CN112534290A - 可调谐超材料设备 - Google Patents

可调谐超材料设备 Download PDF

Info

Publication number
CN112534290A
CN112534290A CN201980051563.4A CN201980051563A CN112534290A CN 112534290 A CN112534290 A CN 112534290A CN 201980051563 A CN201980051563 A CN 201980051563A CN 112534290 A CN112534290 A CN 112534290A
Authority
CN
China
Prior art keywords
signal
conductive element
frequency
magnetic field
array
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN201980051563.4A
Other languages
English (en)
Inventor
E·卡洛斯
S·C·萨哈
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medical Wireless Sensing Ltd
Original Assignee
Medical Wireless Sensing Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medical Wireless Sensing Ltd filed Critical Medical Wireless Sensing Ltd
Publication of CN112534290A publication Critical patent/CN112534290A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3607—RF waveform generators, e.g. frequency generators, amplitude-, frequency- or phase modulators or shifters, pulse programmers, digital to analog converters for the RF signal, means for filtering or attenuating of the RF signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/288—Provisions within MR facilities for enhancing safety during MR, e.g. reduction of the specific absorption rate [SAR], detection of ferromagnetic objects in the scanner room
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
    • G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01Q—ANTENNAS, i.e. RADIO AERIALS
    • H01Q15/00—Devices for reflection, refraction, diffraction or polarisation of waves radiated from an antenna, e.g. quasi-optical devices
    • H01Q15/0006—Devices acting selectively as reflecting surface, as diffracting or as refracting device, e.g. frequency filtering or angular spatial filtering devices
    • H01Q15/006—Selective devices having photonic band gap materials or materials of which the material properties are frequency dependent, e.g. perforated substrates, high-impedance surfaces
    • H01Q15/0066—Selective devices having photonic band gap materials or materials of which the material properties are frequency dependent, e.g. perforated substrates, high-impedance surfaces said selective devices being reconfigurable, tunable or controllable, e.g. using switches
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01Q—ANTENNAS, i.e. RADIO AERIALS
    • H01Q15/00—Devices for reflection, refraction, diffraction or polarisation of waves radiated from an antenna, e.g. quasi-optical devices
    • H01Q15/0006—Devices acting selectively as reflecting surface, as diffracting or as refracting device, e.g. frequency filtering or angular spatial filtering devices
    • H01Q15/0086—Devices acting selectively as reflecting surface, as diffracting or as refracting device, e.g. frequency filtering or angular spatial filtering devices said selective devices having materials with a synthesized negative refractive index, e.g. metamaterials or left-handed materials

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

在此公开了用于在MR***中集中RF信号的磁场的设备，包括该设备的MR***以及用于将RF信号的磁场集中在待成像的对象中的方法。根据本公开的设备具有布置在阵列中的多个导电元件，其中所述阵列被布置成在RF辐射的电场和磁场之间重新分配能量；多个半导体器件，每个半导体器件连接在所述导电元件的两个相应部分之间；以及控制每个半导体器件的偏置电压进而控制所述阵列的谐振频率的控制器。根据本公开的方法包括：在待使用MR***成像的对象附近放置所述设备，用RF信号照射所述设备和对象；从所述导电元件和对象接收返回RF信号以对所述对象进行成像；以及控制连接到阵列中的导电元件的多个半导体器件的偏置电压，以改变所述多个导电元件的谐振频率。

