DE10010421A1 - Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts und Magnetresonanztomographiegerät - Google Patents
Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts und MagnetresonanztomographiegerätInfo
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Abstract
Bei einem Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts (19 wird ein Grundmagnetfeld erzeugt und wenigstens ein magnetisches Gradientenfeld geschaltet, das eine Hauptfeldkomponente (HF) kollinear zum Grundmagnetfeld mit einem vorgegebenen Hauptgradienten und wenigstens eine zur Hauptfeldkomponente (HF) senkrechte Begleitfeldkomponente (BF) umfasst. Dabei wird ein möglichst homogenes Zusatzmagnetfeld geschaltet, das wenigstens für eine Zeitdauer geschaltet ist, in der auch das Gradientenfeld geschaltet ist, und das so gerichtet ist, dass es wenigstens in einem Stimulationserwartungsbereich (10) wenigstens eine der Feldkomponenten (HF, BF) verringert.
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines Mag
netresonanztomographiegeräts, bei dem ein Grundmagnetfeld
erzeugt wird und wenigstens ein magnetisches Gradientenfeld,
das eine Hauptfeldkomponente kollinear zum Grundmagnetfeld
mit einem vorgegebenen Hauptgradienten und wenigstens eine
zur Hauptfeldkomponente senkrechte Begleitfeldkomponente um
fasst, geschaltet wird, sowie ein Magnetresonanztomographie
gerät zur Durchführung des Verfahrens.
Die Magnetresonanztomographie ist eine bekannte Technik zur
Gewinnung von Bildern eines Körperinneren eines lebenden Un
tersuchungsobjekts. Dazu werden einem statischen, möglichst
homogenen Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische
Gradientenfelder mit hoher Amplitude überlagert, die von ei
nem Gradientensystem erzeugt werden.
Das Gradientensystem umfasst ein Gradientenspulensystem mit
Gradientenspulen und gesteuerte Gradientenverstärker. Eine
der Gradientenspulen erzeugt für eine bestimmte Raumrichtung
ein Gradientenfeld, das im wünschenswerten Idealfall wenigs
tens innerhalb eines Linearitätsvolumens ausschließlich eine
Hauptfeldkomponente, die kollinear zum Grundmagnetfeld ist,
aufweist. Die Hauptfeldkomponente weist dabei einen vorgebba
ren Hauptgradienten auf, der zu jedem beliebigen Zeitpunkt
zumindest innerhalb des Linearitätsvolumens ortsunabhängig
näherungsweise gleich groß ist. Da es sich bei dem Gradien
tenfeld um ein zeitlich variables Magnetfeld handelt, gilt
Vorgenanntes zwar für jeden Zeitpunkt, aber von einem Zeit
punkt zu einem anderen Zeitpunkt ist eine Stärke des Haupt
gradienten variabel. Die Richtung des Hauptgradienten ist in
der Regel durch das Design der Gradientenspule fest vorgege
ben.
Aufgrund der Maxwellschen Grundgleichungen sind aber entgegen
dem wünschenswerten Idealfall keine Gradientenspulen ausbild
bar, die über das Linearitätsvolumen ausschließlich vorge
nannte Hauptfeldkomponente aufweisen. Dabei geht mit der
Hauptfeldkomponente wenigstens eine Begleitfeldkomponente
einher, die senkrecht zur Hauptfeldkomponente gerichtet ist
und ihrerseits, insbesondere bei einem senkrecht zum Grund
magnetfeld orientierten Hauptgradienten, einen gradienten
feldartigen Verlauf mit einem Begleitgradienten, der senk
recht zum Hauptgradienten orientiert ist, aufweisen kann.
Vorgenanntes ist beispielsweise in dem Aufsatz von D. G. Nor
ris et al. "Concomitant Magnetic Field Gradients and their
Effects on Imaging at Low Magnetic Field Strengths", Magnetic
Resonance Imaging, Vol. 8, No. 1, 1990, Seiten 33-37 näher
beschrieben.
