专利名称：磁共振成象设备以及采用超导量子干涉仪检测和场循环的方法
技术领域：
本发明涉及磁共振成象设备和方法。
背景技术：
用于医疗和诊断应用的磁共振成象通常在至少1特斯拉(10000高斯)的磁场下 执行，这种磁场对应于用于水中质子(其是人体的主要组成部分)的核磁共振(NMR)信号 的42MHz的RF频率。大的磁场产生更好的氢核极化，且在较高的检测频率下具有强信号。 这产生良好的对比和空间分辨率。这种磁场下整个人体成像要求大的螺管式磁铁，通常是 超导的，具有高同质性，典型的是在40cm的范围内百万之几。患者/对象搁在滑入磁铁孔 中的床上。这可能是令人恐怖的且使人紧张的体验。由于在典型15分钟的时间内获取图 像时梯度线圈的噪声操作，这变得更坏。因此，多达20-40%的患者拒绝这种过程。可替换的方法采用所谓的开式几何形状的电磁体，其在典型为2000-3000高斯的 较低的磁场下工作。磁场和工作频率的降低使检测系统获得NMR信号强度较低且噪声大， 随之而来的是图像质量的后续损失。采用较低的磁场的极限由电子放大器和用于检测具有足够的信噪比的信号的共 振检测电路的性能设定。另一种在低场下检测MRI的NMR信号的方法(近年来发展起来但还未用在实际系 统中)是采用熟知为SQUID的超导量子干涉装置。SQUID通常在非常低的磁场(典型的为 1-200高斯)下工作，并具有非常低的固有设备噪声和在合适的条件下不具有Johnson或 热噪声的超导输入电路的双重优势。Squid理论上适合在低的磁场下获取非常小的NMR信 号，因此允许使用开口几何形状磁铁(open geometry magnet)系统，其具有在过程期间为 患者提供更友好的环境的潜力以及下文中描述的其它好处。在NMR或MRI仪器中，样品或对象放置在使氢核极化的磁场中，结果是更多的核点 沿磁场方向，而不是逆着磁场方向。这种极化对水中的质子来说相当弱。它对应于室温、1 特斯拉下百万分之几。为了进行NMR，共振频率下的短射频(RF)脉冲使来自磁场的极化达 到90°，所述极化围绕所述磁场在共振频率下旋转一短的周期。随后用合适的RF放大器电 子组件对它进行检测。极化衰减并回复沿初始方向的点，具有熟知为Tl的特性时间常数。 在此期间，尖端磁化的能够传给本地环境。也就是说，核自旋与本地环境交换能量。交换能 量的速度是核子与本地环境相互作用的测量值。存在第二种方式，其中信号衰减取决于核自旋之间的相互作用。所谓自旋间相互 作用，其中旋转极化开始传播开。如果一些原子/核子处于彼此不同的磁场中，则它们的旋 转频率稍微不同。当不同磁场中的核子以不同的速度旋转时，净旋转磁化降低，因为不同的 力矩开始指向不同的方向。净磁矩降低。如果磁矩的损失是由旋间互应作用引起的，这种旋 转之间的相互作用的时间常数熟知为T2，或者如果是由外磁场均勻性差引起的，则为T2*。已经发现，在组织类型和组织条件之间存在Tl差异。特别地，已经发现，通过其Tl时间常数的差异，检测癌组织是可能的。大多数情况下在比100高斯低很多的低磁场下发 现这些Tl差异。在常规的核磁共振成象中，强且高度均勻的通常1特斯拉(10000高斯)或更大的 磁场用来磁化对象，并且施加一系列RF脉冲，以极化所述旋转并从这些旋转检测信号。检 测这种信号的频率与本地磁场直接成比例。通过向对象施加磁场梯度，信号频率变得依赖 于位置，较高磁场中选择一较高的频率进展到较低磁场的旋转。通过沿所有三个维度施加 一组磁场梯度，可以获得对象的三维图像。在实践中，一个平面上的梯度用来选择穿过对象 的平面切片。