Description

可调谐超材料设备
技术领域
本公开涉及用于在磁共振(MR)***中集中信号的磁场的设备和方法，以及包括此类设备或实现此类方法的MR***。
背景技术
磁共振成像(MRI)是唯一能够测量大脑神经活动、检测早期癌细胞、成像纳米级生物结构、控制流体动力学和功能性心血管成像的方法。MRI扫描的需求正稳步增长，但由于机器数量有限，导致等待时间变长。对更高分辨率成像的日益增长的需求导致了更高的静态磁场扫描仪(3T或更高)的开发，但这更加昂贵。由于对更高质量图像和MRI扫描量的需求随着时间的推移也稳步增加，因此，在现有设施、资源和预算限制内，国家卫生***在努力减少等待名单方面承受着巨大压力。因此，需要能在这些条件下改善MRI的筛查效率，以促进医学成像和诊断的发展。
被公布为WO2017007365(2017年1月12日)的PCT申请描述了一种用于改善射频(RF)信号的信噪比(SNR)并降低MRI***中的比吸收率(SAR)的超材料设备。该设备(起到电磁场集中器的作用)产生在正被检查的受检者附近的射频场的局部重新分配。这是由于电磁场集中器中的每个导体的长度满足半波谐振的出现要求。这种设备特别适合于相对低功率的MRI***。考虑到该设备可能会产生显著的电磁(EM)场的集中，在大功率***中，存在射频信号可能会被集中到不可接受的SAR水平的风险。另一个问题是，当正被成像的对象在MRI***之内时，对象的介电特性可能使MRI***的发射或接收线圈失谐。失谐量依据对象的特定属性而变化。这种失谐意味着线圈将次优地工作，因为线圈从拉莫尔(Larmor)频率失谐。
发明内容
根据本文的第一方面，一种用于在MR***中集中RF信号的磁场的设备包括布置在一个阵列中的多个导电元件。导电元件的阵列被布置成当接收到具有大于每个导电元件的相应尺寸的RF波长的RF信号时，在谐振RF频率下在RF辐射的电场和磁场之间重新分配能量。能量的重新分配可包括增加在阵列的第一位置处的RF信号的局部磁场强度和降低在第一位置处的RF信号的局部电场强度。这种重新分配实际上是在第一个位置处的RF信号的磁场的“集中”。由于入射的射频信号脉冲对原子磁矩的影响取决于磁场强度，因此，这种重新分配改善了RF信号的影响。另外，在第一位置处的电场的减小可以减小待成像的受检者的不希望的加热。因此，将待成像的受检者放置在第一位置附近可以改善MR***的信噪比，同时还降低了比吸收比。
RF辐射的电场和磁场之间的能量的重新分配部分取决于阵列中导电元件在谐振RF频率下的谐振，即重新分配是在谐振频率下发生的现象。当接收到包括此频率的RF信号时，阵列中的导电元件发生谐振。可以在RF信号到达待成像的对象之前，从RF发射器接收RF信号，或者可以在对象被照射之后从所述对象接收RF信号(即，返回RF信号)。RF信号具有大于每个导电元件的相应尺寸的RF波长。换句话说，导电元件在尺寸上是“次波长”的。
该设备还包括多个半导体器件，每个半导体器件被连接在导电元件的两个相应部分之间。这两个相应部分可以是单个相应导电元件的两个部分。或者，第一相应部分可以在第一相应导电元件上，而第二相应部分可以在第二相应导电元件上。换句话说，每个半导体器件可以连接到单个导电元件或连接到多个导电元件。阵列的谐振频率取决于由每个半导体器件的偏置电压确定的每个半导体器件的导通状态和/或电容。导电状态指示半导体器件是否在这两部分之间导电或在这两部分之间的导电量。例如，当半导体器件在这两部分之间导通时的导通状态可以被称为“导通”、“开”或“闭合”。相反，如果半导体器件在这两部分之间不导通，则导通状态为“不导通”、“关”或“断开”。一般来说，半导体器件可能永远不会完全绝缘或完全导电。然而，导通/不导通状态基本上近似于这两部分之间的短路或断路。特别地，“不导通”状态产生基本上等同于阵列的谐振频率(如果阵列具有未连接的导电元件)的谐振频率。同样，“导通”状态产生基本上等同于阵列的谐振频率的阵列的谐振频率，如果阵列具有由电阻可忽略不计的导体连接的导电元件。偏置电压是可以施加在半导体器件的两点之间以控制半导体器件的电特性的电压。例如，晶体管的偏置电压在晶体管栅极和晶体管源极之间，而变容二极管的偏置电压在变容二极管的阳极和阴极之间。如果半导体被正向偏置，则偏置电压确定半导体器件的导通状态。或者，如果半导体被反向偏置，则偏置电压确定半导体器件的电容。控制导电元件之间的导通状态或电容将控制导电元件的阵列的谐振频率。
该设备还包括控制器，用于控制每个半导体器件的偏置电压。通常，控制器可以独立地控制每个相应半导体器件的偏置电压，或者可以共同地控制所有半导体器件的偏置电压。由于谐振频率取决于半导体器件的偏置电压(其提供半导体器件的导通状态或电容)，因此，控制偏置电压可以选择性地改变，即“调谐”或“失谐”，谐振频率。例如，谐振频率可以被“调谐”以匹配RF信号的频率，使得设备如上所述地在电场和磁场之间重新分配能量。例如，谐振频率可以被从RF信号的频率“失谐”，使得设备不如上所述地在电场和磁场之间重新分配能量。例如，如果RF信号不包括“失谐的”谐振频率(或者至少其频谱不包括该谐振频率的实质部分)，则它将不会谐振
因此，根据第一方面的设备可以有利地控制是否发生RF信号磁场重新分配/集中。例如，磁场重新分配/集中现象可以被控制为仅在MR***RF脉冲周期的某些阶段发生。
所述设备可布置成使得所述多个半导体器件中的一个或多个中的每一个在一对相应的所述导电元件之间耦合，使得当所述相应半导体器件导通时所述一对相应的导电元件被短路。例如，半导体器件的两个点连接一对导电元件，使得当半导体器件处于“不导通”的导通状态时，该对导电元件被电隔离。相反，当半导体器件处于导通状态的“导通”时，该对导电元件被电连接或“短路”。该对导电元件可以是阵列中相邻的导电元件。任何单个导电元件可以是一对或多对。例如，半导体器件可连接导电元件，使得当多个半导体器件“导通”时，所有或大部分导电元件被电连接。
该设备可包括一个或多个导电元件延伸件，每个延伸件与相应的导电元件布置成一条直线，例如与相应的导电元件平行和共线，并布置在相应的导电元件的一端。在该布置中，多个半导体器件中的一个或多个中的每一个被耦合在相应的导电元件和相应的导电元件延伸件之间。当相应的半导体器件是导通时，这延伸了相应的导电元件的有效长度。一般来说，谐振频率以及由此产生的能量重新分配效果取决于导电元件的长度或有效长度。因此，延伸(或以其他方式改变)导电元件的有效长度将调谐/失谐所述设备。
导电元件可各自被拉长，即具有比其第二和第三尺寸长数倍的第一尺寸(长度)。例如，导电元件可以是导线。每个细长导电元件的长度约为谐振频率的波长的一半，这将在电场和磁场之间产生能量的重新分配，其中磁场在沿导电元件的长度的中点附近局部增加(并且电场相应减少)。所述细长导电元件基本彼此平行地布置，即导电元件的长度基本平行。例如，基本平行意味着足够平行，以使得每个导电元件中的能量现象的重新分配相互配合，使得所述设备产生具有局部增大的磁场和减小的电场的成像目标区域。导电元件可以在横向于导电元件的长度的方向上彼此分隔开。
阵列可以是一维(在单个行中并排布置)、二维(在行的诸堆叠层中布置)或三维(在二维阵列的诸堆叠层中布置)。
导电元件可包括一个或多个弯曲元件，所述一个或多个弯曲元件包括开口环、回路和瑞士辊(swiss roll)中的一个或多个，其中相应的半导体器件被耦合在所述一个或多个弯曲元件中的每个的端部之间。因此，当所述半导体器件“导通”时，所述弯曲元件的端点被短路，从而改变谐振频率。
导电元件可包括曲线介质，其中相应的半导体器件被耦合在曲线介质的一对或多对相邻导线之间。当半导体器件“导通”时，该对弯曲导线被短路，从而改变谐振频率。
控制器可被布置成响应于接收RF信号而修改每个半导体器件的偏置电压。例如，控制器可以控制偏置电压，使得当控制器确定正在接收RF信号时每个半导体器件的导通状态为“导通”，否则为“不导通”。类似地，控制器可以控制偏置电压，使得当控制器确定正接收到高于某个功率阈值的RF信号时，每个半导体器件的导通状态为“导通”，否则为“不导通”。或者，控制器可以控制偏置电压，使得当控制器确定正在接收RF信号时，每个半导体器件的导通状态为“不导通”，否则为“导通”。类似地，控制器可以控制偏置电压，使得当控制器确定正接收到高于某个功率阈值的RF信号时，每个半导体器件的导通状态为“不导通”，否则为“导通”。许多其它标准可用于响应于接收RF信号而修改每个半导体器件的偏置电压。
