JP2022552828A - 共振周波数を変化させるのに役立つ非線形でスマートなメタマテリアル - Google Patents

Abstract

受動的ＭＲＩ増強の実施形態は、複数の共振器を含み、被検体によって放出され、ＭＲＩ装置によって捕捉される高周波信号の信号対雑音比を増加させる。この装置は、ＭＲＩ装置から被検体への信号送信中に、及び／又は、被検体からＭＲＩ装置への信号受信中に、高周波エネルギーの磁場成分を増加させる。本装置の使用により、ＭＲＩ装置によって生成される画像が向上し、及び／又は、画像の捕捉のためにＭＲＩ装置が必要とする時間が短縮される。アイソレータの実施形態は、分離構成と送信構成とに交互に制御可能に構成可能な非線形共振器と、第２の共振器とを備える。非線形共振器は、非線形共振器が分離構成にある場合には、通信ポートに結合され、実質的に第２の共振器から実質的に通信可能に分離され、非線形共振器が送信構成にある場合には、第２の共振器に通信可能に結合される。

Description

関連出願
本特許出願は、２０１９年１０月８日に「Nonlinear and Smart Metamaterials Useful to Change Resonance Frequencies」と題され、Xin Zhang、Stephan Anderson、Xiaoguang Zhao及びGuangwu Duanらを発明者として指定して出願された米国仮特許出願第６２／９１２，３６９号の優先権を主張するものであり、また、２０１９年６月１７日に「Apparatus for Improving Magnetic Resonance Imaging」と題され、Xin Zhang、Stephan Anderson、Guangwu Duan及びXiaoguang Zhaoらを発明者として指定して出願された米国非仮特許出願第１６／４４３，１２６号［実務者ファイル３２７３０－１２５０３］にも関連している。これは、２０１８年６月７日に「Apparatus for Improving Magnetic Resonance Imaging」と題され、Xin Zhang、Stephan Anderson、Guangwu Duan及びXiaoguang Zhaoらを発明者として指定して出願された米国非仮特許出願第１６／００２，４５８号、現行の米国特許第１０，３２４，１５２号明細書［実務者ファイル３２７３０－１２５０１］の継続出願であり、２０１７年６月７日に「Apparatus for Improving Magnetic Resonance Imaging」と題され、Xin Zhang、Stephan Anderson、Guangwu Duan及びXiaoguang Zhaoらを発明者として指定して出願された米国仮特許出願第６２／５１６，３７６号［実務者ファイル３２７３０－１１９０１］の優先権を主張している。従って、前述した各々の開示は、その全体が参照により、本明細書に組み込まれる。

政府支援
本発明は、国立衛生研究所によって授与された契約番号ＥＢ０２４６７３の下で政府支援を受けて行われたものである。従って、本発明においては政府が一定の権利を有している。

技術分野
本発明は、共振回路に関し、より詳細には、共振周波数が制御可能な回路に関する。

背景技術
磁気共鳴撮像（「ＭＲＩ」）は、Ｘ線を使用せずに被検体の内部構造の画像を捕捉する医療用画像診断技術である。ＭＲＩ装置は、被検体に強力な磁場と電磁刺激とを与え、被検体の原子はそれに応じて電磁信号の放出を引き起こす。このＭＲＩ装置は、被検体によって放出された電磁信号を捕捉し、捕捉されたそれらの信号から画像を構築する。

ＭＲＩ装置の既知の限界は、捕捉された信号の信号対雑音比（ＳＮＲ）である。ノイズは、ＭＲＩ装置自体の回路を含む種々のソースによって生成され、被検体によって放出される信号を変造し不明瞭にする。ＳＮＲは、例えば静磁場の強度の増加によって信号を高めることによって、又は、例えばＭＲＩ装置の信号処理回路の改善によりノイズを低減することによって、又は、両方を組み合わせることによって、改善される場合がある。しかしながら、そのような取り組みは理想的とは言い難く、生きている動物などの一部の被検体には安全に印加し得る電力量に限界があり、従って、ノイズを完全に除去することはできない。

種々の実施形態の概要
例示的な実施形態は、ＭＲＩ装置のボア内において使用するための信号拡大アクセサリを開示する。ＭＲＩ装置は、送信モードにおいて、送信周波数を有する励起信号をボア内の被検体に送信するように配置された送信コイルと、受信モードにおいて、応答周波数を有する応答信号を被検体から受信するように配置された受容コイルとを備えている。

第１の実施形態においては、アクセサリは、複数のメタマテリアル共振器を有する共振器アレイを含み、メタマテリアル共振器の各々は共振周波数を有し、メタマテリアル共振器は、印加された電磁信号に応じて相互に誘導結合するように配置されている。アレイの例示的な実施形態は、少なくとも２つのメタマテリアル共振器を含むが、２よりも多いメタマテリアル共振器、例えばそのような共振器のＮ×Ｍ個のアレイを含むことも可能であり、ただし、Ｎ及びＭは、整数である（例えば２，３，４，５，６，７，８など）。

アクセサリは、（ａ）共振器コイル及び（ｂ）当該共振器コイルに結合された制御可能なインピーダンスを有する非線形制御共振器も含む。この制御共振器は、制御可能なインピーダンスが第１のインピーダンス状態にある場合には第１の共振周波数を有し、制御可能なインピーダンスが第２のインピーダンス状態にある場合には第２の共振周波数を有する。

共振器コイル及び制御可能インピーダンスは、（ｉ）ＭＲＩ装置が送信モードにある場合には、共振器アレイと協働して送信周波数からオフセットされた第１のアレイ共振周波数を生成し、（ｉｉ）ＭＲＩ装置が受信モードにある場合には、共振器アレイと協働して応答信号を拡大するように応答周波数に等しい第２のアレイ共振周波数を生成する制御共振器が構成されるように、選択される。

例示的な実施形態は、共振器アレイと非線形共振器との間に配置され、かつ、共振器アレイと非線形共振器との間のギャップ（ｄ）を画定するスペーサ層も含む。

いくつかの実施形態においては、共振器コイルは、第１の端部と第２の端部とを有し、制御可能なインピーダンスは、第１の端部と第２の端部との間で電気的に結合される。例えば、いくつかの実施形態においては、制御可能インピーダンスは、バラクタダイオードであり、当該バラクタダイオードは、ＭＲＩ装置が送信モードにある場合にはＭＲＩ装置からの励起信号のバラクタダイオードによる受信に応じて第１のインピーダンス状態を想定するように構成されている。他の例として、いくつかの実施形態においては、共振器コイルは、スプリットリング共振器を含み、制御可能なインピーダンスは、バラクタであり又はバラクタを含み、当該バラクタは、送信モードにおいてＭＲＩ装置からの高周波励起信号の受信に応じて第１のキャパシタンスを想定し、ＭＲＩ装置が受容モードにある場合には第２のキャパシタンスを想定するように構成されている。いくつかのそのような実施形態においては、バラクタダイオードは、ＭＲＩ装置が受信モードにある場合にはＭＲＩ装置からの励起信号の欠如状態で第２のインピーダンス状態を想定するように構成されている。

例示的な実施形態における共振器アレイは、共振器平面を画定し、制御共振器は、共振器平面からゼロでない距離（ｄ）における共振器平面に対して実質的に平行に配置される。例えば、いくつかの実施形態においては、制御共振器は、共振器平面から２センチメートルの距離（ｄ）で共振器平面に対して実質的に平行に配置される。他の実施形態においては、制御共振器は、共振器平面から０センチメートルの距離（ｄ）において共振器平面に対して実質的に平行に配置される。そのような実施形態においては、制御共振器は、共振器アレイを取り囲む。

いくつかの実施形態は、共振器アレイと制御共振器との間のスペーサ層内に配置されたスペーサ装置をさらに含む。このスペーサ装置は、好適な実施形態においては、非金属及び非磁性固体材料である。スペーサ装置は、アレイから所定の距離で制御共振器を保持する。

他の実施形態は、ＭＲＩ装置のボア内の被検体からの応答信号を増幅する方法を開示する。

本方法は、作業周波数を有するＭＲＩ装置のボア内に、例えば上述した制御可能なアレイアセンブリなどの制御可能なアレイアセンブリを設けるステップを含む。いくつかの実施形態においては、制御可能なアレイアセンブリは、（ａ）ＭＲＩ装置の動作周波数において相互に誘導結合するように構成された複数のメタマテリアル共振器を含む共振器アレイと、（ｂ）制御可能なインピーダンスを有する非線形制御共振器とを含む。

本方法は、ＭＲＩ装置が送信モードにある場合には制御可能なアレイアセンブリをパススルーモードに構成するステップと、ＭＲＩ装置が受信モードにある場合には制御可能なアレイアセンブリを増幅モードに構成するステップとを含む。

いくつかの実施形態においては、制御可能なアレイアセンブリをパススルーモードに構成するステップは、非線形制御共振器を第１の共振モードに自動的に構成するステップを含み、ここで、第１の共振モードの非線形制御共振器は、制御可能なアレイアセンブリにおいて、ＭＲＩ装置の作業周波数からオフセットされたアセンブリ共振周波数を生成するために共振器アレイに結合される。いくつかのそのような実施形態においては、非線形制御共振器を第１の共振モードに自動的に構成するステップは、制御可能なインピーダンスに、ＭＲＩ装置から送信された高周波励起信号を提供するステップを含む。

いくつかの実施形態においては、制御可能なアレイアセンブリを増幅モードに構成するステップは、非線形制御共振器を第２の共振モードに自動的に構成するステップを含み、ここで、第２の共振モードの非線形制御共振器は、制御可能なアレイアセンブリにおいて、ＭＲＩ装置の作業周波数におけるアセンブリ共振周波数を生成するために共振器アレイに結合される。いくつかのそのような実施形態においては、非線形制御共振器を第２の共振モードに自動的に構成するステップは、制御可能なインピーダンスから、ＭＲＩ装置から送信された励起信号を差し控えるステップを含む。

さらに他の実施形態は、アイソレータ回路を提供する。

一実施形態においては、そのような回路は、特性共振周波数を有する第１の共振器と、非線形共振器が特性共振周波数に等しい第１の共振周波数を有する第１の共振状態、及び、非線形共振器が第１の共振周波数とは異なる第２の共振周波数を有する第２の共振状態に制御可能に構成可能である非線形共振器と、を備える。

いくつかのそのような実施形態においては、第１の共振器は、第１のポートに結合するように構成され、非線形共振器は、第２のポートに結合するように構成され、ここで、第１の共振状態においては、非線形共振器は、第１の共振器からの信号が第２のポートに通信可能に結合されるように第１の共振器に誘導結合するように構成され、第２の共振状態においては、非線形共振器は、第２のポートを第１の共振器から分離するように構成される。

そのために、非線形共振器は、いくつかの実施形態においては、第１の端部及び第２の端部を有するメタマテリアル共振器と、第１の端部と第２の端部との間に電気的に配置された結合器とを含み、ここで、結合器は、複数のインピーダンス状態に制御可能に構成可能であり、非線形共振器を第１の共振状態に構成する第１のインピーダンス状態と、非線形共振器を第２の共振状態に構成する第２のインピーダンス状態とを含む。

いくつかのそのような実施形態においては、メタマテリアル共振器は、スプリットリング共振器を含む。

いくつかの実施形態においては、結合器はバラクタを含み、当該バラクタは、（ａ）第２のポートから結合器に入射する高周波信号に応じて第２のインピーダンス状態を有するように構成され、それによって、非線形共振器は、第２の共振状態にありかつ第２のポートが第１の共振器から分離され、さらにバラクタは、（ｂ）第２のポートからの搬送波周波数においてそのような高周波信号がない場合には第１のインピーダンス状態を有するように構成され、それによって、非線形共振器は、第１の共振状態にありかつ第１の共振器を第２のポートに通信可能に結合するように構成される。

他の実施形態においては、結合器はバラクタを含み、当該バラクタは、（ａ）第２のポートから結合器に入射する高周波信号に応じて第１のインピーダンス状態を有するように構成され、それによって、非線形共振器は、第１の共振状態にありかつ第２のポートを第１の共振器に通信可能に結合するように構成され、さらにバラクタは、（ｂ）第２のポートからの搬送波周波数においてそのような高周波信号がない場合には第２のインピーダンス状態を有するように構成され、それによって、非線形共振器は、第２の共振状態にありかつ第２のポートは第１の共振器から分離される。

他の実施形態においては、結合器は、スイッチを含み、これは、例えば、トランジスタ又はＭＥＭＳスイッチであるものとしてもよい。

線形共振器について、いくつかの実施形態においては、第１の共振器は、例えばヘリックス共振器などの線形共振器である。

他の実施形態においては、方法が提供され、当該方法は、分離モード共振周波数を有する分離構成、及び、分離モード共振周波数とは異なる受容モード共振周波数を有する受容構成に制御可能に構成された非線形共振器、並びに、受容モード共振周波数に等しい第２の共振周波数を有する第２の共振器を設けるステップと、第１のモードにおいて、非線形共振器を分離構成に構成するステップであって、それによって、非線形共振器は、実質的に第２の共振器から通信可能に分離される、ステップと、を含む。

いくつかのそのような方法は、第２のモードにおいて、非線形共振器を受容構成に構成するステップも含み、それによって、非線形共振器は、第２の共振器と共振通信するように構成される。

その上さらに、いくつかの実施形態においては、本方法は、非線形共振器を受容構成に構成した後、第２の共振器に信号を提供するステップと、非線形共振器において信号を受信するステップも含む。

いくつかの実施形態においては、本方法は、非線形共振器において信号を受信した後、非線形共振器を第２の共振器上の信号から分離しかつ第２の共振器を非線形共振器上の他の信号から分離するように非線形共振器を分離構成に構成するステップも含む。いくつかのそのような実施形態においては、分離構成における第２の共振器と非線形アイソレータとの間の共振結合は、受容構成における第２の共振器と非線形アイソレータとの間の共振結合より少なくとも９ｄＢ小さい。

他の実施形態においては、特性共振周波数を有しかつ印加された電磁信号に応じて共振するための第１の共振手段と、第１の共振手段と共振して選択的に通信するための非線形共振手段とを含む回路であって、当該非線形共振手段は、特性共振周波数に等しい第１の共振周波数を有する第１の共振状態と、第１の共振周波数とは異なる第２の共振周波数を有する第２の共振状態とに構成可能である、回路が提供される。

いくつかの実施形態においては、非線形共振手段が第２の共振状態にある場合には、非線形共振手段は、実質的に第１の共振手段から通信可能に分離される。

特許文献又は出願文献ファイルには、カラー版の少なくとも１つの図面が含まれている。カラー図面を含むこの特許文献又は特許出願公報の写しは、要求と所要手数料の支払いとに応じて官庁から提供される。

