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CN112384818A - 低场mri系统所用的射频线圈信号链 - Google Patents

低场mri系统所用的射频线圈信号链 Download PDF

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CN112384818A CN201980034207.1A CN201980034207A CN112384818A CN 112384818 A CN112384818 A CN 112384818A CN 201980034207 A CN201980034207 A CN 201980034207A CN 112384818 A CN112384818 A CN 112384818A
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coil
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fet
conductor
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H·A·迪沃恩
T·里亚理克
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Original Assignee
Hyperfine Research Inc
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Publication date
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Abstract

提供了用于减少低场磁共振成像系统所用的RF信号链电路中的噪声的方法和设备。RF信号链电路中的开关电路可以包括至少一个场效应晶体管(FET)，其被配置成作为RF开关在小于10MHz的工作频率处工作。去耦电路可以包括：调谐电路，其跨放大器的输入耦接；以及有源反馈电路，其耦合在放大器的输出和放大器的输入之间，其中，有源反馈电路包括被配置为减小耦合至放大器的RF线圈的品质因数的反馈电容器。

Description

低场MRI系统所用的射频线圈信号链
相关申请
根据美国法典第35条第119(e)款，本申请要求提交于2018年5月21日并且标题为“Radio-frequency Coil Signal Chain for a Low-field MRI System”的美国临时申请62/674,458、以及提交于2018年6月29日并且标题为“Radio-frequency Coil SignalChain for a Low-field MRI System”的美国临时申请62/692,454的优先权，上述文献各自的全部内容通过引用而并入于此。
背景技术
磁共振成像(MRI)为许多应用提供了重要的成像方式，并且广泛应用于临床和研究环境中以产生人体内部的图像。一般地，MR基于检测磁共振(MR)信号，该MR信号是原子响应于由所施加的电磁场引起的状态变化而发射的电磁波。例如，核磁共振(NMR)技术涉及检测在被成像对象中的原子(例如，人体组织中的原子)的核自旋重新对准或弛豫时从激发原子的核发射的MR信号。可以对检测到的MR信号进行处理以产生图像，这使得在医学应用的上下文中能够对体内的内部结构和/或生物过程进行调查以用于诊断、治疗和/或研究目的。
由于能够产生具有相对高分辨率和对比度的非侵入性图像而没有其它方式的安全问题(例如，无需使被检体暴露于电离辐射(例如，x射线)或向身体引入放射性材料)，MRI为生物成像提供了一种有吸引力的成像方式。另外，MRI特别适合提供软组织对比度，这可用于对其它成像方式不能令人满意地成像的主体进行成像。此外，MR技术能够捕获其它方式不能获取的与结构和/或生物过程有关的信息。然而，MRI存在许多缺点，对于给定成像应用，缺点可能包括设备的成本相对较高、可用性有限和/或难以获得对临床MRI扫描器的访问、以及/或者图像获取过程的长度。
临床MRI的趋势一直是增加MRI扫描器的场强以改进扫描时间、图像分辨率和图像对比度中的一个或多个，这进而继续驱使成本上升。所安装的MRI扫描器中的绝对多数在1.5或3特斯拉(T)处工作，其中，1.5或3特斯拉是指主磁场B0的场强。临床MRI扫描器的粗略成本估计约为每特斯拉一百万美元，这没有包括操作这种MRI扫描器所涉及的大量操作、服务和维护成本。
另外，传统的高场MRI系统通常需要大型超导磁体和相关电子器件来生成对对象(例如，患者)进行成像的强均匀静态磁场(B0)。这种系统的大小相当大，其中典型的MRI安装包括用于磁体、电子元件、热管理系统和控制台区域的多个房间。MRI系统的大小和费用一般将其使用限制在诸如医院和学术研究中心等的设施，这些设施具有足够的空间和资源来购买和维护它们。高场MRI系统的高成本和大量空间需求导致MRI扫描器的可用性有限。正因如此，如以下进一步详细所述，通常存在如下的临床情况：MRI扫描将是有益的，但由于上文讨论的一个或多个限制因而是不实际的或不可能的。
发明内容
一些实施例包括被配置成耦合至低场磁共振成像系统的射频(RF)线圈的开关电路。该开关电路包括：至少一个场效应晶体管(FET)，其被配置成以小于10MHz的工作频率作为RF开关工作。
一些实施例包括被配置为对至少一个场效应晶体管(FET)施加栅极电压的驱动电路，该至少一个FET被配置成作为低场磁共振成像系统中的射频开关。该驱动电路包括：至少一个隔离元件，其被配置为使电压源与至少一个FET隔离开。
一些实施例包括被配置为对耦合至低场磁共振成像系统的放大器的射频(RF)线圈进行调谐的电路。该电路包括：调谐电路，其跨放大器的输入耦接；以及有源反馈电路，其耦合在放大器的输出和放大器的输入之间。
一些实施例包括被配置为对耦合至低场磁共振成像系统的放大器的射频(RF)线圈进行调谐的电路。该电路包括：有源反馈电路，其耦合在放大器的输出和放大器的输入之间以减小RF线圈的品质因数。
一些实施例包括对耦合至低场磁共振成像系统的放大器的射频(RF)线圈进行调谐的方法。该方法包括：跨放大器的第一输入和第二输入布置调谐电路；以及将有源反馈电路耦合在放大器的输出和放大器的输入之间。
一些实施例包括低场磁共振成像系统中所使用的射频(RF)线圈。RF线圈包括：基板，其具有第一侧和第二侧；以及导体，其包括在第一侧和第二侧之间间隔开的第一多个位置处围绕基板从第一侧向第二侧缠绕的第一部分、以及在第一侧和第二侧之间间隔开的第二多个位置处围绕基板从第二侧向第一侧缠绕的第二部分，其中，第一多个位置以在第一侧和第二侧之间间隔开的方式与第二多个位置交替。
