EP4511666A1 - Dispositif de réception à antenne de réception intracardiaque pour l'imagerie ou la spectroscopie par résonance magnétique - Google Patents

Dispositif de réception à antenne de réception intracardiaque pour l'imagerie ou la spectroscopie par résonance magnétique

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Publication number
EP4511666A1
EP4511666A1 EP23720623.0A EP23720623A EP4511666A1 EP 4511666 A1 EP4511666 A1 EP 4511666A1 EP 23720623 A EP23720623 A EP 23720623A EP 4511666 A1 EP4511666 A1 EP 4511666A1
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EP
European Patent Office
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rec
receiving
transmission line
antenna
switch
Prior art date
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Pending
Application number
EP23720623.0A
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German (de)
English (en)
Inventor
Bruno Quesson
Marie POIRIER-QUINOT
Sina MARHABAIE
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.)
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Universite de Bordeaux
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Fondation Bordeaux Universite
Universite Paris Saclay
Original Assignee
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Universite de Bordeaux
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Fondation Bordeaux Universite
Universite Paris Saclay
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Filing date
Publication date
Application filed by Centre National de la Recherche Scientifique CNRS, Commissariat a lEnergie Atomique CEA, Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM, Universite de Bordeaux, Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA, Fondation Bordeaux Universite, Universite Paris Saclay filed Critical Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Publication of EP4511666A1 publication Critical patent/EP4511666A1/fr
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
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    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
    • G01R33/3657—Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils do not have the same function in MR, e.g. decoupling of a transmission coil from a receive coil
    • G—PHYSICS
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    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34084—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR implantable coils or coils being geometrically adaptable to the sample, e.g. flexible coils or coils comprising mutually movable parts

Definitions

  • the invention relates to the field of intracavitary magnetic resonance imaging/spectroscopy (MRI/MRS), in particular, intracardiac.
  • MRI/MRS intracavitary magnetic resonance imaging/spectroscopy
  • MRI/MRS systems conventionally comprise a main magnet intended to generate a uniform permanent magnetic field Bo, three gradient coils, an external transmitting antenna intended to generate radiofrequency (RF) excitation signals to switch a magnetization of the tissues of the patient uniformly in space.
  • RF radiofrequency
  • an antenna for receiving RF signals resulting from the excitation of an organ of interest by the RF excitation signals is intended to be brought into contact with the organ of interest , the heart for intracardiac imaging, vascularly via a natural orifice or percutaneously.
  • the advantage of the intracavitary antenna is to make it possible to obtain optimal spatial selectivity linked to the geometry of the receiving antenna (shape, dimension) and its location as well as improved sensitivity compared to extracorporeal antennas and therefore therefore increase the signal-to-noise ratio. Spatial selectivity makes it possible to limit the field of view of the images to be acquired and to reduce their acquisition duration.
  • the gain in signal-to-noise ratio makes it possible to generate images of good quality and/or with better spatial resolution compared to extracorporeal antennas, which is fundamental for imaging the walls of the heart, in particular the atria whose thickness is included between 2mm and 5mm.
  • the reception antenna includes a reception loop, that is to say a reception coil, and capacitors for frequency tuning and adaptation to the characteristic impedance of the transmission line (typically 50 Ohms) .
  • the receiving antenna is connected to a receiver of the MRI device by a transmission line integrated in a sheath and intended to convey the radio frequency signals received by the antenna to the receiver so that the latter records these signals.
  • the receiving antenna is tuned to the frequency fo during the reception phase of the RF signals emitted by the organ of interest and that it is detuned in frequency during the transmission phase. If this is not the case, a high intensity current may be induced in the receiving antenna, during the transmission phase, which leads to the following effects:
  • This switching system must make it possible to switch quickly and dynamically between the two states during the entire acquisition period of the MRI sequence.
  • active decoupling equipment must be used and guarantee sufficient electrical insulation (difference in attenuation between the coupled and decoupled state) at the frequency fo to avoid the problems mentioned above.
  • Switching between the tuned state and the detuned state of the receiving antenna is carried out dynamically by active decoupling equipment which is capable of temporarily modifying the frequency response of the receiving antenna.
  • Active decoupling equipment conventionally includes a PIN diode which is supplied with direct current during the transmission phase so that the PIN diode is conducting and the receiving antenna is detuned in frequency.
  • the PIN diode is no longer supplied with direct current during the reception phase so that the reception antenna is tuned in frequency.
  • the subject of the invention is a device for receiving radiofrequency signals for a magnetic resonance imaging system comprising an intracardiac resonant reception antenna and a switch capable of being alternately in an open state when powered by a current. continuous current having a first intensity so that the receiving antenna is tuned to an operating frequency of the magnetic resonance imaging system and in closed state when powered by a direct current having a second intensity so that the reception antenna is detuned in frequency, the reception antenna being further intended to be connected to a receiver intended to receive the radio frequency signals received by the resonant reception loop, that is to say the resonant reception antenna , when the switch is in the open state, the receiving device comprising a first transmission line having a conductor having a distal end electrically connected to the resonant receiving antenna and a proximal end electrically connected to the switch so that the switch is intended to be located outside the human body when the receiving antenna is located inside a patient's heart.
  • the device comprises, in addition to the first transmission line, a second transmission line having a conductor comprising a distal end electrically connected to the receiving antenna and a proximal end intended to be electrically connected to the receiver and intended to be connected to the receiver to transmit the radio frequency signals received by the receiving antenna.
  • the receiver is intended to be electrically connected to the reception transmission line so as to receive radio frequency signals received by the reception antenna via the reception transmission line without passing through the decoupling transmission line.
  • the receiving antenna comprises a tuning capacitor and an adaptation capacitor connected in series and connected by a ground point, the tuning capacitor electrically connecting the conductor of the second transmission line to the ground point.
  • the proximal end of the conductor of the first transmission line is intended to be connected to the receiver to transmit the radio frequency signals received by the receiving antenna.
  • the matching capacitor electrically connects the ground point to the conductor of the first transmission line.
  • the electrical circuit presenting the negative resistance connects the switch to ground.
  • the electrical circuit presenting the negative resistance is intended to be located outside the human body when the receiving antenna is located inside the heart of a patient.
  • the magnetic resonance imaging or spectroscopy device comprises the receiver.
  • Fig. 1 a schematic representation of an MRI/MRS system having a reception device according to a first embodiment
  • Fig. 2 a representation of the electrical diagram of the receiving device according to the first embodiment
  • Fig. 3 a representation of the electrical diagram of the receiving device according to a second embodiment
  • MRI/MRS system comprising a DREC1 reception device, a first embodiment of the invention of which is shown in Figure 1.
  • the MRI/MRS system could alternatively comprise a reception device according to any of the modes embodiments and variants described in this patent application.
  • the MRI/SRM system comprises an MRI/SRM device, A, comprising a main magnet GENST intended to generate a static magnetic field Bo, a gradient generator GENGR comprising gradient coils, a transmitting antenna TRANS_RF intended to emit signals radio frequency (RF).
  • the MRI/MRS system, A comprises a receiving device DREC1 comprising a receiving antenna B_REC intended to receive radio frequency signals resulting from the excitation of an area of interest of a patient by the transmitting antenna TRANS_RF .
  • the MRI/MRS device, A comprises a receiver REC intended to receive the signals received by the receiving device DREC1 and to process them to generate images/spectra.
  • the receiving device DREC1 is electrically connected to the IRM device, A, by an interface INT_FC of the IRM/SRM device comprising COD and COT connectors.
  • the operating frequency or Larmor frequency fo is proportional to the static magnetic field Bo as specified previously.
  • Bo magnetic fields in clinical MRI/MRS are 1.5 Tesla, 3.0 Tesla or 7.0 Tesla but the invention applies to other Bo magnetic fields, for example, between 0.1 Tesla and 11 Tesla.
  • intracardiac resonant reception antenna B_REC we mean a reception antenna of the RLC circuit type intended to be inserted into a cavity of the heart of a patient whose body is delimited in dotted lines in Figure 1 so as to image an area of the heart by magnetic resonance.
  • the receiving device DREC1 comprises active decoupling equipment ED1 electrically connected to the receiving antenna intracardiac B_REC.
  • the decoupling equipment ED1 comprises a decoupling switch INT, which will be described more precisely below, capable of being alternately in an open state when it is powered by a direct current of a first intensity so that the antenna receiving receiver resonates at frequency fo and in closed state when powered by a direct current of a second intensity so that the antenna no longer resonates at frequency fo.
  • the decoupling switch is capable of being in the open state when it is not powered by current and in the closed state when it is powered by a second direct current.
  • control device COM in particular the control member OC, is capable of controlling the RF transmission antenna TRANS_RF and the switch INT of the decoupling equipment ED1 in a synchronized manner so that the antenna of B_REC reception is detuned in frequency, in the transmission phase, when the transmit antenna TRANS_RF emits RF signals and tuned to the frequency fo, in the reception phase, when the transmitting antenna TRANS_RF does not emit RF signals.
