RU2524447C2 - Устройства и кабельное соединение для использования в многорезонансной системе магнитного резонанса - Google Patents

Устройства и кабельное соединение для использования в многорезонансной системе магнитного резонанса Download PDF

Info

Publication number
RU2524447C2
RU2524447C2 RU2011144352/28A RU2011144352A RU2524447C2 RU 2524447 C2 RU2524447 C2 RU 2524447C2 RU 2011144352/28 A RU2011144352/28 A RU 2011144352/28A RU 2011144352 A RU2011144352 A RU 2011144352A RU 2524447 C2 RU2524447 C2 RU 2524447C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
magnetic resonance
resonant circuit
electric cable
impedance
resonance frequency
Prior art date
Application number
RU2011144352/28A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2011144352A (ru
Inventor
Кристоф ЛОЙССЛЕР
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Publication of RU2011144352A publication Critical patent/RU2011144352A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2524447C2 publication Critical patent/RU2524447C2/ru

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/285—Invasive instruments, e.g. catheters or biopsy needles, specially adapted for tracking, guiding or visualization by NMR
    • G01R33/287—Invasive instruments, e.g. catheters or biopsy needles, specially adapted for tracking, guiding or visualization by NMR involving active visualization of interventional instruments, e.g. using active tracking RF coils or coils for intentionally creating magnetic field inhomogeneities
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/288—Provisions within MR facilities for enhancing safety during MR, e.g. reduction of the specific absorption rate [SAR], detection of ferromagnetic objects in the scanner room
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • 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
    • G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
    • G01R33/3635—Multi-frequency operation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • 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
    • G01R33/3685—Means for reducing sheath currents, e.g. RF traps, baluns

