DE60034411T2

DE60034411T2 - Vorrichtung für die Bildgebung mit magnetischer Resonanz und Verfahren zur Konstruktion einer Gradientenspuleneinrichtung

Info

Publication number: DE60034411T2
Application number: DE60034411T
Authority: DE
Inventors: Labros S. Solon Petropoulos; Heidi A. Chesterland Schlitt
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1999-10-18
Filing date: 2000-09-27
Publication date: 2008-01-03
Anticipated expiration: 2020-09-28
Also published as: JP2001149344A; ATE360218T1; DE60034411D1; EP1094330A2; EP1094330A3; EP1094330B1; US6278275B1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Magnetresonanzbildgebung. Sie findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit Gradientenspulen für eine Magnetresonanzbildgebungseinrichtung und wird mit besonderer Bezugnahme darauf beschrieben. Es ist jedoch anzumerken, dass die vorliegende Erfindung auch in Verbindung mit lokalisierten Magnetresonanzspektrographiesystemen und anderen Anwendungen Anwendung findet, die Gradientenmagnetfelder verwenden.
In der Magnetresonanzbildgebung wird ein einheitliches Magnetfeld durch eine Untersuchungsregion hindurch erzeugt, in welcher ein zu untersuchender Patient angeordnet ist. Eine Folge von Hochfrequenzimpulsen und Magnetfeldgradienten wird auf die Untersuchungsregion angelegt. Gradientenfelder werden konventionell als eine Folge von Gradientenimpulsen mit vorgewählten Profilen angelegt. Die Hochfrequenzimpulse erregen Magnetresonanz, und die Gradientenfeldimpulse codieren die induzierte Resonanz in Phasen und Frequenz. Auf diese Weise werden Phasen- und frequenzcodierte Magnetresonanzsignale erzeugt.
Das heißt, die Gradientenmagnetfeldimpulse werden typischerweise benutzt, um die Magnetresonanz zu wählen und mit räumlicher Position zu codieren. In manchen Ausführungsformen werden die Magnetfeldgradienten benutzt, um eine abzubildende Schicht oder Scheibe zu wählen. Idealerweise kennzeichnet die Phasen- oder Frequenzcodierung die räumliche Position auf einmalige Weise.
In Magneten des Typs mit Bohrung werden lineare Magnetfeldgradienten allgemein durch zylindrische Gradientenfeldspulen erzeugt, die auf und um einen zylindrischen Spulenkörper herum gewickelt sind. Diskrete Spulen sind auf eine gebündelte oder verteilte Weise auf einer zylindrischen Röhre mit ähnlichem oder größerem Durchmesser gewickelt, der allgemein ein Durchmesser von 30-65 Zentimeter oder mehr ist.
Historisch wurden Gradientenspulendesigns in einem „Vorwärtsansatz" entwickelt, wobei ein Satz von Anfangsspulenpositionen definiert wurde und die Felder, die Energie und die Induktivität berechnet wurden. Wenn diese Quantitäten nicht innerhalb der speziellen Auslegungskriterien lagen, wurden die Spulenpositionen verschoben (statistisch oder auf andere Weise), und die Ergebnisse wurden neu bewertet. Dieser iterative Prozess wurde fortgesetzt, bis ein geeignetes Design erhalten wurde.
In jüngster Zeit werden Gradientenspulen mit dem „inversen Ansatz" konstruiert, wobei Gradientenfelder gezwungen werden, an spezifizierten räumlichen Stellen im Inneren des Bildgebungsvolumens vorbestimmte Werte einzuhalten. Dann wird eine kontinuierliche Stromverteilung generiert, die in der Lage ist, solche Felder zu erzeugen. Dieser Ansatz ist geeignet, um nicht abgeschirmte oder aktiv abgeschirmte Gradientenspulensätze zu konstruieren.
Eine abgeschirmte Gradientenspulenanordnung für Magnetresonanzbildgebungssysteme ist aus EP 0 927 890 A2 bekannt. Dieses Dokument offenbart eine MRI-Einrichtung nach dem Oberbegriff von Anspruch 1. Ferner beschreibt es ein Verfahren zur Konstruktion einer Gradientenspulenanordnung für Magnetresonanzbildgebungssysteme, wobei das Verfahren das Generieren einer ersten kontinuierlichen Stromverteilung für eine Primärspule umfasst, derart, dass die erste kontinuierliche Stromverteilung auf die vorbestimmten endlichen geometrischen Grenzen einer Fläche eingeschränkt wird, die durch zwei Dimensionen definiert wird, und ein im Wesentlichen lineares Magnetgradientenfeld durch die Bildgebungsregion hindurch formt, und wobei dieses Verfahren das Erzeugen einer zweiten kontinuierlichen Stromverteilung für eine abschirmende Spule umfasst, derart, dass die zweite kontinuierliche Stromverteilung auf die vorbestimmten endlichen geometrischen Grenzen einer die Primärspule umgebenden Fläche eingeschränkt wird, wobei die erste und zweite kontinuierliche Stromverteilung ein Magnetfeld erzeugen, das sich in einem Bereich außerhalb einer Region, die von der sekundären, abschirmenden Spule definiert wird, im Wesentlichen aufhebt. Die primäre Gradientenspule und die sekundäre Gradientenspule werden diskretisiert. Der bekannte abgeschirmte Gradientenspulensatz ist so konstruiert, dass sein Gradientenmagnetfeld einen inhärenten Rollover-Punkt entlang, aber in der Nähe des äußeren Rands seiner jeweiligen Gradientenachse aufweist. Das heißt, die erste Ableitung des Gradientenmagnetfelds ist an einer bestimmten Stelle entlang der Gradientenachse und innerhalb des physikalischen Volumens, das durch die Innenfläche der Gradientenstruktur begrenzt wird, gleich null. Jenseits des Rollover-Punkts, wo die erste Ableitung des Gradientenmagnetfelds gleich null ist, nimmt das Gradientenmagnetfeld Werte an, die nicht einmalig sind. Der Rollover-Punkt kann im Zentrum oder nahe am Rand der Bohrung liegen, jenseits der Stelle, wo der Patient angeordnet ist. Dieses Design ist bei einer Bildgebungssequenz mit einem großen Sichtfeld (FOV) problematisch, bei der Körperteile des Patienten zwischen der Rollover-Punkt und der Bohrung liegen. Regionen eines Patienten, die jenseits des Rollover-Punkts liegen, werden in das Bild rückgefaltet, was zu Ghosting und Verzerrungen des Bilds führt. Ein Gradienten-Deghosting- und -Entzerrungsalgoritmus wird dann während der Nachverarbeitung implementiert, um Verzerrungen des Bilds auszugleichen. Der Gradientenentzerrungsalgorithmus, vor allem, wenn er auf alle drei Gradientenspulen angewandt wird, verlängert die Bildnachverarbeitungszeit und die Gesamtzeit der Magnetresonanzuntersuchung auf signifikante Weise.
Überdies kann Information in den Rohdaten, die sich auf Voxel bezieht, die jenseits des Rollover-Punkts liegen, nicht auf einmalige Weise wiederhergestellt werden. Voxel auf beiden Seiten des Rollover-Punkts, die der gleichen Gradientenstärke ausgesetzt sind, werden auf nicht zu unterscheidende Weise codiert. Dies begrenzt das maximale FOV für eine gegebene Sequenz und beschränkt den Translationsbewegungsbereich des untersuchten Patienten innerhalb des Bildvolumens. Dieses Problem ist vor allem bei der Abbildung von Gliedmaßen wie Schultern, Handgelenken, Beinen und Ellenbogen ersichtlich, da diese Regionen typischerweise in der Nähe des Rollover-Punkts liegen. Daher wird jeder Versuch, eine Seite von Gliedmaßen in die Nähe des Isozentrums des Bildvolumens anzuordnen, die andere Seite in die Nachbarschaft des Rollover-Punkts anordnen, was die oben genannten Rückfaltungsprobleme zur Folge hat.
Eine Magnetresonanzeinrichtung mit einer Gradientenspulenkonstruktion ist aus US 4.840.700 bekannt. Die Gradientenmagnetfelder, die von den Gradientenspulenanordnung der bekannten Einrichtung erzeugt werden, weisen in und benachbart zur Untersuchungsregion der Einrichtung eine erste Ableitung ungleich null auf. Dadurch treten keine Verzerrungen des Magnetfelds auf, die Aliasing-Artefakte verursachen. Die Gradientenspulenanordnung ist nicht abgeschirmt.
