TW202011687A - 用於低場磁共振成像（ｍｒｉ）系統之射頻線圈信號鏈 - Google Patents

用於低場磁共振成像（ｍｒｉ）系統之射頻線圈信號鏈 Download PDF

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Abstract

本發明提供用於減少用於一低場磁共振成像系統之RF信號鏈電路中之雜訊之方法及設備。該RF信號鏈電路中之一開關電路可包含至少一個場效應電晶體(FET)，其經組態以在小於10 MHz之一操作頻率下作為一RF開關而操作。一解耦電路可包含：調諧電路，其跨越一放大器之輸入而耦合；及主動回饋電路，其耦合於該放大器之一輸出與該放大器之一輸入之間，其中該主動回饋電路包含一回饋電容器，其經組態以減少耦合至該放大器之一RF線圈之一品質因子。

Description

用於低場磁共振成像(MRI)系統之射頻線圈信號鏈
本申請案係關於用於一低場MRI系統之射頻線圈信號鏈。
磁共振成像(MRI)為眾多應用提供一重要成像模態且廣泛用於臨床及研究環境中以產生人體內部之影像。作為一一般性，MRI係基於偵測磁共振(MR)信號，該等磁共振(MR)信號係由原子回應於經施加電磁場產生之狀態改變而發射之電磁波。舉例而言，核磁共振(NMR)技術涉及在一正成像之物件中之原子(例如，人體之組織中之原子)之核自旋之重新對準或馳豫之後旋即偵測自受激原子之原子核發射之MR信號。所偵測MR信號可經處理以產生影像，在醫學應用之內容脈絡中，此允許出於診斷、治療及/或研究目的研究身體內之內部結構及/或生物程序。
歸因於在無需其他模態之安全關切之情形下(例如，無需將受試者曝露於離子化輻射，例如x射線，或將放射性材料引入至身體之情形下)產生具有相對高解析度及反差比之非侵入性影像之能力，MRI為生物成像提供一種具吸引力之成像模態。此外，MRI尤其適合於提供軟組織反差比，其可經利用以使其他成像模態不能令人滿足地成像之標的物成像。此外，MR技術能夠擷取關於其他模態不能獲取之結構及/或生物程序之資訊。然而，MRI存在若干個缺點，對於一既定成像應用，該等缺點可涉及設備之相對高成本、受限制之可用性及/或獲得臨床MRI掃描器之難度及/或影像獲取程序之長度。
臨床MRI之趨勢係增加MRI掃描器之場強度以改良掃描時間、影像解析度及影像反差比中之一或多者，此繼而繼續推高成本。絕大多數經安裝MRI掃描器在1.5或3特士拉(T)下操作，特士拉係指主磁場B0 之場強度。一臨床MRI掃描器之一粗略成本估計係大約每特士拉一百萬美元，此未考慮操作此等MRI掃描器所涉及的大量操作、維護及維修成本。
此外，習用高場MRI系統通常需要大的超導磁體及相關聯電子裝置以產生一物件(例如，一病患)在其中成像之一強均勻靜磁場(B0 )。此等系統之大小係相當大的，其中一典型MRI設施包含用於磁體、電子裝置、熱管理系統及控制台區域之多個房間。MRI系統之大小及開支一般而言將其使用限制於諸如醫院及學術研究中心之公共設施，此等公共設施具有充足空間及資源來購買及維持MRI系統。高場MRI系統之高成本及大量空間要求導致MRI掃描器之受限制可用性。如此，經常存在其中一MRI掃描將係有益的之臨床情形，但歸因於上文所論述之限制中之一或多者，此係不實務的或係不可能的，如下文進一步詳細論述。
某些實施例包含一開關電路，其經組態以耦合至一低場磁共振成像系統之一射頻(RF)線圈。該開關電路包括至少一個場效應電晶體(FET)，其經組態以在小於10 MHz之一操作頻率下作為一RF開關而操作。
某些實施例包含一電路，其經組態以調諧耦合至一低場磁共振成像系統之一放大器之一射頻(RF)線圈。該電路包括：調諧電路，其跨越該放大器之輸入而耦合；及主動回饋電路，其耦合於該放大器之一輸出與該放大器之一輸入之間，其中該主動回饋電路包含一回饋電容器。
某些實施例包含一電路，其經組態以調諧耦合至一低場磁共振成像系統之一放大器之一射頻(RF)線圈。該電路包括主動回饋電路，其耦合於該放大器之一輸出與該放大器之一輸入之間以減少該RF線圈一品質因子。
本申請案依據35 U.S.C. § 119(e)主張於2018年5月21日提出申請且標題為「用於低場MRI系統之射頻線圈信號鏈(Radio-frequency Coil Signal Chain for a Low-field MRI System)」之美國臨時專利申請案第62/674,458號以及於2018年6月29日提出申請且標題為「用於低場MRI系統之射頻線圈信號鏈(Radio-frequency Coil Signal Chain for a Low-field MRI System)」之美國臨時專利申請案第62/692,454號之優先權，該等申請案中之每一者之全部內容以引用方式併入本文中。
MRI掃描器市場由高場系統且特定而言醫療或臨床MRI應用壓倒性地主導。如上文所論述，醫療成像中之一般趨勢係產生具有越來越大場強度之MRI掃描器，其中絕大多數臨床MRI掃描器在1.5 T或3 T下操作，其中在研究環境中使用7 T及9 T之較高場強度。如本文中所使用，「高場」一般而言係指在一臨床環境中當前在使用中之MRI系統，且更特定而言，係指在1.5 T或高於1.5 T之一主磁場(亦即，一B0 場)下操作之MRI系統，儘管在0.5 T與1.5 T之間操作之臨床系統亦通常表徵為「高場」。在大約0.2 T與0.5 T之間之場強度已表徵為「中場」，並且，隨著高場型態中之場強度繼續增加，在0.5 T與1 T之間之範圍中之場強度亦已表徵為中場。相比而言，「低場」一般而言係指以小於或等於大約0.2 T之一B0 場操作之MRI系統，儘管由於高場型態之高端處之經增加場強度，具有介於0.2 T與大約0.3 T之間之一B0 場之系統有時已表徵為低場。在低場型態內，以小於0.1 T之一B0 場操作之低場MRI系統在本文中被稱為「極低場」且以小於10 mT之一B0 場操作之低場MRI系統在本文中被稱為「超低場」。
如上文所論述，習用MRI系統需要專門化公共設施。MRI系統之操作需要一電磁屏蔽房間且該房間之地板必須在結構上增強。必須為高功率電子裝置及掃描技術人員之控制區域提供額外房間。亦必須提供站點之安全通道。此外，必須安裝一專用三相電連接以為電子裝置提供電力，該等電子裝置又由一冷凍水供應器冷卻。通常亦必須提供額外HVAC容量。此等站點要求不僅係昂貴的，且顯著限制其中可部署MRI系統之位置。習用臨床MRI掃描器亦需要大量專業技術來操作及維持。此等經高度訓練之技術人員及服務工程師添加大的持續操作成本以操作一MRI系統。因此，習用MRI頻繁地受到成本過高限制且嚴重受限於易達性，從而妨礙MRI成為能夠隨時隨地交付一寬範圍臨床成像解決方案之一廣泛可用之診斷工具。通常，一病患必須在預先排程之一時間及地點處訪問一受限數目個公共設施中之一者，從而妨礙MRI用於對此在輔助診斷、手術、病患監視及類似者中其係唯一有效的眾多醫療應用中。
如上文所論述，高場MRI系統需要特殊調適之公共設施以適應此等系統之大小、重量、電力消耗及屏蔽要求。舉例而言，一1.5T MRI系統之重量通常在4噸與10噸之間，且一3T MRI系統之重量通常在8噸與20噸之間。此外，高場MRI系統通常需要顯著量之重型且昂貴之屏蔽。諸多中場掃描器係甚至更重的，重量在10噸至20噸之間，部分歸因於極大永久磁體及/或軛之使用。商用低場MRI系統(例如，以0.2 T之一B0 磁場操作)通常亦係在10噸或以上之範圍中，此乃因大量磁鐵材料用於產生B0 場，其中額外噸數用於屏蔽。為容納此重型設備，房間(其通常具有30-50平方公尺之一最小大小)必須建造成具有經增強地板(例如，混凝土地板)，且必須經特殊屏蔽以防止電磁輻射干擾MRI系統之操作。因此，可用臨床MRI系統係不能動的且需要一醫院或公共設施內一大的專用空間之顯著開支，並且除了準備用於操作之空間之相當大的成本之外，需要在專業技術上之進一步額外持續成本以操作及維持系統。