前述した実施形態の特徴は、添付の図面に基づいて行われる以下の詳細な説明を参照することにより、より容易に理解されるであろう。

ＭＲＩ装置の一実施形態を概略的に示した図である。 ＭＲＩ装置の一実施形態を概略的に示した図である。 ＭＲＩ装置の一実施形態を概略的に示した図である。 ＭＲＩ装置の一実施形態を概略的に示した図である。 共振器アレイを使用せずに捕捉されたＭＲＩ画像である。 共振器アレイの一実施形態を使用して捕捉されたＭＲＩ画像である。 共振器アレイの他の実施形態を使用して捕捉されたＭＲＩ画像である。 共振器アレイの一実施形態を概略的に示した図である。 共振器アレイの一実施形態を概略的に示した図である。 ハニカム型共振器アレイの一実施形態を概略的に示した図である。 共振構造の品質係数を示したグラフである。 ＭＲＩ装置の作業周波数に対する共振器アレイの周期性とその周波数応答との間の関係をグラフにより示した図である。 ヘリカル共振器の一実施形態を概略的に示した図である。 ヘリカル共振器の一実施形態を概略的に示した図である。 ヘリカル共振器の一実施形態を概略的に示した図である。 ヘリカル共振器のアレイの一実施形態の動作特性を概略的に示した図である。 ヘリカル共振器のアレイの一実施形態の動作特性を概略的に示した図である。 付加的なインピーダンスを有するヘリカル共振器セルを概略的に示した図である。 ユニットセルの共振周波数と、ユニットセルの内部容積の誘電率との間の関係を実証するための、シャーレ内に水と共に配置されたユニットセルの一実施形態を概略的に示した図である。 ユニットセルの共振周波数と、ユニットセルの内部容積の誘電率との間の関係を実証するための、シャーレ内に水と共に配置されたユニットセルの一実施形態を概略的に示した図である。 ユニットセルの共振周波数と、ユニットセルの内部容積の誘電率との間の関係を概略的に示した図である。 ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びその一部の特性を概略的に示した図である。 ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びその一部の特性を概略的に示した図である。 ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びその一部の特性を概略的に示した図である。 ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びその一部の特性を概略的に示した図である。 ブロードサイド結合型スプリットリング共振器の一実施形態及びその一部の特性を概略的に示した図である。 可撓性共振器アレイの実施形態を概略的に示した図である。 可撓性共振器アレイの実施形態を概略的に示した図である。 同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示した図である。 同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示した図である。 同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示した図である。 同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示した図である。 同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示した図である。 同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示した図である。 同調可能なユニットセルの実施形態を概略的に示した図である。 被検体を画像化する方法のフローチャートである。 非線形共振器の一実施形態を概略的に示した図である。 非線形共振器の一実施形態を概略的に示した図である。 制御可能なアレイアセンブリの一実施形態を概略的に示した図である。 制御可能なアレイアセンブリの他の実施形態を概略的に示した図である。 アレイと非線形共振器との間の異なるギャップに対する制御可能なアレイアセンブリのスペクトルを示すグラフである。 制御可能なアレイアセンブリの高励起の場合及び低励起の場合のスペクトルを示すグラフである。 アレイ（ＬＭＭ）の上面から異なる場所の点に対する磁場（Ｂ）増強比を示すグラフである。 制御可能なアレイアセンブリの他の実施形態を概略的に示した図である。 制御可能なアレイアセンブリの他の実施形態を概略的に示した図である。 制御可能なアレイアセンブリの他の実施形態を概略的に示した図である。 制御可能なアレイアセンブリの他の実施形態を概略的に示した図である。 制御可能なアレイアセンブリの他の実施形態を概略的に示した図である。 制御可能なアレイアセンブリの他の実施形態を概略的に示した図である。 制御可能なアレイアセンブリを動作させる方法の一実施形態を示すフローチャートである。 アイソレータシステムの一実施形態を概略的に示した図である。 集積回路上のアイソレータシステムの一実施形態を概略的に示した図である。 アイソレータを動作させる方法の一実施形態を示すフローチャートである。

特定の実施形態の詳細な説明
複数の共振器を有する装置は、被検体によって放出され、ＭＲＩ装置によって捕捉される高周波（「ＲＦ」）信号の信号対雑音比を増加させ、ＭＲＩ装置によって送信される電力を増加させることなくこれを実現する。いくつかの実施形態においては、本装置は、ＭＲＩ装置から被検体への高周波エネルギーの信号送信及び被検体からＭＲＩ装置への高周波信号の送信の両方の間で高周波エネルギーの磁場成分を増加させるが、他の実施形態においては、本装置は、高周波エネルギーの磁場成分を被検体からＭＲＩ装置への高周波信号の送信中にのみ増加させ、ＭＲＩ装置から被検体への高周波エネルギーの送信中には増加させない。その上さらに、本装置は、不要な電界の発生や増加を実質的に回避することによって被検体の安全性を高める。本装置の使用により、ＭＲＩ装置によって生成される画像が向上し、及び／又は、画像の捕捉のためにＭＲＩ装置に必要とされる時間が短縮される。

定義
ＭＲＩ装置に関連する用語「送信モード」とは、ＭＲＩ装置がＭＲＩ装置のボア内の被検体に励起信号を提供するモードを意味する。

ＭＲＩ装置に関連する用語「受容モード」（又は「受信」モード）とは、ＭＲＩ装置がＭＲＩ装置のボア内の被検体から応答信号を受信するモードを意味する。

ＭＲＩ装置に関連する用語「励起信号」とは、被検体から応答信号を引き出すためにＭＲＩ装置のボア内の被検体にＭＲＩ装置によって提供される信号を意味する。

ＭＲＩ装置に関連する用語「応答信号」（又は「被検体応答信号」）とは、励起信号に応じてＭＲＩ装置のボア内の被検体によって生成される信号を意味する。

図１Ａは、ＭＲＩ装置１００の断面を概略的に示し、そのような装置のよく知られた複数の特徴を示している。ＭＲＩ装置によって走査される被検体９９は、架台１０１上に置かれる。典型的には、被検体９９は、３０分以上になり得る走査持続時間の間、可能な限り静かに横たわっていなければならない。

ＭＲＩ装置は、被検体９９を取り巻き及び被検体９９を通る磁場（これは、「主要」磁場とも称され得る）を生成する「主要」磁石１１０を含む。例示的な実施形態においては、主要磁場は、静的で均一な磁場である。いくつかのＭＲＩ装置１００においては、主要磁石１１０は永久磁石である。他のＭＲＩ装置１００においては、主要磁石は、被検体９９を取り巻き及び被検体９９を通る磁場を生成する主要磁場コイル１１０を含む。いくつかのＭＲＩ装置１００は、主要磁場コイル１１０によって生成される主要磁場の均質性のシフトを補正するための１つ又は複数のシムコイル１１１も含む。いくつかのＭＲＩ装置１００は、主要磁場コイル１１０によって生成される磁場に加えて、走査されるべき領域を局所化するために使用される可変磁場を生成する１つ又は複数の勾配コイル１１５も含む。

ＭＲＩ装置１００は、被検体９９に高周波励起信号を送信し、この励起信号に応じて被検体９９によって生成されたＭＲ信号（例えば被検体応答信号）を受信する１つ又は複数のシステム（これらは、一般に、「ＲＦコイル」又は「高周波コイル」とも称され得る）を備えている。いくつかのＲＦコイルには、「鳥かご型」コイルと称されるものもある。歴史的に、ＭＲＩ装置は、各々が送信及び受信の両方の機能を有するコイルを含むものであった。しかしながら、いくつかのＭＲＩ装置は、被検体９９に高周波信号を送信するためのシステム（例えば、１つ又は複数のコイルのセット）と、被検体９９によって生成されたＭＲ信号を受信するための別個のシステム（例えば、１つ又は複数のコイルのセット）とを含む。後述する例示的な実施形態は、被検体９９に高周波信号を送信し、被検体９９によって生成されたＭＲ信号を受信する両方を行う本体コイル１２０を含む。いくつかの実施形態は、励起信号を被検体９９に送信する送信コイルと、被検体９９から応答信号を受信する、送信コイルとは別個の受信コイルとを含む。ＭＲＩ装置のコンポーネントとしてのＲＦコイルのいくつかの例は、Ｏｔａｋｅらによる米国特許出願公開第２０１９／００４１４７６号明細書、及び、Ｂｉｂｅｒらによる米国特許出願公開第２００９／００９６４５６号明細書に開示されている。

送信モードにおいて、本体コイル１２０は、高周波信号を送信し、これによって、電磁（例えば高周波）刺激を被検体９９に与える。その結果、それらの送信機としての能力において言及する場合、本体コイル１２０は、「送信」コイル、「送信機」コイル、又は、「駆動」コイルとも称され得る。

これに応じて、被検体の原子は、本体コイル１２０（受容モードにおいて）及び／又は被検体コイル１３０によって検出され得る電磁パルス（又は「ＭＲ」信号）を放出する。被検体コイル１３０（これは時として「表面」コイルとも称され得る）は、それらが被検体９９のより近傍に配置可能でかつより離隔した本体コイル１２０によって生成される信号よりも大きい信号対雑音比（「ＳＮＲ」）の信号を生成することができるので、いくつかの状況においては好適となる場合がある。

コンピュータ１５０は、通信リンク１５１などによってＭＲＩ装置１００とデータ通信を行い、本体コイル１２０及び／又は被検体コイル１３０によって受信された信号を受信して処理し、被検体の内部構造の画像を生成する。本体コイル１２０及び被検体コイル１３０は、ＭＲＩ装置１００に有線接続されている。本体コイル１２０は、ＭＲＩ装置１００と電力通信及び制御通信を行い、電磁刺激を生成するために必要な電力及び制御信号を受信する。本体コイル１２０及び被検体コイル１３０の両方は、被検体９９から検出した信号をＭＲＩ装置１００に提供するためにＭＲＩ装置１００とデータ通信を行う。このために、ＭＲＩ装置のいくつかの実施形態は、制御信号８２１に関連して後述するように、ＭＲＩ装置及び／又はアレイに制御信号を提供するように、及び／又は、本体コイル１２０及び被検体コイル１３０から信号を受信するように構成されたコントローラ１４０を含む。

画像の品質と、ＭＲＩ装置１００にとって画像を生成するのに十分な数の放出信号を収集するのに必要な時間とは、受信した信号の信号対雑音比（「ＳＮＲ」）に部分的に依存している。当業者には周知であるように、信号対雑音比は、ＭＲＩ装置１００による被検体９９の励起に応じて被検体９９によって放出される信号の比である。信号対雑音比は、信号出力（例えば、被検体９９によって放出された信号における出力であり、「信号出力」又は「Ｐ_Ｓ」とも称され得る）と、ＭＲＩ装置によって受信された信号における雑音の出力（「雑音出力」又は「Ｐ_Ｎ」とも称され得る）との無次元の比である。信号対雑音比は、典型的には、ＳＮＲ＝Ｐ_Ｓ／Ｐ_Ｎにより記述される。信号対雑音比は、次の式、ＳＮＲ（ｄＢ）＝１０ｌｏｇ_１０Ｐ_Ｓ／Ｐ_Ｎに従ってデシベル（ｄＢ）により表されるものとしてもよいが、必ずしもデシベルにより表す必要はない。

ＳＮＲの増加は、ＭＲＩの出力を改善することができ、及び／又は、被検体９９によって放出される信号を収集するのに必要な時間を短縮することができる。

図１Ａ及び図１Ｂの各々は、ＭＲＩ装置の動作及びＭＲＩ装置によってもたらされた結果を改善するための共振器アレイ３００の一実施形態を概略的に示している。使用時に、共振器アレイ３００は、被検体９９と、主要磁場１１０及び本体コイル１２０及びシムコイル１１１及び勾配コイル１１５との間に配置される。例示的な実施形態においては、使用時に、共振器アレイ３００は、被検体９９の径方向外側に配置され、主要磁場１１０及び本体コイル１２０及びシムコイル１１１及び勾配コイル１１５の径方向内側に配置される。

図１Ａにおいては、被検体コイル１３０は、被検体９９と共振器アレイ３００との間に配置され、図１Ｂにおいては、共振器アレイ３００は、被検体９９（この図においては、被検体９９の四肢又は付属肢７９９）と被検体コイル１３０との間に配置される。いくつかの実施形態においては、共振器アレイ３００は、例えば、ＭＲＩ装置１００が本体コイル１２０を使用して被検体９９によって放出された電磁パルスを受信する場合、被検体コイル１３０なしでＭＲＩ装置のボア１０２内に配置されるものとしてもよい。本明細書において使用されるように、ＭＲＩ装置１００の用語「ボア」１０２とは、ＭＲＩ装置１００によって撮像される場合に被検体９９が配置される場所を意味している。例えば、閉鎖型ＭＲＩ装置１００においては、ボア１０２は装置のトロイド区分の内部であり、開放型ＭＲＩ装置１００においては、ボア１０２は装置の上部磁場領域と下部磁場領域との間の空間であり、開放直立型ＭＲＩ装置１００においては、ボア１０２は装置の左方磁場領域と右方磁場領域との間の空間である。例示的な実施形態においては、ＭＲＩ装置１００のボア１０２は、ＭＲＩ装置１００のコンポーネントによって画定される。例えば、例示的な実施形態においては、ＭＲＩ装置１００のコンポーネント［例えば、磁石１１０（限定されることなく主要磁場コイル１１０を含む）、シムコイル１１１、勾配コイル１１５、本体コイル１２０、（存在すれば）被検体コイル１３０（ただし、これは、ボア１０２内に配置されるものとしてもよい）］によって画定される。

図１Ａ及び図１Ｂには、被検体コイル１３０及び共振器アレイ３００と、架台との間に被検体９９が示されているが、これは、共振器アレイ３００の使用上の限定を意味するものではなく、この共振器アレイ３００は、図１Ｃ及び図１Ｄに概略的に示されるように、被検体コイル１３０を伴って又はそれを伴わずに被検体９９と架台１０１との間に配置されるものとしてもよい。

本体コイル１２０とは対照的に、共振器アレイ３００は、電力信号を要求又は受信しないという点においては受動的であり、いくつかの実施形態においては、その機能を実行するために制御信号を要求又は受信しない。図面及び文章からも理解することができるように、共振器アレイ３００の例示的な実施形態は、例えば、被検体によって放出される信号の信号対雑音比を増加させるために、受動的な動作が可能である。例示的な実施形態においては、共振器アレイ３００は（そのユニットセル３０１も含めて）、ＭＲＩ装置１００とは別個のものであって、その一部ではない。換言すれば、例示的な実施形態においては、共振器アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００のコンポーネントに加えて［例えば、磁石１１０（限定されることなく主要磁場コイル１１０を含む）、シムコイル１１１、勾配コイル１１５、本体コイル１２０及び（存在する場合には）被検体コイル１３０に加えて］存在する。

