CN107561464B - 磁共振射频线圈和磁共振*** - Google Patents

磁共振射频线圈和磁共振*** Download PDF

Info

Publication number
CN107561464B
CN107561464B CN201710582369.1A CN201710582369A CN107561464B CN 107561464 B CN107561464 B CN 107561464B CN 201710582369 A CN201710582369 A CN 201710582369A CN 107561464 B CN107561464 B CN 107561464B
Authority
CN
China
Prior art keywords
radio frequency
magnetic resonance
coil
module
signal
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
Application number
CN201710582369.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107561464A (zh
Inventor
车韶
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shanghai United Imaging Healthcare Co Ltd
Original Assignee
Shanghai United Imaging Healthcare Co Ltd
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shanghai United Imaging Healthcare Co Ltd filed Critical Shanghai United Imaging Healthcare Co Ltd
Priority to CN201710582369.1A priority Critical patent/CN107561464B/zh
Priority to EP17210845.8A priority patent/EP3432017A1/en
Priority to PCT/CN2017/119389 priority patent/WO2019015258A1/en
Priority to US15/856,058 priority patent/US10545204B2/en
Publication of CN107561464A publication Critical patent/CN107561464A/zh
Priority to US16/750,013 priority patent/US10838027B2/en
Priority to US17/098,502 priority patent/US11221383B2/en
Application granted granted Critical
Publication of CN107561464B publication Critical patent/CN107561464B/zh
Priority to US17/647,595 priority patent/US11821967B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Landscapes

  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明提供了一种磁共振射频线圈和磁共振***,磁共振射频线圈包括:射频天线,用于接收成像对象发出的射频信号;所述射频天线为非谐振射频天线;信号处理模块,与所述射频天线连接,用于对所述射频天线接收到的射频信号进行信号处理;所述信号处理模块包括放大器,所述放大器用来对所述射频信号进行信号放大,所述放大器具有高输入阻抗;数字化模块,用于将经过处理的射频信号数字化,并将信号传输到后端;所述数字化模块的传输方式采用光纤传输或无线传输。本发明的技术方案能够使在不影响射频线圈敏感度的情况下,允许射频线圈发生一定形变,保持较好的图像质量。