控制器可以包括接收元件，例如天线或电感器，其被布置成接收RF信号。所述控制器还可以包括转换器，所述转换器被布置成将RF信号转换为时钟信号，以在所述设备接收到RF信号时修改每个半导体器件的偏置电压。转换器可包括比较器以将RF信号数字化，即将模拟RF信号改变为数字信号。转换器可进一步包括分频器以降低RF信号的频率，以及多谐振荡器以进一步将RF信号的频率降低到特定频率。具体频率可由RC电路确定。
多个半导体器件中的一个或多个可以是晶体管、二极管或变容管，并且控制器可以包括可变DC电压供应器，所述可变DC电压供应器被布置成控制晶体管或变容管的偏置电压以调谐阵列的谐振频率。因此，如果半导体器件是正向偏置的，则可变DC电压供应器可以确定半导体器件的导通状态，或者如果半导体器件是反向偏置的，则可变DC电压供应器可以确定半导体器件的电容。可变DC电压供应器可以是被布置成从DC电压电源接收DC电压并且被布置成向晶体管或变容管提供可变DC电压的电位计。
多个半导体器件中的每个半导体器件可以是MOSFET或二极管。所有半导体器件可以是相同类型的，或者半导体器件可以不同于多个半导体器件中的其他半导体器件。
多个导电元件可由介电材料支撑。介电材料可以保持导电元件，使得导电元件不相对于彼此(在位置或方向上)移动。例如，导电元件可嵌入介电材料中或固定在介电材料的表面上。
每个导电元件可以由非磁性金属制成。例如，如果将非磁性金属放置在大于1特斯拉、高至3特斯拉、或甚至7特斯拉的磁场中是安全的，则非磁性金属可以是充分非磁性的。例如，含有大量铁或镍的金属材料通常是不合适的，而铜、黄铜、银等是合适的。
在本公开的另一方面中，MR***包括被布置成接收待成像的对象的成像区域和被布置成在成像区域中产生静态磁场的磁场发生器。所要产生的静磁场可以是梯度磁场。MR***还包括被布置成用RF信号照射对象的RF发射器和被布置成从对象接收用于对对象进行成像的返回RF信号的RF接收器。如上所述，MR***还包括用于在MR***中集中RF信号的磁场的设备。该设备可以具有与RF信号的RF频率匹配的谐振频率，并且RF信号具有大于每个导电元件的相应尺寸的波长。该设备被布置在成像区域和RF发射器或RF接收器或这两者之间。通过这种方式，该设备可以在接收RF信号的成像区域中的电场和磁场之间重新分配能量。因此，该设备可以在待成像的对象所处的成像区域的全部或部分上局部地增加RF信号的磁场。替换地或附加地，所述设备可增加RF接收器处的返回RF信号的磁场。
该***还可以包括发射机控制器，其被布置成控制RF发射机。发射机控制器可以控制RF信号的频率、脉冲持续时间或功率，或者由RF发射机确定的任何其他参数。被布置成控制所述设备中的每个半导体器件的偏置电压的所述设备的控制器可以被布置成接收来自所述发射器控制器的控制信号，以与所述RF信号的传输相协调地改变所述多个半导体器件的偏置电压。例如，当控制信号指示正在传输RF信号时，控制器可以控制半导体器件为“导通”，而当不传输RF信号时，控制器可以控制半导体器件为“不导通”，或反之亦然。控制器可以无线地从发送器控制器接收控制信号。
在本公开的另一方面中，一种将RF信号的磁场集中在MR***中待成像的对象中的方法包括在待使用MR***成像的对象附近放置一个设备，该设备包括布置在阵列中的多个导电元件。所述阵列被布置成当接收具有大于每个导电元件的相应尺寸的RF波长的RF信号时，在谐振RF频率下在RF辐射的电场和磁场之间重新分配能量。导电元件和阵列可如上文参考用于在MR***中集中RF信号的磁场的设备所述。该方法包括用RF信号照射导电元件和对象。所述RF信号使所述对象产生返回RF信号，并且所述方法包括接收所述返回信号以对所述对象成像。该方法还包括控制连接到阵列中的导电元件的多个半导体器件的偏置电压，以改变多个导电元件的谐振频率。
多个半导体器件的偏置电压的控制可以使得当用RF信号(也称为“发射”信号)照射导电元件和对象时，所述RF信号的磁场不会集中。所述控制还可以使得当接收来自所述导电元件和所述对象的返回RF信号以对所述对象进行成像时，集中RF信号的磁场。或者，多个半导体器件的偏置电压的控制可以使得当接收来自导电元件和对象的返回RF信号以对对象进行成像时不集中返回RF信号的磁场，并且可以使得在用RF信号照射导电元件和对象时集中RF信号的磁场。
多个半导体器件的偏置电压的控制可以是将器件的谐振频率调谐到RF信号频率。例如，响应于修改RF信号频率的对象的电容率和/或磁导率，谐振频率可被调谐到该RF信号。
在上述方法中的所述设备可以是如上所述的任何设备。
附图说明
现在参照附图通过示例来描述具体实施例，其中：
图1示出了用于在MR***中集中RF信号的磁场的设备的等距视图；
图2示出了用于图1的设备的开关电路；
图3示出了用于图1的设备的控制电路；
图4示出了用于图1的设备的开关电路；
图5示出了用于图1的设备的开关电路；
图6A至6C示出了导电元件的三种可选形状；
图7示出了磁共振***；以及
图8示出了将RF信号的磁场集中在MR***中待成像的对象中的方法。
具体实施方式
概括来说，本公开涉及一种可调谐设备，所述可调谐设备被布置成重新分配RF场并增强进入某些区域(例如MRI***中被诊断的患者附近的区域)中的传入RF信号的磁场。设备增强RF磁场的谐振频率可被调谐到传入RF信号的频率调谐或从其调谐，使得所述设备仅在MRI RF信号序列期间的有利时间选择性地工作。
MRI场集中器设备的简介
参考图1，适于在MRI***中集中RF信号的磁场的设备10包括布置在阵列14中的多条导线12。导线12由介电层16支撑。这些导线是细长导电元件，其在第一方向上的长度比宽度和高度尺寸长得多。导线由非磁性或有色金属制成。导线12的纵轴基本平行。
导线12被布置在二维周期性阵列14中，使得导线12沿设备10的高度和宽度在二维中被均匀地间隔开。如图1所示，阵列14包括两排14根的导线12。导线12的阵列14被嵌入在介电层16中，介电层16支撑阵列中的导线12并将每条导线12相对于彼此定位。
阵列14和阵列的导线12被布置成当RF信号入射到阵列14上时，使得导线沿着每条导线12的长度改变在中点附近的RF电场和磁场。
为了产生场重新分配现象，在MRI***的工作频率下，每根导线的长度都要以满足第一本征模的法布里-珀罗条件的方式来选择。这种情况也称为半波长谐振，因为长度对应于在具有该工作频率的介质中的大约波长的一半。例如，对于1.5T MRI机器，工作频率等于63.8MHz。设备10的导线12的长度可以使用以下等式来选择：
Figure BDA0002929586120000071
式中，ε是导线所在环境的介电常数，L是每根导线的长度，c是光速，而f是频率。导线环境的介电常数主要受导线所嵌入的材料的介电常数的影响，尽管其他附近的材料也可能影响该值。在具有介电常数为81的介质中为63.8MHz的频率来说，这对应于26.1cm的导线长度。注意，这小于对应于工作频率的波长，即设备被布置为针对其集中磁场的RF信号的频率。由于元件是细长的，因此，宽度和高度也是次波长的。作为使用公式1的替代，给定频率的适当长度可以通过实验或模拟来确定。
根据本公开，对于第一法布里-珀罗模，最大磁场位于设备10的表面的中间部分，并且电场位于导线12的边缘附近。第一法布里-珀罗模由于导线之间的近场互耦合而被改变，但对于半波长谐振频率而言，阵列的模结构与单根导线的模结构非常接近。特别地，在中心附近存在磁场的最大值，并且电场的最大值位于导线12的端部附近。
如上所述的设备可用于磁共振(MR)***(包括MRI***和磁共振光谱(MRS)***)中以改善用于对对象进行成像的RF信号。这是因为待成像对象的区域中的磁场的增加会增大SNR，而降低该区域中的电场会减小SAR。本文公开的具体实施例主要在MRI***的上下文中描述，但同样适用于MRS***。