その上さらに、例示的な実施形態においては、共振器アレイ３００は（そのユニットセル３０１も含めて）、ＭＲＩ装置１００（例えば、本体コイル１２０又は被検体コイル１３０、主要磁場コイル１１０、シムコイル１１１、及び、勾配コイル１１５）とは物理的に別個であって、ＭＲＩ装置１００（例えば、本体コイル１２０又は被検体コイル１３０、主要磁場コイル１１０、シムコイル１１１、及び、勾配コイル１１５）に有線接続されていない。また、本体コイル１２０及び被検体コイル１３０の両方とは対照的に、共振器アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００とデータ通信も行わない。

本発明者らは、図１Ａ乃至図１Ｄに概略的に示されている、被検体コイル１３０を伴う又は伴わない共振器アレイ３００の使用が、ＭＲＩ装置１００から被検体９９に送信される高周波信号のＳＮＲを向上させ、被検体９９によって放射されＭＲＩ装置１００によって受信される信号のＳＮＲを向上させ、ＭＲＩの出力画像の品質を高め、及び／又は、被検体９９の走査に要する時間を短縮させ得ることを発見しており、これらの各々は、既存のＭＲＩ技術にわたる改善を表している。その非凡な特性のために、共振器アレイ３００及び／又はその共振器３０１は、メタマテリアルと考えることができる。しかしながら、これは、共振器アレイ３００及び／又はそのユニットセル３０１が、負の屈折率、負の誘電率、及び／又は、負の透磁率を有することを要求しない。種々の実施形態においては、共振器アレイ３００及び／又はそのユニットセル３０１は、正の屈折率、正の誘電率、及び／又は、正の透磁率を有し得る。

例えば、図２Ａは、共振器アレイ３００なしの従来のＭＲＩ技術を使用したＭＲＩ走査の結果を示している。これらの結果をもたらすために、本発明者らは、１．５ＴＭＲＩ装置のボア１０２内の９つの位置（図２Ａの番号１乃至９）で信号の強度を測定し、ＭＲＩ装置の３つの位置（番号１０乃至１２）においてノイズを測定した。次いで、本発明者らは、ノイズ測定値の平均を計算し、さらに、このノイズ測定値の平均に対する各信号測定値のＳＮＲを計算した。これらの結果は以下に示すが、３３．２乃至３９．０の範囲のＳＮＲが明らかになった。これらの結果は、「ベースライン」ＳＮＲと称することもある。

図２Ａに示す結果とは対照的に、図２Ｂ及び図２Ｃの各々には、ヘリカル共振器５００（例えば、図５Ａ乃至図５Ｃ）であるユニットセル３０１を有する共振器アレイ３００を備えた同様の１．５ＴＭＲＩ装置を使用した同様の９つの位置におけるＭＲＩ走査の結果が示されている。これらの結果をもたらすために、本発明者らは、図２Ａに関連して上述した方式で信号及び雑音を測定したが、著しく改善されたＳＮＲが得られている。

図２Ｂに対する実施形態においては、ＳＮＲは、ベースラインＳＮＲよりもかなり高かった。これらの結果は以下に示すが、６８．４乃至２７７．３の範囲のＳＮＲが明らかになった。図２Ｂにおける場所１のＳＮＲを図２Ａにおける場所１の結果と比較すると、（３３．２のベースラインＳＮＲから２７７．３の改善されたＳＮＲへの）ＳＮＲの大きい増加が示されている。

図２Ｃに対する実施形態においては、ユニットセル３０１が、図２Ｂの形成に使用されるアレイとは異なる周期性（即ち、相互に異なる間隔）を有するアレイ３００が使用された。この実施形態においても、ベースラインＳＮＲよりもかなり高いＳＮＲが、同様の９つの位置においてもたらされた。これらの結果は、以下に示すが、４６．２乃至４０１．５の範囲のＳＮＲが明らかになった。図２Ｃにおける場所１のＳＮＲを図２Ａにおける場所１の結果と比較すると、（３３．２のベースラインＳＮＲから４０１．５の改善されたＳＮＲへの）ＳＮＲの大きい増加が示されている。

一般に、共振器アレイ３００は、被検体によって放出された信号のＳＮＲを増加させる。所与のＭＲＩ装置については、共振器アレイの使用なしのＭＲＩ装置によって受信された信号のＳＮＲに対して、共振器アレイ３００の実施形態においては、そのような信号のＳＮＲが、少なくとも４５．６、５０、６０、９５、１００、１２０、１５０及び／又は少なくとも１９３．４、又は、４５と４０１との間の任意の点まで増加される。

共振器アレイ
共振器アレイ３００の例示的な実施形態は、図３Ａ及び図３Ｂに概略的に示されている。本実施形態のアレイ３００は、１６個のユニットセル３０１を４×４アレイにおいて含むが、他の実施形態においては、より多くの又はより少ないユニットセル３０１を使用することができ、例えば、正方形状、ハニカム状（図３Ｃ）、又は、矩形状などの異なる配置構成で配置されるものとしてもよい。

各ユニットセル３０１は、「共振器」と称されることもある。なぜなら、これは、印加された電磁信号、例えば、ＭＲＩ装置１００によって被検体９９に印加された信号、及び／又は、ＭＲＩ装置１００内の被検体９９からユニットセル３０１によって受信された信号などに応じて共振するように構成されているからである。例えば、各ユニットセルは、インダクタンス（Ｌ）及びキャパシタンス（Ｃ）を有し得るものであり、従って、電気工学の分野において公知のＬＣ共振器と同様に共振する。各ユニットセル３０１は、図４Ａに関連して説明するように共振周波数を有し、Ｑを有する。

図４Ａは、共振デバイスの品質係数をグラフにより示している。共振ユニットセルは、部分的に、「Ｑ係数」又は単に「Ｑ」と称されることのあるその品質係数によって特徴付けられるものとしてもよい。ユニットセルのＱ係数は、その共振特性の尺度量である。

例えば、ユニットセル３０１は、ＭＲＩ装置１００内において被検体９９の原子によって、又は、ＭＲＩ装置自体から放出された電磁信号を受信することができ、この電磁エネルギーは、１つ又は複数の周波数におけるエネルギーを含み得る。このエネルギーは、電気工学の分野のＬＣ回路から公知の方式で、ユニットセル３０１内において共振する。

理想的には、このエネルギーは、ユニットセルの共振周波数ｆ_ｏ（４０１）で共振するが、ユニットセル３０１は、図４Ａの曲線スペクトルによって示されるように、低い周波数でもある程度共振する場合がある。最大エネルギーは、周波数ｆ_ｏ（４０１）であるものとしてもよく、これは中心周波数とも称され、振幅Ａ１によって表される場合もある。他の周波数においては、エネルギーは、図４Ａに概略的に示されるように中心周波数４０１におけるエネルギーよりも少ない。中心周波数４０１を上回る周波数４０２（これは、上方３ｄＢ周波数として公知であってもよい）、及び、中心周波数を下回る他の周波数４０３（これは、下方３ｄＢ周波数として公知であってもよい）においては、共振信号のエネルギーは、中心周波数４０１におけるエネルギーの半分になる。図４Ａのスペクトル４００は、ユニットセル３０１内において共振するエネルギーの一部が、点４０５に示されている基底ノイズを上回ることを示している。

次いで、ユニットセル３０１のＱは、中心周波数（ｆ_ｏ）を上方３ｄＢ周波数と下方３ｄＢ周波数との差分（Δｆ又はデルタｆ）で除算した比として定義されている。図４Ａにおいては、Ｑは、上方３ｄＢ周波数４０２と下方３ｄＢ周波数４０３との周波数差分４１０で除算された中心周波数４０１である。このように、Ｑは無次元のパラメータである。

動作中に、ユニットセル３０１は、被検体９９内の１つ又は複数の原子から、ＭＲＩ装置の作業周波数又はその近傍の周波数を有する電磁エネルギー（例えば、ＲＦエネルギー）のパケットを受信することができる。例えば、好適な実施形態においては、ＭＲＩ装置の作業周波数の（境界値を含めて）±５％以内の周波数を有する電磁エネルギーは、ＭＲＩ装置の作業周波数又はその近傍にあるものとして定義される。時間にわたって（例えば、ＭＲＩ装置の動作中に）、各ユニットセル３０１は、電磁エネルギーの多くのパケットを受信し、そのエネルギーの総和を蓄積する。ユニットセル３０１のＱが高いほど、ユニットセル３０１は、受信したエネルギーをより効率的に蓄積する。

付加的に、ユニットセル３０１が共振すると、受信された電磁エネルギーの磁場成分が増幅され、受信された電磁エネルギーの信号対雑音比も増加する。このように、各ユニットセル３０１は、（場合によっては任意に）近傍に存在し得る他のユニットセルに関係なく個々に共振する能力を有し、かつ、受信した電磁エネルギーの磁場成分を増幅する何らかの能力を有する。

しかしながら、本発明者らは、個々のユニットセル３０１の有用性にはいくつかの限界があることを発見した。第１に、単一のユニットセル３０１の受信された電磁エネルギーの磁場成分を増幅する能力が限られている。第２に、ユニットセル３０１は、ＭＲＩ装置１００に良好に適合しない共振周波数を有する場合があり、その場合、受信された電磁エネルギーの磁場成分を増幅する能力は、他の場合よりも効率的でなくなる。第３に、個々のユニットセル３０１の共振周波数及び／又はＱを、少なくともユニットセル３０１を分解し再構築することなく変更することは不可能である。

しかしながら、本発明者らは、ユニットセル３０１のアレイ３００が、その構成ユニットセル３０１の特性の単なる集合体とは異なる特性を有することも発見した。換言すれば、共振器アレイ３００は、相乗効果を呈する。

例えば、ユニットセルのアレイ３００は、受信された電磁エネルギーの磁場成分の均質な増幅を提供する（例えば図５Ｄ及びその図を説明する文章を参照）。

付加的に、アレイ３００の共振周波数は、その構成ユニットセル３０１の共振周波数とそれぞれ同等でない場合がある。むしろ、ユニットセル３０１は、アレイ３００の共振周波数を生成するために相互に結合する。そのために、好適な実施形態においては、ユニットセル３０１は、相互に磁気的に結合され、相互に有線接続されない。

その上さらに、アレイ３００の共振周波数は、アレイ３００内のユニットセル３０１の間隔を適合させることによって同調させるものとしてもよい。

付加的に、アレイ３００は、モジュール式であり、この方式においては、アレイ３００の共振特性を著しく変化させることなく、アレイ３００内に既にあるユニットセル３０１と同様の周期性（即ち、Ｘ方向ピッチ３１０及び／又はＹ方向ピッチ３１１）でユニットセル３０１をアレイ３００に追加することができる。アレイ３００内に既にあるユニットセル３０１と同様の周期性でユニットセル３０１をアレイ３００に追加しても、アレイの共振特性は、アレイ３００のユニットセル３０１の周期性を変更するほどには変化しない。このようなユニットセルの追加は、例えば、アレイ３００のサイズを大きくして、より大きい被検体９９又は被検体９９のより大きい部位を画像化するときに望ましい場合がある。

同様に、所与の周期性を伴ってアレイ３００内に既に存在するユニットセル３０１は、アレイ３００の共振特性を著しく変化させることなくアレイ３００から除去することも可能である。所定の周期性を伴うユニットセル３０１をアレイ３００から除去しても、アレイの共振特性は、アレイ３００のユニットセル３０１の周期性を変更するほどには変化しない。ユニットセルの除去は、例えば、ＭＲＩ装置１００のボア１０２に適合するようにアレイのサイズを小さくするときに、又は、より小さい被検体９９若しくは被検体９９のより小さい部位を画像化するときに望ましい場合がある。

共振器アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００の作業周波数又はその近傍の共振周波数を有する（即ち、アレイの共振周波数は、ＭＲＩ装置１００の作業周波数の（境界値を含めて）±５％以内となる）ように構成される。例えば、１．５テスラ（即ち、１．５Ｔ）ＭＲＩ装置の作業周波数（又は「動作周波数」）は、約６４ＭＨｚであり（これは本開示の目的のために高周波である）、３テスラ（即ち、３Ｔ）ＭＲＩ装置の作業周波数は、（本開示の目的の高周波でもある）約１２８ＭＨｚである。

共振器アレイ３００の共振周波数は、アレイ３００のユニットセル３０１の周期性（間隔）によって、また個々のユニットセル３０１の共振周波数によっても部分的に決定される。図３Ａ及び図３Ｂの例示的な共振器アレイ３００においては、共振器は等間隔であり、各ユニットセル３０１は、Ｘ軸方向において３７．３３ｍｍの寸法、即ち、Ｘ方向ピッチ３１０によって、及び、Ｙ軸方向においても３７．３３ｍｍの寸法、即ち、Ｙ方向ピッチ３１１によって離間されている。この構成においては、共振器アレイ３００の共振周波数４６３は、ＭＲＩ装置１００の作業周波数４５２を中心に置いたものである。一般に、ＭＲＩ装置の作業周波数４５２と共振器アレイ３００の共振周波数との間の差分は、ＭＲＩ装置の設計者又は操作者によって指定されるものとしてもよい。好適な実施形態においては、共振器アレイ３００の共振周波数は、ＭＲＩ装置の作業周波数４５２の（境界値を含めて）±５％以内である。

より大きい周期性（即ち、より大きいＸ方向ピッチ３１０及びＹ方向ピッチ３１１）では、共振器アレイ３００の共振周波数は低減し、より小さい周期性（即ち、より小さいＸ方向ピッチ３１０及びＹ方向ピッチ３１１）では、共振器アレイ３００の共振周波数は増加する。図４Ｂは、ＭＲＩ装置の作業周波数４５２に対する共振器アレイ３００の周期性とその周波数応答との間の関係をグラフにより示している。曲線４６２は、点４６３に共振周波数を有するＭＲＩ装置１００の作業周波数４５２に同調されたアレイ３００の共振を概略的に示している。対照的に、曲線４６０は、点４６１にその共振周波数を有する、ＭＲＩ装置１００の作業周波数４５２をわずかに下回る周波数４５０に同調されたアレイ３００の共振を概略的に示しており、また曲線４６４は、点４６５にその共振周波数を有する、ＭＲＩ装置の作業周波数４５２よりもわずかに高い周波数４５４に同調されたアレイ３００の共振を概略的に示している。

その結果、共振器アレイ３００の共振周波数は、所与のＭＲＩ装置又は用途に対して必要に応じて又は所望のように調整及び確立することができる。例えば、本発明者らは、アレイ３００の近傍に軟組織が存在すると、アレイ３００を取り巻く領域の誘電率が変化し得ることを認識した。そのような誘電率の変化がＭＲＩ装置１００又は共振器の動作を妨害したり又は劣化させたりする場合、共振器アレイ３００の共振周波数は、共振器アレイ３００のユニットセル３０１の間隔を変更することによって調整するものとしてもよい。