Nach einem Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst eine Magnetresonanzbildgebungseinrichtung einen Hauptmagneten, um ein Hauptmagnetfeld in einer Untersuchungsregion zu erzeugen. Eine Gradientenspulenanordnung erzeugt ein Gradientenmagnetfeld entlang einer Richtung des Hauptmagnetfelds durch die Untersuchungsregion hindurch. Das Gradientenmagnetfeld weist in der Untersuchungsregion eine erste Ableitung ungleich null auf, wobei das erzeugte Gradientenmagnetfeld entlang der Richtung des Hauptmagnetfelds durch eine zentrale Region der Untersuchungsregion hindurch eine im Wesentlichen konstante Neigung aufweist, wobei diese im Wesentlichen konstante Neigung an den Rändern der Untersuchungsregion ohne Rollover-Punkt in eine zunehmend steile Neigung übergeht. Eine HF-Sender- und -Spulenanordnung, die benachbart zur Untersuchungsregion angeordnet ist, erregt Magnetresonanzdipole in und benachbart zur Untersuchungsregion. Eine HF-Spulen- und -Empfängeranordnung empfängt und demoduliert Magnetresonanzsignale von den resonierenden Dipolen. Ein Rekonstruktionsprozessor rekonstruiert die demodulierten Magnetresonanzsignale zu einer Bilddarstellung.
Nach einem anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung umfasst ein Verfahren zur Konstruktion einer Gradientenspulenanordnung für ein Magnetresonanzbildgebungssystem das Wählen des Radius und der Länge für einen primären Gradientenspulensatz und einen sekundären, abschirmenden Spulensatz. Das Verfahren umfasst ferner das Generieren einer ersten kontinuierlichen Stromverteilung für den primären Gradientenspulensatz. Die erste kontinuierliche Stromverteilung ist auf die vorbestimmten endlichen geometrischen Grenzen einer ersten Fläche eingeschränkt, die oben definiert wurde. Die erste kontinuierliche Stromverteilung erzeugt ein Gradientenmagnetfeld entlang einer Richtung des Hauptmagnetfelds durch eine Untersuchungsregion hindurch, deren erste Ableitung in der Untersuchungsregion ungleich null ist, wobei das entlang der Richtung des Hauptmagnetfelds erzeugte Gradientenmagnetfeld entlang der Richtung des Hauptmagnetfelds durch eine zentrale Region der Untersuchungsregion hindurch eine im Wesentlichen konstante Neigung aufweist, wobei diese im Wesentlichen konstante Neigung an den Rändern der Untersuchungsregion ohne Rollover-Punkt in eine zunehmend steile Neigung übergeht. Ferner wird eine zweite kontinuierliche Stromverteilung für den sekundären, abschirmenden Spulensatz generiert. Die zweite kontinuierliche Stromverteilung ist auf die vorbestimmten endlichen geometrischen Grenzen eingeschränkt, die oben definiert wurden. Die erste und zweite kontinuierliche Stromverteilung erzeugen ein Magnetfeld, das sich in einem Bereich außerhalb der Region, die vom sekundären, abschirmenden Spulensatz definiert wird, im Wesentlichen aufhebt. Als nächstes werden der primäre Gradientenspulensatz mit dem sekundären, abschirmenden Spulensatz mit Hilfe eines Energie/Induktivität-Minimierungsalgorithmus optimiert. Schließlich werden der primäre Gradientenspulensatz und der sekundäre, abschirmende Spulensatz diskretisiert.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, dass sie Rückfaltungseffekte bei Magnetresonanzsequenzen mit großen Sichtfeldern reduziert oder beseitigt.
Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, dass sie die Verwendung einer abgeschirmten Gradientenspulenanordnung für Magnetresonanzsequenzen mit großen Sichtfeldern ohne Rückfaltungseffekte und mit reduzierten Bildverzerrungen ermöglicht.
Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, dass sie die Notwendigkeit eines Verzerrungskorrekturalgorithmus reduziert oder minimiert.
Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, dass sie es ermöglicht, die Nachverarbeitungszeit für ein Magnetresonanzbild zur reduzieren.
Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, dass sie es ermöglicht, die Gesamtzeit für eine Magnetresonanzuntersuchung zu reduzieren.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, dass sie es ermöglicht, das effektive Bildgebungsvolumen zu vergrößern.
Arten der Ausführung der Erfindung werden nun ausführlich beispielhaft Bezug nehmend auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben, wobei:
1 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Magnetresonanzbildgebungssystems ist;
2A eine schematische Darstellung eines Querschnitts eines Gradientenspulenaufbaus ist;
2B eine perspektivische Darstellung einer Primärgradientenspule ist;
3 ein beispielhafter Plot eines transversalen und longitudinalen Grandientmagnetfelds (B₁) gegenüber der räumlichen Position für eine Gradientenspule mit einem inhärenten Rollover-Punkt und eine erfindungsgemäße Gradientenspule ohne einen inhärenten Rollover-Punkt ist;
4 ein Flussdiagramm zur Konstruktion einer erfindungsgemäßen geschirmten Gradientenspulenanordnung mit einer ersten Ableitung des Gradientenmagnetfelds ungleich null ist;
5A und 5B schematische Darstellungen eines Quadranten einer beispielhaften primären x-Gradientenspule und sekundären, abschirmenden Spule sind;
6A und 6B schematische Darstellungen eines Quadranten einer beispielhaften y-Gradientenspule und sekundären, abschirmenden Spule sind;
7A ein Verzerrungsgitter für einen transversalen Schnitt durch die Ebene z = 0,0 bei einem beispielhaften Gradientenspulensatz ohne Rollover-Punkt ist;
7B ein Verzerrungsgitter für einen transversalen Schnitt durch die Ebene z = 0,0 bei einem beispielhaften Gradientenspulensatz mit inhärentem Rollover-Punkt nach dem Stand der Technik ist;
8A ein koronales Verzerrungsgitter bei einem beispielhaften Gradientenspulensatz ohne Rollover-Punkt ist; und
8B ein koronales Verzerrungsgitter bei einem beispielhaften Gradientenspulensatz mit inhärentem Rollover-Punkt nach dem Stand der Technik ist.
Bezug nehmend auf 1 steuert eine Hauptmagnetfeldsteuerung 10 supraleitende Magnete oder Widerstandsmagnete 12 so, dass entlang einer z-Achse durch eine Untersuchungsregion 14 ein im Wesentlichen einheitliches, zeitlich konstantes Hauptmagnetfeld erzeugt wird. Obwohl in 1 ein Magnet des Typs mit Bohrung gezeigt wird, ist anzumerken, dass die vorliegende Erfindung gleichermaßen auf offene magnetische Systeme mit vertikal gerichteten Feldern anwendbar ist. Eine Liege (nicht gezeigt) hält einen zu untersuchenden Patienten innerhalb der Untersuchungsregion 14. Ein Magnetresonanzechomittel legt eine Reihe von Hochfrequenz (HF)- und Magnetfeldgradientimpulsen an, um magnetische Spins zu invertieren oder zu erregen, Magnetresonanz zu induzieren, Magnetresonanz refokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren, die Magnetresonanz räumlich oder auf sonstige Weise zu codieren, Spins zu sättigen und ähnliches, um Magnetresonanzbildgebungs- und Spektroskopiesequenzen zu erzeugen. Das heißt, Gradientenimpulsverstärker 20 legen Stromimpulse an eine Gradientenspulenanordnung 22 an, die Paare von primären Gradientenspulenanordnungen 22a und abschirmenden Gradientenspulenanordnungen 22b ohne Rollover-Punkt umfasst, um entlang der x, y und z-Achsen der Untersuchungsregion 14 Magnetfeldgradienten mit null oder minimalen Randfeldern außerhalb der Bohrung zu erzeugen. Ein digitaler Hochfrequenzsender 24 sendet Hochfrequenzimpulse oder -impulspakete an eine Ganzkörper-HF-Spule 26, um HF-Impulse in die Untersuchungsregion 14 zu übertragen. Ein typischer Hochfrequenzimpuls ist aus einem Paket mit unmittelbar zusammenhängenden Impulssegmenten von kurzer Dauer zusammengesetzt, die zusammengenommen und mit den angelegten Gradienten eine gewählte Magnetresonanzmanipulation erreichen. Bei Ganzkörperanwendungen werden die Resonanzsignale allgemein von der Ganzkörper-HF-Spule 26 aufgenommen, sie können aber auch durch andere spezialisierte HF-Spulen aufgenommen werden.
