JP2023554164A - Ｍｒｉシステムのｒｆ受信コイル回路 - Google Patents

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Abstract

患者を撮像するための磁気共鳴（ＭＲ）信号を受信する装置及び方法。ＭＲ信号は、ＭＲ周波数を含む。無線周波数（ＲＦ）コイルは、第１の端部及び第２の端部を有する。インピーダンス変換器は、ＲＦコイルと電気通信を行う。インピーダンス変換器と電気通信を行う前置増幅器は、利得を有する。 少なくとも一つの共振回路は、ＲＦコイルの少なくとも一方の端部に電気的に接続される。

Description

本願は、ＰＣＴ特許国際出願として２０２２年３月２３日に出願され、２０２１年３月２４日に出願された米国非仮出願第１７/２１１,５３４号の優先権の利益を主張するものであり、その開示全体が参照により組み込まれる。
一般的には、本特許文献は、ＭＲＩシステムに関し、さらに詳しくは、ＭＲＩシステムのＲＦ受信コイル回路に関する。
ＭＲＩシステムは、患者の体内の組織及び構造の画像を生成し、患者の診断及び治療に非常に重要なツールである。ＭＲＩシステムは、高品質の画像を生成するために精度が要求される非常に複雑で高感度な装置である。予想されるように、更に正確で詳細な画像を生成できるようにＭＲＩシステムを改良して、画像に表現された組織及び構造を見やすくかつ理解しやすくする必要が常にある。さらに、画像の鮮明さ及び正確さが増すことによって、更に正確な診断及び治療が可能になる。
ＭＲＩシステムは、患者がテーブルの上に横たわる管装置を有する。管装置は、一連の強力磁石、勾配磁場コイル、ＲＦ送信コイル及びＲＦ受信コイルを含む。これらの磁石及びコイルは、患者の身体内の細胞と接触して操作される。身体内の細胞の大部分は、水素原子を含み、水素原子は、軸を中心に回転する核を有する。通常、これらの軸は、患者の身体全体にランダムに配置される。しかしながら、強力磁石の概ね均一な磁場に曝されることによって、全ての水素原子の核は、水素原子の核の軸がｚ軸（すなわち、ＭＲＩ装置の軸）に平行になるように整列する。また、水素原子の核は、比較的均一な周波数で共鳴又は振動する。
勾配磁場コイルの一つがＲＦ信号で励起されるとき、患者の身体を通って延在するスライスに沿って磁場に勾配が生じる。勾配は、強力磁石によって生じる磁場の変化である。この磁場の勾配によって、患者の身体を通るスライスが画像化される。
患者の身体の先端のスライス内の水素原子の核の角度方向は、患者の身体内の他の水素核とは異なる角度方向である。そして、スライス内の水素原子の核は、スライス外の水素原子の核とは異なる周波数で共鳴又は振動する。
次に、ＲＦ送信コイルは、スライス中の水素原子の核が共鳴又は振動する周波数に対応する周波数を含む比較的狭い周波数の帯域幅を有するパルスで励起される。スライス中の水素原子の核の共鳴又は振動が増大し、パルスから余分なエネルギーを吸収する。パルスが終了するとき、水素原子の核は余分なエネルギーを放出し、ＲＦ受信コイルに電気信号又はＭＲＩ信号を誘導する。
ＲＦ受信コイルに誘導されるＭＲＩ信号は、通常、磁気共鳴（ＭＲ）周波数を含む複数の周波数成分を有する。ＭＲ周波数は、ＲＦ受信コイルに誘導される信号のうちのスライス内の水素原子の核が共鳴又は振動することによって発生する成分であり、スライス内の患者の組織に関する情報を伝達する信号の成分である。ＭＲＩ装置は、医療従事者が患者の診断及び治療を行うときに介護士が使用することができる身体の画像を生成するために、当該電気信号及びＭＲ周波数の情報を使用する。
誘導信号のＭＲ周波数以外の周波数成分は、結果として得られるＭＲＩ画像の鮮明度及び精度を低下させる雑音を発生させる。雑音は、信号に含まれる情報を不明瞭にする信号の不要部分である。それは、技術的には、雑音電力に対する所望の信号電力の比であり、次のように定義される。
ここで、ＳＮＲは、信号対雑音比であり、Ｐsignalは信号の意味のある又は有用な部分の平均電力であり、Ｐnoiseは不要であるとともに信号の有用な部分を不明瞭にする雑音の平均電力である。
問題は、ＭＲＩ設計者が画像の鮮明度及び詳細を増大するためにＭＲＩシステムで更に多くのチャネルを使用するにつれて雑音が増加することである。各チャンネルは個別のＲＦ受信コイルを使用する。例えば、ＭＲＩシステムは、６４個以上のＲＦ受信コイルを使用する場合がある。これらのコイルは、ＭＲＩシステムに適合させるために一般的に重ね合わされる。コイルが重なると、コイル間の相互インダクタンスが増加する。相互インダクタンスによって、あるＲＦ受信コイルの信号は、別の相互に結合されたコイルの信号の振幅に影響を及ぼす。したがって、あるＲＦ受信コイルの信号は、他のＲＦ受信コイルに誘導される信号を歪ませ、雑音を増加させる。
ＲＦ受信コイル間の雑音及び結合を最小にするために、各ＲＦ受信コイルの出力は、通常、バラン及び低インピーダンス前置増幅器を介して供給される。この構造は、前置増幅器によるブロッキングインピーダンスを増大させ、ＲＦ受信コイルの相互の絶縁及び前置増幅器によって出力される信号のＳＮＲを増大させる。前置増幅器の低入力インピーダンスは、ＲＦコイルの絶縁に役立つが、本明細書で説明するように、ＭＲ周波数以外の周波数で前置増幅器の利得にドッグイヤーピークが発生する可能性もある。これらのピークは、前置増幅器の発振を引き起こし、不安定になる。
図１及び図２は、ＲＦ受信コイルによって出力されるＭＲＩ信号を処理するために現在のＭＲＩシステムで使用される典型的な低インピーダンス前置増幅器のソースインピーダンス及び利得プロファイルを示す。図１は、ＭＲＩ信号の周波数に対する利得及びソースインピーダンスをプロットしたものである。この例では、前置増幅器は、２１℃の環境で動作し、６３.８ＭＨｚのＭＲ周波数を含む規定の動作帯域幅で２８ｄＢの利得を有する。前置増幅器の設計ソースインピーダンスは、略１２５オームである。他の典型的な低インピーダンス前置増幅器及び関連回路は、異なる利得及び異なる動作周波数を有する。さらに、これらを、５０オーム、１００オーム、１５０オーム、２００オーム又は３００オームのような異なる設計されたソースインピーダンスを有する回路に使用することができる。しかしながら、これらの代替的な低インピーダンス前置増幅器は、図１及び図２に示すように同様のパフォーマンスプロファイルを有する。
第１のトレース１００は、入力信号の周波数に対するソースインピーダンスをプロットしたものである。ソースインピーダンスは、ＭＲ周波数（図示の例では ６３.８ＭＨｚ）でピークに達し、その後、周波数が上昇又は下降するにつれてピークから下降する。第２のトレース１０４は、信号周波数に対する前置増幅器の利得をプロットしたものである。第２のトレース１０４において、前置増幅器の利得が、第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０に第１のドッグイヤーピーク１０２及び第２のドッグイヤーピーク１０６をそれぞれ有するキャメルハンプ又はドッグイヤープロファイルを有することを示す。 第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０は、前置増幅器が不安定である又は発振する周波数である。第１のドッグイヤー周波数１０８は、ＭＲ周波数６３.８ＭＨｚより低く、第２のドッグイヤー周波数１１０は、ＭＲ周波数６３.８ＭＨｚより高い。第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０における前置増幅器の利得は、ＭＲ周波数における利得よりも高く、ドッグイヤー周波数１０８，１１０における利得を、ＭＲ周波数における利得よりも１０ｄＢ以上高くすることができる。
前置増幅器の利得がドッグイヤープロファイルとなる原因を、図２に示す。トレース１１２は、前置増幅器の利得をソースインピーダンスに対してプロットしたものである。図示の例では、前置増幅器の動作利得は、１２５オームの設計されたソースインピーダンスで２８ｄＢである。プロットに示すように、前置増幅器の利得は、ソースインピーダンスが設計されたソースインピーダンスから下がるに従って増大し、ソースインピーダンスが前置増幅器の入力インピーダンスと共役整合をとったときに最大利得に達する。この入力インピーダンスは、ＭＲ周波数に対応する動作周波数において、設計されたソースインピーダンスよりも低い。さらに、処理される信号の周波数は、前置増幅器が受けるソースインピーダンスに影響する。信号の周波数がＭＲ周波数からずれると、前置増幅器のソースインピーダンスが低下する。ソースインピーダンスの低下により、前置増幅器の利得が増大し、第１のドッグイヤーピーク１０２及び第２のドッグイヤーピーク１０６が生じる。他の問題は、画像スライスを作成するために使用されるＭＲＩデータがMR周波数で伝送されることである。ＭＲ周波数の両側の周波数の高い利得及び発振によって、信号からＭＲＩデータを抽出することが困難になり、画質の悪い画像になる又は全く画像が得られないという結果になる。ＭＲＩシステムの開発者は、前置増幅器に入力される信号の電力を低減させる小さな挿入損失の導入のような様々な信号処理技術を使用してこの問題に対処することを試みた。この技法は、Ｓ／Ｎ比を低下させ、ＭＲＩ信号の雑音量を相対的に増加させる。試みられてきた他の技術は、ドッグイヤーピーク１０２及びドッグイヤーピーク１０６に対応する利得を抑制するために前置増幅器によって出力された信号を非常に狭いバンドパスフィルタに通すことである。しかしながら、バンドパスフィルタは、挿入損失ももたらす。試みられてきた更に別の技術は、ドッグイヤー周波数１０８及びドッグイヤー周波数１１０における利得を低減するために負帰還を使用することであるが、この手法も、ＭＲＩシステムにおけるドッグイヤーピーク１０２及びドッグイヤーピーク１０６の影響を効果的に低減することはできなかった。
図１は、周波数に対するソースインピーダンス及び前置増幅器の利得をプロットし、前置増幅器の利得は、選択された周波数で二つのドッグイヤーピークを有する。
図２は、前置増幅器の利得に対するソースインピーダンスをプロットする。
図３は、ＭＲＩシステムを示す。
図４は、図３に示すＭＲＩシステムのＲＦ受信コイル回路を示す回路図である。
図５は、図４に示すＲＦ受信コイル回路に含まれる結合回路を示す。
図６は、図４に示すＲＦ受信コイル回路の代替的な実施形態である。
図７は、図４に示すＲＦ受信コイル回路の別の代替的な実施形態である。
図８は、図４に示すＲＦ受信コイル回路を搭載した回路基板の上面図である。
図９は、図４に示すＲＦ受信コイル回路のソースインピーダンスをモデル化したプロットである。
図１０は、共振回路を有する図４に示すＲＦ受信コイル回路の性能と共振回路を有さない図４に示すＲＦ受信コイル回路の性能とを比較する実例からのプロットである。 図１１は、共振回路を有する図４に示すＲＦ受信コイル回路の性能と共振回路を有さない図４に示すＲＦ受信コイル回路の性能とを比較する実例からのプロットである。 図１２は、共振回路を有する図４に示すＲＦ受信コイル回路の性能と共振回路を有さない図４に示すＲＦ受信コイル回路の性能とを比較する実例からのプロットである。