随后通过该平面中的场梯度对此进行分析，以产生位于该平面中的对象的二 位图像。梯度的大小必须足以足够的量传播旋转频率，以允许在可利用的短时间内获取数 据，但不要太大而分散和消弱检测到的信号。背景场必须均勻，使得背景场的变化不影响图 像质量。典型地，对于1特斯拉磁场，在整个对象范围内，图像可以为IOOOppm或mT梯度， 要求背景均勻性为2-5ppm。构建大的磁场以适应具有几ppm至400mm范围内的场均勻性的 整个人是昂贵且困难的任务。然而，对于在较低的磁场下运行的系统，图像要求相同的场梯 度。在图像区域范围内这约为mT，因为要求相同的频率变化。这意味着在0. 02特斯拉的磁 场下运行的磁铁的均勻性仅需要为lOOppm，在磁铁构造期间很容易实现其图像。已经提出了采用SQUID进行NMR和MRI 二者的两种方式，并在低场下展示了。在 第一种方法中，是本领域熟知的，例如在美国Berkley大学的John Clarke的公开成果中， SQUID用来采用DC耦合输入线圈直接检测磁矩。磁场通常为0. 1毫特斯拉(1高斯)，频率 为4. 2KHz。为了获得足够的信号强度，通常在必须约为Tl或更长的周期内施加约3000高 斯的预极化DC场脉冲，以磁化对象，此后，可以进行NMR/MRI脉冲串和数据获取。这个过程具有的优势是，组织类型和条件之间的Tl差异在10高斯或更低的场下 几乎都是有利的。这在图1中图示出，图1示出了最低场下的Tl时间展开。这种方法的确定是，首先预极化脉冲难以施加，其次，这种技术易受弱DC磁场干 扰(其扭曲图像)、以及对由输入线圈至SQUID的直接DC耦合引起的RF和AF干扰的敏感 性的影响。因此，这种技术通常必须在受屏蔽的室内环境中进行。一种可替换的技术是采用共振超导输入电路，其AC耦合至SQUID输入。在这个过 程使用600至800K Hz的频率和150至200高斯的磁场。不需要预极化场，调谐AC耦合输 入的使用极大地降低了对不希望饿干扰的敏感性。这种方法已经由Aberdeen大学的Hugh kton博士率先提出。然而，在这种场下，Tl时间较短，且在不同的组织类型观察到的Tl差异少。

发明内容
本发明试图提供改进的磁共振设备和方法以及检测患者或动物中的组织异常的 方法。根据本发明的一个方面，提供了一种MRI系统，其中NMR信号的激励和检测由中间 场范围大于约100高斯的共振输入执行，并且在NMR信号激励之后、产生磁化差异的时间周 期(Tl)内，主场循环至低于共振频率的约50%的低场。在一种实施方式中，提供了一种MRI系统，其中NMR信号的检测由中间场范围高于100高斯的共振输入执行，并且在施加第一 90度脉冲之后、足以产生磁化差异的时间周期 (Tl)内，主场循环至比100高斯和共振频率低很多的低场。随后所述场返回共振频率，以允 许检测和处理NMR信号。优选地，在所述场的第一循环期间施加第一 RF脉冲，并且在第二循环中施加与第 一 RF脉冲有偏移的第二 RF脉冲，由此在该场中产生旋子的自旋回波。第一 RF脉冲大体上 可以为90°脉冲，且第二脉冲大体上可以为180°脉冲。有利地，低场周期在约0. 1秒至3秒之间。在一种优选的实施方式中，由SQUID检测NMR信号。根据本发明的另一个方面，提供了一种MRI设备，包括设置为彼此面对的第一和 第二线圈、控制系统，该控制系统可操作以便通过大于约100高斯的中间场范围来诱发，并 且在第一 RF脉冲之后、产生磁化差异的时间周期(Tl)内，使所述场循环至低于共振频率的 约50%的低场。根据本发明的另一个方面，提供了一种经由如在此说明的系统或设备检测组织中 的异常的方法。本发明的优选实施方式采用共振频率SQUID-基MRI方法，并改变过程和脉 冲序列，以具有增强的Tl对比性。根据本发明的另一个方面，提供了一种磁共振成象设备，包括第一和第二超导线 圈、检测SQUID以及电源单元，该电源单元可操作以产生100至1000高斯量级的场，优选 100至300高斯量级的场，且最优选在150高斯范围内的场。该设备优选不采用铁核。可以 或不对由所述线圈产生的场进行脉冲调节。


