專利名稱：用于磁共振成像的磁體的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及在磁共振成像應用場合中用于產(chǎn)生基本上均勻的磁場
(Bo場)的短且被屏蔽的超導磁體。該磁體特別適用于專家磁共振成像， 尤其是用于生成受治療者的肢體關(guān)節(jié)的圖像，例如膝蓋、腳踝或手腕的 圖像。
背景技術(shù)：
磁共振成像(MRI)在20世紀80年代提出，并已發(fā)展成為主要的全局 成像物理治療設(shè)備，現(xiàn)今全世界每年售出大約3， OOO臺掃描裝置。
臨床MRI的成功有賴于強且純的磁場的產(chǎn)生。對MRI中的靜態(tài)場 的主要技術(shù)指標是，其必須在本領(lǐng)域稱為"直徑球成像體積(diameter spherical imaging volume)"或"dsv"的預定區(qū)域上基本上均勻。dsv通 常要求誤差或變化小于峰峰值的百萬分之20(或rms的百萬分之10)。
自從引入第一臺封閉圓柱系統(tǒng)后，MRI設(shè)備已進行過許多改進。具 體地，通過改善信噪比并引入高和超高的磁場磁體，改善了圖像的質(zhì)量/ 分辨率。經(jīng)改善的圖像的分辨率轉(zhuǎn)而導致MRI成為更多專家所選擇的物 理治療設(shè)備，以用于結(jié)構(gòu)解剖學和功能性的人類MRI成像。
用于生成供人體研究的診斷圖像的典型磁共振系統(tǒng)的基本元件包括 主磁體(通常是在dsv中產(chǎn)生基本上均勻的磁場(Bo場)的超導磁體)、 一組 或多組勻場線圈(shim coil)、一組梯度線圈以及一個以上RF線圈。對MRI 的論述,可見諸于Haacke等人的Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design, John Wiley & Sons, Inc., New York, 1999。還可參見Crozier等的5， 818， 319號美國專利、Crozier等的6， 140， 900號美國專利、Crozier等的6， 700, 468號美國專利、Dorri等 的5， 396， 207號美國專利、Dorri等的5， 416， 415號美國專利、Knuttel 等的5， 646, 532號美國專利以及Laskaris等的5， 801， 609號美國專利，在此將其全部內(nèi)容包含在內(nèi)。
傳統(tǒng)的醫(yī)學MRI磁體，包括低溫恒溫器及蓋子，通常長度為大約 1.6-2.0米，且具有直徑在0.8-1.0米的范圍中的自由孔。通常，磁體是對 稱的，且dsv的中點位于磁體結(jié)構(gòu)的幾何中心。dsv中的磁場的軸向分量 的均勻性通常通過球諧函數(shù)展開(spherical harmonic expansion)進行分析。
在傳統(tǒng)的MRI機器中，能夠容納患者的典型孔徑(即梯度與RF發(fā)射 機線圈內(nèi)部)是圓柱空間，其直徑大約為0.6-0.8米，即恰好大到足以容納 受治療者的肩部，且長度大約為2.0米以上。用于所述系統(tǒng)的dsv位于孔 徑的中心附近，即通常距孔徑的端部大約一米處。
毫不奇怪，當人被放置在所述空間中時，很多會遭遇幽閉恐懼癥。 盡管在20世紀90年代早期通過引入開放系統(tǒng)，并在21世紀初引入短孔 高磁場封閉系統(tǒng)，使得在患者舒適度方面有所提高，然而現(xiàn)代醫(yī)學成像 中仍然明顯地需要更小的磁共振系統(tǒng)。
