用于产生满足MPI以及MRI要求的磁场分布的装置

摘要

本发明涉及一种用于在由两个产生磁场的元件(101、102)构成的磁系统的内部通过MPI和通过MRI交替地检查测量目标(103)的装置，所述磁系统具有用于MRI运行的第一检查区域(104)，在所述第一检查区域中产生均匀的磁场，所述磁系统具有用于MPI运行的第二检查区域(105)，所述第二检查区域中产生空间上强烈变化的磁场分布，所述磁场分布的场矢量在所有空间点在方向和/或数值上是不同的并且在一个空间点(108)处包括场值零，其特征在于，所述磁系统具有预先规定的、在交替检查期间在时间上不变的磁场分布，并且所述两个产生磁场的元件(101、102；201、202；801a、801b、811、812)既在第一检查区域(104)中也在第二检查区域(105)都产生对于MRI运行或对于MPI运行不可缺少的磁场分量，并且设有输送装置(106)，利用所述输送装置能够使测量目标从第一检查区域运动到第二检查区域和/或相反地运动。由此降低了两个模式的位置需求并且使整体构成的混合系统的复杂程度最小化。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于在由两个产生磁场的元件构成的磁系统的内 部通过MPI(磁粒子成像)和通过MRI(磁共振成象)交替地检查测 量目标的装置，其中，所述磁系统具有用于MRI运行的第一检查区域， 在该第一检查区域中产生均匀的磁场，并且所述磁系统还具有用于 MPI运行的第二检查区域，在该第二检查区域中产生在空间上强烈变 化的磁场分布，所述磁场分布的场向量在所有的空间点在方向和/或数 值方面都是不同的并且在一个空间点处包括为零的场强。

这种装置由参考文献[3](Weizenecker et al.2009)已知。

背景技术

近几十年中，发明了大量的断层摄影成像方法，例如1969年 Hounsfield的计算机断层摄影术(CT)、1973年Lauterbur和Mansfield 的磁共振断层摄影术(MRI)或1975年Terpogossian和Phelps的正电 子发射型断层摄影术(PET)。随着硬件、程序和/或重建算法的不断发展， 在当前的医学诊断中成像方法占据越来越大重要位置。通过将各个成像 方法的组合成所谓的混合系统(例如在临床实践中2001年以来使用的 PET-CT和2010年以来使用的MRI-PET)，通过成像方法进一步提高诊 断的效力。所有混合系统的基础在于，将各个模式()的互补 的信息协同地相互结合和/或在图形上叠加。从而，例如将PET-CT混合 系统的CT数据用于得到形态学数据以及用于PET数据的衰减修正。

2001年，Gleich和(DE10151778A1)发明了另一种断 层摄影成像法，即磁离子成像法(MPI)。这种新型的并且快速发展的立 体(volumetrisch)成像方法用于检测所施用的超顺磁性纳米颗粒(SPIO) 的分布。

这种方法提供了空间上的以及高的时间上的解析能力 ()(见参考文献[1-3])。

MPI的基本原理的基础在于，通过在时间上变化的磁场，即所谓的 “驱动场”(DF)以激励频率f₀对纳米颗粒进行激励。通过SPIO的非线 性的磁化曲线作为颗粒响应形成f₀的谐波，所述谐波通过接收线圈检测 并用于图像重建。由于组织具有对于激励频率f₀可忽略地小的非线性响 应，这种方法通过仅获得颗粒响应而提供了高对比度。空间的编码基于 这样的效应，即，从确定的磁场强度起颗粒磁化发生饱和。饱和的SPIO 的磁化由于频率f₀的磁激励仅发生极小的变化，并且因此不会/几乎不会 对颗粒响应有所贡献。为了利用这种饱和效应，形成具有无场点(FFP) 的静态磁场梯度，即所谓的“选择场”(SF)。从FFP出发磁场强度沿所 有空间方向升高。

这种磁场分布例如可以通过具有相反的磁化方向的永磁体或通过麦 克斯韦尔电磁线圈对产生。通过饱和效应只有非常靠近FFP的颗粒受到 激励，并且因此有助于实现颗粒响应。FFP的尺寸并且由此还有MPI的 敏感度取决于颗粒进入饱和的磁场强度以及SF的梯度，磁场从FFP出 发以该梯度升高(见参考文献[4、5])。为了允许立体成像，例如通过叠 加附加的磁场和/或通过检查目标的机械运动相对于检查目标控制FFP。

