DE69830105T2

DE69830105T2 - Bewegliche Vorpolarisierungseinheit für ein Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE69830105T2
Application number: DE69830105T
Authority: DE
Inventors: Ian Robert Marlborough Wiltshire Young; John Frederick Claverton Village Eastham
Original assignee: Philips Medical Systems Cleveland Inc; Philips Medical Systems Inc
Current assignee: Philips North America LLC; Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1997-07-29
Filing date: 1998-07-21
Publication date: 2006-02-02
Anticipated expiration: 2018-07-22
Also published as: EP0895093A1; EP0895093B1; DE69830105D1; JPH11128206A; US6275039B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz (englisch: magnetic resonance imaging, MRI) und insbesondere auf ein als Vorpolarisierung bekanntes Verfahren, durch das ein niedriges Magnetfeld zeitweilig erhöht werden kann, um die Empfindlichkeit bei einer NMR-Untersuchung (englisch: nuclear magnetic resonance, NMR) mit relativ niedrigem Feld zu verbessern.
Das oben genannte Vorpolarisierungsverfahren wird im Folgenden anhand von Hintergrundinformationen beschrieben.
Es handelt sich hierbei um ein Verfahren, bei dem einem mit NMR zu untersuchenden Objekt zeitweilig ein großes Magnetfeld geringer Qualität angelegt wird, insbesondere in einer NMR-Umgebung, in der ein geringes oder gar kein Magnetfeld vorliegt. Bei diesem Verfahren wird zuerst eine Weile lang ein großes Feld angelegt, um zu bewirken, dass das Zielobjekt in einem mit diesem Feld zusammenhängenden Maß magnetisiert wird. Die durch das hohe Feld erzeugte Magnetisierung entwickelt sich mit der Zeitkonstante T1, die für das hohe Feld charakteristisch ist.
Das polarisierende Feld wird dann sehr schnell entfernt, so dass die Magnetisierung des Zielobjekts mit dem Wert der Zeitkonstante T1, die für das niedrigere Feld charakteristisch ist, auf das ursprünglich angelegte Niveau abklingt.
Hierdurch ergibt sich eine relativ lange Periode (typischerweise weniger als 0,5 T1 bei dem niedrigen Feld), während der Daten wiedergewonnen werden können, aber während der die Magnetisierung im Zielobjekt ausreichend über dem bei dem niedrigen Feld erwarteten Niveau liegt. Damit ist es im Prinzip möglich, die Empfindlichkeit einer Niederfeld-NMR-Untersuchung mit niedrigem Feld mit diesem Verfahren recht erheblich zu verbessern, solange die Zeitkonstanten, mit der die Magnetisierung abklingt, im Vergleich zu der zum Entfernen des Vorpolarisierungsfeldes erforderlichen Zeit lang sind.
Die Vorpolarisierung wurde als eine Möglichkeit für die Niederfeld-MRI vorgeschlagen (US-A-5 296 811), wurde jedoch bisher noch nicht in vivo vorgeführt. Dies ist darauf zurückzuführen, dass bei allen außer den niedrigsten Feldern oder bei schwach gekoppelten Spulen das Detektorrauschen bei der Human-MRI durch das Rauschen vom Körper des Patienten selbst dominiert wird, und die meisten derzeitigen Vorrichtungen funktionieren mit ausreichend hohen Feldern, dass dies der Fall ist. Es wurde darauf hingewiesen, dass selbst im besten Fall der Störabstand proportional zu B₀, der Größe der Hauptfelds, ist. In der Praxis liegt die Verstärkung aufgrund der zeitlichen Einschränkungen darunter.
Die Anmelder haben jedoch begrüßt, dass ein wesentlicher Vorteil der Vorpolarisierung im Vergleich zu dem Versuch, das Niveau des Hauptmagnetfelds zu erhöhen, darin besteht, dass die erforderliche Qualität, d.h. der Grad der Gleichförmigkeit des vorpolarisierenden Felds, relativ gering ist.
Die schnelle Entwicklung der interventionellen MRI ist der Hauptfaktor, der zu der Entwicklung von zunehmend offenen Magneten geführt hat, die einen wesentlich besseren Zugang zu den Patienten ermöglichen als dies bei herkömmlichen Untersuchungskonfigurationen der Fall ist. Die verbesserte Zugänglichkeit wird jedoch dadurch erkauft, dass es schwierig ist, mit ansonsten nützlichen Konstruktionen ein hohes Feldniveau zu erreichen. Die Vorpolarisierung bietet die Möglichkeit, erheblich verbesserte Bilder von lokalen Regionen des Körpers zu bekommen, die für den eine Prozedur durchführenden Arzt von unmittelbarem Interesse sind.
Die Erfindung schafft ein Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz wie in Anspruch 1 definiert.
Der Hochtemperatursupraleiter-Magnet (HTSL) liefert ein starkes vorpolarisierendes Feld, kann jedoch weggenommen werden, damit die Datenerfassung bei dem qualitativ wesentlich höherwertigen Feld des erstgenannten Magneten durchgeführt werden kann. Mit Hochtemperatur-Supraleiter ist hier ein Supraleiter gemeint, der eine Übergangstemperatur von im Wesentlichen mehr als 20 °K hat.
