绕组之间和周围的空隙。环氧基材应是可导热的，以便有效地将热量从初级梯度绕组传递到冷却剂层。在一些实施方案中，在其三层的基材中至少有一种是可能不具导热性的，而可由诸如g10和fr4的材料所形成。在该示例中，层面725b是由一非导热基材形成。

继续图7，导热子层730a和730c以及冷却剂子层730b形成一第二冷却层730。导热子层730a和730c可以由诸如铜，铝，钢或环氧树脂的任何导热材料形成。冷却剂子层730b可由任何机构去组成，这些机构将允许一种诸如水份的液体形式或诸如空气的气体形式的冷却剂去围绕梯度线圈120和返回层面740的初级绕组循环，这将在下面作进一步讨论。例如，可以使用数百条沿主梯度线圈120长度延伸的薄冷却剂管可用来流通液体冷却剂。在一个变型中，冷却剂管可围绕主梯度线圈120和/或其各磁体组件的圆周延伸。通常，在冷却剂子层730b中的冷却剂机构不是导电的用于将冷却剂分配。例如，冷却剂管可由非导电材料构成，或者可以通过施加绝缘材料而変成非导电性。冷却剂的流动方向可以与冷却剂层715的不同。应当注意，可以通过使用每个冷却层来冷却多个磁体或线圈层来节省径向空间。

在740，显示了一供给回线和/或回冷却线的层面。其回线允许自场相移线圈140的输出的电流和相对梯度线圈120的各电源可处与输入电流同侧的线圈系统。这些导线没有积极参与生产用作扫描的磁场。导线通常嵌于在导热基材里和或上面，如灌封环氧树脂。回流冷却管线使冷却系统的出口与冷却系统的入口处于线圈系统的同侧。在一些实施方案中，返回线和/或返回冷却线可以以这样的方式去装置排列，使其不能通过由层面740所提供的空间。在这种设置变动中，返回线和/或返回冷却线可以放置在集成磁体设备的其他层面中或在集成磁体设备的外端。

接下来示例性集成磁体设备的三个层面750a，750b和750c包括用于梯度线圈120分别沿x，z和y轴产生护罩的护罩磁体。梯度线圈120的定向部分的放置顺序是没限制的并且可以改变。例如，在变型中，用于沿z轴产生护罩的护罩绕组可以放置在750a处，用于沿着y轴产生护罩的绕组可以放置在750b处，并且用于产生护罩的绕组沿x轴可以放置在750c处。通常，其顺序可以与由层面725a至725c中梯度线圈120的主磁体的顺序相匹配。用于梯度线圈120的护罩磁体可由诸如铜的适合产生磁场的导电材料所制成的绕组而成。所使用的导电材料通常是被绝缘的，以防止绕组之内以及与其它附近的导电组件短路。梯度线圈120的护罩磁体通常是放置在导热基材里面和/或之上，例如环氧树脂。在变型中，一个或多个初级绕组可以放置在刚性或半刚性基材之中和/或之上以增加层的机械稳定性。在一些实施方案中，其在三层面的基材中至少一种可是非导热性的，并可由诸如g10，fr4或环氧树脂的材料形成。在该示例中，层面750b由一非导热基材形成。

继续图7，导热子层760a和760c以及冷却剂子层760b形成第三个冷却层760。导热子层760a和760c可由任何诸如铜，铝，钢或环氧树脂的导热材料所形成。冷却剂子层760b可以任何机构形成,其可让由诸如水份或二醇混合物或诸如空气的气体冷却剂可围绕梯度线圈120的护罩磁体和场相移电磁体140层面770的护罩磁铁作循环。例如，可以使用数百个沿梯度线圈120的护罩磁体的长度延伸的薄冷却剂管来流通循环液体冷却剂。在一个变型中，冷却剂管可围绕主梯度线圈120的圆周延伸。通常，在冷却剂子层760b内分配冷却剂的冷却剂机构是非导电性的。例如，冷却剂管可以由非导电材料构成，或可以通过施加绝缘材料而变成非导电性。冷却剂流动的方向可以与冷却剂层715与/或730不同。应当注意，通过以每个冷却层来冷却几个线圈层可以节省径向空间。

