DE69330822T2

DE69330822T2 - Lokale transversale gradientenspule für die bildgebende magnetische resonanz

Info

Publication number: DE69330822T2
Application number: DE69330822T
Authority: DE
Inventors: Joseph Schaefer
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1992-11-09
Filing date: 1993-11-03
Publication date: 2002-05-02
Anticipated expiration: 2013-11-04
Also published as: EP0620922A1; WO1994011749A1; DE69330822D1; US5293126A; JPH07502925A; EP0620922B1

Description

Hintergrund der Erfindung

Das Gebiet der Erfindung ist die Magnetresonanz- Bildgebung (MRI) und insbesondere Gradientenspulen zur Verwendung mit MRI Systemen.
Beider MRI wird ein gleichförmiges polarisierendes Magnetfeld B&sub0; an ein abgebildetes Objekt entlang der z-Achse von einem kartesischen Koordinatensystem angelegt, dessen Ursprung etwa innerhalb des abgebildeten Objektes zentriert ist. Die Wirkung des Magnetfeld B&sub0; besteht darin, die Kernspins des Objektes entlang der z-Achse auszurichten.
Als Antwort auf ein Hochfrequenz(HF)-Anregungssignal der richtigen Frequenz, das innerhalb der x-y Ebene orientiert ist, präzessieren die Kerne um die z-Achse bei ihren Larmor- Frequenzen gemäß der folgenden Gleichung:
F = γ B&sub0; (1)
wobei F die Larmor-Frequenz ist, γ das gyromagnetische Verhältnis ist, das konstant und eine Eigenschaft der bestimmten Kerne ist, und B&sub0; die polarisierende Feldstärke ist.
Wasser ist, wegen seiner relativen Häufigkeit in biologischem Gewebe und den Eigenschaften seiner Kerne, von prinzipieller Bedeutung bei einer derartigen Bildgebung. Der Wert des gyromagnetischen Verhältnisses γ für Wasser beträgt 4,26 kHz/Gauss und deshalb ist in einem 1,5 Tesla polarisierenden Magnetfeld B&sub0; die Resonanz- oder Larmorfrequenz etwa 63,9 MHz.
In einer üblichen Bildgebungssequenz wird das HF Anregungssignal an der Larmor-Frequenz F zentriert und an das abgebildete Objekt zur gleichen Zeit angelegt, zu der ein Magnetfeldgradient Gz angelegt wird. Der Gradient Gz verändert die Stärke des Magnetfeldes B&sub0; entlang der z-Achse und bewirkt deshalb, dass nur die Kerne in einer einzigen Scheibe durch das Objekt entlang einer x-y Ebene die Resonanzfrequenz F hat und zur Resonanz angeregt wird.
Nach der Anregung der Kerne in dieser Scheibe werden ähnliche Magnetfeldgradienten entlang den x- und y-Achsen angelegt. Der Gradient entlang der x-Achse, Gx, bewirkt, dass die Kerne bei unterschiedlichen Frequenzen präzessieren, in Abhängigkeit von ihrer Position entlang der x-Achse, das heißt, Gx kodiert räumlich die präzessierenden Kerne durch die Frequenz. Der Gradient Gy der y-Achse wird durch eine Reihe von Werten inkrementiert und kodiert die y Stellung in die Änderungsgeschwindigkeit der Phase der präzessierenden Kerne als eine Funktion der Gradientenamplitude, ein Prozess, der üblicherweise als Phasenkodierung bezeichnet wird.
Ein schwaches Magnetresonanzsignal des Kerns, das durch die präzessierenden Kerne erzeugt wird, kann durch die HF Antennen-"Spule" abgetastet und als ein NMR Signal aufgezeichnet werden. Üblicherweise wird das NMR Signal entlang zwei senkrechten Achsen detektiert, um ein Quadratur-Signal zu erzeugen, das einen realen und einen "imaginären" Teil aufweist. Aus diesem NMR Quadratursignal kann eine Scheibe des Bildes gemäß bekannten Rekonstruktionstechniken abgeleitet werden. Eine Grundübersicht der NMR Bildrekonstruktion ist in dem Buch "Magnetic Resonance Imaging, Principles and Applications" von D.N. Kean und M.A. Smith enthalten.
Das polarisierende Magnetfeld B&sub0; wird, für Feldstärken über etwa 0,2 Tesla, üblicherweise durch supraleitende Spulen erzeugt, die entlang der z-Achse und um eine Bohrungsröhre herum angeordnet sind. Das Feld wird so eingestellt, dass es in einem sphärischem Volumen, das innerhalb der Bohrungsröhre zentriert ist, höchst homogen ist.
Gradientenspulen zum Aufdrücken der Magnetgradienten Gx, Gy und Gz auf das gleichförmige Magnetfeld B&sub0; werden üblicherweise an der Bohrungsröhre befestigt. Zwischen jeder Gradientenspule werden starke Abstoßungskräfte erzeugt, und deshalb sind die Gradientenspulen üblicherweise an der Bohrungsröhre gut befestigt und durch geschichtetes Epoxid und Glasfasern festgehalten. Die Gradientenspulen-Halterungen widerstehen diesen Kräften und verringern das akustische Geräusch, das durch das Biegen der Gradientenwicklungen erzeugt wird.
Eine HF Spule ist auch an der Bohrungsröhre befestigt und kann eine käfigähnliche Antenne mit Endschleifen sein, die durch eine Reihe von linearen Segmenten miteinander verbunden sind, die im Abstand in Umfangsrichtung um die Endschleife herum angeordnet sind. Derartige Spulen sind beispielsweise in den US-Patenten 4,694,255, 4,692,705 und 4,680,548 angegeben.
