RU188599U1

RU188599U1 - RF coil for magnetic resonance imaging

Info

Publication number: RU188599U1
Application number: RU2018145655U
Authority: RU
Inventors: Георгий Алексеевич Соломаха; Станислав Борисович Глыбовский; Павел Александрович Белов
Priority date: 2018-12-20
Filing date: 2018-12-20
Publication date: 2019-04-18

Abstract

Радиочастотная катушка предназначена для передачи и приема импульсных сигналов в магнитно-резонансной томографии. Катушка содержит шесть щелевых антенн из немагнитного материала, размещенных на подложке из диэлектрического материала, цепи согласования одиночных антенн, линии задержки и радиочастотный делитель мощности. При подаче сигнала на вход радиочастотного делителя мощности сигналы с выходов радиочастотного делителя мощности поступают на входы щелевых антенн через линии задержки. Длина линий задержки выбрана таким образом, чтобы максимизировать радиочастотное поле в области интереса, создаваемое отдельными щелевыми антеннами. В момент приема катушка работает аналогичным образом. Особенности предложенного технического решения позволяют использовать данное устройство для приема и передачи радиочастотных сигналов МРТ.The radio frequency coil is designed to transmit and receive pulse signals in magnetic resonance imaging. The coil contains six slot antennas of non-magnetic material placed on a substrate of a dielectric material, a single antenna matching circuit, a delay line and an RF power divider. When a signal is applied to the input of an RF power divider, the signals from the outputs of the RF power divider are fed to the inputs of the slot antennas via the delay lines. The length of the delay lines is chosen in such a way as to maximize the radio frequency field in the region of interest created by the individual slot antennas. At the time of receiving the coil works in a similar way. Features of the proposed technical solutions allow the use of this device for receiving and transmitting radio frequency signals of MRI.

Description

Полезная модель относится к медицинской технике и может использоваться в качестве элемента приемопередающей фазированной антенной решетки сверхвысокопольного магнитно-резонансного томографа с уровнем постоянного магнитного поля 7 Тл (соответствует рабочей частоте томографа 298 МГц), используемого в медицинских исследованиях человеческого организма методами магнитно-резонансной томографии и спектроскопии.The invention relates to medical technology and can be used as an element of a transceiver phased antenna array of a super high-resolution magnetic resonance tomograph with a constant magnetic field of 7 T (corresponding to the operating frequency of the tomograph 298 MHz) used in medical research of the human body using magnetic resonance imaging and spectroscopy .

Существует радиочастотная катушка для применения в сверхвыскопольной МРТ в виде дипольной антенны, предназначенная для использования в качестве элемента приемопередающий фазированной антенной решетки (заявка WO 2014133391 А1 опубликовано 4 сентября 2014), выполненных в виде немагнитной металлизации на диэлектрической подложке.There is a radio frequency coil for use in a super high-resolution MRI in the form of a dipole antenna, designed for use as a transceiver element of a phased antenna array (application WO 2014133391 A1 published on September 4, 2014) made in the form of a nonmagnetic metallization on a dielectric substrate.

Данная радиочастотная катушка не позволяет достичь максимальной величины радиочастотного магнитного поля из-за того, что она реализует неоптимальное распределение поверхностных токов на поверхности исследуемого объекта.This radio frequency coil does not allow to reach the maximum magnitude of the radio frequency magnetic field due to the fact that it realizes the non-optimal distribution of surface currents on the surface of the object under study.

Ближайшим устройством к предлагаемому и выбранным в качестве прототипа, является радиочастотная катушка для магнитно-резонансного томографа, предназначенная для работы в качестве элемента приемопередающей решетки томографа и представляющая собой щелевую антенну, выполненную на диэлектрической подложке в виде немагнитной металлизации и соединенную через цепь согласования и симметрирующее устройство с помощью коаксиального кабеля с приемопередающим устройством томографа, и размещенная в томографе таким образом, что щель ортогональна направлению постоянного магнитного поля (Alon, L. et al., Transverse slot antennas for high field MRI. Magn. Reson. Med, 2018, 80: 1233-1242. doi:10.1002/mrm.27095)The closest device to the proposed and selected as a prototype is a radio frequency coil for magnetic resonance imaging, designed to work as an element of the imaging transceiver grating and representing a slot antenna, made on a dielectric substrate in the form of nonmagnetic metallization and connected through a matching circuit and a balancing device using a coaxial cable with a transceiver tomograph device, and placed in a tomograph in such a way that the gap is orthogonal in the direction of the constant magnetic field (Alon, L. et al, Transverse slot antennas for high field MRI Magn Reson Med, 2018, 80:..... 1233-1242 doi: 10.1002 / mrm.27095)

Прототип обладает недостатком в виде малой глубины проникновения радиочастотного магнитного поля в пациента и пониженным уровнем сигнала радиочастотного отклика исследуемой области. Это объясняется тем, что данный излучатель создает на поверхности исследуемого объекта распределение эквивалентного электрического тока, не соответствующее оптимальному (хотя и ближе к оптимальному, чем катушка на основе дипольных антенн), известному из теоретических исследований. Это приводит к снижению качества получаемого изображения.The prototype has a disadvantage in the form of a small depth of penetration of the radio frequency magnetic field into the patient and a reduced signal level of the radio frequency response of the area under study. This is due to the fact that this emitter creates on the surface of the object under study the distribution of the equivalent electric current that does not correspond to the optimal (although closer to the optimum than a coil based on dipole antennas), known from theoretical studies. This leads to a decrease in the quality of the resulting image.

Задачей, на решение которой направлено предлагаемое техническое решение - улучшение качества получаемого изображения.The task which the proposed technical solution is aimed at is improving the quality of the resulting image.

