JP2008194180A - Switching circuit for high power rf circuit and magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Switching circuit for high power rf circuit and magnetic resonance imaging apparatus Download PDF

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a switching circuit for an RF circuit of an MRI apparatus capable of blocking large high frequency current passing when conducting a diode and improving isolation when not conducting it. <P>SOLUTION: A transmission circuit 5 is connected through a diode D2 and a capacitor C4 to a transmission/reception coil 7, and a reception circuit 9 and a protective circuit 8 are connected to the transmission/reception coil 7. D0 and D1 are serially connected at polarities opposite to each other between a transmission line and the ground and C0 is inserted between the diodes D0 and D1. A bias power source 6 for controlling the switching of the D2 is connected holding the D2 there between and a bias power source 1 is connected holding the D0 and C0 there between. A low-pass filter circuit 2 is connected holding the C0 and D1 there between. Control is performed so as to conduct the bias current of the D2 and not to conduct the bias current of the D0 and D1 for the time of transmission, and so as not to conduct the bias current of the D2 and to conduct the bias current of the D0 and D1 for the time of reception. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(MRI)装置に係り、特にハイパワーの高周波伝送線路のためのスイッチング回路に関する。   The present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, and more particularly to a switching circuit for a high-power high-frequency transmission line.

MRI装置は、被検体の生体組織を構成する原子核に高周波信号を照射して核磁気共鳴を起こさせ、それによって発生する核磁気共鳴信号(高周波信号)を検出し、検出された核磁気共鳴信号にフーリエ変換を行って画像を再構成し、被検体の任意個所における断層像を画像表示することができる。   The MRI apparatus irradiates high-frequency signals to the nuclei constituting the biological tissue of the subject to cause nuclear magnetic resonance, detects the nuclear magnetic resonance signals (high-frequency signals) generated thereby, and detects the detected nuclear magnetic resonance signals It is possible to reconstruct an image by performing Fourier transform, and display a tomographic image at an arbitrary portion of the subject.

高周波信号の照射及び検出には、静磁場方向に直交する向きの高周波信号を発生するRFコイルが使用される。RFコイルに送信/受信兼用コイルと、送信専用、受信専用の送信コイルと受信コイルとがある。   For irradiation and detection of the high-frequency signal, an RF coil that generates a high-frequency signal in a direction orthogonal to the static magnetic field direction is used. The RF coil includes a transmission / reception coil, and a transmission coil and a reception coil dedicated to transmission and reception.

送受信兼用コイルの場合、コイルに対して送信伝送路と受信伝送路とを、送信/受信のタイミングに合わせて切り替える送受信切替回路を備えている。   In the case of a coil for both transmission and reception, a transmission / reception switching circuit that switches a transmission transmission path and a reception transmission path to the coil in accordance with transmission / reception timing is provided.

送受信切替回路には、送信伝送路の有効/無効切替回路が構成され、受信時において送信伝送路からの高周波ノイズをカットする、あるいは受信信号が送信伝送路に吸収されるのを防止する。送信伝送路からの高周波ノイズが撮像画像に影響を与え、画像のS/Nを劣化させるからである。   The transmission / reception switching circuit includes a transmission transmission line valid / invalid switching circuit that cuts high-frequency noise from the transmission transmission line during reception or prevents reception signals from being absorbed by the transmission transmission line. This is because high-frequency noise from the transmission transmission line affects the captured image and degrades the S / N of the image.

しかし、有効/無効切替回路は、スイッチング素子の導通時における抵抗損失成分のために送信伝送路からの大電力により発熱してしまう課題を有する。   However, the valid / invalid switching circuit has a problem that heat is generated by a large amount of power from the transmission transmission line due to a resistance loss component when the switching element is conductive.

また、有効/無効切替回路は、キャパシタンスとインダクタンスの並列共振による阻止インピーダンスを用いてコイルループを切断する。そのため、特に静磁場強度が小さいMRI装置の場合、ラーモア周波数も低くなるので、受信コイルの共振周波数を同調させるためにキャパシタンスの容量を大きくしなければならない。このため、インダクタンスとの並列共振状態における阻止インビーダンスが低下してしまう。   Further, the valid / invalid switching circuit cuts the coil loop using a blocking impedance caused by parallel resonance of capacitance and inductance. For this reason, particularly in the case of an MRI apparatus having a small static magnetic field strength, the Larmor frequency is also lowered, and the capacitance of the capacitance must be increased in order to tune the resonance frequency of the receiving coil. For this reason, the blocking impedance in a parallel resonance state with the inductance is lowered.

上記有効/無効切替回路の課題を解決するために、特許文献1には、直並列切替型共振回路のようなコイルの有効/無効切替回路が記載されている。この特許文献1に記載された有効/無効切替回路は、インダクタンス同士およびキャパシタンス同士が互いに対向配置されたブリッジ回路の2つの中点間にスイッチング素子が配置される。そして、このスイッチング素子が非導通時には2組の直列共振回路が並列接続された状態となり、導通時には2組の並列共振回路が直列接続された状態となる直並列切替型共振回路である。   In order to solve the problem of the valid / invalid switching circuit, Patent Literature 1 describes a valid / invalid switching circuit for a coil such as a series-parallel switching type resonance circuit. In the valid / invalid switching circuit described in Patent Document 1, a switching element is arranged between two middle points of a bridge circuit in which inductances and capacitances are arranged to face each other. And when this switching element is non-conductive, it becomes a state where two sets of series resonant circuits are connected in parallel, and when it is conductive, it is a series-parallel switching type resonant circuit where two sets of parallel resonant circuits are connected in series.

