DE112010004900B4

DE112010004900B4 - 0pen-Bore-Magnet zur Verwendung bei Magnetresonanztomographie

Info

Publication number: DE112010004900B4
Application number: DE112010004900.9T
Authority: DE
Inventors: Feng Liu; Riyu Wei; Stuart Crozier
Original assignee: NMR Holdings No 2 Pty Ltd
Current assignee: NMR Holdings No 2 Pty Ltd
Priority date: 2009-12-21
Filing date: 2010-12-20
Publication date: 2019-05-09
Anticipated expiration: 2030-12-21
Also published as: JP5805655B2; US20120258862A1; WO2011075770A1; GB201212991D0; CN102667517B; GB2489378B; GB2489378A; DE112010004900T5; CN102667517A; AU2010336013B2; AU2010336013A1; JP2013514846A

Abstract

Supraleitender Magnet zur Verwendung in einem Magnetresonanzbildsystem, welcher umfasst:eine Primärspulenstruktur mit mindestens fünf, entlang einer Achse positionierten primären Spulen, die eine erste Endspule an einem ersten axialen Ende des Magneten und eine zweite Endspule an einem zweiten axialen Ende des Magneten umfassen, wobei die erste und die zweite Spule von gleicher Polarität sind, und zumindest die Primärspule, die der ersten Endspule am nächsten liegt, eine andere Polarität als die genannte erste Endspule aufweist,wobei die Primärspulenstruktur konfiguriert ist, um ein Magnetfeld von mindestens 1,5 Tesla zu erzeugen, das über einem vorbestimmten Bildgebungsbereich, der sich in der Spulenstruktur zwischen dem ersten und zweiten axialen Ende des Magneten befindet, sich aber näher zu dem ersten axialen Ende des Magneten als dem zweiten axialen Ende befindet, im Wesentlichen homogen ist, wobei die primären Spulen an einer axialen Seite der axialen Mitte des Bildgebungsbereichs einen größeren Gesamtstrom als primäre Spulen an der anderen axialen Seite der axialen Mitte des Bildgebungsbereichs aufweisen, undwobei der Bildgebungsbereich eine ellipsoide Form besitzt und wobei die Querschnittsabmessung des genannten Bildgebungsbereichs in axialer Richtung (Dz) und der kürzeste Abstand zwischen dem Rand des Bildgebungsbereichs und dem ersten axialen Ende des Magneten (d) folgender Beziehung genügt: Dz/d=1~2. .

Description

Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft allgemein Magneten zum Erzeugen von Magnetfeldern zur Verwendung bei Anwendungen der Magnetresonanztomographie [‚MRT‘]. Die Erfindung ist insbesondere auf effektiv kurze, abgeschirmte asymmetrische supraleitende Magneten zum Erzeugen von im Wesentlichen homogenen Magnetfeldern (B₀-Feldern) zur Verwendung in MRT-Anwendungen gerichtet, wenngleich die Erfindung nicht darauf beschränkt ist. Solche Magneten sind zur Verwendung sowohl bei Ganzkörper-Magnetresonanztomographie als auch bei Facharzt-Magnetresonanztomographie wie etwa zur Verwendung beim Erzeugen von Bildern von Gelenken und anderen Gliedmaßen einer untersuchten Person gut geeignet.
Hintergrund der Erfindung
Magnetresonanztomographie wurde in den Achtzigerjahren des 20. Jahrhunderts eingeführt und hat sich zu einem wichtigen globalen Bildgebungsverfahren mit einem Absatz von derzeit weltweit etwa 3.000 Tomographen pro Jahr entwickelt.
Der Erfolg der klinischen MRT hängt von der Erzeugung von starken und reinen Magnetfeldern ab. Eine Hauptspezifikation des statischen Felds bei der MRT besteht darin, dass sie über einem vorbestimmten Bildgebungsbereich, der im Fachgebiet als „Durchmesser sphärisches Bildgebungsvolumen“ oder „dsv“ bekannt ist, im Wesentlichen homogen sein muss. Bei dsv sind typischerweise Fehler von weniger als 20 Teilen pro Million von Spitze zu Spitze (oder 10 Teilen pro Million rms) erforderlich.
MRT-Geräte haben seit der Einführung der ersten geschlossenen zylinderförmigen Systeme eine Reihe von Weiterentwicklungen erfahren. Insbesondere haben sich Verbesserungen der Qualität/Auflösung von Bildern durch verbesserte Signal-Rausch-Verhältnisse [‚SNR‘] und die Einführung von Hochfeld- und Ultra-Hochfeld-Magneten ergeben. Eine verbesserte Auflösung von Bildern hat wiederum dazu geführt, dass MRT für eine steigende Anzahl von Fachärzten zu einem bevorzugten Verfahren sowohl für die MRT-Bildgebung anatomischer Gegebenheiten als auch für die funktionelle MRT-Bildgebung beim Menschen ist.
Die Grundkomponenten eines typischen Magnetresonanzsystems zum Erzeugen von Diagnosebildern für Humanstudien umfassen einen Hauptmagneten (für gewöhnlich ein supraleitender Magnet, der das im Wesentlichen homogene Magnetfeld [das B₀-Feld] in dem dsv erzeugt), einen oder mehrere Sätze von Zusatzspulen, so genannten Shimspulen, einen Satz von Gradientenspulen und eine oder mehrere HF-Spulen. Erörterungen der MRT lassen sich zum Beispiel bei Haacke et al., Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design, John Wiley & Sons, Inc., New York, 1999, finden. Siehe auch 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 , und Laskaris et al., U.S.-Patent Nr. 5,801,609 , deren Inhalte vollumfänglich hierin aufgenommen werden.
Herkömmliche medizinische MRT-Magneten sind typischerweise etwa 1,6 - 2,0 Meter lang, mit Durchmessern der freien Öffnung in dem Bereich von 0,8 - 1,0 Metern. Normalerweise ist der Magnet symmetrisch, so dass sich der Mittelpunkt des dsv in der geometrischen Mitte der Struktur des Magneten befindet. Die Gleichförmigkeit der axialen Komponente des Magnetfelds in dem dsv wird häufig durch eine Kugelflächenfunktionsexpansion analysiert.
