KR101562703B1 - 송신 중에 디커플링하기 위한 송수신 어레이들의 활성화 - Google Patents

송신 중에 디커플링하기 위한 송수신 어레이들의 활성화 Download PDF

Info

Publication number
KR101562703B1
KR101562703B1 KR1020130093332A KR20130093332A KR101562703B1 KR 101562703 B1 KR101562703 B1 KR 101562703B1 KR 1020130093332 A KR1020130093332 A KR 1020130093332A KR 20130093332 A KR20130093332 A KR 20130093332A KR 101562703 B1 KR101562703 B1 KR 101562703B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
antennas
impedance
connection
antenna
output
Prior art date
Application number
KR1020130093332A
Other languages
English (en)
Other versions
KR20140019757A (ko
Inventor
스테판 비버
클라우스 후버
Original Assignee
지멘스 악티엔게젤샤프트
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 지멘스 악티엔게젤샤프트 filed Critical 지멘스 악티엔게젤샤프트
Publication of KR20140019757A publication Critical patent/KR20140019757A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR101562703B1 publication Critical patent/KR101562703B1/ko

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055Detecting, 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
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3642Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
    • G01R33/365Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils have the same function in MR, e.g. decoupling of a receive coil from another receive coil in a receive coil array, decoupling of a transmission coil from another transmission coil in a transmission coil array

Landscapes

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

Abstract

본 발명은 자기 공명 단층 촬영 중의 검사 대상의 전자기 여기를 위한 시스템 및 독창적인 시스템을 갖는 자기 공명 단층 촬영기에 관한 것이다. 시스템은 무선 주파수 신호를 발생하기 위한 RF 장치 및 상기 무선 주파수 신호를 방출하기 위한 복수의 안테나를 갖는다. RF 장치의 출력과 복수의 안테나 사이에 신호 접속이 존재하고, 안테나들의 접속점에서의 RF 장치의 출력에 대한 신호 접속의 소스 임피던스는 접속점들에서의 안테나들의 임피던스보다 상당히 높아서, 안테나들은 무선 주파수 신호가 존재하는 경우에 전류 소스 피드 모드로 피드된다.

