DE10151667C2 - Verfahren zur Berechnung eines schaltbaren Gradientensystems für ein Magnet-Resonanz-Tomographiegerät - Google Patents

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Gra­ dientensystem, wie es in der Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie; MRT) zur Untersuchung von Patien­ ten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Er­ findung insbesondere auf ein Verfahren zur Berechnung eines schaltbaren Gradientensystems, bei dem sogenannte Boosterspulen zum Einsatz kommen.

Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspin­ resonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich einge­ setzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstantem Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher re­ gellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung (Resonanzfrequenz) anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Meßsignal (HF-Antwortsignal), welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird.

Für die Bildrekonstruktion ist die exakte Information über den jeweiligen Entstehungsort des HF-Antwortsignals (Ortsinformation bzw. Ortskodierung) Voraussetzung. Diese Ortsinformation wird durch magnetische Zusatzfelder (magnetische Gradientenfelder) zum statischen Magnetfeld ent­ lang der drei Raumrichtungen gewonnen. Diese Gradientenfelder sind im Vergleich zum Hauptfeld klein und werden durch zu­ sätzliche Widerstandsspulen in der Patientenöffnung des Mag­ neten erzeugt. Durch diese Gradientenfelder ist das Gesamt­ magnetfeld in jedem Volumenelement anders und damit auch die Resonanzfrequenz. Wird eine definierte Resonanzfrequenz ein­ gestrahlt, so können also nur die Atomkerne angeregt werden, die sich an einem Ort befinden, an dem das Magnetfeld die entsprechende Resonanzbedingung erfüllt. Eine geeignete Ände­ rung der Gradientenfelder ermöglicht es, den Ort eines sol­ chen Volumenelements, bei dem die Resonanzbedingung erfüllt ist, definiert zu verschieben und so den gewünschten Bereich abzutasten. Die Gradientenfelder werden somit innerhalb einer sogenannten MR-Sequenz zum Anregen (Kodieren) und Auslesen (Detektieren) der Kernresonanzsignale mehrfach geschaltet.

Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden Schicht, wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in allen Richtungen aufgenommen werden können.

Der grundsätzliche Aufbau eines der zentralen Teile eines solchen MRT-Gerätes ist in Fig. 4 dargestellt. Sie zeigt ei­ nen Grundfeldmagneten 23 (z. B. einen axialen supraleitenden Luftspulenmagneten mit aktiver Streufeldabschirmung) der in einem Innenraum ein homogenes magnetisches Grundfeld erzeugt. Der supraleitende Magnet 23 besteht im Inneren aus supralei­ tenden Spulen die sich in flüssigem Helium befinden. Der Grundfeldmagnet 23 ist von einem zweischaligen Kessel, der in der Regel aus Edelstahl ist, umgeben. Der innere Kessel, der das flüssige Helium beinhaltet und zum Teil auch als Win­ dungskörper für die Magnetspulen dient, ist über schwach wär­ meleitende Gfk-Stäbe (Rods) an dem äußeren Kessel, der Raum­ temperatur hat, aufgehängt. Zwischen innerem und äußerem Kes­ sel herrscht Vakuum.

Mittels Tragelementen 24 ist die zylinderförmige Gradienten­ spule 25 in den Innenraum des Grundfeldmagneten 23 in das In­ nere eines Tragrohrs konzentrisch eingesetzt. Das Tragrohr ist nach außen durch eine äußere Schale 26, nach innen durch eine innere Schale 27 abgegrenzt.

Die Gradientenspule 25 besitzt drei Teilwicklungen, die ein dem jeweils eingeprägten Strom proportionales, räumlich je­ weils zueinander senkrechtes Gradientenfeld erzeugen. Wie in Fig. 5 dargestellt umfaßt die Gradientenspule 25 eine x- Spule 28, eine y-Spule 29 und eine z-Spule 30, die jeweils um den Spulenkern 31 gewickelt sind und so ein Gradientenfeld zweckmäßigerweise in Richtung der kartesischen Koordinaten x, y und z erzeugen. Jede dieser Spulen ist mit einer eigenen Stromversorgung ausgestattet um unabhängige Strompulse ent­ sprechend der in der Pulssequenzsteuerung programmierten Folge amplituden- und zeitgenau zu erzeugen. Die erforderli­ chen Ströme liegen bei etwa 250 A. Da die Gradientenschalt­ zeiten so kurz wie möglich sein sollen, sind Stromanstiegsra­ ten und Stromabfallraten (Slewrate) in der Größenordnung von 250 kA/s nötig. Eine hohe Gradientenleistung ist notwendig, um Bilder mit hoher Ortsauflösung und kurzer Meßzeit zu er­ halten. Nach heutigem Stand der Technik betragen die Gradien­ tenstärken 30-60 mT/m bei Schaltzeiten von 100-500 µs.

