DE69925193T2

DE69925193T2 - Mehrfrequenz-Magnetresonanzbildgebung

Info

Publication number: DE69925193T2
Application number: DE69925193T
Authority: DE
Inventors: Michael Burl; Michael Morich
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1998-05-08
Filing date: 1999-05-06
Publication date: 2006-02-23
Anticipated expiration: 2019-05-07
Also published as: EP0955554B1; US6211677B1; EP0955554A3; EP0955554A2; DE69925193D1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanz. Sie findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit der medizinischen Magnetresonanzbildgebung und Spektroskopie zu Diagnosezwecken und wird unter besonderer Bezugnahme hierauf beschrieben. Es ist jedoch anzumerken, dass die vorliegende Erfindung auch auf Magnetresonanzbildgebung und Spektroskopie für andere Anwendungen eingesetzt werden kann.
Bei der Magnetresonanzbildgebung (Magnetic Resonance Imaging, MRI) wird innerhalb einer Untersuchungsregion ein im Wesentlichen gleichförmiges, zeitlich konstantes Hauptmagnetfeld erzeugt. Das Hauptmagnetfeld polarisiert das Kernspinsystem eines in der Untersuchungsregion befindlichen abgebildeten Objekts. In Dipolen wird Magnetresonanz angeregt, und die Dipole richten sich auf das Magnetfeld aus, indem sie Hochfrequenz-Anregungssignale in die Untersuchungsregion aussenden. Insbesondere kippen die über eine Hochfrequenzspulenbaugruppe ausgesendeten HF-Impulse die Dipole aus der Ausrichtung auf das Hauptmagnetfeld heraus und bewirken, dass ein makroskopischer Magnetmomentvektor um eine Achse parallel zum Hauptmagnetfeld präzessiert. Das präzessierende Magnetmoment wiederum erzeugt ein entsprechendes Hochfrequenz-Magnetresonanzsignal, wenn es relaxiert und in seinen vorhergehenden Zustand der Ausrichtung auf das Hauptmagnetfeld zurückkehrt. Das HF-Magnetresonanzsignal wird durch die HF-Spulenbaugruppe empfangen, und aus den empfangenen Signalen wird eine Bilddarstellung und/oder ein Spektrum zur Anzeige auf einer visuell ablesbaren Anzeigevorrichtung rekonstruiert.
Die geeignete Frequenz zur Anregung von Resonanz in ausgewählten Dipolen wird durch die Lamorgleichung vorgegeben. Das bedeutet, dass die Präzessionsfrequenz eines Dipols in einem Magnetfeld und damit die geeignete Frequenz zur Anregung von Resonanz in diesem Dipol ein Produkt des gyromagnetischen Verhältnisses y des Dipols und der Stärke des Magnetfelds ist. In einem 1,5 T Magnetfeld haben Wasserstoffdipole (¹H) eine Resonanzfrequenz von ca. 64 MHz. Im Allgemeinen wird bei der Magnetresonanzbildgebung die Spezies Wasserstoff angeregt, weil sie in ausreichendem Maße vorhan den ist und weil sie ein starkes MR-Signal ergibt. Daher sind typische Magnetresonanzbildgebungsgeräte mit eingebauten Ganzkörper-HF-Spulen ausgestattet, die auf die Resonanzfrequenz für Wasserstoff abgestimmt sind.
Es ist jedoch aus diagnostischer Sicht vorteilhaft geworden, zusätzlich oder in Verbindung mit dem Wasserstoffsignal Magnetresonanzsignale von anderen Spezies für Bildgebungs- und Spektroskopie-Anwendungen anzuregen und zu empfangen. Die Analyse von Magnetresonanzsignalen, die durch Phosphorkerne (³¹P) erzeugt werden, ist zum Beispiel dahingehend signifikant, dass Phosphor an vielen Stoffwechselprozessen beteiligt ist. Außerdem bietet die Nutzung von hyperpolarisierten Gasen wie Xenon (¹²⁹Xe) und Helium drei (³He) ebenfalls gewisse Vorteile. Die Anregung von in dem Blut eines Patienten aufgelösten Xe ist für Gehirnbilder von Nutzen. Die Anregung von hyperpolarisiertem Gas, das in die Lungen eines Patienten eingebracht wird, ist für die Lungenabbildung und zur Messung der Lungenkapazität von Nutzen.
Unterschiedliche Spezies haben jedoch deutlich unterschiedliche Resonanzfrequenzen. Phosphor, Xenon und Helium drei haben in dem gleichen 1,5 T Magnetfeld Resonanzfrequenzen von ca. 26 MHz, 17,6 MHz bzw. 49 MHz. Um von diesen Spezies Magnetresonanzsignale anzuregen und zu empfangen, wird eine HF-Spule verwendet, die auf jede spezifische Resonanzfrequenz abgestimmt werden kann.
Herkömmlicherweise wurden doppelt abstimmbare lokalisierte oder Oberflächenspulen zu diesem Zweck verwendet. Derartige Spulen waren jedoch in der Größe begrenzt und konnten größere Teile eines Patientenkörpers nicht aufnehmen. Eine Vergrößerung der doppelt abstimmbaren HF-Spulen ist mit zusätzlichen Nachteilen verbunden, die zum Teil darauf zurückzuführen sind, dass sich die doppelt abstimmbare HF-Spule in der Nähe der eingebauten HF-Spule befindet, die auf die Resonanzfrequenz von Wasserstoff abgestimmt ist. Bei größeren doppelt abstimmbaren HF-Spulen würde eine starke Kopplung zwischen der eingebauten HF-Spule und der doppelt abstimmbaren HF-Spule auftreten, die eine Modenaufteilung zur Folge hätte, wobei keine der Moden die Frequenz von Wasserstoff aufweisen würde. Befindet sich die eingesetzte Spule im Sendemodus, würde außerdem aufgrund der Kopplung Spannung in die eingebaute Ganzkörper-HF-Spule induziert. Wird diese ungeprüft gelassen, besteht das Risiko einer möglichen Beschädigung der Empfangskomponenten wie Vorverstärker, Empfänger und dergleichen.
In dem Artikel „MR Imaging and Spectroscopy Using Hyperpolarized ¹²⁹Xe Gas: Preliminary Human Results" von J-P. Mugler et al., erschienen in MRM 37: 8'9–815 (1997), in dem ein Gerät gemäß der Einleitung von Anspruch 1 dargelegt wird, wird ein Verfahren beschrieben, bei dem Xenon-Laserpolarisierung die Erzeugung von hyperpolarisiertem 129Xe-Gas in Litermengen erlaubt. In einem Versuchsaufbau wurde ein handelsüblicher 1,5 T Ganzkörper-Bildgeber zur Durchführung von Bildgebung und Spektroskopie verwendet. Eine modifizierte handelsübliche Kopfspule wurde als HF-Spule verwendet, die auf die Frequenz von Xenon abgestimmt war. Für koronale Bildsätze wurden mit Hilfe der Körper-HF-Spule des Bildgebers entsprechende Protonenbilder erfasst. Die Protonenbilder wurden unmittelbar nach den Xenon-Bildern erzielt, wobei man die Xenon-HF-Spule und damit den Patienten in der gleichen Position ließ.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Magnetresonanzbildgebungsgerät geschaffen. Es umfasst einen Hauptmagneten zur Erzeugung eines im Wesentlichen gleichförmigen, zeitlich konstanten Hauptmagnetfelds durch eine von dem Hauptmagneten definierte Untersuchungsregion. Eine Liege hält eine interessierende Region eines zu untersuchenden Patienten in der Untersuchungsregion. Eine Gradientenspulenbaugruppe erzeugt im Wesentlichen lineare Magnetgradienten im Hauptmagnetfeld durch die Untersuchungsregion. Eine am Umfang der Untersuchungsregion befindliche Körper-HF-Spule ist auf eine erste Larmorfrequenz abgestimmt, die den Wasserstoffkernen entspricht. Die Körperspule wird selektiv aktiviert und deaktiviert. Ein erster Sender sendet HF-Signale mit der ersten Lamorfrequenz aus. Ein erster Schalter schaltet elektronisch die Körper-HF-Spule zwischen (i) einem Sendemodus, in dem die Körper-HF-Spule elektronisch mit dem ersten Sender verbunden wird, um Resonanz in den innerhalb der Untersuchungsregion befindlichen Wasserstoffkernen anzuregen, und (ii) einem Empfangsmodus um, in dem die Körper-HF-Spule elektronisch mit einem ersten Empfangskanal verbunden wird, um die von den angeregten Wasserstoffkernen beim Relaxieren emittierten Magnetresonanzsignale zu empfangen und zu demodulieren. In der Körper-HF-Spule ist benachbart hierzu eine einsetzbare HF-Spule angeordnet. Die einsetzbare HF-Spule wird, während die Körper-HF-Spule aktiviert ist, auf eine zweite Larmorfrequenz abgestimmt, die einem Nicht-Wasserstoffkern entspricht. Ein zweiter Sender ist vorgesehen, um HF-Signale mit der zweiten Larmorfrequenz auszusenden. Ein zweiter Schalter schaltet elektronisch die einsetzbare HF-Spule zwischen (i) einem Sendemodus, in dem die einsetzbare HF-Spule elektronisch mit dem zweiten Sender verbunden wird, um in den in der Untersuchungsregion befindlichen Nicht-Wasserstoffkernen Resonanz anzuregen, und (ii) einem Empfangsmodus um, in dem die einsetzbare HF-Spule elektronisch mit einem zweiten Empfangska nal verbunden wird, um die von den angeregten Nicht-Wasserstoffkernen beim Relaxieren emittierten Magnetresonanzsignale zu empfangen und zu demodulieren. Ein mit dem ersten und dem zweiten Empfangskanal verbundener Rekonstruktionsprozessor rekonstruiert die Magnetresonanzsignale von angeregten Wasserstoff- und Nicht-Wasserstoffkernen zu Bild- oder Spektroskopiedarstellungen. Es ist eine Sequenzsteuerungsschaltung vorgesehen, die den ersten und den zweiten Schalter so betätigt, dass sich die Körper-HF-Spule in dem Sendemodus befindet, wenn sich die einsetzbare HF-Spule im Sendemodus befindet, und dass sich die Körper-HF-Spule im Empfangsmodus befindet, wenn sich die einsetzbare HF-Spule im Empfangsmodus befindet.
Gemäß einem anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Magnetresonanzverfahren geschaffen. In eine interessierende Region des zu untersuchenden Patienten, welcher in einem im Wesentlichen gleichförmigen, zeitlich konstanten Hauptmagnetfeld angeordnet ist, wird hyperpolarisiertes Gas eingebracht. In dem Hauptmagnetfeld durch die interessierende Region werden magnetische Gradienten erzeugt, und über eine erste abgestimmte Spule werden HF-Signale mit einer Frequenz zum Anregen von Resonanz in Wasserstoffdipolen in die interessierende Region gesendet. Aus der interessierenden Region von in Resonanz schwingenden Wasserstoffdipolen emittierte Signale werden über die erste abgestimmte Spule empfangen. Über eine zweite abgestimmte Spule, deren Abstimmung die kapazitive Kopplung mit der ersten abgestimmten Spule berücksichtigt, werden HF-Signale mit einer Frequenz zur Anregung von Resonanz in hyperpolarisierten Gasdipolen in die interessierende Region gesendet, und aus der interessierenden Region von den in Resonanz schwingenden hyperpolarizierten Gasdipolen emittierte Signale werden empfangen. Aus den empfangenen Signalen werden für den Menschen sichtbare Bilder der interessierenden Region rekonstruiert. Die HF-Signale mit einer Frequenz zum Anregen von Resonanz in hyperpolarisierten Gasdipolen werden über eine zweite abgestimmte Spule, deren Abstimmung eine kapazitive Kopplung mit der ersten abgestimmten Spule berücksichtigt, in die interessierende Region gesendet. Die zweite abgestimmte Spule ist auf die Resonanzfrequenz für die hyperpolarisierten Gasdipole abgestimmt, während die erste abgestimmte Spule aktiviert ist, wobei die erste abgestimmte Spule in einen Sendemodus geschaltet wird, wenn die zweite abgestimmte Spule in einen Sendemodus geschaltet wird, und wobei die erste abgestimmte Spule in einen Empfangsmodus geschaltet wird, wenn die zweite abgestimmte Spule in einem Empfangsmodus geschaltet wird, wobei die erste und die zweite abgestimmte Spule im Sendemodus jeweils mit einem entsprechenden Sender zum Anregen von Resonanz in betreffenden Kernen verbunden sind und wobei die erste und die zweite abgestimmte Spule im Empfangsmodus mit einem entsprechenden Empfangskanal zum Empfangen und Demodulieren von Magnetresonanzsignalen verbunden sind.
Im Folgenden werden Möglichkeiten zur Ausführung der Erfindung ausführlich anhand von Beispielen und unter Bezugnahme auf die beigefügte Zeichnung beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines Magnetresonanzgeräts gemäß den Aspekten der vorliegenden Erfindung; und
2 eine schematische Darstellung einer Endansicht einer Lungenspule gemäß den Aspekten der vorliegenden Erfindung.
Bezug nehmen auf 1 steuert eine Hauptmagnetfeldsteuerung 10 supraleitende oder widerstandsbehaftete Magneten 12 auf eine solche Weise, dass ein im Wesentlichen gleichförmiges, zeitlich konstantes Hauptmagnetfeld B₀ entlang einer z-Achse durch eine Untersuchungsregion erzeugt wird. Eine Liege 16 hält einen zu untersuchenden Patienten 18 zumindest teilweise innerhalb der Untersuchungsregion (d.h. so, dass sich eine interessierende Region in der Untersuchungsregion befindet). Bei einer bevorzugten Ausführungsform lässt sich die Liege 16 und damit der Patient 18 bewegen, so dass der Patient 18 selektiv in die Untersuchungsregion 14 hineingebracht und aus der Untersuchungsregion 14 herausgebracht werden kann.
Ein unter der Steuerung einer Sequenzsteuerungsschaltung 20 betriebenes Magnetresonanzechomittel liefert eine Reihe von Hochfrequenz- (HF) und Magnetfeldgradientenimpulsen, um magnetische Spins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren, Magnetresonanz zu refokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren, die Magnetresonanz räumlich oder auf andere Weise zu codieren, um Spins zu sättigen und dergleichen, um Magnetresonanzbildgebung und Spektroskopiesequenzen zu erzeugen.
Insbesondere schafft eine Gradientenspulenbaugruppe selektiv Magnetgradienten in dem Hauptmagnetfeld durch die Untersuchungsregion. Gradientenstromverstärker 30 legen an ausgewählte einzelne oder Paare von Ganzkörper-Gradientenspulen 32 elektrische Stromimpulse an. Vorzugsweise handelt es sich bei den Ganzkörper-Gradientenspulen 32 um selbstabgeschirmte Gradientenspulen zur Erzeugung von Magnetgradienten entlang drei senkrecht zueinander verlaufenden Achsen x, y und z.
Ein Sende/Empfangs-Schalter (S/E) 40 schaltet unter der Steuerung der Sequenzsteuerungsschaltung 20 elektronisch eine Ganzkörper-HF-Spule 42 zwischen Sende- und Empfangsmodus um. Im Sendemodus wird ein HF-Sender 44 wird ein HF-Sender 44 (vorzugsweise ein digitaler Sender) elektronisch verbunden und sendet HF-Impulse oder -Impulspakete an eine Ganzkörper-HF-Spule 42, um in der ¹H-Spezies Resonanz anzuregen. Ein typischer HF-Impuls setzt sich aus einem Paket unmittelbar kontinuierlicher Impulssegmente von kurzer Dauer zusammen, die zusammen eine gewählte Magnetresonanzmanipulation erreichen. Die HF-Impulse werden verwendet, um in ausgewählten Bereichen der Untersuchungsregion 14 Spins zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung umzukehren, Resonanz zu refokussieren oder Resonanz zu manipulieren. Die Ganzkörper-HF-Spule 42 ist auf die ¹H-Resonanzfrequenz abgestimmt und angebrachte PIN-Dioden (in 2 dargestellt) werden selektiv vorgespannt, um sie zu aktivieren und zu deaktivieren. Die PIN-Dioden werden durch ein selektiv angelegten Gleichspannungspotenzial in Sperr- und Durchlasszustand vorgespannt, um Verbindungen zwischen Spulensegmenten und/oder zwischen den Spulensegmenten und Masse zu unterbrechen oder herzustellen.
Bei Ganzkörper-Anwendungen werden die Signale von angeregten ¹H-Dipolen während des Relaxierens von der Ganzkörper-HF-Spule 42 aufgenommen. Im Empfangsmodus verbindet der S/E-Schalter 40 die Ganzkörper-HF-Spule 42 elektronisch über einen Vorverstärker 52 mit einem Kanal eines Empfängers 50 (vorzugsweise eines digitalen Mehrkanalempfängers). Die Sequenzsteuerungsschaltung 20 steuert die Gradientenimpulsverstärker 30 und den HF-Sender 44, um eine Vielzahl von Mehrfach-Echosequenzen zu erzeugen, zum Beispiel Echoplanar-Bildgebung, Echo-Volumen-Bildgebung, Gradienten- und Spinecho-Sequenzen, schnelle Spinecho-Bildgebung und dergleichen. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 50 nach jedem HF-Anregungsimpuls ein oder mehrere Resonanzsignale. Schließlich werden die empfangenen HF-Signale demoduliert und von einem Rekonstruktionsprozessor 60, der eine zweidimensionale Fourier-Transformation oder einen anderen geeigneten Rekonstruktionsalgorithmus anwendet, zu einer Bilddarstellung rekonstruiert. Das Bild kann eine planare Schicht durch den Patienten darstellen, eine Anordnung paralleler planarer Schichten, ein dreidimensionales Volumen oder dergleichen. Das Bild wird dann in einem Bildspeicher 62 gespeichert, von wo es durch eine Anzeigevorrichtung, die eine für Menschen sichtbare Anzeige des resultierenden Bildes liefert, zum Beispiel durch einen Videomonitor 64, abgerufen werden kann.
Bezug nehmend auf 2 und weiterhin Bezug nehmend auf 1 wird eine einsetzbare Lungenspule 70 zur Bildgebung der Lunge des Patienten 18 verwendet. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ruhen der Patient 18 und die Lungenspule 70 so auf der Liege 16, dass sich die Lunge des Patienten 18 in der Lungenspule 70 befindet. Hebt der Patient 18 die Arme hinter den Kopf, befindet er sich in einer besseren Position, um die Lungenspule 70 hoch genug anzuordnen, so dass die Lunge vollständig erfasst wird. Die Lungenspule 70 besteht aus einem oberen und einem unteren Abschnitt 70a bzw. 70b. Um den Eintritt und Zugang zu erleichtern, lässt sich die Lungenspule 70 an der Verbindungsstelle 72 teilen und um ein Gelenk 74 öffnen. Außerdem ist die Lungenspule 70 mit einer Reihe von ¹H-Sperrkreisen ausgestattet, bei der abgebildeten Ausführungsform mit parallelen Resonanzkreisen 76, einschließlich eines parallel geschalteten Induktor-Kondensator-Paares, die die Lungenspule 70 für das Sendefeld der Ganzkörper-HF-Spule 42 transparent machen. Bei einer Ausführungsform werden die Sperrkreise so abgestimmt, dass sie bei der Ganzkörper-Spulenfrequenz offene, signalsperrende Schaltungen darstellen, und bei der Lungenspulenfrequenz geschlossene, signaldurchlassende Schaltungen. Optional können andere geeignete Sperrkreise und/oder Schaltungen verwendet werden, die die Lungenspule 70 daran hindern, ein Signal mit der Frequenz der Ganzkörper-HF-Spule 42 zu führen.
Optional verfügen die beiden Abschnitte 70a und 70b über eine volle Unterbrechung analog der Verbindungsstelle 72 anstelle der Gelenkunterbrechung 74 und lassen sich daher vollständig voneinander trennen. Die Spulenteile an der oberen und der unteren Hälfte können mit Stiften und Buchsen verbunden, durch Schwingkreise elektromagnetisch gekoppelt oder kapazitiv gekoppelt werden oder dergleichen. Auf der anderen Seite kann die Lungenspule 70 für geeignete Anwendungen aus einem einzigen nichtteilbaren Stück bestehen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die Lungenspule 70 eine Birdcage-Spule (oder eine andere geeignete Art von Spule) mit starren oberen und unteren Abschnitten 70a und 70b. Die Starrheit der oberen und unteren Abschnitt 70a und 70b dient zum Fixieren der geometrischen und räumlichen Beziehung der Lungenspule 70 in Bezug auf die umgebenden Strukturen und den Patienten 18. Einer oder beide Abschnitte 70a, 70b können flexibel gemacht werden, um bestimmte andere Vorteile zu erreichen, zum Beispiel eine verbesserte Kompatibilität mit Patienten 18 unterschiedlicher Größe.
Ebenso wie die Ganzkörper-Spule 42 ist die Lungenspule 70 über einen Sende/Empfangs-Schalter (S/E) 80, der durch die Sequenzsteuerungsschaltung 20 gesteuert wird, mit einem HF-Sender 82 und einem Vorverstärker 84 verbunden, der einen zweiten Kanal des Empfängers 50 versorgt (wahlweise werden zwei separate Empfänger verwendet). Die Lungenspule 70 ist auf eine alternative Resonanzfrequenz für eine andere Spezies als ¹H abgestimmt. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die Lungenspule 70 auf die Resonanzfrequenz für ein hyperpolarisiertes Gas wie ¹²⁹Xe, ³He oder dergleichen abgestimmt. Auf diese Weise kann die Lunge des zu untersuchenden Patienten 18 abgebildet werden, wenn das hyperpolarisierte Gas eingebracht wird. Insbesondere wird das hyperpolarisierte Gas abgebildet, um Bilder zu erzeugen, die den Lungenhohlraum, die Absorption des hyperpolarisierten Gases und dergleichen zeigen. Ein realisierter Vorteil besteht darin, dass aufgrund der relativen Häufigkeit der Resonanzspezies (d.h. des hyperpolarisierten Gases) im Vergleich zu dem im Lungengewebe vorhanden ¹H ein verbessertes Bild erreicht werden kann. Das bedeutet, dass die Lunge einen „Hohlraum" mit inhärent wenig Gewebe darstellt, in dem Resonanz angeregt und ein Bild erzeugt werden kann.
Die Sequenzsteuerungsschaltung 20 bewirkt die Erzeugung einer ausgewählten Bildsequenz für die Lungenspule 70, die Dipole des hyperpolarisierten Gases in der Lunge des Patienten 18 anregt. Schließlich werden die beim Relaxieren der Dipole erzeugten Signale: durch die Lungenspule 70 aufgenommen, durch den Empfänger 50 empfangen und demoduliert, durch den Prozessor 60 rekonstruiert und im Bildspeicher 62 für die selektive Anzeige auf dem Monitor 64 gespeichert.
Wenn sich im Betrieb die Lungenspule 70 im Sendemodus befindet, besteht die Wahrscheinlichkeit, dass durch die induktive Kopplung Ströme in die Ganzkörper-HF-Spule 42 induziert werden. Diese induzierten Ströme könnten möglicherweise durch die Durchlassleitung der PIN-Dioden 46 unkontrollierbare Effekte bewirken. Derartige induzierte Ströme könnten weitergeleitet werden und Vorverstärker sowie andere nachgeschaltete Komponenten beschädigen. Damit eine deaktivierte Ganzkörper-HF-Spule 42 trotz der PIN-Dioden 46 keine starken Sendesignale von der Lungenspule 70 empfängt, wird die Ganzkörper-HF-Spule 42 aktiviert. Die Sequenzsteuerungsschaltung 20 stellt den S/E-Schalter 40 auf Sendemodus, so dass der Vorverstärker 52 nicht mit der Ganzkörper-HF-Spule 42 verbunden ist. Optional werden Sperrkreise und/oder Bandpassfilter 48, die das ¹H-Resonanzfrequenzsignal durchlassen und andere Frequenzen begrenzen, zwischen die Ganzkörper-HF-Spule 42 und die nachgeschalteten Komponenten, zum Beispiel den Vorverstärker 52, geschaltet.
Dies führt dazu, dass eine kleine, aber nicht vernachlässigbare Kapazität induktiv in die Lungenspule 70 eingekoppelt wird. Die Lungenspule 70 wird bei aktivierter Ganzkörper-HF-Spule 42 über den einstellbaren Kondensator 71 oder eine andere geeignete Abstimmschaltung abgestimmt, um die effektive Kapazität von der Ganzkörper-HF-Spule zu berücksichtigen und eine optimale Leistung zu erzielen. Um die korrekte Abstimmung aufrechtzuerhalten, wenn sich die Lungenspule im Empfangsmodus befindet, wird die Ganzkörper-HF-Spule 42 während des Empfangsbetriebs der Lungenspule 70 aktiviert. Zusätzlich ist die Ganzkörper-HF-Spule 42, wenn sich die Lungenspule 70 im Empfangsmodus befindet, ebenfalls im Empfangsmodus, um den zweiten Kanal des Empfängers 50 (den mit der Lungenspule 70 verbundenen Kanal) gegen eintreffendes Rauschen vom HF-Sender 44 zu schützen.
Ein Vorteil der abgebildeten Lungenspule zur Bildgebung von hyperpolarisiertem Gas in einem MRI-Scanner besteht darin, dass sie gleichzeitig mindestes zwei verschiedene Spezies abbildet. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die einsetzbare HF-Spule in einem MRI-Gerät mit einer auf Wasserstoff abgestimmten eingebauten HF-Körperspule installiert werden kann und mit der eingebauten HF-Körperspule arbeitet statt trotz ihr. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass sie eine alternativ abgestimmte Spule von ausreichender Größe zur Abbildung der Lunge eines Patienten schafft. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass sie nachgeschaltete Empfangskomponenten gegen Schäden schützt. Ein weiterer Vorteil liegt in ihrer verbesserten Leistung zur Lungenbildgebung.
Obwohl die bevorzugten Ausführungsformen unter Bezugnahme auf eine Lungenspule zur Bildgebung von hyperpolarisiertem Gas beschrieben wurden, lässt sich die vorliegende Erfindung auch für andere Anwendungen einsetzen. Die Erfindung kann genutzt werden, um andere anatomische Regionen und/oder andere Spezies abzubilden. Zum Beispiel könnte eine Kopfspule ein hyperpolarisiertes Gas wie beispielsweise ¹²⁹Xe anregen, das zur bildgebenden Untersuchung des Gehirns im Blut eines Patienten aufgelöst wurde. Die Spule könnte auf die Resonanzfrequenz für ³¹P abgestimmt werden, um Stoffwechselprozesse von zum Beispiel dem Herzen oder einem anderen interessierenden Muskel zu untersuchen.

Obwohl die Erfindung für die Verwendung in einem MRI-Gerät mit zentraler Röhre und horizontalem Feld dargestellt wurde, kann sie auch auf MRI-Systeme mit offener Geometrie angewendet werden, bei denen die Untersuchungsregion zwischen einander gegenüberliegenden Polschuhen definiert wird, welche durch einen Eisenflussrückweg verbunden sind. MRI-Systeme mit offener Geometrie bieten gewisse Vorteile insbesondere im Fall von interventionellen MRI-Anwendungen. Text in der Zeichnung Figur 1

Main field control	Hauptfeldsteuerung
Gradient amp	Gradientenstromverstärker
T/R switch	S/E-Schalter
Xmit	Senden
Sequence control	Sequenzsteuerung
Channel 2	Kanal 2
Channel 1	Kanal 1
2DFT	zweidimensionale Fourier-Transformation
Image memory	Bildspeicher

Figur 2

To T/R switch

Zum S/E-Schalter

Claims

Magnetresonanzbildgebungsgerät, das Folgendes umfasst: einen Hauptmagneten (12) zur Erzeugung eines im Wesentlichen gleichförmigen, zeitlich konstanten Hauptmagnetfelds durch eine von dem Hauptmagneten (12) definierte Untersuchungsregion (14); eine Liege (16) zum Halten einer interessierenden Region eines zu untersuchenden Patienten (18) in der Untersuchungsregion (14); eine Gradientenspulenbaugruppe (32) zum Erzeugen von im Wesentlichen linearen Magnetgradienten im Hauptmagnetfeld durch die Untersuchungsregion (14); eine am Umfang der Untersuchungsregion (14) befindliche Körper-HF-Spule (42), die auf eine erste Larmorfrequenz abgestimmt ist, welche Wasserstoffkernen entspricht; eine einsetzbare HF-Spule (70), die in der Körper-HF-Spule (42) benachbart hierzu angeordnet ist, wobei die einsetzbare HF-Spule (70) auf eine zweite Lamorfrequenz abgestimmt ist, die einem Nicht-Wasserstoffkern entspricht; dadurch gekennzeichnet, dass die Körperspule (42) selektiv aktiviert und deaktiviert wird; die einsetzbare HF-Spule (70) abgestimmt wird, während die Körper-HF-Spule (42) aktiviert ist; ein erster Sender (44) vorgesehen ist, um HF-Signale mit der ersten Lamorfrequenz auszusenden; ein erster Schalter (40) die Körper-HF-Spule (42) elektronisch zwischen (i) einem Sendemodus, in dem die Körper-HF-Spule (42) elektronisch mit dem ersten Sender (44) verbunden wird, um Resonanz in den innerhalb der Untersuchungsregion (14) befindlichen Wasserstoffkernen anzuregen, und (ii) einem Empfangsmodus umschaltet, in dem die Körper-HF-Spule (42) elektronisch mit einem ersten Empfangskanal verbunden wird, um die von den angeregten Wasserstoffkernen beim Relaxieren emittierten Magnetresonanzsignale zu empfangen und zu demodulieren; ein zweiter Sender (82) vorgesehen ist, um HF-Signale mit der zweiten Larmorfrequenz auszusenden; ein zweiter Schalter (80) die einsetzbare HF-Spule (70) elektronisch zwischen (i) einem Sendemodus, in dem die einsetzbare HF-Spule (70) elektronisch mit dem zweiten Sender (82) verbunden wird, um in den in der Untersuchungsregion (14) befindlichen Nicht-Wasserstoffkernen Resonanz anzuregen, und (ii) einem Empfangsmodus umschaltet, in dem die einsetzbare HF-Spule (70) elektronisch mit einem zweiten Empfangskanal verbunden wird, um die von den angeregten Nicht-Wasserstoffkernen beim Relaxieren emittierten Magnetresonanzsignale zu empfangen und zu demodulieren; ein Rekonstruktionsprozessor (60) mit dem ersten und dem zweiten Empfangskanal verbunden ist, um die Magnetresonanzsignale von angeregten Wasserstoff- und Nicht-Wasserstoffkernen zu Bilddarstellungen zu rekonstruieren; und eine Sequenzsteuerungsschaltung (20) vorgesehen ist, die den ersten und den zweiten Schalter (40, 80) so betätigt, dass sich die Körper-HF-Spule (42) im Sendemodus befindet, wenn sich die einsetzbare HF-Spule (70) im Sendemodus befindet, und dass sich die Körper-HF-Spule (42) im Empfangsmodus befindet, wenn sich die einsetzbare HF-Spule (70) im Empfangsmodus befindet.
Magnetresonanzbildgebungsgerät nach Anspruch 1, wobei die Nicht-Wasserstoffkerne die Kerne eines hyperpolarisierten Gases sind.
Magnetresonanzbildgebungsgerät nach Anspruch 1 oder 2, wobei die einsetzbare HF-Spule (70) eine Lungenspule zur Darstellung der Lunge des Patienten (18) ist.
Magnetresonanzbildgebungsgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Körper-HF-Spule (42) mindestens eine Schaltung (48) umfasst, die die Körper-HF-Spule (42) daran hindert, die zweite Lamorfrequenz zu unterstützen.
Verfahren der Magnetresonanzbildgebung, das Folgendes umfasst: (a) Einbringen von hyperpolarisiertem Gas in eine interessierende Region des zu untersuchenden Patienten; (b) Anordnen der interessierenden Region des zu untersuchenden Patienten in einem im Wesentlichen gleichförmigen, zeitlich konstanten Hauptmagnetfeld; (c) Erzeugen von magnetischen Gradienten in dem Hauptmagnetfeld durch die interessierende Region; (d) Aussenden von HF-Signalen mit einer Frequenz zum Anregen von Resonanz in Wasserstoffdipolen über eine erste abgestimmte Spule (42) in die interessierende Region; (e) Empfangen der von den in Resonanz schwingenden Wasserstoffdipolen emittierten Signale aus der interessierenden Region über die erste abgestimmte Spule; (f) Aussenden von HF-Signalen mit einer Frequenz zur Anregung von Resonanz in hyperpolarisierten Gasdipolen über eine zweite abgestimmte Spule (70), deren Ab stimmung die kapazitive Kopplung mit der ersten abgestimmten Spule berücksichtigt, in die interessierende Region; (g) Empfangen der von den in Resonanz schwingenden hyperpolarizierten Gasdipolen emittierten Signale aus der interessierenden Region; und (g) Rekonstruieren von für den Menschen sichtbaren Bildern der interessierenden Region aus den empfangenen Signalen, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite abgestimmte Spule auf die Resonanzfrequenz für die hyperpolarisierten Gasdipole abgestimmt wird, während die erste abgestimmte Spule aktiviert ist, wobei die erste abgestimmte Spule in einen Sendemodus geschaltet wird, wenn die zweite abgestimmte Spule in einen Sendemodus geschaltet wird, und wobei die erste abgestimmte Spule in einen Empfangsmodus geschaltet wird, wenn die zweite abgestimmte Spule in einem Empfangsmodus geschaltet wird, wobei die erste und die zweite abgestimmte Spule im Sendemodus jeweils mit einem entsprechenden Sender zum Anregen von Resonanz in betreffenden Kernen verbunden sind und wobei die erste und die zweite abgestimmte Spule im Empfangsmodus mit einem entsprechenden Empfangskanal zum Empfangen und Demodulieren von Magnetresonanzsignalen verbunden sind.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei die interessierende Region die Lunge des Patienten ist.
Verfahren nach Anspruch 5 oder 6, wobei das hyperpolarisierte Gas entweder Xenon 129 oder Helium drei ist.