在下文中参照附图，仅以举例的方式描述本发明的各实施方式，在附图中图1为示出较低的磁场下MRI扫描的增强的Tl结果的图表；图2A至2F为从不同视角观看的MRI设备的优选实施方式的示意图；图3为MRI设备的另一种实施方式的侧面正视图；图4以示意形式示出了类似于图2A至2F的MRI设备的实际放入的一系列视图； 以及图5以示意形式示出了图4的MRI设备的放入的一系列视图，患者躺在床或平台上。
具体实施例方式作为优选过程的例子，DC背景场设为如150高斯，且施加90° RF脉冲。背景场随 后迅速降低至约10高斯或更小，在重新施加150高斯的场并施加180°脉冲以产生自旋回 波之前允许过去0. 1秒-3秒的周期。在这种过程中，在低场周期期间，不同组织或样品的 不同部分之间的Tl差异是指在该样品的一些部分中磁化将失去或降低，以便改变图像。取 两幅图像，一幅图像不具有循环的场，一幅图像具有循环的场，将一幅图像与另一幅图像进 行比较将给出高亮显示Tl变化的图像。认为这种图像提供了对异常人体或动物体组织，特 别是对存在癌变的组织的非常好的指示。SQUID基MRI的一个大的优点是，磁场是适度的，这意味着场的存储能量小，允许场非常快速地从一个场级切换到另一个场级。这使得能够采用上述场切换技术。对于所提 出的设计，工作电流约为100安培，线圈的电感设为100mH。第二个优点是它允许磁铁为相 对敞开结构。此外，场均勻性和稳定性要求不太严格，使得磁技术更容易，设计更灵活。将认识到，虽然优选实施方式产生了作为较高场的150高斯磁场，可预期的是，高 场脉冲还可以具有更大的强度，例如300高斯、500高斯，在一些例子中达1000高斯。然而， 可以依赖较低场强度的系统将更小、更便宜，且要求的工作能量少。我们现在描述MRI仪器可以实现的典型实施方式。图2A至2F示出了两个平面环 形磁铁12、14之间的对象/患者10，SQUID检测器位于其自身的靠近患者放置的低温恒温 器16中。可以容易地看出，磁铁12、14具有这种尺寸和位置，即它们允许对象10坐、躺或 站在它们之间的空间。当磁场既低又是可切换的时，还能够考虑将进行的操纵和外科手术， 而不从扫描装置移动患者10。因此，医生可以采用实况扫描结果监控医疗过程的进展，这可 以提供重要的临床好处。两个平面磁铁12、14都优选由相同的电流源通电。它们在中间位置处提供达200 高斯的高度均勻的磁场，在至少200且优选大于250mm范围内具有大于IOOppm的均勻性。 平面绕组(图中不可见，但其类型对本领域技术人员来说是明显的)在真空绝缘低温保持 器中被冷却，该低温保持器具有液态致冷剂，或优选低温冷却器18，以将绕组维持在超导状 态。NbTi绕组要求约4K，对高级HTS导体来时，更高的温度将是可接受的。低温保持器和 线圈组设计为具有低的源自任何金属部件的Johnson噪声。调谐的拾取检测线圈(图中不可见，但其类型对本领域技术人员来说是明显的) 和SQUID放在第三低温保持器内。这种低温保持器也设计为具有非常低的Johnson信号。 