CN103959083B - 双通道磁共振断层造影系统 - Google Patents

双通道磁共振断层造影系统 Download PDF

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Abstract

本发明建议一种带有用于放大系统的控制电路的双通道磁共振断层造影系统，以便能够由此对于MRT‑系统的不同负载状况灵活地和高效地考虑。因此可以当事先借助空转测量将MRT‑系统调节到分别的负载状况上时，明显地改善MRT‑测量。可选地也可以在MRT‑测量期间执行适配。通过所述控制电路可以将数个完全不同的负载状况分别优化地考虑。

Description

双通道磁共振断层造影系统
技术领域
本发明涉及一种用于调节用于双通道磁共振断层造影系统的放大系统的方法以及一种用于控制双通道磁共振断层造影系统的装置。
背景技术
磁共振断层造影术(MRT，缩短作MR，英语：Magnetic Resonance Imaging，MRI)是一种成像方法，所述方法主要在医学诊断中用于显示身体内的组织和器官的结构和功能。其在物理学上基于核自旋共振原理和因此也被称为核自旋断层造影。一般的细节例如可以见于：http://de.wikipedia.org/wiki/Magnetresonanztomographie。
借助MRT可以生成人体(或动物体)的截面图，所述截面图允许判断器官和许多病变的器官变化。磁共振断层造影术基于强磁场以及射频领域的电磁交变场，借助其共振激励了身体内的特定原子核(大多为氢原子核/质子)，所述原子核然后在接收电路中感应出电信号。在设备中不生成或使用加载的X射线辐射或其它电离辐射。对于图像对比度的本质基础是不同组织类型的不同弛豫时间(Relaxationszeit)。此外在不同组织(例如肌肉、骨骼)中氢原子的不同含量也对于图像对比度作出贡献。
这里建议的方案尤其涉及到一种电压控制或者一种用于射频功率放大器系统(也被称为RFPA-系统，其中RFPA代表Radio Frequency Power Amplifier射频功率放大器)的电压控制的装置，如其在MRT中被使用的那样。
发明内容
本发明要解决的技术问题在于，改进MRT-技术和尤其能够对于不同的负载状况(患者、器官、位置)灵活地优化。
为了解决所述技术问题给出一种用于调节用于双通道磁共振断层造影系统的放大系统的方法，
-其中所述放大系统取决于负载状况借助控制电路被适配。
由此可以稳定RF-激励信号和实现对于不同负载状况的灵活的优化。
优选地，放大系统对于磁共振断层造影系统的每一个通道包括一个自身的放大器。
这里建议的方案实现了，将双通道磁共振断层造影系统特定地对于分别的负载状况进行调校和由此使用对于负载状况有利的调节。这带来测量结果的明显的改善，并且即使在考虑到可能的可使用身体线圈的前提下也增加了双通道磁共振断层造影系统的灵活性。
由此还可行的是，即使在考虑到完全不同的负载状况的前提下也满足特定的默认值(在保持预先给定的最大、精确或合适的放大的情况下快速的调整时间(Einschwingzeit))。
一种改进方案是，控制电路尤其在放大系统的输入端具有放大系统的输出信号的反馈。
所述反馈可以用于调节在控制电路的前馈分支的控制器(控制器件(Steuergliedern))。
另外一种改进方案是，在反馈的情况下执行输出信号的延迟。
尤其可以为此设置延迟元件。
尤其有一种改进方案，借助于放大系统确定负载状况并且取决于负载状况调节双通道磁共振断层造影系统的至少一个控制器。
尤其可以借助于测量，例如空转测量(未进行控制的测量)确定(例如预测)负载状况的类型或负载状况的至少一个参数。
还存在一种改进方案，即所述至少一个控制器包括与负载有关的前馈控制器，用于调节放大系统的合适(尤其是最大或准确)的放大。
借助与负载有关的前馈控制器可以调节或控制放大系统的放大。由此可以尤其确保，预先规定的最大放大不被超越。
另外还有一种改进方案，所述至少一个控制器包括另外的与负载有关的控制器，其具有四个SISO-PI-控制器。
尤其所述两种与负载有关的控制器彼此并联地连接。借助于四个SISO-PI-控制器(每两个控制器对应于双通道磁共振断层造影系统的一个通道)可以实现使调整时间被加速和由此使MRT-拍摄的滞后被改善。
在额外的改进方案的范围内，将信号在放大系统之前进行去耦。
尤其可以对于放大系统前置去耦组件。例如借助于去耦组件来确保信号中的静态部分被减少或抑制和/或将值缩放至事先规定的规模。
下一个改进方案在于，基于以下参数中的至少一个来确定负载状况：
-患者的身高；
-患者的体重；
-待检查的区域或器官；
-检查台的位置；
-用于执行MRT-测量的身体线圈的位置；
-患者关于检查台的位置；
