用于带具有分流器的环件的mri的磁场生成的利记博彩app
【专利说明】用于带具有分流器的环件的MRI的磁场生成
[0001]相关申请的交叉引用
[0002]本申请与于2012年8月10日递交的且要求2011年8月10日递交的美国临时专利申请61/574，823的利益的国际申请PCT/US2012/050462有关。
[0003]关于联邦资助研究和开发的声明
[0004]本公开不是联邦资助研究或开发的主题。
技术领域
[0005]本公开涉及通过电流的施加来建立磁场模式；更特别地，本公开涉及在磁共振成像(MRI)扫描仪的背景下以及在也要求建立精确的磁场模式以用于从对象探得信息的诸如核磁共振波谱分析、电子顺磁共振成像以及电子顺磁共振波谱分析的其他系统的背景下建立磁场模式。
【背景技术】
[0006]磁共振成像(MRI)扫描仪和其他类似的装置是建立磁场以便精确地操纵对象内固有存在的磁矩的取向的系统。该操纵使得磁矩在扫描仪内产生电信号，这些信号依次用来构建对象的内部构成的详细图像。
[0007]在成像期间在MRI扫描仪内看到的磁场通常是扫描仪所产生的两种或更多非常不同的磁场模式之和。这些模式必须经过仔细设计和定时以使它们的总效应产生在专用指定用于成像的扫描仪的体积内在特定时刻所期望的磁矩取向。认为对MR图像获取重要的磁场模式是:B。场，该B。场非常强且均质，其以无线电频率波动；以及X梯度场，y梯度场以及z梯度场，其中每一个场的量级分别在X方向、y方向和z方向上近似线性地变化。勾化磁场(shimming magnetic field)也极常用于改善B。场的均勾性。
[0008]上述磁场模式中的每一种通常是通过扫描仪内的不同结构而产生的，并且每个这样的结构为电流构造或永磁体构造。在电阻MRI扫描仪的情况下，通过非超导电气结构来产生所有的磁场模式。
[0009]MRI成像在疾病诊断上已经得到非常成功的应用。然而，不利的是，MRI延及疾病筛查相对受限，包括癌症筛查。主要限制MRI用于筛查的两个因素是:与扫描仪构建通常相关联的相对高的成本以及与MRI扫描仪内可用的通常小的患者空间相关联的不适。
[0010]一种使得扫描仪更加廉价和宽敞并且因此专门针对疾病筛查开发扫描仪的方法将同时产生在MRI中使用的多种磁场模式，具有载有它们相应的电流之和的配置。原理上可构思的是，对B。场、梯度场和匀化场的电流求和，因为所有这些场的矢量正好主要沿单一方向取向，按惯例是z方向。
[0011]然而，虽然已经开发了看起来非常成功地产生具有求和电流配置的多个梯度场和/或匀化场的方法，但是尚未有具体地将B。场与梯度场和/或匀化场组合的实践手段。例如，授予Gebhardt等人的美国专利6，492, 817说明了一种电气配置，其能够同时建立不同的磁场模式且由一系列平行的同心环件构成，该同心环件由垂直于环件平面取向的规则间隔的线段连接。因为当不使用环形绕组时B。场所需的电流为数万安培的数量级，所以该结构中贡献于假设B。场的每个环件均必须具有能够输送极大电流的电压源。假设用于充分均匀的B。场的最少四个环件，因此，对于该结构需要用于极大电流的四个电压源来产生其他磁场模式当中的B。场。
[0012]授予Watkins等人的美国专利6，933，724已经公开了一种电气配置，在该电气配置内单个的环件已经替换成具有独立电压源的分离的环段或者弧。每段环件以及整体上该结构中的电流模式明显能够表征与不同的MRI磁场模式相关联的电流模式之和。然而，此处的每个用于贡献于假设B。场的段将需要能够产生数万安培的电压源。再假设用于B。场最少四个环件的组装，以及进一步假设Watkins等人的结构的每段环件包括至少四段，如果该结构同时产生B。场以及其他磁场模式，则将需要十六个极高电流的源。除了该极不切实际的要求之外，与贡献于B。场的每段相关联的极高的回流将导致能量的浪费以及将另外地可能导致扫描仪的成像体积内的磁场显著畸变。
【发明内容】
[0013]本公开的一个目的是提供一种能够经由求和的电流配置来建立B。场以及一个或多个其他磁场模式的结构，而不需要多个极高电流的电压源或者无须处置上述其他问题。
[0014]该目的是通过涉及到具有厚截面的导电环件以及能够产生极高电流的单个电压源的实施例依照本公开来实现的。使环件的反平行段彼此紧密接近，意味着环件在一个或更多的位置处有效地“箍缩(Pinch) ”，并且每对反平行的段贡献扫描仪的成像体积内的近似为零的磁场。该环件中非成对的段被定形成统一地形成均匀的B。场。然后，电压源将来自厚环件的一点的电流分流到另一点，使得在厚环件内产生的电流重新分布使其同时建立除了其B。场以外的所需的梯度场和/或匀化场。
【附图说明】
[0015]参考附图可以更好地理解通过单一厚环件同时建立B。场以及其他磁场模式的公开的系统和方法，其中:
[0016]图1是示出能够产生梯度场、y梯度场和z梯度场的、附接有分流器的、将单一厚环件显示为粗线的示意电路图。
[0017]图2是示出可能与图1的单一厚环件内的圆形结构中任一个相关联的实际电流的不意电路图。
[0018]图3演示了图1所表示的示意电路图的实施例如何可能实际上出现在MRI扫描仪中。