Zur Erzeugung des Gradientenfeldes sind in der Gradientenspu
le entsprechende Ströme einzustellen. Dabei betragen die Amp
lituden der erforderlichen Ströme mehrere 100 A. Die Stroman
stiegs- und -abfallraten (Slewrate) betragen mehrere
100 kA/s. Zur Stromversorgung ist die Gradientenspule an ei
nen gesteuerten Gradientenverstärker angeschlossen.
Durch das Schalten der Gradientenfelder können bei Magnetre
sonanzbildaufnahmen in einem lebenden Untersuchungsobjekt
Stimulationen ausgelöst werden. Die dabei auf das Untersu
chungsobjekt einwirkenden Gradientenfelder sind durch eine
sich zeitlich verändernde, magnetische Flussdichte gekenn
zeichnet, die im Untersuchungsobjekt Wirbel- und Induktions
ströme erzeugt. Die Stärke vorgenannter elektrischer Ströme
hängt unter anderem von der Querschnittsfläche, die das Gra
dientenfeld durchsetzt, sowie von der zeitlichen Veränderung
des Gradientenfeldes ab. Vorgenannte Ströme durchfließen da
bei Bereiche des Untersuchungsobjekts mit unterschiedlicher
elektrischer Leitfähigkeit und bewirken dabei entsprechende
elektrische Spannungen. Überschreitet dabei die Spannung eine
bestimmte Schwelle, so führt dies zur Auslösung von Stimula
tionen des Untersuchungsobjekts. Aus der DE 42 25 592 A1 ist
dazu beispielsweise bekannt, dass bei geschalteten Gradien
tenfeldern die höchsten Strom- bzw. Spannungswerte am Rande
bzw. außerhalb des Linearitätsvolumens induziert werden, wo
der Feldhub der magnetischen Flussdichte des Gradientenfeldes
maximal ist, so dass dort die Gefahr von Stimulationen am
größten ist.
Zur Vermeidung derartiger Stimulationen ist beispielsweise
aus vorgenannter Offenlegungsschrift bekannt, stimulations
empfindliche Bereiche außerhalb des Linearitätsvolumens mit
einer geschlossenen Leiterschleife zu überdecken. Daraus re
sultiert eine Verringerung der im überdeckten Bereich indu
zierten Ströme. Vorgenannte Überdeckungen sind allerdings nur
außerhalb des Linearitätsvolumens und auch nicht in Randbe
reichen des Linearitätsvolumens möglich, weil ansonsten die
für die Bildqualität wichtige Linearität der Gradientenfelder
im Linearitätsvolumen und die Homogenität des Grundmagnetfel
des beeinträchtigt werden. Ferner ist nachteilig, dass bei
einer Änderung eines abzubildenden Bereichs des Untersu
chungsobjekts in der Regel auch die Lage der Leiterschleifen
angepasst werden muss.
Weiterhin ist beispielsweise aus der DE 199 13 547 A1 ein
Verfahren zur Nachbildung der von Gradientenfeldern erzeugten
elektrischen Stimulationen bekannt. Darin wird unter anderem
vorgeschlagen, Stimulationen dadurch zu vermeiden, dass ein
zeitlicher Verlauf sowie eine Gradientenstärke eines Gradien
tenfeldes entsprechend begrenzt werden. Dies bedeutet aber,
dass eine potentielle Leistungsfähigkeit eines Gradientensys
tems eventuell gar nicht voll ausgenutzt wird.
Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Verfahren der ein
gangs genannten Art zur Unterdrückung von Stimulationen eines
Untersuchungsobjekts bzw. eine Vorrichtung zur Durchführung
des Verfahrens zu schaffen, das variabel einsetzbar ist und
vorgenannte Nachteile des Standes der Technik verringert.