ところで、送受信切替回路のスイッチング素子として用いられるPinダイオードは、非導通時には0.5〜3.0pF程度のキャパシタンス成分を有するので、受信時において送信伝送路の無効化が不十分となり、送信伝送路からのノイズが受信信号に混入する可能性がある。   By the way, since the Pin diode used as a switching element of the transmission / reception switching circuit has a capacitance component of about 0.5 to 3.0 pF at the time of non-conduction, invalidation of the transmission transmission line becomes insufficient at the time of reception, and the transmission transmission line May be mixed into the received signal.

ここで、伝送路の非導通時のアイソレーションを改善するよく知られた方法として、図11に示すように、伝送線路の途中にスイッチング素子Da、伝送線路とグランド間にスイッチング素子Dbをそれぞれ挿入する方法がある。送信伝送路が有効時には、バイアス電流により素子Daのみを導通し(素子Dbは非導通)、無効時には素子Dbのみを導通(素子Daは非導通)することにより、受信時における送信伝送路と受信伝送路のアイソレーションを改善することができる。   Here, as a well-known method for improving the isolation when the transmission line is not conducting, as shown in FIG. 11, a switching element Da is inserted in the middle of the transmission line, and a switching element Db is inserted between the transmission line and the ground. There is a way to do it. When the transmission transmission line is valid, only the element Da is turned on by the bias current (the element Db is non-conductive), and when it is invalid, only the element Db is turned on (the element Da is non-conductive). Transmission line isolation can be improved.

特開平8−322816号公報JP-A-8-322816

しかし、スイッチング素子であるPinダイオードは、0.6〜0.8V程度の電圧で導通してしまうので、送信時において非導通でなければならない素子D0に使用すると、ハイパワー高周波パルスの送信信号によって導通してしまうという課題がある。   However, since the Pin diode, which is a switching element, becomes conductive at a voltage of about 0.6 to 0.8 V, if it is used for the element D0 that must be non-conductive at the time of transmission, it is caused by the transmission signal of a high-power high-frequency pulse. There is a problem of conduction.

これは、特許文献1に記載された直並列切替型共振回路の場合も同様の問題が生じる。また、特許文献1に記載された直並列切替型共振回路の場合、Pinダイオードが非導通時に有する0.5〜3.0pF程度のキャパシタンス成分の影響で、ブリッジ回路の2つの中点間に高周波漏れ電流が流れ、直列共振周波数がラーモア周波数からずれるという課題がある。   This also causes the same problem in the case of the series-parallel switching type resonance circuit described in Patent Document 1. In the case of the series-parallel switching type resonance circuit described in Patent Document 1, a high frequency is generated between two midpoints of the bridge circuit due to the influence of a capacitance component of about 0.5 to 3.0 pF that the Pin diode has when it is not conducting. There is a problem that leakage current flows and the series resonance frequency deviates from the Larmor frequency.

本発明の目的は、ダイオード導通時における大高周波電流の通過を阻止すると共に、非導通時におけるアイソレーションを向上することが可能なハイパワーRF回路のためのスイッチング回路及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置を実現することである。   An object of the present invention is to provide a switching circuit for a high-power RF circuit capable of preventing the passage of a large high-frequency current when the diode is on and improving the isolation when the diode is off, and a magnetic resonance imaging using the same. Is to realize the device.

本発明のハイパワーRF回路のためのスイッチング回路は、一対のスイッチング素子が互いに逆極性となるように直列接続され、この一対のスイッチング素子の中間に少なくとも1つのキャパシタンス素子が接続され、上記一対のスイッチング素子の導通非導通がバイアス電源によって制御される。   The switching circuit for the high power RF circuit of the present invention is connected in series so that a pair of switching elements have opposite polarities, and at least one capacitance element is connected between the pair of switching elements. The conduction / non-conduction of the switching element is controlled by a bias power source.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路は、高周波送信部と高周波送受信コイルとの間の信号伝送路に、上記スイッチング回路を備え、高周波送信時には、一対のスイッチング素子が非導通となり、高周波受信時には、上記一対のスイッチング素子が導通となるように制御される。   The high-frequency signal transmission / reception switching circuit for a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes the above-described switching circuit in a signal transmission path between a high-frequency transmission unit and a high-frequency transmission / reception coil. The pair of switching elements are controlled to be conductive during high frequency reception.

また、本発明の高周波信号送受信コイルは、高周波送受信用コイルと、上記送受信コイルに内蔵される直並列切替型共振回路とを備え、上記直並列切替型共振回路は、互いに直列に接続された第1のインダクタンス素子及び第1のキャパシタンス素子からなる第1の直列共振回路と、互いに直列に接続された第2のインダクタンス素子及び第2のキャパシタンス素子からなる第2の直列共振回路と、上記第1のインダクタンス素子と第2のキャパシタンス素子からなる第1の並列共振回路と、上記第1のキャパシタンス素子と第2のインダクタンス素子からなる第2の並列共振回路と、上記第1及び第2の直列共振回路を並列接続するか、上記第1及び第2の並列共振回路を直列接続するかを切り替えるスイッチング回路とを備え、上記スイッチング回路は、互いに逆極性となるように直列接続された一対のスイッチング素子と、上記一対のスイッチング素子の中間に接続される少なくとも1つのキャパシタンス素子と、上記一対のスイッチング素子の導通非導通を制御するバイアス電源とからなり、高周波送信時には、上記スイッチング回路のスイッチング素子が非導通となり、高周波受信時には、上記スイッチング回路のスイッチング素子が導通となるように制御される。   The high-frequency signal transmission / reception coil of the present invention includes a high-frequency transmission / reception coil and a series-parallel switching type resonance circuit incorporated in the transmission / reception coil, and the series-parallel switching type resonance circuits are connected in series to each other. A first series resonant circuit comprising a first inductance element and a first capacitance element; a second series resonant circuit comprising a second inductance element and a second capacitance element connected in series; and the first A first parallel resonant circuit comprising an inductance element and a second capacitance element, a second parallel resonant circuit comprising the first capacitance element and a second inductance element, and the first and second series resonances. A switching circuit that switches whether the circuit is connected in parallel or the first and second parallel resonant circuits are connected in series. The ching circuit controls a pair of switching elements connected in series so as to have opposite polarities, at least one capacitance element connected between the pair of switching elements, and conduction / non-conduction of the pair of switching elements. The switching power supply is controlled so that the switching element of the switching circuit becomes non-conductive during high-frequency transmission and the switching element of the switching circuit becomes conductive during high-frequency reception.

