DE69736550T2

DE69736550T2 - Verfahren zur bilderzeugung durch magnetische resonanz und zur spektroskopischen analyse und dazugehörendes gerät

Info

Publication number: DE69736550T2
Application number: DE69736550T
Authority: DE
Inventors: Ogan Baltimore OCALI; Ergin Columbia ATALAR
Original assignee: Johns Hopkins University
Current assignee: Johns Hopkins University
Priority date: 1996-04-25
Filing date: 1997-04-18
Publication date: 2007-08-23
Anticipated expiration: 2017-04-19
Also published as: AU729864B2; EP0898716B1; CA2252431A1; JP2000509296A; CA2648973A1; CA2648973C; US5928145A; ATE337558T1; CA2252431C; WO1997040396A1; AU2674897A; EP0898716A1; DE69736550D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft ein verbessertes Verfahren und ein Gerät zur Kernspintomographie und Spektralanalyse einer großen Vielzahl von Proben und ist in einer Ausführungsform mit kleinen Blutgefäßen bei der Bestimmung des Vorhandenseins von atherosklerotischer Plaque und deren Zusammensetzung verwendbar.
2. Beschreibung des Standes der Technik
Die vorteilhafte Verwendung von Magnetresonanztechnologie zum Liefern zu verlässigen, schnellen Bildern eines Patienten ist seit langem bekannt. Es ist auch bekannt gewesen, Magnetresonanztechnologie bei der Erzeugung von Spektren der chemischen Verschiebung zu verwenden, um Informationen bezüglich des chemischen Gehalts eines Materials zu liefern.
Allgemein ist Magnetresonanz mit Liefern von Bursts mit Hochfrequenzenergie in eine in einem Hauptmagnetfeld positionierte Probe verbunden, um eine Antwortemission von magnetischer Strahlung der Wasserstoffkerne oder anderen Kernen zu induzieren. Das emittierte Signal kann so detektiert werden, daß es Information hinsichtlich der Intensität der Antwort und des räumlichen Ursprungs der Kerne liefert, die das Antwortmagnetresonanzsignal emittieren. Allgemein kann eine Abbildung in einer Scheibe oder Ebene, in mehreren Ebenen oder in einem dreidimensionalen Volumen durchgeführt werden, wobei die Information, die der als Antwort emittierten magnetischen Strahlung entspricht, von einem Computer empfangen wird, der die Information in Form von Zahlen speichert, die der Intensität des Signals entsprechen. Der Pixelwert kann im Computer durch Verwendung von Fourier-Transformation erzeugt werden, die die Signalamplitude als eine Funktion der Zeit in eine Signalamplitude als eine Funktion der Frequenz umwandelt. Die Signale können in dem Computer gespeichert und mit oder ohne Verstärkung an einen Bildausgabeschirm, wie zum Beispiel eine Kathodenstrahlröhre, abgegeben werden, worin das durch die Computerausgabe erzeugte Bild durch schwarze und weiße Darstellungen, die in der Intensität variieren, oder durch Farbdarstellungen präsentiert wird, die in Farbton und Intensität variieren (siehe allgemein U.S.-Patent 4,766,381).
Eine der vorteilhaften Endnutzungen der vorliegenden Erfindung besteht in Verbindung mit atherosklerotischer Erkrankung, die in den Vereinigten Staaten einen Hauptgrund für Sterblichkeit und Erkrankungshäufigkeit darstellt. Lokale Formen der Krankheit, wie zum Beispiel Ablage von Plaque an den Wänden von Blutgefäßen, können lokale Blutströmung einschränken und machen einen chirurgischen Eingriff in einigen Fällen erforderlich. Während Angiographie ein wirksames Mittel zur Detektion der durch Plaque verursachten luminalen Verengung ist, liefert sie keine Information bezüglich der Art des Prozesses, der zur Blutströmungsreduzierung führt. Leider können therapeutische Verfahren, wie zum Beispiel ein intravaskulärer Eingriff, mangels ausreichend präziser Abbildungsverfahren einen Fehlschlag erleben. Ein Abbildungssystem, das detaillierte, qualitative und quantitative Daten bezüglich des Status von Gefäßwänden zum Zeitpunkt eines chirurgischen Eingriffs liefern kann, könnte den Ausgang vorteilhaft beeinflussen, indem es die Auswahl des Eingriffsverfahrens, das an das spezielle Bedürfnis anzupassen ist, ermöglicht. Es würde auch die Funktion erfüllen, für eine präzise Anleitung für zahlreiche Formen von lokaler Therapie zu sorgen.
Es ist bekannt, Angioplastik und intravaskulären Ultraschall zur Abbildung von Plaque zu verwenden (siehe allgemein Spears et al., "In Vivo Coronary Angioscopy", Journal of the American College of Cardiology, Band 1, S. 1311-14 (1983); und Waller et al., "Intravascular Ultrasound: A Histological Study of Vessel During Life", Circulation, Band 85, S. 2305-10 (1992)). Intravaskulärer Ultraschall bietet jedoch mehrere Nachteile, die die Unempfindlichkeit für Weichgewebe und die Unfähigkeit einschließen, Thrombus zuverlässig zu detektieren und Thrombus (neu oder organisiert) zu diskriminieren, der auf Plaque von weichen fettbeladenen Plaquen überlagert wird. Darüber hinaus stellen das Vorhandensein von Artefakten, die mit Wandlerwinkel relativ zur Gefäßwand in Beziehung stehen, und eine Abbildungsebene, die auf die Apertur des Wandlers in variabler Auflösung in unterschiedlichen Betrachtungstiefen begrenzt ist, weitere Probleme bei diesem Ansatz dar.
Vorher ist die Machbarkeit der Identifikation von atherosklerotischen Läsionen durch Verwendung von Magnetresonanz (MR), die in vitro mikroabbildet, vorgeschlagen worden (siehe zum Beispiel Pearlman et al., "Nuclear Magnetic Resonance Microscopy of Atheroma in Human Coronary Arteries", Angiology, Band 42, S. 726-33 (1991); Asdente et al., "Evaluation of Atherosclerotic Lesions Using NMR Microimaging", Atherosclerosis, Band 80, S. 243-53 (1990) und Merickel et al., "Identification and 3-d Quantification of Atherosclerosis Using Magnetic Resonance Imaging", Comput. Biol. Med., Band 18, S. 89-102 (1988)).
Es ist auch darauf hingewiesen worden, daß MRI zur Quantifizierung von Atherosklerose verwendet werden kann (siehe allgemein Merickel et al., "Noninvasive Quantitative Evaluation of Atherosclerosis Using MRI and Image Analysis", Arteriosclerosis and Thrombosis, Band 13, S. 1180-86 (1993)).
Yuan et al., "Techniques for High-Resolution MR Imaging of Atherosclerotic Plaques", J. Magnetic Resonance Imaging, Band 4, S. 43-49 (1994) offenbart eine Fast-Spin-Echo-MR-Abbildungstechnik zur Abbildung von atherosklerotischen Plaquen an einem isolierten Gefäß, das durch Karotisendarteriektomie abgelöst worden ist. Da das Signal-Rausch-Verhältnis (Signal-to-Noise-Ratio (SNR)) mit der Abnahme der Abbildungszeit und der Zunahme der Auflösung abnimmt, wurden spezielle Hochfrequenz (HF)-Empfangsspulen entworfen. Der Artikel weist darauf hin, daß es durch die Verwendung von spezieller NMR-Hardware bei 1,5 T unter Verwendung von verschiedenen T1- und T2-gewichteten Pulsfolgen möglich ist, Schaumzellen, aus faseriger Plaque gebildeter Thrombus, neuer Thrombus, lose Nekrose und Kalzium zu diskriminieren.
Es ist auch darauf hingewiesen worden, daß der Fettgehalt von atherosklerotischer Plaque in ausgeschnittenen Gewebeproben unter Verwendung von Abbildung der chemischen Verschiebung oder Spektroskopie der chemischen Verschiebung bestimmt werden kann (siehe allgemein Vinitski et al., "Magnetic Resonance Chemical Shift Imaging and Spectroscopy of Atherosclerotic Plaque", Investigative Radiology, Band 26, S. 703-14 (1991), Maynor et al., "Chemical Shift Imaging of Atherosclerosis at 7.0 Tesla", Investigative Radiology, Band 24, S. 52–60 (1989) und Mohiaddin et al., "Chemical Shift Magnetic Resonance Imaging of Human Atheroma", Br. Heart J., Band 62, S. 81–89 (1989)).
Die vorangehenden Artikel zum Stand der Technik könnten im Ganzen dazu führen, daß ein Fachmann auf dem Gebiet zum Schluß kommt, daß MR, obwohl es ein Potential zur vollständigen Charakterisierung von Gefäßwandkrankheiten aufweist, an geringer anatomischer Auflösung leidet, wenn sie nicht in vitro an kleinen Proben mit Verfahren mit hoher Auflösung verwendet wird.
Es ist bekannt, daß eine Spule dicht an dem Zielblutgefäß plaziert werden kann, um die gewünschte Abbildung mit hoher Auflösung und Spektroskopie von artheriosklerotischen Plaquen zu erhalten.
In Kantor et al., "In vivo ³¹P Nuclear Magnetic Resonance Measurements in Canine Heart Using a Catheter-Coil", Circulation Research, Band 55, S. 261-66 (Aug. 1984) sind die Bemühungen offenbart, das SNR in der ³¹P-Spektroskopie in einem Myocardium eines Hundes unter Verwendung einer elliptischen Spule zu verbessern. Diese Spule ist starr, recht sperrig und für Spektroskopie des Myocardiums entworfen, aber für Gefäße nicht ideal.
In Martin et al., "MR Imaging of Blood Vessel with an Intravascular Coil", J. Magn. Reson. Imaging, Band 2, S. 421-29 (1992) und Hurst et al., "Intravascular (Catheter) NMR Receiver Probe: Preliminary Design Analysis and Application to Canine Iliofemoral Imaging", Magn. Reson. Med., Band 24, S. 343-57 (Apr. 1992) sind Bestrebungen zur Entwicklung von Katheterspulen zur Abbildung von Gefäßwänden enthalten. Diese Offenbarungen verwenden zwei aufeinanderfolgende Solenoidspulen mit winzigem Durchmesser, um ein gutes axiales Profil bei Plazierung der Spulen entlang des Hauptmagnetfeldes zu erzeugen.
Martin et al., "Intravascular MR Imaging in a Porcine Animal Model", Magn. Reson. Med., Band 32, S. 224-29 (Aug. 1994) offenbart die Verwendung des in dem oben zitierten Artikel von Martin et al. offenbarten Systems für hochaufgelöste Bilder von lebenden Tieren (siehe auch Abstract, McDonald et al., "Performance Comparison of Several Coil Geometries for Use in Catheters, "RSNA 79th Scientific Meeting, Radiology, Band 189(P), S. 319 (Nov. 1993)). Ein großer Nachteil dieser Offenbarungen besteht darin, daß keine Mehrscheibenerfassung durchgeführt werden kann, da die longitudinale Abdeckung der Meßgebiete auf wenige Millimeter beschränkt ist. Außerdem weist die Spule selbst nicht die gewünschte Flexibilität bei Beibehaltung der gewünschten Effizienz von Datenakquisition auf.
