WO2003002199A2

WO2003002199A2 - Magnetresonanzanlage und verfahren zum betrieb

Info

Publication number: WO2003002199A2
Application number: PCT/DE2002/002215
Authority: WO
Inventors: Horst KRÖCKEL
Original assignee: Siemens Aktiengesellschaft
Priority date: 2001-06-26
Filing date: 2002-06-18
Publication date: 2003-01-09
Also published as: CN1533291A; KR20040015257A; WO2003002199A3; US7123010B2; JP2004530518A; EP1399219A2; JP3842783B2; CN1283209C; US20040199070A1

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Magnetresonanzanlage sowie ein Verfahren zu deren Betrieb. Die Magnetresonanzanlage weist eine Vielzahl von arrayförmig um einen Untersuchungsraum (27) angeordneten Antennen (1) auf, wobei für jede Antenne (1) ein eigener Sendekanal (2) und ein eigener Empfangskanal (3) vorhanden ist. Die Steuereinheit (26) der Magnetresonanzanlage ist derart ausgebildet, dass sie für jede Antenne (1) Amplitude und Phase eines von der Antenne (1) empfangenen Magnetresonanzsignals bestimmen und die Antennen (1) unabhängig voneinander zur Emission von HF-Strahlung vorgebbarer Phase und Amplitude ansteuern kann, um ein im Untersuchungsraum (27) fokussiertes HF-Feld für eine Hyperthermiebehandlung zu erzeugen. Mit der vorliegenden Magnetresonanzanlage lässt sich eine Hyperthermiebehandlung ohne das Erfordernis zusätzlicher Wasserkissen durchführen, wobei quasi gleichzeitig eine exakte Temperaturmessung im beaufschlagten Gewebebereich erfolgen kann.

Description

Beschreibung

Magnetresonanzanlage und Verfahren zum Betrieb

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Magnetresonanzanlage mit einem Grundfeldmagneten, mehreren Gradientenfeldspulen, einer HF-Sende- und Empfangseinheit sowie einer Steuereinheit zur Ansteuerung der Gradientenfeldspulen und der HF-Sende- und Empfangseinheit für die Durchführung von Magnetresonanz- messungen. Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zum Betrieb einer derartigen Magnetresonanzanlage.

Gattungsgemäße Magnetresonanzanlagen werden in der medizinischen Diagnostik zur Bilderfassung des Körperinneren eines Patienten eingesetzt. So lassen sich Magnetresonanzanlagen zur Bildgebung bspw. in der Neurologie, der Angiographie oder Kardiologie einsetzen.

Ein häufiges Anwendungsgebiet der Magnetresonanztomographie ist die Sichtbarmachung oder Überwachung von Tumoren in der Krebsbehandlung. Bei einer neueren Technik zur Behandlung derartiger Tumore wird zur Unterstützung oder anstelle einer Chemotherapie oder Strahlenbehandlung auch eine gezielte Erwärmung des tumorösen Bereiches durch fokussierte Einstrah- lung von Hochfrequenz (HF) -Energie durchgeführt. Diese neuere Technik ist unter dem Begriff selektive Hyperthermie bekannt. Bei derzeit verfügbaren Hyperthermiegeräten wird der Patient in einem Hyperthermieapplikator positioniert, so dass der zu behandelnde Bereich des Körpers in etwa in der Mitte unter dem Applikator angeordnet ist. Der Hyperthermieapplikator setzt sich aus einer Anzahl von arrayför ig angeordneten HF- Dipolen zusammen, die jeweils mit pulsförmiger oder zeitlich konstanter HF-Leistung einer definierten Amplituden- und Phasenlage versorgt werden. Die Phasenlage und Amplitude der Hochfrequenz auf jedem einzelnen Dipol wird so gewählt, dass sich an der Stelle des zu behandelnden Bereiches, d. h. des Tumors, die von den einzelnen Dipolen abgestrahlte HF-Energie so überlagert, dass dort die maximale Feldstärke erreicht wird. Ein Teil der fokussierten HF-Energie wird durch das Gewebe im Bereich des Tumors absorbiert, so dass sich dieser Bereich in Abhängigkeit von der eingestrahlten HF-Energie erwärmt. Da das tumoröse Gewebe thermisch sensitiver ist als gesundes Gewebe, wird es durch die Erwärmung stärker geschädigt als das umgebende gesunde Gewebe. Durch eine derartige gezielte Wärmebehandlung kann erreicht werden, dass das tumoröse Gewebe abstirbt.