Description

송신 중에 디커플링하기 위한 송수신 어레이들의 활성화{ACTIVATION OF TRANSMIT/RECEIVE ARRAYS FOR DECOUPLING DURING TRANSMISSION}
본 발명은 무선 주파수 신호를 발생하기 위한 RF 장치 및 무선 주파수 신호를 방출하기 위한 복수의 안테나를 갖는, 자기 공명 단층 촬영 중의 검사 대상의 전자기 여기를 위한 시스템에 관한 것이고, 또한 여기를 위한 독창적인 시스템을 갖는 자기 공명 단층 촬영 장치에 관한 것이다.
종래의 자기 공명 단층 촬영 장치는 보통 정적 자기장을 발생하기 위한 자석 및 정적 자기장에 겹쳐질 수 있는 가변 자기 기울기 장들(variable magnetic gradient fields)을 모든 3개의 공간축에서 발생하기 위한 기울기 장 코일들(gradient field coils)을 갖는다. 이들 자기장에 정렬된 수소 원자핵은 펄스의 형태로 RF 여기 신호들을 발생하기 위한 RF 장치뿐만 아니라 이들 펄스들을 샘플이 배치되는 자기장의 볼륨(volume)으로 방출하기 위한 안테나들에 의해 여기된다. 샘플 내의 수소 원자핵의 밀도 및 주변 상태들은 여기 펄스들에 대한 응답으로서 자기장에서의 세차 운동(precession) 때문에 수소 원자핵이 방출하는 RF 응답 신호를 통해 결정된다. RF 응답 신호는 안테나들에 의해 캡처되어 RF 장치에서 프로세싱된다. 샘플로 볼륨을 둘러싸는 소위 보디 코일들(body coils)은 보통 송신 및 또한 수신 안테나 둘다로서 작용한다.
오직 부분적으로 샘플 볼륨을 채우는, 특히 팔다리 또는 머리의 검사 중의, 작은 검사 대상들에 대한 수신 감도를 증가하기 위하여, 예를 들어, 특허 공보 US 4,825,162로부터 검사 대상 바로 위에 복수의 수신 코일들을 배치하는 것이 알려져 있다. 수신 코일들은 이웃하는 코일의 신호가 단지 선택된 코일에서 상쇄되도록 중첩하여 배치된다. 신호들은 서로 "직교"이고, 각각의 경우에 그 아래에 놓이는 검사 대상의 볼륨에 대해 서로 독립적으로 프로세싱될 수 있다. 한개 걸러 이웃하는 것들(next-but-one neighbors)을 디커플링하기 위하여, 저임피던스 입력들을 갖는 전치 증폭기들(preamplifiers)이 제공된다.
공보 WO 2008/078239 A1 및 WO 2011/054923 A1로부터, 특히 코일들로부터 옆으로 돌출되고 각각의 경우에 다다음 코일(coil-after-next)의 확장과 중첩하는 코일들 상의 기하학적 배열 및 확장들을 통해서, 각각의 경우에 한개 걸러 이웃하는 것과의 상호작용의 억제를 실현하는 것도 또한 알려져 있다. 이러한 경우, 이러한 억제는 또한 여기 신호에 대한 송신 안테나들로서 코일들의 이용을 위해 효과적이다.
개개의 배열들은 특정 기하학적 구조에 대해, 예를 들어, 평평한 배열에 대해 각각의 경우에 이웃-이웃 상호작용들(neighbor-neighbor interactions)을 억제한다. 그러나, 일부 경우, 검사 대상, 예를 들어 무릎 주위에 공간적으로 코일들을 배열하는 것도 필요하다. 또한, 검사 대상은, 그의 유전성 및 자기성 때문에, 전기 및 자기장 분포들에 영향을 미치므로, 이웃하는 코일들로부터의 신호들이 완전히 억제되지 않는다.
따라서, 본 발명의 목적은, 상이한 기하학적 배열들에 대한 이웃하는 코일들 또는 안테나들의 신호들에 의해 생기는 방해들을 또한 감소시키는 자기 공명 단층 촬영을 제공하는 것이다.
상기 목적은 청구항 1에 청구된 바와 같은 전자기 여기를 위한 시스템뿐만 아니라, 전자기 여기를 위한 독창적인 시스템을 갖는 청구항 10에 청구된 바와 같은 자기 공명 단층 촬영 장치에 의해 본 발명에 따라 실현된다.
자기 공명 단층 촬영 중의 검사 대상의 전자기 여기를 위한 독창적인 시스템은 무선 주파수 신호를 발생하기 위한 RF 장치 및 무선 주파수 신호를 방출하기 위한 복수의 안테나를 갖는다. 또한, 독창적인 시스템은 RF 장치의 출력과 복수의 안테나 사이의 신호 접속을 갖고, 안테나들의 접속점들에서의 RF 장치의 출력에 대한 신호 접속의 소스 임피던스는 접속점들에서의 안테나들의 임피던스보다 상당히 높아서, 안테나들은 무선 주파수 신호가 존재하는 동안에 전류 소스 피드 모드(current source feed mode)로 피드된다.
전자기 여기를 위한 독창적인 시스템은 다수의 이점을 갖는다. 접속점에서의 신호 피드와 안테나의 임피던스들의 독창적인 미스매칭(mismatching)에 의해 안테나가 전류 소스 피드 모드에서 동작하게 된다. 이 모드에서, 안테나를 통해 흐르는 전류는 본질적으로 전류 소스로부터 전달된 전류에 의해 정의된다. 안테나 내의 전류는 그 결과 본질적으로 접속점에서의 신호선에 의해 전달된 전압에 독립적이다. 특히, 안테나를 통하는 전류는 따라서 본질적으로, 예를 들어 이웃하는 안테나와의 상호작용으로부터 나올 수 있는, 안테나에서 유발된 반대 전압에 의존한다. 그의 입장에서 안테나를 통해 흐르는 전류가 독립적이면, 예를 들어, 안테나로서 코일의 입장에서, 발생된 자기 및 전기 교번 장은 또한 본질적으로 이웃하는 안테나들에 독립적이다.
