CN103389480A - 对距屏蔽变化的距离进行补偿的磁共振天线 - Google Patents

对距屏蔽变化的距离进行补偿的磁共振天线 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种用于磁共振断层造影设备(101)的全身线圈(102)，其特征在于，所述全身线圈(102)具有在高频天线(108)和HF屏蔽(HFS)之间的一个或多个补偿电容器(Ck)，所述补偿电容器(Ck)分别具有随着HF屏蔽(HFS)与高频天线(108)的距离(H1，H2，H3)变化而变化的电容。

Description

对距屏蔽变化的距离进行补偿的磁共振天线
技术领域
本发明涉及一种用于磁共振断层造影设备的全身线圈(102)和一种磁共振断层造影设备。
背景技术
例如由DE10314215B4公知通过磁共振断层造影来检查对象或患者的磁共振断层造影设备(MRT)。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，优化磁共振断层造影设备。上述技术问题分别通过本发明的独立权利要求的特征来解决。有利的扩展在从属权利要求中给出。
附图说明
本发明的可能的实施方式的其它特征和优点借助于附图由下面对实施例的描述给出。附图中：
图1简化示出了具有梯度线圈、HF屏蔽和发射天线的装置的视图，
图2简化示出了具有梯度线圈、HF屏蔽和发射天线的装置的另一个视图，
图3示出了穿过MRT的天线和梯度线圈的横截面，
图4A以横截面示出了具有补偿电容器的按照本发明的装置，
图4B透视地示出了具有补偿电容器的按照本发明的装置，
图5示出了补偿电容器的效果的示例，
图6示意性示出了MRT系统。
具体实施方式
图6(尤其作为背景)示出了(位于屏蔽的空间或法拉第笼F中的)具有全身线圈102的成像的磁共振断层造影设备MRT101，该全身线圈102具有在此为管状的空间103，载有例如检查对象(例如患者)105的身体(带有或不带有局部线圈装置106)的患者卧榻104可以沿箭头z的方向驶入该空间103，以便通过成像的方法产生患者105的拍摄。在此，在患者上放置局部线圈装置106，利用该局部线圈装置106在磁共振断层造影设备(MRT)的局部范围(也称为视野或FOV)内可以产生在FOV中的身体105的部分区域的拍摄。局部线圈装置106的信号可以由MRT101的例如通过同轴电缆或经由无线电(167)等与局部线圈装置106连接的分析装置(168、115、117、119、120、121等)进行分析(例如转换为图像、存储或显示)。
为了利用磁共振设备MRT101借助磁共振成像对身体105(检查对象或患者)进行检查，向身体105照射不同的、在其时间和空间特性上彼此最准确调谐的磁场。具有在此为隧道形的开口103的测量室中的强磁体(通常为低温磁体107)产生静态的强主磁场B0，其例如为0.2特斯拉至3特斯拉或更强。位于患者卧榻104上的待检查的身体105被驶入主磁场B0的观察区域FoV(“视野”)中大致均匀的区域。对身体105的原子核的核自旋的激励通过磁高频激励脉冲B1(x，y，z，t)实现，这些高频激励脉冲由在此作为(例如多部分：108a，108b，108c的)身体线圈108非常简化地示出的高频天线(和/或必要时局部线圈)发射。高频激励脉冲例如由通过脉冲序列控制单元110控制的脉冲产生单元109产生。在通过高频放大器111放大之后，高频激励脉冲被导向高频天线108。在此示出的高频系统仅仅是示意性的。通常在一个磁共振设备101中会使用多于一个脉冲产生单元109、多于一个高频放大器111以及多个高频天线108a、108b、108c。
