DE112007002511T5

DE112007002511T5 - Magnete zur Verwendung bei Magnetresonanzbildgebung

Info

Publication number: DE112007002511T5
Application number: DE112007002511T
Authority: DE
Inventors: Stuart Brisbane Crozier; Huawei Brisbane Zhao; Feng Brisbane Liu
Original assignee: NMR Holdings No 2 Pty Ltd
Current assignee: NMR Holdings No 2 Pty Ltd
Priority date: 2006-10-27
Filing date: 2007-10-26
Publication date: 2009-09-03
Anticipated expiration: 2027-10-27
Also published as: US8421463B2; GB2456968A; AU2007308759A1; CN101606208B; GB0908983D0; US20100079144A1; AU2007308759B2; DE112007002511B4; GB2456968B; WO2008049174A1; CN101606208A

Abstract

Magnet, geeignet zur Verwendung in einem Magnetresonanzsystem, zum Erzeugen eines Magnetfeldes von mindestens 1,5 Tesla, welches im Wesentlichen über ein vorbestimmtes Abbildungsvolumen homogen ist, wobei
der Magnet eine primäre Spulenstruktur mit mindestens fünf entlang einer Achse angeordneten Primärspulen, einschließlich einer zentralen Primärspule, aufweist,
diejenigen Primärspulen, welche an zweiter Stelle bezüglich des jeweiligen axialen Endes des Magneten angeordnet sind, in Bezug auf die zentrale Primärspule von entgegengesetzter Polarität sind,
der Magnet eine axiale Länge von weniger als 70 cm aufweist, und
die zentrale Primärspule eine axiale Ausdehnung von mehr als 25% der axialen Länge des Magneten aufweist.

Description

I. Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft kurze abgeschirmte supraleitende Magneten zum Erzeugen von im Wesentlichen homogenen Magnetfeldern (B₀-Felder) zur Verwendung bei Anwendungen der Magnetresonanzbildgebung. Die Magnete sind besonders gut zur Verwendung bei spezialisierter Magnetresonanzbildgebung, und insbesondere zur Verwendung bei der Erzeugung von Bildern von Gelenken von Gliedmaßen eines Probanden, z. B. eines Knies, Knöchels oder Handgelenks eines Probanden, geeignet.
II. Hintergrund der Erfindung
Magnetresonanzbildgebung (MRI) wurde in den 1980ern eingeführt und hat sich in eine bedeutende globale Ausführungsart der Bildgebung mit gegenwärtigen Umsätzen von ungefähr 3000 Scannern weltweit pro Jahr entwickelt.
Klinisches MRI ist für seinen Erfolg von der Erzeugung starker und reiner Magnetfelder abhängig. Eine Hauptspezifikation des statischen Feldes beim MRI besteht darin, dass es im Wesentlichen homogen über einen vorbestimmten Bereich sein muss, was in der Fachwelt als der „Durchmesser des kugelförmigen Abbildungsvolumens” oder als „dsv” bekannt ist. Fehler oder Abweichungen von weniger als 10 Teilen pro Million Spitze-Spitze (oder 10 Teilen pro Million RMS) werden typischerweise für den dsv benötigt.
MRI-Ausrüstung hat eine Reihe von Verfeinerungen seit der Einführung der ersten geschlossenen zylindrischen Systeme erfahren. Insbesondere wurden Verbesserungen bei der Qualität/Auflösung von Bildern durch verbesserte Signal-zu-Rausch-Verhältnisse und die Einführung von Hochfeld- und Ultrahochfeld- Magneten erzielt. Verbesserte Bildauflösung hat wiederum dazu geführt, dass MRI eine Ausführungsart der Wahl für eine zunehmende Zahl von Spezialisten sowohl für strukturelle anatomische als auch funktionale MRI-Bildgebung am Menschen ist.
Die Grundkomponenten eines typischen Magnetresonanzsystems zur Erzeugung diagnostischer Bilder für Studien am Menschen beinhalten einen Hauptmagneten (gewöhnlich einen supraleitenden Magneten, welcher das im Wesentlichen homogene magnetische Feld (das B₀-Feld) in dem dsv erzeugt), einen oder mehrere Sätze an Shim-Spulen, einen Satz Gradientenspulen und eine oder mehrere RF-Spulen. Erörterungen von MRI können z. B. gefunden werden bei Haacke et al., Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design, John Wiley and Sons, Inc., New York, 1999. Weiterhin wird zur Beachtung hingewiesen auf Crozier et al., U.S. Patent Nr. 5,818,319 , Crozier et al., U.S. Patent Nr. 6,140,900 , Crozier et al., U.S. Patent Nr. 6,700,468 , Dorri et al., U.S. Patent Nr. 5,396,207 , Dorri et al., U.S. Patent Nr. 5,416,415 , Knuttel et al., U.S. Patent Nr. 5,646,532 sowie Laskaris et al., U.S. Patent Nr. 5,801,609 , deren Inhalt hiermit in ihrer Gesamtheit in die vorliegende Anmeldung aufgenommen wird.