包括對受治療者的效果在內(nèi)，磁體的尺寸是決定MRI機器的成本以 及安放所述機器所涉及的成本的主要因素。標準1.5TMRI全身掃描裝置 由于其尺寸、重量、邊緣場及功率需要，在其可以安裝之前需要高度專 業(yè)化且昂貴的基礎(chǔ)設(shè)施，這包括單獨的多室成像套間(multi-room imaging suite)的開發(fā)。該要求意味著多數(shù)情況下，只有大醫(yī)院或有實力的成像診 所才能承擔所述系統(tǒng)的安裝，并為患者提供MRI作為診斷物理治療設(shè)備。
為了安全使用，MRI機器通常需要被屏蔽起來，以在操作者所處的 位置使機器周圍的磁場低于管理機構(gòu)指定的暴露水平。通過屏蔽，操作 者可以安全地處于比在未屏蔽系統(tǒng)中距離磁體更近的地方。較長的磁體 要求更多的屏蔽和更大的屏蔽室以用于所述安全使用，從而導致更高的 成本。
肢體MRI(為了所述應用的目的，也稱為骨科MRI)是MRI產(chǎn)業(yè)的成 長領(lǐng)域之一，美國2006年的全部MRI處置的20%是在上肢(例如，胳膊、 手腕與肘)和下肢(例如，腿、腳踝與膝蓋)(IMV， 2007)進行的。這等于在 2006年中有530萬件肢體處置，與1990年的大約110， 000件相比，當時肢體掃描僅僅構(gòu)成總MRI處置的2%。
由于肢體MRI系統(tǒng)具有減小的尺寸以及減少的雜散場(stray field), 所以它比全身或傳統(tǒng)的MRI系統(tǒng)小得多并更容易安放。因此，肢體MRI 系統(tǒng)是對肢體成像的低成本解決方案。如下所述，肢體成像是本發(fā)明的 磁體的特別優(yōu)選的應用場合。
盡管肢體MRI系統(tǒng)對受治療者和操作者具有許多優(yōu)點，然而其在用 于構(gòu)成磁體的各種線圈的空間方面，以及在冷卻所述超導線圈方面遇到 挑戰(zhàn)。在實施超導磁體方面的主要困難是，當磁體長度減少時能產(chǎn)生大 的成像dsv(具有所需的均勻性)，同時確保可以安全地且高效率地使用超 導線。
包括大部分專用的肢體系統(tǒng)的開放系統(tǒng)因限于低場強而受到約束； 2005年市場出售的最高磁場的開放MRI掃描器是Philips LOT系統(tǒng)。
當前出售的較小的MRI系統(tǒng)的低磁場性質(zhì)是其使用中的主要缺點。 據(jù)美國風濕學院所述，"對相似的空間分辨率的圖像，低磁場MRI系統(tǒng) 不能獲得高磁場MRI系統(tǒng)的SNR"。低磁場系統(tǒng)通常具有較長的圖像獲 取時間，這對于需要造影劑的處置可能存在問題，因為對于肢體處置， 靜脈內(nèi)注射造影劑可以在幾分鐘內(nèi)擴散到關(guān)節(jié)液中。
本發(fā)明旨在提供能夠應對肢體MRI系統(tǒng)的這些及其它挑戰(zhàn)的經(jīng)改善 的磁體與磁共振系統(tǒng)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供了用于生成MR圖像的一種磁共振系統(tǒng)，以及在該磁共 振系統(tǒng)中所用的一種磁體。
磁體具有足夠的強度以產(chǎn)生至少1.5特斯拉(tesla)的磁場，該磁場在 預定成像區(qū)域(也稱為"均勻區(qū)域")上基本上均勻。優(yōu)選地，成像或均勻 區(qū)域的最小橫截面尺寸設(shè)計為大于15cm、即計算出的尺寸。
