CN209117844U - 射频脉冲放大器和包括射频脉冲放大器的磁共振成像系统 - Google Patents
射频脉冲放大器和包括射频脉冲放大器的磁共振成像系统 Download PDFInfo
- Publication number
- CN209117844U CN209117844U CN201690001481.0U CN201690001481U CN209117844U CN 209117844 U CN209117844 U CN 209117844U CN 201690001481 U CN201690001481 U CN 201690001481U CN 209117844 U CN209117844 U CN 209117844U
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- amplifier
- signal
- pulse
- auxiliary
- network
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims abstract description 22
- 230000003321 amplification Effects 0.000 claims description 7
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 7
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 claims description 7
- 230000008878 coupling Effects 0.000 claims description 3
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 claims description 3
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 claims description 3
- 230000009466 transformation Effects 0.000 claims description 3
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 claims description 2
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 claims description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 10
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 6
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 6
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 5
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 4
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 4
- 108010076504 Protein Sorting Signals Proteins 0.000 description 3
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 2
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000005553 drilling Methods 0.000 description 1
- 230000005611 electricity Effects 0.000 description 1
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 1
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 230000000116 mitigating effect Effects 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 230000011218 segmentation Effects 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3614—RF power amplifiers
-
- H—ELECTRICITY
- H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
- H03F—AMPLIFIERS
- H03F1/00—Details of amplifiers with only discharge tubes, only semiconductor devices or only unspecified devices as amplifying elements
- H03F1/02—Modifications of amplifiers to raise the efficiency, e.g. gliding Class A stages, use of an auxiliary oscillation
- H03F1/0205—Modifications of amplifiers to raise the efficiency, e.g. gliding Class A stages, use of an auxiliary oscillation in transistor amplifiers