Herkömmliche medizinische MRI-Magneten, einschließlich Kryostat und Abdeckungen weisen typischerweise eine Länge von etwa 1,6 bis 2,0 m mit freien Bohrlochdurchmessern im Bereich von 0,8 bis 1,0 m auf. Normalerweise ist der Magnet symmetrisch, und der Mittelpunkt des dsv ist am geometrischen Zentrum der Struktur des Magneten angeordnet. Die Gleichmäßigkeit der axialen Komponente des Magnetfeldes in dem dsv wird oft mittels einer sphärischen harmonischen Entwicklung analysiert.
Die typische, zur Unterbringung eines Patienten in einer herkömmlichen MRI-Maschine verfügbare Öffnung (d. h. im Inneren der Gradienten und der RF-Transmitter-Spule) ist ein zylindrischer Raum mit einem Durchmesser von etwa 0,6 bis 0,8 Meter, d. h. gerade groß genug, um die Schultern des Probanden aufzunehmen, und einer Länge von etwa 2,0 Meter oder mehr. Das dsv für derartige Systeme ist nahe des Zentrums der Öffnung angeordnet, was bedeutet, dass es typischerweise etwa 1 m von dem Ende der Öffnung entfernt ist.
Nicht überraschend, leiden viele Menschen an Klaustrophobie, wenn sie in einen derartigen Raum platziert werden. Obwohl Verbesserungen beim Patientenkomfort durch die Einführung offener Systeme in den frühen 1990ern und geschlossener Hochfeldsysteme mit kurzen Bohrlöchern in den frühen 2000ern erzielt wurden, besteht weiterhin bei moderner medizinischer Bildgebung ein ausgeprägter Bedarf für kleinere Magnetresonanzsysteme.
Zusätzlich zu seinen Auswirkungen auf den Probanden ist die Größe des Magneten ein Hauptfaktor zur Bestimmung der Kosten einer MRI-Maschine, als auch der Kosten, welche mit dem Standort einer solchen Maschine verbunden sind. Standardmäßige 1,5 T-MRI-Ganzkörperscanner benötigen aufgrund ihrer Größe, ihres Gewichts, ihres Randfeldes und ihrer Stromanforderungen hochspezialisierte und teure Infrastruktur, bevor sie installiert werden können, einschließlich der Erstellung separater Mehrzimmer-Räumlichkeiten zur Durchführung des bildgebenden Verfahrens. Diese Anforderungen führen dazu, dass in den meisten Fällen nur größere Krankenhäuser oder beachtliche Bildgebungskliniken es sich leisten können, derartige Systeme zu installieren und Patienten MRI als diagnostische Ausführungsart anzubieten.
Zur sicheren Verwendung müssen MRI-Maschinen oft abgeschirmt werden, so dass die die Maschine umgebenden Magnetfelder am Ort der Bedienungsperson unterhalb von von der Regulierungsbehörde spezifizierten Belastungsgrenzen liegen. Durch Abschirmung kann die Bedienungsperson viel näher am Magneten als bei einem nicht-abgeschirmten System in Sicherheit platziert werden. Längere Magneten benötigen mehr Abschirmung und größere abgeschirmte Räume für eine derartige sichere Verwendung, was zu höheren Kosten führt.
Gliedmaßen-MRI (welches zum Zweck dieser Anmeldung auch orthopädisches MRI genannt wird) stellt eine der Wachstumsbereiche der MRI-Industrie dar, wobei 20% aller MRI-Maßnahmen in den Vereinigten Staaten im Jahr 2006 an den oberen Gliedmaßen (z. B. Armen, Handgelenken und Ellbogen) und unteren Gliedmaßen (z. B. Beinen, Knöcheln und Knien) durchgeführt wurden (IMV, 2007). Dies entspricht 5,3 Millionen Maßnahmen an Gliedmaßen im Jahr 2006, verglichen mit etwa 110 000 im Jahr 1990, als Gließmaßen-Scans nur etwa 2% aller MRI-Maßnahmen ausmachten.
MRI-Systeme für Gliedmaßen sind viel kleiner als Ganzkörper- oder herkömmliche MRI-Systeme und sind standorttechnisch sowohl aufgrund ihrer verringerten Größe als auch verringerter Streufelder viel leichter zu platzieren. Sie stellen daher eine kostengünstige Lösung für die Bildgebung von Gliedmaßen dar. Wie nachstehend erörtert, ist die Bildgebung von Gliedmaßen eine besonders bevorzugte Anwendung für die Magneten der Erfindung.
Obwohl MRI-Systeme für Gliedmaßen eine Anzahl von Vorteilen für den Probanden und die Bedienperson aufweisen, stellen sie eine Herausforderung dar in Bezug auf den Raum, der für die den Magneten bildenden Spulen verfügbar ist, und in Bezug auf das Kühlen dieser supraleitenden Spulen. Eine Hauptschwierigkeit bei der Realisierung eines supraleitenden Magneten liegt in der Erzeugung eines großen Bildgebungs-dsv's (mit der benötigten Homogenität), wenn die Magnetlänge reduziert wird, unter Sicherstellung, dass die supraleitenden Leitungen sicher und effizient verwendet werden können.