ヘリカルユニットセル
ヘリカル共振器５００の形態のユニットセル３０１の例示的な実施形態５００が、図５Ａ及び図５Ｂ及び図５Ｃに概略的に示されている。共振器５００は、低誘電性のコア５２０を取り巻くヘリカル導体５１０を含む。

ヘリカル導体５１０は、銅であるものとしてもよく、コア５２０を取り巻くように巻回され、それによって、コアを連続的に取り巻く各ターン（５１３）（又は「ループ」）がギャップ５１５によってその先行ターンから分離される。

ユニットセル３０１は、インダクタンス（Ｌ）及びキャパシタンス（Ｃ）の両方を有する。インダクタンスは、コイル状導体５１０から発生し、キャパシタンスは、導体５１０の連続するターン５１３間のギャップ５１５において発生する。その結果、ユニットセル３０１の共振周波数は、少なくとも部分的に、導体５１０のターン５１３の数とターン５１３間のギャップ５１５の寸法とによって決定される。従って、設計者は、コイル状導体５１０のその特性（例えば、ターン５１３の数及び／又はギャップ５１５）及び／又はコア５２０の誘電率（ｋ）及び／又は損失角の指定を通じてインダクタンス及びキャパシタンスを確立することにより、所望の用途に適合するようにユニットセル３０１の共振特性を確立することができる。その上さらに、ユニットセル３０１のアレイ３００の共振周波数は、例えば、導体５１０のターン５１３の数の増減により、及び／又は、導体５１０のターン５１３間のギャップ５１５の増減により、ユニットセル３０１の共振特性を特定又は適合することによって同調されるものとしてもよい。

いくつかの実施形態においては、導体５１０は、それ自体重なり合わないが、他の実施形態においては、導体５１０の異なる領域間に直接の電気的接触が存在しない限り、導体５１０は、それ自体重なり合うことが可能である。例えば、導体５１０は、電気絶縁性被覆５１２を含む場合、それ自体重なり合うことが可能である。

図５Ｃは、導体５１０なしのコア５２０を概略的に示している。いくつかの実施形態においては、コア５２０の外面５２３は、導体５１０を受容し、そのヘリカル形状を定めるヘリカル溝５３０を含む。

導体５１０の端部５１１は、相互にも、又は、他の導体にも、又は、他の共振器の導体５１０にも接続されない。その結果、導体５１０は、開ループ共振器又は開ループコイル又は開ループヘリカル共振器とも称され得る。

好適な実施形態においては、コア５２０は、低い誘電率（ｋ）及び低い損失角を有する。例えば、コア５２０は、誘電率が３（ｋ＝３）であるポリ塩化ビニル（「ＰＶＣ」）などの材料により作製されるものとしてもよい。本明細書において使用されているように、誘電率（比誘電率）が１５より小さいものは「低誘電率」（又は「低比誘電率」）とみなされ、誘電率（比誘電率）が１５以上のものは「高誘電率」（又は「高比誘電率」）とみなされる。

ただし、いくつかの実施形態におけるコア５２０は、３より大きい誘電率を有し得るものであり、これは、ユニットセル３０１のサイズを低減させる一方で、場合によってはユニットセル３０１の他の特性の調整を用いて同等の共振特性を維持する。例えば、本発明者らは、図５Ｇ及び図５Ｈ及び図５Ｉに概略的に示されるように、２０℃で約８０の誘電率を有する水を用いて実験した。ユニットセル５００は、回路網計算機に結合された結合ループ５６１によって取り囲まれているシャーレ５６０に配置された。このシャーレ５６０が空気のみで満たされている場合、ユニットセル５００は、図５Ｉの点５６７により示すように、６３ＭＨｚの共振周波数を有する。しかしながら、水がコア５２０の約１０パーセント（１０％）を満たすようにシャーレが水を含む場合（１０％における水面５６６）、ユニットセル５００は、図５Ｉの点５６８によって示されるように５５ＭＨｚの共振周波数を有している。水がコア５２０の約２０％（２０％）を満たすようにシャーレが水を含む場合（２０％における水面５６６）、ユニットセル５００は、図５Ｉの点５６９によって示されるように３９ＭＨｚの共振周波数を有する。その結果、所与のユニットセル５００内に空気の誘電率よりも高い誘電率を有する材料が含まれると、ユニットセル５００の共振周波数が低減することが理解され得る。逆に、所与の共振周波数を有するユニットセル５００を作製するために、ユニットセル５００は、そのコア５２０内に例えば８６から１７３の間の比較的高い比誘電率を有するユニットセル５００の内部５０３の空気を有するユニットセル５００に比較してより小さく（例えばより少ないターン５１３を有するように）作製することが可能である。例えば、いくつかの実施形態は、８６から１７３の間の誘電率を有するコアを含む。いくつかの実施形態においては、比誘電率は、１７３よりさらに大きいものとしてもよい。そのようないくつかの実施形態には、二酸化チタンで作製されたコア５２０が含まれる。

いくつかの実施形態においては、コア５２０が省略され、ヘリカル形状に固定された導体５１０が含まれる（例えば、図５Ｂを参照）。そのような実施形態においては、空気中において、ヘリカルコイル５１０内の容積は、１に近い（ｋ＝１）空気の誘電率を有する。

ヘリカル共振器５００の特性は、それらが使用されるＭＲＩ装置のタイプによって決定され得るものである。図５Ａの実施形態においては、コア５２０は、外径５２２と、内径５２１と、高さ５２５とを有する中空の円筒形状である。しかしながら、その形状及びそれらの寸法は、すべての実施形態を限定するものではなく、数例しか挙げないが正方形又は三角形の断面を有する形状も含めて他の中実又は中空の形状が使用されるものとしてもよい。ヘリカル共振器５００の例示的な実施形態の特性は、１．５ＴＭＲＩ装置及び３ＴＭＲＩ装置については以下のように与えられる。

共振器アレイの動作
動作中に、共振器アレイ３００は、例えば、図１Ａ、図１Ｂ、図１Ｃ及び図１Ｄに概略的に示されるように、ＭＲＩ装置１００内の被検体９９上又はその近傍に配置される。

共振器アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００の作業周波数４５２又はその付近で共振し、これによって、被検体９９によって放出されたＲＦ信号の磁場強度を増加させる。このようにして、ＲＦ信号のＳＮＲが増加される。

共振器アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００による被検体９９への信号送信中に、かつ、被検体９９からＭＲＩ装置への高周波エネルギーの受信中に、高周波エネルギーの磁場成分を増加させる。

例えば、図５Ｄには、ユニットセル３０１がヘリカル共振器５００である共振器アレイ３００の一実施形態内の、ユニットセル３０１の（例えば、Ｚ軸方向における）上部３０２上方の様々なレベルにおける磁場強度がグラフにより示されている。図５Ｅには、前記アレイ３００の中心点における磁場増強率がユニットセル３０１の中央部３０３からの距離に依存してグラフにより示されており、これは当該増強がユニットセル３０１の中央部３０３近傍で最大となり、ユニットセルの中央部３０３からの距離に伴って減少することを示している。図５Ｄからは、磁場増強が共振器アレイ３００全体にわたって実質的に均一であることに留意されたい。ヘリカル共振器５００においては、磁場増強は、ヘリカル共振器５００の自己共振周波数と磁場の励起周波数との間の重なり合いに起因して発生する。

有益なことに、共振器アレイ３００はまた、電界の発生を実質的に回避し、又は、それらのＲＦ信号の電界成分の増加を最小化する。例えば、共振器５００の一方の端部５０１に発生する電界は、他方の端部５０２における電界をほぼ完全に打ち消す。また、種々の実施形態においては、それらのＲＦ信号の電界成分の増加は、それらのＲＦ信号の磁場成分の増加よりも小さい。このことは、被検体の安全性にとって有益である。なぜなら、例えば電界が被検体に火傷を負わせる可能性があるからである。具体的には、ヘリカル共振器５００は、ＲＦ信号の電界と結合しないように構成されており、これにより、ヘリカル共振器５００及びアレイ３００によるＲＦ信号の電界成分の増幅が緩和される。

図５Ｆには、ユニットセルの導体５１０の端部５１１の間に電気的に結合された付加的な固定リアクタンス５５０を含むヘリカル共振器５００の代替的実施形態が概略的に示されている。この付加的なリアクタンス５５０は、導体５１０のインダクタンス及び／又はキャパシタンスに追加されている。付加的なリアクタンス５５０は、キャパシタンス（Ｃ）又はインダクタンス（Ｌ）であるものとしてもよい。実際には、付加的なリアクタンス５５０は、ヘリカル共振器５００の他の構造のキャパシタンス又はインダクタンスと相互作用する。例えば、ヘリカル共振器５００の共振周波数は、

によって支配されるので、付加的なリアクタンス５５０にインダクタ（Ｌ）を含めると、上述したのと同様の共振特性を有するが、ターン５１３の数がより少ないヘリカル導体５００及び／又は螺旋の直径５２１がより小さいヘリカル導体５００が生成される。同様に、キャパシタ（Ｃ）が付加的なリアクタンス５５０に含まれることにより、上述したのと同様の共振特性を有するがヘリカル導体５１０からより小さいキャパシタンスしか要求されないヘリカル導体５００が生成される。

ＢＣ－ＳＲＲユニットセル
ブロードサイド結合型スプリットリング共振器６００（「ＢＣ－ＳＲＲ」）の形態のユニットセル３０１の一実施形態が、図６Ａに概略的に示されている。このＢＣ－ＳＲＲ共振器６００は、２つの「Ｃ字」形状スプリットリング共振器６１０，６２０を含み、各々がギャップ６１１，６２１をそれぞれ画定している。スプリットリング共振器６１０，６２０は、図６ＡのＸ－Ｙ平面において相互に平行に配置され、相互に交差したり又は物理的に接触したりしていない。図６Ａに示されるように、スプリットリング共振器６１０，６２０は、それらのギャップ６１１，６２１が対角線上で相互に対向するように（即ち、相互に１８０度の位置にあるように）配置されている。ＢＣ－ＳＲＲユニットセルは、ギャップ６１１，６２１が相互に１８０度の位置にない場合においても良好に共振するが、発明者らはこの配置構成が最も低い電界を生成することを発見したためこれが好適な配置構成とした。上方のスプリットリング共振器６１０は、ＢＣ－ＳＲＲ６００の上面６０１を画定し、参考までに、ＢＣ－ＳＲＲ６００の下面６０２を画定する。

ＢＣ－ＳＲＲユニットセル６００においては、磁場増強は、ユニットセル６００の自己共振周波数と磁場の励起周波数との間の重なり合いに起因して発生する。ＢＣ－ＳＲＲユニットセルは、励起された電気双極子が打ち消しを呈するように構成されており、これにより、ユニットセル３０１及びアレイ３００によるＲＦ信号の電界成分の増幅が緩和される。

図６Ｂ乃至図６Ｄには、６４ＭＨｚにおける共振のために構成されたＢＣ－ＳＲＲ６００の動作特性が概略的に示されている。

図６Ｂには、単一ユニットセルＢＣ－ＳＲＲ６００の、Ｘ－Ｚ平面における断面の磁場（Ｂｚ）分布が概略的に示され、図６Ｃには、ＢＣ－ＳＲＲ６００の上面６０１から１０ミリメートル離隔したＸ－Ｙ平面におけるその磁場分布が概略的に示されている。図６Ｄには、ＢＣ－ＳＲＲ６００の上面６０１から１０ミリメートル離隔した点における磁場増強係数が概略的に示されている。この実施形態においては、ＢＣ－ＳＲＲ６００の一方の端部（即ち、上面６０１に最も近い端部）において発生する電界は、他方の端部（即ち、下面６０２に最も近い端部）における電界をほぼ完全に打ち消す。

図６Ｅには、ＢＣ－ＳＲＲユニットセル６００のアレイ３００が概略的に示されている。この実施形態においては、ＢＣ－ＳＲＲは、高誘電性基板６５０上にフォトリソグラフィによって作製されている。

共振器アレイ３００の実施形態は、剛体であるものとしてもよいし、可撓性であるものとしてもよい。例えば、図６ＥのＢＣ－ＳＲＲ共振器のアレイ３００は、剛体であるものとしてもよいが、図７Ａ及び図７Ｂのアレイ３００は、可撓性である。図７ＡのＢＣ－ＳＲＲアレイ３００は、可撓性基板７００を有するが、これは、図７Ａに示すように、例えば被検体９９の四肢７９９を取り巻くように巻回することも可能である。同様に、ヘリカル共振器５００のアレイ３００は、可撓性基板７００を有し、これは、被検体９９の身体の一部の輪郭に合わせることも、又は、円錐状に形成することさえも、可能である。

いくつかの用途においては、被検体からＭＲＩ装置への高周波信号の送信中にのみ高周波エネルギーの磁場成分を増加させ、ＭＲＩ装置１００から被検体９９への高周波エネルギーの送信中には増加させないことが望ましい場合もある。このために、いくつかの実施形態は、同調可能なアレイ３００及び同調可能なユニットセル３０１を含む。

図８Ａ乃至８Ｇには、同調可能なユニットセル３０１の実施形態が概略的に示されている。この同調可能なユニットセル３０１を有するアレイ３００は、その構成ユニットセル３０１の同調によって同調可能である。

図８Ａには、同調可能なユニットセル３０１が概略的に示されている。この同調可能なユニットセル３０１は、例えば、上述したヘリカルコイル５００又は上述したＢＣ－ＳＲＲ６００を結合器８０１と共に含み得る。

結合器８０１は、当該結合器８０１の導電率が第２の状態におけるその導電率よりも低い第１の状態も含めて少なくとも２つの電気的状態（又は「インピーダンス」状態）を有している。換言すれば、結合器８０１の電気インピーダンスは、第２の状態においてよりも第１の状態においての方が高い。ユニットセル３０１の共振特性は、結合器８０１の状態に依存して変化する。

図８Ａの実施形態においては、結合器８０１は、ヘリカルコイル（例えば５００）の２つの端部５１１の間に電気的に結合されているが、後述するように、いくつかの方式で１つ又は複数のユニットセルに結合されるものとしてもよい。その第１の状態においては、結合器８０１のインピーダンスは、ユニットセル３０１の動作が上述したようになる十分な高さとなる。しかしながら、第２の状態においては、結合器のインピーダンスはより低くなり、コイル５００の２つの端部５１１の間の導電パスを介して電気的接続が形成される。この電気的接続は、ヘリカルコイル５００の特性を変化させ、それによって、ヘリカルコイル５００がもはや共振しなくなり、又は、その共振周波数がＭＲＩ装置の作業周波数４５２から離隔した周波数にシフトする。一般に、結合器８０１が第２の状態にある場合、ＭＲＩ装置の作業周波数４５２とヘリカルコイルの共振周波数との間の差分は、ＭＲＩ装置の設計者又は操作者によって指定されるものとしてもよい。例えば、好適な実施形態においては、結合器８０１が第２の状態にある場合、ヘリカルコイル５００の共振周波数は、（それが共振するにしても）その共振周波数がＭＲＩ装置の作業周波数４５２と少なくとも±１５パーセント異なるように、及び／又は、結合器８０１が第１の状態にある場合のその共振周波数と少なくとも±１５パーセント異なるように、変化する。その結果、結合器８０１の状態の変更により、ユニットセル３０１の共振特性が変化する。一般に、ユニットセル３００（本例においては、ヘリカルコイル５００）の共振周波数が、ＭＲＩ装置の作業周波数４５２と少なくとも±１５パーセント異なり、及び／又は、結合器８０１が第１の状態にある場合の共振周波数と少なくとも±１５パーセント異なる場合、このユニットセルは、「実質的に非共振である」といえる。

