EP4168815A1 - Système d'émission d'un champ radiofréquence pour l'imagerie par résonance magnétique - Google Patents

Système d'émission d'un champ radiofréquence pour l'imagerie par résonance magnétique

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Publication number
EP4168815A1
EP4168815A1 EP21735191.5A EP21735191A EP4168815A1 EP 4168815 A1 EP4168815 A1 EP 4168815A1 EP 21735191 A EP21735191 A EP 21735191A EP 4168815 A1 EP4168815 A1 EP 4168815A1
Authority
EP
European Patent Office
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field
metal track
antenna
wavelength
radio frequency
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP21735191.5A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Marc Dubois
Kaizad RUSTOMJI
Tania Del Socorro VERGARA GOMEZ
Elodie Virginie Emilia GEORGET
Frank Kober
Redha ABDEDDAIM
Stanislas Pierre Alain RAPACCHI
Stefan ENOCH
Tryfon ANTONAKAKIS
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Multiwave Imaging
Aix Marseille Universite
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Ecole Centrale de Marseille
Original Assignee
Multiwave Imaging
Aix Marseille Universite
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Ecole Centrale de Marseille
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Multiwave Imaging, Aix Marseille Universite, Centre National de la Recherche Scientifique CNRS, Ecole Centrale de Marseille filed Critical Multiwave Imaging
Publication of EP4168815A1 publication Critical patent/EP4168815A1/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
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    • H01Q15/0006—Devices acting selectively as reflecting surface, as diffracting or as refracting device, e.g. frequency filtering or angular spatial filtering devices
    • H01Q15/0093—Devices acting selectively as reflecting surface, as diffracting or as refracting device, e.g. frequency filtering or angular spatial filtering devices having a fractal shape

Definitions

  • the present disclosure relates to a radiofrequency field emitting system for magnetic resonance imaging.
  • the present description also relates to a method for emitting a radiofrequency field.
  • Magnetic Resonance Imaging (MRI) machines generate a main static magnetic field using strong magnets and an exciting radio frequency (RF) field using one or more transmitting antennas.
  • the exciting RF field enters an object to be imaged (eg a human body or part of the human body) and interacts with atomic nuclei (eg protons) present in the object to be imaged in order to excite them.
  • the excitation RF field must be resonant with the atomic nuclei; to do this, the excitation RF field is emitted at a particular frequency called the Larmor frequency of the atomic nucleus used.
  • the Larmor frequency is an increasing function of the main magnetic field; thus, for a proton (i.e. a hydrogen nucleus) it is about 64 MHz in a main magnetic field of 1.5 T while for a field of 7 T it is about 300 MHz.
  • atomic nuclei Upon returning to their equilibrium state, atomic nuclei emit an RF signal that is measured by the MRI machine and provides the data necessary to reconstruct an image of the object, called the MRI image.
  • MRI devices we distinguish in particular, “low-field” and “high-field” devices whose main magnetic field is approximately between 1.5 T and 3 T and “ultra-high-field” devices whose main magnetic field can reach. about 7 T and more.
  • SNR signal-to-noise ratio
  • Low-field and high-field clinical devices are equipped with a so-called body antenna to transmit the exciting RF field to atomic nuclei that we want to study fairly evenly throughout the body.
  • the strategy then generally consists in using antennas dedicated to certain parts of the body (which will be called volume antennas in the present description); for example, for the head, one could use volume antennae of the birdcage type (according to the English expression "birdcage").
  • the volumetric antennas used then ensure the transmission of the excitation RF field necessary for the measurement in areas of reduced dimensions. Despite the reduction in the area to be imaged, the problems of inhomogeneity of the excitation RF field partially persist. In addition, problems of inhomogeneity of the excitation RF field also occur with high-field MRI applied to the trunk (for example the thorax, abdomen or pelvis).
  • Examples of devices to improve the homogeneity of the excitation RF field include dielectric pads inserted between the volume antenna and the part of the body to be imaged in order to more evenly redistribute the RF field of. excitement in the part of the body to be imaged.
  • such dielectric pads can be made on the basis of a solvent (eg water) and particles of material with a higher dielectric constant in order to make them finer and improve their comfort during use.
  • a solvent eg water
  • the metasurface comprises a metal track which forms a magnetic dipole excited by the magnetic component of the electromagnetic field emitted by the microstrip antenna.
  • the metasurface interacts with a surface antenna and is not optimal for use in a volume antenna, especially a birdcage-type volume antenna.
  • the present description describes a system comprising alternative devices for homogenizing the excitation RF field for an MRI device making it possible to overcome the problems of the state of the art.
  • the term "about” or “substantially” is synonymous with (means the same as) a lower and / or upper margin of 10%, for example 5%, of the respective value.
  • the present description relates to a system for transmitting a radiofrequency field for a magnetic resonance imaging device, said radiofrequency field comprising a spectrum centered on a given wavelength, said system comprising: an antenna volume configured to emit said radio frequency field, said volume antenna being configured to be placed around a part of a body to be imaged; and a radiofrequency field homogenization device configured to be arranged between said volume antenna and said part of the body to be imaged; wherein the homogenization device comprises: at least a first continuous metal track having a total length of about 0.5 to about 1.5 times said wavelength of the radio frequency field; wherein: said first metal track occupies an area comprising a greater dimension of between about 5% and about 15% of said radio frequency field wavelength; wherein said first metal track is arranged in a pattern comprising a plane of symmetry which is normal to the electric component of the radiofrequency field emitted by the volume antenna, so as to give the homogenization device an electric dipole property comprising a natural frequency strictly greater than the frequency corresponding to
  • the frequency of the radiofrequency field is the Larmor frequency used in an MRI machine.
  • the area "occupied" by a metal track is the area of an area in which the metal track is inscribed, for example a rectangular area or a square area.
  • the applicants have shown that the device according to the present description makes it possible to redistribute the radiofrequency field emitted by a volume antenna of an MRI machine and thus improve the homogeneity of the distribution of the radiofrequency field in a part of the body to be imaged. Better homogeneity of the radiofrequency field makes it possible to obtain MRI images with better contrast.
  • the device according to the present description does not interfere with the reception of the RF signal (generated by the atomic nuclei in the part of the body to be imaged) by the reception channels of an array of surface antennas of an MRI machine.
  • the device according to the present disclosure does not increase the level of the radiofrequency field to levels dangerous for the body.
  • said first metal track occupies a surface comprising a greater dimension of between approximately 5 cm and approximately 15 cm. This advantageously allows said metal track to cover a part of the human body such as a head or a pelvic area and to be able to homogenize the radiofrequency field throughout this area.
  • the metal track is arranged to give the device an electric dipole property that can interact with a volume antenna.
  • the metal track includes a plane of symmetry which is normal to the electrical component of the RF field emitted by the antenna.
  • This also implies in particular an orientation of the metal track in which a straight line connecting two ends (also called two poles) of the metal track is parallel to the electric component of the RF field.
  • the electric dipole has a natural frequency strictly greater than the frequency corresponding to the wavelength of the radiofrequency field allows the device to interact with the radiofrequency field in order to homogenize it without being resonant with said radiofrequency field.
  • the natural frequency of an electric dipole is understood as being the frequency of the electromagnetic field emitted by this dipole when said dipole is in free evolution.
  • said first metal track is further arranged in a pattern comprising a first curve and a second Hilbert curve of order 3, said first and second curve being interconnected.
  • Hilbert curves advantageously makes it possible to be able to bend the metal track by a given total length to reduce the two-dimensional space it occupies on a surface, while retaining useful axial symmetry properties for the metal track to form an electric dipole configured to interact with the radiofrequency field.
  • the fact of using several Hilbert curves connected to each other to form a continuous metal track thus makes it possible to combine the electric dipole effects of several Hilbert curves in order to improve the electric dipole behavior of the metal track, and so to improve the homogenization effect of the RF field by the metal track.
  • the use of Hilbert curves of order 3 makes it possible to obtain a metallic track whose unwound length is between approximately 0.5 times and approximately 1.5 times a wavelength of a radiofrequency field used in a ultra-high-field MRI machine, for example a wavelength of 100 cm at 7 T (or 240 cm at 3 T) and which, when folded, occupies a two-dimensional area of sufficient size to cover part of a body to be imaged as, for example, a head or organs in the pelvic area.
  • the metal tracks can be arranged in a pattern which comprises Hilbert curves of order 4 or of other orders, or combinations of Hilbert curves of different orders.
  • the metal tracks thus formed preserve a symmetry compatible with an interaction with the antenna as an electric dipole.
  • the metal tracks thus formed comprise a plane of symmetry which is normal to the electric component of the RF field emitted by the antenna.
  • the device further comprises a dielectric substrate, said first metal track being arranged on said dielectric substrate.
  • said substrate has a thickness of between approximately 10 micrometers and approximately 1 mm. This makes it easier to place the device between the volume antenna and the part of the body to be imaged. This is particularly beneficial for use in a 7 T MRI machine, where little space is available between the volume antenna and the body part.
  • a small thickness of the substrate advantageously also makes it possible to give it a flexible character, facilitating the adaptation of the shape of the device to the geometry of a part of the body in order to place the device as close as possible to said part of the body, which improves the amplitude of the radiofrequency field reaching said part of the body.
  • said substrate comprises a low dielectric loss factor at the frequency of the radiofrequency field, preferably less than a value of approximately 0.05. This optimizes the efficiency of the device by limiting the absorption of the radiofrequency field by said substrate.
  • the dielectric loss factor (or loss angle) is a dimensionless quantity which has the meaning known to those skilled in the art in the field of microwave frequencies. For a dielectric material, it is approximately equal to the ratio of the imaginary part to the real part of the complex dielectric constant of the material. The dielectric loss factor depends in particular on the frequency of the radiofrequency field considered.
  • the device further comprises a second metal track identical to said first metal track, separate from said first metal track, said first metal track and second metal track occupying a total area, the largest dimension of which is included. between about 5% and about 15% of the radio frequency field wavelength.
  • the total area occupied by said first metal track and second metal track is greater than the area occupied by only one of said metal tracks.
  • a larger dimension of the surface occupied by said first metallic track and second metallic track is identical to a larger dimension of the surface occupied by a single metallic track.
  • the use of two tracks according to the invention is advantageous because it makes it possible to preserve an electrical dipole behavior for the assembly formed of two metal tracks, which provides better homogenization of the RF field and is compatible with use in a volume antenna of the bird cage type.
  • the homogenization device can in particular be arranged in the volume antenna and in contact with said part of the body to be imaged.
  • said volume antenna is an antenna of the bird cage type (or "birdcage" according to the English expression) configured to be placed around a brain or an area of a brain; the frequency corresponding to said radio frequency field wavelength is about 300 MHz.
  • the metal track then occupies, for example, a surface of rectangular shape comprising sides of lengths of between approximately 5 cm and approximately 15 cm.
  • the system for emitting a radiofrequency field for magnetic resonance imaging further comprises a second homogenization device, the two devices being placed on either side of the part of the body to be imaged.
  • the second homogenization device comprises, according to one or more examples, all or part of the characteristics of the first homogenization device.
  • the present description relates to a method of transmitting a radiofrequency field for a magnetic resonance imaging device comprising: the emission, by a volume antenna of the system according to the first aspect, of a radiofrequency field comprising a spectrum centered on a given wavelength; and the homogenization of said radiofrequency field by means of a device homogenization of the system according to the first aspect arranged between the volume antenna and said part of the body to be imaged.
  • the homogenization device is arranged in the volume antenna and in contact with a part of a body to be imaged.
  • the homogenization of said radiofrequency field is achieved by the arrangement, in addition, of a second homogenization device, the two devices being placed on either side of the part of the body to be to image.
  • FIG. 1 A represents a first example of a device according to the present description
  • FIG. IB represents a second example of a device according to the present description
  • FIG. 2 shows examples of Hilbert curves at different orders used in devices according to the present description
  • FIG. 3 represents simulation results showing the distribution of the excitation radiofrequency field with an example of a device according to the present description
  • FIG. 4 represents experimental results showing the distribution of the excitation radiofrequency field with an example of a device implementing a unilateral configuration, according to the present description
  • FIG. 5 represents experimental results showing the distribution of the excitation radiofrequency field with an example of a device implementing a bilateral configuration, according to the present description
  • FIG. 6 represents experimental results showing the distribution of the RF signal with an example of a device implementing a unilateral configuration, according to the present description
  • FIG. 7 represents experimental results showing the distribution of the RF signal with an example of a device implementing a bilateral configuration, according to the present description
  • FIG. 8 represents an example of a system for transmitting a radiofrequency field according to the present description. Detailed description of the invention
  • FIG. 1 A and IB illustrate examples of devices 110, 120 according to the present description and FIG. 8 illustrates an example of a radiofrequency (RF) field emitting system 800 for a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus according to the present description, in which a device according to the present description can be used, for example a device.
  • RF radiofrequency
  • MRI magnetic resonance imaging
  • a head 810 is shown schematically to show the positioning and order of magnitude of the dimensions of the device relative to the parts of the body.
  • transmission systems 800 comprise a volume antenna 830 for transmitting an RF field and one or more devices 110 for homogenizing the RF field.
  • Such systems 800 are configured to fit around a part 810 of a body to be imaged and to emit, in that part of the body, a homogeneous RF field at a given frequency in order to excite atomic nuclei therein.
  • the part of the body to be imaged can optionally be placed on a support 870 around which the volume antenna 830 is placed. Placement can be accomplished by sliding the volume antenna 830 along a placement slide 850.
  • the frequency of the RF field used to excite atomic nuclei in the part of the body to be imaged depends on the type of atomic nuclei to be excited and the main magnetic field of the MRI machine.
  • the Larmor frequency can be, for example, about 300 MHz in the case of nuclei of hydrogen atoms in a main magnetic field of about 7 T.
  • the wavelength of the RF field used can therefore be by example, about 1 m.
  • Fig. 1 A illustrates a first example of a device 110 for homogenizing a radiofrequency field according to the present description, also called “homogenization cushions” of the RF field.
  • the device 110 comprises in this example a metal track 112 arranged on a substrate 118.
  • the metal track 112 is arranged in a pattern comprising a first curve 115 and a second curve 117 connected together. at a link point 119.
  • the metal track 112 is continuous, ranging in length from about 0.5 times to about 1.5 times the wavelength of the RF field used by the MRI machine. In practice, we will try to ensure that the metal track 112 occupies a sufficient surface to cover the part 810 of the body to be imaged.
  • the area occupied by the metal track has a greater dimension of between about 5% and 15% of the wavelength of the RF field. This dimension allows in particular that the surface can cover the part of the body to be imaged such as, for example, an area of the brain or a pelvic area.
  • said dimensions make it possible to guarantee efficiency of the device at the level of the lateral or temporal lobes, which are areas in which the RF field is generally not very present. when a birdcage antenna is used without a homogenization pad.
  • Fig. IB thus illustrates a second example of a device 120 for homogenizing a radiofrequency field according to the present description.
  • the device 120 comprises in this example two metal tracks 122, 124 arranged on a substrate 128.
  • the metal tracks 122, 124 are identical. More precisely in this example, each of the two metal tracks 122, 124 of the device 120 with a double structure has a geometry identical to the metal track 112 of the device 110 with a simple structure.
  • the two metal tracks 122, 124 occupy in this example a total area with a length of about 5% to about 15% of the wavelength of the RF field and a width of about 5% to about 15% of the wavelength of the RF field. RF field wavelength.
  • the total area occupied by the metal tracks has a square shape while the area occupied by a single metal track has a rectangular shape.
  • the square shape of the total area occupied by the tracks 122, 124 is advantageous in that it allows to acquire an MRI image of a part of the body of larger size than what is possible to acquire with a only metal track 112.
  • each of the metal tracks 112 or 122, 124 is arranged in a pattern having a symmetry giving the device properties of an electric dipole which can interact with a volume antenna.
  • the metal track 112 has a horizontal axis of symmetry (ie from left to right in Fig. 1A) passing through the connection point 119 and that there is a plane of symmetry passing.
  • this axis which is normal to the axis of the electrical component (E) of the RF field emitted by a volume antenna of an MRI machine in which the device is used (this axis being here directed vertically from bottom to top in Fig. 1 A, as indicated by the arrow).
  • the line connecting the two ends of track 112 is parallel to the electrical component (E) of the RF field emitted by the volume antenna.
  • the substrate 118, 128 on which the metal track 112 or the metal tracks 122, 124 are respectively printed is a material used for the manufacture of printed circuits such as FR-4 (abbreviation of the English Flame Resistant 4).
  • the substrate 118, 128 has sufficient dimensions to contain one to two metal tracks depending on the single or double structure of the device 110, 120 used.
  • the substrate 118, 128 is thin enough to allow the device to be easily placed between the volume antenna 830 and the body part 810 to be imaged. This thickness can be between about 10 microns and about 1 mm.
  • the substrate comprises a dielectric material with a low dielectric loss factor, preferably less than about 0.05. This is the value of the dielectric loss factor evaluated at the frequency of the RF field used.
  • embodiments of the device are for use in imaging the brain.
  • the devices are therefore intended to be placed between an antenna or the walls of an antenna, for example of the birdcage type, and an imaging head.
  • a small thickness of the homogenization devices advantageously makes it possible to place the antennas 830 (Fig. 8) as close as possible to the head to be imaged, for example at approximately one mm or approximately a few mm, in order to improve the contrast of the image.
  • MRI can also give the device a flexible character which allows the device to conform to the geometry of a part of the body to be imaged.
  • the metal track of a homogenizer according to the present description can be arranged in a pattern comprising a Hilbert curve.
  • Fig. 2 thus shows examples of Hilbert curves of different orders which can be used in devices according to the present description.
  • FIG. 2 presents an illustration of curves 210, 220, 230, 240, 250 with Hilbert fractal geometry (or Hilbert curves) at different orders n, according to their mathematical definition.
  • Hilbert curves For a given total track length, it is possible to use Hilbert curves of different orders.
  • the higher the order of the Hilbert curves used the more the track is folded and the more the dimensions of the two-dimensional space occupied by the track are reduced.
  • the use of a geometry of the type of the Hilbert curve makes it possible in practice to bend a metal track of a given total length to reduce the two-dimensional space it occupies on a surface, while keeping the same total length (unrolled length).
  • This allows in particular a metal track according to one embodiment of the invention to be able to interact with volume antennas emitting RF fields of a wavelength greater than the dimensions of the surface occupied by the metal track.
  • each of the two Hilbert curves 115, 117 is a Hilbert curve of order 3, therefore similar to the curve 230 shown in Fig. 2.
  • the device is a simple structure cushion 110 comprising a single metal track 112 arranged in a pattern comprising two Hilbert curves of order 3 connected to the connection point 119.
  • the metal tracks can be arranged in a pattern that includes Hilbert curves of order 4 or other orders, or combinations of Hilbert curves of different orders.
  • said first metal track is configured to form an electric dipole comprising a natural frequency strictly greater than a Larmor frequency used by an MRI machine (for example 300 MHz for an ultra-high field MRI machine. at 7 T or 125 MHz for a high field MRI machine at 3 T).
  • a Larmor frequency used by an MRI machine for example 300 MHz for an ultra-high field MRI machine. at 7 T or 125 MHz for a high field MRI machine at 3 T.
  • each of said two metal tracks 122, 124 is configured to form an electric dipole comprising a natural frequency strictly greater than a Larmor frequency used by an MRI machine (for example 300 MHz for a 7 T ultra-high field MRI machine or 125 MHz for a 3 T high field MRI machine).
  • a Larmor frequency used by an MRI machine for example 300 MHz for a 7 T ultra-high field MRI machine or 125 MHz for a 3 T high field MRI machine.
  • Fig. 3 presents simulation results showing the distribution of the excitation RF field with an example of a device according to the present description.
  • the simulations model the distribution of an RF field of frequency 300 MHz (corresponding to that used in ultra-high field MRI machines at 7 T) in the case of use for the imaging of a brain.
  • the simulations use the parameters of a birdcage-type antenna consisting of 16 metal bars, for a total diameter of approximately 26 cm and a total height of approximately 24 cm.
  • the head model used is a SAM phantom model (according to the acronym for “Specifies Anthropomorphic Mannequin”) conventionally used in this type of simulation.
  • the simulations are made with the CST Microwave Studio ® simulation software to assess the distribution of the RF magnetic field as well as the specific absorption rate (SAR).
  • the SAR (expressed in W / kg) quantifies the amount of electromagnetic power absorbed by the tissues of the human body, which is subsequently dissipated in the form of heat. This quantity is typically used by those skilled in the art to assess safety criteria for the use of radiation devices for a patient.
  • Fig. 3 presents in particular simulations of the distribution of the RF field in a brain in three cases: without a homogenization cushion (reference configuration 310); with a single homogenization cushion, in this example a cushion 110 as illustrated in FIG. 1 A, placed on one side of the brain only (unilateral configuration 320); and with two homogenization cushions 110a, 110b, in this configuration two cushions 110 as illustrated in FIG. 1 A, placed on each side of the brain (bilateral configuration 330).
  • the cushions used in the simulations are in particular cushions with a metal track occupying an area whose length is 10.4 cm and the width is 4.8 cm.
  • the median coronal plane is shown at the top (312, 322, 332) and the median sagittal plane at the bottom (314, 324, 334).
  • Areas enclosed by a black line (eg areas of interest 316 and 318) indicate areas of interest corresponding to different regions of the brain.
  • the areas represented by arrows 311, 313 indicate an example of shadow areas in which the RF field is very weak due to a lack of homogeneity of the RF field.
  • the device of the invention aims to eliminate these shadow areas by homogenizing the distribution of the RF field throughout the part of the body to be imaged.
  • Fig. 3 shows that the addition of a homogenization cushion according to the present description makes it possible to eliminate the gray areas in the brain by reintroducing the signal by homogenization of the excitation RF field.
  • the homogeneity of the RF field in the cerebellum area is not too affected by the presence of the cushions. This aspect is remarkable in that it differs from known cushions of the state of the art, based on dielectric materials.
  • the results of the statistical averages of the RF field values in different areas of the brain for different device configurations are collated in Table 1 above. They show a clear improvement in the mean value of the amplitude of the RF field in the temporal areas (+ 16% for the unilateral configuration and + 10% for the bilateral configuration) as well as a reduction in the standard deviation of l RF field amplitudes.
  • the reduction in the standard deviation in the rear zone is -10%, which is acceptable with respect to other solutions known from the state of the art, for example the dielectric pads disclosed in the application for published patent EP 3,550,321.
  • the CST Microwave Studio ® simulation software also makes it possible to carry out a balance of the power absorbed in the brain of the phantom model.
  • the quantity of interest is the specific absorption rate (SAR), the average value of which can be taken over an entire volume of a part of the body (global value) or the maximum value in volumes equivalent to 10 g of tissue ( local value).
  • SAR specific absorption rate
  • Table 2 below collates the results of simulated DAS for different configurations of the device according to embodiments of the invention.
  • the results in Table 2 show a 60% increase in local SAR in the bilateral configuration. This effect can be counterbalanced by a slight increase in the distance between the device and the head, typically less than or equal to about 1 cm. This is a compromise between signal increase in shadow areas and local SAR.
  • Table 2 below shows that the local SAR for brain imaging remains low, even with the proximity of the antenna and the areas imaged.
  • the antenna used is a birdcage antenna of the "1T / 32R" model marketed by Nova Medical ® , that is to say a quadrature antenna with 1 transmission channel and a reception network comprising 32 loops which is suitable for imaging the brain by an ultra-high field 7 T MRI machine.
  • FIG. 4 presents results of measurement of the tilt angle (magnitude proportional to the amplitude of the RF field) in the phantom brain model described above for different measurement configurations: without homogenization cushion (reference configuration 410) , with a homogenization cushion according to the present description in a unilateral configuration 420, as well as a comparison 430 between these two configurations representing the relative signal gain between the two configurations.
  • results are presented according to a sagittal section (412, 422, 432), an axial section (414, 424, 434), and a coronal section (416, 426, 436).
  • the cushion used here is a device with a double structure, as illustrated for example in FIG. IB, placed on one side of the brain.
  • Fig. 5 presents experimental results showing the distribution of the excitation RF field with an example of a device implementing a bilateral configuration, according to the present description.
  • FIG. 5 shows tilt angle measurement results in the phantom brain model described above for different measurement configurations: without homogenization pad 510, with homogenization pads in bilateral configuration 520 according to the present description as well than a comparison 530 between these two configurations.
  • the cushions used are in this case a set of two devices 110a, 110b of simple structure according to the present description, placed on either side of the brain.
  • the positions of the cushions relative to the head are represented schematically by two black rectangles 590, 591.
  • sagittal section 512 For each measurement configuration, the results are presented according to a sagittal section 512, 522, 532, and three axial sections (section A: 514, 524, 534; section B: 516, 526, 536 and section C: 518, 528, 538) corresponding to planes (A, B and C) indicated in dotted lines on the sagittal view 512 at the top left.
  • FIG. 5 shows a very positive effect (+ 10% to + 30% increase in the tilt angle) at the level of the two temporal areas of the brain (551, 552, 561, 562).
  • the sagittal section 532 of FIG. 5 shows in particular that the device introduces an improvement in the homogeneity of the RF field by reintroducing the RF field at the back of the brain.
  • Fig. 6 presents experimental results showing the distribution of the RF signal with an example of a device implementing a unilateral configuration, according to the present description.
  • FIG. 6 shows results of measurement of the tilt angle during a gradient echo sequence in the phantom brain model described above for different measurement configurations: without homogenization cushion (reference configuration 610), with a homogenizing pad of the type of the pad 110 shown in FIG. 1 A (unilateral configuration 620) as well as a comparison between these two configurations 630.
  • the gradient echo is a sequence of RF field pulses and main magnetic field gradients usually used in MRI, the device according to the present description is not, however, limited to use in connection with a particular sequence.
  • the results of FIG. 6 show that the device of the invention does not interfere with the reception of the RF signal by the reception channels of the birdcage antenna in the case of a gradient echo sequence.
  • results are presented according to a sagittal section 612, 622, 632, an axial section 614, 624, 634, and a coronal section 616, 626, 636.
  • Fig. 6 shows that the presence of a device improves the RF signal obtained during the standard sequence.
  • the comparisons 630 presented in FIG. 6 show that the comparisons 630 presented in FIG.
  • FIG. 7 shows results of tilt angle measurement during a gradient echo sequence in a phantom brain model for different measurement configurations: without homogenization cushion (reference configuration 710), with two d cushions homogenization 110a, 110b (bilateral configuration 720) as well as a comparison 730 between these two configurations.
  • each cushion 110a, 110b, 120a, 120b, 120a, 120b, 120a, 120b, 120a, 120b, 720) as well as a comparison 730 between these two configurations.
  • 110b is a cushion of the type illustrated in FIG. 1 A.
  • Fig. 7 confirms that the presence of the two cushions placed on either side of the brain does not disturb the reception of the RF signal by the reception channels of the birdcage antenna.

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Abstract

La présente description concerne un système d'émission d'un champ radiofréquence pour un appareil d'imagerie par résonance magnétique, comprenant une antenne volumique (830) configurée pour émettre un champ radiofréquence, un dispositif (110) d'homogénéisation du champ radiofréquence configuré pour être agencé entre ladite antenne volumique et une partie du corps à imager; dans lequel le dispositif comprend au moins une première piste métallique (112) continue d'une longueur totale d'environ 0,5 à environ 1,5 fois la longueur d'onde du champ radiofréquence; dans lequel la première piste métallique (112) occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre 5% et 15% de la longueur d'onde du champ radiofréquence; la première piste métallique (112) est agencée selon un motif comprenant un plan de symétrie qui est normal à la composante électrique du champ radiofréquence, de telle sorte à conférer au dispositif une propriété de dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à la fréquence du champ radiofréquence.

Description

Système d’émission d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique
Domaine technique de l'invention
La présente description concerne un système d’émission d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique. La présente description concerne également un procédé d’émission d’un champ radiofréquence.
Etat de la technique
Les appareils d’imagerie par résonance magnétique (IRM) génèrent un champ magnétique principal statique au moyen d’aimants intenses et un champ radiofréquence (RF) d’excitation au moyen d’une ou plusieurs antennes d’émission. Le champ RF d’excitation pénètre dans un objet à imager (par exemple un corps humain ou une partie du corps humain) et interagit avec des noyaux atomiques (par exemple des protons) présents dans l’objet à imager afin de les exciter. Pour que cette interaction soit optimale, le champ RF d’excitation doit être résonant avec les noyaux atomiques ; pour ce faire, le champ RF d’excitation est émis à une fréquence particulière appelée fréquence de Larmor du noyau atomique utilisé.
La fréquence de Larmor est une fonction croissante du champ magnétique principal ; ainsi, pour un proton (i.e. un noyau d’hydrogène), elle est d’environ 64 MHz dans un champ magnétique principal de 1,5 T tandis que pour un champ de 7 T elle est d’environ 300 MHz. En retournant à leur état d’équilibre, les noyaux atomiques émettent un signal RF qui est mesuré par l’appareil IRM et fournit les données nécessaires à la reconstitution d’une image de l’objet, appelée l’image IRM.
On distingue notamment parmi les appareils IRM, les appareils « bas-champ » et « haut- champ » dont le champ magnétique principal est environ entre 1.5 T et 3 T et les appareils « ultra-haut champ » dont le champ magnétique principal peut atteindre environ 7 T et plus. L’utilisation de champs magnétiques très intenses permet une hausse importante du rapport signal à bruit (RSB) de la mesure du signal RF permettant de fournir les images IRM mais elle s’accompagne d’une augmentation de la fréquence de Larmor, et donc d’une diminution de la longueur d’onde requise pour le champ RF d’excitation.
Les appareils cliniques bas-champ et haut-champ sont équipés d’une antenne dite antenne- corps pour transmettre le champ RF d’excitation aux noyaux atomiques que l’on souhaite étudier de façon assez homogène dans tout le corps.
L’utilisation d’une antenne-corps n’est plus possible dans le cas des appareils IRM ultra-haut champ qui nécessitent des champs RF d’excitation dont la longueur d’onde est trop faible (11 cm dans le corps humain à 300 MHz) pour pouvoir être transmise de façon homogène dans tout le corps par une seule antenne.
La stratégie consiste alors en général à utiliser des antennes dédiées à certaines parties du corps (que Ton dénommera antennes volumiques dans la présente description) ; par exemple, pour la tête, on pourra utiliser des antennes volumiques de type cage à oiseau (selon l’expression anglaise « birdcage »).
Les antennes volumiques utilisées assurent alors la transmission du champ RF d’excitation nécessaires à la mesure dans des zones aux dimensions réduites. Malgré la réduction de la zone à imager, les problèmes d’inhomogénéité du champ RF d’excitation persistent en partie. Par ailleurs, les problèmes d’inhomogénéité du champ RF d’excitation surviennent également dans le cas de l’IRM haut champ appliqué au niveau du tronc (par exemple le thorax, l’abdomen ou le pelvis).
Des exemples de dispositifs visant à améliorer l’homogénéité du champ RF d’excitation comprennent des coussins (pads en anglais) diélectriques insérés entre l’antenne volumique et la partie du corps à imager afin de redistribuer de façon plus homogène le champ RF d’excitation dans la partie du corps à imager.
Comme divulgué dans Teeicwisse, W. M. et al. ("Quantitative assessment of the effects of high-permittivity pads in 7 Te sla MRI of the brain. " Magnetic résonance in medicine 67.5 (2012) pp.1285-1293), de tels coussins diélectriques peuvent être réalisés à base d’un solvant (par exemple l’eau) et de particules de matériau à constante diélectrique plus élevée afin de les rendre plus fins et d’en améliorer le confort lors de leur utilisation.
Cependant, un tel dispositif a une durée de vie courte du fait de l’évaporation de l’eau et de la sédimentation des particules. De plus, les manipulations qui résultent de leur utilisation régulière accélèrent la sédimentation, ce qui détériore rapidement les performances du coussin.
La demande de brevet publiée EP 3 550321 décrit un autre exemple de coussin diélectrique contenant un solvant polaire, un agent dispersant et un composé diélectrique afin de réduire le problème de la sédimentation des particules et d’améliorer la distribution des particules dans le coussin. Cependant ces coussins diélectriques présentent un encombrement qui complique leur utilisation lorsque peu de places est disponible entre la partie du corps à imager et l’antenne volumique. De plus le coussin présente un risque de se percer et de répandre ainsi les liquides qu’il contient sur le corps, ce qui peut entraîner un danger pour la santé. Par ailleurs, Motovilova et al. (“Hilbert curve-based metasurface to enhance sensitivity of radio frequency coils for 7 -T MRI”. IEEE Transactions on Microwave Theory and Techniques, 2018, vol. 67, no 2, p. 615-625), propose d’améliorer l’homogénéité d’un champ RF émis par une antenne surfacique (de type microruban) en plaçant près de l’antenne surfacique une métasurface ayant une perméabilité magnétique négative permettant de concentrer le champ RF à la manière d’une lentille magnétique. Dans Motovilova et al., la métasurface comprend une piste métallique qui forme un dipôle magnétique excité par la composante magnétique du champ électromagnétique émis par l’antenne microruban.
Cependant, dans cette configuration, la métasurface interagit avec une antenne de surface et n’est pas optimale pour une utilisation dans une antenne volumique, en particulier une antenne volumique de type cage à oiseau.
La présente description décrit un système comprenant des dispositifs alternatifs d’homogénéisation du champ RF d’excitation pour un appareil IRM permettant de remédier aux problèmes de l’état de l’art.
Résumé de l’invention
Dans la présente description, le terme « comprendre » signifie la même chose que « inclure » ou « contenir », et est inclusif ou ouvert et n’exclut pas d’autres éléments non décrits ou représentés.
En outre, dans la présente description, le terme « environ » ou « sensiblement » est synonyme de (signifie la même chose que) une marge inférieure et/ou supérieure de 10%, par exemple 5%, de la valeur respective.
Selon un premier aspect, la présente description concerne un système d’émission d’un champ radiofréquence pour un appareil d’imagerie par résonance magnétique, ledit champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée, ledit système comprenant : une antenne volumique configurée pour émettre ledit champ radiofréquence, ladite antenne volumique étant configurée pour être placée autour d’une partie d’un corps à imager ; et un dispositif d’homogénéisation du champ radiofréquence configuré pour être agencé entre ladite antenne volumique et ladite partie du corps à imager ; dans lequel le dispositif d’homogénéisation comprend : au moins une première piste métallique continue d’une longueur totale d’environ 0,5 à environ 1,5 fois ladite longueur d’onde du champ radiofréquence ; dans lequel : ladite première piste métallique occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5% et environ 15% de ladite longueur d’onde du champ radiofréquence ; dans lequel ladite première piste métallique est agencée selon un motif comprenant un plan de symétrie qui est normal à la composante électrique du champ radiofréquence émis par l’antenne volumique, de telle sorte à conférer au dispositif d’homogénéisation une propriété de dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde du champ radiofréquence.
Dans la présente description, on parlera aussi de la fréquence du champ radiofréquence correspondant à la longueur d’onde du champ radiofréquence, la fréquence du champ radiofréquence étant reliée à la longueur d’onde du champ radiofréquence par l’équation / = -, où / est la fréquence du champ radiofréquence, l est la longueur d’onde du champ radiofréquence et c est la vitesse de la lumière dans le vide.
Dans la présente description, la fréquence du champ radiofréquence est la fréquence de Larmor utilisée dans un appareil d’IRM.
Selon la présente description, la surface « occupée » par une piste métallique est la surface d’une zone dans laquelle est inscrite la piste métallique, par exemple une zone rectangulaire ou une zone carrée. Les déposants ont montré que le dispositif selon la présente description permet de redistribuer le champ radiofréquence émis par une antenne volumique d’un appareil d’IRM et améliorer ainsi l’homogénéité de la répartition du champ radiofréquence dans une partie du corps à imager. Une meilleure homogénéité du champ radiofréquence permet d’obtenir des images IRM présentant un meilleur contraste.
Les déposants ont aussi montré que le dispositif selon la présente description ne perturbe pas la réception du signal RF (généré par les noyaux atomiques dans la partie du corps à imager) par les canaux de réception d’un réseau d’antennes de surface d’un appareil d’IRM.
Les déposants ont aussi montré que le dispositif selon la présente description n’augmente pas le niveau de champ radiofréquence à des niveaux dangereux pour le corps.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite première piste métallique occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5 cm et environ 15 cm. Cela permet avantageusement à ladite piste métallique de recouvrir une partie du corps humain comme une tête ou une zone pelvienne et de pouvoir homogénéiser le champ radiofréquence dans toute cette zone.
La piste métallique est agencée pour conférer au dispositif une propriété de dipôle électrique pouvant interagir avec une antenne volumique. Cela implique que la piste métallique comprend un plan de symétrie qui est normal à la composante électrique du champ RF émis par l’antenne. Cela implique aussi en particulier une orientation de la piste métallique dans laquelle une droite reliant deux extrémités (aussi appelées deux pôles) de la piste métallique est parallèle à la composante électrique du champ RF.
Ceci distingue la piste métallique selon l’invention des métasurfaces de l’état de l’art, en particulier les métasurfaces divulguées par Motovilova et al., qui sont configurées pour former un dipôle magnétique excité par la composante magnétique du champ RF de l’antenne. Ainsi, les métasurfaces divulguées dans Motovilova et al. ne peuvent pas être utilisées efficacement en tant que dipôle électrique.
Le fait que le dipôle électrique ait une fréquence propre strictement supérieure à la fréquence correspondant à la longueur d’onde du champ radiofréquence permet au dispositif d’interagir avec le champ radiofréquence afin de F homogénéiser sans être résonant avec ledit champ radiofréquence.
Dans la présente description, la fréquence propre d’un dipôle électrique est entendue comme étant la fréquence du champ électromagnétique émis par ce dipôle lorsque ledit dipôle est en évolution libre.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite première piste métallique est, en outre, agencée selon un motif comprenant une première courbe et une deuxième courbe de Hilbert à l’ordre 3, lesdites première et deuxième courbe étant reliées entre elles.
L’utilisation de courbes de Hilbert permet avantageusement de pouvoir replier la piste métallique d’une longueur totale donnée pour réduire l’espace bidimensionnel qu’elle occupe sur une surface, tout en conservant des propriétés de symétrie axiale utiles pour que la piste métallique forme un dipôle électrique configuré pour interagir avec le champ radiofréquence. Le fait d’utiliser plusieurs courbes de Hilbert reliées entre elles pour former une piste métallique continue permet ainsi de combiner les effets de dipôle électrique de plusieurs courbes de Hilbert afin d’améliorer le comportement de dipôle électrique de la piste métallique, et ainsi d’améliorer l’effet d’homogénéisation du champ RF par la piste métallique.
En particulier l’utilisation de courbes de Hilbert d’ordre 3 permet d’obtenir une piste métallique dont la longueur déroulée est entre environ 0,5 fois et environ 1,5 fois une longueur d’onde d’un champ radiofréquence utilisé dans un appareil IRM ultra-haut champ, par exemple une longueur d’onde de 100 cm à 7 T (ou de 240 cm à 3 T) et qui, une fois repliée, occupe une surface bidimensionnelle de dimension suffisante pour recouvrir une partie d’un corps à imager comme, par exemple, une tête ou des organes de la zone pelvienne. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, les pistes métalliques peuvent être agencées selon un motif qui comprend des courbes de Hilbert d’ordre 4 ou d’autres ordres, ou des combinaisons de courbes de Hilbert de différents ordres. Dans ces configurations, les pistes métalliques ainsi formées préservent une symétrie compatible avec une interaction avec l’antenne en tant que dipôle électrique. En particulier, les pistes métalliques ainsi formées comprennent un plan de symétrie qui est normal à la composante électrique du champ RF émis par l’antenne.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le dispositif comprend en outre un substrat diélectrique, ladite première piste métallique étant agencée sur ledit substrat diélectrique.
Cela permet de maintenir la structure mécanique de la piste métallique.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ledit substrat a une épaisseur comprise entre environ 10 micromètres et environ 1 mm. Cela permet de faciliter le placement du dispositif entre l’antenne volumique et la partie du corps à imager. Cela est particulièrement avantageux dans le cadre d’une utilisation dans un appareil IRM à 7 T, lorsque peu d’espace est disponible entre l’antenne volumique et la partie du corps.
Une faible épaisseur du substrat permet avantageusement aussi de lui conférer un caractère souple facilitant l’adaptation de la forme du dispositif à la géométrie d’une partie du corps afin de placer le dispositif au plus près de ladite partie du corps, ce qui améliore l’amplitude du champ radiofréquence atteignant ladite partie du corps.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ledit substrat comprend un facteur de perte diélectrique faible à la fréquence du champ radiofréquence, de façon préférentielle inférieur à une valeur d’environ 0,05. Cela permet d’optimiser l’efficacité du dispositif en limitant l’absorption du champ radiofréquence par ledit substrat.
Dans la présente description, le facteur de perte diélectrique (ou angle de perte) est une grandeur sans dimension qui a le sens connu de l’homme du métier dans le domaine des hyperfréquences. Pour un matériau diélectrique, il est environ égal au rapport entre la partie imaginaire et la partie réelle de la constante diélectrique complexe du matériau. Le facteur de perte diélectrique dépend en particulier de la fréquence du champ radiofréquence considérée. Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le dispositif comprend en outre une deuxième piste métallique identique à ladite première piste métallique, disjointe de ladite première piste métallique, lesdites première piste métallique et deuxième piste métallique occupant une surface totale dont la plus grande dimension est comprise entre environ 5% et environ 15 % de la longueur d’onde du champ radiofréquence.
La surface totale occupée par lesdites première piste métallique et deuxième piste métallique est plus grande que la surface occupée par une seule desdites pistes métalliques.
Pour autant, une plus grande dimension de la surface occupée par lesdites première piste métallique et deuxième piste métallique est identique à une plus grande dimension de la surface occupée par une seule piste métallique.
Cela permet d’occuper, avec lesdites pistes métalliques, une surface plus grande qu’avec une seule piste métallique, sans pour autant changer la longueur et les propriétés de dipôle électrique de chaque piste métallique.
Par exemple, il est possible d’utiliser deux pistes métalliques disjointes, chacune composée de deux courbes de Hilbert d’ordre 3 reliées. Malgré des ressemblances avec une piste basée sur une unique courbe de Hilbert d’ordre 4, l’utilisation de deux pistes selon l’invention est avantageuse car elle permet de préserver un comportement de dipôle électrique pour l’ensemble formées des deux pistes métalliques, ce qui apporte une meilleure homogénéisation du champ RF et est compatible avec une utilisation dans une antenne volumique de type cage à oiseau.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le dispositif d’homogénéisation peut en particulier être agencé dans l’antenne volumique et au contact de ladite partie du corps à imager.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite antenne volumique est une antenne de type cage à oiseau (ou « birdcage » selon l’expression anglosaxonne) configurée pour être placé autour d’un cerveau ou d’une zone d’un cerveau ; la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde du champ radiofréquence est environ 300 MHz. La piste métallique occupe alors par exemple une surface de forme rectangulaire comprenant des côtés de longueurs comprises entre environ 5 cm et environ 15 cm.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le système d’émission d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique comprend, en outre, un deuxième dispositif d’homogénéisation, les deux dispositifs étant placés de part et d’autre de la partie du corps à imager. Le deuxième dispositif d’homogénéisation comprend, selon un ou plusieurs exemples, tout ou partie des caractéristiques du premier dispositif d’homogénéisation.
Selon un deuxième aspect, la présente description concerne un procédé d’émission d’un champ radiofréquence pour un appareil d’imagerie par résonance magnétique comprenant : l’émission, par une antenne volumique du système selon le premier aspect, d’un champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée ; et l’homogénéisation dudit champ radiofréquence au moyen d’un dispositif d’homogénéisation du système selon le premier aspect agencé entre l’antenne volumique et ladite partie du corps à imager.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, le dispositif d’homogénéisation est agencé dans l’antenne volumique et au contact d’une partie d’un corps à imager.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, l’homogénéisation dudit champ radiofréquence est réalisé par l’agencement, en outre, d’un deuxième dispositif d’homogénéisation, les deux dispositifs étant placés de part et d’autre de la partie du corps à imager.
Cela permet d’augmenter l’homogénéité de la répartition du champ radiofréquence dans deux zones différentes d’une partie d’un corps à imager, par exemple les lobes temporaux d’un cerveau ou deux zones de l’abdomen.
Brève description des figures
D’autres avantages et caractéristiques de l’invention apparaîtront à la lecture de la description, illustrée par les figures suivantes :
[Fig. 1 A], représente un premier exemple d’un dispositif selon la présente description ;
[Fig. IB], représente un deuxième exemple d’un dispositif selon la présente description ;
[Fig. 2], représente des exemples de courbes de Hilbert à différents ordres utilisées dans des dispositifs selon la présente description ;
[Fig. 3], représente des résultats de simulation montrant la répartition du champ radiofréquence d’excitation avec un exemple de dispositif selon la présente description ;
[Fig. 4], représente des résultats expérimentaux montrant la répartition du champ radiofréquence d’excitation avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration unilatérale, selon la présente description ;
[Fig. 5], représente des résultats expérimentaux montrant la répartition du champ radiofréquence d’excitation avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration bilatérale, selon la présente description ;
[Fig. 6], représente des résultats expérimentaux montrant la répartition du signal RF avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration unilatérale, selon la présente description ;
[Fig. 7], représente des résultats expérimentaux montrant la répartition du signal RF avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration bilatérale, selon la présente description ;
[Fig. 8], représente un exemple de système d’émission d’un champ radiofréquence selon la présente description. Description détaillée de l’invention
Sur les figures, certains éléments ne sont pas représentés à l'échelle pour une meilleure visibilité.
Les Figs. 1 A et IB illustrent des exemples de dispositifs 110, 120 selon la présente description et la Fig. 8 illustre un exemple de système d’émission 800 d’un champ radiofréquence (RF) pour appareil d’imagerie par résonance magnétique (IRM) selon la présente description, dans lequel un dispositif selon la présente description peut être utilisé, par exemple un dispositif tel qu’illustré sur les Figs. 1 A, IB. Sur les Figs. 1 A, IB, une tête 810 est représentée schématiquement pour montrer le positionnement et l’ordre de grandeurs des dimensions du dispositif par rapport aux parties du corps.
De façon générale, comme cela est illustré sur la Fig. 8, des systèmes d’émission 800 selon la présente description comprennent une antenne volumique 830 d’émission d’un champ RF et un ou plusieurs dispositifs 110 d’homogénéisation du champ RF. De tels systèmes 800 sont configurés pour s’adapter autour d’une partie 810 d’un corps à imager et pour émettre, dans cette partie du corps, un champ RF homogène à une fréquence donnée afin d’y exciter des noyaux atomiques.
La partie du corps à imager peut éventuellement être disposée sur un support 870 autour duquel l’antenne volumique 830 vient se placer. Le placement peut être effectué par coulissement de l’antenne volumique 830 le long d’une glissière de placement 850.
La fréquence du champ RF utilisée pour exciter les noyaux atomiques de la partie du corps à imager, appelée fréquence de Larmor, dépend du type de noyaux atomiques à exciter et du champ magnétique principal de l’appareil IRM.
La fréquence de Larmor peut être, par exemple, d’environ 300 MHz dans le cas de noyaux d’atomes d’hydrogène dans un champ magnétique principal d’environ 7 T. La longueur d’onde du champ RF utilisé peut donc être par exemple, d’environ 1 m.
La Fig. 1 A illustre un premier exemple d’un dispositif d’homogénéisation 110 d’un champ radiofréquence selon la présente description, également appelé « coussins d’homogénéisation » du champ RF. Le dispositif 110 comprend dans cet exemple une piste métallique 112 agencée sur un substrat 118. Comme cela sera décrit plus en détails par la suite, la piste métallique 112 est agencée selon un motif comprenant une première courbe 115 et une deuxième courbe 117 reliées entre elles en un point de liaison 119.
La piste métallique 112 est continue, d’une longueur comprise entre environ 0,5 fois et environ 1,5 fois la longueur d’onde du champ RF utilisé par l’appareil d’IRM. En pratique, on cherchera à ce que la piste métallique 112 occupe une surface suffisante pour recouvrir la partie 810 du corps à imager.
Ainsi, selon des modes de réalisation, la surface occupée par la piste métallique a une plus grande dimension comprise entre environ 5% et 15% de la longueur d’onde du champ RF. Cette dimension permet en particulier que la surface puisse recouvrir la partie du corps à imager comme, par exemple, une zone du cerveau ou une zone pelvienne.
En particulier, dans les cas de l’application du dispositif à l’IRM du cerveau, lesdites dimensions permettent de garantir une efficacité du dispositif au niveau des lobes latéraux ou temporaux, qui sont des zones dans lequel le champ RF est en général peu présent lorsqu’une antenne birdcage est utilisée sans coussin d’homogénéisation.
Dans certains cas, il peut être nécessaire d’imager une zone plus grande que la surface recouverte par une seule piste métallique.
La Fig. IB illustre ainsi un deuxième exemple d’un dispositif d’homogénéisation 120 d’un champ radiofréquence selon la présente description. Le dispositif 120 comprend dans cet exemple deux pistes métallique 122, 124 agencées sur un substrat 128. Dans cet exemple, les pistes métalliques 122, 124 sont identiques. Plus précisément dans cet exemple, chacune des deux pistes métalliques 122, 124 du dispositif 120 à structure double a une géométrie identique à la piste métallique 112 du dispositif 110 à structure simple.
Les deux pistes métalliques 122, 124 occupent dans cet exemple une surface totale d’une longueur d’environ 5% à environ 15% la longueur d’onde du champ RF et d’une largeur d’environ 5% à environ 15 % la longueur d’onde du champ RF. Ainsi dans cet exemple, la surface totale occupée par les pistes métalliques a une forme carrée tandis que la surface occupée par une seule piste métallique a une forme rectangulaire. La forme carrée de la surface totale occupée par les pistes 122, 124 est avantageuse en ce qu’elle permet d’acquérir une image IRM d’une partie du corps de taille plus grande que ce qu’il est possible d’acquérir avec une seule piste métallique 112.
Dans les Figs. 1 A et IB, l’orientation de la composante électrique (E) du champ RF émis par une antenne volumique avec laquelle est utilisée le dispositif est représentée par une flèche. Selon les exemples de réalisation représentés aux Figs. 1 A et IB, chacune des pistes métalliques 112 ou 122, 124 est agencée selon un motif présentant une symétrie conférant au dispositif des propriétés de dipôle électrique pouvant interagir avec une antenne volumique. Précisément, on peut voir que la piste métallique 112 a un axe de symétrie horizontal (c’est à dire de gauche à droite sur la Fig. 1 A) passant par le point de liaison 119 et qu’il existe un plan de symétrie passant par cet axe qui est normal à l’axe de la composante électrique (E) du champ RF émis par une antenne volumique d’un appareil d’IRM dans laquelle le dispositif est utilisé (cet axe étant ici dirigé verticalement de bas en haut sur la Fig.1 A, comme indiqué par la flèche).
En conséquence de ladite symétrie on peut aussi constater que, dans les configurations représentées aux Figs. 1 A-1B, la droite reliant les deux extrémités de la piste 112 (ou 122 ou 124) est parallèle à la composante électrique (E) du champ RF émis par l’antenne volumique. Selon des exemples de réalisation, le substrat 118, 128 sur lequel sont imprimées respectivement la piste métallique 112 ou les pistes métalliques 122, 124, est un matériau utilisé pour la fabrication de circuit imprimé comme du FR-4 (abréviation de l'anglais Flame Résistant 4).
Le substrat 118, 128 a des dimensions suffisantes pour contenir une à deux pistes métalliques selon la structure simple ou double du dispositif 110, 120 utilisé.
Le substrat 118, 128 a une épaisseur suffisamment fine pour permettre au dispositif d’être placé facilement entre l’antenne volumique 830 et la partie du corps 810 à imager. Cette épaisseur peut être comprise entre environ 10 microns et environ 1 mm.
Le substrat comprend un matériau diélectrique avec un faible facteur de perte diélectrique, de préférence inférieur à environ 0,05. Il s’agit de la valeur du facteur de perte diélectrique évalué à la fréquence du champ RF utilisé.
Selon la présente description, des modes de réalisation du dispositif sont destinés à une utilisation pour l’imagerie du cerveau. Les dispositifs sont donc destinés à être placés entre une antenne ou les parois d’une antenne, par exemple de type birdcage, et une tête à imager. Une faible épaisseur des dispositifs d’homogénéisation permet avantageusement de placer les antennes 830 (Fig. 8) au plus près de la tête à imager, par exemple à environ un mm ou environ quelques mm, afin d’améliorer le contraste de l’image IRM. Cela peut aussi conférer au dispositif un caractère souple qui permet de conformer le dispositif à la géométrie d’une partie du corps à imager.
Le déposant a montré que la piste métallique d’un dispositif d’homogénéisation selon la présente description peut être agencée selon un motif comprenant une courbe de Hilbert.
La Fig. 2 représente ainsi des exemples de courbes de Hilbert à différents ordres pouvant être utilisées dans des dispositifs selon la présente description.
Plus précisément, la Fig. 2 présente une illustration de courbes 210, 220, 230, 240, 250 à géométrie fractale de Hilbert (ou courbes de Hilbert) à différents ordres n , selon leur définition mathématique. Pour une longueur totale de piste donnée, il est possible d’utiliser des courbes de Hilbert de différents ordres. En particulier, plus l’ordre des courbes de Hilbert utilisées est élevé, plus la piste est repliée et plus les dimensions de l’espace bidimensionnel occupé par la piste sont réduites.
Dans le contexte de l’invention, l’utilisation d’une géométrie du type de la courbe de Hilbert permet en pratique de replier une piste métallique d’une longueur totale donnée pour réduire l’espace bidimensionnel qu’elle occupe sur une surface, tout en conservant la même longueur totale (longueur déroulée). Ceci permet en particulier à une piste métallique selon un mode de réalisation de l’invention de pouvoir interagir avec des antennes volumiques émettant des champs RF d’une longueur d’onde supérieure aux dimensions de la surface occupée par la piste métallique.
Ainsi, dans l’exemple du dispositif 110 représenté sur la Fig. 1 A, chacune des deux courbes de Hilbert 115, 117 est une courbe de Hilbert d’ordre 3, donc similaire à la courbe 230 présentée à la Fig. 2.
Selon l’exemple de la Fig. 1 A, le dispositif est un coussin à structure simple 110 comprenant une seule piste métallique 112 agencée selon un motif comprenant deux courbes de Hilbert d’ordre 3 reliées au point de liaison 119.
Comme il est visible sur la Fig. IB, les pistes métalliques 122, 124 forment un ensemble structurellement différent d’une courbe de Hilbert d’ordre n= 4 comme la courbe 240 (Fig. 2), car les deux pistes métalliques 122, 124 sont disjointes. Cependant, selon des modes de réalisation de l’invention, les pistes métalliques peuvent être agencées selon un motif qui comprend des courbes de Hilbert d’ordre 4 ou d’autres ordres, ou des combinaisons de courbes de Hilbert de différents ordres.
Selon un ou plusieurs exemples de réalisation, ladite première piste métallique est configurée pour former un dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à une fréquence de Larmor utilisée par un appareil d’IRM (par exemple 300 MHz pour un appareil IRM ultra-haut champ à 7 T ou 125 MHz pour un appareil IRM haut champ à 3 T). Cela permet à la piste métallique d’avoir une fréquence propre strictement supérieure à la fréquence du champ RF utilisé dans un appareil d’IRM. De cette manière le dispositif peut interagir avec le champ RF afin de F homogénéiser sans être résonant avec ce champ.
En particulier, les déposants ont observé que la présence du corps humain près du dipôle électrique formé par la piste métallique du dispositif selon la présente description tend à diminuer la fréquence propre du dipôle électrique. Il est donc avantageux de configurer la piste métallique pour que le dipôle électrique ait une fréquence propre initialement supérieure à la fréquence du champ RF utilisé afin d’éviter que la présence du corps humain ne rende ladite fréquence propre inférieure à ladite fréquence du champ RF lors de l’utilisation du dispositif.
Dans le cas où le dispositif comprend deux pistes métalliques 122, 124, chacune desdites deux pistes métalliques 122, 124 est configurée pour former un dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à une fréquence de Larmor utilisée par un appareil d’IRM (par exemple 300 MHz pour un appareil IRM ultra-haut champ à 7 T ou 125 MHz pour un appareil IRM haut champ à 3 T).
La Fig. 3 présente des résultats de simulation montrant la répartition du champ RF d’excitation avec un exemple de dispositif selon la présente description.
En particulier, les simulations modélisent la répartition d’un champ RF de fréquence 300 MHz (correspondant à celui utilisé dans les appareils d’IRM ultra-haut champ à 7 T) dans le cas d’une utilisation pour l’imagerie d’un cerveau.
Les simulations utilisent les paramètres d’une antenne de type birdcage constituée de 16 barreaux métalliques, pour un diamètre total d’environ 26 cm et une hauteur totale d’environ 24 cm.
Le modèle de tête utilisé est un modèle fantôme SAM (selon l’acronyme anglais de « Spécifie Anthropomorphic Mannequin ») classiquement utilisé dans ce type de simulation. Le modèle SAM est un mannequin qui présente des propriétés standardisées proches de celles du corps humain (permittivité diélectrique : er=42, conductivité électrique : 0.99 S/m et masse volumique 1000 kg/m3).
Les simulations sont faites avec le logiciel de simulation CST Microwave Studio® pour évaluer la répartition du champ magnétique RF ainsi que le débit d’absorption spécifique (DAS).
Le DAS (exprimé W/kg) quantifie la quantité de puissance électromagnétique absorbée par les tissus du corps humain, qui est par la suite dissipée sous forme de chaleur. Cette grandeur est typiquement utilisée par l’homme du métier pour évaluer des critères de sécurité de l’utilisation d’appareils à rayonnement pour un patient.
La Fig. 3 présente en particulier des simulations de la répartition du champ RF dans un cerveau dans trois cas : sans coussin d’homogénéisation (configuration de référence 310) ; avec un unique coussin d’homogénéisation, dans cet exemple un coussin 110 tel qu’illustré sur la Fig. 1 A, placé d’un seul côté du cerveau (configuration unilatérale 320) ; et avec deux coussins d’homogénéisation 110a, 110b, dans cette configuration deux coussins 110 tels qu’illustrés sur la Fig. 1 A, placés de chaque côté du cerveau (configuration bilatérale 330). Les coussins utilisés dans les simulations sont en particulier des coussins avec une piste métallique occupant une surface dont la longueur est 10,4 cm et la largeur est 4,8 cm.
Pour chacune des trois configurations, il est représenté le plan coronal médian en haut (312, 322, 332) et le plan sagittal médian en bas (314, 324, 334). Les zones délimitées par un trait noir (par exemple les zones d’intérêt 316 et 318) indiquent des zones d’intérêt correspondant à différentes régions du cerveau. Les zones représentées par les flèches 311, 313 indiquent un exemple de zones d’ombre dans lesquelles le champ RF est très faible du fait d’un manque d’homogénéité du champ RF. Selon un ou plusieurs modes de réalisation, le dispositif de Finvention vise à éliminer ces zones d’ombre en homogénéisant la répartition du champ RF dans l’ensemble de la partie du corps à imager.
La Fig. 3 montre que l’ajout d’un coussin d’homogénéisation selon la présente description permet d’éliminer les zones d’ombre dans le cerveau en réintroduisant du signal par homogénéisation du champ RF d’excitation.
De plus, l’homogénéité du champ RF dans la zone du cervelet n’est pas trop affectée par la présence des coussins. Cet aspect est remarquable en ce qu’il diffère des coussins connus de l’état de l’art, basés sur des matériaux diélectriques.
[Table 1]
Les résultats des moyennes statistiques des valeurs du champ RF dans différentes zones du cerveau pour différentes configurations du dispositif sont rassemblées dans la Table 1 ci- dessus. Ils montrent une nette amélioration de la valeur moyenne de l’amplitude du champ RF dans les zones temporales (+16% pour la configuration unilatérale et + 10% pour la configuration bilatérale) ainsi qu’une réduction de l’écart-type de l’amplitudes du champ RF. La réduction de l’écart-type dans la zone arrière est de -10%, ce qui est acceptable vis-à-vis des autres solutions connues de l’état de l’art, par exemple les coussins diélectriques divulgués dans la demande de brevet publiée EP 3 550 321. Le logiciel de simulation CST Microwave Studio® permet également de réaliser un bilan de puissance absorbée dans le cerveau du modèle fantôme. La grandeur d’intérêt est le débit d’absorption spécifique (DAS) dont on peut prendre la valeur moyennée sur un volume entier d’une partie du corps (valeur globale) ou la valeur maximale dans des volumes équivalents à 10 g de tissu (valeur locale).
La table 2 ci-dessous rassemble les résultats de DAS simulés pour différentes configurations du dispositif selon des modes de réalisation de l’invention. Les résultats de la table 2 montrent une augmentation de 60% du DAS local dans le cas de la configuration bilatérale. Cet effet peut être contrebalancé par une légère augmentation de la distance entre le dispositif et la tête, typiquement inférieur ou égale à environ 1 cm. Il s’agit d’un compromis entre augmentation du signal dans les zones d’ombre et DAS local.
La table 2 ci-dessous montre que le DAS local pour l’imagerie du cerveau reste faible, même avec la proximité de l’antenne et des zones imagées.
[Table 2]
Des tests expérimentaux montrant l’effet du dispositif sur la répartition d’un champ RF de fréquence 300 MHz dans le cadre de l’IRM du cerveau ont également été effectués par les déposants pour vérifier la fonction d’homogénéisation du dispositif selon la présente description.
Dans ces tests expérimentaux, l’antenne utilisée est une antenne birdcage du modèle « 1T/32R » commercialisée par Nova Medical®, c’est-à-dire une antenne en quadrature avec 1 canal d’émission et un réseau de réception comprenant 32 boucles qui est adaptée à l’imagerie du cerveau par un appareil IRM ultra-haut champ à 7 T.
Le modèle utilisé pour le cerveau est une tête d’un mannequin anthropomorphique (modèle SAM / Speag®) avec des propriétés électromagnétiques proches du corps humains (permittivité diélectrique : er=45.3, conductivité électrique : 0.87 S/m).
La Fig. 4 des résultats expérimentaux montrant la répartition du champ RF d’excitation avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration unilatérale, selon la présente description. En particulier, la Fig. 4 présente des résultats de mesure de l’angle de bascule (grandeur proportionnelle à l’amplitude du champ RF) dans le modèle fantôme de cerveau décrit ci- dessus pour différentes configurations de mesure : sans coussin d’homogénéisation (configuration de référence 410), avec un coussin d’homogénéisation selon la présente description en configuration unilatérale 420, ainsi qu’une comparaison 430 entre ces deux configurations représentant le gain relatif de signal entre les deux configurations.
Pour chaque configuration de mesure, les résultats sont présentés selon une coupe sagittale (412, 422, 432), une coupe axiale (414, 424, 434), et une coupe coronale (416, 426, 436).
Le coussin utilisé ici est un dispositif à structure double, comme illustré par exemple sur la Fig. IB, placé d’un côté du cerveau.
Les résultats montrent un effet très positif du dispositif sur l’amplitude du champ RF (+10% à +30% d’augmentation de l’angle de bascule) au niveau de la zone temporale droite du cerveau (cela est visible sur les coupes 434, 436). On remarque également sur la coupe sagittale (432) que le dispositif n’introduit pas de pertes de champ RF à l’arrière du cerveau. La Fig. 5 présente des résultats expérimentaux montrant la répartition du champ RF d’excitation avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration bilatérale, selon la présente description.
En particulier, la Fig. 5 présente des résultats de mesure de l’angle de bascule dans le modèle fantôme de cerveau décrit ci-dessus pour différentes configurations de mesure : sans coussin d’homogénéisation 510, avec des coussins d’homogénéisation en configuration bilatérale 520 selon la présente description ainsi qu’une comparaison 530 entre ces deux configurations.
Les coussins utilisés sont dans ce cas un ensemble de deux dispositifs 110a, 110b à structure simple selon la présente description, placés de part et d’autre du cerveau. Les positions des coussins par rapport à la tête sont représentées schématiquement par deux rectangles noirs 590, 591.
Pour chaque configuration de mesure, les résultats sont présentés selon une coupe sagittale 512, 522, 532, et trois coupes axiales (coupe A : 514, 524, 534 ; coupe B : 516, 526, 536 et coupe C : 518, 528, 538) correspondant à des plans (A, B et C) indiqués en pointillés sur la vue sagittale 512 en haut à gauche.
Les résultats présentés sur la Fig. 5 montrent un effet très positif (+10% à +30% d’augmentation de l’angle de bascule) au niveau des deux zones temporales du cerveau (551, 552, 561, 562). La coupe sagittale 532 de la Fig. 5 montre en particulier que le dispositif introduit une amélioration de l’homogénéité du champ RF en réintroduisant du champ RF à l’arrière du cerveau. La Fig. 6 présente des résultats expérimentaux montrant la répartition du signal RF avec un exemple de dispositif mettant en œuvre une configuration unilatérale, selon la présente description.
En particulier, la Fig. 6 présente des résultats de mesure de l’angle de bascule lors d’une séquence d’écho de gradient dans le modèle fantôme de cerveau décrit ci-dessus pour différentes configurations de mesure : sans coussin d’homogénéisation (configuration de référence 610), avec un coussin d’homogénéisation du type du coussin 110 représenté sur la Fig. 1 A (configuration unilatérale 620) ainsi qu’une comparaison entre ces deux configurations 630. L’écho de gradient est une séquence d’impulsions de champ RF et de gradients de champ magnétique principal habituellement utilisée en IRM, le dispositif selon la présente description n’est cependant pas limité à une utilisation dans le cadre d’une séquence particulière.
Les résultats de la Fig. 6 montrent que le dispositif de l’invention ne perturbe pas la réception du signal RF par les canaux de réception de l’antenne birdcage dans le cas d’une séquence d’écho de gradient.
Pour chaque configuration de mesure, les résultats sont présentés selon une coupe sagittale 612, 622, 632, une coupe axiale 614, 624, 634, et une coupe coronale 616, 626, 636.
La Fig. 6 montre que la présence d’un dispositif améliore le signal RF obtenu lors de la séquence standard. En particulier, il est visible que les comparaisons 630 présentées à la Fig.
6 sont proches des comparaisons 430 présentées à la Fig. 4, ce qui confirme que la présence d’un exemple de dispositif à structure double 120 selon la présente description, placé d’un côté du cerveau, ne perturbe pas la réception du signal RF par les canaux de réception l’antenne birdcage.
De la même manière, la Fig. 7 présente des résultats de mesure de l’angle de bascule lors d’une séquence d’écho de gradient dans un modèle fantôme de cerveau pour différentes configurations de mesure : sans coussin d’homogénéisation (configuration de référence 710), avec deux coussins d’homogénéisation 110a, 110b (configuration bilatérale 720) ainsi qu’une comparaison 730 entre ces deux configurations. Dans cet exemple, chaque coussin 110a,
110b est un coussin du type illustré sur la Fig. 1 A.
Pour chaque configuration de mesure, les résultats sont présentés selon une coupe sagittale 712, 722, 732, et trois coupes axiales (coupe A : 714, 724, 734 ; coupe B : 716, 726, 736 et coupe C : 718, 728, 738) correspondant à des plans (A, B et C) indiqués en pointillés sur la vue sagittale 712 en haut à gauche. La Fig. 7 confirme que la présence des deux coussins placés de part et d’autre du cerveau ne perturbe pas la réception du signal RF par les canaux de réception de l’antenne birdcage. Bien que décrits à travers un certain nombre d’exemples de réalisation, les dispositifs d’homogénéisation d’un champ RF d’un appareil IRM selon la présente description comprennent différentes variantes, modifications et perfectionnements qui apparaîtront de façon évidente à l’homme de l’art, étant entendu que ces différentes variantes, modifications et perfectionnements font partie de la portée de l’invention telle que définie par les revendications qui suivent.

Claims

REVENDICATIONS
1. Système d’émission d’un champ radiofréquence pour un appareil d’imagerie par résonance magnétique, ledit champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée, ledit système comprenant : une antenne volumique (830) configurée pour émettre ledit champ radiofréquence, ladite antenne volumique (830) étant configurée pour être placée autour d’une partie (810) d’un corps à imager ; et un dispositif (110) d’homogénéisation du champ radiofréquence configuré pour être agencé entre ladite antenne volumique et ladite partie du corps à imager ; dans lequel le dispositif d’homogénéisation comprend : au moins une première piste métallique (112) continue d’une longueur totale d’environ 0,5 à environ 1,5 fois ladite longueur d’onde du champ radiofréquence ; dans lequel : ladite première piste métallique (112) occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5% et environ 15% de ladite longueur d’onde du champ radiofréquence ; dans lequel ladite première piste métallique (112) est agencée selon un motif comprenant un plan de symétrie qui est normal à la composante électrique du champ radiofréquence émis par l’antenne volumique, de telle sorte à conférer au dispositif d’homogénéisation une propriété de dipôle électrique comprenant une fréquence propre strictement supérieure à la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde du champ radiofréquence.
2. Système selon la revendication 1, dans lequel ladite première piste métallique (112) est agencée selon un motif comprenant une première courbe de Hilbert à l’ordre 3 (115) et une deuxième courbe de Hilbert à l’ordre 3 (117) reliées entre elles.
3. Système selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel ladite première piste métallique (112) occupe une surface comprenant une plus grande dimension comprise entre environ 5 cm et environ 15 cm.
4. Système selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant en outre un substrat diélectrique (118), ladite première piste métallique (112) étant agencée sur ledit substrat diélectrique (118).
5. Système selon la revendication 4, dans lequel ledit substrat (118) a une épaisseur comprise entre environ 10 micromètres et environ 1 mm.
6. Système selon l’une quelconque des revendications 4 à 5, dans lequel ledit substrat (118) comprend un facteur de perte diélectrique, évalué à la fréquence correspondant à ladite longueur d’onde du champ radiofréquence, inférieur à environ 0,05.
7. Système selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant en outre une deuxième piste métallique (122) identique à ladite première piste métallique (124), disjointe de ladite première piste métallique (124), lesdites première piste métallique (124) et deuxième piste métallique (122) occupant une surface totale dont une plus grande dimension est comprise entre environ 5% et environ 15% de ladite longueur d’onde du champ radiofréquence.
8. Système selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel ladite antenne volumique est une antenne de type cage à oiseau configurée pour être placé autour d’un cerveau ou d’une zone d’un cerveau.
9. Système selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant en outre un deuxième dispositif d’homogénéisation, les deux dispositifs (110) étant placés de part et d’autre de la partie du corps à imager.
10. Procédé d’émission d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique d’une partie du corps comprenant : l’émission, par une antenne volumique (830) du système selon l’une quelconque des revendications 1 à 9, d’un champ radiofréquence comprenant un spectre centré sur une longueur d’onde donnée ; et l’homogénéisation dudit champ radiofréquence au moyen d’un dispositif (110) d’homogénéisation du système selon l’une quelconque des revendications 1 à 9 agencé entre l’antenne volumique (830) et la partie (810) du corps à imager.
11. Procédé d’émission d’un champ radiofréquence pour l’imagerie par résonance magnétique selon la revendication 10, dans lequel l’homogénéisation dudit champ radiofréquence est réalisé par l’agencement, en outre, d’un deuxième dispositif d’homogénéisation, les deux dispositifs (110) étant placés de part et d’autre de la partie du corps à imager.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US12561804B2 (en) * 2023-09-01 2026-02-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Calibration of activity concentration uptake

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Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7084629B2 (en) * 2002-11-27 2006-08-01 Medrad, Inc. Parallel imaging compatible birdcage resonator
US7417435B2 (en) * 2004-04-13 2008-08-26 Siemens Aktiengesellschaft Method for generating a homogeneous magnetization in a spatial examination volume of a magnetic resonance installation
EP3550321A1 (fr) * 2018-04-03 2019-10-09 Centre National de la Recherche Scientifique (CNRS) Matériaux à constante diélectrique élevée pour instruments d'imagerie par résonance magnétique

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
CHEN RUIRUI ET AL: "Electromagnetic characteristics of Hilbert curve-based metamaterials", APPLIED PHYSICS A, SPRINGER BERLIN HEIDELBERG, BERLIN/HEIDELBERG, vol. 117, no. 2, 23 August 2014 (2014-08-23), pages 445 - 450, XP035404821, ISSN: 0947-8396, [retrieved on 20140823], DOI: 10.1007/S00339-014-8679-6 *

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