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Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf MRI(Kernspin-Resonanz-Tomographie)-Systeme
(MRI = Magnetic Resonance Imaging): insbesondere bezieht sich die
vorliegende Erfindung auf kleine MRI-Systeme, die nicht-homogene Magnetfelder
zum Abbilden biologischen Gewebes einsetzen. Die vorliegende Erfindung
ist besonders, jedoch nicht ausschließlich als MRI-System, das einen
hohen Grad peripherer Zugänglichkeit
aufweist und das ein nicht-homogenes Magnetfeld mit Oberflächen von
untereinander unterschiedlichen Magnetfeldgrößen und einem Magnetfeldgradienten
zur Erzeugung von Bildern eines Gegenstandes verwendet, von Nutzen.
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Hintergrund der Erfindung
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Es
ist allgemein bekannt, dass die Kernspin-Resonanz-Tomographie (MRI)
in der Lage ist, einsetzbare Information über die Zusammensetzung innerer
biologischer Gewebe zu liefern. Eine sehr wichtige und weit verbreitete
Anwendung von MRI liegt in der nicht-invasiven klinischen Bilderzeugung innerer
Teile des menschlichen Körpers.
Wie bekannt ist, beruht MRI auf der atomaren Magnetresonanz von
Atomkernen, um Abbilder (maps) oder Bilder (images) dieser inneren
Teile des menschlichen Körpers
zu erzeugen. Es ist wichtig, dass MRI eine nicht-invasive Prozedur
ist, die sicher und wirksam eingesetzt werden kann, um medizinische
Information über
spezifische innere Gewebe zu erhalten. Es ist bekannt, dass bestimmte
Atomkerne atomare magnetische Momente aufweisen, die, wenn sie in
ein statisches Magnetfeld plaziert werden, nur bestimmte diskrete
Ausrichtungen annehmen können.
Jede dieser Ausrichtungen entspricht einem unterschiedlichen Energiezustand
für den
Kern. Ferner ist bekannt, dass die Anwendung einer elektromagnetischen
Radiofrequenzstrahlung (RF = Radio Frequency), die auch als elektromagnetische Wellen
bezeichnet werden, auf Kerne in einem Magnetfeld einen Übergang
im Energiezustand des Kerns von einer Ebene zur anderen induzieren
kann. Ein solcher Übergang
ist als nuklearmagnetische Resonanz bzw. NMR (NMR = Nuclear Magnetic
Resonance) bekannt.
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Eine
bestimmte Frequenz von elektromagnetischen RF-Wellen, die als Larmor-Frequenz
bekannt ist, ist die wirksamste Frequenz zum Induzieren einer Änderung
des Energiezustands und der entsprechenden Ausrichtung des magnetischen
Moments eines bestimmten Atomkerns in einem Magnetfeld. Im einzelnen
ist die Larmor-Frequenz für
jeden Kern proportional zur Größe des Magnetfelds
an der Stelle des bestimmten Kerns. Um Atomkerne abzubilden, werden
elektromagnetische Wellen mit der Larmor-Frequenz für den abzubildenden
Kern durch eine Antenne, die mit einem Transmitter verbunden ist, übertragen.
Die mit der Larmor-Frequenz übertragenen
elektromagnetischen Wellen induzieren Änderungen in den Ausrichtungen
der magnetischen Momente der abzubildenden Kerne. Wenn die magnetischen
Momente der Kerne zu ihren anfänglichen Ausrichtungen
zurückkehren,
erzeugen anschließend
die magnetischen Momente der Kerne erfassbare elektromagnetische
Wellen, die refokussiert werden können, um Spin-Echos zu bilden.
Die Eigenschaften dieser Spin-Echos sind repräsentativ für die lokale Umgebung des gerade
abgebildeten Kerns. Die Spin-Echos, die von den Kernen erzeugt werden, werden
durch einen RF-Empfänger
erfasst. Es ist wichtig, dass die erfassten elektromagnetischen
Wellen mit der lokalen Larmor-Frequenz oszillieren. Aus der vorangehenden
Erläuterung
ist zu entnehmen, dass im Bereich von Magnetfeldern plazierte Kerne innerhalb
eines entsprechenden Bereichs von Larmor-Frequenzen oszillieren.
