WO2014082927A1 - Vorrichtung zur sequenziellen untersuchung eines messobjektes mittels der verfahren mpi als auch mri - Google Patents

Vorrichtung zur sequenziellen untersuchung eines messobjektes mittels der verfahren mpi als auch mri Download PDF

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WO2014082927A1
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magnetic field
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PCT/EP2013/074467
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Michael Heidenreich
Jochen Franke
Volker Niemann
Rainer Pietig
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Bruker Biospin Mri Gmbh
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    • G01R33/3804—Additional hardware for cooling or heating of the magnet assembly, for housing a cooled or heated part of the magnet assembly or for temperature control of the magnet assembly

Definitions

  • the invention relates to a device for alternating examination of a test object by means of MPI (Magnetic Particle Imaging) and by means of MRI
  • (- 'Magnetic Resonance Imaging') comprising at least two magnetic field generating elements, the device having a first examination volume for MRI operation, in which a homogeneous magnetic field is generated, and a second examination volume for MPI operation, in which a spatially strong generating varying magnetic field profile whose field vectors are different at all spatial points in terms of direction and / or amount and at a point in space comprise the field amount zero, and wherein the
  • Device includes a resistive drive-field coil system for generating a drive field and a resistive MRI gradient coil system.
  • a resistive drive-field coil system for generating a drive field
  • a resistive MRI gradient coil system Such a device is known from reference [3] (Weizenecker et al., 2009).
  • CT computer tomography
  • MRI magnetic resonance imaging
  • PET positron emission tomography
  • hybrid systems for example PET-CT since 2001 and MRI-PET since 2010 in clinical operation
  • the diagnostic value could be further increased by imaging techniques.
  • All hybrid systems are based on the fact that complementary information of the individual modalities are synergistically combined and / or graphically overlaid.
  • the CT data of a PET-CT hybrid system are used for morphological information and for attenuation correction of the PET data.
  • SPIO superparamagnetic nanoparticles
  • This procedure offers a spatial as well as a high temporal
  • Magnetization curve of the SPIO's arise as a particle response harmonics of f 0 , which are detected by means of receiving coils and used for image reconstruction. Since tissue has a negligible non-linear response to the excitation frequency f 0 , this method offers high contrast through the acquisition of only the particle response.
  • a spatial coding is based on the effect that the particle magnetization goes from saturation to a certain magnetic field strength. Magnetic excitation at frequency f0 changes the saturation magnetization
  • Such a magnetic field profile may be e.g. be generated by permanent magnets with opposite magnetization direction or by means of a Maxwell electromagnetic coil pair. Due to the saturation effect, only particles in the immediate vicinity of the FFP are excited and thus contribute to the particle response. The extent of the FFP, and thus the
  • Sensitivity of the MPI method is dependent on the magnetic field strength at which the particles saturate and on the gradient strength of the SF, with which the magnetic field rises from the FFP (see
  • Imaging such as cell tracking or cancer diagnostics and in the field of cardiovascular diagnostics and blood vessel imaging.
  • CT and MRI the acquired MPI image datasets today still have a relatively low spatial resolution in the millimeter range. This resolution limitation is given by the currently available nanoparticles as well as the technically realizable magnetic field gradients.
  • a statement about the quantitative distribution of the nanoparticles can be made from the data with a high sensitivity exclusively to the applied nanoparticles, which, however, only contains limited morphological information. This makes a clear assignment of the measured
  • Electromagnetic alternating fields which electrical signals in the
  • Induce receiver coil By using multiple magnetic field gradients, the signal is spatially encoded and can be reconstructed by appropriate algorithms.
  • MRI not only allows the acquisition of spatially-resolved anatomical information with multiple soft-tissue contrasts, but also provides other differentiated techniques that allow access to many physiological parameters such as water diffusion or permeability [6].
  • MR spectroscopic imaging metabolic and biochemical processes can be spatially displayed. in the
  • MRI is a relatively insensitive and slow imaging technique with acquisition times ranging from seconds to minutes.
  • MPI and MRI Due to the unique properties of both volumetric imaging modalities, MPI and MRI are in terms of their information content
  • the intermodal transport also reduces a direct correlation of both data sets in the time domain. Further logistical problems arise in small animal studies, for example, which require continuous anesthetization of the test animal. The provision of two stand-alone modalities also means a high cost and space requirements.
  • Patent application DE 10 2012 216 357.3 addressed.
  • an integrally constructed hybrid system in which the main magnetic coil system has at least one magnetic field-generating element which generates an indispensable magnetic field component for both examination volumes both in the MRI examination volume and in the MPI examination volume.
  • a magnetic field profile can be generated that meets both the requirements of the MRI and the MPI modality, wherein the centers of the two examination volumes do not fall on the same point in space and do not overlap the two examination volumes.
  • DUT is mandatory, which makes a co-registration of both data sets difficult.
  • the temporal sequence of both examinations is limited by the repositioning.
  • Hybrid device can be reduced or avoided, with a repositioning of the measurement object is simplified or even eliminated.
  • a device which is characterized in that the device comprises a main magnet coil system arranged around a z-axis with two coaxial, mirror-symmetrical with respect to a center plane perpendicular to the z-axis the first examination volume arranged partial coil systems comprises that at least partially overlay the first and the second examination volume, that a Umpol adopted for reversing the current through one of the sub-coil systems is provided, and that the main magnetic coil system is designed so that it with the same polarity of the sub-coil systems a homogeneous magnetic field of at least 6th order in the first examination volume and, in the case of opposite polarity, a spatially strongly varying magnetic field profile in the second examination volume.
  • possible magnet system arrangements are proposed which satisfy both the requirements of MRI and MP1 imaging. The two overlapping study areas allow optimal use of the available
  • the high magnetic field homogeneity of the main magnet coil system allows the use of homogeneity sensitive MRI pulse programs.
  • the magnet system arrangement must generate a magnetic field profile that includes both a homogeneous field region for MR imaging and a field region with a spatially extending one
  • Field gradients including a field zero crossing including a field zero crossing.
  • the field region containing the field amount zero is called "field-free point" (FFP) in MPI technology.
  • FFP field-free point
  • Magnetic system comprises a superconducting electromagnetic coil system, which is arranged within a cryostat.
  • the arrangement can be realized in conjunction with a single cryostat.
  • Superconducting electromagnets enable the generation of a high magnetic basic field B 0 and a strong magnetic field gradient G.
  • the magnet system may be embodied as a resistive electromagnetic coil system, in which all the existing partial coils are electrically connected in series.
  • An embodiment of the field generator by means of a resistive electromagnetic coil system, in which all partial coils are connected in series and arranged coaxially, the height of the magnetic base field and the strength of the magnetic field gradient within certain limits can be freely selected by specifying the coil current. This is especially true for the MPI mode interesting, since the extension of the FoV at constant DF amplitude is proportional to 1 / G.
  • Resistive electromagnetic coil systems also allow a fast shutdown of the system when not in use
  • Device is the main magnet coil system by means of a scattered
  • Another class of advantageous embodiments of the invention is characterized in that at least one of the Generalspuiensysteme is designed as a solenoid coil or as a conventional arrangement of soienoidförmiger components.
  • the device according to the invention is the
  • Umpol With reversing the current through a partial coil system integrated into a power supply for the main magnet coil system. This allows an advantageous safety concept, in which a polarity reversal is only allowed if the current in the main magnet coil system is equal to zero.
  • the inverter of the polarity reversal device is electrically controllable: The polarity reversal can be controlled by software or by a pulse program. In addition, a particularly timely Umpolung and a rapid intermodal change is possible.
