Резонаторы на основе периодических тонкопроволочных структур для приемо-передающих устройств сверхвысокопольных магнитно-резонансных томографов тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 05.12.07, кандидат наук Хуршкайнен Анна Александровна

  • Хуршкайнен Анна Александровна
  • кандидат науккандидат наук
  • 2019, ФГАОУ ВО «Санкт-Петербургский государственный электротехнический университет «ЛЭТИ» им. В.И. Ульянова (Ленина)»
  • Специальность ВАК РФ05.12.07
  • Количество страниц 141
Хуршкайнен Анна Александровна. Резонаторы на основе периодических тонкопроволочных структур для приемо-передающих устройств сверхвысокопольных магнитно-резонансных томографов: дис. кандидат наук: 05.12.07 - Антенны, СВЧ устройства и их технологии. ФГАОУ ВО «Санкт-Петербургский государственный электротехнический университет «ЛЭТИ» им. В.И. Ульянова (Ленина)». 2019. 141 с.

Оглавление диссертации кандидат наук Хуршкайнен Анна Александровна

Введение

Глава 1. Взаимная связь и полевые характеристики элементов вибраторной решетки малого электрического размера, расположенной вблизи поглощающего объекта

1.1 Исследование взаимной связи элементов фазированной решетки вибраторного типа вблизи поглощающего объекта

1.2 Полевые характеристики элементов электрически малой вибраторной решетки вблизи поглощающего объекта: численный анализ

1.3 Полевые характеристики элементов электрически малой вибраторной решетки вблизи поглощающего объекта: экспериментальное исследование

Глава 2. Снижение взаимной связи элементов вибраторной решетки

вблизи периодической структуры с высоким импедансом

2.1 Устройство развязки вибраторной решетки на основе периодической структуры с высоким поверхностным импедансом

2.2 Экспериментальное исследование развязки элементов вибраторной решетки при помощи периодической структуры с высоким импедансом

2.3 Полевые характеристики вибраторов в присутствии периодической структуры с высоким импедансом и поглощающего объекта

Глава 3. Снижение взаимной связи элементов вибраторной решетки малого электрического размера при помощи пассивной структуры

связанных вибраторов

3.1 Развязывающая пассивная структура связанных вибраторов

3.2 Связанные колебания периодической структуры пассивных вибраторов

3.3 Аналитическое исследование развязывающих свойств системы связанных вибраторов

3.4 Развязывающие свойства периодической структуры пассивных вибраторов в присутствии поглощающего объекта: численное моделирование

3.5 Развязывающие свойства периодической структуры пассивных вибраторов в присутствии поглощающего объекта: экспериментальное исследование

Глава 4. Двухчастотные резонаторы из тонких проводников с возможностью контроля глубины проникновения поля в поглощащий

объект

4.1 Разработка двухчастотного резонатора с контролем глубины проникновения на основе двух совмещенных периодических структур из пассивных тонкопроволочных вибраторов

4.2 Исследование связанных колебаний резонаторов в форме периодической структуры тонкопроволочных вибраторов

4.3 Разработка и численное моделирование двухчастотного резонатора на основе двух пространственно совмещенных периодических струтур из тонкопроволочных вибраторов

4.4 Стендовые испытания двухчастотного резонатора на основе двух пространственно совмещенных периодических струтур из тонкопроволочных вибраторов

4.5 Обсуждение результатов численного моделирования и экспериментального исследования двухчастотного резонатора на основе двух пространственно совмещенных периодических струтур

из тонкопроволочных вибраторов

4.6 Резонатор двухчастотной приемо-передающей системы на ос-

нове двухуровневой периодической структуры из тонкопроволочных вибраторов

4.7 Численное моделирование резонатора на основе двухуровневой периодической структуры из тонкопроволочных вибраторов . 112 Глава 5. МРТ испытания двухчастотных резонансных приемопередающих систем на основе резонаторов в форме периодических структур из тонкопроволочных вибраторов

5.1 МРТ испытания резонатора на основе двух совмещенных периодических структур из пассивных тонкопроволочных вибраторов

5.2 Экспериментальное исследование двухчастотной приемопередающей системы на основе двухуровневой периодической структуры из тонкопроволочных вибраторов

Заключение

Список литературы

Введение

Рекомендованный список диссертаций по специальности «Антенны, СВЧ устройства и их технологии», 05.12.07 шифр ВАК

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Резонаторы на основе периодических тонкопроволочных структур для приемо-передающих устройств сверхвысокопольных магнитно-резонансных томографов»

Актуальность темы исследования

Различия в структуре атомных ядер, составляющих молекулы вещества определяют вариации их физических свойств и соответсвующие методы их исследования. В частности, магнитные свойства атомного ядра, определяемые количеством протонов и нейтронов, входящих в его структуру, создают условия для возникновения ядерного магнитного резонанса, который в свою очередь, позволяет изучать спектральный состав и проводить визуализацию внутренней структуры биологических объектов [1]. Собственным магнитным моментом обладают ядра с нечетным массовым числом и полуцелым спиновым квантовым числом (1Н, 13С, 19Р, 23Ка и другие), данные ядра пригодны для проведения магнитно-резонансной томографии и спектроскопии. В условиях сильного постоянного магнитного поля ядра данного типа поглощают, а затем излучают радиоволны определенной частоты. Частота поглощаемых и излучаемых радиоволн, известная также, как Ларморова частота, зависит от величины постоянного магнитного поля В0 и определена, как Д, = 7•Во, где 7 - гиромагнитная константа, величина которой зависит от типа исследуемых ядер [1].

Таким образом, для обеспечения условий возбуждения и применения ядерного магнитного резонанса, необходимым условием является источник постоянного магнитного поля. Для обеспечения В0 < 0,5 Тл применяются постоянные магниты на основе ферромагнитных материалов. Более высокие значения В0 достигаются при помощи электромагнитов. Наиболее распространенные в клинической практике аппараты МРТ 1,5 Тл также имеют в своем составе сверхпроводящий электромагнит, представляющий собой соленоид или катушку Гельмгольца, создающие равномерное постоянное магнитное поле во внутреннем объеме [2].

Для передачи возбуждающих ядра атомов РЧ импульсов и приема МР

сигнала, на основе которого строится изображение/спектр, используются антенны, исторически называемые в русскоязычной литературе РЧ катушками [1,3,4]. Данное обозначение обусловлено тем, что первыми антеннами, используемыми в МРТ, были соленоиды. Так, в статье Блоха, Хансена и Пакарда 1946 года [5] две независимые катушки (pick-up coil), были использованы для возбуждения и детектирования сигнала (а также визуализации при помощи осциллографа) магнитного резонанса ядер атомов водорода, содержащихся в небольшой трубке с водой.

