WO2023072608A1 - Dispositif radiofréquence pour un système d'imagerie par résonance magnétique - Google Patents

Dispositif radiofréquence pour un système d'imagerie par résonance magnétique Download PDF

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WO2023072608A1
WO2023072608A1 PCT/EP2022/078511 EP2022078511W WO2023072608A1 WO 2023072608 A1 WO2023072608 A1 WO 2023072608A1 EP 2022078511 W EP2022078511 W EP 2022078511W WO 2023072608 A1 WO2023072608 A1 WO 2023072608A1
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coil
radiofrequency
main
magnetic resonance
resonance imaging
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Application number
PCT/EP2022/078511
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Marc Dubois
Gianfranco ANDIA VERA
Mathieu COSKER
Tryfon ANTONAKAKIS
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Multiwave Imaging
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Definitions

  • the present invention relates to the field of magnetic resonance imaging. More particularly, the present invention relates to a magnetic resonance imaging device, and in particular a radiofrequency device, making it possible to improve the quality of the images as soon as a relatively weak static magnetic field must be considered.
  • the present invention finds particular interest when it comes to considering a portable magnetic resonance imaging system.
  • Magnetic resonance imaging is now widely used to image, in a non-invasive way, the inside of bodies and in particular human bodies.
  • magnetic resonance imaging makes it possible to probe the hydrogen nuclei, and in particular their nuclear spin, water molecules forming part of the body under examination.
  • an MRI device is provided with a magnet intended to impose on the body a static magnetic field (called "main magnetic field”), under the effect of which, the nuclear spins associated with the hydrogen nuclei contained in the molecules of water forming part of this body become polarized.
  • main magnetic field a static magnetic field
  • the magnetic moments associated with these spins align preferentially along an axis, called the z axis, determined by the orientation of the main magnetic field so as to create magnetization of the body.
  • An MRI device also includes gradient coils configured to produce small amplitude, spatially varying magnetic fields when current is applied thereto.
  • gradient coils are designed to produce a magnetic field component that is aligned parallel to the main magnetic field, and that varies linearly in magnitude with position along one of the x, y, or z axes (the axes x, y and z being perpendicular two by two).
  • the combined effects of the magnetic fields imposed by the gradient coils make it possible to spatially code each of the positions of the body intended to be probed.
  • An MRI device also includes at least one radio frequency (RF) coil intended to act as an RF transceiver.
  • the at least one radiofrequency coil is configured to emit RF energy pulses of a frequency equal to or close to the resonance frequency of the spins of the hydrogen nuclei and which is at least partly absorbed by these nuclei.
  • the nuclear spins relax in order to regain their initial energy state and in turn emit an RF signal capable of being collected by at least one RF coil.
  • This RF signal is then processed using a computer and reconstruction algorithms to obtain an image of the body.
  • the main magnetic field generally between 1.5 Tesla and 3 Tesla, makes it possible to achieve relatively reasonable signal-to-noise ratios and consequently to form images of the human body of sufficient quality over periods of l order of the minute or more.
  • MRI devices generally include a permanent magnet or electromagnets of limited capacity, and cannot impose a main magnetic field with an intensity greater than 60 mT, or even greater than 200 mT, without penalizing the mass or the size. of the MRI device under consideration.
  • This limitation in terms of main magnetic field intensity directly affects the performance of the MRI device.
  • the images obtained with such an MRI device are likely to have a quality that is greatly degraded by an unfavorable signal-to-noise ratio.
  • This unfavorable signal-to-noise ratio is the consequence of the strong reduction in the magnetization present in the tissues due to the consideration of a main magnetic field of low amplitude.
  • An object of the present invention is to provide an RF coil capable of being implemented in an MRI device and making it possible to improve the amplitude of the signal received within the volume of said RF coil.
  • Another object of the present invention is to provide an RF coil having reduced sensitivity to noise compared to the RF coils known from the state of the art.
  • Another object of the present invention is to provide an MRI system capable of operating with a weak main magnetic field, in particular with an intensity of less than 100 mT, or even 50 mT.
  • Another object of the present invention is to propose an MRI system allowing better ergonomics for a patient intended to undergo an examination with said MRI system.
  • the present invention relates to a radio frequency device for a magnetic resonance imaging system, the radio frequency device comprising:
  • main coil configured to transmit a radio frequency pulse and receive radio frequency signals
  • a secondary coil arranged coaxially and internally to the main coil, so that the primary coil and the secondary coil are coupled inductively, the secondary coil also forming a passive circuit.
  • This arrangement of a main coil and a secondary coil, inductively coupled makes it possible to form a radio frequency device which has a quality factor higher than that of the main coil taken alone.
  • This device can then advantageously be implemented in a magnetic resonance imaging system in order to improve the signal-to-noise ratio and consequently the quality of the images.
