WO2010057564A1 - Mehrkanalige aufnahmeeinrichtung zur mr-bildgebung - Google Patents

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WO2010057564A1
WO2010057564A1 PCT/EP2009/007718 EP2009007718W WO2010057564A1 WO 2010057564 A1 WO2010057564 A1 WO 2010057564A1 EP 2009007718 W EP2009007718 W EP 2009007718W WO 2010057564 A1 WO2010057564 A1 WO 2010057564A1
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WO
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coils
coil
recording device
circuit
aufnahmeeinrichtung
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Application number
PCT/EP2009/007718
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English (en)
French (fr)
Inventor
Jörn EWALD
Florian Meise
Torsten Hertz
Original Assignee
Lmt Medical Systems Gmbh
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Publication date
Application filed by Lmt Medical Systems Gmbh filed Critical Lmt Medical Systems Gmbh
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
    • G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
    • G—PHYSICS
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    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34084—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR implantable coils or coils being geometrically adaptable to the sample, e.g. flexible coils or coils comprising mutually movable parts

Definitions

  • the invention relates to a multi-channel recording device for magnetic resonance tomography (MRT) with a plurality of arrangements of partially overlapping rectangular coils, which are arranged on one or more coil carriers.
  • MRT magnetic resonance tomography
  • MR coils such recording devices are referred to as MR coils. If one brings such a coil arrangement in the vicinity of the patient to be examined - e.g. through surface contact - this is also known as local coils.
  • the nuclear magnetic resonance signals are picked up by nuclear magnetic cores (primarily protons, i.e., nuclei of hydrogen) upon excitation thereof by radio frequency. The frequency of these signals depends on the magnetic field strength.
  • a strong magnetic field typically 1.5 Tesla through one or more magnetic fields with gradients, the nuclear magnetic resonance signals can be measured at various points of the body and mosaically combined to form an overall image.
  • a local coil as a multiple coil (array antenna, US Pat. No. 4,825,162) is known. This consists of an arrangement of juxtaposed partially overlapping individual coils. By means of the individual coils, the nuclear magnetic resonance signals of different body regions can be recorded substantially separated from one another, which optionally results in an improved overall image or a shortened examination time (parallel imaging). By combining a plurality of relatively small area MR coils into an array, the benefits of a large field of view and a high signal-to-noise ratio are brought into coincidence.
  • the individual coils have a simple geometric and planar structure, for example as a loop or toroidal coil. The mutual influence of adjacent coils is greatly reduced, inter alia, by the partial overlap of adjacent coils.
  • the object of the invention is to provide a receiving device of the type mentioned, which is particularly suitable for infants and neonates (newborns).
  • the solution according to the invention is that it has at least two arrangements of partially overlapping rectangular coils which are curved.
  • At least one of the rectangular coils is flexible.
  • one of the arrangements of rectangular coils is attached to a coil support, which is designed as a slightly curved patient bed, while the other arrangement of rectangular coils is attached to a coil carrier, which can be adapted as a particular padded element to the body of the patient.
  • the trained as a patient bed base takes into account the desired imaging of the spine from the neck area to at least down to the rump.
  • the longitudinal axis of the patient couch corresponds to the z-axis and the orientation of the main magnetic field B 0 in the MRI.
  • the flexible other coil carrier the upper part, can be placed on the regions to be examined - the thorax or abdomen / pelvis of the patient. Due to the flexible structure which is flexible in the xy plane and padded as a cushion, the contour can be adapted to the patient in an advantageous manner and, if appropriate, be displaced in the z-direction into the desired field of vision.
  • Another advantageous embodiment is characterized in that the rectangular coils are arranged on a cylindrical coil carrier. Also in this case The rectangular coils enclose the child's body at a small distance.
  • this embodiment is particularly suitable for examining the child's head.
  • the compact design of the coil carriers and the coils creates the possibility of using the arrangement in an MR-compatible incubator.
  • more than one arrangement of rectangular coils are provided on at least one coil carrier, in particular on the couch formed.
  • adjacent coils are alternately provided on the front and the back of a printed circuit.
  • preamplifiers for the coils are each provided in the interior of the coils.
  • the space-saving positioning of the preamplifier on the inner surface of the coil, in addition to a compact design of the coil has the advantage of a very short lead for the signal to be amplified per channel.
  • preamplifiers of two adjacent coils are provided in pairs in the interior of each second coil, wherein the interior of each other second coil is transparent or air-permeable due to a corresponding recess of the coil carrier, for example, to facilitate breathing.
  • means are provided for detuning the resonant frequency of individual coils. It can thereby be achieved that the coil is not excited to resonance during the transmission phase of the MRI.
  • the coils have an overcurrent fuse, in particular a fuse.
  • This fuse protects in case of error - e.g. at very high current increase in the conductor of the coils, caused by an (unintentionally) uncoordinated coil during the transmission phase of the MRI - the patient from burns.
  • Sheath wave barriers are advantageously provided by which signals are suppressed which are generated by eddy currents generated in the transmission phase in lead shields.
