DE60035829T2

DE60035829T2 - RF-Körperspule für ein offenes System zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE60035829T2
Application number: DE60035829T
Authority: DE
Inventors: Eddy Benjamin Menomonee Falls Boskamp; John Frederick Clifton Park Schenck
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1999-05-17
Filing date: 2000-05-17
Publication date: 2008-04-30
Anticipated expiration: 2020-05-18
Also published as: KR20010020841A; KR100677021B1; US6249121B1; JP4759116B2; CN1274563A; DE60035829D1; EP1059539A3; CN1195449C; EP1059539A2; EP1059539B1; JP2000354590A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Magnetresonanz(MR)-Bildgebungssystem, und im Besonderen ein Hochfrequenz-(HF) Spulensystem für die Verwendung in einem MR-Bildgebungssystem.
Ein Magnetresonanz (MR) Bildgebungssystem stellt, basierend auf Hochfrequenz-(HF) Signalen von vorhergehenden kernmagnetischen Zuständen, ein Bild eines Patienten oder eines anderen Objektes in einem Bildgebungsvolumen bereit. Ein Hauptmagnet erzeugt ein statisches Magnetfeld, oder B₀-Feld, über dem Bildgebungsvolumen. Ähnlich werden innerhalb des MR-Bildgebungssystems Gradientenspulen angewandt, um während ausgewählten Abschnitten eines MR-Bildgebungs-Datenaquisitionzyklusses schnell magnetische Gradienten entlang der zueinander orthogonalen x, y, z-Koordinaten in dem statischen B₀-Feld zuzuschalten. Währenddessen erzeugt eine Hochfrequenz-(HF) Spule innerhalb des Bildgebungsvolumens senkrecht zum B₀-Feld HF-Magnetfeldpulse, als B₁-Feld bezeichnet, um die Kerne anzuregen. Die Kerne werden angeregt, um mit einer resonanten HF-Frequenz um eine Achse zu präzedieren. Diese Kernseins erzeugen ein räumlich abhängiges HF-Antwortsignal, falls geeignete magnetische Auslese-Feldgradienten auf sie angewandt werden. Die HF-Spule ist auch in der Lage, HF-Antwortsignal der präzedierenden Kernseins zu detektieren und gibt das detektierte Signal an ein MR-Bildgebungssystem weiter. Das MR-Bildgebungssytem kombiniert die nachgewiesenen HF-Antwortsignale, um ein Bild des Körperabschnittes oder des Objektes im Bildgebungsvolumen bereitzustellen.
Um exakte Bilder zu erzeugen, müssen das statische B₀-Magnetfeld, die Magnetfeldgradienten und das durch die HF-Spule erzeugte B₁-Feld im Bildgebungsvolumen räumlich homogen sein. Traditionell haben der Hauptmagnet und der Gradient und die HF-Spulen eine zylindrische Form, welche den Patienten komplett umgibt, um ein homogenes Magnetfeld und Gradienten zu erzeugen. In solchen Systemen ist das B₀-Feld typischer Weise horizontal und verläuft parallel zur Längsachse der Bohrung des Zylinders. Die zylindrische Form und komplette Umhüllung des Patienten stellt ein hoch homogenes Bildgebungsvolumen sicher. Die zylindrische Anordnung ist jedoch dahingehend nachteilig, dass sie den Zugang zum Patienten und dem Bildgebungsvolumen erheblich einschränkt. Die zylindrische Geometrie macht es für einen Arzt schwierig, wenn nicht unmöglich, während eines MR-Bildgebungsscans interaktive Handlungen auszuführen. Zusätzlich empfinden viele Patienten den zylindrischen Bohr-Kernen solcher traditioneller MR-Systeme beengend, was die Größe der Patienten, die untersucht werden können, begrenzt und bei einigen Patienten auch klaustrophobische Reaktionen hervorruft. Daher werden Alternativen zur traditionellen zylindrischen Geometrie gebraucht.
Als Antwort auf diesen Bedarf wurden offene MR-Bildgebungs-Systeme entwickelt. In einem offenen MR-System ist das Bildgebungsvolumen sowohl für den Patienten als auch für den Arzt leicht zugänglich und offen. Dies erlaubt den Zugang zum Bildgebungsvolumen für medizinische Handlungen, genauso wie die Linderung der klaustrophobischen Reaktionen bei einigen Patienten. Einige offene MR-Systeme nutzen zwei scheibenartige Magnet-Pol-Stücke, die auf gegenüberliegenden Seiten des Bildgebungsvolumens mit einem vertikalen B₀-Feld positioniert sind. Diese offenen MR-Systeme haben Gradientenspulen und HF-Spulen, die ebenfalls flach sind und eine scheibenartige Form aufweisen. Diese offenen MR-Systeme sorgen für einen guten Zugang für den Arzt oder Patienten in dem Raum zwischen den beiden scheibenartigen Magnet-Pol-Stücken. Andere offene MR-Systeme verwenden zwei toroidal geformte Magnet-Pol-Stücke, die auf gegenüberliegenden Seiten des Bildgebungsvolumens positioniert sind. Wenn diese mit einem horizontalen B₀-Magnetfeld angeordnet sind, ist das Bildgebungsvolumen für den Patienten/Arzt durch die Bohrung in den Ringkernen zugänglich. Da die MagnetPol-Stücke toroidal geformt sind, müssen die entsprechenden Gradientenspulen und HF-Spulen in der Form ähnlich sein und flach sein, um den Raum zwischen den Pol-Stücken zu maximieren. So erleichtern offene MR-Systeme den Zugang und die Klaustrophobieprobleme, die den traditionellen, geschlossenen Systemen innewohnen.
Offene MR-Systeme sind jedoch darin nachteilig, dass es schwieriger ist homogene Magnetfelder innerhalb ihres Bildgebungsvolumens zu erzeugen. Insbesondere die erforderliche Flachheit der HF-Spule und anderer Komponenten in offenen MR-Systemen. Da offene MR-Systeme den Patienten nicht komplett umgeben, ist es ähnlich schwierig einen hohen Grad an Homogenität in dem statischen B₀-Magnetfeld, dem Gradientenmagnetfeld und dem B₁-Feld zu erzielen.
Ein Beispiel einer typischen HF-Spule eines offenen Systems ist der duale Schmetterling-Aufbau, welcher besonders in der Nähe von Leitern inhomogen ist. Ein flacher Vogelkäfig-Aufbau in der Form einer Rad- und Speichen-Struktur kann auch genutzt werden, ist aber in der Nähe der Leiter auch inhomogen. So wie hierin bezeichnet hat ein System mit einem B₁-Feld mit hoher Homogenität eine im Wesentlichen gleiche Sensitivität gegenüber dem HF-Signal im gesamten Bildgebungsvolumen. Wenn im B₁-Feld eine Inhomogenität vorliegt, wird die Sensitivität in dem inhomogenen Bereich vergrößert oder verkleinert. Diese Vergrößerung oder Verkleinerung resultiert darin, dass mehr oder weniger HF-Signal detektiert wird, was im rekonstruierten MR-Bild in hellen Punkten oder dunklen Punkten resultiert. So sind zum Beispiel die Bereiche nahe der Stromleiter in einem typischen dualen Schmetterling- oder flachen Vogelkäfig-Aufbau sensitiver als der Rest des Bildgebungsvolumens, wodurch sehr helle Bereiche oder Hotspots im Bild erzeugt werden.
Auch besteht ein anderer Nachteil des typischen flachen HF-Spulenaufbaus darin, dass die Sensitivität außerhalb des Bildgebungsvolumens nicht schnell genug abfällt, was in HF-Feldern außerhalb des Bildgebungsvolumens resultiert, welche das Bild beeinträchtigen. Innerhalb des Bildgebungsvolumens sind das B₀-Feld, die Gradientenfelder und das HF-Feld so angeordnet, dass sie so homogen wie möglich sind. Außerhalb des Bildgebungsvolumens jedoch ist die Homogenität nicht derartig kontrolliert. Im Ergebnis geben die Überlagerungen von inhomogenen B₀- und B₁-Feldern und nicht lineare Gradientenfelder im Bereich außerhalb des Bildgebungsvolumens, Anlass zum Aliasing des Signals, wobei Bereiche außerhalb des Bildgebungsvolumens ein Signal mit der gleichen Frequenz erzeugen wie die Bereiche innerhalb des Bildgebungsvolumens. Diese außerhalb liegenden Signale können detektiert werden und können verursachen, dass helle Punkte innerhalb des Bildes erzeugt werden. Durch die scharfe Reduktion der HF-Feldsensitivität außerhalb des Bild gebungsvolumens wird die Wechselwirkung der äußeren Felder mit den Feldern innerhalb des Bildgebungsvolumens verringert. Im typischen Stand der Technik geht der Pfad des Rückstroms durch die HF-Abschirmung, eigentlich geradlinig unter dem geradlinigen Stromleiter. Dies resultiert in einem geradlinigen Rückstrom-Pfad entlang der Mitte der Spule, wo der Rückstrom-Pfad nicht genutzt wird, um einen scharfen Abfall in der Sensitivität zu erzeugen. Als solcher resultieren die gegenwärtigen HF-Spulenbauformen typischer Weise in HF-Streufeldern außerhalb des Bildgebungsvolumens, wobei die Streufelder in Kombination mit der Nichtlinearität der Gradientenspule und der Inhomogenität des Magneten verursachen kann, dass Signale weit außerhalb des Bildgebungsvolumens in das Bild gefaltet werden. Somit ist es in MR-Systemen wünschenswert, einen sehr scharfen Abfall in der Sensitivität außerhalb des Bildgebungsvolumens zu erzeugen, so dass das Signal von außerhalb des Bildgebungsvolumens das Bild nicht beeinträchtigt.