一种构造方案是，在空转测量期间执行放大系统的调节。
空载测量(也被称为开环运行或开环测量)优选涉及到一种测量，其用于放大系统或控制电路的调节。这可以取决于负载状况这样地进行，例如患者占据MRT-系统中预先规定的位置并且在实际MRT-检查之前执行所述测量，以便将MRT-系统对于排队等候的测量优化地设置。
一种替代的实施方式在于，在空转测量之后执行带有患者的MRT-测量。
下一个构造方案是，在MRT-测量的情况下适配控制电路。
在MRT-测量期间还可以适配控制电路并由此改善所获得的测量的质量。
还存在一种构造方案，即借助空转测量确定负载状况。
还可以取决于在空转测量期间确定的参数来(附带)确定负载状况。换句话说还可以使用在空转测量期间确定的参数，以便确定负载状况和由此取决于负载状况适配控制电路或通过控制电路适配放大系统。
上面所述的技术问题也可以通过一种用于控制双通道磁共振断层造影系统的装置来解决，其具有以下特征：
-带有放大系统，
-其中所述放大系统可以取决于负载状况借助控制电路被适配。
所述控制电路可以为此实施为处理器单元和/或至少局部固定连线的或逻辑的电路布置，其例如如此地配置，使得所述方法可以如同这里描述的一样被执行。在此，可以使用任意类型的带有相应必要的外围设备(存储器、输入/输出接口、输入输出设备等)的处理器或计算器或计算机。
涉及上述方法的解释相应地适用于装置。所述装置可以实施为一个组件或分散的多个组件。
一种改进方案在于，所述控制电路尤其在放大系统的输入端具有放大系统的输出信号的反馈。
还存在一种改进方案，即在所述控制电路的前馈分支配备有至少一个控制器，借助于所述控制器可以调节放大系统的放大和借助于所述控制器可以调节放大系统的调整时间。
上述提及的技术问题也借助双通道磁共振断层造影系统来解决，所述系统包括在这里描述的装置。
在这里介绍的解决方案还包括一种计算机程序产品，其可以直接在数字计算机的存储器里加载，包括程序代码部分，所述程序代码部分适用于执行这里描述的方法的步骤。
此外，上面提及的问题借助计算机可读的存储媒介来解决，例如任意的存储器，包括可由计算机执行的指令(例如以程序代码的形式)，其适用于，使得计算机执行这里描述的方法的步骤。
附图说明
借助下面结合附图详细解释的实施例的示意性描述将使本发明的上面描述的属性、特征和优点以及如何将其实现的类型和方式变得更明确和更清楚易懂。在此为了清晰起见对于相同或作用相同的元件配备了相同的附图标记。
其中：
图1表示用于2-通道MRT-系统的被控制的RFPA-系统的示意性方块图；
图2表示一个2-通道MRT-系统的替代性的示意性方块图。
具体实施方式
MIMO系统(英语：Multiple Input Multiple Output，多输入多输出)表示一种带有多个输入端和多个输出端或多个输入值和多个输出值或变量的系统。在德语的语言习惯中有时会使用多值系统的术语。刚好只提供一个输入值和一个输出值或变量的系统被称为SISO-系统(英语：Single Input Single Output，单输入单输出)。
RFPA-系统包括在射频区域(例如高频区域)的功率放大器。每个通道放大一个射频信号(也被称为RF-信号)，其中所述RF-信号具有特定的振幅和相位。
下面，建议一种2-通道RFPA-系统。从开环控制或闭环控制的角度，所述2-通道RFPA-系统对应于一种4×4MIMO-系统，包括两个通道，每个用于可调节的RF-信号的振幅和相位。
图1示出应用于2-通道MRT-系统的受控制的RFPA-系统的示意性方块图。
额定值或参考值Si(i＝1…4)被施加到与负载有关的前馈控制器102(也被称为Feedforward-Controller)。另外，将延迟的输出值di(i＝1…4)从额定值上减去，其结果以值的形式
gi＝si-di，i＝1…4
传输给与负载有关的控制器101，所述控制器具有四个SISO-PI-控制器，每个用于一个通道i。
PI-控制器，也被称为比例积分控制器，由比例器件部分和积分器件部分组成。
控制器102的输出值fi与控制器101的输出值wi组合成值ki，也即是说，
ki＝wi+fi，i＝1…4
并且被传输到去耦组件103。例如借助于去耦组件103确保，信号ki中的静态部分被减少或抑制和/或将值ki缩放至事先规定的规模。
去耦组件103对RFPA-系统104去耦。换句话说，通过位于RFPA-系统之前的去耦组件的应用，这些功能上相当于四个彼此去耦的SISO-系统。在去耦系统的输出端给RFPA-系统104提供相应的值pi。
去耦组件103对RFPA-系统的输入端和输出端去耦，也即是说四个输入信号的每一个对应于RFPA-系统的四个输出信号中的一个，并且初始存在的介于输入信号和输出信号之间的耦合由此减小或(很大程度上)排除。所述4×4RFPA-系统由此分解为四个1×1子系统。例如如此地进行缩放，使四个1×1子系统的每一个具有相同的直流电压放大。