  • the main coil and the secondary coil have, respectively, a main diameter D1 and a secondary diameter D2, the ratio of the main diameter D1 to the secondary diameter D2 being between 1.05 and 4.
  • the main coil and the secondary coil have, respectively, a main length L1 and a secondary length L2, the ratio of the main length L1 to the secondary length L2 being between 0.5 and 2.
  • the main coil comprises capacitors, called main segmentation capacitors.
  • the secondary coil comprises capacitors, called secondary segmentation capacitors.
  • said radiofrequency device further comprises means for generating radiofrequency pulses, the means for generating radiofrequency pulses being adapted to impose the circulation of a current pulse in the main coil.
  • said radiofrequency device comprises radiofrequency processing means, the radiofrequency processing means being adapted to process a radiofrequency signal likely to be received by the main coil.
  • the secondary coil forms a flexible sock intended to be slipped over a body or a section of a body with a view to performing imaging of said body by magnetic resonance.
  • the invention also relates to a magnetic resonance imaging system provided with the radiofrequency device according to the present invention.
  • said magnetic resonance imaging system comprises a magnet defining a space inside which the radio frequency device is arranged.
  • the magnet is a permanent magnet, advantageously the permanent magnet is capable of generating a static magnetic field of less than 100 mT, even more advantageously less than 50 mT.
  • said magnetic resonance imaging system also comprises gradient coils.
  • radiofrequency device there is a schematic representation of a radiofrequency device according to the terms of the present invention, the radiofrequency device is in particular represented in perspective;
  • the coil comprises 57 turns made with a 1 mm thick wire diameter, to form a cylinder 250 mm in diameter;
  • the coil comprises 47 turns made with a 1 mm thick wire diameter, to form a cylinder 180 mm in diameter;
  • the two coils comprise a main coil and a secondary coil, the secondary coil being arranged internally and coaxially with the main coil, the main coil has 57 turns made with 1mm diameter wire to form a 250mm diameter cylinder, while the secondary coil has 47 turns made with 1mm diameter wire to form a cylinder 180 mm in diameter, in this configuration, a power of 0.5 W is injected across the terminals of the main coil;
  • the present invention relates to a radiofrequency device intended to be implemented in a magnetic resonance imaging system.
  • the radiofrequency device is configured to improve the quality of the images likely to be obtained by the magnetic resonance imaging system.
  • the radiofrequency device comprises two coils configured to improve the signal-to-noise ratio of the magnetic resonance imaging system.
  • the is a schematic representation of a magnetic resonance imaging system 1 according to the present invention.
  • the imaging system 1 comprises a magnet, and in particular a permanent magnet 2.
  • the permanent magnet 2 can in particular extend along an elongation axis z.
  • the permanent magnet 2 defines a housing 3 opening out via a first opening 4 and a second opening 5 opposite each other along the elongation axis z.
  • the permanent magnet 2 is arranged to allow the insertion of a body, and more particularly of a human body, into the housing 3 through the first opening 3 along the elongation axis z.
  • the permanent magnet 2 is more particularly configured to impose a static magnetic field oriented along an axis perpendicular to the elongation axis z, in a zone, called the analysis zone, of the housing 3.
  • the permanent magnet 2 can comprise an assembly of elementary magnets, and in particular arranged in a series of Halbach rings.
  • EP3368914B1 gives an example. Nevertheless, the invention is not limited to the single configuration described in this document.
  • the permanent magnet 2 is configured to impose a static magnetic field with an amplitude of less than 100 mT, advantageously less than 65 mT, again advantageously less than or equal to 50 mT.
  • Imaging System 1 also includes a set of 6 gradient coils.
  • the 6 gradient coils are configured to produce small-amplitude, spatially varying magnetic fields when a current is applied to them.
  • the gradient coils 6 are designed to produce a magnetic field component which is aligned parallel to the static magnetic field, and which varies linearly in amplitude with position along one of the x, y or z axes (the x, y and z axes form an orthogonal frame).
  • the combined effects of the magnetic fields imposed by the gradient coils 6 make it possible to spatially encode the signals coming from a body present in the housing 3 and intended to be probed.
  • the imaging system 1 further comprises a radiofrequency device 7.
  • the radiofrequency device 7 comprises two coils, called respectively main coil 8 and secondary coil 9. More particularly, the secondary coil 9 is arranged in the interior volume of the main coil 8, and is inductively coupled with the latter. Furthermore, and according to the present invention, the secondary coil forms a passive circuit.
  • bypassive circuit we mean a secondary coil whose ends are connected together. In other words, the voltage across the secondary coil is zero.
  • the main coil is formed by winding a conductive wire around the elongation axis z.
  • the main coil forms a cylinder of revolution around the elongation axis z.
  • the secondary coil 9 can also be formed by winding a conductive wire around the elongation axis z.