Die polarisierenden Gradienten- und die HF Spulen sind auf der Außenseite von der Bohrungsröhre angeordnet, um so nicht die Anordnung des Patienten in der Bohrungsröhre um Abtasten zu stören. Für eine maximale Flexibilität in medizinischen Anordnungen wird die Bohrungsröhre groß genug gemacht, damit der gesamte Körper des Patienten in der Bohrungsröhre angeordnet werden kann, wobei eine erwartete Änderung in den Körperabmessungen zwischen Patienten berücksichtigt wird.
Um gewisse Pulssequenzen zu praktizieren, ist es wünschenswert, die Stärke und Geschwindigkeit der Gradienten Gx, Gy und Gz stark zu vergrößern. Gradienten-"Geschwindigkeit" ist die erforderliche Zeit, um die Größe des Gradientenfeldes zwischen bestimmten Werten zu verändern. Für die meisten Bildgebungstechniken verkürzen die höhere Gradientenstärke und Ansprechgeschwindigkeit die erforderliche Zeit, um die für eine Bildgebung erforderlichen NMR Daten zu gewinnen. Insbesondere verkürzen schnellere Gradienten die erforderliche Zeit, um die MRI Gradientenpulssequenzen zu vollenden, und stärkere Gradienten verkürzen die erforderliche Zeit, um das empfangene NMR Signal zu sampeln, indem die Bandbreite des NMR Signals vergrößert wird. Insbesondere bei der Echo-Planar-Bildgebung, wo eine einzige Anregung eine Reihe von Echos erzeugt, die Gradientenkodiert sind, um Bilddaten zu generieren, ist eine hohe Gradientenstärke und Geschwindigkeit erforderlich, um das volle Potential der raschen Gewinnung zu realisieren, die von dieser Technik versprochen wird. Stärkere Gradienten vergrößern auch die räumliche Auflösung des Bildgebungsprozesses und gestatten kleinere Voxel, die unterschieden werden sollen.
Weiterhin vergrößert für eine Anzahl von spezialisierten Bildgebungstechniken eine höhere Gradientenstärke den "Kontrast" von den gewonnenen Daten. Dies gilt in Strömungs- und Verteilungsuntersuchungen, wo das empfangene MR Signal die Strömungsgeschwindigkeit von Blut oder einem anderen Material angibt, und in spektrographischen Untersuchungen, um die chemische Verschiebung zwischen Geweben zu messen, die durch unterschiedliche Werte von γ bewirkt wird.
Sowohl die Ansprechgeschwindigkeit als auch die Stärke von dem Gradientenfeld kann vergrößert werden, indem die den Gradientenspulen zugeführte Leistung vergrößert wird. Für eine gegebene Geometrie der Gradientenspule mit einer festen Induktivität hängt die Ansprechzeit der Gradientenspule, d. h. die für die Spule erforderliche Zeitdauer, um eine bestimmte Feldstärke zu erreichen, von dem zugeführten Strom und somit von der verfügbaren Leistung ab. Die der Gradientenspule zugeführte Leistung wird üblicherweise von besonderen Gradientenverstärkern geliefert. Deshalb wird eine Vergrößerung der maximalen Leistung, die einer Gradientenspule zugeführt werden kann, davon beleitet, dass die Leistung von jedem Verstärker vergrößert wird oder zusätzliche Verstärker zusammen gestapelt werden.
Es gibt praktische Einschränkungen für die Vergrößerung der Gradientengeschwindigkeit und -stärke, indem die der Gradientenspule zugeführte Leistung vergrößert wird. Die erste Einschränkung sind die Kosten der Gradienten-Verstärker. Es kann ein Faktor von 5 bis 50 der Steigerung in der Gradientenleistung gegenüber derjenigen, die für eine übliche Bildgebung erforderlich ist, erforderlich sein, und die Kosten der Verstärker, die zur Erzeugung dieser Leistung erforderlich sind, sind prohibitiv. Die zweite Einschränkung ist die Leistungsabfuhr der Gradientenspule. Hohe Gradientenfelder können Ströme von 1000 Ampere erfordern, und diese Stromwerte rufen signifikante Spulenkühlungsprobleme hervor. Es können zwar Kühltechniken, wie beispielsweise das Umwälzen von Kältemittel unter den Gradientenspulenwicklungen, verwendet werden, aber sie vergrößern in signifikanter Weise die Kosten des MRI Systems. In US- A-5,185,576, eingereicht am 12. August 1991 und mit dem Titel "Local Gradient Coil", wird die Gradientengeschwindigkeit ohne eine entsprechende Vergrößerung in der Gradientenleistung erhöht, indem die Größe einer Gradientenspule verkleinert wird . Die dort beschriebene lokale Gradientenspule schafft die eine Achse von dem Gradientenfeld ohne übermäßige Störung mit dem HF Feld, das durch eine zugeordnete lokale HF Spule erzeugt wird, ohne den Patientenzugang und dessen Komfort übermässig zu stören. In vielen Pulssequenzen ist es jedoch wünschenswert, zwei orthogonale Gradienten-Magnetfelder mit hoher Geschwindigkeit bereitzustellen.
WO 86/04687 zeigt eine Gradientenspuleneinrichtung, die zwei Paare von Gradientenspulen aufweist, die zwei Magnetfelder erzeugen, die einen Gradienten senkrecht zu dem polarisierenden Magnetfeld haben. Diese Gradientenspulen haben Schleifen bei 90º zu einer Ebene, die senkrecht zur Mittelachse des polarisierenden Magnetfeldes ist.