Ein grundsätzliches Problem bei einer Hyperthermiebehandlung ist die unterschiedliche Ausbreitungsgeschwindigkeit elektromagnetischer Wellen im Gewebe und der umgebenden Luft. Je nach Anatomie des Patienten ist die Ausbreitungsstrecke der elektromagnetischen Wellen von den Sendedipolen zum Tumor mehr oder weniger von Gewebe oder Luft ausgefüllt. Dies be- einflusst jedoch die Fokussierung, so dass eine in jedem Falle optimale Fokussierung der HF-Energie bei der Hyperthermiebehandlung bisher ohne weitere Hilfsmittel nicht zu realisie- ren ist. Bei derzeit verfügbaren Hyperthermiegeräten wird daher der Luftraum zwischen Patient und Applikator mit einem Wasserkissen ausgefüllt, das nach der Positionierung des Patienten mit einer speziellen Wasserlösung gefüllt wird. Durch dieses Wasserkissen werden die Ausbreitungsgeschwindigkeiten der HF-Strahlung im Körper des Patienten und zwischen dem

Körper und dem Hyperthermieapplikator annähernd angeglichen, so dass eine ausreichend gute Fokussierung auch bei unterschiedlichen Patientenanatomien erreicht wird. Diese Verfahrensweise wird jedoch insbesondere bei klaustrophobischen Pa- tienten als unangenehm empfunden. Außerdem wird eine gleichzeitige Anwendung anderer Applikatoren, bspw. zur physiologischen Überwachung des Patienten während der Hyperthermiebehandlung, durch das Wasserkissen erschwert, da wenig Raum für die Positionierung zusätzlicher Applikatoren verbleibt.

Bei einer Hyperthermiebehandlung ist es weiterhin erforderlich, die Gewebetemperatur während der Behandlung zu überwa- chen. Dies wird derzeit über spezielle Temperatursensoren erreicht, die an Kathetern montiert sind. Die Katheter werden bei der Behandlung mit den Temperatursensoren durch die Haut des Patienten eingestochen und an das bestrahlte Gewebe her- angeführt. Diese invasive Methode belastet jedoch den Patienten zusätzlich.

Bei der Suche nach verbesserten Techniken zur Erfassung der Gewebetemperatur während einer Hyperthermiebehandlung wird auch der Einsatz von Magnetresonanzmessungen in Erwägung gezogen. Bei dem hierbei verfolgten Ansatz wird die Temperatur über eine gleichzeitig mit der Hyperthermiebehandlung laufende Magnetresonanz-Üntersuchung bestimmt. Dazu wird der Hyperthermieapplikator in den Untersuchungsraum einer Magnetre- sonanzanlage eingeführt und gleichzeitig mit der Erwärmung eine Magnetresonanzmessung durchgeführt. Aus der T1-T2- Verschiebung der aus dem interessierenden Körperbereich erhaltenen Magnetresonanzsignale kann die Temperatur des Gewebes abgeleitet werden.

Eine Problematik bei der Anwendung dieses neuen Ansatzes zur Temperaturmessung stellt jedoch die Genauigkeit der Temperaturmessung dar. Diese Genauigkeit ist derzeit kaum ausreichend, da zwischen der HF-Sende- und Empfangseinheit der Mag- netresonanzanlage und dem Patienten der Hyperthermieapplikator angeordnet ist, so dass das Empfangssignal des Magnetresonanz-Echos nur sehr schwach von der HF-Sende- und Empfangseinheit der Magnetresonanzanlage empfangen wird. Zusätzlich wird das Magnetresonanzsignal durch die zwischen dem Hy- perthermieapplikator und dem Patienten angeordneten Wasserkissen gedämpft. Eine weitere Ursache für die mangelnde Genauigkeit einer derartigen Temperaturmessung besteht in der Wahl der HF-Sendefrequenz der Magnetresonanzanlage. Diese Magnetresonanzfrequenzen müssen einen ausreichenden Abstand zur Hochfrequenz des Hyperthermieapplikators einhalten, um das Magnetresonanzsystem vom Hyperthermiesystem zu entkoppeln und störende gegenseitige Einflüsse der beiden Systeme zu vermeiden. Bekannte Hyperthermieapplikatoren arbeiten im Frequenzbereich von 100 MHz, um eine ausreichende Fokussierbar- keit des Hochfrequenzfeldes im Körper des Patienten zu erreichen. Daher werden die Magnetresonanzfrequenzen in der Regel im Bereich von 8 - 64 MHz gewählt werden, um einen ausreichenden Abstand zu den 100 MHz des Hyperther ieapplikators einzuhalten. Die gewählten Magnetresonanzfrequenzen erfordern jedoch für die Anregung der magnetischen Resonanz Magnetfeldstärken des Grundfeldmagneten zwischen 0,2 T und 1,5 T. Bei derartigen Grundfeldstärken ist die temperaturabhängige Tl- T2-Verschiebung jedoch nicht sehr deutlich, so dass auch dadurch die Genauigkeit der Temperaturbestimmung beeinträchtigt wird.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Vorrichtung für die selektive Hyperthermiebehandlung bereitzustellen, die eine ausreichende Fokussierung des HF-Feldes ohne den Einsatz von Wasserkissen und eine belastungsfreie Temperaturmessung mit hoher Genauigkeit ermöglicht.

