CN106918793A - 磁共振断层造影系统 - Google Patents

Abstract

按照本发明的MRT系统具有至少一个用于MR‑HF信号的接收装置。接收装置具有用于接收MR‑HF信号的接收线圈元件、光学调制器、以及用于输出调制器的光学输出信号的光学输出端，在光学调制器中电的控制输入端与接收线圈元件耦合。光学调制器形成用于MR‑HF信号的光学解调装置并且为此调制器的光学输入端与激光源耦合，该激光源被构造用于产生其光强周期地以预定的频率改变的激光；并且具有光‑电子的转换器，借助其将光学调制器的光学输出信号转换为电信号，其中光‑电子转换器具有取决于待转换的光学输出信号的调制频率的光学敏感性，其中该敏感性的低通特征曲线的边界频率位于通过光学解调形成的两个混频产物之间，并且其中所述边界频率低于MRT系统的拉莫尔频率。

Description

磁共振断层造影系统

本申请是申请日为2012年11月16日、申请号为201210464475.7的发明专利申请“磁共振断层造影系统、其接收装置及用于获取信号的方法”的分案申请。

技术领域

本发明涉及一种磁共振断层造影系统(MRT系统)，其具有至少一个用于接收从待检查的身体发射的电磁的和/或磁的MR-HF信号的接收装置。本发明还涉及一种用于MRT系统的接收装置以及一种用于利用MRT系统获取MR信号的方法。所提到种类的MRT系统以及接收装置例如由US 7 508 213 B2公开。

背景技术

在用于产生磁共振断层照片的系统中，将待检查的身体(例如人或动物的身体)以及材料样本置于例如由MRT系统的超导磁体所产生的磁场中。然后通过发送高频磁交变场使得身体本身发送高频的磁的或电磁的应答信号。在此，应答信号的频率取决于磁场的场强并且大约为每特斯拉42MHz。为了区别身体中的各个区域，通过梯度场使得身体的单个体素(体积元素)发送互相差别数百KHz的应答信号。由体素发送的高频信号混合在此称为MR-HF信号。

MR-HF信号由MRT系统的至少一个接收线圈元件接收并且通过该接收线圈元件转换为电的MR-HF信号。各个体素的全部的重叠的信号然后必须从高频范围(HF范围)被解调到中频范围或基频范围。为此，接收线圈元件的电的MR-HF信号必要时被放大并且在阻抗匹配之后被传输到混频器，该混频器将HF-MR信号下混频或解调到中频范围或基带。被解调到中频或基频范围的信号在以下称为MR信号。

接收线圈元件位于接收装置中，所述接收装置位于MRT系统的磁场中。这使得难以在接收装置中运行其它的复杂电路。相对强的磁交变场使得开销大的屏蔽措施是必要的。此外，这样的电路的废热导致热的信号噪声，后者会干扰MR-HF信号。体积大的电路使得接收装置是难以操纵的，这特别是在用于检查有生命的患者的设备中使得难以将该接收装置长时间固定到患者上。此外，患者由于设备的废热而不舒服地变热。

由于这些原因，由此将接收装置构造为仅具有最需要的组件。其它组件然后安装在磁屏蔽的区域中例如在MRT系统的控制室中。接收装置于是通常经由同轴电缆与分析装置相连。经由同轴电缆将放大的电的MR-HF信号从磁场中引出并且然后在分析装置中解调和继续处理。因为MRT系统通常具有多个接收线圈元件，所以由同轴电缆构成的电缆束(Kabelbaum)是非常难操纵的。由于多个传输的信号，此外只能以大的开销防止在各个同轴电缆之间的交叉干扰。最后，必须防止由于磁系统的磁交变场，在同轴电缆的外罩中感应共模电流。这使得必须沿着同轴电缆使用共模扼流圈或外罩波陷波器。该陷波器由于大的磁场强度而不是通过铁氧体磁芯，而是仅以共振电路、即所谓的火箭筒的形式提供。在此，外罩波陷波器必须以外罩波的四分之一波长的距离相距。在3特斯拉的场强的情况下该距离因此例如为15cm。这使得接收装置又是不期望的笨重的。