此外，當前可用MRI系統通常消耗大量電力。舉例而言，普通1.5T及3T MRI系統在操作期間消耗之電力通常在20 kW至40 kW之間，而可用0.5T及0.2T MRI系統之消耗通常在5 kW至20 kW之間，其各自使用專用及專門化電源。除非另有規定，否則電力消耗係指在一所關注間隔內消耗之平均電力。舉例而言，上文所提及之20 kW至40 kW指示由習用MRI系統在影像獲取之過程中所消耗之平均電力，該過程可包含顯著超出平均電力消耗之峰值電力消耗之相對短週期(例如，當梯度線圈及/或RF線圈在脈衝序列之相對短週期內被加以脈衝時)。通常經由MRI系統自身之電力儲存元件(例如，電容器)來解決峰值(或大的)電力消耗之間隔。因此，平均電力消耗係更相關數目，此乃因其通常判定操作裝置所需之電力連接之類型。如上文所論述，可用臨床MRI系統必須具有專用電源，通常需要至電網之一專用三相連接以為MRI系統之組件供電。然後需要額外電子裝置以將三相電力轉換成由MRI系統利用的單相電力。部署習用臨床MRI系統之諸多實體要求形成一顯著可用性問題且嚴重限制可利用MRI之臨床應用。
因此，高場MRI之諸多要求使得在諸多情形中安裝受到禁止，從而限制其等部署至大機構醫院或專門化公共設施且通常限制其等用於經嚴密排程之約診，因此需要病患在預先經排程時間訪問專用公共設施。因此，對高場MRI之諸多限制妨礙MRI被完全用作一成像模態。儘管上文提及高場MRI之缺點，但較高場下SNR之顯著增加之訴求繼續將該行業驅動至越來越高場強度以供在臨床及醫療MRI應用中使用，從而進一步增加MRI掃描器之成本及複雜性，且進一步限制其等可用性並妨礙其等用作一個一般用途及/或大體可用之成像解決方案。
以低場型態(特定而言，以極低場型態)產生之MR信號之低SNR已妨礙對一相對低成本、低功率及/或可攜式MRI系統之開發。習用「低場」MRI系統在通常表徵為低場範圍(例如，臨床可用的低場系統具有大約0.2 T之一底值)之高端處操作以達成有用影像。儘管比高場MRI系統稍廉價，但習用低場MRI系統分攤相同缺點中之諸多缺點。特定而言，習用低場MRI系統係大的、固定及不動之設施，消耗大量電力(需要專用三相電力連接)且需要經特殊屏蔽的房間及大的專用空間。低場MRI之挑戰已妨礙可產生有用影像之相對低成本、低功率及/或可攜式MRI系統之開發。
發明者已開發能夠達成可攜式、低場、低功率及/或低成本之MRI系統之技術，該等技術可改良MRI技術在醫院及研究公共設施處超出當前MRI設施之各種環境中之大規模可部署性。因此，MRI可部署於急診室、小診所、醫生辦公室、行動單元、現場等中且可被攜帶至病患(例如，床邊)以執行諸多種成像程序及協定。某些實施例包含極低場MRI系統(例如，0.1 T、50 mT、20 mT等)，其等促進可攜式、低成本、低功率MRI，從而顯著增加一臨床環境中MRI之可用性。
存在對開發低場型態中一臨床MRI系統之眾多挑戰。如本文中所使用，術語臨床MRI系統係指產生臨床有用影像之一MRI系統，該等影像係指具有充足解析度及充分獲取時間之影像以用於使一醫師或臨床醫師針對一特定成像應用達成其預期目的。如此，臨床有用影像之解析度/獲取時間將取決於獲得該等影像所針對之目的。在低場型態中獲得臨床有用影像中之眾多挑戰其中之一係相對低SNR。具體而言，SNR與B0 場強度之間之關係在高於0.2 T之場強度下係大約B0 5/4 且在低於0.1 T之場強度下係大約B0 3/2 。如此，SNR隨著場強度降低而顯著下降，其中在極低場強度下經歷甚至更顯著之SNR下降。減小場強度導致之SNR之此顯著下降係已妨礙極低場型態中臨床MRI系統之開發之一顯著因素。特定而言，極低場強度下低SNR之挑戰已妨礙在極低場型態中操作之一臨床MRI系統之開發。因此，尋求在較低場強度下操作之臨床MRI系統已習用地達成大約0.2 T範圍或以上之場強度。此等MRI系統仍係大的、重型且昂貴的，一般而言需要固定的專用空間(或經屏蔽帷幕)及專用電源。
發明者已開發能夠產生臨床有用影像之低場及極低場MRI系統，從而允許開發使用當前最先進技術不可達成之可攜式、低成本及易於使用之MRI系統。根據某些實施例，一般而言，一MRI系統可無論何時何地需要時被運輸至病患以提供諸多種診斷、外科手術、監視及/或治療程序。
圖1係一MRI系統100之典型組件之一方塊圖。在圖1之說明性實例中，MRI系統100包括運算裝置104、控制器106、脈衝序列儲存裝置108、電力管理系統110及磁性組件120。應瞭解，系統100係說明性的且除或替代圖1中所圖解說明之組件，一MRI系統還可具有任何適合類型之一或多個其他組件。然而，一MRI系統通常將包含此等高階組件，儘管用於一特定MRI系統之此等組件之實施方案可相當不同，如下文進一步詳細論述。
如圖1中所圖解說明，磁性組件120包括B0 磁體122、勻場線圈124、RF傳輸及接收線圈126及梯度線圈128。磁體122可用於產生主磁場B0 。磁體122可係可產生一所期望主磁場B0 之磁性組件之任何適合類型或組合。如上文所論述，在高場型態中，通常使用一般而言以一螺線管幾何結構提供之超導材料形成B0 磁體，從而需要低溫冷卻系統以使B0 磁體保持在一超導狀態中。因此，高場B0 磁體係昂貴、複雜的且消耗大量電力(例如，低溫冷卻系統需要顯著電力以維持使B0 磁體保持在一超導狀態中所需之極低溫度)，需要大的專用空間及專門化專用電力連接(例如，至電力網之一專用三相電力連接)。習用低場B0 磁體(例如，在0.2 T下操作之B0 磁體)亦通常使用超導材料來實施且因此具有此等相同一般要求。其他習用低場B0 磁體使用永久磁體來實施，永久磁體產生習用低場系統所限制之場強度(例如，歸因於不能夠在較低場強度下獲取有用影像而介於0.2 T與0.3 T之間)，需要重量在5噸至20噸之極大磁體。因此，習用MRI系統之B0 磁體單獨妨礙可攜性及可負擔性兩者。
梯度線圈128可經配置以提供梯度場，且舉例而言可經配置以在三個大致正交方向(X、Y、Z)上於B0 場中產生梯度。梯度線圈128可經組態以藉由使B0 場(由磁體122及/或勻場線圈124產生之B0 場)系統地變化來編碼所發射MR信號以將所接收MR信號之空間位置編碼為頻率或相位之一函數。舉例而言，梯度線圈128可經組態以使頻率或相位作為沿著一特定方向之空間位置之一線性函數而變化，儘管亦可藉由使用非線性梯度線圈來提供更複雜的空間編碼規範。舉例而言，一第一梯度線圈可經組態以使B0 場在一第一(X)方向上選擇性地變化以在彼方向上執行頻率編碼，一第二梯度線圈可經組態以使B0 場在大致正交於第一方向之一第二(Y)方向上選擇性地變化以執行相位編碼，且一第三梯度線圈可經組態以使B0 場在大致正交於第一及第二方向之一第三(Z)方向上選擇性地變化以達成用於容積成像應用之切片選擇。如上文所論述，習用梯度線圈亦消耗通常由大的、昂貴梯度電源操作之顯著電力，如下文進一步詳細論述。
藉由分別使用傳輸及接收線圈(通常稱為射頻(RF)線圈)激勵及偵測所發射MR信號來執行MRI。傳輸/接收線圈可包含用於傳輸及接收之單獨線圈、用於傳輸及/或接收之多個線圈或者用於傳輸及接收之相同線圈。因此，一傳輸/接收組件可包含用於傳輸之一或多個線圈、用於接收之一或多個線圈及/或用於傳輸及接收之一或多個線圈。傳輸/接收線圈通常亦可稱為Tx/Rx或Tx/Rx線圈以一般地指代用於一MRI系統之傳輸及接收磁性組件之各種組態。可在本文中互換地使用彼等術語。在圖1中，RF傳輸及接收線圈126包括一或多個傳輸線圈，其等可用於產生RF脈衝以誘發一振盪磁場B1 。傳輸線圈可經組態以產生任何適合類型之RF脈衝。
電力管理系統110包含將操作電力提供至低場MRI系統100之一或多個組件之電子裝置。舉例而言，如下文更詳細論述，電力管理系統110可包含一或多個電力供應器、梯度電力組件、傳輸線圈組件及/或提供適合操作電力以使MRI系統100之組件通電及操作所需之任何其他適合電力電子裝置。如圖1中所圖解說明，電力管理系統110包括電力供應器112、電力組件114、傳輸/接收開關116及熱管理組件118 (例如，用於超導磁體之低溫冷卻設備)。電力供應器112包含將操作電力提供至MRI系統100之磁性組件120之電子裝置。舉例而言，電力供應器112可包含將操作電力提供至一或多個B0 線圈(例如，B0 磁體122)以產生用於低場MRI系統之主磁場之電子裝置。傳輸/接收開關116可用於選擇使RF傳輸線圈還是RF接收線圈操作。