在分子和医学成像领域、如细胞跟踪(cell tracking)或癌症诊断， 以及在心血管诊断和血管成像领域，这种定量的方法MPI通过其高敏感 度以及其高的时间解析能力提供了非常有前景的非介入式的应用可能 性。与其他成像方法、例如CT和MRI不同，所获得的MPI图像数据 组目前仍具有较低的、在毫米范围的空间分辨率。这种分辨率限制的存 在是由于目前可获得的纳米颗粒以及技术上能实现的磁场梯度。此外， 以只对所施用的纳米颗粒高的敏感度可以由所述数据得到关于纳米颗粒 定量分布的结论，但所述结论仅包含有限的形态学信息。这使得建立最 终测得的颗粒分布与其形态学的形成地点的对应关系变得极为困难。

其他的立体成像的方法，例如临床中长期以来使用的方法MRI最佳 地适于检测高分辨率的形态学信息。MRI技术基于非常均匀的磁场以及 无线电频率范围的交变电磁场，利用所述交变电磁场能够谐振地激励检 查目标的确定原子核(见参考文献[6])。被激励的原子核又发出交变电磁 场，该交变电磁场在接收线圈中感应生产电信号。通过使用多个磁场梯 度，在空间上对所述信号进行编码并可以通过合适的算法重建。MRI不 仅允许获得亚毫米范围的、高分辨率的、具有多种软组织对比度的解剖 信息，而且还提供了其他辨别的技术，这些技术允许使用多种生理的参 数，例如水扩散或通透性。在利用MR光谱分析成像时，还可在空间上 显示新陈代谢和生物化学过程。与MPI不同，MRI方法是一种灵敏性较 低并且缓慢的成像方法，其采集时间在数秒至数分钟的范围。

由于这两种立体成像模式的独特的特性，MPI和MRI在其信息内容 上基本上是互补的。通过将这两种方法相结合以及协同利用它们的特性， 即，MPI技术的高灵敏度以及时间上的解析能力以及MRI技术的多种软 组织对比度以及由此还有出色的形态学信息，可以实现特别好的诊断上 的效力。但两个互补的数据组的叠加/融合目前为止还仅能通过两个单独 的或者说独立的模式，即MPI和MRI来实现(见参考文献[3])，因为目 前在世界范围内还没有这两种模式的整合的组合仪器(混合仪器)可供 使用。

但利用这两个单独的模式潜藏这一些困难。这主要包括利用不同的 基准坐标同时记录两个数据组，这种同时记录由于通过从一个模式到另 一个模式移动或运送检查目标而出现的基本上不可避免的位移和变形而 变得困难。此外这种模式间的运输还降低了两个数据组在时间范围上的 直接的关联性。例如在小动物实验中还出现了其他逻辑问题，这些问题 是由于对实验动物连续的局部麻醉造成的。提供两个独立的模式同时还 意味着高的成本和空间消耗。在JP-2009195614-A2提出，将两种模式组 合整体构成的混合仪器中，但这里记载的混合仪器具有两个不同的模式 (MRI和MPI)，这两种模式通过接通或断开分线圈系统来实现。

发明内容

与此不同，本发明的目的是，利用前面限定的特征来经济地并且以 尽可能简单的技术手段来改进所述类型的装置，使得在将两个模式组合 在一个整体构成的混合仪器中时降低或避免前面描述的困难，其中降低 了对两个模式总的空间需求并且整体构成的混合系统的复杂程度应最小 化，以及取消了在磁场分布方面在两个模式之间的切换。

所述目的通过根据权利要求1的装置来实现，所述装置的特征在于， 磁系统具有预先规定的、在交替的检查期间在时间上不会变化的磁场分 布并且两个产生磁场的元件在第一检查区域以及在第二检查区域都产生 对于MRI运行和对于MPI运行不可缺少的磁场分量，并且设有输送装 置，利用所述输送装置可以将测量目标从第一检查区域运动到第二检查 区域和/或相反。

利用本发明提出了一种可能的磁系统布置结构，所述磁系统布置结 构同时满足MRI成像和MPI成像。两个分开的检查区域使得能够最佳 地利用相应的测量空间。所述装置的MPI部分例如可以补充装备到已经 存在的MRI设备中。