Zusätzlich zu diesen Nachteilen hat die Bauart von HF-Spulen für offene MRI-Systeme eine Anzahl von anderen Grenzen. Zum Beispiel ist der Durchmesser der HF-Spulen typischer Weise durch den Durchmesser der Magnet-Pol-Stücke begrenzt. Der Durchmesser von flachen HF-Spulen und deren Abstand zum Iso-Zentrum des Bildgebungsvolumens beeinträchtigt die Fähigkeit der Spulen ein homogenes HF-Feld zu erzeugen. Zum Beispiel ist es leichter innerhalb eines Bildgebungsvolumens ein homogenes HF-Feld zu erzeugen, wenn der Durchmesser der HF-Spulen gleich oder größer ist als der Abstand HF-Spulen zum Iso-Zentrum des Bildgebungsvolumens. So wie oben erwähnt, bringt die Begrenzung des zulässigen Durchmessers der HF-Spulen einen anderen Schwierigkeitsgrad zu diesem Problem hinzu, da die Flachheit der RF-Spulen bereits ein Homogenitätsproblem darstellt.
Weiterhin sind flache HF-Spulen, verglichen mit zylindrisch geformten Spulen, welche das Bildgebungsvolumen umgeben, ineffizient. Da flache HF-Spulen ineffizient sind, erfordern sie eine größere Stromstärke als in einem vergleichbaren geschlossenen System. Eine größere Stromstärke ist problematisch, weil sie zum System zusätzliche Kosten hinzufügt. Weiterhin kann durch das Erfordernis von mehr Leistung das spezifische Absorptionsverhältnis (SAR) des HF-Feldes, erzeugt durch die HF-Spulen, vergrößert werden. Wie den Fachleuten bekannt ist, beschreibt das SAR den Anteil elektromagnetischer Energie, die durch einen Patienten oder medizinisches Personal, das in oder in der Nähe der Sender-HF-Spule eines MR-Systems steht, absorbiert wird. Innerhalb der Vereinigten Staaten, werden die SAR-Werte zum Beispiel durch die Food- and Drug-Administration (FDA) festgesetzt. Wegen der engen Beabstandung, die wie oben erwähnt für offene MR-Systeme erforderlich sind, müssen HF-Spulen notwendiger Weise ziemlich nahe an der Patientenoberfläche sein. Somit können die SAR-Grenzwerte den Betrag der Leistung, dessen Anwendung durch HF-Spulen erlaubt ist, begrenzen.
McCartn W. et al., "open design and flat cross sectional...", Nuclear Sci. Symposium an Medical Imaging Conf., pp 1706/07 (1993) offenbart einen Satz aus zwei flachen RF-Sender-Spulen für ein offenes MRI, in welchem eine der Spulen angrenzend an den oberen Magnetpol positioniert ist und die andere Spule angrenzend an den unteren Magnetpol des offenen MRI positioniert ist.
Das U.S.-Patent 4,592,363 offenbart eine Spule in der die Primärstromleiter in Serie geschaltet sind und die Rückpfad-Stromleiter näher zur Mittellinie der Spule positioniert sind als die Primärleiter.
JP-A-092 76248 offenbart eine HF-Spule, welche aufweist: Einen ersten und zweiten Satz mehrerer parallel geschalteter Primärpfad-Leiter in einer ersten Ebene zum Durchleiten von elektrischem Strom, um parallel zu der Ebene ein B₁-Feld zu erzeugen, wobei der erste Leiter-Satz im Wesentlich parallel zu dem zweiten Leiter-Satz und symmetrisch zu der die HF-Spule unterteilenden Mittellinie positioniert ist, und einem ersten und zweiten Rückpfadleiter für die Übertragung des elektrischen Stroms zwischen dem ersten und zweiten Satz der Primärpfad-Leiter. Die Rückpfad-Leiter sind von der Mittellinie weiter entfernt, was, falls die HF-Spule durch elektrischen Strom angeregt wird, einen scharfen Sensitivitäts-Abfall des B₁-Feldes außerhalb des Bildgebungsvolumens ergibt.
In jeder der Leiterschleifen hat jeder erste und zweite Satz von Primärpfad-Leitersegmenten mindestens einen ersten geradlinigen Leiter zum Durchleiten eines Erststroms und einen zweiten geradlinigen Stromleiter zum Durchleiten eines Zweitstroms, wobei der erste geradlinige Stromleiter durch die Beabstandung zum zweiten geradlinigen Stromleiter spezifiziert wird. Auch kombinieren sich für jede Leiterschleife, die äußere radiale Positionierung der ersten und zweiten Rückpfad-Leitersegmente, ein Stromamplitudenverhältnis des ersten Stroms und des zweiten Stroms und die spezifische Beabstandung zwischen den ersten und zweiten Primärpfad-Leitern wirken zusammen, um ein B₁-Feld der gewünschten Homogenität innerhalb des Bildgebungsvolumens und den gewünschten Sensitivitätsabfall außerhalb des Bildgebungsvolumens bereitzustellen.
Beschrieben werden nun Ausführungsformen der Erfindung mithilfe von Beispielen und unter Bezugnahme auf die Zeichnungen, in welchen:
1 ist ein schematisches Diagramm, das ein Magnetresonanz-Bildgebungs-System der vorliegenden Erfindung darstellt;
2 ist ein schematisches Diagramm, das eine Ausführungsform eines Sender/Empfängerschaltkreises und ein HF-Spulensystem der vorliegenden Erfindung darstellt;
3 ist eine schematische Ansicht der Struktur von einem hinteren HF-Spulensatz;
4 ist eine schematische Ansicht von einer I-Kanalspule von dem hinteren HF-Spulensatz in 3;
5 ist eine Aufsicht einer ersten Platine, welche Primärpfad-Leitersegmente des hinteren HF-Spulensatzes aus 3 aufweist;
6 ist eine Aufsicht einer zweiten Schaltkreiskarte, welche Rückpfad-Leitersegmente des hinteren HF-Spulensatzes aus 3 aufweist;
7 ist eine explosionsartig dargestellte Vorderansicht der Schaltkreiskarten der 5-6;
8 ist eine Querschnittsansicht der Schaltkreiskarten des hinteren HF-Spulensatzes, ähnlich zu 7, innerhalb der MR-Magnetanordnung;
9 ist ein schematisches Diagramm von einem Eingangsschaltkreis der vorliegenden Erfindung;
10 ist ein schematisches Diagramm von einer Trennschaltung der vorliegenden Erfindung;
11 ist ein Plot eines projizierten magnetischen B₁-Feldes in der Y-Z-Ebene, erzeugt durch die Ausführungsform von 1;
12 ist ein Plot eines projizierten magnetischen B₁-Feldes in der X-Y-Ebene, erzeugt durch die Ausführungsform von 1;
13 ist ein Plot eines projizierten Magnetfeldes in dB's auf der Y-Achse.