去耦组件103取决于负载状况来确定。这点如下进行：在暂时断开控制的情况下在额定电压信号s1、s2、s3和s4之上依次地引入阶跃，并且确定输出电压u1、u2、u3和u4。从这些阶跃响应中可以确定RFPA-系统的直流电压放大(为一个4×4矩阵)。去耦组件103在最简单的情况下是直流电压放大矩阵的逆矩阵。替代地直流电压放大矩阵的逆矩阵还可以与四个输入缩放因子相乘。
借助于负载状况或RFPA-系统104的实验确定的直流电压放大矩阵将相应信息106传输到值表105(英语：Lookup-Table查询表)，借助于其将信息106转换到用于控制器101和102的所属调节。这点优选地发生在空转测量的范围内和/或检查执行期间。
RFPA-系统104提供输出值ui(例如以输出电压的形式)，所述输出值也通过延迟元件107转换为延迟的输出值di。
由此RFPA-系统104被高效地控制，并且借助(反馈的)信息106确保，所述RFPA-系统对于分别的负载状况被优化地运行。
在这里应用控制器101，以便减少或排除稳定状态下的控制错误。
应用控制器102，以便加速调整时间和由此改善MRT-拍摄的滞后(Nachlauf)。
去耦组件103包括例如静态去耦和缩放矩阵，其被用作，降低或(至少部分地)避免四条通道之间的交叉干扰。
为了实现对于不同的负载状况的高效的MRT-测量和由此改善MRT-系统的工作能力和效率，可以在控制器102中设置不同的前馈控制-放大矩阵和必要时对于控制器101设置相应合适的调节(PI-控制器的参数调节)，其取决于信息106被选择，所述信息再一次取决于分别的负载状况被确定。从而可以将信息106为此用作，为值表105中的一个条目寻址，所述条目包括控制器101和102的相应调节。该调节于是被控制器101、102接收。
取决于RFPA-系统104的负载由此可以借助值表105选择合适的放大。由此可以实现取决于分别的具体负载状况所需的快速调整时间和同时确保拍摄的较好质量。
RFPA-系统尤其可以如此调节，例如满足以下的默认值：
(1)对于阶跃响应，调整时间(为了实现容差范围相当于例如目标值的5％左右)为小于10微秒(不包括静态误差部分)。
(2)预先给定的在放大器的输出端的最大电压不被超越。
(3)默认值(1)和(2)对于不同的负载状况被保持。在此，负载状况对应于例如不同的患者，其待检查的器官以及在MRT-检查中的不同的位置。
负载状况可以取决于不同的因素。例如可以参考于待检查的区域来估计患者的身高。如此的估计可以至少考虑以下参数中的一个：
-患者的体重，
-待检查的区域，例如取决于检查平台的位置和/或患者在检查平台上的位置(例如俯/仰卧，左侧/右侧卧)，
-空转测量(也被称为开环测量)
在空转测量期间可以测量实际上与负载有关的系统性能(Systemverhalten)和如此调校控制环的参数，使得实现优化的动态系统响应。
患者的实际检查(MRT-测量)在空转测量结束之后进行。
图2示出了2-通道MRT-系统的示意性图表。
额定值sw1被施加到运行时间组件201和加法器203上，运行时间组件201的结果被传输到加法器207。加法器207的结果通过环路滤波器205处的开关218传输到加法器203。加法器203的最终结果，也就是额定值sw1与环路滤波器205的输出值的相加被输送到去耦组件209。
额定值sw2被施加到运行时间组件202和加法器204上，运行时间组件202的结果被传输到加法器208。加法器208的结果通过环路滤波器205处的开关219传输到加法器204。加法器204的输出端，也就是额定值sw2与环路滤波器206的输出值的相加同样被输送到去耦组件209。
由此通过去耦组件209从额定值sw1得出修改的(额定)值sw1′和相应地从额定值sw2得出修改的(额定)值sw2′。
所述值sw1′通过数模转换器210和放大器212被输送到处理单元214。相应地所述值sw2′通过数模转换器211和放大器213被输送到处理单元214。
由处理单元214将入射波a1和a2通过长度为lBC的线缆传达到身体线圈217。所述身体线圈217提供入射波b1和b2或电压值UBC1和UBC2到处理单元214。
所述电压UBC1由处理单元214通过模数转换器215作为数字测量的实际值输送到加法器207，并且从运行时间组件201的输出值中减去。相应地电压UBC2由处理单元214通过模数转换器216作为数字测量的实际值输送到加法器208，并且从运行时间组件202的输出值中减去。
在图2中的额定值是包括实部和虚部的复数信号。
所述修改的额定值sw1′和sw2′如下从图1所示的值中得出：
sw1′＝p1+i*p2，
sw2′＝p3+i*p4。
