Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur abwechselnden Untersuchung eines Messobjektes mittels MPl (- 'Magnetic Particle Imaging") und mittels MRI (-'Magnetic Resonance Imaging") innerhalb eines aus zwei Magnetfelderzeugenden Elementen aufgebauten Magnetsystems, wobei das Magnetsystem einen ersten Untersuchungsbereich für den MRI-Bet eb aufweist, in welchem ein homogenes Magnetfeld erzeugt wird, und wobei das Magnetsystem einen zweiten Untersuchungsbereich für den MPI-Betrieb aufweist, in welchem ein räumlich stark variierendes Magnetfeldprofil erzeugt wird, dessen Feldvektoren an allen Raumpunkten bezüglich Richtung und/oder Betrag unterschiedlich sind und an einem Raumpunkt den Feldbetrag Null umfassen. Eine solche Vorrichtung ist bekannt aus Referenz [3] (Weizenecker et aL 2009).

In den letzten Jahrzehnten sind zahlreiche tomographische bildgebende

Verfahren wie zum Beispiel die Computertomographie (CT) von Hounsfield im Jahre 1969, die Magnetresonanztomographie (MRI) von Lauterbur und Mansfield im Jahre 1973 oder die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) von Ter-

Pogossian und Phelps im Jahre 1975 erfunden worden. Durch stetige Hardware- Sequenz- und/oder Rekonstruktionsalgorithmen-Weiterentwicklung nehmen in der heutigen medizinischen Diagnostik bildgebende Verfahren einen immer größeren Stellenwert ein. Mittels Kombination einzelner bildgebender Verfahren zu sogenannten Hybridsystemen (z.B. PET-CT seit 2001 und MRI-PET seit 2010 im klinischen Betrieb) konnte die diagnostische Aussagekraft durch bildgebende Verfahren weiter erhöht werden. Allen Hybridsystemen liegt zu Grunde, dass komplementäre Informationen der einzelnen Modalitäten synergetisch kombiniert und/oder graphisch überlagert werden. So werden beispielsweise die CT-Daten eines PET-CT Hybridsystem für morphologische Informationen sowie zur Schwächungskorrektur der PET-Daten herangezogen.

Im Jahre 2001 wurde mit Magnetic Particle Imaging (MPI) ein weiteres tomographisches bildgebendes Verfahren von Gleich und Weizenäcker

(DE10151778A1 ) erfunden. Dieses junge und sich schnell entwickelnde volumetrische bildgebende Verfahren dient der Detektion der räumlichen

Verteilung von applizierten superparamagnetischen Nanopartikeln (SPIO).

Dieses Verfahren bietet ein räumliches sowie ein hohes zeitliches

Auflösungsvermögen (siehe Referenzen [1-3]).

Das grundlegende Prinzip für MPI beruht auf einer Anregung der Nanopartikel mittels eines zeitlich sich ändernden Magnetfeldes - dem sogenannten„Drive Field" (DF) - mit einer Anregungsfrequenz f ₀ . Durch die nichtlineare

Magnetisierungskurve der SPIO's entstehen als Partikelantwort Harmonische von f ₀ , welche mittels Empfangsspulen detektiert und zur Bildrekonstruktion genutzt werden. Da Gewebe eine vernachlässigbar kleine nichtlineare Antwort auf die Anregungsfrequenz f ₀ aufweist, bietet dieses Verfahren einen hohen Kontrast durch die Akquisition von lediglich der Partikelantwort. Eine räumliche Kodierung wird auf den Effekt gestützt, dass die Partikelmagnetisierung ab einer bestimmten magnetischen Feldstärke in Sättigung geht. Durch die magnetische Anregung mit der Frequenz fO ändert sich die Magnetisierung der gesättigten SPIO's nur minimal und tragen demnach nicht/kaum zur Partikelantwort bei. Um diesen Effekt der Saturierung zu nutzen, wird ein statischer Magnetfeldgradient - das sogenannte„Selektionsfeld" (SF) - mit einem feldfreien Punkt (FFP) erzeugt. Ausgehend von dem FFP steigt die magnetische Feldstärke in alle

Raumrichtungen an.

