DE69408385T3

DE69408385T3 - Vorrichtung mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE69408385T3
Application number: DE69408385T
Authority: DE
Inventors: John L. Chagrin Falls Patrick; Paul T. Mentor Orlando; Nicholas J. Bedford Heights Mastandrea
Original assignee: Picker International Inc
Current assignee: Philips Medical Systems Cleveland Inc
Priority date: 1993-08-09
Filing date: 1994-07-21
Publication date: 2004-09-02
Anticipated expiration: 2014-07-22
Also published as: EP0638814B2; DE69408385D1; US5394086A; DE69408385T2; EP0638814A1; EP0638814B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Magnetresonanzsysteme. Insbesondere bezieht sich die vorliegende Erfindung auf den Transport von elektrischen Strömen durch hohe magnetische Felder, insbesondere starke, gepulste magnetische Felder, in Magnetresonanzsystemen. Sie findet vor allem in Verbindung mit medizinischen diagnostischen Magnetresonanz-Bildgebungssystemen Anwendung und wird unter besonderer Bezugnahme darauf beschrieben. Jedoch findet die vorliegende Erfindung ebenso bei anderen Arten von Magnetresonanzsystemen Anwendung, in welchen hohe magnetische Felder anwesend sind.
Im Allgemeinen haben die medizinischen diagnostischen Magnetresonanz-Bildgebungssysteme eine eingebaute Gradientenspule, die die Aufnahmeöffnung für den Patienten umgibt. Zum Abbilden von kleineren Gebieten des Patienten und zum Durchführen spezieller Untersuchungen werden manchmal einsetzbare Gradientenspulen in die Öffnung eingesetzt. Diese einsetzbaren Spulen umfassen Oberflächenspulen, Kopfspulen, biplanare Gradientenspulen und andere Gradientenspulen, die in der Hauptfeldöffnung aufgenommen werden können.
Die einsetzbaren Gradientenspulen werden durch Stromimpulse betrieben, um Magnetfeldgradienten entlang auswählbarer x-, y- und z-Achsen zu erzeugen. Diese elektrischen Impulse werden über flexible elektrische Kabel übertragen, die durch die Öffnung von einer externen Stromquelle zu der eingesetzten Spule verlaufen.
Die Kabel, die die Stromimpulse an die einsetzbaren Gradientenspulen für die MR-Bildgebung übertragen, müssen hohe Ströme führen. Die Kabel müssen außerdem dafür geeignet sein, d. h. die Spule und das Verbindungskabel, innerhalb der Öffnung eingezogen zu werden, damit die einsetzbare Spule in den Magneten hinein und hinaus bewegt werden kann. Wenn in Anwesenheit eines starken externen Magnetfelds, wie es in einer MRI-Magnetöffnung vorhanden ist, ein Strom durch ein leitendes Kabel fließt, wird eine orthogonale Lorentz-Kraft erzeugt. Die Lorentz-Kraft, d. h. die Kraft, die durch die Wechselwirkung von orthogonalen Komponenten des Stroms und der magnetischen Felder verursacht wird, bewirkt eine mechanische Verschiebung des Kabels. Die Kräfte können in den mechanischen Translationsverschiebungen der Kabel zum Ausdruck kommen oder Drehkräfte bewirken, die zu einer Kabeldrehung führen.
Die mechanische Bewegung des Kabels ist disruptiv und möglicherweise gefährlich für den Patienten. Außerdem verursachen die Bewegungen aufdringliche akustische Geräusche, die für den Patienten entnervend sein können. Zudem führen die Bewegungen und die Drehkräfte zu einer Ermüdung des Kabels, vor allem an den Zwischenverbindungen zwischen dem Kabel und der einsetzbaren Gradientenspule.
