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Die Erfindung betrifft eine Lokalspule für das Spulensystem eines Magnetresonanztomographiesystems mit einem im Betrieb des Magnetresonanztomographiesystems auftretenden Wärmepunkt.
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Mit der Magnetresonanztomographie (MRT) kann man Schnittbilder des menschlichen (oder tierischen) Körpers erzeugen, die eine Beurteilung der Organe und vieler krankhafter Organveränderungen erlauben. Sie basiert auf – in einem Magnetresonanztomographie-(MRT-)System erzeugten – sehr starken Magnetfeldern sowie magnetischen Wechselfeldern im Radiofrequenzbereich, mit denen bestimmte Atomkerne (meist die Wasserstoffkerne/Protonen) im Körper resonant angeregt werden, wodurch in einem Empfängerstromkreis ein elektrisches Signal induziert wird.
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MRT-Systeme weisen üblicherweise eine Sendeeinheit auf, die dazu vorgesehen ist, ein im Wesentlichen homogenes Hochfrequenzfeld zum Anregen des Kernspins zu generieren. Die zugehörige Sendespule ist dabei häufig als so genannte „Body Coil“ ausgelegt und üblicherweise in Magneten und Gradientenspulen fest eingebaut. Zur Ortsauflösung der Signale ist eine Frequenz- und Phasenkodierung in den über die Sendespule gesendeten Pulssequenzen abgebildet. In einer entsprechenden, der Sendespule vorgeschalteten Signalerzeugungseinheit ist daher ein entsprechendes Modul zur Erzeugung von Frequenz- und Phasenvariationen vorgesehen, welches einen digital gesteuerten Oszillator ansteuert und die entsprechenden Schwingungen erzeugt. Das erzeugte modulierte Signal wird an einen Verstärker (Radio Frequency Power Amplifier, RFPA) übermittelt. Der RFPA verstärkt das Signal und gibt es an die Sendespule ab.
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Heute sind im klinischen Umfeld üblicherweise 1,5-Tesla- oder 3-Tesla-MRT-Systeme im Einsatz. Eine höhere Magnetfeldstärke von beispielsweise 7 Tesla wird jedoch angestrebt, da das aufgenommene MRT-Signal deutlich größer ist. Bei derartigen höheren Feldstärken (>3T) werden anstatt einer Body Coil mehrere so genannte Lokalspulen zum Senden verwendet, um ein möglichst homogenes Anregungsfeld zu generieren. Dies sind Antennensysteme, die in unmittelbarer Nähe auf, unter oder im Körper angebracht werden. Störende Inhomogenitäten, die durch dielektrische Resonanzen verursacht werden, werden im Vergleich zur Anregung mit einem Ganzkörperresonator reduziert. Auch bei Systemen mit Feldstärken unterhalb von 3 Tesla werden jedoch Lokalspulen aufgrund der genannten Vorteile als Empfangs- oder Sende-/Empfangsspulen verwendet.
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An der Oberfläche von derartigen Lokalspulen kann es punktförmig zur Erwärmung kommen. Es entsteht also im Betrieb des MRT-Systems ein Wärmepunkt. Da die Lokalspulen unmittelbar im Bereich des Körpers angebracht sind, kann diese Erwärmung von Patienten als unangenehm empfunden werden.
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Es ist daher Aufgabe der Erfindung, eine Lokalspule der eingangs genannten Art anzugeben, die eine für den Patienten möglichst angenehme MRT-Untersuchung mit möglichst starker Magnetfeldstärke erlaubt.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst, indem die Lokalspule eine Wärmeableitplatte umfasst, die im Bereich des Wärmepunkts angeordnet ist.
