DE4239823A1

DE4239823A1 -

Info

Publication number: DE4239823A1
Application number: DE4239823A
Authority: DE
Inventors: Leon Kaufman; Joseph Carlson; Hector E Avram
Original assignee: University of California
Current assignee: University of California
Priority date: 1992-02-19
Filing date: 1992-11-26
Publication date: 1993-08-26
Also published as: US5235279A; JPH0678895A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft die magnetische Reso nanzabbildung (magnetic resonance imaging, MRI) unter Verwendung von nuklearen magnetischen Resonanz (NMR)-Phäno menen. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung ein verbessertes MRI-System, das eine magnetische Hilfsgradien tenspule beinhaltet, die betrieben wird, um intensive magne tische Hilfsgradientenpulse in Verbindung mit den herkömmli chen magnetischen Gradientenspulen zu erzeugen, die in einem MRI-System enthalten sind, und zwar während einer gemeinsa men MRI-Datentsammelsequenz.

MRI ist zwischenzeitlich ein wohl bekanntes und kommerziell verfügbares, nicht offensives Verfahren, um diagnostische Informationen über die interne Struktur von lebendem Gewebe zu erhalten. Kurz zusammengefaßt werden NMR-Kerne (beispielsweise ein signifikanter Anteil der Wasserstoff kerne in dem menschlichen Körper) nominell mit einem inten siven, überlagernden, statisch-homogenen magnetischen Feld B₀ ausgerichtet. Indem man vorherbestimmte Sequenzen von NMR HF-Nutationspulsen und magnetischen Gradientenpulsen einer ausgewählten Dauer und in ausgewählten Richtungen anwendet (beispielsweise um selektiv transiente Gradienten in dem ma gnetischen B₀ Feld entlang den herkömmlichen orthogonalen x, y, z Koordinatenachsen entstehen zu lassen), werden einige dieser Kerne in einer vorherbestimmten Art und Weise in ih ren Ruheorientierungen gestört. Wenn sie beginnen, mit dem B₀-Feld in ihre Ruheorientierungen zurückzukehren, emittie ren sie charakteristische, räumlich verschlüsselte HF Si gnale, welche auf bekannter Art und Weise detektiert, digi talisiert und verarbeitet werden, um ein sichtbares Bild zu erzeugen, das die Verteilung der NMR-Kerne innerhalb eines vorherbestimmten Bildvolumens darstellt (beispielsweise ent lang ausgewählten planaren "Schnitt"-Volumen des lebenden Gewebes).

In konventionellen, kommerziell verfügbaren MRI-Systemen werden verschiedene Geometrien und Koordinatensysteme ver wendet, um die MRI durchzuführen. Beispielsweise verwendet eine bekannte Anordnung einen solenoidalen, cryogenischen supraleitenden Elektromagneten, um das nominale statisch-ho mogene Ruhefeld B₀ entlang einer z-Achse zu erzeugen, die innerhalb der Bohrung des Solenoiden zentriert ist. Eine an dere Anordnung verwendet ein Array aus Permanentmagneten und Magnetkreisjochen zwischen vergrößerten Polstücken, die oberhalb und unterhalb des Bildvolumens angeordnet sind. In derartigen Polkörper MRI-Systemen benötigen die Dimensionen des Hauptmagneten und die mit ihm verbundenen Gradientenspu len eine vergleichsweise groß angelegte Geometrie, und zwar aus einer Anzahl von Gründen. Zunächst erst einmal muß das System groß genug sein, um einen menschlichen Körper (oder wenigstens den Teil des menschlichen Körpers, der abgebildet werden soll) aufzunehmen. Aber, was vielleicht noch wichti ger ist, um die gewünschte Einheitlichkeit, Linearität und/oder Reproduzierbarkeit der magnetischen Felder inner halb des Bildvolumens zu erhalten, muß das Bildvolumen aus einem vergleichsweise kleinen und begrenzten Teil des ge samten Volumens bestehen, das von derartigen Strukturen be grenzt wird. Unglücklicherweise führen solche vergleichs weise große Dimensionen zu erhöhten Gradientenspulen-Induk tivitäten (und Widerständen), wodurch das Zeit-Ansprechver halten derartiger Spulen sich selbst begrenzt. Die Intensi tät der erzielbaren magnetischen Felder, die dabei in dem vergleichsweise weit entfernten Bildvolumen erzeugt werden, wird sich dabei gleichfalls für eine gegebene Treiberstrom größe selbst begrenzen. Andere haben schon herausgefunden, daß kleiner dimensionierte Grandientenspulen, die in gerin gerem Abstand zu dem Bildvolumen angeordnet werden, für be stimmte Anwendungen sehr hilfreich sein können. Vergleiche hierzu beispielsweise:

1. Crooks et al, "Echo-Planar- Pediatric Imager", Radio logy, 1988; Band 166, Nr. 1, Seiten 157-163;
2. Roemer et al, "High Speed, High Field, Planar Surface Gradient Asssembly for Fast Imaging", SMRM, 1988, Seite 134;
3. Yi et al, "Three Channel Surface Gradient Coil for High Resolution NMR Imaging", SMRM, 1990, Seite 201; und
4. Hajnal et al, "An Insert Gradient Coil Unit for An isotropic Diffusions Studies of the Brain", JMRI, Band 1, Nr. 2, März/April 1991, Seite 209.