Zusammenfassung der Erfindung

Gemäß der Erfindung wird eine Gradientenspuleneinrichtung geschaffen, wie sie in Anspruch 1 beansprucht ist.
Die Erfindung versucht allgemein, einen Magnetfeldgradienten orthogonal zu dem polarisierenden Magnetfeld zu erzeugen, wobei lokale Spulen verwendet werden. In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung ist eine zylindrische Form in der Größe so bemessen, dass sie um die bestimmte Anatomie, die abgebildet werden soll, herum passt, und die Gradientenspulenpaare sind an ihren gegenüberliegenden Seiten in großer Nähe zu dem Patienten angebracht. Die Stärke der Felder, die sie erzeugen, variiert linear von der einen Polarität neben dem einen Paar von Gradientenspulen zu der entgegengesetzten Polarität neben dem anderen Paar von Gradientenspulen auf der anderen Seite des Patienten.
Es ist auch Aufgabe der Erfindung, eine lokale Gradientenspulenstruktur zu schaffen, die den Betrieb von einer lokalen HF Spule nicht stört. In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung ist eine lokale HF Spule des Vogelkäfigtyps in der zylindrischen Form angeordnet, wobei ihre geraden Elemente entlang der Mittelachse gerichtet und um diese herum angeordnet sind. Die Gradientenspulen sind außerhalb der lokalen HF Spule angeordnet und sie leiten Strom in einer Richtung, die im wesentlichen orthogonal zu den geraden Elementen der HF Spule ist.
Es entsteht eine Anzahl von Problemen bei der Verkleinerung der Größe von Gradientenspulen und der Vergrößerung der Stärke der durch diese Spulen erzeugten Felder, wozu gehören: elektrische Störung (Interferenz) zwischen den Gradientenspulen und der HF Spule, Einschränkungen bei der Spulengeometrie, die durch Patienten-Anatomie auferlegt werden, erhöhtes akustisches Geräusch von den kleineren und leichteren Spulenformen und Probleme mit dem Patientenkomfort, die mit kleineren Spulenmänteln verbunden sind. Die vorliegende Erfindung ist auf diese Probleme gerichtet.
Genauer gesagt, wird gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung eine zylindrische Spulenform in der Bohrung konstruiert, wobei die Spulenform ein lokales Bildgebungsvolumen nahe dem Patienten definiert und eine Oberfläche aufweist zum Halten des Patienten in einer vorbestimmten Lage in bezug auf die Spulenform. An der Spulenform sind Gradientenspulen befestigt, um einen im wesentlichen linearen Magnetgradienten entlang einer Achse senkrecht zu dem polarisierenden Feld und innerhalb des lokalen Bildgebungsvolumens auszubilden, und eine HF Spule ist an der Spulenform befestigt, um ein Hochfrequenz- Magnetfeld innerhalb des lokalen Bildgebungsvolumens zu erzeugen.
Die Erfindung versucht auch die elektrische Störung (Interferenz) zwischen der lokalen HF Spule und der lokalen Gradientenspule zu verringern. Die Leiter der Gradientenspule können die Abstimmung der HF Spule verändern und das HF Feld stören, wodurch schattierende Artefakte in dem konstruierten Bild und eine mögliche erhöhte HF Leistungsverteilung in einigen Volumina des. Patienten bewirkt werden. Zusätzlich verringert eine Wechselwirkung zwischen diesen Spulen die Güte Q der HF Spule und kann ihre Quadratur-Empfindlichkeit zerstören, wodurch das Signal/Rausch-Verhältnis verringert wird.
In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung entfernt die Anordnung der Gradientenspulen auf der Außenseite der HF Spule diese aus dem Bereich der höchsten HF Feldstärke und verringert somit deren Wirkung auf das HF Feld. Die Anordnung der Gradientenspulen außerhalb der HF Spule gestattet auch die Verwendung einer dazwischen angeordneten HF Abschirmung (wenn gewünscht), um eine Wechselwirkung zwischen der HF Spule und den Gradientenspulen zu verhindern. Und schließlich sorgt die Orientierung der Gradientenspulen für eine minimale Kopplung mit der HF Spule.
Weiterhin ist es Aufgabe der Erfindung, für einen erhöhten Patientenkomfort zu sorgen, insbesondere wenn die lokalen Gradientenspulen bei der Kopf-Bildgebung verwendet werden. Die Gradientenspulen gemäß der vorliegenden Erfindung können gestatten, dass eine Sichtöffnung in die Spulenform geschnitten wird, ohne deren Betrieb zu stören:
Die Erfindung wird nun mit weiteren Einzelheiten anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben, in denen:
Fig. 1 eine perspektivische, aufgeschnittene Ansicht von einem MRI Magneten ist, die die Anordnung der polarisierenden Spulen, der Gradientenspulen und der HF Spulen auf der Bohrungsröhre zeigt und die die Anordnung der lokalen Gradienten- und HF Spule gemäß der vorliegenden Erfindung um den Kopf des Patienten herum zeigt;
Fig. 2 eine Draufsicht ist, wobei Teile von der lokalen Gradientenspule und der HF Spule gemäß Fig. 1 weggeschnitten sind;
Fig. 3 eine Seitenansicht ist, wobei Teile der lokalen Gradientenspule und der HF Spule gemäß Fig. 2 weggeschnitten sind;
Fig. 4 eine Endansicht von der lokalen Gradientenspule und der HF Spule gemäß Fig. 2 ist;
Fig. 5 eine perspektivische, schematische Darstellung von der HF Spule gemäß den Fig. 1, 2 und 3 ist;
Fig. 6 eine Querschnittsansicht durch die Wand von der lokalen Gradientenspule und der HF Spule gemäß Fig. 2 ist und die relative Lage der Gradientenspule und die Richtung des Stromflusses durch derer Wicklungen in bezug auf die HF Spulenstruktur zeigt, und
Fig. 7 eine schematische Darstellung von den lokalen Gradientenspulen gemäß der vorliegenden Erfindung ist.

