CN103547937B - 作为用于mri rf 线圈的失谐电路的fet 开关 - Google Patents
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Abstract
一种用于在磁共振中使用的射频（RF）线圈组件包括射频线圈（42，100）和电子开关（28），所述电子开关在断开状态和闭合状态之间切换，从而使所述线圈失谐，以及将其调谐到预选共振频率。每一电子开关包括至少一个场效应晶体管（FET）（70）和偏置网络（72）。
Description
技术领域
本申请涉及医领域、磁共振领域和相关领域。本申请特别适用于如下的电路布置中：所述电路布置包括用于使磁共振成像（MRI）或磁共振光谱学（MRS）系统中的磁共振（MR）接收线圈失谐的电子开关。
背景技术
MR设备在患者的检查和/或治疗过程中施加穿过检查区域的主磁场。这一通常用B0表示的强场起着使要检查的患者体内的身体组织的核自旋对齐的作用。在一些MR设备中，B0场是水平取向的，在其他设备中，其是垂直取向的。
在水平取向和垂直取向系统两者中，都通过通常用B1表示的相对强的正交射频（RF）场在对齐的核自旋中激发磁共振。所述B1场使得对齐的核自旋翻到与静态磁场B0正交的平面内。随着核自旋的驰豫，所述自旋产生进动，返回与B0场对齐的状态，从而发射出相对较弱的RF磁共振信号。通过被调谐至特定的共振频率的RF线圈检测这一共振。将这些共振信号传递至处理装备，从而将所述信号重建成图像表示，或者导出谱学信息。典型地，所发射的RF磁激励信号的幅度要比所接收到的由RF接收线圈检测到的由弛豫的核自旋生成的磁共振信号高出几个数量级。
为了维护患者安全以及保护敏感接收器装备，通常在MR过程的发射阶段使接收线圈去耦或失谐。为了使上述问题最小化，所述线圈含有特定的失谐电路，其功能在于保持接收设备免于接收所发射的RF激励信号。因此，已知在失谐电路中采用PIN二极管使MRI线圈失谐。
当前的用于MR接收线圈的失谐电路采用PIN二极管使接收线圈在调谐状态和失谐状态之间进行切换。PIN二极管是能够作为DC电流/电压控制RF开关工作的半导体器件。在借助DC电流受到正向偏置时，所述PIN二极管起着类似于具有低导通电阻的闭合开关的作用。在借助DC电压受到反向偏置时，所述PIN二极管起着类似于具有高截止电阻和低寄生电容的断开开关的作用。由于正向偏置采用DC电流，因而正向偏置需要不可忽略的量的电能。
在MRI接收线圈中，将PIN二极管用于共振回路电路布置中，因而只要所述PIN二极管受到正向偏置，即，只要所述RF开关“接通”，就对所述MRI接收线圈失谐。由于可以将DC驱动信号维持在低的水平，因而对于MRI接收线圈而言，这一配置是优选的。此外，所述振荡回路配置还允许由通过二极管的RF激励电流生成所述正向DC偏置电流的部分。如果另一方面，将所述PIN二极管直接放置到所述天线结构内，那么在发射期间使所述二极管反向偏置。所述反向偏置DC电压必须超过所述可能大约为几百伏特的RF电压。这样的配置还需要在接收过程中相对高的前向DC电流（～100mA），以保持低的损耗。
在失谐电路中采用PIN二极管存在几个缺点。必须采用5mW-100mW的DC功率对PIN二极管进行正向偏置。必须将这一功率传送至MRI线圈内，最后其将在患者附近耗散。尽管其看起来不是一个大的功率量，但是必须要考虑到，现代MRI系统所具有的接收线圈阵列具有32个以上的通道，而且趋势是通道数会越来越高。而且，为了实现高能量效率的技术，必须使功率需求尽可能低。另一个问题在于，用于接收线圈的共振回路电路需要仔细的调谐和测试，这又增加了成本。所述振荡回路所需的感应器还占据显著的空间，因而妨碍了完全自含的集成解决方案。所述共振电路还可能与其他电路以及发射天线耦合，因而还可能在发射场中导致不必要的局部变形。最后，所述共振回路电路倾向于在发射阶段变热，所述热量可能在患者附近耗散。
发明内容
本申请提供了一种用于对MRI系统中的磁共振成像（MRI）线圈进行失谐的包括电子开关的新的改进的电路布置，其克服了上文提到的问题以及其他问题。
根据一个方面，提供了一种用于在供磁共振中使用的射频（RF）线圈组件。所述RF线圈组件包括射频线圈和电子开关，所述电子开关在断开和闭合状态之间切换以使所述线圈失谐以及将其调谐至预选共振频率。每一电子开关包括至少一个场效应晶体管（FET）和偏置网络。
根据另一方面，提供了一种磁共振方法。所述磁共振方法包括发射处于磁共振（MR）频率上的RF激励信号以在检查区域内感生出共振信号，并且利用至少一个场效应晶体管（FET）和偏置网络来将RF接收线圈调谐至所述MR频率以接收来自所述检查区域的共振信号，并且使所述RF接收线圈失谐以禁止所述RF接收线圈接收所发射的RF激励信号。
一个优点在于提高了患者和设备的安全性。
另一个优点在于降低了系统复杂性。
另一个优点在于降低了成本。
另一个优点在于降低了功耗。
另一个优点在于有效地利用了空间。
本领域普通技术人员在阅读和理解以下详细描述之后，将认识到本发明的其他优点将。
附图说明
本发明可以采取各种部件和部件的布置以及各种步骤和步骤布置的形式。附图仅出于图示优选的实施例的目的并且不应被解释为对本发明构成限制。
图1是根据本申请的磁共振成像系统的示意图。
图2是根据本申请的接收线圈系统的示意图。
图3是根据本申请的电子开关和偏置网络的示意图。
图4是根据本申请的包括偏置限制器的电子开关和偏置网络的另一实施例的示意图。
图5是根据本申请的包括补偿电路的电子开关和偏置网络的另一实施例的示意图。
图6是根据本申请的包括由串联的FET开关构成的阵列的电子开关和偏置网络的另一实施例的示意图。
图7是根据本申请的包括由并联的FET开关构成的阵列的电子开关和偏置网络的另一实施例的示意图。
图8是根据本申请的具有电子开关的完整MR接收线圈的示意图。
图9是根据本申请的具有处于源极－源极配置中的FET的电子开关和偏置网络的另一实施例的示意图。
图10是根据本申请的包括电子开关的发射/接收开关的示意图。
具体实施方式