一些实施例包括制造低场磁共振成像系统中所使用的射频(RF)线圈的方法。该方法包括：提供基板，该基板具有形成在其中的多个水平处的周向槽以及连接该多个水平的相邻水平的连接槽，其中该多个水平各自被布置在距基板的第一侧的不同距离处；在连接槽和周向槽的第一部分内，从基板的第一侧向基板的第二侧缠绕导体的第一部分；以及在连接槽和周向槽的第二部分内，从基板的第二侧向基板的第一侧缠绕导体的第二部分，其中，周向槽的第一部分和周向槽的第二部分不重叠。
一些实施例包括低场磁共振成像系统中所使用的射频(RF)线圈。RF线圈包括：基板，其具有第一侧和第二侧；以及导体，其以平衡绕组模式围绕基板缠绕，其中，在该平衡绕组模式中，围绕基板从第一侧向第二侧缠绕的导体的第一部分与围绕基板从第二侧向第一侧缠绕的导体的第二部分交叉。
前述设备和方法实施例可以利用在上文中或在下文中进一步详细所述的方面、特征和动作的任何合适组合来实现。结合附图，可以从以下描述中更充分地理解本教导的这些和其它方面、实施例和特征。
附图说明
将参考以下附图来描述所公开的技术的各个方面和实施例。应当理解，附图无需按比例绘制。
图1示出磁共振成像系统的示例性组件；
图2示出磁共振成像系统所用的RF信号链的组件；
图3示出磁共振成像系统的RF信号链内所使用的去耦电路；
图4A和4B示出与图3的去耦电路相关联的模拟数据；
图5示出根据一些实施例的使用放大器反馈的去耦电路；
图6示出根据一些实施例的使用单个电容器来提供线圈调谐的图5的去耦电路；
图7A和7B示出与图6的去耦电路相关联的模拟数据；
图8示出根据一些实施例的使用调谐/匹配网络来提供线圈调谐的图5的去耦电路；
图9示出磁共振成像系统的RF信号链中所使用的基于二极管的开关的电路；
图10示出根据一些实施例的磁共振成像系统的RF信号链中所使用的基于FET的开关的电路；
图11A～11C示出图10的基于FET的开关中的FET的工作条件；
图12示出根据一些实施例的磁共振成像系统的RF信号链中所使用的基于GaN FET的开关的电路；
图13示出根据一些实施例的磁共振成像系统的RF信号链中所使用的基于GaN FET的开关的电路；
图14A示出RF线圈所用的单程绕组设计；
图14B示出图14A的单程绕组设计的顶视图；
图15A示出根据一些实施例的连接至低场MRI系统中所使用的放大器的RF线圈的示意图；
图15B示出根据一些实施例的用于表示与对象到RF线圈的寄生耦合的阻抗关联的阻抗模型；
图16A示出根据一些实施例的RF线圈所用的交错绕组设计；
图16B示出图16A的交错绕组设计的顶视图；
图17A示出根据一些实施例的RF线圈所用的交替交错绕组设计；
图17B示出图17A的交错绕组设计的顶视图；
图18A示出根据一些实施例的RF线圈所用的双环路绕组设计；
图18B示出图18A的双环路绕组设计的顶视图；
图19示出根据一些实施例的RF线圈所用的反向螺旋绕组设计的顶视图；
图20示出根据一些实施例的RF表面线圈所用的平衡绕组设计；
图21示出根据一些实施例的用于创建具有平衡绕组模式的RF线圈的过程；
图22A～22L示出根据一些实施例的用于创建具有交错绕组模式的RF线圈的过程中的动作；
图23A～23H示出根据一些实施例的用于创建具有交替交错绕组模式的RF线圈的过程中的动作；以及
图24示出根据一些实施例的使用互感反馈的去耦电路。
具体实施方式
高场系统在MRI扫描器市场中占压倒性的主导地位，特别是对于医疗或临床MRI应用更是如此。如上文所讨论的，医学成像的一般趋势是产生具有越来越大的场强的MRI扫描器，其中绝大多数的临床MRI扫描器在1.5T或3T处工作，并在研究环境中使用较高的7T和9T的场强。如本文所使用的，“高场”一般是指目前在临床环境中使用的MRI系统，更具体地是指以1.5T或以上的主磁场(即，B0场)工作的MRI系统，但是在0.5T和1.5T之间工作的临床系统通常也被表征为“高场”。约0.2T和0.5T之间的场强被表征为“中场”，并且随着高场区中的场强不断增加，0.5T至1T之间的范围中的场强也被表征为中场。相比之下，“低场”一般是指以小于或等于约0.2T的B0场工作的MRI系统，但由于高场区的高端处的增加的场强，具有0.2T至约0.3T之间的B0场的系统有时也被表征为低场。在低场区内，以小于0.1T的B0场工作的低场MRI系统在本文中被称为“甚低场”，并且以小于10mT的B0场工作的低场MRI系统在本文中被称为“超低场”。
如上文所所讨论的，传统MRI系统需要专门的设施。MRI系统需要电磁屏蔽的房间才能工作，并且必须在结构上加强房间的地板。必须为高功率电子器件和扫描技术人员的控制区域提供附加的房间。还必须提供对场所的安全访问。另外，必须安装专用的三相电气连接以向电子器件提供电力，该电子器件进而通过冷却水供给来进行冷却。通常，还必须提供附加HVAC能力。这些场所要求不仅昂贵，而且还大大限制了可部署MRI系统的位置。传统的临床MRI扫描器也需要大量的专业知识来进行操作和维护这两者。这些训练有素的技术人员和服务工程师为操作MRI系统增加了大量的持续运营成本。作为结果，传统MRI通常成本过高，并且在可访问性方面受到严格限制，从而阻碍MRI作为在无论何处以及无论何时需要的情况下都能够递送范围广泛的临床成像解决方案的广泛可用的诊断工具。通常，患者必须在提前安排的时间和地点访问有限数量的设施其中之一，从而阻碍了在MRI对于辅助诊断、外科手术和患者监视等唯一有效的许多医疗应用中使用MRI。
如上文所讨论的，高场MRI系统需要特别调整的设施，以适应这些系统的大小、重量、电力消耗和屏蔽要求。例如，1.5T的MRI系统的重量通常在4～10吨之间，而3T的MRI系统的重量通常在8～20吨之间。另外，高场MRI系统一般需要大量的重且昂贵的屏蔽。许多中场扫描器甚至更重，其重量在10～20吨之间，这部分是因为使用了非常大的永磁体和/或磁轭。市售的低场MRI系统(例如，以0.2T的B0磁场工作)由于大量用于产生B0场的铁磁材料因而通常也在10吨或更多的范围内，此外还有用于屏蔽的吨位。为了适应这种重型设备，必须用强化地板(例如，混凝土地板)来建造房间(其最小尺寸通常为30～50平方米)，并且房间必须特别屏蔽以防止电磁辐射干扰MRI系统的运行。因此，可用临床MRI系统是不移动的，并且需要在医院或设施内花费大量的专用空间，而且除了为工作准备空间的相当大的成本之外，在操作和维护系统的专门知识方面还需要进一步的额外的持续成本。