  • HF high frequency
  • Interwoven individual wires of the HF strand causes an increase in the effective cross-section of the current flow.
  • RF strand produces lower conduction losses at high frequencies because solid wire is limited by, for example, the skin effect and proximity effect. This enables the realization of a high-quality drive field.
  • the electrical leads of the resistive drive-field coil system are designed as quadrupoles in further advantageous embodiments of the invention.
  • Cooling system umpumpt. Due to the active cooling, the respective
  • Device is the MRI gradient coil system made of HF stranded wire. This has the following advantages, among others:
  • Embodiments of the device according to the invention which are characterized in that the MRI gradient coil system comprises an active cooling system, which is an electrically non-conductive coolant within the MRI gradient coil system in electrically non-conductive channels of the MRI gradient coil system.
  • the active cooling of each work area of the components can be increased without destroying the assembly.
  • embodiments of the invention in which the MRI gradient coil system is actively and / or passively shielded. This results in a minimization of the resulting eddy currents outside of the MRI gradient and thus one of steep / fast switching edges as well as precise gradient trajectories and a reduction of artifacts that arise from eddy currents. Finally, embodiments of the invention are also particularly preferred
  • Main magnet coil system of the illustrated embodiment in MRI mode (Polarisationsfeid).
  • the dark hatching represents a current flow of the main magnetic coil system 100a1, 100a2, 100b1, 00b2 from the image plane, the bright hatching in the image plane.
  • Both sub-coil systems 100a1-2 and 100b1-2 are connected in series and with the same polarity to the power supply 180.
  • the shim coil system is 1 10, one
  • FIG. 2 shows the longitudinal section of FIG. 1 in the MPI mode (selection field).
  • the dark hatching represents a current flow of the main magnet coil system 100a1, 100a2, 100b1, 100b2 from the image plane, the bright hatching in the image plane.
  • Both partial coil systems 100a1 -2 and 100b1 -2 are in series, but by operating the polarity reversal device 190 with opposite polarity the power supply 180 is connected.
  • FIG. 3 shows a schematic sectional view of an electrical connection of the drive field coil system for a drive field channel.
  • the RF strands 330a1, 330a2, 330b1, 330b2 are guided as a twisted quadrupole within a supply or discharge line 310 filled with cooling medium 320 of the drive field coil system.
  • FIG. 6 shows a homogeneity plot of the polarization field in the region of the MRI examination volume 162.
  • Fig. 7 shows a stray field plot of the polarization field.
  • Fig. 11 shows a stray field plot of the selection field.
  • Figs. 1 and 2 shows one for e.g. Small animal studies suitable integral structure of an MPI-MRI hybrid system, which contains all subcomponents described in the claims and allows an alternate / sequential investigation by means of MPI and MRI without rearrangement of the measurement object 170. Due to the integral structure, subcomponents such as e.g. Main magnet coil system, control software, data acquisition components, power sources,
  • the main magnet coil system is composed of two coaxially arranged solenoid-shaped partial coil systems 100a1, 100a2;
  • 100b1, 100b2 realized, which are arranged mirror-symmetrically with respect to a plane perpendicular to the z-axis center plane.
  • Each of these resistive partial coil systems is realized by copper waveguides - edge length 10 mm x 10 mm, bore diameter 4 mm - which are connected electrically in series and in relation to cooling in parallel.
  • the design of the main magnetic coil system is optimized with respect to a maximum power loss of 61 kW for a test volume 162 magnetic field 6th order of strength 0.5T by means of scattered current density distribution. This means that the current density in this design is distributed both axially and radially uniformly over the entire region of the coil.
  • the sub-coil system a and b respectively consists of two sub-coil system units 100a1 and 100a2 and 100b1 and 00b2, which include 22 or 14 coaxial copper waveguide elements with 12 and 10 radial turns, respectively.
  • the copper waveguides are flowed through by a coolant.
  • a DC voltage of 500 A of a linearly regulated power supply unit 180 kept stable in the MRI mode partial coil system a (100a1, 100a2) and b (100b1, 100b2) with the same polarity connected in series (see FIG. 1) a magnetic field (polarization field 6th order of magnitude 0.5T (see Figures 4, 5, 6) and in MPI mode (partial coil system a (100a1, 100a2) and b (100b1, 100b2) with opposite polarity connected in series (see Fig. 2) a magnetic field gradient (selection field) of 2.2 T / m in the Z-direction including a field-free point (see Figures 8, 9, 10), which is the center of the
  • Examination volume (161) represents.
  • the polarity reversal of a partial coil system - in this embodiment, the partial coil system 100 a1 and 100 a2 - and thus the Mod batwechseL via a built-in power supply 180 for the main magnet coil system Umpol founded 190.
  • this MRI gradient coil system has a fast switching behavior and thus accurate gradient trajectories and is also transparent to the NF radiation of the drive-field coil system 140.
  • an MRI RF transceiver coil (Tx / Rx) is 1 50 in the
  • Embodiment included which is adjusted to the Larmor frequency of 0.5T.
  • the MRI-RF coil 150 is the innermost element (ie, within the drive field coil opening (see FIGS. 1 and 2) closest to Examine object 170 to maximize the sensitivity of this MRI RF coil 150.
  • the stray field plot of the device in MRI mode (polarization field) is shown in FIG.
  • the resistive drive-field coil system 140 with the field strokes serves as the LF transmit-receive coil (Tx / Rx):
  • Bx 0.095 mT / A
  • By 0.085 mT / A
  • Bz 0.133 mT / A.
  • This coil system is also made of HF stranded wire and with an active, non-electrically conductive cooling (glass fiber reinforced cooling channels, cooling medium: transformer oil) realized.
  • Minimized channels Furthermore, by virtue of the guidance of the quadrupole arrangements within the supply or discharge lines 310 for the cooling medium 320, the electrical connections of the MPI drive field detection system are already actively cooled and can thus be minimized with regard to the line cross section used.
  • the drive-field coil system is passively shielded by means of a copper tube 1 10 of a 300mm diameter.
  • the stray field plot of the device in the MPI mode is shown in FIG. 11.
  • the concentric arrangement of all the field-producing elements causes the magnetic centers of these components to fall - and thus also the centers of both examination volumes 161, 162 - on the same point in space.
  • This device allows by their properties an alternating examination of the measurement object 170 by means of MPI and MRI, the modality change without rearrangement of the examination object 170 by means of inverting the current flow of a partial coil element 100a1 and 100a2 or 100b1 and 100b2.

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Abstract

Eine Vorrichtung zur abwechselnden Untersuchung eines Messobjekts (170) mittels MPI und MRI mit zwei magnetfelderzeugenden Elementen, in einem ersten Untersuchungsvolumen (162) für den MRI-Betrieb ein homogenes Magnetfeld, sowie in einem zweiten Untersuchungsvolumen (161) für den MPI-Betrieb ein räumlich stark variierendes Magnetfeldprofil erzeugt wird, dessen Feldvektoren an allen Raumpunkten bezüglich Richtung und/oder Betrag unterschiedlich sind und den Feld betrag Null umfassen, und wobei die Vorrichtung ein resistives Drive-Field-Spulensystem (140) sowie ein resistives MRI-Gradienten-Spulensystem (130) beinhaltet, ist dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung ein Hauptmagnetspulensystem mit zwei koaxialen, spiegelsymmetrisch bezüglich einer senkrecht zur z-Achse stehenden Mittelebene durch das erste Untersuchungsvolumen (162) angeordneten Teilspulensystemen (100a1, 100a2; 100b2, 100b1) umfasst, dass sich die Untersuchungsvolumina überlagern, dass eine Umpoleinrichtung (190) zur Umpolung des Stromes durch ein Teilspulensystem vorgesehen ist, und dass das Hauptmagnetspulensystem bei gleicher Polarität der Teilspulensysteme ein homogenes Magnetfeld von mindestens 6. Ordnung im ersten Untersuchungsvolumen sowie bei entgegengesetzter Polarität ein räumlich stark variierendes Magnetfeldprofil im zweiten Untersuchungsvolumen erzeugt. Damit wird ein Umpositionieren des Messobjektes vereinfacht oder kann sogar entfallen.