전류 피드 모드에서의 안테나들의 커플링은 강한 커플링을 갖는 강제 진동(forced oscillation)에 대응하므로, 진동은 본질적으로 RF 장치에 의해 커플링되는 진동에 의해 결정되고, 다른 안테나들에 의해 거의 영향을 받지 않는다. 안테나에서의 진동의 위상 및 진폭 의존성은 또한 오직 안테나 자체의 공진 주파수에 의해 경미하게 결정되므로, 예를 들어 안테나 필드 내의 매체의 온도의 영향은 낮다. 이 경우, RF 장치의 출력이 높은 입력 전력을 필요로 하는 출력 신호를 보디 코일에 선택적으로 또한 공급하도록 설계되는 것이 보통이다. 따라서, 보디 코일에 비해 작은, 안테나들의 미스매칭에도, 샘플을 여기하기 위한 충분한 전력의 공급이 보장된다.
본 발명의 유리한 개발들은 종속 청구항들에 개시된다.
일 실시예에서, 안테나들의 단자점들(terminal points)에서 RF 장치의 출력에 대한 신호 접속의 소스 임피던스는 접속점들에서 안테나들의 임피던스보다 적어도 2배 더 높다는 조항이 존재한다.
그러한 비율은 유리하게는 이웃하는 안테나의 지장을 주는 영향이 절반으로 감소될 것이라는 이점을 갖는다.
또한, 일 실시예에서, RF 장치가 수신 신호를 프로세싱하기 위한 입력을 가질 뿐만 아니라 시스템이 RF 장치의 입력과 복수의 안테나 사이에 스위치 및 신호 접속을 가지는 조항도 존재한다. 이 경우, 스위치는 안테나를 RF 장치의 출력과 선택적으로 접속하도록 설계된다.
스위치는 유리하게는 샘플을 여기하기 위한 RF 신호를 안테나들에 공급하기 위하여 RF 장치의 출력과 안테나들을 둘다 접속하고, 또한 여기에 대한 응답으로서 샘플의 신호를 수신하기 위하여 RF 장치의 출력으로부터 그것을 분리하는 것을 가능케 한다. 이러한 식으로, 수신된 신호가 바람직하게는 여기된 볼륨으로부터 나오고, 이로써 심지어 다수의 코일이 병렬로 동작될 수 있는 것이 보장된다. 감도는 또한 샘플에 대한 송신 안테나 및 수신 안테나의 근접을 통해 가장 크다.
실시예에서, 안테나들의 접속점에서의 RF 장치의 입력에 대한 신호 접속의 접속 임피던스는 접속점들에서 안테나 임피던스보다 상당히 높다는 조항이 존재한다.
실시예에서, 안테나들의 접속점에서의 RF 장치의 입력에 대한 신호 접속의 접속 임피던스는 접속점들에서 안테나들의 임피던스보다 적어도 2배 더 높다는 조항이 존재한다.
이러한 식으로, 안테나로부터의 중요한 송신 전력을 중단하지 않고 송신 중에 RF 장치의 입력과 안테나를 접속시키는 것이 유리하게 가능하다.
실시예에서, 시스템이 RF 활성화 매트릭스를 갖고, RF 활성화 매트릭스는 RF 장치의 출력으로부터 각각의 경우에 각각의 안테나에 대한 미리 결정된 위상 오프셋 및 미리 결정된 임피던스를 갖는 안테나들의 접속점으로 무선 주파수 신호를 분배하도록 설계된다는 조항도 존재한다.
접속점에서의 미리 결정된 임피던스에 의해, 각각의 안테나에 대한 임피던스비를 설정하고, 따라서 본 발명에 따른 유리한 방식으로 안테나들 사이의 크로스토크를 줄이는 것이 가능하다.
실시예에서, 안테나들의 배열 및 미리 결정된 위상 오프셋들은 안테나들이 원형 편광 전자기 교번 장을 발생하도록 설계된다는 조항이 존재한다.
따라서, 개별 안테나들의 전자기 교번 장의 합을 통해서, 핵 공명을 여기하는 데 특히 적절한, 예를 들어, 원형 편광을 갖는 결과적인 전자기 교번 장이 발생될 수 있도록, 유리한 방식으로 미리 결정된 위상 각의 RF 펄스들을 RF 장치로부터 각각의 경우에 개별 안테나들에 공급하는 것이 가능하다.
바람직한 실시예에서 안테나들이 안테나 코일들이라는 조항도 존재한다. 단락 회로 구성 때문에, 코일들은 전기 요금에 민감하지 않고 환자를 위험에 처하게 할 수 있는 임의의 전기장 피크들을 생성하지 않는다. 샘플에 있는 안테나 코일의 바람직한 방출 방향은 (사실상 한 평면에 놓이는 평평한 코일의 경우) 안테나 코일의 평면에 수직으로 샘플에 정렬되고, 바람직하게는 이러한 식으로 샘플의 볼륨을 여기한다. 서로 나란히 놓이는 안테나 코일들의 경우, 샘플의 각각 여기된 영역들은 분기하는데, 즉, 안테나 코일들은 샘플 영역들에 대하여 서로 "직교"이고, 여기서 직교는 기하학적 의미가 아닌 신호 프로세싱의 의미에서 이해되어야 한다.
일 실시예에서, 이 경우 2개의 인접하는 표면들의 상호작용이 최소화되도록 안테나 코일의 표면들이 중첩되는 조항이 존재한다. 이러한 식으로, 서로 옆에 놓이는 안테나 코일들이 서로 가능한 한 적게 영향을 미치고, 서로 옆에 놓이는 안테나 코일들로부터의 신호들이 단층 촬영에서 아티팩트들을 발생하지 않고, 병렬로 평가될 수 있다는 것이 안테나 코일들의 배열에 의해 이미 실현될 수 있다.
전술한 바와 같은 본 발명의 특성들, 특징들 및 이점들과, 그것들이 실현되는 방식은 도면들과 결합하여 더욱 상세하게 설명되는 예시적인 실시예들에 대한 뒤따르는 설명과 결합하여 더욱 분명하고 더욱 쉽게 이해할 수 있게 될 것이다.
도 1은 독창적인 자기 공명 단층 촬영의 개략도를 도시한다.