電力組件114可包含：一或多個RF接收(Rx)前置放大器，其等放大由一或多個RF接收線圈(例如，線圈126)偵測之MR信號；一或多個RF傳輸(Tx)電力組件，其等經組態以將電力提供至一或多個RF傳輸線圈(例如，線圈126)；一或多個梯度電力組件，其等經組態以將電力提供至一或多個梯度線圈(例如，梯度線圈128)；及一或多個勻場電力組件，其等經組態以將電力提供至一或多個勻場線圈(例如，勻場線圈124)。
在習用MRI系統中，電力組件係大的、昂貴的且消耗顯著電力。通常，電力電子裝置佔用與MRI掃描器自身分離之一房間。電力電子裝置不僅需要空間，且亦係昂貴複雜裝置，其等消耗大量電力且需要支撐的壁裝式機架。因此，習用MRI系統之電力電子裝置亦妨礙MRI之可攜性及可負擔性。
如圖1中所圖解說明，MRI系統100包含控制器106 (亦稱為一控制台)，其具有控制電子裝置以將指令發送至電力管理系統110且自其接收資訊。控制器106可經組態以實施一或多個脈衝序列，其等用於判定發送至電力管理系統110以便以一所期望序列操作磁性組件120之指令(例如，用於操作RF傳輸及接收線圈126之參數、用於操作梯度線圈128之參數等)。如圖1中所圖解說明，控制器106亦與經程式化以處理所接收MR資料之運算裝置104互動。舉例而言，運算裝置104可處理所接收MR資料以使用任何適合影像重構程序來產生一或多個MR影像。控制器106可將關於一或多個脈衝序列之資訊提供至運算裝置104以便藉由運算裝置處理資料。舉例而言，控制器106可將關於一或多個脈衝序列之資訊提供至運算裝置104且運算裝置可至少部分基於所提供資訊執行一影像重構程序。在習用MRI系統中，運算裝置104通常包含一或多個高效能工作站，其等經組態以相對快速地對MR資料執行運算上昂貴的處理。此等運算裝置自身係相對昂貴的設備。
如自前述內容應瞭解，當前可用臨床MRI系統(包含高場、中場及低場系統)係大的、昂貴的、固定的安裝，從而需要大量專用且經特殊設計空間以及專用電力連接。發明者已開發出係較低成本、較低功率及/或可攜式之低場(包含極低場) MRI系統，從而顯著增加MRI之可用性及適用性。根據某些實施例，提供一可攜式MRI系統，從而允許將一MRI系統攜帶至病患且在需要其之位置處利用。
如上文所論述，某些實施例包含係可攜式的一MRI系統，，從而允許將MRI裝置移動至需要其之位置(例如，急診及手術室、初級醫療辦公室、新生兒加護病房、專業部門、緊急及行動運輸車輛以及現場)。一可攜式MRI系統之開發面臨眾多挑戰，包含大小、重量、電力消耗及在相對不受控制之電磁雜訊環境中(例如，一經特殊屏蔽之房間外部)操作之能力。
可攜性之一態樣涉及在多種位置及環境中操作MRI系統之能力。如上文所論述，當前可用臨床MRI掃描器需要位於經特殊屏蔽之房間中以允許裝置之正確操作且係促成當前可用臨床MRI掃描器之成本、可用性缺乏及不可攜性之緣由中之一者(在諸多緣由當中)。因此，為在一經特殊屏蔽之房間外部操作，且更特定而言，為允許一般而言可攜式、可推式或以其他方式可運輸式MRI，MRI系統必須能夠在各種雜訊環境中操作。發明者已開發出允許MRI系統在經特殊屏蔽之房間外部操作之雜訊抑制技術，以便促進可攜式/可運輸式MRI以及不需要經特殊屏蔽之房間之固定MRI設施兩者。儘管雜訊抑制技術允許在經特殊屏蔽之房間外部操作，但此等技術亦可用於在經屏蔽環境(舉例而言，較廉價、鬆散或特定屏蔽之環境)中執行雜訊抑制，且因此可與已裝配有有限屏蔽之一區域結合使用，此乃因該等態樣不限於此方面。
可攜性之一其他態樣涉及MRI系統之電力消耗。亦如上文所論述，當前臨床MRI系統消耗大量電力(例如，在操作期間範圍自20 kW至40 kW之平均電力消耗)，因此需要專用電力連接(例如，至電網之專用三相電力連接能夠遞送所需電力)。一專用電力連接之要求係在除專門裝配有適合電力連接之昂貴專用房間之外的各種位置中操作一MRI系統之一進一步障礙。發明者已開發出能夠使用市電操作之低功率MRI系統，諸如一標準壁式插座(例如，美國的120 V/20 A連接)或普通的大電器插座(例如，220-240 V/30 A)，從而允許裝置在提供普通電源插座之任何地方操作。「插入壁中」之能力促進可攜式/可運輸式MRI以及固定MRI系統安裝兩者而無需諸如一個三相電力連接之專門、專用電力。
如上文所論述，根據本文中所闡述之技術設計之一可攜式MRI裝置包含RF傳輸及接收線圈126，其經組態以在一傳輸操作期間產生一B1 磁場且在一接收操作期間自由一經成像物件產生之一MR信號收集通量。在轉換成MR影像之前放大及處理由RF接收線圈感測之信號。由RF接收線圈126記錄之信號之控制及處理中所涉及之電路在本文中被稱為「RF信號鏈」電路。發明者已認識到，用於習用高場MRI系統中之RF信號鏈電路之組件並不適合及/或並未最佳化以供在根據本文中所闡述之技術設計之一低場MRI系統中使用。為此，某些實施例係關於供在一可攜式低場MRI系統中使用之經改良RF信號鏈電路。
圖2示意性地圖解說明包含於某些實施例中之RF信號鏈電路200之某些組件。RF信號鏈電路200包含RF傳輸/接收線圈210及傳輸/接收電路212，傳輸/接收電路212經組態以取決於RF線圈210將操作以傳輸還是接收而將RF線圈210選擇性地耦合至RF接收電路。為最佳地操作，RF線圈通常經調諧以儘可能接近所謂拉莫(Larmor)頻率之一特定頻率而諧振。拉莫頻率(ω)係根據以下關係而與B0 場之強度相關：
Figure 02_image001
，其中γ係以MHz/T為單位之成像同位素之迴旋磁比率(例如，1 H)，且B係以特士拉為單位之B0 場之強度。用於高場MRI中之常用拉莫頻率之實例對於一1.5T MRI系統係大約64 MHz且對於一3T MRI系統係大約128 MHz。對於低場MRI系統，拉莫頻率實質上低於高場MRI系統。舉例而言，對於一64mT MRI系統，拉莫頻率係大約2.75 MHz。RF信號鏈電路200進一步包含調諧/匹配電路214，其經組態以變換RF線圈210之阻抗來最佳化效能。將調諧/匹配電路214之輸出提供至放大器216 (例如，一低雜訊放大器)，其在轉換成影像信號之前放大RF信號。發明者已認識到，在低場MRI系統中使用RF線圈之困難中之一者係此等線圈對電子組件中之雜訊之易感性。根據某些實施例，組件210、214及216中之一或多者經組態以減少RF信號鏈中之雜訊。
某些實施例包含多個RF線圈以改良由一RF線圈網路偵測之信號之信雜比(SNR)。舉例而言，RF線圈之一集合可配置於不同位置及定向處以偵測一綜合RF場。根據某些實施例，一可攜式MRI系統包括多個RF傳輸/接收線圈以改良影像獲取之SNR。舉例而言，一可攜式MRI系統可包括2個、4個、8個、16個、32個或更多個RF接收線圈以改良MR信號偵測之SNR。
如上文所論述，一般而言，RF線圈經調諧以在一所關注頻率(例如，拉莫頻率)下增加線圈敏感度。然而，毗鄰或相鄰線圈(例如，彼此充分接近之RF線圈)之間之電感耦合使經調諧線圈之敏感度降級且顯著減少RF線圈之集合之效用。存在用於幾何解耦相鄰線圈之技術但在空間上對線圈定向及位置施加了嚴格限制，從而減少了RF線圈之集合精確偵測RF場之能力，並因此使信雜比效能降級。
為解決線圈之間電感耦合之負面影響，發明者已利用減少多線圈傳輸/接收系統中射頻線圈之間電感耦合之效應之線圈解耦技術。舉例而言，圖3圖解說明一被動解耦電路300，其經組態以減少一多線圈傳輸/接收系統中射頻線圈之間之電感耦合。電路300經組態以解耦可經受B1 傳輸場(例如，來自一RF傳輸線圈)之RF線圈。解耦電路之目的係最小化在拉莫頻率下針對一既定AC激勵電壓穿過RF線圈之電流。特定而言，電感器L1表示MRI系統之視場內之一RF信號線圈。電容器C1及C2形成一調諧電路，其將線圈之電感匹配至低雜訊放大器(LNA)之輸入以最佳化雜訊效能阻抗。電感器L2及電容器C3形成一槽電路，其減少在包含L1、C1及C2之迴路中流動之電流以防止RF線圈耦合至其他線圈。圖4A圖解說明基於圖3中之電路300之一模擬在RF線圈之諧振頻率下LNA輸入處之電壓之一曲線圖。圖4B圖解說明基於圖3中之電路300之一模擬穿過RF線圈之電流之一曲線圖。如所展示，在2.75 MHz之諧振頻率下，LNA電壓係約26 dB (圖4A)且線圈電流係-37 dB (圖4B)。在圖4A及圖4B中之每一者中，經量測量之量值表示為一實線且經量測量之相位表示為一虛線。