Description

Vorrichtung zur sequenziellen Untersuchung eines Messobjektes mittels der Verfahren MPI als auch MRI
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur abwechselnden Untersuchung eines Messobjekts mittels MPI (- 'Magnetic Particle Imaging") und mittels MRI
(- 'Magnetic Resonance Imaging") umfassend mindestens zwei magnetfelderzeugende Elemente, wobei die Vorrichtung ein erstes Untersuchungsvolumen für den MRI-Betrieb, in welchem ein homogenes Magnetfeld erzeugt wird, sowie ein zweites Untersuchungsvolumen für den MPI-Betrieb aufweist, in welchem ein räumlich stark variierendes Magnetfeldprofii erzeugt wird, dessen Feldvektoren an allen Raumpunkten bezüglich Richtung und/oder Betrag unterschiedlich sind und an einem Raumpunkt den Feldbetrag Null umfassen, und wobei die
Vorrichtung ein resistives Drive-Field-Spulensystem zur Erzeugung eines Drive Fields sowie ein resistives MRI-Gradienten-Spulensystem beinhaltet. Eine solche Vorrichtung ist bekannt aus Referenz [3] (Weizenecker et al., 2009).
In den letzten Jahrzehnten sind zahlreiche tomographische bildgebende
Verfahren wie zum Beispiel die Computertomographie (CT) von Hounsfield im Jahre 1969, die Magnetresonanztomographie (MRI) von Lauterbur und Mansfield im Jahre 1973 oder die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) von Ter- Pogossian und Phelps im Jahre 1975 erfunden worden. Durch stetige
Weiterentwicklung der Hardware, der Sequenz- und/oder Rekonstruktionsalgorithmen nehmen in der heutigen medizinischen Diagnostik bildgebende Verfahren einen immer größeren Stellenwert ein. Mittels
Kombination einzelner bildgebender Verfahren zu sogenannten Hybridsystemen (z.B. PET-CT seit 2001 und MRI-PET seit 2010 im klinischen Betrieb) konnte die diagnostische Aussagekraft durch bildgebende Verfahren weiter erhöht werden. Allen Hybridsystemen liegt zu Grunde, dass komplementäre Informationen der einzelnen Modalitäten synergetisch kombiniert und/oder graphisch überlagert werden. So werden beispielsweise die CT-Daten eines PET-CT Hybridsystem für morphologische Informationen sowie zur Schwächungskorrektur der PET-Daten herangezogen.
Im Jahre 2001 wurde mit Magnetic Particle Imaging (MPI) ein weiteres
tomographisches bildgebendes Verfahren von Gleich und Weizenäcker
(DE10151778A1 ) erfunden. Dieses junge und sich schnell entwickelnde volumetrische bildgebende Verfahren dient der Detektion der räumlichen
Verteilung von applizierten superparamagnetischen Nanopartikeln (SPIO).
Dieses Verfahren bietet ein räumliches sowie ein hohes zeitliches
Auflösungsvermögen (siehe Referenzen [1-3]). Das grundlegende Prinzip für MPI beruht auf einer Anregung der Nanopartikel mittels eines zeitlich sich ändernden Magnetfeldes - dem sogenannten„Drive Field" (DF) - mit einer Anregungsfrequenz f0. Durch die nichtlineare
Magnetisierungskurve der SPIO's entstehen als Partikelantwort Harmonische von f0, welche mittels Empfangsspulen detektiert und zur Bildrekonstruktion genutzt werden. Da Gewebe eine vernachlässigbar kleine nichtlineare Antwort auf die Anregungsfrequenz f0 aufweist, bietet dieses Verfahren einen hohen Kontrast durch die Akquisition von lediglich der Partikelantwort. Eine räumliche Kodierung wird auf den Effekt gestützt, dass die Partikelmagnetisierung ab einer bestimmten magnetischen Feldstärke in Sättigung geht. Durch die magnetische Anregung mit der Frequenz fO ändert sich die Magnetisierung der gesättigten
SPIO's nur minimal und diese tragen danach nicht oder kaum zur Partikelantwort bei. Um diesen Effekt der Saturierung zu nutzen, wird ein statischer Magnetfeldgradient - das sogenannte„Selektionsfeld" (SF) - mit einem feldfreien Punkt (FFP) erzeugt. Ausgehend von dem FFP steigt die magnetische
Feldstärke in alle Raumrichtungen an. Ein solcher Magnetfeldverlauf kann z.B. durch Permanentmagnete mit entgegengesetzter Magnetisierungsrichtung oder mittels eines Maxwell- Elektromagnetspulenpaares erzeugt werden. Durch den Saturierungseffekt werden nur Partikel in unmittelbarer Nähe zu dem FFP angeregt und steuern somit zur Partikelantwort bei. Die Ausdehnung des FFP's, und damit die
Sensitivität des MPI Verfahrens, ist abhängig von der magnetischen Feldstärke bei welcher die Partikel in Sättigung gelangen sowie von der Gradientenstärke des SF, mit der das Magnetfeld ausgehend von den FFP ansteigt (siehe
Referenzen [4, 5]). Um eine volumetrische Bildgebung zu erlauben, wird der FFP relativ zum Untersuchungsobjekt durch z.B. Superposition zusätzlicher
Magnetfelder und/oder durch mechanische Bewegung des
Untersuchungsobjektes gesteuert.
Das quantitative Verfahren MPI bietet durch seine hohe Sensitivität sowie sein hohes zeitliches Auflösungsvermögen erfolgsversprechende nichtinvasive Anwendungsmöglichkeiten im Bereich der molekularen und medizinischen
Bildgebung wie zum Beispiel Zell-Verfolgung (cell tracking) oder Krebsdiagnostik sowie im Bereich der Herz-Kreislauf-Diagnostik und Blutgefäßbildgebund. Im Gegensatz zu anderen bildgebenden Verfahren wie zum Beispiel CT und MRI weisen die akquirierten MPI-Bilddatensätze heutzutage noch eine relative geringe räumliche Auflösung im Miliimeterbereich auf. Diese Auflösungsbeschränkung ist durch die derzeit verfügbaren Nanopartikeln sowie den technisch realisierbaren Magnetfeldgradienten gegeben. Des Weiteren kann aus den Daten mit einer ausschließlich zu den applizierten Nanopartikeln hohen Sensitivität eine Aussage über die quantitative Verteilung der Nanopartikeln getroffen werden, welche jedoch nur eine begrenzte morphologische Information beinhaltet. Dies macht eine eindeutige Zuordnung der gemessenen
Partikelverteilung zu ihrem morphologischen Entstehungsort extrem schwierig. Andere volumetrische bildgebende Verfahren, wie zum Beispiel das klinisch seit langem genutzte Verfahren der MRI, sind bestens geeignet um hoch aufgelöste morphologische Informationen zu erfassen. Die MRI-Technik basiert auf einem starken homogenen Magnetfeld - das sogenannte Polarisationsfeld (PF) - sowie elektromagnetischen Wechselfeldern im Radiofrequenzbereich, mit denen bestimmte Atomkerne des Untersuchungs-objektes resonant angeregt werden (siehe Referenz [6]). Die angeregten Atomkerne emittieren wiederum
elektromagnetische Wechselfelder, welche elektrische Signale in die
Empfangsspule induzieren. Durch Nutzung von mehreren Magnetfeldgradienten wird das Signal räumlich kodiert und kann durch geeignete Algorithmen rekonstruiert werden. MRI erlaubt nicht nur die Akquisition von räumlich hoch aufgelöster anatomischer Information mit vielfältigen Weichgewebekontrasten , sondern bietet weitere differenzierte Techniken, die den Zugriff auf viele physiologische Parameter wie zum Beispiel Wasserdiffusion oder Permeabilität erlauben [6]. Bei Nutzung von MR spektroskopischer Bildgebung können zudem metabolische und biochemische Abläufe räumlich dargestellt werden. Im
Gegensatz zu MPI ist die MRI-Technik ein relativ insensitives und langsames bildgebendes Verfahren mit Akquisitionszeiten im Bereich von Sekunden bis Minuten.
