配备有电气附件装置的磁共振成像系统

摘要

本发明涉及一种磁共振成像系统，其配备有在患者或其他对象的检查期间使用的一个或多个电气附件装置，例如导管(10)或RF表面线圈(6)，以及配备有连接导线(13)，该连接导线被布置成延伸通过磁共振成像装置的检查区(1)以将附件装置连接到连接单元(12)，所述区域可以暴露于RF场。为了避免连接导线(13)由于RF场在连接导线中感应的共模电流而发热，其中所述电流可以导致损伤患者或者损坏附件装置或连接单元(12)，连接导线(13)包括至少两个导线段(131，132，...)，通过变压器(141)和至少一个匹配网络(151，152)相互耦合，所述匹配网络包括至少一个T-、L-和/或π-四极，它们每一个都包括在导线段(131；132)和感应耦合元件(141)之间用于匹配两者阻抗的电容器和/或感应器形式的至少两个阻抗元件。

权利要求

1.一种具有连接导线或传输线(13)的磁共振成像系统，所述连接导线或传输线被提供用于将至少一个电气附件装置或辅助装置(6；10，11)连接到连接单元(12)，所述连接导线或传输线将被引导通过磁共振成像系统的RF场，所述连接导线或传输线(13)包括：感应耦合元件(141)；

第一导线段(131)；

第一匹配网络(151)，所述第一匹配网络(151)包括至少一个T-、L-和/或π-四极，所述四极包括电容器和/或感应器形式的至少两个阻抗元件，所述第一匹配网络(151)位于所述第一导线段(131)和所述感应耦合元件(141)之间用于匹配二者的阻抗；

第二导线段(132)；以及

第二匹配网络(152)，所述第二匹配网络(152)包括至少一个T-、L-和/或π-四极，所述四极包括电容器和/或感应器形式的至少两个阻抗元件，所述第二配网络(152)位于所述第二导线段(132)和所述感应耦合元件(141)之间用于匹配二者的阻抗。

2.如权利要求1所述的磁共振成像系统，其中所述第一和第二匹配网络(151，152)包括第一串联电容器(C1)和第二并联电容器(C2)。

3.如权利要求1所述的磁共振成像系统，其中所述感应耦合元件是微型变压器(141)。

4.如权利要求1所述的磁共振成像系统，其中所述感应耦合元件是一对导体环(1411，

1412)。

5.如权利要求1所述的磁共振成像系统，其中所述连接导线(13)是双金属丝导线或同轴导线。

6.如权利要求1所述的磁共振成像系统，其中所述电气附件装置或辅助装置是RF表面线圈(6)或用于侵入性临床检查的导管(10)。

7.一种连接导线或传输线(13)，用于将至少一个电气附件装置或辅助装置(6；10，11)连接到连接单元(12)，所述连接导线或传输线(13)包括：感应耦合元件(141)；

第一导线段(131)；

第一匹配网络(151)，所述第一匹配网络(151)包括至少一个T-、L-和/或π-四极，所述四极包括电容器和/或感应器形式的至少两个阻抗元件，所述第一匹配网络(151)位于所述第一导线段(131)和所述感应耦合元件(141)之间用于匹配二者的阻抗；

第二导线段(132)；以及

第二匹配网络(152)，所述第二匹配网络(152)包括至少一个T-、L-和/或π-四极，所述四极包括电容器和/或感应器形式的至少两个阻抗元件，所述第二配网络(152)位于所述第二导线段(132)和所述感应耦合元件(141)之间用于匹配二者的阻抗。

8.如权利要求7所述的连接导线或传输线(13)，其中所述第一和第二匹配网络(151，

152)包括第一串联电容器(C1)和第二并联电容器(C2)。

9.如权利要求7所述的连接导线或传输线(13)，其中所述感应耦合元件是微型变压器(141)。

10.如权利要求7所述的连接导线或传输线(13)，其中所述感应耦合元件是一对导体环(1411，1412)。

11.一种导管(10)，其与根据权利要求7-10中至少一项的连接导线或传输线(13)组合形成磁共振成像系统中的附件装置或辅助装置。

说明书

配备有电气附件装置的磁共振成像系统

[0001] 本发明涉及一种磁共振成像系统，其配备有在检查患者或其他对象期间使用的一个或多个电气附件装置，例如RF表面线圈或具有线圈元件的导管，并配备有被引导通过磁共振成像系统的检查区的连接导线(传输线)，所述检查区可暴露于RF场，所述导线用于将所述附件装置连接到连接单元，例如电源或控制单元。本发明还涉及这种连接导线或传输线，特别是与用于检查人体的导管或另一介入装置组合的这种连接导线或传输线。