此外，磁共振设备101还具有梯度线圈112x、112y、112z，在测量时利用它们照射用于选择性层激励和用于对测量信号进行位置编码的磁梯度场BG(x，y，z，t)。梯度线圈112x、112y、112z由梯度线圈控制单元114通过放大器Vx、Vy、Vz控制，梯度线圈控制单元114与脉冲产生单元109一样与脉冲序列控制单元110连接。
由被激励的(在检查对象中的原子核的)核自旋发出的信号由身体线圈108和/或至少一个局部线圈装置106接收，通过对应的高频前置放大器116放大，并且由接收单元117进一步处理和数字化。记录的测量数据被数字化并以复数数值的形式存入k空间矩阵。从该存有值的k空间矩阵借助多维傅里叶变换可以重建所属的MR图像。
对于既可以按照发射模式运行又可以按照接收模式运行的线圈，如身体线圈108或局部线圈106，通过前置的收发转换器118来调节正确的信号传输。图像处理单元119从测量数据中产生图像，将该图像通过操作控制台120显示给用户和/或存储在存储单元121中。中央计算机单元122控制各个设备组件。
目前，在MR断层造影中通常利用所谓的局部线圈装置(Coils，localcoils)来拍摄具有高信噪比(SNR)的图像。这些局部线圈装置是紧靠身体105的上面(前部)或下面(后部)或旁边或内部安装的天线系统。在MR测量中，被激励的核在局部线圈的各个天线中感应出电压，该电压然后通过低噪声前置放大器(例如LNA，Preamp)放大并最后被传递到接收电子器件。为了也在高分辨率的图像中改进信噪比，采用所谓的高场设备(1.5T至12T或更高)。如果在MR接收系统上可以连接比现有的接收器更多的单独的天线，则在接收天线和接收器之间设置例如开关矩阵(在此称为RCCS)。该开关矩阵将当前活跃的接收信道(大多是恰好位于磁体的视野中的接收信道)路由到现有的接收器。由此可以连接比现有的接收器更多的线圈元件，因为在全身覆盖的情况下仅须读取位于FoV(视野)或磁体的均匀空间中的线圈。
局部线圈装置106例如一般地表示如下的天线系统：其例如可以由一个天线元件或由作为阵列线圈的多个天线元件(特别是线圈元件)组成。这些单独的天线元件例如实施为环形天线(Loops)、蝶形线圈、弯曲线圈或鞍形线圈。局部线圈装置例如包括线圈元件、前置放大器、其它电子器件(外罩波陷波器(MantelWellensperre)等)、外壳、托架，并且在大多具有带插头的电缆，局部线圈装置可以通过该插头连接到MRT设备上。安装在设备侧的接收器168对由局部线圈106例如经由无线电等接收的信号进行滤波和数字化，并将数据传送到数字信号处理装置，数字信号处理装置从该通过测量获得的数据中大多导出图像或频谱，并且提供给用户例如用于由其进行的后续诊断和/或进行存储。
足够的稳定性在利用MR系统成像的情况下是有意义的，以便获得对于诊断可靠的图像。对于确定的检查方法提出特别高的系统的稳定性的要求。在此示例是所谓“功能成像(functional imaging)”(FMRI)或“扩散张量成像(Diffusion tensor imaging)”(DTI)。在MR系统的通常的和有利的结构形式中，将HF屏蔽安装在梯度线圈上或与梯度线圈相连。发射天线(全身发射天线)在患者方向上在该HF屏蔽之前布置，并且不一定直接机械地与该HF屏蔽相连。
在MR检查中，可以加热并延伸MRT的系统和特别是梯度线圈(即，对于x轴、y轴和z轴具有例如线圈的梯度线圈系统)。这会导致在发射天线和HF屏蔽之间的距离增加，由此会改变天线的属性。特别地，电感可以取决于场回流的横截面并且在第一近似中可以直接与天线导体和屏蔽之间的距离成比例。由此首先天线元件的谐振频率(和由此在恒定馈入功率的情况下的电流)能够变化，并且其效率(单位电流的B1场)也以较小的程度变化。