その上さらに、そのようなユニットセル３０１のアレイ３００においては、結合器８０１の状態の変更により、アレイ３００の動作特性が変化する。例えば、結合器８０１が第１の状態にある場合、各ユニットセル３０１、及び、そのようなユニットセル３０１のアレイ３００は、図３Ａ乃至図３Ｃ、図４Ａ乃至図４Ｂ、図５Ａ乃至図５Ｆ及び図６Ａ乃至図６Ｅに関連して上述したように動作する。結合器８０１が第２の状態にある場合、アレイ３００の共振特性は、アレイ３００によって生成される磁場の増幅が減少するように変更される。実質的に、各ユニットセル３０１及びアレイ３００は、結合器８０１を第１の状態に置くことによって「ターンオン」することができ、結合器８０１を第２の状態に置くことによって「ターンオフ」することができる。種々の結合器８０１、ユニットセル３０１の構成、及び、アレイ３００の構成については後述する。一般に、結合器８０１は、非線形材料又は非線形デバイスと称される場合がある。

図８Ｂには、ＢＣ－ＳＲＲ６００のアレイ３００が概略的に示されている。各ＢＣ－ＳＲＲユニットセルは、少なくとも１つの結合器８０１を含み、いくつかの実施形態においては、２つ以上の結合器８０１を含む。図８Ｂの結合器８０１は、半導体パッチ８１０とも称される。半導体パッチ８１０は、例えば、ＭＲＩ装置１００からのＲＦエネルギーには反応してそのインピーダンスが変化するが、被検体９９からの信号の一般的にはるかに低量のＲＦエネルギーには反応しないドープシリコンであるものとしてよい。半導体パッチは、非線形であると言ってよい。

例示的な実施形態においては、半導体パッチ８１０の半導体材料は、数例しか挙げないが、ＧａＡｓ、ＩｎＡｓ、又は、ＩｎＳｂであるものとしてよい。好適な実施形態は、半導体材料としてＧａＡｓを使用する。ドープなしの真性ＧａＡｓは、２．１＊１０^６ｃｍ^－３の電荷担体密度を有する。

半導体の特性は、ドープによって調整される。ドープは、半導体分野において既知である。例示的な実施形態においては、ＧａＡｓは、３＊１０^７ｃｍ^－３の電荷担体密度を有するようにドープされている。

例示的な実施形態においては、半導体パッチ８１０は、ドープされた半導体（例えば上記のようにドープされたＧａＡｓ）の２インチ又は４インチのウェハ（０．５ｍｍ厚）から準備されるものとしてもよい。ウェハは、３ｍｍ×５ｍｍのサイズのパッチにダイシングされ、２つの電極が、２＊１０^－６ｍのようなマイクロメートルサイズのギャップで、半導体分野において既知の方式でパッチ上にパターン化される。

図８Ａに概略的に示されるように、半導体パッチ８１０は、ユニットセル３０１に電気的に結合（例えばはんだ付け）される。交番磁場（例えば、高周波電磁信号）の印加により、マイクロメートルサイズのギャップにおいて、ギャップにおける衝突電離を励起する４００ｋＶ／ｃｍという高さの強電界を誘起することができる。

例示的な実施形態においては、ＭＲＩ装置１００がそのような交番磁場（例えば、高周波電磁信号）を印加していない場合、半導体パッチ８１０の導電率は、約１＊１０^－７（Ωｃｍ）^－１である（例示的な実施形態においては、１０^７ｃｍ^－３までの電荷担体密度である）。対照的に、ＭＲＩ装置１００が上述したように刺激を印加する場合、半導体パッチ８１０のドープされたＧａＡｓの導電率は約２０（Ωｃｍ）^－１まで増加し（例示的な実施形態においては、１０^１８ｃｍ^－３までの電荷担体密度である）、その結果として、本明細書において説明するユニットセル３０１の共振周波数シフトが発生する。

ドープされた半導体パッチ８１０を例として取り上げれば、ＭＲＩ装置１００によるＲＦエネルギーの送信中に、ＢＣ－ＳＲＲ６００のギャップ又は金属ヘリックス５００の内部における電界は非常に高くなり、そのため、ドープされたシリコン半導体パッチ８１０の電荷担体密度は、そのようなＲＦエネルギーが存在しない場合よりもはるかに高いレベルまで励起される。この状態においては、ドープされたシリコン半導体パッチ８１０は、導体として扱うことができる。その結果、ＭＲＩ装置１００によるＲＦエネルギーの送信中に、ユニットセル３０１の共振周波数は、ＭＲＩ装置１００によって送信されるＲＦエネルギーの周波数から偏差する。

対照的に、ユニットセル３０１による被検体９９からのＲＦ信号の受容中（これはＭＲＩ装置１００がＲＦエネルギーを送信していない場合に発生する）、上述した電界強度ははるかに低くなり、そのため、ドープされたシリコン半導体パッチ８１０は有効な導体とはならない。その結果、各ユニットセル３０１の共振周波数は、ドープされたシリコン半導体パッチ８１０がアイソレータとして機能しているので、ＭＲＩ装置１００の作業周波数４５２に整合されたままである。

半導体パッチ８１０は、ＢＣ－ＳＲＲ６００における第１のＳＲＲ６１０の第１のギャップ６１１内に配置されており、ＭＲＩ装置１００からのＲＦエネルギーに応じてその状態を変化させる。より具体的には、ＭＲＩ装置１００からのＲＦエネルギーがなければ半導体パッチ８１０は、第１の状態（高インピーダンス）にあり、そのため、ＢＣ－ＳＲＲ６００は、図６Ａ乃至６Ｅに関連して上述したように動作する。しかしながら、ＭＲＩ装置がＲＦエネルギーを送信した場合、半導体パッチ８１０は、そのインピーダンスを第２の状態（低インピーダンス）に変化させ、従って、第１のギャップ６１１の相対向する端部６１２，６１３が電気的に結合され、これによって、ＢＣ－ＳＲＲ６００の物理的特性及び共振特性が変化し、それによって、上述したようにアレイ３００の動作特性が変化する。

いくつかの実施形態においては、ＢＣ－ＳＲＲ６００のＳＲＲ６１０，６２０の各々は、上述したように各ユニットセル３０１及びアレイ３００の特性をさらに変化させる半導体パッチ８１０を含む。

図８Ｃには、ヘリカルユニットセル５００のアレイ３００が概略的に示されている。この実施形態においては、半導体パッチ８１０は、隣接するユニットセル３０１の各端部５１１の間に結合されており、好適には、ヘリカルコイル自体が、例えばヘリカルターン５１３によって取り巻かれる場合、内部８０２内に配置される。この構成においては、ＭＲＩ装置１００からのＲＦエネルギーがなければ半導体パッチ８１０は、第１の状態（高インピーダンス）にあり、そのため、共振器５００は、図５Ａ乃至図５Ｆに関連して上述したように動作する。しかしながら、ＭＲＩ装置がＲＦエネルギーを送信した場合、半導体パッチ８１０は、そのインピーダンスを第２の状態（低インピーダンス）に変化させ、従って、隣接するユニットセル３０１が共に結合され、これによって、上述したようにアレイ３００の動作特性が変化する。

図８Ｄ及び図８Ｅには、結合器８０１がスイッチ８２０である結合器８０１の代替的実施形態とそのような結合器８０１を有するアレイ３００の代替的実施形態とが概略的に示されている。これらの実施形態におけるユニットセル３０１は、制御信号８２１に応じるが（従って、ＭＲＩ装置１００又はそのコントローラ１４０と制御通信していると言ってもよい）、アレイ３００の各々は、磁場の増幅と被検体９９からの信号のＳＮＲの増加のための外部エネルギーの入力を必要としない点において、依然として受動的とみなされ得る。

図８Ｄにおいては、各ＢＣ－ＳＲＲ６００の少なくとも１つのＳＲＲ６１０は、そのギャップ６１１に配置されたスイッチ８２０を有する。ＭＲＩ装置からの（例えばコントローラ１４０からの）制御信号８２１は、スイッチ８２０をその第１の状態（高インピーダンス）と第２の状態（低インピーダンス）との間で変化させ、従って、第１のギャップ６１１の相対向する端部６１２，６１３が電気的に結合される。これらの２つの状態は、図８Ｂに関連して上述したように、ＢＣ－ＳＲＲ６００の共振特性を変化させ、それによって、アレイ３００の動作特性が変化する。いくつかの実施形態においては、ＢＣ－ＳＲＲ６００のＳＲＲ６１０，６２０の各々は、上述したように各ユニットセル３０１の特性及びアレイ３００の特性をさらに変化させるスイッチ８２０を含む。

図８Ｅには、ヘリカルユニットセル５００のアレイ３００が概略的に示されている。この実施形態においては、スイッチ８２０が、隣接するユニットセル３０１の各端部５１１の間に結合されている。ＭＲＩ装置からの制御信号８２１は、スイッチ８２０をその第１の状態（高インピーダンス）と第２の状態（低インピーダンス）との間で変化させる。これらの２つの状態は、図８Ｃに関連して上述したように、ヘリカルセル５００の共振特性を変化させ、それによって、アレイ３００の動作特性が変化する。

図９は、被検体９９を磁気共鳴イメージングする方法の一実施形態のフローチャートである。ステップ９０１においては、ボア１０２と作業周波数とを有するＭＲＩ装置１００を準備することが要求される。このＭＲＩ装置１００は、例えば６４ＭＨｚの作業周波数を有する１．５テスラＭＲＩ装置又は１２８ＭＨｚの作業周波数を有する３テスラＭＲＩ装置であるものとしてよい。

ステップ９０２は、ボア１０２内に被検体を配置することを含み、ステップ９０３は、ユニットセル３０１のアレイ３００を被検体と共にボア内に配置することを含む。ステップ９０２及び９０３は、相互に関連して任意の順序で実行されるものとしてもよいことに留意されたい。

好適な実施形態においては、アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００が被検体９９を画像化する場合に、ボア１０２内の被検体９９と共にＭＲＩ装置１００のボア１０２内に配置可能なサイズである。例えば、ユニットセル３０１のアレイ３００は、上述したアレイ３００のいずれであってもよい。

好適な実施形態においては、アレイ３００の各ユニットセル３０１は、共振周波数を有し、アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００の作業周波数又はその近傍の共振周波数を有する。

ステップ９０４においては、本方法により、ＭＲＩ装置を用いて被検体９９が当技術分野において公知の方式により画像化される。

いくつかの実施形態においては、ステップ９０４は、ＭＲＩ装置が被検体９９に（例えば高周波数の）電磁刺激を印加していない場合には結合器８０１がその第１の状態（高インピーダンス）になるように制御し、ＭＲＩ装置が被検体にそのような刺激を印加している場合には結合器８０１がその第２の状態（低インピーダンス）になるように制御するステップをさらに含む。例えば、結合器８０１がスイッチ８２０である場合、ステップ９０４は、上述したように、コントローラ１４０からの制御信号８２１を用いてスイッチ８２０を制御するステップを含み得る。他の例として、結合器８０１が半導体パッチ８１０である場合、ステップ９０４は、ＭＲＩ装置１００からの電磁刺激を差し控えることによって半導体パッチ８１０をその第１の状態（高インピーダンス）になるように制御し、ＭＲＩ装置１００から電磁刺激を印加することによって半導体パッチ８１０をその第２の状態（低インピーダンス）になるように制御するステップを含み得る。そのような実施形態においては、結合器８０１は、ＭＲＩが被検体に電磁刺激を印加していないときには高インピーダンス状態（従って、ユニットセル３０１は共振状態）となり、また、結合器８０１は、ＭＲＩが被検体にそのような電磁刺激を印加しているときには低インピーダンス状態（従って、ユニットセル３０１は実質的に非共振状態）となる。

非線形制御可能なアレイ
いくつかの用途においては、ＭＲＩ装置１００によって被検体９９に提供される励起信号を増幅することなく、メタマテリアルアレイ３００にＭＲＩ装置１００内の被検体９９からの応答信号を増幅させるようにメタマテリアルアレイ３００を制御することが望まれる場合がある。その上さらに、ＭＲＩ装置又は別個のコントローラが、ＭＲＩ装置の送信モード及び受信モードの動作を用いてメタマテリアルアレイの制御を調整することを必要とせずに、その目的のためにメタマテリアルアレイ３００を自動的に制御することが望まれる場合もある。

これらの目的のために、後述する実施形態は、バラクタ装荷型スプリットリング共振器（「ＶＬＳＲＲ」）などの非線形制御共振器１０００と共に使用される線形メタマテリアル（「ＬＭＭ」）３００（本願で上述した１つ又は複数のメタマテリアルアレイなど）を含む制御可能なアレイアセンブリ１１００（これは非線形メタマテリアル又は「ＮＬＭＭ」とも称され得る）を説明している。

非線形メタマテリアル１１００は、ＭＲＩ装置１００のボア１０２内に配置されるように構成され、ＭＲＩのＳＮＲを増強するように動作し、性能における顕著な改善を達成する。線形メタマテリアル３００及び／又は非線形メタマテリアル１１００は、ＭＲＩ装置１００の一部ではないことを理解されたい（例えば、それらは、ＭＲＩ装置１００の本体コイル１０２又は他のコイルの一部ではない）。代わりに、非線形メタマテリアル１１００は、ＭＲＩ装置１００と共に使用するためのアクセサリとして説明され得る。

例示的な実施形態においては、制御可能なアレイアセンブリ１１００の共振は、（ＭＲＩ装置１００からの）高周波励起強度のより高い程度に応じて抑制され、（ＭＲＩ装置１００からの）その後の低い励起強度段階の間に回復し、それによって、ＭＲＩ装置１００からの励起信号の強度を受動的に感知し、それに従って応答することによってインテリジェント挙動又は非線形挙動を示す。ＮＬＭＭ１１００の非線形応答は、そのような実施形態が、磁気共鳴イメージング中の信号対雑音比をかつてない程度まで高めることを可能にする。そのような実施形態は、励起強度に従ってその共振応答を適応的に変化させることができるインテリジェントな非線形メタマテリアルを実証する。