[0002] 磁共振(MR)成像装置特别用于患者的检查和治疗。待检查对象的核自旋由稳定主磁场(B0场)对准并且由RF脉冲(B1场)激发。由此形成的弛豫信号暴露于用于定位的梯度磁场并且被接收以便以已知的方式由其形成被检查组织的一、二或三维图像。

[0003] 基本上可以区分两种类型的构造，即所谓的开放式MR系统(垂直系统)，其中患者被引入到位于C形臂的端部之间由此实际上可以从所有侧到达的检查区中，即，在检查或治疗期间也是同样的，以及包括患者被引入其中的管状检查空间的MR系统(轴向系统)。RF线圈系统用于发射RF信号和接收驰豫信号。除了永久嵌入到MR成像装置内的RF线圈系统之外，也可以利用RF表面线圈，其例如可以作为套筒或衬垫灵活地布置在待检查的区域周围或之上。

[0004] 此外，可以利用导管或其它介入装置，其被引入到患者内以便例如在成像期间采集组织样本，并且至少在它们的尖端区域包括至少一个线圈元件、振荡器等，以用于在形成的图像中定位或用于成像。

[0005] 该类型和其它类型的附件装置将通过电连接导线连接到位于检查区外部的连接单元(特别是电源)、接收装置和/或控制装置。

[0006] 在这方面的问题在于，RF线圈系统产生的电磁场在引向相关附件装置的电连接导线中和在周围身体组织中感应RF共模信号(电流)；这些电流不仅涉及附件装置和连接单元受干扰或被破坏的危险，而且特别可能引起连接导线大量发热，在表面线圈和导管的情况下，当导线太靠近患者或在患者内时导致灼伤患者。

[0007] US6,677,754公开了借助于引入到同轴电缆中的变压器抑制这些危险的方法。在同轴电缆的第一部分的末端的内和外连接器通过初级感应器与第一电容器串联连接。在同轴电缆的第二部分的末端的内和外连接器通过次级感应器与第二电容器串联连接。初级和次级感应器耦合以形成变压器。所述电容器被选择成使得该装置在待发射的RF的基频f0下共振。因此，共振变压器类似于抑制危险共模共振的调谐阻挡滤波器，所述共模共振会导致电缆的所述发热。滤波器以不同模式将RF信号传递到同轴电缆上。

[0008] 该装置的缺陷在于，对于给定的同轴电缆的特征阻抗ZC，如果满足以下条件[0009]

[0010] 同轴电缆和变压器的匹配才可能，其中M是变压器的互耦合。如果使用标准同轴电缆，这是可行的，因为它仅仅是标准电缆的替换，特性阻抗ZC＝50Ω。

[0011] 对于1.5T MR系统这意味着M＝124nH。对于具有电感器L的对称变压器，[0012] M＝kL (2)

[0013] 成立，其中k是由变压器的几何形状确定的耦合系数。对于导管应用，需要微型变压器，结果不能实现值k＞0.5。这意味着为了完美匹配，必须设计L＞248nH的变压器。这对于临床导管内的微型变压器来说几乎是不可能的。例如，长5cm和宽500μm的单环变压器，其宽度合理，但是用在导管中就已经很长，其仅具有L＝64nH。设计更高的电感将导致增大的几何要求和感应器之间的更高杂散电容。不幸的是，杂散电容直接与共振变压器的共模阻塞能力相关。沿着导体放置时它将共模共振频率移动到更高频率，因此影响基频f0电流和电场。为了增加漂移效应必须减小杂散电容。可以通过设计和通过使用沿线路分布的一个以上的共振变压器获得小杂散电容。