Die typische Öffnung eines herkömmlichen MRT-Geräts nach dem Hinzufügen der zusätzlichen Komponenten (Gradienten- und Hochfrequenz-Spulen) ist ein zylinderförmiger Raum mit einem Durchmesser von etwa 0,6 - 0,8 Meter, d.h. gerade groß genug, um die Schultern der untersuchten Person aufzunehmen, und mit einer Länge von etwa 2,0 Metern oder mehr. Es ist nicht überraschend, dass viele Menschen bei Lagerung in einem solchen Raum an Platzangst leiden. Der große Abstand zwischen dem Teil des Körpers der untersuchten Person, der abgebildet wird, und dem Ende des Magnetsystems bedeutet auch, dass Ärzte während eines MRT-Vorgangs einer untersuchten Person nicht so einfach helfen oder diese persönlich überwachen können. Daher besteht bei klinischen Anwendungen Bedarf nach einem kurzen so genannten Open-Bore-Magnetsystem (Magnetsystem mit weiter Öffnung).
Die Herausforderung beim Konzipieren eines solchen Hochfeldsystems ist das Beibehalten sowohl der Feldhomogenität als auch der Größe des dsv bei Verwendung der derzeit verfügbaren, kostengünstigen supraleitenden Technologie. Die Magnetleistung steht mit der Größe der Öffnung sowohl in axialer als auch radialer Richtung in engem Zusammenhang. Kurze oder kompakte Magneten sind sehr schwierig zu konzipieren und zu bauen. Dies liegt hauptsächlich daran, dass die dichte Spulenstruktur, die durch herkömmliche Auslegungen erzeugt wird, zu unannehmbaren Feldspitzenwerten und Spannung für die supraleitenden Spulenbündel führt. Normalerweise muss ein konstruktiver Kompromiss bei der dsv-Größe eingegangen werden, und daher wird die Bildgebungsqualität nicht beibehalten.
Geschlossene Hochfeldsysteme mit kurzer Bohrung kamen Anfang des ersten Jahrzehnts des neuen Jahrtausends auf und boten klein bemessene Bildgebungsbereiche für die Bildgebung. Der kürzeste auf dem Markt verfügbare zylinderförmige Tomograph ist das System Siemens 1,5T (Espree) und ist etwa 1,05 m (kalte Bohrung) groß und weist eine dsv-Größe von 30 cm auf, was für die Bildgebung vieler Organe ausreicht. Bei bestimmten Anwendungen, wie etwa der Bildgebung der gesamten Wirbelsäule, könnte das begrenzte dsv des Systems in der axialen Richtung bedeuten, dass Prüfungen länger als bei einem standardmäßigen 1.5T-MRT dauern und die Bildqualität während des Bildkombinationsvorgangs insbesondere nahe den Rändern des Bildgebungsbereichs verzerrt werden kann.
Auch wenn es durch die Einführung von vertikalen offenen Systemen Anfang der Neunzigerjahre Verbesserungen beim Patientenkomfort gab, wird die Technologie immer noch durch die Feldstärke (vertikales offenes System) eingeschränkt. Zum Verbessern von Patientenkomfort, Patientenakzeptanz und Beibehalten einer Bildgebungsleistung guter Qualität besteht großer Bedarf nach der Verbesserung der Magnettechnologie, die einen kurzen Magneten mit kompromissloser dsv-Qualität (Größe, Feldstärke und Homogenität) erzeugen kann.
Neben seinen Wirkungen auf die untersuchte Person ist die Größe des Magneten bei der Bestimmung der Kosten eines MRT-Geräts ein vorrangiger Faktor, ebenso wie die Standkosten eines solchen Geräts. Standardmäßige 1.5-MRT-Ganzkörpertomographen machen aufgrund ihrer Größe, ihres Gewichts, ihres Randfelds und ihres Strombedarfs eine hoch spezialisierte und teure Infrastruktur erforderlich, bevor sie installiert werden können, einschließlich der Entwicklung von separaten Bildgebungsräumlichkeiten mit mehreren Zimmern. Diese Anforderungen bedeuten, dass es sich in den meisten Fällen nur größere Krankenhäuser oder maßgebliche Bildgebungskliniken leisten können, solche Systeme aufzustellen und den Patienten MRT als Diagnoseverfahren zu bieten.
Damit MRT-Geräte unbedenklich verwendet werden können, müssen sie häufig abgeschirmt werden, so dass die das Gerät an der Position des Bedieners umgebenden Magnetfelder unter den von Aufsichtsbehörden festgelegten Expositionswerten liegen. Mittels Abschirmen kann sich der Bediener unbedenklich viel näher zu dem Magneten als bei einem nicht abgeschirmten System aufhalten. Längere Magneten erfordern mehr Abschirmung und größere abgeschirmte Räume für eine solche unbedenkliche Nutzung, was zu höheren Kosten führt.
MRT der Gliedmaßen (das für die Zwecke dieser Anmeldung auch als orthopädisches MRT bezeichnet wird) ist eines der Wachstumsgebiete der MRT-Branche, wobei 20% aller 2006 in den USA durchgeführten MRT-Verfahren an den oberen Gliedmaßen (z.B. Armen, Handgelenken und Ellenbogen) und den unteren Gliedmaßen (z.B. Beinen, Fußknöcheln und Knien) durchgeführt wurden (IMV, 2007). Dies kommt 5,3 Millionen Gliedmaßentomographien im Jahr 2006 gleich, verglichen mit etwa 110.000 im Jahr 1990, als Gliedmaßentomographien nur 2% der gesamten MRT-Tomographien ausmachten.
Aus der Schrift JP 2009-259 923 A ist ein supraleitender Magnet bekannt, der eine in fünf Spulenblöcken unterteilte Hauptspule aufweist, wobei die genannten Spulenblöcke bezüglich der Längsachse der Hauptspule asymmetrisch angeordnet sind.
Ferner ist aus der Schrift „Stuart Corzier, Christopher J. Snape-Jenkinson and Larry K. Forbes: The Stochastic Design of Force-Minimized Compact Magnets for High-Field Magnetic Resonance Imaging Applications in: IEEE TRANSACTIONS ON APPLIED SUPERCONDUCTIVITY, 11, June 2011, 2, 4014 bis 4022‟ ein Magnet für ein klinisches MRT-System bekannt, der mithilfe einer mathematischen Simulation unter Berücksichtigung der Maxwellkräfte optimiert ist. Dabei werden die radiale und axiale Position der Spulen sowie die Anzahl der Wicklungen mithilfe einer Simulationsformel berechnet, um die Baugröße möglichst zu reduzieren, wobei eine relativ hohe Spulenzahl von beispielsweise 16 Hauptspulen und 4 Schildspulen vorgeschlagen wird.