图1示出了根据文中描述的各个实施例的包括用于对MR接收线圈进行失谐和调谐的电子开关的磁共振（MR）系统8。所述电子开关替代了当前采用PIN二极管在调谐和失谐状态之间进行切换的MRI线圈失谐电路。所述电子开关具有低导通电阻，例如，.3欧姆，并且具有高阻断电阻，例如，大于3000欧姆。此外，所述电子开关能够在截止或失谐状态能够耐受高压，例如，超过100伏特的电压。所述电子开关还能够实现在不到50微秒的时间内在调谐和失谐状态之间进行切换。所述电子开关是采用碳化硅（SiC）、氮化镓（GaN）等实现上述特性的技术制造的。在另一实施例中，所述电子开关包括允许在不需要任何功率的情况下在调谐和失谐状态之间进行切换的独立控制栅。例如，在所述电子开关中包含自偏置网络，以确保在缺少有源失谐信号的情况下或者在未能将线圈正确地连接至MRI扫描机的情况下使MR接收线圈适当地失谐。
参考图1，MR扫描机10包括主磁体12，主磁体12生成穿过检查区域14的在时间上均匀的B0场。主磁体12可以是环形或膛型磁体、C形开放磁体或者其他开放磁体设计等。邻近主磁体设置的梯度磁场线圈起着生成沿相对于B0磁场的选定轴的磁场梯度的作用，所述磁场梯度用于对所感生的磁共振信号进行空间或者其他形式的编码或者用于生成磁化破坏场梯度等。所述磁场梯度线圈16可以包括被配置为沿三个正交方向生成磁场梯度的线圈段，所述三个方向统称为纵向或z向、横向或x向以及垂直或y向。
射频（RF）激励线圈组件18（例如全身射频线圈）邻近检查区域14设置。RF线圈组件18生成用于在对象的偶极子中激发磁共振的射频脉冲。射频线圈接收组件18还可以起到检测从检查区域14发出的磁共振信号的作用。除了全身RF线圈之外还提供局部的表面或活体内RF接收线圈18'，从而实现对磁共振信号的更加灵敏的局部化空间接收。
为了采集治疗对象的磁共振数据，将治疗对象置于MR检查区域14内，优选处于主磁场的等中心上或其附近。扫描控制器20控制梯度控制器22，梯度控制器22使得梯度线圈16跨越检查区域14施加选定磁场梯度脉冲，该选定磁场梯度脉冲对于选定的磁共振成像或谱学序列而言可能适当的。扫描控制器20还对连接至RF发射线圈组件18的RF发射器24加以控制，以生成磁共振激励和操纵B1脉冲。扫描控制器20还对连接至RF接收线圈组件18'的RF接收器26加以控制，从而由其接收所生成的磁共振信号。扫描控制器20还对电子开关28进行激活或者控制，从而对MR接收线圈进行失谐和调谐，下文将对此予以更为详细的描述。具体而言，电子开关28替代了当前的用于MR接收线圈的失谐电路来实现调谐状态和失谐状态之间的切换。
将从RF接收器26接收的数据暂时存储在数据缓存器30中并由磁共振数据处理器32处理。磁共振数据处理器32能够执行现有技术中已知的各种功能，包括图像重建（MRI）、磁共振波谱（MPS）、导管或介入式器械定位等。重建的磁共振图像、波谱读出、介入式器械位置信息和其他已处理的MR数据被存储在存储器中，例如医疗设施的患者档案中。图形用户接口34包括临床医生能够用来对扫描控制器20加以控制以选择扫描序列和协议以及显示MR数据等的用户输入设备，还包括显示重建图像和其他输出的显示设备。
RF发射线圈组件18包括一个或多个每者分别连接至RF发射器24的专用发射线圈。在具有多个发射线圈元件的实施例中，RF发射器24包括多个通道，每个通道连接到至少一个发射线圈，其共同生成发射线圈中的共振激励和操纵B1脉冲。在具有多个接收线圈元件的实施例中，RF接收器26包括多个每者连接至一个或多个接收所生成的磁共振信号的接收线圈的通道。应当认识到，在多线圈的实施例中，可以采用不同的线圈组激发共振，同时采用其余线圈接收共振信号。理想地，所述发射线圈和接收线圈应当完全隔离。在激发阶段内，倾向于在被构造为接收所感生的共振信号的接收线圈内感生出电流，其频率与激发RF脉冲相同。根据接收线圈中的共振频率感生出的电流又会根据所述共振频率生成RF场，该场将在接收线圈附近与所发射的激励和操纵B1脉冲产生局部对抗。此外，感生电流不仅可能损伤到敏感的接收线圈和接收器，而且可能对受检者的安全造成威胁。
参考图2，RF接收线圈组件18'包括多个示意性地示出的接收线圈401、402……40N。每一接收线圈包括诸如环形线圈的线圈段42，其被调谐至所述共振频率，并且串联到电子开关28。电子开关28在所述成像过程中的发射或激励阶段断开，从而对所述线圈段失谐。电子开关28包括与所述线圈段串联的场效应晶体管（FET）46。电子开关28根据来自扫描控制器20的控制信号在调谐和失谐状态之间切换。传统的失谐电路采用PIN二极管开关；然而，PIN二极管需要连续的控制信号，其可能导致沿控制信号传输线的场畸变，除非对其适当地屏蔽。因此，在更高功率的发射RF激励脉冲下，需要越来越高的控制信号来偏置PIN二极管，以确保线圈段保持解耦。
如上所述，在一个实施例中，电子开关28包括具有绝缘栅的FET46。在一个实施例中，所述电子开关46是“常断”的，即，在没有控制信号的情况下提供高截止电阻，从而在没有控制信号的情况下使线圈失谐。此外，可以通过对入射RF激励信号的部分进行整流并将其施加到所述FET的控制栅上而生成自偏置信号。电子开关28还包括同样被施加到所述控制栅上的偏置限制器，例如，齐纳二极管等。如果电子开关28的寄生电容在截止状态下不可忽略，那么电子开关28还可以包括并联添加到所述电子开关上的补偿电路。所述补偿电路的电抗值高于共振回路电路的电感器的电抗值。因此，电子开关28仍然具有比当前的振荡回路更高的带宽以及更低的损耗。还可以设想，在一个实施例中，串联布置一个电子开关阵列，以提高所述电子开关的额定电压。在另一实施例中，并联布置一组电子开关，以降低导通状态电阻。
在另一实施例中，在没有控制信号的情况下采用发射脉冲感生出用于使电子开关28偏置的DC偏置电压。可以通过向电子开关28增加无源控制电路而实现这一布置。无源控制电路由所述RF激励信号本身生成控制信号。
继续参考图2，接收线圈401、402……40N包括匹配网络50，匹配网络50用于使对应的线圈段42的特征阻抗与单通道RF前置放大器52匹配。匹配网络50可以是可调整匹配网络，其允许对匹配阻抗加以调整，以适应治疗对象的体型，并因此对接收线圈的变化的品质因数Q加以补偿。例如，体型较大的患者或其他研究对象将降低Q值，从而导致阻抗失配，继而影响图像质量。