In der Vergangenheit haben andere gepaarte, parallele Leiter für die einsetzbaren Gradientenspulen benutzt. Derartige parallele oder biaxiale Spulen sind für mechanische Bewegungen anfällig. Die beiden Ströme fließen auf versetzten Achsen und durch das gleiche Magnetfeld. Dadurch kommt es zu entgegengesetzten Kräften, die orthogonal zu jedem der versetzen Kabelleiter ausgerichtet sind und Drehkräfte und mechanische Bewegungen des Kabels verursachen.
Andere haben die Verwendung von verdrillten Drahtpaaren vorgeschlagen. Die verdrillten Leitungspaare wurden in einer Helix um die zentrale Achse verdrillt und mechanisch auf eine spiralförmige Konfiguration beschränkt. Wenn die beiden Drähte des verdrillten Paars mechanisch aneinander befestigt sind, gleichen sich die entgegengesetzten Kräfte aus und heben sich auf, d. h. die Nettokraft der mechanischen Verschiebung ist Null. Die Drehkraft ist jedoch nicht gleich Null. Aufgrund der von Null abweichenden Drehkraft veranlasst jeder Stromimpuls an die Grandientenspulen die Kabelpaare, sich zu verdrillen, so dass Vibrationen, mechanische Geräusche und potentielle Verbindungs- und Komponentenermüdung die Folge sind.
Die vorliegende Erfindung liefert ein Magnetresonanzsystem, in dem die oben beschriebenen Probleme überwunden werden.
Erfindungsgemäß wird ein Magnetresonanzsystem geschaffen, das Folgendes umfasst: eine Hauptmagnetfeld-Spulenanordnung, die ein im Wesentlichen temporär konstantes magnetisches Feld durch eine zentrale Öffnung derselben erzeugt; eine einsetzbare Gradientenspulenanordnung, die herausnehmbar in die Öffnung eingesetzt wird; ein Stromimpulsversorgungsmittel für die Gradientenspule; und ein Kabel mit mindestens einem Zuführungsleiter zum Zuführen der Zuführungsstromimpulse von dem Versorgungsmittel zu der einsetzbaren Gradientenspulenanordnung und mit mindestens einem Rückleiter zur Übertragung der Rückstromimpulse von der einsetzbaren Gradientenspulenanordnung an das Versorgungsmittel, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein Zuführungs leiter und mindestens ein Rückleiter so konfiguriert sind, dass die effektiven Zuführungs- und Rückstrompfade des Kabels koaxial entlang einer gemeinsamen Achse verlaufen, wobei die Anzahl und die Anordnung der Leiter des genannten Kabels beschrieben werden durch:
wobei
das temporär konstante Magnetfeld von der Hauptmagnetfeld-Spulenanordnung ist,
ein durch den i-ten Leiter geführter Stromimpuls ist und
ein Vektor von der gemeinsamen Achse zu dem i-ten Leiter ist.
Ein erfindungsgemäßes Magnetresonanzsystem und verschiedene Ausführungsformen einer Versorgungskabelanordnung von einer Gradientenspulenanordnung des Systems werden im Folgenden anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines medizinischen diagnostischen Magnetresonanz-Bildgebungssystems;
2 eine bevorzugte Drei-Leiter-Kabelanordnung zur Speisung einer einsetzbaren Gradientenspule des Systems;
3 eine planare Vier-Leiter-Kabelanordnung zur Speisung der einsetzbaren Gradientenspule;
4 eine weitere Vier-Leiter-Ausführungsform des Kabels zur Speisung der einsetzbaren Gradientenspule;
5 eine Endansicht des Kabels aus 4;
6 eine weitere Vier-Leiter-Ausführungsform des Kabels zur Speisung der einsetzbaren Gradientenspule;
7 ein n + 1-Leiter-Kabel zur Speisung der einsetzbaren Gradientenspule; und
8 eine Grenze, wenn n sich dem Unendlichen nähert, wobei das Kabel aus 7 ein koaxiales Zwei-Leiter-Kabel ist.