Durch die einzigartigen Eigenschaften beider volumetrischen bildgebenden Modalitäten sind MPI und MRI in Bezug auf ihren Informationsgehalt
weitestgehend komplementär. Superior diagnostische Aussagekraft kann durch Kombination beider Verfahren und die synergetische Nutzung ihrer
Eigenschaften - die hohe Sensitivität sowie das zeitliche Auflösungsvermögen der MPI-Technik und die vielfältigen Weichgewebekontraste und somit ausgezeichnete morphologische Information der MRI-Technik - ermöglicht werden. Eine Überlagerung/Fusion beider komplementären Bilddatensätze wurde bisher nur mittels zwei separaten bzw. unabhängigen Modalitäten von MPI und MRI realisiert (siehe Referenz [3]), da derzeit weltweit noch kein integrales Kombinationsgerät (Hybridgerät) dieser beiden Modalitäten zur Verfügung steht. Die Nutzung zweier separater Modalitäten birgt jedoch einige Schwierigkeiten. Hierzu zählt unter anderem die Ko-Registrierung beider Datensätze mit unterschiedlichen Bezugskoordinaten, welche durch weitgehend unvermeidbare Verschiebung und Deformation durch Umlagerung bzw. Transport des
Untersuchungsobjektes von der einen Modalität zu der anderen erschwert wird. Der Intermodalitätentransport vermindert zudem eine direkte Korrelation beider Datensätze im Zeitbereich. Weitere logistische Probleme entstehen etwa bei Kleintierstudien, welche eine kontinuierliche Anästhesierung des Versuchstieres voraussetzt. Die Bereitstellung zweier stand-alone Modalitäten bedeutet auch zugleich einen hohen Kosten- und Platzaufwand.
Diese Schwierigkeiten wurden teilweise in der - am Anmeldetag der
vorliegenden Erfindung noch nicht veröffentlichten - früheren deutschen
Patentanmeldung DE 10 2012 216 357.3 angesprochen. Hier wurde ein integral aufgebautes Hybridsystem beschrieben, in dem das Hauptmagnetspulensystem mindestens ein Magnetfelderzeugendes Element aufweist, welches sowohl im MRI Untersuchungsvolumen als auch im MPI Untersuchungsvolumen einen unverzichtbaren Magnetfeldanteil für beide Untersuchungsvolumina erzeugt. Mit einem solchen integral aufgebauten Hybridsystem kann ein Magnetfeldverlauf generiert werden, der sowohl den Anforderungen der MRI- als auch der MPI- Modalität genügt, wobei die Zentren der beiden Untersuchungsvolumina nicht auf denselben Raumpunkt fallen und sich die beiden Untersuchungsvolumina nicht überlagern. Durch diese Merkmale ist eine Umpositionierung des
Messobjektes zwingend erforderlich, welche eine Ko-Registrierung beider Datensätze erschwert. Auch die zeitliche Abfolge beider Untersuchungen ist durch das Umpositionieren begrenzt.
In der US 2012/01 19739 A1 werden ebenfalls eine Kombination von MPI mit MRI sowie die dabei auftretenden Probleme, insbesondere die für die beiden Messmethoden deutlich unterschiedlichen erforderlichen Geometrien der Magnetfelderzeugenden Spulen angesprochen. Diese Schwierigkeiten sollen gemäß der Lehre der US 2012/01 19739 A1 durch den Einsatz von vorpolarisierter MRI behoben werden.
Aufgabe der Erfindung
Demgegenüber ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine
gattungsgemäße Vorrichtung mit den eingangs definierten Merkmalen kostengünstig und mit möglichst einfachen technischen Mitteln derart zu verbessern, dass die oben beschriebenen Schwierigkeiten bei einer
umschaltbaren Kombination beider Modalitäten in ein integral aufgebautes
Hybridgerät gemindert bzw. vermieden werden, wobei ein Umpositionieren des Messobjektes vereinfacht wird oder sogar entfallen kann.
Kurze Beschreibung der Erfindung und bevorzugter Ausführunqsformen Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Vorrichtung nach Patentanspruch 1 gelöst, die sich dadurch auszeichnet, dass die Vorrichtung ein um eine z-Achse angeordnetes Hauptmagnetspulensystem mit zwei koaxialen, spiegelsymmetrisch bezüglich einer senkrecht zur z-Achse stehenden Mittelebene durch das erste Untersuchungsvolumen angeordneten Teilspulen- Systemen umfasst, dass sich das erste und das zweite Untersuchungsvolumen mindestens teilweise überlagern, dass eine Umpoleinrichtung zur Umpolung des Stromes durch eines der Teilspulensysteme vorgesehen ist, und dass das Hauptmagnetspulensystem so ausgelegt ist, dass es bei gleicher Polarität der Teilspulensysteme ein homogenes Magnetfeld von mindestens 6. Ordnung im ersten Untersuchungsvolumen sowie bei entgegengesetzter Polarität ein räumlich stark variierendes Magnetfeldprofil im zweiten Untersuchungsvolumen erzeugt. Mit der vorliegenden Erfindung werden mögliche Magnetsystemanordnung vorgeschlagen, die sowohl den Anforderungen der MRI- als auch der MP1- Bildgebung genügen. Die beiden überlappenden Untersuchungsbereiche ermöglichen eine optimale Ausnutzung des zur Verfügung stehenden
Messvolumens.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung bietet zahlreiche Vorteile und ermöglicht einen gegenüber dem Stand der Technik deutlich verbesserten Betrieb sowie die Gewinnung von erheblich detaillierteren Daten des Messobjekts:
a. Die Aufnahme von morphologischer Referenzbilddatensätze mittels MRI wird ermöglicht.
b. Die hohe Grundmagnetfeldhomogenität des Hauptmagnetspulensystems erlaubt die Nutzung von in Bezug auf Homogenität sensitiven MRI- Pulsprogrammen.
c. Umpolbare Anordnung:
i. Kein Umlagern notwendig
ii. Keine Umpositionierung notwendig
iii. Kein Logistikaufwand / Anästhesierung kann ohne Unterbrechung
fortgesetzt werden
iv. Schneller Wechsel zwischen den beiden Modalitäten realisierbar v. Gleiches Magnetisches Zentrum beider Modalitäten möglich
vi. Gleiches Koordinatensystem
1 . Einfache Bildfusionierung
2. Einfaches Auffinden des gewünschten„Field of Views" (FoV) mittels MRI.
d. Erhöhung der klinischen Aussagekraft durch beide Methoden //
Komplementäre Information // Summe der Kombination beider Modalitäten ist größer als Summe beider Einzelmodalitäten
e. MPI: Hohe Sensitivität // ermöglicht molekulare Bildgebung
f. MRI: Hohe morphologische Information // große Auswahl an dedizierten
Akquisitionsprotokollen. Für ein integral aufgebautes Hybridgerät bestehend aus der MRI- und MPI- Modaiität muss die Magnetsystemanordnung einen Magnetfeldverlauf generieren, der sowohl einen homogenen Feldbereich für die MR-Bildgebung beinhaltet als auch einen Feldbereich mit einem räumlich verlaufenden
Feldgradienten inklusive eines Feldnulldurchganges. Die Feldregion, die den Feldbetrag Null beinhaltet, wird in der MPI-Technologie„Feldfreier Punkt" (FFP) genannt.
