CN102866368B

CN102866368B - 用于接收磁共振信号的系统和方法

Info

Publication number: CN102866368B
Application number: CN201210200346.7A
Authority: CN
Inventors: 褚大申; R.斯托尔蒙特; S.林赛; R.马蒂亚斯
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2011-06-17
Filing date: 2012-06-18
Publication date: 2018-01-19
Anticipated expiration: 2032-06-18
Also published as: CN102866368A; DE102012105201A1; JP2013000591A; US9018955B2; JP6224304B2; US20120319687A1

Abstract

本发明名称为“用于接收磁共振信号的系统和方法”。提供一种前置放大器（82），用于磁共振成像（MRI）系统（200）中的射频（RF）接收器线圈（102）。前置放大器包含放大器（142），配置为从RF接收器线圈接收至少一个磁共振（MR）信号并且配置为生成放大的MR信号。输入电路（144）电连接到放大器。输入电路配置为电连接到RF接收器线圈的输出（138），用于将至少一个MR信号从RF接收器线圈发送到放大器。输入电路包含阻抗变换器（146）和场效应晶体管（FET）（150）。FET电连接在阻抗变换器和放大器之间。FET具有FET阻抗。阻抗变换器配置为变换至少近似100欧姆的源阻抗。阻抗变换器还配置为将FET阻抗变换成小于近似5欧姆的前置放大器输入阻抗。

Description

用于接收磁共振信号的系统和方法

技术领域

本文公开的主题通常涉及磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）系统，并且更特别地涉及用于接收来自对象的磁共振（magnetic resonance，MR）信号的系统和方法。

背景技术

MRI系统包含磁体，例如生成时间上为常数（即，均匀和静态的）主要或主磁场的超导磁体（superconducting magnet）。MRI数据采集通过使用磁梯度线圈在主要磁场（primary magnetic field）内激励磁矩来完成。例如，为了成像感兴趣的区域，给磁梯度线圈供能来施加磁梯度给主要磁场。然后，射频（RF）发送线圈受脉冲作用来在MRI扫描仪的孔（bore）中创建RF磁场脉冲来选择性地激励对应于感兴趣的区域的体积以使用RF接收器线圈的相控阵列来采集感兴趣的区域的MR图像。所生成的合成图像示出感兴趣的区域的结构和功能。

经由每个共振的RF接收器线圈所携带的感应电流所引起的互感耦合，相控阵列内的RF接收器线圈可彼此交互。RF接收器线圈之间的这样的互感耦合可引起或增加RF接收器线圈之间的串扰，其可能引起合成图像内的伪影。RF接收器线圈之间的互感耦合还可降低RF接收器线圈和/或合成图像的信噪比（SNR）。此外，利用MRI中的平行成像，变得希望来增加相控阵列内的RF接收器线圈数量来提供具有更高信道数的相控阵列。然而，随着相控阵列中的信道和/或RF接收器线圈的数量的增加，RF接收器线圈之间的互感耦合也可能增加。互感耦合中的这样的增加可导致进一步的SNR减小和/或平行成像性能退化，其可抵消相控阵列内的RF接收器线圈和/或信道的数量增加的任何好处。

发明内容

根据各种实施例，本发明提供一种前置放大器，用于磁共振成像（MRI）系统中的射频（RF）接收器线圈。前置放大器包含放大器，配置为从RF接收器线圈接收至少一个磁共振（MR）信号并且配置为生成放大的MR信号。输入电路电连接到放大器。输入电路配置为电连接到RF接收器线圈的输出，用于将至少一个MR信号从RF接收器线圈发送到放大器。输入电路包含阻抗变换器和场效应晶体管（FET）。FET电连接在阻抗变换器和放大器之间。FET具有FET阻抗。阻抗变换器配置为变换至少近似100欧姆的源阻抗（source impedance）。阻抗变换器还配置为将FET阻抗变换成小于近似5欧姆的前置放大器输入阻抗。