本発明の磁気共鳴イメージング装置は、上記高周波信号送受信切替回路又は上記高周波信号送受信コイルを備える。   The magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes the high-frequency signal transmission / reception switching circuit or the high-frequency signal transmission / reception coil.

ダイオード導通時における大高周波電流の通過を阻止すると共に、非導通時におけるアイソレーションを向上することが可能なハイパワーRF回路のためのスイッチング回路、MRI装置用の高周波信号送受信切替回路、高周波信号送受信コイル及びそれを用いたMRI装置を実現することができる。   Switching circuit for high-power RF circuit capable of preventing the passage of high-frequency current when the diode is conducting and improving isolation when non-conducting, high-frequency signal transmission / reception switching circuit for MRI apparatus, high-frequency signal transmission / reception A coil and an MRI apparatus using the coil can be realized.

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。   Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.

図1は、本発明が適用される磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)の概略構成図である。図1において、MRI装置は、被検体301の周囲に静磁場を発生する磁石302と、静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル303と、この領域に高周波磁場を発生するRFコイル304と、被検体301が発生するMR信号を検出するRFプローブ305とを備える。   FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) to which the present invention is applied. In FIG. 1, an MRI apparatus includes a magnet 302 that generates a static magnetic field around a subject 301, a gradient magnetic field coil 303 that generates a gradient magnetic field in a static magnetic field space, and an RF coil 304 that generates a high-frequency magnetic field in this region. And an RF probe 305 for detecting an MR signal generated by the subject 301.

傾斜磁場コイル303は、X、Y、Zの3方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源309からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。RFコイル304はRF送信部310の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプローブ305の信号は、信号検出部306で検出され、信号処理部307で信号処理され、計算により画像信号に変換される。そして、画像処理部313で撮影画像に対する演算処理がされ、画像は表示部308で表示される。   The gradient magnetic field coil 303 is composed of gradient magnetic field coils in three directions of X, Y, and Z, and each generates a gradient magnetic field in response to a signal from the gradient magnetic field power supply 309. The RF coil 304 generates a high frequency magnetic field in accordance with the signal from the RF transmission unit 310. The signal of the RF probe 305 is detected by a signal detection unit 306, signal processed by a signal processing unit 307, and converted into an image signal by calculation. The image processing unit 313 performs arithmetic processing on the captured image, and the image is displayed on the display unit 308.

傾斜磁場電源309、RF送信部310、信号検出部306は演算制御部311で制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。ベッド312は被検体が横たわるためのものである。   The gradient magnetic field power supply 309, the RF transmission unit 310, and the signal detection unit 306 are controlled by an arithmetic control unit 311. The control time chart is generally called a pulse sequence. The bed 312 is for the subject to lie down.

本発明によるハイパワーRF回路のためのスイッチング回路は、RF送信部310とRFコイル304間の伝送路上またはRFコイル304、またはRFプローブ305に配置されている。   The switching circuit for the high power RF circuit according to the present invention is disposed on the transmission path between the RF transmitter 310 and the RF coil 304 or in the RF coil 304 or the RF probe 305.

図2は、本発明による高周波回路(RF回路)の一実施形態を示す図である。図2において、ダイオードD0、D1は互いに逆極性で、キャパシタンスC0を介して直列接続されている。キャパシタンスC0は流れる高周波電流の周波数に対して負荷とならないように、容量の大きなものを選ぶのが望ましい。   FIG. 2 is a diagram showing an embodiment of a high-frequency circuit (RF circuit) according to the present invention. In FIG. 2, diodes D0 and D1 have opposite polarities and are connected in series via a capacitance C0. It is desirable to select a capacitor C0 having a large capacity so that it does not become a load with respect to the frequency of the flowing high-frequency current.

また、ダイオードD0のスイッチングを制御するバイアス電源1がダイオードD0とキャパシタンスC0を挟み込んで接続されている。そして、ローパスフィルタ回路2がキャパシタンスC0とダイオードD1を挟み込んで接続されている。但し、バイアス電源は、MRI装置の演算制御部311によって制御される。   A bias power source 1 that controls switching of the diode D0 is connected with the diode D0 and the capacitance C0 interposed therebetween. The low-pass filter circuit 2 is connected with the capacitance C0 and the diode D1 interposed therebetween. However, the bias power source is controlled by the arithmetic control unit 311 of the MRI apparatus.