在一个实施例中，使电子开关28并联于线圈段42和前置放大器52之间。在发射阶段之前，响应于扫描控制器20生成的DC偏置信号，使电子开关28偏置到导通状态，其使得前置放大器52的输入部短路。电子开关28用于保护前置放大器52和其他下游电子线路，以免在成像序列的发射阶段期间受到感应出的过大RF电流的影响。此外，电子开关28还对感生电流进行监测。如果检测到了特定的最大功率水平，那么电子电路28生成其自身的控制信号，从而使电子开关28偏置到导通状态，由此使所述前置放大器的输入部短路。
在一个实施例中，将所述前置放大器52的输出连接至多通道（或多个单通道）多路复用电路60，所述多路复用器的每一通道对应于接收线圈401、402……40N的输出。所述多路复用器包括多个电子开关281、282……28N，每个对应于所述多路复用器的通道，并且因而对应于接收线圈。所述扫描机控制器20提供的控制信号使电子开关28中的一个或电子开关28的子集偏置到导通状态，从而将一个或多个接收线圈耦合至下游处理。通过这种方式，所述接收线圈能够具有比下游处理电路（例如，RF接收器261、262）更多的通道。
上文描述了开关28的多种可能的布置。可以设想所述开关仅处于所描述的布置之一内。然而，也可以设想两种或更多种布置。
参考图3，电子开关28包括场效应晶体管（FET）70和偏置网络72。提供FET70的目的在于使电子开关28在非导通和导通状态之间切换，因而使接收线圈在调谐和失谐状态之间切换。如上所述，优选使FET70处于常断状态。例如，所述电子开关处于断开状态，能够对所述MR线圈失谐，处于导通状态能够将所述MRI线圈调谐至所述MR频率。也预期所述FET70处于常通状态。例如，所述一个或多个电子开关在导通状态下连接于所述接收线圈元件与所述MR接收线圈的地之间，在断开状态下对所述MR线圈进行调谐。FET70还优选具有低导通电阻，例如，0.3欧姆或更小，并且具有高阻断电阻，例如，大于3000欧姆；所述FET70还优选能够在断开或失谐状态下能够耐受高压，例如高于100伏特的电压；并且能够实现在不到50微秒的时间内在调谐和失谐状态之间进行切换。所述FET70还优选是采用碳化硅（SiC）、氮化镓（GaN）等实现上述性能的技术制造的。偏置网络72向FET70提供偏置电压，以控制FET70中的一种载流子类型的通道的导电性。偏置网络72可以包括多个电部件，其被配置为基于有源偏置或自偏置提供多个偏置电压。之后将所述偏置电压提供至FET70的输入部。
在一个实施例中，响应于所述偏振网络72接收到所述扫描控制器20生成的有源偏置信号，将所述FET70切换至导通常状态，从而将一个或多个接收线圈耦合至下游处理。所述FET70和偏置网络72的特征在于，在由所述扫描控制器20提供正向偏置信号时，将电子开关28切换至导通状态或调谐状态。在从扫描控制器20向FET70和偏置网络72提供反向偏置信号时，将电子开关28切换至非导通状态或失谐状态。因而，在从扫描控制器20向电子开关28提供反向偏置信号时，将使所述RF接收器26断开。
在另一实施例中，采用发射脉冲感生偏置电压，以生成对所述电子开关28进行切换的自偏置信号。FET70和偏置网络72将具有与上文提到的响应于所述偏置电压产生的相同的特征。例如，在提供由发射脉冲生成的正向偏置时，所述电子开关和偏置网络被切换至导通或调谐状态，在没有发射脉冲的情况下，其被调谐至非导通状态或失谐状态。
参考图4，其示出了电子开关28和偏置网络72的一个实施例的示意图。如上所述，电子开关28包括FET70和偏置网络72。偏置网络72包括由第一电阻器76、第二电阻器78和电容器80构成的偏置电路74。偏置电路74还包括由两个诸如齐纳二极管等的电压限制二极管84构成的偏置限制器82。偏置限制器82限制提供给FET70的有源偏置和自偏置的电压。偏置电路74还包括在没有有源偏置的情况下提供自偏置的整流二极管86和第二电容器88。整流二极管86将接收自发射脉冲的交变电流转换成直流电流。所述直流电流采用控制所述FET70的切换的DC电压对所述电容器进行充电。
参考图5，通过示意图示出了添加了补偿电路90的电子开关28和偏置网络72的另一实施例。电子开关28包括FET70和具有与图4所示的相同的偏置电路74的偏置网络72。电子开关28还包括由串联的第一电感器92和第三电容器94形成的补偿电路90。如图所示，补偿电路90与FET70并联。补偿电路90去除了可能在非导通状态或失谐状态下出现的寄生电容。补偿电路90中的第一电感器92和第三电容器94的结合去除了电子开关28的寄生电容，还截断了通过断开的电子开关28的任何DC电流流动。补偿电路90的电抗值高于共振回路的电感器的电抗值，因此电子开关28具有比当前的共振回路电路高的带宽和降低的损耗。
参考图6和图7，通过示意图示出了电子开关28和偏置网络72的另一实施例。如图7所示，电子开关28包括如上所述的偏置网络72以及多个串联的FET70或者由串联的FET70构成的阵列。包括由串联的FET70构成的阵列的配置提高了电子开关28的额定电压。类似地，如图7所示，电子开关28包括偏置网络72以及多个并联的FET70或者由并联的FET构成的阵列。包括由处于串联配置当中的FET70构成的阵列的配置降低了电子开关28的接通状态电阻。可以设想，电子开关28可以由串联和并联布置的FET构成的阵列构成，从而既实现高额定电压，又实现低接通状态电阻。
参考图8，其示出了具有电子开关28的完整MR接收线圈的示意图。MRI线圈100包括多个电容器102，多个电容器102将所述线圈调谐至MR频率，以检测由MRI扫描机的检查区域发出的磁共振信号。电子开关28包括FET70和具有与图4所示的相同的偏置电路74的偏置网络72。电压源104向偏置网络72提供有源偏置电压，从而使电子开关28偏置到断开状态，继而将所述线圈从所述MR频率上失谐。偏置电势104的去除将FET70切换至其闭合状态，从而实现对所述线圈的调谐。