与屏蔽的径向距离的变化可以在圆周上始终如一。然而在热负载不均衡的横向梯度(x对y)上也能够出现取决于角度的屏蔽变形(椭圆率)。在通常的圆极化天线中，这对于两个垂直的极化会导致不同的失谐，或者也会导致对应的馈电端口的耦合。这样的变化不通过通常在发射放大器和天线之间接通的90°混合电路来补偿。也就是，它们可以在发射放大器的输出端出现，并且与其输出阻抗的相互作用可以使B1场的变化变差。
就MRT成像而言这意味着，由天线(和患者)吸收的HF功率发生变化，并且改变由此产生的B1场。多个序列的图像质量取决于在激励自旋的情况下产生的翻转角；如果B1场变化，则也改变翻转角和由此改变B1场强。除了B1场强的绝对尺寸之外也可以改变在翻转角中的空间分布。总之，由此导致图像质量降低，在个别情况下(根据效果的强度)不再能够执行特定的应用。
与热漂移无关地也存在由于制造公差引起的梯度线圈的内径的静态变异性。这导致谐振频率和部分天线的退耦必须在安装到梯度线圈内之后调谐。
迄今为止至少内部考虑的可能的解决方案是：
a)HF屏蔽与梯度线圈分开并且与发射天线一起构成机械单元。该机械单元对于具有大的患者直径(70cm，“开孔(Open Bore)”)的系统难以应用，因为在梯度线圈和屏蔽之间可供使用的空间有限。
b)B1场调节：产生的B1场被测量并且通过合适的调节回路被保持恒定(笛卡尔反馈回路，Cartesian feedback loop)。
在本发明的一种实施方式中建议一种天线装置，其基本上对梯度线圈112的直径变化以及由此对HF屏蔽HFS与高频线圈系统108的(可能在不同位置上不同的)距离H1、H2、H3的变化感觉迟钝(不敏感)。
由测量数据至少在内部可知，在极端条件下梯度线圈的直径可能变化例如大约1mm。虽然相对于绝对直径变化少于0.2％，但是该变化相对于HF屏蔽与(在梯度线圈上放置的)HF发射天线的距离是关键的。其例如在1％至3％的范围内。
图1(在图1左侧以横截面并且在图1右侧透视地)简化示出了具有梯度线圈112、(在其上放置的)HF屏蔽HFS和HF发射天线108的MRT身体线圈装置102的视图。
图2示出了MRT101的全身天线装置102(鸟笼)的棒St和端环段Er，其在此分别通过电容器Ko相连并且被调谐到期望的谐振频率上。电容器Ko在此位于棒St中和/或位于端环段Er之间。
图3左侧在(径向从外向内)穿过全身天线装置102的横截面中示出了MRT的在其上布置了HF屏蔽HFS的梯度线圈112，以及(截面式地)示出了HF天线108的端环Er和(整体的或多部分的)棒St。图3右图截面式地透视地示出了在HF天线108的端环部分Er以及棒的部分St之间的电容器Ko。
图4A示意性地简单示出了在(在梯度线圈112上安装和/或放置和/或固定的)HF屏蔽HFS和HF线圈系统108之间的按照本发明的补偿电容器Ck，更确切地说在图4A左边示意性示出可调节的电容器的电路图并且在图4A右边示例性示出具有两个平板P1和P2的平板电容器，其相互之间的平板距离在此以h表示。
即，在此给(全身)天线102补充了一个或多个按照本发明构造的补偿电容器Ck(可用于补偿由于距离变化而引起的振荡电路变化的电容器)，
--其布置在HF天线108和HF屏蔽HFS之间，
--其(分别)形成“可调节的”电容，以便由此至少部分地补偿梯度线圈112的机械变化(在由于运行而加热的情况下的热延伸以及由此距离H的变化)，