根据其他实施例，提供一种系统，用于接收由对象发射的磁共振（MR）信号。该系统包含射频（RF）接收器线圈，配置为检测MR信号，前置放大器，配置为生成放大的MR信号，以及阻抗变换器，电连接在RF接收器线圈和前置放大器之间。阻抗变换器配置为将RF接收器线圈的线圈阻抗变换成至少近似100欧姆的源阻抗。

根据另一些实施例，提供一种方法，用于接收由对象发射的磁共振（MR）信号。该方法包含在阻抗变换器上接收来自射频（RF）接收器线圈的至少一个MR信号，使用阻抗变换器将RF接收器线圈的线圈阻抗变换成至少近似100欧姆的源阻抗，并且使用电连接到阻抗变换器的前置放大器来放大该至少一个MR信号。

附图说明

图1是磁共振成像（MRI）系统的接收段（receive section）的实施例的框图。

图2是图示射频（RF）接收器线圈的实施例和对应的接收段的前置放大器的实施例的图1所示的接收段的一部分的示意图。

图3是图示图2中所示的前置放大器的实施例的示意图。

图4是图2和图3所示的前置放大器的场效应晶体管（FET）的实施例的斯密斯图的实施例的图形图示。

图5是图示用于接收磁共振（MR）信号的方法的实施例的流程图。

图6是MRI系统的框图，其中可实现根据各种实施例形成的前置放大器。

具体实施方式

当结合附图来阅读时，将更好地理解上文概要以及下文某些实施例的详细描述。就图示各种实施例的功能块的图表的程度而言，该功能块不必要指示硬件电路之间的分割。从而，例如，可用单片硬件或多片硬件来实现一个或多个功能块。应理解各种实施例不限制于图中所示的排列和工具。

如本文所使用的，以单数叙述并且用冠以词语“一”的元件或步骤应该理解为不排除复数个所述元件或步骤，除非明确地声明这样的排除。此外，参照“一个实施例”并不旨在解释为排除额外的实施例的存在，其也并入所叙述的特征。此外，除非明确地相反声明，否则“包括”或“具有”具有特定的性质的元件或多个元件的实施例可以包含不具有那种性质的额外的这样的元件。

各种实施例提供用于使用磁共振成像（MRI）系统来接收（例如，由对象发射的）磁共振（MR）信号的系统和方法。通过实践至少一个实施例，提供前置放大器来适应相对高的源阻抗而具有相对低的输入阻抗。此外，通过实践至少一个实施例，与使用近似50欧姆的传统源阻抗的MRI系统比较，可提供更高的阻断阻抗。各种实施例的至少一个技术效果包含阵列内RF接收器线圈之间的射频（RF）串扰的减小。各种实施例的至少一个其他技术效果是具有更高的信噪比（SNR）的RF接收器线圈。

如图1所示，可实现与MRI系统的接收段80连接的各种实施例。接收段80配置为使用包含多个射频（RF）接收器线圈102（为简单起见，如图1中的单个块元件所示）的线圈阵列100来采集MR数据。例如，线圈阵列100可以包含形成RF接收器线圈102的多个环形元件。RF接收器线圈102配置为检测MR信号。应该注意到可重叠RF接收器线圈102（例如邻近的环形元件）来减小或最小化耦合。使用前置放大器82（其也放大来自RF接收器线圈102的已接收的MR信号），RF接收器线圈102也彼此隔离。在示范性实施例中，线圈阵列100是专用的只接收的线圈阵列。备选地，线圈阵列100是可开关阵列，例如可开关发送/接收（T/R）相控阵列线圈。本文中，部分和/或整个接收段80可被称作为“系统”。

从而，线圈阵列100形成连接到MRI系统的部分多信道接收段80。接收段80包含多个信道（Rcvr 1 … Rcvr N），例如，十六个信道。然而，应该注意到可提供更多或更少的信道。在示范性实施例中，用连接到多个RF接收器线圈102中的每一个的单独的接收信道86（例如，连接到四乘四线圈阵列的十六个信道），线圈阵列100连接到具有多信道系统接口84（例如，1.5T系统接口）的多信道接收段80。