Entsprechend der vorliegenden Erfindung, siehe 1, weist ein Magnet-Resonanz-(MR) Bildgebungssystem 10 einen Patienten 11, der in einem Bildgebungsvolumen 12 in dem offenen Raum 14 zwischen dem ersten Magnet-Pol-Stück 16 und dem zweiten Magnet-Pol-Stück 18 von einer MR-Magnetanordnung 20 positioniert ist. Die MR-Magnetanordnung 20 weist, entsprechend angrenzend an das erste und zweite Pol-Stück 16 und 18 auf, eine erste und zweite Shimscheibe 20 und 24 auf, um ein einheitliches, statisches Magnetfeld 26, oder ein magnetisches B₀-Feld, über das Bildgebungsvolumen 12 hinweg, bereitzustellen. Ein Gradienten-Verstärker 28 stellt die Leistung für einen ersten Gradientenspulensatz 30 und einen zweiten Gradientenspulensatz 32, die entsprechend angrenzend an die Shimscheibe 22 und 24 lokalisiert sind, bereit. Die mit Energie versorgten Gradientenspulensätze 30 und 32, die jeweils X-, Y- und Z-Achsengradientenspulen aufweisen, erzeugen einen magnetischen Feldgradienten in die spezifizierte Richtung. Der HF-Sender 34, entsprechend angrenzend an die Gradientenspulensätze 30 und 32 angeordnet, stellt die notwendige Energie für den vorderen HF-Spulensatz 36 und den hinteren HF-Spulensatz 38 bereit. Die Energetisierung der vorderen und hinteren HF-Spulensätze 36 und 38 überträgt die HF-Energie, um ein zirkular polarisiertes B₁-Magnetfeld 40 zu erzeugen, das senkrecht zu dem B₀-Magnetfeld 26 rotiert. Das B₁-Feld 40 regt die Kernseins innerhalb des Patienten 11 im Bildgebungsvolumen 12 an. Sandwichartig zwischen jedem HF-Spulensatz 36, 38 und jedem Gradientenspulensatz 30, 32 liegend, ist eine erste und zweite HF-Abschirmung 42 und 44. Die erste und zweite HF-Abschirmung 42 und 44 verhindert, dass das B₁-Magnetfeld 40 in die Gradientenspulensätze 30 und 32 eindringt, so dass innerhalb des Bildgebungsvolumens HF-Energie enthalten ist, und verhindert einen Verlust an HF-Energie innerhalb der Gradientenspulen.
Typischer Weise aktiviert ein für allgemeine Zwecke dienender Computer 50, basierend auf den Parametereingaben durch einen Betreiber 46 über die Betreiberkonsole 48, einen Puls-Sequenzer 52, um einen MR-Datenaquisitionszyklus einzuleiten. Der Puls-Sequenzer 52 steuert die zeitliche Abfolge und die Aktivierung des Gradienten-Verstärkers 28 und des HF-Senders 34, der den HF-Sender/-Empfängerschaltkreis 53 mit Energie versorgt, um die magnetischen Feldgradienten und die HF-Energie zu erzeugen. Die Gradientenmagnetfelder und die HF-Energie regen die Kernseins an und verursachen ein MR-Antwortsignal, das vom Gewebe des Patienten 11 in einer spezifischen Bildebene innerhalb des Bildgebungsvolumens 12 emittiert werden wird. Der HF-Sender/-Empfängerschaltkreis 53 empfängt die emittierten MR-Antwortsignale vom Bildgebungsvolumen 12 des Patienten 11 und leitet das Signal an den Empfänger 54 weiter. Der HF-Sender/-Empfängerschaltkreis 53 kann das emittierte MR-Antwortsignal von dem vorderen und hinteren HF-Spulensatz 36 und 38 aufzeichnen. Alternativ kann der HF-Sender/-Empfängerschaltkreis 53 zusätzlich eine HF-Oberflächenspule (nicht gezeigt) zum Empfang des MR-Antwortsignals aufweisen. Der Empfänger 54 empfängt und amplifiziert das emittierte MR-Antwortsignal und stellt dieses Signal einer Rekonstruktionseinheit 56 bereit. Die Rekonstruktionseinheit 56 erzeugt Daten für ein MR-Bild des Patienten 11 in der Bildgebungsebene. Die Bilddaten werden einem allgemeinen Zwecken dienenden Computer 50 bereitgestellt, welcher das MR-Bild auf einer Betriebskonsole 48 anzeigt. Ein Ausgang der Betriebskonsole 48 kann die Daten an einen Scanwandler 58 bereitstellen, welcher das Format des Signals verändert und es auf dem Display 60 bereitstellt. Das Display 60 kann das Bild der Bildebene bereitstellen, um einen Arzt während einer medizinischen Handlung, so wie einer Operation, zu unterstützen.
Bezugnehmend auf die 2 und 3; die HF-Spulensätze 36 und 38 weisen jeweils mehrfache Spulen in einer ähnlichen Quadratur-Struktur auf, welche kombiniert sind, um ein HF-Spulensystem 61 zu bilden. Die HF-Spulensätze 36 und 38 sind vorzugsweise im Wesentlichen spiegelbildlich zueinander. Als Quadraturspulen, enthält jeder HF-Spulensatz 36 und 38 eine I-Kanalspule und eine Q-Kanalspule. Die Ströme in den I- und Q-Kanalspulen des vorderen HF-Spulensatzes 36 sind bezüglich der Ströme in den I- und Q-Kanalspulen in dem hinteren HF-Spulensatz 38 etwa 180 Grad phasenverschoben. Ähnlich sind die Ströme in den I- und Q-Kanalspulen, innerhalb jedes HF-Spulensatzes 36 und 38, etwa 90 Grad zueinander phasenverschoben. Zum Beispiel weist der vordere HF-Spulensatz 36 eine Quadratur-Struktur mit einer I-Kanalspule 62 und einer Q-Kanalspule 64 auf, die strukturell und elektrisch entsprechend bei etwa 0 Grad und 90 Grad positioniert ist. Ähnlich weist der hintere Spulensatz 38 eine I-Kanalspule 66 und eine Q-Kanalspule 68 auf, die strukturell und elektrisch entsprechend bei etwa 180 Grad und 270 Grad positioniert sind. Die Primärpfad-Leiter 70 und 72 der I-Kanalspulen 62 und 66 bilden einen Winkel von etwa 90 Grad zwischen den Primärpfad-Leitern 74 und 76 der Q-Kanalspulen 64 und 68. Als solche, sind die damit verbundenen Magnetfelder der I-Kanalspulen 62 und 66 im Wesentlichen senkrecht zu den damit verbundenen Magnetfeldern der Q-Kanalspulen 64 und 68. Somit resultieren diese im Wesentlichen senkrechten Magnetfelder in einem im Wesentlichen zirkular polarisierten B₁-Feld 40 (1), wenn die Spulen mit der hierin beschriebenen Phasen-Verschiebung betrieben werden.
Die Struktur eines jeden HF-Spulensatzes 36 und 38 und die entsprechende Position von jeder Spulenkomponente zum Iso-Zentrum 88 haben eine dramatische Auswirkung auf die Homogenität des B₁-Feldes 40 innerhalb des Bildgebungsvolumens 12, den Sensitivitätsabfall außerhalb des Bildgebungsvolumens und der SAR-Exposition des Patienten 11. Insbesondere hat die Beabstandung zwischen jedem der Primärpfad-Leiter, in Kombination mit deren Abstand zum Bildgebungsvolumens 12 und dem Verhältnis der Stromamplituden in den Primärpfad-Leitern eine Hauptauswirkung auf die Homogenität des B₁-Feldes innerhalb des Bildgebungsvolumens. Auch die Positionierung der Rückpfad-Leiter und deren Abstand zum Bildgebungsvolumen 12 haben eine drastische Auswirkung auf den Umfang des Sensitivitätsabfalls außerhalb des Bildgebungsvolumens. Und schließlich hat der Abstand der Rückpfad-Leiter und der Primärpfad-Leiter zur HF-Abschirmung und zum Bildgebungsvolumen einen signifikanten Effekt auf den Sensitivitätsabfall, die Homogenität innerhalb des Bildgebungsvolumens, und die SAR-Exposition des Patienten 11.
Die Struktur einer jeden Spule 62, 64, 66, 68 ist ähnlich. Bei Verwendung einer hinteren I-Kanalspule 66 zum Beispiel, mit Bezugnahme auf 4, weist jede Spule Primärpfad-Leiter 72 auf, in welchen die Spitzenstromamplituden I₁ und I₂ mittels eines kapazitiven Widerstandes variiert werden, um ein homogenes, zirkulares, polarisiertes B₁-Feld 40 zu erzeugen. Die Primärpfad-Leiter 72 weisen einen ersten Satz von Primärpfad-Leitersegmenten 82 auf, die elektrisch parallel miteinander verbunden sind. Jeder Leiter des ersten Satzes von Leitersegmenten 82 ist vorzugsweise im Wesentlichen parallel zur Mittelachse 86. Die Mittelachse liegt innerhalb der mittleren Ebene 87 (6) welche das Iso-Zentrum 88 des Bildgebungsvolumens 12 schneidet. Ein erster Satz von geradlinigen Leiter-Segmenten 82 weist zumindest ein erstes Primärpfad-Leitersegment 90 und ein zweites Primärpfad-Leitersegment 92 auf. Entsprechend zu den Primärpfad-Leitersegmenten 90 und 92 können die Stromamplituden I₁ und I₂ und dadurch der Wert der kapazitiven Widerstände 78-81 über die Distanz eines jeden Primärpfad-Leitersegmentes zum Bildgebungsvolumen und die gewünschte, auf dem Biot-Savart-Gesetz beruhende Homogenität, so wie unten erklärt, variieren.