Die Aufgabe wird mit der Magnetresonanzanlage sowie dem Verfahren zum Betrieb der Magnetresonanzanlage gemäß den Patentansprüchen 1 bzw. 8 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Magnetresonanzanlage sowie des Verfahrens sind Gegenstand der Unteransprüche.

Die vorliegende Magnetresonanzanlage ist in bekannter Weise mit einem Grundfeldmagneten, mehreren Gradientenfeldspulen, einer HF-Sende- und Empfangseinheit sowie einer Steuereinheit zur Ansteuerung der Gradientenfeldspulen und der HF-Sende- und Empfangseinheit für die Durchführung von Magnetresonanzmessungen ausgebildet. Im Gegensatz zu bekannten Magnetresonanzanlagen besteht die HF-Sende- und Empfangseinheit aus einer Vielzahl von arrayförmig um einen Untersuchungsraum ange- ordneten Antennen, die unabhängig voneinander über getrennte Sendekanäle zur Emission von HF-Strahlung vorgebbarer Phase und Amplitude angesteuert werden können. Für jede der Anten- nen ist weiterhin ein getrennter Empfangskanal vorgesehen. Die Steuereinheit ist derart ausgebildet, dass sie für jede Antenne die Amplitude und Phase eines von der Antenne empfangenen örtlich selektiven Magnetresonanzsignals bestimmen und die Antennen unabhängig voneinander zur Emission von HF- Strahlung vorgebbarer Phase und Amplitude ansteuern kann, um ein im Untersuchungsraum fokussiertes HF-Feld für eine Hyperthermiebehandlung zu erzeugen.

Bei dem vorliegenden Verfahren zum Betrieb der Magnetresonanzanlage werden die Antennen sowie die Gradientenfeldspulen zunächst zur Durchführung einer ortsselektiven Magnetresonanzmessung im zu untersuchenden Körper angesteuert. Die Magnetresonanzsignale werden mit den Antennen empfangen und die aus dem zu behandelnden Körperbereich empfangenen Magnetresonanzsignale werden von der Steuereinheit für jeden einzelnen Empfangskanal, d. h. für jede einzelne Antenne, nach Amplitude und Phase ausgewertet, um die Amplitudendämpfung und Phasenverschiebung der Hochfrequenzstrahlung auf dem Weg zwi- sehen dem zu behandelnden Körperbereich und jeder einzelnen Antenne zu erfassen. Anschließend werden die einzelnen Antennen unter Berücksichtigung der erfassten Amplitudendämpfung und Phasenverschiebung unabhängig voneinander durch die Steuereinheit mit einer geeigneten Amplitude und Phase angesteu- ert, um ein korrekt fokussiertes HF-Feld zur Hyperthermiebehandlung am Ort des zu behandelnden Körperbereiches zu erzeugen.

Durch die vorliegende Ausgestaltung der Magnetresonanzanlage sowie das angeführte Betriebsverfahren wird eine Hyperthermiebehandlung eines Patienten ohne Wasserkissen ermöglicht. Die a plituden- und phasenrichtige Ansteuerung jeder einzelnen Antenne für die korrekte Fokussierung des HF-Feldes wird vorab durch die Erfassung der Amplitude und Phase des von je- der einzelnen Antennen empfangenen Magnetresonanzsignals aus dem zu behandelnden Körperbereich ermittelt. Auf diese Weise wird unabhängig von der Anatomie des Patienten und dem Zwi- schenraum zwischen den Antennen und dem Patienten stets die korrekte Amplituden- und Phasenansteuerung zur optimalen Fokussierung des HF-Feldes am Ort eines zu behandelnden Bereiches, insbesondere Tumors, erreicht. Somit ist es einerseits möglich, zusätzliche Applikatoren, bspw. zur physiologischen Überwachung des Patienten während der Hyperthermiebehandlung vorzusehen, andererseits lässt sich mit der gleichen Magnetresonanzanlage eine Temperaturmessung mit hoher Genauigkeit und ohne Belastung für den Patienten durchführen.

Die vorliegende Realisierung der Magnetresonanzanlage mit gleichzeitiger Möglichkeit zur örtlich selektiven Hyperthermiebehandlung wird nicht durch einen zusätzlichen Einbau eines Hyperthermieapplikators sondern durch eine einfache Um- gestaltung bereits vorhandener Komponenten einer Magnetresonanzanlage erreicht. Hierbei sind die ein oder mehreren Leistungssender für die Antennen so ausgestaltet, dass sie einerseits die erforderliche Dauerleistung für eine Hyperthermiebehandlung liefern können, die in der Größenordnung von 1 - 2 kW liegt. Andererseits müssen die Leistungssender so ausgelegt sein, dass sie genügend Pulsleistung für Magnetresonanzmessungen, d. h. Pulsleistungen in der Größenordnung von 20 - 30 kW, liefern können. Vorzugsweise wird hierzu der übliche in Magnetresonanzanlagen verwendete Pulsleistungssender durch eine größere Anzahl von Leistungssendern mit einer kleineren Pulsleistung je Sendekanal ersetzt.

