DE4024582A1

DE4024582A1 - Kernspintomograph

Info

Publication number: DE4024582A1
Application number: DE4024582A
Authority: DE
Inventors: Ralph Dr Oppelt; Wilhelm Dr Duerr; Horst Dr Siebold
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1989-08-16
Filing date: 1990-08-02
Publication date: 1991-02-28
Anticipated expiration: 2010-08-03
Also published as: JP2834556B2; JPH03106337A; DE4024582C2; US5144241A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen Kernspintomographen zur diagnostischen Untersuchung eines menschlichen Körpers, dessen Körperachse sich in der x-Achse eines rechtwinkeligen Koordi natensystems erstreckt und dessen zu untersuchender Körperbe reich sich zwischen den Polschuhen eines Magneten für ein ma gnetisches Grundfeld befindet, das sich in Richtung der z-Achse erstreckt, und in dem eine Hochfrequenz-Antenne angeordnet ist.

Zum Herstellen von Schnittbildern eines Körpers und zur Gelenk diagnostik sowie zur Darstellung von Blutgefäßen können be kanntlich Kernspintomographen verwendet werden, bei denen durch rechnerische oder meßtechnische Analyse integraler Protonenre sonanzsignale aus der räumlichen Spindichte - oder auch der Relaxationszeitenverteilung eines zu untersuchenden Körpers - ein Bild konstruiert wird. Der zu untersuchende Körper, insbe sondere ein menschlicher Körper, wird in ein starkes homogenes Magnetfeld, das sogenannte Grundfeld, eingebracht, das die Kernspins im menschlichen Körper ausrichtet. Ferner sind Gra dientenspulen vorgesehen, die ein räumlich unterschiedliches Magnetfeld erzeugen. Eine Hochfrequenz-Antenne regt die Kern spins an und überträgt das von den angeregten Kernspins emit tierte Signal zu einem Empfänger. Diese Hochfrequenzantenne ist im allgemeinen über Anpassungskapazitäten sowie eine Sende- und Empfangsweiche an einen Sender und an einen Empfänger ange schlossen. Während die maximale Sendeleistung durch die Bela stungsgrenze der Bauelemente gegeben ist, wird die maximale mittlere Sendeleistung im wesentlichen durch die Erwärmung des Patienten begrenzt.

Eine geringe Sendeleistung benötigen bekanntlich zirkular po larisierende Antennen. Diese Antennen haben nämlich den Vor teil, daß sie im wesentlichen nur die für die Kernspinresonanz wirksame, beispielsweise die linksdrehende, Feldkomponente er zeugen. Eine solche Antenne kann beispielsweise aus zwei ortho gonal zueinander angeordneten linear polarisierenden Antennen systemen bestehen, die über einen 90°-Richtkoppler an einen Sender und einen Empfänger angeschlossen sind. Das eingespeiste Sendesignal teilt sich mit 90° Phasenverschiebung auf die bei den Systeme auf und erzeugt das für die Kernspintomographie wirksame Drehfeld. Im Empfangsfall stellt die Antenne zwei um 90° phasenverschobene Signalwellen sowie zwei unkorrelierte Rauschquellen dar. Der 90°-Richtkoppler liefert dem Empfänger die phasenrichtige Summe der Signale (Journal of Magnetic Resonance 54 (1983), Seiten 324 bis 327).

Neben den bekannten, für stärkere Magnetfelder oberhalb 0,5 T im allgemeinen supraleitenden Grundfeldmagneten, die als So lenoid ausgeführt sind und ein in Richtung der Körperachse des Patienten verlaufendes statisches Grundfeld erzeugen, werden in der Kernspintomographie Grundfeldmagneten verwendet, bei denen sich das Grundfeld B_o senkrecht zur Körperachse eines zu unter suchenden menschlichen Körpers in Richtung der z-Achse eines rechtwinkligen Koordinatensystems erstreckt (E-A 01 61 782).

Der Magnet ist mit Polschuhen versehen, die das Abbildungsvolu men begrenzen und zwischen denen das homogene Grundfeld B_o er zeugt werden soll. Die Polschuhe können auch über das gemeinsa me Joch eines Permanentmagneten oder Elektromagneten miteinan der verbunden sein und einen sogenannten C-Magneten bilden (DE-A 37 37 133).

Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, eine Ausführungs form einer zirkular polarisierenden Hochfrequenz-Antenne für einen Kernspintomographen mit diesem Grundfeldmagneten anzuge ben.

Diese Aufgabe wird nun erfindungsgemäß gelöst mit den kenn zeichnenden Merkmalen des Anspruchs 1. Mit dieser Ausführungs form erhält man eine zirkular polarisierende Hochfrequenz-An tenne für den Kernspintomographen, bei welcher der magnetische Feldvektor in Ebenen z = konstant im Abbildungsvolumen zwischen den Polschuhen des Grundfeldmagneten rotiert.

Die Windungen können vorzugsweise aus einem Leiterband, insbe sondere aus einer dünnen Beschichtung, bestehen, die auf einem Träger aufgebracht sein kann. Die seitlichen Schenkel werden zweckmäßig derart gegenüber dem mittleren Schenkel verdreht, daß sie parallel zur x-z-Ebene angeordnet sind.

In einer besonderen Ausführungsform der zirkular polarisieren den Hochfrequenz-Antenne kann als gemeinsame Rückführung für die beiden Windungen eine elektrisch leitende Massefläche vor gesehen sein. Der Anschluß der Antennensysteme an einen Sender und einen Empfänger erfolgt über Anpassungskondensatoren, die zwischen dem Innenleiter eines Koaxialleiters und der Verbin dung eines der seitlichen Schenkel mit der zugeordneten Reso nanzkapazität angeschlossen sind. Der Anschluß der Abschirmung dieser Koaxialleiter erfolgt vorzugsweise wenigstens annähernd in der Mitte zwischen den masseseitigen Anschlußpunkten der Resonanzkondensatoren.

Die Entkopplungskapazitäten werden vorzugsweise über bandförmi ge Anschlußleiter mit den zugeordneten seitlichen Schenkeln der Antennensysteme verbunden. Diese Kapazitäten erlauben eine exakte Kompensation eventueller intrinsischer Verkopplungen der beiden Antennensysteme, bis letztere völlig voneinander entkop pelt sind. Ein in dem einen Antennensystem fließender Strom ruft dann in dem jeweils anderen Antennensystem keinen Strom fluß mehr hervor.

In einer weiteren Ausführungsform der Hochfrequenz-Antenne sind zwei Resonanzkondensatoren für jedes der Antennensysteme vorge sehen. Von diesen Resonanzkondensatoren ist jeweils einer zwi schen den seitlichen Schenkeln und der zugeordneten Rückführung angeordnet. In dieser Ausführungsform kann zweckmäßig einer der Resonanzkondensatoren mit veränderbarer Kapazität vorgesehen sein.

Jeweils die in Richtung der y-Achse hintereinander angeordneten Enden der seitlichen Schenkel der verschiedenen Windungen kön nen vorzugsweise über einen Entkopplungskondensator miteinander verbunden sein. Ferner können auch die in Richtung der x-Achse hintereinander angeordneten Enden der seitlichen Schenkel der verschiedenen Windungen der beiden Antennensysteme jeweils über einen Entkopplungskondensator miteinander verbunden sein. Die Kapazität und Anordnung dieser Entkopplungskondensatoren ist abhängig von der Gestaltung und Anordnung der Windungen der beiden Antennensysteme.

In Verbindung mit einer derartigen zirkular polarisierenden Hochfrequenzantenne des Kernspintomographen können zweckmäßig wenigstens die Polflächen des Grundfeldmagneten und die dem Abbildungsvolumen zwischen den Polflächen zugewandte Oberfläche des Joches des Grundfeldfmagneten mit einer Abschirmung verse hen sein, die aus elektrisch leitendem Material, insbesondere Kupfer, bestehen kann. Vorzugsweise werden auch die gesamten Pole sowie der mittlere Schenkel des Grundfeldmagneten und ge gebenenfalls auch die gesamte Innenfläche des Aufstellungsrau mes mit einer derartigen Abschirmung versehen.

Darüber hinaus kann es unter Umständen zweckmäßig sein, zwi schen den verkleideten Polflächen in der Nähe des dem Eisenjoch gegenüberliegenden Außenrandes des Grundfeldmagneten eine elek trisch leitende Verbindung aus nichtmagnetischem Material vor zusehen. Mit dieser Verbindung entsteht eine geschlossene Hüll fläche um die Hochfrequenzantenne. Diese Verbindung kürzt den Weg des Ringstromes ab, welcher von der Hochfrequenzantenne in der Abschirmung induziert wird. Dieser Strom würde sich ohne diese Verbindung über die im allgemeinen ebenfalls mit elek trisch leitendem Material ausgekleideten Innenflächen des Rau mes schließen, in dem der Kernspintomograph aufgestellt ist.

Zur weiteren Erläuterung der Erfindung wird auf die Zeichnung Bezug genommen, in deren Fig. 1 eine perspektivische Ansicht eines Kernspintomographen mit einem C-Magneten als Grundfeld- Magneten schematisch veranschaulicht ist. Fig. 2 zeigt eine einfache und Fig. 3 eine bevorzugte Ausführungsform einer Hochfrequenzantenne gemäß der Erfindung. Die Anordnung dieser Antenne in der Arbeitsstellung zwischen den Polschuhen des Grundfeldmagneten ist in Fig. 3 schematisch veranschaulicht. Fig. 4 zeigt einen Quadranten des zirkular polarisierten Hochfrequenzfeldes im Abbildungsvolumen in einem Diagramm.

In der Ausführungsform eines Kernspintomographen gemäß Fig. 1 mit einem C-Magneten 2 verläuft das statische magnetische Grundfeld parallel zur z-Achse eines rechtwinkligen Koordina tensystems mit den Achsen x, y und z. Dieser Kernspintomograph kann beispielsweise zur Untersuchung eines menschlichen Körpers vorgesehen sein, dessen Körperachse sich in der x-Achse des Koordinatensystems erstreckt und dessen zu untersuchender Kör perbereich sich im Abbildungsvolumen 8 zwischen den Polschuhen 3 und 4 des Magneten 2 befindet. In dieser Ausführungsform des Grundfeld-Magneten 2 sind wenigstens die Polflächen 5 und 6, die in der Figur lediglich gestrichelt angedeutet sind, vor zugsweise jedoch die gesamten Pole 3 und 4 und auch das Joch 7, mit einer Abschirmung für das Hochfrequenzfeld aus elektrisch leitendem Material versehen, die beispielsweise aus Kupfer be stehen kann. Der Koordinatenursprung des Koordinatensystems soll im Mittelpunkt des Abbildungsvolumens 8 zwischen den Pol flächen 5 und 6 liegen. Das Achsenkreuz ist lediglich zur bes seren Übersicht außerhalb des Abbildungsvolumens 8 dargestellt.

Im Abbildungsvolumen 8 wird eine zirkular polarisierende Hoch frequenzantenne 10 gemäß der Erfindung angeordnet, die gemäß Fig. 2 aus zwei Antennensystemen 12 und 13 besteht. Diese Antennensysteme bestehen jeweils aus einem mittleren Schenkel 14 bzw. 15 und zwei seitlichen Schenkeln 16 und 17 bzw. 18 und 19, deren freie Enden jeweils mit einer Rückführung 22 bzw. 23 verbunden sind, die derart parallel zu den mittleren Schenkeln 14 und 15 verlaufen, daß eine offene Windung der beiden Anten nensysteme 12 und 13 entsteht. Die Induktivität dieser Windun gen bildet jeweils mit einer vorzugsweise veränderbaren Reso nanzkapazität 24 bzw. 25 einen Schwingkreis. Diese Resonanzka pazitäten 24 und 25 bestehen in einer bevorzugten Ausführungs form aus einer Festkapazität und einer veränderbaren Teilkapa zität. Die Antennensysteme 12 und 13 sind derart angeordnet, daß sich ihre mittleren Schenkel kreuzen. Sie bilden einen Winkel α, der vorzugsweise etwa 80 bis 90°, insbesondere etwa 86 bis 88°, beträgt. Die Größe dieses Kreuzungswinkels α ist abhängig von der Position und der Breite der Leiter, die vor zugsweise aus Leiterbändern bestehen können, deren Breite bei spielsweise b=100 mm betragen kann. Die Größe der Antennen systeme 12 und 13 wird für eine Ganzkörper-Antenne etwa so gewählt, daß sie eine Länge L von beispielsweise etwa 600 mm und eine Breite B von beispielsweise etwa 500 mm sowie eine Höhe H von etwa 360 mm aufweist. Zur Entkopplung der Antenne kann vorzugsweise zwischen mindestens zwei einander gegenüber liegenden Enden der senkrechten Schenkel, die dem jeweils anderen Antennensystem 12 bzw. 13 angehören, eine Entkopplungs kapazität 28 geschaltet werden. Diese Entkopplungskapazität 28 wird zwischen den Schenkelenden angeschlossen sein, an denen auch eine Resonanzkapazität angeschlossen ist. In der darge stellten Ausführungsform ist die Entkopplungskapazität 28 zwi schen den Enden der seitlichen Schenkel 16 und 18 angeordnet.

Falls die Entkopplungskapazität 28 beispielsweise zwischen den Schenkeln 16 und 19 angeordnet ist, wird auch die Resonanz kapazität 25 zwischen dem Schenkel 19 und der Rückführung 23 angeordnet, während der Schenkel 18 dann direkt mit der Rück führung 23 verbunden ist. In analoger Weise kann die Entkopp lungskapazität 28 beispielsweise auch zwischen den Schenkeln 17 und 19 oder auch zwischen den Schenkeln 17 und 18 angeordnet sein. Damit erhält man eine zirkular polarisierende Antenne für den Kernspintomographen mit einem Grundfeld B_o. Magnete dieser Bauart haben eine Magnetfeldstärke zwischen etwa 0,1 und 0,4 Tesla.

In einer bevorzugten Ausführungsform der Antenne 10 gemäß Fig. 3 bestehen die Antennensysteme 12 und 13 aus metallischen Leiterbändern, die jeweils auf einem nicht näher bezeichneten Träger angeordnet sind. Die Leiterbänder können vorzugsweise aus einer dünnen Beschichtung bestehen, deren Dicke im allge meinen 300 µm nicht wesentlich überschreitet und vorzugsweise höchstens 100 µm, insbesondere etwa doppelte Skintiefe, d.h. etwa 35 µm, betragen kann. Diese Beschichtung ist auf einen flachen Träger aus Kunststoff aufgebracht, beispielsweise auf gedampft oder aufgeklebt. In dieser Ausführungsform sind die Antennensysteme 12 und 13 mit einer gemeinsamen Rückführung versehen, die aus einer Massefläche 30 besteht. Diese Masse fläche 30 kann vorzugsweise ebenfalls aus einer dünnen Be schichtung aus elektrisch leitendem Material, vorzugsweise Kupfer, bestehen, die auf einen Träger aufgebracht ist und de ren Dicke vorzugsweise etwa so groß wie die Dicke der Leiter bänder der mittleren und seitlichen Schenkel gewählt wird. Da der menschliche Körper in das von der Massefläche 30 und den Antennensystemen 12 und 13 begrenzte Abbildungsvolumen 8 ein geschoben wird, sind in der praktischen Ausführungsform der Antenne 10 noch in der Figur nicht dargestellte Verkleidungen vorgesehen.

Die Enden der seitlichen Schenkel 16 bis 19 können vorzugsweise wenigstens annähernd parallel zur x-Achse und damit etwa pa rallel zur Seitenkante der Massefläche 30 ausgerichtet sein. Außer der zwischen den Enden der Schenkel 16 und 19 angeordne ten Entkopplungskapazität 28 kann vorzugsweise noch eine wei tere Entkopplungskapazität 29 zwischen den Enden der seitlichen Schenkel 17 und 18 vorgesehen sein. Diese Entkopplungskapazi täten 28 und 29 können vorzugsweise über Anschlußleiter mit den zugeordneten seitlichen Schenkeln 16 bis 19 verbunden sein, die aus Leiterbändern, insbesondere Dünnfilmen, bestehen, die in der Figur mit 32 bis 35 bezeichnet sind. In dieser Ausfüh rungsform sind außer den Resonanzkondensatoren 24 und 25 noch zwei weitere Resonanzkondensatoren 26 und 27 vorgesehen, die zwischen den Enden der seitlichen Schenkel 17 und 19 und der Massefläche 30 angeordnet sind.

Der Anschluß der Antenne 10 an einen in der Figur nicht darge stellten Sender und Empfänger erfolgt vorzugsweise über Anpas sungskondensatoren 36 und 37, die mit dem Innenleiter eines Koaxialkabels 38 bzw. 39 verbunden sind. Die Abschirmungen 41 und 42 der Koaxialleiter 38 bzw. 39 sind mit der Massefläche 30 verbunden. Sie können vorzugsweise mit kurzen Verbindungslei tern wenigstens etwa in der Mitte zwischen den Resonanzkonden satoren 24 und 25 an die Massefläche 30 angeschlossen sein.

In der Ausführungsform eines Kernspintomographen gemäß Fig. 4 sind die Antennensysteme 12 und 13 der Antenne 10 auf einer Unterlage 44 befestigt, die in Richtung der x-Achse oder seit lich in Richtung der y-Achse verschiebbar ist. Sie wird mit einem zu untersuchenden menschlichen Körper derart zwischen die Pole 3 und 4 des Grundfeldmagneten transportiert, daß sich der zu untersuchende Körperbereich mit der ihn umgebenden Antenne 10 im Abbildungsvolumen 8 befindet.

Um das Einlegen des Patienten in die Antenne 10 zu erleichtern, kann die Antenne 10 steckbar ausgeführt sein, d.h. die Enden der seitlichen Schenkel 16 bis 19 sind jeweils als Stecker aus gebildet und am Rand der Massefläche 30 sind entsprechende Buchsen angeordnet. Außerdem kann die Antenne 10 auch klapp bar oder schwenkbar ausgeführt und zu diesem Zweck in der Mitte der Schenkel 14 und 15 teilbar und seitlich ausschwenkbar sein. Ferner kann an den Enden von zwei seitlichen Schenkeln jeweils ein Scharnier angeordnet sein und die Enden der beiden anderen Schenkel können als Steckvorrichtung ausgebildet sein.

In der praktischen Ausführungsform eines Kernspintomographen gemäß Fig. 1 sind im allgemeinen nicht nur der gesamte Grund feld-Magnet 2, sondern auch die Innenwände des Raumes, in wel cher der Kernspintomograph aufgestellt ist, mit einer Abschir mung versehen, die beispielsweise aus einem Träger aus Kunst stoff und einer Metallfolie mit einer Dicke von vorzugsweise höchstens 100 µm, insbesondere etwa 36 bis 50 µm, bestehen kann. Unter Umständen können auch massive Metallplatten ver wendet werden.

In dieser Ausführungsform des Kernspintomographen und des ihn umgebenden Raumes können die Polflächen 5 und 6 an ihrem dem Joch 7 gegenüberliegenden Außenrand vorzugsweise mit einer elektrisch leitenden Verbindung 46 versehen sein. Diese Ver bindung 46 stellt einen abkürzenden Strompfad für den von der Antenne 10 auf den Polflächen 5 und 6 und der leitenden Innen verkleidung des Raumes induzierten Ringstrom dar.

Mit einem gegenseitigen Abstand der Polflächen 5 und 6 von bei spielsweise etwa 400 mm und der vorgenannten Länge der seitli chen Schenkel 16 bis 19 von etwa 360 mm beträgt der Abstand der mittleren Schenkel 14 und 15 von der oberen Polfläche 6 und der Abstand der Rückführungen 22 und 23 von der unteren Polfläche 5 jeweils etwa 20 mm. Die jeweils mit ihrem als Abschirmung die nenden, elektrisch leitenden Überzug versehenen Polflächen 5 und 6 sind verhältnismäßig groß im Vergleich zu den Leiterbän dern der Antenne 10. Da die Massefläche 30 dicht über der un teren Polschuhfläche 5 und die waagrechten mittleren Schenkel 14 und 15 dicht unter der oberen Polschuhfläche 6 verlaufen, wird ein in den seitlichen Schenkeln 16 bis 19 der Antenne 10 fließender hochfrequenter Strom scheinbar ins Unendliche fort gesetzt (Spiegelstromprinzip). Da ferner die Betriebswellen länge der Antenne sehr viel größer als der gegenseitige Abstand der Polflächen 5 und 6 ist, wird die Amplitude der in den seit lichen Schenkeln 16 bis 19 in z-Richtung verlaufenden Ströme praktisch unabhängig von der Koordinate z, so daß das von der Antenne 10 erzeugte Hochfrequenzfeld in dieser Richtung homogen ist. Als weitere Folge des Spiegelstromprinzips induzieren die Ströme in den Rückführungen 22 und 23 bzw. in der Massefläche 30 und den mittleren Schenkeln 14 und 15 auf den jeweils dicht benachbarten leitfähigen Polschuhflächen 5 bzw. 6 entgegenge setzt gerichtete Ströme. Die Ströme in den Abschirmungen der Polflächen 5 und 6 verhalten sich so, als wenn im gleichen Ab stand von den Polflächen 5 und 6 innerhalb der Pole 3 bzw. 4 nochmals eine Stromschleife mit den Strömen in den mittleren Schenkeln 14 und 15 entgegengesetzter Stromrichtung vorhanden wäre. Der Beitrag eines waagrecht fließenden Flächenstromes, der viel schädliche Feldanteile parallel zum Grundfeld B auf weist, verschwindet somit bereits in sehr kurzer Entfernung von den Leiterbändern der mittleren Schenkel 14 und 15 der Antenne 10.

Das Diagramm der Fig. 5 zeigt die Verteilung des für die Kern spintomographie wirksamen Zirkularanteils des Magnetfeldes im Abbildungsvolumen 8 in der Ebene z=0 in einer Isoliniendar stellung. Aufgrund der beiden Spiegelebenen x=0 und y=0 ist nur ein Quadrant dargestellt, in dessen Ebene z=0 beispiels weise der seitliche Schenkel 17 geschnitten wird. Die Entfer nung der Konturlinien a bis s vom Ursprung x=0 und y=0 auf der y-Achse und der x-Achse ist jeweils in Metern m angegeben. Der optimale Kreuzungswinkel α beträgt in dieser Ausführungs form 87,8°.

In der Isoliniendarstellung ergeben sich folgende Konturlinien mit dem zugeordneten Niveau der Feldstärke B:

Bezeichnung
Niveau
a:
1,01
b:	0,99
c:	1,02
d:	0,98
e:	1,04
f:	0,96
g:	1,10
h:	0,90
i:	1,20
k:	0,80
l:	1,40
m:	0,40
n:	2,00
o:	0,20
p:	4,00
q:	0,10
r:	0,04
s:	0,02

Die Konturlinien g und h für eine Abweichung von +10% bzw. -10% vom Zentralwert des Magnetfeldes B sind in der Figur gestrichelt und die Konturlinien i und k für eine Abweichung von +20% bzw. -20% sind in der Figur strichpunktiert ange deutet.

Ein etwa zylindrischer, durch einen Kreisbogen angedeuteter Bereich 48 mit etwa 400 mm Durchmesser ist so homogen, wie man es für die Bildgebung der Kernspintomographie benötigt. Außer halb dieses Bereiches 48, insbesondere entlang der x-Achse, in deren Richtung sich der Patient erstreckt, nimmt die Feldstärke des Hochfrequenzfeldes verhältnismäßig schnell ab, so daß kein unerwünschtes Rauschen vom Patienten eingekoppelt werden kann. Bei der Untersuchung eines verhältnismäßig breitschultrigen Patienten kann dieser seine Arme außerhalb der beiden Antennen systeme 12 und 13 plazieren; bei Untersuchungen gerade in Höhe seiner Schulter können die Arme durch die seitlichen Öffnungen in Richtung der y-Achse ausgestreckt werden. Diese Antenne hat bei zirkularer Ansteuerung mit etwa 1 mT Flußdichte pro 102 A Stromamplitude in den beiden Antennensystemen 12 und 13 eine gute Empfindlichkeit.

Claims

1. Kernspintomograph zur Untersuchung eines menschlichen Kör pers, dessen Körperachse sich in der x-Achse eines rechtwinkli gen Koordinatensystems erstreckt und dessen zu untersuchender Körperbereich sich zwischen den Polschuhen eines Magneten für ein magnetisches Grundfeld befindet, das sich in Richtung der z-Achse erstreckt, gekennzeichnet durch fol gende Merkmale:

a) zum Erzeugen eines zirkular polarisierten Hochfrequenzfeldes ist eine Antenne (10) mit zwei Antennensystemen (12, 13) vorgesehen, die jeweils eine offene Windung bilden,
b) die Windungen bestehen jeweils aus einem mittleren Schenkel (14, 15), der wenigstens annähernd parallel zu einer der Polflächen (5, 6) des Grundfeldmagneten (2) verläuft, und zwei seitlichen Schenkeln (16 bis 19) sowie einer Rückfüh rung (22, 23),
c) die Windungen bilden mit der Kapazität mindestens eines Resonanzkondensators (24 bis 27) jeweils einen Schwingkreis,
d) die Windungen sind derart angeordnet, daß ihre mittleren Schenkel (14, 15) sich kreuzen,
e) zwischen den Antennensystemen (12, 13) ist wenigstens eine Entkopplungskapazität (28) vorgesehen.

2. Kernspintomograph nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß die Windungen der Antennen systeme (12, 13) jeweils aus einem Leiterband bestehen, bei dem der mittlere Schenkel (14, 15) wenigstens annähernd parallel zu einer der Polflächen (5, 6) des Grundfeldmagneten (2) angeord net ist.

3. Kernspintomograph nach Anspruch 2, dadurch ge kennzeichnet, daß die Fläche der seitlichen Schenkel (16 bis 19) jeweils parallel zur x-z-Ebene des Koordi natensystems angeordnet ist.

4. Kernspintomograph nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß eine elektrisch leitende Masse fläche (30) als gemeinsame Rückführung (22, 23) vorgesehen ist.

5. Anordnung nach Anspruch 1 oder 4, dadurch ge kennzeichnet, daß die Antenne (10) über Anpas sungskondensatoren (36, 37) zwischen dem Innenleiter eines Koaxialleiters (38, 39) und der Verbindung eines der seitlichen Schenkel (16 bis 19) mit der zugeordneten Resonanzkapazität an geschlossen ist.

6. Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekenn zeichnet, daß die Abschirmung (41, 42) der Koaxial leiter (38, 39) wenigstens annähernd in der Mitte zwischen den masseseitigen Anschlußpunkten der Resonanzkondensatoren (24 bis 27) angeschlossen ist.

7. Kernspintomograph nach Anspruch 1, gekennzeich net durch zusätzliche Resonanzkondensatoren (26, 27), die jeweils zwischen einem der seitlichen Schenkel (17, 19) und der Massefläche (30) angeordnet sind.

8. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß Resonanzkondensatoren mit veränderbarer Kapazität vorgesehen sind.

9. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß von den die in Richtung der x-Achse hintereinander angeordneten Enden der seitlichen Schenkel (16 18 und 17, 19) der verschiedenen Antennensysteme (12, 13) min destens zwei über einen Entkopplungskondensator (28) mitein ander verbunden sind (Fig. 2).

10. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß von den in Richtung der y-Achse hinter einander angeordneten Enden der seitlichen Schenkel (16, 19 bzw. 17, 18) der verschiedenen Antennensysteme (12, 13) minde stens zwei über einen Entkopplungskondensator (28, 29) mitein ander verbunden sind (Fig. 3).

11. Anordnung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch ge kennzeichnet, daß Leiterbänder (32 bis 35) als Anschlußleiter für die Entkopplungskondensatoren (28, 29) vor gesehen sind (Fig. 3).

12. Kernspintomograph nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß die Polflächen des Grundfeld- Magneten (2) und die dem Abbildungsvolumen (8) zugewandte Ober fläche des Magnetjoches (7) des Grundfeldmagneten (2) mit einer elektrisch leitenden Abschirmung versehen sind.

13. Kernspintomograph nach Anspruch 12, gekenn zeichnet durch eine elektrisch leitende Verbindung (46) zwischen den Abschirmungen der Polflächen (5, 6) an den vom Magnetjoch (7) abgewandten Rand der Polflächen (5, 6) (Fig. 1).

14. Kernspintomograph nach Anspruch 1, gekenn zeichnet durch eine steckbare Ausführungsform der Antenne (10) derart, daß die Enden der seitlichen Schenkel (16 bis 19) als Stecker ausgeführt sind und am Rande der Masse fläche (30) entsprechende Buchsen vorgesehen sind.