  • the B_REC receiving antenna is intended to be electrically connected to the REC receiver of the MRI/SRM system so that the REC receiver receives the radio frequency signals received by the B_REC receiving antenna during the reception phase.
  • the reception device DREC1 comprises a transmission line, called reception line, LTR, a first conductor of which comprises a first end connected to the reception antenna B_REC and a second end connected to a COT transmission connector of the interface INT_FC electrically connected to the receiver REC of the IRM system so that the reception transmission line LTR transmits, to the receiver REC, the RF signals received by the reception antenna B_REC when the switch INT is open, i.e. -say during the reception phase.
  • LTR transmission line
  • LTR transmission line
  • first conductor of which comprises a first end connected to the reception antenna B_REC and a second end connected to a COT transmission connector of the interface INT_FC electrically connected to the receiver REC of the IRM system so that the reception transmission line LTR transmits, to the receiver REC, the RF signals received by the reception antenna B_REC when the switch INT is open, i.e. -say during the reception phase.
  • the first conductor of the reception transmission line LTR is connected in series with the switch INT as we will see later.
  • the switch INT of the decoupling equipment ED is intended to be located outside the patient's body (delimited by dotted lines in Figure 1) while the receiving antenna is located inside the patient's heart.
  • Figure 2 represents the electrical diagram of the receiving device DREC1 of Figure 1 electrically connected to the receiver REC.
  • the equivalent electrical diagram of the resonant receiving antenna B_REC is a loop electrical circuit comprising a receiving coil BR connected in series with a matching capacitor CM and with a tuning capacitor CT.
  • the tuning capacitor CT and the adaptation capacitor CM are connected to each other by a ground point PM electrically connected to the second conductor c2 of the transmission line which is electrically connected to ground.
  • the tuning capacitor CT electrically connects the ground point PM to the receiving coil B_REC.
  • a second conductor c2 of the reception transmission line LTR is electrically connected to ground.
  • the second conductor c2 is, for example, the shielding or “braid” of the coaxial cable.
  • the decoupling equipment ED1 also includes a direct current blocking capacitor CB mounted in series with the switch INT and with the reception transmission line LTR, more particularly with the first conductor c1 of the reception transmission line LTR.
  • the blocking capacitor CB is configured to block the DC component of the current. It therefore prevents direct current from command of the INT switch to reach the reception antenna B_REC and therefore to damage it and to avoid the deleterious effects on the patient mentioned above in the document.
  • the blocking capacitor CB must have a high enough capacitance and have a low enough impedance so as not to prevent transmission of the RF signal. At 64 MHz for example a value greater than or equal to 1 nF.
  • the distal end of the first conductor c1 of the reception transmission line LTR is connected to the reception antenna B_REC at a first terminal of the adaptation capacitor CM, the second terminal of the adaptation capacitor CM being connected to the point of mass PM.
  • the capacitance of the matching capacitor CM is defined so that the receiving antenna is seen as an impedance of 50 Ohms by the transmission line.
  • This allows the use of a transmission line, for example, a 50 Ohm coaxial cable.
  • the matching capacitor CM, the reception transmission line LTR and the decoupling equipment ED1 form a resonant decoupling circuit surrounded by a solid line frame in Figure 2, having for the function of ensuring the coupling between the reception antenna B_REC and the IRM device A in the reception phase and of decoupling the reception antenna B_REC and the IRM device A in the transmission phase.
  • the decoupling circuit is configured to resonate at frequency fo.
  • the resonant frequency depends on the values of the elements (capacitance, inductance depending on the length of the transmission line LTR or LTD) of the elements forming this circuit.
  • It is typically greater than or equal to 30 cm or 40 cm when the receiving antenna is intended to be inserted into the body via a jugular access and greater than or equal to 80 cm when the receiving antenna is intended to be inserted into the body through access via the groin.
  • the decoupling circuit CD1 presents a high impedance at the resonance frequency fo, which means that it behaves like an open circuit.
  • the receiving antenna B_REC can then be compared to the receiving coil BR mounted in series with the tuning capacitor CT. This last circuit is detuned in frequency (i.e. it no longer resonates at frequency fo). It resonates, for example, at two frequencies different from the frequency fo.
  • the receiving antenna is well decoupled from the MRI device, A.
  • a disadvantage of this embodiment lies in the limited, potentially insufficient, efficiency of the decoupling, which results in artifacts on the images, and in spatial variations of the effective tilt angle of the MRI sequence used and therefore by an unwanted modification of the contrasts and an associated degradation of the diagnosis.
  • the quality factor of the decoupling circuit CD1 is inversely proportional to the resistance of the decoupling circuit CD1.
  • the resistance of the decoupling circuit CD1 is equal to the sum of the resistance of the matching capacitor CM, the resistance of the receiving transmission line LTR, the resistance of the blocking capacitor CB, the resistance of the switch INT .
  • a disadvantage of limited decoupling is the possibility of inducing local hot spots around the receiving antenna B_REC due to the circulation of non-negligible electrical currents in the receiving antenna during the transmission phase.
  • the decoupling equipment ED2 of the decoupling circuit CD2 comprises an electrical circuit RN having a negative resistance connected in series with the switch INT, that is to say with the first conductor c1 of the reception transmission line LTR.
  • electrical circuit RN having a negative resistance is meant an electric circuit having a resistance, the ratio of which between the voltage across the circuit RN and the current circulating in the circuit RN is negative. It behaves like a component presenting a resistance of value less than zero Ohms.
  • This electrical circuit RN is connected in series with the switch INT.
  • An advantage of this solution is to present a more efficient decoupling than the embodiment of Figure 2, because the decoupling circuit CD2 thus presents a quality factor of the decoupling circuit greater than that of the decoupling circuit CD1 of Figure 2 Indeed, the quality factor of the decoupling circuit CD2 is inversely proportional to the resistance of the decoupling circuit CD2. This helps limit artifacts on the generated images. Furthermore, this solution remains compact since no additional components are added to the part inserted into the human body.
  • the resistance of the decoupling circuit CD2 is equal to the sum of the resistance of the adaptation capacitor CM, the resistance of the reception transmission line LTR, the resistance of the blocking capacitor CB, resistance of the switch INT and the resistance of the negative resistance circuit RN.
  • the negative resistance circuit therefore makes it possible to increase the quality factor of the decoupling circuit by reducing the total resistance of the decoupling circuit.
  • the quality factor of the decoupling circuit is increased in the transmission phase. This therefore makes it possible to improve the efficiency of the decoupling between the receiving antenna and the transmitting antenna in the transmitting phase of the MRI/SRM device.
  • the negative resistor RN connects the transmission line to the blocking capacitor CB OR the blocking capacitor to the switch IN.
  • the cathode of a PIN diode is connected to ground by the negative resistance circuit RN connected in series with the switch INT.
  • the negative resistance circuit RN can be produced in different ways. It may include two metal oxide semiconductor field effect transistors also called cross-coupled MOSFETs. Alternatively, the RN circuit can be made based on an operational amplifier, a tunneling diode, a programmable unijunction transistor also called PUT (acronym for the Anglo-Saxon expression “Programmable unijunction transistor”) or a Gunn diode.
  • the negative resistance electrical circuit RN requires its own power supply which is not shown in Figure 3.
  • This power supply is advantageously connected to the negative resistance circuit by a power cable so that the power supply is located outside the human body when the receiving antenna is located in the heart.
  • this embodiment does not require the use of miniature elements for the production of the switch or the negative resistance circuit to be able to introduce them into the heart. This makes it possible to create a simple and low-cost device.
  • the invention also relates to an MRI/SRM system comprising the MRI/SRM device A as well as the receiving device DREC2 according to the variant shown in Figure 1. This amounts to replacing the decoupling equipment ED1 with the decoupling equipment ED2 in Figure 1.
  • Third embodiment
  • FIG. 4 represents an electrical diagram of a DREC3 receiving device according to a third embodiment of the invention.
  • the DREC3 reception device according to the third embodiment differs from that of the first embodiment in that it comprises a transmission line, called decoupling, LTD in addition to the reception transmission line LTR.
  • the reception transmission line LTR is advantageously intended to electrically connect (or electrically connects) the transmission connector COT to the reception antenna B_REC as shown in Figure 6.
  • the decoupling transmission line LTD comprises a first conductor c1 a comprising a proximal end intended to be electrically connected to the decoupling equipment ED1, as shown in Figure 6, and a distal end electrically connected to the reception antenna B- REC.
  • the LTD decoupling transmission line includes a second conductor c2a electrically connected to ground.