系统接口84可以包含多个偏置控制线88（图示为两条线）来控制去耦电路（未示出）的开关，例如，其可使用MRI系统中存储的线圈配置文件和/或基于用户输入来控制。例如，基于用户输入，可选择特定的线圈配置文件来控制线圈阵列100，其配置为特定的成像模式（例如，使用MRI扫描仪上的控制的操作模式的用户控制）中的T/R相控阵列线圈。也可提供RF IN控制线90来与例如组合器（未示出）连接来控制发送线圈阵列。

图2是图示射频（RF）接收器线圈102的实施例和对应的前置放大器82的实施例的部分接收段80的示意图。在示范性实施例中，前置放大器82具有相对低的输入阻抗。例如，在一些实施例中，在共振频率上，前置放大器82的“相对低的”输入阻抗小于近似5欧姆。前置放大器82的输入阻抗由电感器140定义，其在图3中示出。在图2中，前置放大器的输入阻抗由Z_IN表示。在一些实施例中，在共振频率上，前置放大器82具有近似1欧姆和近似3欧姆之间的输入阻抗。此外，在一些实施例中，在共振频率处，前置放大器82具有近似2欧姆的输入阻抗。应该注意到用于说明性的目的，所有的电容器视为无损并且电感器用串联电阻表示。在本文中，前置放大器82的输入阻抗可被称作为“前置放大器输入阻抗”。

RF接收器线圈102包含由电阻器122、电感器124、以及电容器126形成的RLC谐振电路。RF接收器线圈102也串联连接到阻抗变换器128。更具体地，阻抗变换器128电连接在RF接收器线圈102和前置放大器82之间。阻抗变换器128形成RF接收器线圈102和前置放大器82之间的阻抗匹配网络。阻抗变换器128配置为将RF接收器线圈102的线圈阻抗变换成前置放大器82的源阻抗。前置放大器82的源阻抗由Z_OUT在图2中表示。RF接收器线圈102的线圈阻抗可具有任何值，其可依赖于线圈载荷、线圈大小和/或场强等。RF接收器线圈102的线圈阻抗的例子包含但不限于，以1.5T场强的近似2欧姆和近似10欧姆之间和/或类似的阻抗。

在一个示范性实施例中，阻抗变换器128包含格型不平衡变换器（lattice-typebalun）。更具体地，阻抗变换器128包含两个电感器130和132以及两个电容器134和136。电感器130串联连接到电容器134，而电感器132与电容器136串联连接。电感器130和电容器134并联于电感器132和电容器136。在示范性实施例中，格型不平衡阻抗变换器128的排列产生+/- 90°的相移。在本文中，电感器130和132中的每个可被称作为“第一”和/或“第二”电感器。在本文中，电容器134和136可被称作为“第一”和/或“第二”电容器。

阻抗变换器128配置为将RF接收器线圈102的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗Z_OUT。例如，在一些实施例中，“相对高的”源阻抗Z_OUT至少近似100欧姆。因此，在示范性实施例中，阻抗变换器128配置为将RF接收器线圈102的线圈阻抗变换成至少近似100欧姆的源阻抗Z_OUT。在一些实施例中，阻抗变换器128配置为将RF接收器线圈102的线圈阻抗变换成至少近似300欧姆、至少近似400欧姆、或至少近似500欧姆的源阻抗Z_OUT。电感器130和132的示范性值包含但不限于近似123.5 nH。电容器134和136的示范性值包含但不限于近似51pF。