Description

磁共振射频线圈和磁共振***
技术领域
本发明涉及医学成像领域,特别涉及一种磁共振射频线圈和磁共振***。
背景技术
核磁共振成像(Nuclear Magnetic Resonance Imaging,简称NMRI),又称自旋成像(spin imaging),也称磁共振成像(简称MRI),是利用核磁共振原理,依据所释放的能量在物质内部不同结构环境中不同的衰减,通过外加梯度磁场检测所发射出的电磁波,绘制出物体内部的结构图像。
射频线圈是磁共振扫描仪中非常重要的一个线圈,射频线圈直接决定着成像质量,它的性能很大程度上出厂时已设定好。通常要想利用现有线圈获得高信噪比的图像就必须增加接收到的组织磁共振信号,降低噪声,而噪声的大小与线圈所含的组织容积有关,所含组织越少,噪声越小。同时,射频线圈所含组织容积的大小也决定着参与成像的H质子含量。射频线圈应尽量贴紧扫描部位,使其间距最小,以增加接收到的MR信号强度,减少接收的噪声。因此,在选用射频线圈时应根据扫描解剖部位大小选择能与患者紧密匹配,覆盖解剖部位最小的射频线圈。
然而由于现有射频线圈设计的局限性,通常射频线圈通过接有较长的线缆,将射频信号发送到后端进行射频信号的进一步处理。线缆的设置增加了射频信号的传输距离,使射频信号容易受到干扰。
发明内容
本发明要解决的问题是提供一种磁共振射频线圈和磁共振***,解决射频信号由于通过线缆传输,传输距离过长的噪声干扰问题。
为解决上述问题,本发明提供了一种磁共振射频线圈,包括:射频天线,用于接收成像对象发出的射频信号;所述射频天线为非谐振射频天线;信号处理模块,与所述射频天线连接,用于对所述射频天线接收到的射频信号进行信号处理;所述信号处理模块包括放大器,所述放大器用来对所述射频信号进行信号放大,所述放大器具有高输入阻抗;数字化模块,用于将经过处理的射频信号数字化,并将信号传输到后端;所述数字化模块的传输方式采用光纤传输或无线传输。
优选的,所述磁共振线圈适用于多核磁共振***,可供以下原子的至少一种进行成像:磷、钠。
优选的,所述射频线圈不包含:电容元件、匹配网络和谐振/失谐模块。
优选的,所述放大器实现信号差分输入输出。
优选的,所述高输入阻抗为大于500欧姆的输入阻抗。
优选的,所述信号处理模块为直接采样式构架,还包括滤波器。
优选的,所述信号处理模块为以下任一种形式:超外差接收机或零中频接收机。
优选的,还包括:能量传输模块,用于为所述信号处理模块和/或所述数字化模块提供能量,所述能量传输模块通过以下至少一种方式实现:携带式电源、直流线缆或无线充电。
优选的,所述射频天线为Loop结构或鸟笼线圈结构,所述射频天线通过高阻抗的放大器实现去耦。
为解决上述问题,本发明还提供了一种磁共振***,包括:前述的射频线圈。
与现有技术相比,本发明的技术方案提供一种磁共振射频线圈和磁共振***,能够减少射频线圈接收到射频信号的传输距离,提高射频信号的信噪比,同时便于进行射频线圈的安装。
附图说明
图1是本发明一些实施例的磁共振***的结构示意图;
图2是一种磁共振射频线圈的电路结构示意图;
图3是本发明一些实施例的磁共振射频线圈结构示意图;
图4是本发明一些实施例的模拟信号处理模块的结构示意图;
图5是本发明一些实施例的模拟信号处理模块的结构示意图;
图6是本发明一些实施例的模拟信号处理模块的结构示意图;
图7是本发明一些实施例的磁共振射频线圈结构示意图;
图8是本发明一些实施例的磁共振射频线圈结构示意图。
具体实施方式
为使本发明的上述目的、特征和优点能够更为明显易懂,下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在以下描述中阐述了具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以多种不同于在此描述的其它方式来实施,本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似推广。因此本发明不受下面公开的具体实施方式的限制。
如本申请和权利要求书中所示,除非上下文明确提示例外情形,“一”、“一个”、“一种”和/或“该”等词并非特指单数,也可包括复数。一般说来,术语“包括”与“包含”仅提示包括已明确标识的步骤和元素,而这些步骤和元素不构成一个排它性的罗列,方法或者设备也可能包含其他的步骤或元素。
图1是本发明一些实施例的磁共振***的结构示意图,如图1所示,磁共振***100通常包括磁共振机架,机架内有主磁体101,主磁体101可以是由超导线圈构成,用来产生主磁场,在一些情况下也可以采用永磁体。主磁体101可以用来产生0.2特斯拉、0.5特斯拉、1.0特斯拉、1.5特斯拉、3.0特斯拉或者更高的主磁场强度。在磁共振成像时,成像对象150会由患者床106进行承载,随着床板的移动,将成像对象150移入主磁场磁场分布较为均匀的区域105内。通常对于磁共振***,如图1所示,空间坐标系(即设备的坐标系)的z方向设置为与磁共振***机架的轴向相同,通常将患者的身长方向与z方向保持一致进行成像,磁共振***的水平平面设置为xz平面,x方向与z方向垂直,y方向与x和z方向均垂直。
在磁共振成像,脉冲控制单元111控制射频脉冲产生单元116产生射频脉冲,射频脉冲由放大器放大后,经过开关控制单元117,最终由射频体线圈103或者局部线圈104发出,对成像对象150进行射频激发。成像对象150根据射频激发,会由共振产生相应的射频信号。在接收成像对象150根据激发产生的射频信号时,可以是由体线圈103或者局部线圈104进行接收,射频接收链路可以有很多条,射频信号发送到射频接收单元118后,进一步发送到图像重建单元121进行图像重建,形成磁共振图像。