Gemäß diesen Lösungsansätzen scheinen Crooks et al, Yi et al und Hajnal et al gemeinsam einen kleiner dimensionierten, aber sonst kompletten Satz von drei Gradientenspulen vorzu sehen, welche allein und anstelle des gewöhnlich größer dimensionierten Satzes von Gradientenspulen zu verwenden sind, die in kommerziell verfügbaren MRI-Systemen gefunden werden. Roemer et al scheint eine Oberflächengradientenspule in der y-Dimension zu ersetzen, aber es scheint nicht, daß er vorschlägt, eine derartige Hilfsgradientenspule in Ver bindung mit magnetischen Gradientenpulsen in der gleichen Richtung von den anderen, größer dimensonierten und Standardgradientenspulen währen einer einzelnen MRI-Daten sammelsequenz zu verwenden. Darüber hinaus berichtet Roemer et al insbesondere auch nur von einer planaren (d. h. "fla chen") Oberflächengradientenspulenstruktur, die derartig orientiert ist, daß ihre flache Konstruktion nicht mit dem horizontalen Feld der anderen MRI-Systemkomponenten interfe riert.

In vielen MRI-Anwendungen ist ein starker Gradientenpuls wünschenswert, und zwar selbst dann, wenn er von verminder ter Gleichförmigkeit und/oder Linearität und/oder Reprodu zierbarkeit ist. Wir haben nun entdeckt, daß eine kleiner dimensionierte Gradientspule in Verbindung mit den herkömm lichen, größer dimensonierten Gradientenspulen eines MRI-Sy stemes verwendet werden kann, und zwar während einer gemein samen MRI-Datensammelsequenz, um so für einen verbesserten Betrieb zu sorgen, und das bei niedrigeren als den sonst zu erwartenden Kosten. Beispielsweise kann die Einfügung einer vergleichsweise kleinen Hilfsgradientenspule in Verbindung mit dem Standard-MRI-System verwendet werden, um solche starken Gradientenpulse bei erheblich niedrigeren Kosten bereitzustellen, als die, die sonst bei den Versuchen auf treten, um bestehende Gradientenspulen zu höheren Gradien tengrößen zu pulsen. Typischerweise wird die gewöhnliche Abbildungssequenz mittels den bestehenden magnetischen MRI- Systemgradientenspulen durchgeführt, während eine magneti sche Gradientenspule mit kleinerem Durchmesser vergleichs weise stärkere Gradientenpulse bei kritischen Punkten inner halb der gleichen MRI-Sequenz bereitstellt.

Beispielsweise können relativ starke Gradientenpulse verwen det werden, um unerwünschte Phasenkohärenzen der NMR-Kerne bei bestimmten Punkten einer NMR-Sequenz zu zerstören. Ähn lich starke Gradientenpulse können als Diffusionsgradi entenpulse in MRI-Diffusionsstudien verwendet werden.

Da die Anforderungen an die Gradiententreiberleistung sich mit dem Quadrat der gewünschten Gradientengröße und mit der vierten bis fünften Potenz des Spulendurchmessers erhöhen, und da die Leistung (genau wie die Linearitäts- und Repro duzierbarkeitsspezifikationen) sehr die Kosten der geeigne ten Gradiententreiberverstärker erhöhen, ist die Verminde rung der nötigen Leistung zur Erzielung einer gegebenen Gra dientengröße sehr wichtig. Wir haben herausgefunden, daß derartige Hilfsgradientenpulse bei geeigneten Zeiten inner halb einer MRI-Sequenz unter Verwendung einer weiteren (d. h. einer vierten) eingefügten Gradientenspule erzeugt werden können, die spezifisch angepaßt ist, um den gewünschten starken Gradienten zu erzeugen. Indem man derartig vorgeht, wird der Bedarf nach der Bereitstellung einer erhöhten Trei berleistung für einen bestehenden Gradiententreiberkanal un nötig, welcher bereits für die gewöhnlichen Abbildungsgradi enten verwendet wird (und welche daher vom gewöhnlichen großen Durchmesser sind, um die strengen Anforderungen an die Einheitlichkeit, Linearität und Reproduzierbarkeit zu erfüllen). Anstelle dessen kann mit relativ geringen Kosten eine Gradiententreiberversorgung zur Verfügung gestellt wer den, die in Verbindung mit der eingefügten Hilfsgradienten spule kleineren Durchmessers gemäß der vorliegenden Erfin dung verwendet wird.

Wie bereits zuvor erwähnt beinhalten die gewöhnlichen kom merziell verfügbaren MRI-Systeme drei magnetische Gradien tenspulen, welche angetrieben werden, um die im wesentlichen einheitlichen linearen magnetischen Gradientenpulse inner halb eines Bildvolumens zu erzeugen, und zwar entlang jeder verschiedenen Richtung (x, y, z) während einer MR-Abbil dungssequenz. Die vorliegende Erfindung stellt in ihrer bei spielhaften Ausführungsform eine Verbesserung bereit, indem eine weitere Gradientenspule eingesetzt wird, die angetrie ben wird, um Hilfsgradientenpulse entlang wenigstens einer dieser Richtungen innerhalb des gleichen Bildvolumens wäh rend der gleichen MR-Abbildungssequenz zu erzeugen. In einer bevorzugten exemplarischen Ausführungsform weist die Hilfs spule eine zylindrische Geometrie auf und enthält eine selbstabschirmende Wicklung, um sich von den verbleibenden magnetischen Gradientenspulen des bekannten MRI-Systems ma gnetisch zu entkoppeln. Typischerweise wird die magnetische Hilfsgradientenspule eine magnetische Gradientengröße inner halb des Bildvolumens erzeugen, die von einer erheblich größeren Größe ist als der Gradient, der sonst in der jewei ligen Richtung durch die gewöhnliche MRI-System gradientenspule erzeugt wird.

Der Ausdruck "zylindrisch" ist in der Beschreibung in seinem allgemeinen Sinn derartig aufzufassen, daß er nicht nur rechtwinklige kreisförmige Zylinder umfaßt, sondern belie bige zylindrische Formen, und zwar einschließlich Zylinder, welche einen nicht kreisförmigen Querschnitt aufweisen.