Das U.S.-Patent 5,170,789 offenbart eine Kernresonanz (Nuclear Magnetic Resonance (NMR))-Spulensonde in Form einer Schleife, die in eine Probe einsetzbar sein soll und eine Öffnung für Kernresonanzspektroskopie (Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy (NMRS))-Zwecke aufweist. Die offenbarte Zweikomponentensonde, die in der Art eines Endoskops zur Untersuchung des Colons oder der Cervix vorliegt, weist einen ersten Abschnitt, der in einen Körperhohlraum einführbar ist, und einen zweiten Abschnitt auf, der sich außerhalb des Hohlraums befindet. Die Sonde weist einen flexiblen Spulenkörper mit einer ovalen oder kreisförmigen Gestalt auf, der sich während des Einführens verformen kann. Als Ergebnis kann die Spule Abstimmung nach Einführen erfordern. Wenn die Spule aus einem sehr steifen Material hergestellt würde, können Einführprobleme auftreten.
Außerdem kann eine Abstimm- und Anpassungsschaltung im äußeren Bereich die Einführtiefe beschränken.
Das U.S.-Patent 4,932,411 offenbart eine Probe mit einer Sende/Empfangsspule zum Einführen in Kanäle, die in Körperorgane, wie zum Beispiel das Gehirn, die Leber oder Nieren, chirurgisch oder auf andere Weise eingefügt sind. Die Spule, die in der Form einer Schleife vorliegt, wird am distalen Ende eines Trägers getragen und auf selbiges gewickelt, der zum Einführen der Spule in den Körperkanal verwendet wird.
Das U.S.-Patent 4,672,972 offenbart eine NMR-Sonde, die am distalen Ende eines Katheters oder Endoskops zur Gewinnung von NMR-Spektren vom Inneren eines Patienten angeordnet ist. Die Mehrwendelsonde weist einen parametrischen Verstärker und/oder eine Gatteranordnung auf, die daran angebracht ist/sind, und weist auch ein Spulenkühlsystem auf.
Das U.S.-Patent 5,413,104 offenbart einen invasiven MRI-Wandler mit einem Ballon, mindestens einem Lumen und einer flexiblen Spulenschleife zum Einführen in einen Körperhohlraum.
Die Verwendung einer MR-aktiven invasiven Einrichtung mit HF-Sendespulen für selektive MR-Angiographie von Blutgefäßen ist bekannt (siehe allgemein U.S.-Patent 5,447,156).
Es ist auch bekannt, eine intravaskulären Katheter mit einem Faraday-Käfig zu verwenden, um HF-Energie am Wirken auf Flüssigkeit, wie zum Beispiel Blut, zu hindern und zu bewirken, daß das MR-Signal für die aus dem Käfig austretende Flüssigkeit stärker ist (siehe allgemein U.S.-Patent 5,419,325).
Es sind MR-Kompatibilitätseigenschaften von zahlreichen Kathetern und Führungsdrahtsystemen zur Verwendung in MR-Eingriffsverfahren betrachtet worden (siehe Dumoulin et al., "Real-time Position Monitoring of Invasive Devices Using Magnetic Resonance", Magnetic Resonance in Medicine, Band 29, S. 411-15 (Mar. 1993) und Abstract, Koechli et al., "Catheters and Guide Wires for Use in an Echo-planar MR Fluoroscopy System", RSNA 79th Scientific Meeting, Radiology, Band 189(P), S. 319 (Nov. 1993).
McKinnon et al., "Towards Visible Guidewire Antennas for Interventional MRI", Prc. Soc. Mag. Res., Band 1, S. 429 (Aug. 1994) offenbart Führungsdrahtantennen, die, wie versprochen wurde, angeblich Führungsdrähte, Biopsienadeln und andere vaskuläre Eingriffseinrichtungen durch MRI sichtbar machen. Eine MRI-Stummelantenne entspricht einer Länge eines Koaxialkabels, wobei 10 cm der Litze vom Ende entfernt sind. Ein Ende des Koaxialkabels ist mit dem Flächenspuleneingang eines MRI-Scanners direkt verbunden und das andere Ende ist in einem mit Wasser gefüllten Phantom plaziert. Das MR-Bild ist eine helle Zeile, die Spins in der unmittelbaren Nachbarschaft des Kabels entspricht. Eine bevorzugte MRI-Stummelantenne ist ein nicht abgeschlossenes verdrilltes Kabel mit einem Durchmesser von 0,2 oder 1 mm bzw. einer entsprechenden Bildzeilenbreite von 1 oder 3 mm, was ein feineres Bild als die Koaxialkabel-Stummelantenne liefert. Eine bevorzugte Kombination ist ein lenkbarer Führungsdraht mit einem verdrillten Leitungspaar. Es wird darauf hingewiesen, daß eine Flächenspule simultan mit einer Führungsdrahtantenne durch Kombinieren, wie bei Phased-Array-Spulen, des Probenbildes von der Flächenspule mit dem Bild der Stummelantenne durch Verwendung der von der Stummelantenne erfaßten Daten zur Lokalisierung der in vivo-Einrichtung während Eingriff-MRI verwendet werden könnte.
Die Verwendung einer invasiven Einrichtung mit einer HF-Spule zum Senden von HF-Signalen, die von externen HF-Empfangsspulen empfangen werden, zum Verfolgen der invasiven Einrichtung ist bekannt (siehe allgemein U.S.-Patent Nr. 5,437,277).
Das U.S.-Patent Nr. 5,323,778 offenbart eine Sonde zum Einführen in eine Arterie oder einen anderen Körperdurchgang. Die Sonde weist eine MRI-Spule, eine externe MRI-HF-Quelle und eine HF-Heizeinrichtung für Therapie von Hyperthermie auf.
Das U.S.-Patent Nr. 5,358,515 offenbart einen Mikrowellen-Hyperthermie-Applikator zur Begenzung der Erwärmung von Krebsgewebe, der obere und untere Dipolhälften mit demselben Durchmesser aufweist. Die obere Dipolhälfte ist eine aufgeweitete Metallverlängerung des Innenleiters eines isolierten Koaxialkabels. Die untere Dipolhälfte ist ein Metallzylinder, der mit der äußeren Abschirmung des Koaxialkabels verbunden ist. Ein π/2 (λ/4)-Transformator, wie zum Beispiel die äußerste metallische zylindrische Abschirmung eines triaxialen Kabels, ist an ihren oberen Ende von der unteren Dipolhälfte getrennt, die mit der äußeren Abschirmung des Koaxialkabels verbunden ist. Der Transformator ist mit einem dielektrischen Medium gefüllt und an seinem unteren Ende mit genanntem Außenmantel des Koaxialkabels verbunden. Wenn die Antenne in ein dissipatives Medium eingeführt und mit Mikrowellenenergie über das Koaxialkabel gespeist wird, wird nur das Gebiet des Mediums unmittelbar um die Antenne erwärmt.
MRI weist viele wünschenswerte Eigenschaften zur Diagnose und Therapie von atherosklerotischer Erkrankung auf. Zum Beispiel ist es möglich, Läsionen, sogar bevor die Plaquen verkalken, direkt zu sehen. Das SNR von MR-Bildern, die anhand von herkömmlichen Flächen- oder Körperspulen erhalten werden, reicht jedoch nicht aus. Dies liegt daran, daß die außerhalb des Körpers plazierten Spulen Rauschen aus einem sehr großen Gebiet des Körpers aufnehmen. Zum Erzielen von befriedigender Qualität kann der Signalempfänger so nahe wie möglich an interessierendem Gewebe (z.B. Blutgefäßen) plaziert werden. Eine an der Spitze eines Katheters angeordnete und in die Blutgefäße eingeführte Spule könnte eine Lösung sein; aber der Realteil der Impedanz einer Katheterspule ist relativ gering, weshalb eine Abstimmungs- und Anpassungsschaltung vorzugsweise unmittelbar hinter der Spule in den Blutgefäßen angeordnet wird. Man nimmt an, daß Gestaltungen im Stand der Technik, die dies anders machen, unter einem wesentlichen SNR-Verlust leiden. Andererseits nimmt man an, daß Gestaltungen im Stand der Technik, die eine Abstimmungs- und Anpassungsschaltung unmittelbar hinter der Spule in Blutgefäßen aufweisen, zu dick sind, um in kleinen Gefäßen angeordnet zu werden.
JP-A-670902 offenbart eine MRI-Sonde zum Einführen an einem engen Ort, wie zum Beispiel dem Blutgefäß, in einem lebenden Körper. Die Sonde nimmt die Gestalt einer flexiblen Dipolantenne an. Der Durchmesser kann 1mm oder weniger betragen.
Es bleibt somit ein sehr echter und wesentlicher Bedarf an einem verbesserten Gerät zur MR-Abbildung und Spektralanalyse von Proben auf eine Art, die effiziente Datenerfassung mit maximalem SNR bei gleichzeitiger in vivo- oder in vitro-Erfassung von kleinen Gefäßen und eines großen Bereiches von anderen Arten von Proben liefert.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUGN
In der hierin verwendeten Form soll sich der Begriff "Probe" auf jeden Gegenstand mit Ausnahme einer schleifenlosen Antenne beziehen, der in dem Hauptmagnetfeld zur Abbildung oder Spektralanalyse angeordnet ist, und soll ausdrücklich, ohne aber darauf beschränkt zu sein, Mitglieder des Tierreiches, einschließlich Menschen, Versuchsproben, wie zum Beispiel biologisches Gewebe, das zum Beispiel Mitgliedern des Tierreiches entnommen wurde, und leblose Gegenstände oder Phantome einschließen, die durch Kernspinresonanz abgebildet werden können oder die Wasser oder Quellen anderer empfindlicher Kerne enthalten.
In der hierin verwendeten Form soll der Begriff "schleifenlose Antenne" ausdrücklich, ohne aber darauf beschränkt zu sein, eine Dipolantenne und alle Äquivalente derselben, wie zum Beispiel eine Dipolantenne mit zwei Polen, von denen zumindest einer eine mechanische Schleife (siehe z.B. 14) enthält, einschließen.
In der hierin verwendeten Form soll der Begriff "Patient" Menschen und andere Mitglieder des Tierreiches bedeuten.
Die vorliegende Erfindung hat den oben beschriebenen Bedarf erfüllt.
Das Gerät gemäß der vorliegenden Erfindung ist in Anspruch 1 definiert.
Die Antenne kann bei der Abbildung von chemischer Verschiebung durch Erfassung von räumlich lokalisierter Information über chemische Verschiebung verwendet werden.
Auf diese Weise ermöglicht das Verfahren sowohl die Abbildung als auch Analyse der chemischen Verschiebung, die vorteilhafterweise im wesentlichen simultan mit einem chirurgischen Eingriff verwendet werden können.