  • FIG. 1a shows an arrangement according to the invention in the open position
  • FIG. 1b shows the arrangement of FIG. 1b in the operating position
  • FIG. Fig. 2a shows the topology of a configured as a shell
  • FIG. 5 shows an exemplary ring antenna with a downstream amplifier circuit
  • 6a is an illustration of a standing wave barrier
  • FIG. 6b a representation of a standing wave barrier according to an alternative concept to FIG. 6a;
  • FIG. 7 shows a circuit implementation of the block diagram from FIG. 5;
  • FIG. 8 shows the frequency response of the RF blocking filter (7.1) from FIG. 7;
  • Fig. Ia and Ib show the basic concept of the invention.
  • the multichannel body coil or its coil carrier is subdivided into an upper part (Ia.1) which is placed on the regions to be examined - the thorax or abdomen / pelvis of the patient (Ib.1). Due to the flexible construction, which is flexible in the xy plane and padded as a cushion, the contour can be adapted to the patient in an advantageous manner and optionally displaced in the z-direction into the desired field of vision.
  • the lower part (Ia.2) is shaped as a patient couch surface slightly curved in the xy plane, which favors use in the MR incubator.
  • the geometry of the base takes into account the desired imaging of the spine from the neck area down to at least the rump. It should be noted that the z-axis also represents the orientation of the main magnetic field B 0 in the MRI.
  • FIGS. 1a and 1b show the array geometries of the coils from which the two coil arrangements are constructed.
  • the brightly drawn coils are printed on the upper side of the board, corresponding to the dark drawn on the lower side of the board on which they are arranged. It is characteristic that the same geometry is used for all coil arrangements.
  • the coil arrangement consists of four coils 1 to 4 overlapping in the x-direction.
  • Each coil constitutes a conductor loop with a self-inductance L A predetermined by its geometry.
  • Fig. 3 illustrates these relationships in detail, namely the details in the areas of the overlap ⁇ and overlap area A of two adjacent coils.
  • the light-colored conductor segments are printed on the upper side of the circuit board, corresponding to the shaded areas on the lower side of the circuit board.
  • FIG. 2b shows the structure of the lower, rigid arrangement of coils 5 to 12.
  • the sub-array of Fig. 2a is used twice - each offset in the z-direction. Also in this direction, the decoupling of pairs opposite coils is achieved by the overlap ⁇ .
  • FIG. 4 shows how the signal respectively received by the coils (4.1) and (4.2) via the symmetrical connection (4.4) resp. (4.5) is fed into the common double preamplifier board (4.3).
  • This board has a point-symmetrical structure with regard to the components as the preamplifier (4.6) resp. (4.7) and standing wave barriers (4.8) resp. (4.9).
  • the supply lines (DC and RX from FIG. 5) are connected to the two short sides of the board (4.3).
  • the pairwise combination of the preamplifier boards is advantageous because the now free inner surface of the loop antenna (4.2) can be cut out and thus a light and air-permeable window to the patient is created.
  • Fig. 5 the structure of a channel of the preamplifier board is shown on the level of function blocks.
  • the final received signal to the MRI is RX; With the control signal DC coming from the MRT, the coil can be deliberately detuned and thus switched off.
  • the coil (5.1) is supplemented by a tuning circuit (5.2), which is realized in the simplest case with a capacitor C A. This forms in series with the two series-connected capacitors in the balancing circuit (5.3) C s, the capacitive component to the inductively embossed part L A of the conductor loop of the coil.
  • the resonance frequency can thus be represented as follows:
  • the C s are fixed and set the entire coil by means of C A by adjustment or targeted value selection to the resonant frequency.
  • the fuse (5.8) protects the patient from burns, for example when there is a very strong current increase in the conductor of the coil caused by an (unintentionally) unsanctioned antenna during the transmission phase of the MRI.
  • the balanced signal applied to the coil is asymmetrically decoupled by means of the balancing circuit (5.3), ie related to ground.
  • This signal is fed into the preamplifier (5.6), but via a decoupling circuit (5.5) located in its input path.
  • this is a capacitive component -j / ⁇ C with which the coupling-active component + jc ⁇ M ( (caused by the remaining interaction M 'between adjacent ring antennas) is completely compensated.
  • the preamplifier itself is a modular component with a fixed voltage gain v. This is dimensioned so that the signal received by the antenna on the from the
  • the structure of the standing wave barrier (5.7) is shown in Fig. 6a.
  • the signal coming from the preamp output is shielded signal cable (6a.1) is wound on a toroidal winding body (6a.2) made of Teflon (in real about 18 turns).
  • the shielding is effective as inductance L MWS .
  • the screen is bridged by a tunable capacitor C MWS (6a.4) and hereby a blocking filter for f 0 is realized via this parallel resonant circuit.
  • the signal is thus conducted via the inner conductor (6a.4) of the coaxial cable (6a.1) wound on the toroidal body (6a.2).
  • the braided screen is bridged with an adjustable capacitor (6a.3).
  • the blocking frequency is adjusted to f o and thus the sheath current is effectively suppressed, which is caused by eddy currents generated in the shield during the transmission phase by the radiated high frequency.
  • FIG. 6b An alternative construction of the standing wave barrier is shown in FIG. 6b.
  • the coaxial cable (6b.1) is wound on a cylindrical winding body (6b.2) instead of a toroidal body.
  • the winding body is hollow on the inside and takes up a copper core (6b.5) whose immersion depth is e.g. is adjustable via a thread.
  • the capacitor (6b.3) can therefore be provided as a fixed value CMWS; the resulting resonance frequency f 0 is again calculated according to the above formula.