Diese Aufgabe wird hinsichtlich des Verfahrens erfindungsge
mäß dadurch gelöst, dass ein möglichst homogenes Zusatzmag
netfeld geschaltet wird, das wenigstens für eine Zeitdauer
geschaltet ist, in der auch das Gradientenfeld geschaltet
ist, und das so gerichtet ist, dass es wenigstens in einem
Stimulationserwartungsbereich wenigstens eine der Feldkompo
nenten verringert. Hinsichtlich der Vorrichtung zur Durchfüh
rung des Verfahrens wird die Aufgabe erfindungsgemäß dadurch
gelöst, dass das Magnetresonanztomographiegerät zum Erzeugen
des Zusatzmagnetfeldes eine Zusatzspulenanordnung umfasst
oder dass das Gradientenspulensystem eine Gradientenspule zum
Erzeugen des Gradientenfeldes umfasst und dass die Gradien
tenspule so ausgebildet ist, dass das Zusatzmagnetfeld sowie
das Gradientenfeld erzeugbar sind oder dass das Gerät zum
Erzeugen des Zusatzmagnetfeldes Mittel zum Ändern des Grund
magnetfeldes umfasst.
Dadurch wird ein stimulationsverantwortlicher Feldhub wenigs
tens einer der Feldkomponenten des Gradientenfeldes durch das
Zusatzmagnetfeld im Stimulationserwartungsbereich zur Vermei
dung von Stimulationen gesenkt. Insbesondere bei Magnetreso
nanzuntersuchungen von peripheren Bereichen eines lebenden
Untersuchungsobjektes, beispielsweise einem Kopf eines Pati
enten, wird von beispielsweise zwei potentiellen Maxima des
Feldhubes der Feldkomponente des Gradientenfeldes dasjenige
Maxima durch das Zusatzmagnetfeld verringert, das innerhalb
des Untersuchungsobjekts einen Stimulationserwartungsbereich
hervorruft. Dies geschieht auf Kosten eines vergrößerten
Feldhubes des zweiten Maxima, das aber stimulationsirrelevant
außerhalb des Untersuchungsobjektes lokalisiert ist. Dabei
wird ein Stimulationserwartungsbereich in einem Bereich in
nerhalb eines Untersuchungsobjektes erwartet, in dem eine der
Feldkomponenten ein betragsmäßiges Maximum aufweist.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung ist das Zusatzmagnetfeld
kollinear zu der zu verringernden Feldkomponente. Dadurch
wird die Wirkung des Zusatzmagnetfeldes bezüglich der zu ver
ringernden Feldkomponente maximal.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung wird das Zusatzmagnet
feld zeitsynchron mit dem Gradientenfeld geschaltet. Dadurch
werden Stimulationen während einer gesamten Untersuchungsdau
er eines lebenden Untersuchungsobjektes verhindert.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung wird bei einer
Umpolung des Gradientenfeldes das Zusatzmagnetfeld entspre
chend umgepolt. Dadurch wird erreicht, dass das Zusatzmagnet
feld immer so gerichtet ist, dass es im Stimulationserwar
tungsbereich der zu verringernden Feldkomponente des Gradien
tenfeldes entgegenwirkt und somit Stimulationen im Untersu
chungsobjekt vermieden werden.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung wird zu jedem Zeitpunkt
ein Betrag einer magnetischen Flussdichte des Zusatzmagnet
feldes proportional zu einem Betrag einer Stärke des Haupt
gradienten eingestellt. Dadurch ist das Zusatzmagnetfeld in
Abhängigkeit vom Gradientenfeld in besonders einfacher Weise
steuerbar. Dabei ist von Vorteil, dass die Stärke eines Be
gleitgradienten proportional zur Stärke des zugehörigen
Hauptgradienten ist und die Stärke des Hauptgradienten als
steuerbare Größe eines Magnetresonanztomographiegeräts ein
fach zugänglich ist.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung wird bei einem ersten
Stimulationserwartungsbereich, in dem das Zusatzmagnetfeld
die Feldkomponente verringert, und bei einem zweiten Stimula
tionserwartungsbereich, in dem das Zusatzmagnetfeld die Feld
komponente vergrößert, ein Betrag einer magnetischen Fluss
dichte des Zusatzmagnetfeldes so eingestellt, dass für die
Stimulationserwartungsbereiche entsprechend ihren Stimulationsempfindlichkeiten
eine Stimulationsgleichbelastung erzielt
wird.