Das Verhältnis der Ströme I₁ und I₂ bestimmt die Homogenität innerhalb des Bildgebungsvolumens 12. Ein Fachmann wird jedoch erkennen, dass die Amplitude des Stroms voll von der erforderlichen B₁-Feldamplitude abhängt. Deshalb wird der Wert der Spitzenstromamplituden für I₁ und I₂ mit den Anforderungen für jedes System variieren.
Die Primärpfad-Leiter 72 weisen zusätzlich einen zweiten Satz von Primärpfad-Leitersegmenten 94 auf, die symmetrisch zum ersten Satz der Primärpfad-Leitersegmente 82 um die Mittelachse 86 angeordnet sind. Der zweite Satz 94 weist auch erste und zweite Primärpfad-Leitersegmente 96 und 98 und kapa zitive Widerstände 100-103 mit einer ähnlichen Stromamplitude und Kapazitäts-Charakteristiken auf wie die ersten und zweiten Leitersegmente 90 und 92 und entsprechend die kapazitiven Widerstände 78-81. Die relative Positionierung der Primärpfad-Leitersegmente 90, 92, 96 und 98 erfolgt symmetrisch um die mittlere Achse 86. So wie oben erwähnt, weisen die Primärpfad-Leiter 72 einen ersten und zweiten Satz von Leitersegmenten 82 und 94 auf. Jeder der Leitersegmentsätze 82 und 94 beinhaltet zumindest ein Leitersegment. Um die Homogenität des B₁-Feldes 40 mit dem Bildgebungsvolumen 12 zu verbessern, beinhaltet jedoch jeder der Leitersegmentsätze 82 und 84 zumindest zwei Leitersegmente. Die Erhöhung der Zahl der Leitersegmente innerhalb jedes Satzes 82 und 94 verbessert die Fähigkeit, das gewünschte Maß an Homogenität zu erreichen.
Erste und zweite Primärpfad-Leitersegmente für jeden Satz 82 und 84 sind entsprechend mit den spezifischen Abständen x₁ und x₂ von der mittleren Achse 86 positioniert. Die spezifizierten Abstände x₁ und x₂ von der mittleren Achse 86 entsprechen dementsprechend auch einer Beabstandung zum Bildgebungsvolumen 12. So wie es unten diskutiert wird, verwendet das Biot-Savart-Gesetz die Werte von x₁ und x₂ in Verbindung mit dem Verhältnis der Ströme I₁ und I₂, um das gewünschte B₁-Feld 40 zu bestimmen. Entsprechend werden für jeden Satz an Primärpfad-Leitersegmente 82 und 94 in jeder Spule der Abstand zur mittleren Achse 96 und das Stromamplitudenverhältnis der Leiter für jeden Satz festgelegt, um die gewünschte Homogenität des B₁-Feldes im Hinblick auf das Iso-Zentrum 88 zu erreichen. Die Homogenität des B₁-Feldes ist vorzugsweise besser als etwa ± 6 dB, und noch bevorzugter besser als etwa ± 3 dB und noch bevorzugter besser als etwa ± 2 dB und am meisten bevorzugt besser als etwa ± 1,5 dB.
Ähnlich weist jede Spule 62, 64, 66, 68 erste und zweite Rückpfad-Leiter auf, welche den Strom zwischen dem ersten und zweiten Satz der Primärpfad-Leitersegmente entsprechend übertragen. Als solche hat zum Beispiel, wiederum bei Verwendung einer hinteren I-Kanalspule 66 (4), jeder der ersten und zweiten Rückpfad-Leiter 104 und 106 eine Stromamplitude I₃ = I₁ + I₂. Die ersten und zweiten Rückpfad-Leiter 104 und 106 stehen mit den Primärpfad-Leitersegmenten 82 und 94 durch die Leiterpfade 108-111 in Verbindung. Die ersten und zweiten Rückpfad-Leiter 104 und 106 leiten den elektrischen Strom jeweils von einem Ende eines jeden Satzes der Primärpfad-Leitersegmente 82 und 84 an das gegenüberliegende Ende des gegenüberliegenden Satzes von Primärpfad-Leitern zurück. Jeder der ersten und zweiten Rückpfad-Leiter 104 und 106 ist mit jedem der Primärpfad-Leitersegmente 82 und 94 seriell verbunden, um einen kontinuierlichen Stromkreis zu bilden. Auf diese Weise tritt der Strom in die ersten und zweiten Satz der Primärpfad-Leitersegmente 82 und 94 auf eine ähnliche Art und Weise ein und aus. Als Ergebnis, fließt der in dem ersten Satz der Primärpfad-Leitersegmente 82 fließende Strom in die gleiche Richtung wie der in dem zweiten Satz der Primärpfad-Leitersegmente 94 innerhalb jeder HF-Spule fließende Strom.
Rückpfad-Leiter 104 und 106 sind vorzugsweise in gebogener Form. Noch bevorzugter liegen die Leiter 104 und 106 im Wesentlichen innerhalb des gleichen Durchmessers, der im Wesentlichen symmetrisch um eine Achse, die parallel zur Mittelachse 86 ist, angeordnet. Durch die Positionierung der Leiter 104 und 106 entlang dem im Wesentlich gleichen zirkulären Pfad, sind die Homogenität des B₁-Feldes 40 und der Sensitivitätsabfall außerhalb des Bildgebungsvolumens 12 im Wesentlichen isotropisch, d.h. sie haben die gleiche Stärke in jede Richtung vom Iso-Zentrum 88 ausgehend. Ein Fachmann wird jedoch erkennen, dass andere Formen für die Rückpfad-Leiter verwendet werden können. Diese Strukturen beinhalten nicht-zirkulär gebogene Formen, Rechtecke, Quadrate und ähnliches. Die Verwendung dieser Strukturen gegenüber dem bevorzugten zirkulären Pfad resultiert jedoch in verstärkten Verlusten, verringerter Spulensensitivität und einem anisotropen Abfall. Daher wird ein Fachmann erkennen, dass die Form des Rückpfad-Leiters variieren kann und dennoch unter den Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung fällt.
Die vorliegende Erfindung stellt vorzugsweise einen ersten Rückpfad-Leiter 104 und einen zweiten Rückpfad-Leiter 106 bereit, die in dem gleichen zirkulären I-Kanalpfad mit einem Radius r_I positioniert sind. Ähnlich, siehe 3, weist jede Q-Kanalspule, wie die Spule 68, vorteilhafter Weise einen ersten Rückpfad-Leiter 116 und einen zweiten Rückpfad-Leiter 118 auf, die im Wesentlichen in dem gleichen zirkulären Q-Kanalpfad mit einem Radius r_Q, positioniert sind. Die ersten und zweiten Rückpfad-Leiter 116 und 118 des Q-Kanals sind seriell mit jedem des ersten und zweiten Satzes der Primärpfad-Leitersegmente 117 und 119 verbunden. Der Wert eines jeden der Radien r_I und r_Q wird entsprechend dem Biot-Savart-Gesetz bestimmt, um einen scharfen Abfall in der Sensitivität außerhalb des Bildgebungsvolumens 12 zu erzeugen. Der scharfe Abfall in der Sensitivität reduziert das Aliasing des Signals von außerhalb des Bildgebungsvolumens 12. Die Positionierung des Rückpfad-Leiters des HF-Spulensystems 61 sorgt für einen Sensitivitätsabfall besser als etwa –10 dB, noch bevorzugter besser als etwa –15 dB und noch mehr bevorzugt besser als etwa –20 dB und am meisten bevorzugt besser als etwa –30 dB, ist.