磁體包括具有沿軸向定位的至少五個初級線圈的初級線圈結(jié)構(gòu)。線 圈之一是中心初級線圈，即其位于沿初級線圈結(jié)構(gòu)的軸向長度的中點處 或附近。磁體的軸向長度(即線圈的軸向延伸長度)小于70cm，并優(yōu)選地少于 60cm。中心初級線圈的軸向延伸長度大于磁體的軸向長度的25%，并優(yōu) 選地在磁體的軸向長度的30%與45%之間。
從磁體的各軸向端算起的第二個初級線圈與中心初級線圈極性相反。
上述肢體磁體具有令人滿意的特性，即其具有相對強的磁場強度、 小的尺寸且相對大的均勻dsv。
屏蔽線圈結(jié)構(gòu)優(yōu)選地設(shè)置于初級線圈結(jié)構(gòu)周圍，并基本上在磁體的 整個軸向長度上延伸。屏蔽線圈結(jié)構(gòu)具有直徑大于初級線圈的至少一個 屏蔽線圈。
優(yōu)選地，在磁體的設(shè)計中使用力的平衡以使作用于線圈、且尤其是 作用于初級線圈結(jié)構(gòu)中的端線圈上的凈力(netforce)最小化，從而充分減 少用于支撐端線圈外部的形成材料的需要。在實施力的平衡的步驟時， 在將被最小化的誤差函數(shù)中包括麥克斯韋(Maxwell)力。
磁體特別適合用于骨科成像的磁共振系統(tǒng)中。
本發(fā)明的上述簡要介紹及一些實施例僅是為了讀者的方便，并不是 也不應當解釋為對本發(fā)明的范圍的限制。更通常地，應當明白，前面的 一般描述與接下來的詳細描述僅僅是為了舉例說明本發(fā)明，且目的是提 供綜述和大體結(jié)構(gòu)以便于理解本發(fā)明的如權(quán)利要求所述的特性和特征。
本發(fā)明的附加特征和優(yōu)點在下面的詳細描述中提出，通過按照如上 所述實施本發(fā)明，所述特征和優(yōu)點的一部分地將對本領(lǐng)域的技術(shù)人員顯 而易見或者很容易就意識到。本發(fā)明的這些附加的與上述的方面可單獨 地或以任何以及全部合并加以使用。
將附圖包括在內(nèi)以提供對本發(fā)明的進一步的理解，并使附圖并入且 構(gòu)成本說明書的一部分。附圖通過示例圖示了本發(fā)明的各種實施例，并 與說明書一起用于解釋本發(fā)明的原理和工作方式。在附圖和說明書中， 相關(guān)附圖中的類似部分以類似的附圖標記表示。


圖1示意性地表示根據(jù)本發(fā)明的第一實施例的磁體的線圈配置與
dsv的尺寸。
圖2表示圖1的實施例的磁體外面的雜散場，且具體示出了5高斯(5 乂10'4特斯拉)等高線。
圖3是，示圖1的實施例的一半磁體的線圈內(nèi)的總磁場的計算出的 大小的圖。磁場強度在圖中以灰度表示。
圖4以立體圖表示線圈與DSV的相對尺寸。
圖5示意性地表示根據(jù)本發(fā)明的第二實施例的磁體的線圈配置與 dsv的尺寸。
圖6表示圖5的實施例的磁體外面的雜散場，且具體示出了 5高斯 (5xlO"特斯拉)等高線。
圖7是表示圖5的實施例的一半磁體的線圈內(nèi)的總磁場的計算出的 大小的圖。磁場強度在圖中以灰度表示。
圖8示意性地表示具有短中心線圈的1.5T磁體的線圈配置與dsv的 尺寸。
圖9示意性地表示具有長中心線圈的1.5T磁體的線圈配置與dsv的 尺寸。
圖10示意性地表示具有短中心線圈的3T磁體的線圈配置與dsv的 尺寸。
圖11示意性地表示具有長中心線圈的3T磁體的線圈配置與dsv的 尺寸。
圖12表示描述了設(shè)計步驟的流程圖。
圖13表示沒有力約束的1.5T磁體的設(shè)計。
圖14表示圖13的磁體的最外初級線圈的受力分布圖。
圖15表示帶有力約束的1.5T磁體設(shè)計。
圖16表示圖15的磁體的最外初級線圈的受力分布圖。
具體實施例方式