Dadurch sind insbesondere auch Stimulationen vermeidbar, die
dadurch verursacht werden, dass das Untersuchungsobjekt der
art im Gerät gelagert ist, dass beispielsweise ein Maximum
und ein bezüglich des Maximums betragsgleiches Minimum einer
der Feldkomponenten des Gradientenfeldes zwei Stimulationser
wartungsbereiche erzeugen, die beispielsweise infolge ihrer
Empfindlichkeit ungleich stimuliert werden. Dies ist bei
spielsweise bei einer Untersuchung eines abdominalen Berei
ches eines Patienten möglich, bei der das Maximum bzw. das
Minimum beispielsweise im Brust- bzw. im Beinbereich je einen
Stimulationserwartungsbereich erzeugen. Da beispielsweise der
Beinbereich gegenüber dem Brustbereich bezüglich Stimulatio
nen empfindlicher ist, ist es sinnvoll, den absoluten Feldhub
im Beinbereich durch das Zusatzmagnetfeld zu verringern und
gleichzeitig einen größeren Feldhub im unempfindlicheren
Brustbereich in Kauf zu nehmen, so dass in keinem der Berei
che Stimulationen ausgelöst werden. Besitzen dagegen beide
vorgenannten Stimulationserwartungsbereiche eine gleiche Emp
findlichkeit ist das Zusatzmagnetfeld gleich Null einzustel
len und zur Stimulationsverhinderung eventuell eine Stärke
des Gradientenfeldes und/oder eine Schalthäufigkeit des Gra
dientenfeldes zu drosseln. Vorausgehend beschriebene Asym
metrierung eines Gradientenfeldes durch ein Zusatzmagnetfeld
ist dementsprechend immer in Abhängigkeit von der Lage des
Untersuchungsobjekts im Gerät, von den Empfindlichkeiten un
terschiedlicher Stimulationserwartungsbereiche sowie von ei
ner individuellen Stimulationsempfindlichkeit eines Untersu
chungsobjekts einzustellen.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung weist die zu verringern
de Feldkomponente einen Gradienten kollinear zu einer Körper
längsachse eines Untersuchungsobjekts auf. Dadurch ist insbe
sondere bei einer Untersuchung peripherer Bereiche des Untersuchungsobjektes
eine hocheffektive Stimulationsunterdrückung
mit dem Zusatzmagnetfeld erzielbar.
Weitere Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung
ergeben sich aus den im folgenden beschriebenen Ausführungs
beispielen anhand der Zeichnungen. Dabei zeigen:
Fig. 1 ein Gradientenfeld, beinhaltend eine Haupt- und eine
Begleitfeldkomponente,
Fig. 2 einen Längsschnitt durch ein Magnetresonanztomographie
gerät,
Fig. 3 eine Ausschnittsvergrößerung aus Fig. 2 und zusätzlich
einen räumlichen Verlauf eines Gradientenfeldes,
Fig. 4 idealisierte räumliche Verläufe vom Gradientenfeld aus
Fig. 3, von einem Zusatzmagnetfeld und von einem aus vorge
nannten Feldern resultierenden Gradientenfeld,
Fig. 5 ein Gradientenspulensystem, das eine Zusatzspulenanord
nung umfasst, die mit einer steuerbaren Stromversorgungsvor
richtung verbunden ist,
Fig. 6 ein Gradientenspulensystem mit einer Gradientenspule,
die zwei unabhängig voneinander steuerbare Teilspulen um
fasst,
Fig. 7 einen idealisierten zeitlichen Verlauf einer Gradien
tenstärke eines Gradientenfeldes und
Fig. 8 einen zu Fig. 7 zugehörigen zeitlichen Verlauf einer
magnetischen Flussdichte eines Zusatzmagnetfeldes.