  • the distal end of the first conductor c1a of the decoupling transmission line LTD is electrically connected to the receiving antenna B_REC at the level of the first terminal of the tuning capacitor CT, the second terminal of the tuning capacitor CT being connected to the ground point PM.
  • the receiver REC is intended to be electrically connected to the reception transmission line LTR without being connected to the decoupling transmission line LTD so as to receive radio frequency signals received by the reception antenna B_REC via the reception transmission line LTR without passing through the LTD decoupling transmission line.
  • the receiver REC is intended to be electrically connected to the reception transmission line LTR so as to be intended to receive radio frequency signals received by the reception antenna B_REC via the reception transmission line LTR without these signals do not pass through the LTD decoupling transmission line.
  • the receiver REC is intended to be electrically connected to the reception antenna B_REC via the reception transmission line LTR without passing through the decoupling transmission line LTD.
  • the conductor c1 advantageously comprises a first end electrically connected to the reception antenna B_REC and a second end intended to be electrically connected to the receiver REC.
  • This connection is for example made via a COT transmission connector.
  • the INT switch is electrically connected to the receiving antenna via the decoupling transmission line LTD without passing through the receiving transmission line LTR.
  • the decoupling transmission line LTD only participates in the decoupling and the receiving transmission line LTR only participates in transmission.
  • transmission we mean the transmission from the receiving antenna to the receiver of signals intended to be received by the receiver.
  • the decoupling circuit CD3, surrounded by a solid line frame in Figure 4 differs from that of the first embodiment in that it includes the decoupling transmission line LTD, the tuning capacitor O and the decoupling equipment ED1.
  • the LTD decoupling transmission line has an inductance function.
  • the length of the decoupling transmission line LTD is defined so that the resonance frequency of the decoupling circuit CD3 is equal to the frequency fo. This length is calculated approximately, and the precise length is then determined experimentally in order to obtain the desired resonance frequency. This length constraint does not apply to the LTR receive transmission line in this embodiment.
  • This embodiment makes it possible, by separating the functions of the two transmission lines, to improve both the quality of the decoupling by adjusting the length of the decoupling transmission line LTD and the capacitance of the tuning capacitor CT and the quality reception by adapting the impedance of the reception antenna B_REC to that of the reception transmission line LTR at the working frequency fo of the IRM/SRM device.
  • the length of the decoupling transmission line LTD is defined so that the resonance frequency of the decoupling circuit CD3 is equal to the frequency fo and so that the impedance of the reception antenna B_REC is adapted to that of the reception transmission line B_REC at the working frequency fo of the MRI/SRM device.
  • the equivalent impedance of the reception antenna B_REC is defined so as to be seen, by the reception transmission line LTR, as an impedance equal to the characteristic impedance of the reception transmission line LTR at the working frequency fo of the MRI/MRS device.
  • the characteristic impedance of the LTR receive transmission line at frequency fo is, for example, 50 Ohms.
  • This technical solution jointly allows: - to optimize the quality of the remote decoupling outside the human body of the reception antenna during the transmission phase to avoid degradation of the quality of the measured signals and guarantee patient safety (absence of radiofrequency currents circulating in the 'receiving antenna during the transmission phase and absence of electrically powered components inside the human body),
  • the separation of the two circuits offers additional flexibility in the choice of electronic components, making it possible to optimize each function independently (decoupling in the transmission and reception phases of the signal).
  • This choice is advantageously made by taking into account the space constraints linked to the introduction of the receiving antenna into the core, and in particular the losses generated by cables having a small diameter.
  • the length of the LTD decoupling transmission line is set so that the decoupling equipment and specifically the INT switch is located outside the human body when the B_REC receiving antenna is located in the heart.
  • It is typically greater than or equal to 30 cm or 40 cm when the receiving antenna is intended to be inserted into the body via a jugular access and greater than or equal to 80 cm when the receiving antenna is intended to be inserted into the body through access via the groin.
  • Figure 5 represents a variant of the third embodiment which differs from that of Figure 4 in that the reception antenna B_REC4 of the reception device DREC4 comprises an additional tuning capacitor CTA connected in series with the capacitors CM and CT.
  • the additional tuning capacitor CTA is connected to the tuning capacitor CT at the first terminal of the capacitor OK CT.
  • the decoupling equipment of the decoupling circuit can comprise an electrical circuit RN having a negative resistance connected in series with the switch INT, this is that is to say with the first conductor c1 of the decoupling transmission line LTD, as in the second embodiment.
  • the different arrangements, arrangements and realizations of the negative resistance described with reference to Figure 3 are applicable to the third embodiment and its variant.
  • the invention also relates to an MRI/SRM system comprising the IRM/SRM device A as well as the reception device DREC4 according to the variant shown in Figure 5. This amounts to replacing the reception antenna B_REC with the reception antenna B_REC4 in Figure 6.
  • the matching capacitor is connected in series with the tuning capacitor(s).
  • the reception antenna comprises instead of this adaptation capacitor and/or in addition, an adaptation capacitor or a network of adaptation capacitors connected in series with the transmission line connected in series with decoupling equipment.
  • the receiving device comprises a tubular sheath of electrically insulating material.
  • the sheath is flexible so as to potentially be mechanically deflected.
  • the sheath is advantageously in the form of a tube elongated along an axis of the sheath capable of having a maximum (external) diameter substantially constant over its entire length or over the entire length of its part intended to be introduced into the human body.
  • This external diameter is compatible with the maximum dimensions of the vessels into which it must be introduced.
  • this diameter is less than 2 mm.
  • the sheath comprises a proximal end and is mechanically connected to the INT switch or, more generally, to the decoupling equipment and a distal end capable of receiving the resonant reception antenna B_REC or B_REC4.
  • the distal end of the sheath is intended to be introduced into the human body and more particularly into a vessel connected to the heart and the proximal end of the sheath is intended to remain outside the human body.
  • the receiving antenna is able to be in an deployed state in which it has a diameter greater than that of the sheath in the axis of the sheath.
  • the receiving antenna is then received in the sheath when in a folded state.

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Abstract

Dispositif de réception (DREC2) de signaux radiofréquence pour système d'imagerie/de spectroscopie par résonance magnétique comprenant une boucle résonante de réception (B_REC) intracardiaque et un interrupteur (INT) apte à être alternativement dans un état ouvert de sorte que l'antenne de réception (B_REC) soit accordée en fréquence à une fréquence de fonctionnement du système d'imagerie par résonance magnétique et dans état fermé de sorte que la boucle résonante de réception soit désaccordée en fréquence, le dispositif de réception comprenant une première ligne de transmission (LTR) ayant un conducteur ayant une extrémité distale reliée électriquement à la boucle résonante de réception (B_REC) et une extrémité proximale reliée électriquement à l'interrupteur (INT) de sorte que l'interrupteur est destiné à être situé à l'extérieur du corps humain lorsque la boucle résonante de réception (B_REC) est située à l'intérieur du cœur d'un patient.

Description

Dispositif de réception à antenne de réception intracardiaque pour l’imagerie ou la spectroscopie par résonance magnétique
Domaine de l’invention
L’invention concerne le domaine de l’imagerie/spectroscopie par résonance magnétique (IRM/SRM) intracavitaire, en particulier, intracardiaque.
Les systèmes IRM/SRM comprennent classiquement un aimant principal destiné à générer un champ magnétique permanent uniforme Bo, trois bobines de gradient, une antenne externe d’émission destinée à générer des signaux radiofréquence (RF) d’excitation pour faire basculer une aimantation des tissus du patient de façon uniforme dans l’espace.
Dans le contexte de 1’1 RM intracavitaire, une antenne de réception des signaux RF résultant de l’excitation d’un organe d’intérêt par les signaux d’excitation RF est destinée à être amenée au contact avec l’organe d’intérêt, le cœur pour l’imagerie intracardiaque, par voie vasculaire via un orifice naturel ou par voie percutanée. L’intérêt de l’antenne intracavitaire est de permettre d’obtenir une sélectivité spatiale optimale liée à la géométrie de l’antenne de réception (forme, dimension) et à sa localisation ainsi qu’une sensibilité améliorée par rapport aux antennes extracorporelles et par conséquent d’augmenter le rapport signal sur bruit. La sélectivité spatiale permet de limiter le champ de vue des images à acquérir et de réduire leur durée d'acquisition. Le gain en rapport signal sur bruit permet de générer des images de bonne qualité et/ou avec une meilleure résolution spatiale par rapport aux antennes extracorporelles ce qui est fondamental pour l’imagerie des parois du cœur, notamment des oreillettes dont l’épaisseur est comprise entre 2 mm et 5 mm.
L’antenne de réception comprend une boucle de réception, c’est-à- dire une bobine de réception, et des condensateurs d’accord en fréquence et d’adaptation à l’impédance caractéristique de la ligne de transmission (typiquement 50 Ohms). L’antenne de réception est reliée à un récepteur du dispositif IRM par une ligne de transmission intégrée dans une gaine et destinée à véhiculer les signaux radiofréquence reçus par l’antenne jusqu’au récepteur pour que ce dernier enregistre ces signaux.