На заре исследований при помощи ядерного магнитного резонанса, данная методика использовалась в химических лабораториях для исследования спектрального состава различных соединений [6-8]. Преобразование Фурье МР сигнала, полученного от образца, позволяет изучать спектральный состав веществ, содержащихся в образце путем оценки резонансных пиков, сформированных исследуемым атомным ядром [9,10]. Спектр может содержать как один пик, например, в случае атомов водорода в составе воды, так и несколько пиков, в случае наличия в составе молекулы нескольких ядер водорода, что обусловлено химическим сдвигом ввиду экранирования внешнего магнитного поля электронной оболочкой атомов. Таким образом, в области расположения ядра локальное магнитное поле отличается от В0 и Ларморова частота прецессии для ядер в различном окружении различается, приводя к расщеплению спектральных линий [4].

Дальнейшее развитие методов использования явления ЯМР привело к созданию технологии магнитно-резонансной томографии, где создаются пространственные карты Фурье-образа МР сигналов, полученных от областей небольшого объема (вокселов). Впервые методика МРТ была описана в 1973 году Полом Лотербуром в его публикации "Создание изображения с помощью индуцированного локального взаимодействия; примеры на основе магнитного резонанса" [11]. В данной статье была показана возможность создания пространственной карты среза образца (в статье она называлась

РЧ

катушки

Градиентные катушки

Рисунок 1 — Устройство и основные функциональные компоненты клинического

аппарата МРТ [12]

цойгматограммой) за счет приложенных градиентов постоянного магнитного поля (700 Гц • см-1) на частоте 60 МГц. Данное исследование легло в основу технологии, используемой во всех современных аппаратах МРТ: градиент магнитного поля в трех ортогональных направлениях создает пространственное разрешение изображений ввиду создания соответствующего градиента Ларморовых частот, позволяющего локализовать источник сигнала по его спектру. Градиент магнитного поля создается так называемыми градиентными катушками с током (0-3 кГц), помещаемыми коаксиально основному магниту в его внутренней области. Расположение градиентной системы в структуре клинического аппарата МРТ показано на рисунке 1.

С развитием технологии производства сверхпроводящих магнитов по-

являются возможности для создания аппаратов МРТ с величиной магнитного поля много больше 1,5 Тл [13]. Данная тенденция положительно сказывается на качестве проводимых исследований, а именно, на отношении сигнал-шум (ОСШ) получаемых изображений. Фундаментальное ограничение относительно максимально достижимого ОСШ связано с тепловыми шумами, которые, наряду с полезным МР сигналом, поступают на вход приемных антенн (РЧ катушек) [14,15]. Амплитуда МР сигнала, при этом, зависит, в том числе, от величины приложенного постоянного магнитного поля: чем выше данная величина, тем выше разница населенностей энергетических уровней, тем выше макроскопическая намагниченность и, как следствие, интенсивность сигнала ЯМР [1]. Таким образом, чем выше В0, тем более высокое значение ОСШ может быть достигнуто при неизменном времени сканирования, либо могут быть получены одинаковые значения ОСШ при уменьшении времени проведения процедуры. Так, сравнительный анализ изображений, полученных в аппаратах МРТ 3 и 7 Тл показал 2,4-кратную разницу в ОСШ при сопоставимом времени сканирования (3 и 3,5 минуты соответственно) и схожей конфигурации антенной системы (4-х канальные приемо-передающие фазированные решетки) [16].

При увеличении величины постоянного магнитного поля также происходит увеличение рабочих частот: 64 МГц составляет Ларморова частота водорода в поле 1,5 Тл и 300 МГц в поле 7 Тл, соответственно. Таким образом, конструкция приемных и передающих катушек также претерпевает изменения. Это связано, в первую очередь, с характером распространения радиоволн в теле человека на разных частотах. Усредненная по объему относительная диэлектрическая проницаемость тела человека близка к 40. Таким образом, на частоте 64 МГц длина волны в теле человека составляет 80 см, что в среднем превышает поперечные размеры тела человека. С учетом этого, антенны (РЧ катушки) в клинических аппаратах МРТ 1,5 Тл работают в квазистатическом режиме, то есть создают в области сканирова-

ния ближнее электромагнитное поле [17,18]. При этом, в режиме передачи используются объемные резонаторы, так называемые катушки типа "птичья клетка представляющие собой цилиндрическую конструкцию, включающую периодическую замедляющую линию передачи, замкнутую саму на себя [19,20]. В данном резонаторе при помощи двух точек питания, расположенных под углом 90 градусов, возбуждаемых в квадратуре, фомируется фундаментальное собственное колебание, создающее равномерное переменное магнитное поле во внутреннем объеме резонатора. Данная передающая катушка скрыта за пластиковым корпусом аппарата МРТ и располагается коаксиально системе градиентных катушек (рисунок 1). С целью изоляции градиентных и РЧ катушек между ними располагается металлический сетчатый экран.

В режиме приема в клиническом томографе применяются преимущественно антенны рамочного типа, в качестве элементов многоэлементных антенных решеток, расположенных непосредственно на поверхности исследуемого объекта (локальные катушки) [12,21-23]. В режиме передачи объемный резонатор, размеры которого сравнимы с размерами тела человека, обеспечивает равномерное возбуждение ядер атомов во всем объеме тела человека. Использовать на прием, однако, данный резонатор нельзя, т.к. помимо полезного ЯМР сигнала, резонатор принимает тепловые шумы из всего объема тела человека. Таким образом, ОСШ такой катушки недостаточно для проведения качественной диагностики. Локальные катушки, напротив, визуализируя нужную область, принимают только локальные шумы ввиду ограниченной диаграммы ближнего поля. Схема приемного и передающего трактов клинического аппарата МРТ приведены на рисунке 2 А и Б соответственно.

В настоящее время клиническая диагностика проводится с использованием аппаратов МРТ, величина магнитного поля которых не превышает 3 Тл. Тем не менее, активное развитий технологий сверхвысокопольной МРТ

(В0 > 7 Тл) привело к созданию первых клинических аппаратов МРТ 7 Тл (Siemens MAGNETOM Terra) [24] при том, что для лабораторных исследований человека аппараты МРТ 7 Тл используются относительно давно: первый из них (Philips Achieva) был установлен в 2005 году в исследовательском центре имени П. Мэнсфилда (Ноттингем, Великобритания) [25].