Bezug nehmend auf 1 umfasst das System eine selbstabschirmende supraleitende Magnetfeldspulenanordnung 10, die ein temporär konstantes Magnetfeld entlang einer Längs- oder z-Achse einer zentralen Öffnung 12 erzeugt. Die Windungen einer Hauptspule 10_m und einer Abschirmungsspule 10_s sind auf dielektrischen Spulenkörpern 14 angebracht, die in einem torischen Heliumgefäß oder -behälter 16 aufgenommen werden. Das Heliumgefäß ist mit flüssigem Helium gefüllt, um die Spulen auf einer ausreichend niedrigen Temperatur zu halten, damit die Spulen in Anwesenheit der angelegten Magnetfelder supraleitend bleiben.
Das torische Heliumgefäß ist von einer Reihe Kälteabschirmungen 20₁ , 20₂ , ..., 20_n umgeben. Die Kälteabschirmungen werden bei zunehmend kälteren Temperaturen in Richtung auf das Heliumreservoir gehalten. In der bevorzugten Ausführungsform sind zwei Kälteabschirmungen bei 20°K bzw. bei 60°K vorgesehen. Ein torisches äußeres Vakuumgefäß 22 ummantelt die Kälteabschirmungen, um ein torisches Vakuumreservoir darum zu definieren. Vorzugsweise sind Schichten aus dünner Mylar-Isolation zwischen dem Vakuumgefäß 24 und den Kälteabschirmungen angeordnet. Das Vakuumgefäß 22 umfasst ein zylindrisches Teil 24, durch das das temporär konstante Magnetfeld erzeugt wird.
Eine zirkularzylindrische Ganzkörpergradientenspulenanordnung 30 ist an dem zylindrischen Teil 24 des Vakuumgefäßes angebracht. Vorzugsweise ist die Gradientenspulenanordnung eine selbstabschirmende Ganzkörpergradientenspulenanordnung. Außerdem ist eine zirkularzylindrische Ganzkörper-HF-Spulenanordnung 32 auf dem zylindrischen Teil 24 des Vakuumreservoirs befestigt. Vorzugsweise ist eine HF-Abschirmung zwischen der Ganzkörper-HF-Spule und der Ganzkörpergradientenspulenanordnung angeordnet. Ein zirkularzylindrischer dielektrischer Kosmetikmantel 34 schützt die Ganzkörper-HF-Spule und die Ganzkörpergradientenspulenanordnung vor Beschädigungen und dient zur Unterstützung.
Eine einsetzbare Gradientenspulenanordnung 40 wird selektiv in die Öffnung eingesetzt oder daraus entfernt, um Gradientenmagnetfelder in begrenzten Regionen und für Prozeduren zu schaffen, für die die Ganzkörpergradientenspulenanordnung nicht geeignet ist. In der dargestellten Ausführungsform ist die einsetzbare Gradientenspulenanordnung 40 eine biplanare Gradientenspule, deren Aufbau in der US-amerikanischen Patentschrift Nr. 5.036.282 dargestellt ist. Andere einsetzbare Gradientenspulen, einschließlich derjenigen, die für spezielle Regionen des Körpers vorgesehen sind, z. B. für den Kopf, kommen ebenfalls in Betracht. Eine flexible Kabelanordnung 42 verbindet die einsetzbare Gradientenspulenanordnung 40 mit einer Reihe von Gradientenverstärkern 44. Die Gradientenverstärker werden durch ein Gradientensteuermittel 46 gesteuert, um hohe Stromgradientenimpuls gemäß einer MR-Bildgebungssequenz zu erzeugen, die durch ein Sequenzsteuermittel vorgegeben wird. Die Kabelanordnung 42 umfasst eine Vielzahl von Kabeln, vorzugsweise einschließlich eines Kabels jeweils für die x-, die y- und die z-Spule der einsetzbaren Gradientenspulenanordnung 40. Die Gradientenverstärker 44 können selektiv zwischen das Gradientensteuermittel 46 und die Ganzkörpergradientenspulenanordnung 30 oder die einsetzbare Gradientenspulenanordnung 40 geschaltet werden.