L’antenne de réception est un circuit résonant de type R, L, C dont la fréquence de résonance fR doit être égale à la fréquence de Larmor du système IRM fo dont la valeur dépend de l’induction magnétique Bo de l’ IRM (fo = yBo / 2TT). y est le rapport gyromagnétique du noyau d'intérêt, qui est très fréquemment l’hydrogène, 1 H. À titre d’exemple, pour hydrogène y= 42.57 MHz/Tesla, ce qui donne une fréquence de résonance d’environ 64 MHz pour un champ magnétique de 1 ,5 Teslas.
Comme les antennes émettrice et réceptrice opèrent à la même fréquence fo, il est essentiel que l’antenne de réception soit accordée à la fréquence fo lors de la phase de réception des signaux RF émis par l’organe d’intérêt et qu’elle soit désaccordée en fréquence lors de la phase d’émission. Si tel n’est pas le cas, un courant de forte intensité peut-être induit dans l’antenne de réception, lors de la phase d’émission ce qui conduit aux effets suivants :
- création de points d'échauffements pouvant brûler le patient, ou pouvant induire des nécroses de coagulation des tissus au contact de l’antenne de réception ce qui cause des problèmes d’insécurité pour le patient,
- création d’une inhomogénéité du champ magnétique Bi généré par l’antenne d’émission à proximité de l’antenne de réception modifiant les caractéristiques de la technique d’acquisition (modification des contrastes) et détériorant la qualité des images IRM,
- détérioration potentielle du dispositif de détection IRM (casse matérielle).
Ce système de commutation doit permettre de basculer rapidement et dynamiquement entre les deux états pendant toute la durée d’acquisition de la séquence IRM. Pour cela, un équipement de découplage actif doit être utilisé et garantir une isolation électrique (différence d’atténuation entre l’état couplé et découplé) suffisante à la fréquence fo pour éviter les problèmes mentionnés précédemment.
Art antérieur
La commutation entre l’état accordé et l’état désaccordé de l’antenne de réception est réalisée dynamiquement par un équipement de découplage actif qui est apte à modifier temporairement la réponse en fréquence de l’antenne de réception.
Les équipements de découplage actifs comprennent classiquement une diode PIN qui est alimentée en courant continu lors de la phase d’émission de sorte que la diode PIN est passante et que l’antenne de réception soit désaccordée en fréquence. La diode PIN n’est plus alimentée en courant continu lors de la phase de réception de sorte que l’antenne de réception est accordée en fréquence.
L’article “Intracardiac MR imaging (ICMRI) guiding-sheath with amplified expandable-tip imaging and MR tracking for navigation and arrythmia ablation monitoring: Swine testing at 1.5 and 3T” ; Schmidt et al, Magnetic Resonance in Medicine, divulgue un dispositif de réception comprenant un équipement de découplage intracavitaire.
Cependant, il peut s’avérer dangereux pour le patient d’alimenter électriquement un équipement intracavitaire, en particulier intracardiaque, par un courant continu de plusieurs centaines de milliampères. En effet, un tel courant continu est susceptible de provoquer un arrêt cardiaque en cas de contact entre les composants de l'antenne de réception et le myocarde. Par ailleurs, cette solution pose des problèmes d’encombrement.
Un but de l’invention est de limiter au moins un des inconvénients précités.
A cet effet l’invention a pour objet un dispositif de réception de signaux radiofréquence pour système d’imagerie par résonance magnétique comprenant une antenne de réception résonante intracardiaque et un interrupteur apte à être alternativement dans un état ouvert lorsqu’il est alimenté par un courant continu présentant une première intensité de sorte que l’antenne de réception soit accordée à une fréquence de fonctionnement du système d’imagerie par résonance magnétique et dans état fermé lorsqu’il est alimenté par un courant continu présentant une deuxième intensité de sorte que l’antenne de réception soit désaccordée en fréquence, l’antenne de réception étant en outre destinée à être reliée à un récepteur destiné à recevoir les signaux radiofréquence reçus par la boucle résonante de réception, c’est- à-dire l’antenne de réception résonante, lorsque l’interrupteur est à l’état ouvert, le dispositif de réception comprenant une première ligne de transmission ayant un conducteur ayant une extrémité distale reliée électriquement à l’antenne de réception résonante et une extrémité proximale reliée électriquement à l’interrupteur de sorte que l’interrupteur est destiné à être situé à l’extérieur du corps humain lorsque l'antenne de réception est située à l’intérieur du cœur d’un patient. Dans un mode de réalisation, le dispositif comprend, outre la première ligne de transmission, une deuxième ligne de transmission ayant un conducteur comprenant une extrémité distale reliée électriquement à l’antenne de réception et une extrémité proximale destinée à être reliée électriquement au récepteur et destinée à être reliée au récepteur pour lui transmettre les signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception.
Avantageusement, le récepteur est destiné à être relié électriquement à la ligne de transmission de réception de sorte à recevoir des signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception via la ligne de transmission de réception sans passer par la ligne de transmission de découplage.
Avantageusement, l’antenne de réception comprend un condensateur d’accord et un condensateur d’adaptation montés en série et reliés par un point de masse, le condensateur d’accord reliant électriquement le conducteur de la deuxième ligne de transmission au point de masse.
Dans un autre mode de réalisation, l’extrémité proximale du conducteur de la première ligne de transmission est destinée à être reliée au récepteur pour lui transmettre les signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception.
Avantageusement, le dispositif de réception comprend circuit électrique présentant une résistance négative monté en série avec l’interrupteur.
Avantageusement, le condensateur d’adaptation relie électriquement le point de masse au conducteur de la première ligne de transmission.
Avantageusement, le circuit électrique présentant la résistance négative relie l’interrupteur à la masse.
Avantageusement, le circuit électrique présentant la résistance négative est destiné à être situé à l’extérieur du corps humain lorsque l'antenne de réception est située à l’intérieur du cœur d’un patient.
Dans un mode de réalisation particulier, le dispositif de réception comprend une gaine recevant la première ligne de transmission, la gaine comprenant une extrémité proximale reliée mécaniquement à l’interrupteur et une extrémité distale apte à recevoir l’antenne de réception résonante. Avantageusement, la gaine présente un diamètre inférieur ou égal à 2 mm. L’invention se rapporte également à un système d’imagerie ou de spectroscopie par résonance magnétique comprenant un dispositif de réception selon l’invention, le système comprenant un dispositif d’imagerie ou de spectroscopie par résonance magnétique, le dispositif d’imagerie ou se spectroscopie par résonance magnétique comprenant un aimant principal destiné à générer un champ magnétique statique, un générateur de gradient comprenant des bobines de gradient et une antenne d’émission destinée à émettre des signaux radiofréquence.
Avantageusement, le dispositif d’imagerie ou de spectroscopie par résonance magnétique comprend le récepteur.
Brève description des figures
D’autres caractéristiques et avantages de l’invention ressortiront à la lecture de la description détaillée qui suit, en référence aux figures annexées, qui illustrent :
Fig. 1 : une représentation schématique d’un système IRM/SRM ayant un dispositif de réception selon un premier mode de réalisation,
Fig. 2 : une représentation du schéma électrique du dispositif de réception selon le premier mode de réalisation,
Fig. 3 : une représentation du schéma électrique du dispositif de réception selon un deuxième mode de réalisation,
Fig. 4 : une représentation du schéma électrique du dispositif de réception selon un troisième mode de réalisation,
Fig. 5 : une représentation du schéma électrique du dispositif de réception selon une variante du troisième mode de réalisation,
Fig. 6 : une représentation schématique d’un système IRM/SRM ayant un dispositif de réception selon le troisième mode de réalisation.
Description de l’invention
L’invention se rapporte à un dispositif de réception d’un système d’imagerie/spectroscopie par résonance magnétique ou IRM/SRM destiné à fonctionner à une fréquence de fonctionnement fo.
Description générale du système IRM/SRM Un système IRM/SRM comprenant un dispositif de réception DREC1 dont un premier mode de réalisation de l’invention est représenté en figure 1. Bien entendu, le système IRM/SRM pourrait en variante comprendre un dispositif de réception selon l’un quelconque des modes de réalisation et variantes décrits dans la présente demande de brevet.