Im Folgenden wird ein erfindungsgemäßes Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die begleitende Zeichnung beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Vorderansicht einer ersten Ausführungsform der Erfindung, bei der eine Vorpolarisierungseinheit genutzt wird, welche in einem speziellen C-förmigen Eisenjochmagneten dargestellt ist;
2 eine schematische Vorderansicht einer zweiten Ausführungsform der Erfindung, bei der zwei Vorpolarisierungseinheiten genutzt werden, die in der gleichen Magnetform dargestellt sind;
3 eine Vorderansicht, teilweise schematisch und teilweise im Querschnitt, die eine erste Vorpolarisierungseinheit zur Verwendung in dem MRI-Gerät aus 1 oder 2 zeigt;
4 einen axialen Querschnitt durch eine zweite Form von Vorpolarisierungseinheit zur Verwendung in dem MRI-Gerät aus den 1 und 2;
5 einen axialen Querschnitt durch eine dritte Form von Vorpolarisierungseinheit zur Verwendung im MRI-Gerät; und
6 einen axialen Querschnitt, teilweise in schematischer Form, durch eine Abwandlung der zweiten Polarisierungseinheit, in einem kleineren Maßstab als in 4.
Bevor die Erfindung ausführlicher beschrieben wird, wird im Folgenden die der Vorpolarisierung zugrunde liegende Theorie erläutert.
Wenn sich die zu verstärkende Körperregion in einem Feld B_0ref befindet und ein Vorpolarisierungsfeld angelegt wird, das am Punkt P eine Größe B_0pp hat und in einem Einschlusswinkel θ_p auf B_0ref ausgerichtet ist, entwickelt sich die Magnetisierung der Probe bei P(M_pp) wie folgt: Mppα{B20ref + B20pp + 2B0ref B0pp cosθ}1/2(1–exp(–t/T1pp))+ B0ref exp(–t/T1pp)wobei T1_pp der T1-Wert des Materials bei P bei dem lokalen (Hoch-) Feld (in Vektorschreibweise (B ∼₀ + B ∼_0pp)) ist und t die Zeit nach dem Anlegen des verstärkenden Feldes ist.
Angenommen, dass B_0ref in der gesamten interessierenden Region konstant ist (auf die MRI-Grenze von 5-10 ppm), so wird die Amplitude seiner angeregten Magnetisierung durch die lokalen Werte von B_0pp und θ_p moduliert. Dies sind jedoch geometrisch bestimmte Größen (die auch durch das Hilfsmittel zum Erzeugen des angelegten Feldes gesteuert werden), die bei Bedarf in Bezug auf Schwankungen korrigiert werden können.
Nach einer Zeit t' nach dem Entfernen des vorpolarisierenden Felds ist die Magnetisierung dann: Mpp α {B20ref + B20pp + 2B0ref B0pp cosθ}1/2(1–exp(–t/T1pp))exp(–t/T1ref) + B0ref(1–exp(–t/T1pp))exp(t'/T1ref )wobei T1_ref gleich T 1 am Punkt P im Niederfeld (B_0ref) ist.
Es wurde beobachtet, dass der Wert von T1 in Gewebe typischerweise einen empirischen Zusammenhang mit der Feldstärke aufweist, der gegeben ist durch:
wobei ν im Bereich von 0,3 bis 0,4 im Bereich der normalerweise für die Ganzkörper-MRI benutzten Felder liegt. (B_0A und B_0B sind die beiden Feldniveaus, bei denen der Vergleich vorgenommen wird).
Wenn wir beispielsweise annehmen, dass das aktuell interessierende niedrigere Feld (B_0B) eine Stärke von 0,1 T (Tesla) hat und als maximaler Wert von B_0A wahrscheinlich tatsächlich 1,0 T erreicht werden kann, so gilt T1_(A)≈(2,0 – 2,5) T1_(B)).
Die Werte von T1 für menschliches Gewebe, die häufig angetroffen werden, reichen von dem für Fett (in der Größenordnung von 150 ms im 0,1 bis 0,2 T Bereich) bis zu einem T1-Wert für Gehirn- und Rückenmarksflüssigkeit von ca. 3,5 bis 4 Sekunden, der sich mit der Stärke des Magnetfelds nicht signifikant verändert. Typischerweise liegt T1 für das hauptsächlich interessierende Gewebe im Bereich von 250 bis 800 ms in Feldern von 0,1 bis 0,2 T.
Ein typisches Gewebe im mittleren Bereich könnte graue Gehirnsubstanz mit einem T1-Wert von 500 bis 550 ms sein. Das Anlegen eines Vorpolarisierungsfeldes von 2,0 T für zwei Sekunden, gefolgt durch Datenerfassung 100 ms nach nomineller Entfernung des Feldes würde dann bei einer mit 0,2 T arbeitenden Maschine für ein Gewebe mit einem T1_ref-Wert von 500 ms zu einer Magnetisierungsverstärkung von 6,91 führen. Der Einfachheit halber wird angenommen, dass das vorpolarisierende Feld orthogonal zum Hauptfeld angelegt wurde. Dies würde somit lokal zu einer Verstärkung des Störabstand von etwa 8 führen.