Offene Systeme, welche den größeren Teil zweckbestimmter Systeme für Gliedmaßen umfassen, sind dadurch eingeschränkt, dass sie auf geringere Feldstärken begrenzt sind; das 1,0 T-System von Philips war derjenige offene MRI-Scanner mit der größten Feldstärke auf dem Markt im Jahre 2005.
Die geringe Feldstärkeneigenschaft der gegenwärtig angebotenen kleineren MRI-Systeme ist ein Hauptnachteil für ihre Verwendung. Gemäß des amerikanischen Colleges der Rheumatologie sind „die Niederfeld-MRI-Systeme nicht in der Lage, das SNR von Hochfeld-MRI-Systemen für Bilder ähnlicher räumlicher Auflösung zu erreichen”. Niederfeld-Systeme weisen allgemein längere Bildgewinnungszeiten auf, was für Maßnahmen, die Kontrastmittel erfordern, problematisch sein kann, da bei Gliedmaßen-Maßnahmen intravenös injizierte Kontrastmittel in einem Zeitraum von Minuten in die Gelenkflüssigkeiten diffundieren können.
Die Erfindung ist darauf gerichtet, verbesserte Magneten und Magnetresonanzsysteme bereitzustellen, welche auf diese und andere Herausforderungen für MRI-Systeme für Gliedmaßen abheben.
IV. Zusammenfassung der Erfindung
Die Erfindung stellt ein Magnetresonanzsystem zum Erzeugen von MR-Bildern und einen Magneten zur Verwendung in dem Magnetresonanzsystem bereit.
Der Magnet weist ausreichende Stärke auf, um ein Magnetfeld von mindestens 1,5 Tesla zur erzeugen, welches im Wesentlichen über ein vorbestimmtes Abbildungsvolumen homogen ist (auch der „homogene Bereich” genannt). Vorzugsweise ist die Mindestabmessung des Querschnitts des Abbildungs- oder homogenen Bereichs auf mehr als 15 cm ausgelegt, d. h. die berechnete Abmessung.
Der Magnet umfasst eine Primärspule mit mindestens fünf entlang einer Achse angeordneten Primärspulen. Eine der Spulen ist eine zentrale Primärspule, d. h. ist an oder nahe des Mittelpunkts entlang der axialen Länge der Primärspulenstruktur angeordnet.
Der Magnet weist eine axiale Länge (d. h. die axiale Ausdehnung der Spulen) von weniger als 70 cm, und vorzugsweise weniger als 60 cm auf. Die zentrale Primärspule weist eine axiale Ausdehnung von mehr als 25% der axialen Länge des Magneten, und vorzugsweise eine Ausdehnung, welche zwischen 30% und 45% der axialen Länge des Magneten liegt, auf.
Diejenigen Primärspulen, welche an zweiter Stelle bezüglich des jeweiligen axialen Endes des Magneten angeordnet sind, sind in Bezug auf die zentrale Primärspule von entgegengesetzter Polarität.
Der vorstehend beschriebene Magnet für Gliedmaßen weist die wünschenswerten Eigenschaften relativ großer Feldstärke, geringer Größe und eines relativ großen homogenen dsv auf.
Eine abschirmende Spulenstruktur ist vorzugsweise um die primäre Spulenstruktur herum vorgesehen und erstreckt sich im Wesentlichen über die gesamte axiale Länge des Magneten. Die abschirmende Spulenstruktur weist mindestens eine Abschirmspule auf, welche einen größeren Durchmesser als die Primärspulen aufweist.
Vorzugsweise findet Kraftausgleich bei der Konstruktion des Magneten Verwendung, um die Nettokräfte an den Spulen, und insbesondere den Endspulen, in der primären Spulenstruktur zu minimieren, wodurch der Bedarf zur Abstützung des vorgenannten Materials außerhalb der Endspulen wesentlich reduziert wird. Bei dem Ausführen des Schrittes des Kraftausgleichens werden Maxwell-Kräfte in die zu minimierende Fehlerfunktion einbezogen.
Der Magnet ist besonders zur Verwendung in einem magnetischen Resonanzsystem zur orthopädischen Bildgebung geeignet.
Die vorstehende Zusammenfassung der Erfindung und bestimmte Ausführungsformen dienen lediglich der Anschaulichkeit für den Leser und sind nicht dazu bestimmt, den Schutzbereich der Erfindung zu begrenzen, und sollen auch nicht derart ausgelegt werden. Allgemeiner ausgedrückt ist zu verstehen, dass sowohl die vorausgehende allgemeine Beschreibung als auch die folgende detaillierte Beschreibung lediglich beispielhaft bezüglich der Erfindung sind und dazu bestimmt sind, einen Überblick oder Rahmen zum Verständnis der Art und des Wesens der beanspruchten Erfindung zu bieten.
Zusätzliche Merkmale und Vorteile der Erfindung werden in der nachstehenden detaillierten Beschreibung angegeben und sind teilweise für den Fachmann leicht aus dieser Beschreibung ersichtlich oder bei Ausführung der Erfindung, wie hier beschrieben, erkennbar. Sowohl diese zusätzlichen Aspekte der Erfindung als auch die vorstehend erörterten Aspekte können einzeln oder in beliebigen und sämtlichen Kombinationen verwendet werden.