Die einzelnen Antennen sind vorzugsweise als Resonanzstäbe oder langgestreckte, im HF-Verhalten Resonanzstäben entspre- chende, elektrisch leitende Materialschichten ausgebildet, die möglichst geringe Abmessungen haben sollten. Die einzelnen Resonatorstäbe sind um den zylinderförmigen Raum für den Patienten herum angeordnet. Sie sind weiterhin mit einer Anpasseinrichtung ausgerüstet, die die Impedanz des Übertra- gungsweges zum zu behandelnden Körperbereich, die durch den Patienten und die Geometrie im Untersuchungsraum beeinflusst wird, an die Leitungsimpedanz der Zuleitung, die den jeweili- gen Leistungsverstärker mit dem Resonatorstab verbindet, an- passt. Die Anpasseinrichtung kann mit einem festen Transformationsverhältnis ausgestattet sein oder für jeden Patienten durch individuelles Tuning ausgerichtet werden.

In einer Ausführungsform der vorliegenden Magnetresonanzanlage ist für jede Antenne ein getrennter Leistungssender vorgesehen. Jeder dieser Leistungssender ist mit einer eigenen Senderansteuerschaltung ausgerüstet, die die Phasensteuerung und Amplitudensteuerung der Antenne ermöglicht. Die Ansteuerschaltung sollte beliebige HF-Pulsformen mit stark unterschiedlichen Pulsdauern erzeugen können, um sowohl die Magnetresonanzmessungen mit pulsförmiger Anregung als auch die Hyperthermiebehandlung mit kontinuierlicher Einstrahlung zu ermöglichen. Jede der Senderansteuerschaltungen umfasst vorzugsweise einen Modulator, der aus einer Stützwerttabelle ü- ber einen Analog-Digital-Converter (ADC) versorgt wird. Der Modulator kann durch einen analogen IQ-Modulator oder einen digitalen NCO realisiert werden. Die Frequenzerzeugung für die Sendefrequenz kann mit einer PLL- oder einer DDS-Schleife erfolgen. Derartige Schaltungen zur Frequenzerzeugung sind dem Fachmann auf dem Gebiet der Magnetresonanzanlagen bekannt .

Bei der vorliegenden Magnetresonanzanlage weist jede Antenne auch einen getrennten Empfangskanal auf, um ein Magnetresonanz-Echo bzw. -Signal, das in den Antennen induziert wird, erfassen zu können. Dazu wird vorzugsweise zwischen der jeweiligen Anpasseinheit und dem Leistungsverstärker ein Sende- Empfangs-Umschalter angeordnet, der das Magnetresonanzsignal auf jeder Sendeantenne an eine Empfängerschaltung weiterleitet. Die Empfängerschaltung selbst wird durch eine Vorverstärkerschaltung und eine Demodulatorschaltung realisiert, die jedes einzelne Empfangssignal nach Amplitude und Phase auftrennen kann. Die Empfängerschaltung kann entweder mit einem analogen IQ-Demodulator oder mit einem digitalen Demodu- lator ausgerüstet sein. Diese Empfängerschaltung ermöglicht die Erfassung der Phasenverschiebungen und der Dämpfung der HF-Amplitude in dem den Tumor umgebenden Gewebe.

Die vorliegende Magnetresonanzanlage ist für die Erzeugung einer ausreichend hoch liegenden Magnetresonanzfrequenz ausgebildet, die eine eindeutige Fokussierung des Hochfrequenz- Feldes bei der Feldstärke des Grundfeldmagneten ermöglicht. Andererseits wird die Feldstärke des Grundfeldmagneten derart gewählt, dass bei der zugehörigen Magnetresonanzfrequenz noch eine eindeutige Darstellung der Temperaturen im untersuchten Gewebe erreicht wird. Für die Feldstärke des Grundfeldmagneten ist bspw. eine Feldstärke von 3T geeignet, so dass eine Magnetresonanzfrequenz von 123,2 MHz erzeugt werden uss. Diese Magnetresonanzfrequenz entspricht einer Wellenlänge von 10 - 30 cm im Patientenkörper sowie in der Luft 2,5 m, so dass eine ausreichend starke Fokussierung der HF-Energie erreicht werden kann.

Der Betrieb der vorliegenden Magnetresonanzanlage erfolgt vorzugsweise derart, dass die Einstrahlung der HF-Energie zur Erwärmung des gewünschten Körperbereiches mehrmals kurzzeitig unterbrochen wird, um eine Magnetresonanzmessung zur Ermittlung der Temperatur im entsprechenden Körperbereich durchzuführen. Die Temperaturmessung erfolgt dabei über eine her- kömmliche Magnetresonanzmessung mit den Antennen und anschließende Auswertung der T1-T2-Verschiebung. Die Ortsinformation wird in bekannter Weise über die Frequenz- und Phasencodierung mit den Gradientenfeldspulen erhalten.