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

Использование: для формирования изображений посредством магнитного резонанса. Сущность изобретения заключается в том, что устройство для использования в системе магнитного резонанса содержит оперативный компонент (22, 26), выполненный с возможностью осуществления полезной операции в системе магнитного резонанса; электрический кабель (24, 28), соединенный с оперативным компонентом, чтобы обеспечить электрическую связь с оперативным компонентом; и резонансный контур (30, 32), содержащий по меньшей мере часть электрического кабеля, причем резонансный контур имеет первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса и второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса, отличной от первой частоты магнитного резонанса. Технический результат: обеспечение возможности безопасного и надежного формирования изображений в многорезонансных системах магнитного резонанса. 4 н. и 11 з.п. ф-лы, 13 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Нижеследующее относится к области магнитного резонанса, области формирования изображений магнитного резонанса, области спектроскопии магнитного резонанса, области формирования изображений в медицине и спектроскопии магнитного резонанса, и к связанным с ними областям.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Способы магнитного резонанса (МР) для медицинского применения, такие как функциональное формирование изображений МР (fMRI), спектроскопия МР, количественное формирование изображений или картирование МР и так далее, могут извлечь пользу от осуществления возбуждения магнитного резонанса на нескольких частотах магнитного резонанса. Например, многоядерное формирование изображений одного или нескольких не-1H резонансов, таких как ядерный магнитный резонанс 31P, ядерный магнитный резонанс 19F, ядерный магнитный резонанс 13C, ядерный магнитный резонанс 23Na, ядерный магнитный резонанс 17O и так далее, может выявлять карту химического распределения, из которой можно получить информацию о метаболизме и биологическом функционировании.
Существующие системы МР, как правило, выполнены с возможностью формирования изображений ядерного магнитного резонанса 1H. Компоненты, такие как радиочастотные принимающие катушки, катетеры или другие интервенционные инструменты, спроектированные для использования в интервенционных процедурах под наблюдением посредством формирования изображений МР, и так далее, спроектированы с соблюдением безопасности и надежности в условиях радиочастотного возбуждения ядерного магнитного резонанса 1H. Например, компоненты, которые содержат электропроводные части или подключенные к электрическому кабельному соединения, спроектированы так, чтобы подавлять естественный резонанс, совпадающий с ядерным магнитным резонансом 1H. Однако эти устройства могут быть небезопасными для применения в многоядерном магнитном резонансе.
В документе WO 2007/047966 представлено несколько разнесенных сегментов контура с высоким импедансом, которые выполнены так, чтобы иметь высокий импеданс в высоком диапазоне радиочастот и низкий импеданс в низком диапазоне частот. Как описано в документе WO 2007/047966, сегменты контура с высоким импедансом могут содержать совместно навитые катушки индуктивности и могут снижать, блокировать или подавлять РЧ передачу вдоль системы проводников во время воздействия РЧ, связанных с системами МРТ с магнитами высокоуровневых магнитных полей, при этом допуская прохождение низкочастотных физиологических сигналов, воздействий и/или сигналов возбуждения. Согласно документу WO 2007/047966, этой цели можно достичь посредством катетера для использования в основанных на магнитном резонансе интервенционных процедурах, который имеет электрический кабель, который соединяет первый электрический компонент, прикрепленный к одному концу катетера, со вторым электрическим компонентом, прикрепленным к другому концу катетера, на котором электрический кабель навит по меньшей мере участками.
В документе US 2008/0033281 A1 описан компактный катетер, который можно безопасно использовать в основанных на магнитном резонансе интервенционных процедурах. Согласно этому документу, посредством спиральной конструкции электрического кабеля, индуктивность электрического кабеля можно повысить простым и компактным образом. В результате можно добиться высокой индуктивности даже в сравнительно тонких катетерах, которые используют для исследования сосудистой системы. Таким образом, если радиочастотный импульс МР оборудования индуцирует ток радиочастоты в электрическом кабеле, то этот ток радиочастоты может поглощаться до такой степени, что качество изображения при формировании изображений МР не ухудшится существенным образом.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В соответствии с определенными иллюстративными вариантами осуществления, изображенными и описанными в качестве примеров в настоящем документе, описано устройство для использования в системе магнитного резонанса, причем устройство содержит: оперативный компонент, выполненный с возможностью осуществлять полезную операцию в системе магнитного резонанса; электрический кабель, подключенный к оперативному компоненту для обеспечения электрической связи с оперативным компонентом; и резонансный контур, содержащий по меньшей мере часть электрического кабеля, причем резонансный контур имеет первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса и второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса, отличной от первой частоты магнитного резонанса.
В соответствии с определенными иллюстративными вариантами осуществления, изображенными и описанными в качестве примеров в настоящем документе, описана система магнитного резонанса, которая содержит сканер магнитного резонанса и устройство, как изложено непосредственно в предыдущем абзаце.
Одно преимущество заключается в предоставлении безопасных и надежных компонентов для использования в многорезонансных МР применениях.
Другое преимущество заключается в облегчении многоядерного формирования изображений, спектроскопии магнитного резонанса и так далее.
Специалистам в данной области техники будут понятны дополнительные преимущества на основе изучения изложенного ниже подробного описания.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Чертежи приведены только с целью иллюстрирования предпочтительных вариантов осуществления, и их не следует толковать как ограничивающие изобретение. Соответствующие номера позиций, используемые на различных чертежах, обозначают соответствующие элементы на этих чертежах.
На фиг.1 схематично изображена система магнитного резонанса.