Weiter Bezug nehmend auf 3; die Q-Kanalrückpfad-Leiter 116 und 118 sind von den I-Kanalrückpfadleitern 104 und 106 radial beabstandet (d.h. r_Q > r_I), um die Isolierung zwischen den Kanälen zu gewährleisten und den Energieverlust zu minimieren. Falls die I- und Q-Kanalspulen für jeden HF-Spulensatz 36 und 38 identisch wären, dann wären die Rückpfadleiter für jeden HF-Spulensatz genau deckungsgleich übereinander. Falls die Rückpfadleiter aufeinander liegen würden, dann würde eine hohe Kapazität zwischen den Rückpfadleitern erzeugt werden, die möglicher Weise Anlass zu einer schlechten Isolation oder einer Übertragung von Rauschen oder Energie, zwischen den I- und Q-Kanälen, geben würde. Die Beabstandung zwischen den Rückpfadleitern, oder die Differenz zwischen |r_Q – r_I|, sorgt vorzugsweise für eine Isolierung von besser als etwa –15 dB, und noch bevorzugter besser als etwa –20 dB. Somit werden die ersten und zweiten Rückpfadleiter 104, 116 und 106, 118 für jede der entsprechenden I und Q-Kanalspulen so angeordnet, um die Isolierung zwischen den Kanälen zu maximieren und um einen scharfen Abfall in der Sensitivität außerhalb des Bildgebungsvolumens zu erreichen, während für das durch die HF-Spulen erzeugte polarisierte B₁-Feld 40 die gewünschte Homogenität erreicht wird.
Bezug nehmend auf die 5 und 6; entsprechend der vorliegenden Erfindung werden die Primärpfad-Leiter vorteilhaft in einer ersten Ebene 84, die von einer zweiten Ebene 114, welche die Rückpfad-Leiter enthält, wesentlich beabstandet ist. Die Trennung der Primär- und Rückpfad-Leiter erlaubt günstiger Weise die von den Rückpfad-Leitern geführten starken Ströme von dem Patienten 11 wegzuführen, wodurch die SAR-Exposition reduziert wird und die Rate des Sensitivitätsabfalls optimiert wird. Unterdessen tragen die Rückpfad-Leiter, welche Ströme mit höherer Amplitude führen, noch immer zur Homogenität des B₁-Feld 40 und zum Sensitivitätsabfall bei.
Bezug nehmend auf die 5-8; werden beispielsweise die hinteren Spulen 66 und 68 verwendet, sind die Primärpfad-Leiter 72 und 76 vorzugsweise Stränge auf einer ersten Platine 67 (7), während die Rückpfad-Leiter 104, 106, 116 und 118 Stränge auf einer zweiten Platine 69 (8) sind. Idealer Weise werden die Stränge für jeden Kanal auf derselben Oberfläche einer jeden Platine 67, 69 platziert. Zum Beispiel sind die I-Kanalprimärpfad-Leiter 72 auf der oberen Oberfläche der ersten Platine 67, während die I-Kanalrückpfad-Leiter 104 und 106 auf der oberen Oberfläche der zweiten Platine 69 sind. Ähnlich sind die Q-Kanalleiter 76 bzw. 116, 118 auf der unteren Oberfläche der Platinen 67 bzw. 69.
So wie es im Stand der Technik bekannt, ist weist jede Platine 67 und 69 FR 4^TM-Material und TEFLON^®-Material mit in die Oberfläche eingeätzten Strängen aus Kupfer auf. Andere Strukturen, wie Streifen aus Kupfer oder anderem elektrisch leitfähigem Material, das so positioniert ist, um sich den darin offen gelegten Strukturen anzupassen, können jedoch verwendet werden. Die Dicke einer jeden Platine 67 und 69 ist relativ dünn, vorzugsweise von etwa 15 mils bis 65 mils (1 mil = 0,001 Inch) und somit können die Leiter auf jeder Oberfläche als im Wesentlichen in derselben Ebene liegend betrachtet werden.
Bezug nehmend auf 5; die Leiterpfade 108-111 von Spule 66 beinhalten zum Beispiel leitfähige Fortsetzungen, welche sich zwischen den Platinen 67 und 69 erstrecken, um die Primärpfad-Leiter 72 mit den jeweiligen Rückpfad-Leitern 104, 106 zu verbinden. Die Verlängerungen 108a-111a können Nieten und Ösen, Nadeln, Drähte oder ähnliche Vorrichtungen beinhalten, die verwendet werden können, um über eine Distanz hinweg eine elektrische Verbindung herzustellen.
Zusätzlich Bezug nehmend auf 6; jede Spule des HF-Spulensystems 61 (so wie die HF-Spulen des hinteren Spulensatzes 38) positionieren die Primärpfad-Leiter und die Rückpfad-Leiter relativ zum Iso-Zentrum 88, um eine gewünschte Homogenität im B₁-Feld 40 zu erzeugen, um den gewünschten Sensitivitätsabfall außerhalb des Bildgebungsvolumens zu erzeugen und um die SAR-Exposition des Patienten 11 zu reduzieren. Die zweite Ebene 114 ist von der ersten Ebene 84 durch die spezifizierte Distanz z₂ entlang einer Achse senkrecht zu den Ebenen beabstandet. Die erste, die Primärpfad-Leiter 72 und 76 enthaltende Ebene 88 ist vom Iso-Zentrum 88 mit der Distanz z₁ beabstandet. Ähnlich ist die zweite Ebene 114 mit einer Distanz z₁ + z₂ vom Iso-Zentrum 88 und einer Distanz z₃ von der HF-Abschirmung 44 beabstandet. Da die Wurzel der Stromstärke proportional zu der SAR-Exposition des Patienten 11 ist, ist die zweite Ebene 114, wegen des größeren Stromflusses durch die ersten und zweiten Rückpfad-Leiter 104, 106 und 116, 118, vom Iso-Zentrum 88 weiter beabstandet. Weiterhin reduziert diese Positionierung der Rückpfad-Leiter deren Einwirkung auf das B₁-Feld 40 innerhalb des Bildgebungsvolumens 12, da der Betrag des Stromes in einem Leiter eine proportionale Auswirkung auf das B₁-Feld hat. Somit ergänzen sich die relative Positionierung der Rückpfad-Leiter und der Primärpfad-Leiter, um die SAR-Exposition des Patienten 11 zu minimieren, während die Homogenität des B₁-Feld 40 und der Sensitivitätsabfall optimiert werden.
Um die Struktur von jeder HF-Spule zu bestimmen, so dass diese im Hinblick auf das Iso-Zentrum den gewünschten Grad an Homogenität des B₁-Feld erfüllt, kann die oben aufgezeigte Struktur in ein Biot-Savart-Iterationsprogramm eingegeben werden. Das Biot-Savart-Iterationsprogramm wendet das Biot-Savart-Gesetz auf eine Leiterstruktur an, um das resultierende B₁-Feld zu bestimmen. Das Biot-Savart-Gesetz ist ein Vektorausdruck, der das B₁-Feld an einen Punkt (x, y, z) von irgendeiner Anordnung von Strömen wie folgt bestimmt:
worin:

μ₀: = Permittivität
I: = Amplitude des Stroms;
R: = Abstand zwischen ds (x, y, z);
→ / ds: = Leiterabschnitt;
→ / R: = der Vektor zwischen ds und (x, y, z)

Der Fachmann erkennt, dass das Biot-Savart-Iterationsprogramm das B₁-Feld 40 für zahlreiche Punke (x, y, z) innerhalb des Bildgebungsvolumens 12 errechnet, um das kumulative B₁-Feld 40, basierend auf der gegebenen Struktur der HF-Spule, zu bestimmen. Das Biot-Savart-Iterationsprogramm verwendet die folgenden Freiheitsgrade:

(1) Abstand zwischen den Rückpfad-Leitern und der HF-Abschirmung;
(2) Abstand zwischen den Primärpfad-Leitern und der HF-Abschirmung;
(3) Positionierung der Rückpfad-Leiter;
(4) Zahl der Primärpfad-Leiter;
(5) Abstand zwischen allen Primärpfad-Leitersätzen; und
(6) Verhältnis der Stromstärken zwischen den Primärpfad-Leitern.

Die Anwendung des Iterationsprogramms resultiert in einer Lösung für eine gewünschte Homogenität des B₁-Feldes 40. Die Spulenstruktur und die gewünschte. Homogenität kann bestimmt werden, wenn die Parameter für die Variablen wie zum Beispiel die gewünschte Homogenität, die Größe des Bildgebungsvolumens, die Beabstandung der Spule zum Iso-Zentrum und der maximale Abstand zwischen der HF-Abschirmung und der Spule eingegeben werden. Es können jedoch in anderen Bereichen, wie der Effizienz der HF-Spule und dem lokalen SAR, wechselseitige Zielkonflikte auftreten. Allerdings ist den Fachleuten bekannt, dass diese wechselseitigen Abhängigkeiten bei den Rahmenbedingungen des Programms berücksichtigt werden können. Das Iterationsprogramm kann die Freiheitsgrade variieren, um die Lösung zu bestimmen. Die oben identifizierte Quadratur-Struktur mit der Vielzahl von Primärpfad-Leitern und den radial nach außen positionierten Rückpfad-Leitern resultiert in einem hoch effizienten HF-Spulensystem mit einem schnellen Sensitivitätsabfall und einem B₁-Feld von größerer Stärke bei gleicher Leistungsaufnahme im Vergleich zu den aus der Stand der Technik bekannten Systemen. So kann die Struktur des HF-Spulensystems bestimmt werden, um jede gewünschte Homogenität des B₁-Feldes zu erfüllen, genauso wie andere Grenzwertbedingungen für irgendein Bildgebungsvolumen in Betracht gezogen werden.