MRT-Systeme für die Gliedmaßen sind viel kleiner als Ganzkörper- oder herkömmliche MRT-Systeme und sind aufgrund sowohl ihrer verringerten Größe als auch ihrer reduzierten Streufelder viel einfacher aufzustellen. Daher sind sie eine kostengünstige Lösung für die Bildgebung von Gliedmaßen. Wie nachstehend beschrieben ist die Bildgebung der Gliedmaßen eine bevorzugte Anwendung für die Magneten der vorliegenden Erfindung.
Während MRT-Systeme für die Gliedmaßen eine Reihe von Vorteilen für die untersuchte Person und den Bediener bieten, stellen sie bezüglich des für die verschiedenen Spulen, die den Magneten bilden, verfügbaren Raums und hinsichtlich der Kühlung dieser supraleitenden Spulen eine Herausforderung dar. Eine Hauptschwierigkeit beim Verwirklichen eines supraleitenden Magneten besteht darin, ein großes bildgebendes dsv (der erforderlichen Homogenität) zu erzeugen, wenn die Länge des Magneten verringert wird, während sichergestellt wird, dass die supraleitenden Drähte unbedenklich und effizient verwendet werden können.
Offene Systeme, die den größeren Teil der für Gliedmaßen dedizierten Systeme umfassen, sind durch Begrenzung auf geringere Feldstärken beschränkt; der offene MRT-Tomograph mit dem höchsten Feld auf dem Markt war 2005 das System Philips 1.0T.
Die Natur der derzeit angebotenen kleineren MRT-Systeme mit Niederfeld ist ein Hauptnachteil bei deren Nutzung. Laut dem American College of Rheumatology ‚können die MRT-Systeme mit Niederfeld nicht das SNR von MRT-Systemen mit Hochfeld bei Bildern ähnlicher räumlicher Auflösung erreichen‘. Niederfeldsysteme weisen im Allgemeinen längere Bilderfassungszeiten auf, was bei Verfahren, die Kontrastmittel erfordern, problematisch sein kann, dabei bei an Gliedmaßen erfolgenden Verfahren intravenös eingespritzte Kontrastmittel in einem Zeitraum von Minuten in die Gelenkflüssigkeit diffundieren können.
Ein Ziel dieser Erfindung ist es, verbesserte Magneten und MRT-Systeme vorzusehen, die diese und andere Probleme sowohl der Ganzkörper- als auch der Gliedmaßen-MRT-Systeme angehen.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung sieht ein Magnetresonanzsystem zum Erzeugen von MR-Bildern und einen Magneten zur Verwendung in solchen Magnetresonanzsystemen vor.
Der Magnet umfasst eine Primärspulenstruktur mit mindestens fünf primären Spulen, die entlang einer Achse positioniert sind, einschließlich einer ersten Endspule benachbart zu einer Patientenseite des Magneten und einer zweiten Endspule benachbart zu einer Serviceseite des Magneten. (Der Begriff ‚Patientenseite‘ wird hierin verwendet, um die Seite oder den Teil näher zum Ende des Magneten, der den Patienten oder einen Teil desselben zum Abtasten aufnimmt, zu bezeichnen, während der Begriff ‚Serviceseite‛ verwendet wird, um die gegenüberliegende Seite oder den gegenüberliegenden Teil zu bezeichnen).
Der Übersichtlichkeit halber verweist diese Beschreibung auf eine ‚Spule‘ oder eine Anzahl von ‚Spulen‘, doch sollte beachtet werden, dass jede Spule eine oder mehrere Wicklungen umfassen kann und aus mehreren nebeneinander gestellten Teilen oder Unterblöcken bestehen kann, die radial oder axial ausgerichtet sind. Insbesondere können eine oder beide der zwei primären Endspulen bei Bedarf jeweils mehrere Spulenunterblöcke umfassen, die in radialer oder axialer Richtung ausgerichtet sind.
Typischerweise haben die erste und die zweite primäre Endspule die gleiche Polarität, d.h. sie führen in der gleichen Richtung Strom, und sind die stärksten Spulen in der Primärspulenstruktur, d.h. der gesamte Strom in jeder Endspule ist größer als der in jeder mittleren Spule.
Bei Einsatz kann der Magnet ein Magnetfeld von mindestens 1,5 Tesla und vorzugsweise mindestens 3,0 Tesla erzeugen, das über einem vorbestimmten Bildgebungsbereich oder Volumen (auch als der ‚homogene Bereich‘ oder ‚dsv‘ bezeichnet) im Wesentlichen homogen ist. Typischerweise hat der Bildgebungsbereich eine Außenfläche, die durch eine berechnete Änderung des longitudinalen Magnetfelds relativ zu dem longitudinalen Magnetfeld an der Bildgebungsmitte von weniger als 20 Teilen pro Million von Spitze zu Spitze festgelegt ist.
Die genannte Feldstärke und Homogenität sollen die Auslegungswerte der Feldstärke und Homogenität bezeichnen.
Vorzugsweise ist mindestens eine primäre Spule, die die zweite Spule von einem axialen Ende des Magneten ist, von entgegengesetzter Polarität zu der benachbarten Endspule, d.h. sie führt Strom in der Gegenrichtung zu dieser Endspule.
Vorteilhafterweise weist die Primärspulenstruktur eine asymmetrische elektromagnetische Konfiguration auf. D.h. die Primärspulenstruktur ist bezüglich der axialen Mitte des Bildgebungsbereichs nicht symmetrisch und die primären Spulen an der Patientenseite der axialen Mitte des Bildgebungsbereichs führen mehr Gesamtstrom als die primären Spulen an der Serviceseite der axialen Mitte des Bildgebungsbereichs. Gesamtstrom bezeichnet das Produkt des Stroms mal der Anzahl an Spulenwicklungen oder -windungen.
Die Magnetmitte und die Bildgebungsmitte können zusammenfallen, müssen es aber nicht.
Vorzugsweise erfüllt das Querschnittmaß des Bildgebungsbereichs in der axialen Richtung (Dz) und der kürzeste Abstand zwischen dem dsv-Rand und der Magnetöffnung (d, kalte Bohrung, Patientenseite) die Beziehung: Dz/d=1~2.