  • the secondary coil can form a cylinder of revolution around the elongation axis z.
  • the secondary coil can form a flexible sock intended to be slipped over a body or a section in the body with a view to performing imaging of said body by magnetic resonance.
  • the main coil 8 has a main diameter D1 and extends over a main length L1 along the elongation axis z.
  • the secondary coil 9 has a secondary diameter D2 and extends by a secondary length L2 along the elongation axis z.
  • the main coil 8 is configured to transmit a radio frequency (RF) pulse and to receive radio frequency signals.
  • the main coil 8 and the secondary coil 9 are configured to emit an RF pulse of a frequency equal to or close to the resonance frequency of the spins of the hydrogen nuclei subjected to the static magnetic field B imposed by the permanent magnet 2.
  • the nuclear spins relax in order to regain their initial state of equilibrium and induce an RF signal which is collected by the radio frequency device 7 (the main coil 8 and the secondary coil 9).
  • the radiofrequency device 7 can be connected to pulse means 10 configured to impose the circulation of a current in the main coil 8. More particularly, the pulse means 10 can be configured to allow the generation of current pulses in the main coil 8.
  • the pulse means are also advantageously implemented to supply the gradient coils 6 in order to spatially code each of the positions of a body likely to be present in the housing 3.
  • the radiofrequency device 7 can also be connected to radiofrequency processing means 11 configured to process a radiofrequency signal likely to be received by the assembly formed by the main coil 8 and the secondary coil 9.
  • the imaging system 1 may comprise a first interface 12 providing a link, on the one hand, between the pulse means 10 and the main coil 8, and on the other hand, between radiofrequency processing means 11 and the main coil 8.
  • the imaging system 1 can also comprise a second interface 13 providing a link between the pulse means 10 and the gradient coils 6.
  • the first and the second interface may include connection cards and/or electronic elements, for example control and/or impedance adaptation.
  • the pulse means 10, the radiofrequency processing means 11, the first interface 12 and the second interface 13 can be controlled by a control unit 14, for example a computer.
  • the radio frequency device 7 is arranged in the housing 3, and the body intended to be imaged in the internal volume of the secondary coil 9.
  • a secondary coil 9 makes it possible to increase the radiofrequency magnetic field at the level of the biological tissues, and consequently improve the signal-to-noise ratio.
  • Figures 3a, 3b and 3c are an illustration of the improvement observed by considering a radiofrequency device according to the terms of the present invention.
  • the is a map of the magnetic field in the internal volume of a coil taken alone and for which a power of 0.5 W is injected at these terminals.
  • the coil comprises 57 turns made with a wire of 1 mm in diameter, in order to form a cylinder of 250 mm in diameter.
  • the coil comprises 47 turns made with a wire of 1 mm in diameter, in order to form a cylinder of 180 mm in diameter.
  • the two coils comprise a main coil and a secondary coil, the secondary coil being arranged internally and coaxially with the main coil.
  • the main coil has 57 turns made with 1mm diameter wire to form a 250mm diameter cylinder, while the secondary coil has 47 turns made with 1mm diameter wire to form a cylinder 180mm in diameter.
  • a power of 0.5 W is injected across the terminals of the main coil.
  • the ratio of the main diameter D1 to the secondary diameter D2 being between 1.05 and 4.
  • the ratio of the main length L1 to the secondary length L2 is between 0.5 and 2.
  • the main coil 8 can include capacitors, called main segmentation capacitors.
  • the secondary coil 9 can comprise capacitors, called secondary segmentation capacitors.
  • the main coil and the secondary coil are arranged so that a magnetic field, called secondary field, capable of being produced by the secondary coil when the main coil is traversed by a radio frequency current, is as high as possible. .
  • the secondary coil can be dimensioned to form a reception housing (of a body, or of a part of a body) with a length of 50 cm and 27cm in diameter.
  • the consideration of a secondary coil formed by a flexible sock makes it possible to improve the overall ergonomics of the imaging system.
  • the secondary coil which forms a passive circuit, has no wires and/or connections liable to interfere with the introduction of a body into the receiving housing.
  • the radiofrequency device according to the present invention can advantageously be implemented in a portable imaging system, and for example with a mass of less than 100 Kg (in particular equal to 75 Kg).

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Abstract

L'invention concerne un dispositif radiofréquence pour un système d'imagerie par résonance magnétique, le dispositif radiofréquence comprenant : - une bobine principale configurée pour transmettre une impulsion radiofréquence et recevoir des signaux radiofréquence; - une bobine secondaire disposée intérieurement à la bobine principale, de sorte que la bobine primaire et la bobine secondaire soient couplées de manière inductive, la bobine secondaire formant par ailleurs un circuit passif. La bobine secondaire forme un chaussette souple destinée à être enfilée sur un corps ou une section d'un corps en vue de l'exécution d'une imagerie dudit corps par résonance magnétique.