Die Sequenzsteuerung 48 steuert weiterhin einen Hochfrequenzsender 50, vorzugsweise einen digitalen Sender. Der digitale Sender erzeugt Hochfrequenzsignale, die an die Ganzkörper-HF-Spulen 32 übertragen werden. Die HF-Sender 50 können selektiv über eine Quadraturkombinierer/Teiler-Schaltung 52 und ein Kabel 54 mit einer einsetzbaren HF-Spule 56 verbunden werden, in der dargestellten Ausführungsform mit einer Oberflächenspule. Die einsetzbaren und Ganzkörper-HF-Spulen sind über die Quadraturkombinierer/Teiler-Schaltung mit einem digitalen Empfangsmittel 58 verbunden. Das Empfangsmittel demoduliert die empfangenen Magnetresonanzsignale. Analog-Digital-Umsetzer 60 und andere Schnittstellenschaltungen setzen die Magnetresonanzsignale in digitale Signale um, die in einem Datenspeicher 64 gespeichert werden. Ein Rekonstruktionsmittel 66 rekonstruiert die Magnetresonanzsignale zu einer digitalen Bilddarstellung, die in einem digitalen Bildspeicher 68 gespeichert wird. Ein Videoprozessormittel 70 wandelt die digitalen Bilddarstellungen in das geeignete Format zur Anzeige auf einem Videomonitor 72 um.
Erfindungsgemäß ist jede Spulenkabelanordnung 42 so konzipiert, dass die entstehenden Lorentz-Kräfte auf die Anordnung 42, wenn die Anordnung 42 Strom führt, minimiert werden.
Bezug nehmend auf 2 umfasst in einer ersten Ausführungsform jedes Kabel der einsetzbaren Gradientenspulenkabelanordnung 42 einen koplanaren zentralen Leiter 80 und ein Paar Seitenleiter 82₁ und 82₂ . Die beiden Seitenleiter 82₁ und 82₂ sind parallel und in gleichem Abstand zu dem zentralen Leiter 80 angeordnet. Auf diese Weise sind die effektiven Rück- und Zuführungsstrompfade koaxial, wenn die Seitenleiter jeweils die Hälfte des Zuführungs- oder Rückstroms führen. Wenn einer der Seitenleiter 1/m des Stroms führt und der zweite (m – 1)/m des Stroms, ist der erste Seitenleiter (m – 1) mal so weit von dem zentralen Leiter entfernt wie der zweite Seitenleiter.
Es werden verschiedene andere Konfigurationen betrachtet, bei denen die effektiven Zuführungs- und Rückpfade koaxial verlaufen. Wie in 3 dargestellt, befinden sich in einer anderen Ausführungsform zum Beispiel ein Paar Zuführungsleiter 84₁ und 84₂ , die in einem Abstand R₁ von einer geometrischen Mitte angeordnet sind, und ein Paar Rückleiter 86₁ und 86₂ , die in einem Abstand R₂ von der effektiven Mitte angeordnet sind.
Wenn diese Leiter jeweils den gleichen Strom führen, sind die effektiven Strompfade für den Zuführungs- und Rückstrom koaxial.
Die Erfindung kann mit jeder Leiterkonfiguration ausgeführt werden, die die folgende Bedingung erfüllt:
wobei
der Abstand zwischen der effektiven Achse des Stromflusses und einer Mitte des i-ten einzelnen Leiters ist,
der Stromfluss durch den i-ten Leiter ist und
ein willkürliches externes Magnetfeld von der Magnetfeldspulenanordnung 10 ist. Die 4 und 5 zeigen eine weitere Vier-Leiter-Ausführungsform, die in Bezug auf eine geometrische Mitte in zwei Dimensionen symmetrisch ist.