На фиг.2-13 проиллюстрированы различные варианты осуществления резонансного контура, которые пригодны для использования в качестве резонансных контуров, изображенных на фиг.1.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Как показано на фиг.1, система формирования изображений содержит сканер магнитного резонанса (МР) 10, такой как изображенный сканер магнитного резонанса Achieva™ (доступный от компании Koninklijke Philips Electronics N.V., Eindhoven, The Netherlands), или сканер магнитного резонанса Intera или Panorama (также доступные от компании Koninklijke Philips Electronics N.V.), или другой коммерчески доступный сканер магнитного резонанса или некоммерческий сканер магнитного резонанса и так далее. В примерном варианте осуществления сканер магнитного резонанса содержит внутренние компоненты (не показаны), такие как сверхпроводящий или основной резистивный магнит, который генерирует статическое (B0) магнитное поле, наборы обмоток катушек градиентов магнитного поля для наложения выбранных градиентов магнитного поля на статическое магнитное поле, и так далее. Сканером 10 МР управляет блок 12 управления МР для возбуждения и пространственного кодирования данных магнитного резонанса, которые реконструируют посредством блока 14 реконструкции для формирования одного или нескольких изображений магнитного резонанса объекта исследования, расположенного в области сканирования (FOV) сканера 10 МР. Реконструированные изображения удобным образом хранят в памяти 16 изображений, отображают на дисплее 18 компьютера 20 или используют иным образом. В спектроскопических применениях выделяют спектроскопические характеристики полученных данных магнитного резонанса (снова, необязательно, включая пространственное кодирование), чтобы получить химическую информацию или другую информацию об объекте исследования. В проиллюстрированном варианте осуществления компоненты 12, 14, 16 обработки и памяти реализованы в цифровом процессоре и запоминающем устройстве (не показано) проиллюстрированного компьютера 20. В других вариантах осуществления эти компоненты можно реализовать различными способами посредством одного или нескольких специализированных цифровых или ASIC контроллеров или компонентов обработки данных.
Система магнитного резонанса содержит радиочастотную систему для возбуждения магнитного резонанса на одной или нескольких выбранных частотах магнитного резонанса и для детектирования сигналов возбужденного магнитного резонанса. Проиллюстрированная система содержит примерную петлевую локальную радиочастотную катушку 22, которая подключена к блоку 12 управления МР посредством электрического кабеля 24, который типично представляет собой коаксиальный или триаксиальный кабель, чтобы обеспечить радиочастотное экранирование. Электрический кабель 24 обеспечивает электрическую связь с радиочастотной катушкой 22, например, представляя собой по меньшей мере одно из радиочастотного проводника мощности и радиочастотного проводника сигнала. Проиллюстрированная петлевая катушка 22 является примерной, и следует понимать, что радиочастотная система может содержать радиочастотные катушки различных конфигураций, такие как катушки «птичья клетка», поперечные электромагнитные (TEM) катушки и так далее, и может содержать радиочастотные катушки различных размеров и анатомических структур, такие как катушки для всего тела, катушки для головы, катушки для конечностей и так далее. Кроме того, следует понимать, что катушки могут содержать только передающие катушки, только принимающие катушки, приемопередающие (T/R) катушки или различные их сочетания. В некоторых вариантах осуществления одну катушку можно использовать для операций и передачи и получения, тогда как в некоторых других вариантах осуществления катушку для всего тела можно использовать в качестве передатчика, а массив из нескольких принимающих катушек (например, из четырех, восьми, двенадцати, шестнадцать или более принимающих катушек) можно использовать для приема магнитного резонанса, тогда как в некоторых других вариантах осуществления можно использовать массив из нескольких приемопередающих (T/R) катушек (например, из четырех, восьми, двенадцати, шестнадцати или более T/R катушек) для операций и передачи и приема. В случае массива катушек, проиллюстрированный электрический кабель 24 содержит несколько электрических кабелей, соединенных с несколькими радиочастотными катушками в массиве. Также следует понимать, что примерная радиочастотная катушка 22 изображена расположенной за пределами канала сканера 10 МР (и таким образом за пределами FOV МР) для удобства иллюстрирования, а при работе радиочастотную катушку 22 помещают в канал сканера 10 МР, такое перемещение катушки 22 возможно за счет гибкости электрического кабеля 24. В радиочастотных катушках некоторых типов, таких как катушки для всего тела, постоянно или полупостоянно установленных в канале сканера 10 МР, соединяющий электрический кабель может быть более жестким.
Примерная радиочастотная катушка 22 с проиллюстрированным электрическим кабелем 24 для обеспечения электрической связи с катушкой 22 является иллюстративным примером оперативного компонента, выполненного с возможностью осуществления полезной операции (т.е. целевой операции) в системе магнитного резонанса. В зависимости от применения в магнитном резонансе, можно предусмотреть и другие оперативные компоненты, которые выполнены с возможностью осуществления полезной операции в системе магнитного резонанса. В качестве иллюстративного примера показанный вариант осуществления дополнительно содержит интервенционный инструмент 26, такой как катетер, игла для биопсии и так далее. Электрический кабель 28 подключен к интервенционному инструменту 26, чтобы обеспечить электрическую связь с интервенционным инструментом 26. Например, электрический кабель 28 может представлять собой проводник мощности, проводник сигнала и так далее. На фиг.1 проиллюстрирована только часть электрического кабеля 28, расположенная близко к интервенционному инструменту 26, но следует понимать, что периферийный конец электрического кабеля 28 подключен к подходящему источнику питания, устройству обработки сигнала и так далее.
Систему магнитного резонанса с фиг.1 можно использовать в качестве многорезонансной системы магнитного резонанса. То есть, систему магнитного резонанса с фиг.1 можно выполнить с возможностью возбуждать и принимать магнитный резонанс на двух или более различных частотах магнитного резонанса, например, на частоте магнитного резонанса 1H и на второй частоте магнитного резонанса, выбранной из группы, состоящей из ядерного магнитного 31P, ядерного магнитного резонанса 19F, ядерного магнитного резонанса 13C, ядерного магнитного резонанса 23Na и ядерного магнитного резонанса 17O. В общем, систему магнитного резонанса с фиг.1 можно выполнить с возможностью возбуждать и принимать магнитный резонанс на различных частотах магнитного резонанса, включая первую частоту магнитного резонанса и второй магнитный резонанс, отличный от первой частоты магнитного резонанса. Во время фазы возбуждения в получении данных магнитного резонанса, радиочастотная система вводит радиочастотную энергию на частоте магнитного резонанса или частотах, которые типично известны в данной области техники, в виде передающего поля «B1». Возбуждающее поле B1, в основном, может индуцировать электрический ток на частоте или частотах магнитного резонанса в электрически проводящих компонентах внутри возбуждающего поля B1. Электрически проводящие компоненты в возбуждающем поле B1 включают в себя проиллюстрированные примерные оперативные компоненты 22, 26, которые выполнены с возможностью осуществления полезной операции в системе магнитного резонанса, и электрические кабели 24, 28, подключенные к соответствующим оперативным компонентам 22, 26, чтобы обеспечивать электрическую связь с соответствующими оперативными компонентами 22, 26.