Um Bilder von lokalen Bereichen des Patienten zu erzeugen, werden spezialisierte Hochfrequenzspulen angrenzend zur gewählten Region angeordnet. Zum Beispiel kann eine einführbare HF-Spule um eine gewählte Region im Isozentrum der Bohrung eingeführt werden. Die einführbare HF-Spule wird verwendet, um Magnetresonanz zu erregen und Magnetresonanzsignale zu empfangen, die vom Patienten in der untersuchten Region emittiert werden. Alternativ dazu kann die einführbare HF-Spule nur verwendet werden, um Resonanzsignale zu empfangen, die durch Ganzkörper-HF-Spulen-Übertragungen bewirkt wurden. Die resultierenden Hochfrequenzsignale werden von der Ganzkörper-HF-Spule 26, der einführbaren HF-Spule oder anderen spezialisierten HF-Spulen aufgenommen und von einem Empfänger 30 demoduliert, der bevorzugt ein Digitalempfänger ist.
Eine Sequenzsteuerschaltung 40 steuert die Gradientenimpulsverstärker 20 und den Sender 24, um eine von einer Vielzahl von Mehrfachechosequenzen wie Echoplanar-Bildgebung, Echovolumen-Bildgebung, Gradienten- und Spin-Echo-Bildgebung, Fast-Spin-Echo-Bildgebung und dergleichen zu erzeugen. Für die gewählte Sequenz empfängt der Empfänger 30 nach jedem HF-Erregungsimpuls in schneller Folge eine Vielzahl von Datenzeilen. Schließlich werden die empfangenen Hochfrequenzsignale demoduliert und von einem Rekonstruktionsprozessor 50, der eine zweidimensionale Fourier-Transformation oder einen anderen geeigneten Rekonstruktionsalgorithmus anwendet, zu einer Bilddarstellung rekonstruiert. Das Bild wird dann in einem Bildspeicher 54 gespeichert. Wie weiter unten erläutert, tendiert das resultierende Bild dazu, an seinen Rändern verzerrt (expandiert oder komprimiert) zu sein. Ein Bildlinearitätskorrekturprozessor 52 korrigiert die Nichtlinearität. Zum Beispiel kann die Gradientfeldverzerrung empirisch gemessen werden (siehe weiter unten) und das Bild kann mit der Umkehrung der abgebildeten Feldverzerrung abgebildet werden. Andere Verzerrungskorrekturalgorithmen, wie sie dem Fachmann bekannt sind, können auch verwendet werden. Die Verzerrungskorrektur kann wahlweise vor der Rekonstruktion im Fourier-Raum durchgeführt werden, in den Rekonstruktionsalgorithmus integriert werden oder hinter dem Bildspeicher erfolgen. Eine für Menschen lesbare Anzeige 56 wie z.B. ein Anzeigebildschirm gibt eine für Menschen lesbare Anzeige des resultierenden Bilds aus. Das Bild kann einen planaren Schnitt durch den Patienten, eine Gruppe von parallelen planaren Schnitten, ein dreidimensionales Volumen oder ähnliches darstellen.
Bezug nehmend auf 2A und 2B, und weiterhin auf 1, umfasst die primäre Gradientenspulenanordnung 22a einen dielektrischen inneren Spulenkörper 60 mit einem Radius a. Der innere Spulenkörper 60 definiert die Untersuchungsregion 14 zur Aufnahme eines Körperteils des zu untersuchenden Patienten. Y-Gradientenspulen 62₁, 62₃ , deren Muster durch das weiter unten genannte Konstruktionsverfahren bestimmt wird, sind auf der zylindrischen Fläche des inneren Spulenkörpers 60 laminiert. Das heißt, bei der y-Gradientenspule wird die Quadrantenwicklung 62₁ von 6A entlang der Kante 62_m mit einer gleichen Quadrantenwicklung 62₃ verbunden. Das Paar der Wicklungsanordnungen 62₁ , 62₃ wird mit der Kante 64 im longitudinalen Zentrum des Spulenkörpers 60 laminiert und verläuft um seinen Umfang herum. Die x-Gradientenspulen werden auf dem Spulenkörper 60 angebracht, doch relativ zu den y-Gradientenspulen um 90 Grad gedreht. Die x- und y-Gradientenspulen sind elektrisch voneinander isoliert und bevorzugt in einem Epoxyd eingebettet. Die Wicklungen sind bevorzugt aus einem relativ dünnen leitenden Blech wie z.B. Kupfer hergestellt. Das Blech wird vor dem Laminieren auf den Spulenkörper bevorzugt durch Wasserstrahlschneiden, Laserschneiden, Ätzen oder dergleichen geschnitten und dann mit einem dünnen isolierenden Substrat verbunden, um seine radiale Dicke zu minimieren.
Auch eine primäre z-Gradientenspule besteht aus einem leitenden Material wie z.B. eine Folie oder ein Draht. Die primäre z-Gradientenspule wird bevorzugt in Rillen im inneren Spulenkörper 60 gewickelt und in ein Epoxyd eingebettet. Auch die sekundäre Gradientenspulenanordnung 22b umfasst einen äußeren dielektrischen Spulenkörper 70 mit dem Radius b. Die sekundären, abschirmenden x-, y- und z-Spulen (nicht gezeigt) sind den primären Gradientenspulen entsprechend auf der zylindrischen Fläche des äußeren Spulenkörpers 70 oder auf longitudinalen Stangen laminiert, die als „Kämme" bekannt sind. Diese abgeschirmten Spulen sind ausgelegt, um mit den primären Gradientenspule zusammenzuwirken, um ein Magnetfeld zu erzeugen, das außerhalb eines Bereichs, der vom äußeren Spulenkörper definiert wird, eine Magnetflussdichte von im Wesentlichen null aufweist.
Bezug nehmend auf 3 sind Gradientenspulensätze nach dem Stand der Technik typischerweise so konstruiert, dass ihr Gradientenmagnetfeldprofil 80 entlang, aber in der Nähe des Rands seiner jeweiligen Achse einen inhärenten Rollover-Punkt 82 aufweist, wie gezeigt. Am Rollover-Punkt ist die erste Ableitung des Gradientenmagnetfelds null. Jenseits des Rollover-Punkts, wo die erste Ableitung null ist, weist das Gradientenfeld Werte auf, die nicht einmalig sind, d.h., das Gradientenfeld nimmt beiderseits des Rollover-Punkts identische Werte an. Dies verursacht Rückfaltung. Wenn Körperteile des Patienten zwischen dem Rollover-Punkt und der Bohrung angeordnet sind, werden Bereiche des Patienten, die jenseits des Rollover-Punkts liegen, in das Bild rückgefaltet, was Ghosting verursacht. Signale aus zwei Ebenen in der Nähe des Rands, die der gleichen Gradientenfeldstärke ausgesetzt werden, sind nicht unterscheidbar und werden kombiniert. Dadurch wird ein Geisterbild des Materials jenseits des Rollover-Punkts auf das Material diesseits des Rollover-Punkts rückgefaltet.
Im Gegensatz dazu weist die vorliegende Gradientenspulenanordnung eine Flussdichte 90 auf, der keinen solchen Rollover-Punkt im physikalischen Volumen aufweist, das vom inneren Spulenkörper begrenzt wird, wie in 3 gezeigt. Durch Konstruktion der x, y- und z-Gradientenspulen auf solche Weise, dass die erste Ableitung des Gradientenmagnetfelds (Gradientenfeldvektor) in und benachbart zur Untersuchungsregion ungleich null ist, d.h., es keinen Rollover-Punkt gibt, werden die oben erläuterten Rückfaltungsprobleme minimiert. Weil es auf dem Graphen des Gradientenmagnetfelds gegenüber der Position keinen Rollover-Punkt gibt, sind alle Datenwerte einmalig. Das Gradientenspulendesign mit der ersten Ableitung ungleich null weist Bereiche auf der Kurve 90 des Gradientenmagnetfelds gegenüber der Position auf, die typischerweise die Nichtlinearität benachbart zum Randbereich erhöhen. Bei einem Rekonstruktionsalgorithmus, der ein lineares Gradientenfeld voraussetzt, werden die Randbereiche im Rekonstruktionsprozess expandiert. Die Nichtlinearität des Felds wird abgebildet und das Abbild in den Linearitätskorrekturprozessor 52 geladen, um die Verzerrung umzukehren. Wenn der Korrekturprozessor vor dem Rekonstruktionsprozessor liegt, bildet er das reale Gradientenfeld wieder linear ab, und wenn er hinter dem Rekonstruktionsprozessor liegt, bildet er die expandierten Ränder des Bilds wieder normal ab.