Obgleich die bevorzugte beispielhafte Ausführungsform einen separaten Gradiententreiber mit geringen Kosten für die Hilfsspule verwendet, ist es gleichfalls möglich, einen der drei konventionellen, angelegten Gradientenspulentreiber Zeit-teilend zu verwenden, indem ein steuerbarer, gemulti plexter Schalter an seinem Ausgang verwendet wird, um se lektiv entweder eine der herkömmlichen MRI-Systemgradienten spulen zu treiben, oder aber die magnetische Hilfsgradien tenspule.

In der exemplarischen Ausführungsform kann die Hilfsgradien tenspule verwendet werden, um einen Überschußpuls (spoiler pulse) eines magnetischen Gradienten zwischen wiederholten MR-Abbildungssubsequenzen zu erzeugen, um die verbleibenden NMR-Phasenkohärenzen zwischen derartigen Subsequenzen zu re duzieren. Alternativerweise kann die Hilfsspule verwendet werden, um starke Hilfsgradientenpulse in einer Auslesedi mension während einer echoplanaren MR-Abbildungssequenz zu erzeugen (an echo planar MR imaging sequence) (Obgleich die Ausleserichtung in dieser beispielhaften Ausführungsform von der gewöhnlichen Richtung geändert wird). Darüber hinaus kann die Hilfsspule der vorliegenden Erfindung verwendet werden, um starke Paare von magnetischen Gradientenpulsen zu erzeugen, die NMR-Phaseninversionspulse in einer MRI-Diffu sions-Abbildungssequenz einklammern bzw. begrenzen.

Diese und andere Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Er findung werden vollständiger verstanden und zur Kenntnis ge nommen, indem man sorgfältig die folgende detaillierte Be schreibung der gegenwärtig bevorzugten beispielhaften Aus führungsformen studiert, und zwar in Verbindung mit der be gleitenden Zeichnung, in der zeigt:

Fig. 1 eine schematische Darstellung eines MRI-Syste mes, welches eine beispielhafte magnetische, selbstabschirmende zylindrische Hilfsgradienten spule verwendet, und den mit ihr verbundenen, unabhängig regelbaren peiswerten Trei berschaltkreis;

Fig. 2 eine schematische Querschnittsdarstellung der selbstabschirmenden magnetischen Hilfsgradien tenspule, die in Fig. 1 dargestellt ist;

Fig. 3 schematisch eine MRI-Sequenz, in der intensive magnetische Hilfsgradientenpulse von der Hilfs spule aus Fig. 1 als "Spoiler" zwischen Subse quenzen verwendet werden;

Fig. 4 schematisch eine MRI-Sequenz, in der die Hilfs gradientenspule aus Fig. 1 verwendet wird, um Paare von Diffunsionsgradientenpulsen zu erzeu gen, die für das Studium von Gewebediffusionen durch MRI brauchbar sind; und

Fig. 5 schematisch eine echoplanare MRI-Sequenz, wobei die Hilfsgradientenspule von Fig. 1 verwendet wird, um aufeinanderfolgende Gradientenechos zu induzieren.

Fig. 1 illustriert in schematischer Art und Weise ein MRI- System, das eine Gradientenspule gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung einsetzt. Wie der Fachmann zur Kenntnis nehmen wird, stellt Fig. 1 nur eine sehr schematische Darstellung dar und läßt viel der Komple xität weg, um nicht wichtige Merkmale der vorliegenden Er findung zu verdecken.

In einem derartigen typischen MRI-System kann ein einheitli ches und statisches magnetisches Ruhefeld B₀ durch den Hauptsolenoidmagneten 10 (beispielsweise einem kryogenischen supraleitenden Eletromagneten) erzeugt werden. Ein Satz von drei Gradientenspulen 12 wird dann typischerweise verwendet, um Gradienten in dem magnetischen Hauptfeld entlang jeder der drei gemeinsam orthogonalen Koordinatenachsen x, y, z zu erzeugen (beispielsweise, indem ein Paar von Maxwell-Spulen verwendet wird, um einen Gradienten in der z-Richtung zu er zeugen, und Paaren von Sattelspulen, die in Bezug zueinander um 90° gedreht sind, um die Gradienten entlang der x- und y- Richtung zu erzeugen). Eine HF-Spule 14 wird fest mit einem inneren Bildvolumen gekoppelt (welches beispielsweise den Kopf 16 eines Patienten enthalten kann) um NMR HF-Signale in das Bildvolumen hinein zu übertragen und aus dem Bildvolumen heraus zu empfangen.

Die HF-Spule 14 (oder in einigen Anwendungen separate Sende- und Empfangs-HF-Spulen) wird mit einem geeigneten Sende- und Empfangs-HF-Schaltkreis 18 verbunden, wie er dem Fachmann bekannt ist. Die Gradientenspulen 12 werden individuell durch die bekannten G_x, G_y und G_z Gradiententreiber 20, 22 und 24 getrieben. Die Sequenzierung der Gradiententreiber und des HF-Sende/Empfangbetriebes wird typischerweise mit tels eines vorprogrammierten Sequenzkontrollers 26 gesteu ert, welcher seinerseits über eine Konsole 28 und zusammen mit dem Rest eines MRI-Systemes unter der Kontrolle einer menschlichen Bedienperson steht (beispielsweise einem Prozessor 30, welcher schließlich HF-Signalantworten von dem abgebildeten Volumen empfängt und sie in geeignete sichtbare Informationen konvertiert, die angezeigt, fotografiert oder in einer anderen Art und Weise für medizinisch-diagnostische Zwecke aufgenommen werden).