- H03F1/0288—Modifications of amplifiers to raise the efficiency, e.g. gliding Class A stages, use of an auxiliary oscillation in transistor amplifiers using a main and one or several auxiliary peaking amplifiers whereby the load is connected to the main amplifier using an impedance inverter, e.g. Doherty amplifiers
-
- H—ELECTRICITY
- H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
- H03F—AMPLIFIERS
- H03F3/00—Amplifiers with only discharge tubes or only semiconductor devices as amplifying elements
- H03F3/60—Amplifiers in which coupling networks have distributed constants, e.g. with waveguide resonators
- H03F3/602—Combinations of several amplifiers
-
- H—ELECTRICITY
- H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
- H03F—AMPLIFIERS
- H03F2200/00—Indexing scheme relating to amplifiers
- H03F2200/451—Indexing scheme relating to amplifiers the amplifier being a radio frequency amplifier
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Power Engineering (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Amplifiers (AREA)
Abstract
本实用新型的实施例提供一种用于驱动磁共振成像系统中的发射线圈的射频脉冲放大器和包括该射频脉冲放大器的磁共振成像系统。RF脉冲放大器包括信号分割器网络、多个辅助功率链和主功率链。信号分割器网络被配置为将输入脉冲信号分割为主输入信号和多个辅助输入信号。每个辅助功率链包括辅助放大器，其被配置为将辅助输入信号中的每个放大为相应的辅助放大信号。主功率链包括被顺序地串联耦合在信号分割器网络与发射线圈之间的主放大器和多个组合器。组合器分别被配置为从辅助放大器接收辅助放大信号，并且控制器被耦合到信号分割器网络以及主放大器和辅助放大器并且被配置为基于输入脉冲信号来调整辅助放大信号的相位和辅助放大器的工作点。
Description
技术领域
本实用新型涉及磁共振成像(MRI)的领域，并且更具体涉及用于MRI 系统中的RF脉冲激发的RF脉冲放大器。
背景技术
RF功率放大器在多种多样的应用中使用，包括无线通信、TV传输、雷达、RF加热和医学设备。取决于不同的应用，这些RF功率放大器必须满足严格的性能规范、效率、输出功率和线性。理想的功率放大器的输出信号是输入信号的精确复制，仅幅度大了某个的固定倍数。通常，功率放大器增加连续波输入信号的功率水平，并且消耗总系统功率的大部分。具有低效率的功率放大器导致增加的功率使用和热去除要求，这会增加总系统的装备和工作成本。由于该原因，许多努力已经花费在增加RF功率放大器的效率上。己经开发了功率放大器架构，其旨在针对有限的输出回退范围(其为从峰值功率输出的回退量(例如，从峰值功率输出的典型6db回退))实现具有几乎恒定且更高的效率行为的功率级。US2012/0315162A1 公开了一种3路Doherty放大器，其中最小输出网络具有在由新通信系统 (诸如3G-LTE)要求的12dB功率回退方面具有改善的效率。 WO2012/076924A1公开了通信系统中的另一RF放大器电路，其在低功率模式和高功率模式两方面维持良好匹配。
通过MRI系统，要被检查的身体组织的核自旋通过静态主磁场B0而被对齐，并且通过在射频带中振荡的横向磁场B1而被激发。B1场借助于通过专用的RF发射线圈驱动电流来产生。在几乎所有临床MR成像应用中，B1场以短1-5ms爆发(称为RF脉冲)形式而不是以连续波形式发射。包括频率同步器、脉冲调制器和脉冲放大器的RF发射链负责生成产生B1 场所需的电流。更具体地，频率同步器产生处于拉莫频率的连续正弦载波，其被发送给脉冲调制器以便被成形为如通过具体成像应用命令的幅度调制的脉冲。在RF发射链下游，RF脉冲进一步经过脉冲放大器，所述脉冲放大器将小的输入RF脉冲的功率水平从毫瓦范围向上提升至高到足以驱动 RF线圈的水平。现代MRI系统中的RF脉冲放大器通常产生处于64MHZ 或128MHZ的频率的在0.5KW-35KW的宽动态范围内的峰值功率，例如， 0.5KW-2KW(腿和臂)、4KW-8KW头部以及多达至35KW全身。为了满足高功率输出水平，由具有相同功率放大等级的相同类型的放大器构成的许多功率放大器通常被部署在放大级处，因此也使用分割器和组合器网络来在放大之前将小的输入脉冲均匀地分配在功率放大器之间，并且在放大之后将放大器输出功率加和在一起。
然而，脉冲放大器的理论上可能的效率不能覆盖输出功率的全部动态范围，并且当输出功率在更远离最大输出功率的低幅度范围内时，该效率急剧地下降。图1指示了可用于1.5TMRI系统(例如，Philips Achieva 1.5 TMRI)的各种峰值输出功率的最大平均RF功率。轴向坐标示出了1.5TMRI 系统中的脉冲放大器的峰值输出功率，并且垂直坐标示出了根据不同峰值输出功率的最大平均RF功率。虚线101指示了短期最大平均功率，例如，在2秒内计算的平均功率。实线103指示了长期最大平均功率，例如，在 30秒内计算的平均功率。如通过图1示出的，由于在拐点105(例如，1KW) 之下的低幅度范围内的差的性能，脉冲放大器不能递送一些医学MRI应用所需的足够的平均RF功率。为了维持相同的平均RF功率，更高的功率源和更复杂的冷却系统需要被引入，并且在这种情况下功率消耗可以被加倍或甚至更多，这将会增加RF脉冲放大器的总成本和故障率。因此，医学设备中的脉冲放大器需要在RF脉冲的更低幅度范围内的改善的效率。
实用新型内容
本实用新型的目的是提供有效地减轻或甚至消除输入/输出功率的低幅度范围处的急剧效率下降的用于磁共振成像的RF脉冲放大器。
本实用新型的实施例提供了RF脉冲放大器、用于使用RF脉冲放大器驱动发射线圈的方法、以及被嵌入有RF脉冲放大器的MRI系统。
本实用新型的实施例提供了一种用于驱动磁共振成像系统中的发射线圈的RF脉冲放大器。所述RF脉冲放大器包括信号分割器网络、多个辅助功率链和主功率链。所述信号分割器网络被配置为将输入脉冲信号分割为主输入信号和多个辅助输入信号。每个辅助功率链包括辅助放大器，所述辅助放大器被配置为将所述辅助输入信号中的每个放大至相应的辅助放大信号。所述主功率链包括主放大器和多个组合器，所述主放大器和所述多个组合器被串联地耦合在所述信号分割器网络与所述发射线圈之间。所述组合器还分别被配置为从所述辅助放大器接收所述辅助放大信号，并且控制装置被耦合到所述信号分割器网络以及所述主放大器和所述辅助放大器，并且被配置为基于所述输入脉冲信号来调整所述辅助放大信号的相位和所述辅助放大器的工作点，以确保所述辅助放大器的至少一部分在所述输入脉冲信号的远离所述RF脉冲放大器的预定峰值输出的低幅度范围处被关闭。有利地，相比于在磁共振成像系统中使用的常规脉冲放大器，在输出功率的低幅度范围内本实用新型的RF放大器中的更少放大器被激活以进行工作，从而工作的放大器被设置为更靠近以最大效率递送最大输出功率的最佳状态。换言之，更少的工作放大器在最佳点上被更充分地使用，归因于此，输出功率的低幅度范围内的急剧效率下降被显著地减轻或者被消除。
根据本实用新型的一个实施例，每个组合器还包括阻抗变换网络和组合节点。所述阻抗变换网络被配置为将流过所述主链并且出现在所述阻抗变换网络的输入端口处的信号的电压变换为在所述阻抗逆变网络的输出端口处的输出电流。所述组合节点被配置为对将来自所述阻抗变换网络的所述输出端口的所述输出电流与从对应的辅助放大器接收的对应的辅助放大信号相加。有利地，从辅助功率链放弃和/或添加功率输出能够在每个组合级中被实现，并且根据RF脉冲放大器的输出功率要求被独立地控制。
根据本实用新型的另一实施例，来自所述阻抗变换网络的所述输出端口的所述输出电流独立于由所述对应的辅助放大器驱动的负载调制。有利地，从辅助放大器408-1至408-N放弃和/或向主功率链添加辅助放大信号不带来对彼此的影响，由此实现(N+1)路的组合器416的每个组合级的独立输入。
根据本实用新型的又一实施例，所述阻抗变换网络以选自至少集总T 形网络、集总π形网络、分布式λ/4传输线的形式进行实施。
根据本实用新型的又一实施例，所述RF脉冲放大器还包括多个相位补偿器，所述多个相位补偿器分别与所述辅助功率链中的所述辅助放大器串联地耦合。所述相位补偿器被配置为分别调整所述辅助放大信号的相位。有利地，辅助放大信号的相位能够在每个组合级的组合节点处被调整为与对应的输出电流同相。
根据本实用新型的又一实施例，所述主放大器的DC工作点被预先设置在工作的活动区域中，并且所述辅助放大器的DC工作点被预先设置为在工作的截止区域中。下一个相继地打开的辅助放大器的DC工作点被预先设置为进一步在前面相继地打开的辅助放大器的DC工作点之下。有利地，由于仅主放大器被预先设置为在工作的截止区域中，DC偏置的功率消耗被进一步降低。
根据本实用新型的又一实施例，所述主放大器被偏置为以AB类模式工作，并且每个辅助放大器被偏置为以C类模式工作。有利地，由于仅主放大器被偏置为以AB类模式工作，DC偏置的功率消耗被进一步降低。
根据本实用新型的又一实施例，所述RF脉冲放大器还包括控制器，所述控制器被耦合到所述信号分割器网络以及所述主放大器和所述辅助放大器。所述控制器被配置为基于输入信号来调整辅助放大信号的相位和辅助放大器的工作点。有利地，所述控制器能够在每个组合级的组合节点处调整辅助放大信号的相位与对应的输出电流同相。此外，所述控制器能够调整辅助放大器的工作点，以确保尽可能少的放大器在RF脉冲放大器的输入 /输出功率的低幅度范围处被偏置为打开，由此显著地减轻或甚至消除在拐点之下的急剧效率下降。
根据本实用新型的又一实施例，当所述输入信号的所述功率水平增加至预定阈值、优选地所述输入信号的峰值的1/3～1/2时，所述辅助放大器开始被打开。
本实用新型的实施例提供了一种用于驱动磁共振成像系统中的发射线圈的方法。所述方法包括将输入脉冲信号分割为主输入信号和多个辅助输入信号，将所述辅助输入信号分别提供到多个辅助功率链中的多个辅助放大器，由控制器414)基于所述输入脉冲信号调整所述辅助放大器的工作点，以在所述输入脉冲信号的远离所述RF脉冲放大器的预定峰值输出的低幅度范围处提供尽可能少的打开的辅助放大器，由打开的辅助放大器分别将所述辅助输入信号放大至辅助放大信号，由所述控制器基于所述输入脉冲信号来调整所述辅助放大信号的相位，分别将所述辅助放大信号提供到主功率链中的多个串联耦合的组合器，由所述主功率链中的主放大器将所述主输入信号放大至主放大信号，并且当所述主放大信号顺序地流过所述串联耦合的组合器时，将所述主放大信号与所述辅助放大信号顺序地组合，以生成驱动所述发射线圈的输出信号。
根据本实用新型的一个实施例，组合的步骤还包括针对每个组合顺序地执行以下步骤：将出现在阻抗变换网络的输入端口处的行进信号变换为在所述阻抗变换网络的输出端口处的输出电流，并且在组合节点处将所述输出电流与来自对应的辅助放大器的对应的辅助放大信号相加。
根据本实用新型的另一实施例，所述方法还包括以下步骤：在所述组合节点处调整所述输出电流与所述对应的辅助放大信号同相。
根据本实用新型的又一实施例，所述方法还包括以下步骤：将所述主放大器的DC工作点预先设置在工作的有效区域中，以及将所述辅助放大器的DC工作点预先设置在工作的截止区域中。下一个相继打开的辅助放大器的DC工作点进一步在之前相继打开的辅助放大器的DC工作点之下。
根据本实用新型的又一实施例，所述方法还包括以下步骤：将所述主放大器偏置为以AB类模式中工作，以及将所述辅助放大器偏置为以C类模式工作。
根据本实用新型的又一实施例，所述输入信号是具有动态幅度范围的 RF脉冲链，并且随着所述RF脉冲链的所述幅度的增加，所述辅助放大器被相继地打开。
本公开的各个方面和特征在下面更详细地进行描述。并且参考结合附图给出的描述，本实用新型的其他目的和优点将变得更加显而易见并且将容易被理解。
附图说明
本实用新型将会在下文中结合实施例并且参考附图更详细地进行描述和解释，其中：
图1图示了可用于1.5T MRI系统的各种峰值输出功率的最大平均RF 功率。
图2图示了根据本实用新型的一个实施例的磁共振成像系统的示意图。
图3图示了根据本实用新型的一个实施例的脉冲放大器的方框图。
图4图示了根据本实用新型的一个实施例的脉冲放大器的示意图。
图5图示了根据本实用新型的一个实施例的(N+1)路组合器的示意图。
图6图示了根据本实用新型的另一实施例的脉冲放大器的示意图。
图7图示了根据本实用新型的一个实施例的用于驱动磁共振成像系统中的发射线圈的方法的流程图。
将关于具体实施例并且参考某些附图来来描述本实用新型，但是本实用新型不限于此，而是仅由权利要求进行限制。所描述的附图仅是示意性的，并且是非限制性的。在附图中，为了图示性目的，一些元件的尺寸可以被夸大，并且不按比例进行绘制。
具体实施方式
这些附图中的相似地编号的元件是等价的元件或执行相同的功能。如果功能是等价的，那么在后面的附图中将不必讨论先前已经讨论过的元件。
图2图示了使用RF功率放大器激发目标内的多个核子(例如与诸如 IH、19F、13C、31p等相关联的核子)的成像系统200。系统200包括壳体4。对象6(例如人、物体等)被至少部分地设置在壳体4的膛8之内以进行一个或多个MRI流程(例如，自旋回波、梯度回波、激励回波等)。磁体10位于壳体4中。磁体10通常为被低温覆盖物12包围的超导永磁体。不过，也可以采用其他已知的磁体(例如，常阻磁体、永磁体等)。磁体10 在对象6中产生静止和基本均匀的主磁场B0。结果，对象6内部的核子优先在平行于和/或反平行于磁场B0的磁通线的方向上排列。典型的磁场强度大约为0.5特斯拉(0.5T)、1.0T、1.5T、3T或更高(例如大约7T)。
磁场梯度线圈14被布置在壳体4内和/或其上。线圈14在磁场B0上叠加各种磁场梯度G，以便限定成像切片或体积，或者对被激发的核子进行空间编码。通过梯度控制器16以受控的顺序切换磁场梯度来产生图像数据信号。使用一个或多个射频(RF)线圈或谐振器在成像区域内产生单核和/或多核激发脉冲。适当的RF线圈包括位于系统200的膛8中的全身线圈18、局部线圈(例如环绕对象6头部的头部线圈20)和/或一个或多个表面线圈。
发射器22包括频率同步器24、脉冲调制器26和脉冲放大器28，生成单核和/或多核激发脉冲，并且通过T/R开关44为RF线圈18和/或20来提供这些脉冲。
扫描器控制器30基于工作者指令控制发射器22。例如，如果工作者选择了用于采集质子谱的协议，扫描器控制器30相应地命令发射器22产生对应频率处的激发脉冲。扫描器控制器30还控制T/R开关44。在激发期间，扫描器控制器30控制T/R开关44并允许单核或多核激发脉冲通过T/R 开关44传递到RF线圈18或20，但不传递到接收系统32。在接收到单核或多核激发脉冲时，RF线圈18或20发生谐振并将脉冲施加到成像区域中。梯度控制器16适当地工作梯度线圈14以对得到的MR信号进行空间编码。在读取阶段，T/R开关44将接收系统32连接到一个或多个接收线圈以采集经空间编码的MR信号。取决于接收线圈构造，接收系统32包括一个或多个接收器34。所采集的MR信号通过数据管线36(串行和/或并行)而被传输并且被处理组件38处理，以生成一幅或多幅图像。
将重建的图像存储在存储部件40中和/或显示于接口42、其他显示装置上，打印出来，在网络(例如Internet、局域网(LAN)等)上传输，存储在存储介质上和/或以其他方式使用。接口42还允许工作者通过向扫描器控制器30传输指令来控制磁共振成像扫描器2。
图3图示了根据本实用新型的一个实施例的脉冲放大器300的方框图。在图3的实施例中，脉冲放大器300包括信号分割器网络302、主功率链 320和多个辅助功率链330-1至330-N，其中，N是大于1的整数。脉冲放大器300将小的输入RF脉冲的功率水平提升至高到足以驱动发射线圈310 的功率水平。主功率链320还包括主放大器304和多个组合器306-1至306-N，所述多个组合器306-1至306-N被串联地耦合在信号分割器网络302 与发射线圈310之间。包括辅助放大器308-1至308-N的辅助功率链330-1 至330-N分别被耦合在信号分割器网络302与组合器306-1至306-N之间。每个辅助功率链与主功率链并联地耦合。在工作中，信号分割器网络302 分别将小的输入脉冲分割为向主放大器304提供的主输入信号和向辅助放大器308-1至308-N提供的多个辅助输入信号内。主放大器304将主输入信号放大至主放大信号。辅助放大器308-1至308-N基于输入RF脉冲的功率水平被合适地偏置为打开或关闭。在打开某一辅助放大器(例如，辅助放大器308-K)后，由辅助放大器308-K接收的辅助输入信号被打开的辅助放大器放大至辅助放大信号，其中K是选自1至N的整数。来自辅助放大器308-K的辅助放大信号被进一步提供给组合器306-K。更具体地，随着输入RF脉冲信号的功率水平的增加，辅助放大器308-1至308-N被偏置为被相继地打开以提供辅助放大信号。行进通过串联耦合的组合器306-1 至306-N的主放大信号与辅助放大信号顺序地组合，以生成驱动发射线圈 310的输入信号。
这样，串联耦合的组合器306-1至306-N在链构造下实现了(N+1)路组合，并且每个组合级将特定份额的输出功率添加到输出。此外，由于辅助放大器308-1至308-N的相继打开，来自辅助放大器308-1至308-N的功率贡献在输入RF脉冲的低幅度范围内被至少部分地放弃，但是随着输入 RF脉冲的幅度相继地超过某个预定功率阈值而被相继地累加。由于更少的放大器被激活以在输出功率的低幅度范围内工作，因而工作放大器被设置为更靠近以最大效率递送最大输出功率的最佳状态。换言之，更少的工作放大器被更充分地使用。相应地，由于更充分地使用的工作放大器，输出功率的低幅度范围内的急剧的效率下降被显著地减轻或被消除。
图4图示了根据本实用新型的一个实施例的RF脉冲放大器400的方框图。在图4的实施例中，脉冲放大器400包括信号分割器网络402、主放大器404、辅助放大器408-1至408-N、控制器414和(N+1)路组合器416。 (N+1)路组合器416还包括N个串联耦合的组合器，所述N个串联耦合的组合器中的每个包括阻抗逆变网络(例如，阻抗变换网络406-1、406-2、…406-N)和组合节点(例如，组合节点412-1、412-2、…412-N)。主放大器 404和(N+1)路组合器416形成主功率链，并且辅助放大器408-1至408-N 形成N个辅助功率链。以与关于图3讨论的实施例类似的方式，脉冲放大器400将小的输入RF脉冲的功率水平提升至高到足以驱动发射线圈410 的功率水平。为了简洁和方便起见，两个实施例之间的某些相似性的描述在本文中可以被省略，但是这样的省略不是限制性的。
在图4的实施例中，包含控制器414以将主放大器404和辅助放大器 408-1至408-N偏置为适当地工作。RF脉冲放大器400以用于主放大器404 和辅助放大器408-1至408-N的差分偏置控制为特征。在一个实施例中，针对具体的实施方式，偏置控制能够被预先确定为静态DC偏置电压。例如，基于预定静态DC偏置电压，主放大器404的DC工作点被预先设置在工作的有效区域中(例如，被偏置在AB类模式中)，而辅助放大器408-1 至408-N的DC工作点被预先设置在工作的截止区域中并且不同于彼此(例如，被偏置在C类模式中)。由于主放大器404被偏置在工作的有效区域(例如，AB类模式)中，来自信号分割器网络402的主输入信号一旦被提供给主放大器404，主放大器404就能够提供主放大信号以向主功率链添加输出功率。在辅助放大器408-1至408-N开始向主功率链添加输出功率之前，辅助放大器408-1至408-N的截止区域偏置(例如，C类模式)引起迟滞。这是因为在截止偏置中，辅助放大器408-1至408-N被关闭直至辅助输入信号强到足以打开相应的辅助放大器。由于不同的DC工作点针对辅助放大器408-1至408-N预先设置，辅助放大器408-1至408-N被相继地打开，以随着输入信号的功率水平增加而向主功率链提高输出功率。
替代地，控制器414能够被预先设置有针对输入RF脉冲的多个功率阈值PTH，所述多个功率阈值PTH与分别打开辅助放大器408-1至408-N的偏置控制相关联。这样，通过监测输入RF脉冲信号，随着输入RF脉冲超过相应的功率阈值，控制器414相继地打开辅助放大器408-1至408-N。如之前讨论的，不同于在恒定包络调制通信系统中使用的RF放大器(其更多强调相从峰值输出功率的有限回退范围(例如，6或12dB回退)内的效率)， RF脉冲放大器以工作的宽动态范围(例如，70dB)为特征，并且输入脉冲根据MR扫描序列要求动态地改变，在此情况下，RF放大器在远离峰值功率的低功率范围内的工作需要相应地基于动态输入脉冲(例如，基于MR 序列的功率水平、脉冲宽度和/或脉冲宽度调制(PWM))来进行优化。
如所观察到的，根据图4的脉冲放大器构造，辅助放大器408-1至408-N 在输入功率/输出功率的低幅度范围处被至少部分地放弃，但是随着输入信号变得更强，被相应地打开以向主功率链添加输出功率。更具体地，如果 RF输入脉冲信号的功率水平或量值在预定功率阈值PTH(例如，峰值输入功率的1/3～1/2)之下，仅主放大器404在工作以提供通常由所有部分使用的功率放大器提供的输出功率。因此，主放大器404的工作状态被设置为更靠近具有最大效率的峰值输出功率的最佳状态。此外，由关闭的辅助放大器驱动的负荷调制使得主放大器404能够查看增加的负荷阻抗，这导致主放大器404在递送最大输出功率之前，主放大器404的峰值效率。一旦 RF输入脉冲信号的功率水平或量值超过预定功率阈值PTH，辅助放大器 308-1和308-N就被相继地打开以提供所需的输出功率。对于被打开以添加输出功率的每个辅助放大器，存在高效率得以维持的功率范围的对应的增加，因为放大器在高效率的最佳点上工作。
有利地，RF脉冲放大器400在输入功率/输出功率的低幅度范围处的效率通过更少的工作功率放大器的充分使用而被显著地提高。相应地，如通过图1示出的急剧的效率下降能够被有效地减轻或甚至被消除。因此，RF 脉冲放大器400能够满足各种临床应用的各种脉冲序列要求。此外，因为仅主放大器404被偏置在有效区域中(例如，被偏置在AB类模式中)，DC 偏置的功率消耗被进一步降低。这些因素有助于RF脉冲放大器400的显著提高的效率。
为了从辅助放大器408-1至408-N放弃和/或添加辅助放大信号而不影响彼此，(N+1)路组合器416的每个组合级需要具有独立的输入。这需要来自阻抗变换网络406-1至406-N中的每个的得到的输出电流在幅度和相位两方面分别独立于由辅助放大器408-1至408-N驱动的负荷调制。为了该目的，阻抗逆变网络406-1至406-N中的每个能够以选自至少集总T形网络、集总π形网络和分布式λ/4传输线的形式进行实施。
图5图示了根据本实用新型的一个实施例的(N+1)路组合器500的示意图。在图5的实施例中，(N+1)路组合器500包括在串联配置中的N 个组合器。N个组合器中的每个包括阻抗变换网络和组合节点，例如，阻抗逆变网络503-1至503-N和组合节点505-1至505-N。阻抗逆变网络503-1 至503-N中的每个是两端口π形网络，其包括以π形状耦合的两个电容器和电感器，例如，电容器507-1至507-N和509-1至509-N、电感器511-1 至511-N。假设每个电容器具有电容X并且每个电感器具有电感X，出现在每个阻抗逆变网络的输入端口(例如，如在图5中示出的阻抗变换网络 503-2的输入端口513)处的电压Va根据以下公式Ia＝Va/jX(1)被变换为在该阻抗逆变网络的输出端(例如，如在图5中示出的阻抗变换网络503-2 的输出端口515)处的电流Ia。如能够注意的，得到的输出电流Ia不在幅度和相位两方面取决于终端阻抗性质。因此，尽管辅助放大器408-1至408-N 的状态能够调制阻抗逆变网络503-1至503-N的终端阻抗，但是这样的终端阻抗调制不会改变来自输出端口的输出电流Ia，由此实现输入独立的 (N+1)路组合器500。
除了集总π形网络外，集总T形网络或分布式λ/4传输线也能够实现输入独立目的。对于集总T形网络，公式(1)仍然适用。对于分布式λ/4 传输线，来自输出端口的输出电流仅通过传输线的特性阻抗与输入端口处的电压相关，不取决于输出电流正在流过的终端。
除了输入独立外，为了适当地求和行进通过主功率链的信号与来自辅助功率链的辅助放大信号，来自每个阻抗变换网络503-1至503-N的需输出电流Ia需要与每个组合节点505-1至505-N处的相应辅助放大信号同相。回来参考图4，控制器414被耦合到信号分割器网络402，以调整主输入信号和辅助输入信号的相位，以便确保行进通过主链的信号与来自辅助功率链的放大信号同相。
替代地，多个相位补偿器601-1至601-N能够分别与辅助功率链中的辅助放大器608-1至608-N串联地耦合，如在图6的脉冲放大器600中示出的。任选地，相位补偿器614与主功率链中的主放大器604串联地耦合。如本领域技术人员所了解的，所有这些相位补偿器都被配置为与彼此协作，以产生确保从阻抗变换网络606-1至606-N的输出端口中流出的电流分别在组合节点612-1至612-N处与来自辅助放大器608-1至608-N的辅助放大信号同相的预定相位延迟。此外，主放大器614和辅助放大器616-1至 616-N通过静态DC偏置电压被预先设置为适当的工作模式。脉冲放大器 600的工作类似于关于图4讨论的工作。具体地，在接收到输入RF脉冲后，主放大器604自动地以AB类模式工作，并且工作状态被设置为更靠近最佳状态。主放大器604由于预先设置的工作状态和由辅助放大器608-1至608-N驱动的负载调制而具有改善的效率的特征。随着输入RF脉冲信号超过预先设置的功率阈值，相关联的辅助放大器被相继地打开添加具体临床应用所需的更多输出功率。有利地，对于图6的实施例不需要数字控制，这能够至少带来降低系统复杂性和成本的益处。
图7图示了根据本实用新型的一个实施例的用于驱动磁共振成像系统中的发射线圈的方法的流程图700。图7结合图4和6来进行描述。
在步骤702处，输入信号被分割为主输入信号和多个辅助输入信号。例如，信号分割器网络402将输入信号分割为主输入信号和多个辅助输入信号。
在步骤704处，辅助输入信号分别被提供给多个辅助功率链中的辅助放大器。例如，来自信号分割器网络402的辅助输入信号分别被提供给辅助放大器408-1至408-N。
在步骤706处，辅助放大器基于输入信号的功率水平而被打开。例如，主放大器604的DC工作点通过DC静态偏置电压被预先设置在工作的有效区域中(例如，AB类模式)。辅助放大器608-1至608-N的DC工作点通过DC静态偏置电压被预先设置在工作的截止区域中(例如，C类模式)。在接收到RF输入信号后，主放大器604立即开始放大。辅助放大器开始被相继地打开，直至RF输入信号超过被预先设置用于RF输入信号的相关联的功率阈值。替代地，控制器414基于输入信号的功率水平来控制辅助放大器408-1至408-N的偏置。
在步骤708处，辅助输入信号分别通过打开的基于输入信号的功率水平被放大至辅助放大信号。例如，在辅助放大器408-1至408-N打开后，由这些辅助放大器接收的辅助输入信号被放大至相应的辅助放大信号。
在步骤710处，辅助放大信号被分别提供给主功率链中的串联耦合的组合器。例如，来自辅助放大器408-1至408-N的辅助放大信号被提供给由N个串联耦合的组合器构成的(N+1)路组合器416。
在步骤712处，主输入信号通过主功率链中的主放大器被放大至主放大信号。例如，主放大器404被偏置在AB类模式中。在从信号分割器网络402接收到主输入信号后，主放大器404用来将主输入信号放大成主放大信号。
在步骤714处，随着主放大信号顺序地流过串联耦合的组合器，主放大信号和辅助放大信号被顺序地组合，以生成驱动发射线圈的输出信号。例如，来自主放大器404的主放大信号流过(N+1)路组合器416，以顺序地通过每个串联耦合的组合器与辅助放大信号顺序地组合，以便生成驱动发射线圈410的输出信号。每个组合器还包括阻抗变换网络406-1、406-2、… 406-N和组合节点412-1、412-2、…412-N。对于每个组合，出现在阻抗变换网络的输入端口处的行进信号被变换为在阻抗逆变网络的输出端口处的输出电流，并且输出电流在组合节点处与对应的辅助放大信号进一步求和以生成行进到下一个组合级的信号。
已经参考优选实施例描述了本实用新型。他人在阅读和理解以上具体实施方式的情况下可能想到修改或替代。本文旨在将本实用新型解释为包括所有这种修改和替代，只要它们落入权利要求书及其等价方案的范围之内。
Claims (10)
1.一种用于驱动磁共振成像(MRI)系统(200)中的发射线圈(310)的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，所述射频(RF)脉冲放大器(300)包括：
-信号分割器网络(302)，其被配置为将输入脉冲信号分割为主输入信号和多个辅助输入信号；
-多个辅助功率链(330-1至330-N)，其包括多个辅助放大器(308-1至308-N)并且分别被配置为将所述辅助输入信号放大至辅助放大信号；
-主功率链(320)，其包括主放大器(304)和多个组合器(306-1至306-N)，所述主放大器和所述多个组合器被串联地耦合在所述信号分割器网络(302)与所述发射线圈(310)之间，所述组合器(306-1至306-N)还分别被配置为接收来自所述辅助放大器(308-1至308-N)的所述辅助放大信号；以及
-控制器(414)，其被耦合到所述信号分割器网络以及所述主放大器和所述辅助放大器，并且被配置为基于所述输入脉冲信号来调整所述辅助放大信号的相位和所述辅助放大器的工作点，以确保所述辅助放大器(308-1至308-N)的至少一部分在所述输入脉冲信号的远离所述RF脉冲放大器(300)的预定峰值输出的低幅度范围处被关闭。
2.根据权利要求1所述的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，其中，所述组合器(306-1至306-N)中的每个还包括：
-阻抗变换网络(406-1；406-2；…406-N)，其被配置为将流过所述主功率链并且出现在所述阻抗变换网络(406-1；406-2；…406-N)的输入端口处的信号的电压变换为在所述阻抗变换网络(406-1；406-2；…406-N)的输出端口处的输出电流；以及
-组合节点(412-1；412-2；…412-N)，其被配置为将来自所述阻抗变换网络(406-1；406-2；…406-N)的所述输出端口的所述输出电流与从对应的辅助放大器接收的对应的辅助放大信号相加。
3.根据权利要求2所述的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，其中，来自所述阻抗变换网络(406-1；406-2；…406-N)的所述输出端口的所述输出电流独立于由所述对应的辅助放大器驱动的负载调制。
4.根据权利要求2所述的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，其中，所述阻抗变换网络(406-1；406-2；…406-N)以选自至少集总T形网络、集总π形网络、分布式λ/4传输线的形式进行实施。
5.根据权利要求1所述的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，所述射频(RF)脉冲放大器(300)还包括：
-多个相位补偿器(601-1至601-N)，其分别与所述辅助功率链中的所述辅助放大器串联地耦合，其中，所述相位补偿器(601-1至601-N)分别被配置为调整所述辅助放大信号的相位。
6.根据权利要求1所述的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，其中，所述主放大器的DC工作点被预先设置在工作的有效区域中，并且所述辅助放大器的DC工作点被预先设置为在工作的截止区域中，并且其中，下一个相继打开的辅助放大器的DC工作点被预先设置为进一步在之前相继打开的辅助放大器的DC工作点之下。
7.根据权利要求1所述的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，其中，所述主放大器被偏置为以AB类模式工作，并且每个辅助放大器被偏置为以C类模式工作。
8.根据权利要求1所述的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，其中，当所述输入脉冲信号的功率水平增加至预定阈值时，所述辅助放大器(308-1至308-N)开始被打开。
9.根据权利要求8所述的射频(RF)脉冲放大器(300)，其特征在于，其中，所述预定阈值为所述输入脉冲信号的峰值的1/3～1/2。
10.一种包括根据权利要求1所述的射频(RF)脉冲放大器(300)的磁共振成像系统(200)。
Applications Claiming Priority (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN2015098716 | 2015-12-24 | ||
| CNPCT/CN2015/098716 | 2015-12-24 | ||
| EP16166978.3 | 2016-04-26 | ||
| EP16166978 | 2016-04-26 | ||
| PCT/EP2016/082051 WO2017108874A1 (en) | 2015-12-24 | 2016-12-21 | A device and method for driving a transmit coil in a magnetic resonance imaging system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN209117844U true CN209117844U (zh) | 2019-07-16 |
Family
ID=57681584
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN201690001481.0U Active CN209117844U (zh) | 2015-12-24 | 2016-12-21 | 射频脉冲放大器和包括射频脉冲放大器的磁共振成像系统 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| CN (1) | CN209117844U (zh) |
| WO (1) | WO2017108874A1 (zh) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP3546972A1 (en) * | 2018-03-29 | 2019-10-02 | Koninklijke Philips N.V. | Integrated doherty amplifier and magnetic resonance imaging antenna |
| US20220329208A1 (en) * | 2019-09-10 | 2022-10-13 | Telefonaktiebolage Lm Ericsson (Publ) | Sequential continuous wideband amplifiers |
| JP7481206B2 (ja) | 2020-08-27 | 2024-05-10 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ｒｆ送信器、磁気共鳴イメージング装置、およびプログラム |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101107827B1 (ko) * | 2007-12-21 | 2012-01-31 | 엔엑스피 비 브이 | 최소 출력 네트워크를 포함한 3-웨이 도허티 증폭기 |
| WO2012076924A1 (en) * | 2010-12-09 | 2012-06-14 | Freescale Semiconductors, Inc. | Rf amplifier circuit and electronic system comprising such a circuit |
| WO2012117350A1 (en) * | 2011-03-03 | 2012-09-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance using quasi-continuous rf irradiation |
| DE102011006872A1 (de) * | 2011-04-06 | 2012-10-11 | Siemens Aktiengesellschaft | Sendeeinrichtung zur Ansteuerung einer Hochfrequenzantenne einer Magnetresonanzeinrichtung, Leistungsverstärkereinheit und Verfahren zur Erzeugung eines amplitudenmodulierten Zielsignals |
-
2016
- 2016-12-21 CN CN201690001481.0U patent/CN209117844U/zh active Active
- 2016-12-21 WO PCT/EP2016/082051 patent/WO2017108874A1/en active Application Filing
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2017108874A1 (en) | 2017-06-29 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US10884080B2 (en) | Dual-nuclear RF coil device and dual-nuclear RF coil array device | |
| CN209117844U (zh) | 射频脉冲放大器和包括射频脉冲放大器的磁共振成像系统 | |
| US20070279058A1 (en) | Magnetic resonance imaging system with a class-e radio frequency amplifier | |
| EP2674774B1 (en) | Wireless transmit and receive MRI coils | |
| US7397243B1 (en) | Magnetic resonance imaging system with a class-E radio frequency amplifier having a feedback circuit | |
| US8294465B2 (en) | Switched mode pre-amplification and am feedback for on-coil switched mode amplifiers in parallel transmission MRI | |
| US9989604B2 (en) | Multiturn MRI coils in combination with current mode class D amplifiers | |
| US20090134876A1 (en) | Multi-frequency excitation coils for MRI | |
| EP3549250A1 (en) | Wireless power transfer system | |
| US20190049532A1 (en) | Rf power amplifier for magnetic resonance imaging | |
| US20120267961A1 (en) | Wireless power supply apparatus | |
| US10110071B2 (en) | Resonance-type power transmitter | |
| US8294464B2 (en) | On-coil current mode class D RF power amplifier in high field parallel transmission MRI | |
| WO2023124446A1 (zh) | 一种磁共振系统和电路 | |
| CN111090064B (zh) | 射频收发链路、装置和磁共振设备 | |
| CN103337917A (zh) | 一种可调电感及应用该可调电感的无线充电系统及其控制方法 | |
| CN105988096A (zh) | 射频接收单元以及包括该射频接收单元的磁共振成像设备 | |
| CN113075600B (zh) | 一种核磁共振射频探头电路及核磁共振射频探头泄能方法 | |
| Zhao et al. | Maximum efficiency point tracking for resonant wireless power transfer | |
| WO2022006415A1 (en) | Adaptable dual-tuned optically controlled on-coil amplifier for high-field magnetic resonance imaging systems | |
| CN209878977U (zh) | 相位控制元件和磁共振断层成像设备 | |
| CN212137625U (zh) | 用于局部线圈的对称组件和局部线圈 | |
| KR101863891B1 (ko) | 자기 공명 스캐너를 위한 송신기 디바이스 | |
| CN109462288A (zh) | 一种提高弱耦合无线电能传输增益的方法及装置 | |
| CN210866122U (zh) | 用于多极杆离子阱和离子导向装置的射频电源 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| GR01 | Patent grant | ||
| GR01 | Patent grant |