用于这种设计的技术在本领域是熟知的，例如Aberdeen大学的在Hugh Seton的公开成果 中描述的。拾取线圈可以设计为单匝，或设计为不定向反相对，以增加对靠近拾取电路，即 对象10的信号的选择性。还可行的是采用检测器线圈阵列，每个检测器线圈连接至SQUID， 作为将被放大、检测和分析的一组并行输入。由于输入电路被调谐，以在IOOKHz或更高的 共振NMR频率范围中工作，则输入线圈AC连接至SQUID。低频率，例如50Hz电源，以及源自 背景场变化的准DC信号不被传递至SQUID，否则该SQUID将由不希望的信号饱和。对梯度 线圈的设计应当小心，以最小化SQUID检测电路的相互作用，这是本领域技术人员能力范 围之内的任务。由SQUID电路检测并放大的NMR信号被通常将由计算机控制的常规MRI控制台进 行数字化并分析，该计算机还用来显示产生的图像。图3为MRI设备的另一种实施方式的侧面正视图，其视为该设备的一种可行的实 际实现。可以看出，与现有系统出现的情况相比，在该MRI系统中存在适合患者舒服地坐下 的区域，并且其中患者不被围在该设备内。现在参照图4，示出了该设备的另一种实际的实现，图4的视图中的设备允许患者 在处于站立位置并处于基本上是敞开的设备内时扫描患者，因此与现有扫描设备相比，对 患者的恐吓小。站立位置的另一个优点是，对于存在背面和脊柱问题的患者的扫描来说，在 站立位置中对观察处于载荷下的脊柱是非常有用的。这将与在患者躺下状态下获取的图像 是非常不同的。可以看出，线圈12'和14'容纳在合适的腔内，以提供低聚物且审美上令 人满意的结果。
图5的视图示出了图4的设置为用于躺在床或平台20上的患者时的设备，在这种 情况中，低温保持器探头16'可以定向为容纳处于躺下位置的患者。再一次，即使在床或平 台上时，患者也被保持在相对开放的环境中，并且由于设备的操作方式，在该系统运行期间 该设备不产生令患者不安的过度噪声或其它干扰。总之，在此提出了一种方法和系统，其用于产生比现有设备低很多的MRI场，并且 其中通过所述场的临时显著降低以及随后产生的自旋回波，能够产生对象的不同图像，这 些图像能够检测组织中的异常，特别是癌变组织和非癌变组织。预期的是这种方法和系统 还可以检测其它组织异常或变异。还明显的是，低场优选比主场强度的50%小很多，并且在优选实施方式中在大约 10%的区域中。上述实施方式涉及人体基本上可以整个装入其中的扫描装置。预期的是，在此公 开的系统和设备的多种实际实现方案可以是非常小的，并且被设计为，例如用于仅对患者 的一部分进行扫描和成像。例如，提供用于乳腺癌筛查、肝脏筛查、背部疼痛诊断等的系统。 在这种应用中，该设备在物理结构是可以较小，且例如可以具有直径不大于约700-800毫 米或更小的线圈。这种系统将优选将包括能够产生100-500高斯级的强场，并且优选具有 SQUID基检测器。该设备将不具有铁核，并且可以提供或不提供上述类型的场脉冲。
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权利要求
1.一种MRI系统，其中NMR信号的激励和检测由中间场范围大于约100高斯的共振输 入执行，并且在NMR信号的激励之后、产生磁化差异的时间周期(Tl)内，主场循环至低于共 振频率的约50%的低场。
2.根据权利要求1所述的MRI系统，其中在所述场的第一循环期间施加第一RF脉冲， 并且在第二循环中施加与第一 RF脉冲有偏移的第二 RF脉冲，由此在该场中产生磁化自旋 回波。
3.根据权利要求2所述的MRI系统，其中第一RF脉冲大体上为90°脉冲，且第二 RF 脉冲大体上为180°脉冲。