Ein solcher Magnetfeldveriauf kann z.B. durch Permanentmagnete mit entgegengesetzter Magnetisierungsrichtung oder mittels eines Maxwell- Elektromagnetspulenpaares erzeugt werden. Durch den Satu erungseffekt werden nur Partikel in unmittelbarer Nähe zu dem FFP angeregt und steuern somit zur Partikelantwort bei. Die Ausdehnung des FFP's, und damit die

Sensitivität des MPI Verfahrens, ist abhängig von der magnetischen Feldstärke bei welcher die Partikel in Sättigung gelangen sowie von der Gradientenstärke des SF, mit der das Magnetfeld ausgehend von den FFP ansteigt (siehe

Referenzen [4, 5]). Um eine volumetrische Bildgebung zu erlauben, wird der FFP relativ zum Untersuchungsobjekt durch z.B. Superposition zusätzlicher

Magnetfelder und/oder durch mechanische Bewegung des

Untersuchungsobjektes gesteuert. Das quantitative Verfahren MPI bietet durch seine hohe Sensitivität sowie sein hohes zeitliches Auflösungsvermögen erfolgsversprechende nichtinvasive Anwendungsmöglichkeiten im Bereich der molekularen und medizinischen Bildgebung wie zum Beispiel Zell-Verfolgung (cell tracking) oder Krebsdiagnostik sowie im Bereich der Herz-Kreislauf-Diagnostik und Blutgefäßbildgebund. Im Gegensatz zu anderen bildgebenden Verfahren wie zum Beispiel CT und MRI weisen die akquirierten MPI-Bilddatensätze heutzutage noch eine relative geringe räumliche Auflösung im Millimeterbereich auf. Diese Auflösungs- beschränkung ist durch die derzeit verfügbaren Nanopartikeln sowie den technisch realisierbaren Magnetfeldgradienten gegeben. Des Weiteren kann aus den Daten mit einer ausschließlich zu den applizierten Nanopartikeln hohen Sensitivität eine Aussage über die quantitative Verteilung der Nanopartikeln getroffen werden, welche jedoch nur eine begrenzte morphologische Information beinhaltet. Dies macht eine eindeutige Zuordnung der gemessenen

Partikelverteilung zu ihrem morphologischen Entstehungsort extrem schwierig.

Andere volumetrische bildgebende Verfahren, wie zum Beispiel das klinisch seit langem genutzte Verfahren der MRI, sind bestens geeignet um hoch aufgelöste morphologische Informationen zu erfassen. Die MRI-Technik basiert auf einem starken homogenen Magnetfeld sowie elektromagnetischen Wechselfeidern im Radiofrequenzbereich, mit denen bestimmte Atomkerne des Untersuchungsobjektes resonant angeregt werden (siehe Referenz [6]). Die angeregten

Atomkerne emittieren wiederum elektromagnetische Wechselfelder, welche elektrische Signale in die Empfangsspule induzieren. Durch Nutzung von mehreren Magnetfeldgradienten wird das Signal räumlich kodiert und kann durch geeignete Algorithmen rekonstruiert werden. MRI erlaubt nicht nur die

Akquisition hoch aufgelöste anatomische Informationen mit vielfältigen

Weichgewebekontrasten im Submillimeterbereich, sondern bietet weiter differenzierte Techniken, die den Zugriff auf viele physiologische Parameter wie zum Beispiel Wasserdiffusion oder Permeabilität erlauben. Bei Nutzung von MR spektroskopischer Bildgebung können zudem metabolische und biochemische Abläufe räumlich dargestellt werden. Im Gegensatz zu MPI ist die MRI-Technik ein relativ unsensitives und langsames bildgebendes Verfahren mit

Akquisitionszeiten im Bereich von Sekunden bis Minuten.