另外，目前可用的MRI系统通常消耗大量电力。例如，常见的1.5T和3T的MRI系统在工作期间通常消耗20至40kW的电力，而可用的0.5T和0.2T的MRI系统通常消耗5至20kW，每种都使用专用和专门的电源。除非另有规定，电力消耗是指在关注间隔内消耗的平均电力。例如，上述的20至40kW表示传统MRI系统在图像获取过程期间所消耗的平均电力，其中图像获取过程可能包括明显超过平均电力消耗的峰值电力消耗的相对短时间段(例如，梯度线圈和/或RF线圈在脉冲序列的相对短时间段内进行脉冲的时间段)。峰值(或大的)电力消耗的间隔通常经由MRI系统本身的电力储存元件(例如，电容器)来解决。因此，平均电力消耗是更相关的数字，因为它一般决定了操作装置所需的电力连接的类型。如上文所讨论的，可用的临床MRI系统必须具有专用电源，通常需要到电网的专用三相连接以向MRI系统的组件供电。然后需要附加电子器件以将三相电力转换为MRI系统所利用的单相电力。部署传统临床MRI系统的许多物理要求造成了重大的可用性问题，并严格限制了可以利用MRI的临床应用。
因此，高场MRI的许多要求在许多情况下使安装成本过高，从而将其部署限制到大型机构医院或专门设施并一般将其用途限制于严格安排的预约，进而要求患者在提前安排的时间访问专用设施。因此，对高场MRI的许多限制阻碍MRI充分用作成像方式。尽管上述的高场MRI存在缺点，但对于较高场中SNR的显著增加的呼吁继续推动行业向越来越高的场强的方向发展以用于临床和医疗MRI应用，从而进一步增加了MRI扫描器的成本和复杂度并进一步限制了其可用性并阻碍其用作通用和/或常用的成像解决方案。
低场区(特别是甚低场区)中所产生的MR信号的低SNR阻碍了相对低成本、低功率和/或便携式MRI系统的发展。传统的“低场”MRI系统在通常被表征为低场范围的高端处工作(例如，临床可用的低场系统具有约0.2T的最低限)以实现有用的图像。虽然比高场MRI系统稍微便宜，但传统的低场MRI系统共享许多相同的缺点。特别地，传统的低场MRI系统是大型、固定且不移动的安装，消耗大量电力(需要专用的三相电力挂接)，需要特别屏蔽的房间和大型专用空间。低场MRI的挑战阻碍了可产生有用图像的相对低成本、低功率和/或便携式MRI系统的发展。
发明人开发了能够实现便携式、低场、低功率和/或低成本MRI系统的技术，这可以提高MRI技术在除了目前医院和研究设施中的MRI安装外的各种环境中的广泛可部署性。作为结果，MRI可被部署在急诊室、小型诊所、医生办公室、移动单元、现场等，并可被带至患者(例如，床边)以广泛地进行各种成像过程或方案。一些实施例包括实现便携式、低成本、低功率MRI的甚低场MRI系统(例如，0.1T、50mT、20mT等)，从而显著增加MRI在临床环境中的可用性。
在低场区中开发临床MRI系统存在许多挑战。如本文所使用的，术语“临床MRI系统”是指产生临床有用图像的MRI系统，其中临床有用图像是指具有足够分辨率和适当获取时间以在给定特定成像应用的情况下针对其预期目的对医师或临床医师有用的图像。正因如此，临床有用图像的分辨率/获取时间将取决于获得图像的目的。在低场区中获得临床有用图像的许多挑战其中之一是相对低的SNR。具体地，SNR与B0场强之间的关系是在场强高于0.2T时约为B0 5/4，并且在场强低于0.1T时约为B0 3/2。正因如此，SNR随着场强的减小而大幅下降，并在甚低场强下经历甚至更大幅的SNR下降。由于减小场强而导致的SNR的这种大幅下降是阻碍甚低场区中的临床MRI系统的发展的重要因素。特别地，在甚低场强处的低SNR的挑战阻碍了在甚低场区中工作的临床MRI系统的发展。作为结果，试图在较低场强处工作的临床MRI系统传统上实现了约0.2T范围和以上的场强。这些MRI系统仍然是大型的、重型的且昂贵的，一般需要固定的专用空间(或屏蔽帐篷)和专用电源。
发明人开发了能够产生临床有用图像的低场和甚低场MRI系统，从而允许开发使用现有技术不能实现的便携式、低成本和易于使用的MRI系统。根据一些实施例，可以将MRI系统运输到患者处，以在无论何时以及无论何处需要的情况下广泛提供各种诊断、外科手术、监视和/或治疗过程。
图1是MRI系统100的典型组件的框图。在图1的例示性示例中，MRI系统100包括计算装置104、控制器106、脉冲序列存储部108、电力管理系统110和磁性组件120。应当理解，系统100是例示性的，并且除了图1所示的组件之外或者代替图1所示的组件，MRI系统可以具有任何合适类型的一个或多个其它组件。然而，MRI系统一般将包括这些高级组件，但对于特定MRI系统，这些组件的实现可能有很大差异，如下文进一步详细讨论。
如图1所示，磁性组件120包括B0磁体122、匀场线圈124、RF发送和接收线圈126、以及梯度线圈128。磁体122可用于产生主磁场B0。磁体122可以是能够产生期望主磁场B0的任何合适类型的磁性元件或其组合。如上文所讨论的，在高场区中，B0磁体通常使用一般以螺线管几何形状提供的超导材料形成，要求低温冷却系统将B0磁体保持在超导状态。因此，高场B0磁体是昂贵的、复杂的，并且消耗大量电力(例如，低温冷却系统需要大量电力来维持使B0磁体保持在超导状态所需的极低温度)，需要大量的专用空间和专门的专用电力连接(例如，到电网的专用三相电力连接)。传统的低场B0磁体(例如，在0.2T处工作的B0磁体)通常也使用超导材料实现，因此具有这些相同的一般要求。其它传统的低场B0磁体使用永磁体实现，为了产生传统低场系统所限于的场强(例如，由于不能在更低场强处获取有用图像而处于0.2T至0.3T之间)，该永磁体需要是重量为5～20吨的非常大的磁体。因此，传统MRI系统的B0磁体本身阻碍了便携性和可负担性这两者。
梯度线圈128可被布置为提供梯度场，并且例如可被布置为在B0场中在三个基本上正交的方向(X、Y、Z)上产生梯度。梯度线圈128可被配置为通过系统地改变B0场(由磁体122和/或匀场线圈124产生的B0场)来对发射的MR信号进行编码，以将接收MR信号的空间位置编码为频率或相位的函数。例如，梯度线圈128可被配置成改变作为沿特定方向的空间位置的线性函数的频率或相位，但也可以通过使用非线性梯度线圈来提供更复杂的空间编码配置文件。例如，第一梯度线圈可被配置为在第一(X)方向上选择性地改变B0场以在该方向上进行频率编码，第二梯度线圈可被配置为在基本上与第一方向正交的第二(Y)方向上选择性地改变B0场以进行相位编码，并且第三梯度线圈可被配置为在基本上与第一方向和第二方向正交的第三(Z)方向上选择性地改变B0场以实现用于体积成像应用的切片选择。如上文所讨论的，传统的梯度线圈也消耗大量的电力，通常由大的、昂贵的梯度电源操作，如下文进一步详细讨论。
MRI是通过分别使用发送线圈和接收线圈(通常被称为射频(RF)线圈)激发MR信号并检测所发射的MR信号而进行的。发送/接收线圈可以包括用于发送和接收的单独线圈、用于发送和/或接收的多个线圈或者用于发送并接收的相同线圈。因此，发送/接收组件可以包括用于发送的一个或多个线圈、用于接收的一个或多个线圈和/或用于发送并接收的一个或多个线圈。发送/接收线圈通常也被称为Tx/Rx或Tx/Rx线圈，以通用地指代MRI系统的发送和接收磁性组件的各种结构。这些术语在本文中可互换使用。在图1中，RF发送和接收线圈126包括一个或多个发送线圈，该一个或多个发送线圈可用于产生RF脉冲以诱发振荡磁场B1。发送线圈可被配置为产生任何合适类型的RF脉冲。