Fig. 1 zeigt zur Veranschaulichung eines Gradientenfeldes, das
eine Hauptfeld- und eine Begleitfeldkomponente beinhaltet,
eine Mittenebene E eines kreiszylinderförmigen Untersuchungsraumes
eines Magnetresonanztomographiegerätes. Das Gradien
tenfeld wird von einer Gradientenspule erzeugt, die bei
spielsweise Bestandteil eines hohlzylinderförmigen Gradien
tenspulensystems des Geräts ist und zum Erzeugen des Gradien
tenfeldes mit einem Hauptgradienten in x-Richtung ausgeführt
ist. Das Grundmagnetfeld ist in z-Richtung orientiert. Das
Gradientenfeld beinhaltet eine wunschgemäße Hauptfeldkompo
nente HF, die kollinear zum Grundmagnetfeld in z-Richtung
orientiert ist und die einen wunschgemäßen Hauptgradienten in
x-Richtung aufweist. Ferner beinhaltet das Gradientenfeld
eine unvermeidbare Begleitfeldkomponente BF, die senkrecht
zur Hauptfeldkomponente HF in x-Richtung orientiert ist und
die einen gradientenfeldartigen Verlauf in z-Richtung mit
einem Begleitfeldgradienten in z-Richtung aufweist. Ver
gleichbares gilt für ein Gradientenfeld mit einem Hauptgra
dienten in y-Richtung. Ein Gradientenfeld mit einem Haupt
gradienten in z-Richtung umfasst Begleitfeldkomponenten in x-
und y-Richtung, wobei die Begleitfeldkomponenten in etwa eine
quadratische Abhängigkeit von einer Position in x- und y-
Richtung aufweisen.
Ohne Einschränkung der Allgemeingültig wird im folgenden aus
Gründen einer einfachen und übersichtlichen Darstellung le
diglich eine Hauptfeldkomponente eines Gradientenfeldes mit
einem in Richtung eines Grundmagnetfeldes orientierten Haupt
gradienten betrachtet. Für anders orientierte Hauptgradienten
und/oder für Begleitfeldkomponenten gilt Entsprechendes.
Fig. 2 zeigt als ein Ausführungsbeispiel der Erfindung einen
Längsschnitt durch ein Magnetresonanztomographiegerät 1. Da
bei umfasst das Gerät 1 zum Erzeugen eines wenigstens im Un
tersuchungsraum 2 möglichst homogenen Grundmagnetfeldes in
Richtung einer z-Achse ein steuerbares elektrisch normal lei
tendes Grundfeldmagnetsystem 3, das eine elektrisch normal
leitende Spulenanordnung 4 sowie eine mit der Spulenanordnung
4 verbundene steuerbare Energieversorgungsvorrichtung 5 um
fasst. Ferner umfasst das Gerät 1 zum Erzeugen wenigstens
eines magnetischen Gradientenfeldes, das ein bestimmtes Line
aritätsvolumen 7 aufweist, ein Gradientenspulensystem 6. Des
weiteren beinhaltet das Gerät 1 eine verfahrbare Lagerungs
vorrichtung 8, auf der ein Untersuchungsobjekt, im gezeichne
ten Beispiel ein Patient 9, gelagert ist. Dabei ist ein abzu
bildender Bereich des Untersuchungsobjekts, im Beispiel ein
Kopf des Patienten 9, im Linearitätsvolumen 7 des Geräts 1
positioniert.
Fig. 3 zeigt eine Ausschnittsvergrößerung aus Fig. 2 um den
Kopf des Patienten 9 herum. Dabei sind aus Gründen der Über
sichtlichkeit Teile der Lagerungsvorrichtung 8 nicht darge
stellt. Zur Erstellung von Magnetresonanzbildern des Kopfes
werden Gradientenfelder schnell geschaltet. Zusätzlich zu Fig.