Die bevorzugte Methode zur Erzeugung eines vorpolarisierenden Feldes der vorgeschlagenen Intensität besteht in der Verwendung eines geschmolzenen und abgekühlten (Melt-Quenched) Hochtemperatursupraleiters (HTSL). Ein Block aus diesem Material (zum Beispiel YBCO [Yttriumbariumkupferoxid, typischerweise mit der Zusammensetzung Y Ba₂ Cu₃ O_7-x]) mit einem Durchmesser von 150 mm und einer Dicke von 40 mm, der so magnetisiert wurde, dass sich ein B_REM-Wert von 4 T ergibt, kann mehr als 2 T in einer Tiefe von 30 mm in den Kopf eines Patienten hinein erzeugen (unter Berücksichtigung von Isolation, Vakuumbeherrschung, usw.).
Im Folgenden wird eine mögliche Ausführungsform des MRI-Geräts mit einer Vorpolarisierungseinheit unter Bezugnahme auf die Zeichnung beschrieben.
Die erste Ausführungsform eines Magnetresonanzbildgebungsgeräts umfasst einen C-Magneten 1 mit einem Joch 2, das die Polschuhe 3, 4 verbindet. Die Stirnseiten der Polschuhe 3, 4 liegen in einer horizontalen Ebene. Der Patient legt sich horizontal nieder, wobei sich seine Achse senkrecht zur Ebene der Zeichnung erstreckt. Der Kopf 5 des Patienten ruht auf einer Auflage 6 und die Vorpolarisierungseinheit 7 befindet sich neben dem Kopf des Patienten.
Zusätzlich zu dem vom C-Magneten 1 gelieferten Hauptfeld, das typischerweise in der Größenordnung von 0,2 T liegt, sind Gradientenspulen (nicht abgebildet) vorgesehen, um die räumliche Codierung der erkannten HF-Signale zu ermöglichen. Die Gradientenspulen sorgen für Magnetfeldgradienten in drei Richtungen in rechten Winkeln. Eine HF-Anregungsspule (nicht abgebildet) ist vorgesehen, um Kernmagnetresonanz in den Kernen der verschiedenen Gewebe des Patienten anzuregen, und eine Empfangsspule (nicht abgebildet) ist ebenfalls vorgesehen, um die durch die Kerne ausgesendeten HF-Signale zu erfassen. Es kann eine einzelne Spule für beide Funktionen verwendet werden.
Erfindungsgemäß wird ein HTSL-Magnet 8 in eine Position neben dem Kopf des Patienten gebracht, um den Polarisierungsvorgang zu unterstützen. Er wird dann schnell in eine Position 8' weggezogen, damit die HF-Signale vom Kopf des Patienten unter dem Einfluss des Felds des C-Magneten 1 erfasst werden können.
Die zweite Ausführungsform des MRI-Geräts der Erfindung, die unter Bezugnahme auf 2 der Zeichnung beschrieben wird, entspricht der ersten Ausführuugsform bis auf die Tatsache, dass eine zusätzliche Vorpolarisierungseinheit 7 auf der anderen Seite des Patienten vorgesehen ist und dass die Größe unterschiedlich ist. Die zweite Ein heit 7 entspricht der ersten Einheit. Typischerweise werden die Magneten 8 aus 2 einen größeren Durchmesser aufweisen als die Magneten aus 1.
Während die Richtung des Magnetfelds zwischen den Polschuhen 3 und 4 vertikal verläuft, erstreckt sich das Magnetfeld von dem durch den HTSL-Block gebildeten leistungsstarken Magneten in horizontaler Richtung, d.h. orthogonal zum Feld vom C-Magneten.
Im Allgemeinen wird die Qualität des Feldes (d.h. die Stärkeschwankung im Feld) mit der Feldstärke variieren. Die Feldqualität des HTSL-Magneten 8 kann 1000 Mal weniger gut sein als die des C-Magneten 1, die Amplitude wird jedoch immer noch um nur etwa 1% variieren. Dies wäre für die Datenerfassung vollkommen unakzeptabel, aber so lange der Vorpolarisierer 8 weggezogen wird, bevor die Datenerfassung erfolgt, ist die Verwendung eines Feldes von geringer Qualität und hoher Stärke für die Vorpolarisierung nicht von Nachteil.
Eine erste Form der Vorpolarisierungseinheit 7 ist in 3 im Detail dargestellt. Der HTSL-Block 8 ist an einer Kupfermontageplatte (nicht abgebildet) und isolierenden Verbindungsstange 9 angebracht und läuft in einer inneren Glasfaserröhre 10 auf Führungen (nicht abgebildet). Der Block 8 und seine Kupfermontageplatte liegen am vorderen und hinteren Ende der Bewegungsstrecke an Kühlringen 11, 12 (aufgeteilt, um Wirbelströme zu stoppen) an. Diese Ringe 11, 12 und die verbindenden Führungen werden durch einen Kältefinger gekühlt, der an einem zweistufigen Kryogenerator mit einer Kühlleistung von 5 W bei 20 °K befestigt ist. Der Block 8 wird daher an den beiden Enden seiner Bewegungsstrecke gekühlt, jedoch ist die Bewegung so schnell, dass die Magnetisierung bei dem Vorgang nicht verloren geht. Das Mittel zum schnellen Zurückziehen des supraleitenden Magneten aus der Bildgebungsregion besteht aus einem Linearmotor mit einem HTSL-Rotor 13 und Dreiphasenwicklungen 14. Bei dem Motor handelt es sich um einen Reluktanzmotor. Der Rotor wird bei den entsprechenden Enden seiner Bewegungsstrecke durch Kühlringe 15 und 16 gekühlt, die über einen separaten Kältefinger tiefgekühlt werden, und kann eine andere Temperatur aufweisen als der Block 8.