Die Temperaturmessung erfolgt mehrmals im Verlaufe des Erwärmungsprozesses, um eine Übererwärmung des entsprechenden Bereiches vermeiden zu können. Die Abstände zwischen den einzelnen Temperaturmessungen werden je nach eingestrahlter HF- Leistung, Dauer der Einstrahlung und Körperbereich gewählt. Je nach Art der Magnetresonanzmessung, d. h. nach Wahl der

Pulsfolge, wird für die Temperaturmessung ein Bereich von einigen 100 ms, insbesondere zwischen 100 ms und 1 s, vorgese- hen. Zwischen den Temperaturmessungen erfolgt wiederum die Einstrahlung der HF-Energie zur Erwärmung des zu behandelnden Körperbereiches .

In einer vorteilhaften Ausführungsform ist ein Empfangskanal der Magnetresonanzanlage mit einer Oberflächenspule verbunden, die ein sehr gutes Signal-Rausch-Verhältnis für die Magnetresonanzmessungen zur Temperaturbestimmung ermöglicht. Dazu ist zusätzlich zu den Oberflächenspulen eine Empfänger- Schaltung vorhanden, die entsprechend den Empfängerschaltungen der Antennen der HF-Sende- und Empfangseinheit ausgestaltet sind. Die Antennen der HF-Sende- und Empfangseinheit und die Oberflächenspulen werden in dieser Ausführungsform zusätzlich mit einer Verstimmeinrichtung ausgestattet, um eine störende Beeinflussung des gerade nicht benutzten Teils des Resonators auf die Messung zu verhindern. Eine derartige Verstimmeinrichtung ist aus herkömmlichen Magnetresonanzanlagen bekannt.

Für die optimale Fokussierung des HF-Feldes bei der Durchführung der Hyperthermiebehandlung sind Informationen über die Phasenverschiebungen und die Amplitudendämpfung auf dem Weg von den einzelnen Antennen zu dem zu behandelnden Bereich des Körpers des Patienten erforderlich, die für jeden Patienten individuell verschieden sind. Zur Ermittlung dieser Informationen wird erfindungsgemäß, wie bereits ausgeführt, mit der Magnetresonanzanlage vor dem Start der Erwärmungssequenz eine Abstimmsequenz realisiert, in der die aus einem vorgebbaren Körperbereich empfangenen Magnetresonanzsignale hinsichtlich ihrer auf den einzelnen Antennen empfangenen Amplituden- und Phasenlage ausgewertet werden. In einer vorteilhaften Ausführungsform wird diese Abstimmsequenz als FID-Messung realisiert, wobei durch eine geeignete Ansteuerung der Gradientenfeldspulen die Ausstrahlung von Echos aus nicht interessie- renden Bereichen des Körpers verhindert werden kann. Aus dem tumorösen Bereich wird bei Anregung HF-Energie in Form von Magnetresonanzsignalen abgestrahlt, die dann von jeder Anten- ne gleichzeitig aufgefangen wird. Aus den Phasen- und Amplitudenunterschieden lassen sich die für das Ansteuern der einzelnen Antennen zur Erzeugung fokussierter HF-Strahlung im tumorösen Körperbereich erforderlichen Phasen und Amplituden ableiten. Die Ansteuerung der Antennen erfolgt dann genau mit diesen vorab für jede einzelne Sendeantenne ermittelten Phasen und Amplituden.

Eine derartige Magnetresonanzmessung zur Ermittlung der kor- rekten Phasen und Amplituden für die Ansteuerung der Antennen kann selbstverständlich auch während der Durchführung der Erwärmungssequenz wiederholt werden, indem diese für die Magnetresonanzmessung kurzzeitig unterbrochen wird. Auf diese Weise können auch bei Lageänderungen des Patienten während der Behandlung optimale Fokussierergebnisse erzielt werden.

Die vorliegende Magnetresonanzanlage sowie das zugehörige Betriebsverfahren werden nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels in Verbindung mit den Zeichnungen nochmals kurz er- läutert. Hierbei zeigen:

Fig. 1 eine stark vereinfachte Darstellung einer Magnetresonanzanlage;

Fig. 2 schematisch ein Beispiel für die Ausgestaltung der HF-Sende- und Empfangseinheit einer Magnetresonanzanlage gemäß der vorliegenden Erfindung;

Fig. 3 eine Skizze zur Veranschaulichung der Überlagerung der von den einzelnen Antennen erzeugten HF-Felder in einem tumorösen Körperbereich eines Patienten; Fig. 4 ein Beispiel für den Betrieb eines NGO zur Erzeugung amplituden- und phasengerechter HF-Signale; und

Fig. 5 eine beispielhafte Sequenz für eine Hyperthermiebehandlung mit gleichzeitiger Temperaturmessung. In Figur 1 ist stark vereinfacht der prinzipielle Aufbau einer Magnetresonanzanlage dargestellt, wie er auch bei der vorliegenden Erfindung realisiert ist. Die Figur zeigt den Grundfeldmagneten 23, die Gradientenfeldspulen 24, die HF- Sende- und Empfangseinheit 25, die den Untersuchungsraum 27 umschließt, sowie eine Steuereinheit 26 zur Ansteuerung der Gradientenfeldspulen 24 und der HF-Sende- und Empfangseinheit 25. Die bei Magnetresonanzanlagen vorhandenen Einheiten wie bspw. Auswerterechner, Speicher, Pulssequenzsteuerung, Puls- formgenerator oder HF-Generator sind bei dieser Darstellung in der Steuereinheit 26 zusammengefasst .