电力管理系统110包括用以向低场MRI系统100的一个或多个组件提供工作电力的电子器件。例如，如下文更详细地讨论的，电力管理系统110可以包括一个或多个电源、梯度电力组件、发送线圈组件、以及/或者提供合适的工作电力以为MRI系统100的组件供能和对其进行操作所需的任何其它合适的电力电子器件。如图1所示，电力管理系统110包括电源112、电力组件114、发送/接收开关116和热管理组件118(例如，用于超导磁体的低温冷却设备)。电源112包括用以向MRI系统100的磁性组件120提供工作电力的电子器件。例如，电源112可以包括用以向一个或多个B0线圈(例如，B0磁体122)提供工作电力以产生低场MRI系统的主磁场的电子器件。发送/接收开关116可用于选择正在操作RF发送线圈还是正在操作RF接收线圈。
电力组件114可以包括用于对一个或多个RF接收线圈(例如，线圈126)所检测到的MR信号进行放大的一个或多个RF接收(Rx)预放大器、被配置为向一个或多个RF发送线圈(例如，线圈126)提供电力的一个或多个RF发送(Tx)电力组件、被配置为向一个或多个梯度线圈(例如，梯度线圈128)提供电力的一个或多个梯度电力组件、以及被配置为向一个或多个匀场线圈(例如，匀场线圈124)提供电力的一个或多个匀场电力组件。
在传统MRI系统中，电力组件大、昂贵、并且消耗大量的电力。通常，电力电子器件占用与MRI扫描器本身分开的房间。电力电子组件不仅需要大量空间，而且还是消耗大量电力且需要壁挂式机架来支撑的昂贵的复杂装置。因此，传统MRI系统的电力电子器件也会阻碍MRI的便携性和可负担性。
如图1所示，MRI系统100包括具有用以向电力管理系统110发送指令并从电力管理系统110接收信息的控制电子器件的控制器106(也称为控制台)。控制器106可被配置为实现一个或多个脉冲序列，该脉冲序列用于确定被发送至电力管理系统110的指令以采用期望序列(例如，用于操作RF发送和接收线圈126的参数、用于操作梯度线圈128的参数等)来操作磁性组件120。如图1所示，控制器106还与被编程为处理所接收到的MR数据的计算装置104进行交互。例如，计算装置104可以处理所接收到的MR数据以使用任何合适的图像重建处理来生成一个或多个MR图像。控制器106可以向计算装置104提供与一个或多个脉冲序列有关的信息，以通过计算装置来处理数据。例如，控制器106可以向计算装置104提供与一个或多个脉冲序列有关的信息，并且计算装置可以至少部分地基于所提供的信息来进行图像重建处理。在传统MRI系统中，计算装置104通常包括被配置为相对快速地对MR数据进行计算成本高的处理的一个或多个高性能工作站。这种计算装置本身是相对昂贵的设备。
如根据前述内容应当理解，目前可用的临床MRI系统(包括高场、中场和低场系统)是需要大量专用和特别设计的空间以及专用电力连接的大型、昂贵、固定的安装。发明人开发了较低成本、较低功率和/或便携式的低场(包括甚低场)MRI系统，从而大大提高了MRI的可用性和适用性。根据一些实施例，提供了便携式MRI系统，从而允许MRI系统被带至患者并用于需要该MRI系统的位置。
如上文所讨论的，一些实施例包括便携式的MRI系统，从而允许MRI装置被移至需要它的位置(例如，急诊室和手术室、初级护理办公室、新生儿重症监护室、专科、以及紧急和移动运输车辆和现场)。开发便携式MRI系统面临着许多挑战，包括大小、重量、电力消耗以及在相对不受控制的电磁噪声环境中(例如，在特别屏蔽的房间之外)工作的能力。
便携性的一方面涉及广泛地在各种位置和环境中操作MRI系统的能力。如上文所讨论的，目前可用的临床MRI扫描器需要位于特别遮蔽的房间内以允许正确操作装置，这是造成目前可用的临床MRI扫描器的成本、缺乏可用性和不便携性的(许多)原因其中之一。因此，为了在特别遮蔽的房间之外工作、更特别地为了允许一般是便携式、车载式或以其它方式可运输的MRI，MRI系统必须能够在各种噪声环境中工作。发明人开发了噪声抑制技术，该噪声抑制技术允许MRI系统在特别遮蔽的房间之外工作，从而便于便携式/可运输MRI以及无需特别遮蔽的房间的固定MRI安装这两者。虽然噪声抑制技术允许在特别遮蔽的房间之外工作，但这些技术也可用于在屏蔽环境(例如，较不昂贵、松散或临时屏蔽的环境)中进行噪声抑制，因此可以与已配备有限屏蔽的区域结合使用，因为这些方面就这一点来说不受限制。
便携性的另一方面涉及MRI系统的电力消耗。也如上文所讨论的，目前的临床MRI系统消耗大量电力(例如，在工作期间范围为20kW至40kW的平均电力消耗)，因此需要专用电力连接(例如，能够递送所需电力的到电网的专用三相电力连接)。专用电力连接的要求是在除专门配备有适当电力连接的昂贵专用房间以外的各个位置中操作MRI系统的另一个障碍。发明人开发了低功率MRI系统，该低功率MRI系统能够使用诸如标准壁式插座(例如，美国为120V/20A连接)或公共大型电器插座(例如，220～240V/30A)等的市电工作，从而允许装置在提供公共电源插座的任何地方工作。“插入墙内”的能力便于便携式/可运输MRI以及固定MRI系统安装这两者，而无需诸如三相电力连接等的特殊专用电源。
如上文所讨论的，根据本文所述的技术设计的便携式MRI设备包括RF发送和接收线圈126，该RF发送和接收线圈126被配置为在发送操作期间产生B1磁场并在接收操作期间收集来自被成像对象所产生的MR信号的通量。RF接收线圈所感测到的信号在转换为MR图像之前被放大和处理。参与控制和处理RF接收线圈126所记录的信号的电路在本文中被称为“RF信号链”电路。发明人认识到，传统高场MRI系统中所使用的RF信号链电路的组件不适合和/或不被优化用于根据本文所述的技术设计的低场MRI系统。为此，一些实施例涉及便携式低场MRI系统中所使用的经改进的RF信号链电路。
图2示意性地示出一些实施例中所包括的RF信号链电路200的一些组件。RF信号链电路200包括RF发送/接收线圈210、以及被配置为根据RF线圈210正被操作为进行发送还是进行接收来将RF线圈210选择性地耦合至RF接收电路的发送/接收电路212。为了最优地工作，RF线圈通常被调谐成尽可能以接近于被称为Larmor频率的特定频率谐振。Larmor频率(ω)根据以下关系与与B0场的强度相关：ω＝γB，其中，γ是以MHz/T为单位的被成像同位素(例如，1H)的旋磁比，以及B是以特斯拉为单位的B0场的强度。高场MRI中所使用的常用Larmor频率的示例是对于1.5T的MRI系统约为64MHz，以及针对3T的MRI系统约为128MHz。对于低场MRI系统，Larmor频率大大低于对于高场MRI系统的Larmor频率。例如，对64mT的MRI系统的Larmor频率约为2.75MHz。RF信号链电路200还包括被配置为对RF线圈210的阻抗进行变换以优化性能的调谐/匹配电路214。调谐/匹配电路214的输出被提供给放大器216(例如，低噪声放大器)，该放大器216在RF信号转换为图像信号之前对其进行放大。发明人认识到，在低场MRI系统中使用RF线圈的困难之一是这种线圈对电子组件中的噪声的敏感性。根据一些实施例，组件210、214和216中的一个或多个被配置为降低RF信号链中的噪声。