С увеличением частоты (от 64 МГц для клинических томографов до 300 МГц в аппаратах сверхвысокопольной МРТ), также повышается уровень поглощенной мощности, связанной, прежде всего с нагревом тканей, что порождает необходимость тщательного контроля величины удельного коэффициента поглощения (УКП) [26]. Кроме того, укорочение длины волны в тканях приводит к возникновению волновых эффектов, следствием которых является формирование неоднородностей РЧ поля в пределах исследуемого объекта. Данные неоднородности провоцируют возникновение артефактов изображения и ограничивают качество проводимых исследований: в пределах МР изображения возникают затемненные области с низким ОСШ, визуализация тканей в которых невозможна [27,28].

Для устранения неоднородностей РЧ магнитного поля, специфичных для сверхвысокопольной МРТ, возникла необходимость разработки специализированных типов катушек, использующих, в частности, подходы, применяемые в технологии фазированных антенных решеток [29-34]. Так, одиночные катушки объединяются в передающие решетки, расположенные в непосредственной близости от тела человека [35]. Каждый элемент решетки формирует уникальное распределение РЧ магнитного поля в пределах ограниченной области внутри объекта сканирования, размеры которой сопоставимы с размерами самого антенного элемента. Тем самым, регулировкой размера элементов, а также их количества в составе решетки, осуществляется равномерное покрытие РЧ магнитным полем всего исследуемого объекта или некоторой ограниченной области интереса, при условии задания определенного амплитудно-фазового распределения сигналов на входе эле-

ментов решетки [27,36]. Выбор элемента антенной решетки обусловлен спецификой конкретного вида медицинского исследования или диагностики, например, требуемой шириной поля зрения катушки (области, в котором катушка создает равномерное магнитное поле) и глубиной проникновения РЧ магнитного поля в исследуемый объект.

Классическими элементами приемных/передающих элементов антенных решеток в МРТ являются антенны рамочного типа [21,37-40]. В течение последнего десятилетия в сверхвысокопольной МРТ находят применение также антенны вибраторного типа [41,42], микрополосковые [43-45] и другие. При фиксированном размере элемента решетки глубина проникновения поля вглубь объекта исследования, для используемых на сегодняшний день типов элементов, является постоянной. Таким образом, для требуемого размера поля зрения антенного элемента отсутствует возможность регулировки глубины проникновения радиочастотного поля. Необходимость регулировки глубины проникновения поля обусловлена разной глубиной расположения тканей различных типов в организме человека. Так, при исследовании приповерхностных тканей необходимо обеспечение высокой амплитуды магнитного поля в приповерхностной области. При этом, исследование тканей или органов, локализованных во внутренних областях человеческого организма, требуют использования резонаторов с высокой глубиной проникновения магнитного поля. Таким образом выбор элемента антенных решеток обусловлен спецификой конкретной медицинской задачи, в том числе, необходимостью обесчечения требуемой глубины проникновения поля. Далее приводятся методы решения этой задачи, известные в литературе.

Существуют работы, в которых колебания высших типов объемной катушки на основе резонатора типа «птичья клетка» [19], имеющие разную глубину проникновения РЧ поля в исследуемый объект, применяются для увеличения скорости получения изображения [46]. В данных работах много-модовый характер функционирования резонатора применяется для детек-

✓Л

А

Приемная РЧ катушка

I : -------,

ГПереклю-

I Предусилитель

| чатель | v '

Б

Аналоговый сигнал

Цифровой сигнал

В

¿Ж

Приемо-перадающая РЧ катушка

Л

I—!

j Приемный усилитель + смеситель

АЦП

Предусилитель

Приемный усилитель + смеситель Г

jДуплексер

___I

Генератор РЧ импульсов + усилитель

)

)

Ш аз

0 о\

TJ

01 от

о т

=i тз ш го ь

fD X

АЦП

ЦАП

Рисунок 2 — А - схема приемного тракта клинического аппарата МРТ; Б - схема передающего тракта клинического аппарата МРТ; В - схема приемо-передающего тракта сверхвысокопольного аппарата МРТ [12]

тирования большого количества пространственных гармоник МР сигнала. Однако данная методика не получила широкого практического применения ввиду сложности вырождения колебаний различных типов в составе одного резонатора.

Помимо возможностей по формированию поля отдельными резонаторами, актуальным направлением исследований является разработка нательных фазированных решеток со сниженным взаимным влиянием элементов [47-52]. В частности, речь идет об актуальности снижения взяимного влияния вибраторных элементов нательных фазированных решеток.

Вибраторные антенны, широко используемые в различных телекоммуникационных системах, не так давно нашли применение в технологии

МРТ [41]. Элементы выбраторного типа фазированных решеток в технологии МРТ наилучшим образом подходят для исследования областей, находящихся в центральной области человеческого организма [42]. На рисунке 3 показана фазированная решетка вибраторного типа, состоящая из восьми приемо-передающих элементов, расположенных на окружности поглощающего объекта (тела человека). Схема приемо-передающего тракта, соответ-свующего данному типу фазированных решеток, используемых в сверхвы-сокопольной МРТ, приведена на рисунке 2В. Расстояние между элементами решетки составляет порядка 1/10 длины волны, таким образом данная решетка является электрически малой. Данное свойство характеризует все фазированные решетки, используемые в сверхвысокопольной МРТ.

Ввиду малого межэлементного расстояния фазированных решеток критическим фактором при проектировании является коэффициент взаимной связи. Для исследования заданных областей в пределах человеческого организма необходима возможность индивидуальной подстройки амплитуды и фазы на входе каждого канала фазированной решетки с целью формирования равномерного распределения магнитного поля в заданной области. Ввиду индивидуальных особенностей внутренней структруры тела человека диаграмма ближнего поля элементов вибраторной решетки различна для разных объектов исследования. Таким образом, для независимой регулировки амплитуды и фазы на входе каждого канала фазированной решетки, необходимо обеспечение низкого коэффициента связи между элементами решетки. Максимальным допустимым уровнем коэффицинта связи в передающих фазированных решетках СВП МРТ принятно считать уровень в -10 дБ, в этом случае лишь 10 % мощности на входе активного элемента рассеивается в соседнем антенном канале.