Zusätzlich zu den konventionellen MRI-Systemkomponenten, die oben bezüglich Fig. 1 erläutert worden sind, enthält die ex emplarische Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die in Fig. 1 dargestellt ist, eine Hilfsgradientenspule 32 mit ihrer äußeren Abschirmwicklung 34. Die selbst abschirmende Gradientenspule 32 wird in dieser beispielhaften Aus führungsform selektiv und steuerbar durch einen preiswerten Treiberschaltkreis 36 getrieben. D. h., daß der Sequenzkon troller 26 zu beliebigen gewünschten programmierbaren Zeiten in einer gegebenen MRI-Sequenz den Hilfsspulentreiber 36 ak tivieren kann, um ausgewählte Stromtreibergrößen und -dauern der Hilfsgradientenpulse zu erzeugen.

Alternativerweise kann einer der bereits bekannterweise exi stierenden Treiber 20, 22 oder 24 verwendet werden, um die Hilfsgradientenspule 32 mit ihrer äußeren Abschirmwicklung 34 über einen geeignet gesteuerten Multiplexschalter an sei nem Ausgang zu treiben. Geht man derartig vor, kann der Kon troller 26 selektiv auswählen, ob ein bestimmter Treiber die Hilfsspulenwicklung oder die Windung seiner entsprechenden, mit ihm verbundenen bekannten Gradientenspule anregt. Selbs verständlich kann in dieser alternativen Ausführungsform der beteiligte Treiber nicht simultan sowohl die Hilfsgradien tenspulenwicklung als auch die der mit ihm traditioneller weise verbundenen Gradientenspule antreiben. Nichtsdesto trotz kann, bei geeignet gemultiplexter Steuerung des Gradiententreiberausganges die Hilfsgradientenspule 32 mit ihrer äußeren Abschirmwicklung 34 bei ausgewählten Zeiten innerhalb einer gegebenen MRI-Sequenz geeignet gepulst wer den, während zu anderen Zeiten in der gleichen Sequenz der gleiche Treiber verwendet werden kann, um die andere, tradi tionelle Gradientenspule geeignet zu pulsen.

Die beispielhafte Hilfsgradientenspule 32 und die in ihr enthaltene Hilfsabschirmwicklung 34 sind schematisch im Querschnitt detaillierter in Fig. 2 dargestellt. Fig. 2 zeigt die beispielhafte Spule 32, die in einer Ebene durch ihre zylindrische Achse geschnitten worden ist. Das gezeigte Beispiel ist zufällig ein rechtwinkliger kreisförmiger Zy linder. Die in Fig. 2 gezeigten Dimensionen sind für eine Hilfsgradientenspule als geeignet gefunden worden, die in Verbindung mit einem 0.35 Tesla Punktfeld B₀ (point 0.35 Tesla field B₀) verwendet wird. Wie in Fig. 1 dargestellt, ist die zylindrische Spule aus Fig. 2 typischerweise unmit telbar außerhalb einer geeigneten HF-Spule (beispielsweise einer quadratischen Detektionskopfspule) angeordnet. Wie dem Fachmann deutlich ist, werden die seriell verbundenen Hilfs spulenabschirmwicklungen 34 derartig gewunden, daß sie ein magnetisches Feld erzeugen, das dem entgegengesetzt ist, das durch die Hilfsgradientenspulenwicklungen 32 außerhalb der Hilfsspulenabschirmwicklung 34 erzeugt worden ist. Auf diese Art und Weise sollte, wenn die Hilfsgradientenspule gepulst wird, nur eine geringe oder keine Kopplung mit den magneti schen Hauptgradientenspulen auftreten. Wie dem Fachmann deutlich wird, ist das Design einer geeigneten, sich selbst abschirmenden Maxwell-Spule per se wohl bekannt.

Die individuellen Drähte, die in der beispielshaften Hilfs gradientenspule verwendet werden, sind von einem rechtwink ligen Querschnitt von ungefähr 0,25 cm × 0,51 cm (0,1 Inch × 0,2 Inch). Benachbarte Windungen derartiger Drähte sind selbstverständlich in geeigneter Art und Weise zueinander oder voneinander isoliert. Die Hilfsgradientenspule 32 ent hält ein Paar von Primärwicklungen (Maxwell-verbunden), wel che zylindrisch bezüglich der Achse 40 angeordnet sind, und symmetrisch bezüglich einer senkrechten Zentralebene 42. Je de dieser Primärwicklungen enthält vier Schichten aus sechs Windungen pro Schicht, und zwar aus Kupferdrähten. Der mitt lere Radius und die Spule-zu-Spule Entfernungsdimension sind so, wie sie für die exemplarische Ausführungsform in Fig. 2 gezeigt sind. Die selbstabschirmende Wicklung 34 enthält 34 Windungen, die in einem größeren Radius angeordnet sind und die in geeigneter Weise entfernt voneinander gelagert wer den, um die gewünschte Selbstabschirmungsfunktion zu erzie len. Beispielsweise sind in der in Fig. 2 gezeigten bei spielhaften Ausführungsform die symmetrischen Entfernungen von der Zentralebene 42 für die 17 Windungen, die zu beiden Seiten von ihr angeordnet sind, in Zentimeter ungefähr: 5,3; 8,2; 9,6; 10,5; 11,2; 11,7; 12,2; 12,7; 13,2; 13,7; 14,2; 14,7; 15,3; 16,1; 17,2; 19,0 und 19,5.