図2において、バイアス電流が導通時には、ダイオードD0、キャパシタンスC0、ダイオードD1の直列接続回路は高周波電流に対して導通状態となり、バイアス電流が非導通時には、高周波電流に対しても非導通状態となる。特に、バイアス電流が非導通時には、ダイオードD0、D1は逆極性で直列接続されているので、順バイアス方向のみであればダイオードD0、D1を導通するような大きな高周波電流を阻止することができる。   In FIG. 2, when the bias current is conductive, the series connection circuit of the diode D0, the capacitance C0, and the diode D1 is conductive with respect to the high-frequency current, and when the bias current is non-conductive, it is also non-conductive with respect to the high-frequency current. . In particular, when the bias current is non-conducting, the diodes D0 and D1 are connected in series with opposite polarity, so that a large high-frequency current that conducts the diodes D0 and D1 can be prevented only in the forward bias direction.

図2に示した例は、バイアス電源が1つの揚合を示したものであるが、図3に示すように、2つのバイアス電源3、4を使用してダイオードD0、D1をそれぞれ制御する場合も、図2に示した例と同様な効果を得ることができる。   In the example shown in FIG. 2, the bias power supply shows one unit, but as shown in FIG. 3, the diodes D0 and D1 are controlled using two bias power supplies 3 and 4 respectively. Also, the same effect as the example shown in FIG. 2 can be obtained.

さらに、ダイオードD0、D1の極性が図2に示した例と、それぞれ反対の場合も同様な効果が得られる。この場合には、バイアス電源の極性を逆にすればよいことは明らかである。   Furthermore, the same effect can be obtained when the polarities of the diodes D0 and D1 are opposite to those shown in FIG. In this case, it is obvious that the polarity of the bias power supply may be reversed.

次に、本発明の他の実施形態について説明する。図4は本発明のMRI装置用送受信切替回路100の一実施形態であり、伝送線路とグランド間に配置される例を示す図である。図4において、送信回路5は、ダイオードD2、キャパシタンスC4を介して送受信コイル7に接続されている。また、受信回路9及び保護回路8が送受信コイル7に接続されている。   Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 4 is a diagram showing an example of a transmission / reception switching circuit 100 for an MRI apparatus according to the present invention, which is arranged between a transmission line and a ground. In FIG. 4, the transmission circuit 5 is connected to the transmission / reception coil 7 via a diode D2 and a capacitance C4. A receiving circuit 9 and a protection circuit 8 are connected to the transmitting / receiving coil 7.

ここで、ダイオードD2は伝送線路の途中に挿入されており、ダイオードD0、D1は伝送線路とグランド間に、互いに逆極性で直列接続されており、ダイオード間にキャパシタンスC0を挿入してある。キャパシタンスC0は流れる高周波電流の周波数に対して負荷とならないように、容量の大きなものを選ぶのが望ましい。   Here, the diode D2 is inserted in the middle of the transmission line, the diodes D0 and D1 are connected in series with opposite polarities between the transmission line and the ground, and a capacitance C0 is inserted between the diodes. It is desirable to select a capacitor C0 having a large capacity so that it does not become a load with respect to the frequency of the flowing high-frequency current.

また、ダイオードD2のスイッチングを制御するバイアス電源6がD2を挟み込んで接続され、バイアス電源1が、ダイオードD0とキャパシタンスC0を挟み込んで接続されている。そして、高周波電流に対して高インピーダンスを有するフローティング回路2がキャパシタンスC0とダイオードD1を挟み込んで接続されている。ダイオードD0、キャパシタンスC0、ダイオードD1は、直列に接続された直列回路を形成し、この直列回路は、キャパシタンスC4と送受信コイルとに一端が接続され、他端は、送信回路と送受信コイルとに接続される。バイアス電源1、6はMRI装置の演算制御部311によって制御される。つまり、高周波送信時にダイオードD2のバイアス電流を導通し、ダイオードD0、ダイオードD1のバイアス電流は非導通とする。そして、高周波受信時にダイオードD2のバイアス電流を非導通とし、ダイオードD0、D1のバイアス電流は導通するように制御される。   Further, a bias power source 6 that controls switching of the diode D2 is connected with the D2 interposed therebetween, and the bias power source 1 is connected with the diode D0 and the capacitance C0 interposed therebetween. A floating circuit 2 having a high impedance with respect to the high-frequency current is connected with the capacitance C0 and the diode D1 interposed therebetween. The diode D0, the capacitance C0, and the diode D1 form a series circuit connected in series. The series circuit has one end connected to the capacitance C4 and the transmission / reception coil, and the other end connected to the transmission circuit and the transmission / reception coil. Is done. The bias power supplies 1 and 6 are controlled by the arithmetic control unit 311 of the MRI apparatus. That is, the bias current of the diode D2 is turned on during high-frequency transmission, and the bias currents of the diode D0 and the diode D1 are turned off. Then, during high frequency reception, the bias current of the diode D2 is controlled to be non-conductive, and the bias currents of the diodes D0 and D1 are controlled to be conductive.

図4において、ダイオードD2のバイアス電流が導通時には、伝送線路が高周波電流に対して導通状態となり、この時、ダイオードD0、D1のバイアス電流は非導通で、ダイオードD0、キャパシタンスC0、ダイオードD1の直列接続回路は高周波電流に対しても非導通状態となる。   In FIG. 4, when the bias current of the diode D2 is conductive, the transmission line is conductive with respect to the high-frequency current. At this time, the bias current of the diodes D0 and D1 is nonconductive, and the diode D0, the capacitance C0, and the diode D1 are connected in series. The connection circuit becomes non-conductive even for high-frequency current.

一方、ダイオードD2のバイアス電流が非導通時には、伝送線路が高周波電流に対しても非導通状態となり、この時、ダイオードD0、D1のバイアス電流は導通で、ダイオードD0、キャパシタンスC0、ダイオードD1の直列接続回路は高周波電流に対しても導通状態となる。   On the other hand, when the bias current of the diode D2 is non-conductive, the transmission line is also non-conductive to the high-frequency current. At this time, the bias current of the diodes D0 and D1 is conductive, and the diode D0, the capacitance C0, and the diode D1 are connected in series. The connection circuit is in a conductive state with respect to the high-frequency current.