如上所述，本發(fā)明涉及包括具有對稱結(jié)構(gòu)以及主要結(jié)構(gòu)上的特殊線 圈排列的相對短的超導磁體的磁共振系統(tǒng)。超導磁體具有包括線圈的排 列的初級線圈結(jié)構(gòu)。初級線圈結(jié)構(gòu)由屏蔽線圈結(jié)構(gòu)或?qū)影鼑?，并由一個 以上線圈排列構(gòu)成。線圈在附圖中示意性地加以圖示。
如在圖1和5的實施例中所示，在磁體的初級線圈結(jié)構(gòu)中，中心線 圈Cl是組件中的最長線圈，且除了鄰近端線圈的線圈以外的全部線圈具 有相同的極性。鄰近每個端線圈的線圈具有與其它初級線圈相反的極性， 例如將線圈纏繞成使得電流在線圈中以相反方向流通。
同時，超導體中的峰值磁場被約束到合理值，這在實踐方面是重要 的。如果峰值磁場高，則對超導體的電流密度加以限制，以使其可以安 全地傳送(或具有失超(quenching)的風險-即超導性喪失的過程)。而且， 當峰值磁場高時，需要導線內(nèi)有較大比例的超導細絲，從而使導線更加 昂貴。
盡管不希望被任何具體的工作原理所限制，然而人們相信，該線圈 排列能使磁體相對于線圈組件的總長度具有大的均勻dsv，并同時具有適 當水平的超導線圈內(nèi)的峰值磁場，以生產(chǎn)出安全且高效的磁體。
作為單個屏蔽線圈的替代，屏蔽層可包括多個單獨的線圈，例如， 在磁體系統(tǒng)的長度上具有分離的兩個線圈或三個線圈。由于峰值磁場乃 至應力在某種程度上被控制在本發(fā)明的磁體中，從而可以使用超導材料 的量有所減少的超導線，例如鈮鈦合金。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，磁體達到下面一些并更優(yōu)選地達到全部
下述性能標準
(1) 線圈的最小內(nèi)直徑小于或等于70厘米，
(2) 線圈組的總長度小于或等于60厘米，
(3) 足以進行有效MR成像的dsv的均勻度和尺寸(優(yōu)選地，相對于 dsv的中點M處的值Bo，均勻度小于峰峰值的百萬分之20，對于低溫孔 (cold bore)體積Vb鵬小于或等于50， 000cm3的磁體，dsv的體積(Vdsv) 至少是1400cm3， SP， Vdsv/Vb。re比值大于或等于0.028)，(4) 線圈之間有足夠的間距以便能夠進行有效的低溫冷卻，
(5) 線圈內(nèi)的低峰值磁場，以便允許使用不甚昂貴的超導線(例如，
多個電流傳輸線圈的任何一個內(nèi)的計算出的峰值磁場的大小少于大約
7.5特斯拉)，以及
(6) 低雜散場(例如，在距離dsv的中點M大于2米的所有位置處， 計算出的磁體外部的雜散場小于5X 10-4特斯拉)。
下面更充分地描述本發(fā)明的磁體的示例，以及用于確定線圈配置以 及磁體的環(huán)路分布函數(shù)的步驟。
線圈位置在最優(yōu)化步驟中加以確定(見圖4)。使用有約束的數(shù)值優(yōu)化 技術(shù)并基于序列二次規(guī)劃(SQP)方案(Lawrence C.T.與Tits A丄.，A Computationally Efficient Feasible Sequential Quadratic Programming Algorithm, SIAM Journal on Optimization, 11(4): 1092-1118， 2001)進行 優(yōu)化。該程序使用幾何學和磁場的位置，生成單元以作為上述的參數(shù)及 誤差項，以便計算出磁體的最終線圈幾何形狀。
上述Lawrence等的引文的內(nèi)容被全部并入此處。
示例1(1.5T磁體)