Weitere Varianten der Erfindung sowie vorteilhafte Eigenschaften und
Ausgestaltungen sind als Ausführungsformen und Weiterbildungen der
Erfindung in den Unteransprüchen beschrieben.
Zur Generierung von Magnetfeldern können supraleitende Elektromagnetspulensysteme, resistive Elektromagnetspulensysteme, Permanentmagnetsysteme und/oder eine Kombination daraus genutzt werden.
Eine für den praktischen Einsatz der erfindungsgemäßen Vorrichtung bevorzugte Klasse von Ausführungsformen zeichnet sich dadurch aus, dass das
Magnetsystem ein supraleitendes Elektromagnetspulensystem umfasst, welches innerhalb eines Kryostaten angeordnet ist. Die Anordnung ist in Verbindung mit einem einzigen Kryostaten zu realisieren. Supraleitende Elektromagneten ermöglichen die Generierung eines hohen Magnetgrundfeldes B0 sowie eines starken Magnetfeldgradienten G.
Alternativ oder ergänzend kann in einer weiteren Klasse von Ausführungsformen das Magnetsystem als resistives Elektromagnetspulensystem ausgeführt sein, bei welchem alle vorhandenen Teilspulen elektrisch in Serie geschaltet sind. Eine Ausführung des Feldgenerators mittels eines resistiven Elektromagnetspulensystems, bei welchem alle Teilspulen in Serie geschaltet und koaxial angeordnet sind, ist durch die Vorgabe des Spulenstromes die Höhe des Magnetgrundfeldes sowie die Stärke des Magnetfeldgradienten innerhalb bestimmter Grenzen frei wählbar. Dies ist insbesondere für den MPI-Modus interessant, da die Ausdehnung des FoVs bei konstanter DF-Amplitude proportional zu 1/G ist. Resistive Elektromagnetspulensysteme erlauben ferner bei Nicht-Nutzung des Systems ein schnelles Abschalten des
Grundfeldes/Gradientenfeldes, was die Risiken, die mit starken Magnetfeldern einhergehen, minimiert. Ferner erlaubt das Abschalten des Grundmagnetfeldes die optimale Nutzung neuer Ansätze der Systemkalibrierung mittels„System Calibration Unit" in der MPI-Bildgebung (siehe Referenz [7]).
Bei besonders bevorzugten Ausführungsformen der erfindungsgemäßen
Vorrichtung ist das Hauptmagnetspulensystem mittels einer gestreuten
Stromdichteverteilung in Hinsicht auf minimale Verlustleistung für eine bestimmte Feldstärke optimiert. Diese Ausführungsformen zeichnen sich aus durch geringeren Energieverbrauch, durch die Realisierbarkeit von relativ hohen Feldstärken (hier etwa 0.5T) mittels eines resistiven Hauptmagnetspulensystems sowie durch geringere Anforderungen an eine Kühlapparatur.
Eine weitere Klasse von vorteilhaften Ausführungsformen der Erfindung zeichnet sich dadurch aus, dass mindestens eines der Teilspuiensysteme als Solenoid- spule oder als übliche Anordnung soienoidförmiger Komponenten ausgeführt ist. Bei weiteren Ausführungsformen der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist die
Umpoleinrichtung zur Umpolung des Stromes durch ein Teilspulensystem in ein Netzteil für das Hauptmagnetspulensystem integriert. Dies ermöglicht ein vorteilhaftes Sicherheitskonzept, bei welchem eine Umpolung nur erlaubt wird, wenn der Strom im Hauptmagnetspulensystem gleich 0 ist. Der Inverter der Umpoleinrichtung ist elektrisch steuerbar: Die Umpolung kann per Software bzw. durch ein Pulsprogramm gesteuert werden. Außerdem ist damit eine besonders zeitgenaue Umpolung sowie ein schneller Inter-Modalitätenwechsel möglich.
Um Interferenzen/Störungen zwischen den MRI-Teilkomponenten und den MPI- Teilkomponenten zu minimieren, sollten die Untersuchungsvolumina in Bezug auf HF- (=Hochfrequenz)-Strahlung sowie auf NF-(=Niederfrequenz)-Strahlung abgeschirmt sein.
Bei bevorzugten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist das resistive Drive-Field-Spulensystem aus HF (="Hochfrequenz")-Litze hergestellt. Die große Anzahl an feinen, voneinander isolierten und miteinander
verflochtenen Einzeldrähten der HF-Litze bewirkt eine Erhöhung des effektiv am Stromfluss beteiligten Querschnitts. Außerdem erzeugt HF-Litze im Gegensatz zu einem Volldraht geringere Leitungsverluste bei hohen Frequenzen, da Volldraht etwa durch den Skin-Effekt sowie Proximity-Effekt begrenzt ist. Damit gelingt die Realisierung eines Drive Fields hoher Güte.
Zur Reduzierung des Streufeldes ausgehend von den Zuleitungen sowie der Sensitivität in Bezug auf die Einkopplung von Störfeldern sind bei weiteren vorteilhaften Ausführungsformen der Erfindung die elektrischen Zuleitungen des resistiven Drive-Field-Spulensystems als Quadrupole ausgeführt.
Besonders bevorzugt sind auch Ausführungsformen der erfindungsgemäßen Vorrichtung, bei denen das resistive Drive-Field-Spulensystem ein aktives Kühlsystem aufweist, das ein elektrisch nicht-leitfähiges Kühlmittel innerhalb des Drive-Field-Spulensystems in elektrisch nicht-leitfähigen Kanälen des
Kühlsystems umpumpt. Durch die aktive Kühlung kann der jeweilige
Arbeitsbereich der Bauelemente vergrößert werden ohne die Baugruppe zu zerstören. Außerdem wird durch das Fehlen elektrischer Leitfähigkeit des Kühlmediums und besonders der Kanäle des Kühlsystems die Entstehung von Wirbelströmen - induziert durch den MRI-Gradienten und das Drive-Field selbst - entscheidend vermindert.
Vorteilhaft sind auch Ausführungsformen der Erfindung, die sich dadurch auskennzeichnen, dass die elektrischen Zuleitungen des resistiven Drive-Field- Spulensystems innerhalb von Zu- oder Ableitungen für Kühlmittel des Kühlsystems verlegt sind. Damit lassen sich eine Optimierung der Kühlung der Anschlussleitungen sowie eine Kostenreduktion durch Reduzierung der benötigten HF-Litze im Gegensatz zu passiv gekühlten DF-Zuleitungen erreichen.