Также, как показано на фиг.1, резонансный контур 30 содержит по меньшей мере часть электрического кабеля 24. Резонансный контур 30 имеет первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса, возбуждаемой системой МР, и имеет второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса, возбуждаемой системой МР, которая отличается от первой частоты магнитного резонанса. Например, если система МР выполнена с возможностью возбуждать магнитный резонанс на таких частотах ядерного магнитного резонанса как 1H и 13C, то резонансный контур 30 удобным образом имеет полюсы импеданса на обеих частотах ядерного магнитного резонанса 1H и 13C. Фраза «первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса» обозначает, что резонансный контур 30 выдает высокий импеданс электрическому току на первой частоте магнитного резонанса. Аналогичным образом, фраза «второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса» обозначает, что резонансный контур 30 выдает высокий импеданс электрическому току на второй частоте магнитного резонанса.
Аналогичным образом, резонансный контур 32 содержит по меньшей мере часть электрического кабеля 28. Резонансный контур 32 имеет первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса, возбуждаемой системой МР, и имеет второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса, возбуждаемой системой МР. По причине содержания резонансных контуров 30, 32, возбуждающее поле B1 на первой и/или второй частоте магнитного резонанса не индуцирует существенный электрический ток на частоте магнитного резонанса в кабелях 24, 28. Точнее, течение такого индуцированного электрического тока по существу блокируется высоким импедансом, который дают первый и второй полюсы импеданса резонансных контуров 30, 32. Таким образом, оперативные компоненты 22, 26 и соответствующие электрические кабели 24, 28 получаются безопасными для использования в многоядерной системе МР по фиг.1.
Со ссылкой на фиг.2-13, описаны некоторые иллюстративные резонансные контуры, пригодные для использования в качестве резонансных контуров 30, 32.
На фиг.2 представлен резонансный контур 34, в котором импеданс 36 сформирован последовательным соединением катушки индуктивности Ls и емкости Cs, и который размещен параллельно с импедансом 38, сформированным емкостью Cp. Элементы Ls, Cs и Cp представлены в виде отдельных или точечных элементов, но также могут быть реализованы в виде распределенных элементов. Общий импеданс всего последовательно-параллельного резонансного контура 34 с фиг.2 обозначают как Zp, и его можно представить в форме:
Figure 00000001
где ω = 2πf представляет собой частоту в радианах, соответствующую частоте f в герцах, а параметры ωp и ωs определены импедансами Ls, Cs и Cp. Резонансный контур 34 имеет полюс импеданса на частоте ωp и нулевой импеданс на ωs.
На Фиг.3 представлен резонансный контур 34 с фиг.2, размещенный параллельно с частью электрического кабеля 24, или электрический кабель 28, обладающий индуктивным импедансом Lcable. То есть часть электрического кабеля, обладающая импедансом Lcable, представляет собой часть электрического кабеля 24 или часть электрического кабеля 28 с фиг.1. Резонансный контур с фиг.3 задается резонансным контуром 34 и частью электрического кабеля, обладающего индуктивностью Lcable, и представляет собой подходящий вариант осуществления любого из резонансных контуров 30, 32, схематически представленных на фиг.1. Резонансный контур с фиг.3 резонирует, когда Lcable равняется Zp*, где Zp* представляет собой комплексно сопряженное число импеданса Zp резонансного контура 34. Следовательно, подбирая импедансы Ls, Cs, и Cp для выбора полюса импеданса ωp и нулевого импеданса ωs для импеданса Zp, резонансный контур с фиг.3 можно настроить так, чтобы обеспечить полюсы импеданса на двух различных частотах магнитного резонанса. Обозначив две различные частоты магнитного резонанса как ω1, ω2, где ω1≠ω2, подобранные импедансы определяются следующими выражениями:
Figure 00000002
Типично, индуктивность электрического кабеля Lcable находится в диапазоне 300-600 нГн. Значения компонентов Ls, Cs, Cp для резонансного контура с фиг.3 можно вычислить, используя уравнения (2)-(4). Для практического осуществления, индуктивность Ls типично составляет приблизительно 50-300 нГн, а емкости Cs, Cp типично находятся в диапазоне приблизительно 5-100 пФ. Для значений в этих диапазонах, как правило, доступны сосредоточенные катушки индуктивности и конденсаторы с малым допуском.
Сосредоточенные элементы Ls, Cs, Cp можно заменить или перемешать с распределенными элементами, например, реализованными в виде линий передачи (не показано). Например, можно использовать четвертьволновую линию передачи, оканчивающуюся разомкнутым соединением, что обеспечивает нулевой импеданс на частоте резонанса, вместо последовательного резонансного контура 36, сформированного последовательным соединением Ls, Cs. Такая компоновка может быть удобной, например, в интервенционном инструменте 26, где линию передачи можно удобно интегрировать в просвет вытянутого катетера или другого вытянутого интервенционного инструмента.
При резонансе мощные токи радиочастоты могут течь в резонансных контурах 30, 32; таким образом, следует выбирать элементы импеданса Ls, Cs, Cp (или функционально эквивалентные распределенные элементы, такие как линии передачи) с низкими потерями и управлением мощным током радиочастоты.
Как показано на фиг.4, если число захватываемых частот магнитного резонанса больше двух, то можно использовать тройной резонансный контур. В иллюстративном примере на фиг.4 резонансный контур 34 с фиг.2 размещен последовательно с параллельным резонансным контуром, содержащим параллельную комбинацию индуктивности L3 и емкости C3. Резонансный контур с фиг.4 удобным образом подключается параллельно к части электрического кабеля с индуктивностью Lcable, а дополнительные параметры L3, C3 подбирают в соответствии с условием резонанса:
Figure 00000003
Со ссылкой на фиг.5, описан другой подходящий вариант осуществления резонансного контура, который содержит тороидальную катушку индуктивности 40, определяющую импеданс Lcable части электрического кабеля. Тороидальная катушка индуктивности соединена параллельно с контуром 34 с фиг.2, который обладает низким нулем импеданса на более низкой частоте и высоким полюсом импеданса на более высокой частоте. Таким образом, кабель имеет точку высокого импеданса в месте тороидальной катушки индуктивности 40 на двух частотах. Преимущество компоновки с фиг.5 состоит в том, что тороидальную катушку индуктивности 40 можно сконструировать так, чтобы задавать индуктивность Lcable с высокой точностью. Тороидальную катушку индуктивности 40 можно реализовать в виде физической катушки, намотанной вокруг ферромагнитного или воздушного сердечника, как показано, или можно реализовать в виде полосковой катушки, сформированной на печатной плате (см. фиг.6). Электрический кабель 24 или электрический кабель 28 представляет собой удобный полужесткий коаксиальный кабель, в котором наружное экранирование подключено к контуру, представленному на фиг.5.
На фиг.6 представлена физическая реализация резонансного контура с фиг.3, в которой катушки индуктивности Ls, Lcable реализованы в виде полосок на печатной плате 50, а конденсаторы Cp, Cs также сформированы на печатной плате. В полосковом двойном резонансном контуре, представленном на фиг.6, коаксиальный кабель подключен к точкам (1, 2) так, чтобы спиральная полоска 52 задавала часть электрического кабеля, обладающего индуктивностью Lcable, тогда как соединительные контакты для полосковой катушки индуктивности 54, задающей индуктивность Ls, были расположены в точках (3, 4). Соединение компонентов осуществляют посредством другого слоя печатной платы (не показано). Контур на фиг.6 реализован в виде многополосковой топологии с земляным слоем (не показано).