Im Betrieb, siehe 2, stellt der HF-Sender 34 (1) durch die Koaxialkabel Leistung bereit, um das HF-Spulensystem 61 mit Leistung zu versorgen. Während einer MR-Pulssequenz, wird ein Sender-Verstärker innerhalb des HF-Senders 34 betrieben, um ein HF-Anregungssignal e_T zu erzeugen. Ein HF-Sender/-Empfänger (T/R)-Switch 120 wird synchron betrieben, um das Anregungssignal e_T an die erste Leistungsverzweigungsvorrichtung 122 zu koppeln. Die erste Leistungsverzweigungsvorrichtung 122 lässt das Anregungssignal e_T bei 0 Grad bis zum vorderen Spulensatz 36 als HF-Anregungssignal e_Ta passieren, während das Signal e_T um 180 Grad verzögert wird, um ein HF-Anregungssignal e_Tp für den hinteren Spulensatz 38 bereitzustellen. Eine vordere Leistungsverzweigungsvorrichtung 124 leitet das Signal e_Ta bei 0 Grad zum vorderen I-Kanal als RF-Anregungssignal e_Tal, während das Signal e_Ta um 90 Grad verzögert wird, um das HF-Anregungssignal e_TaQ für den vorderen Q-Kanal bereitzustellen. Ähnlich leitet eine hintere Leistungsverzweigungsvorrichtung 126 das Signal e_Tp, bei 180 Grad an den hinteren I-Kanal als HF-Anregungssignal e_Tpl weiter, während das Signal e_Tp um 90 Grad verzögert wird, um das hintere Q-Kanal HF-Anregungssignal e_TpQ zu erzeugen. Somit variiert die Phase eines jeden Signals, so dass e_Tal gleich 0 Grad, e_TaQ gleich 90 Grad, e_Tpl gleich 180 Grad und e_TpQ gleich 270 Grad.
Zusätzlich wird jedes Signal e_Tal, e_TaQ und, e_Tpi, und e_TPQ vor dem Erreichen seiner entsprechenden Spule durch eine Balance/Unbalance (BALUN)-Vorrichtung 128 geleitet, welche die Isolierung zwischen den I- und Q-Kanalspulen für die den entsprechenden vorderen und hinteren Spulensatz 36 und 38 verbessert. In den 90-Grad-Splitter-Vorrichtungen 124 und 126 werden zum Beispiel die Masseanschlüsse der entsprechenden I- und Q-Kanäle verbunden, so dass sie dasselbe Potenzial aufweisen. Dies kann eine Masseschleife erzeugen, welche die Isolierung zwischen den I- und Q-Kanälen reduzieren kann. Wenn für ein Quadratur-HF-Spulensystem Splitter-Vorrichtungen verwendet werden, ist es jedoch wichtig eine gute Isolierung zwischen den I- und Q-Kanälen bereitzustellen, so dass das Rauschen von einem Kanal nicht in den anderen Kanal aufgenommen wird. Jede Übertragung von Rauschen von einem Kanal auf einen anderen reduziert den durch die Quadraturspule bereitgestellten Vorteil des Signal-zu-Rauschverhältnisses. Deshalb ist es wünschenswert, die Massen-Anschlüsse wie sie in den entsprechenden Spulen festgelegt sind, von den Massen-Anschlüssen, die in der Splitter-Vorrichtung festgelegt sind, zu trennen. Die BALUN-Vorrichtung 128 bildet eine hohe Impedanz auf der Massen-Abschirmung der Koaxialkabel, welche jedes Signal liefert, um die verschiedenen Masse-Anschlüsse zu trennen. Vorzugsweise sorgt die BALUN-Vorrichtung 128 für eine Signalisolation besser als etwa –15 dB, bevorzugt –20 dB und am meisten bevorzugt –30 dB. Somit eliminiert die BALUN-Vorrichtung 128 den Massekreis und verhindert, dass das Rauschen von einem Kanal in einen anderen Kanal durchdringt, um so das hohe Signal/Rausch- Verhältnis der entsprechenden vorderen und hinteren Quadratur-Spulensätze 36 und 38 aufrecht zu erhalten.
Nach dem Passieren der BALUN-Vorrichtung 128 wird jedes Signal e_Tal, e_TaQ, e_Tpl, e_TpQ in einen Eingangskreis 130 eingespeist. Bei Verwendung einer hinteren I-Kanalspule 66 als Beispiel, siehe die 3 und 9, beinhaltet der Eingangsschaltkreis 130 einen Tuning-Schaltkreis 123, der die Kondensatoren 134 und 36 sowie einen Trimm-Kondensator 142 aufweist. Zusammen mit allen anderen Kondensatoren 137-141, die um die zirkulären Leiter 104 und 106 herum verteilt sind, bestimmt der Tuning-Schaltkreis 132 die Resonanzfrequenz der Spule 66. Die Resonanzfrequenz kann durch die Angleichung des Trimm-Kondensators 142 fein eingestellt werden. So wie den Fachleuten bekannt ist, variiert der Wert des Kondensators in Abhängigkeit von der Induktivität und der Resonanzfrequenz der Spule.
Zusätzlich beinhaltet der Eingangsschaltkreis 130, siehe 9, einen Abgleich-Schaltkreis 144, der einen Kondensator 145 und einen parallel geschalteten Trimm-Kondensator 146 aufweist, wobei der Abgleichschaltkreis in Serie mit dem zentralen Leiter 147 des Koaxialkabels 148 geschaltet ist. Wiederum ist den Fachleuten bekannt, dass der Wert der Kapazitäten, abhängig von der Induktivität und der Resonanzfrequenz, variiert. Der Abgleichschaltkreis 144 wird verwendet, um zum Beispiel die Impedanz der Spule 66, wie sie am Ausgang des Koaxialkabels 148 zu sehen ist, zu verändern. Vorzugsweise gleichen die Kondensatoren 145 und 146 die Impedanz der Spule 66 an den festzulegenden Wert des effizientesten Energietransfers für die Stromstärke der Spule an. Oder im Fall einer Empfängerspule wird die Impedanz der Spule 66 auf einen Wert angeglichen, der das Rauschen des Vorverstärkers minimiert. Typischer Weise wird die Impedanz auf 50 Ohm tatsächliche Impedanz angeglichen.
Weiterhin beinhaltet der Schaltkreis 130 ein Entkopplungsnetzwerk 150, das die Kondensatoren 134 und 151, die Diode 152 und die Induktionsspulen 153 und 154 aufweist. Wie oben beschrieben variieren die Werte der Kondensatoren, Dioden und Induktionsspulen in dem Eingangsschaltkreis 130 in Abhängigkeit von den anderen Systemparametern. Das Entkopplungsnetzwerk 150 verhindert zum Beispiel, dass die Spule 66 ausgesandte MR-Antwortsignale empfängt, wenn erwünscht ist, dass diese Signale unter Verwendung einer anderen Spule innerhalb des Bildgebungsvolumens empfangen werden. Außerdem verhindert das Entkopplungsnetzwerk 150 die Dissipation von HF-Energie während des Übertragungspulses mit einer anderen, innerhalb dieses gesamten Spulenkörpers platzierten, Senderspule. Um das Entkopplungsnetzwerk 150 zu aktivieren, wird durch die Diode 150 ein Vorwärtsstrom gerichtet, um es wie einen Kurzschluss aussehen zu lassen. In diesem Fall ist die Induktionsspule 154 dann in Resonanz mit dem Kondensator 134, wobei ein Topfkreisparallelresonator gebildet wird, welcher bei derselben Frequenz wie die Spule 66 in Resonanz ist. Der Topfkreisparallelresonator bringt eine sehr hohe Impedanz in den Rückpfad-Leiter 104 ein, welcher die Spule 66 entkoppelt. Der DC-Strom wird durch den Mittelleiter 147 des Koaxialkabels 148 durch den Drosselschaltkreis, welcher die Induktionsspule 153 und den Kondensator 151 aufweist, bereitgestellt. Der Drosselschaltkreis 156 erlaubt es dem DC-Strom vom mittigen Leiter 147 durch die Induktionsspule 153 zu gelangen, blockiert aber den Übergang des HF-Signals von der Spule 66 zu dem Koaxialkabel 148. Der Drosselschaltkreis 156 blockiert das HF-Signal von der Spule 66 durch Bildung eines Parallelresonators mit der Induktionsspule 153 und dem Kondensator 151, der eine sehr hohe Impedanz hat. Auf der anderen Seite wird die Diode 152 während eines HF-Übertragungspulses mit einer großen Spannung in Rückwärtsrichtung gespannt, um sicherzustellen, dass die HF-Energie nicht durch die Diode fließt. Wie den Fachleuten bekannt ist, hängen die auf die Diode 152 angewendeten Spannungen von der Spitzenspannung des Systems ab. Die Spulenschaltervorspanneinrichtung 158 (2) ist mit den vorderen und hinteren Strom-Splitter-Vorrichtungen 124 und 126 verbunden, um die Diode 152 im Eingangsschaltkreis 130 zu öffnen und zu schließen.
Weiterhin jedoch, siehe 2, 3 und 10, verbindet der Isolationsschaltkreis 160 die Rückpfad-Leiter der I- und Q-Kanalspulen eines jeden Spulensatzes 36 und 38, um die Isolierung zwischen den I- und Q-Kanälen zu optimieren. Der Isolationsschaltkreis 160 stellt eine Isolierung zwischen den Kanälen bereit, die besser ist als etwa –15 dB, vorzugsweise noch besser als etwa –20 dB und am meisten bevorzugt besser als etwa –25 dB. Mit einem der Quadraturspulensätze 36 oder 38 werden die entsprechenden I- und Q-Kanalspulen 62 und 64 oder 66 und 68 genau übereinander angeordnet. Obwohl die entsprechenden I- und Q-Kanalspulen 62 und 64 oder 66 und 68 um 90 Grad gegeneinander verschoben sind, besteht typischer Weise ein Restbetrag von induktiver oder kapazitiver Kopplung zwischen den Spulen, welche verursacht, dass die Isolierung zwischen den Kanälen nicht ideal ist. Eine Restinduktivität zwischen zwei Spulen kann zum Beispiel verursacht werden, falls die Spulen nicht genau 90 Grad zueinander phasenverschoben sind. Diese Restinduktivität kann beseitigt werden, in dem ein Kondensator zur Restinduktivität parallel geschaltet wird. Ähnlich kann die kapazitive Kopplung zwischen zwei Spulen zum Beispiel auftreten, wenn die Rückpfad-Leiter der Spulen einander zu nahe sind, was verursacht, dass die Energie von einer Spule in die andere eindringt. Dies ist als Parasitärkapazität bekannt und kann vermieden werden, in dem die parasitäre Kapazität in einem Parallelresonator mit einem Induktor angeordnet wird. Da nicht bekannt ist, ob die Kopplung zwischen den I- und Q-Kanalspulen kapazitiv oder induktiv sein wird, weist der Isolationsschaltkreis 160 vorteilhafter Weise einen Kondensator 161 und einen Induktor 162 auf, die parallel zwischen den I- und Q-Kanalspulen eines jeden Spulensatzes 36 und 38 geschaltet sind, um jeder Situation gerecht zu werden. Wenn der Schaltkreis 160 bei der gleichen Frequenz in Resonanz ist wie die hierin beschriebenen Spulen, dann liegt eine hohe Impedanz vor. Falls der Schaltkreis 160 bei einer niedrigeren Frequenz in Resonanz ist, dann verhält er sich wie ein Kondensator. Falls der Schaltkreis 160 bei einer höheren Frequenz in Resonanz ist, dann verhält er sich wie ein Induktor. Somit optimiert die Isolierung des Schaltkreises 160 die Isolierung zwischen den I- und Q-Kanalspulen eines jeden Quadraturspulensatzes 36 und 38.
Während der Akquisitionsphase der HF-Pulssequenz werden die empfangenen MR-Signalkomponenten e'_I und e'_Q entsprechend durch einen Empfänger 54 oder durch die vorderen und hinteren HF-Spulensätze 36 und 38 detektiert. Siehe zum Beispiel 2; falls die Spulensätze 36 und 37 verwendet werden, werden die empfangenen MR-Signalkomponenten e'_aI, e'_aQ, e'_pI und e'_pQ den vorderen und hinteren Leistungssplitter-Vorrichtungen 124 und 126 rückgekoppelt, welche e'_a und e'_p bilden. Die erste Leistungssplitter-Vorrichtung 122 wird auf e'_a und e'_p angewandt, um ein resultierendes empfangenes MR-Signal e'_R zu erzeugen, welches an den T/R-Switch 120 gekoppelt ist. Während einer solchen Datenakquisitionsphase wird der Switch 120 so betrieben, dass er die empfangenen MR-Signale mit dem Receiver 54 (1) koppelt, welcher solche Signale für das weitere Prozessieren in Übereinstimmung mit den wohl bekannten MR-Techniken verstärkt.
Wenn die entsprechenden Spulen der vorderen und hinteren HF-Spulensätze 36 und 38 durch die I- und Q-Kanalanregungssignale angeregt werden, so sind die dadurch erzeugten magnetischen Feldkomponenten im Bildgebungsvolumen 12 additiv, um ein resultierendes zirkulares, polarisiertes B₁-Feld 40 bereit zustellen. Wie oben erwähnt kann das B₁-Feld 40 jede gewünschte Homogenität haben. Das B₁-Feld 40 klappt, in Übereinstimmung mit der MR-Praxis, die Kernseins in einem MR-Patienten oder anderen Objekt von der Ausrichtung mit der z-Achse in die querverlaufende x-y-Ebene um. Außerdem erfordert das zirkulare, polarisierte B₁-Feld 40, das durch das Quadratur HF-Spulensystem 61 der vorliegenden Erfindung erzeugt wurde, vorteilhafter Weise im Vergleich zu einem linearen HF-Spulensystem, weniger Amplitude, um die Kernseins anzuregen.
BEISPIEL
Die Erfindung wird weiter veranschaulicht mit dem nachfolgenden nicht beschränkenden Beispiel. Ein praktisches Problem war es ein HF-Körper-Spulensysstem für einen offenen, vertikalen B₀-Feldmagneten mit einer Homogenität von etwa ± 3 dB innerhalb der Kugel eines Bildgebungsvolumens mit ungefähr 40 cm Durchmesser zu konstruieren. Außerhalb des Bildgebungsvolumens sollte das Feld bei einem Abstand von etwa 35 cm vom Iso-Zentrum einen Abfall von etwa –20 dB aufweisen, um das Aliasing des Gradienten-Warp zu verhindern. Die Dicke (z₂ + z₃) der vorderen/hinteren Hälfte des HF-Körper-Spulensystems in Kombination mit der HF-Abschirmung betrug weniger als etwa 23 cm. Der Durchmesser der Magnetpolstücke und damit der maximale Durchmesser des HF-Spulensystems war etwa 92 cm. Die Lösung wurde mit einer HF-Spule, wie in 3, mit 4 vom Mittelpunkt der Spule ausgehenden, symmetrisch voneinander mit etwa 4 cm (x₁) und entsprechend 15 cm (x₂) symmetrisch voneinander beabstandeten Primärpfad-Leitern gefunden. Die Beabstandung des äußersten Leiters vom Mittelpunkt der Spule kann von etwa 15,5 cm bis etwa 17,5 cm, vorzugsweise etwa 16 cm bis 17 cm, am meisten bevorzugt etwa 16,5 cm, variieren. Ähnlich kann die Beabstandung der zuinnerst liegenden Leiter zum Mittelpunkt der Spule von etwa 3,0 cm bis etwa 5,0 cm, bevorzugter von 3,5 cm bis 4,5 cm und am meisten bevorzugt etwa 4,0 cm, variieren.