圖1所示意的本示例圖示了本發(fā)明的超導磁體。概括地講，磁體采 用了十二個線圈，且低溫孔長度與低溫孔內(nèi)半徑分別為大約0.43米與 0.165米。磁體的初級繞組上，除了從端部起的第二線圈、即距離中心大 約0.16m處的兩個線圈以外，所有線圈以相同方向(即具有相同極性)纏 繞。所述兩個線圈以與初級繞組上所有其它線圈相反的方向纏繞(即具有 相反的極性)。
初級繞組上的中心線圈(即跨越z-O位置的線圈，以CI表示)比其它 線圈長(并具有總磁體長度的大約38%)。當這一特點與其它線圈的布局相 結(jié)合時，會導致與相同總長度的磁體的其它線圈配置相比，均勻度有所 提高。在磁體的屏蔽線圈結(jié)構(gòu)中總共有五個屏蔽線圈，且它們沿磁體的 長度不同程度地延伸，其中包括一個被z-O軸環(huán)繞的屏蔽線圈。
圖1表示dsv內(nèi)的磁體和磁場。圖2表示計算出的由磁體產(chǎn)生的雜散外部磁場和軸向磁場。圖3表示計算出的由磁體產(chǎn)生的各種磁體線圈 內(nèi)的總磁場的大小。注意圖1中，示出了每個線圈中的電流密度的極性。
如圖l所示，磁體具有直徑為大約16厘米的近似球形的dsv，該dsv 占了磁體的總長度的相當大的比例。磁體還具有在dsv的中心大約2米 以內(nèi)的5高斯線，其軸向大約為1.8m且徑向大約為1.2m(如圖2所示)。
如圖3所示，計算出的磁場的峰值少于5.6特斯拉，這使得磁體可 以使用現(xiàn)成的超導線構(gòu)成。
圖4以立體圖表示線圈和DSV的相對尺寸，表明DSV相比于總磁 體長度較大，這使得當患者例如舒適地坐在椅子上而其大部分身體處于 磁體的外面時可以對膝蓋成像。
本示例的磁體特別適合用于骨科成像，例如膝蓋、腳踝、手腕和肘 等關(guān)節(jié)的成像。
示例2(3T磁體)
圖5所示意的本示例圖示了使用根據(jù)本發(fā)明的第二實施例的結(jié)構(gòu)的 3T超導磁體的設(shè)計。
如圖5所示，線圈結(jié)構(gòu)總長度少于0.5米，同時在長軸為17cm且短 軸大約為15cm的橢圓上產(chǎn)生均勻dsv，其中dsv的均勻度在所述體積上 的變化小于+A5ppm。磁體使用與示例1中相同的布局，其中初級繞組上 鄰近端線圈的線圈具有與初級線圈組中的所有其它線圈相反的極性。本 示例中的中間線圈延伸到線圈結(jié)構(gòu)的總長度的大約45%，且當與其它特 征結(jié)合時，該特征再次具有能產(chǎn)生比較大且有用的成像區(qū)域的優(yōu)點。
該磁體中的雜散場受到良好的控制，如圖6所示，沿軸向和徑向分 別為大約1.8m和1.25m。由于磁場強度翻倍，如所期望的，如圖7所示 的導體中的磁場高于示例1中的磁場，但仍然處于現(xiàn)有的超導線的能力 內(nèi)。
與示例1的磁體一樣，本示例的磁體適用于骨科及類似應用場合， 現(xiàn)在在3特斯拉的更高場強下驗證這里提出的結(jié)構(gòu)的廣泛適用性。
為了比較，以下描述保持本發(fā)明的其它方面保持不變時，改變中心線圈的長度并對磁體進行再次優(yōu)化的效果。考慮了對1.5T系統(tǒng)(圖8和 9)以及3T系統(tǒng)(圖10和ll)的仿真。
圖8中，對離2=0最近的線圈占總磁體長度的大約15%的1.5T磁體 進行優(yōu)化，并使軸向dsv的尺寸為12.6cm(在5ppm均勻度時)。如圖9所 示，通過使中心線圈延伸到總的磁體長度的43%并再次優(yōu)化，dsv顯著地 并有益地在軸向上延伸到16cm(在5ppm均勻性時)。