以下、図面を参照しながら様々な実施形態を詳しく説明する。本明細書における図面及び様々な実施形態への言及は、本明細書に添付された特許請求の範囲を限定するものではない。さらに、本明細書に記載された実施例は、限定することを意図するものではなく、単に添付の特許請求の範囲に対する多くの可能な実施形態のいくつかを示すものである。
本特許文献の目的上、「又は」及び「及び」という用語は、別段の記載がない限り又はその使用の文脈によって明らかに別段の意図がない限り、「及び／又は」を意味するものとする。適切な場合は常に、単数形で使用される用語は、複数形も含み、その逆もまた同様である。「一つ」という用語の使用は、別段の記載がない限り又は「一つ以上」の使用が明らかに不適切な場合を除いて「一つ以上」を意味する。「又は」という用語の使用は、別段の記載がない限り「及び／又は」を意味する。 用語「備え」、「備える」、「備えること」、「含み」、「含む」、「含むこと」、「有し」及び「有する」は、互換性があり、限定することを意図していない。例えば、「含む」という用語は、「含むがそれに限定されない」という意味である。「のような」という用語も限定を意図するものではない。
本明細書で提供される全ての範囲は、明示的に記載されない限り範囲の上限値及び下限値を含む。本明細書では、特定の例示的な実施形態を開示する際に値を開示しているが、係属中の特許請求の範囲内の他の実施形態は、本明細書に開示された特定の値以外の値又は本明細書に開示された範囲外の値を有することができる。
値又は構造要素と共に使用される場合の「略」、「実質的に」又は「約」のような用語は、材料、装置、製造工程及び装置のような要因における変動及び不正確な公差のために、試験及び製造中に通常見出される公差を提供する。これらの用語は、温度及び湿度のような環境条件による変動に対する許容誤差も提供する。そのような変動は、添付の特許請求の範囲を具体化する装置の寿命に亘る通常の磨耗及び損傷に起因することもある。さらに、本明細書で開示される全ての値は、近似値であることが明示されているか否かにかかわらず近似値である。
一般的には、本特許文献の一態様は、ＲＦ受信コイル回路の前置増幅器の選択周波数におけるソースインピーダンスを増大させるための装置及び方法に関する。別の態様は、ＭＲ周波数に対応する前置増幅器の動作周波数におけるソースインピーダンスを実質的に維持しながら選択周波数におけるソースインピーダンスを増大させることに関する。また、別の態様は、ＲＦ受信コイル回路のＲＦ受信コイルの選択周波数における阻止インピーダンスを増大させることに関する。また、別の態様は、選択周波数における前置増幅器の利得を減少させることに関する。別の態様は、ＭＲ周波数に対応する前置増幅器の動作周波数における利得を実質的に維持しながら選択周波数における前置増幅器の利得を減少させることである。
ここで図３を参照すると、磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システム１１４は、一般に、ボア１１８並びにｘ軸、ｙ軸及びｚ軸を有する座標系を画定する管アセンブリ１１６を含む。患者テーブル１２２がボア１１８内に配置される。ｚ軸は、水平であり、ボア１１８及び患者テーブル１２２の長さに概ね平行に長手方向に及び、ｙ軸は、垂直方向に及び、ｘ軸は、左右に水平に及ぶ。
管アセンブリ１１６は、強力磁石１２４、勾配磁場コイル１２６、ＲＦ送信コイル１２８及びＲＦ受信コイル１３０を有する。強力磁石１２４は、非常に強力で均一な磁場を生じさせる。強力磁石１２４を、永久磁石、（抵抗磁石と称することもある）電磁石、超伝導体から形成された電気コイルである超伝導磁石又は異なる種類の磁石の組合せのような任意の適切な磁石で形成することができる。強力磁石１２４を、単一の磁石とすることができる又は強力な磁場を生じさせるために協働する複数の磁石で形成することができる。様々な実施形態において、強力磁石１２４は、略０.１テスラ、略０.５テスラ、略１テスラ、略１.５テスラ、略３テスラ、略４.７テスラ、略７テスラ、略８テスラ、略９.４テスラ、略１０.５テスラ、略１１.４テスラ、略１１.７テスラ、略１４テス又はそれ以上の磁場のような強力な磁場を生じさせる。
勾配磁場コイル１２６は、典型的には、少なくとも三つのコイルを含む。典型的には、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸の各々に平行な少なくとも一つの勾配磁場コイル１２６がある。典型的には、勾配磁場コイル１２６は、一般に、互いに直交している。別の実施形態は、異なる数及び配置の勾配磁場コイル１２６を有することができる。例えば、管アセンブリ１１６の所与の軸に平行な複数の勾配磁場コイル１２６を有することができる。実施形態は、一つ以上の軸に対して又は他の勾配磁場コイル１２６に対して斜角で配置された勾配磁場コイル１２６を有することもできる。
例示的な実施形態では、ＲＦ送信コイル１２８は、患者の身体の全長を延在させるのに十分な長さに対してｚ軸に沿って延在する。他の実施形態では、ＲＦ送信コイルアセンブリ１２８は、更に短い。例えば、ＲＦ送信コイルアセンブリ１２８は、典型的な患者の頭部、胴体、四肢又は撮像される解剖学的構造の任意の他の部分の長さに沿って延在するのに十分な長さを有することができる。少なくとも幾つかの例示的な実施形態では、ＲＦ送信コイル１２８は、患者の身体の全周又は患者の身体の一部のみの周囲に延在することができる。ＭＲＩシステム１１４の例示的な実施形態では、ＲＦ送信コイル１２８を、単一のＲＦ送信コイル又は複数のＲＦ送信コイルとすることができる。
ＭＲＩシステム１１４の様々な実施形態では、ＲＦ受信コイル１３０を、単一のＲＦ受信コイル又は複数のＲＦ受信コイルとすることができる。ＲＦ受信コイル１３０を、本明細書において更に詳しく説明する。少なくとも幾つかの例示的な実施形態では、複数のＲＦ受信コイル１３０は、コイルアレイ内に配置され、アレイ内の個々のコイル１３０は、互いに重なり合うことができる。代替的には、少なくともいくつかの実施形態では、コイルアレイ内のＲＦ受信コイル１３０は、重ならずに互いに平行であってもよい。ＲＦ受信コイル１３０を、管アセンブリ１１６の構造に統合することができる、又は、ＲＦ受信コイル１３０を、関心のある特定の解剖学的構造に近接した位置のような種々の位置に自由に配置することができる。ＲＦ受信コイル１３０の他の配置も可能である。ＭＲＩシステム１１４が複数のＲＦ受信コイル１３０を有するとき、ＭＲＩシステム１１４は、８コイル、１６コイル、３２コイル、６４コイル、１２８コイル又は２５６コイルのような任意の適切な数のコイルを有することができる。
少なくともいくつかの実施形態では、同一のＲＦコイルを、ＲＦ送信コイルとＲＦ受信コイルの両方として使用することができる。
ＭＲＩシステム１１４は、管アセンブリ１１６に加えて、典型的には、勾配増幅器１３２、ＲＦ処理回路１３４、システムコントローラ１３６、コンピュータシステム１３８、メモリ１４０及びコンピュータ端末１３９を含む。勾配増幅器１３２は、特定の向きを有する勾配磁場コイル１２６の各セットの増幅器を含む。例えば、ｘ軸に対応する勾配磁場コイル１２６の増幅器、ｙ軸に対応する勾配磁場コイル１２６の増幅器及びｚ軸に対応する勾配磁場コイル１２６の増幅器がある。各増幅器は、磁場に勾配を生じさせるために、対応する勾配磁場コイル１２６を励振する。本明細書で説明するように、勾配は、撮像のために患者の身体を通るスライスの位置を画定する。
ＲＦ処理回路１３４は、ＲＦ送信コイル１２８を励振するとともにＲＦ受信コイル１３０から受信した信号を処理するための構成要素を含む。例えば、ＲＦ処理回路１３４の少なくともいくつかの実施形態は、ＲＦ送信コイル１２８を励振するための信号を生成する信号発生器、波形発生器又はパルス発生器を含む。増幅器は、ＲＦ送信コイル１２８に入力されるこれらの信号を増幅する。ＲＦ処理回路１３４は、増幅器と、バンドパスフィルタのような信号フィルタと、ＲＦ受信コイル１３０から受信したＭＲＩ信号を処理するアナログ／デジタル回路（ＡＤＣ）と、を含む。ＲＦ処理回路１３４は、ＭＲＩ信号をデジタル化し、デジタル化されたＭＲＩ信号をシステムコントローラ１３６に送信する。
システムコントローラ１３６は、勾配増幅器１３２、ＲＦ処理回路１３４及びコンピュータシステム１３８とやり取りを行う。システムコントローラ１３６は、デジタル化されたＭＲＩ信号をＲＦ処理回路１３４から受信し、当該デジタル化された信号からＭＲＩ画像データを抽出する。システムコントローラ１３６は、メモリ１４０への格納及び更なる処理のためにＭＲＩ画像データをコンピュータシステム１３８に送信する。十分なＭＲＩ画像データが収集されるとき、コンピュータシステム１３８は、コンピュータ端末１３９に表示するためのＭＲＩ画像を生成する。システムコントローラ１３６は、患者テーブル１２２の位置を制御する患者位置決めシステムともやり取りを行う。
コンピュータ端末１３９は、システムコントローラ１３６及びコンピュータシステム１３８とやり取りを行い、かつ、患者の身体を走査するとともにＭＲＩ画像を表示するためにオペレータがコマンドを入力するとともにＭＲＩシステム１１４を制御することができるインタフェースを提供する。コンピュータ端末１３９を、ＭＲＩ画像を見るために使用することもできる。
図３に示すとともに本明細書に開示されたＭＲＩシステム１１４は、多くの可能な実施形態のうちの一つである。ＭＲＩシステム１１４の他の実施形態は、本明細書で説明するハードウェア構成要素、ソフトウェア構成要素、システムアーキテクチャ及び機能以外のハードウェア構成要素、ソフトウェア構成要素、システムアーキテクチャ及び機能を有することができる。
ここで図４を参照すると、少なくともいくつかの実施形態では、ＲＦ受信コイル１３０及び給電回路１４４は、ＲＦ受信コイル回路１４２を形成する。「ＲＦ受信コイル」という用語を使用するが、当業者は、少なくともいくつかの例示的な実施形態では、同一のコイルをＲＦ受信コイル及びＲＦ送信コイルの両方として使用できることを理解する。
少なくともいくつかの実施形態では、ＲＦ受信コイル１３０は、それぞれ第１の端子１５２及び第２の端子１５４で終端する第１の端部１４８及び第２の端部１５０を有する単一の導電性ループである。代替的な実施形態では、ＲＦ受信コイル１３０は、複数の導電性ループを有することができる。ＲＦ受信コイル１３０は、長方形、円形、長円形又は他の任意の適切な形状のような任意の適切な形状を有することができる。ＲＦ受信コイル１３０の形状及び寸法は、ＭＲＩシステム１１４の磁場強度、撮像される患者の身体の部分（例えば、胴体、四肢、頭部等）、撮像される組織若しくは器官のタイプ又はＲＦ受信コイル１３０を管アセンブリ１１６に嵌め込むためのパッケージング要件のような様々な要因に依存してもよい。さらに、ＲＦ受信コイル１３０を、ストリップライン、ワイヤ又はケーブルのような任意の適切な形態の伝送ラインから形成することができる。
ＲＦ受信コイル１３０は、任意の適切な構成を有することができる。例えば、ＲＦ受信コイル１３０を、ボリュームコイル、円偏波コイル、位相コイル、バードケージコイル、一巻ソレノイドコイル又は表面コイルとすることができる。また、ＲＦ受信コイル１３０を、患者の身体外又は腔内内若しくは血管内のような患者の身体内に配置されるように適合させることもできる。