[0014] 这些考虑的主要结果是，对于适合于临床导管的微型变压器，仅仅用一个电容器匹配传输线的典型阻抗(Z＞30Ohm)是不可能的。

[0015] 所以本发明的目标是提供一种配备有如上所述的一个或多个附件装置或辅助装置的磁共振成像系统，其中，一方面特别由例如RF脉冲(B1场)在引向这些附件装置的连接导线(传输线)中感应的共模信号(电流)并不对患者或附件装置或连接单元构成风险，并且另一方面，用最小的损失传输所需信号。

[0016] 本发明的另一目标是提供一种用于上述磁共振成像系统的连接导线或传输线，特别是与用于检查人体的导管或另一介入装置组合的这种连接导线或传输线，其尺寸(特别是直径)小到足以引入到人体内，并且其对于待传输的信号具有最小损失。

[0017] 本发明还有一个目标是提供一种用于上述磁共振成像系统的连接导线或传输线，特别是与用于检查人体的导管或另一介入入装置组合的这种连接导线或传输线，其在用于MR成像装置的检查区中时能实现与连接单元(例如电源装置、接收装置和/或控制装置)建立至少基本上无干扰和损失最小的连接，也就是说，不会有连接导线灼伤患者的风险或连接导线中感应的RF共模信号(电流)损坏连接单元的风险。

[0018] 所述目标依照本发明第一方面通过一种配备有连接导线或传输线的磁共振成像系统实现，所述连接导线或传输线特别被提供用于将至少一个电气附件装置或辅助装置连接到连接单元，并且被引导通过磁共振成像系统的RF场，其中所述连接导线或传输线包括至少两个导线段，它们通过感应耦合元件和至少一个匹配网络相互耦合，所述匹配网络包括至少一个T-、L-和/或π四极，它们每一个包括在导线段和感应耦合元件之间用于匹配两者阻抗的电容器和/或感应器形式的至少两个阻抗元件。

[0019] 所述目标也通过根据本发明第二方面的连接导线或传输线实现。该导线或传输线的显著优点在于它不仅可应用于连接MR系统中的辅助装置和连接单元，而且用于连接诸如象心脏起搏器(“连接单元”)这样的植入装置和心脏内的相关电极或传感器(“辅助装置”)，或者例如用于相互连接断裂神经线，其中也在MR检查的情况下防止患者被导线或传输线灼伤。

[0020] 最后，所述目标由根据本发明第三方面的导管解决。

[0021] 这些方案的特殊优点在于这样的事实，即传输带宽显著大于例如从US6,677,754中获知的连接导线或传输线中的传输带宽。

[0022] 此外，也可以实现根据本发明的连接导线，使得具有很小的损失和很小的横截面(例如小于2mm)，至少对于变压器来说，对于US6,677,754中提出的匹配，这是不可能的；这对于涉及诸如用于临床应用的导管或传感器这样的介入装置的应用来说特别重要。

[0023] 当连接导线用于连接导管或表面线圈与相关连接单元时，通过抑制连接导线的共模共振，对于几乎所有RF场强，可靠地排除了由于连接导线周围的电磁场导致的发热对患者的产生的危害。特别是由连接导线或相邻组织中感应的RF电流导致的损坏连接单元的风险至少也被基本排除。

[0024] 最后，与其它解决办法相比，例如与光纤有关的光学传输，待连接的部件需要的修改明显更少。

[0025] 从属权利要求涉及本发明的更多有利的实施方式。

[0026] 本发明的第四方面包括匹配网络的有利实施方式。

[0027] 本发明的另外方面公开了感应耦合元件的有利实施方式，而本发明的又一方面涉及连接导线或传输线的某些实施方式。

[0028] 本发明的更多细节、特征和优点将从优选实施方式的以下描述变得显而易见，所述优选实施方式参考附图给出，其中：

[0029] 图1是MR成像装置的示意性侧向正视图；

[0030] 图2是附件装置的示意图；

[0031] 图3显示了根据本发明的连接导线的示意性连接图；

[0032] 图4是根据图3的连接导线的框图；

[0033] 图5是根据本发明的变压器的一个典型实施方式的顶视和剖视图；

[0034] 图6是根据图5的实施方式的传输系数与频率的关系图；

[0035] 图7是若干共模共振与变压器数量的关系图。

[0036] 图1显示了开放式MR成像装置的部件，所述部件对于在检查区1中生成和拾取磁场是至关重要的。在检查区1之上和之下分别提供了磁体系统2、3，它们用于生成基本均匀的主磁场(用于磁化待检查对象，也就是说，用于对准核自旋的B0场)，主磁场的磁通量密度(磁感应)大小可以大约为从零点几特斯拉到若干特斯拉。主磁场基本上在垂直于患者纵轴的方向上延伸通过患者P(也就是说，在x方向上)。