В настоящее время количество элементов фазированных решеток в сверхвысокопольной томографии достигает 16 (что соответствует расстоянию между соседними элементами, равному 1/20 длины волны в свободном

Приемо-передающие элементы вибраторной решетки

В ш

Тело человека

Рисунок 3 — Структура фазированной решетки вибраторного типа, расположенной

вблизи поглощающего объекта

пространстве. При этом в научной и технической литературе отсутствуют сведения о наличии методов развязки элементов МРТ фазированных решеток вибраторного типа.

Таким образом анализ научно-технической литературы позволяет выявить два наиболее актуальных направления исследований в области разработки резонаторов для сверхвысокопольной МРТ: развязка фазированных решеток и разработка резонаторов с возможностью контроля глубины проникновения поля при заданной ширине поля зрения. Новые технические решения в данных направлениях позволят упростить использование методов СВП МРТ в клинической практике, поэтому их разработка представляет как научный, так и практический интересс. Научная значимость данных направлений определяется тем, что решение задачи развязки вибраторных элементов в присутствии поглощающего объекта (тела человека) позволит выявить на теоретическом уровне соответствующие механизмы электромагнитной связи и изучить соотношения между развязывающим эффектом пассивной структуры и ее влиянием на ближние поля вибраторов (в том числе, внутри поглощающего объекта). Также представляют значительный научный интерес зависимости распределения ближнего поля (в частности, глубины проникновения поля в поглощающий объект) от пространственного распределения токов в резонаторе. Выбранная тема исследования включает

в два себя вышеуказанных направления.

Степень разработанности темы исследования

Вначале охарактеризуем степень разработанности выбранной темы исследования в части методов развязки элементов фазированных решеток для СВП МРТ. Практически для всех типов элементов магнитно-резонансных (МР) фазированных решеток преобладает индуктивная взаимная связь [21]. Тем не менее, емкостная и резистивная (в связи с индуцированием соседними элементами токов проводимости в объеме поглощающего объекта с комплексной диэлектрической проницаемостью) также вносят вклад в коэффициент передачи между соседними каналами, который может быть скомпенсирован [49]. Стоит отметить также, что наибольшую значимость имеет развязка антенных элементов в режиме передачи, так как в режиме приема развязка, как правило, обеспечивается передаточными свойствами преду-силителя, имеющего низкий входной импеданс [21]. Тем не менее, в связи с активным использованием методики параллельного приема сигнала множеством различных каналов [46] для увеличения скорости получения изображения, развязка в режиме приема является важным условием для возможности контроля за картами чувствительности приемных элементов и формирования пространственных гармоник высокого порядка [53].

Индуктивная связь наиболее распространенных в МРТ с уровнем поля ниже 7 Тл приемо-передающих решеток - рамочных антенн - может быть скомпенсирована путем взаимного перекрытия соседних антенных элементов [21]. Взаимная связь, при этом, однако, не может быть скомпенсирована полностью в присутствии поглощающего объекта, так как увеличивается резистивная связь элементов. Также распространена методика включения развязывающих элементов (как емкостных, так и индуктивных), электрически связывающих соседние антенные элементы [54]. С целью реализации развязывающей схемы не только ближайших соседних, но и всех элементов антенной решетки, были предложены лестничные схемы, состоящие из N

конденсаторов, приходящихся на одно звено цепи, обеспечивающие развязку решеток, состоящих из 2•N + 1 элементов [55]. При помощи данной методики развязка соседних элементов достигает уровня - 20 дБ, однако, только -10 дБ для несоседних. Недостатком данной методики является необходимость использования большого числа реактивных элементов для решеток с большим количеством каналов (до 64-х), которое приводит к увеличению диссипативных потерь в катушке.

Емкостным способом может быть реализована развязка не только катушек поверхностного типа, но и объемных катушек типа "птичья клет-ка"(от англ. - "birdcage") [56]. Существуют задачи, в которых оптимальной конфигурацией приемо-передающей системы является массив двух катушек типа «birdcage», расположенных таким образом, что их оси совпадают, а оконечные кольца (end rings) расположены в непосредственной близости друг от друга, формируя существенную взаимную индукцию. Методика развязки данной системы заключается в конструировании общего оконечного кольца двух катушек и включения в разрывы по периметру кольца развязывающих емкостей. Величина расщепления спектральных линий двух связанных катушек позволяет рассчитать величину емкости развязывающих конденсаторов.

Также известным в литературе способом снижения взаимной связи элементов фазированных решеток МРТ является введение во входной тракт антенн многоплечевой цепи развязки-согласования [57]. Данная методика заимствована из теории фазированных антенных решеток. Путем создания аналитической модели, описывающей связь между эквивалентными схемами изолированных и связанных антенных элементов, выводится система п\п + 1)/2 линейных уравнений, решение которой позволяет синтезировать схему 2п-полюсника, которая может быть использована для развязки n-канальной фазированной решетки РЧ катушек. Было показано, что развязка соседних элементов фазированной решетки может достигать уровня

- 51 дБ, по сравнению с - 6 дБ без использования многоплечевой цепи.

Часть известных методов развязки связана с введением дополнительных активных цепей в линию передачи усилитель/приемник - катушка. К данному типу методов относятся, в частности т. н. отрицательная декартова обратная связь (cartesian feedback) [58]. Метод декартовой обратной связи предполагает измерение значения комплексной амплитуды тока, генерируемого в фидерном тракте в режиме передачи. Комплексная амплитуда тока сопоставляется с опорными значениями, соответствующими случаю отсутствия реактивной связи между элементами фазированной решетки РЧ катушек. Разница значений компенсируется благодаря наличию отрицательной обратной связи.

В [50] предложен изящный способ развязки приемо-передающих рамочных элементов решеток для СВП МРТ, который заключается в использовании так называемых саморазвязанных РЧ катушек. В разрыв проводника квадратной рамочной катушки, в точке, противоположной ее точке питания, включается реактивная нагрузка, реализующая высокое значение реактивного сопротивления, которая реазлизует специально подобранноую форму распределения тока вдоль рамки. Таким образом, между двумя соседними рамками возникает как электрическая так и индуктивная взаимная связь, которые, при условии равенства амплитуды и противоположности знака компенсируют друг друга. В данной работе было показано, что развязка соседних элементов рамочного типа фазированной решетки достигает уровня - 29 дБ при помощи предложенной методики.