阻抗变换器128也提供阻断阻抗给RF接收器线圈102。RF接收器线圈102的线圈阻抗到相对高的源阻抗Z_OUT的变换可使阻抗变换器128能提供更高的阻断阻抗给RF接收器线圈102。因为前置放大器82的相对高的源阻抗Z_OUT大于例如近似50欧姆的传统值，所以阻抗变换器128的电感器130和132以及电容器134和136的电抗X增加。例如，电容器134和136中的每个的电抗X_C和电感器130和132中的每个的电抗X_L可由等式定义：X_C = X_L = √（R₁ ×R₂）；其中R₁是线圈阻抗并且R₂是源阻抗Z_OUT。因为前置放大器82的输入阻抗Z_IN相对低，所以阻抗变换器128形成并联共振电路，其导致RF接收器线圈102的输出138处的更高阻抗。随着电抗X_C和X_L增加，由于阻断阻抗与X_C和X_L的值直接成比例，所以阻断阻抗增加。更高的阻断阻抗抑制随着RF接收器线圈102的RF电流量的增加，由于RF接收器线圈102之间的更少的交互和/或更小的相关噪声，所以其可最终导致更高的SNR比。这样的更高的阻断阻抗的示范性值包含例如至少300欧姆、至少500欧姆、以及至少1000欧姆的阻断阻抗。

阻抗变换器128不限于用于将RF接收器线圈102的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗的格型不平衡结构。而是，其间任何部件和排列的连接可以用于将RF接收器线圈102的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗，例如但不限于其他类型的等效相移不平衡变换器和/或类似的变换器。

图3是图示图2所示的前置放大器82的实施例的示意图。前置放大器82配置为适应相对高的源阻抗Z_OUT而提供相对低的输入阻抗Z_IN。前置放大器82的输入阻抗Z_IN由前置放大器82的电感器140定义。前置放大器82包含放大器142，放大器142从对应的RF接收器线圈102（图2）接收MR信号并且放大已接收的MR信号。输入电路144电连接到放大器142。输入电路144经由阻抗变换器128（图2）电连接到对应的RF接收器线圈102的输出138（图2）。输入电路144配置为将MR信号从对应的RF接收器线圈102发送到放大器142。

输入电路144包含阻抗变换器146，其包含电容器148和电感器140。输入电路144也包含场效应晶体管（FET）150，FET 150电连接在阻抗变换器146和放大器142之间，例如如图3所示的。阻抗变换器146电连接在放大器142和对应的RF接收器线圈102之间。

在示范性实施例中，FET 150具有相对大的噪声圆（noise circle），该噪声圆位于斯密斯图中的中心，用于FET 150来得到相对低的噪声图。换句话说，FET 150能够在源阻抗Z_OUT的相对广的范围内提供相对低的噪声图。例如，在一些实施例中，FET 150的噪声圆的“相对大”的大小是至少近似0.3分贝。在一些实施例中，FET 150的噪声圆具有至少近似0.6分贝的大小。FET 150的噪声圆的大小依赖于FET 150的噪声电阻R_N。FET 150可具有任何值的噪声电阻R_N，噪声电阻R_N提供具有至少0.3分贝（例如但不限于小于近似0.03欧姆、等于或小于近似0.02欧姆、和/或类似）的大小的噪声圆。斯密斯图内的FET 150的噪声圆的位置依赖于FET 150的最佳反射系数。例如，当FET 150的最佳反射系数小于近似100欧姆时，FET150的噪声圆可位于更接近斯密斯图的中心（即，更接近为同心）。在一些实施例中，FET 150的噪声圆位于斯密斯图内的中心（即，与斯密斯图同心）。在一些实施例中，例如FET 150具有小于近似100欧姆的最佳反射系数。在一些实施例中，例如FET 150具有近似40欧姆和近似60欧姆之间（例如近似50欧姆）的最佳反射系数。

图4是用于FET 150（图3）的斯密斯图的实施例的图形图示。在图4的示范性实施例中，FET 150具有近似0.02欧姆的噪声电阻R_N和近似50欧姆的最佳反射系数。如图4所示的FET 150的噪声圆152具有近似0.6分贝的大小。如可以从图4中看出的，FET 150的噪声圆152的中心154相对接近于斯密斯图的中心156。通过“更接近”其意味着斯密斯图的中心156位于噪声圆152的圆周158内。在一些备选的实施例中，斯密斯图的中心156与噪声圆152的中心154对准以使斯密斯图和噪声圆152同心。