Description

Dispositif radiofréquence pour un système d’imagerie par résonance magnétique DOMAINE DE L’INVENTION
La présente invention se rapporte au domaine de l’imagerie par résonance magnétique. Plus particulièrement, la présente invention concerne un dispositif d’imagerie par résonance magnétique, et notamment un dispositif radiofréquence, permettant d’améliorer la qualité des images dès qu’un relativement faible champ magnétique statique doit être considéré.
La présente invention trouve notamment son intérêt dès lors qu’il s’agit de considérer un système d’imagerie par résonance magnétique portable.
ARRIERE PLAN TECHNOLOGIQUE DE L’INVENTION
L'imagerie par résonance magnétique (IRM) est aujourd’hui largement mise en œuvre pour imager, de manière non invasive, l’intérieur de corps et notamment de corps humains. En particulier, l’imagerie par résonance magnétique permet de sonder les noyaux d’hydrogène, et notamment leur spin nucléaire, des molécules d’eau formant pour partie le corps sous examen.
A cet égard, un dispositif IRM est pourvu d’un aimant destiné à imposer au corps un champ magnétique statique (dit « champ magnétique principal »), sous l’effet duquel, les spins nucléaires associés aux noyaux d’hydrogène contenus dans les molécules d’eau formant pour partie ce corps se polarisent.
Notamment, les moments magnétiques associés à ces spins s'alignent préférentiellement selon un axe, dit axe z, déterminé par l’orientation du champ magnétique principal de manière à créer une magnétisation du corps.
Un dispositif IRM comprend également des bobines à gradient configurées pour produire des champs magnétiques de petite amplitude et variant dans l'espace lorsqu'un courant leur est appliqué. Plus particulièrement, les bobines à gradient sont conçues pour produire une composante de champ magnétique qui est alignée parallèlement au champ magnétique principal, et qui varie linéairement en amplitude avec la position le long de l'un des axes x, y ou z (les axes x, y et z étant perpendiculaires deux à deux).
Ainsi, les effets combinés des champ magnétiques imposés par les bobines à gradient permettent de coder spatialement chacune des positions du corps destiné à être sondé.
Un dispositif IRM comprend également au moins une bobine radiofréquence (RF) destinée à jouer un rôle d’émetteur récepteur RF. Notamment, l’au moins une bobine radiofréquence est configurée pour émettre des impulsions d’énergie RF d’une fréquence égale ou voisine de la fréquence de résonance des spins des noyaux d’hydrogène et qui est au moins en partie absorbée par ces noyaux.
Dès lors que l’émission RF est interrompue, les spins nucléaires relaxent afin de retrouver leur état d’énergie initial et émettent à leur tour un signal RF susceptible d’être collecté par au moins une bobine RF. Ce signal RF est ensuite traité à l’aide d’un ordinateur et d’algorithmes de reconstruction afin d’obtenir une image du corps.
Le champ magnétique principal, généralement compris entre 1,5 Tesla et 3 Tesla, permet d’atteindre des rapports de signal sur bruit relativement raisonnables et par voie de conséquence de former des images du corps humain d’une qualité suffisante sur des durées de l’ordre de la minute ou plus.
Toutefois, il est des circonstances pour lesquelles il n’est pas possible de mettre en œuvre un champ magnétique principal d’une telle intensité. Les dispositifs IRM portables en sont un exemple. Ces derniers comprennent en général un aimant permanent ou des électro-aimants d’une capacité limitée, et ne peuvent imposer un champ magnétique principal d’une intensité supérieure à 60 mT, voire supérieure à 200 mT, sans pénaliser la masse ou l’encombrement du dispositif IRM considéré.
Cette limitation en termes d’intensité de champ magnétique principal affecte directement les performances du dispositif IRM. Notamment, les images obtenues avec un tel dispositif IRM sont susceptibles de présenter une qualité fortement dégradée par un rapport signal sur bruit défavorable. Ce rapport signal sur bruit défavorable est la conséquence de la forte diminution de l’aimantation présente dans les tissus du fait de la considération d’un champ magnétique principal de faible amplitude.
Un but de la présente invention est de proposer une bobine RF susceptible d’être mise en œuvre dans un dispositif IRM et permettant d’améliorer l’amplitude du signal reçu au sein du volume de ladite bobine RF.
Un autre but de la présente invention est de proposer une bobine RF présentant une sensibilité au bruit réduite au regard des bobines RF connues de l’état de la technique.
Un autre but de la présente invention est de proposer un système IRM susceptible de fonctionner à faible champ magnétique principal, notamment d’une intensité inférieure à 100 mT, voire 50 mT.
Un autre but de la présente invention est de proposer un système IRM permettant une meilleure ergonomie pour un patient destiné à subir une examen avec ledit système IRM.