磁共振***100还包括梯度线圈102,梯度线圈可以用来在磁共振成像时对射频信号进行空间编码。脉冲控制单元111控制梯度信号产生单元112产生梯度信号,梯度信号通常会分为三个相互正交方向的信号:x方向、y方向和z方向,不同方向的梯度信号经过梯度放大器(113、114、115)放大后,由梯度线圈102发出,在区域105内产生梯度磁场。
脉冲控制单元111、图像重建单元121与处理器122、显示单元123、输入/输出设备124、存储单元125、通信端口126之间可以通过通信总线125进行数据传输,从而实现对磁共振成像过程的控制。其中,处理器122可以由一个或多个处理器组成。显示单元123可以是提供给用户用来显示图像的显示器。输入/输出设备124可以是键盘、鼠标、控制盒等相关设备,支持输入/输出相应数据流。存储单元125可以是只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、硬盘等,存储单元125可以用来存储需要处理和/或通信使用的各种数据文件,以及处理器122所执行的可能的程序指令。通信端口105可以实现与其他部件例如:外接设备、图像采集设备、数据库、外部存储以及图像处理工作站等之间进行数据通信。
图2是一种射频线圈的电路结构示意图,参见图2,射频线圈200包括射频天线201,射频天线201用来采集成像对象150发出的射频信号,由于磁共振原理,射频天线201接收的是固定频段的磁共振射频信号,例如对于主磁场强度为1.5T的设备,射频天线201需要调制到约64MHz的谐振频率进行信号接收,对于3T的设备,射频天线201需要调制到约128MHz的频率进行信号接收。通常,射频天线201会包括电容元件(又称为谐振电容),电容元件和射频天线的电阻或电感或其他元件一同实现射频天线201的谐振频率。
射频天线201的后端可以设有匹配电路202,匹配电路可以由匹配电容构成,匹配电路202用来实现射频天线201和后端电路的阻抗匹配,从后端往射频天线201方向的阻抗通常为50Ohms(欧姆)。
射频线圈200在匹配电路202后端还设有移相器203,对射频信号进行相位调整,以及放大器203,对射频信号进行放大。放大器203有相关的匹配电路,通常使从放大器204前端往移相器203看过去的阻抗为50Ohms(欧姆)。放大器204后端通过同轴线将射频信号引入磁共振的信号处理***。
以上这种方式射频线圈使模拟信号在射频链路的传输距离很长,引入了较大的噪声损耗。并且由于射频天线由电感和电容组成,需要进行相关元件的焊接,而焊接的存在导致线圈的形变性能受到限制,不适合在磁共振射频线圈,特别是柔性线圈中使用。此外,由于传统方式设有固定容值的电容,射频线圈的谐振频率f=1/sqrt(LC),其中C为谐振电容,L为谐振电感,因此射频线圈只能在固定频率谐振,即只能接收单一频率的射频信号。这种射频线圈虽然有较高Q值,但在射频天线发生形变时,线圈的谐振频率发生变化,影响了线圈的敏感度,进一步影响接收到的磁共振射频信号强度,影响最终的图像质量。
图3是本发明的一种磁共振射频线圈结构示意图,参见图3,射频线圈300包括:射频天线301,射频天线301用来采集成像对象150发出的射频信号。射频天线301不采用电容元件,从而射频天线不在一固定频率进行谐振,射频天线采用非谐振射频天线。从而射频天线301可以接收到较宽频率的射频范围,相比于窄带的将谐振频率固定在例如64MHz附近,宽带的谐振频率可以是57-74MHz。该频率范围可以使磁共振线圈适用于多核磁共振***,可以对多种原子进行成像,例如对磷、钠等原子进行成像。
射频天线301后端可以是信号匹配模块302,对射频天线301和信号匹配模块302的后端电路进行宽带匹配,以求在较宽的范围内获得较好的噪声匹配。
信号匹配模块302后端可以连接模拟信号处理模块303,模拟信号处理模块303作为前端射频天线301和后端数字化模块304的接口,可以用来对由射频天线301接收到的射频模拟信号进行信号处理,例如可以进行模拟信号的放大、滤波、移相、陷波等。
在一些实施例中,模拟信号处理模块303可以采用射频信号直接采样架构。参见图4,其为本发明的一种模拟信号处理模块的电路结构图,模拟信号处理模块400包括低噪声放大器401和滤波器402,对射频信号进行放大和滤波处理。低噪声放大器401作为射频信号接收的第一级,其增益直接决定了接收链路的噪声系数,可以采用高增益的低噪声放大电路。这种直接采样架构,减少了模拟器件的使用,而直接采样架构的性能取决于ADC的速度和位数。
在一些实施中,模拟信号处理模块303的电路还可以使用混频器,接收链路架构设置为超外差接收机。参见图5,其为本发明的一种模拟信号处理模块的电路结构图。模拟信号处理模块500可以包括低噪声放大器501、下变频器502、本振503和信道选择滤波器504。射频信号经低噪声放大器501线性放大后与本地振荡信号进行混频,下变频为一固定中频信号,再通过滤波、输入ADC进行采样。其主要问题是会产镜像频率干扰。
在一些实施例中,通过模拟信号处理模块303的电路的设置,接收链路架构还可以设置为零中频接收机。参见图6,其为本发明的另一种模拟信号处理模块的电路结构图。模拟信号处理模块600可以包括低噪声放大器601、第一下变频器602、第一低通滤波器603、第二下变频器604、本振605、90度移相电路606和第二低通滤波器607。直接下变频接收机也称为零中频接收机,其特点是让本振频率等于载频,则载频为零,于是不存在镜像频率,自然就不会有镜像频率干扰,该结构消除了镜像干扰问题,正交下变频产生I和Q信号,输入ADC进行采样,以便对信号进一步处理。
模拟信号处理模块303后端可以连接数字化模块304,数字化模块304可以用来模拟信号转换为数字信号(通过模数转换ADC,analog to digital converter),并可以对数字信号进行初步的处理,例如进行信号压缩、信号调整。数字化模块304可以通过有线、光纤或者无线方式与其后端***连接。