对于由MRI和MPI模式组成的整体构成的混合仪器，所述磁系统 布置结构必须产生这样的磁场分布，所述磁场分布既包含用于MR成像 的均匀的场区域，也包括具有空间分布的场梯度的磁场区域，所述场梯 度包括场过零位置。包含磁场值零的磁场范围在MPI技术中称为无场点 (FFP)。

本发明的其他方案以及有利的特性和设计方案作为本发明的实施形 式和扩展方案记载在从属权利要求中。

本发明的这样实施形式是特别有利的，其中，磁系统的两个产生磁 场的元件设置在一个共同的壳体中。由MRI和MPI模式组成的混合仪 器与两个单独的或独立的模式的区别在于，该系统构造成整体的，就是 说，至少一个产生磁场的元件对两个模式的检查区域的磁场分布做出主 要贡献(见图1)。整体构成的混合仪器此外还使得能够共同地利用其它 部件，例如控制软件以及发射和/或接收链的分部件。

在这里所述的结构中，测量目标可以通过输送单元(示意性地在图 1中示出)在两个检查区域之间输送。

为了产生磁场，可以使用超导的电磁线圈系统、电阻式的电磁线圈 系统、永磁体系统和/或它们的组合。

一个对于根据本发明的装置的实际使用特别优选的实施形式级别的 特征在于，磁系统包括超导的电磁线圈系统，所述电磁线圈系统设置在 低温恒温器的内部并且在运行中超导地短接。

可选地或补充地，在另一个实施形式级别中，磁系统包括电阻式的 电磁线圈系统，其中所有存在的分线圈电串联。

在使用一个或多个超导的电磁线圈系统作为场发生器的情况下，布 置结构与唯一的低温恒温器相结合实现。超导的电磁线圈系统使得可以 生成高的基本磁场B₀以及大的磁场梯度G。

在MRI中，基本磁场的强度直接对信噪比(SNR)起作用，所述信 噪比近似与B₀成比例地升高。在MPI技术中，对于确定示踪剂(Tracer)， 位置分辨能力与1/G成比例。随着磁场梯度的升高，FFP的尺寸收缩， 在FFP处，纳米颗粒不处于饱和状态并因此有助于接收信号。与具有电 阻式电磁体的实施形式相比，具有与低温恒温器相结合的超导的电磁体 的实施形式明显降低了运行中的能量需求以及冷却要求，并且由此降低 了设备间内部的位置需求。

超导的电磁体还由于低温恒温器内部恒定的调温具有高的长时间稳 定性。同轴设置的磁系统允许简单地计算所需要的磁场均匀度和磁场梯 度和能够实现所需要的磁场均匀度和磁场梯度。

在对称和同轴地构成的磁场系统中，力作用是极小的/对称的并由此 使得建造变得简单。场发生器的一个实施形式通过电阻式的电磁线圈系 统利用线圈电流的规定值能够在确定极限内自由选择基本磁场的大小以 及磁场梯度的强度，在这种电磁线圈系统中，所有分线圈串联并同轴设 置。这特别是对于MPI模式是有利的，因为在DF幅值恒定时，视场(FoV) 的尺寸与1/G成比例。

电阻式的电磁线圈系统还允许在不使用所述系统时关闭基本场/梯 度场，这使得出现强磁场的风险降至最低。此外，关闭基本磁场还允许 在MPI成像中最佳地利用通过“系统校正单元”实现的系统校正的新方式 ()(见参考文献[7])。

使用永磁体系统允许生成适中的基本磁场以及强的磁场梯度。对这 种系统的冷却要求相对于电阻式系统较小，因为只要求进行对于产生磁 场的元件的调温并由此稳定其磁特性必要的冷却。使用永磁体系统此外 降低了在运行时系统的总能耗。此外，总系统(包括设备间)能以紧凑 的方式实现。

在相应检查区域的中央设置标记装置有助于检查目标的定位

如果该标记装置的一些部分还设置在输送单元或患者卧具和/或测 量目标本身的一个或多个空间点处并且设计成质子标志，则可以在MRI 图片中定位这些空间点。对于在MPI数据中的空间点定位可以附加地给 确定的空间点设置MPI标志。相应模式的由此得到的不同空间点的信息 可以用于稳定且精确地同时记录两个数据组并由此允许实现图像融合的 高精度。