Der Motorstator ist aus wassergekühltem hohlem Kupferleiter gewickelt, der transient gepulst werden kann, wobei die Wicklungen korrekt verbunden sind, um den Stator unabhängig vom Haupt-HTSL-Block zu polarisieren. Das resultierende Feld wird sich radial vom Rotor erstrecken. Der Motor wurde so konstruiert, dass der HTSL-Block sehr schnell rückwärts läuft, dort von einer Feder gestoppt und durch eine Bremse (nicht abge bildet) in der äußeren Position festgehalten wird. Der Motor kann auf eine langsamere, kontrollierte Weise in Vorwärtsrichtung betrieben werden (da dies nur einen langsameren Aufbau der Magnetisierung bedeutet und hinsichtlich der Leistung nicht so kritisch ist wie das Entfernen).
Typische Größen sind ein Durchmesser von 35 mm für den Block 8 aus 1 und 150 mm für 2 sowie eine Bewegungsstrecke von 40 cm zwischen der inneren und der äußeren Position. Das Feld weist beim HTSL eine feste Intensität auf, variiert jedoch im Raum (und in der Zeit, wenn der Block bewegt wird). Diese Distanz reicht aus, um einen Magnetisierungszyklus mit den folgenden Schritten zu ermöglichen.
Zunächst werden die Ringe 11, 12 auf 20 °K gekühlt (und damit der Hauptblock 8 gekühlt), während die Kühlringe 15 und 16 über der kritischen Temperatur gehalten werden. Der Hauptblock 8 wird dann mit Hilfe eines externen Hochfeldmagneten polarisiert. Dieser Magnet wird anschließend entfernt, woraufhin die Ringe 15, 16 auf 20 °K gekühlt werden. Nun wird der Rotor 11 polarisiert, indem die Dreiphasenwicklungen zeitweise konfiguriert und gepulst werden, um ein Kernfeld von 2 bis 3 T zu erzeugen. Die Wasserkühlung des Kupferleiters wird genutzt, um einen sehr hohen Transientenstrom (wesentlich mehr als üblich) weiterzuleiten, um den HTSL-Rotor anzuregen. Der Block 8 ist weit genug entfernt, damit sein Feld von dem der Wicklungen dominiert wird.
Die innere Glasfaserröhre 10 ist in einer Außenröhre 17 enthalten, und der dazwischen befindliche Raum wird evakuiert, damit die Temperatur auf der Außenseite der Vorpolarisierungseinheit z.B. in der Nähe des Patienten der Raumtemperatur entspricht.
MRI-Feldqualitäten sind so beschaffen, dass das Feld in der interessierenden Region selbst in der zurückgezogenen Position erheblich durch die Vorpolarisierungseinheit 7 verzerrt wird. Bei dem kleinen Polarisator aus 1 und dem kleinen Sichtfeld wird das HF-Detektorsystem, das sich anfangs außerhalb des Zylinders und bei Raumtemperatur befindet, empfindlich für Volumen sein, das klein genug ist, damit Komponenten aufgrund des Restfelds ignoriert oder schlimmstenfalls durch ein einfaches Shimming-System (mit Hilfe von Gradientenspulen als lineare Korrekturen) korrigiert werden können.
Bei dem größeren Polarisator aus 2, bei dem eine tiefgekühlte Detektorspule verwendet werden kann, wird die Existenz von quer verlaufenden Feldgradienten sehr offensichtlich. Bei einem Vorpolarisator mit 200 mm Durchmesser wird selbst in der Mitte des Kopfs einer erwachsenen Person und unter Annahme der zuvor verwendeten Parameter das Feld immer noch um einen Faktor von 2,47 verstärkt.
Um das System symmetrisch zu machen und das quer verlaufende Feld zu eliminieren, sind in der Ausführungsform aus 2 zwei Vorpolarisatoren vorgesehen, einer auf jeder Seite des Kopfs, die in der gleichen Richtung magnetisiert werden (so dass der Südpol des einen dem Nordpol des anderen gegenüberliegt). Der Zweck besteht darin, den Effekt der Magneten 8 aufzuheben, wenn die Datenerfassung mit Hilfe der Empfangsspule erfolgt, wobei sich beide Magneten in der zurückgezogenen Position befinden. Nur ein Magnet 8 liegt natürlich neben dem Patienten, um die Anfangspolarisierung der zu untersuchenden Gewebe vorzunehmen. Die enormen Kräfte auf die in der Nähe befindlichen Polarisatoren bedeuten, dass immer nur eine Seite des Patienten gleichzeitig polarisiert werden kann. In den empfindlichen Regionen werden zusätzliche Shimming-Sulen erforderlich sein, um die Restfeldgradienten zu korrigieren. Axiale Shims geradzahliger Ordnung werden in dem System als Ganzes enthalten sein (wobei ungeradzahlinge Ordnungen nicht erforderlich sind, solange die Orthogonalität zwischen den Vorpolarisierungsachsen und B₀ aufrechterhalten bleibt). Um Terme hoher Ordnung und Kreuzterme zu korrigieren, werden für das Shimming Eisenpulverscheiben oder kleinen Spulen verwendet.