На фиг.7 представлен вариант осуществления резонансного контура, в котором электрический кабель 24 или электрический кабель 28 электрически соединяет последовательно (i) первый резонансный контур 60, который резонирует на первой частоте магнитного резонанса, и (ii) второй резонансный контур 62, который резонирует на второй частоте магнитного резонанса. Иллюстративные первый и второй резонансные контуры 60, 62 представляют собой параллельные LC резонансные контуры, обладающие частотами резонанса в установленном уравнением (5) виде, но здесь также предполагаются и другие топологии резонансного контура. Хотя и не показано, следует принимать во внимание, что три или более резонансных контура можно необязательно электрически соединить последовательно аналогично конфигурации, представленной на фиг.7, чтобы захватывать три или более различных частот магнитного резонанса.
Иллюстративный резонансный контур с фиг.7, содержащий часть электрического кабеля 24, 28, которая включена в его состав в качестве части резонансного контура, заключен в радиочастотный экран 64, который выгодно подавляет излучение радиочастотной интерференции (РЧИ) резонансным контуром и изолирует резонансный контур от внешней РЧИ. Хотя и не показано, во всех примерных резонансных контурах, представленных в настоящем документе, следует принимать во внимание, что радиочастотный экран 64 необязательно включен в состав любого проиллюстрированного примерного резонансного контура, представленного в настоящем документе.
На фиг.8 схематически представлен резонансный контур, содержащий электрически проводящий цилиндрический элемент 70, расположенный коаксиально вокруг электрического кабеля 24 или электрического кабеля 28 и обладающий наружной и внутренней коаксиальными цилиндрическими стенками 72, 74, разделенными зазором, содержащим или задающим распределенную или сосредоточенную емкость (емкостное сопротивление). Устройство коаксиального резонансного контура схемы режекции, реализуемое посредством цилиндрического элемента 70, индуктивно соединенного с электрическим кабелем 24 или электрическим кабелем 28, можно сконфигурировать для наличия двух резонансов, соответствующих первой и второй различным частотам магнитного резонанса, посредством корректировки емкостей с использованием сосредоточенных конденсаторных элементов, корректировки геометрических размеров элемента 70, например, расстояний от стенок 72, 74 друг до друга, и до электрического кабеля 24 или электрического кабеля 28.
Как показано на фиг.9-12, проиллюстрирован резонансный контур, реализованный в виде параллельного резонансного контура схемы режекции типа симметрирующего трансформатора. Параллельный резонансный контур схемы режекции типа симметрирующего трансформатора содержит наружный и внутренний электрически проводящие цилиндрические оболочки 80, 82, расположенные коаксиально относительно друг друга и относительно электрического кабеля 24 или электрического кабеля 28. Как показано на фиг.9 и 10, один конец наружной цилиндрической оболочки 80 электрически соединен с внутренней цилиндрической оболочкой 82, и относительные положения этих двух оболочек 80, 82 можно корректировать вдоль коаксиальной оси. На фиг.11 представлена электрическая модель параллельного резонансного контура схемы режекции типа симметрирующего трансформатора, с фиг.9 и 10. На фиг.12 проиллюстрировано влияние осевой корректировки относительных положений двух оболочек 80, 82 на частоты резонанса параллельных резонансных контуров схемы режекции типа симметрирующего трансформатора. Принципиально работу можно описать следующим образом. Каждая оболочка имеет частоту резонанса, такую, чтобы параллельный резонансный контур схемы режекции типа симметрирующего трансформатора имел две частоты резонанса. Однако взаимное влияние между двумя проводящими цилиндрическими оболочками 80, 82 и между оболочками и электрическим кабелем 24 или электрическим кабелем 28 влияет на значения двух частот резонанса. Таким образом, как показано на фиг.12, корректируя осевое перекрытие двух оболочек 80, 82, две частоты резонанса можно корректировать до тех пор, пока они не совпадут с желаемыми первой и второй различными частотами магнитного резонанса. На фиг.12 левый и правый графики показывают частоты резонанса для «двухрезонансных» конфигураций, тогда как на центральном графике на фиг.12 перекрытие корректируют так, чтобы две частоты совпадали.
На фиг.13 представлен резонансный контур, который содержит: (i) гальванически соединенный резонансный контур 90, который содержит индуктивность кабеля L1 (соответствует Lcable на некоторых других рисунках), параллельно которой расположена емкость C1; и (ii) индуктивно соединенный резонансный контур 92, который содержит параллельный LC контур, сформированный параллельным соединением между индуктивностью L2 и емкостью C2. Параллельный резонансный контур схемы режекции имеет два резонанса:
Figure 00000004
формируемый гальванически соединенным резонансным контуром 90, и
Figure 00000005
формируемый индуктивно соединенным резонансным контуром 92. На значения индуктивностей L1 и L2 влияет взаимная индуктивность или «действие трансформатора» между отдельными индуктивностями L1 и L2, таким образом, обеспечивая другую степень свободы для настройки двухрезонансного контура. В некоторых подходящих физических реализациях, индуктивности L1 и L2 можно сформировать посредством обмотки вокруг обычного ферромагнитного сердечника, как в физической конфигурации трансформатора.
Резонансные контуры, проиллюстрированные на фиг.2-13, представляют собой лишь иллюстративные примеры, и следует понимать, что и другие двухрезонансные контуры (или трехрезонансные контуры, или в более общем случае N-резонансные контуры, где N больше либо равно двум и соответствует числу различных частот магнитного резонанса, подлежащих захвату) можно использовать для осуществления иллюстративных резонансных контуров 30, 32, представленных на фиг.1.
Изобретение описано в отношении предпочтительных вариантов осуществления. Его модификации и изменения будут очевидны на основе изучения предшествующего описания. Предполагается, что изобретение следует толковать как содержащее все такие модификации и изменения в той мере, в какой они входят в объем следующей формулы изобретения или ее эквивалентов. В формуле изобретения любые номера позиций, помещенные в скобки, не следует толковать как ограничение объема пункта формулы изобретения. Слово «содержит» не исключает присутствие элементов или этапов, отличных от перечисленных в пункте формулы изобретения. Форма единственного числа, предшествующая определению элемента, не исключает наличия множества таких элементов. Описанный способ можно реализовать посредством аппаратного обеспечения, содержащего несколько различных элементов, и посредством соответствующим образом запрограммированного компьютера. В пунктах формулы, относящихся к системе, перечисляются несколько средств, при этом несколько из этих средств можно реализовать посредством одного и того же элемента машиночитаемого программного обеспечения или аппаратного обеспечения. Сам факт того, что определенные действия перечислены в отличающихся друг от друга зависимых пунктах формулы изобретения, не указывает на то, что сочетание этих действий нельзя использовать для достижения результата.