参考图9，通过示意图示出了添加了补偿电路90的电子开关28和偏置网络72的另一实施例。电子开关28包括多个串联的FET70或者由串联的FET70构成的阵列。包括由串联的FET70构成的阵列的配置提高了电子开关28的额定电压。所述由FET70构成的阵列具有源极－源极配置。这一使得FET处于源极－源极配置当中的配置降低了跨越每一FET70的电压降，改进了“截止”切换行为。偏置网络72包括偏置电路74。偏置电路74还包括由两个诸如齐纳二极管等的电压限制二极管84构成的偏置限制器82。偏置限制器82限制提供给FET70的有源偏置和自偏置的电压。偏置电路74还包括在没有有源偏置的情况下提供自偏置的整流二极管86。整流二极管86将接收自发射脉冲的交变电流转化为直流电流。所述直流电流对所述电容器充电。
参考图10，其通过示意图示出了发射/接收开关120形式的电子开关28的另一实施例。在MRI扫描机中优选采用这种配置，在所述配置中，将同一线圈元件既用于接收又用于发射。电子开关28包括多个串联的FET70或者由串联的FET70构成的阵列。如上所述，优选使FET70处于常断状态。例如，所述电子开关处于断开状态以使所述MR线圈失谐，处于导通状态以将所述MRI线圈调谐至所述MR频率。响应于电子开关28接收到由扫描控制器20生成的接收有源偏置信号122，将FET70切换至导通状态，从而使RF接收器124与线圈元件126耦合。所述发射/接收开关还包括用以使RF发射器130与线圈元件126耦合的发射器电子开关128。响应于所述发射器电子开关126接收到由扫描控制器20生成的发射有源偏置信号132，将FET70切换至导通状态，从而使RF发射器130与线圈元件126耦合。
已经参考优选的实施例描述了本发明。他人在阅读和理解以上详细描述之后可能想到修改和变更。应当将本发明解释为包括所有这样的修改和变更，只要它们在权利要求或其等价方案的范围之内。
Claims (14)
1.一种用于在磁共振中使用的射频(RF)线圈组件，其包括：
射频(RF)线圈(42，100)；以及
电子开关(28)，其在断开和闭合状态之间进行切换以使所述射频(RF)线圈(42，100)失谐和调谐至预选共振频率，每一电子开关(28)包括：
至少一个场效应晶体管(FET)(70)和偏置网络(72)，
其中，所述偏置网络(72)包括：
偏置电路(74)，其生成控制信号以将所述至少一个场效应晶体管(FET)(70)从闭合状态切换至断开状态，其中，所述控制信号从有源偏置信号和自偏置信号中的至少一种生成，并且
其中，所述电子开关(28)还包括：
自偏置网络，其通过对入射射频(RF)信号的部分进行整流而生成所述自偏置信号。
2.根据权利要求1所述的射频(RF)线圈组件，其中，所述射频(RF)线圈(42，100)是环形线圈，并且所述至少一个场效应晶体管(FET)(70)被连接到环内以在所述至少一个场效应晶体管(FET)(70)闭合时将所述环形线圈调谐至所述预选共振频率并且在所述场效应晶体管(FET)(70)断开时使所述环形线圈失谐。
3.根据权利要求1-2中任一项所述的射频(RF)线圈组件，其中，所述电子开关(28)还包括：
补偿电路(90)，其在调谐状态期间去除所述电子开关(28)的寄生电容。
4.根据权利要求1-2中任一项所述的射频(RF)线圈组件，其中，所述偏置电路(74)包括：
偏置限制器(80)，其限制有源偏置信号和自偏置信号的电压。
5.根据权利要求1-2中任一项所述的射频(RF)线圈组件，其中，所述场效应晶体管(FET)(70)是由碳化硅和氮化镓中的至少一种制造的。
6.根据权利要求1-2中任一项所述的射频(RF)线圈组件，其中，失谐状态和调谐状态之间的切换时间低于50微秒。
7.根据权利要求1-2中任一项所述的射频(RF)线圈组件，其中，所述电子开关(28)在调谐状态期间具有小于0.3欧姆的电阻并且在失谐状态期间具有大于3000欧姆的电阻。
8.根据权利要求1-2中任一项所述的射频(RF)线圈组件，其中，所述电子开关(28)在失谐状态中能够耐受大于100伏特的电压。
9.根据权利要求1-2中任一项所述的射频(RF)线圈组件，其中，所述电子开关(28)包括以下中的至少一项：
串联布置的场效应晶体管(FET)(70)阵列，用于提高所述电子开关(28)的额定电压；以及，其中，所述电子开关(28)包括并联布置的场效应晶体管(FET)(70)阵列，用于降低所述电子开关(28)的电阻。
10.一种磁共振系统，包括：
磁体(12)，其在检查区域(14)中生成静态磁场；
RF发射器(24)和RF发射线圈(18)，其以预选共振频率生成RF脉冲从而在所述检查区域(14)中激励和操纵共振；
至少一个根据权利要求1-9中任一项所述的射频(RF)线圈组件，其被配置为从所述检查区域(14)采集磁共振数据；
至少一个RF接收器(26)，其连接至所述射频(RF)线圈组件；
控制电路，其生成用于对所述射频(RF)线圈组件中的所述电子开关(28)中的至少一个的状态进行切换的控制信号；以及
扫描控制器(20)，其被配置为对所述RF发射器(24)和RF接收器(26)以及所述控制电路进行控制。
11.一种磁共振方法，包括：
以预选共振频率发射RF激励信号，从而在检查区域(14)中感生共振信号；
利用根据权利要求1-9中任一项所述的射频(RF)线圈组件中的电子开关(28)，将RF接收线圈(42，100)调谐至所述预选共振频率以从所述检查区域(14)接收共振信号，并且使所述RF接收线圈(42，100)失谐以禁止所述RF接收线圈(42，100)接收所发射的RF激励信号。
12.根据权利要求11所述的方法，还包括：
生成偏置电压以将至少一个场效应晶体管(FET)(70)切换至非导通状态，从而使所述RF接收线圈(42，100)失谐。
13.根据权利要求11和12中任一项所述的方法，其中，所述场效应晶体管(FET)(70)是由碳化硅和氮化镓中的至少一种制造的。
14.根据权利要求11和12中任一项所述的方法，其中，失谐状态和调谐状态之间的切换时间小于50微秒。
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| CN201280025121.0A Expired - Fee Related CN103547937B (zh) | 2011-05-23 | 2012-05-22 | 作为用于mri rf 线圈的失谐电路的fet 开关 |