2 ist zu einem Zeitpunkt ein Verlauf G der magnetischen
Flussdichte B einer in z-Richtung orientierten Hauptfeldkom
ponente HF eines Gradientenfeldes mit einem Hauptgradienten
in z-Richtung entlang der z-Achse dargestellt. Dabei ist der
vom Gradientenspulensystem 6 erzeugte Gradientenfeldverlauf G
bezüglich eines Mittelpunktes des Linearitätsvolumens 7 sym
metrisch. Beim Schalten des Gradientenfeldes können insbeson
dere dort, wo der Gradientenfeldverlauf G seine betragsmäßi
gen Maxima aufweist, im Körper des Patienten 9 Stimulationen
ausgelöst werden. Wie bereits eingangs beschrieben, ist die
ser Stimulationserwartungsbereich 10 außerhalb bzw. am Rande
des Linearitätsvolumens 7 und ist in Fig. 3 durch Schraffur
gekennzeichnet.
Fig. 4 zeigt zu dem in Fig. 3 dargestellten Gradientenfeldver
lauf G einen entsprechenden idealisierten Gradientenfeldver
lauf Gi. Ferner ist der idealisierte Verlauf Gzu eines Zusatz
magnetfeldes dargestellt, das sich möglichst homogen wenigs
tens über das Linearitätsvolumen 7 erstreckt, mit dem Gra
dientenfeld geschaltet wird, kollinear zur Hauptfeldkomponen
te HF ist und so gerichtet ist, dass es im Stimulationserwar
tungsbereich 10 die Hauptfeldkomponente verringert. Vorge
nanntes Zusatzmagnetfeld ist beispielsweise durch eine entsprechende
Ansteuerung des Grundmagnetfeldsystems 3 erziel
bar. Aus dem Gradientenfeldverlauf Gi sowie dem Verlauf Gzu
des Zusatzmagnetfeldes ergibt sich durch Addition ein Verlauf
Gres eines resultierenden Gradientenfeldes. Der maximale Feld
hub des resultierenden Gradientenfeldes tritt nicht im Stimu
lationserwartungsbereich 10 auf, sondern an einer Position
außerhalb des Körpers des Patienten 9, an der keine Stimula
tionen verursacht werden können. Da das resultierende Gra
dientenfeld gegenüber dem Gradientenfeld im Stimulationser
wartungsbereich eine verringerte magnetische Flussdichte zur
Folge hat, sind dadurch Stimulationen im Stimulationserwar
tungsbereich sicher vermeidbar. Dabei wird der Effekt des
Zusatzmagnetfeldes auf die Magnetresonanzsignale beispiels
weise durch eine zusätzliche gleichsinnige Ansteuerung eines
Hochfrequenzsystems des Geräts 1 kompensiert.
Bei einer Magnetresonanzuntersuchung eines abdominalen Berei
ches des Patienten 9, bei der der Patient 9 entsprechend mit
dem Abdomen im Linearitätsvolumen 7 positioniert ist, ist
vorgenanntes Zusatzmagnetfeld zur Unterdrückung von Stimula
tionen nur sinnvoll, wenn die beiden betragsmäßigen Maxima
des Gradientenfeldes den Patienten 9 ungleich stimulieren.
Eine Verlagerung des Ortes des maximalen Feldhubes des Gra
dientenfeldes aus den Körpers des Patienten 9 hinaus ist bei
einer Untersuchung des Abdomen in der Regel nicht durchführ
bar. Es kann aber vorgenannter Ort an eine Stelle größerer
Unempfindlichkeit bezüglich Stimulationen innerhalb des Kör
pers verschoben werden.