特に、ダイオードD0、D1のバイアス電流が非導通時には、これらダイオードD0、D1は、互いに逆極性で直列接続されているので、順バイアス方向のみであればダイオードを導通するような大きな高周波電流を阻止することができる。   In particular, when the bias currents of the diodes D0 and D1 are non-conducting, the diodes D0 and D1 are connected in series with opposite polarities, so that a large high-frequency current that conducts the diode only in the forward bias direction is prevented. can do.

つまり、送信時の伝送線路とグランド間のアイソレーションを悪化させることはない。また、送信伝送路のスイッチング素子がダイオードD2のみの場合と比べて、受信時における送信伝送路と受信伝送路のアイソレーションを改善することができる。さらに、ダイオードD0、D1には送信時のハイパワー高周波パルスが流れることはないので、発熱の間題も回避することができる。   That is, the isolation between the transmission line and the ground at the time of transmission is not deteriorated. Further, the isolation between the transmission transmission line and the reception transmission line at the time of reception can be improved as compared with the case where the switching element of the transmission transmission line is only the diode D2. Furthermore, since the high-power high-frequency pulse during transmission does not flow through the diodes D0 and D1, the problem of heat generation can be avoided.

なお、図4に示した例は、バイアス電源が2つの場合を示したものであるが、図5に示すように、ダイオードD1の両端間に接続されるバイアス電源4を追加して、ダイオードD0、D1、D2を制御する送受信切替回路101の場合にも、図4に示した例と同様な効果を得ることができる。   The example shown in FIG. 4 shows a case where there are two bias power supplies. However, as shown in FIG. 5, a bias power supply 4 connected between both ends of the diode D1 is added to provide a diode D0. In the case of the transmission / reception switching circuit 101 for controlling D1, D2 as well, the same effect as the example shown in FIG. 4 can be obtained.

また、ダイオードD0とD1との極性が図4に示した例とそれぞれ反対の場合も、バイアス電源の極性を逆にすれば、図4に示した例と同様な効果を得ることができる。   Also, when the polarities of the diodes D0 and D1 are opposite to those in the example shown in FIG. 4, the same effect as in the example shown in FIG. 4 can be obtained by reversing the polarity of the bias power supply.

次に、本発明の他の実施形態について説明する。図6は本発明の他の実施形態であるMRI装置用RFコイルの有効/無効切替回路102を示す図である。この図6に示した例は、高周波信号送受信コイルのコイルエレメントに接続された直並列切替型共振回路として配置される。   Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 6 is a diagram illustrating an RF coil valid / invalid switching circuit 102 for an MRI apparatus according to another embodiment of the present invention. The example shown in FIG. 6 is arranged as a series-parallel switching type resonance circuit connected to a coil element of a high-frequency signal transmitting / receiving coil.

ここで、コイルエレメントによるインダクタンスL0とキヤパシタンスC3は、ラーモア周波数で共振状態となるMRI装置用RFコイルを形成している。直並列切替型共振回路102は、キャパシタンスC3とインダクタンスL0に直列接続され、送受信回路10はキャパシタンスC3の両端に接続されている。   Here, the inductance L0 and the capacitance C3 by the coil element form an RF coil for an MRI apparatus that is in a resonance state at the Larmor frequency. The series-parallel switching type resonance circuit 102 is connected in series to the capacitance C3 and the inductance L0, and the transmission / reception circuit 10 is connected to both ends of the capacitance C3.

インダクタンスL1はキャパシタンスC1と直列に接続され、キャパシタンスC2はインダクタンスL2と直列に接続されている。そして、インダクタンスL1及びキャパシタンスC1からなる直列回路と、キャパシタンスC2及びインダクタンスL2からなる直列回路とが、互いに並列に接続され、インダクタンスL1とキャパシタンスC2との接続点が送受信回路10の一端と接続されている。また、インダクタンスL2とキャパシタンスC1との接続点が、インダクタンスL0を介して送受信回路10の他端と接続されている。   The inductance L1 is connected in series with the capacitance C1, and the capacitance C2 is connected in series with the inductance L2. A series circuit composed of the inductance L1 and the capacitance C1 and a series circuit composed of the capacitance C2 and the inductance L2 are connected in parallel to each other, and a connection point between the inductance L1 and the capacitance C2 is connected to one end of the transmission / reception circuit 10. Yes. The connection point between the inductance L2 and the capacitance C1 is connected to the other end of the transmission / reception circuit 10 via the inductance L0.

そして、インダクタンスL1とキャパシタンスC1との接続点が、ダイオードD0、キャパシタンスC0、ダイオードD1を介して、キャパシタンスC2とインダクタンスL2との接続点に接続されている。   A connection point between the inductance L1 and the capacitance C1 is connected to a connection point between the capacitance C2 and the inductance L2 via the diode D0, the capacitance C0, and the diode D1.

つまり、コイルエレメントの中で、インダクタンスL1、L2同士とキヤパシタンスC1、C2同士が対向配置され、このブリッジ回路の2つの中点間にダイオードD0、D1が互いに逆極性で直列接続されており、ダイオード間にキャパシタンスC0を挿入してある。キャパシタンスC0は流れる高周波電流の周波数に対して負荷とならないように、容量の大きなものを選ぶのが望ましい。   That is, among the coil elements, the inductances L1 and L2 and the capacitances C1 and C2 are opposed to each other, and the diodes D0 and D1 are connected in series with opposite polarities between the two midpoints of the bridge circuit. A capacitance C0 is inserted between them. It is desirable to select a capacitor C0 having a large capacity so that it does not become a load with respect to the frequency of the flowing high-frequency current.