上面参照图1描述的布置是用于重新分配磁场和电场的设备的一个特定示例。然而，这种装置存在许多变体，它们以相同的方式工作。例如，除导线以外的导电元件是可能的，例如开口环、回路、瑞士辊或弯曲导线。同样，尽管示出了圆形横截面的导线，但其他横截面形状以相同方式操作。在替代布置中，作为周期性的替代，所述阵列可以是非周期性的，即在导电元件之间具有不规则的间隔。此外，该阵列可以是一维或三维的，而不是如图1所示的二维阵列。该阵列可包括所需的尽可能多或尽可能少的个体导电元件，以产生场的重新分配现象，如其设计用于的特定应用中所需的。
尽管根据对应于第一法布里-珀罗模的半波长谐振来描述设备10的场重分配现象的上述描述，但所公开的用于调谐和失谐用于在MRI***中集中RF信号的磁场的设备的布置也适用于任何场重新分配机制。例如，导电元件的其他阵列可以聚焦或引导特定工作频率的传入辐射。布置在阵列中以对传入辐射执行特定操作的次波长导电元件的集合通常被称为超材料。本文公开的原理适用于用于在MR***中集中RF信号的磁场的任何超材料。
用于集中RF信号的磁场的可调谐设备
为了改变设备10或用于在MRI***中集中RF信号的磁场的其它设备的谐振频率，设备10被提供有现在将参考图2描述的布置。
参照图2，设备10包括开关电路20。开关电路20包括连接导线12的多个晶体管22。每个晶体管22连接在一对相邻导线12之间，其源极22S连接到该对导线中的一根导线，其漏极22D连接到该对导线中的另一根导线。例如，在如参考图1所述的具有两行导电元件的阵列中，每个相应的晶体管22连接在同一行中的相邻导线12之间。图2是一个示意图，并且没有示出所有晶体管，标记第一个连接线对“1”和第二个连接线对“2”，其中阵列14中总共有N个连接线对。在其它布置中，每根导线12可经由多于一个的晶体管被连接到其它导线12，例如，使得所有导线12经由晶体管被彼此电连接。
由控制电路生成的时钟信号24经由相应的电感器26被施加到每个晶体管22的栅极22G和每个晶体管22的源极22S。时钟信号确定每个晶体管22的栅极电压，从而确定晶体管的源-漏极连接的导通性。当时钟信号24为开(on)时，每个晶体管将在其源极和漏极之间导通，从而使每个连接对中的相邻导线12短路并改变设备的谐振频率。包括电感器26，以，例如，通过在工作频率(例如63.8MHz)处具有高阻抗但对于DC电压具有低阻抗以允许偏置来将晶体管源极22S和导线12在工作频率处彼此隔离。因此，电感器的电感大到足以在工作频率下隔离各导线，同时小到足以通过频率为几十kHz量级的单个时钟电源激活晶体管。每个电感器的示范电感为3.3μH，每个晶体管通过将时钟信号24的更高电势(与施加到源极的电势相比而言)施加到栅极来正向偏置。当栅极电压超过阈值电压(Vth)时，晶体管在漏极和源极之间产生非常小的阻抗；而低于阈值电压时，晶体管在漏极和源极之间具有高阻抗。晶体管22可以每个都是MOSFET(金属氧化物半导体场效应晶体管)或任何其他类型的晶体管。类似地，可以使用具有可由偏置电压电子控制的导通状态的任何半导体器件(例如二极管)来代替晶体管。通过在阳极和阴极之间施加电势，利用时钟信号24，可以控制二极管的导通状态。
开关电路20可以在设备10的介电材料16中或在其上被支撑。或者，诸如晶体管22的开关电路20的一部分由介电材料支撑，并且可以经由一个或多个电子触点被连接到时钟信号。
参考图3，在第一布置中，使用接收RF信号31并将RF信号31转换为时钟信号24的控制电路30来产生时钟信号24。控制电路30具有电感器32以接收与比较器34的输入电连接的RF信号。比较器34将由电感器32接收的小正弦波转换为轨对轨方波，即通过与参考电压进行比较将模拟信号转换为数字信号。比较器具有足够快的响应时间来转换等于或快于其设计针对的MRI***的工作频率的RF信号，即拉莫尔频率。比较器34的输出电连接到分频器36的输入，分频器36被布置成将数字化的RF信号转换为较低频率。用于大约64MHz的RF信号31的合适的分频器36是异步计数器(8-12位)，其将数字化的RF信号31转换成具有数十或数百kHz幅度的频率的中间信号。分频器36的输出电连接到多谐振荡器38，多谐振荡器38被布置成将来自分频器36的信号进一步下变换到由多谐振荡器36的RC时间常数确定的特定设定频率。合适的多谐振荡器38是单稳态多谐振荡器，其具有在1到10kHz范围内的固定输出频率和大于80％的占空比。换句话说，当单稳态多谐振荡器38接收到输入信号时，单稳态多谐振荡器38的输出在超过80％的时间内具有相对高的(开)电压，并且在所述周期的剩余时间内具有相对低的(关)电压。一个周期的时间段，例如在输出的上升沿之间的时间，通过一除以固定的输出频率得到。占空比的值由表征多谐振荡器的RC电路来确定。多谐振荡器38的输出是如上所述提供给开关电路的时钟信号24。
上面参照图3描述的布置是控制电路30的示例。然而，可以包括不同和/或附加组件以从RF信号31产生时钟信号24。例如，可以使用天线或其他接收元件来代替电感器32。类似地，除了比较器34、分频器36和多谐振荡器38之外，还有其他组件可以提供将模拟RF信号31转换为具有较低频率的数字时钟信号的电路。或者，可以使用不将RF信号转换为数字信号的控制电路，例如，通过保持一个模拟信号和两个晶体管，模拟信号的每个半周期针对一个晶体管。或者，控制电路可能不需要将RF信号转换成低频，这取决于RF信号的频率与电路组件可以工作的频率相比有多大不同。
参考图4，在第二布置中，电位计44控制确定晶体管22的偏置电压的信号。这进而确定导电元件之间的晶体管的电容和阵列14的谐振频率。因此，代替图3所示的控制电路30，电位计44充当开关电路20的控制器，如图2所示。除了包含电位计44之外，开关电路20如图2所述，并且可以具有任何其变体。电位计44的一端连接到每个晶体管栅极22G，而另一端经由电感器26连接到每个晶体管源22S。电位计44的较高电位端被施加到晶体管的源22S以反向偏置晶体管22。向电位计44输入DC功率，使得电位计44的受控电阻控制晶体管22的栅极电压。因此，提供有DC功率输入的电位计44充当可变DC电压供应器。可使用替代的可变DC电压供应器来取代电位计44。当晶体管被反向偏置时，改变栅极电压会改变偏置电压，并从而改变每个晶体管的漏极和源极之间的电容。这进而又改变了晶体管的阻抗，即导通状态发生变化。因此，如上所述，电位计44控制晶体管的导通状态。因此，控制电位计44的电阻设置控制了设备10的阵列14中的各导线12之间的电容，并因而控制了设备10的谐振频率。因此，改变电位计44的电阻设置将调谐或失谐频率，在该频率处设备10在MRI***中集中RF信号的磁场。电位计44本身可以由在MRI***中接收RF信号的控制电路控制，从而根据RF信号是否存在或根据RF信号的强度自动调谐/失调设备10。或者，可以使用来自MRI***中的其他部件的控制信号，无线地或通过电子连接来控制电位计44。例如，MRI***可以监视RF接收线圈的失谐，并控制电位计44将设备10的谐振频率调谐回拉莫尔频率。
如上所述的开关电路20使用导线12之间的短路来改变设备10的阵列14的谐振频率。然而，这也可以通过其他方式实现。参考图5，相同导线12的阵列14包括导线延伸件52。导线延伸件52被布置成平行于导线12，每根相应导线都具有位于相应导线12的端部的导线延伸件52。导线延伸件52具有与导线12相同的纵轴。如图5所示，从每根导线12的端部开始，多条导线延伸件52成直线布置。。然而，在一些布置中，每根导线12可能只有一个导线延伸件52。导线延伸件52具有与相应导线12相同的宽度和高度尺寸，并且由相同的材料制成。然而，导线延伸件52在长度上比导线12更短。例如，导线延伸件52可以是导线长度的十分之一，尽管长度的比率将取决于设备需要的调谐范围有多大。图5是用于理解该布置的示意图，并且导线12和导线延伸件52的相对长度是示例性的。此外，图5没有示出连接到阵列14的设备10中的所有晶体管。
每个晶体管22连接在导线12和相应的第一导线延伸件52之间，其源极22S连接到导线12，而其漏极22D连接到相应的第一导线延伸件52。附加晶体管连接在对应于同一导线12的第一导线延伸件52和第二导线延伸件52之间，其中源极22S连接到第一导线延伸件52，而其漏极22D连接到对应的第二导线延伸件52。因此，导线12通过相应的晶体管22连接到导线延伸件52。然而，每条导线12和一组导线延伸件52与其他导线12和相应的导线延伸件52隔离。