Die beiliegenden Zeichnungen sind beigefügt, um ein weitergehendes Verständnis der Erfindung zu ermöglichen, werden in diese Beschreibung eingefügt und bilden einen Teil derselben. Die Zeichnungen veranschaulichen exemplarisch verschiedene Ausführungsformen der Erfindung und dienen zusammen mit der Beschreibung der Erklärung der Prinzipien und der Ausführung der Erfindung. In den Zeichnungen und der Beschreibung sind ähnliche Teile in verwandten Figuren mit ähnlichen Nummerierungen bezeichnet.
V. Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines Magneten gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung.
2 zeigt das Streufeld außerhalb des Magneten und insbesondere die 5 Gauss (5 × 10^–4 Tesla)-Konturen für das Ausführungsbeispiel von 1.
3 ist eine graphische Darstellung, welche berechnete Stärken des gesamten Magnetfeldes innerhalb der Spulen einer Hälfte des Magneten des Ausführungsbeispiels von 1 zeigt. Die Stärken der Felder sind mittels in den Figuren dargelegten Graustufen gezeigt.
4 zeigt die relativen Größen der Spulen und den DSV perspektivisch.
5 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines Magneten gemäß eines zweiten Ausführungsbeispiels der Erfindung.
6 zeigt das Streufeld außerhalb des Magneten, und insbesondere die 5 Gauss (5 × 10^–4 Tesla)-Konturen, für das Ausführungsbeispiel von 5.
7 ist eine graphische Darstellung, welche berechnete Stärken des gesamten Magnetfeldes innerhalb der Spulen einer Hälfte des Magneten des Ausführungsbeispiels von 5 zeigt. Die Stärken der Felder sind mittels in den Figuren illustrierten Graustufen gezeigt.
8 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines 1,5 T-Magneten mit einer kurzen Zentralspule.
9 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines 1,5 T-Magneten mit einer langen Zentralspule.
10 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines 3 T-Magneten mit einer kurzen Zentralspule.
11 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines 3 T-Magneten mit einer langen Zentralspule.
12 zeigt ein das Konstruktionsverfahren beschreibendes Flussdiagramm.
13 zeigt ein 1,5 T-Magneten-Design ohne Kraftbeschränkung.
14 zeigt das Kraftprofil der äußersten Primärspule des Magneten von 13.
15 zeigt ein 1,5 T-Magneten-Design mit Kraftbeschränkung.
16 zeigt das Kraftprofil der äußersten Primärspule des Magneten von 15.
VI. Detaillierte Beschreibung von Ausführungsbeispielen der Erfindung
Wie vorstehend erörtert, betrifft die Erfindung Magnetresonanzsysteme, welche relativ kurze supraleitende Magnete mit symmetrischen Strukturen und eine bestimmte Spulenanordnung an der Primärstruktur umfassen. Ein supraleitender Magnet weist eine Primärspulenstruktur mit einer Anordnung von Spulen auf. Die primäre Spulenstruktur ist von einer abschirmenden Spulenstruktur oder Schicht umgeben, welche auch aus einer Anordnung einer oder mehrerer Spulen besteht. Die Spulen sind in den Zeichnungen schematisch veranschaulicht.
Wie in den Ausführungsbeispielen der 1 und 5 veranschaulicht, ist in der primären Spulenstruktur des Magneten die zentrale Spule C1 die längste Spule in der Baugruppe, und alle Spulen außer der Spule neben der Endspule weisen die gleiche Polarität auf. Die Spule neben jeder Endspule weist bezüglich anderen Primärspulen umgekehrte Polarität auf, z. B. ist die Spule derart gewickelt, dass der Strom in dieser Spule in der entgegengesetzten Richtung fließt.
Gleichzeitig sind die Spitzenfelder in den Supraleitern auf angemessene Werte beschränkt, und dies ist ein wichtiger praktischer Aspekt. Wenn die Spitzenfelder hoch sind, sind die Supraleiter auf eine Stromdichte beschränkt, welche sie sicher führen können (oder sie riskieren Quench – ein Prozess, bei dem Supraleitung verlorengeht), und weiterhin benötigen sie, wenn die Spitzenfelder hoch sind, einen größeren Prozentsatz an supraleitenden Fasern innerhalb des Drahtes, was die Kosten erhöht.
Obgleich eine Festlegung auf irgendeine bestimmte Wirktheorie nicht bezweckt wird, wird davon ausgegangen, dass diese Spulenanordnung es ermöglicht, dass der Magnet ein großes homogenes dsv relativ zur Gesamtlänge der Spulenanordnung aufweist und gleichzeitig Spitzenfelder innerhalb der supraleitenden Spulen mit geeigneten Werten zur Erzeugung von sicheren und effizienten Magneten aufweist.
Anstatt einer einzelnen Abschirmspule kann die Abschirmschicht eine Vielzahl separater Spulen beinhalten, z. B. zwei Spulen oder drei Spulen, welche über die Länge des Magnetsystems getrennt sind. Da die Spitzenmagnetfelder und daher, in gewissen Ausmaße, die Spannungen in den Magneten der Erfindung kontrolliert werden, können supraleitende Drähte mit reduzierten Mengen supraleitenden Materials, z. B. Niobium-Titanium-Legierungen, verwendet werden.