いくつかの実施形態は、「自己適応型」として、又は、「自己適応的」応答を有するものとして説明され得る。ＭＲＩ装置１００のＲＦ送信段階において、強い励起ＲＦ磁場は、制御可能なアレイアセンブリ１１００に非線形応答を誘起し、その共振シフトのためにその磁場増強性能を効果的にオフにする。ＭＲＩ装置１００のＲＦ受信段階の間、制御可能なアレイアセンブリ１１００はアクティブになり、ＭＲＩ装置１００の共振周波数において動作し、受信されたＲＦ応答信号を増強する。

図１０Ａには、制御共振器と称され得る非線形共振器１０００の一実施形態が概略的に示されている。この非線形共振器１０００の非線形特性は、次のような共振特性、即ち、少なくとも２つの異なる共振周波数を有し、第１の共振周波数の１つを想定してから、第２の共振周波数の１つに切り替えるように制御することができる共振特性に由来する。

そのために、非線形共振器１０００は、第１の端部１０１１と第２の端部１０１２とを有する共振器コイル１０１０を含む。この共振器コイル１０１０は、インダクタンスとキャパシタンスとを有し、電気的共振周波数を有する。

いくつかの実施形態においては、共振器コイル１０１０は、第１の端部１０１１と第２の端部１０１２とがスプリットリング内のギャップ１０１３を形成しているスプリットリング共振器である。他の実施形態においては、共振器コイル１０１０は、図１０Ｂに概略的に示されるような導電性ループ又はヘリカルコイルであり、この場合、第１の端部１０１１及び第２の端部１０１２は、コイル１０１０の端部であり、ギャップ１０１３を形成している。

非線形共振器１０００は、第１の端部１０１１と第２の端部１０１２との間に電気的に結合された制御結合器１０２０も含む。この制御結合器１０２０は、制御可能に可変なインピーダンスを有する。

例えば、いくつかの実施形態においては、結合器１０２０は、第１のインピーダンス状態（例えば第１のキャパシタンス）と第２のインピーダンス状態（例えば第２のキャパシタンス）との間で制御可能に変更され得るキャパシタンスを有している。そのような制御結合器１０２０は、例えば、バラクタであるものとしてもよい。

他の実施形態においては、制御結合器１０２０は、電界効果トランジスタなどのトランジスタ、又は、微小電気機械（「ＭＥＭＳ」）スイッチであるものとしてもよい。いくつかの実施形態においては、結合器１０２０は、コイル１０１０の端部１０１１，１０１２に溶接される。

非線形共振器１０００の共振周波数は、共振器コイル１０１０の共振周波数と結合器１０２０のインピーダンスとによって決定される。結合器１０２０のインピーダンスは、第１のインピーダンス状態と第２のインピーダンス状態との間において制御可能に可変であるため、非線形共振器１０００の共振周波数は、これに対応して、第１の共振状態と第２の共振状態とに制御可能に構成されている。換言すれば、結合器１０２０が第１のインピーダンス状態にある場合、非線形共振器１０００は第１の共振状態にあり、結合器１０２０が第２のインピーダンス状態にある場合、非線形共振器１０００は第２の共振状態にある。

例示的な実施形態において、制御可能なアレイアセンブリ１１００は、線形ヘリカル共振器のアレイ３００と、結合されたバラクタ装荷型スプリットリング共振器１０００とからなり、高出力ＲＦ励起の下で双安定的非線形応答を特徴とする。

図１１Ａには、制御可能なアレイアセンブリ（又は非線形メタマテリアルアセンブリ）１１００の一実施形態が概略的に示されている。図１１Ｂには、制御可能なアレイアセンブリ１１００の他の実施形態及びその構成部品が概略的に示されている。例示的な実施形態は、ＭＲＩの送信段階の間は沈黙を保ち、被検体９９の均一でかつ最適な励起を可能にし、受信段階の間はアクティブとなり、磁場の増強及び被検体９９からの応答信号の信号対雑音比の増幅をもたらす。

制御可能なアレイアセンブリ１１００は、例示的な実施形態においては、ＭＲＩ装置１００のボア１０２内の特定の信号を拡大するように構成され、信号拡大システムと称される場合もある。制御可能なアレイアセンブリ１１００は、ＭＲＩ装置１００の一部ではなく、代わりにＭＲＩ装置１００と共に使用することができるアクセサリであることに留意されたい。

制御可能なアレイアセンブリ１１００は、メタマテリアル共振器のアレイ３００を含む。メタマテリアル共振器のアレイ３００は、例えば、本明細書に開示されるメタマテリアル共振器のアレイ３００のいずれであってもよい。アレイ３００の例示的な実施形態は、少なくとも２つのメタマテリアル共振器を含むが、２よりも多いメタマテリアル共振器、例えば、そのような共振器のＮ×Ｍ個のアレイを含むことも可能であり、ただし、Ｎ及びＭは、整数である（例えば、Ｎ及び／又はＭは、２，３，４，５，６，７，８のいずれかであるものとしてもよい）。

制御可能なアレイアセンブリ１１００は、メタマテリアル共振器のアレイ３００に隣接して配置された非線形共振器１０００（「制御共振器」１０００と称され得る）も含む。この非線形共振器１０００及びアレイ３００は、それらの間のギャップ１１１１を画定する。いくつかの実施形態においては、このギャップ１１１１は、例えば、２ｃｍであるものとしてもよい。しかしながら、他の実施形態においては、このギャップ１１１１は、２ｃｍより大きいものとしてもよいし、小さいものとしてもよい。例えば、いくつかの実施形態においては、非線形共振器１０００は、アレイ３００と同一平面上に配置されるものとしてもよく、それにより、ギャップ１１１１は０ｃｍ（０センチメートル）になる。図１１Ｅは、アレイ（ＬＭＭ）の上面から異なる場所の点に対する磁場（Ｂ）増強比を示すグラフである。

制御可能なアレイアセンブリ１１００の例示的な実施形態は、非線形共振器１０００とアレイ３００との間に配置されたスペーサ層１１１０を含む。いくつかの実施形態においては、このスペーサ層１１１０は、例えば、プラスチック又は発泡体などの非金属及び非磁性材料を含む。他の実施形態においては、スペーサ層１１１０は、真空であるものとしてもよいし、又は、空気などの気体であるものとしてもよい。

図１１Ｃは、アレイ３００と非線形共振器１０００との間の異なるギャップ１１１１に対する制御可能なアレイアセンブリ１１００のスペクトルを示すグラフである。

図１１Ｄは、制御可能なアレイアセンブリ１１００の、高励起の場合の（即ち、ＭＲＩ装置１００がＭＲＩ装置のボア１０２内の被検体９９に対して励起信号を提供する、ＭＲＩ装置１００の動作の送信フェーズ中の）スペクトルと、低励起の場合の（即ち、被検体９９がその励起信号に応じて生成する、ＭＲＩ装置１００の動作の受容フェーズ中の）スペクトルとを示すグラフである。高励起（ＭＲＩ動作の送信フェーズ）の場合、共振はオフ（ライン１１９１）であり、低励起（ＭＲＩ動作の受容フェーズ）の場合、共振はオン（ライン１１９２）であり、被検体９９によって生成される応答信号の磁場が増強される。

図１２Ａ、図１２Ｂ、図１２Ｃ、図１２Ｄ、図１２Ｅ及び図１２Ｆには、制御可能なアレイアセンブリ１１００とその構成部品の他の実施形態が概略的に示されている。

アレイ３００の応答は、以下の式（式１）

によって表され得るものであり、ここで、α_１は、共振器のモード振幅、１／τ_ｅ１及び１／τ_０１は、それぞれ放射損失及びオーミック損失に起因する減衰率、ｓ_＋は、励起信号を表す。

図１２Ａに示すような螺旋のアレイ３００からなる線形メタマテリアルの場合、そのコレクティブモードの応答は、共振周波数において最大化される共振器アレイの発振強度を用いて式（１）を使用して簡単にモデル化され得るものである。共振器の応答（｜α_１｜／｜ｓ_＋｜）は、図１２Ｂに示す結果によって示されるように励起強度に依存しない。メタマテリアルアレイ３００の共振は、アレイ３００の近接磁場における磁場増強を誘起する。注目すべきことに、結合モード理論（「ＣＭＴ」）は、応答の集中パラメータ記述を提供するが、設計の詳細は無視することができ、従って、このアプローチは、数例しか挙げないが、単一ユニットセル、２×１又は４×４ユニットセル構成など任意の数のユニットセルからなる線形メタマテリアルアレイ３００に対してそのまま有効である。

上述した線形メタマテリアル（例えばアレイ３００）の応答とは対照的に、スプリットリング共振器（図１２Ｃに示すようなＳＲＲ）のバラクタなど、共振器１１００内に既存の非線形要素１０００が存在する場合、共振器１１００の応答は励起強度に依存する。バラクタ装荷型スプリットリング共振器１０００（ＶＬＳＲＲ）の場合、その共振周波数は、共振器１０００における発振強度に依存して変化する。スプリットリング共振器１０００における発振強度が比較的低い場合、バラクタ１０２０は元のキャパシタンスを維持する。しかしながら、スプリットリング共振器１０００における発振強度が高い（即ち、相対的に高い）場合、バラクタ１０２０における整流効果が、バラクタ１０２０に対する駆動電圧として作用し、そのキャパシタンスを増加させ、その結果として、スプリットリング共振器１０００の共振周波数が低下する。スプリットリング共振器１０００の励起電力依存応答は、以下の式（式２）

によってモデル化される。ここで、α_２は、スプリットリング共振器１０００のモード振幅、ω_ｏ２は、スプリットリング共振器１０００の元の共振周波数、１／τ_ｅ２及び１／τ_０２は、それぞれ放射及びオーミック損失に起因する減衰率、λ_０は、バラクタ１０２０の特性によって決定する非線形係数である。

励起強度が低い場合（例えば｜ｓ_＋｜＝０．００１）、図１２Ｄに示すように、スプリットリング共振器１０００は、指定された共振周波数（ω_ｏ２）においてそのピーク振幅（１２１１）で線形的に挙動する。励起強度が増加するにつれて、ＶＬＳＲＲの共振周波数は、より低い周波数にシフトする（１２１２）。励起強度が十分に高い場合、スプリットリング共振器１０００は、周波数が増加するにつれて、スペクトルにおいて急激な遷移を示す。これは、スプリットリング共振器１０００の振幅応答における双安定的非線形挙動に起因するものである。周波数シフトと共に、共振器におけるピーク発振振幅は減少する。

制御可能なアレイ１１００が、相互に近接するヘリカル共振器アレイ３００とスプリットリング共振器１０００とから構成されている場合、図１２Ｅの実施形態に示されるように、非線形メタマテリアル（ＮＬＭＭ）が形成される。共振器アレイ３００とスプリットリング共振器１０００との間の相互作用を記述するために、結合係数（ｋ）が以下の式（式３）のようにシステムに導入される。

このシステム１１００においては、２つのパラメータ、Δω及びｋは、変数であるが、他のすべてのパラメータは、材料特性及び構造設計によって決定され得るものである。図１２Ｅの例示的な実施形態は、ヘリカル共振器アレイ３００とスプリットリング共振器１０００との間の適度な結合度を示す結合係数ｋ＝０．２と、任意の共振周波数差分としてΔω＝０．３とを有する。異なる励起強度に対して計算された発振モード振幅は、図１２Ｆに示される。ヘリカル共振器アレイ３００とスプリットリング共振器１０００との間の結合効果のために、２つの共振ピーク（１２３１；１２３２）が低励起条件のスペクトルに現れる。第１のモードでは、ヘリカル共振器アレイ３００とスプリットリング共振器１０００との共振は同相であるが、第２のモードでは、それらは、位相がずれている。定性的には、第１のモード（ピーク１２３１）における強い発振振幅は、励起が低いときには、制御可能なアレイ１１００の近傍において強い磁場増強をもたらす。励起電力が増加すると、両方の共振モードがより低い周波数にシフトし、励起が臨界励起強度を超えると双安定応答が現れる。ピーク発振振幅は、劇的に減少し（ピーク１２３２）、これは磁場増強の減少をもたらす。

図１３は、制御可能なアレイアセンブリ１１００の実施形態の動作を示すフローチャートである。

ステップ１３１０においては、本方法は、制御可能なアレイアセンブリ１１００を準備するステップを含む。この制御可能なアレイアセンブリ１１００の例示的な実施形態は、ＭＲＩ装置１００の作業周波数の信号を増幅するように構成された共振器アレイ３００を含むが、これは、以下に説明するように第１のモードにおける制御共振器１０００の共振器アレイ３００に結合するためのものである。

ステップ１３２０においては、本方法は、制御可能なアレイアセンブリ１１００を、それがまだその場所にない場合に、ＭＲＩ装置１００のボア１０２内に配置するステップを含む。好適な実施形態においては、制御可能なアレイアセンブリ１１００は、ＭＲＩ装置１００によって画像化すべき被検体９９と共にＭＲＩ装置１００のボア１０２内に配置される。

ステップ１３３０は、制御可能なアレイアセンブリ１１００を第１のモード（又は「パススルー」モード）に構成するステップを含み、このパススルーモードでは、制御可能なアレイアセンブリ１１００は、ＭＲＩ装置１００によって被検体９９に提供された励起信号を実質的に増幅しない。

そのために、ステップ１３３０は、制御共振器１０００を第１の共振状態に構成するように、制御結合器１０２０を第１のインピーダンス状態（Ｚ１）に構成するステップを含む。制御共振器１０００は、制御可能なアレイアセンブリ１１００のためのパススルー共振周波数（Ｆ１）を確立するために、共振器アレイ３００に（例えば、共振器アレイ３００における各共振器に）結合される。このパススルーモードでは、制御可能なアレイアセンブリ１１００のための共振周波数（Ｆ１）は、ＭＲＩ装置１００の作業周波数（ω）から（より大きくなるように、又は、より小さくなるように）オフセットされ、その結果、ＭＲＩ装置１００の本体コイル１２０によって被検体９９に提供される刺激信号の増幅が小さくなる。パススルーモードでは、共振器アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００の本体コイル１２０によって被検体９９に提供される刺激信号を、後述する増幅モードでするときよりも小さく増幅する。

ステップ１３３５は、ＭＲＩ装置１００を送信モードに制御し、ＭＲＩ装置１００から被検体９９に刺激信号を提供するステップを含む。

ステップ１３４０は、ＭＲＩ装置１００を受容モードに制御し、被検体９９によって生成された応答信号をＭＲＩ装置１００で捕捉するステップを含む。好適な実施形態においては、ステップ１３４５は、ＭＲＩ装置１００が受容モードに移行した後においてのみ実行される。