  • the detuning circuit (5.4) is explained in more detail by circuit diagram Fig. 7.
  • a DC control current coming from the MRT (approx. 100mA) is conducted via an HF cut-off filter (7.1) via the current path formed by the PIN diode (7.2) and the detuning inductance (7.3) to ground.
  • the PIN diode In the forward direction, the PIN diode is virtually a closed switch due to its very low differential internal resistance, which makes the detuning inductance (7.3) act in the resonant circuit of the coil.
  • the resonance frequency is shifted from f 0 to £ ⁇ . Since the MRI system registers only resonances and signals near f 0 , the respective tuned channel is invisible to MRT.
  • the Verstimminduktivitat (7.3) can for example be designed so that it corresponds to the inductance L A of the coil. In the case of detuning, the total inductance is thus 2L A , which implies:
  • the detuning frequency fi is thus far enough away from the actual MRT resonance frequency f 0 .
  • the RF rejection filter (7.1) prevents short circuiting of the high frequency signals from the coil's point of view through the DC source of the MRI; From the point of view of the MRI, (7.1) prevents the coupling of high-frequency signals; its frequency response is shown in Fig. 8.
  • the lower tap thus represents the now asymmetric (ground related) output of the otherwise symmetric coil.
  • FIG. 9 shows a coil configuration which is based on the arrangement of FIG. 2a.
  • the arrangement extended in the x-direction to 8 individual coils is rolled up to form a cylindrical outer surface, so that the first and last individual coil again overlap with ⁇ , thus resulting in a rotationally symmetrical structure.
  • Such a hollow cylinder can be advantageously, e.g. placing the head of a newborn, which combines the benefits of high image resolution, high signal-to-noise ratio, and the potential for parallel imaging.
  • 10 shows the advantageous arrangement a) of the amplifier boards (10.1, four boards according to FIG. 4) in the region of the individual coils 2, 3, 6 and 7 and b) of the viewing windows (10.2) in the region of the individual coils 1, 4, 5 and 8th.
  • the proximity of the amplifier boards to the individual coils has an advantageous effect on the signal quality.

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Abstract

Die mehrkanalige Aufnahmeeinrichtung für die Magnetresonanztomografie (MRT) mit mehreren Anordnungen von teilweise überlappenden Rechteckspulen (1-8), die auf einem oder mehreren Spulenträgern angeordnet sind, zeichnet sich dadurch aus, dass sie mindestens zwei gewölbte Anordnungen von teilweise überlappenden Rechteckspulen (1-8) aufweist.

Description

Mehrkanalige Aufnahmeeinrichtung zur MR-Bildgebung
Die Erfindung betrifft eine mehrkanalige Aufnahmeeinrich- tung für Magnetresonanztomografen (MRT) mit mehreren Anordnungen von teilweise überlappenden Rechteckspulen, die auf einem oder mehreren Spulenträgern angeordnet sind.
Allgemein werden solche Aufnahmeeinrichtungen als MR-Spulen bezeichnet. Bringt man eine solche Spulenanordnung in die Nähe des zu untersuchenden Patienten - z.B. durch Oberflä- chenberührung - so spricht man auch von Lokalspulen. Durch die MR-Spulen werden die Kernresonanzsignale von einen Kernspin aufweisenden Kernen (in erster Linie Protonen, d.h. Kerne des Wasserstoffs) nach Anregung derselben durch Hochfrequenz aufgenommen. Die Frequenz dieser Signale hängt von der Magnetfeldstärke ab. Indem ein starkes Magnetfeld von typischerweise 1,5 Tesla durch ein oder mehrere Magnetfelder mit Gradienten überlagert wird, können so das Kernresonanzsignale an verschiedenen Stellen des Körpers gemessen und mosaikartig zu einem Gesamtbild zusammengesetzt werden.
Die Untersuchung des Körpers von Neugeborenen und Kleinkindern im MRT stellt besondere Anforderungen an die Lokalspule. Die Untersuchung mit der in den MRT integrierten Kör- perspule führt in der Regel nicht zu einer ausreichenden Bildqualität. Dies liegt vor allem an dem zu großen Sicht¬ feld, der zu großen Entfernung vom Patienten und am kleinen Volumen des Patienten. Das Signal-zu-Rauschverhältnis und die Auflösung von Gewebedetails ist zu gering. Ähnliches gilt für die Standard-Lokalspulen, welche als Zubehör zum MRT bereitgestellt werden. Diese Spulen decken zwar einen weiten Anwendungsbereich zur Untersuchung Erwachsener und Kinder ab, die Eignung für Neonaten ist jedoch analog zu den oben genannten Gründen sehr eingeschränkt.
Bekannt ist der Aufbau einer Lokalspule als eine Mehrfach- Spule (Array-Antenne, US 4 825 162) . Diese besteht aus einer Anordnung von nebeneinander angeordneten teilweise überlappenden Einzelspulen. Durch die Einzelspulen können die Kernresonanzsignale unterschiedlicher Körperregionen im Wesentlichen voneinander getrennt aufgenommen werden sein, was wahlweise ein verbessertes Gesamtbild oder eine verkürzte Untersuchungszeit (Parallele Bildgebung) ergibt. Durch die Kombination einer Vielzahl von MR-Spulen mit relativ kleiner Fläche zu einem Array werden die Vorteile eines großen Sichtfelds und eines hohen Signal-zu- Rauschverhältnisses in Deckung gebracht. Die Einzelspulen weisen eine einfache geometrische und flächige Struktur, zum Beispiel als Schleifen- oder Ringspule auf. Die gegenseitige Beeinflussung benachbarter Spulen wird unter anderem durch die teilweise Überlappung nebeneinander liegender Spulen sehr stark verringert.