Ein Dipolantennenabschnitt der schleifenlosen Antenne kann eine Länge in der Größenordnung von ungefähr 3 cm bis ungefähr 20 cm aufweisen und kann einen relativ kleinen maximalen Außendurchmesser von ungefähr 0,3 mm bis ungefähr 1,0 cm aufweisen.
In einer Ausführungsform fungiert die Antenne als eine Sendeantenne zum Liefern der HF-Signale und somit Liefern von verbesserter Betriebsleistung für bestimmte Verwendungen.
Das Verfahren kann auch zusätzliche Elemente, wie zum Beispiel einen Abgleichtransformator (ballancing transformer) und/oder eine Impedanzanpassungsschaltung für einen verbesserten Betrieb verwenden.
Es wird ein entsprechendes Gerät zur Analyse mittels Magnetresonanz bereitgestellt.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Gerät für hochauflösende und spektroskopische Abbildung des Inneren von Proben, einschließlich in vivo- und in vitro-Abbildung von Patienten und von Patienten stammenden Proben oder Probestücken bereitzustellen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Gerät bereitzustellen, das eine schnelle Abbildung von Wänden von kleinen, gewundenen Blutgefäßen mit hoher Auflösung sowie von anderen Proben und die Verwendung von Mehrscheiben (multislice)-Datenerfassungstechniken ermöglichen wird.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine schleifenlose, flexible Antenne in einem derartigen Gerät zu verwenden und sowohl qualitative als auch quantitative Daten zu liefern und die Verwendung derselben im wesentlichen simultan mit einem medizinischen Eingriff zum Korrigieren von unerwünschten Zuständen zu erleichtern.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein solches Gerät bereitzustellen, das die Erfassung von morphologischer Information über Weichgewebe und Plaque erleichtert.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein solches Gerät bereitzustellen, das die Erfassung von chemischer Information über Weichgewebe und Plaque erleichtert.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein solches Gerät bereitzustellen, bei dem die Antenne nur als eine Empfangsantenne fungieren kann oder als eine Antenne für sowohl Anregung als auch Detektion von MR-Signalen fungieren kann.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein solches Gerät bereitzustellen, bei dem die Antenne als eine invasive Sonde, wie zum Beispiel ein Katheter, fungieren kann.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein solches Gerät bereitzustellen, bei dem die Antenne als ein medizinisches Instrument von der Art einer Sonde, wie zum Beispiel als eine Biopsienadel, fungieren kann.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein solches Gerät bereitzustellen, bei dem im allgemeinen keine Abstimmungs- oder Impedanzanpassungsschaltung erforderlich ist.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein solches Gerät bereitzustellen, bei dem im allgemeinen keine Abstimmung der Antenne erforderlich ist, nachdem die Antenne in einen Patienten eingeführt worden ist.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Antenne und eine Impedanzanpassungsschaltung zu verwenden, die mit herkömmlicher Hardware verwendet werden können.
Diese und weitere Aufgaben der vorliegenden Erfindung werden anhand der folgenden Beschreibung der Erfindung unter Bezugnahme auf die beigefügten Darstellungen verständlicher.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Systems zur Analyse mittels Magnetresonanz.
2 zeigt eine Ausführungsform einer Katheterspule für das System von 1.
3 zeigt eine schematische Darstellung einer schleifenlosen Antenne und einer Impedanzanpassungsschaltung für das System von 1 gemäß der vorliegenden Erfindung.
4 zeigt eine Querschnittsansicht einer schleifenlosen abgeglichenen (balanced) Antenne, die in der vorliegenden Erfindung verwendbar ist.
5A-5B zeigen graphische Darstellungen von Rauschwiderstand in Bezug auf Antennenlänge für eine schleifenlose Antenne, die der Ausführungsform von 4 ähnelt.
6 zeigt eine schematische Darstellung der schleifenlosen Antenne von 4, einer Impedanzanpassungs- und Entkopplungsschaltung und eines Vorverstärkers.
7 zeigt eine schematische Darstellung der schleifenlosen Antenne von 4, einer Anpassungsschaltung, zweier Koaxialkabel und eines Transceivers.
8 zeigt eine Querschnittsansicht einer schleifenlosen Antenne und eines Koaxialkabels, die in einem Blutgefäß angeordnet sind.
9 zeigt eine Querschnittsansicht einer menschlichen Bauchspeicheldrüse mit einer in dem Bauchspeicheldrüsenhauptausführungsgang angeordneten schleifenlosen Antenne eines Katheters.
10 zeigt eine graphische log-log-Darstellung von gemessenen und theoretischen Signal-Rausch-Verhältnissen in Bezug auf radialen Abstand von der schleifenlosen Antenne von 4.
11 zeigt ein Konturdiagramm von theoretischen SNRs, die für eine abgeglichene schleifenlose Antenne berechnet sind.
12 zeigt eine schematische Querschnittsansicht, die eine schleifenlose Antenne gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt, die als eine Biopsienadel verwendet wird.
13 zeigt eine Darstellung der Spektren von drei benachbarten Voxels entlang der Länge der Katheterspule von 2.
14 zeigt eine Querschnittsansicht einer weiteren Ausführungsform einer Dipolantenne.
15 zeigt eine schematische Darstellung einer schleifenlosen Antenne, die in Kombination mit einer Katheterspule verwendet wird.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
1 zeigt eine schematische Darstellung des allgemeinen Konzepts der Analyse mittels Magnetresonanz bei Verwendung in einer Probe. Eine HF-Quelle 2 liefert gepulste Hochfrequenzenergie an die Probe zur Anregung von MR-Signalen von selbiger. Die Probe ist, in der gezeigten Ausführungsform, ein in dem Hauptmagnetfeld, das von einem Magnetfeldgenerator 6 erzeugt wird, angeordneter Patient 4. Der Generator 6 enthält einen Magnetfeldgradientengenerator zur Erzeugung von Gradienten in dem Hauptmagnetfeld durch Anwenden von Gradientenmagnetpulsen auf das interessierende Gebiet des Patienten 4, um die MR-Signale räumlich zu kodieren.
Der beispielhafte Patient 4 ist nach dem Hauptmagnetfeld ausgerichtet und die HF-Pulse werden senkrecht dazu an einen Abschnitt, mehrere Abschnitte oder die gesamte Probe emittiert. Wenn schräge Abbildung verwendet wird, wird der Einfallswinkel des Vektors, der den räumlichen Gradienten des Magnetfeldes repräsentiert, von einer der x-, y- oder z-Richtungen (nicht gezeigt) drehversetzt sein. Diese Anordnung führt zur Anregung der Kerne in dem abzubildenden Gebiet oder Volumen und verursacht Antwortemission von magnetischer Energie, die von einem Empfänger 8 mit einer Schleifenantenne (d.h. einer Empfangsspule) in dichter Nähe zum Patienten 4 aufgenommen wird.
Vorzugsweise ist die Schleifenantenne des Empfängers 8 nach der z-Richtung (d.h. der Richtung des Hauptmagnetfeldes) für maximale Empfindlichkeit ausgerichtet. Wenn die Schleifenantenne senkrecht zum Hauptmagnetfeld verläuft, weist sie an bestimmten Orten eine Empfindlichkeit von praktisch Null auf. Für schiefe Winkel dazwischen weist die Schleifenantenne Datenerfassungsvermögen, wenngleich mit reduzierter Empfindlichkeit, auf, wodurch Datenerfassung selbst unter schiefen Winkeln ermöglicht wird.
Die Schleifenantenne oder Empfangsspule des Empfängers 8 weist eine Spannung auf, die als Folge genannter Antwortemissionen von magnetischer Energie induziert ist. Aus praktischen Gründen können separate Spulen oder identische Spulen von der HF-Quelle 2 und dem Empfänger 8 verwendet werden. Das Antwortausgabesignal, das den Empfänger 8 verläßt, wird verstärkt, phasenempfindlich detektiert und geht durch einen Analog-Digital (AD)-Wandler 10 und in einen Prozessor, wie zum Beispiel Computer 12, der die Signale vom Wandler 10 empfängt und verarbeitet und damit in Beziehung stehende MR-Information erzeugt. In dem Computer 12 wandeln die Fourier-Transformationen von Signalen die graphische Darstellung von Amplitude gegen Zeit in eine Karte mit der Verteilung von Frequenzen durch Auftragen von Amplitude gegen Frequenz um. Die Fourier-Transformationen werden durchgeführt, um die Intensitätswertorte von speziellen Bildpixeln der Probe zu erzeugen und Spektren der chemischen Verschiebung an diesen Orten zu erhalten. Diese Werte werden gespeichert, verstärkt oder auf andere Weise verarbeitet und verlassen ihn, um nach Bedarf als ein Bild oder Spektren der chemischen Verschiebung empfangen und auf einem geeigneten Bildschirm, wie zum Beispiel einer Kathodenstrahlröhre (CRT) 16 angezeigt zu werden.
Beispielsweise in Anwendungen mit Spektren der chemischen Verschiebung erzeugt der Magnetfeldgradientengenerator von Generator 6 den Magnetfeldgradienten so, daß er über das interessierende Gebiet im wesentlichen parallel zur Schleifenantenne des Empfängers 8 ist, um eindimensional aufgelöste Spektren der chemischen Verschiebung zu erzeugen, die im wesentlichen entlang der Länge der Schleifenantenne auf dem interessierenden Gebiet räumlich aufgelöst sind. Der Computer 12 wandelt räumlich lokalisierte Information über die chemische Verschiebung in den Antwortausgabesignalen in Spektren der chemischen Verschiebung um und benutzt die CRT 16 zum Empfangen und Anzeigen von genannten Spektren. Dies erleichtert eine eindimensionale Abbildung der chemischen Verschiebung, bei der die Information über die chemische Verschiebung in einer Richtung im wesentlichen entlang der Länge der Schleifenantenne auf dem interessierenden Gebiet der Probe räumlich aufgelöst ist.
Fachleute auf dem Gebiet werden erkennen, daß die Übertragungseigenschaften einer Spule zur Analyse ihrer Empfangseigenschaften verwendet werden können. Unter Bezugnahme auf 2 wird allgemein die Signalspannung Vs einer Spule 18 durch Gleichung 1 bestimmt: VS = ωμH·M (Gl. 1)wobei:

ω 2πF ist,
F die Frequenz der HF-Quelle 2 ist,
μ die Permeabilitätskonstante ist,
H das von der Spule 18 bei Einheitseingangsstrom I erzeugte Magnetfeld (Vektor) ist,
M die Probenmagnetisierung (Vektor) ist.

Von den Faktoren, die die Signalspannung Vs beeinflussen, ist nur H ein spulenabhängiger Parameter.
Die Effektivwert (RMS)-Rauschspannung V_N der Spule 18 wird durch Gleichung 2 bestimmt:
wobei:

k_B die Boltzmann-Konstante ist,
T die Probentemperatur ist,
R der Realteil der Impedanz ist, der von den Anschlüssen von der Spule 18 wahrgenommen wird,
f = 2BW|(N_xN_yNEX) die effektive Pixelbandbreite ist,
BW die Empfängerbandbreite ist,
N_x die Anzahl von Pixeln entlang der Ausleserichtung ist,
N_y die Anzahl von Pixeln entlang der Phasenkodierrichtung ist,
NEX die Anzahl von Mittelwerten ist.