發明者已認識到，使用一經調諧匹配濾波器解耦以減少RF線圈中之電流具有某些缺點，包含將多個組件(例如，電容器C1、C2及C3)調諧至線圈之操作頻率之需要。此外，電感器L2中之損失導致SNR之一損失。如此，解耦效率係與SNR效率之一折衷。此外，如圖4B中所展示，儘管經調諧匹配濾波器大致在諧振頻率下減少線圈電流，但電流波形中之尖銳波穀演示，穿過RF線圈之電流減少僅針對圍繞諧振頻率之一有限頻寬係小的。
某些實施例係關於一經改良解耦電路，其經組態以藉由使用來自放大器之輸出之回饋而阻尼線圈回應來減少RF線圈中之電流。圖5展示根據某些實施例經組態以提供回饋解耦之一解耦電路400之一實例。電路400包含自一放大器LNA之輸出至LNA之一輸入之一主動回饋路徑。在圖5中所展示之實例中，主動回饋路徑包含一單個回饋路徑。然而，應瞭解，另一選擇係，主動回饋路徑可實施為複數個回饋路徑，其每一者在被選擇時提供一不同類型之回饋解耦。舉例而言，在某些實施例中，主動回饋路徑包含：一第一回饋路徑，其經組態以提供一第一回饋信號；及一第二回饋路徑，其經組態以提供一第二回饋信號。
發明者已認識到，回饋信號之相位影響在調諧頻率下之放大增益。舉例而言，在於主動回饋路徑中包含多個回饋路徑之某些實施例中，一第一回饋路徑可提供與RF線圈之一諧振頻率異相90度或270度之一第一回饋信號，且一第二回饋路徑可提供與RF線圈之一諧振頻率異相180度之一第二回饋信號。另一選擇係，放大器之增益可調諧成與線圈之諧振頻率異相90度或270度。當使用270度之一相位時，調諧頻率下之放大增益可係最大的。在其中使用一單個回饋路徑之其他實施例中，可將回饋信號之相位設定為180度以歸因於線圈中之較少電流而提供更高效解耦。
由電路400提供之回饋解耦使用主動負回饋以阻尼線圈回應(亦稱為減少線圈之品質(Q)因子或「de-Qing」線圈)且藉此減少RF線圈中流動之電流。如所展示，電路400亦包含一調諧/匹配電路，其配置於RF線圈與LNA之間。可根據某些實施例使用任何適合調諧/匹配電路，其實例在下文中闡述。
圖6圖解說明使用一單個電容器C1實施調諧/匹配電路之一基於回饋之解耦電路500。與解耦電路300相比，解耦電路500僅包含一單個組件(亦即，電容器C1)用以調諧。此外，由於電路500僅包含電抗組件C1及C2且在調諧/匹配電路中不包含一電感器，因此該解耦電路不會歸因於在電路300中包含電感器L1而引入與電路300相關聯的SNR損失。
可使用具有一固定值之一電容器來實施電容器C1。另一選擇係，可使用具有一可變值之一電容器(例如，一變容二極體)來實施電容器C1。在仍其他實施例中，可使用與具有可變值之一電容器並聯配置的具有固定值(例如，300 pF)之一電容器來實施電容器C1。此一配置減少藉由在回饋迴路中使用一可變電容器而引入之AC損失之效應。
圖7A圖解說明基於圖5中之電路500之一模擬在RF線圈之諧振頻率下LNA輸入處之電壓之一曲線圖。圖7B圖解說明基於圖6中電路500之一模擬穿過RF線圈之電流之一曲線圖。如所展示，在2.75 MHz之諧振頻率下，LNA輸入電壓係約8 dB (圖7A)且穿過線圈之電流係約-35 dB。然而，與在線圈之諧振頻率下展示一尖銳波穀之圖4B中所展示之線圈電流曲線圖相比，圖7B展示與電路300相比當使用解耦電路500時線圈電流在一更寬頻帶上減少。因此，與電路300相比，電路500提供一較寬頻帶上之RF線圈解耦。
圖8圖解說明一替代基於回饋之解耦電路600，其中圖6中所展示之電路500之單個電容器調諧/匹配電路被替換為包含組件C1、C3及L2之一調諧/匹配網路。在電路600中，除了具有由包含電容器C2之一主動回饋路徑提供之基於回饋之解耦之外，一調諧/匹配網路還可用於調諧RF線圈(表示為L1)。
在某些實施例中，舉例而言，分別由圖5、圖6及圖8中之電路400、500及600之回饋組件提供之電容式回饋電路被替換為互感回饋電路。圖24圖解說明一替代基於回饋之解耦電路2400，其中舉例而言，圖6之電路500中所展示之電容式回饋電路被替換為包含組件R1、R2及L2之互感回饋電路。在電路2400中，電感器L1及L2(例如)使用一變壓器或經由空氣相互耦合。
根據某些實施例用於提供RF線圈解耦之另一技術係在RF信號鏈中提供一傳輸/接收開關。傳輸/接收開關經組態以在RF信號正由一或多個RF傳輸線圈傳輸時將RF線圈與放大器隔離。具體而言，傳輸/接收開關將調諧/匹配網路劃分成兩個網路部分以在RF傳輸循環期間保護敏感電子裝置。在某些習用MRI系統(例如，高場MRI系統)中，通常使用一個二極體(諸如一PIN二極體)來實施傳輸/接收開關312。包含一個二極體D1之傳輸/接收開關電路之一實例在圖9中展示為電路700。在一傳輸脈衝期間，二極體D1經接通以形成一短路，從而將RF信號線圈與接收電子裝置隔離。如上文結合電路300所闡述，所得網路提供具有一高阻抗之一槽電路，其確保RF線圈中之電流保持為小。在接收循環期間，二極體D1被關閉，從而導致RF線圈被連接至放大器且由槽電路調諧，該槽電路經組態以限制穿過RF線圈之電流，同時允許在放大器之輸出處偵測到充足信號。因此，RF線圈在傳輸循環期間被連接至一第一槽電路且在一脈衝序列之接收循環期間被連接至一第二槽電路。
習用解耦電路(諸如圖9中所展示之彼電路)通常使用PIN二極體來將接收電子裝置與RF信號線圈隔離。然而，適合於在一解耦電路中執行此功能之PIN二極體需要大約0.1 A之電流以接通二極體。作為一實例，具有八個接收線圈之一傳輸/接收線圈系統可需要大約0.8 A之電流以針對一影像獲取脈衝序列之每一傳輸及接收循環將接收線圈與RF信號線圈解耦。因此，在一影像獲取協定之時段內，RF傳輸/接收系統之解耦電路消耗大量電力。此外，當使用PIN二極體時，需要一加偏壓電阻器R1及包含組件L1及C1之一AC阻斷濾波器，且當二極體係在關閉狀態中時不隔離電路之接地。此外，儘管PIN二極體在用於高場MRI系統中之較高頻率下工作良好，但PIN二極體在用於低場或極低場MRI系統中之低操作頻率(例如，小於10 MHz)下工作不良。在此等低頻率下，PIN二極體整流信號而非阻斷信號。舉例而言，一DC偏壓電流Ibias 允許甚至在施加一負信號時加正向偏壓於二極體。對於頻率f 及峰值電流Ipeak 之一AC信號，根據以下關係：τIbias ＞Ipeak /f ，比率Ipeak /f 需要低於DC偏壓電流Ibias 與載子壽命τ之乘積，以使PIN二極體適當地起作用以阻斷信號。然而，某些低場MRI應用可具有以下參數：Ipeak = 10A、f = 2.75 MHz、Ibias = 100 mA。根據以上關係，對於此等參數，PIN二極體將需要具有一載子壽命τ ＞ 37 μs，此並非商用PIN二極體之一特性。
發明者已認識到，通常用於一解耦電路中之PIN二極體可由氮化鎵(GaN)場效應電晶體(FET)替換以解決在一低場MRI系統之一RF傳輸/接收電路中使用PIN二極體之缺點中之某些缺點，包含減少RF傳輸/接收系統之電力消耗。特定而言，GaN FET需要大約數個微安培來接通，從而將電力消耗減少數個數量級。此外，與PIN二極體相比，GaN FET之電阻在接通時係小的，從而減少對槽電路之負面影響。根據某些實施例，電路700中之二極體D1被替換為一或多個GaN FET，藉此減少RF傳輸/接收系統之電力消耗。
圖10圖解說明根據某些實施例之一RF傳輸/接收開關電路412，其中電路700之二極體D1已替換為一對鏡像FET (例如，GaN FET) F1及F2。儘管電路412包含一對鏡像FET，但在某些實施例中，一RF傳輸/接收開關電路412可包含任何適合數目個FET，包含但不限於一單個FET。不同於PIN二極體，GaN FET在所有頻率下操作良好，具有可忽略之電力消耗，在關閉狀態中接地隔離，並具有較PIN二極體低之一接通狀態電阻(例如，＜0.1 Ohm)。
圖11A至圖11C圖解說明根據某些實施例之一FET在一RF傳輸/接收系統中用作一開關之操作狀態。圖11A圖解說明一GaN FET，其組態為一汲極節點D與一源極節點S之間之一開關。GaN FET之閘極G用於控制開關在接通與關閉之間之狀態。圖11B圖解說明在關閉狀態中GaN FET可藉助三個經集總電容器C_ds、C_gs及C_gd模型化。在此一組態中，在C_ds之值係小的(例如，10-100 pF)之情形中，汲極D係與源極S隔離。在某些實施例中，包含於一傳輸/接收開關中之至少一個GaN FET之汲極-源極電容係至少15 pF。圖11C圖解說明在接通狀態中，汲極-源極電容C_ds由一短路替換。