In den bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung erreichen die Magneten einige, und am bevorzugtesten alle der folgenden Leistungskriterien:

(1) einen kleinsten Innendurchmesser der Spulen von weniger als oder von 70 cm,
(2) eine Gesamtlänge des Spulensatzes von weniger als oder von 60 cm,
(3) ein Maß an dsv-Homogenität und -Größe, welche ausreichend ist für effektive MR-Bildgebung (vorzugsweise bei einem Homogenitätswert von weniger als 20 Teilen pro Million Variation Spitze-Spitze relativ zum Wert von B₀ am Mittelpunkt M des dsv, wobei dsv aufweist ein Volumen (V_dsv) von mindestens 1400 cm³ für einen Magneten mit einem kalten Bohrlochvolumen V_Bohrloch, welches kleiner oder gleich 50 000 cm³ ist, d. h. das V_dsv/V_Bohrloch-Verhältnis ist größer als oder gleich 0,028),
(4) einen ausreichenden Abstand zwischen Spulen, um effektives kryogenes Kühlen zu ermöglichen,
(5) geringe Spitzenmagnetfelder innerhalb der Spulen, um die Verwendung von weniger teurem supraleitendem Draht zu ermöglichen (z. B. ein berechnetes Spitzenmagnetfeld innerhalb jeder der Vielzahl von Strom tragenden Spulen, dessen Stärke weniger als ungefähr 7,5 Tesla beträgt), sowie
(6) geringe Streufelder (z. B. ein berechnetes Streumagnetfeld außerhalb des Magneten, welches kleiner als 5 × 10^–4 Tesla an allen weiter als 2 Meter von dem Mittelpunkt M des dsv entfernten Orten ist).

Beispiele der erfindungsgemäßen Magneten sowie die Verfahren, die zur Bestimmung der Spulenkonfigurationen und Windungsverteilungsfunktionen der Magneten verwendet werden, werden nun vollständiger beschrieben.
Die Spulenpositionen wurden in einem Optimierungsverfahren (siehe 4) bestimmt. Die Optimierung wurde unter Verwendung einer beschränkten numerischen Optimierungsmethode auf der Grundlage eines sequentiellen quadratischen Programmierungsmodells (SQP) ausgeführt (Lawrence C. T. und Tits A. L., A Computationally Efficient Feasible Sequential Quadratic Programming Algorithm, SIAM Journal an Optimization, 11(4): 1092–1118, 2001). Die Routine verwendete die Geometrie und die Positionen der felderzeugenden Elemente als Parameter sowie die vorstehend erwähnten Fehlerterme zur Berechnung der endgültigen Spulengeometrie für den Magneten.
Der Inhalt der vorstehenden Referenz von Lawrence et al. wird hiermit in seiner Gesamtheit in diese Anmeldung aufgenommen.
Beispiel 1 (1,5 T-Magnet)
Dieses schematisch in 1 gezeigte Beispiel veranschaulicht einen supraleitenden Magneten der Erfindung. Grob überblicksartig verwendet der Magnet zwölf Spulen und weist eine Länge des kalten Bohrlochs und einen Innenradius des kalten Bohrlochs von ungefähr 0,43 bzw. 0,165 Meter auf. Bei den Primärwindungen des Magneten sind alle Spulen in der gleichen Richtung gewickelt (d. h. haben die gleiche Polarität), außer der an zweiter Stelle bezüglich der Enden angeordneten Spulen, d. h. derjenigen zwei Spulen, welche ungefähr 0,16 m vom Zentrum entfernt mit ihrem Zentrum angeordnet sind. Diese Spulen sind in der umgekehrten Richtung als alle anderen auf der primären Spulenstruktur gewickelt (d. h. weisen umgekehrte Polarität auf).
Die zentrale Spule auf der primären Wicklung (d. h. diejenige Spule, welche sich über die z = 0-Position erstreckt und mit C1 bezeichnet ist) ist länger als die anderen (und weist ungefähr 38% der Gesamtmagnetlänge auf). Dieses Merkmal ergibt bei Kombination mit der Topologie der anderen Spulen eine verbesserte Homogenität im Vergleich zu anderen Spulenkonfigurationen für einen Magneten der gleichen Gesamtlänge. In der Abschirmspulenstruktur des Magneten existieren insgesamt fünf Abschirmspulen und sie erstrecken sich verschiedenartig entlang der Länge des Magneten, einschließlich einer Abschirmspule, welche die z = 0-Achse umgibt.
1 zeigt den Magneten und das Feld innerhalb des dsv. 2 zeigt die berechneten externen Streufelder und das von dem Magneten erzeugte axiale magnetische Feld. 3 zeigt die berechneten Stärken des von dem Magneten innerhalb der verschiedenartigen Spulen des Magneten erzeugten Gesamtmagnetfelds. Es sei darauf hingewiesen, dass in 1 die Polaritäten der Stromdichte in jeder Spule angegeben sind.