Der einzige spulenabhängige Parameter, der die Rauschspannung V_N beeinflußt, ist R.
Das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) wird durch Gleichung 3 festgelegt:
wobei:

H das Magnetfeld (Wert) ist, das von der Spule 18 bei Einheitseingangsstrom I erzeugt wird.

Zur Verbesserung von SNR sollte H zunehmen und R abnehmen. Beispielsweise in Spulen sind dies im allgemeinen widersprüchliche Ziele. Ein typischer Wert von R für die Spule 18 beträgt ungefähr 0,5 Ω.
In der Struktur der herkömmlichen Katheterspule 18 löschen sich von den beiden Leitern 19, 20 erzeugten Magnetfelder teilweise aus. Dieser Auslöscheffekt nimmt zu, wenn der Abstand der Probe von der Spule 18 zunimmt. In dieser Konfiguration wird der Weg des Stroms I durch den Endleiter 21 vervollständigt, der eine elektrische Schleife oder Spule mit den Leitern 19, 20 bildet. Die Leistung der Spule 18 hängt stark vom Abstand d zwischen den Leitern 19, 20 ab und verschlechtert sich (verbessert sich), wenn der Abstand abnimmt (zunimmt).
3 stellt eine Antenne 21 gemäß der vorliegenden Erfindung dar. Die Auslöschung der Magnetfelder wird durch Trennung der Leiter 24, 26 vermieden, wie dies in 3 schematisch dargestellt ist. Das H-Feld nimmt durch diesen Vorgang beträchtlich zu. In dieser Konfiguration wird der Weg des Stroms I' nicht vervollständigt und oszillieren Ladungen einfach zwischen den beiden Spitzen der Antenne 22. Das durch die Antenne 22 erzeugte H-Feld wird darum zirkular und ist näherungsweise umgekehrt proportional zum Abstand. Die Antenne 22 enthält die Leiter 24, 26, die eine schleifenlose Antenne 27' mit einem Dipolantennenabschnitt 28' und einem Verbindungsabschnitt 29' bilden, und in dieser Ausführungsform eine Impedanzanpassungsschaltung 30. Die Impedanzanpassungsschaltung 30 ist zwischen der schleifenlosen Antenne 27' und einem Vorverstärker 68 des Empfängers 8 von 1 elektrisch zwischengeschaltet und verbessert HF-Energieübertragung und MR-SNR von der Antenne 27' zum Wandler 10 von 1. Die Parameter der Impedanzanpassungsschaltung 30 sind derart ausgewählt, daß sie die Antenne 27' bei der MR-Frequenz der interessierenden Kerne in Resonanz bringen und die Antenne 27' an die optimale Eingangsimpedanz des Vorverstärkers 68 anpassen.
Unter Bezugnahme auf 4 wird ein spezielles Beispiel der Antenne 27' gemäß der Erfindung erörtert werden.
Beispiel 1
4 zeigt eine Querschnittsansicht einer beispielhaften schleifenlosen abgeglichenen Antenne 27. Ein Dipolantennenabschnitt 28 empfängt MR-Signale, die von einer Probe als Antwort auf gepulste HF-Signale emittiert werden, und emittiert Antwortausgabesignale. Ein Verbindungsabschnitt 29 emittiert die Antwortausgabesignale an die Impedanzanpassungsschaltung 30 von 3. In dieser Ausführungsform der Erfindung ist der Verbindungsabschnitt 29 ein Koaxialkabel mit einer äußeren primären Abschirmung 31 und einem Innenleiter 32. Das Koaxialkabel 29 ist zwischen dem Dipolantennenabschnitt 28 und der Impedanzanpassungsschaltung 30 elektrisch zwischengeschaltet.
Der Dipolantennenabschnitt 28 weist einen ersten Pol 33 und einen zweiten Pol 34 auf. Ein Abschnitt 36 der äußeren Abschirmung 31 steht mit dem ersten Pol 33 in Wirkverbindung. Ein Abschnitt 38 des Innenleiters 32 steht mit dem zweiten Pol 34 in Wirkverbindung. Der zweite Pol 34 enthält vorzugsweise einen zylindrischen Leiter 40, der mit dem Abschnitt 38 des Innenleiters 32 elektrisch verbunden ist.
Der Abschnitt 36 der äußeren Abschirmung am ersten Pol 33 bildet eine primäre Abschirmung 42 und eine äußere sekundäre Abschirmung 44, wobei jede davon koaxial mit dem Innenleiter 32 verläuft. Der erste Pol 33 enthält die Abschirmungen 42,44. Auf diese Weise dient die sekundäre Abschirmung 44 auch zum Empfangen der MR-Signale.
Der erste Pol 33 enthält auch eine dielektrische Beschichtung oder eine Isolierung 46 unter der äußeren sekundären Abschirmung 44 zwischen genannter Abschirmung 44 und der inneren primären Abschirmung 42. Die Isolierung 46 und Abschirmungen 42, 44 bilden einen Abgleichtransformator (balancing transformer), der mit dem ersten Pol 33 in Wirkverbindung steht. Der Abgleichtransformator schaltet Stromfluß auf der Außenfläche der primären Abschirmung 31 geeignet ab, ohne Stromfluß auf der Innenfläche wesentlich zu behindern.
Vorzugsweise ist die Isolierung 46 eine Isolierung mit einer relativ hohen dielektrischen Konstanten (ε_r) mit einem Wert von ungefähr 70 bis ungefähr 100. Vorzugsweise ist die dielektrische Konstante der Isolierung 46 für optimalen Abgleich so ausgewählt, daß die Länge L/2 (wie in 3 gezeigt) der von der primären Abschirmung 42 gebildeten Sendeleitung und der sekundären Abschirmung 44 (wie in 4 gezeigt) eine Länge von λ/4 aufweist, wobei λ die Wellenlänge in der Isolierung 46 bei der MR-Frequenz von interessierenden Kernen ist. Auf diese Weise wird unsymmetrischer (unbalanced) Strom, der auf der Außenfläche der primären Abschirmung 31 fließt, in großem Maße verringert.
Für in vivo-Anwendungen in einem Patienten ist der ε_r-Wert der Isolierung 46 vorzugsweise so ausgewählt, daß er dem ε_r-Wert des umgebenden Mediums 47 entspricht (z.B. dem ε_r-Wert von Blut, der im Bereich von ungefähr 70 bis ungefähr 100 liegt). Für andere Anwendungen wird die Antenne 27 vorzugsweise in unmittelbarer Nähe der Probe eingeführt. Die Isolierung 46 kann aus einer beliebigen Isolierung mit einem geeigneten ε_r-Wert hergestellt sein und ist vorzugsweise aus Titanoxid oder einer Zusammensetzung aus selbigem hergestellt.
Vorzugsweise wird im Hinblick auf Erweiterung der Empfindlichkeit entlang der Länge einer schleifenlosen Antenne, wie dies unten in Verbindung mit 8 erörtert wird, ein Abgleichtransformator verwendet. In der Ausführungsform von 8 fließt Strom auf der Außenfläche der primären Abschirmung 31 und ist die Rauschspannung höher, wodurch ein niedrigeres SNR bereitgestellt wird. Die primäre Abschirmung 31 dient dazu, das MR-Signal sowie den Abschnitt des Pols 86 zu empfangen, der sich benachbart zum Pol 88 befindet. Entfernen des Abgleichtransformators reduziert jedoch das SNR etwas.
Der Abgleichtransformator von 4 wird vorzugsweise zur Vermeidung von unsymmetrischen Strömen verwendet, die andernfalls die Eingangsimpedanz Z_IN von 3 für Änderungen der Belastungszustände und der Position der schleifenfreien Antenne 27 empfindlich machen würden.
Der Innenleiter 32 und der zylindrische Leiter 40 können aus einem guten nichtmagnetischen, elektrischen Leiter, wie zum Beispiel Kupfer, Silber oder Aluminium, hergestellt sein. Aufgrund des Skin-Effekts, bei dem nur eine ungefähr 8 μm-Außenschicht des Leiters 32, 40 Elektronen bei HF-Frequenzen führt, wird jedoch ein mit einem guten Leiter plattiertes Material auch effektiv funktionieren. Zum Beispiel kann silberbeschichtetes Kupfer, goldbeschichtetes Kupfer oder platinbeschichtetes Kupfer verwendet werden.
Der Dipolantennenabschnitt 28 der beispielhaften abgeglichenen schleifenlosen Antenne 27 weist eine Länge L von ungefähr 3 cm bis ungefähr 20 cm auf, wobei größere (kleinere) Längen mit kleineren (größeren) HF-Frequenzen erhalten werden (z.B. geringer als ungefähr 400 MHz), obwohl größere Längen bis hinauf zu ungefähr 2 m mit der unsymmetrischen schleifenfreien Antenne 74 von 8 möglich sind. Die Länge L erleichtert Mehrscheibenabbildung (multislice imaging) ohne Bewegung der schleifenlosen Antenne 27. Vorzugsweise sind elastisch verformbare schleifenlose Antennen 27, 74 vorgesehen. Die optimale Länge der Antenne 27 bei 1,5 T in menschlichem Gewebe beträgt ungefähr 7 cm bis ungefähr 10 cm. Die beispielhafte symmetrische schleifenlose Antenne 27 weist eine maximale Breite von ungefähr 0,5 mm bis ungefähr 1,0 cm auf, obwohl geringere Breiten von etwa 0,3 mm mit der unsymmetrischen schleifenlosen Antenne 74 von 8 möglich sind.
Das Empfindlichkeitsprofil der beispielhaften Antennen 27,74 hängt von der jeweiligen Antennenorientierung in Bezug auf das Hauptmagnetfeld ab. Die beste Leistung wird erzielt, wenn die Antennen 27, 74 nach dem Hauptmagnetfeld ausgerichtet sind. Mit anderen Worten verläuft die Längsachse 48 für eine effektive Funktion parallel zum Hauptmagnetfeld B mit den Polen 33, 34 entlang der Länge der schleifenlosen Antenne 27. Zum Beispiel für in vivo-Anwendungen der Antennen 27, 74 kann der Patient (und somit die Antenne darin) bewegt werden, um für geeignete Ausrichtung nach der Richtung des Hauptmagnetfeldes B zu sorgen.
Die Antennen 27, 74 liefern eine relativ hohe Signalspannung, da keine Magnetfeldauslöschungen wie in der Spule 18 von 2 erfolgen. Zur Abschätzung des SNR-Verhaltens, wie in Gleichung 3 gezeigt, ist der Rauschwiderstand R (d.h. der Realteil der Impedanz Z_IN notwendig). Die Eingangsimpedanz Z_IN der Antennen 27, 74 kann experimentell gemessen werden (z.B. durch Verwendung eines Vektorimpedanzmeßgeräts in einer Kochsalzlösung, die eine Leitfähigkeit aufweist, die der speziellen Probe, wie zum Beispiel Brustgewebe, ähnelt). Es ist auch möglich, die Eingangsimpedanz Z_IN durch Lösen des zugehörigen elektromagnetischen Problems zu berechnen. Sowohl der Real (R)- als auch der Imaginär (jX)-Teil der Eingangsimpedanz Z_IN werden vorzugsweise beim Entwerfen der Impedanzanpassungsschaltung 30 von 3 verwendet.
Vorzugsweise sollte der Rauschwiderstand R für optimales SNR-Verhalten so gering wie möglich sein. In den 5A und 5B ist der Rauschwiderstand R (Ohm) für sich ändernde Antennenlänge (Meter) für zwei verschiedene beispielhafte Hauptmagnetfeldstärken, 4,7 Tesla (T) bzw. 1,5 T, für eine schleifenlose Antenne (nicht gezeigt) graphisch dargestellt, die der schleifenlosen Antenne 27 von 4 ähnelt. Die durch die 5A und 5B wiedergegebene schleifenlose Antenne weist einen Durchmesser von 1,0 mm und eine symmetrische Transformatorisolierung mit einer dielektrischen Konstanten (ε_r) auf, die für menschliches Körpergewebe repräsentativ ist. In beiden Fällen erlangt R ein leichtes Minimum (z.B. ungefähr 20 Ω bis ungefähr 30Ω). Vorzugsweise ist die Länge der schleifenlosen Antenne um diese Minima ausgewählt.
Der Rauschwiderstand R der Antenne 22 von 3 hängt schwach vom Radius der Leiter 24, 26 ab. Im Vergleich mit einer typischen 0,5 Ω-Eingangsimpedanz der herkömmlichen Spule 18 von 2 erreicht der Rauschwiderstand R der schleifenlosen Antenne 27 von 4 einen ungefähr zwei Größenordnungen größeren Wert und nähert sich somit die Rauschspannung V_N einem ungefähr eine Größenordnung größeren Wert (wie durch die Quadratwurzelfunktion von Gleichung 2 gezeigt). Die Signalspannung V_S der schleifenlosen Antenne 27 ist jedoch auch größer. Die SNR-Verhalten der Spule 18 und der schleifenlosen Antenne 27 gleichen einander in einem Abstand von ungefähr dem 5-8-fachen des Leitertrennabstands d für die Spule 18. In kleineren Abständen ist die Spule 18 besser, aber für größere Abstände weist die schleifenlose Antenne 27 ein besseres SNR-Verhalten auf.
Unter Bezugnahme auf 6 wird ein spezielles Beispiel einer Impedanzanpassungsschaltung 30 von 3 gemäß der Erfindung erörtert werden.
Beispiel 2
6 zeigt eine schematische Darstellung der schleifenlosen Antenne 27 von 4 und einer geeigneten beispielhaften Impedanzanpassungs- und Entkopplungsschaltung 50, obwohl die Erfindung auf eine große Vielzahl von Impedanzanpassungsschaltungen und Abstimm- und Impedanzanpassungsschaltungen anwendbar ist. Die schleifenlose Antenne 27 ist durch das Koaxialkabel 29 mit der Schaltung 50 elektrisch verbunden. Die Schaltung 50 dient dazu, die Impedanz der schleifenlosen Antenne 27 an die charakteristische Impedanz Z₀ eines Koaxialkabels 51 anzupassen. Das Koaxialkabel 51 ist mit dem Vorverstärker 68 des Empfängers 8 von 1 verbunden und überträgt das MR-Signal dorthin. Auf diese Weise ist das Koaxialkabel 51 zwischen dem Computer 12 von 1 und der Schaltung 50 elektrisch angeschlossen, wobei genannte Schaltung 50 die Eingangsimpedanz Z_IN der schleifenlosen Antenne 27 an die charakteristische Impedanz Z₀ des Kabels 51 anpaßt.
Die schleifenlose Antenne 27 weist einen relativ großen Rauschwiderstand R auf, der eine Plazierung der Schaltung 50 relativ weit weg von der Antenne 27 ohne wesentliche Verschlechterung des SNR-Verhaltens ermöglicht. Dies ist ein wichtiger Vorteil gegenüber der Spule 18 mit relativ geringem Rauschwiderstand von 2, da während der Abbildung mit selbiger die Anpassungsschaltung (nicht gezeigt) derselben vorzugsweise innerhalb der Probe zur Beseitigung eines wesentlichen großen SNR-Verlusts plaziert ist.
Die Schaltung 50 enthält einen Gleichstrom (DC)-Sperrkondensator 525, einen Anpassungskondensator 54 und eine PIN-Diode 56. Der Anpassungskondensator 54 ist in der Schaltung 50 zwischen dem Innenleiter 32 und der äußeren Abschirmung 31 des Koaxialkabels 29 elektrisch angeschlossen. Die PIN-Diode 56 ist zwischen dem DC-Sperrkondensator 52 und dem Vorverstärker 68 elektrisch angeschlossen. Der DC-Sperrkondensator 52 ist zwischen der PIN-Diode 56 und dem Innenleiter 32 des Koaxialkabels 29 elektrisch angeschlossen. Das Koaxialkabel 29 ist vorzugsweise mit einem geeigneten Durchmesser zur Aufnahme in einem intravaskulären System aufgebaut, während die Schaltung 50 und das Koaxialkabel 51 einen größeren Durchmesser aufweisen können, obwohl die Erfindung auf eine große Vielzahl von Impedanzanpassungsschaltungen (z.B. aus einzelnen diskreten Komponenten, elektronischen integrierten Schaltungen, anderen miniaturisierten Schaltungen gebildet) anwendbar ist.
Im Empfangsmodus während HF-Anregung kann HF-Strom in der Antenne 27 induziert werden. Um gegen Strominduktion in der Antenne 27 während HF-Sendens beständig zu sein und Resonanz der Antenne 27 zu vermeiden, die das Umklappwinkelprofil (flip angle profile) stören kann, kann die MR-Scannerhardware in der HF-Quelle 2 von 1 einen positiven DC-Puls an die Antenne 27 für diesen Zweck liefern. Der positive DC-Puls schaltet die PIN-Diode 56 während HF-Sendens ein.
In der beispielhaften Schaltung 50 ist L₁ der Abstand zwischen PIN-Diode 56 und dem Anpassungskondensator 54 und ist L₂ der Abstand zwischen dem Anpassungskondensator 54 und dem Punkt 58 (am besten in 4 gezeigt) zwischen den Polen 33, 34 der schleifenlosen Antenne 27. Die Kapazität (C₂) des Anpassungskondensators 54 und die Länge L₂ sind derart ausgewählt, daß die Eingangsimpedanz Z_IN der schleifenlosen Antenne 27 der charakteristischen Impedanz Z₀ des Koaxialkabels 51 gleicht. Mit anderen Worten ist die Länge L₂ derart eingestellt, daß, wenn die PIN-Diode 56 eingeschaltet ist, sich das Koaxialkabel 59 wie ein Leiter verhält und mit dem Kondensator 54 in Resonanz gerät und einen Strom durch die schleifenlose Antenne 27 abschaltet, obwohl verschiedene Ausführungen zum Erzielen dieses gewünschten Verhaltens möglich sind. Dann wird die Länge L₁ so ausgewählt, daß, wenn die PIN-Diode 56 eingeschaltet ist, die Impedanz Z₁, die die schleifenlose Antenne 27 sieht, so groß wie möglich wird.
In der beispielhaften Ausführungsform kann ein wesentlicher Abschnitt (d.h. Koaxialkabel 29) der Länge L₂ in die Probe mit dazu externer Schaltung 50 eingeführt werden. Die beispielhafte Schaltung 50 enthält ein Koaxialkabel 60 mit einem Innenleiter 62 und einer äußeren Abschirmung 64. Der Anpassungskondensator 54 ist zwischen dem Innenleiter 62 und der äußeren Abschirmung 64 an einem Ende des Koaxialkabels 60 elektrisch angeschlossen. Der DC-Sperrkondensator 52 ist an dem anderen Ende zwischen dem Innenleiter 62 und der PIN-Diode 56 elektrisch angeordnet.
Zum Beispiel mit Leitungswasser als das Medium sind die Werte der Entwurfsparameter wie folgt: Die Kapazität (C₁) des DC-Sperrkondensators 52 beträgt ungefähr 500 pF, C₂ beträgt ungefähr 70 pF, L₁ beträgt ungefähr 0,06λ, L₂ beträgt ungefähr 0,209λ und Z₀ beträgt ungefähr 50 Ω, wobei λ ungefähr das Zweifache der Länge L von 4 beträgt. Unabhängig von diesen Werten ist die Leistung der Schaltung 50 im allgemeinen nicht kritisch, da die Eingangsimpedanz Z_IN der schleifenlosen Antenne 27 typischerweise in derselben Größenordnung wie die charakteristische Impedanz des Koaxialkabels 51 ist.
Ein Beispiel für einen MR-Scanner, der bei der Umsetzung der vorliegenden Erfindung in die Praxis verwendbar ist, ist der 1,5 T-Signa-MR-Scanner der Firma General Electric (G.E.), obwohl die Erfindung bei einer großen Vielzahl von MR-Scannern mit einem großen Bereich von Hauptmagnetfeldstärken einsetzbar ist. Der MR-Scanner gibt HF-Pulse an eine Sendespule, die genannte HF-Pulse zum Anregen von MR-Signalen emittiert. Wie unten in Verbindung mit 7 diskutiert, kann die schleifenlose Antenne 27 auch als eine HF-Pulse emittierende Quelle zusätzlich zur Verwendung als eine Empfangsantenne verwendet werden.
Zur Vermeidung des Einführens irgendwelcher aktiver oder passiver elektronischer Komponenten in ein Blutgefäß wird vorzugsweise eine Kabellänge von λ/2 oder einem Mehrfachen davon zur Länge L₂ hinzugefügt. Auf diese Weise kann die Länge des Koaxialkabels 29 auf bis zu ungefähr mehrere Fuß verlängert werden, um eine MR-Analyse zu erleichtern, die tiefer in der Probe erfolgt.
Unter Bezugnahme auf 7 wird ein weiteres spezielles Beispiel der Impedanzanpassungsschaltung 30 von 3 gemäß der Erfindung erörtert werden.
Beispiel 3
7 zeigt eine schematische Darstellung der schleifenlosen Antenne 27, des Koaxialkabels 29, einer Impedanzanpassungsschaltung 66, des Koaxialkabels 51 und eines Transceivers 69. Der Empfänger (RX)-Abschnitt des Transceivers 69 wird durch den Schaltabschnitt 70 desselben zum Empfangen der Antwortausgabesignale von der schleifenlosen Antenne 27 verwendet. Zur Anpassung zum Zeitpunkt der Herstellung ist die Anpassungsschaltung 66 mit Kondensatoren 71, 72 versehen, die an die schleifenlose Antenne 27 durch das Koaxialkabel 29 elektrisch angeschlossen sind. Die Anpassungsschaltung 66 maximiert HF-Energieübertragung von der Antenne 27 zum RX-Abschnitt des Transceivers 69, der die Ausgabe der Schaltung 66 empfängt und verstärkt. Anders als in der Ausführungsform von 6, ist in dieser Ausführungsform keine PIN-Diode vorhanden und sorgt die schleifenlose Antenne 27 für eine Sendeantennenfunktion sowie eine Empfangsantennenfunktion. Der Sende (TX)-Abschnitt des Transceivers 69 wird über den Schaltabschnitt 70 desselben zum Senden der HF-Pulse an die schleifenlose Antenne 27 verwendet.