Die theoretische Herleitung, das Konstruktionsverfahren und die numerischen Ergebnisse für eine beispielhafte abgeschirmte Gradientenspule ohne Rollover-Punkt des Gradientenmagnetfelds entlang ihrer perspektivischen Achse und innerhalb der physikalischen Grenzen, die durch die Innenfläche des Gradientenrohrs definiert wird, wird nun erläutert. D.h., die theoretische Herleitung, die Konstruktion und die Ergebnisse einer Gradientenspule, bei welcher die z-Komponente des Magnetfelds linear entlang der transversalen Richtung variiert (x, y-Gradientenspule) sowie der axialen Gradientenspule (z-Gradientenspule) werden dargestellt. Die x-Gradientenspule wird in ihrer Gesamtheit als ein repräsentatives Beispiel für die transversalen Spulen dargestellt.
Das Flussdiagramm zur Konstruktion solch einer Gradientenspulenstruktur wird in 4 gezeigt. Am Anfang stellt ein Schritt zur geometrischen Konfiguration der primären Gradientenspulen 100 die Primärspulenkonfiguration ein, und ein Schritt zur Konfiguration der sekundären abschirmenden Spulen 102 stellt die Sekundärspulenkonfiguration ein. Das heißt, der Radius und die Länge werden für jede Spule gewählt. Dann optimiert ein Energie/Induktivität-Minimierungsschritt 104 den Primärgradientenspulensatz. Als ein Ergebnis des Minimierungsvorgangs 104 generiert ein Schritt zur Wahl einer ersten kontinuierlichen Stromverteilung 106 die Stromverteilung für den primären Gradientenspulensatz. Die erste kontinuierliche Stromverteilung ist auf die geometrischen Grenzen eingeschränkt, die in Schritt 100 definiert wurden. Die erste Stromverteilung wird so gewählt, dass sie ein Gradientenmagnetfeld durch die Untersuchungsregion hindurch erzeugt, wobei die erste Ableitung des Gradientenmagnetfelds in und um die Untersuchungsregion ungleich null ist. Nach diesem Schritt generiert ein Schritt zur Wahl einer zweiten kontinuierlichen Stromverteilung 108 die Stromverteilung des sekundären abschirmenden Spulensatzes derart, dass die zweite kontinuierliche Stromverteilung auf die geometrischen Grenzen eingeschränkt wird, die in Schritt 102 definiert wurden. Die zweite kontinuierliche Stromverteilung erzeugt ein Magnetfeld, das in Verbindung mit dem Magnetfeld von der ersten Stromverteilung außerhalb der Sekundärspule ein Randmagnetfeld von im Wesentlichen null erzeugt.
Ferner werden in einem Stromdiskretisierungsschritt 110 die kontinuierliche Stromverteilung des primären Gradientenspulensatzes und des sekundären, abschirmenden Spulensatzes diskretisiert, um die Zahl der Wicklungen zu generieren, die für jede Spule in jedem Spulensatz benötigt werden. Optional wendet ein Prüfschritt 112 das Biot-Savart-Gesetz auf das diskrete Strommuster an, um seine Gültigkeit zu prüfen. Schließlich werden in einem Mess- und Abbildungsschritt 114 Nichtlinearitäten, die im Gradientenmagnetfeld in der Nähe der Ränder der Untersuchungsregion vorhanden sind, gemessen und zurückabgebildet, um das Bild benachbart zu den Rändern zu korrigieren.
Die theoretische Herleitung des Energieoptimierungsalgorithmus-Schritts 104 wird sowohl für die transversale als auch für die axiale Gradientenspule erläutert.
Die Konstruktion einer finiten, abgeschirmten transversalen x-Gradientenspule beinhaltet die Konstruktion der Primärspule (der Spule, die dem Patienten am nächsten liegt) auf der Basis der Methodologie des inversen Ansatzes. Bei der beispielhaften transversalen Spule ist das Gradientenmagnetfeld in der x-Richtung um das geometrische Zentrum der Spule herum antisymmetrisch, während es entlang der y- und z-Richtungen symmetrisch ist. Um solch ein Feld zu erzeugen, kann der analytische Ausdruck des Stroms für die Primärspule J^a(r) geschrieben werden als: J →a(r →) = [jφa(φ, z)âφ +ja z(φ, z)âz]δ(ρ – a) (1)wobei δ(ρ – a) die Bedingung ist, dass der Strom auf eine zylindrische Fläche mit dem Radius a eingeschränkt ist. Die Bedingung der Länge der inneren Spule, der Einschränkung der Stromdichte auf die zylindrische Fläche, der azimutalen und axialen Symmetrien für j_φ ^a und j_z ^a und die Bedingung, dass die Stromdichte die Kontinuitätsgleichung erfüllt, ergibt die
Fourier-Reihenentwicklung für beide Komponenten um das geometrische Zentrum der Spule herum wie folgt:
wobei j^a _φn Fourier-Koeffizienten sind, L_a für die Gesamtlänge der inneren Spule steht, und k_n = (2nπ)/L_a, weil der Strom an den Enden des Zylinders nicht abfließt. Ferner sind beide Stromkomponenten null bei |z| > La/2.
Um das Randfeld der Primärspule in dem Bereich zu minimieren, der außerhalb sowohl der primären als auch der abschirmenden Spulen liegt, erfüllt die Fourier-Transformation des Stroms für die abschirmende Spule die folgende Beziehung:
wobei I'_mK'_m die Ableitungen in Bezug auf das Argument der modifizierten Bessel-Funktionen der ersten und der zweiten Art darstellen.
In diesem Fall kann der Ausdruck für die z-Komponente des Magnetfelds in dem Bereich innerhalb beider Spulen wie folgt geschrieben werden:
Ferner kann der Ausdruck für die gespeicherte magnetische Energie auch wie folgt geschrieben werden:
Als ein nächster Schritt wird das funktionale ε in Form von W und B₂ konstruiert als:
wobei λ_J die Lagrange-Multiplikatoren sind und B_zSC die Einschränkungswerte der z- Komponente des Magnetfelds an den spezifizierten N Punkten darstellt. Das Minimieren von ε, einer quadratischen Funktion des Stroms, in Bezug auf die Stromkoeffizienten j^a _φn führt zu einer Matrixgleichung für j^a _φn, wie folgt:
wobei die Bewertung der Lagrange-Multiplikatoren λ_J über die Einschränkungsgleichung erfolgen kann.
Durch Abstumpfen der vorstehenden unendlichen Summierungen bei M Ausdrücken und Verwenden einer kompakten Schreibweise wird der obige Ausdruck modifiziert, um zu ergeben:
oder in Matrixform: JaC = λD ⇒ Ja = λDC–1 (10) aber B = JaDt ⇒ B = λDC–1Dt (11)was führt zu: λ = Bz[DC–1Dt]–1 ⇒ Ja = Bz[DC–1Dt]–1DC–1 (12).
Durch Invertieren der obigen Matrixgleichung wird eine Lösung für j^a _φn und daher für die Stromdichte erhalten. Wenn die kontinuierliche Stromverteilung sowohl für die primären als auch für die abschirmenden Spulen bewertet wird, wird die Stromfunktionstechnik angewandt, um die Stromdichte sowohl für die primären als auch für die abschirmenden Spulen auf solche Weise zu diskretisieren, dass für beide Spulen für einen gegebenen gemeinsamen Stromwert pro Schleife die absolute Ganzzahl von Wicklungen erhalten wird. Die Diskretisierung und das Magnetgradientenfeld innerhalb des gewünschten Bildgebungsvolumens werden dann den Schritten 6 bis 8 von 4 entsprechend berechnet.
Für die Konstruktion der beispielhaften primären x-Gradientenspule wird der Radius des Zylinders für die Primärspule auf gleich 0,3438500 m eingestellt, und seine Gesamtlänge wird auf 1,066400 m eingeschränkt. Zudem ist der Radius der Sekundärspule gleich 0,435224 m. Die Bedingungen für die Konstruktion der Primärspule werden in Tabelle 1 gezeigt. Die Bedingungen für die primäre y-Gradientenspule werden in Tabelle 2 gezeigt.