Die ersten fünf Linien aus Fig. 3 zeigen eine Standard- Spinecho-MRI-Subsequenz. Hier wird ein 90°-Puls während ei nes schnitt-selektiven magnetischen Gradienten (G_z) angelegt, um initiierend die NMR-Kerne innerhalb eines aus gewählten Schnittvolumens in eine Nutationsbewegung zu ver setzen. Nachfolgend wird ein phasenverschlüsselter G_y Gradi ent von ausgewählter Größe und Polarität angelegt, um die Raumkodierung in der y-Dimension zu erzeugen. Verschiedene bekannte Fehlerkorrekturgradientenpulse in den G_z und den G_x Dimensionen können während dieses Zwischenzeitintervalls auch eingesetzt werden. Dann wird ein 180° (d. h. ein pha seninvertierter) HF-Nutationspuls angelegt (erneut während eines schnitt-selektiven magnetischen Gradientenpulses G_z), bevor ein Spinecho-HF-Ausgang erzeugt wird (In Übereinstim mung mit der "Regel der gleichen Zeiten" (rule of equal ti mes)). Die räumliche Verschlüsselung in der x-Dimension wird erzeugt, indem ein magnetischer Gradientenpuls G_x während der Zeit angelegt wird, in der der Spinecho-HF-Ausgang auf tritt, und er wird mit den bekannten MRI-System-HF-Schalt kreisen detektiert und abgetastet. Insbesondere für die kür zeren TR-Intervalle in Sub-Standard-Multischnitt-MRI-Sequen zen ist es wünschenswert, jede verbleibende Phasenkohärenz bei der Konklusion von jedem Subsequenzintervall zu "spoi len" (to "spoil") (wie in Fig. 3 gezeigt), und zwar bevor die vollständige Subsequenz für das gleiche oder für verschiedene Schnittvolumen in schneller Aufeinanderfolge wiederholt wird. Die beispielhafte Hilfsgradientenspule der vorliegenden Erfindung ist in der Lage, einen sehr starken und schnellen Hilfsgradienten in z-Richtung zu übergeben (beispielsweise bis zu sechs Gauß pro Zentimeter können in einem so kurzem Zeitraum wie in einer Millisekunde erzielt werden), während vernachlässigbare Wirbelströme erzeugt wer den (da sie selbst abschirmend ist). Ein typischer Spoiler puls, wie er in Fig. 3 dargestellt ist, kann die maximale Intensität von sechs Gauß pro Zentimeter und eine Dauer in der Größenordnung von zehn Millisekunden verwenden (in dem beispielsweise eine Subsequenz von ungefähr 100 bis 150 Mil lisekunden angenommen wird).

Fig. 4 zeigt eine andere Anwendung für die Hilfsgradienten spule. Hier wird in einer typischen Diffusionsstudie eine Standard-MRI-Sequenz verwendet, um ein Bild zu erzeugen, und dann wird eine modifizierte MRI-Sequenz verwendet (bei spielsweise unter Verwendung von Diffusionsgradientenpulsen), um ein Vergleichsbild des gleichen Volumens zu erhalten. Wie in Fig. 4 dargestellt, klammern die Diffusionsgradienten pulse A und B den 180° Nutationspuls in einer typischen mo difizierten Spinecho-MRI-Sequenz ein. Es ist erwünscht, das Signal zu dämpfen, das diffundierenden Flüssigkeiten ent spricht, so daß wenn zwei Bilder verglichen werden, die Dif fusionsflüssigkeit leicht festgestellt werden kann. In einer typischen Anwendung, in der die Stärke des Hilfsgradienten ungefähr fünf Gauß pro Zentimeter beträgt, sind die Pulsdauern jeweils ungefähr 10 Millisekunden und der Abstand zwischen den Diffusionspulsen A und B ist in der Größenordung von 30 Millisekunden, und dort, wo die Flüssigkeit in dem interessierenden Gewebe eine Diffusionskonstante von ungefähr 0,6 bis 1,7 × 10^-5 Quadratzentimeter pro Sekunde hat, kann ein Dämpfungsfaktor von ungefähr 50% erzielt werden. Diese Parameter sind insbesondere geeignet, um die Diffusion vom Blut innerhalb typischer Kopfgeometrien und in Geweben zu messen. Obgleich sowohl eine hohe Stärke und lange Pulsdauern aus einigen Gründen wünschenswert sind, implizieren lange Pulsdauern Verluste im Signal-zu-Rauschverhältnis; daher wird es gegenwärtig bevorzugt - wo Wahlmöglichkeiten gegeben sind - eine relativ große Hilfsgradientenstärke und eine relativ kurze Pulsdauer zu verwenden.

Fig. 5 zeigt eine mögliche Echoplanar-MRI-Anwendung für die Hilfsgradientenpulsspule gemäß der vorliegenden Erfindung. Hier wird das intensive Gradientenfeld, welches aufgrund der Hilfsspule verfügbar ist, in der bekannten oszillierenden Art und Weise verwendet, um eine Folge von Gradientenechos (GE) nachfolgend auf einen initialisierenden 90° Nutations puls (Schnitt-selektiv über G_x) zu erzeugen und mit sukzes siver Phasenkodierung in der y-Dimension über G_y (da in die ser beispielhaften Ausführungsform die Ausleserichtung von der gewöhnlichen x-Achsenrichtung zu der z-Achsenrichtung geändert worden ist).

Wie zur Kenntnis genommen werden wird, bestehen, indem es dem MRI-System erlaubt wird, sowohl die regulären groß dimensio nierten Gradientenspulen als auch die kleiner dimensionierte Hilfsgradientenspule während einer gemeinsamen MRI-Sequenz zu verwenden, viele Möglichkeiten für eine verbesserte Lei stungsfähigkeit des MRI-Systemes bei relativ geringen zu sätzlichen Kosten. Indem die Hilfsspule selbstabschirmend ist, können gemeinsame Induktivitäten zwischen der Hilfsgra dientenspule und den herkömmlichen magnetischen Gradienten spulen erheblich vermindert und im wesentlichen eliminiert werden, so daß wenn eine beliebige der Gradientenspulen ge pulst wird, keine Rück-EMK in einer der anderen Gradienten spulen erzeugt wird.