[0019]图4和图5呈现出图1的可选实施例，其也经由共享电流配置来同时产生B。场以及其他磁场模式。
[0020]图6A示出了类似于图1的结构，其中单一薄环件用来形成z梯度场，附接的分流器允许单一薄环件还建立X梯度场和I梯度场。图6B和6C表明如何可以减轻图6A的结构的声振动。
【具体实施方式】
[0021]图1是示出单一厚导电环件100的示意性电路图，其由粗黑线表示，从能够产生极高电流Ipcilmzing的单一电压源Vhkh工接收电力。该厚环件100已经弯曲而使得除了正常地期望附接到电压源Vhkh工的反平行电流之外的反平行电流的多个段110成对。每个这样的段对应理解为具有在规定用于成像的扫描仪的体积内近似等于零的组合磁场，对于给定的段对，这可以通过例如将段彼此极靠近地放置，使得一段在另一段内伸缩或者将两段相互缠绕来实现。绝缘和/或空气隙防止一对中的段彼此直接物理接触或者直接向彼此输电。形成四个圆形结构(局部环件)的100的非成对的段，当该圆形结构的尺寸适合且适当定位时，产生电流为Ip—讲 B。场。三个分流器20附接到100的四个圆形结构中的每一个。每一电流接收来自电压源V的电力，分流器20的激活将厚环件100中的电流重新分布，使得X梯度场、y梯度场和/或z梯度场与100所产生的B。场相加。在本申请的通篇，分流器由实线和虚线绘制，以直观地将它们相互区分开。
[0022]图2是图示出可与图1的厚环件100内的圆形结构中的任一个相关联的实际电流的示意性电路图。与图2所示的轴线一致，圆形结构被理解为与χ-y平面平行且以z轴为中心布置。分流器A40将来自y轴上的点42的电流传送到y轴上的点44，分流器B 60将来自X轴上的点62的电流传送到X轴上的点64，分流器C 80将来自图2中的垂直段对中的一段110的点82的电流传送到垂直段对中的另一段110上的点84。本领域技术人员将理解的是，电压源产生的电流β、γ和S将分别贡献于扫描仪的成像体积内的X梯度场、y梯度场和/或ζ梯度场。本领域技术人员将进一步理解的是，基尔霍夫(Kirchhoff)接点定则和循环定则能够用来容易地求解图2所示的电流β、γ和δ所需的分流电压的量值。这些电压为:
[0023]Va= (2 β ) R a+2 (Ipolarizing+ δ + β ) Rq
[0024]Vb= (2 γ ) R β+2 (Ipcilarizing+δ + γ ) Rq
[0025]Vc= ( δ-β-y)Rc+4(Iptllarizing+δ )Rq,
[0026]其中Rq是圆形结构的每个四分之一的电阻，Ra是与分流器A相关的总电阻，Rb^与分流器B相关的总电阻，Re是与分流器C相关的总电阻。
[0027]图3表明图1的示意的实施例可能如何实际上以实体形式出现在MRI扫描仪中。图3A是图3B的预备图，指示图1的垂直段对被去除。虽然图1的垂直段对通过将成对的段110与实际上产生B。场的非成对段100更明确地、直观地分离来帮助更好地理解实施例，但是它们对于实施例的操作不是必要的，实际上它们的电流可能代表能量浪费。图3B示出图1的示意性电路的实际的物理呈现，每个圆形结构具有与图2的圆形结构相同的取向。本领域技术人员将理解，分别与该结构中的前两个圆形结构和最后两个圆形结构相关的相反的δ电流与ζ梯度场的产生一致，而中间两个环件的平行β电流和中间两个环件的平行γ电流分别与X梯度场和I梯度场的产生相一致。
[0028]在此做出关于图3Β的几点实用的注解。首先，每个分流器当垂直地经过ζ轴时可以视为被分为两个分支。与该分支化相关联的确切配置可表明保留扫描仪所产生的X梯度磁场模式和y梯度磁场模式。本领域技术人员可以确保，与本公开相关联的分流器通常构造为不使扫描仪的成像体积内所期望的磁场模式畸变。其次，图3B的厚环件可能不得不包含防止在其内形成涡流的狭槽。这些狭槽应设计成不影响源自于环件的磁场模式的总精度。第三，能够看出，驱动分流器中的电流的电压源能够用于克服厚环件的电感，从而允许厚环件所建立的磁场如MRI扫描所通常要求的一样快(S卩，以大约二分之一毫秒)地变化。第四，相关联的电压源Vhkh工将可能须构造为具体地处理与该厚环件相关联的极高的电流和极低的电阻。例如，这可以通过使用并联地线接在一起的整流器-控制器单元的层叠以及采用绝缘栅双极晶体管(IGBT)、晶闸管或其他半导体技术来实现。
[0029]图3C示出了图3B的圆形结构通过图3B的管状结构连接在一起的方式，这统一地对应于图1中的水平段对。明显，在图3B的管状结构和每个圆形结构之间将存在短的逆流段对，甚至在去除了由图3A显示的垂直段对的情况下，恰恰是因为构建这些结构的导体的厚度造成的。
[0030]图3D示出了利用伸缩方式来帮助确保对应于图1的水平段对的电流在扫描仪的成像体积内实际上总和为零。本领域技术人员理解实现最高电流抵消程度的方式，该电流抵消的精度可以根据在扫描仪的成像体积内所允许的对应的磁场污染的最大阈值来规定(例如，相对于B。场的量值，每一百万I份，5ppm、10ppm、50ppm，以及其他选择)。
[0031]图4A示出了图1