Bezug nehmend auf 6 wird der Zuführungsstrom auf drei Leiter 84₁ , 84₂ , 84₃ aufgeteilt, die in gleichem Abstand von der zentralen Achse eines zentralen Rückleiters 86 und symmetrisch um diesen herum, d. h. in 120°-Schritten, angeordnet sind. Diese drei Zuführungsleiter führen jeweils ein Drittel des Stroms von jedem Stromimpuls.
Bezug nehmend auf 7 kann diese Beziehung auf n + 1 Leiter erweitert werden. Das bedeutet, einer der Zuführungs- und Rückströme wird entlang eines zentralen Leiters 80 übertragen und der andere entlang n in gleichem Abstand angeordneten Leitern 82₁ , 82₂ , ..., 82_n , die diesen zentralen Leiter in 360°/n-Schritten umgeben und jeweils 1/n des Stroms führen.
Bezug nehmend auf 8 verschmelzen die umgebenden Leiter 82 zu einem einzelnen zylindrischen Leiter 88 eines koaxialen Leiters, wenn sich n dem Unendlichen nähert. Zwischen dem Zuführungs- und Rückleiter ist eine elektrische Isolierung 90 vorgesehen. Der einfachen Herstellung halber werden bei den obigen Ausführungsformen einer oder beide der Stromflüsse in gleiche Teile aufgeteilt und haben die relativen Stromflüsse einen gemeinsamen Abstand oder Abstände zu der gemeinsamen Achse. Es ist zu beachten, dass es zwei zusätzliche Freiheitsgrade beim Erfüllen von Gleichung (1) gibt, indem der relative Prozentsatz des Stromflusses durch jeden Leiter und die Radien oder Abstände jedes Leiters zu der gemeinsamen Achse variiert werden.
Erneut Bezug nehmend auf die 4 und 5 können die Bedingungen von Gleichung (1) ohne Leiter in der geometrischen Mitte erfüllt werden. In dieser Ausführungsform führen die vier Leiter den gleichen Strompegel auf Pfaden in gleichem Abstand zur geometrischen Mitte, d. h. an Ecken eines Rechtecks. Dadurch erhält man eine einfach herstellbare Kabelzuführung, die unempfindlich gegen induktiv induzierte Kräfte ist.
Ähnliche Kabel mit mehreren Leitern werden durch die Erfindung geschaffen, um jedem der drei orthogonal ausgerichteten Gradientenspulensätze Strom zuzuführen bzw. hiervon zurückzuleiten.
INSCHRIFT DER ZEICHNUNG
1

Recon Rekonstruktionsmittel
Image memory Bildspeicher
Data memory Datenspeicher
Video proc. Videoprozessor
A/D Analog-Digital-Umsetzer
Receiver Empfänger
Transmitter Sender
Sequence control Sequenzsteuerung
Grad coil control Gradientenspulensteuerung

Claims

Magnetresonanzsystem, das Folgendes umfasst: eine Hauptmagnetfeld-Spulenanordnung (10), die ein im Wesentlichen temporär konstantes magnetisches Feld durch eine zentrale Öffnung (12) derselben erzeugt; eine einsetzbare Gradientenspulenanordnung (40), die herausnehmbar in die Öffnung (12) eingesetzt wird; ein Stromimpulsversorgungsmittel (44, 46 48) für die Gradientenspule; und ein Kabel (42) mit mindestens einem Zuführungsleiter (80, 82, 84, 86 oder 88) zum Zuführen der Zuführungsstromimpulse von dem Versorgungsmittel (44, 46, 48) zu der einsetzbaren Gradientenspulenanordnung (40) und mit mindestens einem Rückleiter (80, 82, 84, 86 oder 88) zur Übertragung der Rückstromimpulse von der einsetzbaren Gradientenspulenanordnung (40) an das Versorgungsmittel (44, 46, 48), dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein Zuführungsleiter (80, 82, 84, 86 oder 88) und mindestens ein Rückleiter (80, 82, 84, 86, 88) so konfiguriert sind, dass die effektiven Zuführungs- und Rückstrompfade des Kabels (42) koaxial entlang einer gemeinsamen Achse verlaufen, wobei die Anzahl und die Anordnung der Leiter (80, 82, 84, 86 oder 88) des genannten Kabels (42) beschrieben werden durch:
wobei
das temporär konstante Magnetfeld von der Hauptmagnetfeld-Spulenanordnung (10) ist,
ein durch den i-ten Leiter (80, 82, 84, 86 oder 88) geführter Stromimpuls ist und
ein Vektor von der gemeinsamen Achse zu dem i-ten Leiter (80, 82, 84, 86 oder 88) ist.