所确定的输出电压UBC1和UBC2(身体线圈217处的电压)如下从图1所示的值中得出：
uBC1＝u1+i*u2，
uBC2＝u3+i*u4。
输入值和输出值(变量)之间的关系可以借助复数的2×2矩阵(耦合矩阵)来描述：
所述矩阵取决于身体线圈217的负载状况(也被称为负载情况)以及取决于功率放大器的输出反射系数rQ1和rQ2，并且可以在实际检查(拍摄)之前的空转测量(适配)的范围内被确定。
空载测量可以如下进行：
-确定应用的身体线圈的散射矩阵并且借助于功率放大器的估计的输出反射系数来确定矩阵这样的做法因此尤其是合适的，因为散射矩阵对于SAR-监控(SAR：特定吸收率)也是需要的和因此被事先确定；由此考虑到计算和通讯仅需要微小的额外支出。
-直接确定矩阵在这里优选考虑功率放大器的实际属性。可以使用用于静态去耦和缩放的矩阵的逆矩阵(对比于图1中的去耦组件103)，以便实现MRT-系统的优化的动态测量。
接下来的解释尤其也适用于基于身体线圈上的电压UBC的控制。这些对应例如控制量。替代地或额外地例如也可以使用入射波作为控制量。
如果在处理单元214自身中不发生其它耦合和这些自身(近似)无固有反射(eigenreflexionsfrei)，得出入射波
其中，
其中τi(i＝1,2)相对于校准面和功率放大器(同样传播到校准面)的(非线性)反射因子rQi描述了介于额定值swi′和身体线圈217的散射矩阵的校准面
之间的路径传输。
由此通过身体线圈217的散射矩阵从入射波中得出出射波：
借助传输相位
得出
和由此
优选地，现在应该通过去耦矩阵来保证，在空转测量(也即是说开环运行)的情况下存在以下关系：
这作为条件得到
如果闭合如此去耦的系统的控制环，则两者相互独立的工作。这些持续尤其有效，直至振幅变得如此大，使得非线性输出反射因子不同于作为去耦基础的小信号值。
在特定的边界条件下，可以发生，矩阵不可逆，或者逆转至少是数值不稳定的。这点在矩阵的行列式中表明，所述行列式的值为零或者至少非常接近零。
从物理学来看，电压UBC2在这种情况下无关于两个激励信号的组合而仅通过一个唯一的复数因子区别于UBC1。优选在实践中避免这样的情况，因为否则在运行中散射矩阵的最小程度变化的情况下或在由强烈调制引起输出反射因子的变化的情况下系统变得不稳定。
借助于去耦矩阵的封闭的显示
其中
和
可以看出共同的分母项不允许为零，并且该条件不取决于输出反射因子而仅仅取决于身体线圈的散射矩阵以及关于身体线圈的电压面的电长度lBC。
对于去耦矩阵的确定，因此优选有以下参数是已知的：
-相对于校准面的身体线圈的散射矩阵(这可以对于每一个负载状况被测量)。
-传播到校准面的功率放大器的小信号-输出反射因子(这些可以例如一次性测量)。
-介于校准面和身体线圈的电压的参考面之间的长度lBC(在这里例如是结构的默认值，其可以相应地被采用)。
空转测量的效率可以额外地被增加，其方法是在考虑如下的条件下适配或估计参数：
-频率，
-波形，和/或
-至少下一个脉冲(或信号)的大小。
如同已经解释的，患者实际检查(MRT-测量)优选在空转测量结束之后进行。所述MRT-测量在此也可以遭受暂时性的波动，所述波动可能在前述的校准(空载测量)期间未被考虑或补偿。当然可行的是，即使在MRT-测量期间也有系统参数的变化被探测到，其方法是将这些与空转测量中的RFPA-系统的输入量和输出量比较。基于在MRT-测量期间的如此额外的信息自身可行的是，适配地追踪(调节)所述参数。例如可以将在放大器通道上通过连接的天线发生的相位移动，借助反馈环和前馈控制器来补偿。通过如此(例如连续的)适配可以不断地改善控制环的动态特性，即使是在MRT-测量期间。
由此，这里介绍的方法实现了RFPA-系统的灵活的和动态的调节和追踪(例如放大)，更确切地说根据实际的负载状况。所述负载状况在此可以尤其取决于患者的体重、检查平台的位置、患者在检查平台上的位置、待检查的器官、先前的测量数据和在MRT-测量的运行中积累的其它参数。
尽管本发明在细节上通过至少一个所示出的实施例具体地图示和描述，但是本发明并不局限于此而是其它变形可以由专业人员从中推导，而不脱离本发明的保护范围。
附图标记列表
101 与负载有关的控制器(包括四个SISO-PI-控制器)
102 与负载有关的前馈控制器
103 去耦组件
104 RFPA-系统
105 值表(查询表)
106 (与负载状况有关的)信息
107 延迟元件
201 运行时间组件
202 运行时间组件
203 加法器
204 加法器
205 环路滤波器
206 环路滤波器
207 加法器
208 加法器
209 去耦组件
210 数模转换器
211 数模转换器
212 放大器
213 放大器
214 处理单元
215 模数转换器
216 模数转换器
217 身体线圈
218 开关
219 开关