Allgemeine Beschreibung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Klasse von Lösungen für das Problem, eine kleine Gradientenspule zu schaffen, die gegenüber der HF Spule durchlässig ist und ein lineares Gradientenfeld quer zu dem polarisierenden Feld liefert. Bezug nehmend insbesondere auf Fig. 7 ist ein Satz von vier "Flügel"-Gradientenspulen 1-4 auf gegenüberliegenden Seiten von einer kreiszylindrischen HF Spule 5 angeordnet. Die Spulen 1-5 sind um eine Achse 6 zentriert, die in der Richtung des statischen polarisierenden Magnetfeldes orientiert ist. Jede Gradientenspule 1-4 hat einen Satz von inneren Leitern, die Strom in die Seite hinein führen, wie es durch das "x" angegeben ist, und einen Satz von äußeren Leitern, die weiter weg von der Achse 6 und der HF Spule 5 angeordnet sind, die Strom aus der Seite heraus führen, wie es durch die "0" angegeben ist. Diese Leiter in den Gradientenspulen 1-4 sind im wesentlichen senkrecht zu den linearen Leitern in der HF Spule 5, und sie sind deshalb im wesentlichen durchlässig für die HF Spule 5.
Ein Magnetfeld, das bei 7A angegeben ist, wird durch Spulen 1 und 2 erzeugt, und ein Magnetfeld 7B wird durch Spulen 3 und 4 erzeugt. Wenn man sich von der Oberseite des bildgebenden Volumens innerhalb der HF Spule 5 in Richtung auf die Unterseite bewegt, fällt das Magnetfeld stetig von einem negativen Wert, der durch das Feld 7A erzeugt wird, auf Null an der Mittelachse 6 und auf einen positiven Wert, der durch das Feld 7B erzeugt wird. Wenn die Lagen der Gradientenspulen 1-4 vernünftig gewählt werden, ändern sich die Magnetfelder 7A und 7B, die sie erzeugen, linear von einem maximalen negativen Wert an der Oberseite von dem bildgebenden Volumen zu einem maximalen positiven Wert an der Unterseite des bildgebenden Volumens. Die Lage der inneren Leiter wird durch den Radius der HF Spule 5 bestimmt, und die Lage der äußeren Leiter wird durch den gesamten Spulenkörper begrenzt, der die gesamte Struktur umgibt. Die primären Konstruktionsvariablen sind der Winkel θ von jeder Spule in bezug auf die Mittelachse 6 und die Radien von der Spulenmitte nach jedem Leiter.
Eine zweckmäßige angenäherte Gradientenspulen- Designtechnik besteht darin, das Feld von einem unendlichen Draht senkrecht zu einer Ebene in einer Taylor-Reihenexpansion zu expandieren. Es sei angenommen, dass ein derartiger unendlicher Draht bei (a, b) in der komplexen Ebene angeordnet ist. In Polarkoordinaten hat der Draht einen Abstand r = von dem Ursprung an einem Winkel θ = atan(b/a) von der Spulenachse (z-Achse).
Die Feldkomponenten von irgendeinem Punkt w = z + j·y von einer Sammlung von m Drähten, die an ri θi angeordnet sind und einen Strom Ii führen, wobei i = 1, ..., m, sind:
By = -K Re (Ii/ri)[(W/ri)nEXP(-j(n + 1)θi)], und (1)
Bx = K Im (Ii/ri)[(W/ri)nEXP(-j(n + 1)θi)].
Hier ist K = u/2π, wobei u die magnetische Permeabilität des freien Raums und j = (-1) ist. Für lineare Gradienten ist es die Aufgabe, den kleinsten nicht-linearen Term Null zu machen. Dies kann durch eine vernünftige Wahl von θi, ri und, wenn eine ausreichende Anzahl von Leitern verwendet wird, auch Ii erreicht werden.
Es wird nun eine "Flügel-"Gradientenspule betrachtet, die vier Spulen verwendet, wie es in Fig. 7 gezeigt ist. Ein Leiter in jeder Spule ist am Nähesten zu dem bildgebenden Volumen angeordnet und führt einen Strom in der gleichen Richtung in das Papier hinein, wie es bei "+" angegeben ist. Ein zweiter Leiter in jeder Spule verläuft parallel zu dem ersten Satz von Leitern, aber weiter entfernt von dem bildgebenden Volumen. In dem zweiten Leitersatz fließt Strom in der entgegengesetzten Richtung, aus dem Papier heraus, wie es bei "0" angegeben ist. Ein Magnetfeldgradient wird in der vertikalen Richtung erzeugt. Nimmt man Felder, die nach rechts zeigen, als positiv an, wenn man sich von der Oberseite des bildgebenden Volumens nach unten bewegt, steigt der Magnetfeldgradient monoton an. Der Magnetfeldgradient ändert sich von maximal negativ ander Oberseite, durch Null an der Mittelachse 6 und wird dann zunehmend positiv, wenn man sich der Unterseite nähert.