Перспективным направлением является разработка пассивных устройств для развязки антенных элементов, которые не требуют внесения изменения в конструкцию антенного элемента. Так, в [51] предложен способ развязки решеток для СВП МРТ, состоящих их рамочных антенн для головы при помощи пассивной резонансной рамки, расположенной между ними (уровень развязки, при этом, достигает уровня - 27 дБ). Пассивные

элементы резонансных размеров, однако, приводят к искажению распределения магнитного поля, индуцированного антенными элементами внутри сканируемого объекта, ввиду его деструктивной интерференции с паразитным магнитным полем, рассеянным пассивной структурой. Для решения данной проблемы предложено несколько реализаций пассивных развязывающих структур, состоящих из массивов миниатюризированных пассивных резонаторов, позволяющих осуществить эффективную развязку антенн без существенного искажения распределения магнитного поля активных антенн [52, 59, 60]. Следуеет отметить, что вышеупомянутые решения применимы лишь для антенных элементов рамочного и микрополоскового типа.

При большом количестве ранее предложенных подходов к развязке рамочных элементов фазированных решеток для МРТ, проблеме развязки вибраторных элементов в литературе не было уделено должного внимания. Так, взаимная связь вибраторных антенн может быть скомпенсирована расположением пассивного резонатора вибраторного типа с реактивной нагрузкой, включенной в зазор в центре резонатора, между соседними активными элементами решетки [61]. Данный метод был предложен для применения в антенных решетках, работающих в отсутствии поглощающего объекта. Эффективная развязка вибраторов, однако, сопровождается деструктивной интерференцией магнитного поля в исследуемом объеме образца ввиду того, что ток в пассивном вибраторе практически равен по амплитуде току активного диполя, но близок к противоположному по фазе. Данный интерференционный эффект приводит к возникновению минимумов магнитного поля в исследуемой области поглощающего объекта, что, в свою очередь, приводит к возникновению затемненных областей в МРТ изображении.

Проведенный обзор научно-технической литературы показывает, что большинство методов развязки, применимых в МРТ/МРС, разработаны лишь для рамочных элементов фазированных решеток РЧ катушек. Для

Похожие диссертационные работы по специальности «Антенны, СВЧ устройства и их технологии», 05.12.07 шифр ВАК

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Хуршкайнен Анна Александровна, 2019 год

Литература

1. Ринк ПА. Магнитный резонанс в медицине: Пер. с англ. — 1993.

2. Functional magnetic resonance imaging / Scott A Huettel, Allen W Song, Gregory McCarthy et al. — Sinauer Associates Sunderland, MA, 2004. — Vol. 1.

3. Магнитно-резонансная томография (руководство для врачей) / Тру-фанов Г. Е., Фокин В. А., Багненко С. С. et al. // СПб.: Фолиант.— 2007. — P. 661.

4. Г.Е. Труфанов, Л.А. Тютин. Магнитно-резонансная спектроскопия. — СПб.: ЭЛБИ-СПб, 2008. — P. 11-17.

5. Bloch F., Hansen W. W., Packard Martin. Nuclear Induction // Physical Review. — 1946. — Vol. 69. — P. 127-127.

6. Сильверстейн Роберт, Вебстер Фрэнсис, Кимл Дэвид. Спектрометрическая идентификация органических соединений. — БИНОМ. Лаб. знаний, 2011.

7. Казицына Лидия Александровна, Куплетская Наталья Борисовна. Применение УФ-, ИК-, ЯМР-и масс-спектроскопии в органической химии: Учебное пособие. — Высшая школа, 1971.

8. Jackman Lloyd Miles, Sternhell Sever. Application of Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy in Organic Chemistry: International Series in Organic Chemistry. — Elsevier, 2013.

9. Kumar Anil, Welti Dieter, Ernst Richard R. NMR Fourier zeugmatography // Journal of Magnetic Resonance (1969).— 1975.— Vol. 18, no. 1. —P. 69-83.

10. Farrar Thomas C, Becker Edwin D. Pulse and Fourier transform NMR: introduction to theory and methods. — Elsevier, 2012.

11. Lauterbur Paul C et al. Image formation by induced local interactions: examples employing nuclear magnetic resonance. — 1973.

12. RF coils: A practical guide for nonphysicists / Bernhard Gruber, Martijn Froeling, Tim Leiner, Dennis WJ Klomp // Journal of Magnetic Resonance Imaging. — 2018. — Vol. 48, no. 3. — P. 590-604.

13. Ultrahigh field magnetic resonance imaging and spectroscopy / K Ugurbil, Gregor Adriany, Peter Andersen et al. // Magnetic resonance imaging. — 2003. —Vol. 21, no. ARTICLE. — P. 1263-1281.

14. Macovski Albert. Noise in MRI // Magnetic Resonance in Medicine.— 1996. — Vol. 36, no. 3. — P. 494-497.

15. Signal, noise, and contrast in nuclear magnetic resonance (NMR) imaging / WA Edelstein, Paul A Bottomley, HR Hart, LS Smith //J Comput Assist Tomogr. — 1983. — Vol. 7, no. 3. — P. 391-401.

16. Diffusion-weighted imaging of breast tumours at 3 Tesla and 7 Tesla: a comparison / S. Gruber, L. Minarikova, K. Pinker et al. // European Radiology. — 2016. — May. — Vol. 26, no. 5. — P. 1466-1473.

17. Ultimate signal-to-noise-ratio of surface and body antennas for magnetic resonance imaging / Wilfried Schnell, Wolfgang Renz, Markus Vester, Helmut Ermert // IEEE Transactions on Antennas and Propagation. — 2000. — Vol. 48, no. 3. — P. 418-428.

18. Wen Han, Chesnick Andrew S, Balaban Robert S. The design and test of a new volume coil for high field imaging // Magnetic resonance in medicine. — 1994. — Vol. 32, no. 4. — P. 492-498.

19. An efficient, highly homogeneous radiofrequency coil for whole-body NMR imaging at 1.5 T / C. E. Hayes, W. A. Edelstein, J. F. Schenck et al. // Journal of Magnetic Resonance. — 1985. — Vol. 63, no. 3. — P. 622-628.

20. Tropp J. The theory of the bird-cage resonator // Journal of Magnetic Resonance. — 1989. — Vol. 82, no. 1. — P. 51-62.

21. The NMR phased array / P. B. Roemer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes et al. // Magnetic Resonance in Medicine.— 1990.— Vol. 16, no. 2.— P. 192-225.

22. Hayes Cecil E, Axel Leon. Noise performance of surface coils for magnetic resonance imaging at 1.5 T // Medical Physics. — 1985. — Vol. 12, no. 5. — P. 604-607.

