CN1384367A - 具有梯度线圈系统及导电结构的磁共振装置 - Google Patents
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Abstract
一种磁共振装置,它具有如下特征:一个梯度线圈系统(32),它具有至少一个用于产生梯度磁场的梯度线圈,以及一个导电结构(52,52a),它是这样布置及构成的:在该磁共振装置的成像空间(12)以外的区域内,使梯度磁场衰减,以及至少在该成像空间(12)以内,由梯度磁场通过感应效应引起的该结构(52,52a)的磁场与该梯度磁场相似。
Description
技术领域
本发明涉及一种磁共振装置。
背景技术
磁共振技术是用于获得被检查对象体内图像的公知技术。其中,在磁共振装置中,将由基本磁场磁铁系统产生的静态基本磁场与由梯度线圈系统产生的、快速接通的梯度磁场相叠加。此外,该磁共振装置还包括一个高频系统,它为了触发磁共振信号而将高频信号射入被检查对象,并接收所产生的磁共振信号,在此基础上产生磁共振图像。
梯度线圈系统通常包括三个梯度线圈。其中一个梯度线圈对于一个确定的空间方向产生一个梯度磁场,在所希望的理想情况下,至少在一个成像空间内只具有一个与基本磁场共线的主磁场分量。其中,该主磁场分量具有一个可预先给定的主梯度,它在所希望的理想情况下,在各任意时刻至少在成像空间内具有与地点无关的相等的值。因为梯度磁场是随时间变化的磁场,尽管以上所述适用于任何时刻,但是从一个时刻到另一时刻之间主梯度的强度是可变化的。主梯度的方向通常通过梯度线圈的设计来预先确定地给出。
但根据麦克斯韦基本方程与希望的理想情况相反,不能构成具有仅通过该成像空间的上述主磁场分量的梯度线圈。在此情况下,对于主磁场分量来说,首先至少有一个垂直于该主磁场分量的、与其同时发生的伴随磁场分量。
为了产生梯度磁场,在梯度线圈中需调节相应的电流。其中,所需电流的振幅值可以达到几百A。电流的上升及下降速率(转换速率)可达每秒几百KA。为了供给电流,将该梯度线圈连接在一个受控的梯度放大器上。
所述梯度线圈系统通常被导电结构包围,在其中通过接通的梯度磁场感应出涡流。这样的导电结构例如是一个超导基本磁场磁铁系统的真空箱和/或低温板。由涡流产生的磁场是所不希望的,因为其在无反向控制措施的情况下会削弱梯度磁场,并使其随时间变化的曲线发生畸变。这将损害磁共振图像的质量。此外在超导基本磁场磁铁系统部件中感应的涡流会起到使这些部件变热的作用,以致要维持超导的正常运行就需要明显提高冷却功率。在具有永久磁铁的基本磁场磁铁系统中,由涡流引起的变热将导致不希望的基本磁场特性的改变,此外,这种涡流甚至可以导致永久磁铁的反复磁化。
上述涡流磁场可以在一定程度上通过用梯度线圈的电流给定值进行相应的预畸变来补偿。但通过这种预畸变仅能使在数学意义上近似于梯度磁场的涡流磁场得到补偿,即该涡流磁场的变化曲线与所述梯度磁场的相同。公知的预畸变的功能原理例如被描述在US4585995及US4703275中。其中,预畸变的计算实质上基于这样的知识,即涡流的激发和衰减可以通过一定数目具有不同时间常数的e函数来描述。
但由于涡流所建立的梯度磁场并不是均匀的,因此形成了附加的高次空间磁场畸变。为了对该磁场畸变作进一步的补偿,首先使用有源(aktiv)的屏蔽梯度线圈。其中,一个属于梯度线圈的屏蔽线圈通常具有较少的线圈数,并且它与梯度线圈是这样连接的:即在该屏蔽线圈中流过的电流与流经梯度线圈的电流相同,但方向相反。由于按照屏蔽线圈的导体结构,电流的流动仅能在相应于该导体结构的预先给定的固定路径上被调节,因此使屏蔽线圈的补偿作用受到限制。此外,屏蔽线圈施加它的补偿功能并由此伴随着磁共振装置成像空间中梯度磁场的衰减,而这与梯度磁场接通的快慢无关。其中,尤其在梯度磁场的频率很低时不要求屏蔽线圈的补偿功能,因为一个接通的、频率很低的梯度磁场不会引起涡流。
发明内容
本发明要解决的技术问题是,提供一种改进的磁共振装置,其中主要以成本合理的方式来控制接通梯度磁场所产生的不希望的后果。
本发明要解决的技术问题是通过权利要求1的对象来实现的。其有利的构型被描述在从属权利要求中。
根据权利要求1,一种磁共振装置具有以下特征:
-一个梯度线圈系统,它具有至少一个用于产生梯度磁场的梯度线圈,以及
一个导电结构,它是这样布置及构成的:
-在磁共振装置的成像空间以外的区域内使梯度磁场衰减,及
-该导电结构的由梯度磁场通过感应效应引起的磁场至少在成像空间内与梯度磁场相似。
由此可为磁共振装置构成一个梯度线圈系统,其中,可完全放弃屏蔽线圈。相对具有屏蔽线圈的梯度线圈系统这意味着在体积、重量及成本方面的显著节省的趋向。在此情况下,接通梯度磁场所不希望的后果可以通过导电结构及开始部分所述的预畸变而得到完全控制。相对屏蔽线圈方案来说,具有导电结构的磁共振装置的另一优点在于,该导电结构的作用仅被限制在随时间改变的梯度磁场上,对于一个在长时间区段上最大可达到的梯度强度在时间上不变化的梯度磁场下不会减小。
在一个构成大致为空心圆柱形的梯度线圈系统中,所述导电结构以有利的构型构成约为桶壳形状,并例如被设置在磁共振装置的梯度线圈系统与基本磁场磁铁系统之间。在此情况下,该结构的精确构造与梯度线圈的导体结构相关,并可通过数值优化方法精确地确定。