少なくともいくつかの実施形態では、給電回路１４４は、前置増幅器１５８と、結合回路１６０と、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４と、を含む。前置増幅器１５８は、低い入力インピーダンスＺa、及び低い雑音指数を有する低雑音増幅器である。
少なくともいくつかの例示的な実施形態では、約１.５テスラの磁場を有するＭＲＩシステム１１４に対して、前置増幅器１５８は、６３.８ＭＨｚのＭＲ周波数を含む動作周波数の帯域幅、約１７ＭＨｚから約５００ＭＨｚの範囲の全体帯域幅、約１.５オームの入力インピーダンスＺａ、約２８ｄＢの利得及び約０.５ｄＢ以下の雑音指数を有する。少なくともいくつかの他の例示的実施形態では、前置増幅器１５８は、約５０オーム以下の範囲の入力インピーダンスＺa、約２５ｄＢから約３５ｄＢの範囲の利得及び約０.０ｄＢから約１.０ｄＢの範囲の雑音指数を有する。他の実施形態例では、これらの範囲より高い又は低い動作周波数、入力インピーダンスＺa、利得又は雑音指数を有する。ＭＲＩシステム１１４のＲＦ受信コイル１３０に使用するのに適した前置増幅器１５８の一例は、ミネソタ州チャンハッセンに主たる営業所を有するＷａｎＴｃｏｍ Ｉｎｃ．の増幅器モデルＷＭＡ１Ｒ５Ａである。
少なくともいくつかの例示的な実施形態では、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４は、ＲＦ受信コイル１３０の第１の端子１５２と第２の端子１５４との間に電気的に接続される。第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４の各々は、コンデンサ１６８及びコンデンサ１６９と直列に配置されたインダクタ１６６及びインダクタ１６７をそれぞれ有する。インダクタ１６６及びインダクタ１６７並びにコンデンサ１６８及びコンデンサ１６９を、任意の順序で配置することができる。例えば、いくつかの実施形態では、第１の共振回路１６２のインダクタ１６６は、第１の端子１５２に接続され、コンデンサ１６８は、インダクタ１６６と第２の端子１５４との間に接続される。同様に、第２の共振回路１６４のインダクタ１６７は、第１の端子１５２に接続され、コンデンサ１６９は、インダクタ１６７と第２の端子１５４との間に接続される。他の例示的な実施形態では、インダクタ１６６及びインダクタ１６７並びにコンデンサ１６８及びコンデンサ１６９の位置をそれぞれ逆にすることができる。
少なくともいくつかの代替的な実施形態では、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４は、図４に示すとともに本明細書に開示したような直列共振回路以外の構成を有する。いくつかの実施形態では、例えば、第１共振回路１６２及び第２共振回路１６４を、並列共振回路にすることができる。
少なくともいくつかの例示的な実施形態では、コンデンサ１６８及びコンデンサ１６９、インダクタ１６６及びインダクタ１６７又はコンデンサ１６８及びコンデンサ１６９とインダクタ１６６及びインダクタ１６７の両方は、共振回路１６２及び共振回路１６４が決定された共振周波数で共振するように調整可能である。
少なくともいくつかの例示的な実施形態では、第１の共振回路１６２は、第１のドッグイヤーピーク１０２（例えば、図１を参照）に対応する第１のドッグイヤー周波数１０８に略等しい周波数で共振するように調整され、第２の共振回路１６４は、第２のドッグイヤーピーク１０６（例えば、図１を参照）に対応する第２のドッグイヤー周波数１１０に略等しくなるように調整される。例示的な実施形態では、第１の共振回路１６２は、約５８ＭＨｚから約６１ＭＨｚの範囲の周波数に調整され、第２の共振回路１６４は、１.５テスラＭＲＩシステムのコイルの場合、約６８ＭＨｚから約７０ＭＨｚの範囲の周波数に調整される。
第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０は、ＲＦ受信コイル回路１４２、前置増幅器１５８、インピーダンス変換器１６０、コイル１３０のインピーダンス値、強力磁石１２４によって生成される磁界の強さ、電気部品の動作値の変動及び許容誤差、製造工程における変動及び許容誤差並びに環境要因のような様々な要因に応じて変化し得る。共振周波数を調整する利点は、ＲＦ受信コイル回路１４２の特定のドッグイヤー周波数に略一致させることができる又は正確に一致させることができることである。
１.５テスラＭＲＩシステムの少なくともいくつかの例示的な実施形態では、第１の共振回路１６２のインダクタ１６６は、約１.５μＨから約３μＨの範囲の値を有し、コンデンサ１６８は、約０.５ｐＦから約３ｐＦの範囲の値を有する。第２の共振回路１６４のインダクタ１６７は、約１.５μＨから約３μＨの範囲の値を有し、コンデンサ１６９は、約０.５ｐＦから約３ｐＦの範囲の値を有する。第１共振回路１６２及び第２共振回路１６４に使用できるインダクタの一例は、イリノイ州ケーリーに主たる営業所を有するコイルクラフト社から入手可能なモデル１００８ＣＳ－２２２ＸＧＬＣである。 第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４に使用できるコンデンサの一例は、イリノイ州シカゴに主たる事業所を有するＶｏｌｔｒｏｎｉｃｓ，Ｉｎｃ．から入手可能なモデルＪＲ０３０である。
結合回路１６０は、ＲＦ受信コイル１３０と前置増幅器１５８との間に電気的結合を設ける。例示的な実施形態では、結合回路１６０は、前置増幅器１５８による増幅のために、ＲＦ受信コイル１３０からの平衡信号を不平衡信号に変換する。
結合回路１６０の一例は、図５に示すような９０°格子型バランである。格子型バランは、ＲＦ受信コイル１３０の第１の端子１５２から前置増幅器１５８への電気通信を行う第１のインダクタ１７０及びＲＦ受信コイル１３０の第２の端子１５４から接地への電気通信を行う第２のインダクタ１７２を有するＬＣネットワークである。第１のコンデンサ１７４は、ＲＦ受信コイル１３０の第１の端子１５２から接地への電気通信を行い、第２のコンデンサ１７６は、ＲＦ受信コイル１３０の第２の端子１５４から前置増幅器１５８の入力への電気通信を行う。
他の例示的な実施形態では、結合回路１６０は、格子型バラン以外のバランを使用する。更に別の例示的な実施形態では、バラン以外の結合回路１６０を使用する又はＲＦ受信コイル１３０から前置増幅器１５８への直接的な電気的接続を有する。
結合回路１６０の利点は、ＭＲＩシステム１１４が複数のＲＦ受信コイル１３０を使用するときにＲＦ受信コイル１３０を他のＲＦ受信コイルから絶縁するのに役立つ高い阻止インピーダンスＺｂを提供できることである。この絶縁は、ＲＦ受信コイル１３０間の相互インダクタンスに起因するとともにＭＲＩ信号に入る雑音を低減する。高い阻止インピーダンスＺｂは、少なくとも部分的には、高いソースインピーダンスＺｓ及び低い入力インピーダンスＺａを提供することによって生成することができる。これらのインピーダンス値の関係は、次のように定義できる。
ここで、ＺｃはＲＦ受信コイル１３０を形成する伝送線路のインピーダンスである。少なくともいくつかの例示的な実施形態では、入力インピーダンスＺａは、前置増幅器１５８によって少なくとも部分的に定義され、ソースインピーダンスＺｓは、本明細書に開示される回路によって少なくとも部分的に定義される。
実施形態例では、１.５テスラ磁場を有するＭＲＩシステムのインピーダンス値は、２.５オームのＺｃ、１.５オームのＺａ及び１５０オームのＺｓである。これらの値により、２５０オームの阻止インピーダンスＺｂが得られる。他の実施形態例では、阻止インピーダンスＺｂは、約１００オームから約５０００オームの範囲である。
図６は、ＲＦ受信コイル回路１４２の代替的な実施形態を示す。この例示的な実施形態は、図４に示す実施形態に実質的に類似し、ＲＦ受信コイル１３０、第１の共振回路１６２及び第２共振回路１６４、結合回路１６０並びに前置増幅器１５８を含む。しかしながら、第１の共振回路１６２は、ＲＦ受信コイル１３０の第１の端子１５２と接地との間に電気的に接続され、第２の共振回路１６４は、ＲＦ受信コイル１３０の第２の端子１５４と接地との間に電気的に接続される。
図７は、ＲＦ受信コイル回路１４２の代替的な実施形態を示す。この例示的な実施形態は、図４に示す実施形態に実質的に類似し、ＲＦ受信コイル１３０、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４、結合回路１６０並びに前置増幅器１５８を含む。しかしながら、ＲＦ受信コイル１３０の第２の端子１５４は、結合回路１６０の代わりに接地点に接続される。さらに、第１の共振回路１６２と第２の共振回路１６４の両方は、ＲＦ受信コイル１３０の第１の端子１５２と接地との間に接続される。
次に図８を参照すると、ＲＦ受信コイル１３０及び給電回路１４４は、ＲＦ受信コイル１３０と略同一の形状及び寸法を有するループ状に形成されたコイル部分１８０及び給電基板部分１８２を有する回路基板１７８に取り付けられる。ＲＦ受信コイル１３０は、コイル部１８０に取り付けられ、給電回路１４４は、給電基板部１８２に取り付けられる。少なくとも幾つかの例示的な実施形態では、ＲＦ受信コイル１３０は、ストリップライン１５６から形成される。ストリップライン１５６の幅及び長さは、ＭＲＩシステム１１４によって生成される磁場の強さのような様々な要因によって変化することができる。代替的な実施形態では、コイル部分１８０及び給電基板部分１８２は、それらの間に伝送線路又は他の電気経路を有する別個の回路基板である。
例示的な実施形態では、回路基板１７８は、誘電体材料で形成されたプリント回路基板（ＰＣＢ）である。回路基板１７８は、単層又は複数層の材料を有することができる。回路基板１７８の一方の表面は、ＲＦ受信コイル１３０を形成するための伝送線路と、様々な電気部品を電気的に接続するための導電経路と、を有する。給電基板部分１８２の別の表面、典型的には底面は、導電性材料のコーティングである接地面を有する。回路基板１７８のコイル部分１８０は、通常、接地面を含まない。伝送線路、導電体及び接地面を、銅又は他の任意の適切な導電性材料で形成することができ、積層することができる。伝送線路を回路基板１７８の表面に設けることができる又は伝送線路を回路基板１７８の層間に配置することができる。給電回路１４４を形成する電気部品を、回路基板１７８の表面に取り付けることができる又は回路基板１７８の層間に取り付けることができる。様々な実施形態において、回路基板１７８を、リジッド回路基板又はフレキシブル回路基板とすることができる。
少なくともいくつかの代替実施形態では、回路基板１７８は、コイル部分１８０を有していない。例えば、実施形態において、ＲＦ受信コイル１３０がワイヤ又はケーブルから形成されるとき、回路基板１７８は、コイル部分１８０を有さず、コイルは、端子、コネクタ、はんだ又は他の接続構造を介して給電回路１４４に電気的に接続される。