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Die
meisten MRI-Vorrichtungen wenden ein statisches Magnetfeld an, das
homogen ist. In einem homogenen Magnetfeld sind die Komponenten
des Gradienten der Größe des Magnetfelds
alle im wesentlichen gleich Null (Gx = Gy = Gz = 0) an allen Punkten
innerhalb des Abbildungsbereichs des Feldes. Folglich ist die RF-Schwingungsbandbreite
relativ schmal. Demgegenüber
ist in einem nicht-homogenen Magnetfeld mindestens eine der Komponenten
eines Gradienten, Gz, nicht gleich Null.
Das US-Patent Nr. 4 498 048 im Namen von Lee et. al. für eine Vorrichtung
mit dem Titel "NMR
Imaging Apparatus" ist
ein Beispiel einer MRI-Vorrichtung, die ein im wesentlichen homogenes
Magnetfeld aufweist. Demgegenüber
ist das US-Patent Nr. 5 304 930 (nachstehend das 930er-Patent genannt)
im Namen von Crowley et al. für
eine Vorrichtung mit dem Titel "Remotely
positioned MRI-System" ein
Beispiel einer MRI-Vorrichtung, die ein nicht-homogenes statisches
Magnetfeld hat. Es ist wichtig zu erwähnen, dass das 930er-Patent
auch Verfahren zur Erzeugung von Bildern mit einer MRI-Vorrichtung
mit einem im wesentlichen Nicht-Null Magnetfeldgradienten offenbart.
Für beide
MRI-Vorrichtungen, die ein homogenes Magnetfeld aufweisen, und MRI-Vorrichtungen,
die ein nicht-homogenes Magnetfeld aufweisen, ist es wichtig, die
Magnete so zu formen zu positionieren, dass ein geeigneter Zugang
zu dem Magnetfeld für
den Patienten bereitgestellt wird. Das Vorsehen einer komfortablen
Plazierung des Patienten während
ein geeigneter Zugang zu dem Magnetfeldbereich vorgesehen wird,
ist wichtig bei der Herstellung von qualitativ hochstehenden medizinischen
Bildern. Große
Magnete mit ihrer entsprechenden Halterungsstruktur können einen
Patientenzugang zu dem Magnetfeld einer MRI-Vorrichtung behindern. Für MRI-Vorrichtungen,
die ein homogenes Magnetfeld aufweisen, sind die physischen Dimensionen des
Magneten wesentlich größer als
das benötigte Abbildungsvolumen,
um medizinisch verwertbare Bilder innerer Teile eines menschlichen
Körpers
zu erzeugen. Infolge der Größe bzw.
der Sperrigkeit der Magnete in MRI-Vorrichtungen, die ein homogenes Magnetfeld
haben, ist die Größe der Öffnung für den Patientenzugang
zu dem Magnetfeld in diesen Vorrichtungen allgemein im Umfang eingeschränkt. Dieser
begrenzte Zugang ergibt sich aus der Tatsache, dass die Herstellung
eines hohen Grads an Feld-Homogenität eine sorgfältige Nebeneinanderstellung von
Magnetfeldquellen erfordert. Von der Gestaltung her ist die Nebeneinanderstellung
dieser Quellen derart, dass das Feld dieser Gradienten sich gegenseitig
bis zu einem hohen Präzisionsgrad
aufhebt, um das Ergebnis Gx = Gy =
Gz = 0 zu liefern. Magnetquellen müssen oft
an der gesamten Peripherie des Abbildungsvolumens plaziert werden,
um eine solche gegenseitige Aufhebung zu erreichen, wodurch der periphere
Zugang eingeschränkt
wird. Demgegenüber
erfordern MRI-Vorrichtungen, die ein nicht-homogenes Magnetfeld
aufweisen, keine komplette Aufhebung der statischen Feldgradienten.