--其例如如图4A右边(分别)可以构造为平板电容器，其中补偿电容器Ck的电容的变化分别仅能由HF线圈108与(在梯度线圈上放置的)HF屏蔽HFS的距离(H1、H2、H3...)的变化得出，并且由此可以在各一个(来自于HF屏蔽HFS和HF线圈装置并且通过例如HF天线108的元件St、Er定义的)区域等中自动地对加热引起的距离H1、H2、H3的变化进行补偿，同样也在各一个(来自于HF屏蔽HFS和HF线圈装置并且通过例如HF天线108的元件St、Er定义的)区域等中对不同大小的加热引起的距离H1、H2、H3的变化进行补偿。
天线112的每个线性极化的子系统例如可以设置至少两个补偿电容器Ck，在此例如每个端环段Er最多可以具有一个补偿电容器Ck。该(例如具有平板P1和P2且具有平板距离h的)补偿电容器Ck在此例如被构造为，在(HF线圈108的)天线元件St、Er与屏蔽HFS的距离H1、H2、H3增加的情况下其电容分别恰好减小(大约)这么多，使得(例如HFS和108的)增大的电感被补偿和/或保持(鸟笼或108的)谐振频率不变。也就是在相对距离变化dh/h的情况下，在此应当通过相对电容变化dC/C＝-dL/L～-dh/h来补偿相对电感变化dL/L-dh/h。
出于实际的原因，总谐振电容C的仅一部分被构造为补偿电容器Ck是合理的。由此其应当经历相应较大的相对变化
dCk/Ck＝C/Ck*dC/C～-C/Ck*dh/h
这一点是可以实现的，方法是补偿电容器Ck的至少一个平板P1、P2被实施为在HF天线的元件St、Er上和/或在HF屏蔽HFS上安装的电容性的平板P1、P2，其经历距补偿电容器的另外的平板(如HF屏蔽和HF线圈系统彼此)的距离h的相同的绝对或相对的距离变化dh，但(通过固定、支承等)(比与HF屏蔽和HF线圈的距离H)更靠近地安装在HF屏蔽(或HF天线)上(距离hk＜h)。对于距离hk的选择给出如下标准：hk～h*Ck/C。
也就是，例如如果总电容的一半通过平板实施，则如HF天线的电流通过的导线一样这些平板可以位于距HF屏蔽大约一半远的距离。
在TEM谐振器中，谐振电容例如位于棒的端部和屏蔽面之间，并且固定电容器上的电压在此与补偿电容器上的电压相等。
相反，在鸟笼的情况下电容器例如被构造为串联电容，其在棒(低通)中和/或在端环(高通)中引入电流流过。在该情况下也可以应用补偿法。在估计用于补偿电容器的值的时由此应当考虑，要利用存储的能量和由此利用施加的电压的平方来加权电容的效果：dCkl/k＝-dL/L*(u12C1+u22C2+...uk2Ck)/(uk2Ck)。
可以通过数值计算法来实施精确地确定尺寸(例如有限元件、干扰计算)。
对于多信道控制的天线(例如用于TX阵列的退化鸟笼)，电容器上的电压例如取决于所选择的模式m。对于每种发射模式应当将所有参与的电容Cn的能量un(m)2相加，并且由此这样确定补偿电容器的距离和大小，使得每种模式分别被补偿。
HF天线的调谐可以对应于梯度线圈的直径变化失去或减小其灵敏度。由此在加热梯度线圈的情况下也可以保持谐振频率、子系统的退耦和吸收的功率不变。产生的B1场和由此的翻转角可以在检查的运行时间内近似/几乎保持不变。可以改善时间稳定性和图像质量。
可以减小或取消在安装到梯度线圈之后的天线的耗时的单独调谐。
图5上部和图5下部示出了至少一个补偿电容器的可能的效果，即天线的频率变化
Figure BDA00003152274700071
与梯度线圈的半径变化
Figure BDA00003152274700072
的依赖关系。在图5上部的示例中(没有补偿电容器)，对于检查的配置在梯度线圈的半径在+-1mm之间变化的情况下天线的谐振频率变化稍微多于+-1MHz。在图5下部的示例中(具有补偿电容器)，得出明显减小的频率变化。对于直至0.5mm的半径变化在此频率变化保持小于50kHz，直到超过其才产生直至0.4MHz的变化。