Die Aufgabe der Erfindung besteht in der Schaffung einer Aufnahmeeinrichtung der eingangs genannten Art, die insbesondere für Kleinkinder und Neonaten (Neugeborene) geeignet ist. Die erfindungsgemäße Lösung besteht darin, dass sie mindestens zwei Anordnungen von teilweise überlappenden Rechteckspulen aufweist, die gewölbt sind.
Es ist dadurch ein enges Anliegen an den Körper des Kleinkindes möglich, was bessere Signale ergibt. Bei einer vorteilhaften Ausführungsform ist mindestens eine der Rechteckpulen flexibel .
Dabei ist insbesondere eine der Anordnungen von Rechteckspulen an einem Spulenträger angebracht, der als leicht gewölbte Patientenliege ausgebildet ist, während die andere Anordnung von Rechteckspulen an einem Spulenträger angebracht ist, der als insbesondere gepolstertes Element an den Körper des Patienten angepasst werden kann. Das als Patientenliege ausgebildete Unterteil berücksichtigt die gewünschte Bildgebung der Wirbelsäule vom Nackenbereich bis mindestens hinunter zum Steiß. Die Längsachse der Patientenliege entspricht dabei der z-Achse und der Ausrichtung des Hauptmagnetfeldes B0 im MRT.
Der flexible andere Spulenträger, das Oberteil, kann auf die zu untersuchenden Regionen - den Thorax bzw. Abdomen/Becken des Patienten - gelegt werden. Durch den fle- xiblen, in der xy-Ebene biegsamen, als Kissen gepolsterten Aufbau kann die Kontur in vorteilhafter Weise an den Patienten angepasst und gegebenenfalls in z-Richtung in das gewünschte Sichtfeld verschoben werden.
Eine andere vorteilhafte Ausführungsform zeichnet sich dadurch aus, dass die Rechteckpulen auf einem zylinderförmigen Spulenträger angeordnet sind. Auch auch in diesem Falle umschließen die Rechteckpulen denen kindlichen Körper mit geringem Abstand.
Bei entsprechender Dimensionierung ist diese Ausführungs- form besonders für die Untersuchung des kindlichen Kopfs geeignet .
Durch die kompakte Bauart der Spulenträger und der Spulen wird die Möglichkeit geschaffen, die Anordnung in einem MR- kompatiblen Inkubator zu verwenden.
Bei einer vorteilhaften Ausführungsform sind an mindestens einem Spulenträger, insbesondere an dem als Liege ausgebildeten, mehr als eine Anordnung von Rechteckspulen vorgese- hen.
Um die Kopplungskapazität der Kopplung benachbarter MR- Spulen zu verringern, ist vorteilhafterweise vorgesehen, dass im Bereich der Überschneidung der Leiterbahnen der Spulen diese wesentlich schmäler als im übrigen Teil der Spulenausgebildet sind und sich unter 45° schneiden. Bei einer vorteilhaften Ausführungsform sind benachbarte Spulen abwechselnd auf der Vorderseite und der Rückseite einer gedruckten Schaltung vorgesehen.
Vorteilhafterweise sind Vorverstärker für die Spulen jeweils im Innenraum der Spulen vorgesehen. Die platzsparende Positionierung der Vorverstärker auf der Innenfläche der Spulen bringt neben einem kompakten Aufbau der Spule den Vorteil einer sehr kurzen Zuleitung für das zu verstärkende Signal pro Kanal . Vorteilhafterweise sind Vorverstärker von jeweils zwei benachbarten Spulen paarweise im Innenraum jeder zweiten Spule vorgesehen, wobei der Innenraum jeder anderen zweiten Spule transparent oder aufgrund einer entsprechenden Aus- nehmung des Spulenträgers luftdurchlässig ist, um z.B. Atmung zu erleichtern.
Vorteilhafterweise sind Einrichtungen zum Verstimmen der Resonanzfrequenz einzelner Spulen vorgesehen. Dadurch kann erreicht werden, dass die Spule während der Sendephase des MRT nicht zur Resonanz angeregt wird.
Vorteilhafterweise weisen die Spulen eine Überstromsiche- rung, insbesondere eine Schmelzsicherung auf. Diese Siche- rung schützt im Fehlerfall - z.B. bei sehr starkem Stromanstieg im Leiter der Spulen, verursacht durch eine (unbeabsichtigt) unverstimmte Spule während der Sendephase des MRT - den Patienten vor Verbrennungen.