Durch die einzigartigen Eigenschaften beider volumetrischen bildgebenden Modalitäten sind MPI und MRI in Bezug auf ihren Informationsgehalt

weitestgehend komplementär. Superior diagnostische Aussagekraft kann durch Kombination beider Verfahren und die synergetische Nutzung ihrer

Eigenschaften - die hohe Sensitivität sowie das zeitliche Auflösungsvermögen der MPI-Technik und die vielfältigen Weichgewebekontraste und somit ausgezeichnete morphologische Information der MRI-Technik - ermöglicht werden. Eine Überlagerung/Fusion beider komplementären Bilddatensätze wurde bisher nur mittels zwei separaten bzw. unabhängigen Modalitäten von MPI und MRI realisiert (siehe Referenz [3]), da derzeit weltweit noch kein integrales Kombinationsgerät (Hybridgerät) dieser beiden Modalitäten zur Verfügung steht.

Die Nutzung zweier separater Modalitäten birgt jedoch einige Schwierigkeiten. Hierzu zählt unter anderem die Ko-Registrierung beider Datensätze mit unterschiedlichen Bezugskoordinaten, welche durch weitgehend unvermeidbare Verschiebung und Deformation durch Umlagerung bzw. Transport des

Untersuchungsobjektes von der einen Modalität zu der anderen erschwert wird. Der Intermodalitätentransport vermindert zudem eine direkte Korrelation beider Datensätze im Zeitbereich. Weitere logistische Probleme entstehen etwa bei Kleintierstudien, welche eine kontinuierliche Anästhesierung des Versuchstieres voraussetzt. Die Bereitstellung zweier stand-alone Modalitäten bedeutet auch zugleich einen hohen Kosten- und Platzaufwand. Eine Kombination beider Modalitäten in ein integral aufgebautes Hybridgerät wurde in JP-2009195614-A2 vorgestellt, wohingegen das hierbei beschriebene Hybridgerät zwei

unterschiedliche Modi (MRI und MPI) besitzt, welche durch das An- bzw.

Abschalten von Teilspulensystemen realisiert werden.

Aufgabe der Erfindung

Demgegenüber ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine

gattungsgemäße Vorrichtung mit den eingangs definierten Merkmalen

kostengünstig und mit möglichst einfachen technischen Mitteln derart zu verbessern, dass die oben beschriebenen Schwierigkeiten bei der Kombination beider Modalitäten in ein integral aufgebautes Hybridgerät gemindert bzw.

vermieden werden, wobei der gesamte Platzbedarf für beide Modalitäten verringert und die Komplexität des integral aufgebauten Hybridsystems minimiert werden sollen und eine Umschaltung zwischen den beiden Modi in Bezug auf das Magnetfeldprofil entfällt.

Kurze Beschreibung der Erfindung und bevorzugter Ausführungsformen Diese Aufgabe wir durch eine Vorrichtung gemäß Patenanspruch 1 gelöst, die sich dadurch auszeichnet, dass das Magnetsystem ein vorgegebenes, während der abwechselnden Untersuchung zeitlich nicht veränderliches Magnetfeldprofil aufweist und beide Magnetfelderzeugenden Elemente sowohl im ersten

Untersuchungsbereich als auch im zweiten Untersuchungsbereich einen für den MRI-Betrieb und für den MPI-Betrieb unverzichtbaren Magnetfeldanteil erzeugen, und dass eine Transporteinrichtung vorgesehen ist, mit der das Messobjekt aus dem ersten Untersuchungsbereich in den zweiten

Untersuchungsbereich und/oder umgekehrt bewegt werden kann.

Mit der vorliegenden Erfindung werden mögliche Magnetsystemanordnungen vorgeschlagen, die sowohl der MRI- als auch der MPI-Bildgebung genügen. Die zwei getrennten Untersuchungsbereiche ermöglichen eine optimale Ausnutzung des jeweiligen Messvolumens. Der MPI-Teil der Vorrichtung kann beispielsweise bei einer bereits vorhandenen MRI-Anlage nachgerüstet werden.