도 2는 전자기 여기를 위한 독창적인 시스템의 개략도를 도시한다.
도 3은 개별 안테나에 대한 등가 회로도를 도시한다.
도 4는 외부에서 유발된 개별 안테나의 결함에 대한 등가 회로도를 도시한다.
도 5는 미스매칭(mismatching)의 함수로서 코일들 사이의 크로스토크 감쇠에 대한 도면을 도시한다.
도 6은 상이한 매칭 상태들에 대한 코일 내의 전류의 주파수 곡선 및 위상 곡선의 도면들을 도시한다.
도 7은 여기를 위한 독창적인 시스템의 회로의 일부분을 도시한다.
상세하게, 도 1은 독창적인 자기 공명 단층 촬영(1)의 개략도를 도시한다. 독창적인 자기 공명 단층 촬영(1)은 자석 장치(10) 및 공급 장치(20)를 포함한다.
자석 장치(10)는 정적 자기장을 발생하기 위한 초전도 자석들(11)을 갖는다. 또한, 자석 장치(10)는 가변 자기장 기울기(variable magnetic field gradient)를 모든 3개의 공간 방향들에서 발생하기 위한 기울기 코일들(12)을 갖는다. 또한, 보디 코일(13)이 보통 자석 장치(10)에 배치되고, 이것은 초전도 자석들(11)에 의해 에워싸인 볼륨 내에 전자기 교번 장을 발생하도록 설계된다. 종종, 보디 코일(13)은 또한 그것에 의해 발생된 전자기 교번 장에 의하여 에워싸인 볼륨(enclosed volume)에 전자기 교번 장에 의해 여기된 자기 공명을 측정하는 데 이용된다.
그러나, 영구 자석들 또는 정상적으로 전도하는 전자석들(normally-conducting electromagnets)이 초전도 자석들(11) 대신에 정적 자기장을 발생하는 것도 생각할 수 있다. 아래 더 설명되는 바와 같이, 보디 코일(13)은 또한 다른 안테나들에 의해 대체될 수 있다.
독창적인 자기 공명 단층 촬영기(1)는 또한 에워싸인 볼륨에 배치되는 환자(14) 바로 위에 배치될 수 있는, 도시된 실시예의 바람직한 형태에서, 안테나 코일들(15)로서 구현되는 안테나들(15)을 갖는다. 예를 들어, 무릎과 같은 신체 일부에 안테나 코일들(15)을 배치하는 것이 가능하다. 이것은 환자의 작은 부분만이 고해상도로 검사되는 경우에 특히 유리하다. 안테나 코일들(15)은 그 다음에 여기된 교번 장을 수신하기 위한 안테나들로서 또는 여기하는 전자기 교번 장을 위한 송신 안테나들로서 보디 코일(13)의 기능을 상정한다. 그러한 경우에, 송신 및 수신 안테나 둘다로서의 안테나 코일들(15)의 효과는 안테나 코일들(15)의 기하학적 구조에 의해 미리 결정되는, 보디 코일(13)에 의해 여기된 작은 볼륨에 비해 제한된다. 안테나 코일들(15)이 예를 들어, 평평한, 원형 또는 정사각형 모양을 가지면, 이 여기 또는 수신 볼륨은 본질적으로 평평한 코일로부터 공간으로 수직으로 연장하는 로브(lobe) 모양을 갖는다. 이러한 식으로, 이 여기 또는 수신 볼륨 밖의 정적 자기장의 공간적 불균일이 측정 중에 캡처되지 않고, 결과에 영향을 미치지 않는다. 이러한 식으로, 해상도가 향상될 수 있다.
또한, 개별 안테나 코일들(15)의 로브들은 중첩하지 않거나 약간만 중첩한다. 개별 안테나 코일들(15)은 따라서 상이한 볼륨들에 대해 신호들을 동시에 수신 또는 송신할 수 있다. 심지어 예를 들어 정적 자기장의 공간적 불균일을 보상하기 위하여, 개별 안테나 코일들(15)의 여기 주파수들을 변경하는 것이 가능하다. 안테나 코일들(15)의 상호 영향(mutual influencing)을 더 줄이기 위하여, 도 2에 표시된 바와 같이, 안테나 코일들(15)을 부분적으로 중첩시키는 것도 생각할 수 있다. 안테나 코일(15)에 의해 둘러싸인 표면에서의 안테나 코일(15)의 자기장은 코일의 측면에 대한 공간에서의 표유 장(stray field)의 필드 방향(field direction)과 정확히 반대이고 상당히 강하기 때문에, 기하학적 구조의 올바른 선택에 의해, 2개의 안테나 코일들(15)의 작은 중첩 영역이 외부 표유 장에 의한 상호 작용을 정확히 보상할 수 있다. 또한, 회로 기술 방안에 의한 감소를 위한 더 독창적인 옵션들이 도 3 내지 7과 결합하여 더욱 상세하게 설명된다.
도 2는 검사 대상의 전자기 여기를 위한 독창적인 시스템의 개략도를 도시한다. 시스템은 안테나 코일들(15) 및 RF 장치(30)를 포함한다. RF 장치(30)는 보통 기울기 코일들을 활성화하기 위한 기울기 제어(21) 및 검사를 모니터하고 측정 데이터의 캡처를 위한 제어(40)를 또한 포함하는 공급 장치(20)의 부분이다.
RF 장치(30)는 RF 출력(32)에서, 자기 공명을 여기하는 데 적절한 무선 주파수 펄스를 제공하는 펄스 발생기(31)를 갖는다. 보통 RF 출력(32)에서 RF 장치(30)의 펄스 발생기(31)는 RF 펄스들을 보디 코일(13)에 공급하도록 설계되기 때문에, RF 출력(32)에서 제공될 수 있는 RF 전력은 더 작은 안테나 코일들(15)을 위해 충분한 것보다 더 많고, 그래서 아래 논의되는 RF 출력(32)과 안테나 코일들(15) 사이의 분명한 미스매칭에 의해 생기는 전력 손실들은 안테나 코일들(15)에 대해 불리한 영향을 주지 않는다.