Bei weiteren bevorzugten Ausführungsformen der erfindungsgemäßen
Vorrichtung ist das MRI-Gradienten-Spulensystem aus HF-Litze hergestellt. Dies hat unter anderem folgenden Vorteile:
a. Transparenz für NF-Strahlung des Drive Fields
b. Minimierung der entstehenden Wirbelströme innerhalb des MRI-Gradienten i. Induziert durch das Drive Field
1 . Minimierung der Schwächung der Drive Field Amplitude
ii. Induziert durch den MRI-Gradienten selbst
1 . Realisierbarkeit von steilen/schnellen Schaltflanken
2. Reduzierung von Artefakten, die durch Wirbelströme entstehen.
Ausführungsformen der erfindungsgemäßen Vorrichtung, die sich dadurch auszeichnen, dass das MRI-Gradienten-Spulensystem ein aktives Kühlsystem aufweist, das ein elektrisch nicht-leitfähiges Kühlmittel innerhalb des MRI- Gradienten-Spulensystem in elektrisch nicht-leitfähigen Kanälen des
Kühlsystems umpumpt, haben unter anderem folgende Vorteile:
a. Durch die aktive Kühlung kann der jeweils Arbeitsbereich der Bauelemente vergrößert werden ohne die Baugruppe zu zerstören.
b. Es ergibt sich eine Transparenz des Drive Fields für HF-Strahlung.
c. Die entstehenden Wirbelströme innerhalb des MRI-Gradienten können minimiert werden:
i. Wirbelströme induziert durch das Drive Field:
1 . Minimierung der Schwächung der Drive Field Amplitude
2. Realisierbarkeit von präzisen DF-Trajektorien
ii. Wirbelströme induziert durch den MRI-Gradienten selbst:
1 . Realisierbarkeit von steilen/schnellen Schaltflanken
2. Reduzierung von Artefakte, die durch Wirbelströme entstehen 3. Realisierbarkeit von präzisen Gradienten-Trajektorien.
Ebenso vorteilhaft sind Ausführungsformen der Erfindung, bei denen das MRI- Gradienten-Spulensystem aktiv und/oder passiv abgeschirmt ist. Hier ergibt sich eine Minimierung der entstehenden Wirbelströme außerhalb des MRI- Gradienten und damit eine von steilen/schnellen Schaltflanken sowie von präzisen Gradienten-Trajektorien und eine Reduzierung von Artefakten, die durch Wirbelströme entstehen. Besonders bevorzugt sind schließlich auch Ausführungsformen der
erfindungsgemäßen Vorrichtung, die dadurch gekennzeichnet sind, dass sämtliche felderzeugenden Elemente für MRI und MPI das gleiche magnetische Zentrum haben. Damit ergeben sich unter anderem folgende Vorteile:
a. Gleiches Magnetisches Zentrum aller Felderzeugende Elemente (exklusive einer MRI RF TxRx Spule)
b. Gleiches Koordinatensystem
i. Einfache Bildfusionierung
iL Einfaches Auffinden des gewünschten„Field of Views" (FoV) mittels MRI c. Keine Umlagerung/Umpositionierung notwendig.
Zeichnungen und detaillierte Beschreibung eines Ausführunqsbeispiels
Weitere Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der Beschreibung und den Zeichnungen. Ebenso können die vorstehend genannten und die noch weiter ausgeführten Merkmale erfindungsgemäß jeweils einzeln für sich oder zu mehreren in beliebigen Kombinationen Verwendung finden. Die gezeigten und beschriebenen Ausführungsformen sind nicht als abschließende Aufzählung zu verstehen, sondern haben vielmehr beispielhaften Charakter für die Schilderung der Erfindung. Die Erfindung ist in den Zeichnungen dargestellt und wird anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert. Fig. 1 zeigt einen schematischen Längsschnitt durch das
Hauptmagnetspulensystem des dargestellten Ausführungsbeispiels im MRI Modus (Polarisationsfeid). Die dunkle Schraffur stellt einen Stromfluss des Hauptmagnetspulensystems 100a1 , 100a2, 100b1 , 00b2 aus der Bildebene, die helle Schraffur in die Bildebene dar. Beide Teilspulensysteme 100a1-2 und 100b1-2 sind in Serie und mit gleicher Polarität an das Netzteil 180 angeschlossen. Femer ist das Shim-Spulensystem 1 10, eine
Kupferröhre als passive Abschirmung 120 des Drive-Fields, das MRI-
Gradienten-Spulensystem 130, das Drive Field-Spulensystem 140 und das MRI Tx/Rx RF-Spulensystem 150 dargestellt. Das Untersuchungsobjekt 170 sowie die Untersuchungsvolumina 161 , 162 sind angedeutet.
Fig. 2 zeigt den Längsschnitt von Fig. 1 im MPI Modus (Selektionsfeld).
Die dunkle Schraffur stellt einen Stromfluss des Hauptmagnetspulensystems 100a1 , 100a2, 100b1 , 100b2 aus der Bildebene, die helle Schraffur in die Bildebene dar. Beide Teilspulensysteme 100a1 -2 und 100b1 -2 sind in Serie, jedoch durch Betätigung der Umpoleinrichtung 190 mit entgegengesetzter Polarität an das Netzteil 180 angeschlossen.
Fig. 3 zeigt ein schematisches Schnittbild eines elektrischen Anschlusses des Drive Field-Spulensystems für einen Drive Field Kanal.
Die HF-Litzen 330a1 , 330a2, 330b1 , 330b2 sind innerhalb einer mit Kühlmedium 320 gefüllten Zu- oder Ableitung 310 des Drive Field- Spulensystems als verdrillter Quadrupol geführt.
Fig. 4 zeigt ein axiales Feldprofil des Hauptmagnetspulensystems entlang der Z-Achse (bei r=0cm) im MRI Modus (Polarisationsfeldprofil). Fig. 5 zeigt ein axiales Feldprofil des Hauptmagnetspulensystems entlang der Z-Achse (bei r=0cm)im Bereich des MRI-Untersuchungsvolumens 162 im MRI Modus (Polarisationsfeldprofil).
Fig. 6 zeigt einen Homogenitätsplot des Polarisationsfeldes im Bereich des MRI-Untersuchungsvolumens 162.
Fig. 7 zeigt einen Streufeld plot des Polarisationsfeldes.
Fig. 8 zeigt ein axiales Feldprofil des Hauptmagnetspulensystems entlang der Z-Achse (bei r=0cm)im MPI Modus (Selektionsfeldprofil).
Fig. 9 zeigt ein axiales Feldprofil des Hauptmagnetspulensystems entlang der Z-Achse (bei r=0cm)im Bereich des MPI-Untersuchungsvolumens 161 bzw. des Feldfreien Punktes im MPI Modus (Selektionsfeldprofil).
Fig. 10 zeigt ein radiales Feldprofil des Hauptmagnetspulensystems bei z=80cm im Bereich des MPI-Untersuchungsvolumens 161 bzw. des Feldfreien Punktes im MPI Modus (Selektionsfeldprofil).
Fig. 11 zeigt einen Streufeldplot des Selektionsfeldes.
Ausführunqsbeispiel:
Das in den Figuren 1 und 2 dargestellte Ausführungsbeispiel zeigt einen für z.B. Kleintierstudien geeigneten integralen Aufbau eines MPI-MRI Hybridsystems, welcher alle in den Ansprüchen beschriebenen Teilkomponenten enthält und eine abwechselnde/sequenzielle Untersuchung mittels MPI und MRI ohne Umlagerung des Messobjektes 170 ermöglicht. Durch den integralen Aufbau können Teilkomponenten wie z.B. Hauptmagnetspulensystem, Steuersoftware, Datenakquisitionskomponenten, Strom- bzw. Spannungsquellen,
Sicherheitsüberwachung für einen sicheren Betrieb des Hybridsystems, Kühlaggregate sowie Laborinfrastruktur für beide Betriebsarten (MPI und MRI) genutzt werden.
In diesem Ausführungsbeispiel ist das Hauptmagnetspulensystem aus zwei koaxial angeordneten solenoidförmigen Teilspulensysteme 100a1 , 100a2;
100b1 , 100b2 realisiert, welche spiegelsymmetrisch bezüglich einer senkrecht zur z-Achse stehenden Mittelebene angeordnet sind. Jedes dieser resistiven Teilspulensysteme ist durch Kupferhohlleiter - Kantenlänge 10 mm x 10 mm, Bohrungsdurchmesser 4mm - realisiert, welche elektrisch in Serie und in Bezug auf Kühlung parallel verschaltet sind. Die Bauform des Hauptmagnetspulensystems ist in Bezug auf eine maximale Verlustleitung von 61 kW für ein im Untersuchungsvolumen 162 Magnetfeld 6. Ordnung der Stärke 0,5T mittels gestreuter Stromdichteverteilung optimiert. Das bedeutet, dass die Stromdichte in dieser Bauform sowohl axial als auch radial gleichmäßig über den gesamten Bereich der Spule verteilt ist. Daraus ergeben sich eine gesamte Länge von 820 mm, ein Außendurchmesser von 600 mm, ein Innendurchmesser von 328 mm und ein Kupfergewicht von ca. 1000 kg, wobei das Teilspulensystem a und b jeweils aus zwei Teilspulensystemeinheiten 100a1 und 100a2 bzw. 100b1 und 00b2 besteht, welche 22 bzw. 14 koaxial angeordnete Kupferhohlleiterelemente mit 12 bzw. 10 radialen Windungen beinhalten. Die Kupferhohlleiter werden von einem Kühlmittel durchflössen.
Bei einem im ppm stabil gehaltenen Gleichstrom von 500 A eines linear geregelten Netzteils 180 ergibt sich im MRI Modus Teilspulensystem a (100a1 , 100a2) und b (100b1 , 100b2) mit gleicher Polarität in Serie geschaltet (siehe Fig. 1 ) ein Magnetfeld (Polarisationsfeld) 6. Ordnung der Stärke 0,5T (siehe Fign. 4, 5, 6) und im MPI Modus (Teilspulensystem a (100a1 , 100a2) und b (100b1 , 100b2) mit entgegengesetzter Polarität in Serie geschaltet (siehe Fig. 2) ein Magnetfeldgradient (Selektionsfeld) von 2.2 T/m in Z-Richtung inklusive einem feldfreien Punkt (siehe Fign. 8, 9, 10), welcher das Zentrum des
Untersuchungsvolumens (161 ) darstellt. Das Umpolen eines Teilspulensystems - in diesem Ausführungsbeispiel das Teilspulensystem 100 a1 und 100 a2 - und somit der ModalitätenwechseL erfolgt über eine im Netzteil 180 für das Hauptmagnetspulensystem eingebaute Umpoleinrichtung 190. Durch diese Anordnung der Umpoleinrichtung 180 innerhalb des Netzteiles 190 ist ein sicheres Umpolen gewährleistet, da das Invertieren der Stromflussrichtung des Teilspulensystems a (100a1 und 100a2) nur bei abgebautem Magnetfeld (Stromstärke = 0A) erlaubt ist.
Für die Erhöhung der Feldhomogenität im MRI Modus ist ein resistives
Elektromagnetspulensystem integriert, welches als Shim-Spulensystem 1 10 zweiter Ordnung mit folgenden Shimhüben dient:
Gz 2=0.053 T/mA2/A,
Figure imgf000018_0001
T/mA2/A, GX2-Y2=GXY=0.012 T/mA2/A.
Für die Ortskodierung im MRI Modus sowie als Shim-Spulensystem erster Ordnung dient ein aus HF-Litze hergestelltes, aktiv abgeschirmtes MRI-Gradient- Spulensystem 130 mit folgenden Hüben: Gx=8MT/CITI/A! GY=9.7MT/cm/A, Gz=8.5pT/cm/A.
Durch die Ausführung in HF-Litze sowie mit einer aktiven, nicht/minimal elektrisch leitfähigen Kühlung (Kunststoff-Kühlkanäle, Kühlmedium:
demineralisiertes Wasser) weist dieses MRI-Gradient-Spulensystem ein schnelles Schaltverhalten und somit genaue Gradiententrajektorien auf und ist zudem transparent für die NF-Strahlung des Drive-Field-Spulensystem 140.
Durch diese Transparenz für NF-Strahlung des MRI-Gradientensystems werden die im MPI Modus durch das Drive Field induziert Wirbelströme in den
umliegenden leitfähigen Strukturen minimiert, was somit die
Schwächung/Dämpfung des Drive Fields minimiert. Zudem ist eine MRI HF-Sende-Empfangsspule (Tx/Rx) 1 50 in das
Ausführungsbeispiel mit aufgenommen, welche auf die Larmorfrequenz von 0.5T justiert ist. Die MRI-RF Spule 150 ist als innerstes Element (d.h. innerhalb der Drive Field Spulenöffnung (siehe Fign. 1 und 2) am dichtesten an dem Untersuchungsobjekt 170, um die Sensitivität dieser MRI-RF-Spule 150 zu maximieren.
Der Streufeld-Plot der Vorrichtung im MRI-Modus (Polarisationsfeld) ist in Fig. 7 dargestellt. Als NF-Sende-Empfangsspule (Tx/Rx) dient im MPI Modus das resistive Drive- Field-Spulensystem 140 mit den Feldhüben:
Bx=0,095 mT/A, By=0,085 mT/A, Bz=0,133mT/A.
Dieses Spulensystem ist ebenfalls aus HF-Litze sowie mit einer aktiven, nicht elektrisch leitfähigen Kühlung (Glasfaserverstärke-Kühlkanäle, Kühlmedium: Transformatoröl) realisiert.
Durch die Ausführung in HF-Litze werden im Vergleich zu Volldraht die
Leitungsverluste für hochfrequente Ströme minimiert da der effektiv am
Stromfluss beteiligten Querschnitt für hochfrequente Ströme in HF-Litze maximiert wird (Skin-Effekt, Proximity-Effekt). Die Ausführung der Kühlung innerhalb des Drive-Field-Spulensystem 140 durch elektrisch nichtleitfähige Glasfaserverstärke-Kühlkanäle minimiert Wirbelströme in diesen Strukturen.
Durch die Führung der elektrischen Anschlüssen 330a1 -2, 330b1 -2 des MPI- Drive-Field-Spulensystems als verdrillter Quadrupol (siehe Fig. 3) wird die Kopplung und die Sensitivität zu Störsignalen der einzelnen MPI-Drive-Field
Kanälen minimiert. Ferner sind durch die Führung der Quadrupol-Anordnungen innerhalb der Zu- oder Ableitungen 310 für das Kühlmedium 320 bereits die elektrischen Anschlüsse des MPI-Drive-Field-Spuiensystems aktiv gekühlt und können hierdurch in Hinblick auf den verwendeten Leitungsquerschnitt minimiert werden. Das Drive-Field-Spulensystem ist mittels einer Kupferröhre 1 10 eines 300mm Durchmessers passiv abgeschirmt. Der Streufeld-Plot der Vorrichtung im MPI- Modus (Selektionsfeld) ist in Fig. 1 1 dargestellt.