圖12圖解說明根據某些實施例用於在經配置以作為一RF傳輸/接收開關操作之GaN FET U1及U2上驅動一閘極電壓之一電路1000。GaN FET經組態以將接收電子裝置與RF線圈耦合及解耦。如所展示，電感器L5及L6被配置為經組態以將一控制信號V2耦合至FET U1及U2之閘極之一變壓器，同時提供接地隔離。二極體D3操作以整流控制信號以跨越電容器C7於閘極處形成一DC開/關電壓。電阻器R11經組態以使電容器C7及FET之閘極電容放電。R11及C7+Cgates之時間常數判定傳輸/接收開關關閉得多快。在某些實施例中，控制信號V2可係耦合至電感器L5之一10 MHz正弦波以驅動FET。在操作中，可接通/關閉10 MHz信號以使FET閘極充電且接著關閉。然後電阻器R11使閘極驅動器放電以斷開開關。在圖12之實例中，電感器L5與L6之間之耦合可係不良的且電感係小的。舉例而言，在某些實施例中，L5/L6可實施為小的空心變壓器或一RF變壓器。
圖13圖解說明根據某些實施例用於在經配置以作為一RF傳輸/接收開關操作之GaN FET U1及U2上驅動一閘極電壓之一驅動電路1100。在電路1100中，除使用一外部提供之控制信號V2 (如在電路1000中)外，將RF傳輸脈衝自身用作控制信號以閘控傳輸/接收開關。在圖13之實例中，由電感器L6表示之一線圈經組態以接收RF傳輸脈衝，且作為回應，產生驅動GaN FET之閘極之一電壓。在某些實施例中，一RF線圈陣列中之RF線圈中之每一者可與一線圈L6相關聯，線圈L6經組態以接收用於彼線圈之RF傳輸脈衝。在其他實施例中，一多線圈陣列中之RF線圈中之一子集(例如，一者)可與經組態以接收RF傳輸脈衝之線圈L6相關聯，且可將由線圈L6回應於接收到傳輸脈衝而產生之開關信號散佈至與陣列中之其他RF線圈相關聯之電路。與電路1000相比，電路1100使用較不複雜之驅動電路，此乃因不需要一單獨控制信號產生器。然而，將傳輸脈衝用作一控制信號之一結果係開關並不閉合直至在RF傳輸開始之稍後且RF傳輸脈衝可由脈衝接收器線圈L6偵測到。
某些實施例係關於用於供在一低場MRI系統中使用之一射頻(RF)線圈之一新穎設計。供在MRI系統中使用之某些習用RF線圈設計被組態為一螺線管，其以一螺旋型樣纏繞在一待成像物件上。舉例而言，通常用於MRI系統中之頭部線圈包含形成於一螺線管組態中之一導體，使得一人之一頭部可插入螺線管之內部。圖14A示意性地圖解說明一螺線管RF線圈設計，其中一導體係在一單個遍次中以複數個廻圈自一基板之一第一側至與第一側相對之基板之一第二側纏繞在該基板上。當到達基板之第二側時，導體可返回至第一側而不形成額外廻圈，如所展示。圖14B展示圖14A之線圈配置之一俯視圖，其中導體之廻圈由垂直線表示。點V+及V-表示線圈中之導體之端，該等端在一MRI系統中被連接至經組態以放大所記錄信號之一放大器(例如，一低雜訊放大器)。
在一理想情形中，在RF線圈之輸出處記錄之電位經平衡使得在線圈中缺乏電動勢(emf)之情形下V+ - V- = 0。然而，當一物件(諸如一人之頭部)插入至螺線管線圈中時，寄生耦合發生於物件與線圈中之導體之間，此可導致V+及V-不平衡且在放大器輸入處產生一電壓。當線圈用於MRI系統中時，電壓顯示為所記錄MR信號中之一雜訊信號。取決於頭部在RF線圈內之位置，寄生耦合可不同地影響在點V+及V-處記錄之信號。舉例而言，當物件插入在線圈之一端處時，歸因於寄生耦合而引入至所記錄信號中之雜訊之量值在點V+處與點V-相比可係大的，此乃因V+與雜訊被引入至線圈中之點之間之較短導體距離。另一選擇係，若物件配置於點V+與V-之間之線圈之中心處或附近，則引入至線圈中之雜訊將同等地影響在點V+及V-兩者處所偵測之電壓。在仍另一實施方案中，若物件配置成較靠近點V-，則較點V+將在點V-處偵測更多雜訊，從而導致一不平衡輸出(亦即，V+ - V- ≠ 0)。
圖15A示意性地圖解說明當一物件(表示為電壓源V0 )在一特定位置處插入至一螺線管線圈中時，一寄生耦合(表示為阻抗ZC )在線圈中之一單個點處被引入至線圈中。應瞭解，實務上，將散佈自物件至線圈繞組之寄生耦合。圖15B圖解說明寄生耦合之引入如何影響在導體之端處量測之電壓V+ 、V- 之一阻抗模型。ZC 表示物件與線圈之間之寄生耦合，Z+ 表示引入寄生耦合之點與點V+ 之間之導體中之阻抗，Z- 表示引入寄生耦合之點與點V- 之間之導體中之阻抗，且ZG 表示導體之端中之每一者(亦即，V+ 及V- )與接地之間之阻抗。當物件與線圈之間存在一弱寄生耦合(例如，ZC ˃˃ Z+ 、 Z- 、 ZG )時，以下關係闡述導體V+ 及V- 之兩個端處電位之不同：
Figure 02_image003
由於V+及V-處之線圈之輸出可係不平衡的，某些習用RF線圈包含RF線圈與放大器之間之一平衡-不平衡變壓器以提供一平衡輸出且拒斥引入至線圈中之共模雜訊。發明者已認識到，不期望在一低場MRI系統中使用平衡-不平衡變壓器來拒斥引入至一RF線圈中之共模雜訊，此歸因於由線圈接收之小量值信號及平衡-不平衡變壓器之有損特性。為此，某些實施例係關於一RF線圈設計，其使用經設計以減少共模雜訊之一纏繞型樣，此減輕使用一平衡-不平衡變壓器之需要。
圖16至圖19示意性地圖解說明根據某些實施例之RF線圈設計。對於圖16至圖19中所展示之線圈設計，結果係一螺線管線圈具有與圖14A中所展示之習用線圈纏繞型樣類似之磁性質。舉例而言，位於彼此附近之線圈之匝偵測一類似磁通量。然而，圖16至圖19中所展示之RF線圈之電性質不同於用於圖14A線圈設計之彼等電性質。特定而言，圖16至圖19中所展示之纏繞設計在一待成像物件插入線圈中時導致經改良平衡及共模拒斥。如所展示，當一待成像物件插入至一線圈中時，物件與導體之間之寄生耦合導致在位於物件附件之導體之匝中誘發一電壓。對於圖16至圖19中所展示之纏繞型樣，當將一電壓施加至導體時，導體之毗鄰匝具有一類似電感及電位，此乃因毗鄰匝位於距各別點V+及V-之一類似距離。因此，歸因於插入線圈中之一物件至導體之寄生耦合而在導體中誘發之電壓顯示為於輸出V+及V-兩者處類似之一雜訊信號 - 而不管物件在線圈中之位置，使得V+ - V- ~ 0，藉此減少共模雜訊。
除如圖14A中所展示在一單個廻圈遍次中自RF之一端至另一端纏繞導體外，在某些實施例中，以一平衡型樣使用多個(例如，兩個)廻圈或部分廻圈遍次自端至端地纏繞導體。圖16A展示一「交錯」纏繞型樣，其中在一基板之一端處開始之一導體係藉由在一第一遍次中沿著纏繞方向與導體之一第一端間隔開之不同層級處跳過基板之部分而纏繞在基板上。當導體在一第二遍次中自基板之另一(第二)端纏繞時，導體纏繞在於第一遍次中跳過之基板之彼等部分上。圖16B展示圖16A中所圖解說明之交錯纏繞型樣之一俯視圖。
圖16A中所展示之交錯纏繞型樣在一第一遍次中跳過完整匝(例如，360°轉數)且在相反方向上於第二遍次中填充於彼等所跳過匝中。然而，應瞭解，亦預期替代交錯纏繞型樣。舉例而言，圖17A展示一交錯型樣，其中除在第一遍次中跳過一完整匝(例如，360°)外，纏繞型樣還在複數個層級中之每一者處自基板之第一端圍繞基板完成一系列半匝(例如，180°)，同時跳過第一遍次中該等匝之另一半。然後在第二遍次期間自基板之第二端至第一端填充經跳過半匝，從而導致一完全螺線管線圈組態。圖17B展示圖17A之半匝跳過交錯纏繞設計之一俯視圖。下文中所更詳細闡述之圖22A至圖22L圖解說明用於實施圖17A中所圖解說明之半匝跳過設計之一程序。
圖18A圖解說明根據某些實施例之一替代平衡纏繞型樣之一實例。在圖18A中所展示之纏繞型樣中，第一複數個導體廻圈自第一端至第二端纏繞在基板上，而不跳過第一遍次上之任何層級。在自第二端至第一端之第二遍次上，位於第一複數個廻圈附近之第二複數個廻圈纏繞在基板上以形成一「雙」纏繞型樣。圖18B展示圖18A中所圖解說明之纏繞型樣之一俯視圖。
圖19展示根據某些實施例具有一交錯組態之另一平衡纏繞型樣之一俯視圖。在圖19中所展示之纏繞型樣中，除自基板之一第一端至基板之一第二端在一系列層級中形成廻圈外(例如，如圖16A中所展示)，導體在一第一遍次中自基板之第一端至第二端纏繞成一螺旋組態，且在一第二遍次中自基板之第二端至第一端纏繞成一逆螺旋組態。形成螺旋纏繞組態之特定角度並非對本發明之實施例之一限制，此乃因可使用針對圍繞基板之任何所期望數目個匝之任何適合角度。
