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Die Erfindung bezieht sich auf eine
Magnetresonanzvorrichtung zur teilweisen Abbildung eines Gegenstands
durch magnetische Resonanz, die Folgendes umfasst:
- a) Magneten
zur Erzeugung eins statischen Magnetfelds,
- b) Mittel zur Erzeugung hochfrequenter elektromagnetischer Signale
und zur Erzeugung temporärer
magnetischer Gradientenfelder, um die magnetischen Resonanzsignale
in einer ortsabhängigen
Weise zu erzeugen,
- c) eine Empfängereinheit
zur Erkennung der Resonanzsignale,
- d) eine Rekonstruktionseinheit zur Verarbeitung der empfangenen
Resonanzsignale,
- e) eine Aufnahmevorrichtung zur Aufnahme des abzubildenden Objekts,
- f) eine Steuereinheit zur Erzeugung von Steuersignalen für die Mittel
zur Erzeugung der hochfrequenten elektromagnetischen Signale und
der temporären magnetischen
Gradientenfelder, und
- g) eine Röntgenstrahleinrichtung,
um ein oder mehrere Röntgenbilder
des Objekts zu erstellen, wenn sich das Objekt auf der Aufnahmevorrichtung
befindet.
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Eine derartige Magnetresonanzvorrichtung ist
aus der japanischen Patentanmeldung
JP 05-344964 bekannt.
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Um mit Hilfe der beschriebenen Vorrichtung Informationen über die
Kernresonanzverteilung zu erfassen, werden magnetische Gradientenfelder
angelegt und anschließend
durch eine Spule aufeinanderfolgende HF-Impulse in dem statischen
Magnetfeld erzeugt. Die von den HF-Impulsen erzeugten Spinresonanzimpulse
werden von derselben oder einer weiteren Spule empfangen und einer
Verarbeitungseinheit zugeführt.
Die Verarbeitungseinheit verarbeitet die empfangenen Signale, so
dass Bilder des jeweils zu untersuchenden Teils des Objekts entstehen.
Die beschriebenen Magnetresonanzvorrichtungen werden in der medizinischen
Diagnostik zur Abbildung von Weichgewebe, wie beispielsweise menschliche
Organe mit einem hohen Anteil an Wasserstoff-Atomkernen, angewendet.
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Ein Nachteil von herkömmlichen
Magnetresonanzvorrichtungen besteht darin, dass wenn sie in Krankenhäusern zur
Bilderzeugung bei Eingriffen benutzt werden, in deren Verlauf Instrumente über eine Öffnung im
Körper
eines Patienten an ein zu behan delndes Organ herangeführt werden,
diese Instrumente nicht angemessen abgebildet werden. Zur Abbildung
dieser Instrumente wird eine Röntgenstrahleinrichtung
benutzt, wobei die zu behandelnden Organe jedoch häufig nicht
dargestellt werden. Für
die Positionierung der Instrumente werden die Abbildungen der MR-Vorrichtung
und der Röntgenstrahleinrichtung
kombiniert und der Patient für
die Belichtungsvorgänge
zwischen der MR-Vorrichtung
und der Röntgenstrahleinrichtung
transportiert. Derzeitige Röntgenstrahleinrichtungen
reagieren empfindlich auf magnetische Streufelder, die von den Magneten in
der MR-Vorrichtung erzeugt werden, so dass der Abstand zwischen
einer Röntgenstrahleinrichtung und
einer MR-Vorrichtung groß genug
sein muss, beispielsweise einige Meter, bevor von den Instrumenten
im Inneren des Patienten akzeptable Bilder angefertigt werden können. Während des
Transports besteht das Risiko, dass der Patient angestoßen wird und
die Instrumente dadurch bewegt werden; derartige Bewegungen könnten fatale
Folgen für
den Patienten haben. Darüber
hinaus ist der Patient in manchen Fällen über Schläuche und andere Mittel an verschiedene
andere medizinische Apparate angeschlossen, so dass ein Transport
problematisch ist. Zudem ist es schwierig, die Koordinatensysteme
der beiden Vorrichtungen miteinander abzugleichen, so dass es zu
Fehlern bei der Führung
und Positionierung der genannten Instrumente relativ zu dem zu behandelnden
Organ kommen kann.