In den Fig. 5 und 6 sind in weiteren Ausführungsformen der
Erfindung Vorrichtungen zum Erzeugen eines Zusatzmagnetfeldes
dargestellt. Vorgenannte Vorrichtungen sind beispielsweise
bei Magnetresonanztomographiegeräten einsetzbar, die nicht,
wie in Fig. 2 beschrieben, ein elektrisch normal leitendes
Grundfeldmagnetsystem 3 besitzen, sondern beispielsweise ein
supraleitendes Grundfeldmagnetsystem, bei dem ein Erzeugen
des Zusatzmagnetfeldes durch das Grundfeldmagnetsystem, wenn
überhaupt möglich, sehr aufwendig und kostenintensiv wäre.
Fig. 5 zeigt einen Längsschnitt durch ein hohlzylinderförmiges
Gradientenspulensystem 11. Dabei beinhaltet das Gradienten
spulensystem 11 zum Erzeugen des Zusatzmagnetfeldes eine Zu
satzspulenanordnung 12. Aus Gründen der Übersichtlichkeit
wurde auf eine Darstellung weiterer Komponenten des Gradien
tenspulensystems 11, wie Gradientenspulenanordnungen, ver
zichtet. Zur Steuerung eines Stromes in der Zusatzspulenan
ordnung 12 ist die Zusatzspulenanordnung 12 mit einer steuer
baren Stromversorgungsvorrichtung 13 verbunden.
Fig. 6 zeigt einen Längsschnitt durch ein hohlzylinderförmiges
Gradientenspulensystem 21, das eine Gradientenspule 22 zum
Erzeugen eines Gradientenfeldes umfasst. Dabei ist die Gra
dientenspule 22 so ausgebildet, dass das Zusatzmagnetfeld
sowie das Gradientenfeld erzeugbar sind. Ebenso wie in Fig. 5
wird aus Gründen der Übersichtlichkeit auf eine Darstellung
weiterer Komponenten des Gradientenspulensystems 21, bei
spielsweise weiterer Gradientenspulenanordnungen, verzichtet.
Zum Erzeugen sowohl des Zusatz- als auch des Gradientenfeldes
umfasst die Gradientenspule 22 zwei unabhängig voneinander
steuerbare Teilspulen 22A und 22B. Dabei ist jede der
Teilspulen 22A und 22B mit je einer steuerbaren Stromversor
gungsvorrichtung 23A und 23B verbunden, so dass die Ströme in
den beiden Teilspulen 22A und 22B unabhängig voneinander ein
stellbar sind.
Fig. 7 zeigt einen idealisierten zeitlichen Verlauf 61 einer
Gradientenstärke eines Gradientenfeldes während des Schaltens
des Gradientenfeldes im Rahmen einer Magnetresonanzuntersu
chung.
Fig. 8 zeigt einen zu Fig. 7 zugehörigen zeitlichen Verlauf 71
einer magnetischen Feldstärke eines Zusatzmagnetfeldes. Dabei
wird das Zusatzmagnetfeld so geschaltet, dass es in einem
Stimulationserwartungsbereich dem Gradientenfeld entgegen
wirkt. Dabei wird bei einer Umpolung des Gradientenfeldes das
Zusatzmagnetfeld entsprechend mit umgepolt. Ferner wird das
Zusatzmagnetfeld im Rahmen einer einfachen Steuerung so ein
gestellt, dass zu jedem Zeitpunkt ein Betrag der magnetischen
Flussdichte des Zusatzmagnetfeldes proportional zum Betrag
der Hauptgradientenstärke des Gradientenfeldes ist.
Claims (17)
1. Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiege
räts (1), bei dem
- - ein Grundmagnetfeld erzeugt wird und
- - wenigstens ein magnetisches Gradientenfeld, das eine Hauptfeldkomponente (HF) kollinear zum Grundmagnetfeld mit einem vorgegebenen Hauptgradienten und wenigstens eine zur Hauptfeldkomponente (HF) senkrechte Begleitfeldkomponente (BF) umfasst, geschaltet wird,
- - das wenigstens für eine Zeitdauer geschaltet ist, in der auch das Gradientenfeld geschaltet ist, und
- - das so gerichtet ist, dass es wenigstens in einem Stimula tionserwartungsbereich (10) wenigstens eine der Feldkompo nenten (HF, BF) verringert.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Zusatzmagnetfeld
kollinear zu der zu verringernden Feldkomponente (HF, BF)
ist.
3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei das
Zusatzmagnetfeld zeitsynchron mit dem Gradientenfeld geschal
tet wird.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei bei
einer Umpolung des Gradientenfeldes das Zusatzmagnetfeld ent
sprechend umgepolt wird.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei zu
jedem Zeitpunkt ein Betrag einer magnetischen Flussdichte des
Zusatzmagnetfelds proportional zu einem Betrag einer Stärke
des Hauptgradienten eingestellt wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei bei
einem ersten Stimulationserwartungsbereich (10), in dem das
Zusatzmagnetfeld die Feldkomponente (HF, BF) verringert, und
bei einem zweiten Stimulationserwartungsbereich (10), in dem
das Zusatzmagnetfeld die Feldkomponente (HF, BF) vergrößert,
ein Betrag einer magnetischen Flussdichte des Zusatzmagnet
feldes so eingestellt wird, dass für die Stimulationserwar
tungsbereiche (10) entsprechend ihren Stimulationsempfind
lichkeiten eine Stimulationsgleichbelastung erzielt wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die
zu verringernde Feldkomponente (HF, BF) einen Gradienten kol
linear zu einer Körperlängsachse eines Untersuchungsobjekts
(9) aufweist.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei der
vorgegebene Hauptgradient eine Richtung kollinear zum Grund
magnetfeld aufweist und die zu verringernde Feldkomponente
(HF, BF) die Hauptfeldkomponente (HF) ist.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei der
vorgegebene Hauptgradient eine Richtung senkrecht zum Grund
magnetfeld aufweist und die zu verringernde Feldkomponente
(HF, BF) eine der Begleitfeldkomponenten (BF) ist.
10. Magnetresonanztomographiegerät (1) mit einem Gradienten
spulensystem (11) zur Durchführung des Verfahrens nach einem
der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet,
dass das Gerät (1) zum Erzeugen des Zusatzmagnetfelds eine
Zusatzspulenanordnung (12) umfasst.
11. Magnetresonanztomographiegerät (1) nach Anspruch 10,
wobei die Zusatspulenanordnung (12) innerhalb des Gradien
tenspulensystems (11) angeordnet ist.
12. Magnetresonanztomographiegerät (1) nach einem der Ansprü
che 10 oder 11, wobei die Zusatzspulenanordnung (12) mit
einer steuerbaren Stromversorgungsvorrichtung (13) verbunden
ist.
13. Magnetresonanztomographiegerät (1) mit einem Gradienten
spulensystem (21) zur Durchführung des Verfahrens nach einem
der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet,
dass das Gradientenspulensystem (21) eine Gradientenspule
(22) zum Erzeugen des Gradientenfeldes umfasst und dass die
Gradientenspule (22) so ausgebildet ist, dass das Zusatzmag
netfeld sowie das Gradientenfeld erzeugbar sind.
14. Magnetresonanztomographiegerät (1) nach Anspruch 13,
wobei die Gradientenspule (22) wenigstens zwei unabhängig
voneinander steuerbare Teilspulen (22A, 22B) umfasst.
15. Magnetresonanztomographiegerät (1) nach Anspruch 14,
wobei in den Teilspulen (22A, 22B) zum Erzeugen des Zu
satzmagnetfeldes und des Gradientenfeldes entsprechende Strö
me einstellbar sind.
16. Magnetresonanztomographiegerät (1) zur Durchführung des
Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch
gekennzeichnet, dass das Gerät (1) zum Erzeugen des
Zusatzmagnetfeldes Mittel (3) zum Ändern des Grundmagnetfel
des umfasst.
17. Magnetresonanztomographiegerät (1) nach Anspruch 16,
wobei die Mittel (3) ein steuerbares, elektrisch normal
leitendes Grundfeldmagnetsystem (3) umfassen.
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