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|---|---|
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Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9747789B2 (en) | 2013-03-31 | 2017-08-29 | Case Western Reserve University | Magnetic resonance imaging with switched-mode current-source amplifier having gallium nitride field effect transistors for parallel transmission in MRI |
| CN104101846A (zh) | 2013-04-11 | 2014-10-15 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 一种局部线圈 |
| WO2014174396A1 (en) * | 2013-04-23 | 2014-10-30 | Koninklijke Philips N.V. | Single coaxial interface for magnetic resonance (mr) coils |
| US9042991B2 (en) * | 2013-08-14 | 2015-05-26 | Syntilla Medical LLC | Implantable head mounted neurostimulation system for head pain |
| US9498635B2 (en) * | 2013-10-16 | 2016-11-22 | Syntilla Medical LLC | Implantable head located radiofrequency coupled neurostimulation system for head pain |
| US10960215B2 (en) | 2013-10-23 | 2021-03-30 | Nuxcel, Inc. | Low profile head-located neurostimulator and method of fabrication |
| JP6282895B2 (ja) * | 2014-03-10 | 2018-02-21 | 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高周波コイルユニット |
| WO2015150952A1 (en) * | 2014-03-31 | 2015-10-08 | Koninklijke Philips N.V. | Receive coils with low-loss detune circuits for magnetic resonance (mr) systems and method of operation thereof |
| DE102015207990B4 (de) * | 2015-04-30 | 2016-12-08 | Siemens Healthcare Gmbh | Verstimmung einer MRT-Empfangsantenne |
| WO2017120357A1 (en) * | 2016-01-06 | 2017-07-13 | Syntilla Medical LLC | Implantable head located radiofrequency coupled neurostimulation system for head pain |
| US9717917B2 (en) | 2016-01-06 | 2017-08-01 | Syntilla Medical LLC | Charging system incorporating independent charging and communication with multiple implanted devices |
| US10921401B2 (en) * | 2016-11-23 | 2021-02-16 | GE Precision Healthcare LLC | Anterior radio frequency (RF) coil array for a magnetic resonance imaging (MRI) system |
| CA3054684A1 (en) | 2017-03-01 | 2018-09-07 | Scanmed, Llc | Dual tuned mri resonator, coil package, and method |
| US11380681B2 (en) * | 2017-03-06 | 2022-07-05 | Jerusalem College Of Technology | Integrated rectifier |
| CN108802494B (zh) * | 2017-05-03 | 2020-03-20 | 华为技术有限公司 | 绝缘电阻的检测电路、检测方法和装置 |
| EP3546971A1 (en) * | 2018-03-29 | 2019-10-02 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency (rf) antenna element with a (de)tuning system |
| CA3099068A1 (en) * | 2018-05-21 | 2019-11-28 | Hyperfine Research, Inc. | Radio-frequency coil signal chain for a low-field mri system |