Claims (18)

1.一种用于磁共振断层造影设备(101)的全身线圈(102)，其特征在于，所述全身线圈(102)具有在高频天线(108)和HF屏蔽(HFS)之间的一个或多个补偿电容器(Ck)， 
所述补偿电容器(Ck)分别具有随着HF屏蔽(HFS)与高频天线(108)的距离(H1，H2，H3)变化而变化的电容。 
2.根据权利要求1所述的全身线圈(102)，其特征在于，所述HF屏蔽(HFS)被布置和/或放置和/或固定在梯度线圈(112)上，并且优选地在延伸(H1，H2，H3)梯度线圈(112)的情况下HF屏蔽(HFS)与高频天线(108)的距离(H1，H2，H3)也变化。 
3.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，一个或多个补偿电容器(Ck)分别被构造为平板电容器(P1，P2)。 
4.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，一个或多个补偿电容器(Ck)分别被构造为平板电容器(P1，P2)，其平板(P1，P2)分别彼此具有距离(h)，所述距离能够分别通过梯度线圈(112)的延伸和/或通过HF屏蔽(HFS)与高频天线(108)的元件(Er，St)的距离(H1，H2，H3)的距离变化来变化。 
5.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，所述全身线圈(102)具有多个补偿电容器(Ck)，所述补偿电容器分别具有在多个区域中随着从能够通过加热延伸(H1，H2，H3)的梯度线圈(112)至高频天线(108)的不同变化的距离(H1，H2，H3)而不同变化的电容。 
6.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，补偿电容器(Ck)的电容分别仅仅基于HF屏蔽(HFS)与高频天线(108)的元件(Er，St)的距离(H1，H2，H3)的距离变化而变化。 
7.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，这样构造补偿电容器(Ck)，使得在高频天线(108)的元件(Er，St)与高频屏蔽(HFS)的距离(H1，H2，H3)逐渐增大的情况下，其(Ck)电容如此减小，使得完全或部分地补偿增大的电感(HFS/108)。 
8.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，高频天线(108)的总谐振电容(Ck，Ko)的仅一部分以补偿电容器(Ck) 的形式构造。 
9.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，一个或多个补偿电容器(Ck)分别具有在高频天线(108)的元件(Er，St)上安装的和/或连接的电容性平板(P1)，和/或在HF屏蔽(HFS)或梯度系统(112)上安装的和/或连接的电容性平板(P2)。 
10.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，一个或多个补偿电容器(Ck)分别具有在高频天线(108)的元件(Er，St)上安装的电容性平板(P1)，该电容性平板比在高频天线(108)处更靠近高频屏蔽(HFS)处安装，或比在高频屏蔽(HFS)处更靠近高频天线(108)处安装。 
11.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，所述补偿电容器(Ck)比高频天线(108)的元件以一个因子或其倒数的关系位于距HF屏蔽(HFS)更近的位置，该因子对应于补偿电容器(Ck)的电容占高频屏蔽(HFS)和/或高频天线(108)的总谐振电容的份额。 
12.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，在TEM谐振器形式的磁共振断层造影设备(101)中，高频屏蔽(HFS)和/或高频天线(108)的谐振电容位于棒的端部和HF屏蔽-屏蔽面之间，和/或棒(St)和端环段(Er)之间的电容器(Ko)上的电压与补偿电容器(Ck)上的电压相等。 
13.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，在鸟笼形式的磁共振断层造影设备(101)中，将补偿电容器(Ck)构造为串联电容，其在棒中和/或在端环中引入电流流过。 
14.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，在多信道控制的HF天线(108)中，补偿电容器(Ck)上的电压取决于所选择的发射模式，并且对于每种发射模式这样确定所有参与的电容(Cn)之和的能量(un(m)2)和/或补偿电容器(Ck)的距离(h，H1，H2，H3)和/或补偿电容器(Ck)的面积，使得每种模式分别被补偿。 
15.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，HF屏蔽(HFS)与HF发射天线(108)的距离(H1，H2，H3)和/或补偿电容器(Ck)的平板(P1，P2)彼此之间的距离分别能够变化1％至3％。 
16.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于， HF天线的每个线性极化的子系统设置至少两个补偿电容器(Ck)。 
17.根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)，其特征在于，磁共振断层造影设备(101)的鸟笼天线的每个端环段最多有一个补偿电容器(Ck)。 
18.一种磁共振断层造影设备(101)，具有根据上述权利要求中任一项所述的全身线圈(102)。 
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9973167B2 (en) 2015-09-25 2018-05-15 Shenyang Neusoft Medical Systems Co., Ltd. Impedance matching circuit and method for radio frequency transmission coil
CN109507620A (zh) * 2017-09-14 2019-03-22 西门子保健有限责任公司 可调谐的磁共振线圈
CN109521380A (zh) * 2017-09-19 2019-03-26 西门子(深圳)磁共振有限公司 可伸缩式磁共振线圈及磁共振成像装置