Infolgedessen kann irgendein peripherer Abschnitt des Magneten offengelassen
werden, wodurch ein weniger restriktiver Patientenzugang bereitgestellt
wird. Außer
zu der Bereitstellung eines Patientenzugangs ist ein nicht-gleichmäßiger Feldmagnet
einfacher aufzubauen und ist weniger sensibel gegenüber Temperaturschwankungen
und Herstellungstoleranzen.
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Das
im 930er-Patent offenbarte Magnetsystem ist ein Beispiel, das repräsentativ
für diesen
allgemeinen Trend zu Magneten mit weniger restriktivem Zugang ist.
Im einzelnen ist das abzubildende Gewebe von einem Magneten mit
nicht-gleichmäßigem Magnetfeld
weder umgeben noch umgrenzt. Stattdessen wird der Magnet neben dem
abzubildenden Gewebe aufgestellt. Die vorliegende Erfindung erkennt,
dass es zwingende Gründe
gibt, Magnete zu verwenden, die etwas einschränkender sein können als
entfernt positionierte Magnete, während sie nach wie vor die
Vorteile eines peripheren Zugangs in einem nicht-homogenen Magnetfeld
beibehalten. Insbesondere erkennt die vorliegende Erfindung, dass eine
gewisse Nebeneinanderstellung von Magnetquellen eingesetzt werden
kann, um die relative Größe des vorher
erwähnten
nicht-Null Feldgradienten zu reduzieren, während nach wie vor für einen
hinreichenden Zugang zu dem Bilderzeugungsbereich im Magneten gesorgt
ist. Als solcher kann der Aufbau der vorliegenden Erfindung konzeptuell
als zwischen einem offenen, entfernt positionierten Magneten und einem
geschlossenen homogenen Feldmagneten angesehen werden.
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Dieser
Ansatz weist mehrere Vorteile auf, die alle aus der Beziehung zwischen
dem Bereich von Magnetfeldwerten im statischen Feldgradienten herrühren. Insbesondere
wenn der nicht-homogene Feldgradient reduziert ist, ist der entsprechende
Bereich von Larmor-Frequenzen über
dem spezifi zierten Bildvolumen reduziert. Vom Standpunkt der vorher
zitierten RF-Übertragung
reduziert dies typischerweise die Spitzen-Leistungsanforderungen durch
Verringern der erforderlichen Bandbreite. Eine Reduzierung der RF-Transmitter-Leistung verringert ein
unerwünschtes
Ausgesetztsein des Patienten gegenüber RF, einen Energieverbrauch
der elektronischen Schaltungsanordnung und die Komplexität und Größe des Transmitters
sowie entsprechender Stromversorgungen. Vom Standpunkt des RF-Empfängers ist
die entsprechend reduzierte Bandbreite für empfangene Signale begleitet
von einer reduzierten Bandbreite thermischen Rauschens, und das Rauschverhältnis (SNR
= Signal-to-Noise-Ratio) ist entsprechend erhöht.
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US-5
194 809 (Lew) lehrt eine Diagnosevorrichtung mit einem U-förmigen Magneten
mit konkaven Polflächen,
die ein homogenes Magnetfeld liefert, das einen Gradienten senkrecht
zum Feld besitzt.
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US-5
495 222 (Abele) lehrt einen hybriden Magneten mit bogenförmigen Polflächen zur
Erzeugung eines homogenen Magnetfelds in einem NMR-Scanner.
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Wie
von der vorliegenden Erfindung erkannt wird, kann ein erhöhtes Rauschverhältnis (SNR)
und eine Verringerung der Größe einer
RF-Transmitterleistung, die zur Übertragung
von RF-Wellen mit Larmor-Frequenzen erforderlich ist, durch geeignetes Gestalten
des statischen Magnetfeldes realisiert werden. Das Magnetfeld wird
durch Nebeneinanderstellen von Magnetfeldquellen gestaltet, um die
Größe des Magnetfeldgradienten
Gz zu reduzieren, ohne eine vollständige Aufhebung
dieses Gradienten zu versuchen. Die Reduzierung der Größe des Magnetfeldgradienten
Gz verkleinert den Bereich der Größe des Magnetfelds über einem
feststehenden Abbildungsvolumen, wodurch die Bandbreite der zum
Abbilden dieses Volumens erforderlichen Larmor-Frequenzen reduziert
wird. Die reduzierte Bandbreite von Larmor-Frequenzen ermöglicht es,
die Bandbreite des RF-Empfängers
zu verringern, was in einem Empfang mit geringerer Rauschleistung
durch den Empfänger
und einer entsprechenden Steigerung des SNR resultiert. Das Reduzieren der
Bandbreite der Larmor-Frequenzen ermöglicht es auch, die Bandbreite
des RF-Transmitters zu verringern, was entsprechend die Transmitterleistung
senkt.