また、ダイオードD0のスイッチングを制御するバイアス電源1がダイオードD0とキャパシタンスC0とを挟み込んで接続され、ローパスフィルタ回路2がキャパシタンスC0とダイオードD1とを挟み込んで接続されている。但し、バイアス電源1はMRI装置の演算制御部311によって制御される。そして、送信コイルの場合、送信時にバイアス電流非導通、受信時にバイアス電流導通というように制御される。また、受信コイルの場合、送信時にバイアス電流導通、受信時にバイアス電流非導通に制御される。さらに、送受信コイルの場合、送信時/受信時共にバイアス電流非導通というように制御される。   A bias power source 1 that controls switching of the diode D0 is connected with the diode D0 and the capacitance C0 interposed therebetween, and a low-pass filter circuit 2 is connected with the capacitance C0 and the diode D1 interposed therebetween. However, the bias power source 1 is controlled by the arithmetic control unit 311 of the MRI apparatus. In the case of a transmission coil, control is performed such that bias current is non-conductive during transmission and bias current is conductive during reception. In the case of a receiving coil, bias current conduction is controlled during transmission, and bias current non-conduction is controlled during reception. Furthermore, in the case of the transmission / reception coil, the bias current is controlled to be non-conductive both during transmission and reception.

図6において、バイアス電流が導通時には、ブリッジ回路が並列共振状態となり、高インピーダンスになるので、RFコイルループは切断される。   In FIG. 6, when the bias current is conductive, the bridge circuit enters a parallel resonance state and becomes high impedance, so that the RF coil loop is disconnected.

一方、バイアス電流が非導通時には、ブリッジ回路が直列共振状態となり、低インピーダンスになるので、RFコイルとして通常の動作をする。   On the other hand, when the bias current is non-conducting, the bridge circuit is in a series resonance state and has a low impedance, and thus operates normally as an RF coil.

特に、バイアス電流が非導通時には、ダイオードD0、D1は互いに逆極性で直列接続されているので、順バイアス方向のみであればダイオードを導通するような大きな高周波電流を阻止することができる。   In particular, when the bias current is non-conducting, the diodes D0 and D1 are connected in series with opposite polarities. Therefore, a large high-frequency current that conducts the diode can be prevented only in the forward bias direction.

このブリッジ回路を使用した送信コイルの場合、送信時にはスイッチング素子が非導通状態でなければならないが、送信伝送路からのハイパワー高周波パルスで、ダイオードD0、D1が導通することはない。さらに、ダイオードD0、D1にはハイパワー高周波パルスが流れることはないので、発熱の間題も回避することができる。   In the case of a transmission coil using this bridge circuit, the switching element must be in a non-conductive state at the time of transmission, but the diodes D0 and D1 are not conductive by a high-power high-frequency pulse from the transmission transmission line. Furthermore, since no high-power high-frequency pulse flows through the diodes D0 and D1, the problem of heat generation can be avoided.

また、このブリッジ回路を使用した受信コイルの場合、受信時にはスイッチング素子が非導通状態でなければならないが、ダイオードD0、D1は互いに逆極性で直列接続されているので、Pinダイオードのキャパシタンス成分が1/2になる。このため、ブリッジ回路の2つの中点に流れる高周波漏れ電流を低減し、直列共振周波数がラーモア周波数からずれる大きさを低減することができる。   In the case of a receiving coil using this bridge circuit, the switching element must be non-conductive at the time of reception, but the diodes D0 and D1 are connected in series with opposite polarities, so that the capacitance component of the Pin diode is 1 / 2. For this reason, the high frequency leakage current which flows into the two middle points of a bridge circuit can be reduced, and the magnitude | size from which a series resonance frequency deviates from a Larmor frequency can be reduced.

図6に示した例は、バイアス電源が1つの場合を示したものであるが、図7に示すように、2つのバイアス電源3、4を使用してダイオードD0、D1を制御する直並列切替型回路103の場合も図6に示した例と同様な効果を得ることができる。   The example shown in FIG. 6 shows the case where there is one bias power supply, but as shown in FIG. 7, the series-parallel switching that controls the diodes D0 and D1 using the two bias power supplies 3 and 4 is used. In the case of the pattern circuit 103, the same effect as the example shown in FIG. 6 can be obtained.

また、ダイオードD0、D1の極性を図6に示した例とそれぞれ反対の場合も、バイアス電源の極性を逆にすれば、同様な効果を」得ることができる。   Also, when the polarities of the diodes D0 and D1 are opposite to those shown in FIG. 6, the same effect can be obtained if the polarity of the bias power supply is reversed.

以上詳細に説明したように、本発明の実施形態によれば、一対のスイッチング素子が互いに逆極性となるように直列接続され、この一対のスイッチンググ素子の中間に少なくとも1つのキャパシタンス素子を接続してスイッチング回路を構成したので、順バイアス方向のみであればダイオードを導通するような大きな高周波電流を阻止することができる。   As described above in detail, according to the embodiment of the present invention, a pair of switching elements are connected in series so as to have opposite polarities, and at least one capacitance element is connected between the pair of switching elements. Since the switching circuit is configured, a large high-frequency current that conducts the diode can be prevented only in the forward bias direction.

また、そのようなスイッチング回路を伝送線路とグランド間に備えるMRI装置用送受信切替回路では、伝送線路とグランド間のアイソレーションを悪化させることなく、受信時における送信伝送路と受信伝送路のアイソレーションを改善することができる。   Further, in the transmission / reception switching circuit for an MRI apparatus provided with such a switching circuit between the transmission line and the ground, the transmission transmission line and the reception transmission line are isolated at the time of reception without deteriorating the isolation between the transmission line and the ground. Can be improved.

あるいは、そのようなスイッチング回路をブリッジ回路の2つの中点間に備えた直並列切替型共振回路を、送受信の際の有効/無効切替回路としてエレメント中に備えたMRI装置用RFコイルでは、直並列切替型共振回路の直列共振周波数がラーモア周波数からずれる大きさを低減し、かつ、大きな高周波電流に対しても並列共振状態を確実に実現することができる。これにより、高精度かつ高耐圧の有効/無効切替回路を提供することができる。   Alternatively, in an RF coil for an MRI apparatus having a series-parallel switching type resonance circuit having such a switching circuit between two midpoints of a bridge circuit in an element as an effective / ineffective switching circuit at the time of transmission and reception, It is possible to reduce the magnitude of the series resonance frequency of the parallel switching type resonance circuit deviating from the Larmor frequency, and to realize a parallel resonance state with respect to a large high frequency current. Thereby, it is possible to provide a valid / invalid switching circuit with high accuracy and high breakdown voltage.

本発明が適用されるMRI装置の概略構成図である。1 is a schematic configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied. 本発明の一実施形態であるハイパワーRF回路のためのスイッチング回路を示す図である。It is a figure which shows the switching circuit for the high power RF circuit which is one Embodiment of this invention. 図2に示したスイッチング回路の変形例を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing a modification of the switching circuit shown in FIG. 2. 本発明のMRI装置用送受信切替回路の一実施形態を示す図である。It is a figure which shows one Embodiment of the transmission / reception switching circuit for MRI apparatuses of this invention. 図4に示した送受信切替回路の変形例を示す図である。It is a figure which shows the modification of the transmission / reception switching circuit shown in FIG. 本発明のMRI装置用RFコイルの有効/無効切替回路の一実施形態を示す図である。It is a figure which shows one Embodiment of the valid / invalid switching circuit of RF coil for MRI apparatuses of this invention. 図6に示したRFコイルの有効/無効切替回路の変形例を示す図である。It is a figure which shows the modification of the valid / invalid switching circuit of RF coil shown in FIG.

符号の説明Explanation of symbols

1、3、4、6・・・バイアス電源、2・・・ローパスフィルタ、5・・・送信回路、7・・・送受信コイル、8・・・保護回路、9・・・受信回路、10・・・送受信回路、100、101・・・送受信切替回路、102、103・・・直並列切替型共振回路、301・・・被検体、302・・・静磁場磁石、303・・・傾斜磁場コイル、304・・・RFコイル、305・・・RFプローブ、306・・・信号検出部、307・・・信号処理部、308・・・表示部、309・・・傾斜磁場電源、310・・・RF送信部、311・・・演算制御部、312・・・ベッド、313・・・画像処理部、C0〜C4・・・キャパシタンス、D0〜D4・・・ダイオード、L0〜L3・・・インダクタンス   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1, 3, 4, 6 ... Bias power supply, 2 ... Low pass filter, 5 ... Transmission circuit, 7 ... Transmission / reception coil, 8 ... Protection circuit, 9 ... Reception circuit, 10 * ..Transmission / reception circuit, 100, 101 ... Transmission / reception switching circuit, 102,103 ... Series-parallel switching type resonance circuit, 301 ... Subject, 302 ... Static magnetic field magnet, 303 ... Gradient magnetic field coil , 304 ... RF coil, 305 ... RF probe, 306 ... signal detection unit, 307 ... signal processing unit, 308 ... display unit, 309 ... gradient magnetic field power supply, 310 ... RF transmission unit, 311 ... operation control unit, 312 ... bed, 313 ... image processing unit, C0 to C4 ... capacitance, D0 to D4 ... diode, L0 to L3 ... inductance

Claims (9)