Wie in 1 gezeigt, weist der Magnet ein dsv auf, welches ungefähr kugelförmig ist mit einem Durchmesser von ungefähr 16 Zentimeter, was ein erheblicher Anteil der Gesamtlänge des Magneten ist. Der Magnet weist auch eine 5-Gauss-Linie auf, welche innerhalb von etwa 2 Meter in Bezug auf das Zentrum des dsv angeordnet ist, etwa 1,8 m in axialer Richtung und 1,2 m in radialer Richtung (in 2 gezeigt).
Wie in 3 gezeigt, weist das berechnete Spitzenmagnetfeld weniger als 5,6 Tesla auf, was es ermöglicht, den Magneten unter Verwendung von jederzeit verfügbarem supraleitendem Draht zu konstruieren.
4 zeigt perspektivisch die relativen Größen der Spulen und des DSV, und zeigt einen großen DSV im Vergleich zur Magnetgesamtlänge, was die Abbildung von Knien ermöglicht, wobei der Patient z. B. komfortabel auf einem Stuhl sitzt, mit dem Großteil seines Körpers außerhalb des Magneten.
Der Magnet dieses Beispiels ist besonders gut geeignet zur Verwendung bei orthopädischer Bildgebung von derartigen Gelenken, wie des Knies, des Knöchels, des Handgelenks und des Ellbogens.
Beispiel 2 (3 T-Magnet)
Dieses schematisch in 5 gezeigte Beispiel veranschaulicht ein Design eines 3 T-Supraleitungsmagneten unter Verwendung einer Struktur nach einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung.
Wie in 5 gezeigt, weist die Spulenstruktur eine Gesamtlänge von weniger als 0,5 Meter auf, während ein homogener dsv über eine Ellipse mit einer Hauptachse von 17 cm und einer Nebenachse von ungefähr 15 cm erzeugt wird, wobei die Homogenität des dsv weniger als ±5 ppm über dieses Volumen variiert. Der Magnet verwendet die gleiche Topologie wie derjenige in Beispiel 1, bei dem die Spulen neben den Endspulen auf der primären Spulenstruktur von entgegengesetzter Polarität in Bezug auf alle Anderen im primären Spulensatz sind. Die mittlere Spule in diesem Beispiel erstreckt sich über ungefähr 45% der Gesamtlänge der Spulenstruktur, und dieses Merkmal ergibt abermals bei Kombination mit den anderen Merkmalen den Vorteil, eine relativ große und nützliche Bildgebungsregion zu erzeugen.
Die Streufelder in diesen Magneten sind gut kontrolliert und erstrecken sich ungefähr 1,8 m und 1,25 m in der axialen bzw. radialen Richtung, wie in 6 gezeigt. Die Felder in den in 7 gezeigten Leitern sind höher als in dem in Beispiel 1, wie aufgrund der Verdopplung der Feldstärke erwartet, sind jedoch weiterhin im Bereich des Leistungsvermögens verfügbarer supraleitender Drähte.
Wie der Magnet aus Beispiel 1 ist der Magnet dieses Beispiels für orthopädische und ähnliche Anwendungen gut geeignet, nun mit der größeren Feldstärke von drei Tesla, was die breite Anwendbarkeit der vorgeschlagenen Struktur demonstriert.
Für Vergleichszwecke wird nachstehend der Effekt der Veränderung der Länge der Zentralspule und der Reoptimierung des Magneten beschrieben, wobei andere Aspekte der Erfindung gleich bleiben. Simulationen sowohl von 1,5 T-Systemen (8 und 9) und 3 T-Systemen (10 und 11) werden berücksichtigt.
In 8 wird ein 1,5 T-Magnet optimiert, bei dem die am nächsten zu z = 0 angeordnete Spule etwa 15% der Magnetgesamtlänge ausmacht, mit dem Ergebnis einer axialen dsv-Größe von 12,6 cm (bei einer Homogenität von 5 ppm). Bei Vergrößerung der Zentralspule auf 43% der Magnetgesamtlänge und Reoptimierung wird das dsv, wie in 9 gezeigt, erheblich und nutzbringend in der axialen Richtung auf 16 cm erweitert (bei einer Homogenität von 5 ppm).
Ähnliche Ergebnisse für den 3 T-Fall sind in den 10 und 11 gezeigt, bei denen eine kürzere Zentralspule von 20% der Magnetgesamtlänge einen dsv zum Ergebnis hat, welcher nur eine Ausdehnung von 12,8 cm aufweist (bei einer Homogenität von 5 ppm), während das Beispiel mit einer langen Zentralspule von 36% der Magnetgesamtlänge einen erweiterten dsv mit einer axialen Länge von 16 cm zum Ergebnis hat (bei einer Homogenität von 5 ppm).
Dies zeigt klar den Vorteil der Spulenstruktur der Erfindung bei beiden Feldstärken, besonders wenn lange Zentralspulen verwendet werden. Die vergrößerte dsv-Größe relativ zur Gesamtlänge des Magneten ist ein deutlicher Vorteil für die Bildgebung von Gliedmaßen.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung wird Kraftausgleich berücksichtigt, um so die Nettokräfte an allen Spulen des Magneten zu minimieren, wobei der äußersten Spule auf der primären Spulenstruktur besondere Aufmerksamkeit zu Teil wurde.