23. Kumar Ananda, Bottomley Paul A. Optimized quadrature surface coil designs // Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. — 2008. — Vol. 21, no. 1-2. — P. 41.

24. Siemens Healthineers. With 7 Tesla scanner Magnetom Terra, Siemens Healthineers introduces new clinical field strength in MR imaging. — URL: https://www.siemens.com/press/pool/de/pressemitteilungen/2017/healthineers/PR20170803

25. Sir Peter Mansfield Imaging Centre. Philips 7 Tesla Achieva. — URL:

https://www.nottingham.ac.uk/research/groups/spmic/facilities/7-tesla-philips-achieva-mri-scanner.aspx.

26. van Osch Matthias J. P., Webb Andrew G. Safety of Ultra-High Field MRI: What are the Specific Risks? // Current Radiology Reports. — 2014. — Jul. —Vol. 2, no. 8.—P. 61.

27. Webb Andrew G, Collins Christopher M. Parallel transmit and receive technology in high-field magnetic resonance neuroimaging // International Journal of Imaging Systems and Technology. — 2010.— Vol. 20, no. 1.— P. 2-13.

28. Balchandani P, Naidich TP. Ultra-high-field MR neuroimaging // American Journal of Neuroradiology. — 2015. — Vol. 36, no. 7. — P. 12041215.

29. Сазонов ДМ. Антенны и устройства СВЧ: Учебник для радиотехнических специальностей вузов // М.: Высшая школа. — 1988.

30. Хансен РК. Сканирующие антенные системы СВЧ // М.: Сов. радио. — 1966.

31. Антенны и устройства СВЧ. Проектирование фазированных антенных решеток / Валерий Конин, Дмитрий Иванович Воскресенский, Владимир Сергеевич Филипппов et al. — Москва"Радио и связь 1994.

32. Зелкин Ефим Григорьевич, Соколов Владимир Георгиевич. Методы синтеза антенн: Фазированные антенные решетки и антенны с непрерывным раскрывом. — 1980.

33. Драбкин АЛ, Зузенко ВЛ, Кислов АГ. Антенно-фидерные устройства. 2-е изд., доп. и перераб.— 1974.

34. Вендик Орест Генрихович. Антенны с немеханическим движением луча: Введение в теорию. — Советское радио, 1965.

35. Zhu Yudong. Parallel excitation with an array of transmit coils // Magnetic Resonance in Medicine: An Official Journal of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. — 2004.— Vol. 51, no. 4.— P. 775-784.

36. Katscher U., Bornert P. Parallel RF transmission in MRI // NMR in Biomedicine. — 2006. — Vol. 19, no. 3. — P. 393-400.

37. Ohliger Michael A, Sodickson Daniel K. An introduction to coil array design for parallel MRI // NMR in Biomedicine: An International Journal Devoted to the Development and Application of Magnetic Resonance In vivo. — 2006. — Vol. 19, no. 3. — P. 300-315.

38. Modular 32-channel transceiver coil array for cardiac MRI at 7.0 T / Andreas Graessl, Wolfgang Renz, Fabian Hezel et al. // Magnetic resonance in medicine. — 2014. — Vol. 72, no. 1. — P. 276-290.

39. Double-row 18-loop transceive-32-loop receive tight-fit array provides for whole-brain coverage, high transmit performance, and SNR improvement near the brain center at 9.4 T / Nikolai I Avdievich, Ioannis-Angelos Giapitzakis, Jonas Bause et al. // Magnetic resonance in medicine. — 2019. — Vol. 81, no. 5. — P. 3392-3405.

40. Avdievich Nikolai I. Transceiver-phased arrays for human brain studies at 7 T // Applied magnetic resonance. — 2011. — Vol. 41, no. 2-4. — P. 483506.

41. Design of a radiative surface coil array element at 7 T: The single-side adapted dipole antenna / A. J. E. Raaijmakers, O. Ipek, D. W. J. Klomp et al. // Magnetic Resonance in Medicine.— 2011.— Vol. 66, no. 5.— P. 1488-1497.

42. The fractionated dipole antenna: A new antenna for body imaging at 7 Tesla / A. J. E. Raaijmakers, M. Italiaander, I. J. Voogt et al. // Magnetic Resonance in Medicine. — 2016. — Vol. 75, no. 3. — P. 1366-1374.

43. Zhang X., Ugurbil K., Chen W. Microstrip RF surface coil design for extremely high-field MRI and spectroscopy // Magnetic Resonance in Medicine. — 2001. — Vol. 46, no. 3. — P. 443-450.

44. Bogdanov Gene. Microstrip coil designs for MRI devices. — 2011. — 20. — US Patent 8,022,705.

45. Transmit and receive transmission line arrays for 7 Tesla parallel imaging / Gregor Adriany, Pierre-Francois Van de Moortele, Florian Wiesinger et al. // Magnetic Resonance in Medicine: An Official Journal of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. — 2005. — Vol. 53, no. 2. — P. 434-445.

46. T1 measurements incorporating flip angle calibration and correction in vivo / J. Wang, M. Qiu, H. Kim, R. T. Constable // Journal of Magnetic Resonance. — 2006. — Vol. 182, no. 2. — P. 283-292.

47. Decoupling of a double-row 16-element tight-fit transceiver phased array for human whole-brain imaging at 9.4 T / Nikolai I Avdievich, Ioannis A Giapitzakis, Andreas Pfrommer et al. // NMR in Biomedicine. — 2018. — Vol. 31, no. 9. — P. e3964.

48. An eight-channel, nonoverlapping phased array coil with capacitive decoupling for parallel MRI at 3 T / Cornelius Von Morze, James Tropp, Suchandrima Banerjee et al. // Concepts in Magnetic Resonance Part B: Magnetic Resonance Engineering: An Educational Journal. — 2007. — Vol. 31, no. 1. —P. 37-43.

49. Avdievich N. I., Pan J. W., Hetherington H. P. Resonant inductive decoupling (RID) for transceiver arrays to compensate for both reactive and resistive components of the mutual impedance // NMR in Biomedicine.—2013. —Vol. 26, no. 11.— P. 1547-1554.

50. Yan X., Gore J. C., Grissom W. A. Self-decoupled radiofrequency coils for magnetic resonance imaging // Nature communications. — 2018. — Vol. 9, no. 1. — P. 3481.

51. 7T transmit/receive arrays using ICE decoupling for human head MR imaging / X. Yan, X. Zhang, B. Feng et al. // IEEE Transactions on Medical Imaging. — 2014. — Vol. 33, no. 9. — P. 1781-1787.