Letztendlich sorgt die Hilfsgradientenspule gemäß der vor liegenden Erfindung für eine verbesserte Leistungsfähigkeit des MRI-Systems in vielen Spezialanwendungen (beispielsweise für "Spoiling"-Pulse, schnelle Abbildungssequenzen, Diffusi onsstudien, etc.). Sie erlaubt kürzere Echozeiten (TE), was das Signal-zu-Rausch-Verhältnis in Diffusionsbildern verbes sert. Gleichsam erzielt sie diese Ergebnisse bei erheblich verminderten Kosten pro Einheitsgröße des verfügbaren magne tischen Gradienten. Während typische Standard-MRI-Systemgra dientenspulen Gradienten erzeugen, welche Stärken in dem Be reich von Null bis einen Gauß pro Zentimeter in dem Bildvo lumen erzeugen, ist die exemplarische Ausführungsform in der Lage, einen Hilfsgradienten entlang der z-Achsendimension von bis zu sechs Gauß pro Zentimeter zu erzeugen. Die Hilfsgradientenspule sorgt für die Möglichkeit der Erzeugung von stärkeren und kürzeren Gradientenpulsen (für "Spoiler", Diffusionspulse, schnelles Abbilden, etc.), die selbst mit Standardgradientenspulenstrukturen größeren Durchmessers un möglich zu erzielen sind (beispielsweise so wie mit denen, die typischerweise verwendet werden, um das gewünschte Maß an räumlicher Homogenität in den Gradientenfeldern zu erhal ten). Hier gibt es zwei Optionen: (1) Kalibriere das Gradi entenfeld räumlich, oder (2) Verwende eine verteilte Primär spulenwicklung 32. Obgleich der Hilfsgradient, der mit die ser Erfindung erzeugt wird, typischerweise räumlich nicht so homogen sein wird (in der Nicht-Gradientendimension) wie die, die mittels den Standard-Gradientenspulenstrukturen er zeugt werden, werden derartige Raumhomogenitäten für Hilfspulsanwendungen so wie den zuvor erwähnten nicht benö tigt, die in Verbindung mit und zusätzlich zu den gewöhnli chen Abbildungsgradientenpulsen verwendet werden. Derartige simultane Dual-Gradientenspulen-Betriebsweisen (beispiels weise indem sowohl der Gradient mit größerem als auch der mit kleinerem Durchmesser verwendet wird) werden erleich tert, indem ihre gemeinsame Induktivität vermindert wird (beispielsweise durch die oben beschriebene selbstabschir mende Anordnung).

Wie nur zur Kenntnis genommen werden wird, kann die vorlie gende Erfindung verwendet werden, um eine Kombination von vorteilhaften Fortschritten zu realisieren (inklusive aller Subkombination):

- Ein weniger leistungsstarker Gradientenspulentreiber kann verwendet werden, um eine gegebene Gradientenstärke zu erzielen; und/oder
- ein gegebener Gradientenspulentreiber kann verwendet werden, um eine erhöhte Gradientenstärke zu erzielen; und/oder
- ein gegebener Gradientenspulentreiber kann verwendet werden, um kürzere transiente Anstiegszeiten zu erzie len.

Beispielsweise kann, wenn die Einfügung der Spule für die Schnittauswahl verwendet wird (wobei Nicht-Uniformitäten we niger beachtet werden können), ein fünfmal intensiverer Gra dient in erheblich kürzeren Zeiten erzielt werden. D. h. bei spielsweise, daß wenn die gewöhnliche Schnittaus wahlsubsequenz einen positiven Schnittauswahlgradientenpuls von 10-Millisekunden enthält, dem ein 5-Millisekunden-Pha senkorrekturgradientenpuls der Stärke G folgt, dann kann diese Erfindung verwendet werden, um einen 5G Gradienten während eines 2-Millisekunden dauernden, positiven Schnitt auswahlgradientenpulses zu erzeugen, dem ein 1-Millisekun den-Phasenkorrekturgradientenpuls folgt (wodurch ein 15-Mil lisekunden-Ereignis auf 3 Millisekunden verkürzt wird).

Zusammenfassend kann also festgehalten werden, daß eine ein gefügte Hilfs-MRI-Gradientenspule verwendet wird, um inten sive magnetische Hilfsgradientenpulse während MRI-Sequenzen zu erzeugen, um die Leistungsfähigkeit des MRI-Systems zu verbessern. Obgleich die Hilfsgradientenspule erheblich ver minderte Dimensionen aufweisen kann und daher eine erheblich verminderte Einheitlichkeit, Linearität und/oder Reprodu zierbarkeit zur Folge haben kann als Standard-MRI-Gradien tenspulen, kann die koordinierte Verwendung von sowohl den regulären MRI-Gradientenspulen als auch der Hilfsgradienten spule in bestimmten Anwendungen eine erheblich verbesserte MRI-Systemleistungsfähigkeit erzeugen. Derartige magnetische Hilfsgradientenspulen können beispielsweise verwendet wer den, um für Spoilerpulse zwischen MRI-Spinecho-Subsequenzen zu sorgen, um Diffusions-gradientenpulse in Diffusions-MRI- Studien zu erzeugen oder einen oszillierenden Gradienten, welcher verwendet wird, um sukzessive Gradientenechos in Echoplanar-Abbildungen zu bilden.