Da das Magnetsystem kompakt ist, sind die Spulen notwendigerweise nah zueinander angeordnet, und die Magnetkräfte, welche auf die supraleitenden Wicklungen einwirken, können sehr groß sein. Diese Kräfte können dazu führen, dass die supraleitenden Legierungen unterhalb ihrer Nenneigenschaften arbeiten oder sogar einen Quench erleiden und die Supraleitung beenden. Die Berücksichtigung magnetischer Kräfte ist im Designprozess sehr wichtig für ein derartiges System, und daher ist in diesem Ausführungsbeispiel automatisierte Kraftreduktion im Konstruktionsprozess enthalten.
In Bezug auf jede äußerste oder End-Spule in der primären Spulenstruktur wird, wenn die Nettokraft auf diese Spule kleingemacht werden kann und/oder nach innen gerichtet werden kann, die für diese Spule benötigte mechanische Abstützung reduziert, und lediglich eine kleine Stützstruktur wird außerhalb der Spule entlang der z-Achse benötigt. Dies reduziert die Raumanforderungen in der axialen Richtung und ermöglicht eine größere Kompaktheit des Magneten. In manchen Fallen wird keine axiale Abstützung axial außerhalb der Spule benötigt.
Bei der Durchführung des Schrittes des Kraftausgleichens werden Maxwell-Kräfte in der zu minimierenden Fehlerfunktion aufgenommen. Dies wird erreicht durch Aufteilen jedes Spulenblocks in kleine Elemente, Berechnen der Spitzenfeldkomponenten in jedem Element, Berechnen des mathematischen Kreuzprodukts aus der Stromdichte und dem Feld, welches mit dem Kraftvektor übereinstimmt, Aufaddieren der z-Komponente der Kraftvektoren über alle der kleinen Elemente für jeden Block, um eine z-Nettokraft für jeden Block zu erhalten, und daraufhin Versuchen, die Nettokräfte in dem Design (Optimierungs-)Prozess zu steuern oder zu spezifizieren, oder ansonsten zu nutzen.
Ein bevorzugtes Ziel dieses Verfahrens liegt darin, die z-Nettokraft in der äußersten Primärspule zu minimieren und, falls sie nicht Null ist, sicherzustellen, dass die Nettokraft leicht nach innen gerichtet ist, wodurch der Bedarf für das vorgenannte außerhalb bezüglich dieser Spule angeordnete Stützmaterial entlang der z-Achse, wesentlich verringert wird.
Kraftausgleichen ermöglicht eine automatisierte Kraftverringerung in den Magnetdesigns unter Kontrolle der Gesamtdimensionen des Systems [mehr Details sind in Crozier S., Snape-Jenkinson C. J., Forbes L. K, The stochastic design of force-minimized compact magnets for high-field magnetic resonance imaging applications, IEEE Trans. Appl. Supercont., Bd. 11, Nr. 2, Seiten 4014–4022, 2001 enthalten, dessen Offenbarung in diese Anmeldung durch Bezugnahme aufgenommen wird].
Ein orthopädischer 1,5 T-MRI-Magnet wurde konstruiert, bei dem Kraftreduzierung bewirkt wurde. Der Magnet ist dazu berechnet, eine homogene Region mit vollem 16-cm-Durchmesser mit 2,5 ppm (Spitze-Spitze) zu erzeugen, wie in den 15 und 16 gezeigt. Verglichen mit einem Design ohne Kraftkontrolle, wie in 13 und 14 gezeigt, bestehen offensichtliche Unterschiede in den Spulenmustern: Für die umgekehrten Spulen nahe dem Endspulenblock in der primären Spulenstruktur besteht die Tendenz, weiter von der Endspule weg angeordnet zu sein; und es existieren weitere Änderungen in dem Spulenprofil. Dieses Design ergibt eine viel kleinere Netto-Druckkraftkomponente in der z-Richtung, 7,3 kN im Vergleich zu 182 kN bei unbeschränktem Design, ein Reduktionsfaktor von etwa 25. Dies verbessert die Sicherheit des Designs und reduziert die Abstützanforderungen für den primären Spulensatz in der axialen Richtung.
Die vorstehenden Ausführungsbeispiele sollen die Erfindung veranschaulichen, ohne deren Schutzbereich zu limitieren. Die Erfindung kann mit verschiedenen Modifikationen und Zusätzen ausgeübt werden, wie für den Fachmann unmittelbar ersichtlich.
Dementsprechend ist zu verstehen, dass der Schutzbereich der Erfindung nicht auf exakt die beschriebene und veranschaulichte Konstruktion und Ausführung, sondern lediglich auf die nachfolgenden Ansprüche beschränkt ist.