模拟信号处理模块303和数字化模块304通过信号控制模块305进行信号控制,信号控制模块305可以包括时钟信号电路,提供时钟信号控制ADC采样,或者实现射频线圈采集信号的关断。
模拟信号处理模块303和数字化模块304由能量传输模块306进行能量传输,能量传输模块306可以包括电池组件,用来为模拟信号处理模块303和数字化模块304提供能量(电源),在一些情况下也可以对射频线圈300的其他模块提供能量。能量传输模块306可以采用直流线缆或者无线充电方式为电池供电/充电。
在本发明的一些实施例中,不同于传统的磁共振射频线圈的信号接收电路采用的是匹配网络、低输入阻抗(通常为1~5欧姆)放大器的设计方式,该设计方式是为了减小线圈中的电流,并降低多通道线圈单元的情况下各线圈单元之间耦合电流对信号接收电路带来的电磁干扰。而本实施例的放大器电路(或者低噪声放大器电路)可以是采用高输入阻抗的低噪声放大器电路,这里所述的高输入阻抗指的是具有大于500欧姆、大于1000欧姆或者大于2000欧姆的输入阻抗。采用高输入阻抗的放大器时,具体可以由场效应管(FET,FieldEffect Transistor)和/或高电子迁移率晶体管(HEMT,High Electron MobilityTransistor)来实现。当采用非谐振射频天线,以及放大器电路采用高输入阻抗时,由于射频天线本身为非谐振状态,因此可以省去传统磁共振射频线圈的谐振/失谐模块,并且由于采用高输入阻抗的放大器,也可以省去传统磁共振射频线圈的匹配网络,不需要进行50欧姆输入阻抗的匹配。此外,由于高输入阻抗的放大器,减少了射频天线的各线圈单元之间的耦合电路,进一步提高了射频信号的信噪比。
在本发明的一些实施例中,高输入阻抗的低噪声放大器电路,其输入输出信号为差分信号,避免了信号传输通路上产生共模信号,对线圈接收性能产生负面影响。
在一些实施例中,如图7所示,射频天线701后端可以直接与数字信号处理模块702连接,数字信号处理模块702可以包括模数采集模块,将射频天线701采集到的模拟信号转换为数字信号,之后直接对数字信号进行处理,例如进行信号放大、变频、滤波、陷波等。不必进行模拟信号处理的过程,省去了相关电路器件的设置,节省了射频线圈的空间,并可以使射频线圈的设计更加多样化,不必被一些电子器件所束缚。
在一些实施例中,射频线圈可以是局部线圈或者鸟笼线圈(或者称为体积线圈,可以用来对成像对象的全身进行射频发射或射频接收),此时射频线圈的射频天线可以是例如类似图7的环形loop线圈结构,也可以类似图8的鸟笼结构。如图所示,当采用鸟笼线圈801结构时,后端可以与之前实施例描述类似的,鸟笼线圈801后端设有信号处理模块802和数字化模块803,信号处理模块802和数字化模块803的具体结构在前面部分已有描述,这里不再一一赘述。在一些情况下,鸟笼线圈和局部线圈会同时使用,例如将鸟笼线圈用作发射线圈,将局部线圈用作接收线圈,此时可以局部线圈和鸟笼线圈同时具有高输入阻抗的放大器,可以避免两者之间的耦合,取消射频线圈中失谐电路的设计。
本发明的技术方案提供一种磁共振射频线圈和磁共振***,能够减少射频线圈接收到射频信号的传输距离,提高射频信号的信噪比,同时由于省去了射频线圈的线缆,使得射频线圈的使用更加方便简洁,便于射频线圈的安装使用。
本发明虽然已以较佳实施例公开如上,但其并不是用来限定本发明,任何本领域技术人员在不脱离本发明的精神和范围内,都可以利用上述揭示的方法和技术内容对本发明技术方案做出可能的变动和修改,因此,凡是未脱离本发明技术方案的内容,依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化及修饰,均属于本发明技术方案的保护范围。
同时,本申请使用了特定词语来描述本申请的实施例。如“一个实施例”、“一实施例”、和/或“一些实施例”意指与本申请至少一个实施例相关的某一特征、结构或特点。因此,应强调并注意的是,本说明书中在不同位置两次或多次提及的“一实施例”或“一个实施例”或“一替代性实施例”并不一定是指同一实施例。此外,本申请的一个或多个实施例中的某些特征、结构或特点可以进行适当的组合。
同理,应当注意的是,为了简化本申请披露的表述,从而帮助对一个或多个发明实施例的理解,前文对本申请实施例的描述中,有时会将多种特征归并至一个实施例、附图或对其的描述中。但是,这种披露方法并不意味着本申请对象所需要的特征比权利要求中提及的特征多。实际上,实施例的特征要少于上述披露的单个实施例的全部特征。
一些实施例中使用了描述成分、属性数量的数字,应当理解的是,此类用于实施例描述的数字,在一些示例中使用了修饰词“大约”、“近似”或“大体上”来修饰。除非另外说明,“大约”、“近似”或“大体上”表明所述数字允许有±20%的变化。相应地,在一些实施例中,说明书和权利要求中使用的数值参数均为近似值,该近似值根据个别实施例所需特点可以发生改变。在一些实施例中,数值参数应考虑规定的有效数位并采用一般位数保留的方法。尽管本申请一些实施例中用于确认其范围广度的数值域和参数为近似值,在具体实施例中,此类数值的设定在可行范围内尽可能精确。
针对本申请引用的每个专利、专利申请、专利申请公开物和其他材料,如文章、书籍、说明书、出版物、文档等,特此将其全部内容并入本申请作为参考。与本申请内容不一致或产生冲突的申请历史文件除外,对本申请权利要求最广范围有限制的文件(当前或之后附加于本申请中的)也除外。需要说明的是,如果本申请附属材料中的描述、定义、和/或术语的使用与本申请所述内容有不一致或冲突的地方,以本申请的描述、定义和/或术语的使用为准。
最后,应当理解的是,本申请中所述实施例仅用以说明本申请实施例的原则。其他的变形也可能属于本申请的范围。因此,作为示例而非限制,本申请实施例的替代配置可视为与本申请的教导一致。相应地,本申请的实施例不仅限于本申请明确介绍和描述的实施例。

Claims (7)

1.一种磁共振射频线圈,其特征在于,包括:
射频天线,用于接收成像对象发出的射频信号;所述射频天线为非谐振射频天线;
信号匹配模块,连接所述射频天线后端,用于对所述射频天线和所述信号匹配模块的后端电路进行宽带匹配;
模拟信号处理模块,连接所述信号匹配模块后端,用于对所述射频天线接收到的射频信号进行信号处理;所述模拟信号处理模块包括低噪声放大器、第一下变频器、第一低通滤波器、第二下变频器、本振、90度移相电路和第二低通滤波器,所述低噪声放大器分别连接第一下变频器和第二下变频器,所述第一下变频器连接第一低通滤波器,所述第二下变频器连接第二低通滤波器,所述本振同时连接所述第一下变频器和所述90度移相电路,所述90度移相电路连接所述第二下变频器,所述低噪声放大器用来对所述射频信号进行信号放大,所述低噪声放大器具有高输入阻抗,所述低噪声放大器实现信号差分输入输出;
数字化模块,连接所述模拟信号处理模块后端,用于将经过处理的射频信号数字化,并将信号传输到后端;所述数字化模块的传输方式采用光纤传输或无线传输。
2.根据权利要求1所述的磁共振射频线圈,其特征在于,所述射频天线不包含:电容元件、匹配网络和谐振/失谐模块。
3.根据权利要求2所述的磁共振射频线圈,其特征在于,所述磁共振线圈适用于多核磁共振***,可供以下原子的至少一种进行成像:磷、钠。
4.根据权利要求1所述的磁共振射频线圈,其特征在于,所述高输入阻抗为大于500欧姆的输入阻抗。
5.根据权利要求1所述的磁共振射频线圈,其特征在于,还包括:能量传输模块,用于为所述模拟信号处理模块和/或所述数字化模块提供能量,所述能量传输模块通过以下至少一种方式实现:携带式电源、直流线缆或无线充电。
6.根据权利要求1所述的磁共振射频线圈,其特征在于,所述射频天线为Loop结构或鸟笼线圈结构,所述射频天线通过高输入阻抗的放大器实现去耦。
7.一种磁共振***,其特征在于,包括:如权利要求1-6任一项所述的磁共振射频线圈。
CN201710582369.1A 2017-07-17 2017-07-17 磁共振射频线圈和磁共振*** Active CN107561464B (zh)

Priority Applications (7)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201710582369.1A CN107561464B (zh) 2017-07-17 2017-07-17 磁共振射频线圈和磁共振***
PCT/CN2017/119389 WO2019015258A1 (en) 2017-07-17 2017-12-28 MAGNETIC RESONANCE COIL AND MAGNETIC RESONANCE IMAGING SYSTEM USING THE SAME
US15/856,058 US10545204B2 (en) 2017-07-17 2017-12-28 Non-resonant magnetic resonance coil and magnetic resonance imaging system using the same
EP17210845.8A EP3432017A1 (en) 2017-07-17 2017-12-28 Non-resonant magnetic resonance rf coil and magnetic resonance imaging system
US16/750,013 US10838027B2 (en) 2017-07-17 2020-01-23 Non-resonant magnetic resonance coil and magnetic resonance imaging system using the same
US17/098,502 US11221383B2 (en) 2017-07-17 2020-11-16 Non-resonant magnetic resonance coil and magnetic resonance imaging system using the same
US17/647,595 US11821967B2 (en) 2017-07-17 2022-01-10 Non-resonant magnetic resonance coil and magnetic resonance imaging system using the same

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201710582369.1A CN107561464B (zh) 2017-07-17 2017-07-17 磁共振射频线圈和磁共振***

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107561464A CN107561464A (zh) 2018-01-09
CN107561464B true CN107561464B (zh) 2020-12-04

Family

ID=60973519

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201710582369.1A Active CN107561464B (zh) 2017-07-17 2017-07-17 磁共振射频线圈和磁共振***

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN107561464B (zh)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109171725B (zh) * 2018-08-14 2023-01-31 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振信号同步方法及磁共振***
US11041929B2 (en) 2018-08-14 2021-06-22 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Systems and methods for signal synchronization in MRI device
CN111426997A (zh) * 2020-04-27 2020-07-17 深圳先进技术研究院 四核射频线圈电路
CN112019474B (zh) * 2020-08-14 2023-08-15 平康(深圳)医疗设备科技有限公司 多通道信号无线传输***及物理资源网格分配的控制方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102565733A (zh) * 2011-12-12 2012-07-11 中国科学院深圳先进技术研究院 磁共振多核阵列射频装置及磁共振信号接收方法
CN103364745A (zh) * 2012-04-02 2013-10-23 西门子公司 磁共振断层成像装置
CN205193255U (zh) * 2015-12-01 2016-04-27 上海联影医疗科技有限公司 磁共振射频接收线圈组件

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7683619B2 (en) * 2005-09-09 2010-03-23 The State of Oregen Acting by and through the State Board of Higher Education on Behalf of the University of Oregon High impedance differential input preamplifier and antenna for MRI
US8269498B2 (en) * 2009-05-04 2012-09-18 The Regents Of The University Of California Method and apparatus for MRI signal excitation and reception using non-resonance RF method (NORM)
US9632203B2 (en) * 2010-06-22 2017-04-25 Schlumberger Technology Corporation Non-resonant logging tools with H-bridge switching
US10024938B2 (en) * 2012-03-08 2018-07-17 Schlumberger Technology Corporation System and method for processing magnetic resonance signals
CN106662627B (zh) * 2014-07-01 2020-07-24 皇家飞利浦有限公司 具有去谐电路和能量收获电路的mr接收线圈

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102565733A (zh) * 2011-12-12 2012-07-11 中国科学院深圳先进技术研究院 磁共振多核阵列射频装置及磁共振信号接收方法
CN103364745A (zh) * 2012-04-02 2013-10-23 西门子公司 磁共振断层成像装置
CN205193255U (zh) * 2015-12-01 2016-04-27 上海联影医疗科技有限公司 磁共振射频接收线圈组件

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
An easily constructed, tuning free, ultra-broadband probe for NMR;NURPHREE D. 等;《JOURNAL OF MAGNETIC RESONANCE 》;20070901;第188卷(第1期);第160-167页 *

Also Published As

Publication number Publication date
CN107561464A (zh) 2018-01-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107290697B (zh) 磁共振射频线圈和磁共振***
US10884080B2 (en) Dual-nuclear RF coil device and dual-nuclear RF coil array device
CN107561464B (zh) 磁共振射频线圈和磁共振***
EP1883348B1 (en) Antenna device for picking up magnetic resonance signals and provided with its own communication unit
US10627463B2 (en) Simultaneous TX-RX for antenna devices
RU2544867C2 (ru) Многоэлементная передающая радиочастотная цепь с локальным устройством автоматической настройки и согласования
CN102053233B (zh) 局部线圈装置中的mr信号传输
US7012429B1 (en) Magnetic resonance imaging system using coils having distributed transmission line elements with outer and inner conductors
US4792759A (en) Multi-frequency surface probe
US8283927B2 (en) Amplifier
US7378844B2 (en) Magnetic resonance system, receiver & method of generating detecting and digitizing analog MR signals solely within the MR shielded environment
CN103105599A (zh) 具有高速串行接口的磁共振接收线圈
US10495705B2 (en) RF transmit module with a local field monitoring unit for a magnetic resonance examination system
US20150234019A1 (en) Local SAR Behavior of MRI Transmission Coils by Use of Orthogonal Loop Antennas
US20090067697A1 (en) System and apparatus for receiving magnetic resonance (mr) signals from an imaging subject
US11269031B2 (en) Magnetic resonance imaging (MRI) radio frequency (RF) coil tuning, matching, decoupling, and balun circuit
KR101081339B1 (ko) 자기공명영상 장치용 rf 코일 어셈블리
WO2022204229A9 (en) Rf receive coil circuit for mri systems
Attaran et al. Small footprint high gain and low noise figure preamplifier for 7T MRI scanner
CN107874757B (zh) 磁共振射频子***及用于其的线圈去耦合装置及方法
CN212905401U (zh) 用于动物磁共振成像射频收发一体双通道双核线圈
CN216285676U (zh) 磁共振信号接收装置及其所应用的磁共振成像***
CN107526051B (zh) 磁共振射频线圈接收电路、射频线圈和磁共振***
CN111665463B (zh) 同轴偶极子天线、信号收发装置及磁共振成像***
CN114137460B (zh) 一种射频阵列线圈***

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
CB02 Change of applicant information
CB02 Change of applicant information

Address after: 201807 Shanghai city Jiading District Industrial Zone Jiading Road No. 2258

Applicant after: Shanghai Lianying Medical Technology Co., Ltd

Address before: 201807 Shanghai city Jiading District Industrial Zone Jiading Road No. 2258

Applicant before: SHANGHAI UNITED IMAGING HEALTHCARE Co.,Ltd.

GR01 Patent grant
GR01 Patent grant