Vorteilhafterweise sind Mantelwellensperren vorgesehen, durch die Signale unterdrückt werden, die durch in der Sendephase erzeugte Wirbelströme in Zuleitungsabschirmungen erzeugt werden.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand einer vorteilhaften Ausführungsform unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beispielsweise beschrieben. Es zeigen:
Fig. Ia eine erfindungsgemäße Anordnung in geöffneter Stel- lung;
Fig. Ib die Anordnung der Fig. Ib in Betriebstellung; Fig. 2a die Topologie einer als Oberteil konfigurierten
Spulenanordnung mit N x n = l x 4 = 4 Spulen, also somit vier Kanälen;
Fig. 2b die Topologie einer als Unterteil konfigurierten Spulenanordnung mit N x n = 2 x 4 = 8 Spulen, also somit acht Kanälen;
Fig. 3 eine Detaildarstellung der Überlappung der Leiter- bahnen der Spulen;
Fig. 4 die Kombination zweier Verstärkerplatinen zu einer gemeinsamen Doppelverstärkerplatine unter Nutzung der um 180° zueinander gedrehten Spulen;
Fig. 5 eine exemplarische Ringantenne mit nachgeschalteter Verstärkerschaltung;
Fig. 6a eine Darstellung einer Mantelwellensperre;
Fig. 6b eine Darstellung einer Mantelwellensperre nach einem zu Fig. 6a alternativen Konzept;
Fig. 7 eine schaltungstechnische Umsetzung des Blockdia- gramms aus Fig. 5;
Fig. 8 den Frequenzgang des HF-Sperrfilters (7.1) aus Fig. 7;
Fig. 9 eine erfindungsgemäße Topologie als Erweiterung von Fig. 2a, in der konfigurierten Spulenanordnung mit N x n = 1 x 8 Spulen; also mit 8 Kanälen als Mantelfläche eines Zylinders; und Fig. 10 die Topologie von Fig. 9, mit der schematischen
Anordnung der vier Verstärkerplatinen und vier ausgeschnittenen Spuleninnenflächen als Sichtfenster.
Fig. Ia und Ib zeigen das Grundkonzept der Erfindung. Die mehrkanalige Körperspule bzw. ihr Spulenträger ist unter- teilt in ein Oberteil (Ia.1), welches auf die zu untersuchenden Regionen - den Thorax bzw. Abdomen/Becken des Patienten (Ib.1) - gelegt wird. Durch den flexiblen, in der xy- Ebene biegsamen, als Kissen gepolsterten Aufbau kann die Kontur in vorteilhafter Weise an den Patienten angepasst und gegebenenfalls in z-Richtung in das gewünschte Sichtfeld verschoben werden.
Das Unterteil (Ia.2) ist zugleich als in der xy-Ebene leicht gewölbte Patientenliegeflache geformt, was den Ein- satz im MR-Inkubator begünstigt. Die Geometrie des Unterteils berücksichtigt die gewünschte Bildgebung der Wirbelsäule vom Nackenbereich bis mindestens hinunter zum Steiß. Zu beachten ist, dass die z-Achse auch die Ausrichtung des Hauptmagnetfeldes B0 im MRT darstellt.
Man sieht also deutlich die Träger der beiden Teilspulen der mehrkanaligen Körperspule, nämlich das flexible Oberteil (Ia.1) und das starre Unterteil (Ia.2), das zugleich die Patientenliegeflache darstellt. In den Fig. Ia und Ib wird auch ein Koordinatensystem zur weiteren Bezugnahme festgelegt. Fig. 2a und 2b zeigen die Array-Geometrien der Spulen, aus denen die beiden Spulenanordnungen aufgebaut sind. Die hell eingezeichneten Spulen sind auf der oberen Platinenseite aufgedruckt, entsprechend die dunkel Eingezeichneten auf der unteren Seite der Platine, auf der sie angeordnet sind. Kennzeichnend ist, dass die gleiche Geometrie für alle Spulenanordnungen verwendet wird. Das bedeutet für die Anwendung bei Neonaten eine Breite d=50mm in x-Richtung und eine Länge l=125mm in z-Richtung. Die Breite der Leiterbahnen beträgt überwiegend 5mm. Für das flexible Oberteil stellt sich der Aufbau gemäß Fig. 2a dar. Die Spulenanordnung besteht aus vier sich in x-Richtung überlappenden Spulen 1 bis 4.
Jede Spule stellt für sich eine Leiterschleife mit einer durch deren Geometrie vorgegebenen Eigeninduktivität LA dar.
Bringt man zwei solcher Leiterschleifen in räumliche Nähe, so werden diese beiden Schleifen gegenseitig über die Ge- geninduktivität M koppeln. Ferner wirken die sich überschneidenden Leiterbahnen von Vor- und Rückseite der gedruckten Schaltung aufgrund der gegenüberliegenden Schnittflächen als Kopplungskapazität C aus . Beide Kopplungsarten sind unerwünscht, da die Bildrekonstruktion im MRT-System (Bildrechner) von entkoppelten Einzelsignalen der Ringantennen ausgeht. Jede elektromagnetische Kopplung benachbarter Ringantennen würde das Rauschen im Bildbereich in erheblichem Maße erhöhen (US 4 825 162). Die Gegeninduktivität M lässt sich durch Überlappen der Spulen minimieren. Bei gegebener Breite D und Überlappung δ ist (für das Optimum M-^O) das Verhältnis δ/D = 0,14 (für quadratische Lei¬ terschleifen) bekannt. Für die oben definierte Geometrie wurde δ/D = 0,21 experimentell ermittelt. Die Kopplungskapazität C wird drastisch reduziert durch eine lokale Verjüngung der Leiterbahn (hier: von 5mm auf lmm) im Bereich der Überschneidung. Zusätzlich können durch 90° Ausrichtung der Leiterbahnen die sich überschneidenden Flächensegmente auf letztendlich A = lmm2 verringert werden. Dies wirkt sich wegen C - A sehr vorteilhaft auf die Minimierung der kapazitiven Kopplung aus .