如先前参考图2所述，对于开关电路20布置，时钟信号24(来自控制电路30或经由电位计44来自DC源)经由相应的电感器26被施加到每个晶体管22的栅极22G和每个晶体管22的源22S。时钟信号确定每个晶体管22的栅极电压，并因而确定晶体管的源-漏极连接的导通性。当时钟信号24为开时，每个晶体管将在其源极和漏极之间导通，从而使每组中的每条导线12和相应的导线延伸件52短路。这将导线12的有效长度更改为导线12的长度加上其连接到的每个导线延伸件52的长度。由于设备10的谐振频率取决于导线12的有效长度，因此该更改移位了设备10的谐振频率。例如，导线12可以具有由等式1给出的长度，约为63.8MHz频率的波长的一半，但是当晶体管导通时，有效长度的改变使谐振波长移位约5MHz。谐振频率偏移的量可能取决于许多不同的参数，例如晶体管的特性、导线的长度和导线所处的环境。相应地，时钟信号控制设备将在RF辐射的电场和磁场之间重新分配能量的频率，并且可以将该频率调谐/失谐到MRI***的工作频率。
参考图5描述的开关电路20可以具有如上文参考图1-4描述的任何变体，例如具有由偏置电压确定的可调节导通状态或电容的任何类型的晶体管或其它半导体器件。同样地，参考图5描述的开关电路20可以具有任何类型的时钟信号、导线12的数目等。
参考图6，本文所述的设备、***和方法适用于除参考图1-5所述的导线12以外的导电元件阵列。考图6A至6C，在一些布置中，用于集中RF信号的磁场的设备可以不是导线12的阵列，而是包括开口环61的阵列、瑞士辊63的阵列或分离回路67的阵列。如参考图2所述的开关电路20可用于开口环、瑞士辊或分离回路的阵列，其方式与用于导线11或其他导电元件的方式相同。
参考图6A，每个开口环61具有一个开口环电容器62，该电容器被跨开口环61的两端，即跨“开口”地电连接。晶体管22连接到开口环电容器62的每一侧，其中晶体管22的偏置电压控制开口环61的谐振频率。
参考图6B，瑞士辊63包括心轴64，心轴64周围缠绕有导电绕组65。绕组65形成缠绕在心轴64周围的多个层。瑞士辊电容器66连接在芯轴和绕组65的外层之间。晶体管22连接到瑞士辊电容器66的任一侧，其中晶体管22的偏置电压控制瑞士辊63的谐振频率。
参考图6C，分离回路67包括具有在不完整回路的两部分之间的“分离”的不完整回路。分离回路67具有跨分离回路67的两部分，即跨“分离”地电连接的分离回路电容器68。晶体管22连接到分离回路电容器68的每一侧，其中晶体管22的偏置电压控制分离回路67的谐振频率。
或者，导电元件的阵列可以包括弯曲的导线，除了导线是弯曲的之外，弯曲的导线其他方面根据参考图1描述的导线12来布置。
在具有替代导电元件形状的布置中，即开口环61、瑞士辊63、分离回路67和弯曲的导线的布置，晶体管如上文参考图2-4所述被并入控制电路20中。同样，它们可以由控制电路30控制，如上文参考图3所述，或者由电位计44控制，如上文参考图4或5所述。由于导电元件的阵列14中的每个晶体管22的栅极电压和/或偏置电压控制相应导电元件的谐振频率，因此，可以使用相应的方法来调谐或失谐包括具有本文所描述的任何形状的导电元件的设备的谐振频率。本文所描述的技术也可应用于其他导电元件形状。
MRI***
现在将参考图7描述包括如上所述的设备10的MRI***。
MRI***70包括成像区域71，所述成像区域71被布置成接收待成像的对象，例如人体71A或人体肢体71B。第一线圈72A在成像区域71中产生静态磁场，并且在操作中，梯度线圈72B在成像区域中产生向静态磁场的梯度。第一线圈72A和梯度线圈72B一起为磁场发生器72。该***还包括RF发射线圈73，用于用RF信号31(未示出)照射对象。RF发射线圈73被布置成发送作为脉冲的RF信号，并随后在接收返回RF信号的各脉冲之间具有延迟。台74位于成像区域71中以支持待成像的对象。如上所述，用于在MRI***70中集中RF信号的磁场的设备10位于靠近待成像对象的成像区域71中，或者位于待成像对象的特定目标区域75中。该设备被布置成将RF信号的磁场集中在待成像的对象中。所述设备被布置在RF发射线圈73和对象之间，因此，如果调谐到RF信号频率，设备10将RF信号的磁场从RF发射线圈73集中到目标区域75中的对象，从而改善SNR。如上所述，这是通过在RF信号的电场和磁场之间重新分配能量，增加目标区域75中的磁场并且减小目标区域75中的电场以减小SAR来完成的。
RF发射线圈73还可以用作RF接收器，来自对象的返回信号被记录以对对象进行成像。或者，台74可以包括专用线圈76(未示出)，其在接收返回信号以便对对象进行成像时被用作RF接收器。在任一布置中，当设备位于对象和RF接收器之间(调谐到RF信号)时，设备10还将在返回信号从对象传递到RF接收器时集中该返回信号的磁场。
设备10可以固定在或嵌入在台74上，或者可以是在将待成像的对象引入成像区域之前放置在台74上的垫。或者，可以将设备放置在对象上，例如，放置在患者所穿的衣物中。
如下面进一步描述的，由开关电路30提供的调谐/失谐允许设备选择性地集中发射的RF信号或返回信号的磁场，而不是另一个。
控制用于集中RF信号的磁场的设备的方法
参照图8，在上述MRI***中将RF信号的磁场集中在待成像的对象中的方法80包括将设备10放置81在使用MRI***70来成像的对象的附近。设备10和MRI***70如上文参考图1到7所述。选择设备10的谐振频率以近似匹配MRI***的工作频率。将设备10放置在待成像的对象附近可涉及将设备10放置在MRI***70上的成像区域71中的台74上。或者，该设备可能已经在MRI***中，并且将该设备放置在对象的附近需要将待成像的对象带到MRI***中并带入设备10附近。作为示例，参考图7，将设备10放置在MRI***的成像区域71之外的台74上的一位置处，该位置是待成像的人体71A(即患者)的膝盖将被定位的位置。然后，将患者放置在台74上，膝盖将在设备10上成像，并且在开始成像处理之前将台74连同患者和设备10一起放置在成像区域71中。可使用MRI***成像的身体部位的其他示例包括手腕、脊柱等，或者实际上MRI***可以对整个身体进行成像。为了开始MRI处理，在成像区域中产生静态磁场，所述区域可任选地具有根据已知的MRI技术的梯度场。
方法80包括用来自RF发射线圈73的RF信号照射82设备和对象，并接收83来自对象的返回RF信号以对对象进行成像。所述照射包括将RF信号作为RF脉冲发送。RF信号脉冲经由设备10传播到待成像的对象的目标区域75。如果该设备被调谐到RF信号脉冲的频率，则该装置通过增大磁场和减小电场将RF信号集中在目标区域75中。在撞击目标区域75之后，RF信号脉冲作为返回RF信号从目标区域75发射。返回RF信号在返回到RF发射线圈73时再次通过设备10，以用于目标区域75的检测和成像。如果该设备仍被调谐到返回RF信号的频率，则该设备通过增大磁场和减小来自目标区域75的电场来集中RF信号。
该方法包括控制84连接到阵列14中的导线12的多个晶体管22的偏置电压，以改变多个导线12的谐振频率。例如，谐振频率可以在MRI发送/接收序列的一个周期期间被改变为基本上等于RF信号，并且在MRI发送/接收序列的另一个周期期间再次改变为基本上不同于RF信号。
根据第一备选方案，控制如本文所述的可调谐设备10，使得设备10的谐振频率在RF发射线圈73发送RF信号期间从RF信号31的频率失调。然后，在从待成像的对象接收RF信号期间，将设备的谐振频率调谐到返回RF信号的频率。这由如参考图2和3所述的设备来执行，其中开关电路20由具有接收RF信号31的电感器32的控制电路30控制。当RF信号31在RF发射线圈73发送RF信号期间被电感器32接收时，该RF信号31被转换器34、36、38转换为时钟信号24，该时钟信号24升高栅极电压22G，使导线22短路。因此，谐振频率被调整远离正常工作频率，并且设备10的导线12不执行磁场和电场之间的能量的重新分配。设备10在MRI***的传输周期中的这种失谐的优点是：它避免在待成像的对象中产生不期望的高场。因此，可以使用更高磁场的MRI***而不会危及具有高场的对象。例如，在RF传输期间失谐该设备会减少待成像的对象中的SAR，因为对象的目标区域75中的电场被减小。