Während nur einige wenige spezifische beispielhafte Ausfüh rungsformen der Erfindung im Detail beschrieben worden sind, werden die Fachleute leicht zur Kenntnis nehmen können, daß verschiedene Variationen und Modifikationen bezüglich diesen beispielhaften Ausführungsformen durchgeführt werden können, während die neuen Merkmale und Vorteile der Erfindung beibe halten werden. Demgemäß ist beabsichtigt, alle diese Modi fikationen und Variationen mit den beigefügten Ansprüchen mitzuumfassen.

Claims

1. Ein MRI-System, welches eine Mehrzahl von ersten ma gnetischen Gradientenspulen aufweist, welche betrieben wer den, um im wesentlichen einheitliche lineare magnetische Gradientenpulse innerhalb eines Bildvolumens jeweils entlang einer Mehrzahl von verschiedenen Richtungen während einer MR-Abbildungssequenz zu erzeugen, gekennzeichnet durch:
eine weitere magnetische Gradientenspule, welche be trieben wird, um magnetische Hilfsgradientenpulse entlang wenigstens einer der Richtungen innerhalb des Bildvolumens während der MR-Abbildungssequenz zu erzeugen.

2. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die Mehrzahl der ersten magnetischen Gradientenspulen drei Gradientenspu len umfaßt, um im wesentlichen lineare magnetische Gradien ten innerhalb des Bildvolumens entlang gegenseitig orthogo nalen x-, y- und z-Richtungen zu erzeugen.

3. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Gradientenspule einen magnetischen Gradienten innerhalb des Bildvolumens erzeugt, der im wesentlichen nicht linear ist.

4. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Gradientenspule einen magnetischen Gradienten erzeugt, welcher von einer erheblich größeren Stärke ist als der Gradient, der sonst entlang der jeweiligen gradientener zeugenden Richtung durch eine der ersten Gradientenspulen erzeugt wird.

5. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Gradientenspule einen magnetischen Gradienten erzeugt, welcher eine kürzere Anstiegszeit aufweist als der, der sonst entlang der jeweiligen gradientenerzeugenden Rich tung durch eine der ersten Gradientenspulen erzeugt wird.

6. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Gradientenspule durch eine Stromquelle mit ge ringerer Stärke betrieben wird, als die, die für den Betrieb von einer der ersten Gradientenspulen verwendet wird.

7. Das MRI-System nach Anspruch 3, worin die weitere magnetische Gradientenspule einen magnetischen Gradienten erzeugt, der von erheblich größerer Stärke ist als der Gra dient, der sonst entlang seiner jeweiligen gradientenerzeu genden Richtung durch eine der ersten Gradientenspulen er zeugt wird.

8. Das MRI-System nach Anspruch 3, worin die weitere magnetische Gradientenspule einen magnetischen Gradienten erzeugt, der eine kürzere Anstiegszeit hat als der, der sonst entlang seiner jeweiligen gradientenerzeugenden Rich tung durch eine der ersten Gradientenspulen erzeugt wird.

9. Das MRI-System nach Anspruch 3, worin die weitere magnetische Gradientenspule durch eine Stromquelle geringe rer Stärke betrieben wird, als die, die verwendet wird, um eine der ersten Gradientenspulen zu betreiben.

10. Das MRI-System nach Anspruch 1, in dem alle der ma gnetischen Spulen von zylindrischer Form sind und in dem die weitere magnetische Gradientenspule eine erheblich kleinere maximale Querschnittsdimension aufweist, als die verbleiben den ersten Gradientenspulen.

11. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Gradientenspule kleinere Dimensionen als die verbleibenden ersten Gradientenspulen aufweist und worin die weitere magnetische Gradientenspule selektiv innerhalb den ersten Spulen eingefügt werden kann, zur Verwendung in aus gewählten MR-Abbildungssequenzen, oder sonst um selektiv aus dem MRI-System weggelassen zu werden.

12. Das MRI-System nach Anspruch 1, welches desweiteren einen unabhängig gesteuerten Gradiententreiber für jede Gra dientenspule enthält, einschließlich eines Treibers für die weitere magnetische Gradientenspule.

13. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin jede der Mehrzahl der magnetischen Gradientenspulen mittels eines un abhängig gesteuerten Treiberschaltkreises betrieben wird und das desweiteren wenigstens einen steuerbaren Multiplexschal ter umfaßt, der selektiv den Ausgang von wenigstens einem der Treiber verbindet, um die weitere magnetische Gradien tenspule zu betreiben.

14. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Gradientenspule betrieben wird, um einen Spoi lerpuls eines magnetischen Gradienten zwischen wiederholten MR-Abbildungssequenzen zu erzeugen, um die verbleibende NMR- Phasenkohärenz zwischen derartigen Subsequenzen zu vermin dern.

15. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Spule betrieben wird, um Hilfsgradientenpulse in einer Auslesedimension während einer Echo-Planar-MR-Abbil dungssequenz zu erzeugen.

16. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Gradientenspule betrieben wird, um ein Paar von magnetischen Gradientenpulsen zu erzeugen, die NMR-Phasenin versionspulse in einer MR-Diffusionsabbildungssequenz be grenzen.

17. Das MRI-System nach Anspruch 1, worin die weitere magnetische Gradientenspule eine selbstabschirmende Wicklung enthält, um sie magnetisch von den verbleibenden ersten ma gnetischen Gradientenspulen zu entkoppeln.