为了优化利用MRI分部件(例如MR发射和/或接收线圈)而要求， 场生成器的均匀的磁中心(＝等心点)与其他MRI分部件的磁中心或与 MRI检查区域重合。

相同的情况也适用于MPI分部件(例如驱动场线圈)，在这些MPI 分部件中，场生成器的场值过零位置(所述FFP)与其他MPI分部件的 中心或MPI检查中心重合。

为了使MRI分部件和MPI分部件之间的干涉/干扰最小化，两个检 查区域对于高频辐射和低频辐射都是屏蔽的。

在本发明的优选的实施形式中，磁系统的杂散场通过主动和/或被动 的屏蔽而在其空间尺寸上降低。

为了将已经安装的MRI仪器扩展成整体构成的MRI-MPI混合仪 器，可以将产生磁场的元件(电阻式、超导或永磁的)实现为附件/扩展 件。现有MRI仪器的MPI改装与新安装一个混合仪器相比是一种经济 的备选方案，其中由于同时使用了现有的组件和现存的基础设施，使安 装费用最小化。

将磁场梯度的过零位置实现为无场线(FFL)而不是FFP，使得可 以实现另外的/新的MPI采集方式，其具有潜在更高的灵敏度和更短的采 集时间(见参考文献[7])。

附图说明

本发明的其他优点由说明书和附图得出。同样，前面所述的特征和 没有详细说明的特征根据本发明可以分别本身单独地或者以多个特征的 任意组合使用。所示和所述的实施形式不应理解为穷举的，而是具有示 例性的性质，以便说明本发明。本发明在附图中示出并根据实施例详细 说明。其中：

图1示出整体构成的MRI-MPI混合系统的产生磁场的元件101、102 的示意性剖视图，其中示出构造成电阻式的和/或超导的电磁系统的实施 形式。用于MRI 104和MPI 105的检查位置、检查目标103和输送单元 106这里示意性示出。

图2示出具有绕z轴的圆柱对称性的实施例1的三个轴向设置的产 生磁场的元件201、202、210。按麦克斯韦尔配置的线圈元件201和线圈 元件202用于产生具有B₀场过零位置的磁场梯度，以便提供FFP 108， 线圈元件210用作磁场对外的主动屏蔽并在内部实现了B₀磁场的均匀 化。

图3示出在图2的实施例1的r＝0cm处的整个轴向磁场分布的模拟。 第一区域表示满足MRI要求的检查区域，即具有高度静态的和均匀的磁 场，其中z＝0表示等心点(Isozentrum)。第二区域表示满足MPI要求 的检查区域，即具有带有构成FFP的B₀过零位置的强的磁场梯度。

图4示出在MPI检查区域的FFP的区域中r＝0cm处的轴向磁场分 布的模拟。

图5示出沿轴向方向在MPI检查区域的z＝55.5cm(FFP)处实施例 1圆柱对称的磁场分布的模拟。

图6示出在MRI检查区域的等心点107的区域内实施例1的模拟的 磁场均匀性。

图7示出实施例1的模拟的杂散场。

图8示出五个沿轴向设置的永磁体的上部的剖视图，所述永磁体用 作实施例2的产生磁场的元件。两个外部的沿径向反向磁化的钕铁硼 (NdFeB)环以B_r＝1.4T的剩磁分别产生具有B₀过零位置的磁场梯度， 以便提供两个FFP，并产生均匀的场区域B₀。中间的轴向磁化的环元件 用于使基本磁场均匀化。箭头表示NdFeB环的磁化矢量。

图9示出图8的实施例2在r＝0cm处的整个轴向磁场分布的模拟。 中间的区域表示满足MRI要求的检查区域，即具有高静态且均匀的磁 场，其中等心点位于z＝0处。过零位置周围的区域表示满足MPI要求的 检查区域，即具有带有构成FFP的B₀过零点的强的磁场梯度。