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In
Anbetracht der obigen Ausführungen
ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine MRI-Vorrichtung
zum Abbilden eines Gegenstands mit offenem Zugang zum Magnetfeld
bereitzustellen. Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung
ist es, eine MRI-Vorrichtung mit einem kleinen, aber im wesentlichen
Nicht-Null-Gradienten der Magnetfeldgröße bereitzustellen, um ein
relativ größeres Rauschverhältnis bzw.
SNR zu erzeugen, und um eine relativ kleinere RF-Transmitterleistung
zu realisieren.
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Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung
einer MRI-Vorrichtung zum Abbilden eines Gegenstands, die leicht
zu implementieren, einfach anzuwenden, tragbar und vergleichsweise
kostengünstig
ist.
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Abriss der Erfindung
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Eine
MRI-Vorrichtung zum Abbilden eines Gegenstands umfasst mehrere Magnetquellen,
eine Transceivereinheit und eine Basis, die als Halterungsstruktur
dient. Die Magnete sind an der Basis angebracht, wobei die Nordpolfläche eines
Magneten der Südpolfläche des
anderen Magneten zugewandt ist. Die Nordpolfläche und die Südpolfläche sind
jeweils im wesentlichen bogenförmig,
um ein Magnetfeld in einem U-förmigen
Kanalbereich zwischen der Nordpolfläche und der Südpolfläche herzustellen.
Infolge der detaillierten Konfiguration der Magnete ist ein Teil
des Magnetfeldvolumens durch im wesentlichen parallele, nahezu planare
Oberflächen
mit untereinander unterschiedlichen konstanten Magnetfeldgrößen gekennzeichnet.
Bei einer alternativen Ausführungsform
können
diese Oberflächen nicht-planare
Konturen aufweisen, die allgemein sattelförmig sind. Dieser Teil des
Magnetfelds ist ferner durch einen Nicht-Null-Gradienten der Magnetfeldstärke gekennzeichnet.
Folglich ist eine hochpräzise Plazierung
von Magnetquellen um das Abbildungsvolumen nicht erforderlich, um
den Gradienten auf im wesentlichen Null zu reduzieren. In folgedessen
muss die Magnetgestaltung den peripheren Zugang zu dem Abbildungsvolumen
nicht vollständig
begrenzen. Die langen Dimensionen und die entgegengesetzte Natur
der Nordpolfläche
und der Südpolfläche dienen
jedoch dazu, die Größe des Magnetfeldgradienten
zu verringern. Um ein Bild zu erzeugen, wird der Gegenstand in diesem
Abschnitt des Magnetfelds plaziert, und die Transceivereinheit wird
aktiviert, um selektiv jede Bildfläche innerhalb des Magnetfeldvolumens
mit der geeigneten Larmor-Frequenz zu bestrahlen.
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Im
Detail umfassen die Nordpolfläche
und die Südpolfläche der
Magnete jeweils eine aufrechte Fläche, die im wesentlichen senkrecht
zur Basis ausgerichtet ist. Jede Polfläche umfasst auch eine geneigte
Fläche,
die zwischen der aufrechten Fläche und
der Basis gelegen ist. Jede geneigte Fläche ist von ihrer jeweiligen
aufrechten Fläche
unter einem stumpfen Winkel nach unten geneigt. Im einzelnen sind
die geneigten Flächen
zueinander und zur Basis hin geneigt, um den oben erwähnten U-förmigen Bereich
herzustellen. Kleine Spalte bzw. Zwischenräume oder Vorsprünge in den
Polflächen
können
dazu verwendet werden, eine lokale Formung des Magnetfelds zu liefern.