Ein Vorteil des Magneten dieser Erfindung gegenüber herkömmlichen zylinderförmigen Magnetsystemen ist, dass bei bestimmten Ausführungsformen die 'kurze Bohrung nur die Patientenseite bezeichnet, während die Serviceseite des Magneten in der Länge nicht beschränkt ist, und sie ausreichend groß sein kann, um die Bildung eines zufriedenstellend großen dsv zu unterstützen, während der Magnet sicher (quench-minimiert) und kostengünstig gehalten wird. Diese Auslegung ermöglicht MRT-Prüfungen hoher Qualität von klaustrophoben Patienten und einfachen Zugang zu Patienten während des Abtastens.
Der Abstand von der Magnetöffnung (d.h. dem Ende des Magneten an der Patientenseite) zu dem dsv-Rand wird mit anderen Worten gleich dem des herkömmlichen Systems mit kurzer Bohrung gehalten; die dsv-Größe in axialer Richtung kann aber durch Lockern der Magnetlänge an der Serviceseite vergrößert werden. Verglichen mit herkömmlichen zylinderförmigen Systemen kann die vorliegende Erfindung nicht nur ein höheres Maß an Patientenakzeptanz in Verbindung mit offenen Systemen vorsehen, sondern bietet auch eine signifikant verbesserte Bildgebungsleistung bezüglich des zugänglichen Bildgebungsbereichs. Noch wichtiger ist, dass die Spulenstruktur bei dieser Erfindung nicht so vollgestopft wie bei einem herkömmlichen Magnetsystem ist und daher die Magneten wenig belastet sind, und dies ist ein wichtiger Vorteil, da es die Möglichkeit von belastungsinduziertem Quenchen verringert.
Bezüglich Konstruktionen mit kurzer Bohrung hat bei einer Ausführungsform eines MRT-Ganzkörperscans der Magnet vorteilhafterweise eine axiale Länge von weniger als 160 cm und vorzugsweise weniger als 140 cm; und dies entspricht aus Sicht der Patientenzugänglichkeit dem herkömmlichen System kurzer Bohrung mit 1 m.
Bei einer Ausführungsform der Gliedmaßenbildgebung weist der Magnet vorteilhafterweise eine axiale Länge von weniger als 70 cm und vorzugsweise weniger als 60 cm auf; und diese Konfiguration bietet ein für die orthopädische Bildgebung ausgezeichnet bemessenes dsv.
Vorzugsweise beträgt die dsv-Abmessung entlang der radialen Richtung (Dr, Durchmesser) mindestens 40 cm für die Ausführungsform der Ganzkörperbildgebung und 10 cm für die Ausführungsform der Gliedmaßenbildgebung.
Eine Abschirmspulenstruktur wird vorzugsweise um die Primärspulenstruktur vorgesehen und umfasst mindestens eine Abschirmspule größeren Durchmessers als die primären Spulen. Die Abschirmspulenstruktur befindet sich radial auswärts der Primärspulenstruktur und erstreckt sich im Wesentlichen entlang der gesamten axialen Länge des Magneten. Die Abschirmspule(n) führt/führen Strom in einer Richtung entgegengesetzt zu der der Endspulen der Primärspulenstruktur. Die Abschirmspule(n) kann/können von supraleitender Struktur oder ferromagnetischer Struktur sein. Die Abschirmspule(n) kann/können auch zum Maßschneidern der Magnetfelder in dem dsv verwendet werden.
Vorzugsweise weist der Magnet mindestens drei mittlere primäre Spulen (ausschließlich der zwei Endspulen und der Spule(n) entgegengesetzter Polarität neben der Endspule/den Endspulen) auf, die sich axial erstrecken, und ihre innere Hüllkurve bedeckt den gesamten Bildgebungsbereich. Die mittleren Spulen können für Fertigungs- und Feld-/Belastungssteuerungszwecke gruppiert oder unterteilt werden, ohne ihre Magnetfeldbeiträge wesentlich zu ändern.
In einer anderen Form sieht die Erfindung ein Verfahren zum Konzipieren des vorstehend beschriebenen Magneten der Erfindung vor. Das Verfahren umfasst das Verlängern der Spulenstruktur an der Serviceseite axial bezüglich der Bildgebungsmitte, während an der Patientenseite eine kompakte Spulenstruktur beibehalten wird, um ein annehmbares großes dsv zu erzeugen, während der Magnet sicher (quench-minimiert) und kostengünstig gehalten wird.
Vorzugsweise wird bei der Auslegung des Magneten Kraftausgleichen verwendet, um die Nettokräfte an den Spulen und insbesondere den Endspulen in der Primärspulenstruktur zu minimieren. Um Kraftausgleich im Konzeptionsvorgang umzusetzen, werden in die zu minimierende Fehlerfunktion Maxwellsche Kräfte aufgenommen.
Die vorstehende Zusammenfassung der Erfindung und bestimmte Ausführungsformen dienen nur dem besseren Verständnis des Lesers und sind nicht als Einschränkung des Schutzumfangs der Erfindung gedacht und sollten auch nicht so ausgelegt werden. Allgemeiner versteht sich, dass sowohl die vorstehende allgemeine Beschreibung als auch die folgende eingehendere Beschreibung lediglich beispielhaft für die Erfindung sind und einen Überblick oder Rahmen für das Verständnis der Natur und des Wesens der Erfindung geben sollen.
Der Magnet ist zum Beispiel nicht auf eine zweischichtige Spulenstruktur beschränkt, und zum Erzeugen eines halbkompakten Magneten kann eine mehrschichtige Spulenstruktur verwendet werden.
Weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung werden in der folgenden eingehenden Beschreibung dargelegt und werden für den Fachmann anhand dieser Beschreibung leicht nachvollziehbar sein oder werden durch Praktizieren der Erfindung, wie hierin beschrieben, erkannt werden. Diese beiden zusätzlichen Aspekte der Erfindung sowie die vorstehend erläuterten können separat oder in einer oder allen beliebigen Kombinationen verwendet werden.
Die Begleitzeichnungen ermöglichen ein besseres Verständnis der Erfindung und werden in diese Beschreibung aufgenommen und bilden einen Teil derselben. Die Zeichnungen veranschaulichen beispielhaft verschiedene Ausführungsformen der Erfindung und dienen zusammen mit der Beschreibung der Erläuterung der Prinzipien und der Arbeitsweise der Erfindung. In den Zeichnungen und in der Beschreibung sind ähnliche Teile in zugehörigen Figuren durch ähnliche Ziffern kenntlich gemacht.