ハイパワーRF回路のためのスイッチング回路において、
互いに逆極性となるように直列接続された一対のスイッチング素子と、
上記一対のスイッチング素子の中間に接続される少なくとも1つのキャパシタンス素子と、
上記一対のスイッチング素子の導通非導通を制御するバイアス電源と、
を備えることを特徴とするハイパワーRF回路のためのスイッチング回路。
In a switching circuit for a high power RF circuit,
A pair of switching elements connected in series so as to have opposite polarities;
At least one capacitance element connected between the pair of switching elements;
A bias power source for controlling conduction / non-conduction of the pair of switching elements;
A switching circuit for a high power RF circuit.
請求項1記載のハイパワーRF回路のためのスイッチング回路において、上記スイッチング素子は、ダイオードであることを特徴とするハイパワーRF回路。   2. The switching circuit for a high power RF circuit according to claim 1, wherein the switching element is a diode. 請求項2記載のハイパワーRF回路のためのスイッチング回路において、上記ダイオードは、Pinダイオードであることを特徴とするハイパワーRF回路。   3. The switching circuit for a high power RF circuit according to claim 2, wherein the diode is a Pin diode. 被検体に高周波信号を送信し、被検体からの核磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路において、
高周波送信部及び高周波受信部と高周波送受信コイルとの間の信号伝送路に、請求項1に記載のスイッチング回路を備え、高周波送信時には、上記一対のスイッチング素子が非導通となり、高周波受信時には、上記一対のスイッチング素子が導通となるように制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路。
In a high-frequency signal transmission / reception switching circuit for a magnetic resonance imaging apparatus that transmits a high-frequency signal to a subject and receives a nuclear magnetic resonance signal from the subject,
The signal transmission path between the high-frequency transmission unit and the high-frequency reception unit and the high-frequency transmission / reception coil includes the switching circuit according to claim 1. A high-frequency signal transmission / reception switching circuit for a magnetic resonance imaging apparatus, wherein the pair of switching elements are controlled to be conductive.
請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路において、上記一対のスイッチング素子はPinダイオードであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路。   5. The high frequency signal transmission / reception switching circuit for a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein the pair of switching elements are pin diodes. 請求項4又は5記載の高周波信号送受信切替回路を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   A magnetic resonance imaging apparatus comprising the high-frequency signal transmission / reception switching circuit according to claim 4. 被検体に高周波信号を送信し、被検体からの核磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信コイルにおいて、
高周波送受信用コイルと、
上記送受信用コイルに内蔵される直並列切替型共振回路とを備え、
上記直並列切替型共振回路は、
互いに直列に接続された第1のインダクタンス素子及び第1のキャパシタンス素子からなる第1の直列共振回路と、
互いに直列に接続された第2のインダクタンス素子及び第2のキャパシタンス素子からなる第2の直列共振回路と、
上記第1のインダクタンス素子と第2のキャパシタンス素子からなる第1の並列共振回路と、
上記第1のキャパシタンス素子と第2のインダクタンス素子からなる第2の並列共振回路と、
上記第1及び第2の直列共振回路を並列接続するか、上記第1及び第2の並列共振回路を直列接続するかを切り替えるスイッチング回路とを備え、
上記スイッチング回路は、互いに逆極性となるように直列接続された一対のスイッチング素子と、上記一対のスイッチング素子の中間に接続される少なくとも1つのキャパシタンス素子と、上記一対のスイッチング素子の導通非導通を制御するバイアス電源とからなり、高周波送信時には、上記スイッチング回路のスイッチング素子が非導通となり、高周波受信時には、上記スイッチング回路のスイッチング素子が導通となるように制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信コイル。
In a high frequency signal transmitting / receiving coil for a magnetic resonance imaging apparatus that transmits a high frequency signal to a subject and receives a nuclear magnetic resonance signal from the subject,
A coil for high frequency transmission and reception;
A series-parallel switching type resonance circuit incorporated in the transmission / reception coil,
The series-parallel switching type resonance circuit is
A first series resonant circuit comprising a first inductance element and a first capacitance element connected in series with each other;
A second series resonant circuit comprising a second inductance element and a second capacitance element connected in series with each other;
A first parallel resonant circuit comprising the first inductance element and the second capacitance element;
A second parallel resonant circuit comprising the first capacitance element and the second inductance element;
A switching circuit for switching whether the first and second series resonant circuits are connected in parallel or the first and second parallel resonant circuits are connected in series,
The switching circuit includes a pair of switching elements connected in series so as to have opposite polarities, at least one capacitance element connected between the pair of switching elements, and conduction / non-conduction of the pair of switching elements. Magnetic resonance imaging, comprising: a bias power source to be controlled, wherein the switching element of the switching circuit is rendered non-conductive during high-frequency transmission, and the switching element of the switching circuit is rendered conductive during high-frequency reception. High-frequency signal transmission / reception coil for equipment.
請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信コイルにおいて、上記スイッチング回路のスイッチング素子は、Pinダイオードであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信コイル。   8. The high frequency signal transmitting / receiving coil for a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, wherein the switching element of the switching circuit is a Pin diode. 請求項7又は8記載の高周波信号送受信コイルを備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus comprising the high-frequency signal transmitting and receiving coil according to claim 7.
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018052896A1 (en) * 2016-09-16 2018-03-22 General Electric Company Systems and methods for disconnecting an mri rf coil
JP2018047228A (en) * 2016-08-04 2018-03-29 ブルーカー バイオスピン ゲゼルシヤフト ミツト ベシユレンクテル ハフツングBruker BioSpin GmbH High-frequency interface circuit, high-frequency system, and magnet resonance apparatus with high-frequency interface circuit

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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63117744A (en) * 1986-11-07 1988-05-21 三菱電機株式会社 High frequency probe for nmr
JPH08322816A (en) * 1995-06-05 1996-12-10 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Rf coil for mri

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63117744A (en) * 1986-11-07 1988-05-21 三菱電機株式会社 High frequency probe for nmr
JPH08322816A (en) * 1995-06-05 1996-12-10 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Rf coil for mri

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2018047228A (en) * 2016-08-04 2018-03-29 ブルーカー バイオスピン ゲゼルシヤフト ミツト ベシユレンクテル ハフツングBruker BioSpin GmbH High-frequency interface circuit, high-frequency system, and magnet resonance apparatus with high-frequency interface circuit
EP3279681B1 (en) * 2016-08-04 2018-12-12 Bruker BioSpin GmbH High-frequency interface circuit, high frequency system and magnetic resonance device with a high-frequency interface circuit
US10502798B2 (en) 2016-08-04 2019-12-10 Bruker Biospin Gmbh High-frequency interface circuit, high-frequency system and magnet resonance apparatus with a high-frequency interface circuit
WO2018052896A1 (en) * 2016-09-16 2018-03-22 General Electric Company Systems and methods for disconnecting an mri rf coil
CN109715061A (en) * 2016-09-16 2019-05-03 通用电气公司 System and method for disconnecting MRI RF coil
CN109715061B (en) * 2016-09-16 2023-10-10 通用电气公司 System and method for disconnecting an MRI RF coil

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