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Die Erfindung hat unter anderem zur
Aufgabe, die Notwendigkeit eines Patiententransports zu minimieren,
so dass das Risiko einer unerwünschten Bewegung
der Instrumente im Körper
des Patienten durch Stöße beim
Transport verringert wird, und die Integration des Koordinatensystems
der MR-Vorrichtung und mit dem der Röntgenstrahleinrichtung zu vereinfachen,
um so das Risiko von Fehlern beim Führen und Positionieren der
Instrumente relativ zu den zu behandelnden Organen zu reduzieren.
Eine Aufgabe der Erfindung besteht insbesondere darin, dass die
MR-Bilder ohne Störung
durch die Röntgenstrahlvorrichtung
angefertigt werden können.
Diese Aufgabe wird durch eine magnetische Resonanzvorrichtung erreicht,
wie sie in Anspruch 1 definiert ist. Zusätzliche Merkmale werden in
den abhängigen
Ansprüchen
erläutert.
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Eine erfindungsgemäße magnetische
Resonanzvorrichtung umfasst eine Röntgenstrahleinrichtung, die
Röntgenbilder
des Objekts erzeugt, wenn das Objekt auf der Aufnahmevorrichtung
positioniert ist. Solange sich die Röntgenstrahleinrichtung innerhalb
des statischen Magnetfelds der MR-Vorrichtung befindet, braucht
deshalb das Objekt, bei spielsweise ein Patient, nicht oder nur kaum
bewegt zu werden. Dies verringert das Risiko von Instrumentenbewegungen
im Patienten aufgrund transportbedingter Erschütterungen und vereinfacht den
Transport eines an Schläuche
und andere Verbindungsmittel angeschlossenen Patienten, weil der
Patient, wenn überhaupt,
nur über
eine kurze Distanz bewegt werden muss. Ferner wird eine wesentliche Übereinstimmung
zwischen dem Koordinatensystem der Abbildungen der zu behandelnden
Organe, die mit der MR-Vorrichtung erzeugt werden, und dem Koordinatensystem
der Abbildungen der in den Körper
des Patienten eingeführten
Instrumente, die von der Röntgenstrahleinrichtung
erzeugt werden, erzielt. Dadurch wird das Risiko von Fehlern beim
Führen und
Positionieren von Instrumenten im Patienten verringert.
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Gemäß einem Aspekt der Erfindung
kann die magnetische Resonanzvorrichtung an eine erste Position
angepasst werden, bei der sich die Röntgenstrahleinrichtung im Wesentlichen
außerhalb
der Zone des starken Magnetfelds befindet, wobei ein Teil des Objekts
in einer Abbildungszone der MR-Vorrichtung liegt, sowie an eine
zweite Position, bei der sich die Röntgenstrahleinrichtung im Wesentlichen innerhalb
der Zone des starken Magnetfelds befindet und wobei ein Teil des
Objekts in einer Abbildungszone der Röntgenstrahleinrichtung liegt.
In der ersten Position des Objekts, beispielsweise eines Patienten, werden
daher Bilder erzeugt, ohne das die MR-Bildgebung durch die Röntgenstrahleinrichtung
gestört wird.
Derartige Störungen
sind beispielsweise Magnetfelder aufgrund von Wirbelströmen, die
in den Metallteilen der Röntgenstrahleinrichtung
durch das Gradientenfeld erzeugt werden, sowie Störungen des
HF-Felds der MR-Vorrichtung durch Metallteile der Röntgenstrahleinrichtung.
In der zweiten Position werden Röntgenbilder
des Patienten angefertigt, wobei währenddessen die Gradientenfelder
und HF-Impulse der MR-Vorrichtung
deaktiviert werden und den störenden
Einflüssen,
insbesondere der statischen Magnetfelder der MR-Vorrichtung auf
die Röntgenstrahleinrichtung,
deutlich entgegengewirkt wird.