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Die Erfindung geht dabei von der Überlegung aus, dass zur Untersuchung mit möglichst starken Magnetfeldern auf Lokalspulen nicht verzichtet werden sollte. Die hierbei vorrangig aufgrund hoher Verteilung der Magnetfelder und elektrischen Felder der Ganzkörper-Gradientenspulen entstehenden Wärmepunkte, die ihre Wärmeentwicklung auf den Patienten übertragen, sollten daher vermieden werden. Allerdings ist eine ursächliche Vermeidung dieser Wärmepunkte durch Umkonstruktion der Lokalspulen unter Umständen teuer, aufwändig oder überhaupt nicht möglich. Daher sollte in einem eher symptomatischen Ansatz die Wirkung der Wärmepunkte auf den Patienten vermindert werden. Dies ist möglich, indem die entwickelte Wärme möglichst schnell abgeleitet und flächig verteilt wird. Dies ist erreichbar, indem die Lokalspule im Bereich des Wärmepunkts eine Wärmeableitplatte umfasst.
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Vorteilhafterweise umfasst die Wärmeableitplatte dabei einen nichtmagnetischen und elektrisch isolierenden Werkstoff. Magnetische und elektrisch leitfähige Materialien, die in das Magnetresonanztomographiesystem in den Bereich des starken Magnetfeldes gebracht werden, erfahren nämlich eine direkte magnetische bzw. Lorentz-Kraft, was im Extremfall zu einer Gefährdung des Patienten führen würde. Zumindest entstehen jedoch Bildartefakte, d.h. die Qualität der MRT-Bildgebung wird verschlechtert.
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In vorteilhafter Ausgestaltung weist die Wärmeableitplatte eine spezifische Wärmeleitfähigkeit von mehr als 10 Watt pro Meter und Kelvin (W/mK) auf. In noch vorteilhafterer Ausgestaltung weist die Wärmeableitplatte eine spezifische Wärmeleitfähigkeit von mehr als 100 Watt pro Meter und Kelvin auf. Hierdurch wird eine schnelle Ableitung und Verteilung der Wärme vom Körper des Patienten weg gewährleistet.
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Wärmeleitfähigkeiten von über 50 W/mK werden beispielsweise von Stahl erreicht. Auch Kupfer oder Aluminium erreichen sehr hohe Wärmeleitfähigkeiten. Alle diese Materialien sollten jedoch aufgrund ihrer magnetischen und/oder elektrischen Eigenschaften in MRT-Systemen nicht verwendet werden. Daher weist die Wärmeableitplatte vorteilhafterweise einen keramischen Werkstoff auf. Keramiken sind weitgehend aus anorganischen, feinkörnigen Rohstoffen unter Wasserzugabe bei Raumtemperatur geformte und danach getrocknete Gegenstände (so genannte Grünkörper), die in einem anschließenden Brennprozess oberhalb 1000 K zu härteren, dauerhafteren Gegenständen gebrannt werden. Sie sind nichtmagnetisch und nicht elektrisch leitend, weisen aber eine ausreichende Wärmeleitfähigkeit auf und sind daher als Wärmeableitplatten in MRT-Systemen besonders geeignet.
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Vorteilhafterweise umfasst die Wärmeableitplatte eine Aluminiumnitrid-Keramik. Aluminiumnitridkeramik wird üblicherweise bei Temperaturen von ca. 2100 K drucklos gesintert. Da AlN-Keramik eine sehr gute Wärmeleitfähigkeit von 180 W/mK besitzt und gleichzeitig nicht elektrisch leitend und nicht magnetisch ist, eignet sie sich in besonderer Weise als Werkstoff für Wärmeableitplatten in MRT-Systemen.
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In weiterer vorteilhafter Ausgestaltung ist die Fläche der Wärmeableitplatte größer als 5 Quadratzentimeter. Hierdurch wird eine ausreichende flächige Verteilung der an dem Wärmepunkt entstehenden Wärmeenergie gewährleistet.
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Ein Spulensystem für ein Magnetresonanztomographiesystem umfasst vorteilhafterweise eine beschriebene Lokalspule. Hier durch wird eine MRT-Untersuchung für den Patienten besonders angenehm gestaltet. Gleichzeitig können starke Magnetfelder für eine qualitativ hochwertige Bildgebung verwendet werden.