図９は、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４の有無に関係なく２１℃の環境で動作する図４のＲＦ受信コイル回路１４２のソースインピーダンスＺｓをモデル化したものである。このモデルでは、前置増幅器１５８は、６３.８ＭＨｚのＭＲ周波数、２８ｄＢの利得及び１.５オームの入力インピーダンスＺａを含む動作周波数の帯域幅を有する。結合回路１６０は、インダクタンス約９０ｎＨのインダクタ１７０及びインダクタ１７２並びにコンデンサンス約６８ｐＦのコンデンサ１７４及びコンデンサ１７６で形成された９０°格子型バランである。第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４は、約９０ｎＨのインダクタンスを有するインダクタ１６６及び約６８ｐＦのコンデンサンスを有するコンデンサ１６８で形成される。
第１のトレース１８４は、ＲＦ受信コイル回路１４２が第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を含まないときのソースインピーダンスＺｓをプロットしたものである。このプロットは、図１の第１のトレース１００によって示すような従来技術のシステムの性能に実質的に類似する。第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０におけるソースインピーダンスＺｓは低い。第２のトレース１８６は、ＲＦ受信コイル回路１４２が第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を含むときのソースインピーダンスＺｓをプロットしたものである。第２のトレース１８６は、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４が第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０におけるソースインピーダンスＺｓをどのように増加させるかを示す。
このモデルは、前置増幅器１５８のＭＲ周波数（例えば、６３.８ＭＨｚ）に対応する動作周波数におけるソースインピーダンスＺｓがＲＦ受信コイル回路１４２に追加の第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４によって実質的に変化しないことも示す。このモデルは、ＲＦ受信コイル回路１４２が第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を含むときに前置増幅器１５８のＭＲ周波数に対応する動作周波数が実質的に変化しないこと変化しないことも示す。ドッグイヤー周波数１０８及びドッグイヤー周波数１１０におけるソースインピーダンスＺｓの増大は、ドッグイヤー周波数１０８及びドッグイヤー周波数１１０における前置増幅器１５８の利得を減少させ、前置増幅器１５８の発振の可能性を減少させ、給電回路１４４の安定性を増大させる。
例示的な実施形態では、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４がＲＦ受信コイル回路１４２で使用されるとき、第１のドッグイヤー１０２及び第２のドッグイヤー１０６のピークにおける利得は、ＭＲ周波数における利得よりも約８ｄＢ以上大きくない。他の例示的な実施形態では、第１のドッグイヤー１０２及び第２のドッグイヤー１０６のピークにおける利得は、ＭＲ周波数における利得よりも約１２ｄＢ、約１０ｄＢ、約８ｄＢ、約６ｄＢ、約４ｄＢ又は約２ｄＢ以上大きくない。他の例示的な実施形態では、第１のドッグイヤー１０２及び第２のドッグイヤーのピークにおける利得は、ＭＲ周波数における利得に略等しい又はＭＲ周波数における利得より小さい。他の例示的な実施形態では、第１のドッグイヤー１０２及び第２のドッグイヤーのピークにおける利得は、ＭＲ周波数における利得よりも約２ｄＢ、約４ｄＢ、約６ｄＢ、約８ｄＢ、約１０ｄＢ、約１２ｄＢ、約１４ｄＢ、約１６ｄＢ、約１８ｄＢ又は約２０ｄＢ小さい。
他の例示的な実施形態では、ＲＦ受信コイル回路１４２が第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を有するときの第１のドッグイヤー１０２及び第２のドッグイヤーのピークにおける利得は、ＲＦ受信コイル回路１４２が第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を有しないときの第１のドッグイヤー１０２及び第２のドッグイヤーのピークにおける利得よりも約８ｄＢ、約１０ｄＢ、約１２ｄＢ、約１４ｄＢ、約１６ｄＢ又は約２０ｄＢ小さい。
第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４による第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０における利得の減少は、様々な要因に依存する。利得の減少に影響を及ぼすことがある要因の例は、ＭＲＩシステム１１４のサイズ（例えば、 磁場の強さ）、ＲＦ給電コイル回路１４４に使用される電気部品の公差、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４が第１のドッグイヤー１０２及び第２のドッグイヤーのピークに対応する第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０に密接に調整される程度、環境要因、ＲＦ受信コイル１３０の物理的特性及び電気的特性、回路の電気的接続の品質、ＲＦ給電コイル回路１４４の様々なインピーダンス値、前置増幅器１５８の性能及び特性並びにＲＦ給電コイル回路１４４の他の物理的特使及び電気的特性を含む。同様の要因は、ＭＲ周波数に対する第１の周波数及び第２の周波数における利得のレベルにも影響を及ぼす。
実施例において、図１０～１２は、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４の有無に関係なく図４に示すＲＦ受信コイル回路１４２の性能を測定及び比較する。この実施例では、ＲＦ受信コイル回路１４２の前置増幅器１５８は、ＷａｎＴｃｏｍ Ｉｎｃ．の増幅器モデルＷＭＡ１Ｒ５Ａである。ＲＦ受信コイル１４６は、長さ約５９ｃｍ及び幅約５ｍｍのストリップライン１５６である。インピーダンス変換器１６０は、９０°格子型バランである。バランのインダクタ１７０及びインダクタ１７２は、コイルクラフト社から入手可能なモデル２２２２ＳＱ－９０Ｎ空気コイルインダクタ、ＳＱシリーズインダクタであり、約９０ｎＨのインダクタンスを有し、コンデンサ１７４及びコンデンサ１７６は、ニューヨーク州ハンティントン・ステーションに主たる営業所を有するアメリカン・テクニカル・セラミックス社（ＡＴＣ）から入手可能なモデル８００Ｂ６８０ＦＴＮ５００であり、約６８ｐＦのコンデンサンスを有する。第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４に使用されるインダクタ１６６及びインダクタ１６７は、コイルクラフト社から入手可能なモデル２２２ＸＧＬＣであり、それぞれ約２.２μＨ及び約２.２μＨのインダクタンスを有する。コンデンサ１６８及びコンデンサ１６９は、Ｖｏｌｔｒｏｎｉｃｓ社から入手可能な可変コンデンサモデルＪＲ０３０であり、約１.５ｐＦから約３ｐＦの容量範囲を有する。第１の共振回路１６２は、約５９ＭＨｚの共振周波数に調整され、第２の共振回路１６４は、約６９ＭＨｚの周波数に調整される。
図１０は、ソースインピーダンスＺｓの周波数に対する測定応答をスミスチャート形式で示し、第１のトレース１８８は、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を有しないＲＦ受信コイル回路１４２のソースインピーダンスＺｓをプロットし、第２のトレース１９０は、第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を有するＲＦ受信コイル回路１４２のソースインピーダンスＺｓをプロットする。測定されたソースインピーダンスは、第２のトレース１９０のマーカ１及びマーカ２にそれぞれ示すように、第１のドッグイヤー周波数１０８及び第２のドッグイヤー周波数１１０（約５９ＭＨｚ及び約６９ＭＨｚ）付近で著しく増大する。図１０に示すインピーダンスプロットは、カリフォルニア州パロアルトに主たる事業所を置くＡｇｉｌｅｎｔ Ｉｎｃ.から入手可能なＥ８３５８Ａ型ネットワークアナライザを使用して作成した。
図１１は、ＲＦ受信コイル回路１４２が第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を含まないときの前置増幅器１５８の利得をプロットしたものである。ドッグイヤー周波数１０８及びドッグイヤー周波数１１０での利得はそれぞれ５９ＭＨｚ及び６９ＭＨｚであり、ＭＲ周波数の利得６３.８ＭＨｚより約１６ｄＢ高い。比較として、図１２は、ＲＦ受信コイル回路１４２が第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４を含むときの前置増幅器１５８の利得をプロットしたものである。第１の共振回路１６２及び第２の共振回路１６４がＲＦ受信コイル回路１４２に追加されるとき、ドッグイヤー周波数１０８及びドッグイヤー周波数１１０における利得が減少するので、５９ＭＨｚ及び６９ＭＨｚにおける利得は、ＭＲ周波数の６３.８ＭＨｚよりも８ｄＢだけ高くなる。図１１及び図１２に示すプロットは、カリフォルニア州パロアルトに主たる事業所を持つＨＰ Ｉｎｃ.から入手可能なモデル８５９４Ｅスペクトラムアナライザーを用いて作成した。
本明細書に開示した方法、装置及び使用は、以下のような多くの態様を有する。様々な態様のいくつかの例には、以下の装置、システム、及び方法を含む。一つの態様は、患者を撮像するための磁気共鳴（ＭＲ）信号を受信する装置であって、ＭＲ信号は、ＭＲ周波数を含む。装置は、第１の端部及び第２の端部を有する無線周波数（ＲＦ）コイルと、ＲＦコイルと電気通信を行うインピーダンス変換器と、インピーダンス変換器と電気通信を行う前置増幅器であって、利得を有する、前置増幅器と、ＲＦコイルの少なくとも一方の端部に電気的に接続された少なくとも一つの共振回路と、を備える。