BREVE DESCRIPTION DE L’INVENTION
La présente invention concerne un dispositif radiofréquence pour un système d’imagerie par résonance magnétique, le dispositif radiofréquence comprenant :
- une bobine principale configurée pour transmettre une impulsion radiofréquence et recevoir des signaux radiofréquence ;
- une bobine secondaire disposée coaxialement et intérieurement à la bobine principale, de sorte que la bobine primaire et la bobine secondaire soient couplées de manière inductive, la bobine secondaire formant par ailleurs un circuit passif.
Cet agencement d’une bobine principale et d’une bobine secondaire, couplées de manière inductive, permet de former un dispositif radiofréquence qui présente un facteur de qualité supérieur à celui de la bobine principale prise seule. Ce dispositif peut alors avantageusement être mis en œuvre dans un système d’imagerie par résonnance magnétique afin d’améliorer le rapport signal sur bruit et par voie de conséquence la qualité des images.
Selon un mode de mise en œuvre, la bobine principale et la bobine secondaire présentent, respectivement, un diamètre principal D1 et un diamètre secondaire D2, le rapport du diamètre principal D1 sur le diamètre secondaire D2 étant compris entre 1,05 et 4.
Selon un mode de mise en œuvre, la bobine principale et la bobine secondaire présentent, respectivement, une longueur principale L1 et une longueur secondaire L2, le rapport de la longueur principale L1 sur la longueur secondaire L2 étant compris entre 0,5 et 2.
Selon un mode de mise en œuvre, la bobine principale comprend des condensateurs, dits condensateurs de segmentation principales.
Selon un mode de mise en œuvre, la bobine secondaire comprend des condensateurs, dits condensateurs de segmentation secondaires.
Selon un mode de mise en œuvre, ledit dispositif radiofréquence comprend en outre des moyens de génération d’impulsions radiofréquences, les moyens de génération d’impulsions radiofréquences étant adaptés pour imposer la circulation d’une impulsion de courant dans la bobine principale.
Selon un mode de mise en œuvre, ledit dispositif radiofréquence comprend des moyens de traitement radiofréquence, les moyens de traitement radiofréquence étant adaptés pour traiter un signal radiofréquence susceptible d’être reçu par la bobine principale.
Selon un mode de réalisation, la bobine secondaire forme un chaussette souple destinée à être enfilée sur un corps ou une section d’un corps en vue de l’exécution d’une imagerie dudit corps par résonance magnétique.
L’invention concerne également système d’imagerie par résonance magnétique pourvu du dispositif radiofréquence selon la présente invention.
Selon un mode de mise en œuvre, ledit système d’imagerie par résonance magnétique comprend un aimant définissant un espace à l’intérieur duquel le dispositif radiofréquence est disposé.
Selon un mode de mise en œuvre, l’aimant est un aimant permanent, avantageusement, l’aimant permanent est susceptible de générer un champ magnétique statique inférieur à 100 mT, encore plus avantageusement inférieur à 50 mT.
Selon un mode de mise en œuvre, ledit système d’imagerie par résonance magnétique comprend également des bobines à gradient.
D’autres caractéristiques et avantages de l’invention ressortiront de la description détaillée qui va suivre en référence aux figures annexées sur lesquelles :
La est une représentation schématique selon une vue éclatée d’un système d’imagerie par résonnance magnétique ;
La est une représentation schématique d’un dispositif radiofréquence selon les termes de la présente invention, le dispositif radiofréquence est notamment représenté en perspective ;
La est une cartographie du champ magnétique dans le volume intérieur d’une bobine prise seule et pour laquelle une puissance de 0,5 W est injectée à ces bornes, dans la configuration considérée, la bobine comprend 57 spires faites avec un fil de 1 mm de diamètre, afin de former un cylindre de 250 mm de diamètre ;
La est une cartographie du champ magnétique dans le volume intérieur d’une bobine prise seule et pour laquelle une puissance de 0,5 W est injectée à ces bornes, dans la configuration considérée, la bobine comprend 47 spires faites avec un fil de 1 mm de diamètre, afin de former un cylindre de 180 mm de diamètre ;
La est une cartographie du champ magnétique dans le volume intérieur de deux bobines agencées selon les principes de la présente invention, plus particulièrement, les deux bobines comprennent une bobine principale et une bobine secondaire, la bobine secondaire étant agencée intérieurement et coaxialement à la bobine principale, la bobine principale comprend 57 spires faites avec un fil de 1 mm de diamètre, afin de former un cylindre de 250 mm de diamètre, tandis que la bobine secondaire comprend 47 spires faite avec un fil de 1 mm de diamètre, afin de former un cylindre de 180 mm de diamètre, dans cette configuration, une puissance de 0,5 W est injectée aux bornes de la bobine principale ;
La est une photographie d’une bobine secondaire formée par une chaussette et enfilée sur une tête de mannequin.