ステップ１３４５は、制御可能なアレイアセンブリ１１００を第２のモード（又は「増幅」モード）に構成するステップを含み、ここで、制御可能なアレイアセンブリ１１００は、被検体によって生成され、被検体によってＭＲＩ装置１００に提供される信号を実質的に増幅させる。好適な実施形態においては、制御可能なアレイアセンブリ１１００を増幅モードに構成するステップ１３４５は、ＭＲＩ装置１００が送信モードにあるときには行われない。

そのために、ステップ１３４５は、制御共振器１０００が第２の共振状態に構成されるように、制御結合器１０２０を第２のインピーダンス状態（Ｚ２）に構成するステップを含む。この状態において、制御共振器１０００は、制御可能なアレイアセンブリ１１００のための増幅共振周波数を確立するために共振器アレイ３００に（例えば共振器アレイ３００内の各共振器に）結合される。この増幅モードでは、制御可能なアレイアセンブリ１１００のための共振周波数（Ｆ２）は、被検体９９によって生成され、本体コイル１２０（及び／又は患者コイル１３０）によって受信される応答信号の周波数に実質的に等しいので、共振器アレイ３００は、アレイ３００について上述した方式で被検体９９によって生成される信号を増幅する。この増幅モードでは、共振器アレイ３００は、ＭＲＩ装置１００の本体コイル１２０によって被検体９９に提供される刺激信号を、上述のパススルーモードにおいて行う場合よりも増幅する。

以下の表は、作業周波数「ω」を有するＭＲＩ装置１００について上記したモードをまとめたものである。

ステップ１３５０は、ＭＲＩ装置１００によって被検体に提供された励起信号に応じて、被検体からＭＲＩ装置１００によって受信された信号を処理するステップを含む。

上記は、ＭＲＩ装置１００のボア１０２内において使用するための信号拡大アクセサリ１１００を説明しており、このＭＲＩ装置は、送信モードにおいて、送信周波数を有する励起信号をボア１０２内の被検体９９に送信するように配置された送信コイル１２０と、受信モードにおいて、応答周波数を有する応答信号を被検体９９から受信するように配置された受容コイル（１２０及び／又は１３０）とを備えている。本アクセサリ１１００は、複数のメタマテリアル共振器を有する共振器アレイ３００を含み、これらのメタマテリアル共振器の各々は、共振周波数を有し、これらのメタマテリアル共振器は、印加された電磁信号に応じて相互に誘導結合するように配置されている。

アクセサリ１１００は、（ｉ）共振器コイル１０１０と、（ｉｉ）当該共振器コイルに結合された制御可能なインピーダンス１０２０とを有する非線形制御共振器１０００も含む。この制御共振器１０００は、制御可能なインピーダンス１０２０が第１のインピーダンス状態にある場合は第１の共振周波数を有し、制御可能なインピーダンス１０２０が第２のインピーダンス状態にある場合は第２の共振周波数を有する。

アクセサリ１１００の例示的な実施形態は、共振器アレイ３００と制御共振器１０００との間に配置されたスペーサ層１１１０も含み、当該スペーサ層１１００は、共振器アレイ３００と非線形制御共振器１０００との間のギャップ（ｄ）１１１１を画定する。共振器コイル１０００及び制御可能なインピーダンス１０２０は、（ｉ）ＭＲＩ装置１００が送信モードにある場合には共振器アレイ３００と協働してＭＲＩ装置１００の送信周波数からオフセットされた第１のアレイ共振周波数を生成し、（ｉｉ）ＭＲＩ装置１００が受信モードにある場合には共振器アレイ３００と協働して応答信号を拡大するように応答周波数に等しい第２のアレイ共振周波数を生成する制御共振器１０００が構成されるよう選択される。

アイソレータ
図１４Ａには、制御可能なアイソレータアセンブリ１４００の一実施形態が概略的に示されている。図１４Ｂには、集積回路１４０１上の制御可能なアイソレータアセンブリ１４００の一実施形態が概略的に示されている。

制御可能なアイソレータアセンブリ１４００は、強固に結合された共振器における非線形効果に基づいて動作し、これは、順方向及び逆方向に伝搬するＲＦ信号の間で明確なコントラストを提供する。例示的な実施形態は、２つのポート１４２１，１４１１の間に２つの共振器１０００，１４３０を含み、そのうちの１つ（１０００）には、非線形応答を可能にするバラクタ（例えば１０２０）が装荷されている。このバラクタ１０２０は、共振器１０００によって受容される電力により自動的にターンオン及びターンオフされるように設計することができる。例えば、共振器は、ポート１４２１からポート１４１１への信号に対してはターン「オフ」して送信を禁止することができる一方で、共振器１０００は、ポート１４１１からポート１４２１への信号に対してはターン「オン」することが可能である。

例示的な実施形態においては、ＲＦ信号がポート１４２１から入射した場合、非線形共振器１０００内のバラクタ１０２０を横切る電界は高く、これは、非線形共振器１０００の共振周波数をシフトさせ、非線形共振器１０００における共振振幅を減少させる。これにより、ポート１４２１からポート１４１１への信号の弱い送信が誘起される。しかしながら、ＲＦ信号がポート１４１１からのものである場合、線形共振器１４３０において強い共振が誘起されるが、非線形共振器１０００における共振は比較的小さく、これが非線形共振器１０００の共振周波数を変化させることはできない。ポート１４１１からポート１４２１への送信は、この状態では高い。

その結果、制御可能なアイソレータアセンブリ１４００は、第１の共振器１４３０から非線形共振器１０００へのギャップ１４４０を横切る第１の信号の送信は許容するが、反対方向の第２の信号の送信、即ち、非線形共振器１０００から第１の共振器１４３０へのギャップ１４４０を横切る送信は抑制又は禁止する。

それらのために、第１の共振器１４３０は、特性共振周波数（Ｆｃ）を有する。いくつかの実施形態における第１の共振器１４３０は、一例しか挙げないが、メタマテリアル共振器などの線形共振器である。

非線形共振器１０００は、非線形共振器１０００が第１の共振器１４３０の特性共振周波数に等しい第１の共振周波数（Ｆ１）を有する第１の共振状態（Ｆｃ＝Ｆ１）と、非線形共振器１０００が第１の共振周波数とは異なる第２の共振周波数（Ｆ２）を有する第２の共振状態とに制御可能に構成可能である。例えば、非線形共振器１０００は、その制御結合器１０２０が第１のインピーダンス状態（Ｚ１）にある場合に第１の共振周波数（Ｆ１）を有し、その制御結合器１０２０が第２のインピーダンス状態（Ｚ２）にある場合に第２の共振周波数（Ｆ２）を有している。

特性共振周波数（Ｆｃ）に等しい周波数（例えば搬送波周波数の中心周波数）を有する信号が、第１の共振器１４３０に提供される場合、第１の共振器１４３０は共振し、非線形共振器１０００上の信号のコピーを誘導的に誘起させる。例示的な実施形態においては、第１の共振器１４３０上の信号は、アイソレータギャップ１４４０を横切って制御結合器１０２０におけるインピーダンス状態の変化を誘起するのに十分な強さではない。

対照的に、そのような信号が非線形共振器１０００に提供される場合、その信号の電力は、制御結合器１０２０に衝突し、制御結合器１０２０のインピーダンスを第２のインピーダンス状態（Ｚ２）に変化させ、それによって、非線形共振器が第２の共振周波数（Ｆ２）を有するモードに非線形共振器１０００を構成する。第２の共振周波数（Ｆ２）は、第１の共振器１４３０の特性周波数（Ｆｃ）と同等ではない（又は、少なくとも第１の共振周波数（Ｆ１）よりも特性周波数（Ｆｃ）から離隔している）ので、第１の共振器１４３０から非線形共振器への信号の誘導結合は、上述のように非線形共振器１０００から第１の共振器１４３０への誘導結合に比較して減衰される。

図１４Ａ及び図１４Ｂの非線形共振器１０００及び線形共振器１４３０は、単一デバイスとして表されているが、これらの実施形態は、そのような単一デバイスへの限定を意図するものではないことに留意されたい。例えば、例示的な実施形態においては、非線形共振器１０００は、１つ又は複数の非線形共振器のセットであるものとしてもよく、及び／又は、線形共振器１４３０は、１つ又は複数の線形共振器のセットであるものとしてもよい。

図１５は、アイソレータ１４００を動作させる方法を説明するフローチャートである。本方法は、ステップ１５１０において、上記の図１４Ａ及び／又は図１４Ｂに概略的に示されているように非線形共振器１０００と第２の共振器１４３０とを準備するステップを含む。第２の共振器１４３０は、特性共振周波数を有する。非線形共振器は、特性共振周波数とは異なる分離共振周波数と、特性共振周波数に等しい送信共振周波数とを有する。ステップ１５１０は、非線形共振器１０００を第１のポート１４２１に結合するステップを含み得るものであり、そのようなポート１４２１は、信号源、ネットワーク、又は、トランシーバ１４２０に結合される。

ステップ１５２０は、非線形共振器１０００が分離共振周波数を有する分離構成に（それによって、アイソレータ１４００が「分離モード」になるように）非線形共振器１０００を構成するステップを含む。この分離構成（及びモード）においては、非線形共振器１０００と第２の共振器１４３０との間の共振結合は弱くなり（少なくとも後述する送信モードよりも弱くなり）、そのため、ステップ１５３０で、例えば第１のポート１４２１によって非線形共振器１０００に提供される信号は、あったとしても第２の共振器１４３０には弱くしか結合しない。

ステップ１５４０においては、本方法は、非線形共振器１０００を送信構成に構成する（それによって、アイソレータ１４００は「送信モード」になる）。送信構成（及びモード）においては、非線形共振器１０００は、送信共振周波数を有し、「受容構成」にあると説明され得る。この構成（及びモード）においては、非線形共振器１０００と第２の共振器１４３０との間の共振結合は強く（少なくとも上述の分離モードよりも強く）、そのため、ステップ１５５０で、例えば第２のポート１４１１によって非線形共振器１０００に提供される信号は、非線形共振器１０００に十分に結合される。

例えば、一実施形態において、発明者らは、－５ｄＢｍで提供される３００ＭＨｚの信号の送信を評価した。信号がポート１４２１に提供されたとき、非線形共振器１０００が分離構成にあったため、ポート１４２１からポート１４１１への信号の送信は弱かった。対照的に、信号がポート１４１１に供給され、非線形共振器１０００が送信構成（又は受容構成）であったとき、ポート１４１１からポート１４２１への信号の送信はより高かった。本発明者らは、これら２つの送信のコントラストが１５ｄＢであったことを見出した。換言すれば、ポート１４１１からポート１４２１への送信は、ポート１４２１からポート１４１１への送信よりも１５ｄＢ大きかった。他の実施形態においては、アイソレータ１４００は、数例しか挙げないが、少なくとも３ｄＢ、６ｄＢ、９ｄＢ又は１２ｄＢにおける送信におけるコントラストを生成するように（例えば、構成要素；ギャップ１４４０の寸法の仕様及び選択によって）構成されるものとしてもよい。前記の例示的な実施形態によれば、非線形共振器１０００及び線形共振器１４３０は、分離モード及び送信モードでのそれらの間の送信におけるコントラストが少なくとも３ｄＢ、６ｄＢ、９ｄＢ、１２ｄＢ又は１５ｄＢである場合には、相互に実質的に分離されるとみなし得る。本明細書を所有する当業者は、例えば、アイソレータ１４００が実装されるべき必要性に基づいて、実質的な分離を定義する比率を指定することができる。

次いで、本方法のいくつかの実施形態は、ステップ１５６０で、非線形アイソレータ１４００を分離構成（及びモード）に戻るように構成される。

説明したように、いくつかの実施形態は、特性共振周波数を有する第１の共振器と、非線形共振器が特性共振周波数に等しい第１の共振周波数を有する第１の共振状態と、非線形共振器が第１の共振周波数とは異なる第２の共振周波数を有する第２の共振状態とに制御可能に構成可能である非線形共振器とを備える回路を含む。例示的な実施形態においては、第１の共振器は第１のポートに結合するように構成され、非線形共振器は第２のポートに結合するように構成され、ここで、第１の共振状態においては、非線形共振器は、第１の共振器からの信号が第２のポートに通信可能に結合されるように第１の共振器に誘導結合するように構成され、第２の共振状態においては、非線形共振器は、第２のポートを第１の共振器から分離するように構成される。

以下は、本明細書において使用される参照符号のリストである。
９９ 被検体
１００ ＭＲＩ装置の断面
１０１ 架台
１０２ ＭＲＩ装置のボア
１１０ 主要磁場コイル
１１１ シムコイル
１１５ 勾配コイル
１２０ 本体コイル
１３０ 被検体コイル
１４０ ＭＲＩ装置のコントローラ
１５０ コンピュータ
１５１ コンピュータの通信リンク
３００ 共振器アレイ
３０１ ユニットセル
３０２ ユニットセルの上部
３０３ ユニットセルの中央部
３１０ Ｘ方向ピッチ
３１１ Ｙ方向ピッチ
４００ 共振器の応答
４０１ 中心周波数
４０２ 上方３ｄＢ点
４０３ 下方３ｄＢ点
４０５ ノイズレベル
４１０ 周波数差分
４５０ ＭＲＩ装置の作業周波数を下回る周波数
４５２ ＭＲＩ装置の作業周波数
４５４ ＭＲＩ装置の作業周波数を上回る周波数
４６０ ＭＲＩ装置の作業周波数を下回る周波数に同調されたアレイの共振応答
４６１ ＭＲＩ装置の作業周波数を下回る周波数に同調されたアレイの共振周波数
４６２ ＭＲＩ装置の作業周波数に同調されたアレイの共振応答
４６３ ＭＲＩ装置の作業周波数に同調されたアレイの共振周波数
４６４ ＭＲＩ装置の作業周波数を上回る周波数に同調されたアレイの共振応答
４６５ ＭＲＩ装置の作業周波数を上回る周波数に同調されたアレイの共振周波数
５００ ヘリカル共振器
５０１ 共振器の上端部
５０２ 共振器の下端部
５０３ 共振器の内部
５１０ 導体
５１１ 導体の端部
５１２ 電気絶縁性被覆
５１３ ターン
５１５ 導体のギャップ
５２０ コア
５２１ コア内径
５２２ コア外径
５２３ コアの外面
５２５ コア高さ
５３０ 溝
５５０ 付加的なリアクタンス
５６０ シャーレ
５６１ 結合ループ
５６５ 水
５６６ 水面
５６７ 乾性の共振周波数
５６８ 水１０％の共振周波数
５６９ 水２０％の共振周波数
６００ ＢＣ－ＳＲＲ共振器
６０１ ＢＣ－ＳＲＲの上面
６０２ ＢＣ－ＳＲＲの下面
６１０ 第１のスプリットリング共振器
６１１ 第１のギャップ
６１２，６１３ 第１のギャップの相対向する端部
６２０ 第２のスプリットリング共振器
６２１ 第２のギャップ
６５０ 高誘電性基板
７００ 可撓性基板
７９９ 被検体の四肢
８０１ 結合器
８０２ ヘリカルコイルの内部
８１０ 半導体パッチ
８２０ スイッチ
１０００ 非線形共振器
１０１０ 非線形共振器ループ
１０１１，１０１２ 非線形共振器ループの端部
１０１３ ギャップ
１０２０ 非線形共振器制御結合器
１１００ 制御可能なアレイアセンブリ
１１１０ スペーサ
１１１１ スペーサギャップ
１４００ アイソレータシステム
１４０１ 集積回路
１４１０ 第１のトランシーバ又はネットワーク
１４１１ 第１のポート
１４２０ 第２のトランシーバ又はネットワーク
１４２１ 第２のポート
１４３０ 線形メタマテリアル共振器
１４４０ 送信ギャップ