一些实施例包括用以改进RF线圈网络所检测到的信号的信噪比(SNR)的多个RF线圈。例如，RF线圈的集合可被以不同的位置和定向布置，以检测综合RF场。根据一些实施例，便携式MRI系统包括用以改进图像获取的SNR的多个RF发送/接收线圈。例如，便携式MRI系统可以包括2个、4个、8个、16个、32个或更多个RF接收线圈以改进MR信号检测的SNR。
如上文所讨论的，一般来说，RF线圈被调谐成提高线圈在感兴趣频率(例如，Larmor频率)处的灵敏度。然而，相邻或邻近线圈(例如，RF线圈彼此充分接近)之间的电感耦合降低了被调谐线圈的灵敏度，并显著降低了RF线圈的集合的效率。存在用于对邻近线圈进行几何去耦的技术，但该技术对线圈在空间中的定向和位置施加了严格的限制，降低了RF线圈的集合准确检测RF场的能力，因此降低了信噪比性能。
为了解决线圈间的电感耦合的负面影响，发明人利用了降低多线圈发送/接收系统中的射频线圈之间的电感耦合的影响的线圈去耦技术。例如，图3示出被配置为减少多线圈发送/接收系统中的射频线圈之间的电感耦合的无源去耦电路300。电路300被配置为使可能经受B1发送场的RF线圈(例如，相对于RF发送线圈)去耦。去耦电路的目的是针对Larmor频率处的给定AC激励电压使通过RF线圈的电流最小化。特别地，电感器L1表示MRI系统的视场内的RF信号线圈。电容器C1和C2形成调谐电路，该调谐电路使线圈的电感与低噪声放大器(LNA)的输入匹配以优化噪声性能阻抗。电感器L2和电容器C3形成槽路(tankcircuit)，该槽路减少在包括L1、C1和C2的环路中流动的电流以防止RF线圈与其它线圈的耦合。图4A示出基于图3中的电路300的模拟的RF线圈的谐振频率处LNA输入端的电压的标绘图。图4B示出基于图3中的电路300的模拟的通过RF线圈的电流的标绘图。如图所示，在2.75MHz的谐振频率处，LNA电压约为26dB(图4A)，并且线圈电流为-37dB(图4B)。在图4A和4B的每一个中，测量量的幅度被表示为实线，并且测量量的相位被表示为虚线。
发明人认识到，使用调谐匹配滤波器进行去耦以减少RF线圈中的电流具有一些缺点，包括需要将多个组件(例如，电容器C1、C2和C3)调谐到线圈的工作频率。另外，电感器L2的损耗导致SNR的损失。正因如此，去耦效率是与SNR效率的折衷。此外，如图4B所示，尽管调谐匹配滤波器在谐振频率处大大减少了线圈电流，但电流波形中的尖锐的谷表明，通过RF线圈的电流减少仅对于谐振频率周围的有限带宽是小的。
一些实施例涉及经改进的去耦电路，该经改进的去耦电路被配置为通过使用来自放大器输出的反馈对线圈响应进行阻尼作用来减少RF线圈中的电流。图5示出根据一些实施例的被配置为提供反馈去耦的去耦电路400的示例。电路400包括从放大器LNA的输出到LNA的输入的有源反馈路径。在图5所示的示例中，有源反馈路径包括单个反馈路径。然而，应当理解，有源反馈路径也可以可选地被实现为多个反馈路径，其中各反馈路径在被选择时提供不同类型的反馈去耦。例如，在一些实施例中，有源反馈路径包括被配置为提供第一反馈信号的第一反馈路径和被配置为提供第二反馈信号的第二反馈路径。
发明人认识到，反馈信号的相位影响调谐频率处的放大增益。例如，在包括有源反馈路径中的多个反馈路径的一些实施例中，第一反馈路径可以提供与RF线圈的谐振频率异相90或270度的第一反馈信号，并且第二反馈路径可以提供与RF线圈的谐振频率异相180度的第二反馈信号。可选地，放大器的增益可被调谐成与线圈的谐振频率异相90或270度。当使用270度的相位时，调谐频率处的放大增益可以是最大的。在使用单个反馈路径的其它实施例中，由于线圈中的电流较少，因此反馈信号的相位可被设置为180度以提供更高效的去耦。
电路400所提供的反馈去耦使用有源负反馈来对线圈响应进行阻尼作用(也被称为减小线圈的品质因数(Q)或对线圈进行“去Q”)，从而减少在RF线圈中流动的电流。如图所示，电路400还包括被布置在RF线圈和LNA之间的调谐/匹配电路。根据一些实施例，可以使用任何合适的调谐/匹配电路，其示例如下所述。
图6示出使用单个电容器C1来实现调谐/匹配电路的基于反馈的去耦电路500。与去耦电路300相比，去耦电路500仅包括用于调谐的单个组件(即，电容器C1)。另外，由于电路500仅包括电抗组件C1和C2，并且在调谐/匹配电路中不包括电感器，因此去耦电路不会引入电路300的由于在电路300中包括电感器L1而造成的相关联的SNR损耗。
电容器C1可以使用具有固定值的电容器来实现。可选地，电容器C1可以使用具有可变值的电容器(例如，变容二极管)来实现。在另外的其它实施例中，电容器C1可以使用与具有可变值的电容器并联布置的具有固定值(例如，300pF)的电容器来实现。这样的布置降低了由于在反馈环路中使用可变电容而引入的AC损耗的影响。
图7A示出基于图5中的电路500的模拟的、RF线圈的谐振频率处的LNA输入端的电压的标绘图。图7B示出基于图6中的电路500的模拟的、通过RF线圈的电流的标绘图。如图所示，在2.75MHz的谐振频率处，LNA输入电压约为8dB(图7B)，并且通过线圈的电流约为-35dB。然而，与图4B所示的线圈电流标绘图(其示出线圈的谐振频率处的尖锐的谷)相反，图7B示出，与电路300相比，当使用去耦电路500时，线圈电流在宽得多的带宽上减小。因此，与电路300相比，电路500在更宽的带宽上提供RF线圈去耦。
图8示出可选的基于反馈的去耦电路600，其中图6所示的电路500的单电容器调谐/匹配电路被包括元件C1、C3和L2的调谐/匹配网络代替。在电路600中，除了具有由包括电容器C2的有源反馈路径提供的基于反馈的去耦之外，调谐/匹配网络还用于对RF线圈(表示为L1)进行调谐。
在一些实施例中，例如由图5、6和8中的电路400、500和600的反馈组件分别提供的电容反馈电路被互感反馈电路代替。图24示出可选的基于反馈的去耦电路2400，其中例如图6的电路500中所示的电容反馈电路被包括组件R1、R2和L2的互感反馈电路代替。在电路2400中，电感器L1和L2例如使用变压器或通过空气来互耦。