该结构的准确构型例如可用这种方式确定:其中梯度线圈的导体结构是不可改变地预先确定的,并且从该结构的一个初始值出发,例如从作为理想的桶壳形状的构型出发,来求得该结构的最佳构型。对此例如借助一种有限元方法通过准静态麦克斯韦方程来计算由梯度线圈中的电流造成的该结构中的涡流分布。其中,上述涡流分布将引起干扰磁共振记录的涡流磁场。此外将确定一种估值标准,例如一个在基本磁场方向上的、相应定向的涡流磁场的分量与由流经梯度线圈的电流在磁共振装置的成像空间的边缘所产生的梯度磁场的用比例因子规定的分量之间的均方差。这里该比例因子描述:梯度磁场的强度由于该导电结构的存在以及由此伴随而来的涡流将以怎样的系数减小。因此该比例因子譬如可作为一个常数被确定。
然后,为了获得该结构的最佳构型,将该结构的几何参数在可预先给定的界限中这样变化:即使该估值标准最小化或小于一个预定的阈值,所述预先给定的界限例如是由磁共振装置的基本磁铁磁场系统和/或被检查对象成像空间和/或该结构的几何可实施性来确定的。为此可使用公知的数值优化方法、如高斯-牛顿方法及其它方法,如在W.H.Press等人著的书:“NumericalRecipes in C.The art of scientific computing”(“C语言数值方法,科学计算的艺术”),剑桥大学出版社,1992年,第408至430页中所描述的方法。对于估值标准的一个有意义的阈值例如为:相对磁共振装置的基本磁场幅值的3ppm,因为该阈值还体现人体与动物体内占主要成分的脂肪和水的质子之间可区分的相对频率差。
在另一优选方式中将确定该结构的几何形状,例如理想的桶壳形状的构型,以及由此出发求得梯度线圈的导体结构。对此在导体结构的设计方法中也考虑了上述估值标准。例如由DE 197 26 332 A1公知了一种用于梯度线圈的导体结构的设计方法,其中,借助于一个允许边界条件的、可以最小化的目标函数这样计算梯度线圈表面的电流分布:即在预先给定的各点上,精确地或尽可能好地达到可由梯度线圈产生的梯度磁场的预定值。在该设计方法中对上述估值标准是这样考虑的:即对于该目标函数除其本身外,还将涉及梯度线圈的电感及损耗功率的标准附加到上述估值标准。在此情况下,可通过用一个加权系数对该估值标准加权,使由涡流磁场引起的剩余干扰受到控制。此外,在比例因子可变的情况可将其一起计算。
在另一优选方式中将上述两个优选方式相组合。为此例如交替地使所述结构的几何形状与梯度线圈的导体结构相适配,然后使该导体结构与前面求得的所述结构的几何形状相适配。这里几何形状适配后接着导体结构的适配具有其优点,由于根据本发明,对于优化来说,对所述结构的几何形状的适配比对导体结构的适配有更小的余地,以及由于该结构对所有三个彼此不同的梯度线圈的剩余干扰通常须尽可能地小。在另一实施方式中,在组合中优选一种相应的组合,利用梯度线圈对所述结构直接实施非线性优化任务。
在一种有利的构型中,上述桶壳形状结构的两维弯曲几何形状可作为一个刚性无隆起(beulfreies)的构件集成在磁共振装置的部件中,例如一个超导基本磁场磁铁系统的真空箱中。
在一种有利的构型中,该结构配有一个用于冷却该结构的冷却装置。由此可使由感应效应产生的热量(尤其当该结构实质上为该磁共振装置的独立装置部件时)能容易地散发。在此情况下,不需改变基本磁场磁铁系统的敏感的温度设置和温度保持。
附图说明
本发明的其它优点,特征及细节可从以下参照附图描述的实施方式中得到。附图为:
图1所示为一个具有桶壳形状导电结构的磁共振装置的纵截面图;及
图2所示为一个具有超导基本磁场磁铁系统的磁共振装置的纵截面图,其中桶壳形状导电结构与之集成在一起。
具体实施方式
图1所示为作为本发明实施方式的具有桶壳形状导电结构52的磁共振装置的纵截面图。为了至少在该装置的成像空间12内产生均匀基本磁场,该装置包括一个超导基本磁场磁铁系统20。该系统包括一个空心圆柱形氦容器24,在该容器中设有超导线圈22,该超导线圈22由包围它的液态氦相应地冷却。其中氦容器24至少被一个低温壳26包围,该低温壳起到使尽可能少的热辐射侵入氦容器24的作用。这里低温壳26被一个空心圆柱形真空箱28包围。
在真空箱28的圆柱形开口中设置有桶壳形状的导电结构52、梯度线圈系统32及天线系统34。其中,梯度线圈系统32用于至少在成像空间12内产生随时间变化的梯度磁场。利用天线系统34可以向一个放置在成像空间12中的检查对象的待成像区域发射高频信号,以激发磁共振信号,且该天线系统34接收所产生的磁共振信号,在此基础上产生磁共振图像。
为了产生梯度磁场,调节梯度线圈系统32的梯度线圈中的相应电流。该电流具有本文开始部分所述的预畸变。在此情况下对预畸变是这样控制的:即由一个梯度线圈的电流在结构52中感应的磁场与由梯度线圈产生的磁场一起,至少在成像空间12中产生一个梯度磁场,该梯度磁场具有所希望的随时间变化的梯度强度曲线。由于结构52是这样构成的,即所述磁场与由梯度线圈产生的磁场相似、特别是与其成正比,如果该梯度磁场至少在成像空间12内,则尤其在基本磁场的方向上不会畸变。这对于高质量的未畸变磁共振图像是重要的。
结构52在基本磁场磁铁系统20的方向上向外对由梯度线圈产生的磁场施加其屏蔽作用,以使在基本磁场磁铁系统20中没有涡流形成,并且不会使基本磁场磁铁系统20产生不希望的发热。
在磁共振装置工作时,由于上述的感应效应,会使结构52变热,因此在结构52中设置了一个冷却装置40,用于冷却结构52。其中,该冷却装置40包括附设在结构52上的用于导入冷却剂(如冷却水)的冷却导管42。为了使冷却剂循环并将由冷却剂在结构52上吸收的热量散发出去,在冷却导管42上连接了用于循环和热交换的部件44。
图2示出了作为本发明另一实施方式的磁共振装置的纵截面图,该磁共振装置具有一个超导基本磁场磁铁系统20a,它的真空箱28a在一个区域内构成桶壳形状的导电结构52a。相对于图1,该桶壳形状的导电结构52a没有图1中的冷却装置40作为超导基本磁场磁铁系统20a的组成部分被集成在真空箱28a中。相应地,结构52a的冷却由基本磁场磁铁系统20a一并承担,对此需要相应的设置及操作。此外,对图1中的描述在这里也相应地适用。