在上面提到的文献中描述了一种MRT系统，在该系统中将MR-HF信号经由光波导光学地从磁场出发传输到MRT系统的控制室。在该系统中接收装置具有光学的调制器，在后者电的控制输入端连接了接收线圈元件。将具有恒定的光强的激光传输到所述调制器。通过光学的调制器根据由接收线圈元件所产生的MR-HF信号调制激光的光强。光学的调制器的输出信号然后经由光波导被传输到磁屏蔽的分析装置的光电转换器，该光电转换器将光学信号又转换为电的MR-HF信号。该电的MR-HF信号又被传输到混频器以用于解调。该系统的缺陷是，附加的光学组件提高了MRT系统的制造成本。此外，光学调制器需要供电电压，以驱动用于提供偏置电压的电路。该偏置电压设定调制器的工作点。由此在系统中，除了光学的连接还需要提供输入装置的电连接。这使得在该系统中也不可能免除接收装置上的笨重的共模扼流圈。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，在MRT系统中简化用于从高频的MR-HF信号获得MR信号的电路开销。

在按照本发明的MRT系统中同样设置接收装置，借助该接收装置利用至少一个接收线圈元件接收MR-HF信号，如待检查的身体由于磁共振所发射的。接收装置此外同样具有光学调制器，其电的控制输入端与接收线圈元件耦合。由此借助在接收装置中的光学的调制器将激光的强度根据接收线圈元件的MR-HF信号进行调制。调制器的这样在光强方面调制的光学输出信号在接收装置的光学输出端被输出。该信号可以从那里经由光导装置，例如光波导，从MRT系统的磁场中引出并且传输到分析装置。

但是，现在在按照本发明的MRT系统中，接收装置的光学的调制器形成用于接收线圈元件的MR-HF信号的光学解调装置。为此，该调制器的光学输入端与特定激光源耦合。该激光源被构造用于产生如下的激光：其光强在时间上恒定，而是周期地以预定的频率改变。

通过运行按照本发明的MRT系统，执行用于产生MR信号的以下按照本发明的方法。借助线圈元件，在MRT系统的磁场中接收待检查的身体的电磁的和/或磁的MR-HF信号并且转换为电的MR-HF信号。通过光学调制器然后将光学调制器从激光源所接收的激光的光强根据电的MR-HF信号进行调制。该激光此时在此借助激光源产生，该激光源本身就周期地以预定的频率改变激光的强度。通过将已经在光强方面周期波动的激光通过调制器再次以MR-HF信号调制，由此在调制器的光学输出信号中得到MR-HF信号的解调，即，输出信号的光强的时间变化包含了作为解调后的MR-HF信号的MR信号。

在按照本发明的MR系统中和按照本发明的方法中，产生如下优点：不必提供附加的电的或数字的混频器，以获得解调后的MR信号。下混频在此自动地在接收装置本身中的电-光转换时产生。对于完整的解调然后所需的、下混频的信号的低通滤波，同样至少部分地自动地在分析装置中的光-电转换时产生。

此外，在按照本发明的MRT系统中还可以将所述激光源布置在接收装置外部。在这种情况下然后规定，将其激光经由光导装置传输到接收装置。由此激光源以有利方式可以在接收装置外部在磁屏蔽的区域中运行。其由此不必开销大地相对于感应电流屏蔽并且也不需要在其馈电线上的共模扼流圈。