根据一些实施例的用于提供RF线圈去耦的另一种技术是在RF信号链中提供发送/接收开关。发送/接收开关被配置为在RF信号正由一个或多个RF发送线圈发送时将RF线圈与放大器隔离开。具体地，发送/接收开关将调谐/匹配网络分割为两个网络部分，以在RF发送周期期间保护敏感电子器件。在一些传统MRI系统(例如，高场MRI系统)中，发送/接收开关312通常使用诸如PIN二极管等的二极管来实现。包括二极管D1的发送/接收开关电路的示例在图9中示出为电路700。在发送脉冲期间，二极管D1导通以产生短路，从而将RF信号线圈与接收电子器件隔离开。如上文结合电路300所述，所产生的网络提供具有高阻抗的槽路，该槽路确保RF线圈中的电流保持为小。在接收周期期间，二极管D1关断，从而导致RF线圈连接到放大器并由被配置为限制通过RF线圈的电流的槽路进行调谐，同时允许在放大器的输出处检测到足够的信号。因此，在脉冲序列的发送周期期间，RF线圈连接到第一槽路，在脉冲序列的接收周期期间，RF线圈连接到第二槽路。
诸如图9所示的传统去耦电路通常使用PIN二极管来将接收电子器件与RF信号线圈隔离开。然而，适合在去耦电路中执行该功能的PIN二极管需要约0.1A的电流来使二极管导通。作为示例，具有8个接收线圈的发送/接收线圈系统可能需要约0.8A的电流，以针对图像获取脉冲序列的各发送和接收周期使接收线圈相对于RF信号线圈去耦。因此，在图像获取方案的范围内，RF发送/接收系统的去耦电路消耗大量电力。另外，当使用PIN二极管时，需要偏置电阻器R1以及包括元件L1和C1的AC阻塞滤波器，并且当二极管处于关断状态时，电路的接地不被隔离。此外，虽然PIN二极管在高场MRI系统中所使用的较高频率处工作良好，但PIN二极管在低场或甚低场MRI系统中所使用的低工作频率(例如，小于10MHz)处工作不好。在这样的低频处，PIN二极管对信号进行整流，而不是阻塞信号。例如，DC偏置电流Ibias允许二极管即使在施加负信号的情况下也正向偏置。对于频率为f并且峰值电流为Ipeak的AC信号，需要根据关系τIbias＞Ipeak/f使比例Ipeak/f低于DC偏置电流Ibias和载流子寿命τ的乘积，以使PIN二极管适当地用于阻塞信号。然而，一些低场MRI应用可以具有以下参数：Ipeak＝10A，f＝2.75MHz，Ibias＝100mA。根据以上关系，对于这些参数，PIN二极管将具有需要载流子寿命τ>37μs，这不是市售PIN二极管的特性。
发明人认识到，去耦电路中通常使用的PIN二极管可由氮化镓(GaN)场效应晶体管(FET)代替，以解决在低场MRI系统的RF发送/接收电路中使用PIN二极管的一些缺点，包括减少RF发送/接收系统的电力消耗。特别地，GaN FET需要微安数量级来导通，从而使电力消耗降低了几个数量级。另外，与PIN二极管相比，GaN FET在导通时的电阻较小，从而减少了对槽路的负面影响。根据一些实施例，电路700中的二极管D1被一个或多个GaN FET替代，从而减少了RF发送/接收系统的电力消耗。
图10示出根据一些实施例的RF发送/接收开关电路412，其中电路700的二极管D1已被一对镜像FET(例如，GaN FET)即F1和F2代替。尽管电路412包括一对镜像FET，但在一些实施例中，RF发送/接收开关电路412可以包括任何合适数量的FET，包括但不限于单个FET。与PIN二极管不同，GaN FET在所有频率处工作良好，具有可忽略不计的电力消耗，在关断状态下接地隔离，并且与PIN二极管相比具有更低的导通状态电阻(例如，<0.1欧姆)。
图11A～11C示出根据一些实施例的用作RF发送/接收系统中的开关的FET的工作状态。图11A示出被配置为漏极节点D和源极节点S之间的开关的GaN FET。GaN FET的栅极G用于控制在导通和关断之间的开关状态。图11B示出在关断状态下，GaN FET可以利用三个集总电容器C_ds、C_gs和C_gd进行建模。在这样的结构中，在C_ds的值较小(例如，10～100pF)的情况下，则漏极D与源极S隔离开。在一些实施例中，发送/接收开关中所包括的至少一个GaN FET的漏极-源极电容至少为15pF。图11C示出在导通状态下，漏极-源极电容C_ds被短路代替。
图12示出根据一些实施例的用于驱动被布置成作为RF发送/接收开关而工作的GaN FET U1和U2上的栅极电压的电路1000。GaN FET被配置为使接收电子器件相对于RF线圈耦合和去耦。如图所示，电感器L5和L6被布置为变压器，其被配置为将控制信号V2耦合到FET U1和U2的栅极，同时提供接地隔离。二极管D3用于对控制信号进行整流，以在电容器C7两端的栅极处产生DC导通/关断电压。电阻器R11被配置为对电容器C7和FET的栅电容进行放电。R11和C7+C栅极的时间常数决定了发送/接收开关断开得多快。在一些实施例中，控制信号V2可以是耦合到电感器L5以驱动FET的10MHz正弦波。在工作时，10MHz信号可能被导通/关断以对FET栅极进行充电，然后被关断。然后电阻R11对栅极驱动进行放电以打开开关。在图12的示例中，电感器L5和L6之间的耦合可能很差并且电感很小。例如，在一些实施例中，L5/L6可被实现为小的空芯变压器或被实现为RF变压器。
图13示出根据一些实施例的用于驱动被布置作为RF发送/接收开关而工作的GaNFET U1和U2上的栅极电压的驱动电路1100。在电路1100中，RF发送脉冲本身被用作控制信号来对发送/接收开关进行选通，而不是使用外部提供的控制信号V2(如在电路1000中那样)。在图13的示例中，电感器L6所表示的线圈被配置为接收RF发送脉冲，并且作为响应而产生用于驱动GaN FET的栅极的电压。在一些实施例中，RF线圈阵列中的各RF线圈可以与被配置为接收该线圈的RF发送脉冲的线圈L6相关联。在其它实施例中，多线圈阵列中的RF线圈的子集(例如，一个)可以与被配置为接收RF发送脉冲的线圈L6相关联，并且线圈L6响应于接收发送脉冲而产生的开关信号可被分配到与阵列中的其它RF线圈相关联的电路。电路1100使用与电路1000相比较不复杂的驱动电路，因为不需要单独的控制信号产生器。然而，使用发送脉冲作为控制信号的结果是，开关不会闭合，直到稍微晚于RF发送开始后为止，并且RF发送脉冲可以由脉冲接收器线圈L6检测到。
一些实施例涉及低场MRI系统中所使用的射频(RF)线圈的新颖设计。MRI系统中所使用的一些传统RF线圈设计被配置为螺线管，其以螺旋模式包围在要成像的对象周围。例如，MRI系统中常用的头线圈包括以螺线管结构形成的导体，使得人的头可以插入到螺线管的内部。图14A示意性地示出螺线管RF线圈的设计，其中导体围绕基板在从基板的第一侧到与该第一侧相反的基板的第二侧的单程中以多个环路的形式缠绕。当到达基板的第二侧时，导体可以返回到第一侧而不形成附加环路，如图所示。图14B示出图14A的线圈布置的顶视图，其中导体的环路用垂直线表示。点V+和V-表示线圈中的导体的末端，在MRI系统中，该末端连接到被配置为放大记录信号的放大器(例如，低噪声放大器)。