Fig. 3 stellt diese Verhältnisse im Detail dar, nämlich die Details in den Bereichen der Überlappung δ und Überschneidungsfläche A zweier benachbarter Spulen. Die hell eingezeichneten Leiterbahnsegmente sind auf der oberen Platinenseite aufgedruckt, entsprechend die dunkel eingezeich- neten auf der unteren Seite der Platine.
Fig. 2b zeigt den Aufbau der unteren, starren Anordnung von Spulen 5 bis 12. Hier wird das Teilarray aus Fig. 2a zweimal - jeweils in z-Richtung versetzt - verwendet. Auch in dieser Richtung wird die Entkopplung paarweise gegenüberliegender Spulen durch die Überlappung δ erreicht.
Fig. 4 stellt dar, wie das von den Spulen (4.1) bzw. (4.2) jeweils empfangene Signal über den symmetrischen Anschluss (4.4) resp. (4.5) in die gemeinsame Doppelvorverstärkerpla- tine (4.3) eingespeist wird. Diese Platine weist einen punktsymmetrischen Aufbau hinsichtlich der Komponenten wie die Vorverstärker (4.6) resp. (4.7) und Mantelwellensperren (4.8) resp. (4.9) auf. Die Zuleitungen (DC und RX aus Fig. 5) werden an den beiden kurzen Seiten der Platine (4.3) angebunden. Die paarweise Kombination der Vorverstärkerplatinen ist vorteilhaft, da die nunmehr freie Innenfläche der Ringantenne (4.2) ausgeschnitten werden kann und somit ein licht- und luftdurchlässiges Fenster zum Patienten geschaffen wird.
In Fig. 5 ist der Aufbau eines Kanals der Vorverstärkerplatine auf der Ebene von Funktionsblöcken dargestellt. Das letztlich an den MRT gehende Empfangssignal ist RX; mit dem vom MRT kommenden Steuersignal DC kann die Spule gezielt verstimmt und somit abgeschaltet werden. Die Spule (5.1) wird ergänzt um einen Abstimmkreis (5.2), der im einfachsten Fall mit einem Kondensator CA realisiert wird. Dieser bildet in Reihe zu den beiden in Reihe geschalteten Kondensatoren im Symmetrierkreis (5.3) Cs den kapazitiven Anteil zum induktiv geprägtem Part LA der Leiterschleife der Spule. Die Resonanzfrequenz lässt sich somit wie folgt darstellen:
Figure imgf000012_0001
In der Praxis werden die Cs fest gewählt und die gesamte Spule mittels CA durch Justierung oder gezielter Wertauswahl auf die Resonanzfrequenz eingestellt.
Die Schmelzsicherung (5.8) schützt im Fehlerfall - z.B. bei sehr starkem Stromanstieg im Leiter der Spule verursacht durch eine (unbeabsichtigt) unverstimmte Antenne während der Sendephase des MRT - den Patienten vor Verbrennungen. Das an der Spule anliegende symmetrische Signal wird mittels des Symmetrierkreises (5.3) asymmetrisch d.h. auf Masse bezogen ausgekoppelt.
Dieses Signal wird in den Vorverstärker (5.6) gespeist, allerdings über einen in dessen Eingangspfad liegenden Entkopplungskreis (5.5). Dies ist im einfachsten Fall eine kapazitive Komponente -j/ωC, mit der die die kopplungswirksame Komponente +jcύM( (verursacht durch die restliche Wechselwirkung M' zwischen benachbarten Ringantennen) vollständig kompensiert wird.
Um dies zu erreichen ist eine möglichst niedrige Eingangsimpedanz Zi des Vorverstärkers (5.6) notwendig. Hiermit lä- ge der Ausgang des Entkopplungskreises idealerweise auf Masse. Dieser Sachverhalt wird ebenfalls in US 4 825 162 beschrieben.
Der Vorverstärker selbst ist eine modulare Komponente mit einer festen SpannungsVerstärkung v. Diese ist so bemessen, dass das durch die Antenne empfangene Signal auf den vom
MRT-Hersteller spezifizierten Pegel angehoben wird, z.B ist v = 3OdB ein typischer Wert.
Eine wichtige Eigenschaft des Vorverstärkers ist ein sehr niedriger Rauschpegel; da dieser Parameter unmittelbar in die Bildqualität eingeht. Die Ausgangsimpedanz beträgt in den meisten Fällen Z0 = 50 Ohm; in der Regel wird der Vorverstärker auch mit einer auf diesen Ausgang überlagerten Gleichspannung versorgt.
Der Aufbau der Mantelwellensperre (5.7) wird in Fig. 6a dargestellt. Das vom Vorverstärkerausgang kommende ge- schirmte Signalkabel (6a.1) wird auf einen toroiden Wickelkörper (6a.2) aus Teflon gewickelt (real ca. 18 Windungen) . Somit wird der Schirmmantel als Induktivität LMWS wirksam. An den Ein- und Abgangspunkten des Kabels wird der Schirm mit einem abstimmbaren Kondensator CMWS (6a.4) gebrückt und hiermit über diesen Parallelschwingkreis ein Sperrfilter für f0 realisiert.