Claims (15)

1. Устройство для использования в системе магнитного резонанса, причем устройство содержит:
оперативный компонент (22, 26), выполненный с возможностью осуществления полезной операции в области сканирования системы магнитного резонанса;
электрический кабель (24, 28), подключенный к оперативному компоненту, чтобы обеспечить электрическую связь с оперативным компонентом; и
резонансный контур (30, 32), сформированный по меньшей мере частью проводящего элемента электрического кабеля и одним или несколькими пассивными электрическими компонентами, соединенными параллельно с этой частью, причем резонансный контур имеет первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса и второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса, отличной от первой частоты магнитного резонанса.
2. Устройство по п.1, в котором первая частота магнитного резонанса представляет собой частоту магнитного резонанса 1H, а вторая частота магнитного резонанса отлична от частоты магнитного резонанса 1H.
3. Устройство по п.1, в котором вторая частота магнитного резонанса выбрана из группы, состоящей из ядерного магнитного резонанса 31P, ядерного магнитного резонанса 19F, ядерного магнитного резонанса 13C, ядерного магнитного резонанса 23Na и ядерного магнитного резонанса 17O.
4. Устройство по п.1, в котором резонансный контур (30, 32) содержит тороидальную катушку индуктивности (40).
5. Устройство по п.1, дополнительно содержащее:
радиочастотный экран (64), окружающий резонансный контур (30, 32) и содержащуюся в нем часть электрического кабеля (24, 28).
6. Устройство по п.1, в котором резонансный контур (30, 32) содержит:
первый импеданс (60), который резонирует на первой частоте магнитного резонанса; и
второй импеданс (62), который резонирует на второй частоте магнитного резонанса;
причем электрический кабель (24, 28) электрически соединяет последовательно первый импеданс и второй импеданс.
7. Устройство по п.1, в котором резонансный контур (30, 32) содержит:
резонансный контур (92), который индуктивно соединен с электрическим кабелем (24, 28), и резонансный контур (90), сформированный частью электрического кабеля (24, 28).
8. Устройство по п.1, в котором резонансный контур (30, 32) содержит:
первый импеданс (36), сформированный последовательным объединением индуктивности и емкости, и второй импеданс (38), сформированный емкостью (Cp), оба из которых подключены параллельно к по меньшей мере части электрического кабеля (24, 28), чтобы задать резонансный контур (30, 32), который имеет первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса и второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса, отличной от первой частоты магнитного резонанса.
9. Устройство по п.1, в котором резонансный контур (30, 32) содержит:
цилиндр (70) с внутренней и наружной проводящей поверхностью (72, 74), каждая из которых индуктивно соединена с электрическим кабелем (24, 28), лежащим по существу на оси цилиндра (70); и
при этом две частоты резонанса определяются по меньшей мере одним из физических размеров цилиндра и емкостей, подключенных между проводящими поверхностями (72, 74).
10. Устройство по п.1, в котором резонансный контур (30, 32) содержит:
по меньшей мере два цилиндра (80, 82), которые по существу коаксиальны с электрическим кабелем (24, 28), лежащим по существу вдоль их общей оси;
первый цилиндр (80), индуктивно соединенный с электрическим кабелем (24, 28);
второй цилиндр (82), индуктивно соединенный с электрическим кабелем (24, 28) и электрически подключенный к первому коаксиальному цилиндру; и
при этом относительное расположение первого коаксиального цилиндра и второго коаксиального цилиндра действуют для определения резонансного контура (30, 32).
11. Устройство по п.1, в котором резонансный контур (30, 32) представляет собой распределенный резонансный контур, продолжающийся по длине электрического кабеля (24, 28).
12. Устройство по п.1, в котором резонансный контур (30, 32) содержит:
по меньшей мере один полосковый компонент (52, 54), индуктивно или гальванически соединенный с электрическим кабелем (24, 28).
13. Система магнитного резонанса, которая содержит:
сканер магнитного резонанса (10); и устройство по п.1.
14. Устройство для использования в системе магнитного резонанса, причем устройство содержит:
оперативный компонент (22, 26), выполненный с возможностью осуществления полезной операции в области сканирования системы магнитного резонанса;
электрический кабель (24, 28), подключенный к оперативному компоненту, чтобы обеспечить электрическую связь с оперативным компонентом; и
первый резонансный контур (30, 32), сформированный по меньшей мере частью проводящего элемента упомянутого электрического кабеля, причем первый резонансный контур имеет первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса и второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса, отличной от первой частоты магнитного резонанса, при этом первый резонансный контур (30, 32) содержит второй резонансный контур (92), который индуктивно соединен с электрическим кабелем (24, 28), и третий резонансный контур (90), сформированный частью электрического кабеля (24, 28).
15. Система магнитного резонанса, которая содержит:
оперативный компонент (22, 26), выполненный с возможностью осуществления полезной операции в области сканирования системы магнитного резонанса;
электрический кабель (24, 28), подключенный к оперативному компоненту, чтобы обеспечить электрическую связь с оперативным компонентом; и
первый резонансный контур (30, 32), сформированный по меньшей мере частью проводящего элемента упомянутого электрического кабеля, причем первый резонансный контур имеет первый полюс импеданса на первой частоте магнитного резонанса и второй полюс импеданса на второй частоте магнитного резонанса, отличной от первой частоты магнитного резонанса, при этом первый резонансный контур (30, 32) содержит второй резонансный контур (92), который индуктивно соединен с электрическим кабелем (24, 28), и третий резонансный контур (90), сформированный частью электрического кабеля (24, 28).
RU2011144352/28A 2009-04-02 2010-04-01 Устройства и кабельное соединение для использования в многорезонансной системе магнитного резонанса RU2524447C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP09157139.8 2009-04-02
EP09157139 2009-04-02
PCT/IB2010/051426 WO2010113133A1 (en) 2009-04-02 2010-04-01 Devices and cabling for use in a multi-resonant magnetic resonance system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2011144352A RU2011144352A (ru) 2013-05-10
RU2524447C2 true RU2524447C2 (ru) 2014-07-27

Family

ID=42289111

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2011144352/28A RU2524447C2 (ru) 2009-04-02 2010-04-01 Устройства и кабельное соединение для использования в многорезонансной системе магнитного резонанса

Country Status (6)

Country Link
US (1) US9341689B2 (ru)
EP (1) EP2414859B1 (ru)
JP (1) JP5681699B2 (ru)
CN (1) CN102414571B (ru)
RU (1) RU2524447C2 (ru)
WO (1) WO2010113133A1 (ru)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2414859B1 (en) * 2009-04-02 2019-06-12 Koninklijke Philips N.V. Devices and cabling for use in a multi-resonant magnetic resonance system
EP2486416B1 (en) * 2010-07-27 2013-01-16 Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V. Dual-mode microwave resonator device and method of electron spin resonance measurement
US9235096B2 (en) * 2013-08-26 2016-01-12 Kent Displays Incorporated Inductive switching of cholesteric liquid crystal display device
US10895615B2 (en) 2016-10-24 2021-01-19 Koninklijke Philips N.V. Balun for use in magnetic resonance imaging (MRI) systems and an MRI system that employs the balun
EP3441780A1 (de) 2017-08-09 2019-02-13 Siemens Healthcare GmbH Mantelwellensperrenfreie anschlussleitung und magnetresonanztomograph mit anschlussleitung
EP3623831A1 (en) * 2018-09-11 2020-03-18 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonace receive coil with detune circuit and energy harvesting circuit
US11460525B2 (en) * 2020-02-12 2022-10-04 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for toroidal twinax cable trap
EP3933426A1 (en) * 2020-06-30 2022-01-05 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonance coil array and self-compensated radiofrequency choke

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2331587A (en) * 1996-06-03 1999-05-26 Samuel Roznitsky Antenna system for NMR and MRI apparatus
RU2172004C2 (ru) * 1996-06-03 2001-08-10 Самуил РОЗНИТСКИЙ Антенная система для аппаратов магнитно-резонансного изображения и ядерно-магнитно-резонансных аппаратов
US20060030772A1 (en) * 2002-06-27 2006-02-09 Hyde Gregory M Markers for interventional devices in magnetic resonant image (MRI) systems
WO2007047966A2 (en) * 2005-10-21 2007-04-26 Surgi-Vision, Inc. Mri-safe high impedance lead systems
US20070173911A1 (en) * 2001-02-20 2007-07-26 Biophan Technologies, Inc. Medical device with an electrically conductive anti-antenna member
US20080297154A1 (en) * 2007-05-31 2008-12-04 Yosuke Otake Magnetic field coil and magnetic resonance imaging apparatus