理想情况下，在RF线圈的输出处记录的电势是平衡的，使得在线圈中没有电动势(emf)的情况下，V+-V-＝0。然而，当对象(诸如人的头)插入到螺线管线圈中时，对象与线圈中的导体之间发生寄生耦合，这可能导致V+和V-不平衡并在放大器输入处产生电压。当线圈用于MRI系统中时，电压被表现为记录MR信号中的噪声信号。根据头在RF线圈中的位置，寄生耦合可能对记录在V+点和V-点的信号产生不同的影响。例如，当对象被插入在线圈的一端时，由于V+与在线圈中引入噪声的点之间的较短导体距离，因此与点V-相比，在点V+处，由于寄生耦合引起的被引入到记录信号中的噪声的幅度可能较大。可选地，如果对象被布置在点V+和V-之间的线圈中心处或附近，则引入到线圈中的噪声将对在点V+和V-处检测到的电压产生同样的影响。在又一实现中，如果对象被布置得更靠近点V-，则与点V+相比，在点V-处将检测到更多噪声，从而导致输出不平衡(即，V+-V-≠0)。
图15A示意性地示出当对象(表示为电压源V0)在特定位置插入到螺线管线圈中时，在线圈中的单个点处将寄生耦合(表示为阻抗ZC)引入到线圈中。应当理解，在实践中，将分配从对象到线圈绕组的寄生耦合。图15B示出寄生耦合的引入如何影响在导体的末端测量到的电压V+、V-的阻抗模型。ZC表示对象与线圈之间的寄生耦合，Z+表示导体中的引入寄生耦合的点与点V+之间的阻抗，Z-表示导体中的引入寄生耦合的点与点V-之间的阻抗，并且ZG表示导体的各端(即，V+和V-)和接地之间的阻抗。当对象与线圈(例如)之间存在弱寄生耦合(例如，
Figure BDA0002789894210000221
)时，以下关系描述了导体V+和V-的两端的电势差：
Figure BDA0002789894210000222
由于V+和V-处的线圈的输出可能不平衡，因此一些传统RF线圈包括RF线圈和放大器之间的平衡－不平衡变换器(baluns)，以提供平衡输出并拒绝被引入线圈中的共模噪声。发明人认识到，由于线圈所接收到的小幅度信号和平衡－不平衡变换器的有损特性，因此在低场MRI系统中，使用平衡－不平衡变换器来拒绝引入到RF线圈中的共模噪声是不期望的。为此，一些实施例涉及RF线圈设计，该RF线圈设计使用被设计为减小共模噪声的绕组模式，从而减轻使用平衡－不平衡变换器的需要。
图16～19示意性地示出根据一些实施例的RF线圈设计。对于图16～19所示的线圈设计，其结果是具有与图14A所示的传统线圈绕组模式类似的磁性质的螺线管线圈。例如，彼此靠近的线圈匝检测出类似的磁通量。然而，图16～19所示的RF线圈设计的电性质与图14A的线圈设计的电性质不同。特别地，图16～19所示的绕组设计使得在线圈中插入了要成像的对象时，平衡和共模抑制得到改进。如图所示，当要成像的对象被插入到线圈中时，对象和导体之间的寄生耦合导致在靠近对象的导体的匝中感应到电压。对于图16～19所示的绕组模式，当向导体施加电压时，导体的相邻匝具有相似的电感和电势，这是因为相邻匝与相应点V+和V-的距离相似。因此，由于插入线圈中的对象与导体的寄生耦合而在导体中感应出的电压在输出V+和V-这两者处类似地表现为噪声信号而与对象在线圈中的位置无关，使得V+-V-～0，从而降低了共模噪声。
在一些实施例中，导体使用从RF的一端到另一端的多程(例如，两程)环路或部分环路以平衡模式缠绕，而不是使导体在从端到端的单程环路中缠绕。图16A示出“交错”绕组模式，其中起始于基板的一端的导体通过在第一程中沿着缠绕方向在从导体的第一端间隔开的不同水平处跳跃基板的多个部分而围绕基板进行缠绕。当导体在第二程中从基板的另一(第二)端开始缠绕时，导体围绕在第一程中跳跃的基板的部分进行缠绕。图16B示出图16A所示的交错缠绕模式的顶视图。
图16A所示的交错绕组模式在第一程中跳跃整匝(例如，360°旋转)，并在第二程中沿相反的方向填充这些跳跃的匝。然而，应当理解，也设想了交替交错绕组模式。例如，图17A示出交错模式，其中绕组模式围绕基板在从基板的第一端开始的多个水平中的各水平处完成一系列半匝(例如，180°)，同时在第一程中跳跃另一半匝，而不是在第一程中跳跃整匝(例如，360°)。然后，在从基板的第二端到第一端的第二程期间填充跳跃的半匝，从而产生完整的螺线管线圈结构。图17B示出图17A的半匝跳跃交错绕组设计的顶视图。下文更详细地描述的图22A～L示出用于实现图17A所示的半匝跳跃设计的处理。
图18A示出根据一些实施例的交替平衡绕组模式的示例。在图18A所示的绕组模式中，导体的第一多个环路围绕基板从第一端向第二端缠绕，而不在第一程上跳跃任何水平。在从第二端到第一端的第二程上，位于第一多个环路附近的第二多个环路围绕基板进行缠绕，以产生“双”绕组模式。图18B示出图18A所示的绕组模式的顶视图。
图19示出根据一些实施例的具有交错结构的另一平衡绕组模式的顶视图。在图19所示的绕组模式中，导体在从基板的第一端到第二端的第一程中以螺旋结构进行缠绕并且在从基板的第二端到第一端的第二程中以相反的螺旋结构进行缠绕，而不是在从基板的第一端到基板的第二端的一系列水平中形成环路(例如，如图16A所示)。形成螺旋绕组结构的特定角度不是本发明的实施例的限制，因为可以使用围绕基板具有任何期望匝数的任何合适角度。
上文结合图16～19所描述的平衡绕组模式涉及具有螺线管结构的RF线圈，其中对象(例如，患者的头)被插入螺线管内。发明人认识到，本文所述的平衡绕组技术也可用于除螺线圈线圈以外的线圈结构。例如，图20示出使用平衡绕组模式来创建RF表面线圈的示例。表面线圈包括被布置成彼此非常接近的两个导体绕组。如图所示，可以使两个绕组之间的距离(h)很小(例如，达到接近于0的距离)，使得多个绕组的磁性质与具有单个绕组的线圈的磁性质类似。在一些实施例中，两个绕组可被配置为彼此异相180°。
图21示出根据一些实施例的用于制造RF线圈的处理2100。在动作2110中，提供了基板，其中要围绕该基板缠绕导体。基板可以由任何合适的非磁性材料制成。在一些实施例中，基板包括例如使用添加剂制造工艺(例如，3D打印)制成的塑料材料。然后，处理2130进入动作2112，其中在基板中形成多个槽。例如，基板可以包括顶部和底部，并且多个槽可以在从基板的顶部到基板的底部的间隔开的位置处形成。在一些实施例中，基板形成为可放置人的头的头盔的形状，并且槽被形成为从顶部向底部围绕头盔的周围的多个周向槽或“环”。在一些实施例中，该多个环从基板的顶部到底部使用相同的间隔分离，以产生可在其内缠绕导体的多个水平。该多个槽也可以包括连接周向槽的多个连接槽。在一些实施例中，作为(例如，使用添加剂制造工艺)制造基板的一部分，可以在基板中形成槽，使得不需要单独动作来在基板中形成槽。