Zusammenfassung
Magnete zur Verwendung bei Magnetresonanzbildgebung
Ein Magnetresonanzsystem verwendet einen abgeschirmten supraleitenden Magneten zur Erzeugung eines dsv, welches für spezialisierte Bildgebung in einem insgesamt kurzen Magnetsystem bei Feldstärken von 1,5 Tesla und darüber geeignet ist. Der Magnet umfasst mindestens eine erste Zentralspule C1, welche eine Länge von mindestens 25% der Gesamtlänge des Magneten aufweist, und wird zusammen mit einer Serie symmetrischer Primärspulen verwendet, von denen mindestens ein Satz Strom in einer Richtung führt, welche entgegengesetzt zu der der Zentralspule ist. Beim Design der Spulen wird vorteilhafterweise von Kraftausgleich Verwendung gemacht. Die Primärspulen sind von mindestens einer Abschirmspule abgeschirmt, welche Strom in einer Richtung führt, welche entgegengesetzt ist zur Richtung der Mehrheit der Primärspulen. Das Magnetresonanzsystem kann zur orthopädischen Bildgebung eingesetzt werden.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

- US 5818319 [0005]
- US 6140900 [0005]
- US 6700468 [0005]
- US 5396207 [0005]
- US 5416415 [0005]
- US 5646532 [0005]
- US 5801609 [0005]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

- Haacke et al., Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design, John Wiley and Sons, Inc., New York, 1999 [0005]
- Lawrence C. T. und Tits A. L., A Computationally Efficient Feasible Sequential Quadratic Programming Algorithm, SIAM Journal an Optimization, 11(4): 1092–1118, 2001 [0052]
- Lawrence et al. [0053]
- Crozier S., Snape-Jenkinson C. J., Forbes L. K, The stochastic design of force-minimized compact magnets for high-field magnetic resonance imaging applications, IEEE Trans. Appl. Supercont., Bd. 11, Nr. 2, Seiten 4014–4022, 2001 [0074]

Claims

Magnet, geeignet zur Verwendung in einem Magnetresonanzsystem, zum Erzeugen eines Magnetfeldes von mindestens 1,5 Tesla, welches im Wesentlichen über ein vorbestimmtes Abbildungsvolumen homogen ist, wobei der Magnet eine primäre Spulenstruktur mit mindestens fünf entlang einer Achse angeordneten Primärspulen, einschließlich einer zentralen Primärspule, aufweist, diejenigen Primärspulen, welche an zweiter Stelle bezüglich des jeweiligen axialen Endes des Magneten angeordnet sind, in Bezug auf die zentrale Primärspule von entgegengesetzter Polarität sind, der Magnet eine axiale Länge von weniger als 70 cm aufweist, und die zentrale Primärspule eine axiale Ausdehnung von mehr als 25% der axialen Länge des Magneten aufweist.
Magnet nach Anspruch 1, bei dem die zentrale Primärspule eine axiale Ausdehnung aufweist, welche zwischen 30% und 45% der axialen Länge des Magneten liegt.
Magnet nach Anspruch 1 oder 2, bei dem die Mindestabmessung des Querschnitts des Abbildungsvolumens auf mehr als 15 cm ausgelegt ist.
Magnet nach einem der vorausgehenden Ansprüche, weiterhin mit einer mindestens eine Abschirmspule aufweisenden abschirmenden Spulenstruktur, wobei die abschirmende Spulenstruktur einen größeren Durchmesser als die Primärspulen aufweist und sich im Wesentlichen über die gesamte axiale Länge des Magneten erstreckt.
Magnet nach einem der vorausgehenden Ansprüche, bei dem die axiale Länge des Magneten kleiner als 60 cm ist.
Magnet nach einem der vorausgehenden Ansprüche, bei dem Kraftausgleich bei der Konstruktion des Magneten Verwendung findet.
Magnetresonanzbildgebungssystem mit einem Magneten nach einem der vorausgehenden Ansprüche.
Verfahren zur Konstruktion eines Magneten für ein Magnetresonanzsystem zum Erzeugen eines Magnetfeldes von mindestens 1,5 Tesla, welches im Wesentlichen über ein vorbestimmtes Abbildungsvolumen homogen ist, bei dem der Magnet eine primäre Spulenstruktur mit mindestens fünf entlang einer Achse angeordneten Primärspulen, einschließlich einer zentralen Primärspule, aufweist, diejenigen Primärspulen, welche an zweiter Stelle bezüglich des jeweiligen axialen Endes des Magneten angeordnet sind, in Bezug auf die zentrale Primärspule von entgegengesetzter Polarität sind, der Magnet eine axiale Länge von weniger als 70 cm aufweist, und die zentrale Primärspule eine axiale Ausdehnung von mehr als 25% der axialen Länge des Magneten aufweist; wobei das Verfahren ein Kraftausgleichen umfasst, um die Nettokräfte an zumindest den Endspulen in der primären Spulenstruktur zum minimieren.
Verfahren nach einem der vorausgehenden Ansprüche, bei dem der Schritt des Kraftausgleichens ein Einbeziehen von Maxwellkräften in die zu minimierende Fehlerfunktion umfasst.
Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, bei dem das Kraftausgleichen die folgenden Schritte umfasst: Aufteilen jedes Spulenblocks in kleine Elemente, Berechnen der Spitzenmagnetfeldkomponenten in jedem Element, Berechnen des Kraftvektors für jedes Element aus dem mathematischen Kreuzprodukt der Stromdichte in dem Element und des Magnetfelds, Aufaddieren der z-Komponente der berechneten Kraftvektoren über alle der kleinen Elemente für jeden Block, um eine z-Nettokraft für jeden Block zu bestimmten, sowie Verwenden der Nettokräfte in einem Designoptimierungsprozess.