Das statische Feld B&sub0; möge entlang Z, der Mittelachse, verlaufen. Dann wird Gleichung (2) verwendet, um lineare Gradientenspulen zu konstruieren. Eine maximale Linearität wird erhalten, indem die inneren und äußeren Leiter entlang Linien angeordnet werden, die Winkel in bezug auf die Z-Achse von θ&sub1; = 22,5º oder 67,5º, θ&sub2; = 180º - θ&sub1;, θ&sub3; = 180º + θ&sub1;, und θ&sub4; = -θ&sub1;, bilden. Transversale Gradientenspulen sind üblicherweise bei einer Kopf- oder Extremitäten-HF-Spule oder unter anderen Umständen zu verwenden, wo Raum von größter Bedeutung ist. Es sei angenommen, dass die äußeren Gradientenwicklungen in der z- Dimension mit dem Rand von der HF Spule entsprechen. Dann bestimmen die Winkel von 22,5º oder 67,5º, dass der Durchmesser der äußeren transversalen "Flügel"-Spule entweder 41,4% oder 241% ihrer Länge sein muss. Jedoch nähern sich übliche HF Sendespulen einem Durchmesser/Längen-Verhältnis von Eins, um ein optimales Gleichgewicht zwischen Homogenität und Spulenlänge zu erhalten. Ein anderes Problem ist, dass lokale Gradientenspulen innerhalb des Spulenkörpers angeordnet sind und somit im Durchmesser eingeschränkt sind. Das folgende Konstruktionsverfahren zeigt, wie diese Schwierigkeiten überwunden werden können.
Es sei angenommen, dass die äußeren und inneren Leiter in Fig. 7 nicht auf der gleichen Linie von dem Ursprung sind, d. h. sie bilden Winkel (in bezug auf die Z-Achse) θ&sub0; bzw. θ&sub1;. Der nicht-lineare Term kleinster Ordnung in der Taylor- Reihenexpansion von Gleichung (2), wobei TERM = (w/ri)^n exp(- j (n+1)θ&sub1;) ist:
TERM = 4W[(cos2θi)/ri - (cos2θ&sub0;)/r&sub0;] + 4W³[(cos4θi)/ri³ - (cos4θ&sub0;)/r&sub0;³]+... (3)
Der äußere Radius ist r&sub0; und der innere Radius ist ri. Für eine optimale Linearität müssen die Terme höherer Ordnung verschwinden. Diese Bedingung wird durch die Tatsache unterstützt, dass W/ri < 1 und W/r&sub0; < 1. So fordern wir, dass:
(cos4θi)/ri³ = (cos4θ&sub0;)/r&sub0;³ (4)
Der erste Schritt in dem Spulensyntheseverfahren besteht darin, die gegebenen Parameter zu spezifizieren. Diese umfassen die W Koordinate der äußeren Gradientenspule (üblicherweise 0,5·L, wobei L = Länge der zugeordneten HF Spule) und die y Koordinate der inneren Gradientenspule, R. Der Wert von R ist üblicherweise etwas größer als der äußere Durchmesser von der zugeordneten HF Spule. Für eine maximale Gradientenstärke ist es wünschenswert, ri nahe an der Mittelachse anzuordnen und r&sub0; möglichst weit von der Mittelachse entfernt anzuordnen in Übereinstimmung mit geometrischen und Linearitäts- Einschränkungen. Aufgrund von räumlicher Einschränkung ist es gewöhnlich möglich, r&sub0; zu spezifizieren. Die übrigen Variablen ri und θi sind nicht unabhängig, wenn der Radius der HF Spule spezifiziert ist. Tatsächlich gilt:
ri = R/sin(θi), und (5)
r&sub0; = L/2cos(θ&sub0;) (6)
Es kann gezeigt werden, dass Gleichung (4) wird:
Wenn wir folglich die rechte Seite von Gleichung (7) gleich K setzen, dann wird die Gleichung umgeformt zu:
8(sin(θ&sub1;))&sup7; - 8(sin(θi))&sup5; + (sin(θi))³ = KR³ (8)
Gleichung (8) kann dann graphisch für θ&sub1; gelöst werden und dann kann r&sub1; berechnet werden als ri = R/(sin θ&sub1;).
Als ein Beispiel seien L = 0,306 Meter, r&sub0; = 0,286 Meter, θ&sub0; = 57,64º und R = 0,181 Meter. Dann sind θ&sub1; = 64,3º und ri = 0,201 Meter. Diese Abmessungen sind für eine lokale Kopf- Gradientenspule geeignet.