 DESCRIPTION DETAILLEE DE L’INVENTION
La présente invention concerne un dispositif radiofréquence destiné à être mis en œuvre dans un système d’imagerie par résonnance magnétique.
Notamment, le dispositif radiofréquence est configuré pour améliorer la qualité des images susceptibles d’être obtenues par le système d’imagerie par résonnance magnétique.
A cet égard, le dispositif radiofréquence selon la présente invention comprend deux bobines configurées pour améliorer le rapport signal sur bruit du système d’imagerie par résonnance magnétique.
Ainsi, la est une représentation schématique d’un système d’imagerie 1 par résonnance magnétique selon la présente invention.
Le système d’imagerie 1 comprend un aimant, et notamment un aimant permanent 2. L’aimant permanent 2 peut notamment s’étendre selon un axe d’élongation z.
Plus particulièrement, l’aimant permanent 2 définit un logement 3 débouchant par une première ouverture 4 et une deuxième ouverture 5 opposée l’une de l’autre selon l’axe d’élongation z.
A cet égard, l’aimant permanent 2 est agencé pour permettre l’insertion d’un corps, et plus particulièrement d’un corps humain, dans le logement 3 par la première ouverture 3 selon l’axe d’élongation z.
L’aimant permanent 2 est plus particulièrement configuré pour imposer un champ magnétique statique orienté selon un axe perpendiculaire à l’axe d’élongation z, dans une zone, dite zone d’analyse, du logement 3.
A cet égard, l’aimant permanent 2 peut comprendre un assemblage d’aimants élémentaires, et notamment agencés en séries d’anneaux de Halbach. Le document EP3368914B1 en donne un exemple. Néanmoins, l’invention n’est pas limitée à la seule configuration décrite dans ce document.
A titre d’exemple, l’aimant permanent 2 est configuré pour imposer un champ magnétique statique d’une amplitude inférieure à 100 mT, avantageusement, inférieure à 65 mT, encore avantageusement inférieure ou égale à 50 mT.
Le système d’imagerie 1 comprend également un jeu de bobines à gradient 6. Les bobines à gradient 6 sont notamment configurées pour produire des champs magnétiques de petite amplitude et variant dans l'espace lorsqu'un courant leur est appliqué.
Plus particulièrement, les bobines à gradient 6 sont conçues pour produire une composante de champ magnétique qui est alignée parallèlement au champ magnétique statique, et qui varie linéairement en amplitude avec la position le long de l'un des axes x, y ou z (les axes x, y et z forment un repère orthogonal).
Ainsi, les effets combinés des champ magnétiques imposés par les bobines à gradient 6 permettent de coder spatialement les signaux provenant d’un corps présent dans le logement 3 et destiné à être sondé.
Le système d’imagerie 1 comprend en outre un dispositif radiofréquence 7.
Tel qu’illustré à la , le dispositif radiofréquence 7 comprend deux bobines, dites respectivement bobine principale 8 et bobine secondaire 9. Plus particulièrement, la bobine secondaire 9 est disposée dans volume intérieur de la bobine principale 8, et est couplée de manière inductive avec cette dernière. Par ailleurs, et selon la présente invention, la bobine secondaire forme un circuit passif.
Par « circuit passif », on entend une bobine secondaire dont les extrémités sont connectées entre elles. En d’autres termes, le tension aux bornes de la bobine secondaire est nulle.
Plus particulièrement, la bobine principale est formée par en enroulement d’un fil conducteur autour de l’axe d’élongation z. En d’autres termes, la bobine principale forme un cylindre de révolution autour de l’axe d’élongation z.
De manière équivalente, la bobine secondaire 9 peut également être formée par en enroulement d’un fil conducteur autour de l’axe d’élongation z. En d’autres termes, la bobine secondaire peut former un cylindre de révolution autour de l’axe d’élongation z.
De manière alternative, la bobine secondaire peut former une chaussette souple destinée à être enfilée sur un corps ou une section dans corps en vue de l’exécution d’une imagerie dudit corps par résonance magnétique.
Selon la présente invention, la bobine principale 8 présente un diamètre principal D1 et s’étend d’une longueur principale L1 selon l’axe d’élongation z.
De manière équivalente, et dès lors qu’elle forme un cylindre, la bobine secondaire 9 présente un diamètre secondaire D2 et s’étend d’une longueur secondaire L2 selon l’axe d’élongation z.
Il est entendu que les données L1, L2, D1, D2 sont des grandeurs physiques.
