用于磁共振成像系統(tǒng)的局部線圈和磁共振成像系統(tǒng)的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明涉及一種磁共振成像系統(tǒng)（1）的用于采集磁共振信號的局部線圈，具有用于無線地傳輸局部線圈（100）的工作能量和/或磁共振成像系統(tǒng)（1）的信號的接收裝置（130），其中所述接收裝置（130）被構(gòu)造用于從供電場（V）中獲得工作能量和/或信號。此外，本發(fā)明還涉及一種具有發(fā)送裝置（30）的磁共振成像系統(tǒng)（1），所述發(fā)送裝置用于無線地傳輸局部線圈（100）的工作能量和/或磁共振成像系統(tǒng)（1）的信號，其中所述發(fā)送裝置（30）具有發(fā)送信號發(fā)生器（31），該發(fā)送信號發(fā)生器與場源（50）和場匯（60）連接，其中這樣構(gòu)造所述發(fā)送裝置（30，30′），使得在工作時借助供電場（V）來傳輸工作能量和/或信號，該供電場作為交變電場在場源（50）和場匯（60）之間施加。
【專利說明】用于磁共振成像系統(tǒng)的局部線圈和磁共振成像系統(tǒng)
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及一種用于磁共振成像系統(tǒng)的局部線圈和一種磁共振成像系統(tǒng)，其中，該局部線圈或磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)造為用于無線地傳輸工作能量或參考信號。
【背景技術(shù)】
[0002]基于磁共振測量、特別是核自旋的方法的成像系統(tǒng)(所謂的磁共振斷層成像設(shè)備)已經(jīng)通過各種各樣的應(yīng)用成功地建立并被證明可行。在這種類型的圖像采集中使用強的靜態(tài)基本磁場BO對于待檢查的磁偶極子進行初始對齊和均勻化。為了確定待成像的檢查對象的材料性能，根據(jù)磁化從初始對齊的偏轉(zhuǎn)來確定去相移或弛豫時間，從而能夠識別不同材料類型的弛豫機制或弛豫時間。典型地，偏轉(zhuǎn)通過一定數(shù)目的與待激勵偶極子的拉莫爾頻率(Larmorfrequenz)—致的HF (高頻)脈沖實現(xiàn)。拉莫爾頻率在此取決于檢查材料的性質(zhì)并且隨著基本磁場BO的強度縮放。對于在生物檢查對象上的磁共振測量通常采用電磁HF脈沖，其具有42.6MHz和相應(yīng)倍數(shù)的拉莫爾頻率；這相應(yīng)于在具有IT強度的基本磁場BO中質(zhì)子自旋的拉莫爾頻率(即，倍增系數(shù)相應(yīng)于基本磁場BO的單位為T的強度)。
[0003]因此，這樣實施諸如心跳起搏器或腦刺激器的有源的植入物，使得其相對于典型的用于檢查組織的拉莫爾頻率具有足夠的干擾抗性。該干擾抗性由植入物制造者證明，從而在磁共振成像系統(tǒng)中以該頻率擊中患者的電磁信號也可以用于具有有源的植入物的受試者。
[0004]然而在磁共振成像系統(tǒng)中通常還采用另外的電磁信號。為了改善磁共振成像，例如公知所謂的用于磁共振信號采集的局部線圈，其在磁共振信號采集期間直接靠近檢查對象布置。這導(dǎo)致了其相對于其它與檢查對象間隔的針對磁共振信號的采集裝置、例如體線圈，在信噪比中具有明顯優(yōu)點。
[0005]但是與局部線圈的纜線連接難以操作，因為受試者在磁共振拍攝序列期間在斷層成像系統(tǒng)中必須移動，并且由此為了確保優(yōu)化的圖像采集必須對于至局部線圈的纜線引導(dǎo)進行適配。因此期望的是，這樣設(shè)計局部線圈，使得其能夠無線地工作，即，能夠?qū)⑺杉拇殴舱裥盘枱o線地向磁共振成像系統(tǒng)傳輸并且此外同樣能夠無線向局部線圈提供工作能量。由此可以在檢查對象上固定局部線圈，而不必在移位檢查對象時適配纜線。
[0006]在此，優(yōu)選地同樣借助電磁信號進行磁共振信號以及尤其是工作能量的傳輸，該電磁信號可以基于其磁分量尤其進入到檢查對象或者能夠與局部線圈的部件的相互作用。在此對于局部線圈，必須借助截止濾波器或其它頻率選擇性的措施以高的開銷來產(chǎn)生或“開發(fā)出”相對于為傳輸工作能量而使用的頻率的干擾抗性。問題在于，通常對于植入物不檢查相對于這些頻率的干擾抗性，從而應(yīng)當(dāng)對于植入物攜帶者精確權(quán)衡無線工作的局部線圈的使用。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0007]本發(fā)明的目的是避免所述缺點。[0008]上述目的借助根據(jù)本發(fā)明的局部線圈、磁共振成像系統(tǒng)和方法來解決。
[0009]用于磁共振成像系統(tǒng)的根據(jù)本發(fā)明的局部線圈具有用于無線地傳輸局部線圈的工作能量和/或信號(例如控制信號或特別優(yōu)選參考信號)的接收裝置。參考信號(也可以稱為系統(tǒng)基本時鐘)是相應(yīng)于磁共振成像系統(tǒng)的基本時鐘的時鐘信號，其在磁共振成像系統(tǒng)中作為通用的參考或基準(zhǔn)時間信號使用。磁共振成像系統(tǒng)的大多數(shù)部件都與系統(tǒng)基本時鐘同步，即其與系統(tǒng)基本時鐘形成確定的相位關(guān)系或者邊沿精確地按照系統(tǒng)基本時鐘工作。特別地，局部線圈的基本時鐘同樣與系統(tǒng)基本時鐘同步。磁共振成像系統(tǒng)的基本時鐘可以位于IOMHz的范圍內(nèi)，但優(yōu)選地以5MHz的頻率傳輸參考信號，即參考信號相應(yīng)于磁共振成像系統(tǒng)的以整數(shù)倍倍增或以整數(shù)分之一劃分的時鐘或參考時間信號。在局部線圈中，可以通過所謂的鎖相環(huán)(PLL)重建參考時間信號并且例如將磁共振成像系統(tǒng)的該基本時鐘穩(wěn)定化，從而與工作能量的傳輸不同，對于參考信號的傳輸，小于一毫瓦的小的發(fā)送功率就已足夠。
[0010]按照本發(fā)明，接收裝置構(gòu)造為用于從供電場中獲得工作能量和/或參考信號，該供電場被構(gòu)造為在場源和場匯(Feld-Senke)之間的交變電壓電場。即，特別地，在電容器式的裝置中將場匯和場源互相交換以產(chǎn)生供電場。與無源的交變磁場不同，用于電場的場匯和場源是磁共振成像系統(tǒng)的真實部件。場源或場匯例如可以布置在磁共振成像系統(tǒng)的患者隧道壁中或磁共振成像系統(tǒng)的患者臺中。按照本發(fā)明，供電場基本上是純電場，其可以這樣(特別是關(guān)于波長和取向)構(gòu)造，使得其幾乎不能侵入到活的檢查對象。由此，例如可以容易地抑制與心跳起搏器或其它有源植入物的相互作用，并且也可以通過按照本發(fā)明構(gòu)造的供電場最小化與磁共振成像系統(tǒng)的其它電子部件的相互作用。