Figure imgf000014_0001
Dieser sorgt für eine wirksame Unterdrückung von aufinduzierten, schädlichen Mantelwellenströmen. Das Signal wird also über den Innenleiter (6a.4) des auf den Toroidkörper (6a.2) gewickelten Koaxialkabels (6a.1) geleitet. An den beiden Endpunkten wird das Schirmgeflecht mit einem verstellbaren Kondensator (6a.3) überbrückt. Hiermit wird die Sperrfrequenz auf fo justiert und damit der Mantelstrom wirkungsvoll unterdrückt, der von Wirbelströmen verursacht wird, die in der Abschirmung während der Sendephase durch die eingestrahlte Hochfrequenz erzeugt werden.
Ein alternativer Aufbau der Mantelwellensperre zeigt Fig.6b. Hier erfolgt die Wicklung des Koaxialkabels (6b.1) auf einen zylindrischen Wickelkörper (6b.2) anstelle eines Toroidkörpers . Der Wickelkörper ist innen hohl und nimmt einen Kupferkern (6b.5) auf, dessen Eintauchtiefe z.B. über ein Gewinde einstellbar ist.
Da Kupfer diamagnetische Eigenschaften (χ<0) besitzt, wird die wirksame Induktivität LMWS umso geringer, je mehr der Kupferkern in den Windungskörper eintaucht. Dies wiederum zieht einen An-stieg der Resonanzfrequenz (gleich Sperrfre- quenz der Mantelwellensperre) nach sich. Der Kondensator (6b.3) kann daher als Festwert CMWS vorgesehen werden; die resultierende Resonanzfrequenz f0 berechnet sich wiederum nach obiger Formel .
Der Verstimmkreis (5.4) wird durch Stromlaufplan Fig. 7 näher erläutert. Ein vom MRT kommender Steuergleichstrom (ca. 100mA) wird über ein HF-Sperrfilter (7.1) über den durch die PIN-Diode (7.2) und der Verstimminduktivitat (7.3) ge- bildeten Strompfad nach Masse geleitet. Die PIN-Diode stellt in Durchlassrichtung durch deren sehr geringen dif- ferentiellen Innenwiderstand praktisch einen geschlossenen Schalter dar, welcher die Verstimminduktivitat (7.3) in den Resonanzkreis der Spule wirken lässt. Somit wird die Reso- nanzfrequenz von f0 nach £χ verschoben. Da das MRT System nur Resonanzen und Signale in der Nähe von f0 registriert, ist der jeweils auf fi verstimmte Kanal für den MRT unsichtbar. Wird der Steuerstrom vom MRT auf 0 gesetzt, so wird die PIN-Diode hochohmig (geöffneter Schalter) und die Verstimminduktivitat aus dem Resonanzkreis herausgenommen. Somit ist wieder fo wirksam, und der Kanal ist für den MRT wieder sichtbar. Die Verstimminduktivitat (7.3) kann z.B. so ausgelegt werden, dass sie der Induktivität LA der Spule entspricht. Im Fall der Verstimmung beträgt somit die Ge- samtinduktivität 2LA, daraus folgt:
Figure imgf000015_0001
Die Verstimmfrequenz fi ist damit weit genug entfernt von der eigentlichen MRT-Resonanzfrequenz f0. Das HF-Sperrfilter (7.1) verhindert aus Sicht der Spule den Kurzschluss der hochfrequenten Signale durch die DC-Quelle vom MRT; aus Sicht des MRT verhindert (7.1) das Einkoppeln von hochfrequenten Signalen; dessen Frequenzgang ist in Fig. 8 dargestellt.
Der Symmetrierkreis (7.4) kann als kapazitiver Spannungsteiler mit den beiden Kondensatoren Cs = 18OpF gesehen werden, mit einem geerdeten Mittelabgriff. Der untere Abgriff stellt somit das nun asymmetrische (massebezogene) Ausgangssignal der ansonsten symmetrischen Spule dar.
Bei den in Fig. 5 und Fig. 7 referenzierten Komponenten entspricht (5.4) den zusammengefassten Komponenten (7.1)+(7.2)+(7.3); (5.2) entspricht (7.6); (5.3) entspricht (7.4); (5.5) entspricht (7.7); (5.6) entspricht (7.8) und (5.7) entspricht (7.9) .
Fig. 9 zeigt eine Spulenkonfiguration welche auf der Anord- nung von Fig. 2a basiert. Die in x-Richtung auf 8 Einzelspulen erweiterte Anordnung ist zu einer Zylindermantelfläche aufgerollt, so dass sich die erste und letzte Einzelspule wieder mit δ überlappen, also eine rotationssymmetrische Struktur ergibt .
In das Zentrum eines solchen Hohlzylinders läßt sich in vorteilhafter Weise z.B. der Kopf eines Neugeborenen platzieren, was die Vorteile einer hohen Bildauflösung, einem hohem Signal-zu-Rauschverhältnis und der Möglichkeit der Parallelen Bildgebung in sich vereinigt.
Möglich wird dies durch die Verwendung flexiblen Leiterbahn-Trägermaterials (z.B. Pyralux-Folie) , welches von bei- den Seiten mit Kupfer kaschiert ist und sich verarbeiten und durchkontaktieren lässt.