Diese Kombination von Quellengeometrien stellt ein nicht-homogenes
Magnetfeld in dem U-förmigen
Bereich her, das durch planare Oberflächen mit untereinander unterschiedlichen konstanten
Feldgrößen und
einem geringem Magnetfeldgradienten in einer Dimension gekennzeichnet
ist. Ferner sind die aufrechten bzw. vertikalen Oberflächen der
Magnete voneinander beabstandet, um einen offenen Zugang zu dem
U-förmigen
Kanalbereich herzustellen. Dementsprechend kann ein abzubildender
Gegenstand in den U-förmigen
Bereich durch die Oberseite oder ein Ende des U-förmigen Bereichs
eingeführt
werden.
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Wie
oben impliziert wurde, wird zur Abbildung des Gegenstands der Gegenstand
durch den Zugang zu dem U-förmigen
Bereich der Vorrichtung plaziert. Im einzelnen wird der abzubildende
Gegenstand in dem Teil des Magnetfelds positioniert, der durch planare
Oberflächen
mit untereinander unterschiedlichen konstanten Magnetfeldgrößen gekennzeichnet
ist. Sobald der Gegenstand im Magnetfeld richtig positioniert ist,
wird der Transceiver dazu verwendet, den Gegenstand bzw. das Objekt
auf jeder Oberfläche
mit konstanter Magnetfeldgröße mit elektromagnetischen
Wellen der geeigneten Larmor-Frequenz selektiv zu bestrahlen. Dies
bewirkt, dass die Atome im Objekt identifizierbare Radiofrequenz-Spinechosignale
ausstrahlen, die von der Antenne und dem Transceiver empfangen und
zur Erzeugung des Bildes verwendet werden. In einer alternativen
Ausführungsform
kann der Boden des U-förmigen
Bereichs offen gelassen werden, um den Durchgang des abzubildenden
Objekts zu gestatten. In diesem Fall soll die Basis eine geeignete
Halterung bieten, während
sie den Durchgang ermöglicht.
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Kurzbeschreibung der Zeichnungen
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Die
neuartigen Merkmale dieser Erfindung sowie die Erfindung selbst
sind hinsichtlich ihres Aufbaus und ihrer Arbeitsweise am besten
aus den beigefügten
Zeichnungen in Zusammenhang mit der begleitenden Beschreibung verständlich,
wobei ähnliche
Bezugsziffern sich auf ähnliche
Teile beziehen, und wobei zeigen:
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1 eine perspektivische Ansicht
der MRI-Vorrichtung der vorliegenden Erfindung,
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2 eine Schnittansicht der
MRI-Vorrichtung von 1 entlang
einer Linie 2-2, in 1 betrachtet,
mit einem Objekt, das in dem Magnetfeld der Vorrichtung positioniert
dargestellt ist, und
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3 eine vergrößerte Ansicht
der im wesentlichen parallelen, planaren Oberflächen in dem Magnetfeld der
Vorrichtung gemäß 2.
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Beschreibung der bevorzugten
Ausführungsform
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Es
wird zunächst
auf 1 eingegangen, in der
eine MRI-Vorrichtung zum Abbilden eines Objekts gemäß der vorliegenden
Erfindung dargestellt und allgemein mit 10 bezeichnet ist.
Die MRI-Vorrichtung 10 umfasst eine Basis 12,
einen ersten Magneten 14 und einen zweiten Magneten 16,
die an der Basis 12 angebracht sind.
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Der
erste Magnet 14 hat eine Nordpolfläche 18, die eine aufrechte
bzw. senkrechte Fläche 20, eine
geneigte Fläche 22 und
eine angehobene Fläche 24 umfasst.
Der erste Magnet 14 weist auch einen ungefähr auf halbem
Weg entlang seiner Länge angeordneten
Spalt 25 auf. Auf ähnliche
Weise hat der zweite Magnet 16 eine Südpolfläche 26, die eine aufrechte
bzw. senkrechte Fläche 28,
eine geneigte Fläche 30 sowie
eine angehobene Fläche 32 umfasst.