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3811983A1 (de) * 1988-04-11 1989-10-19 Siemens Ag Anordnung zum betrieb einer symmetrischen hochfrequenz-antenne
EP0389868B1 (de) 1989-03-29 1995-09-13 Siemens Aktiengesellschaft Kernspintomograph
US5166620A (en) * 1990-11-07 1992-11-24 Advanced Techtronics, Inc. Nmr frequency locking circuit
DE4113120A1 (de) * 1991-04-22 1992-11-05 Siemens Ag Kernspintomograph
US5949311A (en) * 1997-06-06 1999-09-07 Massachusetts Institute Of Technology Tunable resonators
US6284971B1 (en) * 1998-11-25 2001-09-04 Johns Hopkins University School Of Medicine Enhanced safety coaxial cables
AU2001249744B2 (en) * 2000-03-30 2004-11-25 Uab Research Foundation Intravaginal radiofrequency imaging device
JP2004514485A (ja) 2000-11-24 2004-05-20 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 分離された電気的接続導体を有する挿入装置
US20050283167A1 (en) * 2003-08-25 2005-12-22 Biophan Technologies, Inc. Medical device with an electrically conductive anti-antenna member
US6593744B2 (en) 2001-11-20 2003-07-15 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Multi-channel RF cable trap for magnetic resonance apparatus
US7088104B2 (en) * 2001-12-31 2006-08-08 The John Hopkins University MRI tunable antenna and system
US6605775B1 (en) * 2002-05-13 2003-08-12 Igc-Medical Advances, Inc. Floating radio frequency trap for shield currents
US7132829B2 (en) * 2005-01-18 2006-11-07 Varian, Inc. NMR RF coils with improved low-frequency efficiency
CN101268379A (zh) 2005-09-20 2008-09-17 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于在mri中使用的射频线圈的rf陷波器
US7702387B2 (en) 2006-06-08 2010-04-20 Greatbatch Ltd. Tank filters adaptable for placement with a guide wire, in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility
DE102006034389B4 (de) * 2006-07-25 2018-06-07 Siemens Healthcare Gmbh Katheter zum Einsatz bei Magnet-Resonanz-unterstützten interventionellen Verfahren
JP5568315B2 (ja) 2007-03-19 2014-08-06 ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション Ｒｆ／ｍｒｉ適合リード線
US7816918B2 (en) * 2007-05-24 2010-10-19 The Johns Hopkins University Optimized MRI strip array detectors and apparatus, systems and methods related thereto
JP5403224B2 (ja) 2009-02-27 2014-01-29 三菱マテリアル株式会社 ビスマスの回収方法
EP2414859B1 (en) * 2009-04-02 2019-06-12 Koninklijke Philips N.V. Devices and cabling for use in a multi-resonant magnetic resonance system
US9720059B2 (en) * 2013-04-03 2017-08-01 National Taiwan University Multi-channel coil array for parallel magnetic resonance imaging

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2331587A (en) * 1996-06-03 1999-05-26 Samuel Roznitsky Antenna system for NMR and MRI apparatus
RU2172004C2 (ru) * 1996-06-03 2001-08-10 Самуил РОЗНИТСКИЙ Антенная система для аппаратов магнитно-резонансного изображения и ядерно-магнитно-резонансных аппаратов
US20070173911A1 (en) * 2001-02-20 2007-07-26 Biophan Technologies, Inc. Medical device with an electrically conductive anti-antenna member
US20060030772A1 (en) * 2002-06-27 2006-02-09 Hyde Gregory M Markers for interventional devices in magnetic resonant image (MRI) systems
WO2007047966A2 (en) * 2005-10-21 2007-04-26 Surgi-Vision, Inc. Mri-safe high impedance lead systems
US20080297154A1 (en) * 2007-05-31 2008-12-04 Yosuke Otake Magnetic field coil and magnetic resonance imaging apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP2012522564A (ja) 2012-09-27
CN102414571B (zh) 2015-07-01
CN102414571A (zh) 2012-04-11
US9341689B2 (en) 2016-05-17
RU2011144352A (ru) 2013-05-10
US20120074944A1 (en) 2012-03-29
EP2414859A1 (en) 2012-02-08
EP2414859B1 (en) 2019-06-12
JP5681699B2 (ja) 2015-03-11
WO2010113133A1 (en) 2010-10-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2524447C2 (ru) Устройства и кабельное соединение для использования в многорезонансной системе магнитного резонанса
US5294886A (en) Antenna system for a magnetic resonance imaging tomography apparatus
US7205768B2 (en) Connection lead for an electrical accessory device of an MRI system
CN104067136B (zh) 用于mr图像生成的多谐振t/r天线
EP1085338B1 (en) Magnetic resonance apparatus
US7495443B2 (en) RF coil system for super high field (SHF) MRI
CN109891258A (zh) 用于磁共振成像（mri）系统中的平衡转换器以及采用所述平衡转换器的mri系统
JPH0951886A (ja) 磁気共鳴装置
US20080174397A1 (en) High quality factor, low volume, air-core inductor
JP5226318B2 (ja) Ｒｆフィールド中で使用する伝送経路
US20080284435A1 (en) Magnetic Resonance Coil Element With Embedded Electronics Module
US5646530A (en) Surface coil for high resolution imaging using a magnetic resonance imaging apparatus
CN110235013B (zh) 用于利用核磁共振方法拍摄图像的偶极天线组件
CN102338863B (zh) 桶形表面波陷波器
JP2008532609A (ja) 超短ｍｒｉボディコイル
US6670863B2 (en) Device for suppressing electromagnetic coupling phenomena
JP6901483B2 (ja) 磁気共鳴検査システム用の無線周波数コイルアレイ
EP3807666B1 (en) Sheath wave barrier for magnetic resonance (mr) applications
US8378681B2 (en) Multiple-frequency RF trap and MRI system
US10359484B2 (en) Sheath current filter with integrated optical cable guide
JPH06254071A (ja) 磁気共鳴映像装置及び磁気共鳴映像装置用プローブ
EP3617730A1 (en) Sheath wave barrier for magnetic resonance (mr) applications
JP2006320423A (ja) Ｍｒｉ用信号検出装置
JPH07327957A (ja) 磁気共鳴装置用ｒｆプローブ
JP2024510560A (ja) 複数のｒｆチョークを有するケーブルハーネス及び磁気共鳴システム