Der zweite vorpolarisierende Magnet könnte in der zurückgezogenen Position befestigt sein, jedoch wäre es zu bevorzugen, wenn er wie der erste zurückziehbar wäre, damit beide Seiten des Patienten abgebildet werden können.
Obwohl der komplette Bildzyklus auf vielleicht 5 Sekunden verlängert wird, ermöglicht die Verwendung von Techniken wie Echoplanar-Bildgebung die Erfassung eines kompletten Bildes bei jeder Polarisierung, so dass bei jedem Halbzyklus eine Verstärkung der Empfindlichkeit erreicht wird und die effektive Verstärkung des Störabstands vom Zentrum des Systems über den 5-Sekunden-Zyklus mit √2 multipliziert wird.
Das Rauschen kann als Johnson-Rauschen angenommen werden, so dass eine Gesamtleistungsverstärkung von 3,49 im Zentrum des Kopfs bis knapp über 7 an den Rändern vorhergesagt werden kann.
Selbst bei dem größeren System aus 2 beträgt das Gewicht des beweglichen Teils der Vorrichtung nicht mehr als 6 kg. Die Kraft, die erforderlich ist, um die mechanische Trägheit zu überwinden und den Vorpolarisator schnell genug zu beschleunigen, beträgt weniger als 900 N mit einer Zugabe für Reibung usw. Die magnetischen Kräfte bei Verwendung des größeren Systems als Teil eines alternierenden Paars betragen weitere 360 N oder dergleichen, was bedeutet, dass insgesamt eine Startantriebskraft in der Rückzieheinheit von etwa 1,26 kN erforderlich ist. Bei dem kleinen, einseitigen Vorpolarisator ist die erforderliche Kraft relativ klein – wenn davon ausgegangen wird, dass das Gesamtgewicht 1,5 kg beträgt und keine magnetischen Anziehungskräfte überwunden werden müssen, beläuft sich die erforderliche Startkraft auf 260 N (wieder mit einer kleinen Zugabe für Reibung). Ein typischer Zeitwert zum Zurückziehen der Magneten 8 in die Position 8' beträgt 100 ms.
Die mechanische Ausrichtung des Vorpolarisierungssystems wichtig, weil die obigen Kraftberechnungen darauf beruhen, dass sich der Polarisator orthogonal zum Hauptfeld fortbewegt. Die Symmetrie ist wichtig, um die Leistung aufrechtzuerhalten und wird für die Ausrichtung des Systems benötigt. Einige der modernen interventionellen Magneten sind für ein schnelles Ein- und Ausschalten entworfen, so dass es in vielen Fällen möglich sein wird, die Vorpolarisierungseinheit (wenn nicht immer installiert) in Abwesenheit des Hauptfelds zu positionieren. Die Vorpolarisatoren werden daher zum Zeitpunkt der Installation magnetisiert. Das Gesamteinheitsgewicht des kleineren Polarisators (einschließlich Kältegenerator, jedoch ohne seine Halterungen) wird auf 50 kg geschätzt, das des großen auf 120 kg.
Die Vorpolarisatoren müssen magnetisiert werden – und zwar in einem
Hochfeld (in der Größenordnung des 1,6-fachen des vorgeschlagenen B_rem-Wertes). Das Magnetisierungsverfahren besteht darin, die HTSL-Komponenten in dieser Baugruppe durch einen Kryomagneten mit sehr hohem Feld von geringer Qualität zu führen. (Der Spitzenwert des Felds ist der wichtige Faktor, nicht die Qualität (Gleichförmigkeit) des Feldes). Wenn sie sich in einem ausreichend kleinen Abstand von der tatsächlichen Maschine befindet, kann die Einheit auch verwendet werden, um Kochsalzlösung und andere Metaboliten vorzupolarisieren, die dem Patienten durch schnelle Injektion verabreicht werden. Nachdem der Vorpolarisator einmal magnetisiert ist, sollte er so bleiben, bis die Temperatur ansteigt und es zu einem plötzlichen Verlust der Supraleitung (Quenching) kommt.
Anfangs kann sich der HF-Detektor außerhalb des Kryostaten für den Vorpolarisator befinden oder er kann tiefgekühlt und darin enthalten sein.
Typische Gesamtabmessungen sind ein Zylinder mit einer Länge von ca. 90 cm und 6 cm Durchmesser im Fall der kleinen Einheit aus 1, und im Fall der größeren Einheit aus 2 mit einer Länge von 110 cm und einem Durchmesser von 20 cm.