当RF信号31脉冲的发送完成时，电感器停止拾取信号并且数字信号不产生时钟信号24。因此，晶体管22的栅极电压降至零(即，偏置电压降低)，从而电隔离导线12。这意味着设备10的谐振频率被调谐回MRI***的工作频率。因此，当对象发射RF信号作为返回RF脉冲时，设备执行如上所述的信号的放大，从而改善SNR。此外，由于归因于在传输周期期间自动失谐可以使用高磁场MRI***，因此即使在通过集中设备10的磁场来改善SNR之前，返回RF信号的质量也更高。因此，本文所公开的设备和方法改善了MRI的图像质量或允许在缩短的时间段内执行相同质量的图像。
需要注意的另一点是：返回RF信号本身不会触发开关电路20使导线12短路，因为返回RF信号的功率太低，无法产生能够将晶体管22的栅极电压升高到足以使导线短路的时钟信号。信号触发时钟信号的阈值可以使用比较器34的参考电压来设置，如参考图3所述。如果接收到的信号具有低电压，使得比较器输入决不超过参考电压，那么比较器输出将始终为零，并且不生成时钟信号。
执行第一备选方案的另一种方式(在其中可调谐设备10在RF信号传输期间失谐并且针对来自对象的返回RF信号被重新调谐)是使用如上文参考图5所述的导线延伸件52和如参考图4所述的控制电路。当电感器32接收到RF信号31时，晶体管栅极电压由时钟信号24升高，并且由于与导线延伸件52的连接，每条导线12的有效长度增加。因此，在脉冲传输期间，设备的谐振频率与MRI***的工作频率失谐，并且设备不将RF脉冲的磁场集中在待成像的对象中。类似于如上所述，当发送的RF信号脉冲停止时，导线12的有效长度返回到与MRI***工作频率相对应的波长的大约一半，即满足返回RF信号的谐振频率准则。因此，该设备被重新调谐以集中返回RF信号的磁场。
执行第一备选方案的另一种方式(在其中可调谐设备10在RF信号传输期间失谐并且针对来自对象的返回RF信号被重新调谐)是使用如上文参考图5所述的导线延伸件44和如参考图4所述的控制电路。电位计44可以自由地调谐和失谐谐振频率，并且因此可以通过给电位计的输入来确定调谐的准确定时和范围。这既可以使用如图3所示的无源控制电路，也可以使用来自MRI***的控制器的控制信号。例如，可以从RF线圈发射器控制器发送控制信号，以协调RF信号传输的定时和设备10的失谐，针对返回RF信号重新调谐设备。因此，这提供了保护对象免受由设备10放大的高场影响的有效方式，同时在接收来自待成像的对象的返回RF信号期间仍然利用设备10的放大。
根据第二备选方案，控制如本文所述的可调谐设备10，使得在RF发射线圈73的RF信号的传输期间，设备10的谐振频率在RF信号31的频率处被调谐。然后，在从待成像的对象接收RF信号期间，设备的谐振频率从返回RF信号的频率失谐。这可以由如参考图2和3所述的设备来执行，其中开关电路20由具有接收RF信号31的电感器32的控制电路30来控制。然而，为了交换调谐和失调的周期，控制电路被反向配置，使得当没有接收到RF信号时产生时钟信号，反之亦然。这可以通过使用参考时钟信号作为二输入一输出(2:1)复用器的第一输入来实现，该复用器的配置使得对于“0”的第二输入逻辑来说，复用器输出是参考时钟信号，而对于第二输入逻辑“1”来说，输出是零。第二输入选择逻辑由可再触发的单稳态多谐振荡器产生，例如根据上面参考图3描述的控制电路30。或者，第二输入可以由来自微控制器的信号来控制，其中，当有发射机线圈发送的RF信号时，该信号包括具有一定持续时间和占空比的脉冲，当没有从发射机线圈接收到RF信号时，该脉冲为零。在该反向控制电路30中，在RF发射线圈73发送RF信号期间，当电感器32接收到RF信号31时，不向开关电路20发送时钟信号24。
然而，当RF信号完成时，时钟信号(例如，基准时钟信号)被发送到开关电路，该开关电路升高栅极电压22G，增加偏置电压并使导线22短路。因此，谐振频率移位偏离正常工作频率，并且设备10的导线12不执行用于返回信号的磁场和电场之间的能量重新分配。在MRI***的返回周期中设备10的这种失谐的优点是，如果使用专用接收线圈，则该接收线圈可能不会被设备的集中现象优化。在这种情况下，如果没有RF信号的磁场集中，专用接收线圈的性能会更好。因此，在返回信号期间对设备失调改善了接收线圈的性能。
执行第二备选方案的另一种方式(在其中可调谐设备10在RF信号传输期间被调谐到RF信号频率并且针对来自对象的返回RF信号被失谐)是使用如上文参考图5所述的导线延伸件52和如参考图4所述的控制电路。例如，可以将导线12加上导线延伸件52的有效长度设置为满足RF信号频率的谐振条件，而导线12本身并不满足。当电感器32接收到RF信号31时，晶体管栅极电压由时钟信号24升高，并且由于与导线延伸件52的连接，每条导线12的有效长度增加。因此，在脉冲传输期间，设备的谐振频率被调谐到MRI***的工作频率，并且设备将RF脉冲的磁场集中在对象中。类似于如上所述，当发送的RF信号脉冲停止时，导线12的有效长度返回到与MRI***工作频率相对应的波长的一半之下，即不再满足返回RF信号的谐振频率准则。因此，该设备被失调以便不集中返回RF信号的磁场。作为另一示例，代替选择新长度的导线12和延伸件，可以使用如上所述的反向配置的控制电路来交换调谐/失调周期。
执行第二备选方案的另一种方式(在其中可调谐设备10在RF信号传输期间被调谐到RF信号频率并且针对来自对象的返回RF信号被失调)是使用电位计44来控制时钟信号24，如上文参考图4所述。电位计可以自由地调谐和失谐谐振频率，并且因此可以通过给电位计的输入来确定调谐的准确定时和范围。这既可以使用如图3所示的无源控制电路，也可以使用来自MRI***的控制器的控制信号。例如，可以从RF线圈发射器控制器发送控制信号以协调RF信号传输的定时和设备10的调谐，同时针对返回RF信号对设备进行失谐。因此，如果磁场集中对接收线圈不利，则这提供了一种优化专用接收线圈的有效方法。
根据第三备选方案，可调谐设备10的谐振频率可被控制以保持谐振频率基本上等于MRI***RF信号的工作频率。。例如，一种方式是使用电位计44来完成，如参考图2所述。电位计44的电阻可被控制在一值范围内。因此，DC源可以向晶体管22提供栅极电压，该栅极电压在跨一电压范围内具有任何可变的值。栅极电压(并且因此也是偏置电压)中的变化将导致晶体管电容的变化。这是因为，当反向偏置时，晶体管电容取决于可通过栅极电压控制的偏置电压。这进而产生设备10可被调谐到以具有的谐振频率的范围。因此，电位计44的连续可变设置可以被转换为谐振频率的中间值，不同于晶体管处于“导通”或“不导通”状态时的谐振频率。这具有能够使设备10的谐振频率与用于待成像的各种对象的MRI***的工作频率匹配的优点。具有不同电容率和/或磁导率的不同物体将影响RF发射线圈73的工作频率和设备10的谐振频率。因此，能够在一值范围上调谐设备10的谐振频率以匹配工作频率允许对设备10和MRI***的优化。
执行第三备选方案的另一种方式(即跨一值范围调谐谐振频率)是使用如参考图5所述的设备10。为了布置用于可变调谐的设备10，对应于每条导线12布置多个导线延伸件52。第一晶体管布置在每根导线12和每根第一导线延伸件52之间，而第二晶体管被布置在第一导线延伸件52和第二导线延伸件52之间。还可以包括额外的导线延伸件和相应的晶体管，以增加可用的谐振频率的范围。第一晶体管和第二晶体管的栅极电压被独立地且顺序地控制以改变导线12的有效长度。例如，每个晶体管或晶体管组可以具有在晶体管的栅极和源极之间的个体DC电源。或者，每个晶体管或晶体管组可以具有专用的电位计来改变栅极电压。如果第一和第二晶体管22都处于非导通状态，则导线12的长度确定谐振频率。如果第一个晶体管导通，而第二个晶体管不导通，则导线12的长度加上第一导线延伸件的长度确定有效长度，并产生不同的谐振频率。如果两个晶体管都导通，则导线12以及第一和第二导线延伸件52的总和是有效长度，并且导致进一步不同的谐振频率。随着额外的电线延伸件和相应的晶体管，更大范围的谐振频率是可用的。