[0011]按照本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)造為用于無線地向局部線圈傳輸工作能量和/或用于向局部線圈傳輸信號，優(yōu)選傳輸參考信號。為此，磁共振成像系統(tǒng)具有帶有信號發(fā)生器的發(fā)送裝置，該信號發(fā)生器與場源和場匯連接。在此強調(diào)，連接可以直接以及間接地實現(xiàn)，即可以在發(fā)送信號發(fā)生器和場源或場匯之間布置磁共振成像系統(tǒng)的其它部件。這樣構(gòu)造發(fā)送裝置，使得在工作時借助供電場來傳輸工作能量和/或開頭描述的信號，優(yōu)選參考信號，該供電場作為交變電壓電場在場源和場匯之間施加，所述場源和場匯如提到的那樣布置在磁共振成像系統(tǒng)的區(qū)域中。形象地來說，工作能量的傳輸這樣進行，使得在大的電容器中、即在其板例如可以通過孔壁和患者臺構(gòu)成并且與發(fā)送裝置相關(guān)聯(lián)的電容器中，引入小的電容器，其與局部線圈、優(yōu)選天線的接收裝置相關(guān)聯(lián)。交替地交換“大的”電容器的板的極性或電壓，或在代表場匯或場源的部件上施加規(guī)定電壓，從而交替地反轉(zhuǎn)供電場的場方向或場線的方向，并且由此通過電感應(yīng)將交變電流注入到“小的”電容器中。如提到的那樣，可以這樣實施相應(yīng)的供電場，使得供電場與檢查對象的相互作用最小，也就是可以保持下面還更詳細(xì)描述的SAR (特定吸收率)值。
[0012]在用于借助供電場向磁共振成像系統(tǒng)的局部線圈傳輸工作能量和/或信號、優(yōu)選參考信號的按照本發(fā)明的方法中，相應(yīng)地在磁共振成像系統(tǒng)的場源和場匯之間切換作為交流電場的供電場，并且從供電場中獲得局部線圈的工作能量和/或描述的信號或參考信號。即，從供電場中獲得至少部分的工作能量和/或信號或參考信號，優(yōu)選全部的工作能量或信號。
[0013]本發(fā)明的另外的特別優(yōu)選的擴展方案和改進方案由從屬權(quán)利要求以及隨后的描述給出，其中一種權(quán)利要求類型的獨立權(quán)利要求可以類似于另一種權(quán)利要求類型的從屬權(quán)利要求來改進。
[0014]本發(fā)明的改進方案涉及一種具有天線的局部線圈，其構(gòu)造為用于基于供電場在局部線圈的區(qū)域中的電勢差產(chǎn)生電流。即，天線構(gòu)成在供電場中的電容器式裝置。形象地來說，如提到的那樣，在場源和場匯之間的“大的電容器”中引入“小的電容器”(天線)。這樣構(gòu)造接收裝置，例如包括整流器和附加部件的天線，使得從電流中獲得局部線圈的工作能量和/或信號，特別是參考信號。在此強調(diào)，可以比供電場的波長小得多地選擇天線的尺寸。特別地，這允許將接收裝置有利地集成在局部線圈中。
[0015]進一步還可能的是，可以這樣選擇供電場的波長，使得可以在很大程度上避免侵入到檢查對象中。特別地可以采用低頻的供電場。在此低頻意味著，患者的尺寸明顯小于與頻率相關(guān)聯(lián)的波長。在此，特別地考慮在電場方向上或在供電場的場線的方向上的患者尺寸。例如供電場的頻率可以位于小于50MHz處。
[0016]特別優(yōu)選地，例如多部分地由多個天線元件構(gòu)造的天線包括具有基本上平的第一電極或電容器電極的電容器式的裝置?；旧掀降囊馕吨?，第一電極可以刻入(einbeschreiben)平的直角平行六面體中，其中直角平行六面體的每一面由第一電極接觸。
[0017]此外，天線具有第二電極或電容器電極。第一電極和第二電極在此彼此空間上間隔地布置?！翱臻g上間隔地”在此被這樣理解，即第一電極和第二電極不是直接彼此相連，而是必要時、特別是為了電流耦合輸出而間接地相連。第一電極例如可以類似于頂電容地提供附加電容，即載流子貯存器，并且與用作反電極或“配重(Gegengewicht)”的第二電極相連為貢獻于在諧振情況下天線的電延長。第一電極例如可以被構(gòu)造為星形或開放的環(huán)。在此，選擇第一電極的特別優(yōu)選的實施方式，其對于磁共振信號是可透過的。即，第一電極以及例如第二電極不具有封閉的結(jié)構(gòu)，例如封閉的環(huán)、拉伸的連續(xù)的面等。借助天線的電延長可以在不改變兩個電極彼此的距離的情況下提高功率耦合輸出。此外，就植入物的SAR值和/或干擾敏感度來說，可以優(yōu)化供電場的頻率選擇。
[0018]從供電場中能夠獲得的功率在此與電場強度和兩個(電容器)電極的間隔的乘積成比例。特別優(yōu)選地，第一電極和第二電極在局部線圈按規(guī)定布置在供電場中的情況下基本上在供電場的方向上，即在供電場的電場線的方向上間隔。間隔，即最短的連接，在此確定“場軸線”。在優(yōu)選的實施方式中，場軸線在局部線圈按規(guī)定工作的情況下基本上橫向于局部線圈的最近的、面向檢查對象的表面延伸。在此，場軸線例如可以與局部線圈的表面或與檢查對象的最近的表面成45°與135°之間的角。借助該布置可以確保最優(yōu)地從供電場中獲得能量。
[0019]為了形成供電場，例如可以通過患者隧道的表面形成場匯(或場源)，或在患者隧道的表面區(qū)域中布置場匯(或場源)。
[0020]在此，電場線通常近似地垂直于檢查對象的表面，因為通常由人的組織形成的檢查對象與空氣相比是良好的導(dǎo)體。
[0021]患者作為整體相對于位于下方的臥榻具有相對高的電容。如果在臥榻上施加交變電壓，則由此患者的表面可以作為徑向電場的源或匯起作用，這些電場朝著在患者隧道壁上敷設(shè)的導(dǎo)電面閉合，這些導(dǎo)電面例如通過全身天線和/或全身天線的高頻屏蔽部構(gòu)成，其為此目的也可以電連接。
[0022]例如可能的是，用于接收供電場的天線被構(gòu)造為基本上平的，即天線例如可以刻入平的直角平行六面體中，其中直角平行六面體的每一面又通過天線接觸。特別地這可以意味著，第一和第二電極的最短連接比天線橫向于該連接方向的側(cè)向延伸短。在此對于供電場可以選擇大于第一電極與第二電極的間隔的幾乎任意的波長。也就是，也可以選擇相對低頻的供電場，而不必這樣大地選擇第一電極與第二電極的距離，使得局部線圈難以操作。
[0023]第一電極和/或第二電極例如可以分別布置在與檢查對象的最近的表面平行的面上。優(yōu)選地，第一電極可以以層壓為薄膜方式布置在該面上或者以其它方式集成到局部線圈中。由此，接收裝置在橫向于檢查對象的方向上幾乎沒有附加的位置需求，從而可以確保簡單地操作局部線圈。
[0024]在本發(fā)明的優(yōu)選的實施方式中，天線具有多個天線元件，其中借助天線元件中的一個在局部線圈工作時采集磁共振信號。特別地，為采集磁共振信號而設(shè)置的磁共振接收線圈可以作為天線的配重使用。也就是，磁共振接收線圈在該情況下至少部分地構(gòu)成第二電極并且在此作為天線的反電極使用。
[0025]特別地，接收裝置可以包括多個天線，這些天線被構(gòu)造為用于傳輸能量和/或傳輸信號或參考信號。在此，基本上平的第一電極可以共同地用于多個天線，從而通過這種方式實現(xiàn)用于從供電場中獲得能量的特別有效的結(jié)構(gòu)。這不排除，該結(jié)構(gòu)或類似結(jié)構(gòu)也用于傳輸信號，特別是參考信號。
[0026]但優(yōu)選地這樣構(gòu)造用于傳輸參考信號的天線，使得接收的參考信號幾乎不具有相對于發(fā)送的參考信號的相位偏移或者存在可簡單確定的、即已知的相位差，例如相對于發(fā)送的參考信號具有90°的相位差。
[0027]這例如也可以借助接收裝置的阻抗匹配裝置來實現(xiàn)。此外，借助阻抗匹配裝置可以對從供電場中獲得能量進行優(yōu)化。在被電感性地提供工作能量的局部線圈中，必須考慮從接收線圈發(fā)出的次級磁場對于患者加熱的貢獻。因此，通常不可以充分利用獲得的電流。與之相反，在電容性傳輸?shù)那闆r下可以這樣構(gòu)造配重，使得其將從接收天線發(fā)出的次級電場與患者保持遠離。這實現(xiàn)了天線這樣與局部線圈的能量供應(yīng)網(wǎng)的輸入電阻匹配，使得可以將可用的功率完全地輸出到能量供應(yīng)網(wǎng)。
[0028]阻抗匹配裝置例如可以包括振蕩電路，其例如這樣優(yōu)化來自于供電場的功率耦合輸出，使得模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器可以工作，如其可以用于將模擬的磁共振信號轉(zhuǎn)換為可數(shù)字處理的信號那樣。此外，對于參考信號的接收特別具有優(yōu)勢的是，這樣構(gòu)造阻抗匹配裝置，使得電容效應(yīng)是可忽略的，或者在信號輸出端(例如能量接口或參考信號接口)上相對于發(fā)送的供電場達到已知的相移。
[0029]如開頭解釋的那樣，供電場應(yīng)當(dāng)盡可能少地侵入到患者或受試者(下面僅稱為“患者”)并且僅為所有允許的患者加熱的一小部分。該參數(shù)例如通過所謂的“特定吸收率(Spezifische Absorptionsrate)”,即已經(jīng)提到的SAR值來描述。其反映在患者的確定的體重部分中吸收入射的能量場的哪種功率，并且其可以例如通過組織中的場強、組織中的電流密度或組織中的溫度上升以公知的方式來計算。
[0030]在本發(fā)明的改進方案中，在工作中交替地形成場源或場匯的場電極布置在磁共振成像系統(tǒng)的患者隧道的區(qū)域中，優(yōu)選地布置在磁共振成像系統(tǒng)的患者隧道的面向患者的表面區(qū)域中。概念“在區(qū)域中”意味著如下情況:場電極可以布置在患者隧道或其表面中或上，以及也可以鄰接于患者隧道或其表面地布置。場電極或所述患者隧道表面可以裝備有絕緣部或覆蓋部或者可以用其覆層，從而不能直接接觸場電極。在磁共振成像系統(tǒng)工作中交替地形成場匯或場源的另一個電極布置在患者臺的區(qū)域中，即例如布置在患者臺中或上。“在區(qū)域中”在此關(guān)于患者臺如上面描述的那樣解釋。特別地，可以這樣進行布置，使得場源或場匯看起來定位在檢查對象的規(guī)定位置處。這例如可以如下地實現(xiàn)，即另一個電極集成在患者臺的區(qū)域中，特別是集成在患者臺或脊柱線圈以及其它在患者臺中或上放置的線圈中。在此，檢查對象用于對場產(chǎn)生進行調(diào)制，從而虛擬的點狀的源看起來定位在患者中。由此患者形成中心，電場的場線看起來從該中心出來，其中這些場線徑向向外地朝著面向患者的患者隧道表面延伸。優(yōu)選地也這樣構(gòu)造場匯和場源，使得其對于拉莫爾頻率中的磁共振信號或磁場是可透過的。
[0031]通過純基于電場的供電場在檢查對象的區(qū)域中施加電流密度。該電流密度在此依據(jù)檢查對象在電場中的位置而變化，特別是在徑向施加供電場的情況下依據(jù)距場匯或場源的距離而變化。
[0032]因此在本發(fā)明的改進方案中，構(gòu)造具有發(fā)送裝置的磁共振成像系統(tǒng)，該發(fā)送裝置用于無線地向局部線圈傳輸工作能量和/或用于傳輸磁共振成像系統(tǒng)的信號，特別是參考信號，該發(fā)送裝置構(gòu)造為用于依據(jù)檢查對象的空間位置而變化其發(fā)送功率、其發(fā)送場強、其發(fā)送電壓和/或其發(fā)送電流，即特別是用于調(diào)節(jié)和/或用于控制。由此，尤其可以于檢查對象的位置無關(guān)地保持施加的電流密度，從而可以十分有效地控制和限制供電場侵入檢查對象。該優(yōu)點例如也可以在其它磁共振成像系統(tǒng)中實現(xiàn)，方法是將發(fā)送裝置構(gòu)造為用于依據(jù)檢查對象的位置而變化其發(fā)送功率、其發(fā)送電流、其發(fā)送電壓和/或其發(fā)送場強，而無需強制地以借助交變電壓電場形式的供電場構(gòu)造發(fā)送裝置，而是該發(fā)送裝置例如電感地工作。
[0033]特別優(yōu)選地，場源和/或場匯為此包括多個電極段，其這樣連接，使得其可以為傳輸供電場而以單獨的段場強來調(diào)節(jié)。即，特別地可以這樣連接電極段，使得段發(fā)送電流、段發(fā)送電壓和/或段發(fā)送功率可以單獨地調(diào)節(jié)。特別優(yōu)選地，這可以借助可調(diào)諧的LC電路實現(xiàn)。在此，通過采集檢查對象的位置來進行LC電路的調(diào)諧。特別優(yōu)選地，LC電路被構(gòu)造為用作交變電流的可調(diào)諧的電抗。
[0034]在本發(fā)明的優(yōu)選的實施例中，電抗通過LC電路實現(xiàn)，該LC電路構(gòu)造在患者隧道的區(qū)域中、例如面向患者的患者隧道表面的區(qū)域中布置的電極段和在患者臺的區(qū)域中布置的電極段之間。由此，在患者臺中和在孔壁中布置的電極段相應(yīng)地一起構(gòu)成電容器，其電容通過檢查對象的位置而變化。借助電極段構(gòu)成的LC電路的諧振頻率由此通過檢查對象的位置而變化，并且由此又改變相對于交變電流的電抗。該交變電流的強度可以用于控制單獨的段場強、單獨的段發(fā)送電流和/或段發(fā)送電壓。例如可以這樣進行諧振電路的電抗的調(diào)諧，使得當(dāng)患者距離無窮遠時，即當(dāng)沒有患者位于磁共振成像系統(tǒng)的測量室中時，滿足諧振條件。在患者靠近電極段的情況下實現(xiàn)諧振電路的失諧并且由此實現(xiàn)阻抗提高，該阻抗提高(優(yōu)選自動地)例如通過借助電抗直接降低發(fā)送電流來弓丨起發(fā)送功率或發(fā)送電壓的調(diào)節(jié)。
[0035]相應(yīng)地在按照本發(fā)明的方法的改進方案中，依據(jù)檢查對象在磁共振成像系統(tǒng)中的位置而變化發(fā)送裝置的發(fā)送場強、發(fā)送功率、發(fā)送電壓和/或發(fā)送電流。[0036]在該改進方案中，磁共振成像系統(tǒng)也可以包括可借助檢查對象在磁共振成像系統(tǒng)中的位置來調(diào)諧的電容器，其中電容器的一個電極基本上與場源一致并且電容器的第二電極基本上與場匯一致。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0037]下面在參考附圖的條件下根據(jù)實施例再次對本發(fā)明作進一步的說明。在此在不同的附圖中，相同的部件具有相同的附圖標(biāo)記。附圖中:
[0038]圖1示出了按照本發(fā)明的磁共振成像系統(tǒng)的實施例和按照本發(fā)明的局部線圈的實施例；
[0039]圖2示出了根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的局部線圈的實施例；
[0040]圖3示出了按照本發(fā)明的局部線圈的另一個實施例，其具有用于傳輸工作能量的天線，該天線具有同樣用于接收或產(chǎn)生磁共振信號的天線元件；
[0041]圖4示出了具有用于傳輸工作能量的天線的天線元件的局部線圈的示意性的、分段的示圖；
[0042]圖5示出了利用多個天線來傳輸工作能量并且傳輸參考信號的接收裝置，這些天線部分地具有共同的天線元件；
[0043]圖6示出了檢查對象的位置變化對供電場的分布的影響；和
[0044]圖7示出了按照本發(fā)明依據(jù)檢查對象的位置對供電場的發(fā)送功率的自動匹配的示例。
【具體實施方式】
[0045]圖1示出了具有局部線圈100的磁共振系統(tǒng)I的簡單原理框圖，該局部線圈例如可以如關(guān)于圖3至圖5詳細(xì)描述地那樣改進。該磁共振系統(tǒng)I的核心是慣常的斷層成像設(shè)備(也稱為掃描器)，在該斷層成像設(shè)備中在圓柱形測量空間或患者隧道10 (也稱為孔)中將檢查對象O定位在患者臺20或患者臥榻上。
[0046]此外，磁共振系統(tǒng)I還可以具有隨后描述的部件，其部分地為清楚起見而未示出。
[0047]在斷層成像設(shè)備內(nèi)部可以存在固定安裝的全身天線裝置，其例如被構(gòu)造為用于發(fā)出磁共振激勵信號或必要時也用于接收磁共振信號的鳥籠天線。
[0048]如圖1所示，在此在工作中局部線圈100位于磁共振系統(tǒng)I的斷層成像設(shè)備的孔10中。該局部線圈100與磁共振系統(tǒng)I的傳輸信號接收組件無線地連接，該傳輸信號接收組件可以實現(xiàn)為在磁共振系統(tǒng)I的未示出的工作控制裝置中的原始數(shù)據(jù)采集接口的部件。
[0049]該工作控制裝置的部件或原始數(shù)據(jù)采集接口在此也可以是MR信號處理裝置。在此要明確指出的是，系統(tǒng)可以任意地縮放，即在相應(yīng)地構(gòu)造局部線圈的情況下可以使用MR信號處理裝置的任意數(shù)量的物理輸入端。
[0050]可以由工作控制裝置來控制斷層成像設(shè)備。例如將終端(或操作控制臺)經(jīng)由終端接口連接到工作控制裝置，操作人員可以經(jīng)由該終端操作工作控制裝置并且由此操作斷層成像設(shè)備。
[0051]工作控制裝置還可以經(jīng)由斷層成像設(shè)備控制接口與斷層成像設(shè)備連接，以便合適地控制斷層成像設(shè)備的不同的部件，諸如基本場磁體、梯度系統(tǒng)、固定安裝的具有全身天線裝置的高頻發(fā)送系統(tǒng)、患者臺20等。
[0052]經(jīng)由斷層成像設(shè)備控制接口可以例如通過序列控制單元優(yōu)選基于掃描協(xié)議將合適的控制命令輸出到斷層成像設(shè)備，由此發(fā)出期望的脈沖序列，即對于用于產(chǎn)生期望的磁場梯度(未示出的)梯度線圈而言是高頻脈沖和梯度脈沖。
[0053]此外，工作控制裝置還可以具有存儲器，在該存儲器中例如可以存儲產(chǎn)生的圖像數(shù)據(jù)并且可以存儲測量協(xié)議。
[0054]經(jīng)由在此如所述那樣尤其具有傳輸信號接收組件的原始數(shù)據(jù)采集接口來采集原始數(shù)據(jù)，即讀取所接收的MR接收信號。然后在MR信號處理裝置中進一步處理所接收的信號并且將其傳送到圖像重建單元，該圖像重建單元以通常的方式從中產(chǎn)生期望的磁共振圖像數(shù)據(jù)。這些磁共振圖像數(shù)據(jù)例如可以存儲在存儲器中或者至少部分地在終端上輸出或者經(jīng)由通信網(wǎng)絡(luò)傳輸?shù)街T如診斷站點或大容量存儲器的另外的部件。
[0055]工作控制裝置以及終端同樣可以是斷層成像設(shè)備的構(gòu)成整體所需的組成部分。此外，整個磁共振系統(tǒng)I還具有這樣的系統(tǒng)的所有其它通常的部件或特征，但其如提到的那樣為了更清楚起見在圖1中未示出。
[0056]因為在實施例中局部線圈100應(yīng)無線地與工作控制裝置通信，所以在此此外在斷層成像設(shè)備控制接口上連接指令發(fā)送裝置(同樣未示出)，其將指令或控制信號無線地傳輸?shù)骄植烤€圈100。
[0057]此外，在斷層成像設(shè)備控制接口上還連接發(fā)送裝置30，其無線地將能量發(fā)送到局部線圈100的天線150，以便向局部線圈100提供工作能量和必要時其它的信號，在此為參考信號。所接收的能量例如可以進一步引至局部線圈100中的(未示出的)局部線圈控制裝置，或者也可以轉(zhuǎn)發(fā)到其它的局部線圈，其中借助單個的局部線圈控制裝置可以并行地操作多個局部線圈。
[0058]按照本發(fā)明，通過具有與供電場V諧振的電容性天線150的接收裝置130向局部線圈輸送能量。因為該天線150用來接收用于局部線圈100的能量和/或信號，所以其也可以被稱為能量接收天線或參考信號和/或控制信號接收天線。能量傳輸不是通過高頻磁場進行，而是按照本發(fā)明通過高頻電場進行，該高頻電場在該實施例中徑向地在患者臺20或檢查對象O和患者隧道15的表面或磁共振斷層成像設(shè)備I的內(nèi)壁(即孔壁)之間延伸。特別地，如后面還要解釋的那樣，供電場V的頻率應(yīng)當(dāng)與為激勵核自旋而使用的磁共振頻率不同，并且優(yōu)選地低于該磁共振頻率。例如可以通過在患者臥榻20和提到的體線圈的高頻屏蔽部17之間的20cm來產(chǎn)生例如強度為lkV/m的供電場，方法是在患者臥榻20和高頻屏蔽部17之間施加例如200V的交變電壓。屏蔽部17例如可以與體線圈一起置于地電勢，并且將提到的電壓相對于地電勢饋入到集成在患者臥榻20中的場匯60。利用發(fā)送信號發(fā)生器31進行饋電，該發(fā)送信號發(fā)生器在已置于地電勢的場源50和場匯60之間產(chǎn)生變交電場。下面出于更易讀的原因，將在孔10或孔壁15的區(qū)域內(nèi)安裝的電極稱為場源50，并且在患者臺區(qū)域內(nèi)的電極稱為場匯60，即使由于交變電場而導(dǎo)致場匯或場源的功能交換。
[0059]在該實施例中，場匯60通過添加到臥榻20中的線網(wǎng)構(gòu)成。在此優(yōu)選這樣構(gòu)造該線網(wǎng)，使得其對于拉莫爾頻率中的磁共振信號或磁場是可透過的，這例如可以通過網(wǎng)狀的樹形結(jié)構(gòu)在沒有封閉的網(wǎng)孔的條件下實現(xiàn)。該網(wǎng)例如可以安裝到臥榻本身、在臥榻上放置的墊子中或也可以安裝到位于患者臺上或中的脊柱線圈中。由此可以以不同的方式在患者臺20的區(qū)域內(nèi)布置場匯60，其中對于這樣布置的場匯60和作為場源50使用的HF屏蔽部17而言又構(gòu)成徑向供電場V。在該情況下，場匯60處于圓柱形的患者隧道10內(nèi)，其縱軸線基本上與基本磁場平行地在z方向上定向。在該實施例中，場源50和場匯60與發(fā)送信號發(fā)生器31—起構(gòu)成用于供電場V的發(fā)送裝置30。在此強調(diào)，與示出的實施例不同，場源50例如不是必須與地電勢連接，而是對于場源50存在相對于場匯60限定地偏差的參考電勢就足夠了。
[0060]如已經(jīng)表明的那樣，由局部線圈100接收的MR信號由局部線圈控制裝置以準(zhǔn)備好的方式、例如以數(shù)字化的方式作為MR數(shù)據(jù)輸送到磁共振數(shù)據(jù)發(fā)送器，從該磁共振數(shù)據(jù)發(fā)送器出發(fā)將這些MR數(shù)據(jù)經(jīng)由數(shù)據(jù)天線發(fā)送到磁共振系統(tǒng)I的接收天線。由接收天線接收的MR數(shù)據(jù)如上面描述的那樣被進一步處理。
[0061]在此強調(diào)，局部線圈100也可以是用于將HF脈沖發(fā)送到檢查對象的局部線圈100或者是具有所述功能的組合的局部線圈100。為此，局部線圈100必須設(shè)有轉(zhuǎn)換部件，以便其從無線的接收模式轉(zhuǎn)換為無線的發(fā)送模式。
[0062]此外，在局部線圈100上還可以連接指令接收裝置，其接收無線發(fā)送的指令。指令例如同樣被轉(zhuǎn)發(fā)給局部線圈控制裝置。
[0063]圖2為此示出了按照現(xiàn)有技術(shù)的傳統(tǒng)的局部線圈100'。其例如具有同樣未示出的能量供應(yīng)裝置，并且構(gòu)造成用于借助數(shù)據(jù)天線173無線地傳輸磁共振數(shù)據(jù)。借助磁共振接收線圈170從檢查對象采集磁共振數(shù)據(jù)，將其轉(zhuǎn)發(fā)給磁共振接收器171，相應(yīng)地準(zhǔn)備、特別是數(shù)字化并且借助磁共振數(shù)據(jù)發(fā)送器172經(jīng)由數(shù)據(jù)天線173發(fā)送給成像系統(tǒng)的接收裝置。
[0064]與傳統(tǒng)的成像系統(tǒng)不同，在按照本發(fā)明的MR成像系統(tǒng)I中通過作為徑向的交變電場構(gòu)造的供電場V在位于患者上方或側(cè)面的“前部”局部線圈100情況下利用短的、徑向地從患者指向外的所謂的“電容性天線” 150獲取能量。如后面還將詳細(xì)描述的那樣，可以通過基本上平的電極來改善其效果，該電極在圖1中已經(jīng)以星形電線(Drahtstern)表示。
[0065]圖3詳細(xì)示出了相應(yīng)的局部線圈100的實施例。除了已經(jīng)參考圖2描述的部件諸如磁共振接收線圈170、磁共振接收器171、磁共振數(shù)據(jù)發(fā)送器172和數(shù)據(jù)天線173之外，局部線圈100附加地還具有接收裝置130'，其構(gòu)造為用于從供電場V中獲得工作能量和/或開頭描述的參考信號。特別地，為此接收裝置130'具有所謂的電容性天線150'，該電容性天線具有基本上平的第一電極155'。該第一電極作為中斷的環(huán)布置在例如在電容性天線15(V的第二電極15V上方2cm的間隔中、在所謂的天線高度中。天線15(V的電容通過振蕩電路線圈156'來補充，從而使天線15(V與供電場的交變電壓頻率諧振。由該振蕩電路向整流器157'輸出功率，然后該整流器可以向局部線圈電子器件供電，諸如磁共振接收器171和磁共振數(shù)據(jù)發(fā)送器172或尤其模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器，該模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器用于將磁共振信號轉(zhuǎn)換為經(jīng)由數(shù)據(jù)天線173發(fā)射的數(shù)字發(fā)送信號。
[0066]同樣從圖3中可以看出，在該情況下同時作為磁共振接收線圈170使用的第二電極158'同樣與整流器157'連接，從而天線150'具有部件第一電極155'、振蕩電路線圈156'、整流器157'和第二電極158'。從供電場中分接的在第一電極155'和第二電極158'之間的電壓差產(chǎn)生電流，特別是交變電流，其通過整流器157'來整流。
[0067]在此，具有振蕩電路線圈156'的振蕩電路可以同時被理解為阻抗匹配裝置140'。特別具有優(yōu)勢的是，這樣選擇天線150'的交流電阻，使得其基本上相應(yīng)于局部線圈100的部件的供電輸入端的交變電流電阻，該局部線圈應(yīng)當(dāng)以從供電場中獲得的能量被供電。例如可以以在磁共振接收線圈170上方2cm的天線高度，從開頭描述的供電場V中獲得20V的電壓。在供電場的頻率為5MHz的情況下，具有5pF電容的第一電極的內(nèi)阻為大約
6.4千歐姆。其可以通過串聯(lián)連接的、例如具有L = 200 μ H的電感的振蕩電路線圈156'，在品質(zhì)為Q = 100的情況下降低到64歐姆。由此例如在整流器上可以有1.5瓦的有功功率可用。
[0068]對于總是機械地與臥榻接觸的、靠近檢查對象的背面安裝的后部線圈(脊柱線圈)，通常不需要無線的信號傳輸或能量供應(yīng)。
[0069]但不排除，在此也從在臥榻和患者之間的耦合電容中分接電壓。優(yōu)選地，在臥榻下方布置的脊柱線圈以上面對于前部線圈描述的方式借助供電場工作。
[0070]圖4示出了具有另一個按照本發(fā)明的電容性天線的局部線圈100的一部分，其中僅不意性表不第一電極155*和第二電極158*。相應(yīng)的、具有電極155*、158*的電容性天線的另外的部件在該實施例中未示出。第一電極155*與第二電極158*—樣被構(gòu)造為平的星形電線。該構(gòu)造引起對于磁共振信號或電感性傳輸?shù)男盘柕目赏高^性，從而并不通過電容性天線妨礙接收磁共振信號或其它電感性傳輸?shù)男盘?，例如控制信號?？臻g間隔、即在第一電極155*和第二電極158*之間的最短連接確定所謂的場軸線FA。如果場軸線FA基本上在供電場的場線方向上延伸，則由此可以以優(yōu)化的方式從供電場中獲得能量，其基本上相應(yīng)于在第一電極155*和第二電極158*之間的供電場場強差與兩個電極的距離的乘積。因此具有優(yōu)勢的是，場軸線FA與局部線圈的面向患者O的表面成角α，該角位于45°和135°之間的范圍中，從而在天線的電極155*和158*之間存在供電場的盡可能大的電勢差，因為場軸線FA的取向基本上與在天線區(qū)域中供電場的場線取向一致。
[0071 ] 在此，第一電極155*和第二電極158*修改天線的電容，類似于具有相關(guān)聯(lián)的配重或相關(guān)聯(lián)的反電極的頂電容。由此特別具有優(yōu)勢的是，第一電極155*和第二電極158*提供了對天線的總電容的基本上電容性的份額，其實現(xiàn)了將天線調(diào)諧到供電場的頻率。
[0072]圖5示出了接收裝置130"的改進方案，其按照本發(fā)明布置在局部線圈中或上。除了天線150a"和150b"之外，接收裝置130"附加地還具有天線15(V ''，天線150,''被構(gòu)造為用于接收開頭描述的磁共振成像系統(tǒng)的參考信號。在此，同樣從供電場中獲得參考信號并且將其傳輸?shù)酱殴舱窬植烤€圈174，該磁共振局部線圈174例如可以具有關(guān)于圖2描述的部件:磁共振接收線圈、磁共振接收器、磁共振數(shù)據(jù)發(fā)送器和數(shù)據(jù)天線。這例如可以借助接收裝置130"的參考信號接口 132'實現(xiàn)。
[0073]在該實施例中，供電場被構(gòu)造為具有5MHz頻率的交變電場。由此，其如已經(jīng)解釋的那樣在本發(fā)明的意義上“低頻地”構(gòu)造，使得供電場幾乎不能侵入到患者。將接收的參考信號的頻率在局部線圈中按照其頻率加倍，使得其相應(yīng)于磁共振成像系統(tǒng)的為IOMHz的基本時鐘(Grundtakt)或共同的參考時間信號。優(yōu)選地，在參考信號接口 132 "上提供相應(yīng)的雙倍頻率的信號。用于接收參考信號的天線150,''又具有基本上平的第一電極155'''和基本上平的第二電極158'''。與第一電極155'''的電容和第二電極158'''的電容結(jié)合地這樣選擇電感器156'''，使得可以在參考信號接口 132上產(chǎn)生在磁共振成像系統(tǒng)的參考信號之間為90°的限定相移。特別地，該限定的偏移導(dǎo)致局部線圈174能夠完全與磁共振成像系統(tǒng)的基本時鐘冋步。
[0074]此外，接收裝置13(V '具有天線150a''和150b''兩者，用于向局部線圈174提供能量。這兩個天線這樣布置，使得其包括共同的第一電極155''。除了共同的第一電極155''，每個天線附加地還具有振蕩電路線圈156a''或156b''和整流器157a''或157b''作為部件。整流器157a''或157b''的輸出端與僅示意性示出的耦合部件160這樣彼此連接，使得從供電場中獲得的電壓為共同的供電電流提供份額。該供電電流可以在接收裝置130'，的能量接口 131'，處獲得并且輸送到磁共振局部線圈174。
[0075]如同樣可以看出的，相對于第一電極155'丨，各個第二電極158a'丨和158b''分別確定彼此不同取向的場軸線，從而在將局部線圈任意地布置在檢查對象上時在任何情況下都可以確保從供電場中獲得足夠的能量。由此實現(xiàn)了所謂的“天線分集”，即經(jīng)由彼此不同取向的天線接收供電場。
[0076]在圖5中作為分開的部件示出了接收裝置130'，和局部線圈174。當(dāng)然也可以將接收裝置130'，集成到局部線圈174中或與其一起布置在共同的殼體中。
[0077]為了提供能量和/或為了傳輸參考信號而設(shè)置的供電場應(yīng)當(dāng)僅為總共允許的患者加熱提供小的份額。在為磁共振成像使用的高頻磁場中，在良好導(dǎo)電的組織中出現(xiàn)最大的加熱。與之相反，以按照本發(fā)明的供電場施加電流密度，并且靠近檢查對象的表面地在不太良好導(dǎo)電的患者的皮膚和脂肪層中出現(xiàn)最大的局部功率密度，即與特定吸收率對應(yīng)的功率密度值。在場強為lkV/m并且供電場的頻率為5MHz的情況下在場匯和場源之間的偏移電流密度例如是J/ σ = ω ε E=0.28A/m2。在脂肪組織(其導(dǎo)電率σ是大約0.04S/m)中得到的功率密度J2/ σ由此是大約2W/m3，其相應(yīng)于0.002W/kg。由該小的功率密度得出的加熱相對于典型地容許的值10W/kg能夠可靠地忽略。在患者背面流入的電流密度是相應(yīng)于較小面積的大約三倍，這導(dǎo)致大約九倍大的功率密度0.018W/kg。但這仍是極小的。
[0078]如圖6所示，但是不排除，患者O的身體部位可以靠近孔壁15或者其甚至可以接觸該孔壁。在場源50和場匯60之間施加的例如200V的電壓然后會導(dǎo)致提高的、由于電場引起的電流密度。如果距孔壁例如20cm的距離被減小到例如1cm，則在此電流密度上升到20倍并且局部的特定吸收率上升到400倍為0.8W/kg，并且由此已經(jīng)耗盡了局部容許的SAR預(yù)算的相當(dāng)可觀的部分。
[0079]可以嘗試，在患者O靠近孔壁15的情況下減小供電場V的發(fā)送電壓。相應(yīng)的調(diào)節(jié)電路通過具有線圈L和電容器C的電抗構(gòu)造。在孔壁15的區(qū)域和患者臺20的區(qū)域之間形成的電容器C的電容可以通過在患者隧道10中的患者位置來改變，從而改變電抗的阻抗。借助該阻抗變化可以調(diào)節(jié)發(fā)送電壓。
[0080]圖7示出了具有發(fā)送裝置30'的本發(fā)明的實施例，其構(gòu)造為用于依據(jù)在磁共振成像系統(tǒng)中患者O的位置來改變供電場V的場強(或改變發(fā)送電壓和由此間接地改變發(fā)送功率)。為此以巧妙地方式力求，限制患者隧道15'表面上的面電流密度。在本發(fā)明的該實施方式中示出了電極段15a至15h，其形成患者隧道的分成小的子面的表面15'。由此，發(fā)送裝置30'具有帶有多個電極段15a至15h的場源50。附加地，優(yōu)選同樣分割地構(gòu)造場匯60，即場匯60也具有多個小的子面，其作為場匯60的電極段20a至20d使用。在此，分開地限制在場源50或場匯60的每個子面中的電流，更確切地說，依據(jù)在磁共振成像系統(tǒng)或患者隧道10中患者O的位置進行限制。由此，供電場的場強可以通過多個子場的電壓變化(關(guān)于患者表面)在空間上變得均勻。用于產(chǎn)生子場的相應(yīng)的發(fā)送場強下面被稱為段場強。
[0081]為了改變段場強，每個子面配備有單獨的小的諧振線圈L1、L2?；颊咚淼篮团P榻20的子面(即場源50和場匯60)彼此分別形成電容器式的裝置的電極面CP1、CP2，其中在檢查對象O的磁共振檢查中該檢查對象在一定程度上作為電介質(zhì)布置在電容器的電極平面之間。在此，這樣按照諧振對小的諧振線圈L1、L2和子面電容進行調(diào)諧，使得其形成LC串聯(lián)電路，如果在磁共振成像系統(tǒng)的患者隧道10中不存在檢查對象O或如果在子面或電極段15a至15h和20a至20d之間不布置檢查對象0，則LC串聯(lián)電路諧振。
[0082]LC電路分別構(gòu)成用于交變電流的電抗，該電抗在諧振的情況下為零。隨著靠近患者而電容提高。因此，諧振頻率變得更低，并且保留電感性的電抗，其可以將段場強變小。最后，通過諧振電路的影響將對于所有段相同的、激勵的電壓變換為施加的電流。也就是，段電壓均恰好建立為使得從壁發(fā)出到處大致相同的電流密度。為此可以使用該交變電流，以便依據(jù)檢查對象O的位置來調(diào)節(jié)或控制發(fā)送裝置30'的發(fā)送場強。此外，如從圖7中可以獲得的，在檢查對象O靠近電極段15a至15h和20a至20d的情況下通過LC電路失諧來提高與由電極段20d和諧振線圈組成的供電段25相關(guān)聯(lián)的電抗。
[0083]由此，每個供電段25可以與取決于位置(即取決于檢查對象O的位置)的段場強PSa至PSh相關(guān)聯(lián)。由此可以設(shè)置或調(diào)節(jié)單獨的段場強PSa至PSh，其在檢查對象O的表面上近似地施加均勻的電流密度。
[0084]替換地，對于每個段可以使用獨立的單獨可控的發(fā)送裝置，特別是電壓源。在該情況下例如可以將患者臥榻接地。
[0085]由上述描述明顯可以看出，本發(fā)明提供了十分有效的可能性，用于也在具有有源植入物患者中使用無線工作的局部線圈。
[0086]在此要指出的是，除了所描述的和通常的用于接收或用于產(chǎn)生磁共振信號的部件，局部線圈例如還可以包括能量存儲器，其可以借助接收裝置被供給能量。此外，可以按照所謂的時間復(fù)用法進行能量供應(yīng)或傳輸參考信號或其它信號，即優(yōu)選在不借助局部線圈產(chǎn)生或接收磁共振信號時進行信號或能量的傳輸。
[0087]最后同樣要指出的是，上述詳細(xì)描述的磁共振成像系統(tǒng)或局部線圈僅是實施例，其可以由專業(yè)人員以不同的方工修改，而不脫離本發(fā)明的范圍。特別要指出的是，可以以任意的組合使用所有實施例的特征或在附圖中公開的改進方案。此外，不定冠詞“一”或“一個”的使用，不排除有關(guān)的特征也能多次出現(xiàn)。同樣，術(shù)語“單元”不排除有關(guān)的部件由多個協(xié)作的子部件組成，其必要時也可以在空間上分布。
[0088]附圖標(biāo)記列表[0089]IMR成像系統(tǒng)[0090]10患者隧道/孔[0091]15， 15'患者隧道的表面[0092]15a,...15h電極段[0093]17HF屏蔽部[0094]20患者臺/臥榻[0095]20a,…20d電極段[0096]25供電段[0097]30, 30; 發(fā)送裝置[0098]31發(fā)送信號發(fā)生器[0099]50場源[0100]60場匯[0101]100局部線圈[0102]100'傳統(tǒng)的局部線圈[0103]130，130' , 130"接收裝置[0104]131'能量接口[0105]132'參考信號接口[0106]140'阻抗匹配裝置[0107]150，150'，150a"，150b" ,150''天線[0108]155',155" , 155/ ' ' , 155*第一電極[0109]156',156" , 156/ ''振蕩電路線圈[0110]157'，157a"，157b" ,157'''整流器[0111]158'，158a"，158b" ,158'''第二電極/天線元件[0112]160耦合部件[0113]170磁共振接收線圈/天線元件[0114]171磁共振接收器[0115]172磁共振數(shù)據(jù)發(fā)送器[0116]173數(shù)據(jù)天線[0117]174磁共振局部線圈[0118]α角[0119]C電容 器[0120]CPl,CP2 電極面[0121]FA場軸線[0122]L, LI，L2 電感器[0123]O檢查對象/患者[0124]PSa,...，PSh 段場強[0125]V供電場[0126]Z方向
【權(quán)利要求】