再次参照图3，阻抗变换器146配置为将由阻抗变换器128提供的相对高的源阻抗Z_OUT变换成FET 150的噪声圆（例如，图4所示的噪声圆152）内的阻抗。换句话说，阻抗变换器146配置为将至少近似100欧姆的源阻抗Z_OUT变换成FET 150的噪声圆内的阻抗。例如，在一些实施例中，阻抗变换器146配置为将至少近似300欧姆、至少近似400欧姆、或至少近似500欧姆的源阻抗Z_OUT变换成FET 150的噪声圆内的阻抗。FET 150的相对大的噪声圆使阻抗变换器146能形成LC串联共振而将相对高的源阻抗Z_OUT变换成噪声圆内的阻抗。选择噪声圆内的阻抗（阻抗变换器146将相对高的源阻抗Z_OUT变换成该噪声圆内的阻抗）用于最佳噪声匹配，即，来得到减小的或最小的噪声图，其可增加RF接收器线圈102的SNR。

阻抗变换器146也配置为将FET 150的阻抗变换成前置放大器82的相对低的输入阻抗Z_IN。换句话说，阻抗变换器146配置为将FET 150的阻抗变换成小于近似5欧姆的输入阻抗Z_IN。例如，在一些实施例中，阻抗变换器146配置为将FET 150的阻抗变换成近似1欧姆和近似3欧姆之间（例如近似2欧姆）的输入阻抗Z_IN。FET 150的阻抗可具有任何值，例如但不限于至少近似1,000欧姆、至少近似500,000欧姆、至少近似1,000,000欧姆、和/或类似值。电感器140的示范性值包含但不限于近似4.4pF。电容器148的示范性值包含但不限于近似515nH。本文中，FET 150的阻抗可被称作为“FET阻抗”。

图5是图示用于接收磁共振（MR）信号（例如，由对象发射的MR信号）的方法160的实施例的流程图。在162，方法160包含在阻抗变换器处接收来自RF接收器线圈的至少一个MR信号。例如，可在阻抗变换器128（图2）处从RF接收器线圈102（图2）接收MR信号。在164，阻抗变换器将RF接收器线圈的线圈阻抗变换成至少近似100欧姆的相对高的源阻抗Z_OUT（图2和3）。例如，在164，阻抗变换器128可用于将RF接收器线圈102的线圈阻抗变换成相对高的源阻抗Z_OUT。

在166，由前置放大器（例如，图1到图3所示的前置放大器82）将源阻抗Z_OUT变换成前置放大器的FET（例如，图3所示的FET 150）的噪声圆内的阻抗。在168，由前置放大器将前置放大器的FET的阻抗变换成小于近似5欧姆的前置放大器的相对低的输入阻抗Z_IN。在170，方法160还包含使用前置放大器来放大MR信号。

应该注意到，各种实施例不限制于特定的MRI系统或特定的线圈类型或排列。因此，可以与具有不同的功率电平、信道等并且具有操作于一个或多个频率的不同的接收表面线圈的MRI系统一起使用本文描述和/或图示的实施例。此外，本文描述和/或图示的实施例内包含的部件以及每个部件的值可如所希望地或所需要地改变。

例如，用于与图6所示的MRI系统200一起使用的MR线圈，可用来实现本文描述和/或图示的各种实施例。应该意识到，尽管成像系统200图示为单模态成像系统，但是各种实施例可以实现在多模态成像系统中或与多模态成像系统一起实现。成像系统200图示为MRI成像系统并且可与不同类型的医学成像系统组合，例如计算机断层成像术（ComputedTomography，CT）、正电子发射断层成像术（Positron Emission Tomography，PET）、单光子发射计算机断层成像术（Single Photon Emission Computed Tomography，SPECT）、以及超声波系统、或能够生成图像（特别是人类的图像）的任何其他系统。此外，各种实施例不限制于用于成像人类对象的医学成像系统，还可以包含用于成像非人类对象、行李等的兽医或非医学系统。

参照图6，MRI系统200通常包含成像部分232和处理部分236，其可包含处理器或者其他计算或控制器装置。在构台（gantry）240内，MRI系统200包含超导磁体262，以磁体线圈支撑结构支撑的磁性线圈来形成超导磁体262。然而，在其他实施例中，可使用不同类型的磁体，例如永磁体或电磁体。容器264（也称作低温保持器）围绕超导磁体262并且充满液氦来冷却超导磁体262的线圈。围绕容器264的外表面和超导磁体262的内表面来提供热绝缘266。在超导磁体262中提供多个磁梯度线圈268并且在多个磁梯度线圈268中提供RF发送线圈270。在一些实施例中，可用如本文更详细描述的发送与接收线圈来代替RF发送线圈270。构台240内的部件通常形成成像部分232。应该注意到，尽管超导磁体262是圆柱状，但是也可以使用其他形状的磁体。

处理部分236通常包含控制器256、主磁场控制278、梯度场控制282、存储器284、显示装置286、发送-接收（T-R）开关288、RF发送器290以及接收器292。

在操作中，对象的主体（例如待成像的患者或体模）放置于合适的支撑（例如，患者台）上的孔242中。超导磁体262产生穿过孔242的均匀和静态的主磁场Bo。在孔242中和对应地在患者中的电磁场强度由控制器276经由主磁场控制278来控制，主磁场控制278也控制向超导磁体262的供能电流的供应。

提供磁梯度线圈268（其包含一个或多个梯度线圈元件）以便可以在三个正交方向x、y、以及z中的任何一个或多个上施加磁梯度给超导磁体262内的孔242中的磁场B_o。磁梯度线圈268由梯度场控制282供能并且也由控制器276控制。

RF发送线圈270（其可以包含多个线圈）安排为发送磁脉冲和/或可选地同时检测来自患者的MR信号（如果也提供接收线圈元件，例如配置为RF接收器线圈的表面线圈）。RF接收器线圈（例如，图1和图2中示出的RF接收器线圈102）可以是任何类型或配置（例如，单独的接收器表面线圈）并且包含如本文更详细描述和图示的阻抗变换器128和前置放大器82。此外，系统接口84（在图1中示出）可以形成例如，控制器276、T-R开关288或接收器292的一部分，其与线圈阵列一起可形成接收段80。

RF发送线圈270可为主体线圈，例如鸟笼型线圈。接收表面线圈可为在RF发送线圈270中提供的RF线圈的阵列。RF发送线圈270从如本文所描述的接收表面线圈失谐或去耦。从而，配置为主体部分具体的线圈（例如，torso线圈）的RF发送线圈270，可与接收表面线圈组合。

RF发送线圈270和接收器表面线圈分别通过T-R开关288选择性地互连到RF发送器290或接收器292中的一个。由控制器276控制RF发送器290和T-R开关288以使RF场脉冲或信号由RF发送器290生成并且选择性地施加到患者用于患者中的磁共振的激励。当RF激励脉冲施加到患者时，也促使T-R开关288从接收器292断开接收表面线圈。

随着RF脉冲的施加，再次促使T-R开关288从RF发送器290断开RF发送线圈270并且连接接收器表面线圈到接收器292。接收器表面线圈操作为检测或感测由患者中的激励核子导致的MR信号并且将MR信号通信到接收器292，其可通信到如本文更详细描述的多个信道。这些已检测的MR信号又通信到控制器276。控制器276包含处理器（例如，图像重建处理器），例如，控制MR信号的处理来产生表示患者的图像的信号的处理器。

表示图像的已处理的信号也发送到显示装置286来提供图像的视觉显示。具体地，MR信号充满或形成k空间，傅里叶变换该k空间来获得可视的图像。表示图像的已处理的信号随后发送到显示装置286。

前置放大器的各种实施例适应相对高的源阻抗而提供相对低的输入阻抗。各种实施例可提供比使用近似50欧姆的传统源阻抗的MRI系统更高的阻断阻抗。RF接收器线圈的各种实施例可具有较高的SNR。因为去耦阻抗可以直接地解释成共振环中感应的RF电流的减小，所以前置放大器去耦效率的改进可导致阵列内的RF接收器线圈之间的RF串扰的减小。RF接收器线圈之间的串扰的减小可减小RF接收器线圈之间的相互交互，并且还可以带来进一步改进基础RF线圈设计（包含进一步缩小的线圈几何形状）的有效方式，用于MRI中的更多内在SNR和/或改进平行成像性能。例如，其可不必遵循10％到15％的规则。由各种实施例提供的更高的前置放大器阻断可使能RF接收器线圈设计的简化和/或可导致RF接收器线圈之间的隔离电路的减小或移除而没有折衷RF接收器线圈阵列的性能，其可导致制造期间隔离调整的减小或消除。各种实施例可减小制造RF接收器线圈、前置放大器、MRI接收段、和/或MRI系统整体的成本。

应该注意到各种实施例可用硬件、软件或其组合实现。各种实施例和/或部件，例如，模块、或其中的部件以及控制器，也可实现为一个或多个计算机或处理器中的部分。计算机或处理器可以包含计算装置、输入装置、显示单元以及接口，例如，用于访问因特网。计算机或处理器可以包含微处理器。微处理器可连接到通信总线。计算机或处理器还可以包含存储器。存储器可以包含随机存取存储器（RAM）和只读存储器（ROM）。计算机或处理器还可以包含存储装置，其可为硬盘驱动或可移除存储驱动（例如软盘驱动、光盘驱动等）。存储装置还可以是用于装载计算机程序或其他指令到计算机或处理器的其他类似组件。

如本文所使用的，术语“计算机”或“模块”可以包含任何基于处理器或基于微处理器的系统（包含使用微控制器、精简指令集计算机（RISC）、ASIC、逻辑电路、以及能够执行本文描述的功能的任何其他电路或处理器）。以上例子只是示范性，并且从而不旨在以任何方式限制术语“计算机”的定义和/或意义。

为了处理输入数据，计算机或处理器执行存储在一个或多个存储元件中的指令集。存储元件还可以如所希望地或所需要地存储数据或其他信息。存储元件可以是处理机器内的信息源或物理存储器元件的形式。

指令集可以包含各种命令，该命令指示计算机或处理器作为处理机器来进行具体的操作（例如，本发明的各种实施例的方法和过程）。指令集可以是软件程序的形式。软件可以是例如系统软件或应用软件等的各种形式并且其可实施为有形的和非暂时性的计算机可读介质。另外，软件可以是单独的程序或模块的集合、较大程序内的程序模块或部分程序模块的形式。软件也可以包含以面向对象编程的形式的模块化编程。由处理机器的输入数据的处理可响应于操作员命令、或响应于以前处理的结果、或响应于另一处理机器作出的请求。

如本文所使用的，术语“软件”和“固件”是可互换的，并且包含存储器中存储的用于由计算机执行的任何计算机程序，包含RAM存储器、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储器、以及非易失性RAM（NVRAM）存储器。以上存储器类型只是示范性的，并且从而不限制可用于计算机程序的存储的存储器的类型。

应理解以上描述旨在说明性的并且不是限制性的。例如，上述的实施例（和/或其各方面）可彼此组合使用。此外，可作出许多修改来使特定的情况或材料适应于各种实施例的教导而没有背离他们的范围。虽然本文描述的材料的尺寸和类型旨在定义各种实施例的参数，但是他们绝对没有限制并且只是示范性的。回顾以上描述时，许多其他实施例对于本领域技术人员是明显的。因此，应该参照所附的权利要求来确定各种实施例的范围，连同这样的权利要求的等效的全部范围进行声明。在所附的权利要求中，术语“包含”和“在其中”用作各自的术语“包括”和“其中”的简明英文等效。此外，在下文权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等只用作标签，并且并不旨在在他们的对象上施加数量要求。另外，下文权利要求的限制没有用组件加功能的格式书写并且并不旨在基于35 U. S. C. § 112，第六段来解释，除非并且直到权利要求限制清楚地使用后接没有进一步结构的功能的声明的短语“组件用于”。

本书面描述使用包含最佳模式的例子来公开各种实施例，并且也使本领域的任何技术人员能实践各种实施例，包含制作并且使用任何装置或系统并且进行任何并入的方法。各种实施例的可专利范围由权利要求定义，并且可以包含本领域技术人员所想到的其他例子。如果这样的其他例子具有没有不同于权利要求的字面语言的结构元件，或这样的其他例子包含具有与权利要求的字面语言无实质差别的等效结构元件，则这样的其他例子旨在落入权利要求的范围内。

部件列表

接收段 80

前置放大器 82

系统接口 84

接收信道 86

偏置控制线 88

RF IN控制线 90

线圈阵列 100

RF接收器线圈 102

电阻器 122

电感器 124

电容器 126

阻抗变换器 128

电感器 130

电感器 132

电容器 134

电容器 136

输出 138

电感器 140

放大器 142

输入电路 144

阻抗变换器 146

电容器 148

FET 150

噪声圆 152

中心 154

中心 156

圆周 158

方法 160

MRI系统 200

成像部分 232

处理部分 236

构台 240

孔 242

控制器 256

超导磁体 262

容器 264

热绝缘 266

磁梯度线圈 268

RF发送线圈 270

控制器 276

磁场控制 278

梯度场控制 282

存储器 284

显示装置 286

T-R开关 288

RF发送器 290

接收器 292。

Claims

1.一种前置放大器(82)，用于磁共振成像(MRI)系统(200)中的射频(RF)接收器线圈(102)，所述前置放大器包括：

放大器(142)，配置为从所述RF接收器线圈接收至少一个磁共振(MR)信号并且配置为生成放大的磁共振(MR)信号；以及

输入电路(144)，电连接到所述放大器，所述输入电路配置为电连接到所述射频(RF)接收器线圈的输出(138)，用于将所述至少一个磁共振(MR)信号从所述RF接收器线圈发送到所述放大器，所述输入电路包括阻抗变换器(146)和场效应晶体管(FET)(150)，所述场效应晶体管(FET)电连接在所述阻抗变换器和所述放大器之间，所述场效应晶体管(FET)具有场效应晶体管(FET)阻抗，所述阻抗变换器配置为将所述RF接收器线圈的线圈阻抗变换至少100欧姆的源阻抗，所述阻抗变换器还配置为将所述场效应晶体管(FET)阻抗变换成小于5欧姆的前置放大器输入阻抗。

2.如权利要求1所述的前置放大器(82)，其中所述阻抗变换器(146)配置为将所述源阻抗变换成所述场效应晶体管(FET)(150)的噪声圆(152)内的阻抗。

3.如权利要求1所述的前置放大器(82)，其中所述阻抗变换器(146)配置为变换至少300欧姆的源阻抗。

4.如权利要求1所述的前置放大器(82)，其中所述阻抗变换器(146)配置为将所述FET阻抗变换成1欧姆和3欧姆之间的前置放大器输入阻抗。

5.如权利要求1所述的前置放大器(82)，其中所述阻抗变换器(146)配置为将至少500,000欧姆的场效应晶体管(FET)阻抗变换成所述前置放大器输入阻抗。

6.如权利要求1所述的前置放大器(82)，其中所述阻抗变换器(146)配置为将所述源阻抗变换成所述场效应晶体管(FET)(150)的噪声圆(152)内的阻抗，所述场效应晶体管(FET)的所述噪声圆具有至少0.3分贝的大小。

7.如权利要求1所述的前置放大器(82)，其中所述阻抗变换器(146)配置为将所述场效应晶体管(FET)阻抗变换成2欧姆的前置放大器输入阻抗。

8.如权利要求1所述的前置放大器(82)，其中所述场效应晶体管(FET)(150)具有小于100欧姆的最佳反射系数。

9.如权利要求1所述的前置放大器(82)，其中所述阻抗变换器(146)电连接到所述放大器(142)，所述阻抗变换器配置为电连接在所述射频(RF)接收器线圈(102)和所述放大器之间。