3T的情況下的類似結(jié)果如圖10和11所示，其中占磁體總長度的20% 的較短的中心線圈導致dsv僅延伸到12.8cm(在5ppm均勻度時)，而占總 的磁體長度的36%的長中心線圈的示例導致dsv延伸的軸向長度為 16cm(在5ppm均勻度時)。
這清楚地證明了兩種場強、特別是使用了長中心線圈的情況下本發(fā) 明的線圈結(jié)構(gòu)的優(yōu)點。相對于磁體的總長度，增大的dsv尺寸對于肢體 成像明顯有利。
在本發(fā)明的另一實施例中，還包括力的平衡，以便使作用于磁體中 的全部線圈、尤其是作用于初級繞組上的最外線圈上的凈力最小化。
由于磁體系統(tǒng)緊湊，故線圈必須緊密地鄰近，且作用于超導繞組上 的磁力可以非常大。這些力可導致超導合金的性能低于其額定屬性或者 甚至失超并終止超導。在設(shè)計步驟中，考慮磁力對于所述系統(tǒng)非常重要， 因此，本實施例的設(shè)計步驟中包括了自動減少力的過程。
關(guān)于初級繞組中的每個最外或端線圈，如果作用于該線圈的凈力可 以變小和/或向內(nèi)指向，則會減少該線圈要求的軸向機械支撐，且沿著Z 軸在線圈的外面僅需要小的支撐結(jié)構(gòu)。這減少了軸向上的空間要求，并 允許磁體進一步緊湊。 一些情況下，從線圈軸向向外的方向上不需要軸 向支撐。
在實施力的平衡的步驟時，在將被最小化的誤差函數(shù)中包括麥克斯 韋力。這通過下述步驟實現(xiàn)，即將每個線圈塊分解成小單元，計算每個 單元中的峰值磁場分量，計算電流密度與磁場的數(shù)學叉積，該叉積等于 力矢量，對每個塊的全部小單元的力矢量的z分量求和，以求得每個塊 的z方向凈力，并隨后在設(shè)計(優(yōu)化)步驟中嘗試控制或指定或者使用所述
1凈力。
該步驟的優(yōu)選的目的是使最外初級線圈中的Z方向凈力最小化，且 如果不為零時，要確保該凈力稍微向內(nèi)指向，從而充分減少沿Z軸的所 述線圈外部的支撐形成材料的要求。
力的平衡允許在磁體設(shè)計中自動減少力，同時控制系統(tǒng)的總尺寸[更
多細節(jié)見諸于Crozier S.， Snape-Jenkinson C丄，F(xiàn)orbes L.K.， The stochastic design of force-minimized compact magnets for high-field magnetic resonance imaging applications, IEEE Trans. Appl. Supercond.， Vol.11， No. 2， pp.: 4014-4022， 2001，通過引用將其公幵的內(nèi)容并入此處]。
在設(shè)計1.5T骨科MRI磁體的時候，進行了力的減少。如圖15和16 所示，磁體被計算出產(chǎn)生2.5ppm(峰峰值)的完整的16cm直徑的均勻區(qū) 域。與圖13和14所示的沒有力的控制的設(shè)計相比，線圈圖案存在明顯 差異靠近初級線圈結(jié)構(gòu)中的端線圈塊的反向線圈趨于安置在離端線圈 更遠的位置；且線圈分布圖中存在其它變化。該設(shè)計在z方向提供了更 小的凈的、可壓縮的力分量，與在無約束設(shè)計中的182kN相比僅有7.3kN， 減少系數(shù)大約是25。這提高了設(shè)計的安全性并減少了對軸向上的初級線 圈組的支撐要求。
前面的實施例用于說明本發(fā)明，而不限制本發(fā)明的范圍。本領(lǐng)域的 技術(shù)人員能夠容易地以各種變化和增加實施本發(fā)明。
因此，應當明白本發(fā)明的范圍不限于所描述和圖示的具體結(jié)構(gòu)和操 作，而是僅僅由所附的權(quán)利要求書所限定。