Selon la présente invention, la bobine principale 8 est configurée pour transmettre une impulsion radiofréquence (RF) et recevoir des signaux radiofréquence. La bobine secondaire 9, couplée de manière inductive avec la bobine principale, participe également à l’émission et à la transmission de ces signaux. En d’autres termes, la bobine principale 8 et la bobine secondaire 9 sont configurées pour émettre une impulsion RF d’une fréquence égale ou voisine de la fréquence de résonance des spins des noyaux d’hydrogène soumis au champ magnétique B statique imposé par l’aimant permanent 2.
Dès lors que l’émission RF est interrompue, les spins nucléaires relaxent afin de retrouver leur état d’équilibre initial et induisent un signal RF qui est collecté par le dispositif radiofréquence 7 (la bobine principale 8 et la bobine secondaire 9).
Le dispositif radiofréquence 7 peut être connecté à des moyens d’impulsion 10 configurés pour imposer la circulation d’un courant dans la bobine principale 8. Plus particulièrement, les moyens d’impulsion 10 peuvent être configurés pour permettre la génération d’impulsions de courant dans la bobine principale 8. Les moyens d’impulsion sont également avantageusement mis en œuvre pour alimenter les bobines à gradient 6 afin de coder spatialement chacune des positions d’un corps susceptible d’être présent dans le logement 3.
Le dispositif radiofréquence 7 peut également être connecté des moyens de traitement radiofréquence 11 configurés pour traiter un signal radiofréquence susceptible d’être reçu par l’ensemble formé par la bobine principale 8 et la bobine secondaire 9.
Le système d’imagerie 1 peut comprendre une première interface 12 assurant un lien, d’une part, entre les moyens d’impulsion 10 et la bobine principale 8, et d’autre part, entre moyens de traitement radiofréquence 11 et la bobine principale 8.
Le système d’imagerie 1 peut, en outre, comprendre une deuxième interface 13 assurant un lien entre les moyens d’impulsion 10 et les bobines à gradient 6.
La première et la deuxième interface pouvant comprendre des cartes connexion et/ou des éléments électroniques, par exemple de contrôle et/ou d’adaptation d’impédance.
Les moyens d’impulsion 10, les moyens de traitement radiofréquence 11, la première interface 12 et la deuxième interface 13 peuvent être commandés par une unité de commande 14, par exemple un ordinateur.
Ainsi, en fonctionnement, le dispositif radiofréquence 7 est disposé dans le logement 3, et le corps destiné à être imagé dans le volume intérieur de la bobine secondaire 9.
La considération d’une bobine secondaire 9 selon les termes de la présente invention permet d’augmenter le champ magnétique radiofréquence au niveau des tissus biologiques, et par voie de conséquence améliorer le rapport signal sur bruit.
A cet égard, les figures 3a, 3b et 3c sont une illustration de l’amélioration constatée par la considération d’un dispositif radiofréquence selon les termes de la présente invention.
Plus particulièrement, la est une cartographie du champ magnétique dans le volume intérieur d’une bobine prise seule et pour laquelle une puissance de 0,5 W est injectée à ces bornes. Dans la configuration considérée, la bobine comprend 57 spires faite avec un fil de 1 mm de diamètre, afin de former un cylindre de 250 mm de diamètre.
La est une cartographie du champ magnétique dans le volume intérieur d’une bobine prise seule et pour laquelle une puissance de 0,5 W est injectée à ces bornes. Dans la configuration considérée, la bobine comprend 47 spires faite avec un fil de 1 mm de diamètre, afin de former un cylindre de 180 mm de diamètre.
La est une cartographie du champ magnétique dans le volume intérieur de deux bobines agencées selon les principes de la présente invention. Plus particulièrement, les deux bobines comprennent une bobine principale et une bobine secondaire, la bobine secondaire étant agencée intérieurement et coaxialement à la bobine principale. La bobine principale comprend 57 spires faites avec un fil de 1 mm de diamètre, afin de former un cylindre de 250 mm de diamètre, tandis que la bobine secondaire comprend 47 spires faite avec un fil de 1 mm de diamètre, afin de former un cylindre de 180 mm de diamètre. Dans cette configuration, une puissance de 0,5 W est injectée aux bornes de la bobine principale.
Ainsi, on observe à la un champ magnétique au centre de la bobine égale à 20 A/m. La considération d’une bobine d’un plus petit diamètre, tel qu’illustré à la , permet d’observer une champ magnétique de 40 A/m, tandis que dans le cas d’un dispositif radiofréquence selon les termes de la présente invention ce champ magnétique s’élève à 44 A/m.
De manière avantageuse, le rapport du diamètre principal D1 sur le diamètre secondaire D2 étant compris entre 1,05 et 4.
Toujours de manière avantageuse, le rapport de la longueur principale L1 sur la longueur secondaire L2 est compris entre 0,5 et 2.
La bobine principale 8 peut comprendre des condensateurs, dits condensateurs de segmentation principales.