场相移电磁铁140的护罩磁铁在770处表示。护罩磁体层760可放置在基体之上和/或之中(如g10，fr4或环氧树脂),并形成一电磁体，其当激活时可产生供给场相移磁场的护罩。场相移护罩绕组可由适合产生磁场的导电材料制成，例如铜。所使用的导电材料通常被加以绝缘，以防止绕组之内及与其它附近的导电组件之短路。

在设置变动中，一个或多个的集成磁体设备层是可被略去和/或可被改动和/或可以被加入附加层面。例如，尽管其三个冷却层被表示为由基本相同的冷却机构形成，而具有基本相同的组件，但在变化中，冷却层715，730和/或760之其中一个或多个是可以使用不同的冷却机构，子层面和/或彼此间的组件。作为另一示例，在一些实施方式中，除了或去代替这冷却层面,其他更适用在如应用于人体规模较大dremr系统100的其他冷却方法是可采用的。例如，在一些实施方式中，中空载冷导体可用于实现包括护罩绕组的场相移电磁体140和/或梯度线圈120，而其冷却流剂可以通过中空导体作循环流通。作为另一示例，可以在放件内插入其相移电磁体导体，梯度线圈导体或其它电磁体导体的附加层面。在一些变置中，其中放置磁体的基材可是一些看围绕磁体的圆周的保留间离以保持在一些电磁体的导线。在进一步的变置中，这些保留间离可以使用三维打印机来打印来编印。

集成磁体设备600可以被dremr系统100应用于宽广的几何形状和大小的范围上。例如，dremr系统100可以用大小和形状适合的集成磁体设备来构建，以迁就人体尺度成像的应用，例如用于扫描大脑的脑成像应用，或用于小型动物扫描应用。在一些实施方式中，包括用于场相移电磁体140和梯度线圈120的护罩磁体的集成磁体设备600中绕组的相对径向位置或顺序可以保持相同，而与dremr系统100的大小无关。

其它实施例中,用集成磁体设备去建做较大型的dremr系统,其所采用的冷却方法和机制是可变的。例如，在电磁铁绕组的空心导体可供给其较近热源的冷却剂流。因此，代替或除了集成磁体设备的冷却剂层之外,不管定液体还是气体的冷却剂流体将会流穿形成磁体绕组的中空导体。例如，中空导体可以环形,螺旋形或螺旋状围绕集成磁体设备的半径运行,以实现梯度线圈120的纵向(z轴)梯度电磁体和一个横向(x轴或y轴)梯度导线模式可装置成与包含冷却剂流的z层热成接触。这相同的方法用来冷却场相移电磁体140的绕组，其可类似z梯度绕组去围绕集成磁体设备的半径以娲旋或螺旋形式运行。在一个变型中，其横向(x轴或y轴)梯度电磁体也可以由中空导体而形成，其无论是液体还是气体的冷却剂流体将流过于此。

基于预期中dremr系统100的应用，其用作实现场相移电磁体140和梯度线圈120的绕组的模式是可有所变化。例如，可使用不同的绕组模式来实现场相移电磁体140和梯度线圈120，以实现用作扫描大脑的人体规模的dremr系统100的集成磁体设备，其相对于用作扫描小动物者。用于实现集成磁体设备中包括护罩绕组的场相移电磁体140和梯度线圈120的绕组的相对径向顺序可以保持相同。然而，对用作脑扫描的dremr系统100来说，场相移电磁体140和梯度线圈120的绕组模式可以沿着纵向z轴呈不对称，由于在几何约束下头部可不能被放置在磁铁的中心。相反，用于用于小动物成像的dremr系统100的场相移电磁体140和梯度线圈120的绕组模式可以是纵向对称的，因为成像区域可以处于线圈中心。

上述实施例旨在作为示例，所属技术领域的技术人员可以对其进行变更和修改，而不脱离仅由所附权利要求书定义的范围。例如，所讨论的方法，系统和实施例可以全部或部分地变动和组合。