| GB2580011B (en) * | 2018-08-03 | 2021-11-24 | Medical Wireless Sensing Ltd | Tunable metamaterial device |
| EP3623831A1 (en) * | 2018-09-11 | 2020-03-18 | Koninklijke Philips N.V. | Magnetic resonace receive coil with detune circuit and energy harvesting circuit |
| EP3644084A1 (en) * | 2018-10-23 | 2020-04-29 | Koninklijke Philips N.V. | Generation of rf pulses for mri applications |
| US10859648B2 (en) * | 2019-04-01 | 2020-12-08 | GE Precision Healthcare LLC | Systems and methods for a configurable radio frequency coil for MR imaging |
| CN112545488A (zh) * | 2020-12-07 | 2021-03-26 | 武汉联影生命科学仪器有限公司 | 调谐和匹配装置、方法及磁共振成像设备 |
| EP4264304A1 (en) | 2020-12-15 | 2023-10-25 | Hyperfine Operations, Inc. | Opto-isolator circuitry for magnetic resonance imaging applications |
| EP4016103A1 (de) * | 2020-12-18 | 2022-06-22 | Siemens Healthcare GmbH | Magnetresonanztomograph und verfahren zum schnellen umschalten von tx nach rx |
| CN114690097A (zh) * | 2022-03-30 | 2022-07-01 | 深圳市联影高端医疗装备创新研究院 | 理疗线圈、磁共振系统和理疗方法 |
| EP4417992A1 (en) * | 2023-02-20 | 2024-08-21 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency receiver system and method |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6263229B1 (en) * | 1998-11-13 | 2001-07-17 | Johns Hopkins University School Of Medicine | Miniature magnetic resonance catheter coils and related methods |
| CN1710442A (zh) * | 2004-06-17 | 2005-12-21 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振成像系统的接收线圈回路 |
| CN101256222A (zh) * | 2007-02-28 | 2008-09-03 | 西门子（中国）有限公司 | 一种磁共振成像系统接收线圈回路及其失谐方法 |
| CN101539614A (zh) * | 2008-03-18 | 2009-09-23 | 西门子公司 | 用于使局部线圈中的接收天线失谐的设备 |
| CN101573630A (zh) * | 2006-12-21 | 2009-11-04 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于mri系统的失谐电路和失谐方法 |
| CN101819263A (zh) * | 2010-03-23 | 2010-09-01 | 苏州工业园区朗润科技有限公司 | 用于核磁共振系统中射频发射线圈的失谐电路和方法 |
Family Cites Families (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3026040C2 (de) * | 1980-07-09 | 1982-05-27 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Schalter mit in Serie geschalteten MOS-FET |
| US4975644A (en) * | 1989-03-29 | 1990-12-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Coil system for a magnetic resonance imaging system |
| US5103195A (en) * | 1989-10-13 | 1992-04-07 | Hewlett-Packard Company | Hybrid gaas mmic fet-pin diode switch |
| US5075624A (en) * | 1990-05-29 | 1991-12-24 | North American Philips Corporation | Radio frequency quadrature coil construction for magnetic resonance imaging (mri) apparatus |
| US5414340A (en) * | 1994-02-22 | 1995-05-09 | Gannon; Henry M. | Feedback circuit for high efficiency linear DC power supply |