무선 주파수 펄스는 RF 활성화 매트릭스(36)를 통하고 스위치(35)를 통해서 안테나 코일들(15)로 향해진다. 스위치(35), RF 활성화 매트릭스(36) 및 예를 들어 동축 케이블(37, 38)과 같은 추가 전기 접속 요소들은 RF 장치(30)와 안테나 코일들(15) 사이에 신호 접속을 확립한다. 이 경우, 스위치(35)는 바람직한 실시예에서 여기를 위한 무선 주파수 펄스의 방출 중에 RF 출력(32)과 안테나 코일(15) 사이의 접속을 가능하게 하고, 후속 수신 페이즈 중에 약한 수신 신호의 감쇠를 최소화하기 위하여 안테나 코일(15)로부터 RF 출력을 분리하는 것을 가능하게 하기 위해 제공된다. 이 경우, 예를 들어 무선 주파수 펄스의 고진폭으로부터 RF 입력(34)을 보호하기 위하여, 무선 주파수 펄스들의 방출 중에 RF 입력(34)과 안테나 코일들(15) 사이의 신호 접속(38)이 스위치(35)에 의해 분리될 수 있는 것이 생각될 수 있다. 그러나, RF 입력(34)이 무선 주파수 펄스의 영향으로부터 다른 수단에 의해 보호되는 경우, 도 7에 도시된 바와 같이, 안테나 코일들(15)과 RF 입력(34) 사이의 신호 접속들(38)이 무선 주파수 펄스들 동안 제자리에 유지되게 하는 것도 가능하다. RF 입력(34)에 의한 무선 주파수 펄스의 감쇠는 무선 주파수 펄스의 고전력 때문에 이 경우에 무시된다. 스위치(35)는 예를 들어, 기계적으로 또는, 도 7에 도시된 바와 같이, 전자적으로 구현될 수 있다.
RF 활성화 매트릭스(36)는 복수의 안테나 코일들(15)에 무선 주파수 펄스들을 분배하는 임무를 갖는다. 이 경우, 신호는 바람직하게는 복수의 안테나 코일들(15)이 합동 방식으로(in a coordinated manner) 활성화되도록 분배되고, 그래서 전체 안테나 코일들(15)에 의해 발생된 전자기 교번 장은 최적의 여기를 보장하기 위하여, 원형 편광되거나 적어도 원형 편광된 부분을 갖는다. 이러한 목적을 위해, 예를 들어 RF 활성화 매트릭스(36)로서 버틀러(Butler) 매트릭스가 이용될 수 있다. 버틀러 매트릭스는 대칭적인 개수의 입력들 및 출력들을 갖는다. 버틀러 매트릭스는 입력에서 공급된 신호를 출력들에 분배하고, 출력에서의 신호들은 각각 서로에 대해 일정한 위상 오프셋으로 시프트된다. 이러한 식으로, 예를 들어 원형 또는 다각형의 안테나 코일들(15)의 기하학적 배열과 위상 오프셋의 적절한 선택에 의해, 결과로서 생기는 전자기 교번 장의 원하는 원형 편광이 실현될 수 있다. 이 경우, 버틀러 매트릭스의 입력들 및 출력들에서의 임피던스는 각각의 경우에 동일하다. 보통, 이것은 50 옴의 RF 기술에서 널리 이용되는 임피던스이다.
이 경우 모든 안테나 코일들(15)에 대해 함께 단지 하나의 스위치(35)를 제공하는 것이 가능하다. 그러나, 특히, 전자 버전의 스위치(35)에 의해, 도 2에 도시된 바와 같이, 각각의 안테나 코일(15)에 대해 별개로 스위치(35)의 기능을 구현하는 것도 생각할 수 있다. 이것은 그 다음에 안테나 코일들(15)의 개개의 접속점(16)에 바로 제공될 수 있다. 다수의 안테나 코일들(15)의 수신 신호들을 동시에 프로세싱할 수 있도록 하기 위하여, 복수의 수신 유닛들(33)을 제공하는 것도 생각할 수 있다.
전자기 여기를 위한 독창적인 시스템은, 스위칭 방안들을 통해, 상이한 안테나 코일들(15) 사이의 상호작용 및 그에 따른 원하지 않는 크로스토크를 줄일 수 있다. 이것은 도 3 내지 6을 참조하여 아래에서 설명될 것이다.
도 3은 독창적인 시스템에 대한 간단한 등가 회로도를 도시한다. 좌측에, 안테나 코일(15)이 커패시터 CA, 저항 RA 및 코일 LA에 의해 재현된다. 후속하는 분석을 위해, 코일의 표준화된 복합 교류 전류 저항은 LA = i*1, 저항 RA = 1 및 커패시턴스 CA = -i*1인 것으로 가정되는데, 그것은 아래 설명은 오직 우측의 소스의 값들에 대한 비율을 포함하기 때문이다. 이것들은 예를 들어, 50 옴의 통상적인 안테나 및 소스 임피던스에 대해 표준화된 값들일 수 있다. 소스는 도 3에서 전압 UQ 및 복합 소스 저항 ZQ을 갖는 전압 소스에 의해 표현된다.
안테나 코일(15)의 공진 주파수에 대하여, 표준화된 전류는 아래와 같다.
Figure 112013071343905-pat00001
zQ0 = 1 및 UQ0 = 1에 대하여, 알맞은 소스를 갖는 피드의 경우, 표준화된 전류 I0=1/2에 대해 다음이 적용된다.
소스가 무손실 변환(변환적 또는 반응적)에 의해 실현되는 더 높은 임피던스를 갖는 것도 또한 생각할 수 있고, 이로써 n은 변압비(transformation ratio)이고, UQ = n 및 ZQ = n2*ZQ0 = n2이 생성된다. 변압비 n의 함수로서 안테나 코일(15) 내의 전류는 그 다음에 아래와 같이 정의된다.
Figure 112013071343905-pat00002