種々の実施形態は、この段落に続く（そして本出願の末尾に提供される実際の請求の範囲の前の）段落に記載される潜在的な請求の範囲によって特徴付けられるものとしてもよい。これらの潜在的な請求の範囲は、本出願の書面による説明の一部を構成する。従って、以下の潜在的な請求の範囲の発明特定事項は、本出願又は本出願に基づく優先権を主張する任意の出願を含めた後の手続きにおいて、実際の請求の範囲として提示される場合もある。そのような潜在的な請求の範囲の包含は、実際の請求の範囲が潜在的な請求の範囲の発明特定事項を包含しないことを意味するものと解釈されるべきではない。従って、後の手続きにおいてこれらの潜在的な請求の範囲を提示しないという決定が、発明特定事項の公共への寄贈の意に解釈されるべきではない。

限定を意図するものではないが、請求の範囲に記載され得る潜在的な発明特定事項（以下に提示される実際の特許請求の範囲との混乱を避けるために文字「Ｐ」を前置きする）には、以下のものが含まれる。

Ｐ１．特性共振周波数を有しかつ印加された電磁信号に応じて共振するための第１の共振手段と、第１の共振手段と共振して選択的に通信するための非線形共振手段とを含む回路であって、当該非線形共振手段は、特性共振周波数に等しい第１の共振周波数を有する第１の共振状態と、第１の共振周波数とは異なる第２の共振周波数を有する第２の共振状態とに構成可能である、回路。

Ｐ２．非線形共振手段が第２の共振状態にある場合には、非線形共振手段は、実質的に第１の共振手段から通信可能に分離される、Ｐ１に記載の回路。

Ｐ３．ＭＲＩ装置のボア内において使用するための信号拡大アクセサリであって、ＭＲＩ装置は、送信モードにおいて、送信周波数を有する励起信号をボア内の被検体に送信し、受信モードにおいて、応答周波数を有する応答信号を被検体から受信するように配置された本体コイルを備え、当該アクセサリは、複数のメタマテリアル共振器を含みかつメタマテリアル共振器の各々は共振周波数を有しかつメタマテリアル共振器は印加された電磁信号に応じて相互に誘導結合するように配置されている共振器アレイと、（ｉ）ＭＲＩ装置が送信モードにある場合には共振器アレイと協働して送信周波数からオフセットされた第１のアレイ共振周波数を生成し、（ｉｉ）ＭＲＩ装置が受信モードにある場合には共振器アレイと協働して応答信号を拡大するように応答周波数に等しい第２のアレイ共振周波数を生成するように構成された非線形制御手段とを含む、信号拡大アクセサリ。

Ｐ４．複数のメタマテリアル共振器は、複数のヘリカルコイル共振器を含む、Ｐ３に記載の信号拡大アクセサリ。

Ｐ５．複数のメタマテリアル共振器は、複数のスプリットリング共振器を含む、Ｐ３に記載の信号拡大アクセサリ。

Ｐ６．複数のメタマテリアル共振器は、複数の広側面結合型スプリットリング共振器を含む、Ｐ３に記載の信号拡大アクセサリ。

Ｐ７．非線形制御手段は、ギャップを画定するスプリットリング共振器と、ギャップ内において電気的に結合されるバラクタとを含む、Ｐ３に記載の信号拡大アクセサリ。

上述した発明の実施形態は、単なる例示的なものであるべきことが意図されており、多数の変形形態及び修正形態が当業者には明らかであろう。そのようなすべての変形形態及び修正形態は、添付の任意の請求の範囲で定義される本発明の範囲内にあるべきことが意図されている。

Claims (30)

1. 特性共振周波数を有する第１の共振器と、
   非線形共振器が前記特性共振周波数に等しい第１の共振周波数を有する第１の共振状態と、前記非線形共振器が前記第１の共振周波数とは異なる第２の共振周波数を有する第２の共振状態とに制御可能に構成可能である非線形共振器と、
   を備えている回路。
2. 前記第１の共振器は、第１のポートに結合するように構成され、前記非線形共振器は、第２のポートに結合するように構成され、前記第１の共振状態においては、前記非線形共振器は、前記第１の共振器からの信号が前記第２のポートに通信可能に結合されるように前記第１の共振器に誘導結合するように構成され、前記第２の共振状態においては、前記非線形共振器は、前記第２のポートを前記第１の共振器から分離するように構成される、請求項１に記載の回路。
3. 前記非線形共振器は、第１の端部及び第２の端部を有するメタマテリアル共振器と、前記第１の端部と前記第２の端部との間に電気的に配置された結合器とを含み、前記結合器は、複数のインピーダンス状態に制御可能に構成可能であり、前記非線形共振器を前記第１の共振状態に構成する第１のインピーダンス状態と、前記非線形共振器を前記第２の共振状態に構成する第２のインピーダンス状態とを含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記メタマテリアル共振器は、スプリットリング共振器を含む、請求項３に記載の方法。
5. 前記結合器は、バラクタを含み、前記バラクタは、
   （ａ）前記第２のポートから前記結合器に入射する高周波信号に応じて前記第２のインピーダンス状態を有するように構成され、それによって、前記非線形共振器は、前記第２の共振状態にありかつ前記第２のポートが前記第１の共振器から分離され、さらに前記バラクタは、
   （ｂ）前記第２のポートからの搬送波周波数においてそのような高周波信号がない場合には前記第１のインピーダンス状態を有するように構成され、それによって、前記非線形共振器は、前記第１の共振状態にありかつ前記第１の共振器を前記第２のポートに通信可能に結合するように構成される、請求項３に記載の回路。
6. 前記結合器は、バラクタを含み、前記バラクタは、
   （ａ）前記第２のポートから前記結合器に入射する高周波信号に応じて前記第１のインピーダンス状態を有するように構成され、それによって、前記非線形共振器は、前記第１の共振状態にありかつ前記第２のポートを前記第１の共振器に通信可能に結合するように構成され、さらに前記バラクタは、
   （ｂ）前記第２のポートからの搬送波周波数においてそのような高周波信号がない場合には前記第２のインピーダンス状態を有するように構成され、それによって、前記非線形共振器は、前記第２の共振状態にありかつ前記第２のポートは前記第１の共振器から分離される、請求項３に記載の回路。
7. 前記結合器は、スイッチを含む、請求項３に記載の回路。
8. 前記スイッチは、トランジスタを含む、請求項７に記載の回路。
9. 前記第１の共振器は、線形共振器である、請求項２に記載の回路。
10. 前記線形共振器は、ヘリックス共振器である、請求項９に記載の回路。
11. 分離モード共振周波数を有する分離構成、及び、前記分離モード共振周波数とは異なる受容モード共振周波数を有する受容構成に制御可能に構成された非線形共振器、並びに、前記受容モード共振周波数に等しい第２の共振周波数を有する第２の共振器を設けるステップと、
    第１のモードにおいて、前記非線形共振器を前記分離構成に構成するステップであって、それによって、前記非線形共振器は、実質的に前記第２の共振器から通信可能に分離される、ステップと、
    を含む方法。
12. 第２のモードにおいて、前記非線形共振器を前記受容構成に構成するステップであって、それによって、前記非線形共振器は、前記第２の共振器と共振通信するように構成される、ステップをさらに含む、請求項１１に記載の方法。
13. 前記非線形共振器を前記受容構成に構成した後、前記第２の共振器に信号を提供するステップと、
    前記非線形共振器において信号を受信するステップと、
    をさらに含む、請求項１２に記載の方法。
14. 前記非線形共振器において信号を受信した後、前記非線形共振器を前記第２の共振器上の信号から分離しかつ前記第２の共振器を前記非線形共振器上の他の信号から分離するように前記非線形共振器を前記分離構成に構成するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
15. 前記分離構成における前記第２の共振器と非線形アイソレータとの間の共振結合は、前記受容構成における前記第２の共振器と前記非線形アイソレータとの間の共振結合より少なくとも９ｄＢ小さい、請求項１４に記載の方法。
16. ＭＲＩ装置のボア内において使用するための信号拡大アクセサリであって、
    前記ＭＲＩ装置は、送信モードにおいて、送信周波数を有する励起信号を前記ボア内の被検体に送信するように配置された送信コイルと、受信モードにおいて、応答周波数を有する応答信号を前記被検体から受信するように配置された受容コイルとを備え、
    前記アクセサリは、
    複数のメタマテリアル共振器を含み、かつ、前記メタマテリアル共振器の各々は共振周波数を有し、かつ、前記メタマテリアル共振器は、印加された電磁信号に応じて相互に誘導結合するように配置されている共振器アレイと、
    共振器コイル及び前記共振器コイルに結合された制御可能なインピーダンスを含む非線形制御共振器であって、前記制御共振器は、前記制御可能なインピーダンスが第１のインピーダンス状態にある場合には第１の共振周波数を有し、前記制御可能なインピーダンスが第２のインピーダンス状態にある場合には第２の共振周波数を有する、非線形制御共振器と、
    前記共振器アレイと前記非線形共振器との間に配置され、かつ、前記共振器アレイと前記非線形共振器との間のギャップ（ｄ）を画定するスペーサ層とを含み、
    （ｉ）前記ＭＲＩ装置が前記送信モードにある場合には、前記共振器アレイと協働して送信周波数からオフセットされた第１のアレイ共振周波数を生成し、（ｉｉ）前記ＭＲＩ装置が前記受信モードにある場合には、前記共振器アレイと協働して応答信号を拡大するように応答周波数に等しい第２のアレイ共振周波数を生成する制御共振器が構成されるように、前記共振器コイル及び前記制御可能インピーダンスは、選択される、信号拡大アクセサリ。
17. 前記共振器コイルは、第１の端部と第２の端部とを有し、前記制御可能なインピーダンスは、前記第１の端部と前記第２の端部との間で電気的に結合される、請求項１６に記載の信号拡大アクセサリ。
18. 前記共振器コイルは、スプリットリング共振器を含み、制御可能なインピーダンスは、バラクタを含み、前記バラクタは、送信モードにおいてＭＲＩ装置からの高周波励起信号の受信に応じて第１のキャパシタンスを想定し、ＭＲＩ装置が受容モードにある場合には、第２のキャパシタンスを想定するように構成されている、請求項１６に記載の信号拡大アクセサリ。
19. 前記制御可能なインピーダンスは、バラクタダイオードであり、前記バラクタダイオードは、前記ＭＲＩ装置が送信モードにある場合には、前記ＭＲＩ装置からの励起信号の前記バラクタダイオードによる受信に応じて前記第１のインピーダンス状態を想定するように構成されている、請求項１６に記載の信号拡大アクセサリ。
20. 前記バラクタダイオードは、前記ＭＲＩ装置が受信モードにある場合には前記ＭＲＩ装置からの励起信号の欠如状態で前記第２のインピーダンス状態を想定するように構成されている、請求項１９に記載の信号拡大アクセサリ。
21. 前記共振器アレイは、共振器平面を画定し、前記制御共振器は、前記共振器平面からゼロでない距離（ｄ）における共振器平面に対して実質的に平行に配置される、請求項１６に記載の信号拡大アクセサリ。
22. 前記共振器アレイは、共振器平面を画定し、前記制御共振器は、前記共振器平面から２センチメートルの距離（ｄ）において前記共振器平面に対して実質的に平行に配置される、請求項１６に記載の信号拡大アクセサリ。
23. 前記共振器アレイは、共振器平面を画定し、前記制御共振器は、前記共振器平面から０センチメートルの距離（ｄ）において前記共振器平面に対して実質的に平行に配置される、請求項１６に記載の信号拡大アクセサリ。
24. 前記信号拡大アクセサリは、前記共振器アレイと前記制御共振器との間の前記スペーサ層内に配置されたスペーサ装置をさらに含み、前記スペーサ装置は、非金属及び非磁性固体材料を含み、前記スペーサ装置は、前記アレイから所定の距離において前記制御共振器を保持する、請求項１６に記載の信号拡大アクセサリ。
25. 前記共振器アレイは、少なくとも２つのメタマテリアル共振器を含む、請求項１６に記載の信号拡大アクセサリ。
26. ＭＲＩ装置のボア内の被検体からの応答信号を増幅する方法であって、
    作業周波数を有する前記ＭＲＩ装置のボア内に、制御可能なアレイアセンブリを設けるステップであって、前記制御可能なアレイアセンブリは、前記ＭＲＩ装置の動作周波数において相互に誘導結合するように構成された複数のメタマテリアル共振器を含む共振器アレイと、制御可能なインピーダンスを有する非線形制御共振器とを含む、ステップと、
    前記ＭＲＩ装置が送信モードにある場合には、前記制御可能なアレイアセンブリをパススルーモードに構成するステップと、
    前記ＭＲＩ装置が受信モードにある場合には、前記制御可能なアレイアセンブリを増幅モードに構成するステップと、
    を含む方法。
27. 前記制御可能なアレイアセンブリをパススルーモードに構成するステップは、前記非線形制御共振器を第１の共振モードに自動的に構成するステップを含み、第１の共振器モードの前記非線形制御共振器は、前記制御可能なアレイアセンブリにおいて、前記ＭＲＩ装置の作業周波数からオフセットされたアセンブリ共振周波数を生成するために前記共振器アレイに結合される、請求項２６に記載の方法。
28. 前記非線形制御共振器を第１の共振モードに自動的に構成するステップは、制御可能なインピーダンスに、前記ＭＲＩ装置から送信された高周波励起信号を提供するステップを含む、請求項２７に記載の方法。
29. 前記制御可能なアレイアセンブリを増幅モードに構成するステップは、前記非線形制御共振器を第２の共振モードに自動的に構成するステップを含み、第２の共振器モードの前記非線形制御共振器は、前記制御可能なアレイアセンブリにおいて、前記ＭＲＩ装置の作業周波数におけるアセンブリ共振周波数を生成するために前記共振器アレイに結合される、請求項２６に記載の方法。
30. 前記非線形制御共振器を第２の共振モードに自動的に構成するステップは、制御可能なインピーダンスから、前記ＭＲＩ装置から送信された励起信号を差し控えるステップを含む、請求項２９に記載の方法。

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