Detaillierte Beschreibung von dem bevorzugten Ausführungsbeispiel

Gemäß Fig. 1 hat eine MRI Magneteinrichtung 10 eine eine zylindrische Bohrung aufweisende Röhre 12, die sich entlang einer z-Achse 13 erstreckt, um einen auf dem Rücken liegenden Patienten 14 aufzunehmen, der auf einem strahlungsdurchlässigen Tisch 16 getragen ist. Der Tisch 16 kann sich in die Bohrungsröhre hinein und aus dieser heraus bewegen, um so den Patienten 14 entlang der z-Achse 13 innerhalb des Volumen der Bohrungsröhre 12 zu positionieren.
Die Bohrungsröhre 12 ist koaxial von einer HF Spule 18 umgeben, um die Spins des Patienten 14 zur Resonanz anzuregen; wie es beschrieben worden ist. Die Gradientenspulen 20 umgeben sowohl die Bohrungsröhre 12 als auch die HF Spule 18 und sind auch koaxial zu der z-Achse 13, um x, y und z Gradientenfelder Gx, Gy und Gz zu liefern, wie es für die MRI Bildgebung erforderlich ist. Die Gradientenspulen 20 werden durch Gradientenverstärker (nicht gezeigt) getrieben. Das polarisierende Magnetfeld B&sub0;, das mit der z-Achse 13 ausgerichtet ist, wird durch eine supraleitende Magnetspule 28 erzeugt, die koaxial mit, aber außerhalb der Bohrungsröhre 12, der HF Spule 18 und den Gradientenspulen 20 ist. Die supraleitende Magnetspule 28 hat keine externe Energieversorgung, sondern arbeitet mit einem Anfangsstrom, der kontinuierlich und nicht nachlassend in den widerstandslosen Wicklungen der supraleitenden Magnetspule 28 fließt:
Zwischen der supraleitenden Magnetspule 28 und der Gradientenspule 20 ist ein Satz von Shim-Spulen 30 angeordnet, die dazu verwendet werden, die Homogenität des polarisierenden Feldes B&sub0; zu korrigieren, wie es in der Technik bekannt ist. Ein Satz von mechanischen Verbindungen und Isolatoren (nicht gezeigt) bindet jede dieser Spulen 18, 20, 28 und 30 mit der Bohrungsröhre 12 zusammen, um so relativen Bewegungen dazwischen zu widerstehen, die durch die Wechselwirkung ihrer verschiedenen elektromagnetischen Felder erzeugt werden können.
Die lokale Spuleneinrichtung 8 gemäß der vorliegenden Erfindung ist um eine zylindrische Röhre 40 gebaut, die so in der Größe bemessen ist, dass sie in der Bohrungsröhre 12 aufgenommen wird, wenn sie auf dem Tisch 16 sitzt. Der innenseitige Durchmesser der Bohrungsröhre 12 beträgt etwa 56 cm (22 Zoll), wogegen der innenseitige Durchmesser der lokalen Spuleneinrichtung 8 etwa 28 cm (11 Zoll) beträgt. Somit ist das Innenvolumen der lokalen Spuleneinrichtung 8 besser an das Volumen des Patientenkopfes angenähert.
Die lokale Spuleneinrichtung 8 ist nicht direkt an der Bohrungsröhre 12 befestigt, sondern ist vielmehr an dem Tisch 16 befestigt und widersteht dadurch einer Bewegung, die durch die Wechselwirkung ihrer Felder mit den Spulen 28 bewirkt wird, wie es vorstehend beschrieben wurde. Der Tisch 16 kann entlang der z-Achse 13 bewegt werden, um die lokale Spuleneinrichtung 8 an der Mitte von der Bohrungsröhre 12 zu positionieren, im allgemeinen die Position der größten Feldhomogenität für das polarisierende Magnetfeld B&sub0;.
Um das Gefühl der Eingeschlossenheit beim Patienten zu vermindern, gestattet eine Sichtöffnung 64 dem Patienten 14, aus der lokalen Spuleneinrichtung 8 herauszuschauen, wenn der Patientenkopf in der lokalen Spuleneinrichtung 8 angeordnet ist, wobei die Schultern des Patienten an dem unteren Ende 44 der lokalen Spuleneinrichtung 8 anliegen.
Gemäß den Fig. 2 und 3 ist die Achse 42 der röhrenförmigen zylindrischen Form 40 mit dem B&sub0; Feld oder der z- Achse 13 des MRI Magneten 10 ausgerichtet. Die primäre Form 40 ist aus einer Glasfaserröhre mit einer nominalen Wanddicke von. 1,3 cm (1/2 Zoll) aufgebaut, wobei jedoch klar ist, dass auch verlustarme dielektrische Materialien mit anderen Abmessungen verwendet werden können.
Gemäß den Fig. 2, 4 und 5 passt eine sekundäre röhrenförmige Form 46 koaxial in die primäre Form 40, um eine Oberfläche zur Aufnahme des Kopfes des Patienten 18 (in Fig. 1 gezeigt) durch ein unteres Ende 44 der primären Form 40 aufzunehmen und den Patientenkopf auf positionierenden Kissen oder ähnlichem (nicht gezeigt) zu stützen. Leiter für die lokale HF Spule 22 werden mit Band an der äußeren Oberfläche von der sekundären röhrenförmigen Form 46 befestigt, um zwischen der äußeren Oberfläche von der sekundären Form 46 und der inneren Oberfläche von der primären Form 40 eingeschlossen zusein. Genauer gesagt, ist die lokale HF Spule 22 in der Form der bekannten Vogelkäfigspule mit leitenden Endschleifen 24 konstruiert, die entlang und um die Achse 42 zentriert angeordnet und durch eine Reihe von 16 geraden leitenden Segmenten 26 miteinander verbunden sind, die im Abstand auf den Umfang um die Endschleifen 24 herum angeordnet sind. Kondensatoren, die aus isolierten überlappenden Leitern in den Segmenten gebildet sind, brechen die Endschleifen 24 und/oder die leitenden Segmente 26 auf, um zusammen mit der verteilten Induktivität der Endschleifen 24 und den leitenden Segmenten 26 eine Resonanzstruktur zu bilden zum Erzeugen eines rotierenden HF Vektors zum Anregen der Kernspins in einer MRI Bildgebungssequenz, wie es beschrieben worden ist. Derartige Spulen werden beispielsweise in dem zuvor genannten US-Patent 4,680,548 angegeben.
Der Abschnitt der sekundären Form 46 zwischen den leitenden Segmenten 26, nicht direkt unterhalb der mit Band befestigten Segmente 26, sind auf der oberen Hälfte von der sekundären Form 46 weggeschnitten, um nicht unnötig die Sicht des Patienten durch die Sichtöffnung 64 hindurch zu stören.
Ein oberes Ende 48 von der primären Form 40 hält, an ihrem äußeren Rand, ein axial verlaufendes Ansatzstück 50, das HF Leiter haltert zum Zuführen und Empfangen des Quadratur-HF- Signals zu und von der HF Spule 22, wie es in der Technik bekannt ist.