上文結合圖16至圖19所闡述之平衡纏繞型樣係關於具有一螺線管組態之RF線圈，其中一物件(例如，一病患之頭部)插入螺線管內。發明者已認識到，本文中所闡述之平衡纏繞技術亦可用於除一螺線管線圈之外的線圈組態。舉例而言，圖20圖解說明使用一平衡纏繞型樣來形成一RF表面線圈之一實例。表面線圈包含配置成彼此緊鄰的兩個導體繞組。如所展示，可使兩個繞組之間之距離(h)為小(例如，接近幾乎等於0的一距離)，使得多個繞組具有類似於具有一單個繞組之一線圈之磁性質。在某些實施例中，兩個繞組可組態成彼此異相180°。
圖21圖解說明根據某些實施例用於製造一RF線圈之一程序2100。在動作2110中，提供一基板，一導體將纏繞在該基板上。該基板可由任何適合非磁性材料製成。在某些實施例中，該基板包括(舉例而言)使用一加性製造程序(例如，3D印刷)製作之一塑膠材料。然後程序2130進行至動作2112，其中複數個槽形成於基板中。舉例而言，該基板可包含一頂部及一底部且複數個槽可形成於自基板之頂部至基板之底部間隔開之位置處。在某些實施例中，基板形成一頭盔之形狀，一人之頭部可放置在該頭盔內，且該等槽自頂部至底部圍繞頭盔之一圓周形成為複數個圓周槽或「環」。在某些實施例中，自基板之頂部至底部使用一相同間距來分離複數個環以形成其內可纏繞一導體之複數個層級。複數個槽亦可包含連接圓周槽之複數個連接槽。在某些實施例中，該等槽可作為製作基板之部分而形成於基板中(例如，使用一加性製造程序)，使得不需要在基板中形成槽之一單獨動作。
然後程序2100進行至動作2114，其中一導體之一第一部分纏繞於形成於基板中之槽之一第一部分內。如上文結合圖17A所論述，在某些實施例中，導體之一第一部分可藉由跳過每一其他層級自基板之頂部至底部纏繞於位於交替層級處之槽中。在其他實施例中，導體之一第一部分可在每一層級上纏繞於槽之部分(例如，半匝)內，同時在每一層級上跳過槽之其他部分。然後程序2100進行至動作2116，其中導體之一第二部分纏繞於形成於基板中之槽之一第二部分內。舉例而言，可使用在自頂部至底部纏繞導體之第一部分時跳過之槽之部分纏繞當自基板之底部至頂部纏繞時的導體之第二部分。當自底部至頂部纏繞導體之第二部分時，該導體之第二部分之部分可交越(或橫跨)自頂部至底部纏繞之導體之第一部分之部分。可使用任何適合導體，包含但不限於銅線及李茲線。導體可係單股的或可包含多股導電材料。導體之端可經組態以耦合至一放大器以在於一低場MRI系統中用於自一經成像物件接收MR信號時放大由RF線圈記錄之信號。
圖22A至圖22L圖解說明根據某些實施例製造一傳輸/接收RF頭部線圈以供在一低場MRI系統中使用之一程序中之動作。圖22A展示根據經編號箭頭自一基板(例如，其中形成有之槽之一塑膠頭盔)之頂部開始之線圈纏繞。舉例而言，導體配置(1)於將基板之頂部連接至一第一圓周槽之一連接槽中。接著在一順時針方向上將導體纏繞(2)在第一圓周槽之一半匝上。圖22B展示在完成(3)第一圓周槽之半匝之後，將導體配置(4)於連接第一圓周槽與一第二圓周槽之一連接槽中，第二圓周槽較第一圓周槽更遠離頂部而間隔開。然後亦在順時針方向上將導體纏繞(5)在第二圓周槽之一對置半匝上。圖22C展示將導體纏繞(6)於第二圓周槽中，直至(7)到達連接第二與第三圓周槽之一連接槽，如圖22D中所展示。然後將導體配置(8)於第二與第三圓周槽之間之連接槽內。圖22E展示纏繞(9)在順時針方向上圍繞一對置半匝於第三圓周槽中繼續，直至(10)到達連接第三與第四圓周槽之一連接槽，如圖22F所展示。然後將導體配置(11)於第三與第四圓周槽之間之連接槽內。圖22G展示纏繞以上文所闡述之半匝型樣繼續，直至到達最底部圓周槽。在某些實施例中，不存在導體在頭盔之一後部側上之交叉，如圖22H中所展示。
圖22I展示在完成最底部圓周槽上之纏繞之後，導體之纏繞自底部至頂部在自頂部至底部之纏繞中跳過之圓周槽之部分內繼續。舉例而言，導體纏繞(12)於最底部圓周槽中，導體經配置(13)且交越連接最底部圓周槽與其上方之圓周槽之連接槽內之導體之部分。纏繞(14)於圓周槽中在於頂部至底部纏繞中跳過之部分中繼續。如圖22J中所展示，纏繞(15)繼續直至遭遇下一連接槽，導體經配置(16)且交越彼連接槽內之導體，然後在下一最高圓周槽內繼續(17)。圖22K展示纏繞以相同型樣繼續至基板之頂部，此後切割導體以完成用於具有交錯纏繞之傳輸/接收RF線圈之線圈纏繞，如圖22L中所展示。儘管已將纏繞闡述為係在順時針方向上，但應瞭解，另一選擇係，纏繞可在逆時針方向上進行。此外，儘管圖22A至圖22L中所闡述之程序展示在複數個圓周槽中之每一者中纏繞半匝，但應瞭解，亦可使用其中每一其他圓周槽自頂部至底部跳過且接著自底部至頂部填充之一纏繞型樣。
圖23A展示根據某些實施例用於使用一交錯纏繞型樣製造一僅接收RF線圈之一程序。如所展示，線圈纏繞藉由將導體於一連接槽中自基板(例如，其中形成有槽之一塑膠頭盔)之頂部配置(1)至基板之一側(例如，左側)而開始。圖23B展示當導體到達(2)左側上之一環狀槽時，導體纏繞(3)在該環狀槽上。圖23C展示當完成導體圍繞環狀槽之纏繞(4)時，導體經配置(5)且交越連接環狀槽與基板之頂部之連接槽中之導體。如圖23D中所展示，纏繞(6)在形成於頭盔之左半側中之一彎曲槽中繼續。圖23E展示在完成頭盔之左半側中之纏繞之後，導體經配置以交越頭盔之頂部以開始導體在頭盔之右半側上之纏繞，如圖23F中所展示。圖23G及圖23H展示頭盔之右半側中之纏繞圍繞頭盔之右半側中之槽繼續且經配置並交越連接頭盔之右半側上之環狀槽與頭盔之頂部之連接槽中之導體。
因此，已闡述陳述於本發明中之技術之數項態樣及實施例，應瞭解，對於熟悉此項技術者，各種變更、修改及改良將易於發生。此等變更、修改及改良意欲在本文中所闡述之技術之精神及範疇內。舉例而言，熟習此項技術者將易於想像用於執行功能及/或獲得本文中所闡述之結果及/或優點中之一或多者之各種其他構件及/或結構，且此等變化形式及/或修改中之每一者被視為係在本文中所闡述之實施例之範疇內。熟習此項技術者將僅使用常規實驗即可認識或能夠確定本文中所闡述之具體實施例之諸多等效內容。因此，應理解，前述實施例僅以實例方式呈現且在隨附申請專利範圍及其等效物之範疇內，發明性實施例可不同於所具體闡述的來實踐。此外，若本文中所闡述兩個或更多個特徵、系統、物品、材料、套組及/或方法不相互矛盾，則此等特徵、系統、物品、材料、套組及/或方法之任一組合包含於本發明之範疇內。
可以眾多方式中之任一者來實施上文所闡述之實施例。涉及程序或方法之效能之本發明之一或多項態樣及實施例可利用可由一裝置(例如，一電腦、一處理器或其他裝置)執行之程式指令來執行程序或方法或控制其等效能。就此而言，各種發明性概念可體現為一電腦可讀儲存媒體(或多個電腦可讀儲存媒體)(例如，一電腦記憶體、一或多個軟式磁碟、壓縮碟片、光碟、磁帶、快閃記憶體、場可程式化閘陣列或其他半導體裝置中之電路組態、或者其他有形電腦儲存媒體)，電腦可讀儲存媒體編碼有當在一或多個電腦或其他處理器上執行時執行實施上文所闡述之各種實施例中之一或多者之方法之一或多個程式。電腦可讀媒體或若干電腦可讀媒體可係可輸送的，使得儲存於其上之程式或若干程式可被載入至一或多個不同電腦或其他處理器上以實施上文所闡述之態樣中之各種態樣。在某些實施例中，電腦可讀媒體可係非暫時性媒體。
術語「程式」或「軟體」在一泛用意義上用於本文中，以指代可用於程式化一電腦或其他處理器來實施如上文所闡述之各種態樣之任何類型之電腦程式碼或電腦可執行指令集。此外，應瞭解，根據一項態樣，在執行時執行本發明之方法之一或多個電腦程式無需駐存於一單個電腦或處理器上，但可以一模組化方式散佈於若干個不同電腦或處理器當中以實施本發明之各種態樣。
電腦可執行指令可呈由一或多個電腦或其他裝置執行之諸多形式，諸如程式模組。一般而言，程式模組包含執行特定任務或實施特定抽象資料類型之常式、程式、物件、組件、資料結構等。通常，在各種實施例中，可如所期望組合或散佈程式模組之功能性。
