RU2619430C2

RU2619430C2 - Magnetic resonance imaging (mri)

Info

Publication number: RU2619430C2
Application number: RU2015119793A
Authority: RU
Inventors: Николай Викторович Анисимов; Светлана Николаевна Анисимова; Дмитрий Владимирович Волков; Михаил Владимирович Гуляев; Ольга Сергеевна Павлова; Юрий Андреевич Пирогов; Алексей Ремович Хохлов
Priority date: 2015-05-26
Filing date: 2015-05-26
Publication date: 2017-05-15
Also published as: RU2015119793A

Abstract

FIELD: medical equipment.

SUBSTANCE: invention relates to medical equipment, namely to means of magnetic resonance imaging. MRI comprises main coil placed in magnet cavity, capable to operate as transmitting or receiving-transmitting one, receiving coil and additional coil located near investigated object, capable to operate as transmitting or receiving-transmitting one, or shorted at ends, system of coils’ switching, including switch, automatic switch, adder and selector and receiver and transmitter. Main and additional coils are connected via appropriate cables to switch connected via automatic switch with transmitter and made with possibility of disconnection of main coil with simultaneous connection of additional coil. Receiving coil is connected to one input of adder, other input of which is connected to automatic switch with possibility of obtaining signal from additional coil via switch, while adder output is connected to selector input, having three positions – first position for connection with automatic switch of main coil connection in receiving mode, second position for connection of adder, third position for connecting receiving coil, selector output is connected to receiver.

EFFECT: invention usage allows to reduce and optimize distribution of power for excitation of NMR signal.

4 cl, 5 dwg

Description

Область техники, к которой относится изобретениеFIELD OF THE INVENTION

Изобретение предназначено для использования в биологии и медицине, позволяет получать изображения, отображающие внутреннюю структуру различных объектов, включая животных и человека, с использованием методов ядерного магнитного резонанса (ЯМР). Особое значение оно имеет для исследования объектов малого размера, что может быть востребовано, например, при медицинских исследованиях малых участков тела человека, педиатрии. Кроме того, оно может быть полезно в биологических исследованиях малых лабораторных животных, МРТ-микроскопии, локальной ЯМР-спектроскопии.The invention is intended for use in biology and medicine, allows you to receive images depicting the internal structure of various objects, including animals and humans, using nuclear magnetic resonance (NMR) methods. It is of particular importance for the study of small objects, which may be in demand, for example, in medical studies of small areas of the human body, pediatrics. In addition, it can be useful in biological studies of small laboratory animals, MRI microscopy, local NMR spectroscopy.

Уровень техникиState of the art

Метод ЯМР предполагает возбуждение спинов, находящихся в постоянном магнитном поле, с помощью РЧ-поля, создаваемого передающей катушкой, и прием отклика спинов на приемную катушку. Поэтому в МРТ большое внимание уделяется оптимизации и совершенствованию этих катушек. Термин «катушка» (coil) в МРТ применяется для обозначения радиотехнического устройства, где главным элементом является катушка индуктивности, выполняющая роль антенны, которая может быть приемной или передающей.The NMR method involves the excitation of spins in a constant magnetic field, using the RF field created by the transmitting coil, and receiving the response of the spins to the receiving coil. Therefore, in MRI, much attention is paid to the optimization and improvement of these coils. The term “coil” in MRI is used to denote a radio engineering device, where the main element is an inductor acting as an antenna, which can be receiving or transmitting.

В первом случае подразумевается прием сигнала ядерной индукции от ядерных магнитных моментов, прецессирующих в постоянном магнитном поле. Синхронно прецессирующие спины формируют магнитный поток, который проходит через витки катушки индуктивности, а благодаря тому, что он меняется во времени (с частотой прецессии), то на концах этой катушки наводится ЭДС индукции (закон Фарадея).In the first case, it implies the reception of a nuclear induction signal from nuclear magnetic moments precessing in a constant magnetic field. Synchronously precessing spins form a magnetic flux that passes through the turns of the inductor, and due to the fact that it changes in time (with the precession frequency), the induction emf is induced at the ends of this coil (Faraday law).

Далее в тексте термин «концы катушки» относится именно к концам катушки индуктивности, входящей в состав катушки как радиотехнического устройства.Further in the text, the term “coil ends” refers specifically to the ends of the inductance coil, which is part of the coil as a radio engineering device.

Во втором случае имеется в виду передача радиочастотного (РЧ) магнитного поля для возбуждения этой прецессии. Если вблизи ядерных магнитных моментов, помещенных в постоянное магнитное поле, разместить катушку индуктивности, через которую пропускается переменный ток, то этот ток формирует переменное магнитное поле вблизи этой катушки, способное воздействовать на ядерные спины.In the second case, we mean the transmission of a radio frequency (RF) magnetic field to excite this precession. If you place an inductor through an alternating current near nuclear magnetic moments placed in a constant magnetic field, this current forms an alternating magnetic field near this coil, which can act on nuclear spins.

В зависимости от того, какие функции выполняет катушка как радиотехническое устройство, она может быть приемной или передающей. Обычно в состав катушки как радиотехнического устройства, помимо собственно катушки индуктивности, входит еще один элемент - конденсатор, определяющий совместно с этой катушкой резонансные свойства устройства - способность усиления тока, циркулирующего в замкнутой цепи, составленной из этих двух электрически соединенных элементов.Depending on what functions the coil performs as a radio engineering device, it can be receiving or transmitting. Typically, the structure of the coil as a radio engineering device, in addition to the inductor itself, includes one more element - a capacitor, which determines together with this coil the resonance properties of the device - the ability to amplify the current circulating in a closed circuit made up of these two electrically connected elements.

Поскольку возбуждение прецессии производится путем подачи РЧ-импульса, а регистрации сигнала ЯМР после окончания этого импульса, то одну и ту же катушку можно использовать и для передачи РЧ-мощности, и для приема сигнала ЯМР путем ее переключения от передатчика к приемнику. Такая катушка называется приемо-передающей.Since the precession is excited by applying an RF pulse, and registering the NMR signal after the end of this pulse, the same coil can be used to transmit RF power and to receive the NMR signal by switching it from the transmitter to the receiver. Such a coil is called transceiver.

Обычно в томографах, ориентированных на медицинские приложения, возбуждение сигналов ЯМР производится передающей катушкой, встроенной в полость магнита, - основной катушкой, а прием сигналов - от одной из приемных катушек, входящих в комплект томографа. Каждая из катушек этого комплекта адаптирована (за счет конструкции и способа фиксации) для исследования конкретного органа - головы, шеи, колена и т.д. Адаптация катушки как радиотехнического устройства, в первую очередь, предполагает адаптацию его главного элемента - катушки индуктивности, выполняющей функции приемной антенны - соотнесение ее размеров с размерами сканируемого объекта или размерами зоны сканирования.Typically, in medical device-oriented tomographs, the NMR signals are excited by a transmitting coil built into the magnet cavity, the main coil, and signals are received from one of the receiving coils included with the tomograph. Each of the coils of this kit is adapted (due to the design and method of fixation) for the study of a specific organ - head, neck, knee, etc. The adaptation of the coil as a radio engineering device, first of all, involves the adaptation of its main element - the inductor acting as a receiving antenna - the correlation of its dimensions with the dimensions of the scanned object or the size of the scan zone.

Например, MP-томограф Vantage 1.5 Т фирмы Тошиба:For example, the Toshiba Vantage 1.5 T MP scanner:

(http://www.toshibamedicalsystems.com/tmd/english/products/mri/titan3r_function.html#р01).(http://www.toshibamedicalsystems.com/tmd/english/products/mri/titan3r_function.html#р01).

Аналогичную комплектацию имеют томографы фирмы Сименс - Magnetom 1.5 Т (http://www.healthcare.siemens.com/magnetic-resonance-imaging),Siemens tomographs - Magnetom 1.5 T (http://www.healthcare.siemens.com/magnetic-resonance-imaging), have the same equipment.

а также Tomikon S50 фирмы Bruker:as well as Bruker Tomikon S50:

(Acquisition and Processing of NMR Images and Spectra Paravision (Part 1 and 2) // User's Guide and Instruction Manual, Bruker Medizintechnik, Doc. No.: T4J-1137, 1996, 948 pp.), см. также (http://pdf.reestrsi.ru/file/17691-98.pdf).(Acquisition and Processing of NMR Images and Spectra Paravision (Part 1 and 2) // User's Guide and Instruction Manual, Bruker Medizintechnik, Doc. No .: T4J-1137, 1996, 948 pp.), See also (http: / /pdf.reestrsi.ru/file/17691-98.pdf).

Размер зоны, облучаемой радиочастотным (РЧ) полем, определяется диаметром основной катушки. Поскольку полость магнита должна быть достаточно просторной для размещения взрослого человека (не менее 60 см в диаметре), то его размер определяет и диаметр передающей катушки. При таких размерах обеспечить необходимые параметры типовой сканирующей импульсной последовательности возможно лишь при использовании передатчика большой мощности - более 1 кВт. Соответственно, повышенные требования по мощности предъявляются к коммутирующим и защитным элементам. Если же данную катушку необходимо приспособить для сканирования ядер, отличных от протонов, то мощность передатчика необходимо увеличить в (γ_p/γ_x)² раз, где γ_p и γ_x - гиромагнитные отношения соответственно протонов и исследуемых ядер.The size of the zone irradiated by the radio frequency (RF) field is determined by the diameter of the main coil. Since the cavity of the magnet must be spacious enough to accommodate an adult (at least 60 cm in diameter), its size also determines the diameter of the transmitting coil. With such dimensions, it is possible to provide the necessary parameters of a typical scanning pulse sequence only when using a high power transmitter - more than 1 kW. Accordingly, increased power requirements are imposed on switching and protective elements. If this coil needs to be adapted for scanning nuclei other than protons, then the transmitter power must be increased by (γ _p / γ _x ) ² times, where γ _p and γ _x are the gyromagnetic ratios of the protons and the nuclei under study, respectively.

Основным недостатком томографов с единственной передающей катушкой является то, что при работе с малыми объектами или сканировании небольшой зоны способ генерации РЧ-поля оказывается нерациональным, поскольку размер облучаемой зоны становится больше зоны интереса. Это создает проблемы при исследовании младенцев, а также при наличии в теле пациента металлических имплантов. Маленькие пациенты рискуют получить избыточную РЧ-нагрузку, а импланты могут разогреваться под действием РЧ-поля, причем разогрев может происходить далеко от сканируемой зоны.The main disadvantage of tomographs with a single transmitting coil is that when working with small objects or scanning a small zone, the method of generating an RF field is irrational, since the size of the irradiated zone becomes larger than the zone of interest. This creates problems in the study of infants, as well as in the presence of metal implants in the patient's body. Small patients run the risk of getting excessive RF load, and the implants can heat up under the influence of the RF field, and heating can occur far from the scanned area.

В настоящее время выпускается ряд МРТ-моделей, в которых эта проблема частично решена, например: Achieva 3 Т фирмы ФилипсCurrently, a number of MRI models are being produced in which this problem is partially solved, for example: Achieva 3 T from Philips

(http://www.healthcare.philips.com/main/products/mri/systems/achieva).(http://www.healthcare.philips.com/main/products/mri/systems/achieva).

В данной конструкции, помимо подключаемых по гибкому кабелю приемных катушек (из поставляемого в комплекте набора приемных катушек) небольшого размера, которые адаптированы для конкретного органа, пользователю предлагаются аналогичные, но позволяющие использовать их в качестве приемо-передающих. Это позволяет более рационально использовать РЧ-мощность и снизить РЧ-нагрузку на пациента. Однако стоимость таких катушек существенно выше чисто приемных. Оптимизировать расходы можно, если бы в комплекте была такая катушка, которая могла бы работать как передающая совместно хотя бы с одной из набора приемных. Имеется в виду возможность размещения ее рядом с приемной катушкой.In this design, in addition to the receiving coils connected via a flexible cable (from the set of receiving coils included in the kit) of a small size, which are adapted for a specific organ, the user is offered similar ones, but allowing them to be used as transceivers. This allows you to more efficiently use RF power and reduce the RF load on the patient. However, the cost of such coils is significantly higher than purely receiving. It is possible to optimize costs if the kit included a coil that could work as a transmitter together with at least one of the set of receivers. This refers to the possibility of placing it next to the receiving coil.

Недостатком данного и других известных МРТ является то, что такая возможность для пользователя не предусмотрена. Поэтому технические ресурсы томографа используются нерационально. Из-за этого пользователь либо идет на значительные расходы, приобретая полный набор приемо-передающих катушек, либо ограничивается имеющимися катушками, но тогда РЧ-передатчик работает в оптимальном режиме при сканировании не для всех органов.The disadvantage of this and other known MRI is that such an opportunity is not provided for the user. Therefore, the technical resources of the tomograph are used irrationally. Because of this, the user either incurs significant costs by acquiring a complete set of transceiver coils, or is limited by the available coils, but then the RF transmitter does not work in the optimal mode when scanning for all organs.

Помимо этого, в существующих МРТ не уделено внимания вопросам локального подавления РЧ-поля при сканировании большой зоны. Это особенно актуально при наличии в теле пациента металлических имплантов, способных нагреваться под действием РЧ-поля.In addition, the existing MRI does not pay attention to local suppression of the RF field when scanning a large area. This is especially true if there are metal implants in the patient’s body that can heat up under the influence of an RF field.

Наиболее близким по конструкции к заявляемому объекту является МРТ Tomikon S50 фирмы «Bruker» (http://pdf.reestrsi.ru/file/17691-98.pdf), содержащий основную катушку, жестко зафиксированную в полости магнита, имеющую возможность работы в качестве передающей или приемо-передающей, и приемную катушку, которая имеет возможность размещаться внутри полости магнита вблизи исследуемого объекта, систему коммутации, управляющую подключением катушек к приемнику и передатчику, а также размыканием катушек.The closest in design to the claimed object is an MRI Tomikon S50 firm "Bruker" (http://pdf.reestrsi.ru/file/17691-98.pdf), containing the main coil, rigidly fixed in the cavity of the magnet, with the ability to work as transmitting or receiving and transmitting, and a receiving coil, which has the ability to be placed inside the magnet cavity near the object under study, a switching system that controls the connection of the coils to the receiver and transmitter, as well as the opening of the coils.

Предлагаемый в качестве прототипа МРТ является медицинским диагностическим аппаратом, предназначенным для получения изображений различных органов человека в плоскопараллельных срезах в трех основных сечениях (аксиальном, сагиттальном и коронарном) и в наклонных сечениях с углом наклона до 45 градусов. Томограф позволяет визуализировать внутренние структуры различных органов человека - головы, шеи, позвоночника, брюшной полости, малого таза, молочных желез, плечевого, коленного, голеностопного суставов, кисти рук, других фрагментов тела.Proposed as a prototype, MRI is a medical diagnostic device designed to obtain images of various human organs in plane-parallel sections in three main sections (axial, sagittal and coronary) and in oblique sections with an angle of inclination of up to 45 degrees. The tomograph allows you to visualize the internal structures of various human organs - the head, neck, spine, abdominal cavity, pelvis, mammary glands, shoulder, knee, ankle joints, hands, and other fragments of the body.

Основным его недостатком является то, что РЧ-мощность, используемая для возбуждения сигнала ЯМР, расходуется нерационально, особенно при исследовании малых объектов или сканировании небольших участков. РЧ-поле создается путем протекания тока через основную катушку, имеющую большой внутренний диаметр - 60 см, определяемый размерами полости магнита. При этом фирменная конфигурация данного томографа не допускает замену основной катушки на альтернативную или ее отключение с целью подключения дополнительной катушки. В итоге для реализации типовых сканирующих импульсных последовательностей применяется передатчик мощностью 2 кВт, а для замыкания и размыкания основной катушки при совместной работе с приемной используются мощные переключающие полупроводниковые элементы - pin-диоды. Большие напряжения (сотни вольт), сопровождающие РЧ-мощность, подаваемую на основную катушку, определяют требования (конструкция, габариты и т.п.) к конденсаторам и подводящим кабелям, конденсаторы располагаются вне зоны магнита в отдельном массивном блоке, а кабели, соединяющие катушку с системой коммутации, весьма тяжелые, имеют большую толщину - 2 см и не адаптированы для многократных манипуляций, связанных с их перемещениями и изгибами.Its main disadvantage is that the RF power used to excite the NMR signal is wasted irrationally, especially when examining small objects or scanning small sections. The RF field is created by the flow of current through the main coil, which has a large internal diameter of 60 cm, determined by the size of the magnet cavity. At the same time, the proprietary configuration of this tomograph does not allow replacing the main coil with an alternative one or turning it off in order to connect an additional coil. As a result, a transmitter with a power of 2 kW is used to implement typical scanning pulse sequences, and powerful switching semiconductor elements, pin diodes, are used to close and open the main coil when working together with the receiver. Large voltages (hundreds of volts) accompanying the RF power supplied to the main coil determine the requirements (design, dimensions, etc.) for capacitors and supply cables, the capacitors are located outside the magnet zone in a separate massive block, and the cables connecting the coil with a switching system, very heavy, have a large thickness of 2 cm and are not adapted for repeated manipulations associated with their movements and bends.

Раскрытие изобретенияDisclosure of invention

Задачей изобретения является разработка новой конструкции МРТ, обеспечивающей в т.ч. исследование малых объектов или сканирование небольших участков при оптимизации расходовании РЧ-мощности.The objective of the invention is to develop a new design of MRI, including investigation of small objects or scanning of small areas while optimizing the consumption of RF power.

Техническим результатом предлагаемого МРТ является расширение диапазона исследуемых объектов - оптимизация условий сканирования для объектов разного размера на одном и том же томографе, а также рациональное использование мощности для возбуждения сигнала ЯМР (возможность ее снижения и оптимального пространственного распределения) при исследовании объектов малого размера, что особенно актуально при медицинских исследованиях младенцев, в биологических исследованиях малых лабораторных животных, МРТ-микроскопии, локальной ЯМР-спектроскопии, а также при наличии в теле пациента металлических имплантов, которые могут разогреваться под действием РЧ-поля.The technical result of the proposed MRI is to expand the range of objects under study - optimizing the scanning conditions for objects of different sizes on the same tomograph, as well as the rational use of power to excite the NMR signal (the possibility of its reduction and optimal spatial distribution) in the study of small objects, which is especially relevant in medical studies of infants, in biological studies of small laboratory animals, MRI microscopy, local NMR spectroscopy copies, and the presence in the patient's body metal implants which can be heated by the action of an RF field.

Другим техническим преимуществом предлагаемого МРТ является возможность ослабления РЧ-поля только в локальном участке. Это актуально при исследовании объектов, размеры которых соизмеримы с размерами полости магнита, а подавление РЧ-поля необходимо обеспечить только в зоне локализации импланта.Another technical advantage of the proposed MRI is the ability to weaken the RF field only in the local area. This is relevant in the study of objects whose dimensions are commensurate with the dimensions of the magnet cavity, and the suppression of the RF field must be ensured only in the localization zone of the implant.

Для достижения указанных технических результатов предлагается магнитно-резонансный томограф (МРТ), содержащий основную катушку, жестко зафиксированную в полости магнита, имеющую возможность работы в качестве передающей, или приемо-передающей и приемную катушку, которая имеет возможность размещаться внутри полости магнита вблизи исследуемого объекта, систему коммутации, управляющую подключением катушек к приемнику и передатчику, а также размыканием катушек, согласно изобретению оснастить имеющей возможность размещаться внутри полости магнита вблизи исследуемого объекта дополнительной катушкой, имеющей возможность работать либо передающей, либо приемо-передающей, либо закороченной на концах, а система коммутации имеет возможность управлять также подключением дополнительной катушки к приемнику и передатчику, а также ее размыканием.To achieve these technical results, a magnetic resonance imaging scanner (MRI) is proposed, which contains a main coil rigidly fixed in the magnet cavity, which can operate as a transmitting, or transmitting and receiving coil, which can be placed inside the magnet cavity near the object under study, the switching system that controls the connection of the coils to the receiver and transmitter, as well as the opening of the coils, according to the invention, is equipped with the ability to be placed inside the polo ti magnet near the object under study additional coil having an opportunity to operate in either transmission or transceiver, or short-circuited at the ends, and the switching system also has the ability to manage connection to an additional coil transmitter and receiver, as well as its opening.

Вследствие оснащения МРТ, имеющей возможность размещаться внутри полости магнита вблизи исследуемого объекта, дополнительной катушкой, имеющей возможность работать либо передающей, либо приемо-передающей, либо закороченной на концах, а система коммутации имеет возможность управлять также подключением дополнительной катушки к приемнику и передатчику, а также ее размыканием при сканировании, имеется возможность работать с меньшей РЧ-мощностью, более гибко распределять технические ресурсы МРТ - подбирать наиболее адаптированные к конкретным исследуемым объектам конфигурации для приемных и передающих катушек, применять сканирование с локальным подавлением РЧ-поля. Возможность размещения какой-либо катушки вблизи исследуемого объекта, в первую очередь, касается ее основного компонента - катушки индуктивности. Именно это и определяет требования к ее конструкции и размерам.Due to the equipment of an MRI that can be placed inside the magnet cavity near the object under study, an additional coil that can operate either transmitting, receiving-transmitting, or shorted at the ends, and the switching system can also control the connection of the additional coil to the receiver and transmitter, as well as by opening it during scanning, it is possible to work with less RF power, more flexibly distribute the technical resources of MRI - select the most adapted to For the studied studied configuration objects for receiving and transmitting coils, apply scanning with local suppression of the RF field. The possibility of placing any coil near the object under study, first of all, concerns its main component - the inductor. This is what determines the requirements for its design and size.

Возможность достижения новых технических эффектов объясняется следующим.The possibility of achieving new technical effects is explained by the following.

1. Поскольку предполагается, что дополнительная катушка может размещаться внутри полости магнита, то это означает, что ее размеры меньше, чем основной катушки. Поэтому, когда дополнительная катушка работает в качестве передающей или приемо-передающей, генерируемое от этой катушки РЧ-поле локализовано в зоне, размеры которой определяются размерами этой катушки, т.е. меньшей, чем основной. Поскольку дополнительная катушка меньше по размерам, чем основная, то она способна размещаться ближе к исследуемому объекту, чем основная. Благодаря этому в зоне исследуемого объекта от дополнительной катушки можно получить более сильное РЧ-поле, чем от основной катушки. Поэтому, если исследуются объекты, размеры которых соизмеримы с размерами дополнительной катушки, ее применение предпочтительнее по сравнению с основной катушкой, поскольку можно использовать меньшие токи для генерации РЧ-полей. Соответственно, использовать менее мощный передатчик и не столь высоковольтные, а потому более компактные элементы, сопровождающие передачу РЧ-мощности в передающую катушку, конденсаторы, кабели и т.д. Если сравнивать работу основной и дополнительной катушек как приемо-передающих, то благодаря возможности более близкого размещения дополнительной катушки относительно исследуемого объекта от нее можно получить более сильный сигнал ЯМР по сравнению с основной. В результате при исследовании малых объектов применение дополнительной катушки вместо основной позволяет повысить чувствительность, снизить РЧ-мощность, предотвратить попадание РЧ-мощности в зону, которая не представляет интереса для сканирования. В итоге МРТ, укомплектованный не только основной, но и дополнительной катушкой, имеет возможность работать одинаково эффективно для объектов разного размера.1. Since it is assumed that the additional coil can be placed inside the cavity of the magnet, this means that its size is smaller than the main coil. Therefore, when an additional coil operates as a transmitter or a transmitter / receiver, the RF field generated from this coil is localized in an area whose dimensions are determined by the dimensions of this coil, i.e. less than the main one. Since the additional coil is smaller than the main one, it is able to be placed closer to the object under study than the main one. Due to this, in the area of the object under study, a stronger RF field can be obtained from the additional coil than from the main coil. Therefore, if objects are investigated whose dimensions are comparable with the dimensions of the additional coil, its use is preferable in comparison with the main coil, since lower currents can be used to generate RF fields. Accordingly, use a less powerful transmitter and not so high voltage, and therefore more compact elements that accompany the transfer of RF power to the transmitting coil, capacitors, cables, etc. If we compare the operation of the main and additional coils as transceivers, then due to the possibility of closer placement of the additional coil relative to the object under study, a stronger NMR signal can be obtained from it compared to the main one. As a result, when researching small objects, the use of an additional coil instead of the main one allows you to increase sensitivity, reduce RF power, and prevent RF power from entering an area that is not of interest for scanning. As a result, MRI, equipped with not only the main, but also an additional coil, has the ability to work equally effectively for objects of different sizes.

2. При помещении дополнительной катушки в полость магнита внутри нее возможно локальное усиление или ослабление РЧ-поля, генерируемого основной катушкой. Эффект объясняется следующим образом. При импульсном воздействии на ядерную намагниченность основная катушка генерирует в полости магнита РЧ-поле, меняющееся по закону: B=B₁cosωt. Если силовые линии этого поля пересекают плоскость витка площадью S дополнительной катушки, то на концах этой катушки наводится ЭДС индукции V согласно формуле:2. When placing an additional coil in the magnet cavity inside it, local amplification or attenuation of the RF field generated by the main coil is possible. The effect is explained as follows. During a pulsed action on the nuclear magnetization, the main coil generates an RF field in the magnet cavity, which changes according to the law: B = B ₁ cosωt. If the lines of force of this field cross the plane of the coil with an area S of an additional coil, then at the ends of this coil the induction emf V is induced according to the formula:

V=-dФ/dt,V = -dF / dt,

где Ф=BS (закон Фарадея).where Φ = BS (Faraday law).

Если концы этой катушки, имеющей индуктивность L и омическое сопротивление R, замкнуты, то через катушку протекает ток. От этого тока возникает вторичное поле В₂, которое можно рассчитать по формуле:If the ends of this coil having inductance L and ohmic resistance R are closed, then current flows through the coil. From this current, a secondary field B ₂ arises, which can be calculated by the formula:

B₂=LI/SB ₂ = LI / S

Оно складывается с первичным полем B₁, в результате чего в центре дополнительной катушки формируется поле В₃=B₁+В₂=B₁+LI/S.It is added to the primary field B ₁ , as a result of which a field B ₃ = B ₁ + B ₂ = B ₁ + LI / S is formed in the center of the additional coil.

Для расчета тока I воспользуемся методами, практикуемыми для расчета радиотехнических цепей, где для учета реакции на гармоническое воздействие токов и напряжений на цепи, содержащие индуктивности и емкости, вводится понятие реактивного сопротивления Z, а именно - для индуктивности Z=jωL, а для емкости - Z=-j/ωC. В этих выражениях содержится мнимая единица j, символизирующая фазовый сдвиг на 90 градусов между переменным напряжением, приложенным к данному элементу, и током, протекающим через этот элемент. Соответственно, -j соответствует фазовому сдвигу на -90 градусов. Для дополнительного упрощения расчета радиотехнических цепей гармоническая функция cos(ωt+ф) заменяется экспонентой - ехр(jωt+ф)).To calculate the current I, we use the methods practiced for calculating radio circuits, where to take into account the response to the harmonic effect of currents and voltages on circuits containing inductors and capacitances, we introduce the concept of reactance Z, namely, for inductance Z = jωL, and for capacitance - Z = -j / ωC. These expressions contain the imaginary unit j, symbolizing a phase shift of 90 degrees between the alternating voltage applied to this element and the current flowing through this element. Accordingly, -j corresponds to a phase shift of -90 degrees. To further simplify the calculation of radio circuits, the harmonic function cos (ωt + ф) is replaced by the exponent - exp (jωt + ф)).

При таких обозначениях величина тока через катушку, замкнутую на концах, составит I=V/Z. Если в качестве нагрузки используется только индуктивность, то Z=jωL+R, а I=-B₁S(jω)/(jωL+R).With these designations, the magnitude of the current through the coil, closed at the ends, will be I = V / Z. If only inductance is used as the load, then Z = jωL + R, and I = -B ₁ S (jω) / (jωL + R).

Тогда имеем:Then we have:

Если сопротивлением R можно пренебречь по сравнению с величиной ωL, то B₁ обращается в нуль. Таким образом, внутри дополнительной катушки, у которой закорочены концы катушки индуктивности, возможно полное подавление внешнего РЧ-поля. Располагая эту катушку вблизи зоны, в которой находится имплант, можно существенно ослабить РЧ-поле в этой зоне.If the resistance R can be neglected in comparison with the value of ωL, then B ₁ vanishes. Thus, inside the auxiliary coil, at which the ends of the inductor are shorted, a complete suppression of the external RF field is possible. By positioning this coil near the zone in which the implant is located, the RF field in this zone can be significantly attenuated.

Можно отметить, что если дополнительная катушка замкнута не накоротко, а на конденсатор емкостью С, то внутри нее возможно существенное усиление РЧ-поля. В этом можно убедиться, проанализировав выражение для тока с учетом того, что нагрузкой для источника ЭДС является не только индуктивность и омическое сопротивление, но и емкость. Тогда в выражение для тока вместо ωL следует подставить (ωL-1/ωC). Наибольший эффект достигается при ωL=1/ωС, что соответствует резонансной настройке дополнительной катушки. В этом случае возможно возрастание РЧ-поля примерно в Q раз, где Q=ωL/R - добротность катушки. Этот полезный эффект, если в качестве РЧ-поля используется сигнал ЯМР. Поэтому при регистрации сигнала дополнительная катушка работает как замкнутый резонансный контур. Однако этот эффект нежелателен при подаче РЧ-импульса от основной катушки, поскольку может вызвать избыточную РЧ-нагрузку в локальной области. Поэтому при работе МРТ в режимах с использованием основной катушки предусмотрено либо размыкание дополнительной катушки, либо закорачивание.It can be noted that if the additional coil is not short-circuited but connected to a capacitor with a capacitance C, then inside it a significant amplification of the RF field is possible. This can be seen by analyzing the expression for the current, taking into account the fact that the load for the EMF source is not only the inductance and ohmic resistance, but also the capacitance. Then, in the expression for the current, instead of ωL, substitute (ωL-1 / ωC). The greatest effect is achieved at ωL = 1 / ωС, which corresponds to the resonance tuning of the additional coil. In this case, an increase in the RF field by approximately Q times is possible, where Q = ωL / R is the quality factor of the coil. This is a useful effect if an NMR signal is used as the RF field. Therefore, when registering the signal, the additional coil acts as a closed resonant circuit. However, this effect is undesirable when applying an RF pulse from the main coil, since it can cause excessive RF load in the local area. Therefore, when operating an MRI in modes using the main coil, either an additional coil is opened or shorted.

Краткое описание чертежейBrief Description of the Drawings

Изобретение поясняется чертежами. На фиг. 1 представлены базовые элементы МРТ, на фиг. 2 - схема соединений всех катушек с приемником и передатчиком с помощью системы коммутации, а также переключения внутри катушек, на фиг. 3-5 представлены материалы тестового эксперимента, показывающего возможность использования дополнительной катушки для локального ослабления РЧ-поля. На фиг. 3 представлена фотография дополнительной катушки, расположенной рядом с исследуемым объектом, содержащим имитатор импланта, и на фиг. 4 и 5 представлены томограммы объекта - в разомкнутом состоянии катушки и при закороченной индуктивности. МРТ содержит основную катушку 1, жестко зафиксированную в полости выполненного сверхпроводящим магнита 2, имеющую возможность работы в качестве передающей, или приемо-передающей и приемную катушку 3, которая имеет возможность размещаться внутри полости магнита 2 вблизи исследуемого объекта, размещаемого на передвижной платформе 4, систему коммутации 5, управляющую подключением катушек 1, 3 к приемнику 6 и передатчику 7, а также размыканием катушек 1,3. МРТ оснащен имеющей возможность размещаться внутри полости магнита 2 вблизи исследуемого объекта 4 дополнительной катушкой 8, имеющей возможность работать либо передающей, либо приемо-передающей, либо закороченной на концах, а система коммутации 5 имеет возможность управлять также подключением дополнительной катушки 8 к приемнику 6 и передатчику 7, а также ее размыканием.The invention is illustrated by drawings. In FIG. 1 shows the basic elements of an MRI; in FIG. 2 is a connection diagram of all coils with a receiver and a transmitter using a switching system, as well as switching inside the coils, in FIG. 3-5, materials of a test experiment are presented, showing the possibility of using an additional coil for local attenuation of the RF field. In FIG. 3 is a photograph of an additional coil located adjacent to a test object containing an implant simulator, and FIG. Figures 4 and 5 show the tomograms of the object - in the open state of the coil and with a shorted inductance. An MRI contains a main coil 1, rigidly fixed in the cavity of a magnet 2 made of superconducting, having the ability to work as a transmitter, or transceiver and receiver coil 3, which has the ability to be placed inside the cavity of magnet 2 near the test object placed on a mobile platform 4, the system switching 5, controlling the connection of coils 1, 3 to the receiver 6 and transmitter 7, as well as the opening of the coils 1,3. The MRI is equipped with an additional coil 8 that can be placed inside the cavity of the magnet 2 near the test object 4, which can operate either transmitting, receiving and transmitting, or shorted at the ends, and the switching system 5 is also able to control the connection of the additional coil 8 to receiver 6 and the transmitter 7, as well as its opening.

Сверхпроводящий магнит 2 выполнен в виде токового соленоида, погруженного в емкость объемом 1200 л, заполненную жидким гелием. Индукция статического поля магнита 3 в его рабочей части в пределах сферы диаметром 40 см составляет 0,5 Тл. Основная 1, приемная 3 и дополнительная катушки 8, установлены внутри полости магнита 2. Внутри полости магнита 2 диаметром 60 см размещена передвижная платформа с исследуемым объектом 4. Рядом с магнитом 2 размещена система коммутации 5, на один вход которой по кабелю подводится РЧ-мощность от передатчика 7, а к другому входу - кабели от основной 1, приемной 3 и дополнительной 8 катушек.Superconducting magnet 2 is made in the form of a current solenoid immersed in a capacity of 1200 l filled with liquid helium. The induction of the static field of magnet 3 in its working part within a sphere with a diameter of 40 cm is 0.5 T. The main 1, receiving 3 and additional coils 8 are installed inside the cavity of magnet 2. Inside the cavity of magnet 2 with a diameter of 60 cm there is a mobile platform with the object under study 4. Next to the magnet 2 is a switching system 5, one RF input of which is supplied via cable from the transmitter 7, and to another input - cables from the main 1, receiving 3 and an additional 8 coils.

С выхода системы коммутации по кабелю выводится сигнал ЯМР на вход приемника 6. К системе коммутации подходят также питающие и управляющие напряжения. Помещение, в котором расположен магнит 2, экранировано с помощью медных пластин для минимизации влияния на работу МРТ внешних РЧ-излучений. В отдельном помещении установлены электронные узлы - процессор, вырабатывающий сигналы управления томографом, передатчик 7 и приемник 6, на который через систему коммутации 5 поступает сигнал ЯМР от приемной катушки 3 с последующей его оцифровкой и записью в электронную форму. Сигналы управления томографом - РЧ и градиентные импульсы поступают на усилители мощности и далее на томограф. Сигнал от приемника 6 поступает в другое отдельное помещение, где расположен блок управления 9. Его основу составляет компьютер, управляемый оператором. С помощью этого компьютера пересылаются инструкции процессору и принимаются данные о сигнале. На этом же компьютере, которым управляет оператор, происходит обработка данных - реконструкция МРТ изображений и их постпроцессинговая обработка - масштабирование, управление контрастом, объемная обработка, архивация путем записи на диск или в другой носитель, выдача изображений на пленку или в виде распечатки.From the output of the switching system, an NMR signal is sent to the input of receiver 6 by cable. The supply and control voltages are also suitable for the switching system. The room in which magnet 2 is located is shielded with copper plates to minimize the effect of external RF radiation on the operation of the MRI. Electronic components are installed in a separate room - a processor that generates tomograph control signals, a transmitter 7 and a receiver 6, to which an NMR signal from a receiving coil 3 is received through a switching system 5, followed by its digitization and recording in electronic form. The tomograph control signals - RF and gradient pulses are fed to power amplifiers and further to the tomograph. The signal from the receiver 6 enters another separate room where the control unit 9 is located. It is based on a computer controlled by the operator. Using this computer, instructions are sent to the processor and signal data is received. On the same computer that the operator controls, the data is processed - MRI images are reconstructed and their post-processing is processed - scaling, contrast control, volumetric processing, archiving by writing to disk or other media, and issuing images on film or in print.

Функциональные связи основных компонентов МРТ изображены на фиг. 2. Стрелки указывают направление РЧ-сигнала, в качестве которого может быть как РЧ-импульс от передатчика 7, так сигнал индукции от прецессирующих ядер, поступающий в приемник 6. Управление передатчиком 7, приемником 6 и системой коммутации 5 осуществляется через блок управления 9, на который поступают инструкции пользователя через интерфейс (на диаграмме не изображен). С выхода приемника сигналы поступают на компьютер, обеспечивающий обработку сигналов и вывод данных на электронные устройства временного хранения и архивации (оперативная память, жесткий диск), визуализации (дисплей), документации (пленка или распечатка), другие информационные ресурсы (Интернет и т.д.). Данный компьютер и соответствующие периферийные устройства на диаграмме не изображены.Functional relationships of the main components of MRI are shown in FIG. 2. The arrows indicate the direction of the RF signal, which can be either an RF pulse from the transmitter 7, or an induction signal from precessing nuclei entering the receiver 6. The transmitter 7, receiver 6 and switching system 5 are controlled through the control unit 9, which receives user instructions via the interface (not shown in the diagram). From the output of the receiver, the signals are sent to a computer that processes the signals and outputs data to electronic devices for temporary storage and archiving (RAM, hard disk), visualization (display), documentation (film or printout), other information resources (Internet, etc. .). This computer and associated peripherals are not shown in the diagram.

Согласно изобретению принцип работы МРТ следующий. РЧ-импульс от передатчика 7 через систему коммуникации 5 поступает на основную катушку 1, жестко зафиксированную в полости магнита, имеющую возможность работы в качестве либо передающей, либо приемо-передающей, через кабель 10. Этот РЧ-импульс производит возбуждение ядерной намагниченности. Поскольку напряжения, переносимые от передатчика к основной катушке, составляют сотни вольт, то применяется кабель с толстой изоляцией, а потому весьма жесткий. Переход этой катушки из состояния передающей в приемную осуществляется с помощью автоматического переключателя 11. Он управляется электронной схемой, которая отслеживает поступление РЧ-импульса от передатчика. В результате во время действия РЧ-импульса от передатчика 7 переключатель 11 находится в верхнем положении, а по его окончании - в нижнем.According to the invention, the principle of operation of MRI is as follows. The RF pulse from the transmitter 7 through the communication system 5 is fed to the main coil 1, rigidly fixed in the magnet cavity, which can operate as either transmitting or receiving and transmitting through cable 10. This RF pulse generates nuclear magnetization. Since the voltage transferred from the transmitter to the main coil is hundreds of volts, a cable with thick insulation is used, and therefore very hard. The transition of this coil from the state of the transmitter to the receiver is carried out using an automatic switch 11. It is controlled by an electronic circuit that monitors the arrival of an RF pulse from the transmitter. As a result, during the action of the RF pulse from the transmitter 7, the switch 11 is in the upper position, and at the end it is in the lower position.

Возбужденные магнитные моменты дают сигнал ЯМР. Сигнал ЯМР от приемной катушки 3 поступает на другой вход системы коммутации 5, после чего имеет возможность поступить на вход приемника 6. Реализация этой возможности определяется заранее запрограммированным селектором 12. Он является электронным переключателем, задача которого - направить на приемник 6 сигнал ЯМР либо от основной катушки 1 (верхнее положение переключателя селектора 12), либо от приемной 3 (нижнее положение этого переключателя).Excited magnetic moments give an NMR signal. The NMR signal from the receiving coil 3 is fed to another input of the switching system 5, after which it is able to go to the input of the receiver 6. The realization of this possibility is determined by a pre-programmed selector 12. It is an electronic switch whose task is to send the NMR signal to receiver 6 or from the main coil 1 (upper position of selector switch 12), or from receiving 3 (lower position of this switch).

Размеры приемной катушки 3 существенно меньше размеров полости. А поскольку сигналы, с которыми она имеет дело, маломощные (сигналы ЯМР не превышают сотен милливольт), то подключается она к системе коммутации 5 с помощью кабеля 13 небольшим слоем изоляции, а потому гибкого. Это обусловливает возможность размещаться приемной катушке 3 вблизи исследуемого объекта, в том числе и при произвольном размещении последнего внутри полости магнита 2.The size of the receiving coil 3 is significantly smaller than the size of the cavity. And since the signals with which it deals are low-power (NMR signals do not exceed hundreds of millivolts), it is connected to switching system 5 using cable 13 with a small layer of insulation, and therefore flexible. This makes it possible to accommodate the receiving coil 3 near the object under study, including the random placement of the latter inside the cavity of magnet 2.

Согласно изобретению предусмотрено подключение дополнительной катушки 8, которая так же, как и основная 1, может работать либо как передающая, либо как приемо-передающая. При этом ее размеры существенно меньше размеров полости, что обусловливает возможность ее работы с меньшей РЧ-мощностью. Последнее обстоятельство снижает требования по пробойным качествам к элементам, сопровождающим эту мощность, - разделительные конденсаторы, кабели и т.п. Поэтому дополнительная катушка подключается к системе коммутации 5 так же, как и приемная катушка, - с помощью обычного гибкого РЧ-кабеля 14. Это обусловливает возможность размещаться ей так же, как и приемной 3, вблизи исследуемого объекта при произвольном размещении последнего внутри полости магнита 2.According to the invention, an additional coil 8 is connected, which, like the main 1, can operate either as a transmitter or as a transmitter / receiver. At the same time, its dimensions are significantly smaller than the dimensions of the cavity, which makes it possible to work with less RF power. The latter circumstance reduces the requirements for breakdown qualities to the elements accompanying this power - isolation capacitors, cables, etc. Therefore, the additional coil is connected to the switching system 5 in the same way as the receiving coil, using a conventional flexible RF cable 14. This makes it possible to be placed in the same way as the receiving 3 near the object under study with the arbitrary placement of the latter inside the magnet 2 cavity .

В предлагаемом МРТ обеспечена возможность отключения основной катушки 1 с одновременным подключением дополнительной 8. Эту функцию выполняет коммутатор 15. Чтобы обеспечить суммирование сигналов от приемной 3 и дополнительной 8 катушек, задействован отдельный вход селектора 12, к которому подключен выход сумматора 16, на один вход которого поступает сигнал от приемной катушки 3, а на другой вход - через коммутатор 15 и автоматический переключатель 11 - сигнал от дополнительной катушки 8. Тогда в среднем положении селектора 12 на приемник поступает сумма сигналов от приемной 3 и дополнительной 8 катушки. Это позволяет повысить чувствительность МРТ по сравнению с обычной схемой регистрации.In the proposed MRI, it is possible to disconnect the main coil 1 with the simultaneous connection of an additional 8. This function is performed by the switch 15. To ensure the summation of the signals from the receiving 3 and the additional 8 coils, a separate input of the selector 12 is used, to which the output of the adder 16 is connected, to one of which a signal is received from the receiving coil 3, and to the other input through the switch 15 and the automatic switch 11 is the signal from the additional coil 8. Then, in the middle position of the selector 12, the receiver t is the sum of the signals from the receiving 3 and additional 8 coils. This allows you to increase the sensitivity of MRI compared with the usual registration scheme.

Все катушки имеют одинаковую функциональную структуру и отличаются лишь схемотехническими решениями, которые учитывают:All coils have the same functional structure and differ only in circuit solutions that take into account:

1) величины напряжений, которые могут поступать от передатчика 7. Поскольку на приемную катушку 3 сигнал от передатчика 7 вовсе не поступает, то эти решения могут быть произвольными. Например, возможно использование элементов электронного управления емкостью контура - варикапов, что недопустимо для катушек, предназначенных для работы в качестве передающих или приемо-передающих;1) the magnitude of the voltages that can come from the transmitter 7. Since the signal from the transmitter 7 does not arrive at the receiving coil 3, these solutions can be arbitrary. For example, it is possible to use elements of electronic control of the circuit capacity - varicaps, which is unacceptable for coils designed to operate as transmitting or receiving and transmitting;

2) возможность закорачивания катушки. Эта функция в изобретении предусмотрена лишь для дополнительной катушки.2) the possibility of shorting the coil. This function in the invention is provided only for an additional coil.

Каждая катушка (1, 3, 8), с точки зрения радиотехники, представляет собой колебательный контур, составленный из индуктивности (17, 18, 19) и емкости (20, 21, 22). Обычно контур замкнут - индуктивность электрически соединена с емкостью, и если к контуру подводится переменное напряжение (от передатчика или наводится ЭДС индукции), то в контуре циркулирует ток, величина которого максимальна при известных соотношениях между значениями емкости, индуктивности и частоты изменения напряжения. В изобретении предусмотрено размыкание этих контуров с помощью переключателей (23, 24, 25), управляемых от системы коммутации, для чего на катушки заведены сигналы (26, 27, 28) от системы коммутации. Размыкание эквивалентно отключению контура. Это применяется при работе МРТ в режимах с двумя катушками, одна из которых работает только в качестве приемной, для предотвращения появления в контурах катушек токов, дающих вторичные РЧ-поля, что значительно усложняет общую картину распределения РЧ-полей, а в конечном итоге затрудняет интерпретацию МРТ-изображений. При работе МРТ в указанных режимах подключения и отключения контуров происходят синхронно - при подаче РЧ-импульса отключается приемная катушка, а при регистрации ЯМР-сигнала приемная подключается, но отключается передающая.Each coil (1, 3, 8), from the point of view of radio engineering, is an oscillating circuit composed of inductance (17, 18, 19) and capacitance (20, 21, 22). Typically, the circuit is closed - the inductance is electrically connected to the capacitance, and if an alternating voltage is applied to the circuit (from the transmitter or induction EMF is induced), then the current circulates in the circuit, the value of which is maximum at known relations between the capacitance, inductance and frequency of the voltage change. The invention provides for the opening of these circuits using switches (23, 24, 25) controlled from the switching system, for which signals (26, 27, 28) from the switching system are connected to the coils. Opening is equivalent to disconnecting the circuit. This is used when working with MRI in dual-coil modes, one of which works only as a receiving one, to prevent currents giving secondary RF fields in the coil circuits, which greatly complicates the overall picture of the distribution of RF fields, and ultimately complicates the interpretation MRI images. When MRI is operating in the indicated modes, the loops are connected and disconnected simultaneously - when the RF pulse is applied, the receiving coil is turned off, and when the NMR signal is registered, the receiving coil is connected, but the transmitting one is turned off.

Поскольку в предлагаемом МРТ предусмотрено использование дополнительной катушки не только для возбуждения и регистрации сигнала ЯМР, но и для их использования в режиме сканирования, при котором планируется ослабление РЧ-поля в зоне расположения этой катушки, то предусмотрено замыкание концов этой катушки с помощью переключателя 29. Его переключения не требуют высокого быстродействия, поэтому в отличие от других переключателей, управляющих катушками, нет необходимости использовать для его работы систему коммутации.Since the proposed MRI provides for the use of an additional coil not only for excitation and registration of the NMR signal, but also for their use in scanning mode, in which it is planned to attenuate the RF field in the location zone of this coil, it is provided that the ends of this coil are closed using switch 29. Its switching does not require high speed, therefore, unlike other switches controlling the coils, there is no need to use a switching system for its operation.

Пример использования предлагаемого МРТAn example of the use of the proposed MRI

На фиг. 3 демонстрируется применение дополнительной катушки для ослабления РЧ-поля в зоне локализации импланта. В качестве сканируемого объекта использована цилиндрическая емкость 30, заполненная водой. На торце цилиндра прикреплена металлическая монета 31 из неферромагнитного материала в качестве имитатора импланта. Дополнительная катушка 8, имеющая форму кольца 32, подключенного к блоку, в котором размещены настроечная емкость и элементы коммутации 33, размещена рядом со сканируемым объектом. Катушка прислонена к торцу цилиндра, причем центр кольца позиционирован вблизи импланта. Объект вместе с катушкой размещался в МРТ, с помощью которого проводилось посрезовое сканирование объекта в направлении, перпендикулярном оси цилиндра, которая, в свою очередь, ориентирована по направлению силовых линий магнитного поля, генерируемого основной катушкой. Сканирование проводилось с использованием основной катушки в качестве приемо-передающей, причем применялась методика градиентного эхо с малым углом опрокидывания, чтобы выявить изменения МРТ-сигнала, связанные именно с величиной РЧ-поля, а не других побочных факторов (влияния релаксации и т.п.). Результаты сканирования методом приведены на томограммах - фиг. 4, 5. В первом случае витки дополнительной катушки были разомкнуты, а во втором замкнуты.In FIG. Figure 3 demonstrates the use of an additional coil to attenuate the RF field in the localization zone of the implant. As a scanned object, a cylindrical container 30 filled with water was used. At the end of the cylinder, a metal coin 31 of non-ferromagnetic material is attached as a simulator of an implant. An additional coil 8, having the shape of a ring 32 connected to a block in which the tuning capacitance and switching elements 33 are located, is located next to the scanned object. The coil is leaned against the end of the cylinder, with the center of the ring positioned near the implant. The object together with the coil was placed in an MRI, with which a cross-sectional scan of the object was carried out in the direction perpendicular to the axis of the cylinder, which, in turn, was oriented in the direction of the lines of force of the magnetic field generated by the main coil. Scanning was carried out using the main coil as a transceiver, and the gradient echo technique with a small tipping angle was used to detect changes in the MRI signal associated with the magnitude of the RF field and not other side factors (the effect of relaxation, etc.). ) The results of scanning by the method are shown in tomograms - FIG. 4, 5. In the first case, the turns of the auxiliary coil were open, and in the second, closed.

На томограммах можно заметить пятно от «импланта». Можно видеть, что зона ослабленного сигнала совпадает с зоной перекрывания объекта приложенным кольцом. Причем этот эффект возникает лишь при коротком замыкании витка дополнительной катушки. При разомкнутой катушке ее присутствие рядом со сканируемым объектом на томограмме никак не проявляется.On the tomograms you can see a spot from the "implant". It can be seen that the area of the attenuated signal coincides with the area of overlapping of the object by the applied ring. Moreover, this effect occurs only with a short circuit of the coil of an additional coil. When the coil is open, its presence next to the scanned object does not appear on the tomogram.

Пример реализован на томографе МРТ Tomikon S50 фирмы «Bruker». В качестве дополнительной катушки использована фирменная катушка, которая изначально была предназначена для исследования плечевого сустава и работала только как приемная. Для ее адаптации к выполнению функций дополнительной катушки проведены следующие действия:An example is implemented on a Tomikon S50 MRI scanner from Bruker. As an additional coil, a proprietary coil was used, which was originally designed to study the shoulder joint and worked only as a receiving one. To adapt it to the functions of the additional coil, the following actions were taken:

1. Для работы в качестве передающей или приемо-передающей удалены варикапы, используемые в качестве настроечных емкостей. Вместо них установлены емкости, основу которых составляют соосно расположенные перемещаемые металлические пластины. Величина емкости зависит от степени перекрытия пластин. В отличие от варикапов на такую емкость может быть подано значительное напряжение от передатчика - сотни вольт.1. To work as a transmitting or receiving and transmitting, the varicaps used as tuning tanks have been removed. Instead, tanks are installed, the basis of which are coaxially located movable metal plates. The capacity value depends on the degree of overlap of the plates. Unlike varicaps, a significant voltage from the transmitter can be applied to such a capacity - hundreds of volts.

2. Чтобы обеспечить закорачивание концов катушки, к концам кольцевого провода припаяны короткие провода, которые пользователь мог замыкать путем обычного скручивания.2. To ensure shorting of the ends of the coil, short wires are soldered to the ends of the annular wire, which the user could close by ordinary twisting.

При использовании дополнительной катушки для ослабления РЧ-поля следует учитывать направление силовых линий магнитного поля основной катушки для каждой конкретной модели МРТ - ось дополнительной катушки должна быть параллельна им.When using an additional coil to attenuate the RF field, the direction of the magnetic field lines of the main coil for each specific MRI model should be taken into account - the axis of the additional coil should be parallel to them.

Claims

1. Magnetic resonance imager containing installed in the cavity of the magnet rigidly fixed main coil made with the ability to work as transmitting or receiving and transmitting, and placed near the object under study, the receiving coil and an additional coil made with the ability to work as transmitting or receiving - transmitting, or shorted at the ends, coil switching system, including a switch, an automatic switch, an adder and a selector, and a receiver and transmitter, while the main and additional Extra coils are connected via appropriate cables to a switch connected via an automatic switch with a transmitter and configured to disconnect the main coil while connecting an additional coil, the receiving coil is connected to one input of the adder, the other input of which is connected to the automatic switch with the possibility of receiving a signal from the switch additional coil, and the output of the adder is connected to the input of the selector having three positions - the first position for soy line with an automatic switch for connecting the main coil in the receiving mode, the second position for connecting the adder, the third position for connecting the receiving coil, the output of the selector is connected to the receiver.

2. The tomograph according to claim 1, characterized in that the cable for connecting the receiving and additional coils is made flexible and radio frequency.

3. The tomograph according to claim 1, characterized in that each of the coils is made in the form of an oscillatory circuit, including an inductance, a capacitance and a circuit disconnect switch, configured to control the switching system.

4. The tomograph according to claim 3, characterized in that the additional coil is equipped with a switch for closing the ends of the coil.