Le système IRM/SRM comprend un dispositif IRM/SRM, A, comprenant un aimant principal GENST destiné à générer un champ magnétique statique Bo, un générateur de gradient GENGR comprenant des bobines de gradient, une antenne d’émission TRANS_RF destinée à émettre des signaux radiofréquence (RF). Le système IRM/SRM, A, comprend un dispositif de réception DREC1 comprenant une antenne de réception B_REC destinée à recevoir des signaux radiofréquence résultant de l’excitation d’une zone d’intérêt d’un patient par l’antenne d’émission TRANS_RF. Le dispositif IRM/SRM, A, comprend un récepteur REC destiné à recevoir les signaux reçus par le dispositif de réception DREC1 et à les traiter pour générer des images/spectres.
Le dispositif de réception DREC1 est relié électriquement au dispositif IRM, A, par une interface INT_FC du dispositif IRM/SRM comprenant des connecteurs COD et COT.
La fréquence de fonctionnement ou fréquence de Larmor fo est proportionnelle au champ magnétique statique Bo comme précisé précédemment.
Les champs magnétiques Bo les plus fréquents dans IRM/SRM cliniques sont de 1.5 Tesla, 3.0 Teslas ou 7.0 Teslas mais l’invention s’applique à d’autres champs magnétiques Bo, par exemple, compris entre 0,1 Tesla et 11 Teslas.
L’antenne de réception B_REC est une antenne résonante intracardiaque.
Par antenne de réception résonante intracardiaque B_REC, on entend une antenne de réception de type circuit RLC destinée à être insérée dans une cavité du cœur d’un patient dont le corps est délimité en traits pointillés sur la figure 1 de sorte à imager une zone du cœur par résonance magnétique.
Le dispositif de réception DREC1 comprend un équipement de découplage actif ED1 relié électriquement à l’antenne de réception intracardiaque B_REC. L’équipement de découplage ED1 comprend un interrupteur de découplage INT, qui sera décrit plus précisément dans la suite, apte à être alternativement dans un état ouvert lorsqu’il est alimenté par un courant continu d’une première intensité de sorte que l’antenne de réception résonne à la fréquence fo et dans état fermé lorsqu’il est alimenté par un courant continu d’une deuxième intensité de sorte que l’antenne ne résonne plus à la fréquence fo. Par exemple, l’interrupteur de découplage est apte à l’état ouvert lorsqu’il n’est pas alimenté en courant et à l’état fermé lorsqu’il est alimenté par un deuxième courant continu.
Le premier courant est, par exemple, nul et le deuxième courant continu est non nul.
On dit que lorsque l’interrupteur de découplage est à l’état ouvert, l’antenne de réception est accordée à la fréquence fo et lorsque l’interrupteur est à l’état fermé, l’antenne est désaccordée en fréquence et n’est plus adaptée en impédance avec la ligne de transmission à la fréquence fo.
Le dispositif IRM/SRM, A, comprend un dispositif de commande COM apte à commander électriquement l’interrupteur en l’alimentant au moyen d’une première intensité d’un courant continu et d’une deuxième intensité du courant continu de façon à le faire passer de l’état ouvert à l’état fermé et inversement et de le maintenir dans l’état souhaité pendant une durée souhaitée. Le dispositif de commande COM comprend avantageusement un générateur de courant GENC apte à délivrer le deuxième courant et relié électriquement à l’interrupteur INT de l’équipement de découplage ED1 via un conducteur ou ligne de transmission LC connectée à l’interface INT_FC via le premier connecteur COD, et un interrupteur de commande INTC commandé par un organe de commande OC du dispositif de commande COM pour qu’alternativement le générateur de courant alimente l’interrupteur INT de l’équipement de découplage ED1 au moyen du deuxième courant et qu’il n’alimente plus l’interrupteur INT de l’équipement de découplage ED1 en courant.
Avantageusement, le dispositif de commande COM, notamment l’organe de commande OC, est apte à commander l’antenne d’émission RF TRANS_RF et l’interrupteur INT de l’équipement de découplage ED1 de façon synchronisée de sorte que l’antenne de réception B_REC soit désaccordée en fréquence, en phase d’émission, lorsque l’antenne d’émission TRANS_RF émet de signaux RF et accordée à la fréquence fo, en phase de réception, lorsque l’antenne d’émission TRANS_RF n’émet pas de signaux RF.
L’antenne de réception B_REC est destinée à être reliée électriquement au récepteur REC du système IRM/SRM de sorte que le récepteur REC reçoive les signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception B_REC lors de la phase de réception.
A cet effet, le dispositif de réception DREC1 comprend une ligne de transmission, dite de réception, LTR dont un premier conducteur comprend une première extrémité reliée à l’antenne de réception B_REC et une deuxième extrémité reliée à un connecteur de transmission COT de l’interface INT_FC reliée électriquement au récepteur REC du système IRM de sorte que la ligne de transmission de réception LTR transmette, au récepteur REC, les signaux RF reçus par l’antenne de réception B_REC lorsque l’interrupteur INT est ouvert, c’est-à-dire lors de la phase de réception.
La ligne de transmission LTR est par exemple un câble coaxial, une ligne bifilaire ou une paire torsadée.
Dans une réalisation non limitative, le premier conducteur de la ligne de transmission de réception LTR est monté en série avec l’interrupteur INT comme nous le verrons par la suite.
Selon l’invention, l’interrupteur INT de l’équipement de découplage ED, est destiné à être situé à l’extérieur du corps du patient (délimité en traits pointillés sur la figure 1 ) alors que l’antenne de réception est située à l’intérieur du cœur du patient.
Cette solution permet d’éviter les risques liés à la disposition de l’interrupteur dans le corps humain. Elle permet, en particulier, d’éviter d’avoir à véhiculer un courant continu dans le corps humain pour commander le passage de l’interrupteur INT de l’état ouvert à l’état fermé ce qui limite les risques pour la santé du patient. Par ailleurs, cette solution permet de limiter l’encombrement de la partie du dispositif de réception DREC1 destinée à être insérée dans le corps humain ce qui est fondamental pour l’imagerie intracardiaque nécessitant le passage de cette partie dans des vaisseaux dont le diamètre est de l’ordre de 2 mm pour atteindre la partie du cœur à imager. Par ailleurs, cette solution est simple à mettre en œuvre et est économique (elle ne nécessite pas d’utiliser, pour réaliser l’équipement de découplage, des composants actifs miniatures et amagnétiques). Premier mode de réalisation
La figure 2 représente le schéma électrique du dispositif de réception DREC1 de la figure 1 relié électriquement au récepteur REC.
Le schéma électrique équivalent de l’antenne de réception résonante B_REC est un circuit électrique en boucle comprenant une bobine de réception BR connectée en série avec un condensateur d’adaptation CM et avec un condensateur d’accord CT. Le condensateur d’accord CT et le condensateur d’adaptation CM sont reliés l’un à l’autre par un point de masse PM relié électriquement au deuxième conducteur c2 de la ligne de transmission qui est relié électriquement à la masse. Le condensateur d’accord CT relie électriquement le point de masse PM à la bobine de réception B_REC.
Le condensateur d’adaptation CM relie électriquement l’extrémité distale du premier conducteur c1 de la ligne de transmission de réception LTR au point de masse PM. Le premier conducteur c1 est, par exemple, une âme d’un câble coaxial.
Un deuxième conducteur c2 de la ligne de transmission de réception LTR est relié électriquement à la masse. Le deuxième conducteur c2 est, par exemple, le blindage ou « tresse » du câble coaxial.
L’extrémité proximale de la ligne transmission de réception LTR est reliée électriquement au récepteur REC et à l’équipement de découplage ED1 . La ligne de transmission de réception LTR a donc une fonction de transmission des signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception B_REC au récepteur REC et une fonction de ligne de transmission de découplage.
L’équipement de découplage ED1 comprend l’interrupteur INT qui est une diode PIN dans l’exemple non limitatif de la figure 2. En variante, l’interrupteur est un autre type d’interrupteur commandable, par exemple un interrupteur mécanique ou un relais, par exemple, un interrupteur reed.
L’équipement de découplage ED1 comprend également un condensateur de blocage de courant continu CB monté en série avec l’interrupteur INT et avec la ligne de transmission de réception LTR, plus particulièrement avec le premier conducteur c1 de la ligne de transmission de réception LTR.
Le condensateur de blocage CB est configuré pour bloquer la composante continue du courant. Il empêche donc le courant continu de commande de l’interrupteur INT d’atteindre l’antenne de réception B_REC et donc de la détériorer et d’éviter les effets délétères sur le patient mentionnés ci-avant dans le document. Le condensateur de blocage CB doit avoir une capacité suffisamment élevée et avoir une impédance suffisamment faible pour ne pas empêcher la transmission du signal RF. A 64 MHz par exemple une valeur supérieure ou égale à 1 nF.
L’extrémité distale du premier conducteur c1 de la ligne de transmission de réception LTR est reliée à l’antenne de réception B_REC en une première borne du condensateur d’adaptation CM, la deuxième borne du condensateur d’adaptation CM étant connectée au point de masse PM.