Claims (13)
1.一种磁共振装置,它具有如下特征:
-一个梯度线圈系统(32),它具有至少一个用于产生梯度磁场的梯度线圈,以及
-一个导电结构(52,52a),它是这样布置及构成的:
-在该磁共振装置的成像空间(12)以外的区域内,使梯度磁场衰减,以及
-至少在该成像空间(12)以内,由梯度磁场通过感应效应引起的该结构(52,52a)的磁场与该梯度磁场相似。
2.如权利要求1所述的磁共振装置,其中,所述结构(52,52a)是这样布置及构成的:即其磁场与梯度磁场成正比。
3.如权利要求1或2所述的磁共振装置,其中,所述结构(52)配有一个用于冷却该结构(52)的冷却装置(40)。
4.如权利要求3所述的磁共振装置,其中,所述用于冷却的冷却装置(40)是借助于冷却液冷却的。
5.如权利要求1至4中任一项所述的磁共振装置,其中,所述梯度线圈系统(32)的构成大致为空心圆柱形。
6.如权利要求5所述的磁共振装置,其中,所述结构(52,52a)的构成大致为桶壳形状。
7.如权利要求1至6中任一项所述的磁共振装置,其中,所述磁共振装置包括一个基本磁场磁铁系统(20,20a)。
8.如权利要求7所述的磁共振装置,其中,所述基本磁场磁铁系统(20,20a)是作为超导基本磁场磁铁系统(20,20a)构成的。
9.如权利要求7或8所述的磁共振装置,其中,成像空间(12)以外的区域至少包括所述基本磁场磁铁系统(20,20a)的一部分。
10.如权利要求7至9中任一项所述的磁共振装置,其中,所述结构(52)至少部分地设置在梯度线圈系统(32)和基本磁场磁铁系统(20)之间。
11.如权利要求7至10中任一项所述的磁共振装置,其中,所述结构(52a)的一部分配置给梯度线圈系统(32)或基本磁场磁铁系统(20a)。
12.如权利要求7至11中任一项所述的磁共振装置,其中,至少所述基本磁场磁铁系统(20a)的一部分被构成所述结构(52a)的至少一部分。
13.如权利要求1至12中任一项所述的磁共振装置,其中,所述梯度线圈系统包括一个导体结构,该导体结构的构型适配于导电结构的构型。
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DE10156770A DE10156770A1 (de) | 2000-12-21 | 2001-11-19 | Magnetresonanzgerät mit einem Gradientenspulensystem und einer elektrisch leitfähigen Struktur |
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Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
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Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
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---|---|
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CN (1) | CN1237349C (zh) |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN100426002C (zh) * | 2003-02-03 | 2008-10-15 | 西门子公司 | 带有梯度线圈和导电结构的磁共振设备 |
CN1696727B (zh) * | 2004-05-14 | 2010-06-16 | 西门子公司 | 磁场发生器和具有该磁场发生器的磁共振仪 |
CN101852842A (zh) * | 2009-03-31 | 2010-10-06 | 通用电气公司 | 液体电介质梯度线圈系统和方法 |
CN102636764A (zh) * | 2011-02-10 | 2012-08-15 | 西门子公司 | 引线装置、以及具有引线装置的梯度线圈单元和磁共振设备 |
CN102788960A (zh) * | 2007-11-22 | 2012-11-21 | 株式会社东芝 | 磁共振装置 |
CN1834682B (zh) * | 2005-03-18 | 2013-05-29 | 通用电气公司 | 有效屏蔽的超导磁体漂移补偿线圈的系统、方法和装置 |
CN101315417B (zh) * | 2007-05-30 | 2014-08-06 | 西门子公司 | 用于确定磁共振装置的主磁铁的设计的方法 |
CN104391262A (zh) * | 2014-11-27 | 2015-03-04 | 南京磁晨医疗技术有限公司 | 一种mri梯度线圈装配方法 |
Families Citing this family (22)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10246308B4 (de) * | 2002-10-04 | 2006-07-06 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einem Gradientenspulensystem |