| GB2288024B (en) | 1994-03-30 | 1998-03-18 | Oxford Instr | Oscillating magnetic field generating assembly |
| DE4422069C1 (de) | 1994-06-23 | 1995-09-14 | Siemens Ag | Schaltungsanordnung zur Ansteuerung einer Hochfrequenz-Schaltdiode |
| JPH0823270A (ja) * | 1994-07-08 | 1996-01-23 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 高周波スイッチ |
| US5578961A (en) * | 1994-07-27 | 1996-11-26 | Motorola, Inc. | MMIC bias apparatus and method |
| JPH08229022A (ja) * | 1995-02-28 | 1996-09-10 | Shimadzu Corp | Ｍｒｉ装置のアンテナ装置 |
| JP3517019B2 (ja) | 1995-03-15 | 2004-04-05 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴診断装置 |
| US5965959A (en) * | 1996-07-02 | 1999-10-12 | American Superconductor Corporation | Superconducting magnets and power supplies for superconducting devices |
| US6124678A (en) * | 1998-10-08 | 2000-09-26 | Face International Corp. | Fluorescent lamp excitation circuit having a multi-layer piezoelectric acoustic transformer and methods for using the same |
| US6144205A (en) | 1998-11-19 | 2000-11-07 | General Electric Company | Optical control of radio frequency antennae in a magnetic resonance imaging system |
| JP2001178702A (ja) * | 1999-12-27 | 2001-07-03 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | Ｒｆ信号受信装置、磁気共鳴信号獲得装置および磁気共鳴撮影装置 |
| US6452394B1 (en) | 2000-10-20 | 2002-09-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Transfer of the resonance frequency of the resonance circuit by extra RF frequency combined with the excitation RF pulse |
| DE10118195C1 (de) | 2001-04-11 | 2002-11-07 | Siemens Ag | Verwendung eines Schaltelements zum Schalten in einem Kernspintomographie-Gerät und Kernspintomographie-Gerät |
| AU2003286534A1 (en) * | 2002-10-21 | 2004-05-13 | The General Hospital Corporation D/B/A Massachusetts General Hospital | Catheter and radiofrequency coil with annular b1 filed |
| JP2004242475A (ja) * | 2003-02-07 | 2004-08-26 | Kri Inc | スイッチング素子の駆動方式 |
| US20050073309A1 (en) * | 2003-10-01 | 2005-04-07 | Williams Neil R. | Magnetic resonance coil modules |
| EP1695105B1 (en) | 2003-12-08 | 2011-03-30 | Philips Intellectual Property & Standards GmbH | Circuit arrangement for detuning a resonant circuit of an mr apparatus |
| US7782059B2 (en) * | 2004-11-23 | 2010-08-24 | M2M Imaging Corp. | Bandwidth expansion in magnetic resonance |
| WO2007030832A2 (en) | 2005-09-09 | 2007-03-15 | State Or Oregon Acting By And Through The State Board Of Higher Education Of Behalf Of The University Of Oregon | High impedance differential input preamplifier and antenna for magnetic resonance systems |