Für ein integral aufgebautes Hybridgerät bestehend aus der MRI- und MPI- Modalität muss die Magnetsystemanordnung einen Magnetfeldverlauf generieren, der sowohl einen homogenen Feldbereich für die MR-Bildgebung beinhaltet als auch einen Feldbereich mit einem räumlich verlaufenden

Feldgradienten inklusive eines Feldnulldurchganges. Die Feldregion, die den Feldbetrag Null beinhaltet, wird in der MPI-Technologie Feldfreier Punkt (FFP) genannt. Weitere Varianten der Erfindung sowie vorteilhafte Eigenschaften und

Ausgestaltungen sind als Ausführungsformen und Weiterbildungen der

Erfindung in den Unteransprüchen beschrieben.

Besonders vorteilhaft sind Ausführungsformen der Erfindung, bei welchen beide Magnetfelderzeugenden Elemente des Magnetsystems in einem gemeinsamen Gehäuse angeordnet sind. Ein Hybridgerät bestehend aus der MRI und MPI- Modalität unterscheidet sich von zwei separaten bzw. stand-alone Modalitäten darin, dass das System integral aufgebaut ist, d.h. mindestens ein

Magnetfelderzeugendes Element trägt signifikant zu dem Magnetfeldverlauf des Untersuchungsbereiches beider Modalitäten bei (siehe Fig. 1 ). Integral aufgebaute Hybridgeräte ermöglichen ferner eine gemeinsame Nutzung weitere Komponenten wie z.B. die Steuerungssoftware als auch Teilkomponenten der Sende- und/oder Empfangskette. In den hier beschriebenen Aufbauten kann das Messobjekt mittels

Transporteinheit (schematisch in Fig. 1 zu sehen) zwischen beiden

Untersuchungsbereichen transportiert werden.

Zur Generierung von Magnetfeldern können supraleitende

Elektromagnetspulensysteme, resistive Elektromagnetspulensysteme,

Permanentmagnetsysteme und/oder eine Kombination daraus genutzt werden.

Eine für den praktischen Einsatz der erfindungsgemäßen Vorrichtung besonders bevorzugte Klasse von Ausführungsformen zeichnet sich dadurch aus, dass das Magnetsystem ein supraleitendes Elektromagnetspulensystem umfasst, welches innerhalb eines Kryostaten angeordnet und im Betrieb supraleitend

kurzgeschlossen ist.

Alternativ oder ergänzend kann in einer weiteren Klasse von Ausführungsformen das Magnetsystem ein resistives Elektromagnetspulensystem umfassen, bei welchem alle vorhandenen Teilspulen elektrisch in Serie geschaltet sind. Im Fall der Nutzung eines oder mehrerer supraleitender

Elektromagnetspuiensysteme als Feldgenerator ist die Anordnung in Verbindung mit einem einzigen Kryostaten zu realisieren. Supraleitende Elektromagneten ermöglichen die Generierung eines hohen Magnetgrundfeldes B ₀ sowie eines starken Magnetfeldgradienten G.

In der MRI wirkt sich die Stärke des Magnetgrundfeldes direkt auf das Signal zu Rausch Verhältnis (SNR) aus, welches näherungsweise proportional mit B ₀ ansteigt. In der MPI-Technologie ist das örtliche Auflösungsvermögen für einen bestimmten Tracer proportional zu 1/G. Mit steigendem Magnetfeldgradient schrumpft die Ausdehnung des FFP in dem die Nanopartikel nicht in Sättigung sind und somit zum Empfangssignal beitrage. Im Vergleich zu einer Ausführung mit resistiven Elektromagneten verringert eine Ausführung mit supraleitenden Elektromagneten in Kombination eines Kryostaten den Energiebedarf bei Betrieb sowie die Kühlanforderungen und somit den Platzbedarf innerhalb des

Technikraumes drastisch.

Supraleitenden Elektromagneten weisen ferner durch die konstante

Temperierung innerhalb des Kryostaten eine hohe Langzeitstabilität auf.

Koaxial angeordnete Magnetsysteme erlauben eine einfache Berechnung und Realisierbarkeit der geforderten Magnetfeldhomogenität sowie die des

Magnetfeldgradienten. Bei symmetrisch und koaxial aufgebauten Magnetfeldsystemen ist die

Kraftwirkung minimal/symmetrisch und erleichtert somit die Konstruktion.