Die kleinere Einheit aus 1 könnte zwei Vorpolarisatoren wie in 2 nutzen, oder die größere Einheit aus 2 könnte nur einen Vorpolarisator nutzen. Außerdem sind Alternativen zu dem Linearmotor 13, 14 möglich, um den supraleitenden Magneten schnell aus der Bildgebungsregion herauszuziehen. Zum Beispiel könnte anstelle des Linearmotors ein Rotationsmotor verwendet werden, der mit einem rotierenden HTSL-Rotor mit einem Mehrfachschraubengewindeantrieb zur Stange 9 arbeitet. Als weitere Alternative könnte der HTSL-Block 8 einen Teil des Linearmotors bilden, der verwendet wird, um den Block vorwärts zu treiben.
Nun Bezug nehmend auf 4 besteht in der zweiten Form der Vorpolarisierungseinheit ein HTSL-Vorpolarisierungsmagnet 28 aus einem oder mehreren HTSL-Blöcken in einem Stahlbehälter 29, der an dem Ende offen ist, das vor der Bildgebung in die Nähe des Patienten gebracht wird. Der Behälter 29 kann innerhalb eines Führungsrohrs 30 (das beispielsweise aus kohlenstofffaserverstärkter Glasfaser besteht) in eine Ruheposition in einem Kupferblock 31 geschoben werden, der durch einen Leiter 39, ebenfalls aus Kupfer, mit einem Kältekopf eines Kältegenerators verbunden ist.
Die Blöcke 28 sind ebenso wie der Stahlbehälter 29 und das Führungsrohr 30 zylindrisch.
Das Führungsrohr 30 befindet sich in einem Außengehäuse 32 (das aus dem gleichen Material bestehen kann wie das Führungsrohr), das einen Raum 33 zwischen dem Führungsrohr und dem Außengehäuse definiert, der evakuiert wird, um das Führungsrohr zu isolieren. In der Nähe des Kupferblocks 31 ist eine Superisolation vorgesehen. Das Material für die Superisolation ist eine dünne Mylarfolie mit einer stark reflektierenden (normalerweise) vakuumabgeschiedenen Beschichtung wie Aluminium.
Die HTSL-Blöcke 28 bilden den Rotor eines Linearmotors, dessen stationäre Wicklungen 35 um die Außenseite des Außengehäuses 32 gewunden sind. Die Wicklungen sind dreiphasige Wellenwicklungen in einem Abstand, der so beschaffen ist, dass die auf den magnetisierten Block wirkende Kraft optimiert wird. Wellenwicklungen sind motorartige Wicklungen mit einer Anzahl von Windungen, die in einer regelmäßig wiederholten Weise von Ort zu Ort variiert, um das gewünschte Feldmuster zu ergeben.
Angrenzend an den Kupfertiefkühlblock 31 befindet sich ein Dauermagnet 36 (zum Beispiel aus einem unter dem Handelsnamen Neomax (Handelsname) erhältlichen Material), der aus einer komplexen Legierung aus Neodym, Bor und Eisen besteht, um den HTSL-Magneten in seiner Ruheposition zu halten, ohne dass der Linearmotor unter Strom gehalten werden muss. Der Dauermagnet 36 ist von einer Freigabewicklung 37 umgeben. Das Feld von der Freigabewicklung, die einen wesentlich größeren Durchmesser hat als der Magnet 36, ist dem Feld des Dauermagneten entgegengesetzt, ohne diesen zu entmagneti sieren, was auf den größeren Durchmesser der Freigabewicklung zurückzuführen ist. Die Freigabewicklung 37 wird mit Strom versorgt, wenn die Vorpolarisierungsblöcke 28 vorwärts bewegt werden sollen.
Die Verwendung von Vorpolarisierungseinheiten der zweiten Form in MRI-Geräten entspricht der beschriebenen Verwendung von Vorpolarisierungseinheiten der ersten Form. Es wird also ein Patient zwischen den offenen, vertikalen in einem Abstand voneinander angeordneten Polschuhen des C-Magneten 1 mit niedrigem Feld und hoher Homogenität platziert, und die Vorpolarisierungseinheit wird mit der in 4 dargestellten linken Seite neben dem Patienten angeordnet. Die HTSL-Blöcke 28 werden schrittweise nach Betätigung der Freigabewicklungen 37 aus der Ruheposition, in der die Kühlung durch den Kupfertiefkühlblock 31 mittels geeigneter Stromversorgung der Wicklungen 35 aufrechterhalten wird, herausbewegt. Die HTSL-Blöcke nehmen dann die in 4 dargestellte Position ein, in der das Feld in der abzubildenden Region jetzt im Vergleich zu dem durch den C-Magneten geschaffenen Feld erheblich verstärkt ist.
Von einer Sendespule wird ein HF-Anregungsimpuls emittiert, wodurch die Orientierung der Protonen im abzubildenden Gewebe gestört wird. Der HTSL-Magnet 28 wird nun schnell zur rechten Seite des in 4 dargestellten Führungsrohrs 30 hin weggezogen, indem die Wicklungen 35 erregt werden, und die bei der Reorientierung der Protonen relativ zum Feld des C-Magneten erzeugten Magnetresonanzsignale werden anschließend beeinflusst durch das Hauptfeld des C-Magneten von einer Empfangsspule empfangen.