Die Anpassungsschaltung 66 ist vorzugsweise in der Nähe der schleifenlosen Antenne 27 plaziert, obwohl die Länge des Koaxialkabels 29 bis zu ungefähr mehrere Fuß in einer ähnlichen Weise, wie oben in Verbindung mit 6 erörtert, verlängert werden kann. Dies ist besonders vorteilhaft in dem Fall, in dem die schleifenlosen Antenne 27 und das Koaxialkabel 29 in der Art eines in vivo-Katheters verwendet werden. Die Anordnung der Impedanzanpassungsschaltung 66 in 7 ist nicht beschränkt und es versteht sich, daß andere Impedanzanpassungs-, Abstimmungs- und Impedanzanpassungs- oder Impedanzanpassungs- und Entkopplungsanordnungen (z.B. Leiter/Kondensator, eine Schaltung zum Kurzschalten des Koaxialkabels, ein geeignetes HF-Schaltnetz, ein Koaxialkabel mit einer Impedanz, die der Impedanz der schleifenlosen Antenne ungefähr gleicht) für Fachleute auf dem Gebiet ersichtlich sein werden.
Unter Bezugnahme auf 8 wird ein weiteres spezielles Beispiel für die Antenne 27' von 3 gemäß der Erfindung erörtert werden.
Beispiel 4
8 zeigt eine Querschnittsansicht einer schleifenlosen Antenne 74 und eines Koxialkabels 29'', die in einem intravaskulären System, wie zum Beispiel in einem Blutgefäß, wie zum Beispiel einer menschlichen Vene 76, positioniert sind. Die Vene 76 weist eine Innenbohrung 78, die mit Blut 88 gefüllt ist, und eine oder mehrere atherosklerotische Plaqueablagerung(en), wie zum Beispiel Plaqueablagerungen 82, auf, die an der Innenfläche 84 der Vene 76 befestigt sind. Die Antenne 74 ist in der gezeigten Ausführungsform mit dem Koaxialkabel 29'' verbunden, das wiederum mit einer geeigneten Schaltung, wie zum Beispiel der Schaltung 50 von 6 oder Schaltung 66 von 7 verbunden ist, die zum Anpassen der Impedanz der Antenne 74 an die Impedanz des Koaxialkabels 51 der 6 und 7 dient.
Die schleifenlose Antenne 74 weist einen ersten Pol 86 und einen zweiten Pol 88 auf. Die zylindrische äußere Abschirmung 31 des Koaxialkabels 29'' ist vom Innenleiter 32 von genanntem Kabel 29'' durch den dielektrischen Abschnitt 92 desselben elektrisch isoliert. Anders als die Antenne 27 von 4 weist die Antenne 74 keine Abgleichtransformatorisolierung wie Isolierung 46 auf.
Der zweite Pol 88 enthält einen zylindrischen Leiter 94, der mit dem Abschnitt 38 des Innenleiters 32 elektrisch verbunden ist. Zur Verwendung in einem Patienten ist das Ende 96 des zylindrischen Leiters 94 geeignet abgerundet, um eine Verletzung des Patienten (z.B. der Innenfläche 84 der Vene 76) zu vermeiden. In dieser Anmeldung werden die schleifenlose Antenne 74 und das Koaxialkabel 29'' in der Art einer invasiven Sonde, wie zum Beispiel eines Katheters, verwendet, wobei sich die Anpassungsschaltung, wie die Schaltung 50 der 6 oder die Schaltung 66 von 7, außerhalb der Vene 76 befindet. Die beispielhafte schleifenlose Antenne 74 und des Koaxialkabel 29'' erstrecken sich entlang der Längsachse 97 mit einer Länge von bis zu ungefähr 2 m und einem Außendurchmesser von ungefähr 0,3 mm zur Aufnahme in einem Blutgefäß eines Patienten.
Die Antenne 74, das Kabel 29'' und eine geeignete Anpassungsschaltung (nicht gezeigt) sind zur Erfassung von MR-Bildinformationen oder MR-Informationen über die chemische Verschiebung um atherosklerotische Plaquen verwendbar. Zum Beispiel, wie oben in Verbindung mit 1 diskutiert, wandelt der Computer 12 die Antwortausgabesignale von der Antenne 74 in MR-Bildinformation um und zeigt die CRT 16 die MR-Bildinformation zur Abbildung der Vene 76 an. Man wird erkennen, daß der zylindrische Leiter 94 alternativ mit der Antenne 27 von 4 für intravaskuläre und andere in vivo-Anwendungen mit hoher Auflösung in einem Patienten benutzt werden können. Man wird ferner erkennen, daß die Verwendung der beispielhaften Antenne 74 und des Kabels 29'' im allgemeinen simultan mit einem medizinischen, chirurgischen oder Eingriffsverfahren bei dem Patienten, wie zum Beispiel Entfernen der Plaqueablagerungen 82 aus der Vene 76 durch ein geeignetes Schneidinstrument (nicht gezeigt) durchgeführt werden kann.
Die elektrischen Eigenschaften der Antenne 74 werden durch Isolierung derselben nicht geändert, sofern die Isolierung (nicht gezeigt) nicht übermäßig dick (z.B. größer als ungefähr 0,1 mm) ist.
Man wird erkennen, daß mit der vorliegenden Erfindung die Antennen 27 und 74 der 4 bzw. 8 zum Beispiel in einem Blutgefäß verwendet werden können, um ein Bild oder eine 1-D Spektralanalyse von Plaque zu liefern, die sich an dem Inneren der Gefäßwand aufgebaut hat, wobei Mehrscheibenabbildung aufgrund Benutzung genannter länglicher Antennen in einer effizienten Weise bereitgestellt wird. Die Antennen 27, 74 können auch zur Untersuchung von vielen anderen Eigenschaften, wie zum Beispiel Fettstreifen, Verkalkung, Sklerose und Thrombose, verwendet werden. Man wird ferner erkennen, daß im wesentlichem simultan mit der Verwendung von genannten Antennen und Koaxialkabeln 29, 29'' ein medizinischer Eingriff, wie zum Beispiel Lasertherapie oder Zerstörung von ungewünschter Plaque, durchgeführt werden kann. In ähnlicher Weise kann jede normale diagnostische oder therapeutische Maßnahme, die mit Hilfe eines Endoskops (nicht gezeigt) durchgeführt wird, im wesentlichen simultan mit der Verwendung von genannten Antennen zur Abbildung und/oder Spektralanalyse durchgeführt werden.
Alternativ kann ein externes dielektrisches Material 100, wie dargestellt, mit der schleifenlosen Antenne 102 und dem Koaxialkabel 104 von 9 benutzt werden, die zur Erörterung ein weiteres spezielles Beispiel für die Antenne 27' von 3 zeigt.
Beispiel 5
9 zeigt eine Querschnittsansicht einer menschlichen Bauchspeicheldrüse 106 mit in einem Hauptausführungsgang 108 der Bauchspeicheldrüse positionierter Antenne 102 und positioniertem Abschnitt des Koaxialkabels 110. Die Antenne 102 und das Koaxialkabel 104 werden in der Art einer invasiven Sonde, wie eines Katheters, während eines chirurgischen Verfahrens, das mit der Bauchspeicheldrüse 106 verbunden ist, an dem menschlichen Patienten verwendet. Die Antenne 102 und das Koaxialkabel 104 werden in den menschlichen Patienten zur Durchführung von interner MR-Analyse desselben eingeführt.
Die Antenne 102 und das Kabel 104 weisen einen Außendurchmesser auf, der so gestaltet ist, daß er in einem natürlich auftretenden Durchgang in einem Menschen, wie zum Beispiel der Öffnung 110 des Hauptausführungsgangs der Bauchspeicheldrüse aufgenommen wird. Diese Öffnung 110 ist zum Beispiel durch Chirurgie an dem Duodenum 112 zugänglich, obwohl die Antenne 102 und das Kabel 104 so aufgebaut sind, daß sie in eine große Vielzahl von natürlich offenen Durchgängen (z.B. Gallengang 114, Harnröhre, Harnleiter) oder künstlichen Durchgängen in einem Patienten aufgenommen werden. Die Antenne 102 und das Kabel 104 sind flexibel, wodurch dieselben sich bei Einführen in den Hauptausführungsgang 108 der Bauchspeicheldrüse einem gewundenen Weg anpassen können.
Vorzugsweise ist das dielektrische Material 100 elastisch, um Biegen der Antenne 102 und des Kabels 104 und Rückkehr derselben in deren ursprüngliche Konfiguration zu ermöglichen. Es kann jedes geeignete dielektrische Material mit den zum Funktionieren in dieser Umgebung erforderlichen Eigenschaften verwendet werden. Im allgemeinem wird bevorzugt, daß die Antenne 102 und das Kabel 104 durch ungefähr 5 bis ungefähr 100 Mikron von genanntem Material bedeckt werden. Ein geeignetes Dielektrikum kann zum Beispiel ein biokompatibles Kunststoffmaterial oder eine Mischung mit den gewünschten Eigenschaften sein. Das verwendete dielektrische Material kann zum Beispiel Tetrafluorethylen sein, das unter der Handelsbezeichnung "Teflon" verkauft wird. Es ist für seine feinen elektrischen Isoliereigenschaften bekannt, wechselwirkt nicht mit irgendwelchen Komponenten in Wasser und kann in Blutgefäßen sicher verwendet werden. Der Zweck des dielektrischen Materials 100 besteht darin, für Biokompatibilität zu sorgen. Eine relativ dicke Isolierung (z.B. größer als ungefähr 0,1 mm) wird jedoch das SNR auf Kosten einer Verdickung der Antenne 102 und des Kabels 104 verbessern.
Man wird erkennen, daß die Antenne 102, das Kabel 104 und eine geeignete Impedanzanpassungsschaltung mit anderen Proben verwendbar sind. Zum Beispiel kann das Bild der Aorta eines lebenden Hasens (nicht gezeigt) erhalten werden. Die Antenne 102 und das Kabel 104 können von der Femoralarterie des Hasens eingeführt werden. Obwohl die Femoralarterie des Hasens typischerweise sehr klein (z.B. näherungsweise ungefähr 1 mm im Durchmesser) ist, wird eine katheterartige Einführung mit der beispielhaften Antenne 102 und dem Kabel 104 leicht durchgeführt.
Zur Bestimmung der Plazierung der Antenne 102 in der Probe kann jedes geeignete Verfahren, wie zum Beispiel Röntgenfluoreszenzabbildung, verwendet werden. Man wird erkennen, daß die Plazierung der Antenne 102 auch durch eine große Vielzahl von anderen Abbildungsverfahren nachgewiesen werden kann. Man wird ferner erkennen, daß das Einführen der Antenne 102 in den Patienten durch direkte Einführung der Antenne 102 und des Kabels 104 in ein geeignetes Blutgefäß, durch Einführung durch eine Katheterführung, und durch eine große Vielzahl von Einführverfahren, durchgeführt werden kann.