1.一種磁共振成像系統(tǒng)(I)的用于采集磁共振信號的局部線圈(100)，所述局部線圈具有接收裝置(130，130'，130")，所述接收裝置用于無線地傳輸所述局部線圈(100)的工作能量和/或所述磁共振成像系統(tǒng)(I)的信號，其中，所述接收裝置(130，130'，130")構(gòu)造為用于從供電場(V)中獲得所述工作能量和/或所述信號，所述供電場構(gòu)造為在場源(50 )和場匯(60 )之間的交變電場。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的局部線圈(100)，其特征在于天線(150,150',150a "，150b"，150''')，所述天線構(gòu)造為用于基于在所述局部線圈(100)的區(qū)域中存在的供電場(V)的電勢差產(chǎn)生電流，并且其中，所述接收裝置(130'，130")構(gòu)造為使得從所述電流中獲得所述局部線圈的工作能量和/或所述信號。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的局部線圈(100)，其特征在于，所述天線(150,150'，150a"，1501^,150''')包括如下裝置，所述裝置具有基本上平的第一電極(155'，155"，155' ' '，155*)和第二電極(158' , 158a" , 158b"，158' ' '，158*)，其中，所述第一電極(155'，155" , 155 ; ' '，155*)和所述第二電極(158 ' , 158a" , 158b" , 158 ;''，158*)彼此間隔地布置。
4.根據(jù)權(quán)利要求2或3所述的局部線圈(100)，其特征在于，所述第一電極(155*)和所述第二電極(158*)在所述局部線圈(100)按規(guī)定布置在所述供電場(V)中的情況下基本上在所述供電場(V)的方向上間隔，其中，優(yōu)選地通過所述間隔確定場軸線(FA)，并且所述場軸線(FA)在所述局部線圈(100)按規(guī)定工作的情況下基本上橫向于、優(yōu)選以45°與135°之間的角(α )橫向于所述局部線圈(100)的最近的、朝向所述檢查對象(O)的表面延伸。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一項所述的局部線圈(100)，其特征在于，所述接收裝置(130,130' ,130")具有帶有多個天線元件的天線(150')，其中，借助天線元件(158'，170)在所述局部線圈(100)工作時采集磁共振信號。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項所述的局部線圈，其特征在于，所述接收裝置(130〃)包括多個天線(150a〃，150b"，15(V ’ ' )，其中，對于多個天線(150a"，150屮'')使用共同的、特別優(yōu)選地基本上平的第一電極(155〃)。
7.根據(jù)權(quán)利要求1至6中任一項所述的局部線圈(100)，其特征在于，所述接收裝置(130')、特別優(yōu)選地所述天線(150')具有阻抗匹配裝置(140')。
8.一種磁共振成像系統(tǒng)(1)，具有發(fā)送裝置(30，30')，所述發(fā)送裝置用于無線地傳輸局部線圈(100)的工作能量和/或所述磁共振成像系統(tǒng)(I)的信號，其中，所述發(fā)送裝置(30，30')具有發(fā)送信號發(fā)生器(31)，所述發(fā)送信號發(fā)生器與場源(50)和場匯(60)連接，其中，這樣構(gòu)造所述發(fā)送裝置(30，30')，使得在工作時借助供電場(V)來傳輸所述工作能量和/或所述信號，所述供電場作為交變電場在所述場源(50)和所述場匯(60)之間施加。
9.一種磁共振成像系統(tǒng)(I )、優(yōu)選為根據(jù)權(quán)利要求8所述的磁共振成像系統(tǒng)，具有發(fā)送裝置(30)，所述發(fā)送裝置用于無線地傳輸局部線圈(100)的工作能量和/或所述磁共振成像系統(tǒng)(I)的信號，其特征在于，所述發(fā)送裝置(30')構(gòu)造為用于根據(jù)檢查對象(O)的位置而變化其發(fā)送場強和/或發(fā)送電壓和/或發(fā)送功率和/或發(fā)送電流。
10.根據(jù)權(quán)利要求8或9所述的磁共振成像系統(tǒng)(1)，其特征在于，在工作中交替地形成場源(50)或場匯(60)的場電極被布置在所述磁共振成像系統(tǒng)(I)的患者隧道(10)的區(qū)域中，并且，在工作中交替地形成場匯(60)或場源(50)的另一個場電極基本上被布置在患者臺(20)的區(qū)域中。
11.根據(jù)權(quán)利要求8至10中任一項所述的磁共振成像系統(tǒng)(I)，其特征在于，所述場源(50)和/或所述場匯(60)包括多個電極段(15a,..., 15h, 20a,..., 20c),所述電極段這樣接線，使得其能夠以單獨的段場強(PSa，...,PSh)來調(diào)節(jié)，用于傳輸所述供電場(V)。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振成像系統(tǒng)(1)，其特征在于，所述磁共振成像系統(tǒng)(I)針對每個電極段(15a，15h，20a，...，20c)分別具有可單獨調(diào)節(jié)的限流電阻，用于調(diào)節(jié)單獨的段場強(？3&，...^51!)。
13.根據(jù)權(quán)利要求8至12中任一項所述的磁共振成像系統(tǒng)(I)，其特征在于，所述磁共振成像系統(tǒng)(I)包括特別優(yōu)選地能夠借助電極段(15a,...，15h，20a,...，20c)調(diào)諧的LC電路，其中，通過采集所述檢查對象(O)的位置來進行LC電路的調(diào)諧。
14.一種根據(jù)權(quán)利要求8至13中任一項所述的磁共振成像系統(tǒng)和一種根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項所述的局部線圈(100)。
15.一種用于借助供電場(V)向磁共振成像系統(tǒng)(I)的局部線圈(100)傳輸工作能量和/或信號的方法，其中，將所述供電場(V)作為交變電壓場在所述磁共振成像系統(tǒng)(I)的場源(50 )和場匯(60 )之間 切換，其中，從所述供電場(V)中獲得工作能量和/或信號。
【文檔編號】G01R33/36GK103513201SQ201310231021
【公開日】2014年1月15日 申請日期:2013年6月9日 優(yōu)先權(quán)日:2012年6月21日
【發(fā)明者】M.維斯特 申請人:西門子公司