52. MRI RF array decoupling method with magnetic wall distributed filters / I. R. Connell, K. M. Gilbert, M. A. Abou-Khousa, R. S. Menon // IEEE Transactions on Medical Imaging. — 2014. — Vol. 34, no. 4. — P. 825-835.

53. Wang Y. Description of parallel imaging in MRI using multiple coils // Magnetic Resonance in Medicine. — 2000. — Vol. 44, no. 3. — P. 495-499.

54. Lian J., Roemer P. B. MRI RF coil. — 1995. — US Patent 5804969A.

55. Jevtic J. Ladder networks for capacitive decoupling in phased-array coils // Proceedings of the 9th Annual Meeting of ISMRM, Glasgow, Scotland. — Vol. 17. — 2001.

56. N-dimensional orthogonality of volume coil arrays / G. R. Duensing, U. Gotshal, S. King, F. Huang // Proc. 10th Annual Meeting of the ISMRM, Honolulu, HI, USA. — Vol. 771. — 2002.

57. Lee R. F., Giaquinto R. O., Hardy C. J. Coupling and decoupling theory and its application to the MRI phased array // Magnetic Resonance in Medicine. — 2002. — Vol. 48, no. 1. — P. 203-213.

58. The NMR multi-transmit phased array: a Cartesian feedback approach / D. I. Hoult, G. Kolansky, D. Kripiakevich, S. B. King // Journal of Magnetic Resonance. — 2004. — Vol. 171, no. 1. — P. 64-70.

59. Stacked magnetic resonators for MRI RF coils decoupling / E. Georget, M. Luong, A. Vignaud et al. // Journal of Magnetic Resonance. — 2017. — Vol. 275. — P. 11-18.

60. Design of a parallel transmit head coil at 7T with magnetic wall distributed filters / I. R. Connell, R. O. Ian, K. M. Gilbert et al. // IEEE Transactions on Medical Imaging. — 2014. — Vol. 34, no. 4. — P. 836-845.

61. Lau B. K., Andersen J. B. Simple and efficient decoupling of compact arrays with parasitic scatterers // IEEE Transactions on Antennas and Propagation. — 2011. — Vol. 60, no. 2. — P. 464-472.

62. Element decoupling of 7 T dipole body arrays by EBG metasurface structures: Experimental verification / Anna A Hurshkainen, Tatyana A Derzhavskaya, Stanislav B Glybovski et al. // Journal of Magnetic Resonance. — 2016. — Vol. 269. — P. 87-96.

63. A novel metamaterial-inspired RF-coil for preclinical dual-nuclei MRI / Anna Hurshkainen, Anton Nikulin, Elodie Georget et al. // Scientific reports. — 2018. — Vol. 8, no. 1. — P. 9190.

64. Small-animal, whole-body imaging with metamaterial-inspired RF coil / Mikhail Zubkov, Anna A Hurshkainen, Ekaterina A Brui et al. // NMR in Biomedicine. — 2018. — Vol. 31, no. 8. — P. e3952.

65. Passive electromagnetic decoupling in an active metasurface of dipoles / MSM Mollaei, A Hurshkainen, S Kurdjumov et al. // Photonics and Nanostructures-Fundamentals and Applications.— 2018.— Vol. 32.— P. 53-61.

66. A Quantitative Study of a New RF-coil for 7 Tesla Small-Animal Imaging / Anna Hurshkainen, Anton Nikulin, Irina Melchakova et al. // 2018 IEEE International Symposium on Antennas and Propagation & USNC/URSI National Radio Science Meeting / IEEE. — 2018. — P. 1131-1132.

67. Decoupling of antennas with wire metasurface structures: MRI applications / Anna A Hurshkainen, Stanislav B Glybovski,

Irina V Melchakova et al. // 2016 Days on Diffraction (DD) / IEEE.— 2016. — P. 193-197.

68. A metamaterial-inspired MR antenna independently tunable at two frequencies / A Hurshkainen, A Nikulin, S Glybovski et al. // 2017 11th International Congress on Engineered Materials Platforms for Novel Wave Phenomena (Metamaterials) / IEEE. — 2017. — P. 115-117.

69. Hybridized eigenmodes of periodic wire arrays and their application in radiofrequency coils for preclinical MRI / A Hurshkainen, A Nikulin, S Glybovski et al. // 2017 Progress In Electromagnetics Research Symposium-Spring (PIERS) / IEEE. — 2017. — P. 3661-3666.

70. EBG metasurfaces for MRI application / AA Hurshkainen, TA Derzhavskaya, SB Glybovski et al. // 2016 IEEE Radio and Antenna Days of the Indian Ocean (RADIO) / IEEE. — 2016. — P. 1-2.

71. Hurshkainen Anna, Simovski Constantin, Glybovski Stanislav. Passive Decoupling Techniques in Ultra-High Field MRI // Journal of Physics: Conference Series / IOP Publishing. — Vol. 1092. — 2018. — P. 012049.

72. The Virtual Family —- development of surface-based anatomical models of two adults and two children for dosimetric simulations / A. Christ, W. Kainz, E. G. Hahn et al. // Physics in Medicine & Biology. — 2009. — Vol. 55, no. 2. — P. 23.

73. Nehrke K., Bornert P. DREAM —- a novel approach for robust, ultrafast, multislice B1 mapping // Magnetic Resonance in Medicine.— 2012.— Vol. 68, no. 5. — P. 1517-1526.

74. Saleh G., Solbach K., Rennings A. EBG structure to improve the B1 efficiency of stripline coil for 7 Tesla MRI // 2012 6th European Conference on Antennas and Propagation (EUCAP). — 2012. — P. 1399-1401.

75. Ramo Simon, Whinnery John R, Van Duzer Theodore. Fields and waves in communication electronics. — John Wiley & Sons, 1994.

76. High-impedance electromagnetic surfaces with a forbidden frequency band / D. Sievenpiper, L. Zhang, R. F. J. Broas et al. // IEEE Transactions on Microwave Theory and Techniques.— 1999.— Vol. 47, no. 11.— P. 2059-2074.

77. Yarnykh V. L. Actual flip-angle imaging in the pulsed steady state: a method for rapid three-dimensional mapping of the transmitted radiofrequency field // Magnetic Resonance in Medicine. — 2007. — Vol. 57, no. 1. — P. 192-200.

78. Kerker effect in ultrahigh-field magnetic resonance imaging / M. Dubois, L. Leroi, Z. Raolison et al. // Physical Review X. — 2018. — Vol. 8, no. 3. — P. 031083.