Der zweite Magnet 16 hat ebenfalls einen in etwa auf halbem
weg entlang seiner Länge
befindlichen Spalt 33. Die aufrechte Fläche 20 und die aufrechte
Fläche 28 sind
im wesentlichen planar und sind beide im wesentlichen senkrecht
zur Basis 12 ausgerichtet. Außerdem sind die angehobene
Fläche 24 und
die angehobene Fläche 32 beide
im wesentlichen senkrecht zu Basis 12 ausgerichtet. Die
geneigte Fläche 22 befindet
sich zwischen der aufrechten Fläche 20 und
der angehobenen Fläche 24 und
fällt von
der aufrechten Fläche 20 zur
Basis 12 unter einem stumpfen Winkel 34 von etwa
135 Grad (135°) ab.
Auf ähnliche
Weise ist die geneigte Fläche 30 zwischen
der aufrechten Fläche 28 und
der angehobenen Fläche 32 gelegen
und fällt
von der aufrechten Fläche 28 zur
Basis 12 unter einem stumpfen Winkel 36 von etwa
135 Grad (135°)
ab. Der Fachmann wird erkennen, dass die stumpfen Winkel 34,36 auch
andere Werte zwischen 90 Grad (90°)
und 180 Grad (180°)
als 135 Grad (135°)
annehmen können.
Ferner wird der Fachmann erkennen, dass andere Merkmale des Magnetfelds
durch Einstellen des Parallelismus der aufrechten Flächen 20 und 28 sowie
der angehobenen Flächen 24 und 32 eingestellt
werden können.
Die Gestaltung des Feldes wird ebenfalls durch Einstellen der Breite
der Spalte 25 und 33 hergestellt.
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Wie
in 1 gezeigt ist, weisen
die Nordpolfläche 18 und
die Südpolfläche 26 jeweils
eine allgemein bogenförmige
Gestalt auf. Infolge der Ausrichtung der Nordpolfläche 18 relativ
zur Südpolfläche 26 und
der Bogenform der Nordpolfläche 18 und
der Südpolfläche 26 wird
ein im wesentlichen U-förmiger Bereich 38 zwischen
der Nordpolfläche 18 und
der Südpolfläche 26 hergestellt.
Alternativ kann der U-förmige Bereich 38 so
gestaltet sein, dass er sich noch mehr einer U-Form annähert, indem
jede geneigte Fläche 22, 30 in
Form eines Bogens ausgebildet wird.
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Die
aufrechte Fläche 20 und
die aufrechte Fläche 28 sind
um einen Abstand 50 getrennt, der etwa sieben Inch (7 Inch)
beträgt,
um eine Zugangsöffnung 42 zu
dem U-förmigen
Bereich 38 herzustellen. Außerdem weisen der erste Magnet 14 und
der zweite Magnet 16 jeweils eine Länge einer Distanz 44 von
etwa dreizehn Inch (13 Inch) auf. Ferner sind eine Rückseite 46 des
ersten Magneten 14 und eine Rückseite 48 des zweiten
Magneten 16 um eine Distanz 40 von etwa dreizehn
Inch (13 Inch) getrennt. Der Fachmann wird erkennen, dass die Distanzen 40, 44, 50 auch
wesentlich größer oder
kleiner sein können
und dass im allgemeinen die Größe der Magnete 14, 16 wesentlich
größer oder
kleiner sein kann. Die Magnete 14, 16 können Permanentmagnete,
Elektromagnete oder supraleitende Magnete sein.
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Des
weiteren ist in 1 ein
Transceiver 52 mit einer Antenne 54 mit einem
elektrischen Kabel 56 verbunden dargestellt. Die Antenne 54 befindet
sich auf der Basis 12 zwischen den angehobenen Flächen 24, 32.
Die Antenne 54 kann sich aber auch an irgendeiner anderen
geeigneten Stelle befinden. Der Transceiver 52 und die
Antenne 54 werden zum Übertragen
und Empfangen von Radiofrequenzwellen eingesetzt, was im Detail
nachstehend erläutert wird.