Claims (14)

1.一种用于调节用于双通道磁共振断层造影系统的放大系统的方法，
-其中，根据负载状况借助控制电路适配所述放大系统，
其中，所述放大系统的调节在空载测量期间执行，在空转测量之后执行带有患者的MRT-测量。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述控制电路尤其在所述放大系统的输入端具有所述放大系统的输出信号的反馈。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，在反馈的情况下执行所述输出信号的延迟。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，借助于所述放大系统确定负载状况，并且根据该负载状况调节双通道磁共振断层造影系统的至少一个控制器。
5.根据权利要求4所述的方法，其中，所述至少一个控制器包括与负载有关的前馈控制器，用于调节所述放大系统的合适的放大。
6.根据权利要求4或5所述的方法，其中，所述至少一个控制器包括另外的与负载有关的控制器，其具有四个SISO-PI-控制器。
7.根据权利要求1或2所述的方法，其中，信号在所述放大系统之前被去耦。
8.根据权利要求1或2所述的方法，其中，基于以下参数中的至少一个来确定负载状况：
-患者的身高；
-患者的体重；
-待检查的区域或器官；
-检查台的位置；
-用于执行MRT-测量的身体线圈的位置；
-患者关于检查台的位置。
9.根据权利要求1所述的方法，其中，在MRT-测量时适配控制电路。
10.根据权利要求1或2所述的方法，其中，借助所述空转测量确定负载状况。
11.一种用于控制双通道磁共振断层造影系统的装置，
-带有放大系统，
-其中根据负载状况借助控制电路能够适配所述放大系统，
其中，所述放大系统的调节在空载测量期间执行，在空转测量之后执行带有患者的MRT-测量。
12.根据权利要求11所述的装置，其中，所述控制电路尤其在所述放大系统的输入端具有所述放大系统的输出信号的反馈。
13.根据上述权利要求11或12所述的装置，其中，在所述控制电路的前馈分支配备有至少一个控制器，借助于所述控制器能够调节所述放大系统的放大和借助于所述控制器能够调节所述放大系统的调整时间。
14.一种带有根据权利要求11至13中任一项所述的装置的双通道磁共振断层造影系统。
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Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013226170B4 (de) 2013-12-17 2018-04-05 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur räumlichen Homogenisierung der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen einer Sendeantenne eines Magnetresonanztomographiegerätes
EP3470864A1 (en) 2017-10-12 2019-04-17 Koninklijke Philips N.V. Feeding a coil for magnetic resonance imaging
JP7199852B2 (ja) * 2018-07-02 2023-01-06 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 高周波電源及び磁気共鳴イメージング装置
KR102258269B1 (ko) * 2019-03-07 2021-05-31 주식회사 지에스인스텍 자기공명영상장치의 무선주파수 전력증폭장치