Die beispielhaften, zylindrischen Abmessungen der Mehrka- nalspule für Neonaten-Kopfuntersuchungen weisen für den Durchmesser D = 175 mm; für die Höhe h = 120 mm auf. Die Weite einer Einzelspule wurde mit d = 86,5 mm angesetzt; die optimale Überlappung wurde mit δ = 16,5 mm empirisch ermittelt.
Fig. 10 zeigt die vorteilhafte Anordnung a) der Verstärkerplatinen (10.1, vier Platinen gemäß Fig. 4) im Bereich der Einzelspulen 2, 3, 6 und 7 sowie b) der Sichtfenster (10.2) im Bereich der Einzelspulen 1, 4, 5 und 8.
Die Nähe der Verstärkerplatinen zu den Einzelspulen wirkt sich vorteilhaft auf die Signalqualität aus.
Die Sichtfenster erlauben in vorteilhafter Weise eine un- mittelbare Beobachtung des in der Kopfspule befindlichen
Patienten, in Ergänzung zu den ohnehin offenen Stirnflächen der Spulenanordnung.

Claims

Schutzansprüche
1. Mehrkanalige Aufnahmeeinrichtung für die Magnetresonanztomografie (MRT) mit mehreren Anordnungen von teilweise überlappenden Rechteckspulen (1-12), die auf einem oder mehreren Spulenträgern (Ia.1, Ia.2) angeordnet sind, dadurch gekennzeichnet, dass sie mindestens zwei gewölbte Anordnungen von teilweise überlappenden Rechteckspulen (1-12) aufweist.
2. Aufnahmeeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekenn- zeichnet, dass mindestens eine der Rechteckspulen (1-
12) flexibel angeordnet ist.
3. Aufnähmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechteckpulen (1 bis 12) auf einem zylinderförmigen Spulenträger angeordnet sind.
4. Aufnahmeeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass eine der Anordnungen von Rechteckspu- len (5-12) an einem Spulenträger angebracht (Ia.2), der als leicht gewölbte Patientenliege ausgebildet ist, während die andere Anordnung von Rechteckspulen (1-4) an einem Spulenträger (Ia.1) angebracht ist, der als insbesondere gepolstertes Element an den Kör- per des Patienten anpassbar ist.
5. Aufnahmeeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2 , dadurch gekennzeichnet, dass an mindestens einem Spulenträger (Ia.2), insbesondere an dem als Liege ausgebildeten, mehr als eine Anordnung von Rechteckspulen (1-12) vorgesehen ist.
6. Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass im Bereich von Überschneidungen der Leiterbahnen der Spulen (1-12) diese wesentlich schmäler als im übrigen Teil der Spulen ausgebildet sind und sich unter 90° schneiden.
7. Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass benachbarte Spulen (1- 12) abwechselnd auf der Vorderseite und der Rückseite einer gedruckten Schaltung vorgesehen sind.
8. Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass Vorverstärker (4.6, 4.7, 5.6) für die Spulen jeweils im Innenraum der Spulen (1-12) vorgesehen sind.
9. Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass Vorverstärker (4.6, 4.7) von jeweils zwei benachbarten Spulen (1-12) paarweise im Innenraum jeder zweiten Spule (1-12) vorgesehen sind, wobei der Innenraum jeder anderen zweiten Spule (1-12) transparent oder aufgrund einer entsprechenden Ausnehmung des Spulenträgers luftdurchlässig ist.
10. Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüchel 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass Einrichtungen zum
Verstimmen (5.4) der Resonanzfrequenz einzelner Spulen (1-12) vorgesehen sind.
11.Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis
10, dadurch gekennzeichnet, dass die Spulen (1-12) eine Überstromsicherung, insbesondere eine Schmelzsicherung (5.8) aufweisen.
12.Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis
11, dadurch gekennzeichnet, dass Mantelwellensperren (5.7) vorgesehen sind, durch die Signale unterdrückt werden, die durch in der Sendephase erzeugte Wirbel- ströme in Zuleitungsabschirmungen erzeugt werden.
13.Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis
12, dadurch gekennzeichnet, dass benachbarte Spulen (1-12) zur Minimierung von Kopplungsinduktivitäten um einen definierten Abstand δ überlappen.
14.Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis
13, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Leiterbah- nen benachbarter Spulen (1-12) zur Minimierung von
Kopplungskapazitäten nur um eine minimale Fläche A in der x, z-Ebene überschneiden.
15.Aufnahmeeinrichtungen nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass jeder Vorverstärker (4.6, 4.7, 5.6) jeder Spule (1-12) die Unterstrukturen Verstimmkreis (5.6), Entkopplungskreis (5.5), Vorverstärker (4.6, 4.7, 5.6) und Mantelwellensperre (4.8, 4.9, 5.7) enthält.
16.Aufnahmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, im Leiterpfad jeder Spule (1-12) die Unterstrukturen Sicherung (5.8), Sym- metrierkreis (7.4) und Abstimmkreis (5.2) eingefügt sind.
17.Aufnähmeeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass für alle Kanäle einer Spule (1-12) die geschirmte Koaxialleitung des EmpfangssignaIs und die Ansteuerung für den Verstimm- kreis (5.6) in einem gemeinsamen geschirmten Anschlusskabel zusammengefasst sind.
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