Figurenliste

1 zeigt schematisch in Perspektive die Magnetkonfiguration und das dsv.
2 veranschaulicht die Differenz zwischen einem herkömmlichen Magneten einer kurzen Bohrung und einem Magneten gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
3 ist ein Flussdiagramm, das einen zum Konzipieren der Magnete der Beispiele 1 - 3 verwendeten Prozess veranschaulicht.
4 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines 1.5T Ganzkörpermagnet-Beispiels.
5 zeigt das Streufeld außerhalb des Ganzkörpermagneten und insbesondere die fünf Gaußschen (5 × 10^-4 Tesla) Konturen.
6 ist eine grafische Darstellung, die berechnete Größenordnungen des Gesamtmagnetfelds in den Spulen des Ganzkörpermagneten zeigt. Die Stärken der Felder werden durch die in den Figuren aufgeführten Grauskalen gezeigt.
7 ist eine grafische Darstellung, die berechnete Größenordnungen der gesamten elektromagnetischen Kräfte in den Spulen des Ganzkörpermagneten zeigt. Die Stärken der Felder werden durch die in den Figuren aufgeführten Grauskalen gezeigt.
8 zeigt die Stromverteilung entlang des Ganzkörpermagneten (in axialer Richtung).
9 ist eine Stromdichtekarte (CDM) des Ganzkörpermagneten. Diese wird zum Bestimmten der anfänglichen Einstellung der Spulenkonfiguration vor der Optimierung verwendet. Ähnliche CDM-Darstellungen wurden für die Gliedmaßenbeispiele verwendet.
10 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines 3T-Gliedmaßenmagneten (3Ta).
11 zeigt das Streufeld außerhalb des 3T-Gliedmaßenmagneten (3Ta) und insbesondere die fünf Gaußschen (5 × 10^-4 Tesla) Konturen.
12 ist eine grafische Darstellung, die berechnete Größenordnungen des Gesamtmagnetfelds in den Spulen des 3T-Gliedmaßenmagneten (3Ta) zeigt. Die Stärken der Felder werden durch die in den Figuren aufgeführten Grauskalen gezeigt.
13 ist eine grafische Darstellung, die berechnete Größenordnungen der gesamten elektromagnetischen Kräfte in den Spulen des 3T-Gliedmaßenmagneten (3Ta) zeigt. Die Stärken der Felder werden durch die in den Figuren aufgeführten Grauskalen gezeigt.
14 zeigt die Stromverteilung entlang des 3T-Gliedmaßenmagneten (3Ta) (in axialer Richtung).
15 zeigt schematisch die Spulenkonfiguration und dsv-Größe eines 3T-Gliedmaßenmagneten (3Tb).
16 zeigt das Streufeld außerhalb des 3T-Gliedmaßenmagneten (3Tb) und insbesondere die fünf Gaußschen (5 × 10^-4 Tesla) Konturen.
17 ist eine grafische Darstellung, die berechnete Größenordnungen des Gesamtmagnetfelds in den Spulen des 3T-Gliedmaßenmagneten (3Tb) zeigt. Die Stärken der Felder werden durch die in den Figuren aufgeführten Grauskalen gezeigt.
18 ist eine grafische Darstellung, die berechnete Größenordnungen der gesamten elektromagnetischen Kräfte in den Spulen des 3T-Gliedmaßenmagneten (3Tb) zeigt. Die Stärken der Felder werden durch die in den Figuren aufgeführten Grauskalen gezeigt.
19 zeigt die Stromverteilung entlang des 3T-Gliedmaßenmagneten (3Tb) (in axialer Richtung) für (1): primäre Schicht und Abschirmschicht; (2) nur die primäre Schicht.

Eingehende Beschreibung der Ausführungsformen der Erfindung
Ein supraleitender Magnet weist typischerweise eine Primärspulenstruktur auf, die eine Anordnung von Spulen umfasst. Die Primärspulenstruktur ist von einer Abschirmspulenstruktur oder -schicht umgeben, die ebenfalls aus einer Anordnung von einer oder mehreren Spulen besteht. In ihren bevorzugten Ausführungsformen betrifft die vorliegende Erfindung Magnetresonanzsysteme, die effektiv kurze supraleitende Magnete mit elektromagnetisch asymmetrischen Strukturen und einer bestimmten Spulenanordnung an der primären Struktur umfassen. Die Spulen sind in den Zeichnungen schematisch veranschaulicht.
Wie in den Ausführungsformen von 4, 10 und 15 veranschaulicht, sind in der Primärspulenstruktur des Magneten die beiden Endspulen die größten Spulen (volumenmäßig) in der Baugruppe, und mindestens drei und vorzugsweise mindestens vier Spulen mit der gleichen Polarität wie die Endspulen befinden sich in dem mittleren Bereich des Magneten. Mindestens eine Spule neben den Endspulen (Patientenseite) weist eine umgekehrte Polarität zu anderen primären Spulen auf, d.h. die Spule ist so gewickelt, dass Strom in dieser Spule in der Gegenrichtung fließt. Diese Spule unterstützt das Verbessern der Homogenität des Magnetfelds in dem dsv an diesem Ende des Magneten.
Wie in 8, 14 und 19 gezeigt ist in der Primärspulenstruktur des Magneten bezüglich der Bildgebungsmitte das Spulenmuster an beiden Seiten der Baugruppe elektromagnetisch asymmetrisch, d.h. die Patientenseite hat einen größeren Gesamtstrom als die Serviceseite.
Gleichzeitig werden die Spitzenfelder in den Supraleitern auf vernünftige Werte beschränkt, und dies ist ein wichtiger praktischer Aspekt. Wenn die Spitzenfelder hoch sind, werden die Supraleiter in der Stromdichte beschränkt, die sie sicher führen können (oder riskieren Quenchen - ein Prozess, bei dem die Supraleitfähigkeit verloren geht), und wenn die Spitzenfelder hoch sind, erfordern sie weiterhin einen größeren Prozentsatz an Supraleiter-Filamenten in dem Draht, was es teurer macht.
Auch wenn keine Bindung durch eine bestimmte Theorie der Wirkweise erwünscht ist, wird angenommen, dass diese Anordnung von Spulen es dem Magneten ermöglicht, ein großes homogenes dsv relativ zu dem kürzesten Abstand zwischen dem dsv-Rand und dem Magnetende an der Patientenseite zu haben. Gleichzeitig führt es zu Spitzenfeldern in den supraleitenden Spulen von geeigneten Werten, um sichere und effiziente Magneten zu erzeugen.