안테나 코일 내의 전류는 그 결과 변압비가 올라감에 따라 내려간다. 알맞은 소스에 의한 주입을 위한 전류에 대한 비율은 이 경우 아래와 같다.
Figure 112013071343905-pat00003
도 4는 외부에서 유발된 부가적인 고장 US을 갖는 도 3의 회로를 나타낸다. 간략함을 위해, 원래 소스의 진폭 UQ은 0으로 설정되지만, 이것은 다음의 고려사항에 영향을 미치지 않는다. 전류 IS는 다음과 같이 계산된다.
Figure 112013071343905-pat00004
알맞은 소스(예시에서 50옴, ZQ=1로 특정됨)에 의한 피드에 대하여, 고장 전류는 다음과 같다.
Figure 112013071343905-pat00005
일반적으로, 고장 전류 억제 t는,
Figure 112013071343905-pat00006
인 더 높은 소스 임피던스 ZQ를 갖는 피드에 대하여 생성된다.
소스 임피던스의 변환을 통해, 인수 d에 의해 감소된 외부 커플링에 대한 안테나 코일 내의 전류의 감도가 그 결과 실현될 수 있다. 도 5는 n에 대한
Figure 112013071343905-pat00007
, d 및 d/
Figure 112013071343905-pat00008
의 의존성을 대수 계산자(logarithmic scale)로 도시한다. 고장 전류 억제는 필드 발생 전류 하강보다 소스 임피던스에 의해 상당히 강하게 올라간다. 또한, 전류의 위상 관계도 중요하다. 필드 내의 매체에 의한 그에 연관된 온도 변화들 및 기하학적 구조 변화들 또는 안테나 코일(15)에 대한 부하들을 통해서, 공진 주파수 및 위상 각이 변화한다. 그러한 경우, 이러한 변화들의 영향이 가능한 한 작은 것이 바람직하다. 도 6은 상부 도면에 x 축 상의 표준화된 주파수의 함수로서 y 축 상의 표준화된 전류
Figure 112013071343905-pat00009
의 양을 도시한다. 이 경우, 변압비 n이 증가함에 따라, 정규화된 전류의 양은 공진 주파수의 변화들에 대해 점점 더 적은 감도로 반응한다는 것을 알 수 있다.
도 6의 하부 도면에 도시되어 있는 위상 각에 대해 동일하게 적용된다. y 축에는 x 축 상의 정규화된 주파수의 함수로서 정규화된 전류
Figure 112013071343905-pat00010
의 위상이 도시되어 있다. 여기서, 변압비 n이 증가함에 따라 위상의 의존성이 감소한다는 것도 또한 알 수 있다.
도 7은 임피던스 변환 및 스위치(35)의 가능한 회로 기술 실현을 도시한다. 무선 주파수 펄스들은 RF 출력(32)으로부터 회로에 공급된다. 인덕턴스 L1 및 C1를 통해서, 공급된 무선 주파수 진동을 위해 임피던스 변환이 착수되었다. 예시적인 회로에서, 피드는 50 옴의 임피던스를 갖는 RF 출력에 대한 것이다. 인덕턴스 L1은 여기서 90 nH의 값을 갖고, 커패시턴스 C1는 22 pF의 값을 갖는다.
샘플을 여기하기 위한 무선 주파수 펄스들의 전송 중에, 무선 주파수 에너지는 그의 제2 극에 의해 접지에 접속되는, PIN 스위칭 다이오드 D1를 통해 안테나 코일의 접속점(16)에 전달된다.
무선 주파수 펄스들 사이에 안테나 코일(15)에 의해 수신된 신호가 접속점(16)을 통해 공급된다. 인덕턴스 L2 및 C2를 통해서, 수신된 신호가 수신 유닛(33)의 전치 증폭기의 RF 입력(34)에 도달하기 전에 독창적인 임피던스 변환이 일어난다. 이 경우, 도시된 통상적인 실시예에서, 커패시턴스 C2는 27 pF의 값을 갖고, 인덕턴스는 56 nH의 값을 갖는다.
그러나, 원하는 임피던스 변환을 위해, 원하는 변압비, 입력(34), 출력(32) 및 안테나 코일(15)의 임피던스들에 따라, 코일들의 디커플링의 원하는 효과를 실현하는 커패시턴스들 C1, C2 및 인덕턴스들 L1, L2의 값들의 다른 조합들을 생각할 수 있다.
회로의 수신 및 여기 모드 사이의 전환은 통상적인 실시예에서 Temex에 의해 만들어진 타입 DH80120으로 된 PIN 다이오드 D1 및 D2에 의해 착수된다. 전환은, 접지 기준 전위를 갖는 스위칭 입력(39)에 공급되어 회로 내의 추가 인덕턴스들 L3, L2을 통해 다이오드들로 분배되는 스위칭 신호의 제어하에서 이루어진다. 동일한 방식으로, 제어 신호의 저주파수 접지 기준이 추가 인덕턴스들 L4, L5을 통해 확립된다. 그것들의 임피던스를 통한 인덕턴스들 L3, L4 및 L5은 다이오드들로의 RF 신호들이 제어 전압들의 전위 또는 접지로 방향을 바꾸는 것을 방지한다. L3, L4 및 L5에 대한 통상적인 인덕턴스 값은 3uH이다. PIN 다이오드들 D1, D2은 인가된 전압의 함수로서 무선 주파수 신호들에 대해 그것들의 차단 층 커패시턴스(blocking layer capacitance) 및 그에 따른 임피던스를 변화시키고, 이로써 원하는 스위칭 효과가 실현된다.
본 발명은 바람직한 예시적인 실시예에 기초하여 상세히 예시되고 설명되었지만, 본 발명은 개시된 예시들에 의해 한정되지 않고, 본 발명의 보호 범위에서 벗어나지 않고 이 기술분야의 통상의 기술자에 의해 본 발명으로부터 다른 변형들이 얻어질 수 있다.