此外，資料結構可以任何適合形式儲存於電腦可讀媒體中。出於簡化圖解說明之目的，資料結構可經展示以具有透過資料結構中之位置相關之欄位。此等關係同樣可藉由以電腦可讀媒體中之位置為欄位指配儲存區而達成，該等位置傳達欄位之間之關係。然而，任何適合機制可用於在一資料結構之欄位中之資訊之間確立一關係，包含透過使用在資料元素之間確立關係之指標、標籤或其他機制。
可以眾多方式中之任一者來實施本發明之上文所闡述之實施例。舉例而言，實施例可使用硬體、軟體或其一組合來實施。當以軟體實施時，可在任何適合處理器或處理器集合上執行軟體程式碼，無論提供於一單個電腦中或散佈於多個電腦當中。應瞭解，執行上文所闡述之功能之任何組件或組件集合可泛用地視為控制上文所論述之功能之一控制器。一控制器可以眾多方式來實施，諸如藉助專用硬體，或者藉助使用微程式碼或軟體來程式化以執行上文所陳述之功能之一般用途硬體(例如，一或多個處理器)，且當控制器對應於一系統之多個組件時可以一方式組合來實施。
進一步，應瞭解，作為非限制性實例，一電腦可以若干種形式中之任一者來體現，諸如一機架安裝型電腦、一桌上型電腦、一膝上型電腦或一平板電腦。此外，一電腦可嵌入於一般而言不被視為一電腦但具有適合處理能力之一裝置中，包含一個人數位助理(PDA)、一智慧型電話或任何其他適合可攜式或固定電子裝置。
此外，一電腦可具有一或多個輸入及輸出裝置。除其他事物之外，可使用此等裝置以呈現一使用者介面。可用於提供一使用者介面之輸出裝置之實例包含用於輸出之視覺呈現之印表機或顯示螢幕及用於輸出之聲訊呈現之揚聲器或其他聲音產生裝置。可用於一使用者介面之輸入裝置之實例包含鍵盤及指標裝置，諸如滑鼠、觸控墊及數位化輸入板。作為另一實例，一電腦可透過語音辨識或以其他聲訊格式接收輸入資訊。
此等電腦可藉由一或多個網路以任何適合形式互連，包含一區域網路或一廣域網路，諸如一企業網路，及智慧型網路(IN)或網際網路。此等網路可係基於任何適合技術且可根據任何適合協定操作並且可包含無線網路、有線網路或光纖網路。
此外，如所闡述，某些態樣可體現為一或多種方法。作為方法之部分執行之動作可以任一適合方式來排序。因此，實施例可經構建，其中以不同於所圖解說明之一次序執行動作，其可包含同時執行某些動作，即使在說明性實施例中展示為依序動作。
本文中所定義及所使用之所有定義應理解為控制在辭典定義、以引用方式併入之文件中之定義及/或所定義術語之常規意義以內。
除非明確指示為相反，否則如本文中在說明書及在申請專利範圍中所使用之不定冠詞「一(a)」及「一(an)」應理解為意指「至少一個」。
如本文中在說明書及在申請專利範圍中所使用之片語「及/或」應理解為意指如此結合之元件中之「任一者或兩者」，亦即，在某些情形中以結合方式存在且在其他情形中以分離方式存在之元件。以「及/或」列舉之多個元件應視為呈相同方式，亦即，如此結合之元件中之「一或多者」。可視情況存在除由「及/或」從句特定識別之元件以外的其他元件，無論與特定識別之彼等元件相關還是不相關。因此，作為一非限定性實例，當結合諸如「包括」之開放式語言使用時，在一項實施例中，對「A及/或B」之一提及可係指僅A (視情況包含除B以外之元件)；在另一實施例中，係指僅B (視情況包含除A以外之元件)；在仍另一實施例中，係指A及B兩者(視情況包含其他元件)；等等。
如本文中在說明書中及在申請專利範圍中所使用，參考一或多個元素之一清單之片語「至少一個」應理解為意指選自元件清單中之任一或多個元件中之至少一個元件，但未必包含元件清單內特定列出之每一(each)及每一(every)元件中之至少一者，且不排除元件清單中元件之任何組合。此定義亦允許可視情況存在除片語「至少一個」所指之元件清單內特定識別之元件之外之元件，無論與特定識別之彼等元件相關還是不相關。因此，作為一非限定性實例，在一項實施例中，「A及B中之至少一者」(或等效地，「A或B中之至少一者」，或等效地，「A及/或B中之至少一者」)可係指至少一個(視情況包含一個以上) A，而不存在B (且視情況包含除B以外之元件)；在另一實施例中，係指至少一個(視情況包含一個以上) B，而不存在A (且視情況包含除A以外之元件)；在仍另一實施例中，係指至少一個(視情況包含一個以上) A及至少一個(視情況包含一個以上) B (且視情況包含其他元件)；等等。
此外，本文中所使用之措辭及術語係出於闡述目的且不應視為限制性的。本文中使用「包含(including)」、「包括(comprising)」、「具有(having)」、「含有(containing)」、「涉及(involving)」及其變化形式意指囊括其後所列之項目及其等效物以及額外項目。
在申請專利範圍以及在上文說明書中，所有過渡性片語(諸如「包括」、「包含」、「攜載(carrying)」、「具有」、「含有」、「涉及」、「固持(holding)」、「由……構成(composed of)」及諸如此類)應理解為係開放式的，亦即，意指包含但不限於。僅過渡性片語「由……組成(consisting of)」及「基本上由……組成(consisting essentially of)」應分別係封閉式或半封閉式過渡性片語。
1:配置 2:纏繞/到達 3:完成/纏繞 4:配置/纏繞 5:纏繞/配置 6:纏繞 7:直至 8:配置 9:纏繞 10:直至 11:配置 12:纏繞 13:配置 14:纏繞 15:纏繞 16:配置 17:繼續 100:磁共振成象系統/系統/低場磁共振成像系統 104:運算裝置 106:控制器 108:脈衝序列儲存裝置 110:電力管理系統 112:電力供應器 114:電力組件 116:傳輸/接收開關 118:熱管理組件 120:磁性組件 122:B0磁體/磁體 124:勻場線圈 126:射頻傳輸及接收線圈/線圈/射頻接收線圈 128:梯度線圈 200:射頻信號鏈電路 210:射頻傳輸/接收線圈/射頻線圈/組件 212:傳輸/接收電路 214:調諧/匹配電路/組件 216:放大器/組件 300:被動解耦電路/電路/解耦電路 312:傳輸/接收開關 400:解耦電路/電路 412:射頻傳輸/接收開關電路/電路 500:基於回饋之解耦電路/解耦電路/電路 600:替代基於回饋之解耦電路/電路 700:電路 1000:電路 1100:驅動電路/電路 2100:程序 2110:動作 2112:動作 2114:動作 2116:動作 C_ds:經集總電容器 C_gd:經集總電容器 C_gs:經集總電容器 C1:電容器/單個電容器/電抗組件/組件 C2:電容器/電抗組件 C3:電容器/組件 C7:電容器 D:汲極節點/汲極 D1:二極體 D3:二極體 F1:鏡像場效應電晶體 F2:鏡像場效應電晶體 G:閘極 h:距離 L1:電感器/組件 L2:電感器/組件 L5:電感器 L6:電感器/線圈/脈衝接收器線圈 R1:組件/加偏壓電阻器 R2:組件 R11:電阻器 S:源極節點/源極 U1:氮化鎵場效應電晶體/場效應電晶體 U2:氮化鎵場效應電晶體/場效應電晶體 V0:電壓源 V2:控制信號/外部提供之控制信號 V+:點/導體/各別點/輸出 V-:點/導體/各別點/輸出 Zc:阻抗/寄生耦合/弱寄生耦合 Z+:阻抗/弱寄生耦合 Z-:阻抗/弱寄生耦合
將參考以下各圖闡述所揭示技術之各種態樣及實施例。應瞭解，各圖未必按比例繪製。
圖1圖解說明一磁共振成像系統之例示性組件；
圖2圖解說明用於一磁共振成像系統之一RF信號鏈之組件；
圖3圖解說明供在一磁共振成像系統之一RF信號鏈內使用之解耦電路；
圖4A及圖4B展示與圖3之解耦電路相關聯之模擬資料；
圖5圖解說明根據某些實施例使用放大器回饋之解耦電路；
圖6圖解說明根據某些實施例之圖5之解耦電路，其中一單個電容器用於提供線圈調諧；
圖7A及圖7B展示與圖6之解耦電路相關聯之模擬資料；
圖8圖解說明根據某些實施例之圖5之解耦電路，其中一調諧/匹配網路用於提供線圈調諧；
圖9圖解說明用於供在一磁共振成像系統之一RF信號鏈中使用之一基於二極體之開關之電路；
圖10圖解說明根據某些實施例用於供在一磁共振成像系統之一RF信號鏈中使用之一基於FET之開關之電路；
圖11A至圖11C圖解說明圖10之基於FET之開關中一FET之操作條件；
圖12圖解說明根據某些實施例用於供在一磁共振成像系統之一RF信號鏈中使用之一基於GaN FET之開關之電路；
圖13圖解說明根據某些實施例用於供在一磁共振成像系統之一RF信號鏈中使用之一基於GaN FET之開關之電路；