In Figur 2 ist beispielhaft eine Ausgestaltung einer HF- Sende- und Empfangseinheit ersichtlich, wie sie bei einer Magnetresonanzanlage gemäß der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird. Die HF-Sende- und Empfangseinheit setzt sich aus einer Vielzahl von arrayförmig angeordneten Resonatorstäben 1 zusammen, die um den für den Patienten vorgesehenen zylinder- förmigen Untersuchungsraum 27 angeordnet sind. Jeder der ein- zelnen Resonatorstäbe 1 ist mit einem eigenen Sendekanal 2 sowie einem eigenen Empfangskanal 3 verbunden. In der Figur sind beispielhaft nur zwei dieser Empfangs- und Sendekanäle für zwei Resonatorstäbe angedeutet. Der Sendekanal 2 umfasst einen Speicher 6 zur Speicherung der Hüllkurve und des Pha- senverlaufs für die Erzeugung der HF-Anregungsimpulse. Ein als Modulator 7 betriebener NCO moduliert die erforderliche Impulsform und Phase auf ein Trägerfrequenzsignal f, das von einem nicht dargestellten Frequenzgenerator erhalten wird. Das Signal wird anschließend in einem Digital-Analog-Wandler 8 gewandelt und über den Leistungsverstärker 9 verstärkt. Das auf diese Weise verstärkte HF-Signal wird dem Resonatorstab 1 über einen der Impedanzanpassung dienenden Abstimmkreis 11 zugeführt. Auf diese Weise werden die einzelnen Resonatorstäbe 1 unabhängig voneinander zur Abgabe von HF-Strahlung bzw. HF-Pulsen definierter Phase und Amplitude angesteuert. Sollen die für jeden einzelnen Resonatorstab erforderliche Phase und Amplitude für die Fokussierung in einen tumorösen Körperbereich eines Patienten ermittelt werden, so werden die einzelnen Resonatorstäbe 1 zunächst zur Abgabe eines HF- Impulses für die Anregung eines Magnetresonanzanregesignals in diesem Körperbereich angesteuert. Dann, oder auch gleichzeitig mit dem Senden, wird durch Ansteuerung von Gradientenfeldern der räumliche Bereich, aus dem das FID-Signal emittiert wird, auf den tumorösen Bereich begrenzt. Anschließend werden die Sende/Empfangsumschalter 10 umgeschaltet, um die Resonatorstäbe 1 auf Empfang zu schalten bzw. mit dem jeweiligen Empfangskanal 3 zu verbinden. Das Magnetresonanzsignal wird von jedem der Resonatorstäbe 1 empfangen und über einen Vorverstärker 12 einem Analog-Digital-Wandler 13 zugeführt. Das digitalisierte Signal wird in einem NGO 14, der als Demo- dulator betrieben wird, entsprechend der Phase und Amplitude aufgeteilt und einem Auswerterechner 15 zugeführt, der die Amplitude und Phase des Magnetresonanzsignals für einen bestimmten Körperbereich auswertet, um für jeden der Resona- torstäbe die für die Fokussierung erforderliche Amplitude und Phase zu erhalten. Die einzelnen Resonatorstäbe 1 werden dann mit den für sie ermittelten Amplituden und Phasen angesteuert, um eine korrekte Fokussierung in dem tumorösen Körperbereich zu erreichen. Hierzu werden die Sende/Empfangsschalter 10 wieder auf den Sendekanal gestellt und die einzelnen Resonatorstäbe 1 mit einer HF-Dauerleistung beaufschlagt. Diese Dauerleistung kann auch aus HF-Pulsen zusammengesetzt sein.