Claims (11)

  1. 자기 공명 단층 촬영 중의 검사 대상의 전자기 여기를 위한 시스템으로서,
    무선 주파수 신호를 여기하기 위한 RF 장치(30);
    상기 무선 주파수 신호를 방출하기 위한 복수의 안테나(15); 및
    상기 RF 장치의 출력(32)과 상기 복수의 안테나(15) 사이의 스위칭가능한 신호 접속
    을 포함하고,
    상기 안테나들(15)의 접속점들(16)에서의 상기 RF 장치의 상기 출력(32)과의 상기 스위칭가능한 신호 접속의 소스 임피던스는 상기 접속점들(16)에서의 상기 안테나들(15)의 임피던스보다 높아서, 상기 안테나들(15)은 상기 무선 주파수 신호가 존재하는 경우에 전류 소스 피드 모드(current source feed mode)로 피드되는 전자기 여기를 위한 시스템.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 안테나들(15)의 상기 접속점들(16)에서의 상기 RF 장치의 상기 출력(32)과의 상기 스위칭가능한 신호 접속의 상기 소스 임피던스는 상기 접속점들(16)에서의 상기 안테나들(15)의 상기 임피던스보다 적어도 2배 더 높은 전자기 여기를 위한 시스템.
  3. 제1항 또는 제2항에 있어서,
    상기 RF 장치(30)는 수신 신호를 프로세싱하기 위한 입력(34)을 더 포함하고, 상기 시스템은 또한 상기 RF 장치(30)의 입력(34)과 상기 복수의 안테나(15) 사이에 스위치(35) 및 다른 접속 요소(38)를 갖고, 상기 스위치(35)는 선택적으로 상기 RF 장치의 상기 출력(32)에 상기 안테나들(15)을 접속하거나 또는 상기 출력(32)으로부터 상기 안테나들(15)을 분리하도록 설계되는 전자기 여기를 위한 시스템.
  4. 제3항에 있어서,
    상기 안테나들(15)의 상기 접속점들(16)에서의 상기 RF 장치(30)의 상기 입력(34)에 대한 상기 다른 접속 요소(38)의 접속 임피던스는 상기 접속점들(16)에서의 상기 안테나 임피던스보다 높은 전자기 여기를 위한 시스템.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 안테나들(15)의 상기 접속점들(16)에서의 상기 RF 장치(30)의 상기 입력(34)에 대한 상기 다른 접속 요소(38)의 상기 접속 임피던스는 상기 접속점들(16)에서의 상기 안테나들(15)의 임피던스보다 적어도 2배 더 높은 전자기 여기를 위한 시스템.
  6. 제1항 또는 제2항에 있어서,
    상기 스위칭가능한 신호 접속은 RF 활성화 매트릭스(36)를 포함하고, 상기 RF 활성화 매트릭스(36)는 상기 RF 장치(30)의 상기 출력(32)으로부터 각각의 안테나(15)에 대한 미리 결정된 임피던스 및 개개의 미리 정의된 위상 오프셋을 갖는 상기 안테나(15)의 상기 접속점들(16)로 상기 무선 주파수 신호를 분배하도록 설계되는 전자기 여기를 위한 시스템.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 안테나들(15)의 배열 및 상기 미리 결정된 위상 오프셋은 상기 안테나들(15)이 원형 편광 전자기 교번 장(circular-polarized electromagnetic alternating field)을 발생하도록 설계되는 전자기 여기를 위한 시스템.
  8. 제1항 또는 제2항에 있어서,
    상기 안테나들(15)은 안테나 코일들(15)인 전자기 여기를 위한 시스템.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 안테나 코일들(15)의 표면들은 2개의 이웃하는 표면들의 상호작용이 최소화되도록 중첩되는 전자기 여기를 위한 시스템.
  10. 제1항 또는 제2항에 따른 시스템을 갖는 자기 공명 단층 촬영기.
  11. 제1항 또는 제2항에 있어서,
    상기 스위칭가능한 신호 접속은 스위치(35), RF 활성화 매트릭스(36) 및 적어도 하나의 추가 접속 요소(37)를 포함하는 전자기 여기를 위한 시스템.
KR1020130093332A 2012-08-07 2013-08-06 송신 중에 디커플링하기 위한 송수신 어레이들의 활성화 KR101562703B1 (ko)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102012213995.8 2012-08-07
DE102012213995.8A DE102012213995B3 (de) 2012-08-07 2012-08-07 System zur elektromagnetischen Anregung bei einer Magnetresonanz-Tomographie sowie Magnetresonanz-Tomograph