Statt einer einzelnen Abschirmspule kann die Abschirmschicht mehrere separate Spulen, z.B. zwei Spulen oder drei Spulen, die über die Länge des Magnetsystems getrennt sind, umfassen. Da die Magnetspitzenfelder und daher in gewissem Maße die Belastungen in den Magneten der Erfindung gesteuert werden, können supraleitende Drähte mit verringerten Mengen an supraleitenden Materialien, z.B. Niob-Titan-Legierungen, verwendet werden.
In den bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung erreichen die Magneten einige und am bevorzugtesten alle der folgenden Leistungskriterien:

(1) bei einem Gliedmaßenbildgebungsmagenten einen Gesamtdurchmesser, der kleiner oder gleich 100 cm und bevorzugt kleiner oder gleich 70 cm ist, oder bei einem Ganzkörperbildgebungsmagneten einen Gesamtdurchmesser, der kleiner als 200 cm ist,
(2) bei einem Gliedmaßenbildgebungsmagneten eine Gesamtlänge, die kleiner oder gleich 70 cm ist, oder bei einem Ganzkörperbildgebungsmagneten eine Gesamtlänge, die kleiner oder gleich 140 cm ist, ,
(3) einen Wert an dsv-Homogenität und eine Größe, die für effektive MR-Bildgebung ausreichen (bevorzugt hat bei einem Homogenitätswert von 20 Teilen pro Million von Spitze zu Spitze oder besser relativ zu dem Wert von B₀ an der Mitte des dsv die axiale Länge des dsv (Dz) und der kürzeste Abstand zwischen dem dsv-Rand und dem Magnetende der kalten Bohrung (d) die Beziehung: y=Dz/d ist bei einem Bereich von 1-2. Das kleine γ entspricht einer kleinen Bildgebungsfläche oder einem großen zugänglichen Abstand (äquivalent Magnet langer Bohrung), das große γ entspricht einer großen Bildgebungsfläche und/oder einem kleinen zugänglichen Abstand (effektiver Magnet kurzer Bohrung). Bei dem Ganzkörperfall weist die vorgegebene Konstruktion γ=1,48 und die herkömmliche Konstruktion kurzer Bohrung γ=0,88<1 auf; bei den Gliedmaßenfällen weisen die beiden Beispiele jeweils γ=1,51, 1,61 und die herkömmliche Konstruktion kurzer Bohrung γ=0,97<1 auf. Diese Erfindung unterstützt nicht γ>2, in diesem Fall werden Konfigurationen mit anderen elektromagnetischen Merkmalen und Spulen (z.B. Dreischichtmagnet) genutzt und das dsv wird hin zu einem Magnetende hoch versetzt (siehe US-Patent Nr. 7375528 ).
(4) ausreichenden Abstand zwischen Spulen, um eine effektive kryogene Abkühlen zuzulassen,
(5) niedrige Spitzenmagnetfelder in den Spulen, um die Verwendung von billigerem supraleitenden Draht (z.B. ein berechnetes Spitzenmagnetfeld in einer der mehreren stromführenden Spulen, dessen Größenordnung kleiner als etwa 7,5 Tesla ist) zu ermöglichen, und
(6) niedrige Streufelder (z.B. ein berechnetes Streumagnetfeld außerhalb des Magneten, das an allen Stellen, die mehr als 7 m (bei dem Ganzkörpersystem) und 4 m (bei dem Gliedmaßensystem) von der geometrischen dsv-Mitte liegen, kleiner als 5 × 10^-4 Tesla ist.

Beispiele für die Magneten der Erfindung und die beim Bestimmen der Spulenkonfigurationen und Stromverteilungsfunktionen der Magneten verwendeten Verfahrensweisen werden nun näher beschrieben, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu beschränken.
Die Spulenpositionen wurden in einem Optimierungsprozess (siehe 3) bestimmt. Die Optimierung wurde unter Verwenden einer restringierten numerischen Optimierungstechnik beruhend auf einem nichtlinearen Least-Square-Algorithmus (Mathlab Optimization Toolbox, http://www.mathworks.com) ermittelt. Die Routine verwendete die Geometrie und Positionen der felderzeugenden Elemente als Parameter und die vorstehend erwähnten Fehlerterme, um die endgültige Spulengeometrie für den Magneten zu berechnen.
Beispiel 1 (1.5 Ganzkörpermagnet)
Dieses schematisch in 4 gezeigte Beispiel veranschaulicht einen supraleitenden Magneten gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. In einem großen Überblick nutzt der Magnet dreizehn Spulen und weist eine Kaltbohrungslänge und einen Kaltbohrungs-Innenradius von etwa 1,34 bzw. 0,49 Meter auf. Wichtiger noch ist, dass der kürzeste Abstand zwischen dem Kaltbohrungsmagnetenende und dem dsv-Rand nur 0,36 Meter beträgt, was unter Verwenden anderer Spulenkonfigurationen schwer zu erreichen ist. In diesem Beispiel beträgt der axiale Abstand zwischen der Magnetmitte und der Bildgebungsmitte 1,2 cm. An den primären Windungen des Magneten sind alle Spulen mit Ausnahme der zweiten Spulen vom Ende in der gleichen Richtung gewickelt (d.h. haben die gleiche Polarität). Diese Spulen sind in der Gegenrichtung zu allen anderen an Primäre gewickelt (d.h. sie haben eine entgegengesetzte Polarität).
Relativ zur Bildgebungsmitte weisen die Spulenblöcke an der primären Wicklung eine asymmetrische elektromagnetische Topologie auf. Der Gesamtstrom an der Patientenseite ist wesentlich größer als der an der Serviceseite (siehe 8, 9). Kombiniert mit der Topologie der anderen Spulen führt dieses Merkmal verglichen mit anderen Spulenkonfigurationen für einen Magneten, der den gleichen Abstand d bietet, zu einer nahen, verbesserten Homogenität. In 4 werden für Vergleichszwecke die Magnetmitte und die dsv-Größe des herkömmlichen symmetrischen 1.5T Kurzbohrungs-Ganzkörpermagneten veranschaulicht. Hält man d unverändert und verlängert die Magnetlänge an der Patientenseite um etwa 20 cm, wird das dsv in der axialen Richtung signifikant und vorteilhafterweise von 32 cm auf 54 cm verlängert (bei 5 ppm Homogenität). In der Abschirmspulenstruktur des Magneten gibt es insgesamt vier Abschirmspulen und diese erstrecken sich unterschiedlich entlang der Länge des Magneten.
4 zeigt den Magneten und das Feld in dem dsv. 5 zeigt die berechneten externen Streufelder und das von dem Magneten erzeugte axiale Magnetfeld. 6 zeigt die berechneten Größenordnungen des gesamten Magnetfelds, das von dem Magneten in den verschiedenen Spulen des Magneten erzeugt wird. 7 zeigt die berechneten Größenordnungen der gesamten elektromagnetischen Kräfte, die von dem Magneten in den verschiedenen Spulen des Magneten erzeugt werden. Zu beachten ist in 4, dass in jeder Spule die Polaritäten der Stromdichte angezeigt sind.
Wie in 4 gezeigt weist der Magnet ein dsv auf, das in etwa sphärisch ist, mit einem Durchmesser von etwa 54 cm, was ein wesentlicher Anteil der Gesamtlänge des Magneten ist. Der Magnet weist ebenfalls eine 5-Gauss-Linie auf, die innerhalb etwa 6 Metern von der Mitte des dsv liegt, wobei sie in etwa 6 m axial und 4 m radial liegt (in 5 gezeigt).
Wie in 6 gezeigt, beträgt das berechnete Spitzenmagnetfeld etwa 6 Tesla, was ein Konstruieren des Magneten unter Verwenden eines mühelos erhältlichen supraleitenden Drahts ermöglicht.
1 zeigt in Perspektive die relativen Größen der Spulen und des dsv, was verglichen mit der Gesamtlänge des Magneten ein nahes, großes dsv anzeigt und somit die Bildgebung des ganzen Körpers ermöglicht, wobei der Patient während Untersuchungen zum Beispiel bequem auf dem Bett mit dem Kopf außerhalb des Magneten positioniert ist (wie in 2 gezeigt). Der Abstand ‚d‘ von dem Rand des dsv zu dem Patientenende des Magneten beträgt 36 Zentimeter, was gleich dem bei herkömmlichen Kurzbohrungs-Konstruktionen ist. Bei Kurzmagneten des Stands der Technik mit konstanter Höhe machen aber aufgrund der Beschränkung des Supraleiterdrahts hohe Belastungen/Spitzenfelder zwischen Spulen und in Spulen aufgrund der nahen Beabstandung zwischen Spulen und Probleme mit verringertem Kaltbohrungsraum das Bauen des Magneten zu vernünftigen Kosten schwierig. Daher muss für die praktische Nutzung ein klein bemessenes dsv (z.B. 30 cm statt der herkömmlichen 40 - 45 cm in der axialen Richtung) in Betracht gezogen werden. Dieses Beispiel der vorliegenden Erfindung behebt die technischen Probleme und erzeugt den Bildgebungsbereich, dessen Größe das 1,8-fache der von der herkömmlichen Kurzbohrungstechnologie gebotenen Größe ist.
Wie in 8 und 9 gezeigt weist die primäre Schicht des Magneten eine Gesamtstromverteilungsfunktion auf, die bezüglich der Bildgebungsmitte entlang der Längsachse asymmetrisch ist, d.h. der Gesamtstrom an der Patientenseite ist größer als der an der Serviceseite. Die Magneten der 3T-Gliedmaßenbeispiele weisen ebenfalls solche asymmetrischen Stromverteilungsfunktionen auf.
Beispiel 2 (3T-Gliedmaßenmagnet (Versionen A, B))
Dieses schematisch in den 10 und 15 gezeigte Beispiel veranschaulicht eine supraleitende 3T-Magnetkonstruktion unter Verwenden einer Struktur nach der zweiten und dritten Ausführungsform der Erfindung.
Wie in 10 gezeigt, ist in Konstruktionsversion ‚a‘ die Spulenstruktur insgesamt weniger als 55 cm lang, während ein homogenes dsv erzeugt wird: 23,5 cm entlang der axialen Richtung und 7,5 cm in der radialen Richtung, wobei die Homogenität des dsv über diesem Volumen um weniger als 5 ppm schwankt. An der Patientenseite der primären Schicht ist die Spule neben der Endspule von entgegengesetzter Polarität zu allen anderen in dem Primärspulensatz. In dem mittleren Bereich des Magneten sind in diesem Beispiel sechs mittlere Spulen positioniert. Neben der Endspule an der Serviceseite gibt es keine negative Spule. In diesem Beispiel beträgt der axiale Abstand zwischen der Magnetmitte und der Bildgebungsmitte 1,2 cm. Die Spulenstruktur bietet wiederum den Verteil bei Kombination mit den anderen Merkmalen, dass ein relativ großer und nutzbarer Bildgebungsbereich erzeugt wird.
Die Streufelder in diesem Magneten werden gut gesteuert, wobei sie in etwa 3.6 m und 2.4 m in der axialen bzw. radialen Richtung sind, wie in 11 gezeigt ist. Die in 12 gezeigten Felder in den Leitern sind ähnlich zu denen in Beispiel 1 und innerhalb der Möglichkeiten von erhältlichen supraleitenden Drähten.
Der Magnet dieses Beispiels ist für orthopädische und ähnliche Anwendungen gut geeignet, nun bei der höheren Feldstärke von drei Tesla, was die breite Anwendbarkeit der vorgeschlagenen Struktur nachweist.
In 10 werden für Vergleichszwecke die Magnetmitte und die dsv-Größe des herkömmlichen symmetrischen 3T Kurzbohrungs-Gliedmaßenmagneten veranschaulicht. Hält man d unverändert und verlängert die Magnetlänge an der Patientenseite um etwa 9 cm, wird das dsv in der axialen Richtung signifikant und vorteilhafterweise von 15 cm auf 23,5 cm verlängert (bei 5 ppm Homogenität).
Ähnliche Ergebnisse für den 3T-Gliedmaßenfall ‚b‘ sind in 15 bis 19 gezeigt. Verglichen mit dem beispielhaften 3T-Gliedmaßenfall ‚a‘ verwendet diese Konstruktion eine geringere Anzahl von mittleren positiven Spulen (4 Blöcke) an der primären Schicht und eine geringere Anzahl an Abschirmspulen (3 Blöcke), um ein ähnliches dsv zu erzeugen. Dies beweist eindeutig den Vorteil der Spulenstruktur der Erfindung bei dem gleichen Konstruktionsziel, man kann ein ausgezeichnetes dsv erzeugen, solange das gleiche Erfindungskonzept verwendet wird. Die gesteigerte dsv-Größe relativ zu dem kürzesten Abstand zwischen dem Magnetende und dem dsv-Rand ist für die Gliedmaßenbildgebung von deutlichem Vorteil. Die untersuchte Person hat es während des Vorgangs bequem und es ist ein großer Bereich von Bildgebungsanwendungen möglich.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wird Kraftausgleichen integriert, um die Nettokräfte an allen Spulen in dem Magneten zu minimieren, wobei der äußersten Spule an der Primäre besondere Aufmerksamkeit geschenkt wird.
Da das Magnetsystem kompakt ist, befinden sich die Spulen zwangsweise in großer Nähe, und die Magnetkräfte, die auf die supraleitenden Wicklungen wirken, können sehr groß sein. Diese Kräfte können bewirken, dass die supraleitenden Legierungen unter ihren Nenneigenschaften arbeiten oder sogar quenchen und nicht mehr supraleitend sind. Die Berücksichtigung von Magnetkräften bei dem Konzeptionsprozess ist für ein solches System wichtig, und daher ist in dieser Ausführungsform eine automatisierte Kraftreduzierung in dem Konzeptionsprozess enthalten, d.h. die Optimierung umfasst Maxwellsche Kräfte in der zu minimierenden Fehlerfunktion. Dies ermöglicht eine automatisierte Kraftverringerung in den Magnetkonstruktionen, während die Gesamtabmessungen des Systems gesteuert werden [siehe 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. Supercond., Vol.11, Nr. 2, S.: 4014- 4022, 2001, dessen Offenbarung hierin durch Bezugnahme aufgenommen wird]. Dies verbessert die Sicherheit der Konstruktion und verringert die Unterstützungsanforderungen für den primären Spulensatz in der axialen Richtung.
Die vorstehenden Ausführungsformen sollen die Erfindung veranschaulichen, ohne den Schutzumfang derselben zu beschränken. Die Erfindung kann mit verschiedenen Abwandlungen und Hinzufügungen praktiziert werden, die für den Fachmann nahe liegen.
Zum Beispiel können die Spulen unterschiedliche Radien haben. In einem Kopf/Ganzkörper-Hybridbildgebungssystem können die primären Spulen in dem Kopfbildgebungsbereich einen kleineren Radius und in dem Körperbildgebungsbereich einen größeren Radius haben, aber immer noch die Konstruktionsprinzipien und das erfinderische Konzept verwenden, die vorstehend beschrieben wurden, um ein größeres dsv und einen kleineren zugänglichen Abstand zu erreichen.

Claims

Supraleitender Magnet zur Verwendung in einem Magnetresonanzbildsystem, welcher umfasst: eine Primärspulenstruktur mit mindestens fünf, entlang einer Achse positionierten primären Spulen, die eine erste Endspule an einem ersten axialen Ende des Magneten und eine zweite Endspule an einem zweiten axialen Ende des Magneten umfassen, wobei die erste und die zweite Spule von gleicher Polarität sind, und zumindest die Primärspule, die der ersten Endspule am nächsten liegt, eine andere Polarität als die genannte erste Endspule aufweist, wobei die Primärspulenstruktur konfiguriert ist, um ein Magnetfeld von mindestens 1,5 Tesla zu erzeugen, das über einem vorbestimmten Bildgebungsbereich, der sich in der Spulenstruktur zwischen dem ersten und zweiten axialen Ende des Magneten befindet, sich aber näher zu dem ersten axialen Ende des Magneten als dem zweiten axialen Ende befindet, im Wesentlichen homogen ist, wobei die primären Spulen an einer axialen Seite der axialen Mitte des Bildgebungsbereichs einen größeren Gesamtstrom als primäre Spulen an der anderen axialen Seite der axialen Mitte des Bildgebungsbereichs aufweisen, und wobei der Bildgebungsbereich eine ellipsoide Form besitzt und wobei die Querschnittsabmessung des genannten Bildgebungsbereichs in axialer Richtung (Dz) und der kürzeste Abstand zwischen dem Rand des Bildgebungsbereichs und dem ersten axialen Ende des Magneten (d) folgender Beziehung genügt: Dz/d=1~2. .
Supraleitender Magnet nach Anspruch 1, wobei die Primärspulenstruktur zumindest drei zentrale Spulen zusätzlich zu den genannten ersten und zweiten Endspulen und der genannten Spule entgegengesetzer Polarität, die der genannten ersten Endspule am nächsten liegt, umfasst, wobei die zumindest drei zentralen Spulen sich axial erstrecken und ein Innenvolumen definieren, welches den gesamten Bildgebungsbereich abdeckt.
Supraleitender Magnet nach Anspruch 1, wobei der Magnet ein Magnetfeld von mindestens 3,0 Tesla erzeugen kann.
Supraleitender Magnet nach einem der Ansprüche 1 bis 3, welcher weiterhin eine Abschirmspulenstruktur umfasst, die sich radial auswärts der Primärspulenstruktur befindet und sich im Wesentlichen über die gesamte axiale Länge des Magneten erstreckt.
Supraleitender Magnet nach einem der Ansprüche 1-4, wobei der Magnet eine axiale Länge von weniger als 70 cm besitzt und für Bilder von Gliedmaßen verwendbar ist, und wobei die Abmessung des Bildgebungsbereichs in radialer Richtung zumindest 10 cm beträgt.
Supraleitender Magnet nach einem der Ansprüche 1-4, wobei der Magnet eine axiale Länge von weniger als 160 cm aufweist und für Bilder vom gesamten Körper verwendbar ist, und wobei die Abmessung des Bildgebungsbereichs in radialer Richtung zumindest 40 cm beträgt.
Magnetresonanz-Bildsystem, umfassend einen Magneten, der gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche ausgebildet ist.
Verfahren zum Gestalten eines supraleitenden Magneten, der gemäß einem der Ansprüche 1-6 ausgebildet ist, wobei das Verfahren folgenden Schritt umfasst: Ausbalancieren von Kräften zum Minimieren der resultierenden Kräfte auf zumindest die axialen Endspulen in der Primärspulenstruktur.
Verfahren nach dem vorhergehenden Anspruch, wobei der genannte Schritt des Ausbalancierens von Kräften Folgendes umfasst: Aufnehmen von Maxwellschen Kräften in eine zu minimierende Fehlerfunktion.