图10示出在MPI检查区域的FFP(z＝16.1cm)区域内在r＝0cm处 实施例2的轴向磁场分布的模拟。

图11示出沿轴向方向在MPI检查区域的z＝16.1cm(FFP)处实施 例2圆柱对称的轴向磁场分布的模拟

图12示出在MPI检查区域的等心点的区域内实施例2模拟的磁场 均匀性。

具体实施方式

实施例1：超导的电磁线圈系统

实施例1仅使用超导的产生磁场的元件201、202、210(见图2)， 所述元件产生图3中在时间上不变的磁场分布。混合系统的整体结构包 括三个在低温恒温器(4.2k)中同轴设置的并且由NbTi导体缠绕成的螺 线管分线圈元件(线圈的总重量约为120kg)，如图2中所示。主线圈201 产生基本磁场B₀，所述基本磁场通过线圈210在内部均匀化(见图6) 并向外屏蔽(见图7)。电流方向在线圈201和210中是反向平行的。相 对于主线圈轴向偏移并按反亥姆霍兹配置工作的线圈202强化了主线圈 201的固有磁场梯度并形成FFP 108(见图5和6)。这种布置结构在MRI 检查区域104中提供约为8T的均匀的基本磁场B₀以及在MPI检查区域 105中提供约为35T/m的磁场梯度。

实施例2：永磁体

实施例2仅使用永磁的产生磁场的元件108a、108b、811、812，这 些元件产生图9中的在时间上不变的磁场分布。混合系统的这种对称的 和整体的结构包括总共5个同轴设置的磁化的环108a、108b、811、812 (见图8)，其材料为钕铁硼(NdFeB)，具有Br＝1.4T的剩磁(磁系统 的总重量约为150kg)。产生均匀的磁场区域以及磁场梯度外部的主磁环 801a、801b在实践中由多个区段制成地绕径向的磁化方向实现(见凸 10-11)。为了在中央区域中提高B₀场的磁场均匀性，可以使用沿轴向磁 化的环形磁体。在该实施例中，仅使用了三个沿轴向磁化的环形磁体811、 812，这构成了系统复杂度以及由此实现的场均匀性之间的折中方案(见 图12)。通过沿z方向对称的构型，省去了奇数场阶(场变形分量)并由 此便于实现中央区域中磁场的均匀化。这种布置结构在MRI检查区域 104中提供了约为0.5T的基本磁场B₀，并且在MPI检查区域105中提 供了约为7.7T/m的磁场梯度。为了进一步提高磁场梯度，主磁环801a、 801b可以不是如该实施例中那样是圆柱形地，而是锥形地(即，主磁环 沿Z方向的长度在内部半径处大于外部半径处)制成。

附图标记列表

101   螺线管主线圈

102   相对于主线圈按反亥姆霍兹配置运行的螺线管线圈

103   测量目标

104   MRI检查区域

105   MPI检查区域

106   输送装置

107   MRI-等心点

108   无场点(MPI中心)

109a  卧具上的MRI标志(质子标志)

109a' 测量目标上的MRI标志(质子标志)

109b  卧具上的MPI标志

109b' 测量目标上的MPI标志

201   超导的螺线管主线圈

202   相对于主线圈按反亥姆霍兹配置运行的超导的螺线管线 圈

210   相对于主线圈按反亥姆霍兹配置运行的超导的均匀化及 屏蔽线圈

801a  沿径向磁化的主磁环

801b  沿径向在801a的反方向上磁化的主磁环

811   用于使B₀场均匀化的轴线磁化的环形磁体

812   用于使B₀场均匀化的轴线磁化的环形磁体

820   磁化方向

参考文献

[1]Gleich B and Weizenecker J 2005Tomographic imaging using the nonlinear  response of magnetic particles Nature 435 1214-7

[2]Sattel T F，Knopp T，Biederer S，Gleich B，Weizenecker J，Borgert J and  Buzug T M 2009Single-sided device for magnetic particle imaging.J.Phys.D： Appl.Phys.42 1-5

[3]Weizenecker J，Gleich B，Rahmer J，Dahnke H and Borgert J 2009Three- dimensional real-time in vivo magnetic particle imaging.Phys.Med.Biol.54 L1- L10

[4]Weizenecker J，Borgert J and Gleich B 2007A simulation study on the  resolution and sensitivity of magnetic particle imaging.Phys.Med.Biol.52 6363- 74

[5]Knopp T，Biederer S，Sattel T，Weizenecker J，Gleich B，Borgert J and Buzug  T M 2009Trajectory analysis for magnetic particle imaging.Phys.Med.Biol.54 385-97

[6]Vlaadingerbroek M T and den Boer J A 2003Magnetic Resonance lmaging. Springer-Verlag 3rd Edition

[7]Magnetic Particle lmaging-A Novl SPlO Nanoparticle lmaging Technique. Springer Springer Proceedings in Physics