79. Otoshi T. Y. On the scattering parameters of a reduced multiport (correspondence) // IEEE Transactions on Microwave Theory and Techniques. — 1969. — Vol. 17, no. 9. — P. 722-724.

80. Rahola J., Ollikainen J. Removing the effect of antenna matching in isolation analyses using the concept of electromagnetic isolation // 2008 International Workshop on Antenna Technology: Small Antennas and Novel Metamaterials. — 2008. — P. 554-557.

81. Radio frequency coil technology for small-animal MRI / F. D. Doty, G. Entzminger, J. Kulkarni et al. // NMR in Biomedicine. — 2007. — Vol. 20, no. 3. —P. 304-325.

82. Hoult D. I. The NMR receiver: a description and analysis of design // Progress in Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy. — 1978. — Vol. 12, no. 1. — P. 41-77.

83. Ginsberg D. M., Melchner M. J. Optimum geometry of saddle shaped coils for generating a uniform magnetic field // Review of Scientific Instruments. — 1970. —Vol. 41, no. 1. — P. 122-123.

84. In vivo measurements of intra-and extracellular Na+ and water in the brain and muscle by nuclear magnetic resonance spectroscopy with shift

reagent / H. Naritomi, M. Kanashiro, M. Sasaki et al. // Biophysical Journal. — 1987. — Vol. 52, no. 4. — P. 611-616.

85. High resolution intravascular MRI and MRS by using a catheter receiver coil / E. Atalar, P. A. Bottomley, O. Ocali et al. // Magnetic Resonance in Medicine. — 1996. — Vol. 36, no. 4. — P. 596-605.

86. Automatic tuned MRI RF coil for multinuclear imaging of small animals at 3T / L. T. Muftuler, G. Gulsen, K. D Sezen, O. Nalcioglu // Journal of Magnetic Resonance. — 2002. — Vol. 155, no. 1. — P. 39-44.

87. Superconducting array for high-field magnetic resonance imaging / J. Wosik, L. Xue, L. M. Xie et al. // Applied Physics Letters. — 2007.— Vol. 91, no. 18. —P. 183503.

88. A generalized strategy for designing 19F/1H dual-frequency MRI coil for small animal imaging at 4.7 Tesla / L. Hu, F. D. Hockett, J. Chen et al. // Journal of Magnetic Resonance Imaging.— 2011.— Vol. 34, no. 1.— P. 245-252.

89. Practical design of a 4 Tesla double-tuned RF surface coil for interleaved 1H and 23Na MRI of rat brain / M. Alecci, S. Romanzetti, J. Kaffanke et al. // Journal of Magnetic Resonance.— 2006.— Vol. 181, no. 2.— P. 203 - 211.

90. Open half-volume quadrature transverse electromagnetic coil for high-field magnetic resonance imaging / A. S. Peshkovsky, R. P. Kennan, M. E. Fabry, N. I. Avdievich // Magnetic Resonance in Medicine.— 2005. — Vol. 53, no. 4. — P. 937-943.

91. Enhancement of Magnetic Resonance Imaging with Metasurfaces / A. P. Slobozhanyuk, A. N. Poddubny, A. J. E. Raaijmakers et al. // Advanced Materials. — 2016. — Vol. 28, no. 9. — P. 1832-1838.

92. Volume coil based on hybridized resonators for magnetic resonance imaging / C. Jouvaud, R. Abdeddaim, B. Larrat, J. de Rosny // Applied Physics Letters. — 2016. — Vol. 108, no. 2. — P. 023503.

93. Capacitively-loaded metasurfaces and their application in magnetic resonance imaging / S. B. Glybovski, A. V. Shchelokova, A. V. Kozachenko et al. // 2015 Radio and Antenna Days of the Indian Ocean (RADIO). — 2015. — P. 1-2.

94. Cohn S. B. Shielded coupled-strip transmission line // IRE Transactions on Microwave Theory and Techniques. — 1955. — Vol. 3, no. 5. — P. 29-38.

95. Quantification of skeletal muscle mitochondrial function by 31 P magnetic resonance spectroscopy techniques: a quantitative review / G. J. Kemp, R. E. Ahmad, K. Nicolay, J. J. Prompers // Acta Physiologica. — 2015.— Vol. 213, no. 1. — P. 107-144.

96. Short-term training alters the control of mitochondrial respiration rate before maximal oxidative ATP synthesis / G. Layec, L. J. Haseler, J. Hoff et al. // Acta Physiologica. — 2013. — Vol. 208, no. 4. — P. 376-386.

97. Capsiate supplementation reduces oxidative cost of contraction in exercising mouse skeletal muscle in vivo / K. Yashiro, A. Tonson, E. Pecchi et al. // PloS One. — 2015. — Vol. 10, no. 6. — P. e0128016.

98. Effects of exercise-induced intracellular acidosis on the phosphocreatine recovery kinetics: a 31P MRS study in three muscle groups in humans / G. Layec, E. Malucelli, Y. Le Fur et al. // NMR in Biomedicine. — 2013. — Vol. 26, no. 11. — P. 1403-1411.

99. Russ D. W., Kent-Braun J. A. Is skeletal muscle oxidative capacity decreased in old age? // Sports Medicine. — 2004. — Vol. 34, no. 4. — P. 221-229.

100. Adjustable Subwavelength Metasurface-Inspired Resonator for Magnetic Resonance Imaging / E. A. Brui, A. V. Shchelokova, M. Zubkov et al. // Physica Status Solidi (A). — 2018. — Vol. 215, no. 5. — P. 1700788.

101. Volumetric wireless coil based on periodically coupled split-loop resonators for clinical wrist imaging / A. V. Shchelokova, Cornelis A. T. van den Berg,

D. A. Dobrykh et al. // Magnetic Resonance in Medicine.— 2018.— Vol. 80, no. 4. — P. 1726-1737. 102. Bartels L. W., Bakker C. J. G., Viergever M. A. Improved lumen visualization in metallic vascular implants by reducing RF artifacts // Magnetic Resonance in Medicine. — 2002. — Vol. 47, no. 1.— P. 171-180.

Обратите внимание, представленные выше научные тексты размещены для ознакомления и получены посредством распознавания оригинальных текстов диссертаций (OCR). В связи с чем, в них могут содержаться ошибки, связанные с несовершенством алгоритмов распознавания. В PDF файлах диссертаций и авторефератов, которые мы доставляем, подобных ошибок нет.