別の態様は、ＲＦコイル及び少なくとも一つの共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、少なくとも一つの共振回路は、少なくとも第１の周波数及び第２の周波数において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、ＲＦコイル及び少なくとも一つの共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、少なくとも一つの共振回路は、少なくとも第１の周波数及び第２の周波数において前置増幅器の利得を減少させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、少なくとも一つの共振回路は、ソースインピーダンスを略５オーム以上増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、少なくとも一つの共振回路は、ソースインピーダンスをＭＲ周波数において略一定のままにしながら第１の周波数及び第２の周波数においてソースインピーダンスを略５オーム以上増増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、少なくとも一つの共振回路は、前置増幅器の利得を略３ｄＢ以上低下させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、少なくとも一つの共振回路は、前置増幅器の利得をＭＲ周波数において略一定のままにしながら第１の周波数及び第２の周波数において利得を略３ｄＢ以上減少させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１のドッグイヤーピーク及び第２のドッグイヤーピークにおける利得は、ＭＲ周波数における利得よりも略８ｄＢ以上大きくない利得を有する、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１のドッグイヤー周波数又は第２のドッグイヤー周波数の少なくとも一方における利得は、ＭＲ周波数に略等しい又はそれ以下である、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１のドッグイヤー周波数又は第２のドッグイヤー周波数の少なくとも一方における利得は、決定された利得に調整される、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、ＲＦ受信コイル回路が第１の共振回路及び第２の共振回路を有するときの第１のドッグイヤーピーク及び第２のドッグイヤーピークにおける利得は、ＲＦ受信コイル回路が第１及び第２の共振回路を有しないときの第１のドッグイヤーピーク及び第２のドッグイヤーピークにおける利得よりも約８ｄＢ小さい、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、少なくとも一つの共振回路は、第１及び第２の共振回路を備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、ＲＦコイル並びに第１の共振回路及び第２の共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、第１の共振回路は、第１の周波数においてＲＦ受信コイル回路のソースインピーダンスを増大させ、第２の共振回路は、第２の周波数においてＲＦ受信コイル回路のソースインピーダンスを増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路は、少なくとも第１の周波数の帯域幅の周波数において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、第２の共振回路は、少なくとも第２の周波数の帯域幅において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の周波数の帯域幅は、略０.５ＭＨｚから略５ＭＨｚの範囲にあり、第２の周波数の帯域幅は、略０.５ＭＨｚから略５ＭＨｚの範囲にある、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路及び第２の共振回路は、ＭＲ周波数におけるソースインピーダンスに実質的に影響を及ぼさない、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路は、第１の周波数において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、第２の共振回路は、第２の周波数において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路は、第１の周波数において前置増幅器の利得を増大させ、第２の共振回路は、第２の周波数において前置増幅器の利得を増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路は、第１の周波数の帯域幅内の周波数において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、第２の共振回路は、第２の周波数の帯域幅内の周波数において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路は、第１の周波数の帯域幅内の周波数において前置増幅器の利得を増大させ、第２の共振回路は、第２の周波数の帯域幅内の周波数において前置増幅器の利得を増大させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路及び第２の共振回路は、ＭＲ周波数における前置増幅器の利得に実質的に影響を及ぼさない、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の周波数の帯域幅及び第２の周波数の帯域幅における前置増幅器のソースインピーダンスの増大は、略５オームから略１００オームの範囲である、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の周波数の帯域幅における前置増幅器の利得の減少は、略５ｄＢから略１２ｄＢの範囲内であり、第２の周波数の帯域幅における前置増幅器の利得の減少は、略５ｄＢから約１２ｄＢの範囲内である、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路及び第２の共振回路の各々は、コンデンサ及びインダクタを備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、コンデンサ及びインダクタは、直列に配置される、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路及び第２の共振回路の少なくとも一つのコンデンサは、可変コンデンサである、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路及び第２の共振回路の少なくとも一つのインダクタは、可変インダクタである、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路及び第２の共振回路の各々の各々は、ＲＦコイルの第１の端部と第２の端部との間に電気的に接続された、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路は、ＲＦコイルの第１の端部と接地との間に電気的に接続され、第２の共振回路は、ＲＦコイルの第２の端部と接地との間に電気的に接続された、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、ＲＦコイルの第１の端部は、インピーダンス変換器の入力部と電気通信を行い、ＲＦコイルの第２の端部は、接地された、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路と第２の共振回路の少なくとも一方は、ＲＦコイルの第１の端部と第２の端部との間に電気的に接続され、第１の共振回路と第２の共振回路の他方は、ＲＦコイルの第１の端部と接地との間に電気的に接続された、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、第１の共振回路及び第２の共振回路と前置増幅器との間に電気的に接続された９０°インピーダンス変換器を更に備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、回路基板を更に備え、ＲＦコイル、第１の共振回路及び第２の共振回路、インピーダンス変換器並びに前置増幅器は、回路基板に取り付けられている、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、患者を撮像するための磁気共鳴（ＭＲ）信号を処理する装置であって、回路基板と、第１の端部及び第２の端部を有する無線周波数（ＲＦ）コイルであって、回路基板のトレースによって少なくとも部分的に形成された、ＲＦコイルと、回路基板に取り付けられたバランであって、ＲＦコイルの第１の端部及び第２の端部と電気通信を行う、バランと、回路基板に取り付けられた前置増幅器であって、バランと電気通信を行う、前置増幅器と、回路基板に取り付けられた第１の共振回路及び第２の共振回路であって、第１の共振回路は、ＲＦコイルの第１の端部とバランとの間でＲＦコイルの少なくとも第１の端部と電気通信を行い、第２の共振回路は、ＲＦコイルの第２の端部とバランとの間でＲＦコイルの少なくとも第２の端部と電気通信を行い、第１の共振回路は、第１の周波数帯域幅において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、第２の共振回路は、第２の周波数の帯域幅において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、第１の共振回路及び第２の共振回路の各々は、インダクタと直列に配置されたコンデンサを備える、第１の共振回路及び第２の共振回路と、を備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの装置である。
別の態様は、磁気共鳴画像（ＭＲＩ）装置の回路に沿って伝送される無線周波数（ＲＦ）信号を処理する方法であって、回路は、前置増幅器と電気通信を行うＲＦコイルを有し、ＲＦ信号は、磁気共鳴（ＭＲ）周波数を含み、回路は、少なくともコイル及び前置増幅器を備え、コイルにＲＦ信号を誘導することであって、ＲＦ信号は、第１の周波数及び第２の周波数を有し、第１の周波数は、ＭＲ周波数より小さく、第２の周波数は、ＭＲ周波数より大きいことと、第１の周波数及び第２の周波数において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることと、ＲＦ信号を増幅することと、を備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路は、ＲＦコイルと電気通信を行う少なくとも第１の共振回路及び第２の共振回路を有し、第１の周波数及び第２の周波数において前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることは、第１の共振回路及び第２の共振回路を使用して回路を調整することを備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路は、ＲＦコイルと電気通信を行う少なくとも第１の共振回路及び第２の共振回路を有し、第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることは、第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器のソースインピーダンスを略５オーム以上の量で増大させることを備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路は、ＲＦコイルと電気通信を行う少なくとも第１の共振回路及び第２の共振回路を有し、第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることは、ＭＲ周波数におけるソースインピーダンスを略一定に維持することを備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路は、ＲＦコイルと電気通信を行う少なくとも第１の共振回路及び第２の共振回路を有し、第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることは、ＭＲ周波数におけるソースインピーダンスを略一定に維持しながら第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器のソースインピーダンスを略５オーム以上の量で増大させることを備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、第１の共振回路は、第１の周波数と少なくとも略同一の第１の共振周波数を有し、第２の共振回路は、第２の周波数と少なくとも略同一の第２の共振周波数を有する、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、前置増幅器は、ＭＲ周波数に対応する動作周波数を有し、動作周波数は、第１の周波数と第１の周波数との間にある、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路を調整することによって、調整されていない回路の第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器の利得に対する第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器の利得を低下させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路を調整することによって、第１の周波数と第２の周波数の少なくとも一方における前置増幅器の利得を、ＭＲ周波数における利得よりも約８ｄＢ以上大きくないレベルまで低下させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路を調整することによって、第１の周波数と第２の周波数の少なくとも一方における前置増幅器の利得を、ＭＲ周波数における利得と略等しくする又はＭＲ周波数における利得よりも低いレベルまで低下させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路を調整することによって、第１の周波数と第２の周波数の少なくとも一方における前置増幅器の利得を決定された利得まで低下させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、回路を調整することによって、第１の周波数と第２の周波数の少なくとも一方において前置増幅器の利得を略８ＭＨｚ以上低下させる、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、調整された回路の前置増幅器は、調整されていない回路の前置増幅器と略同一の利得を有する、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器の利得を約３ｄＢ以上低下させることを更に備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、ＭＲ周波数における前置増幅器の利得を略一定に維持しながら第１の周波数及び第２の周波数における前置増幅器の利得を約３ｄＢ以上低下させることを更に備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、少なくとも第１の共振回路及び第２の共振回路は、ＭＲ周波数におけるソースインピーダンスに影響を及ぼさない、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、ＲＦ信号を増幅することの前に、ＲＦ信号を平衡ＲＦ信号から不平衡ＲＦ信号に変換することを更に備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
別の態様は、ＲＦ信号を平衡ＲＦ信号から不平衡ＲＦ信号に変換することは、ＲＦ信号をバランに通すことを備える、本明細書に開示した上記実施形態及び態様の一つ又はその任意の組合せの方法である。
上述した様々な実施形態は、例示のためにのみ提供され、本明細書に添付された特許請求の範囲を限定するように解釈されるべきではない。当業者であれば、本明細書において例示され、説明された例示的な実施形態及び用途に従うことなく行われるとともに以下の特許請求の範囲の真の精神及び範囲から逸脱することなく行われ得る様々な変更及び変形を容易に認識する。そのような変更及び等価物は、特許請求の範囲に含まれることが意図される。
上述した様々な実施形態は、例示のためにのみ提供され、本明細書に添付された特許請求の範囲を限定するように解釈されるべきではない。当業者であれば、本明細書において例示され、説明された例示的な実施形態及び用途に従うことなく行われるとともに以下の特許請求の範囲の真の精神及び範囲から逸脱することなく行われ得る様々な変更及び変形を容易に認識する。そのような変更及び等価物は、特許請求の範囲に含まれることが意図される。
本明細書に開示される発明は以下を含む。
［態様１］
患者を撮像するための磁気共鳴（ＭＲ）信号を受信する装置であって、前記ＭＲ信号はＭＲ周波数を含み、
第１の端部及び第２の端部を有する無線周波数（ＲＦ）コイルと、
前記ＲＦコイルと電気通信を行うインピーダンス変換器と、
前記インピーダンス変換器と電気通信を行う前置増幅器であって、利得を有する、前置増幅器と、
前記ＲＦコイルの少なくとも一方の端部に電気的に接続された少なくとも一つの共振回路と、
を備える装置。
［態様２］
前記ＲＦコイル及び前記少なくとも一つの共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、前記少なくとも一つの共振回路は、少なくとも第１の周波数及び第２の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、態様１に記載の装置。
［態様３］
前記ＲＦコイル及び前記少なくとも一つの共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、前記少なくとも一つの共振回路は、少なくとも第１の周波数及び第２の周波数において前記前置増幅器の利得を減少させる、態様２に記載の装置。
［態様４］
前記少なくとも一つの共振回路は、第１の共振回路及び第２の共振回路を備える、態様１に記載の装置。
［態様５］
前記ＲＦコイル並びに前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、前記第１の共振回路は、第１の周波数において前記ＲＦ受信コイル回路のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、第２の周波数において前記ＲＦ受信コイル回路のソースインピーダンスを増大させる、態様４に記載の装置。
［態様６］
前記第１の共振回路は、少なくとも第１の周波数の帯域幅の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、少なくとも第２の周波数の帯域幅において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、態様５に記載の装置。
［態様７］
第１の周波数の帯域幅は、略０.５ＭＨｚから略５ＭＨｚの範囲にあり、第２の周波数の帯域幅は、略０.５ＭＨｚから略５ＭＨｚの範囲にある、態様６に記載の装置。
［態様８］
前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路は、前記ＭＲ周波数におけるソースインピーダンスに実質的に影響を及ぼさない、態様７記載の装置。
［態様９］
前記第１の共振回路は、前記第１の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、前記第２の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、態様５に記載の装置。
［態様１０］
前記第１の共振回路は、第１の周波数の帯域幅内の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、第２の周波数の帯域幅内の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、態様５に記載の装置。
［態様１１］
前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路は、前記ＭＲ周波数における前記前置増幅器の利得に実質的に影響を及ぼさない、態様１０記載の装置。
［態様１２］
前記第１の周波数の帯域幅及び前記第２の周波数の帯域幅における前記前置増幅器のソースインピーダンスの増大は、略５オームから略１００オームの範囲である、態様１０に記載の装置。
［態様１３］
前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の各々は、コンデンサ及びインダクタを備える、態様４記載の装置。
［態様１４］
前記コンデンサ及び前記インダクタは、直列に配置された、態様１３記載の装置。
［態様１５］
前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の少なくとも一つのコンデンサは、可変コンデンサである、態様１３記載の装置。
［態様１６］
前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の少なくとも一つのインダクタは、可変インダクタである、態様１３記載の装置。
［態様１７］
前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の各々の各々は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と前記第２の端部との間に電気的に接続された、態様４に記載の装置。
［態様１８］
前記第１の共振回路は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と接地との間に電気的に接続され、前記第２の共振回路は、前記ＲＦコイルの前記第２の端部と接地との間に電気的に接続された、態様４に記載の装置。
［態様１９］
前記ＲＦコイルの前記第１の端部は、前記インピーダンス変換器の入力部と電気通信を行い、前記ＲＦコイルの前記第２の端部は、接地された、態様１８に記載の装置。
［態様２０］
前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の少なくとも一方は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と前記第２の端部との間に電気的に接続され、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の他方は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と接地との間に電気的に接続された、態様４に記載の装置。
［態様２１］
前記インピーダンス変換器は、バランである、態様４記載の装置。
［態様２２］
回路基板を更に備え、