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20140019757A KR20140019757A (ko) 2014-02-17
KR101562703B1 true KR101562703B1 (ko) 2015-10-22

Family

ID=50048295

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020130093332A KR101562703B1 (ko) 2012-08-07 2013-08-06 송신 중에 디커플링하기 위한 송수신 어레이들의 활성화

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9395427B2 (ko)
KR (1) KR101562703B1 (ko)
CN (1) CN103576108B (ko)
DE (1) DE102012213995B3 (ko)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10687729B2 (en) * 2014-11-24 2020-06-23 Koninklijke Philips N.V. Apparatus and method for estimating a value of a physiological characteristic
US10802176B2 (en) 2017-02-14 2020-10-13 Baker Hughes, A Ge Company, Llc Methods and devices for magnetic resonance measurements using decoupled transmit antennas
JP2022177552A (ja) * 2021-05-18 2022-12-01 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008543406A (ja) 2005-06-14 2008-12-04 レニショウ パブリック リミテッド カンパニー 磁気共鳴画像法に使用するrfコイルアセンブリ
JP2010540039A (ja) 2007-09-24 2010-12-24 ボストン サイエンティフィック リミテッド 介入的デバイスのmri位相視覚化

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4825162A (en) 1987-12-07 1989-04-25 General Electric Company Nuclear magnetic resonance (NMR) imaging with multiple surface coils
DE9012639U1 (de) * 1989-09-18 1990-10-31 Siemens AG, 8000 München Fehlersichere Entkopplung von Sende- und Empfangsantennen bei Kernspinresonanzgeräten
EP0569091B1 (en) * 1992-05-07 1998-08-05 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance apparatus
DE19536531C2 (de) * 1995-09-29 1999-02-25 Siemens Ag Antennenanordnung für ein Magnetresonanzgerät
US7236816B2 (en) * 1996-04-25 2007-06-26 Johns Hopkins University Biopsy and sampling needle antennas for magnetic resonance imaging-guided biopsies
DE10244172A1 (de) * 2002-09-23 2004-03-11 Siemens Ag Antennenanordnung für ein Magnetresonanzgerät
DE102004046188B4 (de) * 2004-09-23 2008-01-10 Siemens Ag Antennenanordnung zum Empfang eines Magnetresonanzsignals
WO2008078239A1 (en) 2006-12-21 2008-07-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multi-element coil array for mr systems
WO2009000030A1 (en) * 2007-06-22 2008-12-31 Cmte Development Limited Scalp potential measuring method and apparatus
US7616000B2 (en) * 2007-11-15 2009-11-10 General Electric Company Ultra low output impedance RF power amplifier for parallel excitation
DE102009046492B4 (de) 2009-11-06 2012-12-06 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Modulares Mehrkanal-Spulen-Array für MRT
DE102010038722B4 (de) * 2010-07-30 2012-10-31 Bruker Biospin Ag Modulare MRI Phased Array Antenne
DE102010042633B4 (de) 2010-10-19 2013-02-28 Siemens Aktiengesellschaft Antennenschaltung für ein MRT-System
US9329248B2 (en) * 2013-07-08 2016-05-03 General Electric Company Non-cylindrical cable balun design for RF coils

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008543406A (ja) 2005-06-14 2008-12-04 レニショウ パブリック リミテッド カンパニー 磁気共鳴画像法に使用するrfコイルアセンブリ
JP2010540039A (ja) 2007-09-24 2010-12-24 ボストン サイエンティフィック リミテッド 介入的デバイスのmri位相視覚化

Also Published As

Publication number Publication date
US20140043029A1 (en) 2014-02-13
US9395427B2 (en) 2016-07-19
KR20140019757A (ko) 2014-02-17
CN103576108B (zh) 2016-04-13
DE102012213995B3 (de) 2014-06-12
CN103576108A (zh) 2014-02-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US8742759B2 (en) High-frequency coil and magnetic resonance imaging device
US6608480B1 (en) RF coil for homogeneous quadrature transmit and multiple channel receive
US9535142B2 (en) Multichannel RF volume resonator for MRI
US7042222B2 (en) Phased array knee coil
EP2073033B1 (en) A switchable birdcage coil
US9759788B2 (en) Magnetic resonance coil, device and system
US5179332A (en) NMR radio frequency coil with disable circuit
CN103513200B (zh) 磁共振设备的未连接的发射/接收线圈的自动失谐
US8742760B2 (en) Transmit coil arrangement for a magnetic resonance device and magnetic resonance device
JPH0788104A (ja) 核スピントモグラフィ装置の高周波装置
CN110168393B (zh) 低磁场强度下运行的磁共振断层成像设备和局部线圈矩阵
US8179137B2 (en) Magnetic resonance compatible multichannel stripline balun
US6927575B2 (en) Surface coil decoupling means for MRI systems
JP2013540553A (ja) Rfアンテナ及びrf送受信アンテナ装置
KR101562703B1 (ko) 송신 중에 디커플링하기 위한 송수신 어레이들의 활성화
US6870453B2 (en) MR apparatus provided with an open magnet system and a quadrature coil system
JP5611902B2 (ja) モジュールmriフェイズドアレイアンテナ
US20230078150A1 (en) Double-resonant coil, array of double-resonant coils, and use thereof
US9971001B2 (en) Volume array coil with enforced uniform element currents for improved excitation homogeneity
US11169232B2 (en) Device and method for electrically linking electronic assemblies by means of symmetrical shielded cables
US8125226B2 (en) Millipede surface coils
CN112180309A (zh) 具有分段式的天线装置的局部线圈
JP2013043015A (ja) モジュールmriフェイズドアレイアンテナ

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant
FPAY Annual fee payment

Payment date: 20180911

Year of fee payment: 4

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20190904

Year of fee payment: 5