Eine Ausführung des Feldgenerators mittels eines resistiven

Elektromagnetspulensystems, bei welchem alle Teilspulen in Serie geschaltet und koaxial angeordnet sind, ist durch die Vorgabe des Spulenstromes die Höhe des Magnetgrundfeldes sowie die Stärke des Magnetfeldgradienten innerhalb bestimmter Grenzen frei wählbar. Dies ist insbesondere für den MPI-Modus interessant, da die Ausdehnung des field of views (FoV) bei konstanter DF- Amplitude proportional zu 1/G ist.

Resistive Elektromagnetspulensysteme erlauben ferner bei nicht Nutzung des Systems das Abschalten des Grundfeldes/Gradientenfeldes, was die Risiken die mit starken Magnetfeldern einhergehen minimiert. Ferner erlaubt das Abschalten des Grundmagnetfeldes die optimale Nutzung neuer Ansätze der

Systemkalibrierung mitteis„System Calibration Unit" in der MPI-Biidgebung (siehe Referenz [7]).

Die Nutzung von Permanentmagnetsystemen erlaubt die Generierung von moderaten Magnetgrundfelder sowie starken Magnetfeldgradienten. Die

Kühlanforderungen an solche Systeme sind im Vergleich zu resistiven Systemen gering, da diese ausschließlich zur Temperierung der magnetfelderzeugenden Elemente und somit zur Stabilisierung derer magnetischen Eigenschaften nötig ist. Der Einsatz von Permanentmagnetsystemen reduziert zudem den

Gesamtenergieverbrauch des Systems bei Betrieb. Zudem kann das

Gesamtsystem (inklusive Technikraum) in kompakter Weise realisiert werden. Für das Positionieren des Untersuchungsobjektes im Zentrum des jeweiligen Untersuchungsbereiches sind Markierungseinrichtungen hilfreich.

Werden Teile dieser Markierungseinrichtungen ferner an einem oder mehreren Raumpunkten der Transporteinheit bzw. Patientenliege und oder dem

Messobjekt selbst angebracht und als Protonen-Marker ausgeführt, so können diese Raumpunkte in der MRI-Aufnahme lokalisiert werden. Für eine

Raumpunktlokalisation in den MPI-Daten können zusätzlich definierte

Raumpunkte mit MPI-Markern versehen werden. Die daraus gewonnenen Informationen der verschiedenen Raumpunkte der jeweiligen Modalität kann zu einer stabilen und präzisen Ko-Registrierung beider Bilddatensätze genutzt werden und erlauben somit eine hohe Genauigkeit der Bildfusion. Eine optimale Nutzung von allen MRI-Teilkomponenten (wie zum Beispiel die MR-Sende- und/oder Empfangsspule) fordert, dass das homogene magnetische Zentrum (=lsozentrum) des Feldgenerators mit dem magnetischen Zentrum der weiteren MRI-Teilkomponenten bzw. mit dem MRI-Untersuchungsbereich zusammenfällt.

Gleiches gilt für die MPI-Teilkomponenten (wie zum Beispiel die Drive-Field- Spulen), bei denen der Nulldurchgang des Feldbetrages (der FFP) des

Feldgenerators mit dem magnetischen Zentrum der weiteren MPI- Teilkomponenten bzw. dem MPI-Untersuchungszentrum zusammenfällt.

Um Interferenzen/Störungen zwischen den MRI-Teilkomponenten und den MPI- Teilkomponenten zu minimieren, müssen beide Untersuchungsbereiche in Bezug auf Hochfrequenz-Strahlung und Niederfrequenz-Strahlung abgeschirmt sein.

Bei bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung wird das Streufeld des Magnetsystems durch eine aktive und/oder passive Abschirmung in seiner räumlichen Ausdehnung reduziert.