n ρ_i z_i B_ZSC(T)

1 0,001 0,000 0,000027000

2 0,230 0,000 0,006211244

3 0,001 0,200 0,000021600

Tabelle 1: Bedingungen für die Konstruktion der x-Gradientenspule. Die Werte für ρ und z sind in m, die Werte für B_ZSC ₍ _T ₎ sind in Tesla.
Wie in Tabelle 1 gezeigt, definiert die erste Bedingung eine Gradientenstärke für die erste primäre und einzelne abschirmende Spule von 27,0 mT/m, die zweite Bedingung definiert eine Linearität von +0,1% des Gradientenfelds entlang der Gradienten-(x)-Achse und bis zur Entfernung von 23,0 cm für das Isozentrum des Gradientenfelds, während die dritte Bedingung eine Einheitlichkeit von –20% des Gradientenfelds innerhalb des 40 cm-Bildgebungsvolumens definiert.

n ρ_i z_i B_ZSC(T)

1 0,001 0,000 0,000027000

2 0,265 0,000 0,007870500

3 0,001 0,200 0,0000217800

Tabelle 2: Bedingungen für die Konstruktion der y-Gradientenspule. Die Werte für ρ und z sind in m, die Werte für B_ZSC ₍ _T ₎ sind in Tesla.
Für die Konstruktion der beispielhaften abgeschirmten y-Gradientenspule ist der Radius der Primärspule a = 0,336040 m bei einer Länge von 1,0534 m, während der Radius der Sekundärspule b = 0,431414 m ist. Wie in Tabelle 2 gezeigt, definiert die erste Bedingung eine Gradientenstärke von 27,0 mT/m, die zweite Bedingung definiert eine Linearität von +10% des Gradientenfelds entlang der Gradienten-(x)-Achse und bis zur Entfernung von 26,5 cm für das Isozentrum des Gradientenfelds, während die dritte Bedingung eine Einheitlichkeit von –20% des Gradientenfelds innerhalb des 40 cm-Bildgebungsvolumens definiert.
Mit dem Vorliegen dieser Bedingungen von Tabelle 1 und 2 und der Anwendung der Methodologie des inversen Ansatzes von 4 werden die Werte für die Fourier-Koeffizienten für die Stromdichte der abgeschirmten x- und y-Gradientenspulen generiert. Durch Anwenden der Stromfunktionstechnik auf die kontinuierlichen Stromdichten für beide transversalen abgeschirmten Spulen wurden die diskreten Strommuster für diese Spulen generiert. Das heißt, für die x-Gradientenspule erzeugt die Stromfunktionstechnik 23 diskrete Schleifen auf einem Quadranten der Primärspule, wie in 5A gezeigt, und 11 Schleifen auf einem Quadranten des Einzelschirms, wie in 5B gezeigt. Der gemeinsame Strom pro Schleife beträgt 376,00 A. In diesem Fall beträgt der Wirbelstrom von der diskreten Spulenkonfiguration 0,245% über eine 50 cm-DSV.
Durch Diskretisieren des Stromdichte für die y-Gradientenspule wird die Stromdichte für einen Quadranten der beispielhaften Primärspule durch 23 Schleifen bei einem gemeinsamen Strom von 375,11 A genähert, wie in 6A gezeigt, während der eine Quadrant der anschirmenden Spule durch 10 Schleifen genähert werden kann, die den gleichen Strom pro Schleife führen (6B). Für die y-Gradientenspule betragen die Wirbelströme nur 0,257%. Durch Anwenden des Biot-Savart-Gesetzes auf die diskreten Stromdichten für beide abgeschirmten x- und y-Gradientenspulen wird das Gradientenmagnetfeld dieser beiden Spulen entlang der perspektivischen Gradientenachse und in der Ebene z = 0,0 bewertet. Das Verhalten des Gradientenmagnetfelds bei der x-Gradientenspule ist wieder im Wesentlichen wie in 3 veranschaulicht.