Claims (20)

1.一种用于在MR***中集中RF信号的磁场的设备，所述设备包括：
布置在阵列中的多个导电元件，其中所述阵列被布置成当接收到具有大于每个导电元件的相应尺寸的RF波长的RF信号时，在谐振RF频率下在RF辐射的电场和磁场之间重新分配能量；
多个半导体器件，每个半导体器件被连接在所述导电元件的两个相应部分之间；以及
控制每个半导体器件的偏置电压进而控制所述阵列的谐振频率的控制器。
2.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述多个半导体器件中的一个或多个中的每一个在一对相应的所述导电元件之间耦合，使得当所述相应的半导体器件导通时所述一对相应的导电元件被短路。
3.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述设备包括一个或多个导电元件延伸件，每个导电元件延伸件与相应的导电元件布置成一直线，并且所述多个半导体器件中的一个或多个中的每一个被耦合在相应的导电元件和相应的导电元件延伸件之间以便当所述相应的半导体器件导通时延伸所述相应导电元件的有效长度。
4.如前述任一权利要求所述的设备，其特征在于，每个导电元件是细长的，并具有约为所述谐振频率的波长的一半的长度，并且所述导电元件基本彼此平行地布置。
5.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述导电元件包括一个或多个弯曲的元件，所述一个或多个弯曲的元件包括开口环、回路和瑞士辊中的一个或多个，其中相应的半导体器件被耦合在所述一个或多个弯曲的元件中的每一个的端部之间。
6.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述导电元件包括曲线介质，其中相应的半导体器件被耦合在所述曲线介质的一对或多对相邻导线之间。
7.如前述任一权利要求所述的设备，其特征在于，所述控制器被布置成响应于接收所述RF信号而修改每个半导体器件的所述偏置电压。
8.如权利要求7所述的***，其特征在于，所述控制器包括：
被布置成接收所述RF信号的接收元件；以及
转换器，所述转换器被布置成将所述RF信号转换为时钟信号，以在所述设备接收到所述RF信号时改变每个半导体器件的偏置电压。
9.如权利要求8所述的设备，其特征在于，所述转换器包括：
数字化所述RF信号的比较器；
降低所述RF信号的频率的分频器；以及
进一步将所述RF信号的频率降低到特定频率的多谐振荡器。
10.如权利要求1-6中任一权利要求所述的设备，其特征在于，所述多个半导体器件中的一个或多个是晶体管或变容管，并且所述控制器包括可变DC电压供应器，所述可变DC电压供应器被布置成控制每个晶体管或变容管的偏置电压以改变所述阵列的谐振频率。
11.如前述任一权利要求所述的设备，其特征在于，所述多个半导体器件的每个半导体器件是MOSFET或二极管。
12.如前述任一权利要求所述的设备，其特征在于，所述多个导电元件由介质材料支撑。
13.如前述任一权利要求所述的设备，其特征在于，每个导电元件由非磁性金属制成。
14.一种MR***，包括：
被布置成接收待成像的对象的成像区域；
被布置成在所述成像区域中生成静态磁场的磁场生成器；
被布置成用RF信号照射所述对象的RF发射器；
被布置成从所述对象接收用于对所述对象进行成像的返回RF信号的RF接收器；以及
如前述任一权利要求所述的设备，所述设备被布置在所述成像区域和所述RF发射器或所述RF接收器或这两者之间。
15.如权利要求14所述的MR***，其特征在于，所述设备是根据如权利要求1、10或11中任一权利要求的，所述MR***还包括：
发射器控制器；
其中所述设备的控制器被布置成接收来自所述发射器控制器的控制信号，以与所述RF信号的传输相协调地改变所述多个半导体器件的偏置电压。
16.一种将RF信号的磁场集中在MR***中待成像的对象中的方法，所述方法包括：
在要使用所述MR***成像的对象附近放置包括布置在阵列中的多个导电元件的设备，其中所述阵列被布置成当接收到具有大于每个导电元件的相应尺寸的RF波长的RF信号时在谐振RF频率下在RF辐射的电场和磁场之间重新分配能量；
用所述RF信号照射所述设备和对象；
从所述导电元件和所述对象接收返回RF信号以对所述对象进行成像；以及
控制连接到所述阵列中的导电元件的多个半导体器件的每个半导体器件的偏置电压，以改变多个导电元件的所述谐振频率。
17.如权利要求16所述的方法，其特征在于，所述多个半导体器件的所述偏置电压被控制以便当用所述RF信号照射所述导电元件和所述对象时不将所述RF信号的磁场集中在所述对象中，而当从所述导电元件和对象接收到所述返回RF信号时集中所述返回RF信号的磁场。
18.如权利要求16所述的方法，其特征在于，所述多个半导体器件的所述偏置电压被控制以便当用所述RF信号照射所述导电元件和所述对象时将所述RF信号的磁场集中在所述对象中，而当从所述导电元件和对象接收所述返回RF信号时不集中所述返回RF信号的磁场。
19.如权利要求16所述的方法，其特征在于，所述多个半导体器件的偏置电压被控制以将设备的所述谐振频率调谐到所述RF信号频率。
20.如权利要求16到19中任一权利要求所述的方法，其特征在于，所述设备是根据如权利要求1到13所述的任一权利要求来配置的。
CN201980051563.4A 2018-08-03 2019-08-01 可调谐超材料设备 Pending CN112534290A (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
GB1812703.5 2018-08-03
GB1812703.5A GB2580011B (en) 2018-08-03 2018-08-03 Tunable metamaterial device
PCT/EP2019/070838 WO2020025776A1 (en) 2018-08-03 2019-08-01 Tunable metamaterial device for concentrating magnetic field of rf signals in an mri system