10 zeigt eine log-log-Graphik von theoretischem SNR (als eine Linie 116 gezeigt) und gemessenem SNR (als diskrete Rauten 118 gezeigt) bezüglich des radialen Abstands von der Längsachse 48 der Antenne 27 von 4. Zum Beispiel können Pulssequenzen verwendet werden, die eine Voxelgröße von 0,16 × 0,16 × 1,5 mm ermöglichen. Es können Bilder mit einer 8 cm FOV, 512 × 512 Datenerfassungsmatrix, 1,5 mm Scheibendicke, 2 NEX und einer Empfangsbandbreite von 16 kHz erfaßt werden. Genannte Abbildungsparameter entsprechen einer effektiven Pixelbandbreite von 0,06 Hz und ermöglichen den Erhalt von 12 Scheiben mit ähnlichen Bildern in ungefähr zehn Minuten.
Die beispielhafte Antenne 27 und das beispielhafte Kabel 29 von 4 und eine geeignete Anpassungsschaltung sorgen für eine relativ hohe Auflösung der Probe, wie menschliches Gewebe, bis zu einem radialen Abstand von ungefähr 10 mm von der Längsachse 48 und können zur Abbildung von radialen Abständen von ungefähr 20 mm oder mehr benutzt werden. Annähernd mikroskopische Auflösung kann in der unmittelbaren Nähe der Antenne 27 erhalten werden. Erhöhen der Stärke des Hauptmagnetfeldes verbessert die Auflösung wesentlich und ermöglicht eine Abbildung mit kleinerem Voxelvolumen.
11 zeigt ein Konturdiagramm von theoretischem SNR bei Berechnung für eine symmetrische schleifenlose Antenne, die der Antenne 27 von 4 ähnelt. Bei der Berechnung wurde angenommen, daß Pulssequenzen bei einer Stärke des Hauptmagnetfeldes von 1,5 T, mit einer Voxelgröße von 160 × 160 × 1500 Mikron und einer effektiven Pixelbandbreite von 0,06 Hz, verwendet werden. Die Einheiten auf den horizontalen und vertikalen Achsen sind Zentimeter. Die symmetrische schleifenlose Antenne befindet sich in der Mitte der graphischen Darstellung bei 0 cm der horizontalen Achse und erstreckt sich von –10 cm bis 10 cm der vertikalen Achse.
Unter Bezugnahme auf 12 wird ein weiteres spezielles Beispiel der Antenne 27' von 3 gemäß der Erfindung erörtert.
Beispiel 6
12 zeigt eine schematische Querschnittsdarstellung, die eine schleifenlose Antenne 120 gemäß der vorliegenden Erfindung in der Form einer Biopsienadel 121 zeigt. Die Antenne 120 wird in vivo bei einem Patienten 122 verwendet. Der Körper 123 des Patienten 122 enthält eine Läsion 126. Die Antenne 120 dient der Abbildung der Läsion 126 in vivo, bevor eine Probe 128 der Läsion 126 mittels der Biopsienadel 121 genommen wird. Dies ermöglicht eine genauere Positionierung der Biopsienadel.
Die Antenne 120 ist an dem Ende eines Koaxialkabels 130 mit einer äußeren Abschirmung 132 und einem Innenleiter 134 ausgebildet, der durch einen dielektrischen Abschnitt 136 von der Anschirmung 132 elektrisch isoliert ist. Die Biopsienadel 121 kann innerhalb einer nichtleitenden Hülle 138 gleiten. Die Antenne 120 weist einen ersten Pol 140, der von der Abschirmung 132 gebildet wird, und einen von der Biopsienadel 121 gebildeten zweiten Pol 142 auf, der mit dem Abschnitt 143 des Innenleiters 134 elektrisch verbunden ist und der von der Anschirmung 132 durch den dielektrischen Abschnitt 136 elektrisch isoliert ist. Die Antenne 120, das Koaxialkabel 130 und die Biopsienadel 121 bestehen aus Materialen, die magnetresonanzkompatibel sind, wie Leitern oder die elektrischen Isolatoren, im Unterschied zu Stahlmaterial zum Beispiel. Das Ende des Koaxialkabels 130 gegenüber der Biopsienadel 121 ist vorzugsweise mit einer geeigneten Impedanzanpassungsschaltung, wie einer der Schaltungen 50 und 66 der 6 bzw. 7 elektrisch verbunden.
13 zeigt eine Darstellung der Spektren von drei benachbarten Voxels entlang der Länge der Katheterspule 18 von 2, die vom Computer 12 von 1 zur Ermittlung der Spektren der chemischen Verschiebung an diesen Orten erzeugt sind. Es wird angenommen, daß ein vergleichbares Spektrum entlang der Länge der schleifenlosen Antenne 27 von 4 erfaßt werden kann. Das Spektrum von drei benachbarten Voxels ist in 13 gezeigt, wobei Spitzen 146, 148, 150 Wassersignale von den drei Gebieten repräsentieren und Spitzen 152, 154 von Fettsignalen in oder benachbart zum interessierenden Gebiet, wie zum Beispiel Wänden von Blutgefäßen, repräsentieren. Die Wasser- und Fettspitzen (peaks) neigen dazu, zwischen normalen und atherosklerotischen Gefäßen zu variieren.
Unter Bezugnahme auf 14 wird ein spezielles Beispiel für die Antenne 27' der Erfindung erörtert werden.
Beispiel 7
14 zeigt eine Querschnittsansicht eines Koaxialkabels 29'' und einer Dipolantenne 74', die der schleifenlosen Antenne 74 von 8 ähnelt. Die Dipolantenne 74' weist einen ersten Pol 86 und einen zweiten Pol 88' auf. Der zweite Pol 88' enthält einen mechanischen Schleifenleiter 94', der mit dem Abschnitt 38 des Innenleiters 32 elektrisch verbunden ist. Zur Verwendung in einem Patienten ist das Ende 96' des mechanischen Schleifenleiters 94' vorzugsweise geeignet abgerundet, um eine Schädigung eines Patienten (nicht gezeigt) zu vermeiden. Der beispielhafte mechanische Schleifenleiter 94' weist eine im allgemeinem ovale Gestalt auf, obwohl die Erfindung auf jede Gestalt anwendbar ist, die von dem ersten Pol 86 elektrisch isoliert ist. Dies steht im Kontrast zur herkömmlichen Katheterspule 18 von 2, bei der einer der beiden Leiter 19, 20 mit einer Koaxialkabelabschirmung verbunden werden kann und der andere Leiter mit einem Innenleiter eines Koaxialkabels verbunden werden kann, wodurch eine elektrische Schleife gebildet wird.
Unter Bezugnahme auf 15 wird ein spezielles Beispiel der Antenne 27' gemäß der Erfindung erörtert werden.
Beispiel 8
15 zeigt eine schematische Darstellung der in Kombination mit der Katheterspule 18 von 2 verwendeten schleifenlosen Antenne 27. Der Leiter 19 der Katheterspule 18 ist mit einer äußeren Abschirmung 156 des Koaxialkabels 158 verbunden und der Leiter 20 ist mit einem Innenleiter 160 verbunden, wodurch eine elektrische Schleife gebildet wird. Ebenfalls auf 1 bezugnehmend, ist das Koaxialkabel 158 mit einem Vorverstärker 68' des Empfängers 8 verbunden. Das Koaxialkabel 29 der schleifenlosen Antenne 27 ist mit einem weiteren Vorverstärker 68 des Empfängers 8 verbunden. Sowohl die Spule 18 als auch die Antenne 27 empfangen MR-Signale und emittieren entsprechende Ausgabesignale, die vom Wandler 10 umgewandelt und vom Computer 12 empfangen und verarbeitet werden, um selbige zu MR-Information zur Anzeige durch die CRT 16 zu verbinden. Vorzugsweise sind die Spule 18 und die Antenne 27 koaxial montiert, um die Verwendung des besseren SNR-Verhaltens der Spule 18 bei relativ geringen Abständen von der gemeinsamen Achse und das bessere SNR-Verhalten der schleifenlosen Antenne 27 in relativ großen Abständen davon zu erleichtern. Man wird erkennen, daß andere Arten und Anzahlen von Spulen mit dem Vorverstärker 68' (z.B. zwei aufeinanderfolgende Solenoidspulen, ein paar Quadraturspulen) in Kombination mit der Antenne 27 verwendet werden können.
Die hierin offenbarten beispielhaften Antennen 27, 74, 120 erhöhen das SNR und sorgen für geeignete Auflösung bei der MR-Abbildung von Blutgefäßen. Die Empfindlichkeit der Antennen 27, 74, 120 nimmt näherungsweise mit dem Kehrwert des radialen Abstands von der Längsachse der Antenne ab. Somit liefert dies ein nützliches SNR in einem zylindrischen Volumen um genannte Antennen. Die Antennen 27, 74, 120 ermöglichen, daß elektronische Schaltungen außerhalb des Körpers plaziert werden und können mit einem sehr dünnen Durchmesser leicht konstruiert werden, was die Einschränkungen hinsichtlich der Größe und mechanischen Eigenschaft von Katheterspulen vermeidet. Die physikalischen Abmessungen der Antennen 27, 74 lassen sie zum Einführen in Blutgefäße geeignet werden. Die Antennen 27, 74, 120 weisen einen geringen Gütefaktor (Q) auf und verlangen somit keine nennenswerte Abstimmung bei Einführung in nichtlineare intravaskuläre Systeme.
Die einfache Struktur der Antennen 27, 74 ermöglicht, diese Einrichtungen zu konstruieren und in einer zuverlässigen Weise in zahlreichen Abbildungstechniken, wie zum Beispiel Mehrscheiben (multislice)-MRI-, 3-D-MRI oder 1-D-Spektroskopie, und in zahlreichen Eingriffsverfahren bei einer großen Vielzahl von Proben zu betreiben. Die beispielhafte schleifenlose Antenne 120 und MR-kompatible Biopsienadel 121 erleichtern selbiges zusätzlich dazu, daß sie die Fähigkeit zum Durchführen von Abbilden vor einer Biopsieprobennahme von einem Patienten sorgen.
Pathogenese einer Blutgefäßwand aufgrund von Atherosklerose ist durch herkömmliche Techniken schwer zu charakterisieren, die nur das Gefäßlumen untersuchen. Intravaskuläre MRI weist das einzigartige Potential auf, alle drei Schichten der Gefäßwand, das Plaqueausmaß und die Zusammensetzung sowie die Dicke und das Ausmaß der faserigen Decke (fibrous cap) zu charakterisieren. Das Ziel von hochauflösender Abbildung von atherosklerotischen Plaquen kann nur durch Erhöhung des SNR der erfaßten Bilder erzielt werden. Die beispielhaften Antennen 27, 74 erhöhen die Empfindlichkeit für die Zielplaque erheblich.