Fachleute werden erkennen, dass ein Transmitter (nicht dargestellt)
und ein Empfänger
(nicht dargestellt), die sich voneinander unterscheiden, auf Wunsch
anstelle des Transceivers 52 eingesetzt werden können.
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Es
wird auf 2 eingegangen,
in der ein Querschnitt des von den Magneten 14, 16 in
dem U-förmigen
Bereich 38 erzeugten Magnetfelds 58 dargestellt
ist. Das Magnetfeld 58 erzeugt Oberflächen 60a–e mit
einem Gradienten von untereinander unterschiedlichen, konstanten
Magnetfeldgrößen B0. Aufgrund der Nebeneinanderpositionierung
der Nordpolfläche
und der Südpolfläche werden
die transversalen Gradienten von jeder Fläche allein aufgehoben, und
der vertikale Gradient wird teilweise aufgehoben. Infolge der bogenförmigen Gestalt und Ausrichtung
der Nordpolfläche 18 und
der Südpolfläche 26 ist
der Magnetfeldgradient nicht-Null, und die Oberflächen 60a–e sind
im wesentlichen parallel und planar in einem Abschnitt 62 des
Magnetfelds 58. Fachleute werden erkennen, dass die in 2 gezeigten Oberflächen 60a–e repräsentativ
sind, und dass die tatsächliche
Anzahl einsetzbarer Oberflächen
im Abschnitt 62 des Magnetfelds 58 viel größer sein
kann.
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Die
Form und Ausrichtung der Nordpolfläche 18 und der Südpolfläche 26 produzieren
auch eine Magnetfeldgröße, die
größer ist
als die aufgrund der Nordpolfläche
oder der Südpolfläche allein.
Der nominale Mittelwert der Magnetfeldgröße B0 der
Oberflächen 60a–e beträgt etwa
zweitausend Gauss (2000 Gs), obwohl auch wesentlich größere oder
kleinere Mittelwerte implementiert werden können.
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Um
ein Bild eines Objekts zu erzeugen, wird das Objekt, der in diesem
Fall eine Hand 64 eines Patienten ist (nicht dargestellt),
durch die Zugangsöffnung 42 in
den Abschnitt 62 des Magnetfelds 58 eingebracht.
Die Zugangsöffnung 42 ist
so geformt und bemessen, dass sie einen leichten Zugang zum Abschnitt 62 des
Magnetfelds 58 bietet. Die Basis 12 kann eine Öffnung 66 aufweisen,
die den Durchgang des Objekts gestattet.
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In 3 ist ein Querschnitt der
im wesentlichen parallelen und planaren Abschnitte der Oberflächen 60a–e gezeigt.
Die Größe des Magnetfelds
in jeder der Oberflächen 60a–e ist
jeweils mit B0,1,5 bezeichnet. In der bevorzugten
Ausführungsform
sind die Oberflächen 60a–e in
etwa äquidistant,
und die Änderung
der Magnetfeldgröße zwischen
jeder der Oberflächen 60a–e ist
in etwa gleich einer mit Δ B0 bezeichneten Konstante. Infolgedessen ist
der Gradient Gz der Größe des Magnetfelds in der z-Richtung konstant
und ist gleich Δ B/B0. Typischerweise hat der Gradient Gz einen Wert zwischen etwa zwei Gauss pro
Millimeter (2 Gs/mm) und etwa vier Gauss pro Millimeter (4 Gs/mm),
obwohl der Fachmann erkennen wird, dass die MRI-Vorrichtung 10 auch
mit anderen Werten für
Gz implementiert werden kann. Ferner ist
anzumerken, dass in einer alternativen Ausführungsform ein nicht- konstanter Gradient, Δ B/B0, verwendet werden kann.
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Der
Relativwert des Gradienten Gz, der durch
die Konfiguration der Magnete 14, 16 erzeugt wird,
ist kleiner als der in jedem Magneten vorhandene Gradient für sich selbst.
Dies ergibt einen relativ engeren Bereich von Werten für B0,1–5 in
den Oberflächen 60a–e.