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Ein Magnetresonanztomographiesystem umfasst vorteilhafterweise ein derartiges Spulensystem.
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Bei einem Verfahren zur Bildgebung mittels Magnetresonanztomographie wird vorteilhafterweise ein derartiges Magnetresonanztomographiesystem verwendet.
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Die mit der Erfindung erzielten Vorteile bestehen insbesondere darin, dass durch das Einbringen von Wärmeableitplatten in die Lokalspulen eines MRT-Systems eine sehr gute Wärmeableitung erreicht wird und damit die Untersuchung für den Patienten angenehmer wird. Unter bestimmten Untersuchungsumständen kann dadurch eine Verwendung von nah anliegenden Lokalspulen erst ermöglicht werden. Bei der Verwendung von Keramikplatten aus Aluminiumnitrid wird eine Temperaturerniedrigung von ca. 10 Kelvin bei ausgezeichneter Magnetresonanz-Kompatibilität erreicht. Die Wärmeableitplatten können direkt in die Gehäuse der Lokalspule geklebt werden, beispielsweise mittels Klebebändern (doppelseitig) oder 2-Komponenten-Klebstoff.
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Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
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1 einen Querschnitt durch eine Lokalspule, und
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2 ein Magnetresonanztomographiesystem.
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Gleiche Teile sind in allen Figuren mit denselben Bezugszeichen versehen.
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Die 1 zeigt einen Querschnitt durch eine Lokalspule 1, wie sie in einem Magnetresonanztomographiesystem 2 verwendet wird. Das Magnetresonanztomographiesystem 2 wird in 2 noch genauer erläutert.
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Die Lokalspule 1 weist die eigentliche Spule 4 auf, die mit nicht näher gezeigten Anschlüssen zur Beaufschlagung mit elektrischen Signalen versehen ist. Die Spule 4 ist in einem Gehäuse 6 angeordnet. Die Lokalspule 1 weist im Betrieb einen Wärmepunkt 8 auf, an dem eine vergleichsweise hohe Wärme entwickelt wird. Um diese Wärme für den Patienten nicht unangenehm werden zu lassen, ist im Bereich des Wärmepunktes 8 eine Wärmeableitplatte 10 in das Gehäuse 6 geklebt. Dies kann beispielsweise mit Klebeband oder 2-Komponenten-Kleber erfolgen.
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Die Wärmeableitplatte 10 ist aus Aluminiumnitrid-Keramik gefertigt. Sie weist damit eine spezifische Wärmeleitfähigkeit von 180 W/mK auf und ist elektrisch nicht leitend und nicht magnetisch. Die Wärmeleitplatte 10 hat eine Fläche von mehr als 5 qcm.
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Das Magnetresonanztomographiesystem 2 ist schematisch im Schnitt in 2 gezeigt. Das Magnetresonanztomographiesystem 2 in der 2 ist für hohe Feldstärken von bis zu 7 Tesla ausgelegt, weswegen Lokalspulen 1 verwendet werden, um ein möglichst homogenes Feld zu erreichen.
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Der in einem zylinderförmigen Tunnel 12 angeordnete Patient 14 ist von einem starken Magneten 16 umschlossen, der ein Magnetfeld von z.B. 7 Tesla erzeugt. Weiterhin sind Gradientenspulen 18 vorgesehen, die ebenfalls den Patienten 28 in verschiedenen axialen Bereichen umschließen und Gradientenfelder überlagern können. Die Gradientenspulen 18 werden von einer Sendeeinheit 20 angesteuert, was jedoch der Übersichtlichkeit halber nicht graphisch dargestellt ist. Weiterhin sind am Patienten 14 vier Lokalspulen 1 angeordnet. Das Prinzip der MRT-Messung wird im Folgenden kurz erläutert:
Die eigentliche Messung erfolgt nach dem Prinzip der so genannten Spinecho-Sequenz. Eine „Sequenz“ (auch „Pulssequenz“) ist in diesem Zusammenhang eine Kombination aus mittels der Lokalspulen 1 emittierten Hochfrequenzimpulsen und in den Gradientenspulen 18 erzeugten magnetischen Gradientenfeldern bestimmter Frequenz bzw. Stärke, die vielfach in jeder Sekunde in vorgegebener Reihenfolge ein- und ausgeschaltet werden. Zu Beginn steht ein Hochfrequenzimpuls der passenden Frequenz (Larmorfrequenz), der so genannte 90°-Anregungsimpuls. Durch diesen wird die Magnetisierung um 90° quer zum äußeren Magnetfeld ausgelenkt. Sie beginnt um die ursprüngliche Achse zu kreisen (Präzession).
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Das dabei entstehende Hochfrequenzsignal kann außerhalb des Körpers gemessen werden. Es nimmt exponentiell ab, weil die Protonenspins aus dem „Takt“ geraten („dephasieren“) und sich zunehmend destruktiv überlagern. Die Zeit, nach der 63 % des Signals zerfallen sind, nennt man Relaxationszeit (Spin-Spin-Relaxation). Diese Zeit hängt von der chemischen Umgebung des Wasserstoffs ab; sie ist für jede Gewebsart unterschiedlich. Tumorgewebe hat z. B. meist eine längere Zeit als normales Muskelgewebe. Eine gewichtete Messung stellt den Tumor darum heller als seine Umgebung dar.
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Um die gemessenen Signale den einzelnen Volumenelementen (Voxeln) zuordnen zu können, wird mit den linear ortsabhängigen Magnetfeldern (Gradientenfeldern) eine Ortskodierung erzeugt. Dabei wird ausgenutzt, dass für ein bestimmtes Teilchen die Larmorfrequenz von der magnetischen Flussdichte abhängt (je stärker der Feldanteil senkrecht zur Richtung des Teilchendrehimpulses, desto höher die Larmorfrequenz): Ein Gradient liegt bei der Anregung an und stellt sicher, dass nur eine einzelne Schicht des Körpers die passende Larmorfrequenz besitzt, also nur die Spins dieser Schicht ausgelenkt werden (Schichtselektionsgradient). Ein zweiter Gradient quer zum ersten wird nach der Anregung kurz eingeschaltet und bewirkt eine kontrollierte Dephasierung der Spins dergestalt, dass in jeder Bildzeile die Präzession der Spins eine andere Phasenlage hat (Phasenkodiergradient). Der dritte Gradient wird während der Messung rechtwinklig zu den beiden anderen geschaltet; er sorgt dafür, dass die Spins jeder Bildspalte eine andere Präzessionsgeschwindigkeit haben, also eine andere Larmorfrequenz senden (Auslesegradient, Frequenzkodiergradient). Alle drei Gradienten zusammen bewirken also eine Kodierung des Signals in drei Raumebenen.
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Der Empfang des Signals erfolgt im Magnetresonanztomographiesystem 2 in der 2 ebenfalls über die Lokalspulen 1. Hierzu ist eine Weiche 22 vorgesehen, die das Ausgangssignal aus den Lokalspulen 1 zwischen den Sendeimpulsen in eine Auswerteeinheit 24 leitet, wo es decodiert und auf einer Anzeigeeinheit 26 in Form eines Bildes angezeigt wird. Die Auswerteeinheit 24 kann beispielsweise ein Personal Computer sein.
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Bezugszeichenliste
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- 1
- Lokalspule
- 2
- Magnetresonanztomographiesystem
- 4
- Spule
- 6
- Gehäuse
- 8
- Wärmepunkt
- 10
- Wärmeableitplatte
- 12
- Tunnel
- 14
- Patient
- 16
- Magnet
- 18
- Gradientenspule
- 20
- Sendeeinheit
- 22
- Weiche
- 24
- Auswerteeinheit
- 26
- Anzeigeeinheit