權(quán)利要求
1.一種適用于磁共振系統(tǒng)的磁體，其用于產(chǎn)生在預定成像體積上基本上均勻的至少1.5特斯拉的磁場，其中，所述磁體包括具有沿軸向定位的至少五個初級線圈的初級線圈結(jié)構(gòu)，所述五個初級線圈包括中心初級線圈，從所述磁體的各軸向端起的第二個所述初級線圈具有與所述中心初級線圈相反的極性，所述磁體的軸向長度小于70cm，且所述中心初級線圈在軸向上延伸到大于所述磁體的軸向長度的25％。
2. 如權(quán)利要求l所述的磁體，其中，所述中心初級線圈在軸向上延 伸到所述磁體的軸向長度的30%與45%之間。
3. 如權(quán)利要求1或2所述的磁體，其中，所述成像體積的最小橫截 面尺寸設(shè)計為大于15cm。
4. 如前述權(quán)利要求所述的磁體，還包括具有至少一個屏蔽線圈的屏 蔽線圈結(jié)構(gòu)，所述屏蔽線圈結(jié)構(gòu)的直徑大于所述初級線圈的直徑，并基 本上延伸到所述磁體的整個軸向長度。
5. 如任何前述權(quán)利要求所述的磁體，其中，所述磁體的所述軸向長 度小于60cm。
6. 如任何前述權(quán)利要求所述的磁體，其中，在磁體的設(shè)計中使用了 力的平衡。
7. —種具有如任何前述權(quán)利要求所述的磁體的磁共振成像系統(tǒng)。
8. —種用于磁共振系統(tǒng)的磁體的設(shè)計方法，所述磁體用于產(chǎn)生在預定成像體積上基本上均勻的至少1.5特斯拉的磁場，其中，所述磁體包括具有沿軸向定位的至少五個初級線圈的初級線圈結(jié)構(gòu)，所述五個初級線圈包括中心初級線圈，從所述磁體的各軸向端起的第二個所述初級線圈具有與所述中心初級線圈相反的極性，所述磁體的軸向長度小于70cm，且所述中心初級線圈在軸向上延伸到大于所述磁體的軸向長度的25%;其中，所述方法包括力的平衡，以使至少作用于所述初級線圈結(jié)構(gòu) 中的端線圈上的凈力最小化。
9. 如任何前述權(quán)利要求所述的方法，其中，所述力的平衡的步驟包 括在將被最小化的誤差函數(shù)中包括麥克斯韋力。
10. 如權(quán)利要求8或9所述的方法，其中，所述力的平衡包括以下 步驟將每個線圈塊分割成小單元， 計算每個所述小單元中的峰值磁場分量，從所述小單元中的電流密度與所述磁場的數(shù)學叉積中為每個所述小 單元計算力矢量，對每個線圈塊的全部所述小單元的計算出的所述力矢量的z分量進 行求和，以便確定每個線圈塊的z方向凈力，以及在設(shè)計優(yōu)化步驟中利用所述凈力。
全文摘要
磁共振系統(tǒng)使用被屏蔽的超導磁體在整個短磁體系統(tǒng)中產(chǎn)生用于專家成像的場強為1.5特斯拉以上的dsv。該磁體至少包括第一中心線圈C1，該線圈長度是磁體的總長度的至少25％，該中心線圈與一系列對稱的初級線圈協(xié)同使用，所述一系列對稱的初級線圈中的至少一組中所傳輸?shù)碾娏髋c中心線圈中的電流方向相反。在線圈的設(shè)計中優(yōu)選地使用力的平衡。初級線圈被至少一個屏蔽線圈所屏蔽，所述至少一個屏蔽線圈傳輸?shù)碾娏髋c多數(shù)初級線圈中的方向相反。該磁共振系統(tǒng)可以用于骨科成像。
文檔編號G01R33/20GK101606208SQ200780048733
公開日2009年12月16日 申請日期2007年10月26日 優(yōu)先權(quán)日2006年10月27日
發(fā)明者峰 劉, 斯圖爾特·克羅澤, 趙華煒 申請人:Nmr控股2號有限公司