Aufgrund der Abhängigkeit
der Larmor-Frequenzen
von den Werten B0,1–5 ergibt der engere
Bereich von Werten von B0,1–5 einen auch als Bandbreite
bezeichneten Frequenzbereich der entsprechenden Larmor-Frequenzen.
Infolge der reduzierten Bandbreite von Larmor-Frequenzen kann die Bandbreite
des RF-Empfängerabschnitts
des Transceivers 52 reduziert werden. Die reduzierte Bandbreite
ergibt einen Empfang geringerer Rauschenergie durch den Transceiver 52 und
eine entsprechende Steigerung des Rauschverhältnisses SNR, was die Bildqualität verbessert.
Ein weiteres Ergebnis der reduzierten Bandbreite der Larmor-Frequenzen
besteht darin, dass die Bandbreite des RF-Transmitterabschnitts
des Transceivers 52 ebenfalls reduziert werden kann. Die
reduzierte RF-Transmitterbandbreite kann eine verringerte Transmitterleistung
ermöglichen.
Die Reduzierung der Transmitterleistung verringert den Energieverbrauch,
die Komplexität und
die Größe des Transmitters
und der entsprechenden Energieversorgungseinrichtungen sowie ein
unerwünschtes
Ausgesetztsein des Patienten gegenüber RF. Alternativ gestattet
der relativ kleinere Wert des Gradienten Gz,
statt einer Reduzierung der RF-Transmitter- und Empfänger-Bandbreiten
eine Bilderzeugung mit einem dickeren planaren Bereich für die gleiche
Bandbreite.
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Die
vorgenannten Ergebnisse werden in einem kleinen Magneten mit einem
signifikanten Grad an peripherem Zugang erzielt, da es nicht erforderlich ist;
dass der Magnetfeldgradient im Abbildungsbereich im wesentlichen
Null ist.
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Arbeitsweise
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Um
ein Bild eines Objekts mit einer MRI-Vorrichtung 10 zu
erzeugen, wird das Objekt, beispielsweise eine Hand 64 durch
die Zugangsöffnung 42 in den
Abschnitt 62 des Magnetfeldes 58 plaziert, in dem
die Oberflächen 60a–e im
wesentlichen parallel und planar sind. Elektromagnetische RF-Wellen
mit einer Larmor-Frequenz entsprechend der Größe des Magnetfelds in einer
der Oberflächen 60a–e,
beispielsweise der Oberfläche 60a,
werden durch einen Transceiver 52 erzeugt und über eine
Antenne 54 in die Hand 64 übertragen. Durch den im Stand
der Technik bekannte Verfahren werden die Atomkerne mit Feldgradienten
quer zur Oberfläche
codiert, um die Kerne im Raum zu codieren und zu identifizieren. Kerne
in dem Abschnitt der Hand 64, die von der Oberfläche 60a geschnitten
werden, werden durch die mit Larmor-Frequenz übertragenen elektromagnetischen
Wellen auf verschiedene Energiestufen angeregt. Diese Kerne erzeugen
anschließend
erfassbare elektromagnetische Wellen, die als Spin-Echos bezeichnet
werden und charakteristisch für
die Kerne sind. Die von den Kernen erzeugten elektromagnetischen
Wellen werden von der Antenne 54 und dem Transceiver 52 empfangen
und werden dann durch im Stand der Technik bekannte Verfahren bearbeitet,
um ein Bild der Hand 64 zu erzeugen.
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Die
spezielle MRI-Vorrichtung zum Abbilden eines Objekts, wie sie hier
im Detail gezeigt und offenbart wurde, ist zwar voll in der Lage,
die hier vorher angeführten
Aufgaben und Vorteile zu erzielen, es ist jedoch selbstverständlich,
dass dies lediglich der Veranschaulichung der derzeit bevorzugten
Ausführungsformen
der Erfindung dient, und dass in den Details des hier gezeigten
Aufbaus oder der Gestaltung keine weiteren Einschränkungen
als die in den beigefügten
Ansprüchen
beschriebenen beabsichtigt sind.