Das Zurückziehen de HTSL-Magneten erfolgt sehr schnell, und seine Bewegung wird durch eine Feder (nicht abgebildet) gestoppt, obwohl zusätzlich die Motorwicklungen in einem Servosystem mit geschlossenem Regelkreis so geregelt werden könnten, dass die Bewegung verlangsamt wird.
Nach der Abkühlung im Kupferblock 31 wird der HTSL-Magnet mit einem externen Hochfeldmagneten polarisiert. Der Block ist nur dann kühl, wenn er sich in dieser Region befindet, was bedeutet, dass er sie nicht zu lang verlassen kann. Der Block wird durch den Dauermagneten in dieser Region gehalten, damit die Vorpolarisierungseinheit bewegt werden kann.
Auf Wunsch kann eine HF-Spule 38 in dem Außengehäuse 32 als HF-Sendespule für das Magnetresonanzbildgebungsgerät dienen.
Typische Abmessungen wären ein Durchmesser von ca. 40 mm bei YBCO-Blöcken und ein Gesamtdurchmesser einschließlich Motorwicklungen von ca. 90 mm und eine Gesamtlänge der Vorpolarisierungseinheit von ca. 600 mm. Die Anzahl der Blöcke hängt von der Größe des Polarisators und ihrem Durchmesser ab. Es können Durchmesser von 60 bis 70 mm und mehr verwendet werden. Im Vergleich zu der in 3 beschriebenen Einheit ist die Vorpolarisierungseinheit kürzer und erfordert nur einen HTSL-Magneten.
Der HTSL-Magnet wird vorzugsweise mit Hilfe externer Mittel magnetisiert, jedoch könnten die Wicklungen des Motors zu diesem Zweck verwendet werden. Bei dieser Ausführungsform, bei der der Vorpolarisierungsblock 28 seinen eigenen Motorrotor bildet, kann die Spule kürzer sein, jedoch muss eine Motorwicklung auf der Länge des Rohrs enthalten sein. Falls es sich bei dem Motor um einen Gleichstrommotor handelt, muss die Wicklung in einzeln organisierte Abschnitte aufgeteilt werden, um eine Kraft auf den HTSL-Rotor in der gleichen Richtung aufrechtzuerhalten, in der er sich bewegt. Die Vorteile des Verfahrens bestehen darin, dass es Einsparungen bezüglich der HTSL-Quantität ermöglicht, die Masse des Rotorabschnitts reduziert und die Länge des Polarisators verringert. Der Nachteil liegt in einer Vergrößerung des Polarisatordurchmessers.
Um das große Streufeld (in Bezug auf NMR) vom HTSL-Block 28 selbst in seiner zurückgezogenen Position zu minimieren, kann er in einen Eisenkasten 40 zurückgezogen werden, wie in 6 dargestellt. Dieser Kasten fängt den größten Teil des Streuflusses auf und ein Austritt durch die Öffnung kann durch eine Schließspule 41 weiter reduziert werden. Alternativ kann ein Abschnitt der Magnetwicklung auf angemessene Weise mit Strom versorgt werden, um den Leckfluss zu begrenzen.
Ein Nachteil der Verwendung von Eisen wie in 6 dargestellt ist seine Wirkung auf das Hauptfeld des Magneten 1. Typischerweise verläuft dieses vertikal wie in den 1 und 2 dargestellt, wird jedoch bei Anwesenheit des Eisens verzerrt. Es können Blöcke aus herkömmlichem Dauermagnet 42 (wie zum Beispiel Neomax – Neodym-Bor-Eisen, die relativ klein sein können) verwendet werden, um dies wie in der Figur dargestellt zu minimieren. Details der Blöcke und ihre Anordnung hängen von dem Magneten ab, mit dem der Vorpolarisator zu benutzen ist, und von der relativen Größe des Eisenkastens.
Die Abschirmungsanordnung aus 6 kann auch für die in den 3 und 5 dargestellte erste und dritte Form der Vorpolarisierungseinheit verwendet werden.
Bezug nehmend auf 5 wird nun die dritte Form der Vorpolarisierungseinheit beschrieben, wobei ähnliche Teile mit den gleichen Bezugszeichen versehen sind wie in 4. Diese Form der Vorpolarisierung wird jedoch in einer anderen Ausrichtung in Bezug auf den C-Magneten verwendet.
Der Hauptunterschied der Ausführungsform aus 5 zu der aus 4 besteht darin, dass die Blöcke 28 und der Stahlbehälter 29 einen rechteckigen und keinen zylindrischen Querschnitt haben, und dass die funktionelle Fläche des HTSL-Magneten, d.h. die Fläche am offenen Ende des Stahlbehälters 29, in dem Führungsrohr 30 zur Seite ausgerichtet ist und nicht in axialer Richtung wie in 2. Das Führungsrohr 30 hat einen rechteckigen Querschnitt, um die HTSL-Blöcke und den Stahlbehälter 29 aufzunehmen, und anstelle des Linearmotors mit Wellenwicklung 35 aus 1 wird ein Elektromagnet 35 verwendet, vorzugsweise ein Mehrfachstart-Elektromagnet.