4.根据权利要求1、2或3所述的MRI系统，其中中间场范围在150高斯的范围内。
5.根据前述权利要求中任一项所述的MRI系统，其中低场周期小于10秒。
6.根据权利要求5所述的MRI系统，其中低场周期小于5秒。
7.根据权利要求5或6所述的MRI系统，其中低场周期在约0.1秒至3秒之间。
8.根据前述权利要求中任一项所述的MRI系统，其中低场具有主场10%数量级的强度。
9.根据前述权利要求中任一项所述的MRI系统，其中NMR信号由SQUID检测。
10.根据前述权利要求中任一项所述的MRI系统，其中背景极化场由一对分开式超导 线圈或平面绕组产生。
11.根据权利要求10所述的MRI系统，其中所述线圈封闭在由低导电性材料制成的低 Johnson噪声低温保持器中。
12.—种MRI设备，包括设置为大致彼此面对的第一和第二线圈、控制系统，该控制系 统可操作以便通过大于约100高斯的中间场范围来诱发，并且在NMR信号激励之后、产生磁 化差异的时间周期(Tl)内、使场循环至低于共振频率的约50%的低场。
13.根据权利要求12所述的MRI设备，其中控制系统可操作为，在所述场的第一循环期 间施加第一 RF脉冲，并且在第二循环中施加与第一 RF脉冲有偏移的第二 RF脉冲，由此在 该场中的粒子中产生自旋回波。
14.根据权利要求13所述的MRI设备，其中第一RF脉冲大体上为90°脉冲，且第二 RF 脉冲大体上为180°脉冲。
15.根据权利要求12、13或14所述的MRI设备，其中中间场范围在150高斯的范围内。
16.根据权利要求12至15中任一项所述的MRI设备，其中控制系统可操作为产生小于 10秒的低场周期。
17.根据权利要求16所述的MRI设备，其中低场周期小于5秒。
18.根据权利要求16或17所述的MRI设备，其中低场周期在约0.1秒至3秒之间。
19.根据权利要求12至18中任一项所述的MRI设备，其中低场具有主场10%数量级 的强度。
20.根据权利要求12至19中任一项所述的MRI设备，包括用于检测产生的NMR信号的 SQUID。
21.根据权利要求12至20中任一项所述的MRI设备，包括用于产生背景极化场的一对 分开式超导线圈或极性绕组。
22.根据权利要求21所述的MRI设备，所述线圈封闭在由非金属材料制成的低Johnson噪声低温保持器中。
23.根据权利要求12至22中任一项所述的MRI设备，其中该设备在扫描和成像期间为 患者提供敞开的区域。
24.根据权利要求23所述的MRI设备，其中所述线圈具有不大于约IOOOmm的直径。
25.根据权利要求23所述的MRI设备，其中所述线圈具有不大于约700mm至800mm的 直径。
26.根据权利要求23至25中任一项所述的MRI设备，其中所述线圈被低温冷却。
27.—种经由根据权利要求1至12中任一项的系统或采用根据权利要求13至沈中任 一项的设备检测组织中的异常的方法。
全文摘要
描述了一种MRI系统，其中NMR信号的检测在大于100高斯的中间场范围下由共振输入进行，并且其中主场在NMR信号激励之后、足以产生磁化差异(T1)的周期内循环至低于50％的共振频率的低场。这种系统的优点在于，可以以比现有系统低很多的场强度下产生图像，并且能够检测组织中的异常，如患者中的癌变组织。
文档编号G01R33/3815GK102084263SQ200980121048
公开日2011年6月1日 申请日期2009年6月4日 优先权日2008年6月5日
发明者杰瑞米·A·古德 申请人:低温设备有限公司