Das Verhalten des Gradientenmagnetfelds bei der y-Gradientenspule ist im Wesentlichen wie in 3 gezeigt. Tabelle 3 veranschaulicht die magnetischen Eigenschaften für die abgeschirmten x- und y-Gradientenspulen mit einer Einzelabschirmung mit spezifischeren Details.

Eigenschaften	x-Gradientenspule	y-Gradientenspule
Gradientenstärke (mT/m)	27	27
Gradientenlinearität (p = ±22,5 cm)	0,8%	7,8%
Gradienteneinheitlichkeit (z = ±20,0 cm)	–20%	–20%
Anstiegszeit bei 700 V	465 μsek	442 μsek
Änderungsrate bei 700 V	60 T/m/sek	61 T/m/sek
% Wirbelstrom auf 50 cm DSC	0,245%	0,257%

Tabelle 3: Gradientenfeldeigenschaften für die abgeschirmten x- und y-Gradientenspulen.

Zuerst beinhaltet die Konstruktion der finiten abgeschirmten axialen z-Gradientenspule die Konstruktion der Primärspule (der Spule, die dem Patienten am nächsten liegt) auf der Basis der Methodologie des inversen Ansatzes. Bei der z-Gradientenspule ist das Gradientenmagnetfeld in der z-Richtung um das geometrische Zentrum der Spule herum antisymmetrisch, während es entlang der x- und y-Richtungen symmetrisch ist. Daher liegt in diesem Fall keine azimutale Abhängigkeit der Stromdichte vor. Um solch ein Feld zu erzeugen, kann der analytische Ausdruck des Stroms für die Primärspule J^a(r) wie folgt geschrieben werden: J →a(r →) = jφ a(z)âφδ(ρ – a) (13)wobei δ(ρ – a) die Bedingung ist, dass der Strom auf eine zylindrische Fläche mit dem Radius a eingeschränkt ist. Die Bedingung der Länge der inneren Spule, der Einschränkung der Stromdichte auf die zylindrische Fläche, der azimutalen und axialen Symmetrien für j_φ ^a und j_z ^a und die Bedingung, dass die Stromdichte die Kontinuitätsgleichung erfüllt, ergibt die folgende Fourier-Reihenentwicklung für beide Komponenten um das geometrische Zentrum der Spule herum:
wobei j^a _φn Fourier-Koeffizienten sind, L_a für die Gesamtlänge der inneren Spule steht, und k_n = (2nπ)/L_a, weil der Strom an den Enden des Zylinders nicht abfließt. Ferner sind beide Stromkomponenten null bei |z| > L_a/2.
Um das Randfeld der Primärspule in dem Bereich zu minimieren, der außerhalb sowohl der primären als auch der abschirmenden Spulen liegt, erfüllt die Fourier-Transformation des Stroms für die abschirmende Spule die folgende Beziehung:
wobei I_mK_m die Ableitungen in Bezug auf das Argument der modifizierten Bessel-Funktionen der ersten und der zweiten Art darstellen.
In diesem Fall kann der Ausdruck für die z-Komponente des Magnetfelds B₂ in dem Bereich innerhalb beider Spulen wie folgt geschrieben werden:
Ferner kann auch der Ausdruck für die gespeicherte magnetische Energie geschrieben werden als:
Als ein nächster Schritt wird das funktionale ε in Form von W und B_z konstruiert als:
wobei λ_J die Lagrange-Multiplikatoren sind und B_zSC die Einschränkungswerte der z-Komponente des Magnetfelds an den spezifizierten N Punkten darstellt. Das Minimieren von ε, einer quadratischen Funktion des Stroms, in Bezug auf die Stromkoeffizienten j^a _φn führt zu einer Matrixgleichung für j^a _φn, die folgendes erfüllt:
wobei die Bewertung der Lagrange-Multiplikatoren λ_J über die Einschränkungsgleichung erfolgen kann.
Durch Abstumpfen der vorstehenden unendlichen Summierungen bei M Ausdrücken und Verwenden einer kompakten Schreibweise wird der obige Ausdruck modifiziert, um zu ergeben:
oder in Matrixform: JaC = λD ⇒ Ja = λDC–1 (21) aber Bz = JaDt ⇒ Bz = λDC–1Dt (22)was führt zu: λ = Bz[DC–1Dt]–1 ⇒ Ja = Bz[DC–1Dt]–1DC–1 (23).
Durch Invertieren der vorstehenden Matrixgleichung wird eine Lösung für j^a _φn und daher für die Stromdichte erhalten. Wenn die kontinuierliche Stromverteilung sowohl für die primäre als auch für die abschirmende Spule J^a, J^b bewertet wird, ergibt die Anwendung der Massenmittelpunkt-Technik die diskreten Schleifenmuster sowohl für die primäre als auch für die abschirmende Spule mit der Zusatzbedingung, dass für beide Spulen für einen gegebenen gemeinsamen Stromwert pro Schleife die absolute Ganzzahl von Wicklungen erhalten wird. Die Diskretisierung und das Magnetgradientenfeld im Inneren des gewünschten Bildgebungsvolumens werden dann den Schritten 6 bis 8 von 4 entsprechend berechnet.
Für die Konstruktion der beispielhaften axialen Gradientenspule werden dementsprechende Konstruktionsverfahren befolgt. In diesem Fall wird der Radius des Zylinders für die erste Primärspule auf gleich 0,356000 m eingestellt, und seine Gesamtlänge wird auf 1,050 m eingestellt. Zusätzlich ist der Radius der Sekundärspule gleich 0,424929 m. Die Bedingungen für die Konstruktion der Primärspule werden in Tabelle 4 gezeigt.

n ρ_i z_i B_zSC(T)

1 0,0000 0,001 0,000025000

2 0,0000 0,265 0,0072875000

3 0,1125 0,001 0,000025000

4 0,2250 0,001 0,000025000

Tabelle 4: Bedingungen für die Konstruktion der geschirmten z-Gradientenspule. Werte für ρ und z sind in m, Werte für B_zSC ₍ _T ₎ sind in Tesla.
Wie in Tabelle 4 gezeigt, definiert die erste Bedingung eine Gradientenstärke für die primäre und geschirmte Spule von 25,0 mT/m, die zweite Bedingung definiert eine Linearität von +10% des Gradientenfelds entlang der Gradienten-(z)-Achse und bis zur Entfernung von 26,5 cm für das Isozentrum des Gradientenfelds, während der Rest der Bedingungen die Einheitlichkeit des Gradientenfelds im Inneren des 45 cm-Bildgebungsvolumens spezifiziert.