Die Spitzenstromamplitude in jedem zuäußerst liegenden Primärpfad-Leiter betrug etwa 34 A (I₂), während die Spitzenstromamplitude von jedem inneren Primärpfad-Leiter etwa 17 A (I₁) betrug. Die Stromamplituden können jeweils mit etwa ± 2,5 A variieren. Somit betrug die Rückpfad-Stromamplitude etwa 51 A (I₃). So wie oben diskutiert werden die Spitzenstromamplituden in Abhängigkeit von der erforderlichen Amplitude des B₁-Feldes variieren. Die Rückpfad-Leiter für die I-Kanal-Spule hatten einen gegebenen Radius von etwa 38 cm (r_I) während die Rückpfad-Leiter für die Q-Kanalspule einen gegebenen Radius von etwa 39 cm (r_Q) aufwiesen, um einen schnellen Sensitivitätsabfall außerhalb des Bildgebungsvolumens zu erzeugen. Der Wert von r_I kann jedoch von etwa 36 cm bis 40 cm reichen. Ähnlich kann der Wert von r_Q von etwa 37 cm bis etwa 41 cm reichen. Deshalb beträgt |r_Q – r_I| vorzugsweise etwa 2 cm und kann von etwa 0,1 cm bis 5 cm variieren. Zusätzlich wurden die Ruckpfad-Leiter etwa 13 mm (z₂) von den Primärpfad-Leitern abgesetzt, mit einer Distanz von etwa 10 mm (z₃) zur HF-Abschirmung, um die lokalen SAR-Begrenzungen zu erfüllen, und um den Sensitivitätsabfall und die Homogenität zu optimieren. Als solche betrug z₂ vorzugsweise etwa 13 mm, kann aber von etwa 10 mm bis 15 mm reichen. Ähnlich kann z₃ von etwa 8 mm bis etwa 12 mm reichen. Außerdem betrug z₁ vorzugsweise 243 mm, von etwa 240 mm bis etwa 250 mm reichend.
Weiterhin wurde der Abstimmungsschaltkreis 144 so festgelegt, um die Impedanz der Spule auf etwa 50 Ohm tatsächliche Impedanz anzugleichen. Ähnlich wurde der Vorwärtsstrom von etwa 500 mA durch eine Diode 152 angewandt, um das Entkopplungsnetzwerk 150 zu aktivieren. Währenddessen wurde die Diode 152 mit etwa 1000 V DC-Strom in Sperrrichtung gespannt. Auch der Isolationsschaltkreis 160 wurde mit einer Kapazität von etwa 1 pF bis etwa 10 pF, vorzugsweise 5 pF, und einer Induktivität von etwa 2 μH bis 4 μH, vorzugsweise 3 μH ausgestattet. Wie oben diskutiert werden diese Werte wiederum, abhängig von der Resonanzfrequenz der Spule, variieren.
Siehe die 11-12; gezeigt ist ein Plot eines solchen sich ergebenen magnetischen Feldes in der y-z-Ebene bei x = 0,0 und entsprechen der x-y-Ebene bei z = 0,0. Solche Plots zeigen die y-z- und entsprechend die x-y-Projektionen des Magnetfeldes für einen 40 cm Sagittal-Ausschnitt, bereitgestellt durch ein HF-Spulensystem 61, um eine hohe Homogenität und außerhalb des 40 cm-Bildgebungsvolumens einen scharfen Abfall zu haben. Zusätzlich, siehe 13, ist ein Plot des gemessenen B₁-Feldes in dB's auf der y-Achse durch das Iso-Zentrum und senkrecht zum B₀-Magnetfeld gezeigt. Wiederum zeigt solch ein Plot, dass das HF-Spulensystem 61 eine sehr hohe Homogenität und außerhalb des 40 cm-Bildgebungsvolumens einen sehr starken Abfall ausweist.
In diesem Beispiel sind nur 4 geradlinige Leiter pro Kanal gezeigt. Der Fachmann wird erkennen, dass mit der Vergrößerung der Zahl der geradlinigen Leiter die Möglichkeit bereitstellt, zwischen mehr Stromverhältnisse zu wechseln. Die Vergrößerung der Zahl der Stromverhältnisse erlaubt größere Freiheitsgrade, um die gewünschte Homogenität zu erreichen. Daher sieht die vorliegende Erfindung die Verwendung von mindestens 4 geradlinigen Leitern pro Kanal in Betracht.
Weiterhin wird der Fachmann erkennen, dass die Werte für die Komponenten der vorliegenden Erfindung abhängig von den Abständen, Induktivitäten, der Zahl der geradlinigen Leiter, der Resonanzfrequenz der Spule, usw. abhängen. Somit dient jeder der oben gegebenen Werte zu illustrativen Zwecken und ist nicht einschränkend zu verstehen.

Claims

HF-Spule (38) aufweisend: einen ersten und zweiten Satz mehrerer parallelgeschalteter Primärpfad-Leiter (72, 76) in einer ersten Ebene (84) zum Durchleiten von elektrischem Strom, um parallel zu der Ebene ein B₁-Feld zu erzeugen, wobei der erste Leiter-Satz (72) im Wesentlichen parallel zu dem zweiten Leiter-Satz (76) und symmetrisch zu der die HF-Spule unterteilenden Mittellinie positioniert ist, und wobei das B₁-Feld innerhalb eines Bildgebungs-Volumens eine gewünschte Homogenität hat, die aus der genannten Positionierung und aus einer für jeden Leiter innerhalb eines jeden ersten und zweiten Satzes vorherbestimmten Stromamplitude resultiert, wenn der elektrische Strom sowohl den ersten als auch den zweiten Satz der Primärpfad-Leiter anregt; einen ersten und zweiten Rückpfad-Leiter (104, 106, 116, 118) für die Übertragung des elektrischen Stroms zwischen dem ersten und zweiten Satz der Primärpfad-Leiter (72, 76), wobei der erste und der zweite Rückpfad-Leiter auf jeder Seite der Mittellinie symmetrisch beabstandet sind, und der erste und der zweite Rückpfad-Leiter (72, 76) eine äußere Position einnehmen, die von der Mittellinie weiter entfernt ist als der erste und zweite Satz der Primärpfad-Leiter (104, 106, 116, 118), was, falls die HF-Spule durch elektrischen Strom angeregt wird, einen scharfen Sensitivitäts-Abfall des B₁-Feld außerhalb des Bildgebungs-Volumens ergibt, wobei der erste und der zweite Rückpfad-Leiter (104, 106) in einer zweiten, von der ersten Ebene beabstandeten Ebene (114) liegen.
Mindestens eine HF-Spule (38) nach Anspruch 1, wobei sowohl der erste als auch der zweite Satz des Primärpfad-Leiter mehr als zwei Leiter aufweist, die elektrisch parallel miteinander verbunden sind.
Verfahren zur Erzeugung eines Magnetfeldes mit einer gewünschten Homogenität innerhalb eines Bildgebungs-Volumens (12), wobei mindestens eine HF-Spule (38) nach Anspruch 1 angeregt wird.
Magnetresonanz (MR)-System (10) für die diagnostische Bildgebung, das einen MR-Magneten mit einem Paar von Magnet-Pol-Stücken, die ein dazwischen liegendes Bildgebungs-Volumen definieren, und ein HF-Spulensystem aufweist, das ein Paar von HF-Spulen (36, 38) nach Anspruch 1 bzw. HF-Spulen aufweist, bzw. die an die Magnet-Pol-Stücke angrenzend angeordnet sind.
MR-System (10) nach Anspruch 4, wobei die Rückpfad-Leiter aus einer Struktur gebildet werden, die ausgewählt sind aus einer Gruppe bestehend aus einer gebogenen Form, einer rechtwinkligen Form und einer quadratischen Form.
MR-System (10) nach Anspruch 4, das ein weiteres HF-Spulen-Paar (36, 38) nach Anspruch 1 aufweist, bzw. diese an die Magnet-Pol-Stücke angrenzend angeordnet sind, um zwei Quadratur-Spulen-Sätze zu bilden, bzw. diese an die Magnet-Pol-Stücke angrenzend angeordnet sind, und eine Trennschaltung aufweist, um die Kapazität und die induktive Kopplung zwischen den Spulen innerhalb jedes quadratischen Spulen-Satzes zu reduzieren.
HF-Spulen-System (36, 38) zur Erzeugung eines B₁-Feld innerhalb eines Bildgebungs-Volumens (12) das zwei Paare von HF-Spulen (38) nach Anspruch 1 aufweist, um einen vorgelagerten vorderen Quatratur-Spulen-Satz und einen dem vorgelagerten vorderen Quadratur-Spulen-Satz gegenüberliegenden hinteren Quatratur-Spulen-Satz zur Festlegung eines Bildgebungs-Volumens zwischen den Spulen-Sätzen zu bilden.
HF-Spulen-System (36, 38) nach Anspruch 7 wobei jeder Quatratur-Spulen-Satz eine Trennschaltung aufweist, um die Kapazität und die induktive Kopplung zwischen den Spulen innerhalb jedes quadratischen Spulen-Satzes zu reduzieren.