Um bereits installierte MRI-Geräte zu einem integral aufgebauten MRI-MPI- Hybridgerät aufzurüsten, können magnetfelderzeugende Elemente (resistiv, supraleitend oder permanent) als Anbau/Extension realisiert werden. Eine MPI- Nachrüstung von bestehenden MRI-Geräten wäre im Vergleich zu einer Neuinstallation eines Hybridgerätes eine kostengünstige Alternative mit minimiertem Installationsaufwand durch die Mitnutzung bestehender

Komponenten und der umliegenden Infrastruktur.

Eine Realisierung des Feldnulldurchganges des Magnetfeldgradienten als feldfreie Linie (FFL) anstatt eines FFP ermöglicht andere/neue MPI-

Akquisitionsansätze mit einer potenziell höheren Sensitivität und kürzere Akquisitionszeit (siehe Referenz [7)]. Zeichnungen und detaillierte Beschreibung zweier Ausführunqsbeispiele

Weitere Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der Beschreibung und den Zeichnungen. Ebenso können die vorstehend genannten und die noch weiter ausgeführten Merkmale erfindungsgemäß jeweils einzeln für sich oder zu mehreren in beliebigen Kombinationen Verwendung finden. Die gezeigten und beschriebenen Ausführungsformen sind nicht als abschließende Aufzählung zu verstehen, sondern haben vielmehr beispielhaften Charakter für die Schilderung der Erfindung. Die Erfindung ist in den Zeichnungen dargestellt und wird anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1

Schematische Darstellung eines Schnittes durch die magnetfelderzeugenden Elemente 101 , 102 eines integral aufgebauten MRI-MPI-Hybridsystems, wobei die Ausführung als resistive und/oder supraleitende Elektromagnetsysteme dargestellt ist. Die Untersuchungsorte für MRI 104 und MPI 105, das

Untersuchungsobjekt 103 und die Transporteinheit 106 sind hier schematisch dargestellt. Fig. 2

Schematischer Schnitt durch die drei axial angeordneten supraleitenden magnetfelderzeugenden Elemente 201 , 202, 210 des Ausführungsbeispiels 1 mit Zylindersymmetrie um eine z-Achse. Spulenelement 201 und Spulenelement 202 in einer Maxwell-Konfiguration dienen zur Erzeugung eines

Magnetfeldgradienten mit B ₀ -Feldnulldurchgang zur Bereitstellung eines FFP's 108. Spulenelement 210 dient als aktive Abschirmung des Magnetfeldes nach außen und bewirkt eine Homogenisierung des B ₀ -Feldes im Inneren.

Fig. 3 Simulation des gesamten axialen Magnetfeldverlaufes bei r=0cm des

Ausführungsbeispiels 1 aus Fig. 2. Die erste Region kennzeichnet den

Untersuchungsbereich, welcher den MRI-Anforderungen genügt, d.h. ein hohes statisches und homogenes Magnetfeld, wobei z=0 das Iso-Zentrum anzeigt. Die zweite Region kennzeichnet den Untersuchungsbereich, welcher den MPI- Anforderungen genügt, d.h. einen starken Magnetfeldgradienten mit B ₀ - Nulldurchgang, der den FFP darstellt.

Fig. 4

Simulation des axialen Magnetfeldverlaufes des Ausführungsbeispiels 1 bei r=0cm im Bereich des FFP's des MPI Untersuchungsbereiches.

Fig. 5

Simulation des zylindersymmetrischen Magnetfeldverlaufes des

Ausführungsbeispiels 1 in axialer Richtung bei z=55,5cm (FFP) des MPI Untersuchungsbereiches.

Fig. 6

Simulierte Magnetfeldhomogenität des Ausführungsbeispiels 1 im Bereich des Isozentrums 107 des MRI Untersuchungsbereiches.