此外，在分析装置中现在不需要必须能够将以数10MHz至超过100MHz频率调制的光学信号进行转换的光-电子的接收元件。在分析装置中所接收的光学信号已经被解调到中频带或基带，从而相应地可以使用成本更低的组件。在此，在MRT系统的一种特别合适的实施方式中，以完全特别的方式选择光-电子的转换器：借助于该转换器，应当将经由光导装置从接收装置被传输到分析装置的、调制器的光学输出信号转换为电信号。这样的光-电子转换器，例如光电二极管，通常具有取决于待转换的光学输出信号的调制频率的光学敏感性。该敏感性在此通常具有结构引起的低通特征曲线。结合按照本发明的MRT系统，此时被证明特别合适的是，设置光-电子转换器，在该转换器中，低通特征曲线的边界频率位于通过解调所形成的两个混频产物之间。混频产物在此以公知方式是指在解调时产生的两个频带，其中一个从解调的HF信号和调制频率的差产生、另一个从这些频率的和产生。对于解调的信号(也就是MR信号)的无错误的继续处理，必须借助低通来衰减高频分量(HF信号频率+调制频率)。这一点此时无需附加的电路开销至少部分地已经通过光-电子转换器本身通过选择具有相应小的边界频率的转换器来进行。另一个优点是，转换器可以被构造为具有小的边界频率同时具有较大的光敏感面积，并且因此比在常规的MRT系统中用于接收MR-HF信号而必须提供的相当的转换器具有对于低于边界频率的信号的相应更高的敏感性。

刚才提到的调制频率是已经提到的、激光源用以改变其输出激光的光强的频率。该频率优选处于50MHz至500MHz的范围中。由此MR-HF信号可以对于所有常用的MRT场强(1特斯拉至11特斯拉)被解调到对于继续处理来说是合适的中频范围或基频范围。

在按照本发明的MRT系统中合适地设置光学分配器，其被构造用于，将激光源的激光分配到多个接收装置和/或接收装置内的多个调制器。单个激光源的激光由于灵敏的光-电子转换器而足以将多个接收线圈元件的信号以光学路径从MRT系统的磁场中传输到磁屏蔽的区域中。

结合所述激光源的技术实现，在一种合适的实施方式中，该激光源为了改变光强而具有马赫-曾德尔调制器(Mach-Zehnder Modulator)。马赫-曾德尔调制器可以简单地装备到MRT系统的已经存在的模型中，使得所述MRT系统可以被训练为执行按照本发明的方法。

接收装置本身中的光学调制器合适地也具有马赫-曾德尔调制器。但是要注意的是，常用的马赫-曾德尔调制器具有已经描述的缺陷，即，为了设定工作点需要偏置电路，所述偏置电路必须被提供以电能。这使得需要设置具有馈电线的接收装置，其又必须利用共模扼流圈屏蔽。

原则上马赫-曾德尔调制器具有用于接收激光的光学输入端和用于输出调制的激光的光学输出端。光学输入端与光学输出端经由两个光学传播路径相连。通过在马赫-曾德尔调制器的电的控制输入端上施加电压，根据克尔效应(Kerr-Effekt)可以实现，施加的控制电压的值越大，则两个光学传播路径的光学路径长度区别越大。相应地，在光学输出端上得到在经由不同的传播路径到达那里的光线之间的相移，所述光线然后相应地或强或弱地破坏性地干涉。在按照本发明的MRT系统中此时合适地是，提供马赫-曾德尔调制器，在该马赫-曾德尔调制器中，两个传播路径的光学路径长度由于结构的原因而已经相区别。由此，如果在电的控制输入端上不施加电压，在光学输出端上也产生干涉。换言之，在没有电路的情况下产生光学偏置。优选地，对于所使用的激光的波长通过两个传播路径的不同的光学路径长度产生一个90°的相移，从而在0V的控制电压的情况下调制器的透射(Transmission)T为T＝50％。

通过马赫-曾德尔调制器的合适构造，进一步减小了接收装置对电能的需求。由此合适地作为光学调制器设置如下的马赫-曾德尔调制器：其有效调制长度大于1cm，特别是大于2cm，优选大于3cm。有效调制长度是指如下范围的长度，在所述范围上，电的控制信号的电场作用于普克尔盒(Pockelzelle)或克尔盒(Kerrzelle)中的光学输入信号。在这样的大的调制长度的情况下可以弃用接收装置中的用于MR-HF信号的电的前置放大器。为了在具有相对强的5特斯拉、特别是大于10特斯拉的基本场的MRT系统中也获得具有大的信号品质的光学调制，接收装置中的光学调制器此外优选地构造为行波调制器。

接收装置的另一个需要电能的电路装置是在MRT系统中所谓的失谐装置。其防止，施加到身体以便发射电磁的和/或磁的MR-HF信号的激励信号在接收线圈中产生具有临界的电压的接收信号。按照本发明的MRT系统的一种实施方式提供了不具有外部的电能需求的失谐装置。取而代之，失谐装置本身可以根据接收线圈元件的接收信号的强度来切换。如果接收信号超过特定的电压电平，则利用该过压将接收线圈元件被动地(即，借助由接收线圈元件接收的能量)来失谐。这点例如可以利用反并联连接的晶体管来实现，所述晶体管将接收线圈元件的谐振电路桥接。

被证明是同样合适的是，设置可以光学地切换的失谐装置。相应的切换信号和必要时还有用于运行失谐装置的组件的能量可以经由相同的光导装置传输到接收装置，经由所述光导装置也传输激光源的激光。

如果多个失谐装置(借助于所述失谐装置，接收装置的阵列的接收线圈元件可以失谐)可以借助相同的信号来切换，则得出接收装置的结构的一种特别合适的简化。

通过所述扩展总体上可以提供完全无需外部电能供应或至少是利用非常少的电能开销可以运行的接收装置。在此，可能剩下的能量需求小到借助在接收装置本身中设置的电池就可以提供。按照MRT系统的另一个有利的扩展，设置能量传输装置，利用所述能量传输装置可以电磁地、特别是光学地或在微波范围或通过振动传输所需的能量。由此可以弃用馈电线并且由此弃用不期望的共模扼流圈。用于将接收装置连接到MRT系统的其余部分的导线可以构造为非常纤细并且易于操纵。

本发明除了MRT系统整体之外还涉及一种用于MRT系统的接收装置。该接收装置在此具有前面结合MRT系统本身描述的特征和扩展。因此不再一次特别地描述该接收装置。

附图说明

以下借助实施例更详细地解释本发明。其中，

图1示出了按照本发明的MRT系统的第一实施方式的MRT系统的框图，

图2示出了图1的MRT系统的接收装置的光学调制器的示意图，

图3示出了具有对于图2的光学调制器的传输的图形的图，

图4示出了按照本发明的MRT系统的另一个实施方式的MRT系统的框图，

图5示出了图4的MRT系统的接收装置的光学调制器的示意图，并且

图6示出了按照本发明的MRT系统的另一个实施方式的MRT系统的框图。

具体实施方式

实施例表示本发明的优选实施方式。

图1示出了具有接收装置12和分析装置14的磁共振断层造影仪或MRT系统10。MRT系统10除了所示出的接收装置12之外还可以具有不同结构的另外的接收装置。接收装置12例如可以借助绷带或另外的固定装置固定到人类或动物患者上。在此，患者可以躺在卧榻上位于MRT系统10的(未示出的)超导磁体的基本磁场中。分析装置14位于具有超导磁体的空间外部并且与其磁屏蔽。接收装置12经由两个光导装置16、18与分析装置14相连。光导装置16、18可以是光波导或光导管。接收装置12非常平且轻，使得其对患者来说既不干扰也不显得狭窄。光导装置16、18的接头也非常小且轻。接收装置对电能的需求小到无需使用电缆(而电缆则带有必需的外罩波陷波器)。

在MRT系统10中将身体的MR-HF信号已经在接收装置12中解调并且作为解调后的信号传输到分析装置14。接收装置12对于解调不需要电组件。取而代之，接收装置12经由光导装置18接收输入激光束LI，其光强以频率Fosc随时间振荡并且其用作光学解调信号。光强在此优选为正弦形地振荡。但是其也可以按照另外的周期性函数改变，例如按照矩形、锯齿形或三角形振荡。输入激光束LI由激光源20产生。激光源20包括激光器22和用于改变激光的强度的调制装置24。激光器22例如可以借助VCSEL激光二极管、法布里-珀罗(Fabry-Perot)激光二极管、分布反馈激光二极管来产生激光。调制器24可以是马赫-曾德尔调制器。调制器24从分析装置14的时钟发生器26(时钟)接收电的控制信号。调制频率例如可以是125MHz。其根据励磁线圈的基本磁场的场强在时钟发生器26中被设定。

接收装置12借助接收线圈28从患者的身体接收磁共振信号，后者的中心频率Fmri例如可以为123MHz。该中心频率取决于MRT系统10的励磁线圈的基本磁场的强度。通过接收线圈28将身体的应答信号转换为电信号，该电信号经由第一阻抗匹配电路30被传输到功率放大器32。功率放大器32的输出信号经由用于匹配阻抗和用于滤波输出信号的另一个电路36传输到光学调制器40的电的控制输入端38，在那里该信号作为控制电压U起作用。控制信号U的中心频率在此同样为Fmri＝123MHz。控制信号U是包含了用于磁共振成像(MRI-magnetic resonance imaging)的图像信息的MR-HF信号。

电路30还具有失谐电路(调谐TN和失谐DTN)，其可以利用来自于接收线圈38的能量运行。放大器32可以是低噪声的前置放大器，其需要非常少的电功率。可以通过接收装置12的(未示出的)电池或经由例如从分析装置4以电磁方式或机械方式(振动)接收能量的能量传输装置，为前置放大器32提供电功率。由此，不需要在接收装置12和MRT系统10的其余的组件之间提供电连接。

光学调制器40例如可以是马赫-曾德尔调制器。光学调制器40的工作方式在以下结合图2和图3描述。光学调制器40经由光学输入端42接收输入激光束LI，从该光学输入端出发激光束经由两个分离的光学路径44、46被传输到光学输出端48，在该光学输出端上两个路径44、46的两个子束统一为一个输出激光束LO。光导装置16与光学输出端48耦合，使得输出激光束LO馈入到光导装置16。光学传播路径44、46例如可以基于电-光基底(例如LiNbO3)来制造。这样的电-光基底的折射率是穿过基底的电场的场强的函数。通过改变控制电压U，设置穿过在光学调制器40的电极之间的各自的光学传播路径的电场。在此，电的控制电压U以相反的方式作用于两个光学路径44、46，使得传播路径44、46的电-光元件在控制电压U的给定的值的情况下以相反的方式改变其光学路径长度。在0V(U＝0V)的控制电压U的情况下光学调制器14总体上具有相应于T＝50％的透射T的光学传输特性。透射T是在两个子束之间的干涉的程度的度量(100％＝建设性的干涉，0％＝破坏性的干涉)。从中通过电压信号U的值得出激光束的强度的改变。为了在0V的输入电压的情况下获得T＝50％的透射T，光学调制器40具有光学传播路径46中的光学偏置元件50。通过偏置元件50将通过光学传播路径46传导的子束关于在传播路径44上传导的子束在相位上移动90°。这对于U＝0V得出在T＝50％下的光学调制器40的工作点OP。光学调制器40的透射的特征曲线K在此具有带有最大斜率的线性区域52，从而光学调制器40对于控制信号U的在U＝0V的范围中的小的改变是特别灵敏的。对于其值处于Umax附近的大的振幅，特征曲线K具有压缩区域54。由此以有利的方式可以以相对大的动态清楚地传输接收线圈28的接收信号。

从光学调制器40出发的输出激光束LO包含接收线圈28的接收信号的两个变形，即，其一是具有中心频率Fint＝(Fosc–Fmri)的解调的变形，以及具有中心频率(Fosc+Fmri)的第二混频产物。输出激光束LO由光-电子转换器56，例如光电二极管接收，其电的输出信号由阻抗转换器58匹配并且然后传输到抗混叠滤波器(Anti-Aliasing-Filter)60。通过转换器56和抗混叠滤波器60抑制了高频的信号分量(Fosc+Fmri)，使得抗混叠滤波器60的输出信号仅还具有接收线圈28的解调后的接收信号，也就是具有中心频率Fint＝(Fosc–Fmri)的MR信号，在此例如也就是Fint＝2MHz的MR信号。该信号被传输到处理器单元62，例如数字的信号处理器，在那里模拟-数字转换器64从中产生数字的接收信号，使得借助校正装置66校正。通过校正，消除了特征曲线K的压缩区域54的影响。校正装置例如可以具有用于校正的特征曲线域(Kennlinienfeld)(查询表)。这样数字化并校正后的输入信号通过数字的第二混频器68从具有中心频率Fint的中频带被下混频到基带并且在此分解为正交分量。混频器68的数字的输出值被传输到用于重建磁共振图像的(未示出的)图像处理器。

以下结合图4和图5解释按照本发明的MRT系统的一种实施方式，其中接收装置具有对电能的特别小的需求。为了更好解释与图1的MRT系统之间的区别，在图4和图5中，可以以在图1的MRT系统中相同方式构造的元件具有与图1中相同的参考标记。也不再次结合图4和图5来解释这些元件。

在图4的MRT系统10′中接收装置12′不具有如前置放大器32那样的前置放大器。取而代之，光学调制器40′被构造为马赫-曾德尔调制器，其中电-光的有效的相互作用段70具有位于20mm至40mm的范围中的有效调制长度L。其特别为L＝31mm。由此，在解调时将接收线圈28的作为控制电压U′施加的MR-HF信号的放大以大约30db放大，如否则必须通过前置放大器进行的那样。调制器40′的马赫-曾德尔调制器还可以构造为行波调制器，如图5示出的那样。调制器40′的偏置元件在图5中没有示出。

失谐装置30和阻抗匹配装置36完全构造为无源电路。失谐装置30例如可以包含反并联连接的用于桥接LC单元的晶体管或可光学地切换的元件。

由此，总体上接收装置构成不必从外部被传输以电能的无源的电路单元。

图6示出了可以如何利用：光-电转换器56可以具有特别大的灵敏性，因为其上边界频率在按照本发明的MRT系统中可以比在常规的MRT系统中更低。图6中在此为简单起见在结构上可以相应于图1的那些元件的元件又配备了与图1中相同的参考标记。

光-电转换器56的高的灵敏性使得可以对于多个MR信号的传输利用唯一一个激光源20的光。由此，将激光源20的激光束LI借助光学分配装置72分配并且传输到多个光学调制器，在图6中仅示出其中一个光学调制器40。这些光学调制器例如可以是同一个接收装置的组成部分并且例如解调接收线圈阵列的信号。但是，光学分配器72也可以布置在MRT系统的接收装置的外部并且将输出激光束LI分配到多个接收装置。当然，还可以设置多个光学分配装置，以便将激光既分配到多个接收装置也在单个接收装置内部分配到多个光学调制器。

参考标记列表

10,10′ MRT系统

12,12′ 接收装置

14 分析装置

16,18 光导装置

20 激光源

22 激光

24 调制器

26 时钟发生器

28 接收线圈

30 匹配电路

32 功率放大器

34,36 电路

38 控制输入端

40,40′ 调制器

42 输入端

44,46 光学路径

48 输出端

52 线性区域

54 压缩区域

56 光-电转换器

58 阻抗转换器

60 抗混叠滤波器

62 处理器单元

64 模拟-数字转换器

66 校正装置

68 混频器

70 相互作用段

72 光学分配装置

K 特征曲线

LI 输入激光束

LO 输出激光束

OP 工作点

U,U′ 控制电压

Umax 最大电压

T 透射

Claims (1)

1.一种具有至少一个用于MR-HF信号的接收装置(12,12′)的MRT系统(10,10′)，其中，所述至少一个接收装置具有用于接收MR-HF信号的接收线圈元件(28)、光学调制器(40,40′)、以及用于输出调制器(40,40′)的光学输出信号的光学输出端(48)，在所述光学调制器中电的控制输入端(38)与所述接收线圈元件(28)耦合，

其特征在于，

所述光学调制器(40,40′)形成用于MR-HF信号的光学解调装置并且为此所述调制器(40,40′)的光学输入端(42)与激光源(20)耦合，该激光源被构造用于产生其光强周期地以预定的频率改变的激光；并且具有

光-电子的转换器，借助于该转换器，将光学调制器的光学输出信号转换为电信号，其中所述光-电子转换器具有取决于待转换的光学输出信号的调制频率的光学敏感性，其中该敏感性的低通特征曲线的边界频率位于通过光学解调所形成的两个混频产物之间，并且其中所述边界频率低于MRT系统的拉莫尔频率。