DE10246309B3 (de) * | 2002-10-04 | 2004-08-12 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einer Höhlung und mit einem in der Höhlung angeordneten Gradientenspulensystem |
DE10246310A1 (de) * | 2002-10-04 | 2004-04-22 | Siemens Ag | Gradientenspulensystem und Magnetresonanzgerät mit dem Gradientenspulensystem |
US6783059B2 (en) * | 2002-12-23 | 2004-08-31 | General Electric Company | Conduction cooled passively-shielded MRI magnet |
US6903552B2 (en) * | 2003-02-12 | 2005-06-07 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic resonance apparatus with eddy current compensation |
DE10306017A1 (de) * | 2003-02-13 | 2004-09-09 | Siemens Ag | Verfahren zum Ermitteln einer Kompensationseinstellung für ein Wirbelstromfeld |
US6930482B2 (en) * | 2003-03-25 | 2005-08-16 | Siemens Aktiengesellschaft | Time-variable magnetic fields generator for a magnetic resonance apparatus |
DE10331809B3 (de) * | 2003-07-14 | 2005-04-21 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einem Grundfeldmagneten mit einer ausgebauchten Höhlung |
DE10335789B4 (de) * | 2003-08-05 | 2007-01-04 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einer Höhlung und mit einem in der Höhlung angeordneten Gradientenspulensystem |
DE10340352B4 (de) * | 2003-09-02 | 2005-10-20 | Bruker Biospin Ag Faellanden | Kryokopf mit mehreren Wärmetauschern für die Kühlung der HF-Spulen oder Resonatoren |
DE10345766B3 (de) * | 2003-10-01 | 2005-08-11 | Siemens Ag | Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit dem Erzeuger |
DE10345767B4 (de) * | 2003-10-01 | 2006-05-18 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einer Höhlung und mit einem in der Höhlung angeordneten Gradientenspulensystem |
DE10352381B4 (de) * | 2003-11-10 | 2009-07-30 | Siemens Ag | Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit dem Erzeuger |
JP2007512074A (ja) * | 2003-11-25 | 2007-05-17 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 追加渦電流シールドシステムを有する活性シールド勾配コイルシステム |
US7605587B2 (en) * | 2004-11-29 | 2009-10-20 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
FR2892524B1 (fr) * | 2005-10-26 | 2008-02-08 | Commissariat Energie Atomique | Machine de rmn a bobines de gradient solenoidales incorporees dans des tubes. |
CN101256221B (zh) * | 2007-02-28 | 2010-09-29 | 西门子(中国)有限公司 | 一种减小梯度磁场导致的涡流的方法 |