Durch diese phasen- und amplitudenrichtige Ansteuerung lässt sich eine Fokussierung der HF-Energie in dem tumorösen Körperbereich 16 des Patienten 17 ohne Einsatz von Wasserkissen erreichen, wie dies schematisch in Figur 3 angedeutet ist. In dieser Figur sind zur Vereinfachung lediglich 6 Resonatorstäbe 1 angedeutet, die zur Abgabe von HF-Strahlung mit unter- schiedlichen Phasendifferenzen Δφ und Amplituden ΔU angesteuert werden. Figur 2 zeigt weiterhin eine Möglichkeit der Temperaturmessung während der Hyperthermiebehandlung. Für diese Temperaturmessung wird die Erwärmungsphase kurz unterbrochen um über die Resonatorstäbe 1 einen HF-Puls zur Anregung eines Magnet- resonanzsignals zu erzeugen. Die zugehörige Pulssequenz ist dem Fachmann aus herkömmlichen Magnetresonanzmessungen bekannt. Optional kann zum Empfang des Magnetresonanzsignals eine Oberflächenspule 4 direkt an dem interessierenden Körperbereich des Patienten positioniert und mit einem gesonder- ten Empfangskanal 5 verbunden werden. Dieser Empfangskanal 5 weist ebenso wie die Empfangskanäle 3 der Resonatorstäbe 1 einen Vorverstärker 12, einen Analog-Digital-Wandler 13, und einen NCO 14 auf und ist mit dem Auswerterechner 15 verbunden. Die Messung des Resonanzsignals für die Temperaturmes- sung mit Hilfe einer Oberflächenspule hat den Vorteil eines sehr guten Signal-Rausch-Verhältnisses.

Figur 4 zeigt ein Beispiel für die Verschaltung eines NCO 7 als Modulator zur Erzeugung von HF-Strahlung vorgebbarer Amp- litude und Phase. Der NCO ist auch in umgekehrter Richtung zur Demodulation eines empfangenen Signals betreibbar.

Die Erzeugung der digitalen Datenströme, die ein Sinus- und Cosinussignal des empfangenen HF-Signals bezogen auf eine Re- ferenzfrequenz darstellen, erfolgt in gleicher Weise wie bei dem NCO, der zum Senden benutzt wird. Statt des Addierers wird der empfangene und vom ADC digitalisierte Empfangsdatenstrom auf die beiden Multiplizierer aufgeteilt. Eine Signalkomponente wird mit einem Sinus-Datenstrom, die andere mit einem Cosinus-Datenstrom multipliziert. Nach einer digitalen Tiefpassfilterung beider Datenströme erhält man die Darstellung des empfangenen HF-Signals als Realteil- und Imaginärteilkomponente bezogen auf das vom DDS erzeugte Referenzsignal.

Figur 5 zeigt schließlich eine Steuersequenz zur Ansteuerung der Resonatorstäbe 1 für die Hyperthermiebehandlung. Im obe- ren Teil ist der Sendepuls 20 zum Erwärmen des Gewebes ersichtlich. Diese Erwärmungssequenz 20 wird kurz unterbrochen um eine HF-Pulsfolge 21 zur Durchführung einer Magnetresonanzmessung in bekannter Weise einzustrahlen und anschließend während einer definierten Empfangszeit 22 das Magnetresonanzsignal über die einzelnen Resonatorstäbe 1 zu empfangen. Danach wird die Erwärmung mit einer erneuten Erwärmungssequenz 20 fortgesetzt. Im unteren Teil der Figur sind schematisch die Ansteuerimpulse für die Gradientenfeldspulen für eine Ortskodierung in x-, y- und z- Richtung, wie sie bei einer Spin-Echo-Sequenz vorkommen, zu erkennen. Auch andere, hier nicht dargestellte Sequenztechniken sind selbstverständlich zu diesem Zweck einsetzbar.

In dem Zeitintervall, für das die Erwärmungssequenz kurz unterbrochen wird, lässt sich die Temperatur des Gewebes im interessierenden Körperbereich aus dem Ergebnis der Magnetresonanzmessung ableiten.

Das vorliegende System ist in der Lage, alle Magnetresonanz- Anwendungen, die bei der eingestrahlten HF-Frequenz ablaufen, durchzuführen. Diese Anwendungen werden genutzt, um die Anatomie-Darstellung oder auch Spektroskopiemessungen im interessierenden Bereich des Patienten durchzuführen und die Te - peraturverteilung im Patienten zu messen. Weiterhin ist das vorliegende System in der Lage, die einzelnen Resonatorstäbe so anzusteuern, dass eine gezielte Fokussierung des HF-Feldes möglich ist. Die Erwärmungssequenz wird hierbei in Zeitschlitze aufgeteilt, um diese mit der Magnetresonanzsequenz zur Temperaturmessung verschachteln zu können, so dass die

Temperaturmessung quasi gleichzeitig mit der Erwärmung stattfinden kann.

Die Frequenz, mit der die Magnetresonanzmessungen durchge- führt wird, entspricht hierbei zumindest annähernd der Frequenz, mit der die Hyperthermiebehandlung erfolgt. Dies er- möglicht die korrekte Bestimmung der Phase und Amplitude, mit der jeder einzelne Resonatorstab angesteuert werden muss.