System nach Anspruch 1, wobei das Kabel (42) ein koaxiales Kabel mit einem zentralen Leiter (80) ist, der durch eine Isolierung (90) und einen umgebenden Leiter (88) umgeben ist, wobei der zentrale Leiter oder die umgebenden Leiter (80, 88) die Zuführungsstromimpulse führt/führen und der andere, der zentrale oder die umgebenden Leiter (80, 88), die Rückstromimpulse führt/führen.
System nach Anspruch 1, in dem das Kabel einen zentralen Leiter (80) und ein Paar in gleichen Abständen angeordnete Leiter (82) hat, wobei der zentrale und die in gleichem Abstand angeordneten Leiter (80, 82) koplanar sind, der zentrale Leiter (80) eines von beiden, entweder die Zuführungs- oder die Rückstromimpulse, führt und die in gleichem Abstand angeordneten Leiter (82) jeweils die Hälfte des anderen, der Zuführungs- und Rückstromimpulse, führen.
System nach Anspruch 1, in dem das Kabel einen zentralen Leiter (80 oder 86) und n periphäre Leiter (82, 84) in gleichem Abstand von dem zentralen Leiter (80 oder 86) hat, wobei die n peripheren Leiter (82, 84) in 360°/n-Winkelschritten versetzt sind und jeder 1/n von entweder den Rückstromimpulsen oder den Zuführungsstromimpulsen führt und der zentrale Leiter (80 oder 86) die anderen, entweder die Rückstromimpulse oder die Zuführungsimpulse, führt.
System nach Anspruch 1, in dem das Kabel zwei Paare von parallelen Leitern (84, 86) hat, die Strom in entgegengesetzten Richtungen führen, wobei die Leiter an Ecken eines Rechtecks mit diagonal gegenüberliegenden Leitern (84 oder 86) angeordnet sind, die Strom in die gleiche Richtung führen.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, in dem das genannte Versorgungsmittel (44, 46, 48) einen Verstärker (44) umfasst, der außen an der Öffnung (12) angebracht ist und durch ein Gradientenamplitudensteuermittel (46) gesteuert wird.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin Folgendes umfasst: eine Hochfrequenzspule (56), die in der einsetzbaren Gradientenspule (40) angeordnet ist, um die aus dem Objekt austretenden Magnetresonanzsignale zu empfangen; einen Hochfrequenzempfänger (58), der mit der Hochfrequenzspule (56) verbunden ist; und ein Rekonstruktionsmittel (66) zum Rekonstruieren von Magnetresonanzsignalen aus dem Hochfrequenzempfänger (58) zu Bilddarstellungen.
System nach Anspruch 7, das weiterhin einen Hochfrequenzsender (50) umfasst, wobei der Hochfrequenzsender (50) selektiv mit der einsetzbaren Hochfrequenzspule (56) oder einer an der Öffnung (12) befestigten Ganzkörper-Hochfrequenzspule (32) verbunden werden kann.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin eine Ganzkörpergradientenspule (30) umfasst, die permanent an der Öffnung (12) befestigt ist.