US8502539B2 (en) * | 2011-03-31 | 2013-08-06 | General Electric Company | Gradient amplifier system |
CN103561646A (zh) * | 2012-05-21 | 2014-02-05 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置以及磁共振成像装置用的磁体 |
US10281538B2 (en) * | 2012-09-05 | 2019-05-07 | General Electric Company | Warm bore cylinder assembly |
EP3594708A1 (en) * | 2018-07-09 | 2020-01-15 | Siemens Healthcare GmbH | Control of magnetic field gradients |
GB2580047B (en) | 2018-12-20 | 2021-02-24 | Siemens Healthcare Ltd | Cryostat for superconductive magnet |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4585995A (en) | 1984-04-19 | 1986-04-29 | Technicare Corporation | Nuclear magnetic resonance eddy field suppression apparatus |
US4703275A (en) | 1985-07-25 | 1987-10-27 | Picker International, Inc. | Method and apparatus to compensate for eddy currents in magnetic resonance imaging |
JPS6430206A (en) | 1987-07-27 | 1989-02-01 | Mitsubishi Electric Corp | Superconducting electromagnet |
US4881035A (en) | 1987-11-24 | 1989-11-14 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic structural arrangement of an installation for nuclear magnetic resonance tomography with superconducting background field coils and normal-conducting gradient coils |
US5280247A (en) * | 1992-03-27 | 1994-01-18 | Picker International, Inc. | Filamentary cold shield for superconducting magnets |
US5554929A (en) * | 1993-03-12 | 1996-09-10 | Doty Scientific, Inc. | Crescent gradient coils |
DE19726332A1 (de) | 1997-06-20 | 1998-12-24 | Siemens Ag | Spulenanordnung zur Erzielung eines vorgegebenen Ziel-Magnetfelds |
US6011394A (en) * | 1997-08-07 | 2000-01-04 | Picker International, Inc. | Self-shielded gradient coil assembly and method of manufacturing the same |
-
2001
- 2001-12-20 JP JP2001388254A patent/JP2002253532A/ja not_active Withdrawn
- 2001-12-21 CN CN01145916.6A patent/CN1237349C/zh not_active Expired - Fee Related
- 2001-12-21 US US10/036,906 patent/US6531870B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN100426002C (zh) * | 2003-02-03 | 2008-10-15 | 西门子公司 | 带有梯度线圈和导电结构的磁共振设备 |
CN1696727B (zh) * | 2004-05-14 | 2010-06-16 | 西门子公司 | 磁场发生器和具有该磁场发生器的磁共振仪 |
CN1834682B (zh) * | 2005-03-18 | 2013-05-29 | 通用电气公司 | 有效屏蔽的超导磁体漂移补偿线圈的系统、方法和装置 |
CN101315417B (zh) * | 2007-05-30 | 2014-08-06 | 西门子公司 | 用于确定磁共振装置的主磁铁的设计的方法 |
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