前記ＲＦコイル、前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路、前記インピーダンス変換器並びに前記前置増幅器は、前記回路基板に取り付けられている、態様１０に記載の装置。
［態様２３］
患者を撮像するための磁気共鳴（ＭＲ）信号を処理する装置であって、
回路基板と、
第１の端部及び第２の端部を有する無線周波数（ＲＦ）コイルであって、前記回路基板のトレースによって少なくとも部分的に形成された、ＲＦコイルと、
前記回路基板に取り付けられたバランであって、前記ＲＦコイルの前記第１の端部及び前記第２の端部と電気通信を行う、バランと、
前記回路基板に取り付けられた前置増幅器であって、前記バランと電気通信を行う、前置増幅器と、
前記回路基板に取り付けられた第１の共振回路及び第２の共振回路であって、前記第１の共振回路は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と前記バランとの間で前記ＲＦコイルの少なくとも前記第１の端部と電気通信を行い、前記第２の共振回路は、前記ＲＦコイルの前記第２の端部と前記バランとの間で前記ＲＦコイルの少なくとも前記第２の端部と電気通信を行い、前記第１の共振回路は、第１の周波数の帯域幅において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、第２の周波数の帯域幅において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の各々は、インダクタと直列に配置されたコンデンサを備える、第１の共振回路及び第２の共振回路と、
を備える装置。
［態様２４］
磁気共鳴画像（ＭＲＩ）装置の回路に沿って伝送される無線周波数（ＲＦ）信号を処理する方法であって、前記回路は、前置増幅器と電気通信を行うＲＦコイルを有し、前記ＲＦ信号は、磁気共鳴（ＭＲ）周波数を含み、前記回路は、少なくともコイル及び前置増幅器を備え、
コイルにＲＦ信号を誘導することであって、前記ＲＦ信号は、第１の周波数及び第２の周波数を有し、前記第１の周波数は、ＭＲ周波数より小さく、第２の周波数は、ＭＲ周波数より大きいことと、
前記第１の周波数及び前記第２の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることと、
前記ＲＦ信号を増幅することと、
を備える方法。
［態様２５］
前記回路は、前記ＲＦコイルと電気通信を行う少なくとも第１の共振回路及び第２の共振回路を有し、前記第１の周波数及び前記第２の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることは、
前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路を使用して前記回路を調整することを備える、態様２４に記載の方法。
［態様２６］
前記第１の共振回路は、前記第１の周波数と少なくとも略同一の第１の共振周波数を有し、前記第２の共振回路は、前記第２の周波数と少なくとも略同一の第２の共振周波数を有する、態様２５に記載の方法。
［態様２７］
前記前置増幅器は、前記ＭＲ周波数に対応する動作周波数を有し、前記動作周波数は、前記第１の周波数と前記第１の周波数との間にある、態様２５に記載の方法。
［態様２８］
前記回路を調整することによって、調整されていない回路の第１の増幅器及び第２の増幅器における利得に対する前記第１の周波数及び前記第２の周波数における前置増幅器の利得を低下させる、態様２５に記載の方法。
［態様２９］
調整された前記回路の前記前置増幅器は、調整されていない回路の前記前置増幅器と略同一の利得を有する、態様２８記載の方法。
［態様３０］
少なくとも前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路は、前記ＭＲ周波数における前記ソースインピーダンスに影響を及ぼさない、態様２８に記載の方法。
［態様３１］
前記ＲＦ信号を増幅することの前に、前記ＲＦ信号を平衡ＲＦ信号から不平衡ＲＦ信号に変換することを更に備える、態様２５に記載の方法。
［態様３２］
前記ＲＦ信号を前記平衡ＲＦ信号から前記不平衡ＲＦ信号に変換することは、前記ＲＦ信号をバランに通すことを備える、態様３１記載の方法。

Claims (32)

  1. 患者を撮像するための磁気共鳴（ＭＲ）信号を受信する装置であって、前記ＭＲ信号はＭＲ周波数を含み、
    第１の端部及び第２の端部を有する無線周波数（ＲＦ）コイルと、
    前記ＲＦコイルと電気通信を行うインピーダンス変換器と、
    前記インピーダンス変換器と電気通信を行う前置増幅器であって、利得を有する、前置増幅器と、
    前記ＲＦコイルの少なくとも一方の端部に電気的に接続された少なくとも一つの共振回路と、
    を備える装置。
  2. 前記ＲＦコイル及び前記少なくとも一つの共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、前記少なくとも一つの共振回路は、少なくとも第１の周波数及び第２の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、請求項１に記載の装置。
  3. 前記ＲＦコイル及び前記少なくとも一つの共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、前記少なくとも一つの共振回路は、少なくとも前記第１の周波数及び前記第２の周波数において前記前置増幅器の利得を減少させる、請求項２に記載の装置。
  4. 前記少なくとも一つの共振回路は、第１の共振回路及び第２の共振回路を備える、請求項１に記載の装置。
  5. 前記ＲＦコイル並びに前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路は、ＲＦ受信コイル回路の少なくとも一部を形成し、前記第１の共振回路は、第１の周波数において前記ＲＦ受信コイル回路のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、第２の周波数において前記ＲＦ受信コイル回路のソースインピーダンスを増大させる、請求項４に記載の装置。
  6. 前記第１の共振回路は、少なくとも第１の周波数の帯域幅の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、少なくとも第２の周波数の帯域幅において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、請求項５に記載の装置。
  7. 第１の周波数の帯域幅は、略０.５ＭＨｚから略５ＭＨｚの範囲にあり、第２の周波数の帯域幅は、略０.５ＭＨｚから略５ＭＨｚの範囲にある、請求項６に記載の装置。
  8. 前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路は、前記ＭＲ周波数におけるソースインピーダンスに実質的に影響を及ぼさない、請求項７記載の装置。
  9. 前記第１の共振回路は、前記第１の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、前記第２の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、請求項５に記載の装置。
  10. 前記第１の共振回路は、第１の周波数の帯域幅内の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、第２の周波数の帯域幅内の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させる、請求項５に記載の装置。
  11. 前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路は、前記ＭＲ周波数における前記前置増幅器の利得に実質的に影響を及ぼさない、請求項１０記載の装置。
  12. 前記第１の周波数の帯域幅及び前記第２の周波数の帯域幅における前記前置増幅器のソースインピーダンスの増大は、略５オームから略１００オームの範囲である、請求項１０に記載の装置。
  13. 前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の各々は、コンデンサ及びインダクタを備える、請求項４記載の装置。
  14. 前記コンデンサ及び前記インダクタは、直列に配置された、請求項１３記載の装置。
  15. 前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の少なくとも一つのコンデンサは、可変コンデンサである、請求項１３記載の装置。
  16. 前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の少なくとも一つのインダクタは、可変インダクタである、請求項１３記載の装置。
  17. 前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の各々の各々は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と前記第２の端部との間に電気的に接続された、請求項４に記載の装置。
  18. 前記第１の共振回路は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と接地との間に電気的に接続され、前記第２の共振回路は、前記ＲＦコイルの前記第２の端部と接地との間に電気的に接続された、請求項４に記載の装置。
  19. 前記ＲＦコイルの前記第１の端部は、前記インピーダンス変換器の入力部と電気通信を行い、前記ＲＦコイルの前記第２の端部は、接地された、請求項１８に記載の装置。
  20. 前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の少なくとも一方は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と前記第２の端部との間に電気的に接続され、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の他方は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と接地との間に電気的に接続された、請求項４に記載の装置。
  21. 前記インピーダンス変換器は、バランである、請求項４記載の装置。
  22. 回路基板を更に備え、
    前記ＲＦコイル、前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路、前記インピーダンス変換器並びに前記前置増幅器は、前記回路基板に取り付けられている、請求項１０に記載の装置。
  23. 患者を撮像するための磁気共鳴（ＭＲ）信号を処理する装置であって、
    回路基板と、
    第１の端部及び第２の端部を有する無線周波数（ＲＦ）コイルであって、前記回路基板のトレースによって少なくとも部分的に形成された、ＲＦコイルと、
    前記回路基板に取り付けられたバランであって、前記ＲＦコイルの前記第１の端部及び前記第２の端部と電気通信を行う、バランと、