[0037] 采用RF发射线圈4形式的平面或至少近似平面RF导体结构(表面谐振器)生成MR频率的RF脉冲(B1场)，由此在待检查的组织中激发核自旋，所述RF发射线圈布置在相应的磁体系统2和3上。RF接收线圈5用于拾取随后组织中的驰豫事件；这些线圈也可以由设在磁体系统2、3的一个上的表面谐振器形成。普通RF表面谐振器也可以用于发射和接收，如果它被适当转换的话，或者两个RF表面谐振器4、5可以用于共同交替发射和接收。

[0038] 此外，为了对从患者P的组织发出的驰豫信号进行空间辨别和分辨(激发状态的定位)，也提供了多个梯度磁场线圈7、8，由此生成在x轴的方向上延伸的三个梯度磁场。第一梯度磁场然后基本上在x轴的方向上线性变化，而第二梯度磁场然后基本上在y轴的方向上线性变化，第三梯度磁场然后基本上在z轴的方向上线性变化。

[0039] 对于给定检查，需要电气附件装置或辅助装置。这样的装置例如是RF表面线圈6，其与平面RF接收线圈5(体线圈)一起使用或者代替线圈5，并且作为RF接收线圈直接布置在患者P上或待检查区域上。这些RF表面线圈6通常被构造成柔性衬垫或套筒。

[0040] 此外，为了对患者P进行治疗或者提取组织样本或者确定组织参数，常常利用导管10，该导管10被引入到患者内并且其位置将被显示在显示屏上。

[0041] 用于该目的的各种被动和主动方法是已知的。

[0042] 在被动方法的情况中，例如如WO99/19739中描述的，可以使在导管尖端上的一个或多个小共振振荡电路在MR图像中可见，原因在于这样的事实，即在MR成像期间它们导致在它们的直接附近的RF场(B1场)增加，因而也增加了相邻核自旋的磁化。在最简单的情况下发射和/或接收单元11于是由接收线圈形成。然而，它还可以包括拾取周围组织的给定属性的传感器。

[0043] 在主动方法的情况下有可能例如借助于切换单元41以交替方式在两种操作模式之间切换，所述切换单元通过第一输出A连接到导管10，通过第二输出B连接到RF发射线圈4。在第一操作模式中通过MR装置以已知方式生成MR图像，而在第二操作模式中通过发射RF脉冲，使用布置在导管尖端上的被启动的发射和/或接收单元11激发局部核磁化，所得到的驰豫信号由RF接收线圈5、6接收。所接收的信号本身用于在MR图像中重现导管尖端的位置。

[0044] 图2是导管10的形式的附件装置的示意图。在导管的尖端上(或者在离其很近的位置)可以布置发射和/或接收单元11，例如采用微芯片的形式，在其上实现必要的部件(也可能有传感器)，或者所述尖端配备有传感器或根据现有技术的其它装置。在位于患者外部的导管10的端部设有电源单元和/或接收装置和/或控制装置形式的连接单元12，所述连接单元通过被引导通过导管的连接导线13连接到发射和/或接收单元11，发射和/或接收单元11通过所述连接单元被启动并且可能通过所述连接单元传送来自传感器的测量值和数据。

[0045] 在附件装置采用RF表面线圈6的形式的情况下，这样的线圈也可以通过电连接导线13连接到相应的连接单元12(电源，接收/发射装置和/或控制装置)。

[0046] 图3显示了根据本发明的连接导线13的等效电路图。

[0047] 由RF发射线圈4发射的RF脉冲(B1场)例如在延伸通过RF发射线圈4的场的连接导线13的那部分中感应共模信号，该共模信号由等效图中的第一电压源U1生成。该共模信号导致连接导线13中相应的第一电流I1。由随后的MR驰豫事件在RF表面线圈6或导管10中感应的信号(差分型信号)由等效图中的第二电压源U2(有用电压)表示并且在连接导线13中引起第二电流I2。

[0048] 连接导线13具有多个导线段131、132....，其中每两个导线段131、132通过诸如变压器141的感应耦合元件相互连接。导线段131、132和变压器141的阻抗通过每个匹配网络151、152相互匹配，所述匹配网络包括至少一个T-、L-和/或π-四极，它们每一个都包括至少两个电容器和/或感应器形式的阻抗元件。

[0049] 在下面将更详细地描述本发明的优选实施方式，其包括具有第一串联电容器C1和第二并联电容器C2的匹配网络。

[0050] 为了计算匹配的电容器C1和C2，根据图4将整个传输线看作具有输入和输出阻抗Z的双端口单元的链路。这些双端口单元是导线段131、132，匹配网络151、152和变压器141，为它们每一个定义了一个双端口模型。

[0051] 在基频，应当发射最大功率，从而必须实现功率最大化匹配。这意味着在链路中的任何接口的输入阻抗必须被复共轭。期望传输线的输入阻抗Zw是实数(即对于同轴电缆是50Ω)，而变压器141的输入阻抗ZT是复数。为了找到合适的网络，首先必须知道变压器141的输入阻抗ZT：

[0052]

[0053] 阻抗矩阵Z：

[0054]

[0055] 对于变压器Z为：

[0056]

[0057] 其中Vn是复电压，In是所有电流都指向其的端口处的复电流，Znn是阻抗矩阵元素(n＝1，2)，R是感应器的欧姆串联电阻。如上所述，变压器141必须具有复共轭输入阻抗*ZT，因此

[0058] V2＝-ZT*I2 (6)

[0059] 现在，通过使用(1)、(2)和(3)，获得以下表达式：

[0060]

[0061] 其中Re(ZT)和Im(ZT)作为输入阻抗的未知实部和虚部。该方程分为实部和虚部，从而可以确定两个未知数。计算输入阻抗之后可以设计匹配网络。在端口M1，匹配网络151应当具有传输线131的输入阻抗(对于实输入阻抗，反射最小化和功率传输最大化是相同的)，在端口M2具有变压器141的复共轭。因此显然可知，由于所述两个条件，匹配网络
151、152必须具有至少两个自由度以形成确定的系统和实现完美匹配。因而产生了在图3中表示的匹配网络。直接产生以下方程：

[0062]

[0063]

[0064] 其中Zwn是在端口Mn(n＝1，2)处的匹配网络151、152的输入阻抗。由此可以计算代表C1和C2的电抗的匹配网络元件X1和X2。匹配网络元件X1可以同等地分配到节点N1和N2以形成对称信号通道，从而避免模式串扰。在第二端口T2的第二匹配网络通过改变端口M1和M2产生。

[0065] 为了验证，建立了变压器141的一个实施方式，其在图5(A)的顶视图中和在图5(B)的侧视图中被显示。变压器141在衬底1413上以第一环1411(Cu)和第二环1412(Cu)的形式实现，每一个环具有大约50mm的长度Le，环线的距离B大约为0.5mm，环的距离H大约为0.127mm，环的横截面为35×25μm。对于这些使用PCB技术的细长单环变压器，测得L＝64nH，k＝0.39，R＝1.3Ω，C杂散＝4pF。使用以上方程，计算匹配网络151、152的第一和第二电容器C1、C2，得到C1＝61pF，C2＝56pF，并且其被设计成用于1.5T和50Ω的特征阻抗。

[0066] 一个匹配的样品变压器在64MHz具有1.5dB的最小信号衰减和衰减相当低的40MHz的带宽。为了显示抑制危险共模共振的能力，在MR跟踪实验期间执行温度测量。建立长度为1.5m、基于厚度为1.1mm的50Ohm同轴电缆的导管传输线。电缆被与该电缆匹配的三个等距离变压器横断。为了比较，建立仅仅使用同轴电缆的第二等长传输线。两条线浸入水浴中并且在孔中偏离中心放置。对于每条线，以不同的翻转角应用实时完全重聚焦梯度回波序列(TR＝4.2ms，翻转角＝5°..90°)持续1分钟，其后立即用纤维光学温度计(Luxtron)测量所述线尖端处以及变压器处的温度。对于50°的翻转角，不具有任何变压器的传输线仅仅在到达20s之后就显示了13.6K的温度上升，而配备有三个变压器的传输线即使在90°的翻转角持续1分钟，温度上升也＜0.3K。