Allerdings können diese hohen Änderungsraten des Magnetfeldes im Körper des Patienten zu teilweise schmerzhaften peripheren Nervenstimulationen führen. Die Schwelle für periphere Ner­ venstimulationen skaliert mit der Größe des Homogenitätsvolu­ mens (DSV = Diameter of Spherical Volume, bzw. Feldmodus), wel­ ches durch das jeweilige Gradientensystem festgelegt ist.

Aus diesem Grund, und um unterschiedlichen Applikationen in der MRT gerecht zu werden - insbesondere in der funktionellen Bildgebung - ist es daher notwendig, das MRT-Gerät DSV-flexi­ bel zu gestalten. Die technisch mögliche Systemleistung, un­ ter Vermeidung peripherer Nervenstimulationen, kann nach heu­ tigem Stand der Technik dadurch ausgereizt werden, daß ein Gradientensystem eingesetzt wird, welches mehrere Feldcharak­ teristiken (Feldmodi) aufweist. Die Feldcharakteristik, bzw. der Feldmodus, beschreibt einen in der Regel kugelförmigen Bereich im Inneren des homogenen Grundfeldes, in welchem der Gradient weniger als 5% vom Referenzwert im Spulenzentrum ab­ weicht. Radius und Qualität des entsprechenden Homogenitäts­ bereiches 23 bestimmen maßgeblich die wesentlichen Systemeigen­ schaften des Gradientensystems, wie Schaltzeit, maximale Gradientenstärke und Stimulationsschwelle. Sie können nach heu­ tigem Stand der Technik durch Einsatz schaltbarer Gradienten­ spulen in diskreten Schritten geändert werden.

Ein schaltbares Gradientensystems mit mehreren Feldcharakte­ ristiken läßt sich nach heutigem Stand der Technik auf unter­ schiedliche Weise mit jeweils unterschiedlichen Vor- und Nachteilen realisieren:

• A) Durch Kombination bzw. Integration mehrerer (komplett ge­ schirmter) Teilspulen.
• B) Modulare Leiterbündelung, indem für eine diskrete Anzahl von Feldcharakteristiken geeignete Leiterbündel innerhalb einer Spulenebene zusammengefaßt werden.

Um beispielsweise zwei unterschiedliche Feldcharakteristiken zu erzeugen, besteht Verfahren A) darin, zwei verschiedene (aktiv geschirmte) Spulen ineinander zu schachteln. Durch eine entsprechende elektrische Verschaltung der beiden Spulen lassen sich unterschiedliche Feldmodi erhalten.

Fig. 6a zeigt schematisch den idealisierten z-Richtungs- Feldverlauf zweier Ganzkörpergradientenfelder DSV1, DSV2 mit unterschiedlichen Homogenitätsradien. Die beiden Felder wer­ den durch ein Gradientensystem eines Ganzkörpertomographen mit zwei unabhängigen Teilspulen in z-Richtung erzeugt. Fig. 6b zeigt einen transversalen Schnitt (x-y-Ebene) durch den Ganzkörper-Tomographen.

Das Gradientensystem ist nach außen bzw. gegenüber dem supra­ leitenden Grundfeldmagneten durch ein Kryoschild 32 (weiter oben als Kessel bezeichnet) geschirmt. Das System verwendet eine große Ganzkörperspule 33 die ein entsprechend großes sphärisches Homogenitätsvolumen (DSV1) 34 erzeugt.

Nachteile dieser großvolumigen Ganzkörperspule 33 sind eine hohe Induktivität und eine hohe Stimulationswirkung. Diese beiden Nachteile können mit einer zweiten kleineren Spule - der sogenannten Insertspule 35 - kompensiert werden.

Durch Bestromung der Insertspule 35 wird typischerweise ein kleines, elliptisches Homogenitätsvolumen (DSV2) 36 innerhalb des großen Homogenitätsvolumen des Grundfeldmagneten erhal­ ten.

Wie aus Fig. 6b ersichtlich ist, beansprucht jede der beiden Teilspulen 33, 35 für sich einen Hohlzylinder einer gewissen Dicke. Der Radius des jeweiligen Hohlzylinders ist in der Re­ gel unterschiedlich, die Teilspulen befinden sich demnach auf unterschiedlichen Wicklungsebenen. Dies führt - wie bereits angedeutet und in Fig. 4b ersichtlich - zu einer Verkleine­ rung des Innendurchmessers des Gradientenrohres bzw. zu einer Reduktion des Patientenraums.

Eine derartige Ausführung ist demnach mit den heutigen MRT- Geräte-Standards nur beschränkt kompatibel. Der Radius der Insertspule darf demnach nicht zu klein gewählt werden.

Verfahren A) hat also den Nachteil, daß es bei den heute üb­ lichen Stromstärken (< 400 A) und Belastungszyklen nur dann zum Einsatz kommen kann, wenn der Innendurchmesser des Gradien­ tenrohrs - aufgrund des größeren Raumbedarfs für zusätzliche Teilspulen und für zusätzliche Kühlungsebenen - verkleinert werden darf. Da sich aber ein definierter Magnetdurchmesser und damit ein definierter Raumbedarf für die MRT-Gerätekompo­ nenten international durchgesetzt hat, wäre bei heutigen MRT- Systemen eine Änderung bestimmter Komponenten mit erheblichem Mehraufwand und damit verbundenen Kosten verbunden.

In der EP 0 488 445 A1 ist ein Magnetresonanztomographiegerät beschrieben mit einem Gradientenspulensystem, welches Zusatzspulen bzw. Zusatzspulenteile aufweist um die Gradientenfeldcharakteristik, bspw. den Linearitätsbereich (DSV) der jeweiligen Gradientenspule, räumlich zu verändern um diesen der Geometrie des zu untersuchenden Objektes anzupassen. Diese Zusatzspulen werden in das bestehende Gradientensystem integriert und erfordern entsprechend Raum der - wie oben beschrieben - bei Berücksichtigung des heutigen MRT-Gerätestandard nicht vorhanden ist.

Im Verfahren B) werden Leiterbündel innerhalb einer Spulen­ ebene zusammengefaßt und auf unterschiedliche Weise miteinan­ der so verschaltet, daß gewünschte Feldcharakteristika er­ zeugt werden können.

Der Unterschied zwischen der modularen Leiterbündelung und dem Verfahren A) ist der, daß sich die Leiterbündelung auf die Wicklungsebene einer Spule bezieht. Es werden keine unab­ hängigen Spulen verwendet, sondern bestehende Spulen geeignet aufgeteilt.

In DE 199 37 065 C1 ist ein Magnetresonanztomographiegerät beschrieben mit einer Gradientenspule welche derart aufgeteilt ist, daß zumindest zwei Spulenabschnitte der Gradientenspule über eine Steuerung unabhängig voneinander oder in Kombination bestromt werden können, um unterschiedliche Gradientenfelder in unterschiedlichen Abbildungsbereichen zu erhalten. Durch die Wahl der Abbildungsbereiche läßt sich eine hohe Bildauflösung Realisieren unter Vermeidung von Stimulationen in einem lebenden Untersuchungsobjekt.

Bei dem Verfahren B) der Leiterbündelung wird rechnerisch zunächst die Feldeigenschaft jedes einzelnen Leiters (Windung) betrachtet. Durch anschließenden Vergleich verschiedener Stromdichteverteilungen, die durch unterschiedliche Einzelleiter-Kombinationen rechnerisch er­ zeugt werden, können gemeinsam nutzbare Leiterbereiche (Leiterbündel) identifiziert werden. Die Auswahl geeigneter Leiterbündel erfolgt jeweils für ein gewünschtes charakteristisches Homogenitätsvolumen. Verfahren zur Identifizierung optimaler Leiterkombinationen sind beispielsweise Simulated Annealing oder Genetische Algorithmen.

Das Prinzip der Leiterbündelung bei transversalen Gradienten­ spulen (Sattelspulen) bzw. longitudinalen Gradientenspulen (Maxwell-Spulen) ist in Fig. 7a bzw. 7b schematisch darge­ stellt.

Zur Berechnung der entsprechenden Spule wird ein bekanntes iteratives Optimierungsverfahren (target field) verwendet. Bei diesem Verfahren gibt man den gewünschten Magnetfeldver­ lauf (das target field) auf einer gewünschten DSV-Geometrie (Zylinderoberfläche, Ellipsoid: 37, 38, 39, etc.) im Spulenin­ neren vor und leitet daraus die Stromdichteverteilung auf der Spulenoberfläche ab. Zur Generierung des Leiterbahnlayouts werden die Höhenlinien des Integrals der errechneten Strom­ dichte verwendet.

Aus Fig. 7a) ist ersichtlich, daß die Leiterbahnen eines transversalen Spulenoktanden Halbellipsen formen, deren An­ zahl im allgemeinen mit steigender Feldhomogenitätsanforde­ rung (39 → 38 → 37) in axialer Richtung zunimmt.

In einem ersten Schritt werden die Leiter in longitudinaler (axialer) Richtung paketiert. Wie in Fig. 7b ersichtlich, skaliert die longitudinale Ausdehnung des Homogenitätsel­ lipsoides direkt mit der Längsausdehnung des Leiterpaketes (37 → 40; 38 → 41; 39 → 42).

Im allgemeinen weisen die resultierenden Feldcharakteristiken unzureichende Wirbelfeldschirmung und unzureichende Lineari­ tät auf. Daher wird die Paketierung in einem zweiten Schritt verfeinert.

Im zweiten Schritt werden Einzelleiter 43 gezielt über Wick­ lungspakete hinweg permutiert. Die Qualität dieser Korrektur hängt von der Anzahl der verfügbaren Leiterschleifen ab.

Allerdings verkürzt sich bei zunehmender Verkürzung des Homo­ genitätsellipsoids (39 → 38 → 37) auch die das Homogenität­ sellipsoid erzeugende Spule und damit auch deten Gradienten­ stärke: es reduziert sich die Feldeffizienz (der Wert, der bei einer definierten Bestromung der Spule eine definierte Feldstärke garantiert. Die Feldeffizienz bezeichnet die Gra­ dientenstärke die man erhält, wenn man einer Spule einen de­ finierten Strom aufprägt (z. B. 1A → 80 µT/Am).

Verfahren B) hat also zum einen den Nachteil, daß die Leiter­ bündelung eine äußerst komplexe Verschaltung nach sich zieht; zum anderen nimmt die Feldeffizienz mit abnehmendem Bildge­ bungsvolumen (Feldmodus mit kleinem Homogenitätsvolumen) ab.

In DE 199 17 058 C1 ist ein Magnetresonanztomographiegerät beschrieben mit einem Gradientenspulensystem bei dem die unter Umständen geschirmten Gradientenspulen aufgeteilt sind und mit möglicherweise aufgeteilten Zusatzspulen in der Weise verschaltet werden, daß das Gradientenfeld gewünschten Leistungsmerkmalen entspricht. Als Leistungsmerkmale werden unter anderem angegeben: Linearität, Linearitätsvolumen sowie maximale Gradientenstärke.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren bereitzustellen, um bei einem derartigen Gradientenspulensystem die Zusatzspule sowie deren Verschaltung mit eventuell geschirmten Gradientenspulen zum Erzeugen eines Gradientenfeldes mit gewünschten Leistungsmerkmalen (z. B. Kompensation der Feldeffizienz bei kleinen Feldmodi) zu ermitteln.

Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale des unabhängigen Anspruches 1 gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vor­ teilhafterweise weiter.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezug­ nehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.

Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kerns­ pintomographiegerätes mit einem Gradientensystem,

Fig. 2 zeigt die zylindrischer Spule eines erfindungsgemäßen Gradientensystems,

Fig. 3 zeigt die Boosterspule des erfindungsgemäßen Gradientensystems,

Fig. 4 zeigt eine perspektivische Darstellung des Grund­ feldmagneten mit dem erfindungsgemäßen Gradienten­ system,

Fig. 5 zeigt eine perspektivische Darstellung der er­ findungsgemäßen Gradientenspule mit den drei Teil­ wicklungen.

Fig. 6a zeigt den schematischen Feldverlauf zweier Ganzkör­ pergradientenfelder mit unterschiedlichen Homoge­ nitätsradien aufgrund unabhängiger Teilspulen,

Fig. 6b zeigt einen transversalen Schnitt (x-y-Ebene) durch einen zylindrischen Ganzkörpertomographen mit un­ abhängigen Teilspulen,

Fig. 7a zeigt das Prinzip der Leiterbündelung bei transver­ salen Gradientenspulen (Sattelspulen),

Fig. 7b zeigt das Prinzip der Leiterbündelung bei Lon­ gitudinalen Gradientenspulen (Maxwell-Spulen).

Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspin­ tomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 er­ zeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polari­ sation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Meßvolumen M - auch Homogenitätsvolumen genannt - definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminie­ rung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim- Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.

In den Grundfeldmagneten 1 ist erfindungsgemäß ein zylinder­ förmiges schaltbares Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht, und wobei jede Teilwicklung modular bzw. gebündelt aufgebaut ist und gemäß der Erfindung eine Booster-Spule aufweist. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gra­ dientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Ko­ ordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gra­ dientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x- Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y- Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfaßt einen Digital-Analog- Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.

Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleis­ tungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein mag­ netisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu un­ tersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfre­ quenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Puls­ sequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinecho­ signale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstär­ ker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenz­ systems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfaßt weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt wer­ den. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen darge­ stellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäran­ teil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wand­ ler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Meßvolumen entspricht.

Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Meßvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Meßsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Meß­ daten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anla­ genrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der je­ weils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtas­ ten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aus­ senden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Ampli­ tude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspin­ bildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfaßt.

Das in Fig. 1 beschriebene Gradientensystem 3 herkömmlicher MRT-Geräte erzeugt in der Regel eine fest definierte Feldcha­ rakteristik, welche entweder auf wenige Anwendungsfälle optimiert ist oder einen Kompromiß zwischen verschiedenen Anfor­ derungen darstellt.

Um je nach Applikation bezüglich Schaltgeschwindigkeit und Abbildungsqualität einen Kompromiß finden zu können und zwar unter der Randbedingung, daß periphere Nervenstimulation ver­ mieden werden soll, ist daher ein DSV-flexibles MRT-Gerät wünschenswert und nach heutigem Stand der Technik mittels diskret schaltbarem Gradientensystem gemäß den bereits oben genannten Strategien A) und B) zu realisieren.

Dabei besteht die vorliegende Erfindung darin, ein in Bezug auf die genannten Nachteile von A) und B) optimiertes Verfah­ ren zur Berechnung und Aufbau eines derartigen schaltbaren Gradientensystems sowie ein entsprechendes Gradientensystem bereitzustellen.

Fig. 2 zeigt eine Prinzipskizze einer schaltbaren Gradien­ tenspule für zwei Feldcharakteristiken. Dargestellt ist ein Teil der felderzeugenden Leiter in Form dreier Leiterbahnok­ tanden 44, 45, 46 sowie deren entsprechender Längsschnitte 47, 48, 49/50 durch den jeweiligen Spulenoktanden. Die innerste Spule 46, die auch als Primärspule bezeichnet wird, ist - ge­ mäß Verfahren A) - durch die als Sekundärspule bezeichnete äußerste Spule 44 aktiv geschirmt. Das bedeutet beide Spulen sind so aufeinander abgestimmt, daß bestimmte Eigenschaften (z. B. annähernde Wirbelfeldfreiheit, etc.) im Homogenitätsvo­ lumen gewährleistet sind. Beide Spulen befinden sich auf un­ terschiedlichen Wicklungsebenen, d. h. beide haben einen un­ terschiedlichen radialen Abstand zur z-Achse.

Um zwei unterschiedliche Feldcharakteristiken erhalten zu können, ist die Primärspule gemäß Verfahren B) modular gebün­ delt. Hier im Beispiel der transversalen Spule entsteht das größere Homogenitätsvolumen durch Superposition aller Primär­ spulenpakete 49/50 (vertikale Schraffur und horizontale Schraffur) mit dem Sekundärspulenpaket 47 (vertikal und horizontal schraffiert) ohne Booster-Spule. Das zweite kleinere Homoge­ nitätsvolumen (Homogenitätsellipsoid) entsteht durch Superpo­ sition des Primärspulenpaketes 50 (horizontal schraffiert) mit dem Sekundärspulenpaket 47 und dem sogenannten Booster-Spulenpaket 48. Die Verkleinerung des Bilgebungsvolumens bringt, wie oben beschrieben, eine Abnahme der Feldeffizienz mit sich, welche aber durch Implementierung einer solchen - auf einer zusätz­ lichen Wicklungsebene befindlichen - Booster-Spulenpaket 48 kompen­ siert wird. Die Wicklungsebene der Booster-Spule 45 ist zwischen den Wicklungsebenen von Primär- 46 und Sekundärspule 44 auf glei­ cher Höhe angeordnet.

Die Booster-Spule 45 ist eine einfach strukturierte Zusatz­ spule, die in dem Sinne von Primär- 46 und Sekundärspule 44 abhängt, als daß sie in Kombination mit beiden eine verein­ fachte Leiterbündelung ermöglicht, also die Komplexität der Bündelung reduziert, und die Feldeffizienz kleiner Homogeni­ tätsvolumina erhöht. Weil sie nur als Feldergänzungsspule dient und nicht unabhängig ein Feld erzeugen muß, besitzt sie vergleichsweise wenig Windungen und muß nicht geschirmt wer­ den.

Wie eine Spulenkombination gemäß Fig. 2 berechnet wird, soll im folgenden beispielhaft beschrieben werden:
Im ersten Schritt wird mit dem bereits oben beschriebenen iterativen target field - Verfahren das Leiterbahn-Design ei­ ner durch eine Sekundärspule 44 aktiv geschirmten Primärspule 46 für den Feldmodus mit dem größeren Homogenitätsvolumen (großes DSV) berechnet.

Im zweiten Schritt wird eine Untermenge von Leiterbahnen der Primärspule 46 bestimmt, die zusammen mit der Sekundärspule 44 und der Zusatz-Spule ("Booster"-Spule) 45 den Feldmodus mit dem kleinen Homogenitätsvolumen (kleines DSV) erzeugt.

Das entsprechende Leiterbündel für das kleine DSV kann unter fertigungstechnischen Gesichtspunkten optimal gewählt werden, z. B. in Form eines Windungspaketes direkt benachbarter Leiter der Primärspule.

Die magnetische Flußdichte B(r, θ, ϕ) des Gradientenfeldes einer Gradientenspulenanordnung wird durch eine Kugelfunkti­ onsentwicklung gemäß folgender Gleichungen beschrieben:

A_(1,m) sind die sogenannten sphärischen Koeffizienten in ge­ eigneter Normierung. Durch die Kugelkoordinaten r, θ und ϕ wird von einem Ursprung aus die Position eines Punktes im dreidimensionalen Raum beschrieben. Der Ursprung befindet sich im allgemeinen definitionsgemäß im Zentrum des Gradien­ tensystems. Y_(1,m)(θ, ϕ) sind Kugelflächenfunktionen die sich durch Legendre-Polynome abhängig von trigonometrischen Funk­ tionen entwickeln lassen.

Um nun die magnetische Flußdichte B_Booster, welches die Booster-Spule 45 erzeugen soll, zu berechnen, muß die vekto­ rielle Magnetfeldsumme des Leiterbündels 50 der Primärspule 46 B_bündel-39 und die der Sekundärspule 44 B_Schirmspule vom ge­ wünschten magnetischen Zielfeld B_Soll bzw. dessen sphärische Kugelflächenkoeffizienten A_soll, welches schließlich die mag­ netische Flußdichte im kleineren DSV erzeugen soll, subtra­ hiert werden:

Die Leiterbahnen 48 der Booster-Spule 45 werden dann, aufgrund des ermittelten Magnetfeldes B_Booster wiederum mit dem target field Optimierungsverfahren berechnet.

Die daraus resultierende Booster-Spule 45 kann bei zylindri­ schen Ganzkörpersystemen erfahrungsgemäß mit einem Drittel der für die Primärspule 46 notwendigen Leiterbahnen reali­ siert werden.

Fig. 3 zeigt beispielsweise eine Booster-Spule für eine Pri­ märspule mit N = 27 Windungen. Die dargestellte Booster-Spule selbst benötigt nur N = 9 Windungen um die entsprechende Feld­ korrektur (Feldeffizienz, Verringerung der Komplexität etc.) im inneren des DSV zu realisieren. Weil die Booster-Spule nur als Feldergänzungsspule dient und nicht unabhängig ein Feld erzeugen muß, besitzt sie vergleichsweise wenig Windungen und muß nicht geschirmt werden. Aus diesem Grund ist der erfor­ derliche Raum für eine Booster-Spule zwischen Primär- und Se­ kundärspule eines konventionellen, aktiv geschirmten Gradien­ tensystems immer vorhanden.

Claims (6)

1. Verfahren zur Berechnung des Gradientensystems eines Mag­ netresonanztomographiegerätes aufweisend ein Gradienten­ spulensystem (3), das mindestens eine Gradientenspulenanord­ nung zum Erzeugen eines Gradientenfeldes in einer Raumrich­ tung beinhaltet, wobei diese Gradientenspulenanordnung aus mindestens einer Gradientenspule in Form einer Primärspule (46) mit unterschiedlichen Leiterbündeln (49); (50) und einer Sekundärspule (44) zur Schirmung der Primärspule (46) sowie mindestens einer Booster-Spule (45) besteht, die dergestalt mit den Leiterbündeln (49); (50) und der Sekundärspule (44) verschaltet ist, daß unterschiedliche Homogenitätsvolu­ mina (37); (38); (39) im Zentrum des Gradientenspulensystems erzeugbar sind, aufweisend die folgenden Schritte:

• a) Vorgeben eines gewünschten Magnetfeldverlaufes in einem ersten Homogenitätsvolumen (39) im Inneren des Gradientenspulensystems (3),
• b) Ableiten der Stromdichteverteilung im Bereich der Gradientenspulenoberfläche und dadurch Generieren der Leiterbahnanordnung von Primärspule (46) und Sekundärspule (44),
• c) Vorgeben eines gewünschten Magnetfeldverlaufes in einem zweiten Homogenitätsvolumen (38); (37) im Inneren des Gradientenspulensystems (3),
• d) Paketieren der Leiterbahnen der Primärspule (46) und Identifizieren optimaler Kombinationen von Leiterbündeln der Primärspule (46) mit der Sekundärspule (44) durch deren Verschalten der gewünschte Magnetfeldverlauf des zweiten Homogenitätsvolumen (38); (37) näherungsweise am besten erhalten sowie eine fertigungsgerechte Leiterbahnführung erreicht wird,
• e) Ermitteln der Differenz zwischen dem gewünschten Magnetfeldverlauf des zweiten Homogenitätsvolumens (38), (37) und dem durch Paketierung näherungsweise erhaltenen Magnetfeldverlaufes des zweiten Homogenitätsvolums (38); (37),
• f) Ableiten der Stromdichteverteilung im Bereich der Gradientenspulenoberfläche auf Basis dieser Differenz und dadurch Generieren der Leiterbahnanordnung der Boosterspule (45).

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Paketierung durch Permutation von Einzelleitern der Primärspule (46) verfeinert wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Paketierung in axialer und/oder longitudinaler Richtung erfolgt.

4. Verfahren nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Booster-Spule (45) modular aufgebaut wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine Verschaltung der Sekundärspule (47) mit Leiterbündeln der Boosterspule (45) und mit Leiterbündeln der Primärspule (49); (50) dergestalt berechnet wird, daß weitere unter­ schiedliche Homogenitätsvolumina erzeugt werden können.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Wicklungsebene der Booster-Spule (45) zwischen der Wicklungsebene der Sekundärspule (44) und der Wicklungsebene der Primärspule (46) angeordnet wird.