Claims

Patentansprüche

1. Magnetresonanzanlage mit einem Grundfeldmagneten (23), Gradientenfeldspulen (24), einer HF-Sende- und Empfangsein- heit (25) sowie einer Steuereinheit (26) zur Ansteuerung der Gradientenfeldspulen (24) und der HF-Sende- und Empfangseinheit (25) für die Durchführung von Magnetresonanzmessungen, dadurch gekennzeichnet, dass die HF-Sende- und Empfangseinheit (25) eine Vielzahl von arrayförmig um einen Untersuchungsraum (27) angeordneten Antennen (1) aufweist, wobei für jede Antenne (1) ein eigener Sendekanal (2) und ein eigener Empfangs anal (3) vorhanden ist, und dass die Steuereinheit (26) derart ausgebildet ist, dass sie für jede Antenne (1) Amplitude und Phase eines von der Antenne (1) empfangenen Magnetresonanzsignals bestimmen und die Antennen (1) unabhängig voneinander zur Emission von HF- Strahlung vorgebbarer Phase und Amplitude ansteuern kann, um ein im Untersuchungsraum (27) fokussiertes HF-Feld für eine Hyperthermiebehandlung zu erzeugen.

2. Magnetresonanzanlage nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass jeder Sendekanal (2) einen Leistungsverstärker (9) und einen Modulator (7) aufweist.

3. Magnetresonanzanlage nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Antennen (1) als Resonatorstäbe ausgebildet sind.

4. Magnetresonanzanlage nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (26) derart ausgebildet ist, dass sie die Erzeugung des fokussierten HF-Feldes während der Hy- perthermiebehandlung zu vorgebbaren Zeiten für ein kurzes Zeitintervall unterbricht, um die Gradientenfeldspulen (24) und die HF-Sendeeinheit (25) zur Durchführung einer Magnetre- sonanzmessung für eine Temperaturbestimmung des mit dem fo- kussierten HF-Feld beaufschlagten Körperbereiches (16) anzusteuern.

5. Magnetresonanzanlage nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass jeder Sendekanal (2) mit einer Anpassschaltung (11) zur Anpassung der Leitungsimpedanz an die Impedanzverhältnisse im Untersuchungsraum (27) verbunden ist.

6. Magnetresonanzanlage nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Antennen (1) eine zylindermantelförmige Anordnung um den Untersuchungsraum (27) bilden.

7. Magnetresonanzanlage nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Grundfeldmagnet (23) zur Erzeugung einer Feldstärke von zumindest 2 T ausgelegt ist.

8. Verfahren zum Betrieb einer Magnetresonanzanlage nach einem oder mehreren der vorangehenden Ansprüche, bei dem für eine Hyperthermiebehandlung eines begrenzten Körperbereiches (16) eines Patienten (17) - die Gradientenfeldspulen (24) und die HF-Sende- und Empfangseinheit (25) zunächst mit einer Abstimmsequenz zur Durchführung einer ortsabhängigen Amplituden- und Phasenmessung in Form einer ersten Magnetresonanzmessung angesteuert werden, - für jede Antenne (1) Amplitude und Phase eines aus dem begrenzten Körperbereich (16) des Patienten (17) empfangenen Magnetresonanzsignals bestimmt und daraus für jede Antenne (1) eine für eine Fokussierung von HF-Strahlung in den begrenzten Körperbereich (16) erforderliche Amplitude und Phase ermittelt wird,

- und die einzelnen Antennen (1) anschließend unabhängig voneinander mit der für sie ermittelten Amplitude und Pha- se zur Emission der HF-Strahlung angesteuert werden, so dass ein auf den begrenzten Körperbereich (16) fokussiertes HF-Feld für die Hyperthermiebehandlung erzeugt wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass als Abstimmsequenz zur Durchführung der ersten Magnetresonanzmessung eine FID-Steuersequenz eingesetzt wird.

10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Ansteuerung zur Emission von HF-Strahlung während der Hyperthermiebehandlung mehrmals für ein kurzes Zeitintervall unterbrochen wird, um eine Temperaturbestimmung des be- grenzten Körperbereiches (16) über eine zweite Magnetresonanzmessung durchzuführen.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Magnetresonanzsignal bei der zweiten Magnetresonanzmessung zur Temperaturbestimmung über mit der Magnetresonanzanlage verbundene Oberflächenspulen (4) erfasst wird.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 11, dadurch gekennzeich et, dass die Antennen (1) für die Durchführung der Magnetresonanzmessung und für die Hyperthermiebehandlung mit den gleichen HF-Frequenzen angesteuert werden.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 12, dadurch geken zeich et, dass die Ansteuerung zur Emission von HF-Strahlung während der Hyperthermiebehandlung ein oder mehrmals für ein kurzes Zeitintervall unterbrochen wird, um eine oder mehrere weitere Magnetresonanzmessungen für eine jeweils neue Ermittlung der für die Fokussierung erforderlichen Amplituden und Phasen durchzuführen und die Antennen (1) anschließend unabhängig voneinander mit der für sie neu ermittelten Amplitude und Phase zur Fortsetzung der Hyperthermiebehandlung anzusteuern.