Weiterhin Bezug nehmend auf die Fig. 2 und 3 hat die primäre Form 40 Umfangskanäle 54 und 55, die in ihre äußere Oberfläche an sowohl den unteren als auch oberen Enden 44 bzw. 48 geschnitten sind, um einen Leiter 57 aufzunehmen, der Solenoidspulen 58 und 56 von einem Maxwell-Paar bildet zum Erzeugen des Magnetfeldgradienten Gz entlang der z-Achse. Eine wendelförmige Vertiefung 60 verbindet diese zwei Kanäle 54 und 55. Der Leiter 57 der Spulen 56 und 58 ist von dem oberen Rand des oberen Kanals 54 gewickelt und läuft weiter in Richtung auf das untere Ende von dem Kanal 54 in Uhrzeigerrichtung, wenn man von dem unteren Ende 44 schaut. Der Leiter 57 ist dann entlang der wendelförmigen Vertiefung 60 zu der oberen Seite von dem unteren Kanal 55 gelegt und in Gegenuhrzeigerrichtung gewickelt, wenn man von dem unteren Ende 44 schaut, bis die untere Seite von dem unteren Kanal 55 erreicht ist. Eine zweite Schicht des Leiters 57 ist dann über die Oberseite der ersten Schicht des Leiters 57 in der gleichen Gegenuhrzeigerrichtung indem unteren Kanal 55 in Richtung auf die obere Seite von diesem Kanal gewickelt und ist dann in der wendelförmigen Vertiefung 60 umgebogen zur unteren Seite des oberen Kanals 54 und setzt sich in Uhrzeigerrichtung fort über die vorherige Schicht des Leiters, bis die obere Seite von dem oberen Kanal erreicht ist. Der Leiter 57 in der wendelförmigen Vertiefung 60 wird der "Rückleiter" genannt und verbindet elektrisch die zwei Spulen 56 und 58. Die zwei Enden des Leiters 57 an der oberen Seite von dem oberen Kanal 54 sind an dem z-Achsen-Gradientenverstärker (nicht gezeigt) befestigt.
Nun wieder Bezug nehmend auf die Fig. 2 und 3, ist die im allgemeinen rechteckige Sichtöffnung 64 in die obere Oberfläche von der primären Form 40 zwischen den Spulen 56 und 58 nahe der Spule 58 geschnitten und von der wendelförmigen Vertiefung 60 entfernt, um ein Fenster zu bilden, durch das der Patient 18 schauen kann, wenn der Patientenkopf in seiner Lage in der primären Form 40 ist. Die Sichtöffnung 64 ist durch die leitenden Segmente 26 der HF Spule 22 unterbrochen, aber diese Segmente 26 sind relativ dünn und behindern deshalb die Sicht des Patienten nicht in signifikanter Weise.
Eine Versorgung der Spulen 56 und 58 erzeugt starke Vektor-Kreuzprodukt-Kräfte zwischen der lokalen Spuleneinrichtung 8 und den supraleitenden Spulen 28, die unter Bedingungen einer periodischen Gradientenanregung hörbare Schwingungen hervorrufen. Diese Schwingungen können etwas gemindert werden, indem die Audio-Frequenzkomponenten der Gradientenkurven etwas begrenzt werden, wie es in dem US-Patent 4,680,545 angegeben ist. Zusätzlich sind Abstimmöffnungen 66 in den Körper der primären Form 40 geschnitten, um die hörbaren Schwingungen zu verringern. Die genaue Anordnung der Öffnungen 66 ist eine Funktion der Abmessungen, Steifigkeit und Masseverteilung der primären Form 40 mit ihren zugeordneten Wicklungen 56 und 58 und wird gewählt, um die folgenden Aufgaben zu erfüllen: 1) Verkleinerung der gesamten Schwingungsoberfläche der primären Form 40, 2) Eliminierung der anti-nodalen Schwingungspunkte der primären Form 40 bei den relevanten Gradientensignal-Frequenzen und 3) Abstimmung der primären Form 40 weg von den dominanten Anregungsfrequenzen des Gradientensignals. Wünschenswerterweise sollten die Öffnungen 66 die Wicklungen 56 und 58 und die wendelförmige Tiefung 60 meiden.
Gemäß den Fig. 2-4 ist zur Ausbildung eines Magnetfeldgradienten in der Richtung senkrecht zur z-Achse 13 ein Paar von Gradientenspulen auf jeder Seite der primären Form 40 angebracht. Genauer gesagt, ist ein erstes Paar von Gradientenspulen 70 und 71 auf der einen Seite der primären Form 40 angebracht und ein zweites Paar von Gradientenspulen 72 und 73 ist auf der anderen Seite angebracht. Die Gradientenspulen 70-73 sind in Kunststoffgehäusen 75 eingeschlossen, die an Bügeln 76 -79 befestigt sind, die unter der primären Form 40 verlaufen und rittlings auf dieser Sitzen. Die Bügel 76-79 sind aus Polyvinylchlorid hergestellt und mit der primären zylindrischen Spulenform 40 verbunden.
Insbesondere auf die Fig. 2 und 3 Bezug nehmend, weist jede Gradientenspule 70-73 einen Satz von Wicklungen auf, die vertikale Schleifen bilden. Die Schleifen 80 in beispielsweise der Gradientenspule 72 sind im wesentlichen vertikal und entlang einer horizontalen Achse 81 angeordnet, die parallel zu der Mittelachse 42 ist. Die Schleifen 80 sind in einem Winkel von 42,53 Grad in bezug auf eine Ebene senkrecht zur Mittelachse 42 geneigt, um die Linearität des Gradientenfeldes zu optimieren, wie es oben beschrieben ist, für eine Spule, deren Länge 0,306 Meter beträgt, wobei r&sub0; = 0,286 Meter, θ&sub0; = 57,64º und R = -0,181 Meter, dann sind θi = 64,3º und ri = 0,201 Meter. Die Abmessungen sind geeignet für eine lokale Kopf-Gradientenspule. Die Schleifen 82 in der Gradientenspule 73 sind in Größe und Anzahl identisch mit den Schleifen 80 und sie sind ebenfalls entlang der Achse 81 angeordnet. Die Schleifen 82 sind unter dem gleichen Winkel geneigt wie die Schleifen 80, aber in der entgegengesetzten Richtung von der senkrechten Ebene. Der Strom fließt in der gleichen Richtung in dem Gradientenspulenpaar 72 und 73, so dass der Magnetfluss durch die Schleifen 80 und 82 in Richtung auf das obere Ende 48 der lokalen Spule 8 fließt.
Die Gradientenspulen 70 und 71 sind Spiegelbilder der entsprechenden Gradientenspulen 72 und 73. Die Stromschleifen, die sie bilden, sind in Größe und Anzahl die gleichen und sie sind vertikal. Die Stromschleifen in den Gradientenspulen 70 und 71 sind entlang einer Achse 85 angeordnet, die parallel zu der Mittelachse 40 ist, und sie sind in dem gleichen Grad von der senkrechten Ebene geneigt. Sie sind so verbunden, dass sie Strom derart leiten, dass der durch die Gradientenspulen 70 und 71 fließende Magnetfluss auf das untere Ende 44 der lokalen Spule 8 gerichtet ist.
Die Gradientenspulen 70-73 sind auf gegenüberliegenden Seiten von der Spulenform 40 angeordnet, und der Magnetfeldgradient, den sie erzeugen, ist horizontal gerichtet. In einer typischen Anwendung würden diese Gradientenspulen mit dem Ausgang von den x- oder y-Gradientenverstärkern verbunden. Die Wahl wird durch die bestimmte Pulssequenz bestimmt, die angewendet wird, und ist gewöhnlich derjenige Gradient (x oder y), der mit der höchsten Rate geschaltet wird.