Die Vorpolarisierungseinheit aus 5 ist so ausgerichtet, dass ihre Achse einen rechten Winkel zur Ebene von 2 der Zeichnung bildet. Wenn eine HF-Spule in dem Vakuumraum enthalten ist, wird sie die offene Fläche des HTSL-Magneten wie abgebildet umgeben. Der Kupfertiefkühlblock 31, die Vakuumeinfassung 33 mit Superisolation 34, das äußere Gehäuse 32, die Leiterpfade zum Kältekopf 39 und der Magnet 36 sowie die Freigabewicklungen 37 aus 5 entsprechen denen aus 4 mit der Ausnahme, dass sie die geänderten Abmessungen des Führungsrohrs 30 und des HTSL-Blocks 28 berücksichtigen.
Die HTSL-Magneten der Vorpolarisatoren aus den 3 bis 5 können aus einem geschmolzenen und abgekühlten (Melt-Quenched) Hochtemperatursupraleiter bestehen, zum Beispiel können die Magneten aus geschmolzenem verarbeiteten Einkristall-YBCO (Yttrium-Barium-Kupferoxid, Y-Ba-Cu-O, typischerweise in der Zusammensetzung Y Ba₂ Cu₃ O_7-x) bestehen oder es können andere Hochtemperatursupraleiter verwendet werden, zum Beispiel das als BSCCO (Bi₂ Sr₂ Ca₁ Cu₂ O₈ oder Bit Sr₂ Ca₂ Cu₃ O₁₀ ) bekannte Material.
Die Erfindung kann mit anderen Magneten als C-Magneten eingesetzt werden, zum Beispiel mit H-Magneten oder anderen Dauermagneten mit einem Joch und Polschuhen. Die Erfindung könnte auch mit kleinen Elektromagneten genutzt werden. Schließ lich könnten die Statorwicklungen aus den 3 bis 5 hohle Kupfer- oder Aluminiumleiter sein, die mit Öl oder entmineralisiertem Wasser gekühlt werden.

Claims

Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz, das Folgendes umfasst: einen Magneten (1) zum Erzeugen eines Hauptmagnetfelds durch eine Bildgebungsregion, Mittel zum Anlegen von HF-Impulsen an die Bildgebungsregion und zum Schaffen von Magnetfeldgradienten in der Bildgebungsregion, einen zusätzlichen Vorpolarisierungsmagneten (8, 8'), der angrenzend an die Bildgebungsregion angeordnet ist, um zeitweilig ein erhöhtes Hauptmagnetfeld zu schaffen, Mittel zum schnellen Zurückziehen des zusätzlichen Magneten aus der Bildgebungsregion, und Mittel zum Empfangen von HF-Signalen aus der Bildregion, dadurch gekennzeichnet, dass der zusätzliche Magnet ein Hochtemperatursupraleiter-Magnet (HTSL) (8, 8') ist und eine stationäre kryogene Leitungskühlungsoberfläche 12, 31 vorgesehen ist, an der der HTSL-Magnet in seiner aus der Bildgebungsregion zurückgezogenen Position anliegt.
Gerät nach Anspruch 1, in dem eine weitere stationäre kryogene Leitungskühlungsoberfläche (11) vorgesehen ist, an der der HTSL-Magnet in seiner an die Bildgebungsregion angrenzenden Position anliegt.
Gerät nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, in dem die Kühloberfläche(n) in einer evakuierten Einfassung (17; 32) enthalten ist (sind).
Gerät nach Anspruch 3, in dem der HTSL-Magnet zur Bewegung innerhalb der Einfassung (17; 32) geführt wird.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4, in dem das Mittel zum schnellen Zurückziehen des HTSL-Magenten einen Linearmotor (13, 14; 28, 35) umfasst.
Gerät nach Anspruch 5, in dem der HTSL-Magnet das bewegliche Teil oder den Rotor (28) des Linearmotors bildet.
Gerät nach den Ansprüchen 5 oder 6, in dem der Stator (4; 35) des Linearmotors hohle, flüssigkeitsgekühlte Wicklungen aufweist.
Gerät nach Anspruch 6, in dem der Rotor (28) magnetisierbar ist, indem Ströme durch die Motorwicklungen (35) geleitet werden.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 8, mit einem zweiten HTSL-Magneten (8'), der angrenzend an die Bildgebungsregion auf ihrer gegenüberliegenden Seite angeordnet ist, um das Feld von dem ersten HTSL-Magneten (8') auszugleichen, wenn HF-Signale empfangen werden.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 9, in dem der erstgenannte Magnet (1) ein Joch (2) hat, das die Polschuhe (3, 4) koppelt.
Gerät nach Anspruch 10, in dem der Magnet (1) ein C-Magnet ist.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 11, mit einem Eisenkaste (40) zum Abschirmen des Bildgebungsmagneten (1) gegen die Effekte des HTSC-Magneten (28) in seiner zurückgezogenen Position.