圖14A圖解說明用於一RF線圈之一單通纏繞設計；
圖14B圖解說明圖14A之單通纏繞設計之一俯視圖；
圖15A圖解說明根據某些實施例連接至供在一低場MRI系統中使用之一放大器之一RF線圈之一示意圖；
圖15B圖解說明根據某些實施例用於表示與一物件至一RF線圈之一寄生耦合相關聯之阻抗之一阻抗模型；
圖16A圖解說明根據某些實施例用於一RF線圈之一交錯纏繞設計；
圖16B圖解說明圖16A之交錯纏繞設計之一俯視圖；
圖17A圖解說明根據某些實施例用於一RF線圈之一替代交錯纏繞設計；
圖17B圖解說明圖17A之交錯纏繞設計之一俯視圖；
圖18A圖解說明根據某些實施例用於一RF線圈之一雙迴路纏繞設計；
圖18B圖解說明圖18A之雙迴路纏繞設計之一俯視圖；
圖19圖解說明根據某些實施例用於一RF線圈之一逆螺旋式纏繞設計之一俯視圖；
圖20圖解說明根據某些實施例用於一RF表面線圈之一平衡式纏繞設計；
圖21圖解說明根據某些實施例用於形成具有一平衡式纏繞型樣之一RF線圈之一程序；
圖22A至圖22L圖解說明根據某些實施例用於形成具有一交錯纏繞型樣之一RF線圈之一程序中之動作；
圖23A至圖23H圖解說明根據某些實施例用於形成具有一替代交錯纏繞型樣之一RF線圈之一程序中之動作；及
圖24圖解說明根據某些實施例使用互感回饋之解耦電路。
400:解耦電路/電路

Claims (37)

  1. 一種電路，其經組態以調諧耦合至一低場磁共振成像系統之一放大器之一射頻(RF)線圈，該電路包括： 調諧電路，其跨越該放大器之輸入而耦合；及 主動回饋電路，其耦合於該放大器之一輸出與該放大器之一輸入之間，其中該主動回饋電路包含一回饋電容器。
  2. 如請求項1之電路，其中該調諧電路包括一調諧電容器，其跨越該放大器之該等輸入而耦合。
  3. 如請求項1之電路，其中該調諧電路包括一調諧/匹配網路，其包含至少一個電容器及至少一個電感器。
  4. 如請求項1之電路，其中該主動回饋電路經組態以提供與該RF線圈之一中心頻率異相90度或270度之一第一回饋信號。
  5. 如請求項4之電路，其中將該放大器之一增益調諧成與該RF線圈之該中心頻率異相90度或270度。
  6. 如請求項4之電路，其中該主動回饋電路之一或多個組件經組態以產生與該RF線圈之該中心頻率異相90度或270度之該第一回饋信號。
  7. 如請求項4之電路，其中該主動回饋電路經組態以提供與該RF線圈之該中心頻率異相180度之一第二回饋信號。
  8. 如請求項1之電路，其中該主動回饋電路經組態以提供與該RF線圈之一中心頻率異相180度之一回饋信號。
  9. 一種電路，其經組態以調諧耦合至一低場磁共振成像系統之一放大器之一射頻(RF)線圈，該電路包括： 主動回饋電路，其耦合於該放大器之一輸出與該放大器之一輸入之間以減少該RF線圈之一品質因子。
  10. 如請求項9之電路，其中該主動回饋電路經組態以提供與該RF線圈之一中心頻率異相90度或270度之一第一回饋信號。
  11. 如請求項10之電路，其中將該放大器之一增益調諧成與該RF線圈之該中心頻率異相90度或270度。
  12. 如請求項10之電路，其中該主動回饋電路之一或多個組件經組態以產生與該RF線圈之該中心頻率異相90度或270度之該第一回饋信號。
  13. 如請求項12之電路，其中該主動回饋電路經組態以提供與該RF線圈之該中心頻率異相180度之一第二回饋信號。
  14. 如請求項9之電路，其中該主動回饋電路經組態以提供與該RF線圈之一中心頻率異相180度之一回饋信號。
  15. 一種開關電路，其經組態以耦合至一低場磁共振成像系統之一射頻(RF)線圈，該開關電路包括： 至少一個場效應電晶體(FET)，其經組態以在小於10 MHz之一操作頻率下作為一RF開關而操作。
  16. 如請求項15之開關電路，其中該至少一個FET包括至少一個氮化鎵(GaN) FET。
  17. 如請求項16之開關電路，其中該至少一個GaN FET包括一第一GaN FET及一第二GaN FET，其中該第一GaN FET及該第二GaN FET經配置以接收一相同閘極電壓。
  18. 如請求項15之開關電路，其中該至少一個FET具有小於1 ohm之一接通狀態電阻。
  19. 如請求項15之開關電路，其中該至少一個FET具有小於15微微法拉之一寄生汲極-源極電容。
  20. 如請求項15之開關電路，其進一步包括： 驅動電路，其經組態以將一閘極電壓施加至該至少一個FET，其中該驅動電路包含至少一個隔離元件，其經組態以將一電壓源與該至少一個FET隔離。
  21. 如請求項20之開關電路，其中該至少一個隔離元件包括一變壓器。
  22. 如請求項21之開關電路，其中該變壓器係一空心變壓器。
  23. 如請求項20之開關電路，其中該至少一個隔離元件包括至少一個電阻器。
  24. 如請求項20之開關電路，其中該驅動電路包括一H型橋接電路，其經由至少一個電阻器耦合至該至少一個FET之一閘極。
  25. 如請求項20之開關電路，其中該驅動電路包括一AC電壓源，其經由一變壓器耦合至該至少一個FET之一閘極。
  26. 如請求項20之開關電路，其中該驅動電路包括一個二極體，其耦合於該至少一個隔離元件與該至少一個FET之一閘極之間，其中該二極體經組態以整流一輸入AC電壓以在該至少一個FET之該閘極處提供一DC電壓。
  27. 如請求項20之開關電路，其中該驅動電路包括一電感器，其耦合至該RF線圈，其中該電感器經組態以基於由該電感器感測之一傳輸脈衝而驅動該至少一個FET之一閘極。
  28. 一種供在一低場磁共振成像系統中使用之射頻(RF)線圈，該RF線圈包括： 一基板，其具有一第一側及一第二側；及 一導體，其以一平衡纏繞型樣纏繞在該基板上，其中，在該平衡纏繞型樣中，自該第一側至該第二側纏繞在該基板上之該導體之一第一部分交越自底部至頂部纏繞在該基板上之該導體之一第二部分。
  29. 一種供在一低場磁共振成像系統中使用之射頻(RF)線圈，該RF線圈包括： 一基板，其具有一第一側及一第二側；及 一導體，其包含：一第一部分，其在於該第一側與該第二側之間間隔開之第一複數個位置處自該第一側至該第二側纏繞在該基板上；及一第二部分，其在於該第一側與該第二側之間間隔開之第二複數個位置處自該第二側至該第一側纏繞在該基板上，其中該第一複數個位置與該第二複數個位置在該第一側與該第二側之間交替間隔開。
  30. 如請求項29之RF線圈，其中該第一部分包括自該第一側至該第二側纏繞在該基板之一圓周上之一系列全匝，且該第二部分包括自該第二側至該第一側纏繞在該基板之該圓周上之一系列全匝。
  31. 如請求項29之RF線圈，其中該第一部分包括自該第一側至該第二側纏繞在該基板之一圓周上之第一部分匝，且該第二部分包括自該第二側至該第一側纏繞在該基板之該圓周上之第二部分匝。
  32. 如請求項31之RF線圈，其中該等第一部分匝及該等第二部分匝係180度匝。
  33. 如請求項29之RF線圈，其中該第一複數個位置及該第二複數個位置使用一相同間距與該基板之該第一側間隔開。
  34. 一種供在一低場磁共振成像系統中使用之射頻(RF)線圈，該RF線圈包括： 一導體，其配置於一基板上使得在一電流通過該導體時該配置中之對稱性抵消一共模電壓之至少一部分。
  35. 一種製造供在一低場磁共振成像系統中使用之一射頻(RF)線圈之方法，該方法包括： 提供一基板，其具有在複數個層級處形成於其中之圓周槽及連接該複數個層級之毗鄰層級之連接槽，該等圓周槽中之每一者配置於距該基板之一第一側之一不同距離處； 自該基板之該第一側至該基板之一第二側將一導體之一第一部分纏繞在該等圓周槽之一第一部分及該等連接槽內；及 自該基板之該第二側至該基板之該第一側將該導體之一第二部分纏繞在該等圓周槽之一第二部分及該等連接槽內，其中該等圓周槽之該第一部分不與該等圓周槽之該第二部分重疊。
  36. 如請求項35之方法，其中該等圓周槽之該第一部分配置於該複數個層級之交替層級處。
  37. 如請求項35之方法，其中該等圓周槽之該第一部分配置成該複數個層級中之每一者之一部分。
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