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0595929A (ja) * 1991-10-14 1993-04-20 Yokogawa Medical Syst Ltd Ｍｒ装置におけるｒｆ駆動回路
DE10254660A1 (de) * 2002-11-22 2004-06-09 Siemens Ag Verfahren zur Korrektur des B1-Felds bei MR-Messungen
CN1864080A (zh) * 2003-10-03 2006-11-15 明尼苏达大学董事会 用于核磁共振系统的并行收发器
CN101023368A (zh) * 2004-09-16 2007-08-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有动态范围控制的磁共振接收线圈
CN101297211A (zh) * 2005-10-28 2008-10-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于进行mri的非圆柱形rf线圈
CN101467060A (zh) * 2006-06-15 2009-06-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 安静的薄rf体线圈
CN101636664A (zh) * 2007-03-20 2010-01-27 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振成像系统和方法

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6195237A (ja) * 1984-10-16 1986-05-14 Mitsubishi Electric Corp 核磁気共鳴コンピユ−タ診断撮像装置
US4739268A (en) 1987-01-21 1988-04-19 Kabushiki Kaisha Toshiba RF pulse control system for a magnetic resonance imaging transmitter
US6411090B1 (en) 2001-07-02 2002-06-25 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Magnetic resonance imaging transmit coil
US7639015B2 (en) * 2003-07-18 2009-12-29 Mks Instruments, Inc. Methods and systems for stabilizing an amplifier
US8461842B2 (en) 2003-07-18 2013-06-11 Mks Instruments, Inc. Methods and systems for stabilizing an amplifier
WO2005083458A1 (en) 2004-02-26 2005-09-09 National Research Council Of Canada Method of effecting nuclear magnetic resonance experiments using cartesian feedback
JP2009513217A (ja) * 2005-10-27 2009-04-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｍｒｉにおける送信器の能動減結合
WO2007100696A2 (en) 2006-02-24 2007-09-07 Kenergy, Inc. Magnetic resonance imaging system with a class-e radio frequency amplifier
US7336074B2 (en) 2006-05-05 2008-02-26 Quality Electrodynamics Active decoupling of MRI RF transmit coils
US7397243B1 (en) * 2007-02-23 2008-07-08 Kenergy, Inc. Magnetic resonance imaging system with a class-E radio frequency amplifier having a feedback circuit
JP2010522009A (ja) 2007-03-20 2010-07-01 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 磁気共鳴撮像システム及び方法
CN101675354A (zh) 2007-05-04 2010-03-17 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于mri的具有数字反馈的rf发射器
US8102177B2 (en) 2009-03-31 2012-01-24 General Electric Company Using S-parameter measurements to manage SAR and transmit gain in MRI

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0595929A (ja) * 1991-10-14 1993-04-20 Yokogawa Medical Syst Ltd Ｍｒ装置におけるｒｆ駆動回路
US5424646A (en) * 1991-10-14 1995-06-13 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited RF drive circuit of MR apparatus
DE10254660A1 (de) * 2002-11-22 2004-06-09 Siemens Ag Verfahren zur Korrektur des B1-Felds bei MR-Messungen
CN1864080A (zh) * 2003-10-03 2006-11-15 明尼苏达大学董事会 用于核磁共振系统的并行收发器
CN101023368A (zh) * 2004-09-16 2007-08-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有动态范围控制的磁共振接收线圈
CN101297211A (zh) * 2005-10-28 2008-10-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于进行mri的非圆柱形rf线圈
CN101467060A (zh) * 2006-06-15 2009-06-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 安静的薄rf体线圈
CN101636664A (zh) * 2007-03-20 2010-01-27 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振成像系统和方法

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