La capacité du condensateur d’adaptation CM est définie de façon que l’impédance équivalente de l’antenne de réception B_REC soit vue, par la ligne de transmission, comme une impédance égale à l’impédance caractéristique de la ligne de transmission. Le condensateur d’adaptation CM a alors une fonction d’adaptation d’impédance entre l’antenne de réception B_REC et la ligne de transmission LTR.
Avantageusement, la capacité du condensateur d’adaptation CM est définie de façon que l’antenne de réception soit vue comme une impédance de 50 Ohms par la ligne de transmission. Cela permet d’utiliser une ligne de transmission, par exemple, un câble coaxial de 50 Ohms.
Le condensateur d’adaptation CM, la ligne de transmission de réception LTR et l’équipement de découplage ED1 (condensateur de blocage Cs et interrupteur INT) forment un circuit de découplage résonant entouré d’un cadre en trait plein sur la figure 2, ayant pour fonction d’assurer le couplage entre l’antenne de réception B_REC et le dispositif IRM A en phase de réception et de découpler l’antenne de réception B_REC et le dispositif IRM A en phase d’émission.
Le circuit de découplage est configuré pour résonner à la fréquence fo. La fréquence de résonance dépend des valeurs des éléments (capacité, inductance dépendant de la longueur de la ligne de transmission LTR ou LTD) des éléments formant ce circuit.
La ligne de transmission de réception LTR a donc une double fonction de transmission des signaux radiofréquence pendant la phase de réception et de ligne de transmission équivalente à une inductance pendant la phase d’émission. Lorsque l’interrupteur INT est fermé (phase d’émission), c’est à dire lorsqu’il est alimenté en courant, l’interrupteur INT relie le condensateur de blocage à la masse. Le schéma équivalent du circuit de découplage est le condensateur d’adaptation CM en série avec la ligne de transmission de réception LTR en série avec le condensateur de blocage CB et avec l’interrupteur INT.
Pour présenter la fonction de découplage, la ligne de transmission de réception LTR a une fonction d’inductance. La longueur de la ligne de transmission de réception LTR est définie de façon que la fréquence de résonance du circuit de découplage CD1 soit égale à la fréquence fo. Cette longueur est calculée approximativement, et la longueur précise est ensuite déterminée expérimentalement de façon à obtenir la fréquence de résonance souhaitée.
La longueur de la ligne de transmission de réception LTR est également définie de sorte que l’équipement de découplage et plus particulièrement l’interrupteur INT soit situé à l’extérieur du corps humain lorsque l’antenne de réception B_REC est située dans le cœur.
Elle est typiquement supérieure ou égale à 30 cm ou 40 cm lorsque l’antenne de réception est destinée à être insérée dans le corps par un accès jugulaire et supérieure ou égale à 80 cm lorsque l’antenne de réception est destinée à être insérée dans le corps par un accès via l’aine.
En émission, le circuit de découplage CD1 présente une forte impédance à la fréquence de résonance fo ce qui signifie qu’il se comporte comme un circuit ouvert. L’antenne de réception B_REC est alors assimilable à la bobine de réception BR montée en série avec le condensateur d’accord CT. Ce dernier circuit est désaccordé en fréquence (c’est-à-dire qu’elle ne résonne plus à la fréquence fo). Elle résonne, par exemple, à deux fréquences différentes de la fréquence fo. L’antenne de réception est bien découplée du dispositif IRM, A.
En réception, lorsque l’interrupteur INT est ouvert, c’est-à-dire lorsqu’il n’est plus alimenté en courant, l’antenne de réception B_REC se comporte comme un circuit comprenant le condensateur d’adaptation CM en série avec la bobine de réception BR montée en série avec le condensateur d’accord CT, c’est-à-dire comme un circuit LC résonant à la fréquence fo. La ligne de transmission de réception LTR se comporte comme une ligne de transmission adaptée en impédance avec l’antenne de réception B_REC. L’antenne de réception B_REC est alors couplée avec le dispositif IRM, A. Elle reçoit et transmet au récepteur les signaux RF issus de l’excitation de la zone à imager.
Le mode de réalisation de la figure 2 comprend une unique ligne de transmission LTR pour réaliser la fonction de transmission des signaux RF et le découplage. Il est particulièrement compact et présente un bon rapport signal sur bruit.
Un inconvénient de ce mode de réalisation réside dans l’efficacité limitée, potentiellement insuffisante, du découplage, ce qui se traduit par des artefacts sur les images, et par des variations spatiales de l’angle de bascule effectif de la séquence IRM utilisée et donc par une modification non désirée des contrastes et une dégradation associée du diagnostic. Le facteur de qualité du circuit de découplage CD1 est inversement proportionnel à la résistance du circuit de découplage CD1. La résistance du circuit de découplage CD1 est égale à la somme de la résistance du condensateur d’adaptation CM, de la résistance de la ligne de transmission de réception LTR, de la résistance du condensateur de blocage CB, de résistance de l’interrupteur INT. Un inconvénient du découplage limité est la possibilité d’induire des points chauds locaux autour de l’antenne de réception B_REC à cause de la circulation de courants électriques non négligeables dans l’antenne de réception pendant la phase d’émission.
Deuxième mode de réalisation
La figure 3 représente un schéma électrique d’un dispositif de réception DREC2 selon un deuxième mode de réalisation de l’invention.
Ce deuxième mode de réalisation diffère du premier mode de réalisation en ce que l’équipement de découplage ED2 du circuit de découplage CD2 comprend un circuit électrique RN présentant une résistance négative monté en série avec l’interrupteur INT, c’est-à-dire avec le premier conducteur c1 de la ligne de transmission de réception LTR. Par circuit électrique RN présentant une résistance négative, on entend un circuit électrique présentant une résistance, dont le rapport entre la tension aux bornes du circuit RN et le courant circulant dans le circuit RN et négatif. Il se comporte comme un composant présentant une résistance de valeur inférieure à zéro Ohms. Ce circuit électrique RN est monté en série avec l’interrupteur INT.
Un avantage de cette solution est de présenter un découplage plus efficace que le mode de réalisation de la figure 2, car le circuit de découplage CD2 présente ainsi un facteur de qualité du circuit de découplage supérieur à celui du circuit de découplage CD1 de la figure 2. En effet, le facteur de qualité du circuit de découplage CD2 est inversement proportionnel à la résistance du circuit de découplage CD2. Cela permet de limiter les artefacts sur les images générées. Par ailleurs, cette solution demeure compacte puisqu’aucun composant supplémentaire n’est rajouté dans la partie insérée dans le corps humain.
En phase d’émission, la résistance du circuit de découplage CD2 est égale à la somme de la résistance du condensateur d’adaptation CM, de la résistance de la ligne de transmission de réception LTR, de la résistance du condensateur de blocage CB, de résistance de l’interrupteur INT et de la résistance du circuit à résistance négative RN. Le circuit à résistance négative permet donc d’augmenter le facteur de qualité du circuit de découplage en réduisant la résistance totale du circuit de découplage. Le facteur de qualité du circuit de découplage est augmenté en phase d’émission. Cela permet donc d’améliorer l’efficacité du découplage entre l’antenne de réception et l’antenne d’émission en phase d’émission du dispositif IRM/SRM.
Cette solution est particulièrement avantageuse pour les applications intracardiaques pour lesquelles les contraintes sur le diamètre maximal du câble sont élevées. Or, plus le diamètre de la ligne de transmission est faible, plus sa résistance est élevée, ce qui a pour effet de générer des pertes dans la ligne de transmission de réception LTR.
Avantageusement, le circuit à résistance négative RN est configuré pour que la résistance du circuit de découplage CD2 soit sensiblement nulle.
Dans l’exemple non limitatif de la figure 3, l’interrupteur INT est relié à la masse par le circuit à résistance négative RN monté en série avec l’interrupteur INT.
En variante, la résistance négative RN relie la ligne de transmission au condensateur de blocage CB OU le condensateur de blocage à l’interrupteur IN. Dans l’exemple non limitatif de la figure 3, la cathode d’une diode PIN est reliée à la masse par le circuit à résistance négative RN monté en série avec l’interrupteur INT.
De façon connue en soi, le circuit à résistance négative RN peut être réalisé de différentes façons. Il peut comprendre deux transistors à effet de champ à semi-conducteur en oxyde de métal aussi appelés MOSFETs couplés de façon croisée. En variante, le circuit RN peut être réalisé à base d’un amplificateur opérationnel, d’une diode à effet tunnel, d’un transistor unijonction programmable aussi appelé PUT (acronyme de l’expression anglo- saxonne « Programmable unijunction transistor ») ou d’une diode Gunn.
Le circuit électrique à résistance négative RN nécessite sa propre alimentation qui n’est pas représentée en figure 3. Cette alimentation est avantageusement reliée au circuit à résistance négative par un câble d’alimentation de sorte que l’alimentation est située à l’extérieur du corps humain lorsque l’antenne de réception est située dans le cœur.