| JP4740009B2 (ja) | 2006-03-28 | 2011-08-03 | 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 | 磁気共鳴撮像装置、ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置の制御方法 |
| WO2007124246A1 (en) * | 2006-04-21 | 2007-11-01 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Mr involving high speed coil mode switching between i-channel linear, q-channel linear, quadrature and anti-quadrature modes |
| US7671595B2 (en) | 2007-03-22 | 2010-03-02 | Case Western Reserve University | On-coil switched mode amplifier for parallel transmission in MRI |
| US7960772B2 (en) * | 2007-04-26 | 2011-06-14 | Peregrine Semiconductor Corporation | Tuning capacitance to enhance FET stack voltage withstand |
| DE102007023542B4 (de) * | 2007-05-18 | 2010-09-23 | Bundesrepublik Deutschland, vertr.d.d. Bundesministerium für Wirtschaft und Technologie, d.vertr.d.d. Präsidenten der Physikalisch-Technischen Bundesanstalt | Magnetresonanz-System und Verfahren zu dessen Steuerung |
| JP2009278836A (ja) * | 2008-05-16 | 2009-11-26 | Kyocera Mita Corp | スイッチング電源回路、及び画像形成装置 |
| US8988912B2 (en) * | 2008-10-23 | 2015-03-24 | Leach International Corporation | System and method for emulating an ideal diode in a power control device |
| BRPI1009693A2 (pt) * | 2009-06-19 | 2018-04-10 | Koninl Philips Electronics Nv | dispositivo pré-amplificador com um dispositivo fet (transistor de efeito de campo), conjunto de bobina, dispositivo de rm e método para reduzir a impedância da entrada no dispositivo pré-amplificador |
| JP5658750B2 (ja) * | 2009-06-19 | 2015-01-28 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | メモリスタを使用したｍｒｉｒｆコイル |
| US8198895B2 (en) * | 2009-09-23 | 2012-06-12 | General Electric Company | System and method for magnetic resonance coil actuation |
| US8207736B2 (en) * | 2009-09-30 | 2012-06-26 | General Electric Company | Apparatus for feeding a magnetic resonance coil element and method of making same |
-
2012
- 2012-05-22 US US14/118,345 patent/US9720060B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2012-05-22 EP EP12726866.2A patent/EP2715386A1/en not_active Withdrawn
- 2012-05-22 JP JP2014511992A patent/JP6210976B2/ja not_active Expired - Fee Related
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- 2012-05-22 WO PCT/IB2012/052571 patent/WO2012160518A1/en active Application Filing
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6263229B1 (en) * | 1998-11-13 | 2001-07-17 | Johns Hopkins University School Of Medicine | Miniature magnetic resonance catheter coils and related methods |
| CN1710442A (zh) * | 2004-06-17 | 2005-12-21 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振成像系统的接收线圈回路 |
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