Die Entwicklung von neuen MRI-Scannern hat zu Eingriffsmöglichkeiten geführt, die von den intravaskulären schleifenlosen Antennen 27, 74 profitieren werden. Eingriffstechniken für atherosklerotische Erkrankung können unter Verwendung von Echtzeit-, Hochauflösungs-, MR-Abbildungstechniken überwacht werden. Zusätzlich zur genauen Führung von Laserangioplastik und Arektomieverfahren können diese Geräte und Verfahren bei Läsionen im Vollstadium verwendet werden und dienen sie als ein experimentelles Werkzeug bei der Beurteilung von neuen therapeutischen Anwendungen auf atherosklerotische Erkrankung. Außerdem kann mit dem resultierenden intravaskulären MR-Abbildungssystem zuverlässige Diagnoseinformation über Atherosklerose erhalten werden und können MR-geführte Eingriffe mit hoher Genauigkeit durchgeführt werden.
Man wird somit erkennen, daß die vorliegende Erfindung ein verbessertes Gerät für verbesserte MR-Abbildung und 1-D-Analyse der chemischen Verschiebung des Inneren einer Probe liefert. Die schleifenlose Antenne 74 liefert eine im allgemeinen gleichförmige Empfindlichkeit entlang der Längsachse der Dipole 86, 88 und erleichtert, als Folge der Verwendung von genannter Antenne, daß ein längerer Abschnitt der Probe mit einer Antennenposition abgebildet wird. Außerdem ist keine Abstimmung nach Einführen der Antenne 27, 74, 120 in eine Probe erforderlich. Diese Antennen können, zusätzlich dazu, daß sie ausschließlich als eine Empfangsantenne in einer Ausführungsform dienen, in einer anderen Ausführungsform als eine Sendeantenne und eine Empfangsantenne dienen. Die Erfindung kann allgemein simultan mit einem medizinischen Eingriff, wie zum Beispiel Entfernen von Blutgefäßplaque mittels eines Lasers, verwendet werden.
Die Erfindung sieht auch eine verbesserte Effizienz durch die Verwendung von mindestens einem von einem Abgleichtransformator und einer Impedanzanpassungsschaltung vor.
Während zur klaren Offenbarung hierin auf Anzeigemittel zum Anzeigen eines Bildes Bezug genommen wurde, wird man erkennen, daß die Bildinformation gespeichert, auf Papier gedruckt, vom Computer modifiziert oder mit anderen Daten kombiniert werden kann. Eine derartige Verarbeitung soll unter die hierin verwendeten Begriffe "Anzeige" oder "Anzeigen" fallen.
Während besondere Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung zu Darstellungszwecken hierin beschrieben worden sind, werden Fachleute auf dem Gebiet erkennen, daß zahlreiche Variationen der Details vorgenommen werden können, ohne aus dem Schutzbereich der Erfindung zu gelangen, der in den beigefügten Ansprüchen definiert ist.

Claims

Gerät zur Analyse einer Probe (4) mittels Magnetresonanz, wobei genanntes Gerät umfaßt: eine Magnetfelderzeugungseinrichtung (6) zum Erzeugen eines Hauptmagnetfeldes an genannter Probe (4), eine Magnetfeldgradientenerzeugungseinrichtung (6) zum Emittieren von Magnetfeldgradienten in genanntem Hauptmagnetfeld, eine Hochfrequenzsignalerzeugungseinrichtung (2, 69) zum Emittieren von gepulsten Hochfrequenzsignalen zu mindestens Bereichen von genannter Probe (4), die in genanntem Hauptmagnetfeld angeordnet ist, eine schleifenlose Antennenanordnung (27; 74; 20, 130), die einen Antennenbereich (28; 86, 88; 120) zum Empfangen von Magnetresonanzsignalen bildet, ein Koaxialkabel (29; 29''; 130) mit einer äußeren Abschirmung (31; 132) und einem Innenleiter (32; 134;), eine Verarbeitungseinrichtung (8, 10, 12, 50) zum Empfangen und Verarbeiten von genannten Magnetresonanzsignalen von genannter schleifenloser Antennenanordnung (21; 74; 120, 130) und Erzeugen von damit in Beziehung stehender Magnetresonanzinformation, und eine Anzeigeeinrichtung (16) zum Anzeigen von genannter Magnetresonanzinformation, die von genannter Verarbeitungseinrichtung (8, 10, 12) empfangen ist, als ein Bild oder als Spektren der chemischen Verschiebung, wobei genanntes MR-Gerät dadurch gekennzeichnet ist, daß ein Bereich (36) von genannter äußerer Abschirmung (31; 132) und ein Bereich (38; 143) von genanntem Innenleiter (32; 134) von genanntem Koaxialkabel (29; 29''; 130) genannte schleifenlose Antennenanordnung (27; 74; 120, 130) zum Empfangen von genannten Magnetresonanzsignalen, die von genannter Probe (4) als Reaktion auf genannte gepulste Hochfrequenzsignale emittiert werden, bilden und daß ein weitere Abschnitt von genanntem Koaxialkabel (29; 29''; 130) zum Übertragen von genannten Magnetresonanzsignalen zu genannter Verarbeitungseinrichtung (8, 10, 12) dient.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannte Verarbeitungseinrichtung (8, 10, 12, 50) eine Impedanzanpassungseinrichtung (50), die zwischen genanntem Koaxialkabel (29) und genannter Verarbeitungseinrichtung (8, 10, 12, 50) elektrisch angeordnet ist, zur Verbesserung von Hochfrequenzleistungsübertragung und Magnetresonanz-Rauschabstand von genanntem Antennenbereich (28; 86, 88; 120) zu genannter Verarbeitungseinrichtung (8, 10, 15, 50) enthält.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannte äußere Abschirmung (31) eine Außenfläche, eine Innenfläche und Abgleichtransformatoreinrichtungen (42, 44, 46) zum Hemmen von Stromfluß auf genannter Außenfläche ohne wesentliches Hemmen von Stromfluß auf genannter Innenfläche aufweist.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Bereich (36) von genannter äußerer Abschirmung (31) eine innere primäre Abschirmung (42) und eine äußere sekundäre Abschirmung (44) aufweist, wobei jede von genannter innerer primärer Abschirmung (42) und genannter äußerer sekundärer Abschirmung (44) koaxial zu genanntem Innenleiter (32) ist, und genanntes Koaxialkabel (29) auch einen elektrischen Isolator (46) zwischen genannter innerer primärer Abschirmung (42) und genannter äußerer sekundärer Abschirmung (44) aufweist, wobei genannter Isolator (46), genannte innere primäre Abschirmung (42) und genannte äußere zweite Abschirmung (44) Abgleichtransformatoreinrichtungen (42, 44, 46) bilden.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenbereich (28) und genanntes Koaxialkabel (29) eine gemeinsame Länge von bis to 2 cm aufweisen.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenbereich (28) eine Länge von 3 cm bis 20 cm aufweist.
Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenabschnitt (28) eine maximale Breite von 0,3 mm bis 1,0 cm aufweist.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenbereich (28) eine Länge aufweist, die Mehrscheibenabbildung ohne Bewegen von genanntem Antennenbereich (28) ermöglicht.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannte Hochfrequenzsignalerzeugungseinrichtung (2, 69) eine Einrichtung (69) zum Sorgen von Hochfrequenzpulsen für genannten Antennenbereich (28) enthält und genannter Antennenbereich (28) zum Übertragen von genannten Hochfrequenzpulsen zum Anregen von Magnetresonanzsignalen fähig ist.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenbereich (28) flexibel ist, wodurch derselbe einen gewundenen Weg bei Einführen in genannte Probe (4) annehmen kann.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenbereich (28) derart aufgebaut ist, daß er in einem natürlich auftretenden Durchgang in einem Menschen aufnehmbar ist.
Gerät nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß genanntes Koaxialkabel (130) einen dielektrischen Bereich (136) aufweist, der genannten Innenleiter (134) von genannter äußerer Abschirmung (132) elektrisch isoliert, und daß eine Biopsienadel (121) mit genanntem Bereich (143) von genanntem Innenleiter (134) elektrisch verbunden und von genannter äußerer Abschirmung (132) durch den dielektrischen Bereich (136) elektrisch isoliert ist.
Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenbereich (29) in einem Blutgefäß (76) eines Patienten positionierbar ist und genannte Impedanzanpassungseinrichtung (50) außerhalb von genanntem Blutgefäß (76) positionierbar ist.
Gerät nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenbereich (28; 86, 88; 120) als eine invasive Sonde (74) aufgebaut ist und in genannte Probe zur Durchführung von innerer Analyse derselben mittels Magnetresonanz eingeführt ist.
Schleifenlose Antennenanordnung (27; 74; 120, 130) für Magnetresonanz, umfassend: einen schleifenlosen Antennenbereich (28; 86, 88; 120) zum Empfangen von Magnetresonanzsignalen, die von einer Probe (4) emittiert sind, wobei genannter schleifenloser Antennenbereich gekennzeichnet ist durch: ein Koaxialkabel (29; 29''; 130) mit einer äußeren Abschirmung (31; 132) und einem Innenleiter (32; 134), wobei ein Bereich (36) von genannter äußerer Abschirmung (31; 132) und ein Bereich (38; 143) von genanntem Innenleiter (32; 134) genannten Antennenbereich (28; 86, 88; 120) bilden und ein weiterer Bereich von genantem Koaxialkabel (29; 29''; 130) zum Senden von genannten empfangenen Magnetresonanzsignalen dient.
Schleifenlose Antennenanordnung (27; 74; 120, 130) nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Bereich (36) von genannter äußerer Abschirmung (31) eine innere primäre Abschirmung (42) und eine äußere sekundäre Abschirmung (44) aufweist, wobei jede von genanter innerer primärer Abschirmung (42) und von genannter äußerer sekundärer Abschirmung (44) koaxial zu genanntem Innenleiter (32) ist, und genanntes Koaxialkabel (29) auch einen elektrischen Isolator (46) zwischen genannter innerer primärer Abschirmung (42) und genannter äußerer sekundärer Abschirmung (44) aufweist, wobei genannter Isolator (46), genannte innere primäre Abschirmung (42) und genannte äußere sekundäre Abschirmung (44) Abgleichtransformatoreinrichtungen (42, 44, 46) bilden.
Schleifenlose Antennenanordnung (74) nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß genanntes Koaxialkabel (29) einen äußeren Durchmesser aufweist, der gestaltet ist, um in einem Blutgefäß (76) eines Patienten aufgenommen zu werden, und genannter Isolator (46) eine dielektrische Konstante aufweist, die ungefähr gleich einer dielektrischen Konstanten von Blut (80) in genanntem Blutgefäß (76) ist.
Schleifenlose Antennenanordnung (27) nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenbereich (28; 86, 88; 120) und genanntes Koaxialkabel (29) eine gemeinsame Länge von bis 2 m aufweisen.
Schleifenlose Antennenanordnung (27) nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß genannter Antennenabschnitt (28; 86, 88; 120) einen zylindrischen Leiter (40) aufweist, der mit genanntem Abschnitt (38) von genanntem Innenleiter (32) elektrisch verbunden ist.