Avantageusement, comme dans l’exemple non limitatif de la figure 3, le circuit à résistance négative est monté de sorte à être destiné à se trouver à l’extérieur du corps humain lorsque l’antenne de réception B_REC (ou B_REC4) se trouve à l’intérieur du cœur du patient. Cette solution ne nécessite pas l’apport, à l’intérieur du cœur du patient, d’un courant continu dont les fuites sont susceptibles d’entraîner un arrêt cardiaque.
Par ailleurs, ce mode de réalisation ne nécessite pas l’utilisation d’éléments miniature pour la réalisation de l’interrupteur ou du circuit à résistance négative pour pouvoir les introduire dans le cœur. Cela permet de réaliser un dispositif simple et de faible coût.
Par ailleurs, le fait que ces éléments soient destinés à être situés à l’extérieur du corps humain permet de limiter le nombre d’éléments de la partie du dispositif destinée à être introduite dans le cœur et donc de miniaturiser cette partie.
L’invention se rapporte également à un système IRM/SRM comprenant le dispositif IRM/SRM A ainsi que le dispositif de réception DREC2 selon la variante représentée en figure 1. Cela revient à remplacer l’équipement de découplage ED1 par l’équipement de découplage ED2 sur la figure 1 . Troisième mode de réalisation
La figure 4 représente un schéma électrique d’un dispositif de réception DREC3 selon un troisième mode de réalisation de l’invention. Le dispositif de réception DREC3 selon le troisième mode de réalisation diffère de celui du premier mode de réalisation en ce qu’il comprend une ligne de transmission, dite de découplage, LTD en plus de la ligne de transmission de réception LTR.
La ligne de transmission de réception LTR est destinée à relier électriquement l’antenne de réception B_REC au récepteur REC.
A cet effet, la ligne de transmission de réception LTR est avantageusement destinée à relier électriquement (ou relie électriquement) le connecteur de transmission COT à l’antenne de réception B_REC comme représenté en figure 6.
Cette connexion est effectuée sans passer par l’interrupteur INT.
La ligne de transmission de découplage LTD, tout comme la ligne de transmission de réception LTR peut être réalisée sous forme d’un câble coaxial, d’une ligne bifilaire ou d’une paire torsadée.
La ligne de transmission de découplage LTD comprend un premier conducteur c1 a comprenant une extrémité proximale destinée à être reliée électriquement à l’équipement de découplage ED1 , comme représenté en figure 6, et une extrémité distale reliée électriquement à l’antenne de réception B-REC.
La ligne de transmission de découplage LTD comprend un deuxième conducteur c2a relié électriquement à la masse.
L’efficacité du découplage de ce mode de réalisation peut être plus élevée que celle du premier mode de réalisation ce qui permet de limiter les artefacts sur les images. Cela en fait une bonne solution lorsque les contraintes d’encombrement peuvent s'accommoder de la présence de deux câbles. Cette solution est simple à implémenter du fait qu’elle implique des contraintes limitées sur la géométrie et la configuration de la ligne de transmission de réception LTR, seule la ligne de transmission de découplage LTD participant au découplage étant contrainte.
Dans la réalisation particulière de la figure 4, l’extrémité distale du premier conducteur c1a de la ligne de transmission de découplage LTD est reliée électriquement à l’antenne de réception B_REC au niveau de la première borne du condensateur d’accord CT, la deuxième borne du condensateur d’accord CT étant reliée au point de masse PM. Le récepteur REC est destiné à être relié électriquement à la ligne de transmission de réception LTR sans être relié à la ligne de transmission de découplage LTD de sorte à recevoir des signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception B_REC via la ligne de transmission de réception LTR sans passer par la ligne de transmission de découplage LTD.
Autrement dit, le récepteur REC est destiné à être relié électriquement à la ligne de transmission de réception LTR de sorte à être destiné à recevoir des signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception B_REC via la ligne de transmission de réception LTR sans que ces signaux ne passent par la ligne de transmission de découplage LTD.
En d’autres termes, le récepteur REC est destiné à être relié électriquement à l’antenne de réception B_REC via la ligne de transmission de réception LTR sans passer par la ligne de transmission de découplage LTD.
Le conducteur c1 comprend avantageusement une première extrémité reliée électriquement à l’antenne de réception B_REC et une deuxième extrémité destinée à être reliée électriquement au récepteur REC.
Cette connexion est par exemple réalisée via un connecteur de transmission COT.
Par ailleurs, l’interrupteur INT est relié électriquement à l’antenne de réception via la ligne de transmission de découplage LTD sans passer par la ligne de transmission de réception LTR.
Autrement dit, on utilise deux lignes de transmission distinctes pour assurer :
- pendant la phase d’émission, le découplage entre l’antenne de réception et l’antenne d’émission du dispositif IRM/SRM,
- pendant la phase de réception, la transmission vers le récepteur REC, des signaux issus de l’antenne de réception qui sont destinés à être reçus par le récepteur REC.
En d’autres termes, parmi les fonctions de découplage de l'antenne de réception pendant la phase d’émission et de transmission pendant la phase de réception, la ligne de transmission de découplage LTD participe uniquement au découplage et la ligne de transmission de réception LTR participe uniquement la transmission. Par transmission, on entend la transmission depuis l’antenne de réception vers le récepteur des signaux destinés à être reçus par le récepteur.
Ainsi, le circuit de découplage CD3, entouré par un cadre en trait plein sur la figure 4, diffère de celui du premier mode de réalisation en ce qu’il comprend la ligne de transmission de découplage LTD, le condensateur d’accord Oet l’équipement de découplage ED1.
Pour présenter la fonction de découplage, la ligne de transmission de découplage LTD a une fonction d’inductance. La longueur de la ligne de transmission de découplage LTD est définie de façon que la fréquence de résonance du circuit de découplage CD3 soit égale à la fréquence fo. Cette longueur est calculée approximativement, et la longueur précise est ensuite déterminée expérimentalement de façon à obtenir la fréquence de résonance souhaitée. Cette contrainte de longueur ne s’applique pas à la ligne de transmission de réception LTR dans ce mode de réalisation.
Ce mode de réalisation permet, en séparant les fonctions des deux lignes de transmission, d’améliorer à la fois la qualité du découplage en réglant la longueur de la ligne de transmission de découplage LTD et la capacité du condensateur d’accord CT et la qualité de la réception en adaptant l’impédance de l’antenne de réception B_REC à celle de la ligne de transmission de réception LTR à la fréquence de travail fo du dispositif IRM/SRM.
Ainsi, avantageusement la longueur de la ligne de transmission de découplage LTD est définie de façon que la fréquence de résonance du circuit de découplage CD3 est égale à la fréquence fo et de façon que l’impédance de l’antenne de réception B_REC est adaptée à celle de la ligne de transmission de réception B_REC à la fréquence de travail fo du dispositif IRM/SRM.
Autrement dit, l’impédance équivalente de l’antenne de réception B_REC est définie de façon à être vue, par la ligne de transmission de réception LTR, comme une impédance égale à l’impédance caractéristique de la ligne de transmission de réception LTR à la fréquence de travail fo du dispositif IRM/SRM.
L’impédance caractéristique de la ligne de transmission de réception LTR à la fréquence fo est, par exemple, de 50 Ohms.
Cette solution technique permet conjointement : - d’optimiser la qualité du découplage déporté en dehors du corps humain de l’antenne de réception pendant la phase d’émission pour éviter la dégradation de la qualité des signaux mesurés et garantir la sécurité du patient (absence de courants radiofréquences circulant dans l’antenne de réception pendant la phase d’émission et absence de composants alimentés électriquement à l’intérieur du corps humain),
- d’optimiser la transmission du signal vers le récepteur REC pendant la phase de réception pour maximiser le rapport signal sur bruit des signaux mesurés par l’antenne de réception.
La séparation des deux circuits offre une flexibilité supplémentaire dans le choix des composants électroniques, permettant d’optimiser chaque fonction indépendamment (découplage en phase d’émission et réception du signal). Ce choix est avantageusement réalisé en prenant en compte les contraintes d’encombrement liées à l’introduction de l’antenne de réception dans le cœur, et notamment les pertes engendrées par des câbles présentant un faible diamètre.
La longueur de la ligne de transmission de découplage LTD est définie de sorte que l’équipement de découplage et plus particulièrement l’interrupteur INT soit situé à l’extérieur du corps humain lorsque l’antenne de réception B_REC est située dans le cœur.
Elle est typiquement supérieure ou égale à 30 cm ou 40 cm lorsque l’antenne de réception est destinée à être insérée dans le corps par un accès jugulaire et supérieure ou égale à 80 cm lorsque l’antenne de réception est destinée à être insérée dans le corps par un accès via l’aine.
Variante du troisième mode de réalisation
La figure 5 représente une variante du troisième mode de réalisation qui diffère de celle de la figure 4 en ce que l’antenne de réception B_REC4 du dispositif de réception DREC4 comprend, un condensateur d’accord supplémentaire CTA connecté en série avec les condensateurs CM et CT. Le condensateur d’accord supplémentaire CTA est connecté au condensateur d’accord CT au niveau de la première borne du condensateur d’accord CT. Cette caractéristique permet de choisir une autre valeur pour la longueur de la ligne de transmission de découplage LTD si cela est nécessaire, ou d’avoir une autre valeur pour la capacité du condensateur d’accord CT si jamais il y a des contraintes pour utiliser certaines valeurs.
Il est à noter que, dans le troisième mode de réalisation, ainsi que dans sa variante, l’équipement de découplage du circuit de découplage peut comprendre un circuit électrique RN présentant une résistance négative monté en série avec l’interrupteur INT, c’est-à-dire avec le premier conducteur c1 de la ligne de transmission de découplage LTD, comme dans le deuxième mode de réalisation. Les différents montages, dispositions et réalisations de la résistance négative décrits en référence à la figure 3 sont applicables au troisième mode de réalisation et à sa variante.
L’invention se rapporte également à un système IRM/SRM comprenant le dispositif IRM/SRM A ainsi que le dispositif de réception DREC4 selon la variante représentée en figure 5. Cela revient à remplacer l’antenne de réception B_REC par l’antenne de réception B_REC4 sur la figure 6.
Autres caractéristiques
Pour empêcher réchauffement des câbles (lignes de transmission) insérés dans la gaine, il est possible de répartir des circuits LC aussi appelés traps le long d’au moins une des lignes de transmission (LTR et/ou LTD) pour empêcher la circulation de courants parasites comme décrit dans l’article précité.
Dans les réalisations des figures, le condensateur d’adaptation est monté en série avec le(s) condensateur(s) d’accord. En variante, l’antenne de réception comprend en lieu et place de ce condensateur d’adaptation et/ou en sus, un condensateur d’adaptation ou un réseau de condensateur d’adaptation monté en série avec la ligne de transmission montée en série avec l’équipement de découplage.
Dispositif de réception à gaine
Avantageusement, le dispositif de réception comprend une gaine tubulaire en matériau électriquement isolant.
La gaine est souple de sorte à être potentiellement défléchie mécaniquement. La gaine se présente avantageusement sous forme d’un tube allongé selon un axe de la gaine apte à présenter un diamètre maximal (externe) sensiblement constant sur toute sa longueur ou sur toute la longueur de sa partie destinée à être introduite dans le corps humain.
Ce diamètre externe est compatible avec les dimensions maximales des vaisseaux dans laquelle elle doit être introduite.
Avantageusement, ce diamètre est inférieur à 2 mm.
La gaine tubulaire délimite une lumière intérieure allongée selon l’axe x et recevant la ligne de commande LC, la ligne de transmission de réception LTR et l’éventuelle ligne de transmission de découplage LTD.
La gaine comprend une extrémité proximale et est reliée mécaniquement à l’interrupteur INT ou, plus généralement, à l’équipement de découplage et une extrémité distale et apte à recevoir l’antenne de réception résonante B_REC ou B_REC4.
L’extrémité distale de la gaine est destinée à être introduite dans le corps humain et plus particulièrement dans un vaisseau connecté au cœur et l’extrémité proximale de la gaine est destinée à rester en dehors du corps humain.
Avantageusement, l’antenne de réception est apte à être dans un état déployé dans lequel elle présente un diamètre supérieur à celui de la gaine dans l’axe de la gaine. L’antenne de réception est alors reçue dans la gaine lorsqu’elle est dans un état replié.
L’antenne de réception peut, par exemple, être intégrée à un ballonnet gonflable/dégonflable à l’intérieur de la cavité cardiaque, ou comporter un système mécanique permettant de la déployer au contact de la zone à imager et de la replier pour la manœuvrer dans les vaisseaux sanguins connectés au cœur, ou de tout autre système permettant de modifier sa géométrie entre la phase d’insertion/retrait de la gaine du corps humain et la phase d’imagerie.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif de réception (DREC1 , DREC2, DREC3, DREC4) de signaux radiofréquence pour système d’imagerie ou de spectroscopie par résonance magnétique comprenant une antenne de réception résonante (B_REC) intracardiaque et un interrupteur (INT) apte à être alternativement dans un état ouvert lorsqu’il est alimenté par un courant continu présentant une première intensité de sorte que l’antenne de réception (B_REC) soit accordée à une fréquence de fonctionnement (fo) du système d’imagerie par résonance magnétique et dans état fermé lorsqu’il est alimenté par un courant continu présentant une deuxième intensité de sorte que l’antenne de réception soit désaccordée en fréquence, l’antenne de réception (B_REC) étant en outre destinée à être reliée à un récepteur (REC) destiné à recevoir les signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception résonante (B_REC) lorsque l’interrupteur (INT) est à l’état ouvert, le dispositif de réception comprenant une première ligne de transmission (LTR, LTD) ayant un conducteur ayant une extrémité distale reliée électriquement à l’antenne de réception résonante (B_REC) et une extrémité proximale reliée électriquement à l’interrupteur (INT) de sorte que l’interrupteur est destiné à être situé à l’extérieur du corps humain lorsque l'antenne de réception (B_REC) est située à l’intérieur du cœur d’un patient.
2. Dispositif de réception (DREC3, DREC4) selon la revendication 1 , comprenant, outre la première ligne de transmission (LTD), une deuxième ligne de transmission (LTR) ayant un conducteur comprenant une extrémité distale reliée électriquement à l’antenne de réception (B_REC, B_REC4) et une extrémité proximale destinée à être reliée électriquement au récepteur (REC) pour lui transmettre les signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception (B_REC, B_REC4),
3. Dispositif de réception (DREC3, DREC4) selon la revendication 2, dans lequel le récepteur (REC) est destiné à être relié électriquement à la ligne de transmission de réception (LTR) de sorte à recevoir des signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception (B_REC) via la ligne de transmission de réception (LTR) sans passer par la ligne de transmission de découplage (LTD). Dispositif de réception (DREC3, DREC4) selon la revendication précédente, dans lequel l’antenne de réception comprend un condensateur d’accord et un condensateur d’adaptation montés en série et reliés par un point de masse, le condensateur d’adaptation (CM) reliant électriquement le conducteur de la deuxième ligne de transmission (LTR) au point de masse (PM). Dispositif de réception (DREC1 , DREC2) selon la revendication 1 , dans lequel l’extrémité proximale du conducteur de la première ligne de transmission (LTR) est destinée à être reliée au récepteur (REC) pour lui transmettre les signaux radiofréquence reçus par l’antenne de réception (B_REC). Dispositif de réception (DREC1 , DREC2) selon la revendication 4, dans lequel l’antenne de réception comprend un condensateur d’adaptation (CM) reliant électriquement un point de masse (PM) au conducteur de la première ligne de transmission. Dispositif de réception (DREC2) selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant un circuit électrique (RN) présentant une résistance négative monté en série avec l’interrupteur (INT). Dispositif de réception (DREC2) selon la revendication 7, dans lequel le circuit électrique présentant la résistance négative relie l’interrupteur à la masse. Dispositif de réception (DREC2) selon l’une quelconque des revendications 7 à 8, dans lequel le circuit électrique présentant la résistance négative est destiné à être situé à l’extérieur du corps humain lorsque l'antenne de réception (B_REC) est située à l’intérieur du cœur d’un patient. Dispositif de réception (DREC1 , DREC2, DREC3, DREC4) selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant une gaine recevant la première ligne de transmission, la gaine comprenant une extrémité proximale reliée mécaniquement à l’interrupteur (INT) et une extrémité distale apte à recevoir l’antenne de réception (B_REC). Dispositif de réception (DREC1 , DREC2, DREC3, DREC4) selon la revendication précédente, dans lequel la gaine présente un diamètre inférieur ou égal à 2 mm. Système d’imagerie ou de spectroscopie par résonance magnétique comprenant un dispositif de réception selon l’une quelconque des revendications précédentes, le système comprenant un dispositif d’imagerie ou de spectroscopie par résonance magnétique, le dispositif d’imagerie ou se spectroscopie par résonance magnétique comprenant un aimant principal (GENST) destiné à générer un champ magnétique statique, un générateur de gradient (GENGR) comprenant des bobines de gradient et une antenne d’émission (TRANS_RF) destinée à émettre des signaux radiofréquence. Système d’imagerie selon la revendication précédente, dans lequel le dispositif d’imagerie ou de spectroscopie par résonance magnétique comprend le récepteur (REC).
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