18. Ein MRI-System mit:
einem Hauptmagneten, welcher ein statisches, im wesent lichen homogenes magnetisches Hintergrundfeld in einer z- Achsenrichtung innerhalb eines Bildvolumens erzeugt;
einem Satz von drei magnetischen Gradientenspulen G_x, G_y, G_z, welche jeweils in der Lage sind, einen im wesentli chen einheitlichen linearen Gradienten in dem Hintergundfeld entlang einer jeweiligen von drei orthogonalen x-, y- und z- Achsenrichtungen innerhalb des Bildvolumens zu erzeugen,
einer magnetischen Hilfsgradientenspule G_a, welche in der Lage ist, einen Hilfsgradienten in dem Hintergrundfeld entlang wenigstens einer der x-, y- und z-Achsenrichtungen innerhalb des Bildvolumens zu erzeugen, wobei der Hilfsgra dient von größerer Stärke und geringerer einförmiger Li nearität ist als die, die durch die G_x, G_y und G_z Gradien tenspulen erzeugt worden sind; und
Gradientenspulentreibervorrichtungen, um selektiv jede der vier Gradientenspulen G_x, G_y, G_z, G_a während einer ein zelnen MRI-Sequenz zu betreiben, in der Daten zur Erzeugung eines MR-Bildes gesammelt werden.

19. Das MRI-System nach Anspruch 18, worin die magne stische Hilfsgradientenspule G_a eine selbstabschirmende Wicklung enthält, um die magnetische Kopplung zu einer der drei anderen Gradientenspulen G_x, G_y, G_z zu vermindern.

20. Ein MRI-System nach Anspruch 18, worin alle der ma gnetischen Gradientenspulen G_x, G_y, G_z, G_a von zylindrischer Form sind, wobei die Spulen G_x, G_y und G_z eine maximale Querschnittsdimension aufweisen, die erheblich größer ist als der Durchmesser der G_a Spule.

21. Das MRI-System nach Anspruch 18, worin die Gradien tenspulentreibervorrichtungen vier individuelle Gradienten spulentreiberverstärker umfassen.

22. Das MRI-System nach Anspruch 18, worin die Gradien tenspulentreibervorrichtungen drei individuelle Gradienten spulentreibervorrichtungen und wenigstens einen Multiplex ausgangssteuerschalter umfassen, um selektiv einen entspre chenden Verstärkerausgang zu einer der drei Spulen G_x, G_y, G_z zu steuern, oder alternativ zu der Hilfsspule G_a.

23. Ein MRI-Verfahren, bei dem eine Mehrzahl von ersten magnetischen Gradientenspulen verwendet wird, welche betrie ben werden, um im wesentlichen einheitliche lineare magneti sche Gradientenpulse innerhalb eines Bildvolumens entlang einer jeden aus einer Mehrzahl von verschiedenen Richtungen während einer MR-Abbildungssequenz zu erzeugen, gekennzeich net durch Betreiben einer weiteren magnetischen Gradientenspule, um magnetische Hilfsgradientenpulse entlang wenigstens einer der Richtungen innerhalb des Bildvolumens während der MR-Ab bildungssequenz zu erzeugen.

24. Das MRI-Verfahren nach Anspruch 23, worin die wei tere magnetische Gradientenspule betrieben wird, um einen magnetischen Gradienten zu erzeugen, der von erheblich größerer Stärke ist als der Gradient, der sonst entlang der jeweiligen, gradientenerzeugenden Richtung durch die ersten Gradientenspulen erzeugt wird.

25. Das MRI-Verfahren nach Anspruch 23, worin jede der Mehrzahl der magnetischen Gradientenspulen mittels eines un abhängig gesteuerten Treiberschaltkreises betrieben wird, und worin der Ausgang von wenigstens einem der Treiber se lektiv geführt wird, um die weitere magnetische Gradienten spule zu betreiben.

26. Das MRI-Verfahren nach Anspruch 23, worin die wei tere magnetische Gradientenspule betrieben wird, um einen Spoilerpuls eines magnetischen Gradienten zwischen wieder holten MR-Abbildungssequenzen zu erzeugen, um verbleibende MR-Phasenkohärenzen zwischen derartigen Subsequenzen zu ver mindern.

27. Das MRI-Verfahren nach Anspruch 23, worin die wei tere magnetische Gradientenspule betrieben wird, um Hilfs gradientenpulse in einer Auslesedimension während einer Echo-Planar-MR-Abbildungssequenz zu erzeugen.

28. Das MRI-Verfahren nach Anspruch 23, worin die wei tere magnetische Gradientenspule betrieben wird, um ein Paar von magnetischen Gradientenpulsen zu erzeugen, die die NMR- Phaseninversionspulse in einer MR-Diffusionsabbildungsse quenz begrenzen.

29. Das MRI-Verfahren nach Anspruch 23, worin die wei tere magnetische Gradientenspule eine selbstabschirmende Wicklung enthält, welche sie von den verbleibenden ersten magnetischen Gradientenspulen magnetisch entkoppelt.

30. Ein MRI-Verfahren, welches Schritte aufweist:
Erzeugen eines statischen, im wesentlichen homogenen magnetischen Hintergrundfeldes in einer z-Richtung innerhalb eines Bildvolumens;
Erzeugen eines im wesentlichen einheitlichen linearen Hilfsgradienten in dem Hintergrundfeld entlang jeweils einer der drei orthogonalen x-, y- und z-Achsenrichtungen inner halb des Bildvolumens bei ausgewählten Zeitpunkten innerhalb einer MRI-Sequenz; und
Erzeugen eines Hilfsgradienten in dem Hintergrundfeld entlang wenigstens einer der x-, y- und z-Achsenrichtungen innerhalb des Bildvolumens auch bei ausgewählten Zeitpunkten innerhalb der gleichen MRI-Sequenz, wobei der Hilfsgradient von erheblich größerer Stärke und geringerer einheitlicher Linearität ist als die, die sonst in dem Bildvolumen erzeugt werden.

31. Das MRI-System nach Anspruch 30, worin der magneti sche Hilfsgradient selbstabschirmend ist, um die magnetische Kopplung zu anderen Gradientenspulen zu vermindern.