Mit dem Vorliegen dieser Bedingungen von Tabelle 4 und der Anwendung der Methodologie des inversen Ansatzes von 4 werden die Werte für die Fourier-Koeffizienten für die Stromdichte der abgeschirmten z-Gradientenspule generiert. Durch Anwenden der Massenmittelpunkt-Technik auf die kontinuierliche Stromdichten sowohl für die primäre Spule als auch für die abgeschirmte Spule wurden die diskreten Strommuster für diese Spulen erzeugt. Das heißt, für die bevorzugte erste Primär- und Schirmkonfi guration erzeugt die Massenmittelpunkt-Technik 60 diskrete Schleifen auf der Primärspule und 30 Schleifen auf dem Einzelschirm. Der gemeinsame Strom pro Schleife beträgt 347,388 A. In diesem Fall beträgt der Wirbelstrom der diskreten Spulenkonfiguration 0,19% über eine 50 cm-DSV. Tabelle 5 veranschaulicht die magnetischen Eigenschaften der geschirmten x-Gradientenspule.

Eigenschaften	z-Gradientenspule
Gradientenstärke (mT/m)	25
Gradientenlinearität (p = ±22,5 cm)	0,14%
Gradienten-Einheitlichkeit (z = ±20,0 cm)	4,56%
Anstiegszeit bei 700 V	312 μsek
Änderungsrate bei 700 V	80 T/m/sek
% Wirbelstrom auf 45 cm DSC	0,19%

Tabelle 5: Gradientenfeldeigenschaften für die z-Gradientenspule.

Bezug nehmend auf 7A und 7B, wurden Bilder von linearen Verzerrungsgittern für die transversalen Orientierungen (x, y-Ebene) erzeugt, die den x- und y-Gradientenspulen für Gradientenfelder mit und ohne Rollover-Punkt innerhalb des physikalischen Raums entsprechen, der durch den Innendurchmesser der Gradientenstruktur definiert wird. Wenn man die Bilder der Gradientenspulen mit und ohne Rollover-Punkt innerhalb einer Sphäre mit 60 cm Durchmesser miteinander vergleicht, sind beide in der Nähe des Isozentrums im Wesentlichen linear. In 7B ist zu sehen, dass die am Bild benachbarten Gitterlinien rückgefaltet sind und sich einander überlappen. Diese schwere Rückfaltung kann durch einen Verzerrungsalgorithmus nicht korrigiert werden. Dies ist in 7A nicht der Fall, wo das Gradientenfeld keinen Rollover-Punkt im Inneren des physikalischen Raums aufweist, der durch die Abmessungen der Gradientenspule definiert wird. Da die Gitterlinien am Rand einheitlich verlaufen, ist es relativ einfach, das Gitter wieder zu geraden Linien abzubilden. Dieses gleiche Abbild korrigiert nachfolgende Bilder.
Ähnliche Ergebnisse wurden in der koronalen Orientierung (y, z-Ebene) erhalten. Man vergleiche die koronalen Bilder des Gitterphantoms vom Gradientensatz ohne Rollover-Punkt (8A) mit dem verzerrten Gitterbild, das durch den Gradientensatz mit einem inhärenten Rollover-Punkt (8B) erhalten wurde. In 8B bewirkt der Rollover-Punkt, dass die Gitterlinien entlang der Seite komprimiert werden und sich auf nicht unterscheidbare Weise einander überlappen. Demgegenüber ist in 8A das Bild entlang der Ränder vergrößert (nach aussen expandiert), wodurch jede Gitterlinie verzogen ist, aber einmalig bleibt. Diese verzogenen, aber einmaligen Gitterlinien können leicht linear abgebildet werden.
Entsprechende Schlussfolgerungen werden gezogen, wenn das saggitale Verzerrungsgitter eines Gradientensatzes ohne Rollover-Punkt mit einem Verzerrungsgitter eines Gradientensatzes mit einem inhärenten Rollover-Punkt verglichen wird (nicht dargestellt).
Es ist anzumerken, dass die spezifizierten Strommuster geändert werden können, um entweder eine bessere Linearität auf Kosten des Spulenwirkungsgrads und/oder einen höheren Wirkungsgrad auf Kosten der Linearität zu erzeugen. Ferner können die Abmessungen (Radius und/oder Länge) der zylindrischen Gradientenspulen geändert werden, um der bevorzugten Anwendung entsprechend vergrößert oder verkleinert zu werden. Zudem können die Längen der Primärspulen und/oder der Sekundärspulen gleich oder verschieden sein.
Die vorliegende Erfindung ist auf andere, alternative Gradientenspulengeometrien anwendbar, wie z.B. elliptisch, plan, aufgeweitet usw., sowie auf asymmetrische Gradientenspulendesigns oder jede Kombination daraus. Die vorliegende Erfindung ist auch auf die Konstruktion von Gradientenspulenstrukturen anwendbar, die für vertikal orientierte oder offene Magnetsysteme geeignet sind. Ferner können der offenbarte primäre und abgeschirmte Spulensatz gebündelte (konzentrierte) oder Thumbprint-Designs sein, die nach der Methode des Vorwärts- oder inversen Ansatzes erzeugt wurden. Zudem können die primären und die abschirmenden Spulen jede mögliche Mischung von gebündeltem und/oder Thumbprint-Designs aufweisen. Es ist denkbar, dass eine Nettoradialkraft oder ein Nettodrehmoment von null auf bekannte Weise in den vorgeschlagenen Konstruktionsalgorithmus integriert werden kann.

1

10: Magnetfeldsteuerung
20: Gradientenverstärker
24: Sender
30: Empfänger
40: Sequenzsteuerung
50: 2D-Fourier-Transformation
52: Linearitätskorrekturprozessor
54: Bildspeicher

4

100: Primärspulenkonfiguration einstellen
102: Sekundärspulenkonfiguration einstellen
104: Energie/Induktivität optimieren
106: Erste kontinuierliche Stromverteilung generieren
108: Zweite kontinuierliche Stromverteilung generieren
110: Zu endlichen Schleifen diskretisieren
112: Biot-Savart-Gesetz anwenden
114: Nichtlinearitäten messen und abbilden
Solution: Lösung

7A

Schicht (ohne Rollover)

7B

(Stand der Technik)

Schicht (mit Rollover)

8A

Schicht (ohne Rollover)

8B

(Stand der Technik)

Schicht (mit Rollover)