Claims

1. Gradientenspuleneinrichtung zur Verwendung in einem MRI-System, das ein polarisierendes Magnetfeld erzeugt, wobei die Einrichtung enthält:

eine zylindrische Form (40), die um eine zentrale Öffnung mit einer ausreichenden Größe angeordnet ist, um das abzubildende Subjekt aufzunehmen, und eine zentrale Achse (42) hat, die mit dem polarisierenden Magnetfeld (Bo) des MRI-Systems ausgerichtet ist,

ein erstes Paar Gradientenspulen (70, 71), die auf der einen Seite der zylindrischen Form (40) angebracht sind, um ein erstes Magnetfeld zu erzeugen, das im wesentlichen parallel zu dem polarisierenden Magnetfeld (B&sub0;) in der zentralen Öffnung orientiert ist und in einer ersten Richtung an dieser entlang gerichtet ist, und

ein zweites Paar Gradientenspulen (72, 73), die auf der gegenüberliegenden Seite der zylindrischen Form (40) angebracht sind, um ein zweites Magnetfeld zu erzeugen, das im wesentlichen parallel zu dem polarisierenden Magnetfeld (B&sub0;) in der zentralen Öffnung orientiert ist und in einer zweiten Richtung an dieser entlang gerichtet ist, die entgegengesetzt zu der Richtung des ersten Magnetfeldes ist, wobei die ersten und zweiten Magnetfelder einen Gradienten haben, der senkrecht zu dem polarisierenden Magnetfeld (B&sub0;) ist,

wobei jede Gradientenspule spiegelsymmetrisch mit der anderen Gradientenspule von ihrem Paar zu einer ersten Ebene ist, die orthogonal zu der zentralen Achse ist und die Achse am Ursprung der zylindrischen Form (40) schneidet, und das zweite Paar Gradientenspulen (72, 73) das Spiegelbild von dem ersten Paar Gradientenspulen (70, 71) zu einer zweiten Ebene ist, wobei die zweite Ebene die zentrale Achse enthält,

dadurch gekennzeichnet, daß

jede Gradientenspule (70-73) der ersten und zweiten Paare von Gradientenspulen einen Satz von Schleifen (80, 82) hat, die alle unter dem gleichen Winkel aus der ersten Ebene gekippt sind, wobei

ENTWEDER der Winkel 22,5º oder 67,5º für die eine der Gradientenspulen beträgt und die inneren und äusseren Ränder einer Schleife von einer Gradientenspule im wesentlichen auf der gleichen Linie vom Ursprung der zylindrischen Form angeordnet sind,

ODER die radail inneren und äusseren Ränder der Schleifen nicht auf der gleichen Linie vom Ursprung der zylindrischen Form sind und die Beziehung (cos4Θi)/ri³ = (cos4Θ&sub0;)/r&sub0;³ erfüllen, wobei Θi und Θ&sub0; die entsprechenden Winkel sind, die, in bezug auf die zentrale Achse, von den Linien gebildet sind, die die inneren bzw. äusseren Ränder einer Schleife von einer der Gradientenspulen mit dem Ursprung verbinden, und ri, r&sub0; die entsprechenden Längen dieser Linien sind.

2. Spuleneinrichtung nach Anspruch 1, wobei eine HF Spule (22) auf der Innenseite der zylindrischen Form (40) angeordnet ist.

3. Spuleneinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, wobei ein drittes Paar Gradientenspulen vorgesehen ist, das um die zylindrische Form (40) gewickelt ist, um ein drittes, Magnetfeld zu erzeugen, das in der Richtung des polarisierenden Magnetfeldes (B&sub0;) orientiert ist, und das dritte Magnetfeld einen Gradienten in der Richtung des polarisierenden Magnetfeldes (B&sub0;) hat.

4. Spuleneinrichtung nach Anspruch 1, 2 oder 3, wobei die zylindrische Form (40) eine Sichtöffnung (64) für einen Zugang zu dem Subjekt hat, das in der zentralen Öffnung (12) angeordnet ist, die von der zylindrischen Form (40) gebildet ist.

5. Spuleneinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die gegenüberliegenden Gradientenspulen in den ersten und zweiten Paaren Gradientenspulen (70, 71, 72, 73) an der zylindrischen Form (40) durch Bügel (76-79) angebracht sind, die die zylindrische Form (40) befestigen und diese einbetten.