De manière équivalente, la bobine secondaire 9 peut comprendre des condensateurs, dits condensateurs de segmentation secondaires.
De manière avantageuse, la bobine principale et la bobine secondaire sont agencées de sorte qu’un champ magnétique, dit champ secondaire, susceptible d’être produit par la bobine secondaire lorsque la bobine principale est parcourue par un courant radiofréquence, soit le plus important possible.
En outre, et selon les termes de la présente invention, la bobine secondaire peut être dimensionnée pour former un logement d’accueil (d’un corps, ou d’une partie d’un corps) d’une longueur de 50 cm et de 27 cm de diamètre.
Par ailleurs, la considération d’une bobine secondaire formée par une chaussette souple permet d’améliorer l’ergonomie globale du système d’imagerie. En effet, la bobine secondaire, qui forme un circuit passif, est dépourvue de fils et/ou connexion susceptible de gêner l’introduction d’un corps dans le logement d’accueil. A cet égard, la donne un exemple de d’une bobine secondaire formée par une chaussette enfilée sur une tête de mannequin.
Le dispositif radiofréquence selon la présente invention peut avantageusement être mis en œuvre dans un système d’imagerie portable, et par exemple d’une masse inférieure à 100 Kg (notamment égale à 75 Kg).
Bien sûr, l’invention n’est pas limitée aux modes de réalisation décrits et on peut y apporter des variantes de réalisation sans sortir du cadre de l’invention tel que défini par les revendications.

Claims (12)

  1. Dispositif radiofréquence (7) pour un système d’imagerie (1) par résonance magnétique, le dispositif radiofréquence (7) comprenant :
    - une bobine principale (8) configurée pour transmettre une impulsion radiofréquence et recevoir des signaux radiofréquence ;
    - une bobine secondaire (9) disposée intérieurement à la bobine principale (8), de sorte que la bobine primaire et la bobine secondaire (9) soient couplées de manière inductive, la bobine secondaire (9) formant par ailleurs un circuit passif.
  2. Dispositif radiofréquence (7) selon la revendication 1, dans lequel la bobine principale (8) et la bobine secondaire (9) présentent, respectivement, un diamètre principal D1 et un diamètre secondaire D2, le rapport du diamètre principal D1 sur le diamètre secondaire D2 étant compris entre 1,05 et 4.
  3. Dispositif radiofréquence (7) selon la revendication 1 ou 2, dans lequel la bobine principale (8) et la bobine secondaire (9) présentent, respectivement, une longueur principale L1 et une longueur secondaire L2, le rapport de la longueur principale L1 sur la longueur secondaire L2 étant compris entre 0,5 et 2.
  4. Dispositif radiofréquence (7) selon l’une des revendications 1 à 3, dans lequel la bobine principale (8) comprend des condensateurs, dits condensateurs de segmentation principales.
  5. Dispositif radiofréquence (7) selon l’une des revendications 1 à 4, dans lequel la bobine secondaire (9) comprend des condensateurs, dits condensateurs de segmentation secondaires.
  6. Dispositif radiofréquence (7) selon l’une des revendications 1 à 5, dans lequel ledit dispositif radiofréquence (7) comprend en outre des moyens de génération d’impulsions radiofréquences, les moyens de génération d’impulsions radiofréquences étant adaptés pour imposer la circulation d’une impulsion de courant dans la bobine principale (8).
  7. Dispositif radiofréquence (7) selon l’une des revendications 1 à 6, dans lequel ledit dispositif radiofréquence (7) comprend des moyens de traitement radiofréquence (11), les moyens de traitement radiofréquence (11) étant adaptés pour traiter un signal radiofréquence susceptible d’être reçu par la bobine principale (8).
  8. Dispositif radiofréquence (7) selon l’une des revendications 1 à 7, dans lequel la bobine secondaire (9) forme un chaussette souple destinée à être enfilée sur un corps ou une section d’un corps en vue de l’exécution d’une imagerie dudit corps par résonance magnétique.
  9. Système d’imagerie (1) par résonance magnétique pourvu du dispositif radiofréquence (7) selon l’une des revendications 1 à 8.
  10. Système d’imagerie (1) par résonance magnétique selon la revendication 9, dans lequel ledit système d’imagerie (1) par résonance magnétique comprend un aimant définissant un espace à l’intérieur duquel le dispositif radiofréquence (7) est disposé.
  11. Système d’imagerie (1) par résonance magnétique selon la revendication 10, dans lequel l’aimant est un aimant permanent (2), avantageusement, l’aimant permanent (2) est susceptible de générer un champ magnétique statique inférieur à 100 mT, encore plus avantageusement inférieur à 50 mT.
  12. Système d’imagerie (1) par résonance magnétique selon l’une des revendications 9 à 11, dans lequel ledit système d’imagerie (1) par résonance magnétique comprend également des bobines à gradient (6).
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