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Eine weitere Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Vorrichtung
ist dadurch gekennzeichnet, dass die Bildgebungszonen der MR-Vorrichtung
und der Röntgenstrahleinrichtung
zusammenfallen. Infolge dieses Schritts braucht ein Objekt, beispielsweise
ein Patient, nicht bewegt zu werden, um MR-Bilder oder Röntgenbilder
zu erzeugen. Zur Erzeugung von Röntgenbildern
wird eine Röntgenstrahleinrichtung
so in die Zone des starken Magnetfelds der MR-Vorrichtung gebracht,
dass der Patient in die Bildgebungszone der Röntgenstrahleinrichtung eintritt.
Zur Erzeugung von MR-Bildern wird die Röntgen strahleinrichtung wieder
aus der Zone des starken Magnetfelds herausgebracht, so dass störenden Einwirkungen
auf die MR-Bilder entgegengewirkt wird. Die Koordinatensysteme der
MR-Vorrichtung und der Röntgenstrahleinrichtung
werden dann im Wesentlichen zur Deckung gebracht.
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Eine erfindungsgemäße Vorrichtung
kann Mittel umfassen, um die Röntgenstrahleinrichtung um
die Längsachse
der Aufnahmevorrichtung zu rotieren. Dieser Schritt ermöglicht es,
Röntgenbilder
eines Objektes, beispielsweise eines Patienten, aus unterschiedlichen
Winkeln zu erzeugen, während das
Objekt in einer festen Position verbleibt.
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Gemäß eines weiteren Aspekts der
Erfindung ist die magnetische Resonanzvorrichtung dadurch gekennzeichnet,
dass die Röntgenstrahleinrichtung
eine Röntgenröhre umfasst,
bei der sich die Richtung eines darin zu erzeugenden Elektronenstrahls
parallel zu den Magnetfeldlinien des in der Röntgenröhre durch die Magneten zu erzeugenden statischen
Magnetfelds erstreckt.
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Infolge dieses Schritts kann die
Röntgenröhre arbeiten,
obwohl ein durch die Magneten der MR-Vorrichtung erzeugtes magnetisches
Streufeld vorhanden ist. Wenn kein Magnetfeld vorhanden ist, bewegt
sich ein Elektronenstrahl in einer üblichen Röntgenröhre auf einer im Wesentlichen
geraden Linie von der Kathode zur Anode, wobei dann Röntgenstrahlen
in der Anode erzeugt werden. Wenn ein Magnetfeld vorhanden ist,
werden die Elektronen einer rechtwinklig zur Ebene der Elektronenstrahlen und
des Magnetfelds gerichteten Kraft ausgesetzt. Die Stärke dieser
Kraft ist proportional zum Sinus des Winkels zwischen dem Magnetfeld
und dem Elektronenstrahl. Unter dem Einfluss dieser Kraft weicht
die Richtung des Elektronenstrahls von der gewünschten Richtung ab, so dass
es unmöglich
wird, Röntgenstrahlen
mit den gewünschten
Eigenschaften zu erzeugen. Wählt
man die Linie zwischen Anode und Kathode so, dass sie parallel zur
Richtung des Magnetfelds verläuft,
ist die vom Magnetfeld auf den Elektronenstrahl einwirkende Kraft
gleich Null, so dass ein Elektronenstrahl erzeugt werden kann, der
sich entlang einer im Wesentlichen geraden Linie zwischen der Anode
und der Kathode bewegt.
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Die erfindungsgemäße Vorrichtung ist dadurch
gekennzeichnet, dass die Röntgenstrahleinrichtung
einen Röntgenstrahlendetektor
mit einer Festkörper-Bildaufnahmevorrichtung
umfasst. Indem man den Röntgenstrahlendetektor
mit einer Festkörper-Bildaufnahmevorrichtung
ausstattet, kann der Röntgenstrahlendetektor
elektronische Signale von einem verzerrungsfreien Bild eines Röntgenschattenbildes
erzeugen, das auf den Röntgenstrahlendetektor
fällt,
obwohl magnetische Streufelder vorhanden sind. Viele her kömmliche
Röntgenstrahlendetektoren
mit einem Röntgenbildverstärker sind
nicht in der Lage, elektronische Signale eines verzerrungsfreien
Bildes eines Röntgenschattenbildes
zu erzeugen, das auf den Röntgenstrahlendetektor
fällt.
Ein Röntgenbildverstärker umfasst
ein Eintrittsfenster, das mit einem Photokathodenmaterial versehen
ist. Das Photokathodenmaterial wandelt das Röntgenschattenbild, das auf
das Eintrittsfenster fällt,
in ein Elektronenbild um, und ein elektrooptisches System bildet
das Elektronenbild anschließend
auf einem Leuchtstoff-Austrittsschirm ab. Das magnetische Streufeld
beeinflusst die Elektronenstrahlen im Röntgenbildverstärker, so
dass auf dem Leuchtstoff-Austrittsschirm ein verzerrtes Bild entsteht.
Ein Röntgenstrahlendetektor
mit Festkörper-Bildaufnahmevorrichtung
verwendet keine Elektronenstrahlen zur Bildgebung, so dass Verzerrungen
nicht entstehen können.
Ein geeigneter Röntgenstrahlendetektor
umfasst beispielsweise einen Szintillationsschirm, der entweder
direkt oder über
ein geometrisches optisches System mit einer Festkörper-Bildaufnahmevorrichtung
gekoppelt ist. Der Szintillationsschirm wandelt das Röntgenschattenbild
direkt in ein Lichtbild um. Anschließend erzeugt die Festkörper-Bildaufnahmevorrichtung
ein elektronisches Signal von dem in den Festkörper-Bildaufnahmevorrichtungen erzeugten
Lichtbild.
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Eine weitere Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Vorrichtung
ist dadurch gekennzeichnet, dass eine Bildverarbeitungseinheit vorgesehen
ist, um die folgenden Schritte auszuführen:
- a)
Erzeugung von Bildern durch die MR-Vorrichtung;
- b) Erzeugung von Bildern durch die Röntgenstrahleinrichtung;
- c) Kombination der Ortsangaben für die unter a) und b) erzeugten
Bilder.
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Gemäß diesem Schritt werden die
Informationen der MR-Vorrichtung und von der Röntgenstrahleinrichtung abwechselnd
verarbeitet und die anhand dieser Informationen erzeugten Bilder
kombiniert, um beispielsweise ein Bild mit einem Bezugskoordinatensystem
zu erzeugen, das beispielsweise auf einem Monitor angezeigt werden
kann.
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Diese und weitere Aspekte der Erfindung werden
im Folgenden anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die beigefügte Zeichnung
ausführlich
beschrieben. Es zeigen:
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1 eine
MR-Vorrichtung mit. einem geschlossenen Magnetsystem und einer Röntgenstrahleinrichtung;
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2 eine
weitere Ausführungsform
einer MR-Vorrichtung mit einem Double-Donut-Magnetsystem und einer
Röntgenstrahleinrichtung;
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3 ein
rotierendes Röntgenstrahlsystem;
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4 ein
Beispiel für
die Position einer Röntgenröhre in einem
Y-Z-Koordinatensystem;
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5 ein
erstes Beispiel für
einen Röntgenstrahlendetektors,
der mit einer Festkörper-Bildaufnahmevorrichtung
ausgestattet ist; und
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6 ein
zweites Beispiel für
einen Röntgenstrahlendetektor,
der mit zwei Festkörper-Bildaufnahmevorrichtungen
und einem geometrischen optischen System ausgestattet ist.
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1 zeigt
eine magnetische Resonanzvorrichtung 1, die eine Röntgenstrahleinrichtung 20 umfasst. 1 zeigt eine Variante des
Systems, das aus der japanischen Patentanmeldung JP 05-344964 bekannt
ist. Die MR-Vorrichtung 1 umfasst ein erstes Magnetsystem 2 zur
Erzeugung eines stationären Magnetfelds,
ein zweites Magnetsystem 3 zur Erzeugung von Gradientenfeldern,
und Stromversorgungseinheiten 4 für das erste Magnetsystem 2 und
das zweite Magnetsystem 3. Die Magnetsysteme 2 und 3 sind
durch eine Abschirmung 16 abgeschirmt. Die z-Richtung des
dargestellten Koordinatensystems entspricht der Richtung des statischen
Magnetfelds im Magnetsystem 2. Eine HF-Sendespule 5 dient zur Erzeugung
von HF-Magnetfeldern und ist mit einer HF-Quelle und einem Modulator 6 verbunden.
Eine Empfängerspule 8 dient
zum Empfangen des Resonanzsignals,das vom HF-Feld in dem zu untersuchenden
Objekt 7, beispielsweise einem Patienten, erzeugt wird.
Diese Spule kann mit der HF-Sendespule 5 identisch sein.
Sie ist über
eine Sender/Empfänger-Schaltung 9 mit
einer Signalverstärkungs-
und Demodulationseinheit 10 verbunden. Die von dieser Schaltung
abgeleitete Phase und Amplitude wird einer Verarbeitungseinheit 11 zugeführt. Die Verarbeitungseinheit 11 verarbeitet
die zugeführten Signale,
um ein Bild von einem Teil des Patienten zu erzeugen; dieses Bild
wird beispielsweise auf einem Monitor 12 dargestellt. Die
Steuereinheit 13 steuert den Modulator 6 für den HF-Sender
und die Stromversorgungseinheiten 4 für die Magnetgradientenfelder.
Die HF-Sendespule 5 ist innerhalb des Magnetsystems 2 angeordnet
und umschließt
einen Untersuchungsraum, der groß genug ist, um den Patienten zu
medizinisch diagnostischen Zwecken zu untersuchen. Daher sind ein
statisches Magnetfeld, ein Gradientenfeld, unter anderem zur Erzeugung
ortsabhängiger
Informationen über
das Objekt, sowie ein zu erzeugendes räumlich gleichförmiges HF-Feld
innerhalb des Untersuchungsraums vorhanden, um MR-Bilder zu erzeugen.
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Die Röntgenstrahleinrichtung 20 ist
neben der MR-Vorrichtung 1 angeord- net. Daher befindet sich
die Röntgenstrahleinrichtung 20 in
dem statischen Streufeld, das von den Magneten der MR-Vorrichtung
erzeugt wird. Der Abstand zwischen der MR-Vorrichtung 1 und der Röntgenstrahleinrichtung 20 beträgt beispielsweise
10 cm. Die Röntgenstrahleinrichtung 20 ist
zum Beispiel mit einer Stromversorgungseinheit 23, einer
Röntgenstrahlenquelle 21 und einen
Röntgenstrahlendetektor 22 ausgestattet. Beim
Erstellen eines Röntgenbildes
erzeugt eine Röntgenstrahlenquelle 21 in
der Röntgenstrahleinrichtung 20 ein
Röntgenstrahlenbündel, dem
der Patient 7 im Untersuchungsraum ausgesetzt wird. Durch
die Absorption der Röntgenstrahlen
im Körper des
Patienten 7 entsteht am Eintrittsfenster des Röntgenstrahlendetektors 22 ein
Röntgenschattenbild. Der
Röntgenstrahlendetektor 22 erzeugt
elektrische Bildsignale, die der Verarbeitungseinheit 11 zugeführt werden.
Die Informationen dieser Bilder werden in der Verarbeitungseinheit 11 mit
den Bildinformationen der MR-Vorrichtung kombiniert, um gespeichert und
beispielsweise auf einem Monitor 12 dargestellt zu werden.
Die Untersuchungszone der MR-Vorrichtung 1 und die Untersuchungszone
der Röntgenstrahleinrichtung 20 sind
in einer Linie angeordnet. Innerhalb dieser Zonen befindet sich
ein Führungssystem 15.
Auf dem Führungssystem 15 ist
eine Aufnahmevorrichtung 14 befestigt, zum Beispiel ein
Patiententisch. Der Patient 7 wird auf diesem Patiententisch 14 mit
Hilfe des genannten Führungssystems 15 von
der MR-Vorrichtung 1 zur Röntgenstrahleinrichtung 20 und
wieder zurück
transportiert.
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Da die Verlagerung des Patienten
mit Hilfe des Führungssystems 15 als
Bestandteil der MR-Vorrichtung entlang der z-Achse des Koordinatensystems
erfolgt, wird das Risiko einer Erschütterung des Patienten verringert.
Dadurch wird auch das Risiko verringert, dass sich die im Körper des
Patienten vorhandenen Instrumente während eines Eingriffs bewegen.
Mittels Transformation werden die Koordinatensysteme der Bilder
der MR-Vorrichtung und
der Röntgenstrahleinrichtung
kombiniert, so dass das Risiko von Fehlern, beispielsweise bei der Positionierung
der Instrumente im Inneren des Patienten, gemäßigt wird.
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2 zeigt
eine MR-Vorrichtung 30, die ein Double-Donut-Magnetsystem
zur Erzeugung der statischen Magnetfelder und eine erfindungsgemäße Röntgenstrahleinrichtung 20 umfasst.
Da die Abschirmung 17 in diesem Fall zwischen den Spulen des
ersten Magnetsystems 2 unterbrochen ist, kann die Röntgenstrahleinrichtung 20 in
dieser Anordnung im Raum zwischen den beiden Spulen des Magnetsystems 2 angeordnet
werden. Der Betrieb der MR-Vorrichtung 1 und der Röntgenstrahleinrichtung 20 gleicht
dem unter Be zugnahme auf 1 beschriebenen
Betrieb. Die Röntgenstrahleinrichtung 20 ist
auf einer beweglichen Halterung 24 in der MR-Vorrichtung 1 befestigt,
so dass sich die Röntgenstrahleinrichtung 20 verschieben
lässt,
die Abbildungszone der Röntgenstrahleinrichtung 20 mit
der Abbildungszone der MR-Vorrichtung 1 zur Deckung kommt
und ein Röntgenbild
eines Objekts 7, beispielsweise eines Patienten, erzeugt
werden kann. Nach der Erzeugung eines Röntgenbildes wird die Röntgenstrahleinrichtung 20 wieder
von der MR-Vorrichtung entfernt. In dieser Anordnung sind die Bilder der
MR-Vorrichtung und der Röntgenstrahleinrichtung
im Wesentlichen deckungsgleich und der Patient braucht nicht bewegt
zu werden. Neben den beschriebenen Magnetsystemen zur Erzeugung
der statischen Felder einer MR-Vorrichtung kann beispielsweise auch
ein C-Kern-Magnetsystem benutzt werden, bei dem sich der Patient
zwischen zwei Magnetschuhen befindet.
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3 zeigt
eine Ausführungsform
einer rotierenden Röntgenstrahleinrichtung 36,
wie sie zum Beispiel in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung benutzt werden
kann. In der rotierenden Röntgenstrahleinrichtung 36 sind
die Röntgenstrahlenquelle 21 und
der Röntgenstrahlendetektor 22 so
angeordnet, dass sie um die Längsachse
einer Aufnahmevorrichtung 14, beispielsweise eines Patiententischs,
rotieren können.
Die Röntgenstrahleinrichtung 36 umfasst
ferner einen C-Bogen 31, ein Antriebssystem 32 und
einen Ständer 33.
Die Röntgenstrahlenquelle 21 ist
an der Innenseite des C-Bogens 31 befestigt, und der Röntgenstrahlendetektor 22 ist
gegenüber
der Röntgenstrahlenquelle 21 an
der Innenseite des C-Bogens 31 befestigt. Der C-Bogen 31 ist
zusammen dem Antriebssystem 32 an einem Ständer 33 befestigt.
Das Antriebssystem ist mit einem Steuerungssystem 34 verbunden,
wodurch zum Beispiel ein Winkel α zwischen
der Richtung des Röntgenstrahls
und dem Patiententisch eingestellt wird.
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Der C-Bogen 31 kann auch
so konstruiert sein, dass er beispielsweise eine biplanare Röntgenstrahleinrichtung
enthält,
so dass sich die Instrumente im Körper des Patienten schneller
lokalisieren lassen.
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4 zeigt
schematisch ein Y-Z-Koordinatensystems, in dem als Beispiel die
Anordnung einer Röntgenstrahleinrichtung 20 und
ihrer Röntgenröhre 40 in
einem erfindungsgemäßen Vorrichtung
dargestellt sind. In dieser Anordnungsweise kann die Röntgenröhre 40 neben
der Abschirmung 16 der MR-Vorrichtung 1 Röntgenstrahlen
erzeugen. In der Figur ist parallel zur Richtung des Elektronenstrahls 45 in
der Röntgenröhre 40 eine
Feldlinie 44 des statischen Magnetfelds der MR-Vorrichtung 1 dargestellt.
Die von der Kathode in Richtung Anode ausgesendeten Elektronen können infolge
des Magnetfelds spiralförmig sein,
mit einem Radius r, gegeben durch r = mv/qB, wobei m die Masse des
Elektrons, v die Geschwindigkeit und q die Ladung ist. Wenn ein
Elektron infolge des elektrischen Felds von 30 kV zwischen Anode und
Kathode der maximalen Beschleunigung ausgesetzt wurde, beträgt die Geschwindigkeit
108 m/s; diese Geschwindigkeit wird nicht
relativistisch bestimmt. Wenn das Magnetfeld eine Stärke von
1,5 T hat und sich rechtwinklig zum Elektronenstrahl erstreckt,
hat der spiralförmige
Elektronenstrahl einen maximalen Radius von 0,389 mm. Aufgrund des elektrischen
Felds zwischen Anode 42 und Kathode 41 bildet
ein Elektronenstrahl 45 daher eine im Wesentlichen gerade Linie
von der Kathode 41 zur Anode 42. Die Anode 42 wird
vom Elektronenstrahl 45 getroffen, so dass ein Röntgenstrahl 46 gebildet
wird, der ein Schattenbild eine Objekts, beispielsweise eines Patienten,
auf dem Röntgenstrahlendetektor 46 erzeugt.
Die Röntgenröhre 40 kann
auch in einem geeigneten Abstand von der MR-Vorrichtung 1 in
einem Bereich angeordnet sein, in dem das statische magnetische
Streufeld schwach genug ist, um abgeschirmt zu werden, ohne dass
das statische Magnetfeld der MR-Vorrichtung verzerrt wird. Die in
der Röntgenröhre 40 erzeugten
Röntgenstrahlen
werden dann zum Patienten geleitet, beispielsweise mit Hilfe einer
Kumakhov-Linse, die aus der Patentanmeldung WO 92/08235 bekannt
ist. Gemäß der vorliegenden Erfindung
wird die Röntgenstrahleinrichtung
jedoch in eine zweite Position gebracht, die im Wesentlichen innerhalb
der Zone des starken Magnetfelds liegt.
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5 zeigt
eine Ausführungsform
eines Röntgenstrahlendetektors 22,
wie er beispielsweise in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendet werden
kann. Sie betrifft einen Festkörper-Röntgenstrahlendetektor,
wie er zum Beispiel aus der europäischen Patentanmeldung 0440282
bekannt ist. Der Festkörper-Röntgenstrahlendetektor
umfasst einen Szintillationsschirm 51, beispielsweise aus
Cäsium-Iodid
(CsI, mit dem eine Matrix 52 aus amorphen Silizium-Photodioden
und Dünnfilmtransistoren
gekoppelt ist. Die Matrix besteht aus beispielsweise 1024 × 1024 Bildpunkten.
Jeder Bildpunkt besteht aus einer Fotodiode und einem Dünnfilmtransistor. Das
auf dem Szintillationsschirm 51 dargestellte Röntgenschattenbild
wird dadurch in ein Lichtbild umgewandelt, das von den Photodioden
in ein Ladungsbild auf den Bildpunkten konvertiert wird. Die Bildpunkte
werden Zeile für
Zeile nacheinander durch Zeilenauswahlregister 53 und ladungsempfindliche
Vorverstärker 54 ausgelesen.
Die Zeilenauswahlregister 53 werden von einer Detektorsteuereinheit 55 gesteuert,
die auch Analog/Digital-Umsetzer umfasst. In den Analog/Digital-Umsetzern werden die
analogen Bildsignale in digitale Informationen umgewandelt, die, nach
einer Bildkorrektur, am Ausgang 56 zur Verfügung stehen.
Auf diese Weise werden beispielsweise 25 Bilder pro Sekunde erzeugt.
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Eine weitere Ausführungsform eines Röntgenstrahlendetektors 22,
die für
die Verwendung in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung geeignet ist und
ebenfalls unempfindlich gegenüber
statischen Magnetfeldern ist, wird durch einen Röntgenstrahlendetektor mit einem
Röntgenstrahlen-Umwandlungsschirm
gebildet, der über
ein geometrischoptisches System mit Festkörper-Bildaufnahmevorrichtungen gekoppelt
ist. Die Funktion eines derartigen Röntgenstrahlendetektors wird
unter Bezugnahme auf 6 beschrieben.
Der Röntgenstrahlendetektor 600 verfügt über ein
Aluminium-Eintrittsfenster 603 und einen Szintillationsschirm 601.
Der Szintillationsschirm 601 enthält beispielsweise eine Verbindung
bestehend aus CsI und TI. Der Szintillationsschirm 601 wandelt
ein auf den Eintrittsschirm 603 projiziertes Röntgenbild
in sichtbares Licht um. Ein Mehrschicht-Interferenzfilter 604 transportiert
das erzeugte Licht zur Rückseite 605 des
Szintillationsschirms 601. Anschließend wird das Lichtbilder auf
der Rückseite 605 des
Szintillationsschirms 601 von einem geometrisch-optischen
System 606 auf zwei Festkörper-Bildaufnahmevorrichtungen 602 abgebildet.
Ein geeignetes geometrisch-optisches System 606 ist beispielsweise
ein optisches System, das Linsen mit einer großen numerischen Apertur besitzt.
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Es ist auch möglich, ein geometrisch-optisches
System zu verwenden, das mehrere konisch zulaufende optische Systeme
umfasst. Ein konisch zulaufendes optisches System umfasst ein Lichtwellenleiterbündel, wobei
jeder Lichtwellenleiter ein erstes Ende mit einem ersten Durchmesser
und ein zweites Ende mit einem zweiten Durchmesser hat. Der Vergrößerungsfaktor
des konisch zulaufenden optischen Systems wird durch das Verhältnis des
ersten Durchmessers zum zweiten Durchmesser bestimmt. Jedes der
konisch zulaufenden optischen Systeme bildet einen Teil des Bildes
auf der Rückseite 605 des
Szintillationsschirms 601 auf einer Festkörper-Bildaufnahmevorrichtung 602 ab.
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Geeignete Festkörper-Bildaufnahmevorrichtungen 602 sind
beispielsweise solche des Frame-Transfer-Typs, wie das Philips FT14.
Die Festkörper-Bildaufnahmevorrichtungen 602 wandeln
die verschiedenen Teile des Lichtbilds in ein erstes elektronisches
Videosignal 607 und ein zweites elektronisches Videosignal 608 um.
Eine Videokombinationsschaltung 608 kombiniert das erste
elektronische Videosignal 607 und das zweite elektronische
Videosignal 608 der Festkörper-Bildaufnahmevorrichtungen
602 zu
einem einzelnes Videosignal 610. Das kombinierte Videosignal 610 wird
auf einem Monitor 12 angezeigt.
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Zur Verbesserung der Empfindlichkeit
kann anstelle eines Szintillationsschirms 601, der Röntgenstrahlen
in sichtbares Licht umwandelt, ein Szintillationsschirm 601 verwendet
werden, der Röntgenstrahlen
in Infrarotlicht umwandelt. Das Infrarotlicht enthält Wellenlängen im
Bereich zwischen 800 nm und 1200 nm. Da die Empfindlichkeit der
Festkörper-Bildaufnahmevorrichtungen 602 gegenüber Infrarotlicht
höher ist,
verbessert sich damit auch die Empfindlichkeit des Röntgenstrahlendetektors.
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Alternative Ausführungsformen betreffen die Verwendung
linearer Korrekturspulen oder Korrekturspulen höherer Ordnung, wenn ein nicht
homogenes Streufeld im Bereich des Röntgenstrahlendetektors reduziert
werden soll. Die Korrekturspulen können auch an anderen Stellen
als an den Wänden
des Untersuchungsraums befestigt werden, beispielsweise dicht um
den Röntgenstrahlendetektor
herum. Falls der Detektor in eine Zone bewegt werden soll, in der sich
das Magnetfeld signifikant verändert,
könnte
die Korrektur auf ortsabhängige
Weise gesteuert werden. Dieses Verfahren zur lokalen Reduzierung
des Streufelds des Magneten kann nicht nur bei der Installation
einer Röntgenstrahleinrichtung
angewendet werden, sondern auch, wenn andere Geräte dichter an der MR-Vorrichtung
installiert werden sollen, zum Beispiel ein Anästhesiegerät, das ebenfalls vom Streufeld
beeinflusst wird.