Fig. 7

Simuliertes Streufeld des Ausführungsbeispiels 1 . Fig. 8

Schnittbild durch den oberen Teil der fünf axial angeordneten

Permanentmagnete welche als magnetfelderzeugende Elemente des

Ausführungsbeispiels 2 dienen. Die zwei äußeren gegensinnig radial magnetisierten Neodym-Eisen-Bor (NdFeB) Ringe mit einer magnetischen Remanenz von B _r = 1 ,4T generieren je einen Magnetfeldgradienten mit B ₀ - Nulldurchgang zur Bereitstellung von zwei FFP sowie einen homogenen Feldbereich B ₀ . Die mittleren axial magnetisierten Ringelemente dienen zur Homogenisierung des Magnetgrundfeides. Die Pfeile deuten den Magnetisierungsvektor der NdFeB-Ringe an.

Fig. 9

Simulation des gesamten axialen Magnetfeldverlaufes bei r=0cm des

Ausführungsbeispiels 2 aus Fig. 8. Die mittlere Region kennzeichnet den

Untersuchungsbereich, welcher den MRI Anforderungen genügt, d.h. ein hohes statisches und homogenes Magnetfeld, wobei das Iso-Zentrum bei z=0 liegt. Die Region um den Nulldurchgang kennzeichnet den Untersuchungsbereich, welcher den MPI Anforderungen genügt, d.h. einen starken Magnetfeldgradienten mit B ₀ - Nulldurchgang, der den FFP darstellt.

Fig. 10

Simulation des axialen Magnetfeldverlaufes des Ausführungsbeispiels 2 bei r=0cm im Bereich des FFP's (z=16,1cm) des MPI Untersuchungsbereiches.

Fig. 1 1

Simulation des zylindersymmetrischen Magnetfeldverlaufes des

Ausführungsbeispieis 2 in axialer Richtung bei z=16,1cm (FFP) des MPI

Untersuchungsbereiches.

Fig. 12

Simulierte Magnetfeldhomogenität des Ausführungsbeispiels 2 im Bereich des Iso-Zentrums des MRI Untersuchungsbereiches.

Ausführunqsbeispiele:

Ausführungsbeispiel 1 : Supraleitendes Elektromagnetspulensystem

Ausführungsbeispiel 1 nutzt ausschließlich supraleitende magnetfelderzeugende Elemente 201 , 202, 210 (siehe Fig. 2), die den zeitlich sich nicht ändernden Magnetfeldverlauf in Fig. 3 generieren. Dieser integrale Aufbau des

Hybridsystems besteht aus drei, in einem Kryostaten (4,2K) koaxial

angeordneten und aus NbTi-Leiter gewickelten Solenoid-Teilspulenelemente (Gesamtgewicht der Spulen ca. 120kg), dargestellt in Fig. 2. Die Hauptspule 201 erzeugt das Grundmagnetfeid B ₀ , welches durch Spule 210 im inneren homogenisiert (siehe Fig. 6) und nach außen abgeschirmt wird (siehe Fig. 7). Die Stromfiussrichtungen sind bei Spule 201 und 210 antiparallel. Die zur

Hauptspule axial verschobene und in Anti-Helmoltzkonfiguration betriebene Spule 202 verstärkt den inhärenten Magnetfeldgradienten der Hauptspule 201 und generiert einen FFP 108 (siehe Fig. 5 und 6). Diese Anordnung liefert ein homogenes Grundmagnetfeld B ₀ von ca. 8T im MRI Untersuchungsbereich 104 und einen Magnetfeldgradienten von ca. 35T7m im MPI Untersuchungsbereich 105.

Ausführungsbeispiel 2: Permanentmagnet

Ausführungsbeispiel 2 nutzt ausschließlich permanente magnetfelderzeugende Elementen 801 a, 801 b, 81 , 812, die den zeitlich sich nicht ändernden

Magnetfeldverlauf in Fig. 9 generiert. Dieser symmetrische und integrale Aufbau des Hybridsystems besteht aus insgesamt 5 koaxial angeordneten

magnetisierten Ringen 801 a, 80 b, 81 1 , 812 (siehe Fig. 8) des Materials Neodym-Eisen-Bor (NdFeB) mit einer magnetischen Remanenz von Br= 1 ,4T (Gesamtgewicht des Magnetsystems ca. 150kg). Die äußeren Hauptmagnetringe 801 a, 801 b, welche den homogenen Magnetfeid-bereich sowie den

Magnetfeldgradienten (siehe Fig. 10-1 1 ) generieren, werden in der Praxis aus Segmenten hergestellt um eine radiale Magnetisierungs-richtung zu realisiert. Zur Erhöhung der Magnetfeldhomogenität des B ₀ -Feldes in der zentralen Region können axial magnetisierten Ringmagneten verwendet werden. In diesem Ausführungsbeispiel werden lediglich drei axial magnetisierte Ringmagnete 811 , 812 genutzt, welches einen Kompromiss zwischen Komplexität des Systems und der damit erreichten Feldhomogenität (siehe Fig. 12) darstellt. Durch die in Z- Richtung symmetrische Ausführung entfallen die ungeraden Feldordnungen (Feldverzerrungskomponenten) und erleichtert somit die Homogenisierung des Magnetfeldes in der zentralen Region. Diese Anordnung liefert einen

Grundmagnetfeld B ₀ von ca. 0,5T im MRI-Untersuchungsbereich 104 und einen Magnetfeldgradienten von ca. 7,7T/m im MPI Untersuchungsbereich 105. Zur weiteren Erhöhung des Magnetfeld-gradienten können die Hauptmagnetringe 801 a, 801 b nicht wie in diesem Ausführungsbeispiel zylindrisch sondern konisch (d.h. die Länge der Hauptmagnetringe in Z-Richtung ist am inneren Radius größer als am äußeren Radius) hergestellt werden.

Bezugszeichenliste

101 Solenoid-Hauptspule

102 zur Hauptspule in Anti-Helmholzkonfiguration betriebene Solenoid-Spule

103 Messobjekt

104 MRI-Untersuchungsbereich

105 MPI-Untersuchungsbereich

106 Transporteinrichtung

107 MRI-Isozentrum

108 Feldfreier Punkt (MPI-Zentrum)

109a MRI- arker (Protonen-Marker) an der Liege

109a' MRI-Marker (Protonen-Marker) am Messobjekt

109b MPI-Marker an der Liege

109b' MPI-Marker am Messobjekt

201 supraleitende Solenoid-Hauptspule

202 zur Hauptspule in Anti-Heimholzkonfiguration betriebene supraleitende Solenoid-Spule

210 zur Hauptspule in Anti-Helmholzkonfiguration betriebene supraleitende Homogenisierungs- und Abschirmungsspule

801 a radial magnetisierter Hauptmagnetring

801 b radial in Gegenrichtung zu 801 amagnetisierter Hauptmagnetring

81 1 axial magnetisierte Ringmagnete für die Homogenisierung des BO-Feldes

812 axial magnetisierter Ringmagnet für die Homogenisierung des BO-Feldes 820 Magnetisierungsrichtung

Referenzen

[1] Gleich B and Weizenecker J 2005 Tomographie imaging using the nonlinear response of magnetic particles Nature 435 1214-7

[2] Sattel T F, Knopp T, Biederer S, Gleich B, Weizenecker J, Borgert J and Buzug T M 2009 Single-sided device for magnetic particle imaging. J. Phys. D: Appl. Phys. 42 1-5 [3] Weizenecker J, Gleich B, Rahmer J, Dahnke H and Borgert J 2009 Three- dimensional real-time in vivo magnetic particle imaging. Phys. Med. Biol. 54 L1-

L10

[4] Weizenecker J, Borgert J and Gleich B 2007 A Simulation study on the resolution and sensitivity of magnetic particle imaging. Phys. Med. Biol. 52 6363-

74

[5] Knopp T, Biederer S, Sattel T, Weizenecker J, Gleich B, Borgert J and Buzug T M 2009 Trajectory analysis for magnetic particle imaging. Phys. Med. Biol. 54 385-97

[6] Viaadingerbroek M T and den Boer J A 2003 Magnetic Resonance Imaging. Springer-Verlag 3rd Edition [7] Magnetic Particle Imaging - A Novl SPIO Nanoparticle Imaging Technique. Springer Springer Proceedings in Physics