    前記回路基板に取り付けられた前置増幅器であって、前記バランと電気通信を行う、前置増幅器と、
    前記回路基板に取り付けられた第１の共振回路及び第２の共振回路であって、前記第１の共振回路は、前記ＲＦコイルの前記第１の端部と前記バランとの間で前記ＲＦコイルの少なくとも前記第１の端部と電気通信を行い、前記第２の共振回路は、前記ＲＦコイルの前記第２の端部と前記バランとの間で前記ＲＦコイルの少なくとも前記第２の端部と電気通信を行い、前記第１の共振回路は、第１の周波数の帯域幅において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第２の共振回路は、第２の周波数の帯域幅において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させ、前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路の各々は、インダクタと直列に配置されたコンデンサを備える、第１の共振回路及び第２の共振回路と、
    を備える装置。
  24. 磁気共鳴画像（ＭＲＩ）装置の回路に沿って伝送される無線周波数（ＲＦ）信号を処理する方法であって、前記回路は、前置増幅器と電気通信を行うＲＦコイルを有し、前記ＲＦ信号は、磁気共鳴（ＭＲ）周波数を含み、前記回路は、少なくともコイル及び前置増幅器を備え、
    コイルにＲＦ信号を誘導することであって、前記ＲＦ信号は、第１の周波数及び第２の周波数を有し、前記第１の周波数は、ＭＲ周波数より小さく、第２の周波数は、ＭＲ周波数より大きいことと、
    前記第１の周波数及び前記第２の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることと、
    前記ＲＦ信号を増幅することと、
    を備える方法。
  25. 前記回路は、前記ＲＦコイルと電気通信を行う少なくとも第１の共振回路及び第２の共振回路を有し、前記第１の周波数及び前記第２の周波数において前記前置増幅器のソースインピーダンスを増大させることは、
    前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路を使用して前記回路を調整することを備える、請求項２４に記載の方法。
  26. 前記第１の共振回路は、前記第１の周波数と少なくとも略同一の第１の共振周波数を有し、前記第２の共振回路は、前記第２の周波数と少なくとも略同一の第２の共振周波数を有する、請求項２５に記載の方法。
  27. 前記前置増幅器は、前記ＭＲ周波数に対応する動作周波数を有し、前記動作周波数は、前記第１の周波数と前記第１の周波数との間にある、請求項２５に記載の方法。
  28. 前記回路を調整することによって、調整されていない回路の第１の増幅器及び第２の増幅器における利得に対する前記第１の周波数及び前記第２の周波数における前置増幅器の利得を低下させる、請求項２５に記載の方法。
  29. 調整された前記回路の前記前置増幅器は、調整されていない回路の前記前置増幅器と略同一の利得を有する、請求項２８記載の方法。
  30. 少なくとも前記第１の共振回路及び前記第２の共振回路は、前記ＭＲ周波数における前記ソースインピーダンスに影響を及ぼさない、請求項２８に記載の方法。
  31. 前記ＲＦ信号を増幅することの前に、前記ＲＦ信号を平衡ＲＦ信号から不平衡ＲＦ信号に変換することを更に備える、請求項２５に記載の方法。
  32. 前記ＲＦ信号を前記平衡ＲＦ信号から前記不平衡ＲＦ信号に変換することは、前記ＲＦ信号をバランに通すことを備える、請求項３１記載の方法。
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Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11747416B1 (en) * 2022-04-08 2023-09-05 GE Precision Healthcare LLC System and method for stabilizing surface coil

Family Cites Families (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3198140B2 (ja) * 1992-02-14 2001-08-13 株式会社東芝 Ｍｒｉ用受信プローブ
US5910728A (en) 1996-11-12 1999-06-08 Beth Israel Deaconess Medical Center Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): ultra-fast imaging with radiofrequency coil arrays
US6289233B1 (en) 1998-11-25 2001-09-11 General Electric Company High speed tracking of interventional devices using an MRI system
US7526330B1 (en) 2004-07-06 2009-04-28 Pulseteq Limited Magnetic resonance scanning apparatus
CN101642371B (zh) 2004-11-15 2013-01-30 梅德拉股份有限公司 在使用高磁场核磁共振系统获取腔内结构的图像和频谱时使用的腔内探针及其接口
US8155419B2 (en) 2005-05-04 2012-04-10 Mayo Foundation For Medical Education And Research MRI acquisition using sense and highly undersampled fourier space sampling
EP2005218A4 (en) 2006-04-07 2012-03-07 Us Gov Health & Human Serv INDUCTIVE DECOUPLING OF AN RF COIL NETWORK
JP5207662B2 (ja) * 2007-05-31 2013-06-12 株式会社日立製作所 磁場コイル及び磁気共鳴撮像装置
US7631979B1 (en) 2008-06-14 2009-12-15 Brown Richard D Universal lighting system for computer web camera
CN102803981B (zh) * 2009-06-19 2016-09-21 皇家飞利浦电子股份有限公司 将忆阻器装置用于mri rf 线圈
DE102009052197B4 (de) * 2009-11-06 2013-06-13 Siemens Aktiengesellschaft MR-Signal-Übertragung in einer Lokalspulenanordnung
US8791696B2 (en) 2010-04-09 2014-07-29 General Electric Company System and method providing preamplifier feedback for magnetic resonance imaging
JP5502682B2 (ja) * 2010-09-28 2014-05-28 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
WO2012111433A1 (ja) * 2011-02-14 2012-08-23 株式会社日立製作所 Ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置
US11289639B2 (en) 2011-03-30 2022-03-29 Ambature, Inc. Electrical, mechanical, computing, and/or other devices formed of extremely low resistance materials
US9018955B2 (en) * 2011-06-17 2015-04-28 General Electric Company System and method for receiving magnetic resonance (MR) signals with an FET electrically between preamplifier terminals
CN202978839U (zh) * 2012-12-13 2013-06-05 上海辰光医疗科技股份有限公司 用于磁共振射频接收线圈的增益骆驼峰抑制电路
US8986125B2 (en) * 2013-03-14 2015-03-24 Valve Corporation Wearable input device
CN105301534B (zh) * 2014-05-27 2018-05-15 上海辰光医疗科技股份有限公司 一种用于磁共振成像射频线圈的前置放大器
JP6153905B2 (ja) 2014-09-05 2017-06-28 株式会社日立製作所 高周波コイルおよび磁気共鳴撮像装置
US11280858B2 (en) 2016-11-23 2022-03-22 General Electric Company Systems for a radio frequency coil for MR imaging
EP3544500B1 (en) 2016-11-23 2023-09-06 General Electric Company Radio frequency coil array for a magnetic resonance imaging system
WO2018130614A1 (de) 2017-01-13 2018-07-19 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanztomograph und lokalspulenmatrix zum betrieb bei niedrigen magnetfeldstärken
CN106932743B (zh) 2017-03-23 2023-01-24 苏州美柯医疗科技有限公司 用于磁共振成像的射频线圈单元和射频线圈
US10983185B2 (en) * 2017-11-22 2021-04-20 General Electric Company RF coil array for an MRI system
US10877115B2 (en) * 2018-09-12 2020-12-29 General Electric Company Systems and methods for a radio frequency coil for MR imaging
CN109391045B (zh) * 2018-12-10 2021-07-13 江苏科技大学 一种距离-频率自适应磁共振能量传输器

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