Claims

Magnetresonanzbildgebungseinrichtung, umfassend: einen Hauptmagneten (12), um ein Hauptmagnetfeld in einer Untersuchungsregion (14) zu erzeugen; eine Gradientenspulenanordnung (22), um entlang einer Richtung des Hauptmagnetfelds durch die Untersuchungsregion (14) hindurch ein Gradientenmagnetfeld (90) zu erzeugen, wobei dieses Gradientenmagnetfeld (90) eine erste Ableitung ungleich null in der Untersuchungsregion (14) hat; eine HF-Sender-(24) und -Spulenanordnung (26), die benachbart zur Untersuchungsregion (14) angeordnet ist, um Magnetresonanzdipole in der Untersuchungsregion (14) zu erregen; eine HF-Spulen-(26) und -Empfängeranordnung (30), angeordnet, um Magnetresonanzsignale von den resonierenden Dipolen zu empfangen und zu demodulieren; und einen Rekonstruktionsprozessor (50), um die demodulierten Magnetresonanzsignale zu einer Bilddarstellung zu rekonstruieren, wobei das entlang der Richtung des Hauptmagnetfelds erzeugte Gradientenmagnetfeld (90) eine im Wesentlichen konstante Neigung entlang der Richtung des Hauptmagnetfelds durch eine zentrale Region der Untersuchungsregion (14) hindurch aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass diese im Wesentlichen konstante Neigung benachbart zu den Rändern der Untersuchungsregion (14) ohne Rollover-Punkt in eine zunehmend steile Neigung übergeht.
Magnetresonanzbildgebungseinrichtung nach Anspruch 1, wobei die Gradientenspulenanordnung (22) umfasst: einen primären Gradientenspulensatz (22a), der benachbart zur Untersuchungsregion (14) angeordnet ist, wobei dieser primäre Gradientenspulensatz (22a) eine Anordnung von leitfähigen Schleifen umfasst, um die Gradientenmagnetfelder (90) an drei orthogonalen Achsen entlang zu erzeugen; einen sekundären, abschirmenden Spulensatz (22b), der zwischen der Primärspulenanordnung (22a) und dem Hauptmagneten (12) angeordnet ist, wobei dieser sekundäre, abschirmende Spulensatz (22b) eine Anordnung von leitfähigen Schleifen umfasst, derart, dass eine Stromdichte, die darin fließt, eine Magnetflussdichte verursacht, die mit einer Magnetflussdichte zusammenwirkt, die vom primären Magnetfeld erzeugt wird, um eine Nettomagnetisierungsfluss dichte außerhalb eines Bereichs, der vom sekundären, abschirmenden Spulensatz (22b) definiert wird, im Wesentlichen zu nullen.
Magnetresonanzbildgebungseinrichtung nach Anspruch 2, wobei der primäre Gradientenspulensatz (22a) und der sekundäre, abschirmende Spulensatz (22b) auf Spulenkörpern (60, 70) angeordnet sind.
Magnetresonanzbildgebungseinrichtung nach Anspruch 3, wobei die Spulenkörper (60, 70) hohle zylindrische Röhren sind, die so angeordnet sind, dass die Untersuchungsregion (14) im Inneren des Spulenkörpers (60) des primären Gradientenspulensatzes (22a) definiert wird, wobei der Spulenkörper (60) des primären Gradientenspulensatzes (22a) im Inneren des Spulenkörpers (70) des sekundären, abschirmenden Spulensatzes (22b) angeordnet ist.
Magnetresonanzbildgebungseinrichtung nach Anspruch 1, außerdem umfassend: einen Linearitätskorrekturprozessor (52), der angeordnet ist, um mindestens eines von den demodulierten Resonanzsignalen und der Bilddarstellung anzupassen, um die Verzerrung zu korrigieren, die auf die zunehmend steile Neigung des Gradientenmagnetfelds (90) benachbart zu den Rändern der Untersuchungsregion (14) zurückzuführen ist.
Magnetresonanzbildgebungseinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Gradientenspulenanordnung (22) drei primäre Gradientenspulensätze (62, 66, 68) umfasst, einen zum Erzeugen eines Gradientenmagnetfelds entlang jeder der drei orthogonalen Achsen, wobei jeder der primären Gradientenspulensätze (62, 66, 68) ein entsprechendes Gradientenmagnetfeld (90) erzeugt, das benachbart zu einer zentralen Region der Untersuchungsregion (14) linear ist und benachbart zu den Rändern der Untersuchungsregion (14) monoton zunehmend ist.
Verfahren zur Konstruktion einer Gradientenspulenanordnung (22) für Magnetresonanzbildgebungssysteme, wobei das Verfahren umfasst: (a) das Wählen des Radius und der Länge (100, 102) für einen primären Gradientenspulensatz (22a) und des Radius und der Länge für einen sekundären, abschirmenden Spulensatz (22b); (b) das Generieren einer ersten kontinuierlichen Stromverteilung (106) für den primären Gradientenspulensatz (22a), derart, dass die erste kontinuierliche Stromverteilung auf die vorbestimmten endlichen geometrischen Grenzen einer ersten Fläche eingeschränkt ist, die in Schritt (a) definiert wurde, wobei diese erste kontinuierliche Stromverteilung ein Gradientenmagnetfeld (90) entlang einer Richtung des Hauptmagnetfelds durch eine Untersuchungsregion (14) hindurch erzeugt, deren erste Ableitung in der Untersuchungsregion (14) ungleich null ist, wobei das entlang der Richtung des Hauptmagnetfelds erzeugte Gradientenmagnetfeld (90) außerdem eine im Wesentlichen konstante Neigung entlang der Richtung des Hauptmagnetfelds durch eine zentrale Region der Untersuchungsregion (14) hindurch aufweist, wobei diese im Wesentlichen konstante Neigung benachbart zu den Rändern der Untersuchungsregion (14) ohne Rollover-Punkt in eine zunehmend steile Neigung übergeht; (c) das Generieren einer zweiten kontinuierlichen Stromverteilung (108) für den sekundären, abschirmenden Spulensatz (22b), derart, dass die zweite kontinuierliche Stromverteilung auf die vorbestimmten endlichen geometrischen Grenzen eingeschränkt ist, die in Schritt (a) definiert wurden, wobei die erste und zweite kontinuierliche Stromverteilung ein Magnetfeld erzeugen, das sich in einem Bereich außerhalb der Region, der vom sekundären, abschirmenden Spulensatz (22b) definiert wird, im Wesentlichen aufhebt; (d) das Optimieren (104) des primären Gradientenspulensatzes (22a) mit dem sekundären, abschirmenden Spulensatz (22b) mit Hilfe eines Energie/Induktivität-Minimierungsalgorithmus; und (e) das Diskretisieren (110) des primären Gradientenspulensatzes (22a) und des sekundären, abschirmenden Spulensatzes (22b).
Verfahren nach Anspruch 7, wobei das Verfahren außerdem umfasst: (f) das Anwenden des Biot-Savart-Gesetzes (112) auf das diskrete Strommuster, um seine Gültigkeit zu prüfen; und (g) das Messen und Abbilden von Nichtlinearitäten (114), die in einem von (i) dem Gradientenmagnetfeld in der Nähe der Ränder der Untersuchungsregion (14) und (ii) den Rändern von Magnetresonanzbildern eines Patienten vorhanden sind, der sich im Wesentlichen bis zu den Rändern der Untersuchungsregion (14) erstreckt, um ein Korrekturabbild (52) zu erzeugen.