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN112534290A true CN112534290A (zh) 2021-03-19

Family

ID=63518571

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201980051563.4A Pending CN112534290A (zh) 2018-08-03 2019-08-01 可调谐超材料设备

Country Status (8)

Country Link
US (1) US11693069B2 (zh)
EP (1) EP3830597A1 (zh)
JP (1) JP7333398B2 (zh)
KR (1) KR20210040032A (zh)
CN (1) CN112534290A (zh)
CA (1) CA3104261A1 (zh)
GB (1) GB2580011B (zh)
WO (1) WO2020025776A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115389991A (zh) * 2022-08-26 2022-11-25 天津大学 用于磁共振回波信号增强的超材料动态调谐***及方法

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2580011B (en) 2018-08-03 2021-11-24 Medical Wireless Sensing Ltd Tunable metamaterial device
GB202001568D0 (en) * 2020-02-05 2020-03-18 Medical Wireless Sensing Ltd Metamaterial device
FR3120129B1 (fr) 2021-02-23 2024-01-19 Univ Aix Marseille Dispositif correcteur de champ magnétique en IRM

Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0617703U (ja) * 1992-08-18 1994-03-08 横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒ装置のバードケージコイル
CN1221493A (zh) * 1996-06-03 1999-06-30 赛缪尔·罗兹尼特斯基 用于核磁共振(nmr)和磁共振图象(mri)设备的天线***
EP1199577A2 (en) * 2000-10-20 2002-04-24 Marconi Medical Sytems Finland Inc. Magnetic resonance imaging using a tuning circuit for the transmit coil
US20030146750A1 (en) * 1999-05-21 2003-08-07 The General Hospital Corporation RF coil for imaging system
WO2006097888A1 (en) * 2005-03-16 2006-09-21 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Optical decoupling, tuning and shimming of magnetic resonance coils
CN101044979A (zh) * 2006-03-28 2007-10-03 Ge医疗***环球技术有限公司 磁谐振成像设备和rf线圈
US20080297154A1 (en) * 2007-05-31 2008-12-04 Yosuke Otake Magnetic field coil and magnetic resonance imaging apparatus
CN101454685A (zh) * 2006-05-30 2009-06-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 解调谐射频线圈
JP2009148556A (ja) * 2007-12-19 2009-07-09 Varian Inc 切換可能鳥かご型コイル
CN102293649A (zh) * 2010-06-22 2011-12-28 通用电气公司 用于mr成像中并行传输的***和方法
US20130069652A1 (en) * 2010-03-31 2013-03-21 Yosuke Otake Rf coil and magnetic resonance imaging device
CN103547937A (zh) * 2011-05-23 2014-01-29 皇家飞利浦有限公司 作为用于mri rf线圈的失谐电路的fet开关
JP2018520777A (ja) * 2015-07-03 2018-08-02 サンクト ペテルブルク ナショナル リサーチ ユニバーシティ オブ インフォメーション テクノロジーズ、メカニクス アンド オプティクス（アイティーエムオー ユニヴァーシティ） 核磁気共鳴画像装置

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0617703A (ja) 1992-07-03 1994-01-25 Mitsubishi Electric Corp 外燃機関の加熱装置
EP2097763B1 (en) * 2006-12-22 2014-02-26 Koninklijke Philips N.V. Rf coil for use in an mr imaging system, in combination with a metamaterial
US8049502B2 (en) * 2008-07-18 2011-11-01 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Tunable radio-frequency coil
KR20100058894A (ko) * 2008-11-25 2010-06-04 한국전자통신연구원 Ｍｒｉ 해상도 향상을 위한 인체 밀착용 자기 공진기 및 그자기 공진기의 응용 장치
US9140767B2 (en) * 2011-05-02 2015-09-22 The Penn State Research Foundation Isotropic metamaterial lens for magnetic imaging applications
GB2580011B (en) 2018-08-03 2021-11-24 Medical Wireless Sensing Ltd Tunable metamaterial device

Patent Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0617703U (ja) * 1992-08-18 1994-03-08 横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒ装置のバードケージコイル
CN1221493A (zh) * 1996-06-03 1999-06-30 赛缪尔·罗兹尼特斯基 用于核磁共振(nmr)和磁共振图象(mri)设备的天线***
US20030146750A1 (en) * 1999-05-21 2003-08-07 The General Hospital Corporation RF coil for imaging system
EP1199577A2 (en) * 2000-10-20 2002-04-24 Marconi Medical Sytems Finland Inc. Magnetic resonance imaging using a tuning circuit for the transmit coil
WO2006097888A1 (en) * 2005-03-16 2006-09-21 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Optical decoupling, tuning and shimming of magnetic resonance coils
CN101044979A (zh) * 2006-03-28 2007-10-03 Ge医疗***环球技术有限公司 磁谐振成像设备和rf线圈
CN101454685A (zh) * 2006-05-30 2009-06-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 解调谐射频线圈
US20080297154A1 (en) * 2007-05-31 2008-12-04 Yosuke Otake Magnetic field coil and magnetic resonance imaging apparatus
JP2009148556A (ja) * 2007-12-19 2009-07-09 Varian Inc 切換可能鳥かご型コイル
US20130069652A1 (en) * 2010-03-31 2013-03-21 Yosuke Otake Rf coil and magnetic resonance imaging device
CN102293649A (zh) * 2010-06-22 2011-12-28 通用电气公司 用于mr成像中并行传输的***和方法
CN103547937A (zh) * 2011-05-23 2014-01-29 皇家飞利浦有限公司 作为用于mri rf线圈的失谐电路的fet开关
JP2018520777A (ja) * 2015-07-03 2018-08-02 サンクト ペテルブルク ナショナル リサーチ ユニバーシティ オブ インフォメーション テクノロジーズ、メカニクス アンド オプティクス（アイティーエムオー ユニヴァーシティ） 核磁気共鳴画像装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115389991A (zh) * 2022-08-26 2022-11-25 天津大学 用于磁共振回波信号增强的超材料动态调谐***及方法
CN115389991B (zh) * 2022-08-26 2024-03-15 天津大学 用于磁共振回波信号增强的超材料动态调谐***及方法

Also Published As

Publication number Publication date
CA3104261A1 (en) 2020-02-06
GB2580011B (en) 2021-11-24
US11693069B2 (en) 2023-07-04
KR20210040032A (ko) 2021-04-12
WO2020025776A1 (en) 2020-02-06
US20210293914A1 (en) 2021-09-23
JP2021533954A (ja) 2021-12-09
JP7333398B2 (ja) 2023-08-24
EP3830597A1 (en) 2021-06-09
GB2580011A (en) 2020-07-15
GB201812703D0 (en) 2018-09-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN112534290A (zh) 可调谐超材料设备
US7514926B2 (en) Spatially reconfigurable magnetic resonance coil
EP1883348B1 (en) Antenna device for picking up magnetic resonance signals and provided with its own communication unit
WO2011122084A1 (ja) Ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置
US10739422B2 (en) Flexible coaxial magnetic resonance imaging (MRI) coil with integrated decoupling
JP6456972B2 (ja) 磁気共鳴（ｍｒ）システムのための低損失デチューン回路を備えた受信コイル及びその作動方法
US8237442B2 (en) Magnetic resonance antenna
JP2020523097A5 (zh)
US5585721A (en) Inductively coupled dedicated RF coils for MRI
US9933501B2 (en) Magnetic resonance imaging (MRI) coil with integrated decoupling
EP2962361A1 (en) Dipole antenna for a magnetic resonance imaging system
CN210864013U (zh) 磁共振天线
US20230261375A1 (en) Transmission line coupled antenna and detuning circuit
CN108663642B (zh) 一种射频线圈的调谐去谐结构和去谐方法
Seregin et al. Energy-harvesting coil for circularly polarized fields in magnetic resonance imaging
Byron et al. A wireless power transfer system for mri scanners
CN115362384A (zh) 用于操纵电磁场的设备
KR101081339B1 (ko) 자기공명영상 장치용 ｒｆ 코일 어셈블리
US20230280424A1 (en) Field modification device
RU2172004C2 (ru) Антенная система для аппаратов магнитно-резонансного изображения и ядерно-магнитно-резонансных аппаратов
CN209842038U (zh) 一种磁共振断层成像仪的天线及磁共振断层成像仪
RU2776338C1 (ru) Магнитно-резонансный томограф с метаповерхностью (варианты)
US20230025066A1 (en) Method and device for magnetic resonance imaging by implementing inductive tuning circuit for adjusting operating frequency and using top-hat dipole antenna having length freely adjustable depending on region of interest
US11105869B2 (en) Magnetic resonance imaging (MRI) coil using transmission lines to enforce periodic conditions for resonance
CN114910843A (zh) 磁场增强装置

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination