JP2021526043A - 低磁場ｍｒｉシステムのための無線周波数コイル信号チェーン - Google Patents

Abstract

低磁場磁気共鳴撮像システムのためのＲＦ信号チェーン回路においてノイズを低減する方法及び装置が提供される。ＲＦ信号チェーン回路におけるスイッチング回路は、１０ＭＨｚよりも小さい動作周波数でＲＦスイッチを作動させるよう構成される少なくとも１つの電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を含んでよい。デカップリング回路は、増幅器の入力部にわたって結合されるチューニング回路と、増幅器の出力部と増幅器の入力部との間に結合されるアクティブフィードバック回路とを含んでよく、アクティブフィードバック回路は、増幅器へ結合されるＲＦコイルの品質係数を低減するよう構成されるフィードバックキャパシタを含む。

Description

磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）は、多数の用途のための重要なイメージングモダリティを提供し、そして、人体の内部の画像を生成するために臨床及び研究の場で広く利用されている。一般的なこととして、ＭＲＩは、印加磁場により生じる状態変化に応答して原子によって放出された電磁波である磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出することに基づく。例えば、核磁気共鳴（ＮＭＲ）技術は、撮像される対象内の原子（例えば、人体の組織内の原子）の核スピンの再配列又は緩和時に励起された原子の核から放出されるＭＲ信号を検出することを有する。検出されたＭＲ信号は、画像を生成するよう処理されてよく、これは、医療応用という状況では、診断、治療及び／又は研究のために体内の内部構造及び／又は生体内作用の調査を可能にする。

ＭＲＩは、他のモダリティの安全上の懸念なしで（例えば、電離放射線、例えば、Ｘ線に対象をさらす必要性、又は放射性物質を身体に投与することなしで）比較的に高い分解能及びコントラストを有する非侵襲画像を生成する能力により、生体撮像のための魅力的なイメージングモダリティを提供する。更に、ＭＲＩは、軟組織造影を提供するのに特に適しており、これは、他のイメージングモダリティが満足に撮像することができない対象物を撮像するために利用され得る。更に、ＭＲ技術は、他のモダリティが取得することができない構造及び／又は生体内作用に関する情報を捕捉することができる。しかし、ＭＲＩには多くの欠点があり、所与の撮像用途について、比較的に高い装備費用、臨床ＭＲＩスキャナへのアクセスを得ることの限られた利用可能性及び／又は困難性、及び／又は画像取得プロセスの長さを伴うことがある。

臨床ＭＲＩの傾向は、スキャン時間、画像分解能、及び画像コントラストのうちの１つ以上を改善するようＭＲＩスキャナの磁場強さを増大させることであったが、これは、費用を押し上げ続ける。設置されているＭＲＩスキャナの圧倒的多数は、メイン磁場Ｂ_０の磁場強度を指す１．５又は３テスラ（Ｔ）で動作する。臨床ＭＲＩスキャナのためのおおまかな費用推定は、テスラごとに約１００万ドルであるが、そのようなＭＲＩスキャナを動作させることに伴う実質的な動作、サービス、及び保守費用は計算に含まれていない。

更に、従来の高磁場ＭＲＩシステムは、対象（例えば、患者）が撮像される強い一様な静磁場（Ｂ_０）を生成するために大きな超電導磁石及び付随する電子機器を通常は必要とする。そのようなシステムのサイズは、典型的なＭＲＩ設置が磁石、電子機器、熱管理システム、及び制御コンソールエリアのための複数の部屋を含むことにより相当である。ＭＲＩシステムのサイズ及び費用は、一般に、ＭＲＩシステムを購入及び維持する十分な空間及び資源を有している病院及び学術研修センターといった施設にその利用を制限する。高磁場ＭＲＩシステムの高いコスト及びかなりの空間は、ＭＲＩスキャナの限られた利用可能性に帰着する。そのようなものとして、以下で更に詳細に論じられるように、ＭＲＩスキャンが有利でありながら、上記の制限の１つ以上により、実際的でないか、又は不可能である臨床状況がしばしばある。

いくつかの実施形態は、低磁場磁気共鳴撮像システムの無線周波数（ＲＦ）コイルへ結合されるよう構成されるスイッチング回路を含む。スイッチング回路は、１０ＭＨｚよりも小さい動作周波数でＲＦスイッチとして作動するよう構成される少なくとも１つの電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を有する。

いくつかの実施形態は、低磁場磁気共鳴撮像システムで無線周波数スイッチとして動作するよう構成される少なくとも１つの電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）へゲート電圧を印加するよう構成される駆動回路を含む。駆動回路は、少なくとも１つのＦＥＴから電圧源を絶縁するよう構成される少なくとも１つの絶縁要素を有する。

いくつかの実施形態は、低磁場磁気共鳴撮像システムの増幅器へ結合される無線周波数（ＲＦ）コイルをチューニングするよう構成される回路を含む。回路は、増幅器の入力部にわたって結合されるチューニング回路と、増幅器の出力部と増幅器の入力部との間に結合されるアクティブフィードバック回路とを有する。

いくつかの実施形態は、低磁場磁気共鳴撮像システムの増幅器へ結合される無線周波数（ＲＦ）コイルをチューニングするよう構成される回路を含む。回路は、ＲＦコイルの品質係数を低減するよう増幅器の出力部と増幅器の入力部との間に結合されるアクティブフィードバック回路を有する。

いくつかの実施形態は、低磁場磁気共鳴撮像システムの増幅器の増幅器へ結合される無線周波数（ＲＦ）コイルをチューニングする方法を含む。方法は、増幅器の第１及び第２入力部にわたってチューニング回路を配置することと、増幅器の出力部と増幅器の入力部との間にアクティブフィードバック回路を結合することとを有する。

いくつかの実施形態は、低磁場磁気共鳴撮像システムで使用される無線周波数（ＲＦ）コイルを含む。ＲＦコイルは、第１面及び第２面を有する基板と、第１面と第２面との間に間隔をあけられた第１の複数の位置で第１面から第２面へ基板に巻き付けられた第１部分と、第１面及び第２面を有する基板と、第１面と第２面との間に間隔をあけられた第２の複数の位置で第２面から第１面へ基板に巻き付けられた第２部分とを含む導体とを有し、第１の複数の位置は、第１面と第２面との間で第２の複数の位置と交互にされる。

いくつかの実施形態は、低磁場磁気共鳴撮像システムで使用される無線周波数（ＲＦ）コイルの製造方法を含む。方法は、複数のレベルで外周溝が形成され、複数のレベルの隣接するレベルを接続する接続溝を有する基板を設けることであり、複数のレベルの夫々は基板の第１面から異なる距離で配置される、ことと、外周溝の第１部分及び接続溝内で、基板の第１面から基板の第２面へ導体の第１部分を巻き付けることと、外周溝の第２部分及び接続溝内で、基板の第２面から基板の第１面へ導体の第２部分を巻き付けることとを有し、外周溝の第１部分及び外周溝の第２部分は、重なり合わない。

いくつかの実施形態は、低磁場磁気共鳴撮像システムで使用される無線周波数（ＲＦ）コイルを含む。ＲＦコイルは、第１面及び第２面を有する基板と、平衡巻線パターンで前記基板に巻き付けられる導体とを有し、平衡巻線パターンで、第１面から第２面へ基板に巻き付けられた導体の第１部分は、第２面から第１面へ基板に巻き付けられた導体の第２部分を越えて渡る。

上記の装置及び方法の実施形態は、先に又は以下で更に詳細に記載される態様、特徴、及び動作の如何なる適切な組み合わせでも実装されてよい。本教示のそれら及び他の態様、実施形態、及び特徴は、添付の図面と関連して以下の記載からより十分に理解され得る。

開示される教示の様々な態様及び実施形態は、次の図を参照して記載される。図は、必ずしも実寸通り出ないことが理解されるべきである。

磁気共鳴撮像システムのコンポーネントの例を表す。 磁気共鳴撮像システムのためのＲＦ信号チェーンのコンポーネントを表す。 磁気共鳴撮像システムのＲＦ信号チェーン内で使用されるデカップリング回路を表す。 図３のデカップリング回路に関連するシミューレションデータを示す。 図３のデカップリング回路に関連するシミューレションデータを示す。 いくつかの実施形態に従って、増幅器フィードバックを使用するデカップリング回路を表す。 いくつかの実施形態に従って、単一キャパシタがコイルチューニングを提供するために使用される図５のデカップリング回路を表す。 図６のデカップリング回路に関連するシミューレションデータを示す。 図６のデカップリング回路に関連するシミューレションデータを示す。 いくつかの実施形態に従って、チューニング／整合ネットワークがコイルチューニングを提供するために使用される図５のデカップリング回路を表す。 磁気共鳴撮像システムのＲＦ信号チェーンで使用されるダイオードベースのスイッチのための回路を表す。 いくつかの実施形態に従って、磁気共鳴撮像システムのＲＦ信号チェーンで使用されるＦＥＴベースのスイッチのための回路を表す。 図１０のＦＥＴベースのスイッチにおけるＦＥＴの動作条件を表す。 図１０のＦＥＴベースのスイッチにおけるＦＥＴの動作条件を表す。 図１０のＦＥＴベースのスイッチにおけるＦＥＴの動作条件を表す。 いくつかの実施形態に従って、磁気共鳴撮像システムのＲＦ信号チェーンで使用されるＧａＮ ＦＥＴベースのスイッチのための回路を表す。 いくつかの実施形態に従って、磁気共鳴撮像システムのＲＦ信号チェーンで使用されるＧａＮ ＦＥＴベースのスイッチのための回路を表す。 ＲＦコイルのためのシングルパス巻線設計を表す。 図１４Ａのシングルパス巻線設計の上面図を表す。 いくつかの実施形態に従って、低磁場ＭＲＩシステムで使用される増幅器へ接続されるＲＦコイルの概略を表す。 いくつかの実施形態に従って、ＲＦコイルへの対象の寄生結合とのインピーダンス関係を表すインピーダンスモデルを表す。 いくつかの実施形態に従って、ＲＦコイルのためのインターレース巻線設計を表す。 図１６Ａのインターレース巻線設計の上面図を表す。 いくつかの実施形態に従って、ＲＦコイルのための代替のインターレース巻線設計を表す。 図１７Ａのインターレース巻線設計の上面図を表す。 いくつかの実施形態に従って、ＲＦコイルのためのダブルループ巻線設計を表す。 図１８Ａのダブルループ巻線設計の上面図を表す。 いくつかの実施形態に従って、ＲＦコイルのための逆らせん巻線設計の上面図を表す。 いくつかの実施形態に従って、ＲＦコイルのための平衡巻線設計を表す。 いくつかの実施形態に従って、平衡巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセスを表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、代替のインターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、代替のインターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、代替のインターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、代替のインターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、代替のインターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、代替のインターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、代替のインターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、代替のインターレース巻線パターンによりＲＦコイルを作製するプロセス中の動作を表す。 いくつかの実施形態に従って、相互誘導フィードバックを使用するデカップリング回路を表す。

ＭＲＩスキャナは、高磁場システムによって、特に医療又は臨床ＭＲＩ用途のために、圧倒的に占められている。上述されたように、医療撮像の一般的な傾向は、ますますより大きい磁場強度で、１．５Ｔ又は３Ｔで動作する圧倒的多数の臨床ＭＲＩスキャナで、研究の場で使用される７Ｔ及び９Ｔのより高い磁場強度でＭＲＩスキャナを製作することであった。本明細書で使用されるように、「高磁場」（high-field）は、概して、臨床の場で現在使用されているＭＲＩシステムを、より具体的には、１．５Ｔ以上のメイン磁場（すなわち、Ｂ_０場）により動作するＭＲＩシステムを指すが、０．５Ｔから１．５Ｔの間で動作する臨床システムもしばしば「高磁場」と見なされる。約０．２Ｔから０．５Ｔの間の磁場強度は、「中磁場」（mid-field）と見なされてきたが、高磁場レジームにおける磁場強度が増大し続けてきたということで、０．５Ｔから１Ｔの間の範囲にある磁場強度も中磁場と見なされている。対照的に、「低磁場」（low-field）は、一般的に、約０．２Ｔ以下のＢ_０場により動作するＭＲＩシステムを指すが、高磁場レジームのハイエンドでの磁場強度の増大の結果として、０．２Ｔから約０．３Ｔの間のＢ_０場を有するシステムは、時々、低磁場と見なされている。低磁場レジームの中で、０．１Ｔよりも小さいＢ_０場により動作する低磁場ＭＲＩシステムは、本明細書では「極低磁場」と呼ばれ、１０ｍＴよりも小さいＢ_０場により動作する低磁場ＭＲＩシステムは、本明細書では「超低磁場」と呼ばれる。

上述されたように、従来のＭＲＩシステムは、特別な設備を必要とする。ＭＲＩシステムが動作するために、電磁遮蔽された部屋が必要とされ、部屋の床は、構造上強化されなければならない。高電力電子機器及びスキャン技術者の制御エリアのために、追加の部屋が設けられなければならない。更に、専用の三相電気接続が、電子機器のための電力を供給するために設置されなければならず、次いで、電子機器は、冷水供給によって冷却される。追加のＨＶＡＣ能力も、通常は設けられなければならない。それらの現場要件は、費用がかかるだけではなく、ＭＲＩシステムが配置され得る場所を大いに制限する。従来の臨床ＭＲＩスキャナはまた、操作及び保守の両方ためにかなりの専門知識を必要とする。そのように高度に訓練された技術者及びサービスエンジニアは、ＭＲＩシステムを作動させることに多額の継続的な運用コストを加える。結果として、従来のＭＲＩは、しばしば法外な費用がかかり、利用しやすさに深刻な制限があり、ＭＲＩがいつどこで必要とされるとしても広範な臨床撮像ソリューションを供給可能である広く利用可能な診断ツールであることを妨げる。通常、患者は、前もってスケジュールされた時間及び場所で、限られた数の施設のうちの１つを訪れなければならず、ＭＲＩが、診断、手術、患者モニタなどを支援することにおいて他の類を見ないほど有効である多数の医療用途で使用されることを妨げる。

上述されたように、高磁場ＭＲＩシステムは、それらのシステムのサイズ、重量、電力消費及び遮蔽要件に対応するよう、特別に適応された設備に求める。例えば、１．５Ｔ ＭＲＩシステムは、通常、重さが４から１０トンあり、３Ｔ ＭＲＩシステムは、通常、重さが８から２０トンである。更に、高磁場ＭＲＩシステムは、一般に、重くかつ高価な遮蔽を相当量必要とする。多くの中磁場スキャナは、大規模な永久磁石及び／又はヨークの使用に部分的に起因して、より一層重く、１０から２０トンの重さがある。商業上入手可能な低磁場ＭＲＩシステム（例えば、０．２ＴのＢ_０磁場により動作）も、遮蔽における追加の容積トン数に加えて、Ｂ_０場を生成するために使用される相当量の強磁性材料により、通常は１０トン以上の範囲にある。このような重い設備に対応するために、部屋（通常、最小サイズが３０〜５０平方メートルである）は、強化された床（例えば、コンクリート床）により建造される必要があり、そして、電磁放射線がＭＲＩシステムの動作と干渉しないように特別に遮蔽されなければならない。このように、利用可能な臨床ＭＲＩシステムは不動であり、病院又は施設内の広い専用の空間の相当の支出を要し、そして、動作のために空間を準備する多額の費用に加えて、システムの操作及び保守の際の専門知識に更に追加の継続的な費用を要する。

更に、現在利用可能なＭＲＩシステムは、通常、大量の電力を消費する。例えば、一般的な１．５Ｔ及び３Ｔ ＭＲＩシステムは、通常、動作中に２０〜４０ｋＷの電力を消費し、一方、利用可能な０．５Ｔ及び０．２Ｔ ＭＲＩシステムは、一般に、５〜２０ｋＷを消費し、夫々専用の特別な電源を使用する。別なふうに特定されない限り、電力消費は、関心のあるインターバルにわたって消費される平均電力として参照される。例えば、先に言及された２０〜４０ｋＷは、画像取得の過程に従来のＭＲＩシステムによって消費される平均電力を示す。なお、画像取得の過程は、平均電力消費を有意に超えるピーク電力消費の相対的に短い期間（例えば、傾斜コイル及び／又はＲＦコイルがパルスシーケンスの比較的に短い期間にわたってパルス供給されるとき）を含んでもよい。ピーク（又は大きい）電力消費のインターバルは、通常、ＭＲＩシステム自体の電力保持要素（例えば、キャパシタ）によりアドレッシングされる。よって、平均電力消費は、一般に、デバイスを動作させるために必要とされる電力接続のタイプが決定されるということで、より関連がある数である。上述されたように、利用可能な臨床ＭＲＩシステムは、専用の電源を有さなければならず、通常は、ＭＲＩシステムのコンポーネントに給電するためにグリッドへの専用の三相接続を必要とする。その場合に、追加の電子機器が、三相電力を、ＭＲＩシステムによって利用される単相電力へ変換するために必要とされる。従来の臨床ＭＲＩシステムを配置することの多数の物理的要件は、利用可能性の重大な課題をもたらし、ＭＲＩが利用され得る臨床用途を深刻に制限する。

従って、高磁場ＭＲＩの多くの要件は、それらの配置を大きい機関の病院又は特別な施設に制限し、一般的にそれらの使用をしっかりとスケジューリングされた約束に縛り、患者が前もってスケジューリングされた時間に専用の施設を訪れることを求めながら、多くの状況で設置を制限する。このように、高磁場ＭＲＩに対する多くの制限は、ＭＲＩがイメージングモダリティとして十分に利用されることを妨げる。上記の高磁場ＭＲＩの欠点にかかわらず、より高い磁場でのＳＮＲの有意な向上の魅力は、臨床及び医療ＭＲＩ用途での使用のためにますます高い磁場強度へ産業を駆り立て続け、ＭＲＩスキャナの費用及び複雑さを更に高め、それらの可能性を更に制限し、汎用の及び／又は一般利用可能な撮像ソリューションとしてのそれらの使用を妨げる。

低磁場レジームで（特に、極低磁場レジームで）生じるＭＲ信号の低ＳＮＲは、比較的に安価な、低電力の、及び／又は持ち運び可能なＭＲＩシステムの開発を妨げてきた。従来の“低磁場”ＭＲＩシステムは、有用な画像を実現するために、低磁場範囲と通常見なされているもののハイエンドで動作する（例えば、臨床的に利用可能な低磁場システムは、下限が約０．２Ｔである。）。高磁場ＭＲＩシステムよりも若干安価であるとしても、従来の低磁場ＭＲＩシステムは、多くの同じ欠点を共有している。特に、従来の低磁場ＭＲＩシステムは、大きく、固定され、不動設置であり、相当の電力を消費し（専用の三相電力接続を必要とする）、特別に遮蔽された部屋及び広い専用の空間を必要とする。低磁場ＭＲＩの課題は、有用な画像を生成することができる比較的に安価の、低電力の及び／又は持ち運び可能なＭＲＩシステムの開発を妨げてきた。

本発明者は、病院及び研究施設での現在のＭＲＩ設置を越えて様々な環境におけるＭＲＩ技術の広範な設置を改善することができる持ち運び可能な、低磁場の、低電力の及び／又はより安価なＭＲＩシステムを可能にする技術を開発した。結果として、ＭＲＩは、緊急治療室、小さい診療所、医師のオフィス、中継車、現場などで設置可能であり、多種多様な撮像プロシージャ及びプロトコルを実行するように患者のもと（例えば、ベッドサイド）に持って行かれ得る。いくつかの実施形態は、臨床現場でのＭＲＩの利用可能性を有意に高めながら、持ち運び可能な、安価な、低電力のＭＲＩを容易にする極低磁場ＭＲＩシステム（例えば、１Ｔ、５０ｍＴ、２０ｍＴなど）を含む。

低磁場レジームにおいて臨床ＭＲＩシステムを開発することに対して多数の課題がある。本明細書で使用されるように、臨床ＭＲＩシステムという用語は、臨床上有用な画像を生成するＭＲＩシステムを指す。臨床上有用な画像とは、特定の撮像用途を前提として、その意図された目的のために医師又は臨床医にとって有用であるよう十分な分解能及び適切な取得時間を有している画像を指す。そのようなものとして、臨床上有用な画像の分解能／取得時間は、画像が取得されている目的に依存する。低磁場レジームにおいて臨床上有用な画像を取得することにおける多数の課題には、比較的に低いＳＮＲがある。特に、ＳＮＲとＢ_０場強度との間の関係は、０．２Ｔを上回る磁場強度で約Ｂ_０ ^５／４であり、０．１Ｔを下回る磁場強度で約Ｂ_０ ^３／２である。そのようなものとして、ＳＮＲは磁場強度の低下とともに大幅に下がり、極低磁場強度では、ＳＮＲのより一層大きい降下が経験される。磁場強度の低下により生じるＳＮＲのこのような大幅な降下は、極低磁場レジームでの臨床ＭＲＩシステムの開発を妨げてきた有意な要因である。特に、極低磁場強度での低ＳＮＲの課題は、極低磁場レジームで動作する臨床ＭＲＩシステムの開発を妨げてきた。結果として、より低い磁場強度で動作しようとする臨床ＭＲＩシステムは、約０．２Ｔ範囲以上の磁場強度を従来達成してきた。そのようなＭＲＩシステムは、依然として大きく、重く、費用がかかり、一般的に、固定の専用空間（すなわち、遮蔽テント）及び専用の電源を必要とする。

本発明者は、臨床上有用な画像を生成可能な低磁場及び極低磁場ＭＲＩシステムを開発し、最新の技術を用いて達成不可能である持ち運び可能な、安価な、かつ使用が容易なＭＲＩシステムの開発を可能にした。いくつかの実施形態に従って、ＭＲＩシステムは、一般的に、いつどこで必要とされるとしても、広範な診断、手術、モニタリング及び／又は治療プロシージャを提供するために患者へ運ばれ得る。

図１は、ＭＲＩシステム１００の典型的なコンポーネントのブロック図である。図１の実例では、ＭＲＩシステム１００は、コンピューティングデバイス１０４、コントローラ１０６、パルスシーケンスストア１０８、電力管理システム１１０、及び磁気コンポーネント１２０を有する。当然ながら、システム１００は例示であり、ＭＲＩシステムは、図１に表されているコンポーネントに加えて又はそれらに代えて如何なる適切なタイプの１つ以上の他のコンポーネントも有してよい。なお、ＭＲＩシステムは、一般に、それらの高レベルコンポーネントを含むが、特定のＭＲＩシステムのためのそれらのコンポーネントの実装は、以下で更に詳細に論じられるように、大いに異なってよい。

図１で表されるように、磁気コンポーネント１２０は、Ｂ_０磁石１２２、シムコイル１２４、ＲＦ送受信コイル１２６、及び傾斜コイル１２８を有する。磁石１２２は、メイン磁場Ｂ_０を生成するために使用されてよい。磁石１２２は、所望のメイン磁場Ｂ_０を生成することができる磁気コンポーネントの如何なる適切なタイプ又は組み合わせであってもよい。上述されたように、高磁場レジームでは、Ｂ_０磁石は、ソレノイドジオメトリで一般的に設けられる超電導磁石を用いて通常は形成され、Ｂ_０磁石を超伝導状態に保つよう低温冷却システムを必要とする。よって、高磁場Ｂ_０磁石は、高価であり、複雑であり、大量の電力を消費し（例えば、低温冷却システムは、Ｂ_０磁石を超伝導状態に保つために必要とされる極低温を維持するよう相当の電力を必要とする）、広い専用の空間及び特殊化された専用の電力接続（例えば、電力グリッドへの専用の三相電力接続）を必要とする。従来の低磁場Ｂ_０磁石（例えば、０．２Ｔで動作するＢ_０磁石）も、しばしば、超伝導材料を用いて実装され、従って、それらの同じ一般要件を有している。他の従来の低磁場Ｂ_０磁石は、永久磁石を用いて実装され、永久磁石は、従来の低磁場システムが制限される磁場強度（例えば、より低い磁場強度で有用な画像を取得する不可能性により０．２Ｔから０．３Ｔの間）を生成するために、５〜２０トンの重さがある非常に大きい磁石である必要がある。よって、従来のＭＲＩシステムのＢ_０磁石は、単独で、可搬性及び値頃感の両方を妨げる。

傾斜コイル１２８は、傾斜場をもたらすよう配置されてよく、例えば、３つの実質的に直交する方向（Ｘ，Ｙ，Ｚ）でＢ_０場の傾斜を生成するよう配置されてよい。傾斜コイル１２８は、受信ＭＲ信号の空間位置を周波数又は位相の関数として符号化するようＢ_０場（磁石１２２及び／又はシムコイル１２４によって生成されるＢ_０場）を対称的に変化させることによって放射ＭＲ信号を符号化するよう構成されてよい。例えば、傾斜コイル１２８は、特定の方向に沿った空間位置の線形関数として周波数又は位相を変化させるよう構成されてよい。なお、より複雑な空間符号化プロファイルも、非線形傾斜コイルを使用することによって提供され得る。例えば、第１傾斜コイルは、第１（Ｘ）方向で周波数符号化を実行するようその方向でＢ_０場を選択的に変化させるよう構成されてよく、第２傾斜コイルは、位相符号化を実行するよう第１方向と略直交する第２（Ｙ）方向でＢ_０場を選択的に変化させるよう構成されてよく、第３傾斜コイルは、体積撮像用途のためにスライス選択を可能にするよう第１及び第２方向と略直交する第３（Ｚ）方向でＢ０場を選択的に変化させるよう構成されてよい。上述されたように、従来の傾斜コイルも、以下で更に詳細に論じられるように、大きく高価な傾斜電源によって通常は作動されて相当な電力を消費する。

ＭＲＩは、送信及び受信コイル（無線周波数（ＲＦ）コイルとしばしば呼ばれる）を夫々用いて放射ＭＲ信号を励起及び検出することによって実行される。送信／受信コイルは、送信及び受信のための別個のコイル、送信及び／又は受信のための複数のコイル、又は送信及び受信のための同じコイルを含んでよい。よって、送信／受信コンポーネントは、送信用の１つ以上のコイル、受信用の１つ以上のコイル、及び／又は送信及び受信用の１つ以上のコイルを含んでよい。送信／受信コイルはまた、ＭＲＩシステムの送信及び受信磁気部品のための様々な構成を総称的に指すようＴｘ／Ｒｘ又はＴｘ／Ｒｘコイルともしばしば呼ばれる。それらの用語は、本明細書中で同義的に使用される。図１で、ＲＦ送信及び受信コイル１２６は、発振磁場Ｂ_１を誘導するようＲＦパルスを生成するために使用され得る１つ以上の送信コイルを有する。送信コイルは、如何なる適切なタイプのＲＦパルスも生成するよう構成されてよい。

電力管理システム１１０は、低磁場ＭＲＩシステム１００の１つ以上のコンポーネントへ動作電力を供給する電子機器を含む。例えば、以下で更に詳細に論じられるように、電力管理システム１１０は、１つ以上の電源、傾斜電力コンポーネント、送信コイルコンポーネント、及び／又はＭＲＩシステム１００のコンポーネントに給電し作動させるよう適切な動作電力を供給するために必要とされる任意の他の適切な電力エレクトロニクスを含んでよい。図１で表されるように、電力管理システム１１０は、電源１１２、電力コンポーネント１１４、送信／受信スイッチ１１６、及び熱管理コンポーネント１１８（例えば、超電導磁石用の低温冷却設備）を有する。電源１１２は、ＭＲＩシステム１００の磁気コンポーネント１２０へ動作電力を供給する電子機器を含む。例えば、電源１１２は、低磁場ＭＲＩシステムのためのメイン磁場を生成するよう１つ以上のＢ_０コイル（例えば、Ｂ_０磁石１２２）へ動作電力供給する電子機器を含んでよい。送信／受信スイッチ１１６は、ＲＦ送信コイル又はＲＦ受信コイルが動作中であるかどうかを選択するために使用されてよい。

電力コンポーネント１１４は、１つ以上のＲＦ受信コイル（例えば、コイル１２６）によって検出されるＭＲ信号を増幅する１つ以上のＲＦ受信（Ｒｘ）前置増幅器と、１つ以上のＲＦ送信コイル（例えば、コイル１２６）へ電力を供給するよう構成される１つ以上のＲＦ送信（Ｔｘ）電力コンポーネントと、１つ以上の傾斜コイル（例えば、傾斜コイル１２８）へ電力を供給するよう構成される１つ以上の傾斜電力コンポーネントと、１つ以上のシムコイル（例えば、シムコイル１２４）へ電力を供給するよう構成される１つ以上のシム電力コンポーネントとを含んでよい。

従来のＭＲＩシステムでは、電力コンポーネントは、大きく、高価であり、かつ相当な電力を消費する。通常、電力エレクトロニクスは、ＭＲＩスキャナ自体とは別の部屋を占有する。電力エレクトロニクスは、広い空間を必要とするだけでなく、相当な電力を消費しかつ壁付けされたラックにより指示される必要がある高価かつ複雑なデバイスである。よって、従来のＭＲＩシステムの電力エレクトロニクスも、ＭＲＩの可搬性及び値頃感を妨げる。

図１で表されるように、ＭＲＩシステム１００は、電力管理システム１１０へ命令を送信しかつ電力管理システム１１０から情報を受信する制御エレクトロニクスを備えるコントローラ１０６（コンソールとも呼ばれる）を含む。コントローラ１０６は、１つ以上のパルスシーケンスを実施するよう構成されてよい。パルスシーケンスは、所望のシーケンスで磁気コンポーネント１２０を動作させるよう電力管理システム１１０へ送信される命令（例えば、ＲＦ送信及び受信コイル１２６を動作させるためのパラメータ、傾斜コイル１２８を動作させるためパラメータ、など）を決定するために使用される。図１で表されるように、コントローラ１０６はまた、受信されたＭＲ信号を処理するようプログラムされたコンピューティングデバイス１０４と相互作用する。例えば、コンピューティングデバイス１０４は、如何なる適切な画像認識プロセスも用いて、１つ以上のＭＲ画像を生成するよう、受信されたＭＲ信号を処理してよい。コントローラ１０６は、コンピューティングデバイスによるデータの処理のために、１つ以上のパルスシーケンスに関する情報をコンピューティングデバイス１０４へ供給してよい。例えば、コントローラ１０６は、１つ以上のパルスシーケンスに関する情報をコンピューティングデバイス１０４へ供給してよく、コンピューティングデバイスは、供給された情報に少なくとも部分的に基づいて画像認識プロセスを実行してよい。従来のＭＲＩシステムでは、コンピューティングデバイス１０４は、通常は、比較的に高速にＭＲデータに対して計算コストが高い処理を実行するよう構成される１つ以上の高性能ワークステーションを含む。そのようなコンピューティングデバイスは、単独で比較的に高価な設備である。

上記から当然に、現在利用可能な臨床ＭＲＩシステム（高磁場、中磁場及び低磁場システムを含む）は、大きく、高価で、固定設置であって、専用の電力接続に加えて、広い専用の特別に設計された空間を必要とする。本発明者は、ＭＲＩの利用可能性及び適用性を有意に高めながら、より安価で、より低電力で、及び／又は持ち運び可能である低磁場（極低磁場を含む）ＭＲＩシステムを開発した。いくつかの実施形態に従って、持ち運び可能なＭＲＩシステムが提供され、ＭＲＩシステムが患者のもとへ持って行かれて必要とされる場所で利用されることを可能にする。

上述されたように、いくつかの実施形態は、持ち運び可能であるＭＲＩシステムを含み、ＭＲＩデバイスが必要とされる場所（例えば、緊急治療及び手術室、初期治療オフィス、新生児集中治療室、専門部署、緊急及び移動輸送車、並びに現場）へ移動される可能にする。サイズ、重さ、電力消費、及び比較的に制御されていない電磁ノイズ環境（例えば、特別に遮蔽された部屋の外）で動作する能力を含め、持ち運び可能なＭＲＩシステムの開発に直面にする多数の課題がある。

可搬性の側面は、多種多様な場所及び環境でＭＲＩシステムを動作させる能力に関わる。上述されたように、現在利用可能な臨床ＭＲＩスキャナは、デバイスの正確な動作を可能にするよう特別に遮蔽された部屋に置かれる必要があり、現在利用可能な臨床ＭＲＩスキャナのコスト、利用可能性の欠如、及び非可搬性に寄与する理由の（数ある中の）１つである。よって、特別に遮蔽された部屋の外で動作するために、より具体的には、一般的に持ち運び可能な、運搬可能な、又は別なふうに輸送可能なＭＲＩを可能にするために、ＭＲＩシステムは、様々なノイズ環境での動作が可能でなければならない。本発明者は、特別に遮蔽された部屋を必要としない固定ＭＲＩ設置及び持ち運び可能な／可搬型のＭＲＩの両方を促進するようにＭＲＩシステムが特別に遮蔽された部屋の外で動作することを可能にするノイズ抑制技術を開発した。ノイズ抑制技術は、特別に遮蔽された部屋の外での動作を可能にする一方、態様はこの点で制限されないということで、それらの技術は、遮蔽環境、例えば、安価な、隙間を残した又はアドホックの遮蔽環境でノイズ抑制を行うために使用可能であり、従って、限られた遮蔽取り付けられているエリアとともに使用可能である。

可搬性の更なる側面は、ＭＲＩシステムの電力消費に関わる。やはり上述されたように、現在の臨床ＭＲＩシステムは、大量の電力（例えば、動作中に２０ｋＷから４０ｋＷの範囲に及ぶ平均電力）を消費するので、専用電力接続（例えば、必要とされる電力を供給可能なグリッドへの専用の三相電力接続）を必要とする。専用の電力接続の要件は、適切な電力接続を特別に取り付けられた高価な専用部屋以外の様々な場所でＭＲＩシステムを動作させることに対する更なる障壁である。本発明者は、共通電源出力が設けられているどこでもデバイスが動作することを可能にするよう、標準の壁コンセント（例えば、米国では、１２０Ｖ／２０Ａ）又は共通の大型家電出力（例えば、２２０〜２４０Ｖ／３０Ａ）といった商用電源を用いて動作可能な低電力ＭＲＩシステムを開発した。“壁コンセントへ接続する”能力は、三相電力接続といった特別の専用電源を必要としない固定ＭＲＩシステム及び持ち運び可能な／可搬型のＭＲＩの両方を促進する。

上述されたように、本明細書で記載される技術に従う持ち運び可能なＭＲＩデバイスは、送信動作中にＢ_１磁場を生成するよう、かつ、受信動作中に撮像対象によって生成されたＭＲ信号からフラックスを収集するよう構成されたＲＦ送信及び受信コイル１２６を含む。ＲＦ受信コイルによって検知された信号は、ＭＲ画像への変換の前に増幅され処理される。ＲＦ受信コイル１２６によって記録された信号の制御及び処理に必要とされる回路は、本明細書で「ＲＦ信号チェーン」回路と呼ばれる。本発明者は、従来の高磁場ＭＲＩシステムで使用されるＲＦ信号チェーン回路のコンポーネントが、本明細書で記載される技術に従って設計される低磁場ＭＲＩシステムでの使用に不適切であり及び／又は最適化されていないと気付いた。このため、いくつかの実施形態は、持ち運び可能な低磁場ＭＲＩシステムで使用される改善されたＲＦ信号チェーン回路を対象とする。

図２は、いくつかの実施形態に含まれるＲＦ信号チェーン回路２００のいくつかのコンポーネントを概略的に表す。ＲＦ信号チェーン回路２００は、ＲＦ送信／受信コイル２１０と、ＲＦコイル２１０が送信又は受信するよう動作しているかどうかに応じてＲＦコイル２１０をＲＦ受信回路へ選択的に結合するよう構成される送信／受信回路２１２とを含む。最適に動作するために、ＲＦコイルは、ラーモア周波数と呼ばれる特定の周波数に可能な限り近く共振するようしばしばチューニングされる。ラーモア周波数（ω）は、次の関係：ω＝γＢに従って、Ｂ_０場の強さと関係がある。ここで、γは、ＭＨｚ／Ｔでの撮像アイソトープ（例えば、１Ｈ）の磁気回転比であり、Ｂは、テスラでのＢ_０場の強さである。高磁場ＭＲＩで使用される一般的に使用されるラーモア周波数の例は、１．５Ｔ ＭＲＩシステムの場合に約６４ＭＨｚであり、３Ｔ ＭＲＩシステムの場合に約１２８ＭＨｚである。低磁場ＭＲＩシステムの場合に、ラーモア周波数は、高磁場ＭＲＩシステムの場合よりも実質的に低い。例えば、６４ｍＴ ＭＲＩシステムのラーモア周波数は、約２．７５ＭＨｚである。ＲＦ信号チェーン回路２００は、性能を最適化するようにＲＦコイル２１０のインピーダンスを変換するよう構成されたチューニング／整合回路２１４を更に含む。チューニング／整合回路２１４の出力は増幅器２１６（例えば、低雑音増幅器）へ供給され、増幅器２１６は、画像信号への変換前にＲＦ信号を増幅する。本発明者は、低磁場ＭＲＩシステムでＲＦコイルを使用することに伴う困難性の１つが、電子コンポーネントでのノイズに対するそのようなコイルの影響の受けやすさであると気付いた。いくつかの実施形態に従って、コンポーネント２１０、２１４及び２１６の１つ以上は、ＲＦ信号チェーンにおけるノイズを低減するよう構成される。

いくつかの実施形態は、ＲＦコイルネットワークによって検出される信号の信号対雑音比（ＳＮＲ）を改善するよう複数のＲＦコイルを含む。例えば、一群のＲＦコイルは、広範囲のＲＦ場を検出するよう異なる位置及び向きで配置されてよい。いくつかの実施形態に従って、持ち運び可能なＭＲＩシステムは、画像取得のＳＮＲを改善するよう複数のＲＦ送信／受信コイルを有する。例えば、持ち運び可能なＭＲＩシステムは、ＭＲ信号検出のＳＮＲを改善するために２、４、８、１６、３２又はそれ以上のＲＦ受信コイルを有してよい。

上述されたように、一般に、ＲＦコイルは、関心のある周波数（例えば、ラーモア周波数）でコイル感度を増大させるようチューニングされる。しかし、隣接している又は近接しているコイル（互いに十分に近いＲＦコイル）の間の誘導結合は、チューニングされたコイルの感度を低下させ、ＲＦコイルの集合の有効性を有意に低下させる。近接するコイルを幾何学的に切り離す技術は存在するが、空間におけるコイルの向き及び位置を厳しく制限して、ＲＦ場を正確に検出するＲＦコイルの集合の能力を低下させ、結果として、信号対雑音比性能を悪化させる。

コイル間の誘導結合の悪影響に対処するために、本発明者は、マルチコイル送信／受信システムにおける無線周波数コイル間の誘導結合の影響を減らすコイルデカップリング技術を利用している。例えば、図３は、マルチコイル送信／受信システムにおける無線周波数コイル間の誘導結合を減らすよう構成されたパッシブデカップリング回路３００を表す。回路３００は、（例えば、ＲＦ送信コイルから）Ｂ_１送信場にさらされ得るＲＦコイルを切り離すよう構成される。デカップリング回路の目的は、ラーモア周波数で所与のＡＣ励起電圧についてＲＦコイルを流れる電流を最小限にすることである。特に、インダクタＬ１は、ＭＲＩシステムの視野内にあるＲＦ信号コイルを表す。キャパシタＣ１及びＣ２は、ノイズ性能インピーダンスを最適化するよう低雑音増幅器（ＬＮＡ）の入力にコイルのインダクタンスを整合させるチューニング回路を形成する。インダクタＬ２及びキャパシタＣ３は、他のコイルへのＲＦコイルの結合を阻止するようＬ１、Ｃ１及びＣ２を含むループ内を流れる電流を減らすタンク回路を形成する。図４Ａは、図３の回路３００のシミュレーションに基づいてＲＦコイルの共振周波数でのＬＮＡ入力部での電圧のプロットを表す。図４Ｂは、図３の回路３００のシミュレーションに基づいてＲＦコイルを流れる電流のプロットを表す。図示されるように、２．７５ＭＨｚの共振周波数で、ＬＮＡ電圧は約２６ＤＢであり（図４Ａ）、コイル電流は−３７ｄＢである（図４Ｂ）。図４Ａ及び４Ｂの夫々で、測定量の大きさは、実線として表され、測定量の位相は、破線として表される。

本発明者は、チューニングされた整合フィルタを使用してＲＦコイル内の電流を低減するデカップリングが、複数のコンポーネント（例えば、キャパシタＣ１、Ｃ２及びＣ３）をコイルの動作周波数へチューニングする必要があるといういくつかの欠点を有していると気付いた。更に、インダクタＬ２での損失は、ＳＮＲの損失をもたらす。そのようなものとして、デカップリング効率は、ＳＮＲ効率とトレードオフである。更に、図４Ｂに示されるように、チューニングされた整合フィルタは共振周波数で大幅にコイル電流を低減させるが、電流波形の急峻な谷は、ＲＦコイルを流れる電流の低下が共振周波数の周りの限られたバンド幅についてだけで小さいことを示す。

いくつかの実施形態は、増幅器の出力からのフィードバックを用いてコイル応答を制動することによってＲＦコイル内の電流を低減するよう構成される改善されたデカップリング回路を対象とする。図５は、いくつかの実施形態に従ってフィードバックデカップリングを提供するよう構成されるデカップリング回路４００の例を示す。回路４００は、増幅器ＬＮＡの出力部からＬＮＡの入力部へのアクティブフィードバックパスを含む。図５に示される例では、アクティブフィードバックパスは単一のフィードバックパスを含む。なお、当然ながら、アクティブフィードバックパスは、代替的に、複数のフィードバックパスとして実装されてよく、各フィードバックパスは、選択される場合に、異なるタイプのフィードバックデカップリングを提供する。例えば、いくつかの実施形態で、アクティブフィードバックパスは、第１フィードバック信号を供給するよう構成される第１フィードバックパスと、第２フィードバック信号を供給するよう構成される第２フィードバックパスとを含む。

本発明者は、フィードバック信号の位相がチューニング周波数で増幅器ゲインに影響を及ぼすと気付いた。例えば、アクティブフィードバックパスにおいて複数のフィードバックパスを含むいくつかの実施形態で、第１フィードバックパスは、ＲＦコイルの共振周波数と９０又は２７０度位相がずれた第１フィードバック信号を供給してよく、第２フィードバックパスは、ＲＦコイルの共振周波数と１８０度位相がずれた第２フィードバック信号を供給してよい。代替的に、増幅器のゲインは、コイルの共振周波数と９０又は２７０度位相がずれているようチューニングされてよい。２７０度の位相が使用される場合に、チューニング周波数での増幅ゲインは最大であることができる。単一のフィードバックパスが使用される他の実施形態では、フィードバック信号の位相は、コイル内の電流が小さいことにより、より有効なデカップリングをもたらすよう１８０度にセットされてよい。

回路４００によって供給されるフィードバックデカップリングは、コイル応答を制動する（コイルの品質（Ｑ）係数を低減する又はコイルを“デキューイング”する、とも呼ばれる）ようアクティブ負帰還を使用し、それによって、ＲＦコイルを流れる電流を低減させる。図示されるように、回路４００は、ＲＦコイルとＬＮＡとの間に配置されたチューニング／整合回路を更に含む。いくつかの実施形態に従って、如何なる適切なチューニング／整合回路も使用されてよく、その例は以下で記載される。

図６は、単一のキャパシタＣ１を使用してチューニング／整合回路を実装する、フィードバックに基づくデカップリング回路５００を表す。デカップリング回路３００と対称的に、デカップリング回路５００は、チューニングすべきただ１つのコンポーネント（すなわち、キャパシタＣ１）しか含まない。更に、回路５００、無効成分Ｃ１及びＣ２しか含まず、チューニング／整合回路にインダクタを含んでいないので、デカップリング回路は、回路３００にインダクタＬ１を含むことにより回路３００に付随したＳＮＲ損失を導入しない。

キャパシタＣ１は、固定値を有するキャパシタを用いて実装されてよい。代替的に、キャパシタＣ１は、可変値を有するキャパシタ（例えば、バラクタダイオード）を用いて実装されてもよい。更に別の実施形態では、キャパシタＣ１は、可変値を有するキャパシタと並列に配置された固定値（例えば、３００ｐＦ）を有するキャパシタを用いて実装されてもよい。そのような配置は、フィードバックループでの可変キャパシタの使用によって導入されるＡＣ損失の影響を減らす。

図７Ａは、図６の回路５００のシミュレーションに基づいてＲＦコイルの共振周波数でのＬＮＡ入力部での電圧のプロットを表す。図７Ｂは、図６の回路５００のシミュレーションに基づいてＲＦコイルを流れる電流のプロットを表す。図示されるように、２．７５ＭＨｚの共振周波数で、ＬＮＡ入力電圧は約８ｄＢであり（図７Ａ）、コイルを流れる電流は約−３５ｄＢである（図７Ｂ）。しかし、コイルの共振周波数で急峻な谷を示す図４Ｂに示されたコイル電流プロットと対称的に、図７Ｂは、回路３００と比較してデカップリング回路５００を使用する場合に、よりずっと広いバンド幅にわたってコイル電流が低減されることを示す。従って、回路３００と比較して、回路５００は、より広いバンド幅にわたってＲＦコイルでカップリングを提供する。

図８は、図６に示される回路５００の単一キャパシタチューニング／整合回路が、コンポーネントＣ１、Ｃ３及びＬ２を含むチューニング／整合ネットワークにより置換されている代替のフィードバックに基づくデカップリング回路６００を表す。回路６００で、チューニング／整合ネットワークは、キャパシタＣ２を含むアクティブフィードバックパスによって提供されるフィードバックに基づくデカップリングを有することに加えて、ＲＦコイル（Ｌ１として表される）をチューニングするために使用される。

いくつかの実施形態で、例えば、図５、６及び８の回路４００、５００及び６００のフィードバックコンポーネントによって夫々提供される容量フィードバック回路は、相互誘導フィードバック回路により置換される。図２４は、例えば、図６の回路５００で示される容量フィードバック回路が、コンポーネントＲ１、Ｒ２及びＬ２を含む相互誘導フィードバック回路により置換される代替のフィードバックに基づくデカップリング回路２４００を表す。回路２４００で、インダクタＬ１及びＬ２は、例えば、変圧器を用いて、又は空気を介して、相互に結合される。

いくつかの実施形態に従ってＲＦコイルデカップリングを提供する他の技術は、ＲＦ信号チェーンにおいて送信／受信スイッチを設けることである。送信／受信スイッチは、ＲＦ信号が１つ以上のＲＦ送信コイルによって送信されているときにＲＦコイルを増幅器から絶縁するよう構成される。具体的に、送信／受信スイッチは、壊れやすい電子機器をＲＦ送信サイクル中に保護するようチューニング／整合ネットワークを２つのネットワーク部分に分ける。いくつかの従来のＭＲＩシステム（例えば、高磁場ＭＲＩシステム）で、送信／受信スイッチ３１２は、通常、ＰＩＮダイオードのようなダイオードを用いて実装される。ダイオードＤ１を含む送信／受信スイッチ回路の例は、回路７００として図９に示される。送信パルス中、ダイオードＤ１は、ＲＦ信号コイルを受信エレクトロニクスから絶縁するように、短絡回路を形成するようオンされる。回路３００に関連して上述されたように、結果として得られるネットワークは、ＲＦコイル内の電流が小さいままであることを確かにする高インピーダンスをタンク回路にもたらす。受信サイクル中、ダイオードＤ１はオフされ、その結果、ＲＦコイルは増幅器へ接続され、そして、ＲＦコイルを流れる電流を制限するよう構成されたタンク回路によってチューニングされ、一方、増幅器の出力部で十分な信号が検出されることを可能にする。よって、ＲＦコイルは、送信サイクル中は第１タンク回路へ、パルスシーケンスの受信サイクル中は第２タンク回路へ接続される。

図９に示されるもののような、従来のデカップリング回路は、ＲＦ信号コイルから受信エレクトロニクスを絶縁するためにしばしばＰＩＮダイオードを使用する。なお、デカップリング回路でこの機能を実現するために適したＰＩＮダイオードは、ダイオードをオンするために約０．１Ａの電流を必要とする。一例として、８つの受信コイルを有している送信／受信コイルシステムは、画像取得パルスシーケンスの各送信及び受信サイクルについて受信コイルをＲＦ信号コイルから切り離すために約０．８Ａの電流を必要とする。従って、画像取得プロトコルにわたって、ＲＦ送信／受信システムのデカップリング回路によって相当の電力が消費される。更に、ＰＩＮダイオードが使用される場合に、バイアス抵抗器Ｒ１と、コンポーネントＬ１及びＣ１を含むＡＣ遮断フィルタとが必要とされ、回路の接地は、ダイオードがオフ状態にあるときに絶縁されない。更に、ＰＩＮダイオードは、高磁場ＭＲＩシステムで使用されるより高い周波数で適切に作動し、一方、ＰＩＮダイオードは、低磁場又は極低磁場ＭＲＩシステムで使用される低い動作周波数（例えば、１０ＭＨｚ未満）では適切に作動しない。そのような低い周波数で、ＰＩＮダイオードは、信号を遮るのではなく、信号を整流する。例えば、ＤＣバイアス電流Ｉ_ｂｉａｓは、負信号が印加される場合でさえ、ダイオードが順方向バイアスをかけられることを可能にする。周波数ｆ及びピーク電流Ｉ_ｐｅａｋのＡＣ信号の場合に、比Ｉ_ｐｅａｋ／ｆは、次の関係に従って、ＤＣバイアス電流Ｉ_ｂｉａｓ及び担体寿命τの積よりも低い必要がある：信号をブロックするようＰＩＮダイオードが適切に機能する場合に、τＩ_ｂｉａｓ＞Ｉ_ｐｅａｋ／ｆ。しかし、いくつかの低磁場ＭＲＩ用途は、次のパラメータを有することがある：Ｉ_ｐｅａｋ＝１０Ａ、ｆ−２．７５ＭＨｚ、Ｉ_ｂｉａｓ＝１００ｍＡ。上記の関係に従って、それらのパラメータについて、ＰＩＮダイオードは、担体寿命τ＞３７μｓを有する必要があり、これは、商業上入手可能なＰＩＮダイオードの特性ではない。

本発明者は、ＲＦ送信／受信システムの電力消費を減らすことを含め、低磁場ＭＲＩシステムのＲＦ送信／受信回路でＰＩＮダイオードを使用することの欠点のいくつかに対処するために、デカップリング回路で通常使用されるＰＩＮダイオードが窒化ガリウム（ＧａＮ）電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）によって置換されてよいと気付いた。特に、ＧａＮ ＦＥＴは、オンするためにマイクロアンペアのオーダーしか必要とせず、電力消費を数桁低減する。更に、オンされるときのＧａＮ ＦＥＴの抵抗は、ＰＩＮダイオードと比較して小さく、タンク回路への悪影響を減らす。いくつかの実施形態に従って、回路７００のダイオードＤ１は、１つ以上のＧａＮ ＦＥＴにより置換され、それによって、ＲＦ送信／受信システムの電力消費を低減する。

図１０は、いくつかの実施形態に従うＲＦ送信／受信スイッチ回路４１２を表し、回路７００のダイオードＤ１は、一対のミラーＦＥＴ（例えば、ＧａＮ ＦＥＴ）Ｆ１及びＦ２により置換されている。回路４１２は一対のミラーＦＥＴを含むが、いくつかの実施形態で、ＲＦ送信／受信回路４１２は、制限なしに単一のＦＥＴを含め、任意の適切な数のＦＥＴを含み得る。ＰＩＮダイオードとは異なり、ＧａＮ ＦＥＴは、全ての周波数で適切に動作し、電力消費が無視できるほどであり、オフ状態で接地絶縁され、ＰＩＮダイオードよりもオン状態抵抗が低い（例えば、＜０．１オーム）。

図１１Ａ〜Ｃは、いくつかの実施形態に従って、ＲＦ送信／受信システムでスイッチとして使用されるＦＥＴの動作状態を表す。図１１Ａは、ドレインノードＤとソースノードＳとの間でスイッチとして構成されたＧａＮ ＦＥＴを表す。ＧａＮ ＦＥＴのゲートＧは、オンとオフとの間でスイッチの状態を制御するために使用される。図１１Ｂは、オフ状態で、ＧａＮ ＦＥＴが３つのランプキャパシタＣ＿ｄｓ、Ｃｇｓ、及びＣ＿ｇｄによりモデル化され得ることを表す。そのような構成で、ドレインＤは、Ｃ＿ｄｓの値が小さい（例えば、１０〜１００ｐＦ）という条件で、ソースＳか絶縁される。いくつかの実施形態で、送信／受信スイッチに含まれる少なくとも１つのＧａＮ ＦＥＴのドレイン−ソース間キャパシタンスは、少なくとも１５ｐＦである。図１１Ｃは、オン状態で、ドレイン−ソース間キャパシタンスＣ＿ｄｓが短絡回路によって置換されることを表す。

図１２は、いくつかの実施形態に従って、ＲＦ送信／受信スイッチとして動作するよう配置されたＧａＮ ＦＥＴ Ｕ１及びＵ２に対してゲート電圧を駆動する回路１０００を表す。ＧａＮ ＦＥＴは、受信エレクトロニクスをＲＦコイルから離接するよう構成される。図示されるように、インダクタＬ５及びＬ６は、接地絶縁を提供しながら、ＦＥＴ Ｕ１及びＵ２のゲートへ制御信号Ｖ２を結合するよう構成された変圧器として配置される。ダイオードＤ３は、キャパシタＣ７の両端でゲートにおいてＤＣオン／オフ電圧を生成するように制御信号を整流するよう動作する。抵抗器Ｒ１１は、ＦＥＴのゲートキャパシタンス及びキャパシタＣ７を放電するよう構成される。Ｒ１１及びＣ７＋Ｃｇａｔｅの時定数は、どれくらい速く送信／受信スイッチがオフするかを決定する。いくつかの実施形態で、制御信号Ｖ２は、ＦＥＴを駆動するようインダクタＬ５へ結合された１０ＭＨｚサイン波であってよい。動作中、１０ＭＨｚ信号は、ＦＥＴゲートを充電するようオン／オフされ、それからオフされてよい。次いで、抵抗器Ｒ１１は、スイッチを開くようゲートドライブを放電する。図１２の例では、インダクタＬ５及びＬ６の間の結合は乏しく、インダクタンスは小さい。例えば、Ｌ５／Ｌ６は、小さいエアコア変圧器として、又はＲＦ変圧器として、いくつかの実施形態で実装されてよい。

図１３は、いくつかの実施形態に従って、ＲＦ送信／受信スイッチとして動作するよう配置されるＧａＮ ＦＥＴ Ｕ１及びＵ２に対してゲート電圧を駆動する駆動回路１１００を表す。回路１１００では、外部から供給された制御信号Ｖ２（回路１０００で見られる）を使用するのではなく、ＲＦ送信パルス自体が、送信／受信スイッチをゲーティングするために制御信号として使用される。図１３の例では、インダクタＬ６によって表されるコイルは、ＲＦ送信パルスを受け、それに応答して、ＧａＮ ＦＥＴのゲートを駆動する電圧を生成するよう構成される。いくつかの実施形態で、ＲＦコイルアレイにおけるＲＦコイルの夫々は、そのコイルのためのＲＦ送信パルスを受けるよう構成されたコイルＬ６に関連してよい。他の実施形態では、マルチコイルアレイにおけるＲＦコイルのサブセット（例えば、１つ）が、ＲＦ送信パルスを受けるよう構成されたコイルＬ６に関連してよく、送信パルスを受けることに応答してコイルＬ６によって生成されたスイッチ信号は、アレイ内の他のＲＦコイルに関連する回路へ分配されてよい。回路１１００は、別個の制御信号生成器が必要とされないので、回路１０００よりも複雑でない駆動回路を使用するしかし、制御信号として送信パルスを使用する結果、スイッチは、ＲＦ送信が開始した後わずかの間閉じず、ＲＦ送信パルスがパルス受信コイルＬ６によって検出される可能性がある。

いくつかの実施形態は、低磁場ＭＲＩシステムで使用される無線周波数（ＲＦ）コイルのための新規の設計に関係がある。ＭＲＩシステムで使用されるいくつかの従来のＲＦコイル設計は、撮像対象の周りをらせんパターンで巻き付くソレノイドとして構成される。例えば、ＭＲＩシステムで一般に使用されるヘッドコイルは、人の頭がソレノイド内に挿入され得るようにソレノイド構成で形成された導体を含む。図１４Ａは、導体が基板の第１面から第１面と反対にある基板の第２面へ単一パスで基板の周りに複数のループにおいて巻き付けられているソレノイドＲＦコイル設計を概略的に表す。基板の第２面に達すると、導体は、図示されるように、更なるループを形成せずに第２面へ戻され得る。図１４Ｂは、導体のループが縦線によって表されている図１４Ａのコイル配置の上面図を示す。点Ｖ＋及びＶ−は、記録された信号を増幅するよう構成された増幅器（例えば、低雑音増幅器）へＭＲＩシステムが接続されるコイル内の導体の端部を表す。

理想的な場合に、ＲＦコイルの出力部で記録される電位は、コイルに電磁力（ｅｍｆ）がない場合にＶ＋−Ｖ−＝０であるように平衡状態にある。しかし、人の頭などの対象がソレノイドコイル内に挿入されると、コイル内で導体と対象との間で寄生結合が起こり、結果としてＶ＋及びＶ−が不平衡状態となり、増幅器入力で電圧が生じる。電圧は、コイルがＭＲＩシステムで使用される場合に、記録されたＭＲ信号におけるノイズ信号として顕在化される。ＲＦコイル内の頭の位置に応じて、寄生結合は、点Ｖ＋及びＶ−で異なるように、記録された信号に影響を及ぼす。例えば、対象がコイルの一端で挿入されると、記録された信号に導入されるノイズの大きさは、Ｖ＋とノイズがコイルに導入された点との間のより短い導体距離のために、点Ｖ−と比較して点Ｖ＋でより大きくなる。代替的に、対象が点Ｖ＋及びＶ−の間でコイルの中心又はその近くに配置される場合に、コイルに導入されるノイズは、点Ｖ＋及びＶ−の両方で検出される電圧に等しく影響を及ぼすことになる。更なる他の実施では、対象が点Ｖ−により近く配置されたならば、点Ｖ＋よりも点Ｖ−でより多くのノイズが検出されることになり、不平衡出力が現れる（すなわち、Ｖ＋−Ｖ−≠０）。

図１５Ａは、対象（電圧源Ｖ_０として表される）が特定の位置でソレノイドコイル内に挿入される場合に、寄生結合（インピーダンスＺ_Ｃ）がコイル内の単一の点でコイルに導入されることを概略的に表す。当然ながら、実際には、対象からコイル巻線への寄生結合は分布している。図１５Ｂは、寄生結合の導入が、導体の端部で測定される電圧Ｖ_＋、Ｖ₋にどのように影響を及ぼすかについてのインピーダンスモデルを表す。Ｚ_Ｃは、対象とコイルとの間の寄生結合を表し、Ｚ_＋は、寄生結合が導入される点と点Ｖ_＋との間の導体内のインピーダンスを表し、Ｚ₋は、寄生結合が導入される点と点Ｖ₋との間の導体内のインピーダンスを表し、Ｚ_Ｇは、導体の端部（すなわち、Ｖ_＋及びＶ₋）の夫々と接地との間のインピーダンスを表す。対象とコイル（例えば、Ｚ_Ｃ、Ｚ_＋、Ｚ₋、Ｚ_Ｇ）との間に弱い寄生結合がある場合に、次の関係は、導体の２つの端部Ｖ_＋及びＶ₋での電位差を示す：

Ｖ_＋−Ｖ₋＝（Ｚ_Ｇ／Ｚ_Ｃ ^２）（Ｚ₋−Ｚ_＋）Ｖ_０

Ｖ＋及びＶ−でのコイルの出力は不平衡状態である可能性があるので、いくつかの従来のＲＦコイルは、平衡出力を供給するようかつコイルに導入されたコモンモードノイズを受け付けないようＲＦコイルと増幅器との間にバランを含む。本発明者は、ＲＦコイルに導入されるコモンモードノイズを受け付けないためのバランの使用は、コイルによって受信される小振幅信号及びバランの損失特性により低磁場ＭＲＩシステムでは望ましくない。このために、いくつかの実施形態は、コモンモードノイズを低減するよう設計された巻線パターンを使用するＲＦコイル設計を対象とし、これは、バランを使用する必要性を軽減する。

図１６〜１９は、いくつかの実施形態に従うＲＦコイル設計を概略的に表す。図１６〜１９に示されるコイル設計の場合に、図１４Ａに示される従来のコイル巻線パターンと類似した磁気特性を有するソレノイドコイルが得られる。例えば、互いに近くに位置するコイルのターンは、類似した磁束を検出する。しかし、図１６〜１９に示されるＲＦコイル設計の電気特性は、図１４Ａのコイル設計とは異なる。特に、図１６〜１９に示される巻線設計は、撮像対象がコイルに挿入される場合に、改善された平衡及びコモンモード拒絶をもたらす。図示されるように、撮像対象がコイルに挿入される場合に、対象と導体との間の寄生結合は、対象の近くに位置する導体のターンで誘起される電圧を生じさせる。図１６〜１９に示される巻線パターンの場合に、導体の隣接ターンは、隣接ターンが各々の点Ｖ＋及びＶ−から同様の距離に位置しているので、電圧が導体に印加される場合に同様のインダクタンス及び電位を有する。従って、導体に対するコイルに挿入された対象の寄生結合により導体で誘起される電圧は、Ｖ＋−Ｖ−〜０であるように、コイル内の対象の位置にかかわらず、両方の出力Ｖ＋及びＶ−で同じようにノイズ信号として顕在化し、それによって、コモンモードノイズを低減する。

図１４Ａに示されるようにＲＦコイルの一端から他端へループの単一パスで導体を巻くのではなく、導体は、いくつかの実施形態で、端部から端部へループの複数（例えば、２つ）のパス又は部分ループを用いて平衡パターンで巻かれる。図１６Ａは、基板の一端から始まる導体が、第１パスにおいて巻線方向に沿って導体の第１端部から間隔をあけられた異なるレベルで基板の部分をスキップすることによって基板に巻き付けられる“インターレース”巻線パターンを示す。導体が第２パスにおいて基板の他（第２）端から巻かれる場合に、導体は、第１パスでスキップされた基板の部分に巻き付けられる。図１６Ｂは、図１６Ａで表されるインターレース巻線パターンの上面図を示す。

図１６Ａに示されるインターレース巻線パターンは、第１パスにおいて完全なターン（例えば、３６０度回転）をスキップし、逆方向において第２パスでそれらのスキップされたターンを埋める。しかし、当然ながら、代替のインターレース巻線パターンも企図される。例えば、図１７Ａは、第１パスで完全なターン（例えば、３６０度）をスキップするのではなく、巻線パターンが、第１パスでターンの残り半分をスキップしながら、基板の第１端から複数のレベルの夫々で基板の周りで一連の半ターン（例えば、１８０度）を完成するインターレースパターンを示す。スキップされた半ターンは、次いで、完全なソレノイドコイル構成を得るよう、基板の第２端から第１端への第２パスの間に埋められる。図１７Ｂは、図１７Ａの半ターンスキップインターレース巻線設計の上面図を示す。以下で更に詳細に記載される図２２Ａ〜Ｌは、図１７Ａで表される半ターンスキップ設計を実装するプロセスについて説明する。

図１８Ａは、いくつかの実施形態に従って、代替の平衡巻線パターンの例を表す。図１８Ａに示される平衡巻線パターンでは、導体の第１の複数のループが、第１パスで如何なるレベルもスキップせずに第１端から第２端へ基板に巻き付けられる。第２端から第１端への第２パスで、第１の複数のリープの近くに位置する第２の複数のループが、“二重”巻線パターンを形成するよう基板に巻き付けられる。図１８Ｂは、図１８Ａで表される巻線パターンの上面図を示す。

図１９は、いくつかの実施形態に従って、インターレース構成による他の平衡巻線パターンの上面図を示す。図１９に示される巻線パターンでは、（例えば、図１６Ａに示されるように）基板の第１端から基板の第２端へ一連のレベルにおいてループを形成するのではなく、導体は、第１パスではらせん構成で基板の第１端から第２端へ巻かれ、第２パスでは逆らせん構成で基板の第２端から第１端へ巻かれる。らせん巻線構成を形成する特定の角度は、基板の周りの任意の所望数のターンによる任意の適切な角度が使用され得るということで、本発明の実施形態の限定ではない。

図１６〜１９に関連して上述された平衡巻線パターンは、対象（例えば、患者の頭）がソレノイド内に挿入されるソレノイド構成を有しているＲＦコイルに関係がある。本発明者は、本明細書で記載される平衡巻線技術がソレノイドコイル以外のコイル構成のためにも使用され得ると気付いた。例えば、図２０は、ＲＦ表面コイルを形成するために平衡巻線パターンを使用する例を表す。表面コイルは、互いに近接近して配置された２つの導体巻線を含む。図示されるように、２つの巻線の間の距離（ｈ）は、複数の巻線が単一の巻線を有しているコイルに類似した磁気特性を有するように小さくされ得る（例えば、０に近い距離に近づく）。いくつかの実施形態で、２つの巻線は、互いと位相が１８０度ずれているよう構成されてよい。

図２１は、いくつかの実施形態に従って、ＲＦコイルを製造するプロセス２１００を表す。動作２１１０で、基板が設けられ、基板の周りには導体が巻き付けられるべきである。基板は、如何なる適切な非磁性材料から成ってもよい。いくつかの実施形態で、基板は、例えば、加法製造プロセス（例えば、３Ｄプリンティング）を用いて製造されたプラスチック材料を有する。次いで、プロセス２１００は動作２１１２へ進み、複数の溝が基板に形成される。例えば、基板は上下を有してよく、複数の溝は、基板の上から基板の下へ間隔をあけた位置で形成されてよい。いくつかの実施形態で、基板はヘルメットの形で形成され、その中に人の頭を置くことができ、溝は、上から下へヘルメットの外周の周りに複数の円周溝又は“リング”として形成される。いくつかの実施形態で、複数のリングは、導体が巻かれ得る複数のレベルを形成するよう基板の上から下へ同じ間隔で離される。複数の溝はまた、円周溝を接続する複数の接続溝を含んでもよい。いくつかの実施形態で、溝は、基板において溝を形成する別個の動作が必要とされないように、（例えば、加法製造プロセスを用いて）基板を作成する部分として基板において形成されてよい。

プロセス２１００は次いで動作２１１４へ進み、導体の第１部分が、基板に形成された溝の第１部分内に巻かれる。図１７Ａに関連して上述されたように、いくつかの実施形態で、導体の第１部分は、１つおきのレベルをスキップすることによって交互のレベルで位置する溝において基板の上から下へ巻かれてよい。他の実施形態では、導体の第１部分は、各レベルで溝の他の部分をスキップしながら、各レベルで溝の部分（例えば、半ターン）内に巻かれてよい。プロセス２１００は次いで動作２１１６へ進み、導体の第２部分が、基板に形成された溝の第２部分内に巻かれる。例えば、基板の第２部分は、基板の下から上へ巻かれる場合に、導体の第１部分が上から下へ巻かれたときにスキップされた溝の部分を用いて巻かれてよい。導体の第２部分を下から上へ巻く場合に、導体の第２部分の部分は、上から下へ巻かれた導体の第１部分の部分の上（下）を交差してよい。制限なしに、銅線及びリッツ線を含む如何なる適切な導体も使用されてよい。導体は、導電材料の単より線であってよく、あるいは、多重より線を含んでもよい。導体の端部は、撮像対象からＭＲ信号受信するために低磁場ＭＲＩシステムで使用される場合にＲＦコイルによって記録される信号を増幅するように増幅器へ結合されるよう構成されてよい。

図２２Ａ〜２２Ｌは、いくつかの実施形態に従って、低磁場ＭＲＩシステムで使用される送信／受信ＲＦヘッドコイルを製造するプロセスでの動作を表す。図２２Ａは、番号付けされた矢印に従ってコイル巻線が基板（例えば、溝が形成されているプラスチックヘルメット）の上から始まることを示す。例えば、導体は、（１）第１外周溝へ基板の上部を接続する接続溝に配置される。次いで、導体は、（２）第１外周溝の半ターンの周りに時計周り方向で巻かれる。図２２Ｂは、（３）第１外周溝の半ターンの完了後に、導体が（４）第１外周溝と第１外周溝よりも更に上から間隔をあけられた第２外周溝とを接続する接続溝に配置される。次いで、導体は、（５）同じく時計回り方向で第２外周溝の反対の半ターンの周りに巻かれる。図２２Ｃは、導体が、（６）第２外周溝内に、図２２Ｄに示されるように、（７）第２及び第３外周溝を接続する接続溝に達するまで巻かれることを示す。次いで、導体は、（８）第２及び第３外周溝の間の接続溝内に配置される。図２２Ｅは、巻きが、（９）反対の半ターンの周りを時計回り方向で第３外周溝において、図２２Ｆに示されるように、（１０）第３及び第４外周溝を接続する接続溝に達するまで、進むことを示す。次いで、導体は、（１１）第３及び第４外周溝の間の接続溝内に配置される。図２２Ｇは、巻きが、最下の外周溝に達するまで、上記の半ターンパターンで進むことを示す。いくつかの実施形態で、図２２Ｈに示されるように、ヘルメットの後部で導体の交差はない。

図２２Ｉは、最下の外周溝での巻きの完了後に、導体の巻きが、上から下への巻きにおいてスキップされた外周溝の部分内で下から上へ進むことを示す。例えば、導体は、（１２）最下の外周溝に巻かれ、導体は、（１３）最下の外周溝及びその上の外周溝を接続する接続溝内に配置されて導体の部分を越えて渡る。巻きは、（１４）上から下への巻きにおいてスキップされた部分においてその外周溝を進む。図２２Ｊに示されるように、巻きは、（１５）次の接続溝にぶつかるまで進み、導体は、（１６）その接続溝内に配置されて導体の部分を越えて渡り、次いで、（１７）次に高い外周溝を進む。図２２Ｋは、巻きが基板の上まで同じパターンを進んで、その後に、導体が、図２２Ｌに示されるように、インターレース巻きによる送信／受信ＲＦコイルのためのコイル巻線を仕上げるようカットされることを示す。巻きは、時計回り方向であるよう記載されてきたが、当然ながら、巻きは、反時計回り方向で進んでもよい。更に、図２２Ａ〜Ｌで説明されるプロセスは、複数の外周溝の夫々半ターンを巻くことを示すが、当然ながら、１つおきの外周溝が上から下へスキップされ、次いで、下から上へ埋められる巻線パターンも、使用されてよい。

図２３Ａは、いくつかの実施形態に従って、インターレース巻線パターンを用いて受信専用ＲＦコイルを製造するプロセスを示す。図示されるように、コイル巻線は、（１）基板（例えば、溝が形成されているプラスチックヘルメット）の上から接続溝において基板の１つの側（例えば、左側）へ導体を配置することによって始まる。図２３Ｂは、導体が（２）左側にあるリング溝に達すると、導体が（３）リング溝の周りに巻かれることを示す。図２３Ｃは、リング溝周りの導体の巻きが（４）完了すると、導体が（５）リング溝と基板の上とを接続する接続溝において配置され導体を越えて渡ることを示す。図２３Ｄに示されるように、巻きは、（６）ヘルメットの左半分に形成された曲線溝を進む。図２３Ｅは、ヘルメットの左半分における巻きが完成した後に、導体が、図２３Ｆに示されるように、ヘルメットの右半分において導体の巻きを開始するようにヘルメットの上を越えて渡るよう配置されることを示す。図２３Ｇ及び２３Ｈは、ヘルメットの右半分での巻きがヘルメットの右半分にある溝の周りを進み、ヘルメットの右半分にあるリング溝とヘルメットの上とを接続する接続溝において配置されて導体を越えて渡ることを示す。

このようにして、本開示で示される技術のいくつかの態様及び実施形態について記載してきたが、当然ながら、様々な代替、変更、及び改善が当業者に容易に想到可能である。そのような代替、変更、及び改善は、本明細書で記載される技術の精神及び範囲の中にあるよう意図される。例えば、当業者であれば、本明細書で記載される機能を実行しかつ／あるいは結果及び／又は利点の１つ以上を得るための様々な他の手段及び／又は構造を容易に想到可能であり、そのような変形及び／又は変更の夫々は、本明細書で記載される実施形態の範囲内にあると見なされる。当業者であれば、日常の実験しか用いずに、本明細書で記載される具体的な実施形態の同等物を認識し、あるいは、究明することができる。従って、上記の実施形態は、ほんの一例として提示されており、添付の特許請求の範囲及びその均等の範囲内で、発明実施形態は、具体的に記載されているのとは別なふうに実施されてよいことが理解されるべきである。更に、本明細書で記載される２つ以上の特徴、システム、物、材料、キット、及び／又は方法の任意に組み合わせは、そのような特徴、システム、物、材料、キット、及び／又は方法が相互に矛盾していないならば、本開示の範囲に含まれる。

上記の実施形態は、多数の方法のいずれでも実施され得る。プロセス又は方法の実行を伴う本開示の１つ以上の態様及び実施形態は、プロセス又は方法を実行するために又はその実行を制御するためにデバイス（例えば、コンピュータ、プロセッサ、又は他のデバイス）によって実行可能なプログラム命令を利用してよい。この点に関連して、様々な発明概念は、１つ以上のコンピュータ又は他のプロセッサで実行される場合に、上記の様々な実施形態の１つ以上を実施する方法を実行する１つ以上のプログラムにより符号化されているコンピュータ可読記憶媒体（又は複数のコンピュータ可読記憶媒体）（例えば、コンピュータメモリ、１つ以上のフロッピー（登録商標）ディスク、コンパクトディスク、光ディスク、磁気テープ、フラッシュメモリ、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ若しくは他の半導体デバイスにおける回路構成、又は他の有形なコンピュータ記憶媒体）として具現されてよい。１つ又は複数のコンピュータ可読媒体は、そこに記憶されている１つ又は複数のプログラムが、上記の様々な態様を実施するよう１つ以上の異なるコンピュータ又は他のプロセッサにロードされ得るように、可搬型であることができる。いくつかの実施形態で、コンピュータ可読媒体は、非一時的な媒体であってよい。

語「プログラム」及び「ソフトウェア」は、上記の様々な態様を実施するようコンピュータ又は他のプロセッサをプログラムするために用いられ得る如何なるタイプのコンピュータコード又はコンピュータ実行可能命令の組も指すよう一般的な意味で本明細書では使用されている。更に、一態様に従って、実行される場合に本開示の方法を実行する１つ以上のコンピュータプログラムは、単一のコンピュータ又はプロセッサに存在する必要はなく本開示の様々な態様を実施するよう多種多様なコンピュータ又はプロセッサの間でモジュラー形式で分配されてよいことが理解されるべきである。

コンピュータ実行可能命令は、１つ以上のコンピュータ又は他のデバイスによって実行される、プログラムモジュールのような多数の形態にあってよい。一般に、プログラムモジュールは、特定のタスクを実行するか又は特定の抽象データ型を実装するルーチン、プログラム、オブジェクト、コンポーネント、データ構造、などを含む。通常、プログラムモジュールの機能性は、様々な実施形態で望まれるように結合又は分配されてよい。

また、データ構造は、如何なる適切な形でもコンピュータ可読媒体に記憶されてよい。説明の簡単のために、データ構造は、データ構造内の位置により関係があるフィールドを有していると見られ得る。そのような関係は、同様に、フィールド間の関係を運ぶコンピュータ可読媒体内の位置をフィールドのための記憶に割り当てることによって実現され得る。なお、如何なる適切なメカニズムも、データ要素間の関係を確立するポインタ、タグ、又は他のメカニズムの使用によることを含め、データ構造のフィールド内の情報間の関係を確立するために使用されてよい。

本発明の上記の実施形態は、多数の方法のうちのいずれかで実施され得る。例えば、実施形態は、ハードウェア、ソフトウェア、又はその組み合わせを用いて実施されてよい。ソフトウェアで実施される場合に、ソフトウェアコードは、単一のコンピュータで提供されるか、それとも複数のコンピュータの間に分布しているのかに関わらず、如何なる適切なプロセッサ又はプロセッサの集合でも実行可能である。上記の機能を実行する如何なるコンポーネント又はコンポーネントの集合も、上記の機能を制御するコントローラと総じて見なされ得ることが理解されるべきである。コントローラは、多数の方法で、例えば、専用のハードウェアにより、あるいは、上記の機能を実行するようマイクロコード又はソフトウェアによりプログラムされている汎用のハードウェア（例えば、１つ以上のプロセッサ）により実施可能であり、コントローラがシステムの複数のコンポーネントに対応する場合に方法の組み合わせにおいて実施されてよい。

更に、コンピュータは、非限定的な例として、ラックマウント方式のコンピュータ、デスクトップコンピュータ、ラップトップコンピュータ、又はタブレットコンピュータのような多数の形態のうちのいずれかで具現されてよい。更に、コンピュータは、パーソナル・デジタル・アシスタント（ＰＤＡ）、スマートフォン、又はあらゆる他の適切なポータブル式若しくは固定式電子機器を含む、一般的にはコンピュータと見なされないが適切なプロセッシング機能を備えているデバイスで、具現されてよい。

また、コンピュータは、１つ以上の入力及び出力デバイスを有してよい。それらのデバイスは、とりわけ、ユーザインターフェースを提示するために使用され得る。ユーザインターフェースを提供するために使用され得る出力デバイスの例には、出力の視覚的提示のためのプリンタ若しくは表示スクリーン、又は出力の聴覚的提示のためのスピーカ若しくは他の音響発生デバイスがある。ユーザインターフェースのために使用され得る入力デバイスの例には、キーボード並びに、マウス、タッチパッド、及びデジタイズ用タブレットのような指示デバイスがある。他の例として、コンピュータは、発話認識を通じて又は他の可聴フォーマットで入力情報を受け取ってよい。

そのようなコンピュータは、ローカルエリアネットワーク又は、企業ネットワーク、及びインテリジェントネットワーク（ＩＮ）若しくはインターネットのようなワイドエリアネットワークを含む如何なる適切な形態でも１つ以上のネットワークによって相互接続されてよい。そのようなネットワークは、如何なる適切な技術にも基づいてよく、如何なる適切なプロトコルに従っても動作してよく、無線ネットワーク、有線ネットワーク又は光ファイバネットワークを含んでよい。

また、記載されるように、いくつかの態様は、１つ以上の方法として具現されてよい。方法の部分として実行される動作は、如何なる適切な方法でも順序づけられてよい。従って、動作が説明されている物とは異なる順序で実行される実施形態が構成されてよく、実例となる実施形態では順次的な動作として示されているとしても、いくつかの動作を同時に実行することを含んでよい。

本明細書で定義及び使用されている全ての定義は、定義された用語の辞書の定義、参照により援用される文書における定義、及び／又は通常の意味を配下に置くと理解されるべきである。

明細書中及び特許請求の範囲中で本願で使用される不定冠詞「a」及び「an」は、別に明示されない限りは、「少なくとも１つ」を意味すると理解されるべきである。

明細書中及び特許請求の範囲中で本願で使用される「及び／又は」（and/or）との語句は、そのように結合されている要素、すなわち、いくつかの場合では接続的に存在し、他の場合では離接的に存在する要素の「どちらか一方又は両方」を意味すると理解されるべきである。「及び／又は」を用いて列挙されている複数の要素は、同じように、すなわち、そのように結合されている要素のうちの「１つ以上」と解釈されるべきである。「及び／又は」節によって具体的に特定されている要素以外の要素が、具体的に特定されているそれらの要素と関係があろうとなかろうと、任意に存在してもよい。よって、非限定的な例として、「Ａ及び／又はＢ」との言及は、「有する」（comprising）のような上限のない言語（open-ended language）とともに使用される場合に、１つの実施形態では、Ａのみ（任意に、Ｂ以外の要素を含む）を、他の実施形態では、Ｂのみ（任意に、Ａ以外の要素を含む）を、更に別の実施形態では、Ａ及びＢの両方（任意に、他の要素を含む）、などを指すことができる。

明細書中及び特許請求の範囲中で本願で使用されるように、「少なくとも１つ」との語句は、１つ以上の要素のリストを参照して、要素のリスト内の要素のうちのいずれか１つ以上から選択されるが、要素のリスト内に具体的にリストアップされているありとあらゆる要素のうちの少なくとも１つを必ずしも含まず、要素のリスト内の要素の如何なる組み合わせも除外しない少なくとも１つの要素を意味すると理解されるべきである。この定義はまた、「少なくとも１つ」との語句が言及する要素のリスト内で具体的に特定された要素以外の要素が、具体的に特定されているそれらの要素と関係があろうとなかろうと、任意に存在してよいことを認める。よって、非限定的な例として、「Ａ及びＢの少なくとも１つ」（あるいは、同様に、「Ａ又はＢの少なくとも１つ」、あるいは、同様に、「Ａ及び／又はＢの少なくとも１つ」）は、一実施形態では、任意に１よりも多いＡを含むがＢを含まない（任意に、Ｂ以外の要素を含む）少なくとも１つを、他の実施形態では、任意に１よりも多いＢを含むがＡを含まない（任意に、Ａ以外の要素を含む）少なくとも１つを、更に別の実施形態では、任意に１よりも多いＡを含む少なくとも１つ及び任意に１よりも多いＢを含む少なくとも１つ（任意に他の要素を含む）、などを指すことができる。

また、本明細書で使用される表現及び用語は、記載のためであって、限定と見なされるべきではない。本明細書中の「含む」（including）、「有する」（comprising）、又は「持っている」（having）、「包含する」（containing）、「伴う」（involving）、及びそれらの変形は、その前に挙げられているアイテム及びそれらの同等物並びに追加のアイテムを含むよう意図される。

特許請求の範囲において、更には上記の明細書において、「有する」（comprising）、「含む」（including）、「担持する」（carrying）、「持っている」（having）、「包含する」（containing）、「伴う」（involving）、「保持する」（holding）、「〜から構成される」（composed of）、などのような全ての移行句は、非限定的（open-ended）であると、すなわち、含むが限られない（including but not limited to）を意味すると理解されるべきである。「〜から成る」（consisting of）及び「本質的に〜から成る」（consisting essentially of）は、夫々、閉鎖的（closed）又は半閉鎖的（semi-closed）な移行句であるべきである。

［関連出願］
本願は、３５ Ｕ．Ｓ．Ｃ第１１９（ｅ）条の下で、２０１８年５月２１日付けで「Radio-frequency Coil Signal Chain for a Low-field MRI System」と題された出願された米国特許仮出願第６２／６７４４５８号及び２０１８年６月２９日付けで「Radio-frequency Coil Signal Chain for a Low-field MRI System」と題されて出願された米国特許仮出願第６２／６９２４５４号の優先権を主張する。なお、これらの出願の夫々の全文は、参照により本願に援用される。

Claims (60)

1. 低磁場磁気共鳴撮像システムの増幅器へ結合されている無線周波数（ＲＦ）コイルをチューニングするよう構成される回路であって、
   前記増幅器の入力部にわたって結合されるチューニング回路と、
   前記増幅器の出力部と前記増幅器の入力部との間に結合されるアクティブフィードバック回路と
   を有する回路。
2. 前記アクティブフィードバック回路は、少なくとも１つのフィードバックキャパシタを含む、
   請求項１に記載の回路。
3. 前記チューニング回路は、前記増幅器の入力部にわたって結合されるチューニングキャパシタを有する、
   請求項１に記載の回路。
4. 前記チューニング回路は、少なくとも１つのキャパシタ及び少なくとも１つのインダクタを含むチューニング／整合ネットワークを有する、
   請求項１に記載の回路。
5. 前記アクティブフィードバック回路は、前記ＲＦコイルの中心周波数と位相が９０又は２７０度ずれた第１フィードバック信号を供給するよう構成される、
   請求項１に記載の回路。
6. 前記増幅器のゲインは、前記ＲＦコイルの前記中心周波数と位相が９０又は２７０度ずれているようチューニングされる、
   請求項５に記載の回路。
7. 前記アクティブフィードバック回路の１つ以上のコンポーネントは、前記ＲＦコイルの前記中心周波数と位相が９０又は２７０度ずれている前記第１フィードバック信号を生成するよう構成される、
   請求項５に記載の回路。
8. 前記アクティブフィードバック回路は、前記ＲＦコイルの前記中心周波数と位相が１８０度ずれた第２フィードバック信号を供給するよう構成される、
   請求項５に記載の回路。
9. 前記アクティブフィードバック回路は、前記ＲＦコイルの中心周波数と位相が１８０度ずれたフィードバック信号を供給するよう構成される、
   請求項１に記載の回路。
10. 前記アクティブフィードバック回路は、少なくとも１つのインダクタを含む相互誘導回路を含む、
    請求項１に記載の回路。
11. 前記少なくとも１つのインダクタは、前記ＲＦコイルへ相互結合されるよう構成される、
    請求項１０に記載の回路。
12. 低磁場磁気共鳴撮像システムの増幅器へ結合されている無線周波数（ＲＦ）コイルをチューニングするよう構成される回路であって、
    前記ＲＦコイルの品質係数を低減するよう前記増幅器の出力部と前記増幅器の入力部との間に結合されるアクティブフィードバック回路
    を有する回路。
13. 前記アクティブフィードバック回路は、少なくとも１つのフィードバックキャパシタを含む、
    請求項１２に記載の回路。
14. 前記アクティブフィードバック回路は、前記ＲＦコイルの中心周波数と位相が９０又２７０度ずれた第１フィードバック信号を供給するよう構成される、
    請求項１２に記載の回路。
15. 前記増幅器のゲインは、前記ＲＦコイルの前記中心周波数と位相が９０又２７０度ずれているようチューニングされる、
    請求項１４に記載の回路。
16. 前記アクティブフィードバック回路の１つ以上のコンポーネントは、前記ＲＦコイルの前記中心周波数と位相が９０又２７０度ずれている前記第１フィードバック信号を生成するよう構成される、
    請求項１４に記載の回路。
17. 前記アクティブフィードバック回路は、前記ＲＦコイルの前記中心周波数と位相が１８０度ずれた第２フィードバック信号を供給するよう構成される、
    請求項１６に記載の回路。
18. 前記アクティブフィードバック回路は、前記ＲＦコイルの中心周波数と位相が１８０度ずれたフィードバック信号を供給するよう構成される、
    請求項１２に記載の回路。
19. 低磁場磁気共鳴撮像システムの増幅器へ結合されている無線周波数（ＲＦ）コイルをチューニングする方法であって、
    前記増幅器の第１及び第２の入力部にわたってチューニング回路を配置することと、
    前記増幅器の出力部と前記増幅器の入力部との間にアクティブフィードバック回路を結合することと
    を有する方法。
20. 前記アクティブフィードバック回路を用いて、前記ＲＦコイルの中心周波数と位相が１８０度ずれたフィードバック信号を供給することを更に含む、
    請求項１９に記載の方法。
21. 低磁場磁気共鳴撮像システムの無線周波数（ＲＦ）コイルへ結合されるよう構成されるスイッチング回路であって、
    １０ＭＨｚもより小さい動作周波数でＲＦスイッチとして作動するよう構成される少なくとも１つの電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を有する、
    スイッチング回路。
22. 前記少なくとも１つのＦＥＴは、少なくとも窒化ガリウム（ＧａＮ）ＦＥＴを有する、
    請求項２１に記載のスイッチング回路。
23. 前記少なくとも１つのＧａＮ ＦＥＴは、第１ＧａＮ ＦＥＴ及び第２ＧａＮ ＦＥＴを有し、第１ＧａＮ ＦＥＴ及び前記第２ＧａＮ ＦＥＴは、同じゲート電圧を受けるよう配置される、
    請求項２２に記載のスイッチング回路。
24. 前記少なくとも１つのＦＥＴは、１オームよりも小さいオンステート抵抗を有する、
    請求項２１に記載のスイッチング回路。
25. 前記少なくとも１つのＦＥＴは、１５ピコファラッドよりも小さい寄生ドレイン−ソース間キャパシタンスを有する、
    請求項２１に記載のスイッチング回路。
26. 前記少なくとも１つのＦＥＴへゲート電圧を印加するよう構成される駆動回路を更に有し、該駆動回路は、前記少なくとも１つのＦＥＴから電圧源を絶縁するよう構成される少なくとも１つの絶縁要素を含む、
    請求項２１に記載のスイッチング回路。
27. 前記少なくとも１つの絶縁要素は、変圧器を有する、
    請求項２６に記載のスイッチング回路。
28. 前記変圧器は、エアコア変圧器である、
    請求項２７に記載のスイッチング回路。
29. 前記少なくとも１つの絶縁要素は、少なくとも１つの抵抗器を有する、
    請求項２６に記載のスイッチング回路。
30. 前記駆動回路は、少なくとも１つの抵抗器を介して前記少なくとも１つのＦＥＴのゲートへ結合されるＨブリッジ回路を有する、
    請求項２６に記載のスイッチング回路。
31. 前記駆動回路は、変圧器を介して前記少なくとも１つのＦＥＴのゲートへ結合されるＡＣ電圧源を有する、
    請求項２６に記載のスイッチング回路。
32. 前記駆動回路は、前記少なくとも１つの絶縁要素と前記少なくとも１つのＦＥＴのゲートとの間に結合されるダイオードを有し、該ダイオードは、前記少なくとも１つのＦＥＴの前記ゲートでＤＣ電圧を供給するように入力ＡＣ電圧を整流するよう構成される、
    請求項２６に記載のスイッチング回路。
33. 前記駆動回路は、前記ＲＦコイルへ結合されるインダクタを有し、該インダクタは、該インダクタによって検知される送信パルスに基づいて前記少なくとも１つのＦＥＴのゲートを駆動するよう構成される、
    請求項２６に記載のスイッチング回路。
34. 低磁場磁気共鳴撮像システムで無線周波数（ＲＦ）スイッチとして作動するよう構成される少なくとも１つの電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）へゲート電圧を印加するよう構成される駆動回路であって、
    前記少なくとも１つのＦＥＴから電圧源を絶縁するするよう構成される少なくとも１つの絶縁要素を有する、
    駆動回路。
35. 前記少なくとも１つの絶縁要素は、エアコア変圧器を有する、
    請求項３４に記載の駆動回路。
36. 前記少なくとも１つの絶縁要素は、少なくとも１つの抵抗器を有する、
    請求項３４に記載の駆動回路。
37. 少なくとも１つの抵抗器を介して前記少なくとも１つのＦＥＴのゲートへ結合されるＨブリッジ回路を更に有する、
    請求項３４に記載の駆動回路。
38. 変圧器を介して前記少なくとも１つのＦＥＴのゲートへ結合されるＡＣ電圧源を更に有する、
    請求項３４に記載の駆動回路。
39. 前記少なくとも１つの絶縁要素と前記少なくとも１つのＦＥＴのゲートとの間に結合されるダイオードを更に有し、該ダイオードは、前記少なくとも１つのＦＥＴの前記ゲートでＤＣ電圧を供給するように入力ＡＣ電圧を整流するよう構成される、
    請求項３４に記載の駆動回路。
40. ＲＦスイッチへ結合されるインダクタを更に有し、該インダクタは、該インダクタによって検知される送信パルスに基づいて前記少なくとも１つのＦＥＴのゲートを駆動するよう構成される、
    請求項３４に記載の駆動回路。
41. 低磁場磁気共鳴撮像システムで使用される無線周波数（ＲＦ）コイルであって、
    第１面及び第２面を有する基板と、
    前記第１面と前記第２面との間に間隔をあけた第１の複数の位置で前記第１面から前記第２面へ前記基板に巻き付けられた第１部分と、前記第１面と前記第２面との間に間隔をあけた第２の複数の位置で前記第２面から前記第１面へ前記基板に巻き付けられた第２部分とを含む導体と
    を有し、
    前記第１の複数の位置は、前記第１面と前記第２面との間で間隔をあけて前記第２の複数の位置と交互にされる、
    ＲＦコイル。
42. 前記第１部分は、前記第１面から前記第２面へ前記基板の外周に巻き付けられた一連の全周巻きを有し、前記第２部分は、前記第２面から前記第１面へ前記基板の前記外周に巻き付けられた一連の全周巻きを有する、
    請求項４１に記載のＲＦコイル。
43. 前記第１部分は、前記第１面から前記第２面へ前記基板の外周に巻き付けられた第１の部分巻きを有し、前記第２部分は、前記第２面から前記第１面へ前記基板の前記外周に巻き付けられた第２の部分巻きを有する、
    請求項４１に記載のＲＦコイル。
44. 前記第１の部分巻き及び前記第２の部分巻きは、１８０度巻きである、
    請求項４３に記載のＲＦコイル。
45. 前記第１の複数の位置及び前記第２の複数の位置は、同じ間隔で前記基板の第１の側から間隔をあけられる、
    請求項４１に記載のＲＦコイル。
46. 前記導体は、該導体に電流が流れるときに配置の対称性によりコモンモード電圧の少なくとも一部がキャンセルされるように前記基板に配置される、
    請求項４１に記載のＲＦコイル。
47. 低磁場磁気共鳴撮像システムで使用される無線周波数（ＲＦ）コイルの製造方法であって、
    複数のレベルで外周溝が形成され、前記複数のレベルの隣接するレベルを接続する接続溝を有する基板を設けることであり、前記複数のレベルの夫々は前記基板の第１面から異なる距離で配置される、前記設けることと、
    前記外周溝の第１部分及び前記接続溝内で、前記基板の前記第１面から前記基板の第２面へ導体の第１部分を巻き付けることと、
    前記外周溝の第２部分及び前記接続溝内で、前記基板の前記第２面から前記基板の前記第１面へ前記導体の第２部分を巻き付けることと
    を有し、
    前記外周溝の前記第１部分及び前記外周溝の前記第２部分は、重なり合わない、
    方法。
48. 前記外周溝の前記第１部分は、前記複数のレベルの交互のレベルで配置される、
    請求項４７に記載の方法。
49. 前記外周溝の前記第１部分は、前記複数のレベルの夫々の一部分として配置される、
    請求項４７に記載の方法。
50. 前記外周溝は、前記基板の前記第１面から前記第２面へ互いから等距離で間隔をあけられる、
    請求項４７に記載の方法。
51. 前記外周溝の前記第１部分内で巻き付けることは、前記第１面から前記第２面へ前記基板の外周に一連の全周巻きを巻き付けることを有し、
    前記外周溝の前記第２部分内に巻き付けることは、前記第２面から前記第１面へ前記基板の前記外周に一連の全周巻きを巻き付けることを有する、
    請求項４７に記載の方法。
52. 前記外周溝の前記第１部分内に巻き付けることは、前記第１面から前記第２面へ前記基板の外周に第１の部分巻きを巻き付けることを有し、
    前記外周溝の前記第２部分内に巻き付けることは、前記第２面から前記第１面へ前記基板の前記外周に第２の部分巻きを巻き付けることを有する、
    請求項４７に記載の方法。
53. 前記第１の部分巻き及び前記第２の部分巻きは、１８０度巻きである、
    請求項５２に記載の方法。
54. 前記導体の前記第１部分及び前記第２部分は、前記導体に電流が流れるときに配置の対称性によりコモンモード電圧の少なくとも一部がキャンセルされるように前記導体を配置することを有する、
    請求項４７に記載の方法。
55. 低磁場磁気共鳴撮像システムで使用される無線周波数（ＲＦ）コイルであって、
    第１面及び第２面を有する基板と、
    平衡巻線パターンで前記基板に巻き付けられる導体と
    を有し、
    前記平衡巻線パターンで、前記第１面から前記第２面へ前記基板に巻き付けられた前記導体の第１部分は、前記第２面から前記第１面へ前記基板に巻き付けられた前記導体の第２部分を越えて渡る、
    ＲＦコイル。
56. 前記平衡巻線パターンは、前記第１面から前記第２面へ前記基板の外周に巻き付けられた第１の一連の全周巻きと、前記第２面から前記第１面へ前記基板の前記外周に巻き付けられた第２の一連の全周巻きとを有する、
    請求項５５に記載のＲＦコイル。
57. 前記平衡巻線パターンは、前記第１面から前記第２面へ前記基板の外周に巻き付けられた第１の部分巻きと、前記第２面から前記第１面へ前記基板の前記外周に巻き付けられた第２の部分巻きとを有する、
    請求項５５に記載のＲＦコイル。
58. 前記第１の部分巻き及び前記第２の部分巻きは、１８０度巻きである、
    請求項５７に記載のＲＦコイル。
59. 前記平衡巻線パターンは、前記第１面から前記第２面へ複数のレベルを有し、該複数のレベルは、前記第１面から前記第２面へ等しく間隔をあけられる、
    請求項５５に記載のＲＦコイル。
60. 前記導体は、該導体に電流が流れるときに配置の対称性によりコモンモード電圧の少なくとも一部がキャンセルされるように前記基板に配置される、
    請求項５５に記載のＲＦコイル。

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