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8970217B1 (en) 2010-04-14 2015-03-03 Hypres, Inc. System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging
WO2018033576A1 (en) * 2016-08-18 2018-02-22 Koninklijke Philips N.V. Tunable rf coil for magnetic resonance imaging
CN108627783B (zh) 2017-03-23 2022-01-14 通用电气公司 射频线圈阵列及磁共振成像发射阵列
EP3415940B1 (de) 2017-06-14 2019-07-31 Siemens Healthcare GmbH Mr-hochfrequenzschirmeinheit.
DE102017211936A1 (de) * 2017-07-12 2019-01-17 Siemens Healthcare Gmbh Flacher einstellbarer Kondensator für Magnetresonanztomograph
EP3531156B1 (de) * 2018-02-21 2024-03-27 Siemens Healthineers AG Einstellen einer feldverteilung einer antennenanordnung einer magnetresonanzanlage
EP3800478A1 (en) 2019-10-06 2021-04-07 Université catholique de Louvain Improved birdcage antenna
JP2022054813A (ja) * 2020-09-28 2022-04-07 富士フイルムヘルスケア株式会社 高周波コイルユニットおよび磁気共鳴イメージング装置

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050270031A1 (en) * 2004-05-28 2005-12-08 Ralph Oppelt Antenna Amplifier, in particular for a magnetic resonance antenna
CN1803093A (zh) * 2004-11-02 2006-07-19 株式会社东芝 磁共振成像装置和磁共振成像方法
US20090128150A1 (en) * 2006-06-15 2009-05-21 Koninklijke Philips Electronics N. V. Silent and thin rf body coil
US20090315556A1 (en) * 2008-06-18 2009-12-24 Daniel Driemel System and method for electrically contacting local coils with a signal processor remote therefrom in a magnetic resonance scanner
CN102309324A (zh) * 2010-07-02 2012-01-11 西门子公司 线圈以及d形

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4232884C2 (de) * 1992-09-30 1997-10-16 Siemens Ag Antennenanordnung für ein Kernspinresonanzgerät
US5483163A (en) 1993-08-12 1996-01-09 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services MRI coil using inductively coupled individually tuned elements arranged as free-pivoting components
JPH0769410A (ja) * 1993-09-07 1995-03-14 Daifuku Co Ltd 棚設備
JP2751838B2 (ja) 1994-08-11 1998-05-18 株式会社島津製作所 磁気共鳴断層撮影装置
US5760583A (en) * 1996-03-13 1998-06-02 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited RF coil for MRI and MRI apparatus
DE10314215B4 (de) 2003-03-28 2006-11-16 Siemens Ag Magnetresonanzantenne und Verfahren zur Verstimmung deren Eigenresonanzfrequenz
US7015695B2 (en) * 2004-04-19 2006-03-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Shielded TEM surface array for parallel imaging
JP2007069410A (ja) 2005-09-06 2007-03-22 Sharp Corp インク袋
JP5035890B2 (ja) 2007-05-23 2012-09-26 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置
JP5247214B2 (ja) * 2008-04-04 2013-07-24 株式会社日立製作所 高周波磁場コイル及び磁気共鳴撮影装置
US7999548B1 (en) * 2008-08-27 2011-08-16 Martin R. Prince Dual lower extremity MRI coil array with simultaneously independent MRI signal detection from both legs

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050270031A1 (en) * 2004-05-28 2005-12-08 Ralph Oppelt Antenna Amplifier, in particular for a magnetic resonance antenna
CN1803093A (zh) * 2004-11-02 2006-07-19 株式会社东芝 磁共振成像装置和磁共振成像方法
US20090128150A1 (en) * 2006-06-15 2009-05-21 Koninklijke Philips Electronics N. V. Silent and thin rf body coil
US20090315556A1 (en) * 2008-06-18 2009-12-24 Daniel Driemel System and method for electrically contacting local coils with a signal processor remote therefrom in a magnetic resonance scanner
CN102309324A (zh) * 2010-07-02 2012-01-11 西门子公司 线圈以及d形

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
蒋东平 等: "西门子磁共振射频系统原理与故障分析", 《中国医学装备》 *
薛廷强 等: "移动式磁共振(MRI)系统的研制", 《中国医疗器械杂志》 *

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9973167B2 (en) 2015-09-25 2018-05-15 Shenyang Neusoft Medical Systems Co., Ltd. Impedance matching circuit and method for radio frequency transmission coil
CN109507620A (zh) * 2017-09-14 2019-03-22 西门子保健有限责任公司 可调谐的磁共振线圈
CN109507620B (zh) * 2017-09-14 2021-09-10 西门子保健有限责任公司 可调谐的磁共振线圈
US11131730B2 (en) 2017-09-14 2021-09-28 Siemens Healthcare Gmbh Tunable magnetic resonance coil
CN109521380A (zh) * 2017-09-19 2019-03-26 西门子(深圳)磁共振有限公司 可伸缩式磁共振线圈及磁共振成像装置
US11163025B2 (en) 2017-09-19 2021-11-02 Siemens Healthcare Gmbh Telescoping magnetic resonance coil for magnetic resonance imaging apparatus

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