Поставленная задача решается за счет достижения технического результата, заключающегося в увеличении уровня радиочастотного магнитного поля в теле пациента в момент передачи РЧ-импульса возбуждения спинов, а также за счет увеличения принимаемого сигнала отклика спинов.The task is solved by achieving a technical result, which consists in increasing the level of the radio frequency magnetic field in the patient's body at the moment of transmission of the RF excitation pulse of the spins, as well as by increasing the received signal of the spins response.

Данный технический результат достигается радиочастотной катушкой для магнитно-резонансного томографа, содержащей выполненную в виде немагнитной металлизации на диэлектрической подложке щелевую антенну и подключенную к ней цепь согласования, соединенную с коаксиальным кабелем, который является входом/выходом устройства, а также содержащая пять подобных щелевых антенна с подключенными к ним цепям согласования, причем все цепи согласования соединены с коаксиальным кабелем через линии задержки и радиочастотный делитель мощности.This technical result is achieved by an RF coil for a magnetic resonance tomograph containing a slit antenna made in the form of a non-magnetic metallization on a dielectric substrate and a matching network connected to it, which is connected to the device coaxial cable and also contains five similar slit antennas connected to them the matching circuits, all the matching circuits are connected to the coaxial cable through a delay line and an RF power divider.

Сущность полезной модели поясняется фигурой, на которой изображена схема предлагаемого устройства.The essence of the utility model is illustrated by the figure, which shows a diagram of the proposed device.

Оно состоит из шести щелевых антенн 1, входы 2 которых соединены с выходами 5 радиочастотного делителя мощности 6 через цепи согласования 3 и линии задержки 4. Вход 7 делителя мощности 6 соединен с приемопередающим устройством томографа с помощью коаксиального кабеля 8. Делитель мощности может работать как сумматор сигналов, тогда его выходы 5 становятся входами, а вход 7 - выходом.It consists of six slot antennas 1, inputs 2 of which are connected to outputs 5 of the radio frequency power divider 6 through matching circuits 3 and delay line 4. Input 7 of the power divider 6 is connected to the tomograph transceiver device using a coaxial cable 8. The power divider can work as an adder signals, then its outputs 5 become inputs, and input 7 - output.

Устройство работает следующим образом.The device works as follows.

В момент передачи радиочастотный зондирующий сигнал с подается с приемопередающего устройства томографа на вход 7 радиочастотного делителя мощности, через коаксиальный кабель 8. На выходах 5 радиочастотного делителя мощности формируется шесть сигналов, которые через линии задержки 4 и цепи согласования 3 поступают на входы 2 щелевых антенн 1. Длина радиочастотной катушки определяется из критерия размера области однородности градиентных магнитных полей MP-томографа (обычно около 30 см), ширина радиочастотной катушки выбрана таким образом, чтобы на теле человека можно было разместить 8 радиочастотных катушек (это связано с типичным количеством передающих независимых каналов сверхвысокопольных MP-томографов). Размеры диэлектрической подложки были выбраны таким образом, чтобы на одной диэлектрической подложке было размещено 6 щелевых антенн. Меньшее количество щелевых антенн не обеспечивает существенного увеличения радиочастотного поля по сравнению с одиночной щелевой антенной, выбранной в качестве прототипа, а использование большего количества щелевых антенн приводит к появлению сильной связи между отдельными антеннами, что приводит к уменьшению радиочастотного магнитного поля в объекте. В момент приема катушка работает следующим образом. Сигнал ЯМР-отклика наводит в щелях 1 ЭДС. Сигнал с выходов 2 щелевых антенн 1 поступает на выходы 5 радиочастотного делителя мощности 6, который в данном случае работает как сумматор сигналов, через цепи согласования 3 и линии задержки 4. Далее сигнал поступает с выхода 7 радиочастотного делителя мощности, работающего в режиме сумматора, на приемопередающее устройство томографа через коаксиальный кабель 8.At the moment of transmission, the radio frequency probing signal c is fed from the tomograph transceiver to the input 7 of the radio frequency power divider via a coaxial cable 8. At the outputs 5 of the radio frequency power divider, six signals are generated, which through the delay lines 4 and the matching network 3 arrive at the inputs 2 of slot antennas 1 The length of the radio frequency coil is determined from the criterion of the size of the homogeneity region of the gradient magnetic fields of the MP tomograph (usually about 30 cm), the width of the radio frequency coil is chosen in such a way For example, it was possible to place 8 radio-frequency coils on the human body (this is due to the typical number of transmitting independent channels of super-high-resolution MP-tomographs). The dimensions of the dielectric substrate were chosen so that 6 slot antennas were placed on one dielectric substrate. A smaller number of slot antennas does not significantly increase the radio frequency field compared to a single slot antenna selected as a prototype, and the use of a larger number of slot antennas leads to a strong coupling between individual antennas, which leads to a decrease in the radio frequency magnetic field in the object. At the time of reception, the coil operates as follows. The NMR response signal induces in the gaps of 1 EMF. The signal from the outputs 2 slot antennas 1 is fed to the outputs 5 of the RF power divider 6, which in this case works as a signal adder, through the matching circuit 3 and the delay line 4. Next, the signal comes from the output 7 of the RF power divider operating in the mode adder, tomograph transceiver device through a coaxial cable 8.

Claims

An RF coil for a magnetic resonance tomograph containing a slit antenna made in the form of a non-magnetic metallization on a dielectric substrate and a matching circuit connected to it connected to a coaxial cable, which is additionally equipped with five similar slit antennas with connected to them by matching circuits, with all matching circuits connected to the coaxial cable through a delay line and an RF power divider.