Durch die konzentrische Anordnung sämtlicher felderzeugender Elemente (das Hauptmagnetspulensystem 100a1-2, 100b1-2, das Shim-Spulensystem 1 10, das MRI-Gradienten-Spulensystem 130 und das Drive Field-Spulensystem 140) fallen die magnetischen Zentren dieser Komponenten - und somit auch die Zentren beider Untersuchungsvolumina 161 , 162 - auf denselben Raumpunkt.
Diese Vorrichtung ermöglicht durch ihre Eigenschaften eine abwechselnde Untersuchung des Messobjektes 170 mittels MPI und mittels MRI, wobei der Modalitätenwechsel ohne Umlagerung des Untersuchungsobjektes 170 mittels Invertierung des Stromflusses eines Teilspulenelementes 100a1 und 100a2 oder 100b1 und 100b2 erfolgt.
Bezugszeichenliste:
100a1 , 100a2 Teilspulensystem a
100b1 , 100b2 Teilspuiensystem b
1 10 Shimspulen-System
120 Passives Abschirmelement, Kupferröhre
130 MRI-Gradienten-Spulensystem
140 MPI-Drive-Field-Spuiensystem (Tx/Rx)
150 MRI-RF-Sende-Empfangsspule (Tx/Rx)
161 MPI-Untersuchungsvolumen
162 MRI-Untersuchungsvolumen
170 Messobjekt
180 Linear geregeltes etzteil für das Hauptmagnetspulensystem 190 Umpoleinrichtung
310 Zu- oder Ableitungen des Kühlmediums für das MPI-Drive-Field- Spulensystem
320 Kühlmedium
330 a1 -2, 330 b1-2 Elektrischer Anschluss einer Drive-Field-Spule
Referenzen
[1] Gleich B and Weizenecker J 2005 Tomographie imaging using the nonlinear response of magnetic particles Nature 435 1214-7
[2] Sattel T F, Knopp T, Biederer S, Gleich B, Weizenecker J, Borgert J and Buzug T M 2009 Single-sided device for magnetic particle imaging. J. Phys. D: Appl. Phys. 42 1-5 [3] Weizenecker J, Gleich B, Rahmer J, Dahnke H and Borgert J 2009 Three- dimensional real-time in vivo magnetic particle imaging. Phys. Med. Biol. 54 L1-
L10
[4] Weizenecker J, Borgert J and Gleich B 2007 A Simulation study on the resolution and sensitivity of magnetic particle imaging. Phys. Med. Biol. 52 6363-
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[5] Knopp T, Biederer S, Sattel T, Weizenecker J, Gleich B, Borgert J and Buzug T M 2009 Trajectory analysis for magnetic particle imaging. Phys. Med. Bio!. 54 385-97
[6] Vlaadingerbroek M T and den Boer J A 2003 Magnetic Resonance Imaging. Springer-Verlag 3rd Edition [7] Magnetic Particle Imaging - A Novl SPIO Nanoparticle Imaging Technique. Springer Springer Proceedings in Physics

Claims

Patentansprüche
Vorrichtung zur abwechselnden Untersuchung eines Messobjekts (170) mittels MPI (- 'Magnetic Particle Imaging") und mittels MRI (- 'Magnetic Resonance Imaging") umfassend mindestens zwei magnetfeld- erzeugende Elemente, wobei die Vorrichtung ein erstes
Untersuchungsvolumen (162) für den MRI-Betrieb, in welchem ein homogenes Magnetfeld erzeugt wird, sowie ein zweites
Untersuchungsvolumen (161 ) für den MPI-Betrieb aufweist, in welchem ein räumlich stark variierendes Magnetfeldprofil erzeugt wird, dessen Feldvektoren an allen Raumpunkten bezüglich Richtung und/oder Betrag unterschiedlich sind und an einem Raumpunkt den Feldbetrag Null umfassen, und wobei die Vorrichtung ein resistives Drive-Field- Spulensystem (140) zur Erzeugung eines Drive Fields sowie ein resistives MRI-Gradienten-Spulensystem (130) beinhaltet,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Vorrichtung ein um eine z-Achse angeordnetes
Hauptmagnetspulensystem mit zwei koaxialen, spiegelsymmetrisch bezüglich einer senkrecht zur z-Achse stehenden Mittelebene durch das erste Untersuchungsvolumen (162) angeordneten Teilspulensystemen (100a1 , 100a2; 100b2, 100b1 ) umfasst,
dass sich das erste und das zweite Untersuchungsvolumen (162, 161 ) mindestens teilweise überlagern,
dass eine Umpoleinrichtung (190) zur Umpolung des Stromes durch eines der Teilspulensysteme (100a1 , 100a2; 100b2, 100b1 ) vorgesehen ist, und dass das Hauptmagnetspulensystem so ausgelegt ist, dass es bei gleicher Polarität der Teilspulensysteme (100a1 , 100a2; 100b2. 100b1 ) ein homogenes Magnetfeld von mindestens 6. Ordnung im ersten
Untersuchungsvolumen (162) sowie bei entgegengesetzter Polarität ein räumlich stark variierendes Magnetfeidprofil im zweiten Untersuchungsvolumen (161 ) erzeugt.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass das
Hauptmagnetspulensystem als resistives Elektromagnetspulensystem ausgeführt ist.
3. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass das Hauptmagnetspulensystem mittels einer gestreuten Stromdichteverteilung in Hinsicht auf minimale Verlustleistung für eine bestimmte Feldstärke optimiert ist.
4. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass mindestens eines der Teilspulensysteme (100a1 , 100a2; 100b2, 100b1 ) als Soienoidspule oder als Anordnung
solenoidförmiger Komponenten ausgeführt ist.
5. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass die Umpoleinrichtung (190) zur Umpolung des Stromes durch ein Teilspulensystem (100a1 und 100a2 oder 100b2 und 100b1 ) in ein Netzteil (180) für das Hauptmagnetspulensystem integriert ist.
6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass das resistive Drive-Field-Spulensystem (140) aus HF (="Hochfrequenz")-Litze hergestellt ist.
7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass die elektrischen Zuleitungen (330a1 , 330a2, 330b1 , 330b2) des resistiven Drive-Field-Spulensystems (140) als Quadrupole ausgeführt sind.
8. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das resistive Drive-Field-Spulensystem (140) ein aktives Kühlsystem aufweist, das ein elektrisch nicht-leitfähiges Kühlmittel (320) innerhalb des Drive-Field-Spulensystems (140) in elektrisch nicht- leitfähigen Kanälen des Kühlsystems umpumpt.
9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die
elektrischen Zuleitungen (330a1 , 330a2, 330b , 330b2) des resistiven Drive-Field-Spulensystems (140) innerhalb von Zu- oder Ableitungen (310) für Kühlmittel (320) des Kühlsystems verlegt sind.
10. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass das MRI-Gradienten-Spulensystem (130) aus HF (="Hochfrequenz")-Litze hergestellt ist.
1 1. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass das MRI-Gradienten-Spulensystem (130) ein aktives Kühlsystem aufweist, das ein elektrisch nicht-leitfähiges Kühlmittel innerhalb des MRI-Gradienten-Spulensystem (130) in elektrisch nicht- leitfähigen Kanälen des Kühlsystems umpumpt.
12. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass das MRI-Gradienten-Spulensystem (130) aktiv und/oder passiv abgeschirmt ist.
13. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, dass sämtliche felderzeugenden Elemente für MRI und MPI das gleiche magnetische Zentrum haben.
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