[0067] 因此即使在高RF场强的情况下(例如，用于MR图像引导的高SAR[比吸收率]完全重聚焦梯度回波序列)以及在大量RF线圈4的情况下，可以避免在患者区域的显著温度增加，因而避免了附件装置6、10和连接单元12的损坏和/或故障。

[0068] 对于变压器141的微型形式，由于需要将它们用于介入应用，特别是导管10，通过上述的匹配网络使变压器141与微型电缆的完美匹配成为可能。

[0069] 传输线的损失减小了50％。这可以在图6中从传输系数S21作为频率f的函数的模拟看出。

[0070] 对于仅仅一个串联电容器C1和宏观变压器141匹配(曲线A)，在64MHz的损失大约为-0.23dB(L＝248nH，Q＝77，k＝0.5，根据方程(1)满足M＝124nH)。

[0071] 对于一个串联电容器C1和微型变压器141匹配(L＝66nH，Q＝20，k＝0.393，不能满足M＝124nH)，在64MHz的损失大约为-2.2dB(曲线C)。

[0072] 对于根据图3的两个电容器C1、C2和微型变压器141(L＝66nH，Q＝20，k＝0.393，不需要满足M＝124nH)，损失仅仅大约为-1.1dB(曲线B)。

[0073] 由于在导管的尖端没有前置放大器，血管内成像线圈的SNR提高大约50％。

[0074] 传输线的带宽增加到大约40MHz，使得可以传输MR信号之外的信号。例如所得到的带宽可以用于传输HF能量以驱动直接位于导管尖端的前置放大器。

[0075] 由于所述宽的带宽，不再需要将传输线的精确调谐到MR频率。

[0076] 图7显示了若干共模共振与变压器数量的关系图，所述变压器以它们的杂散电容的形式被模拟。对标准金属丝电流和5pF的不同数量的电容器进行测量，所述电容器沿着金属丝对称(等距离)布置。曲线D显示了不具有任何电容器所得到的共振，曲线E具有一个电容器，曲线F具有两个电容器，曲线G具有三个电容器，曲线H具有四个电容器。结果显示电容器越多，共振频率越高。

[0077] 例如可以以双金属丝导线(例如双绞线)或同轴电缆的形式实现连接导线(传输线)13。

[0078] 所述连接导线为特别用于SENSE(灵敏度编码)成像方法情况下的可切换RF表面线圈6的应用提供特别的优点，原因是一方面接收的驰豫信号的传送如上所述是可能的，而另一方面不会因为RF发射线圈4发出的RF功率导致的共振效应而灼伤患者且不会有连接导线13固有发热的风险。附件装置6、11或连接单元12的风险也在很大程度上被排除。对于高RF场强也同样适用。

[0079] 例如与进出RF表面线圈、导管或其它附件装置的相关信号的光学传输相比，这种连接导线的使用需要少得多的系统修改。

[0080] 此外，相同甚至更简单的连接器可以用于将连接导线13连接到相关连接单元12(电源、接收装置和/或控制装置)。

[0081] 与已知的方案相比并且如图6和7中所示，根据本发明的连接导线13具有相对较大的带宽，因此它例如可能通过连接导线传递多个接收信号。

[0082] 此外，带宽可以用于其它目的，诸如将功率和/或控制信号传输到电子装置，例如用于MR信号的前置放大器、另一传感器(其例如被提供用于检测待检查组织的参数)、或者微致动器。

[0083] 其它传感器(例如用于血压，内部EKG，氧分压等)的检测信号或者数据信号可以使用根据本发明的连接导线的带宽进行传输。

[0084] 优选地，所有这些额外信号在用于传输MR信号的区域以上的带宽区域中被传输。由此，避免了可能干涉或干扰MR信号的额外信号的更高阶谐波。

[0085] 为了进一步对此进行优化，传输曲线优选地被调整成使得以最小的损失传输MR信号，并且MR信号的频率范围接近传输带的低端频率，从而用于额外信号的频率范围被加宽。