然后，处理2100进入动作2114，其中导体的第一部分缠绕在基板中所形成的槽的第一部分内。如上文结合图17A所讨论的，在一些实施例中，导体的第一部分可以通过每隔一个水平地跳跃而从基板的顶部向底部缠绕在位于相间水平的槽中。在其它实施例中，导体的第一部分可以缠绕在各水平上的槽的部分(例如，半匝)内，同时跳跃各水平上的槽的其它部分。然后，处理2100进入动作2116，其中导体的第二部分缠绕在基板中所形成的槽的第二部分内。例如，当从基板的底部向顶部缠绕时，基板的第二部分可以使用在导体的第一部分从顶部向底部缠绕时所跳跃的槽的部分来进行缠绕。当从底部向顶部缠绕导体的第二部分时，导体的第二部分的多个部位可能越过从顶部向底部缠绕的导体的第一部分的多个部位交叉(或在从顶部向底部缠绕的导体的第一部分的多个部位下交叉)。可以使用任何合适的导体，包括但不限于铜线和利兹(litz)线。导体可以是单股的，或者可以包括多股的导电材料。导体的末端可被配置为耦合至放大器，以在RF线圈所记录的信号用于低场MRI系统中时对该信号进行放大以接收来自被成像对象的MR信号。
图22A～22L示出根据一些实施例的制造低场MRI系统中所使用的发送/接收RF头线圈的处理中的动作。图22A示出线圈缠绕根据编号的箭头从基板(例如，具有形成于其中的槽的塑料头盔)的顶部开始。例如，导体被布置(1)在将基板的顶部连接到第一周向槽的连接槽中。然后导体沿顺时针方向围绕第一周向槽的半匝缠绕(2)。图22B示出在完成(3)第一周向槽的半匝后，导体被布置(4)在连接第一周向槽以及与第一周向槽相比距顶部间隔更远的第二周向槽的连接槽中。然后，导体也是沿顺时针方向围绕第二周向槽的相对的半匝缠绕(5)。图22C示出在第二周向槽内缠绕(6)导体，直到(7)如图22D所示到达连接第二周向槽和第三周向槽的连接槽为止。然后，导体被布置(8)在第二周向槽和第三周向槽之间的连接槽内。图22E示出在第三周向槽中沿顺时针方向围绕相对的半匝继续缠绕(9)，直到(10)如图22F所示到达连接第三周向槽和第四周向槽的连接槽为止。然后，导体被布置(11)在第三周向槽和第四周向槽之间的连接槽内。图22G示出以上的述半匝模式继续缠绕，直到到达最底部的周向槽为止。在一些实施例中，如图22H所示，在头盔的后侧，导体没有交叉。
图22I示出在最底部的周向槽上完成缠绕之后，导体的缠绕在从顶部到底部的绕组中周向槽的被跳过的部分内从底部向顶部继续。例如，导体缠绕(12)在最底部的周向槽中，导体被布置(13)在连接最底部的周向槽及其上方的周向槽的连接槽内并越过连接槽内的导体部分交叉。缠绕(14)在该周向槽中的、从顶部到底部的绕组中被跳过的部分内继续。如图22J所示，缠绕(15)继续，直到遇到下一连接槽为止，导体被布置(16)在该连接槽内并越过该连接槽内的导体交叉，然后在下一个最高周向槽中继续(17)。图22K示出缠绕以相同的模式继续至基板的顶部，此后，导体被切割以如图22L所示完成具有交错绕组的发送/接收RF线圈的线圈缠绕。尽管绕组已被描述为沿顺时针方向，但应当理解，绕组可以可选地沿逆时针方向进行。另外，尽管图22A～22L中所描述的处理示出在多个周向槽中的每一个中缠绕半匝，但应当理解，还可以使用从顶部到底部每隔一个周向槽进行跳跃、然后从底部到顶部每隔一个周向槽进行填充的绕组模式。
图23A示出根据一些实施例的用于使用交错线圈模式来制造仅接收RF线圈的处理。如图所示，线圈缠绕开始于将导体从基板(例如，具有形成于其中的槽的塑料头盔)的顶部布置(1)在到基板的一侧(例如，左侧)的连接槽中。图23B示出，当导体到达(2)左侧的环形槽时，导体围绕该环形槽缠绕(3)。图23C示出，当完成导体围绕环形槽的缠绕(4)时，导体被布置(5)在连接环形槽和基板的顶部的连接槽中并越过该连接槽中的导体交叉。如图23D所示，在形成于头盔的左半部中的弯曲槽中继续缠绕(6)。图23E示出，在完成头盔左半部中的缠绕之后，导体被布置成越过头盔的顶部以开始如图23F所示在头盔的右半部的导体缠绕。图23G和图23H示出，头盔的右半部中的缠绕围绕头盔的右半部中的槽继续，并被布置在连接头盔的右半部上的环形槽和头盔的顶部的连接槽中并越过该连接槽中的导体交叉。
因此，在描述了本发明中所阐述的技术的若干方面和实施例之后，应当理解，本领域技术人员将容易进行各种改变、修改和改进。这种改变、修改和改进旨在在本文所述的技术的精神和范围内。例如，本领域普通技术人员将容易设想出用于执行功能以及/或者获得结果和/或本文所述的一个或多个优点的各种其它部件和/或结构，并且这些变化和/或修改各自被视为在本文所述的实施例的范围内。本领域技术人员将认识到或能够确定仅使用了常规实验、即本文所述的具体实施例的许多等同实施例。因此，应当理解，以上实施例仅以示例的方式呈现，并且在所附权利要求及其等同项的范围内，除具体描述外，本发明的实施例可以以其它方式实施。另外，如果本文所述的特征、系统、物品、材料、套件和/或方法并非相互不一致，则两个或更多个这样的特征、系统、物品、材料、套件和/或方法的任何组合包括在本发明的范围内。
上述实施例可以以任意多种方式实现。涉及处理或方法的性能的本发明的一个或多个方面和实施例可以利用装置(例如，计算机、处理器或其它装置)可执行的程序指令来进行处理或方法或控制处理或方法的性能。在这方面，各种发明概念可被体现为用一个或多个程序编码的计算机可读存储介质(或多个计算机可读存储介质)(例如，计算机存储器、一个或多个软盘、致密盘、光盘、磁带、闪存存储器、现场可编程门阵列或其它半导体装置中的电路结构、或其它有形计算机存储介质)，该一个或多个程序在一个或多个计算机或其它处理器上执行时进行用于实现上述的各个实施例中的一个或多个的方法。计算机可读介质可以是可运输的，使得存储在其上的程序可被加载到一个或多个不同的计算机或其它处理器上，以实现上述方面中的各个方面。在一些实施例中，计算机可读介质可以是非暂时性介质。
如本文中所使用，术语“程序”或“软件”在一般意义上是指可用于对计算机或其它处理器进行编程以实现上述的各方面的任何类型的计算机代码或计算机可执行指令集。另外，应当理解，根据一方面，在执行时进行本发明的方法的一个或多个计算机程序无需驻留在单个计算机或处理器上，而是可以以模块化的方式分布在多个不同的计算机或处理器之间以实现本发明的各方面。
计算机可执行指令可以采用多种形式，诸如由一个或多个计算机或其它装置执行的程序模块等。一般地，程序模块包括用于进行特定任务或实现特定抽象数据类型的例程、程序、对象、组件、数据结构等。通常，程序模块的功能可以根据需要在各种实施例中进行组合或分布。
另外，数据结构可以以任何合适形式存储在计算机可读介质中。为了简化说明，数据结构可能被示出为具有通过数据结构中的位置相关的字段。同样，这样的关系可以通过为字段分配具有计算机可读介质中的用于传送字段之间的关系的位置的存储来实现。然而，可以使用任何合适的机制来建立数据结构的字段中的信息之间的关系，包括通过使用建立数据元素之间的关系的指针、标签或其它机制。
本发明的上述实施例可以采用任意多种方式来实现。例如，可以使用硬件、软件或其组合来实现实施例。当在软件中实现时，软件代码可以在任何合适的处理器或处理器集合上执行，无论是在单个计算机中提供还是在多个计算机之间分配。应当理解，进行上述功能的任何组件或组件集合可以一般被视为控制以上讨论的功能的控制器。控制器可以以多种方式实现，诸如利用专用硬件或者利用使用微代码或软件进行编程以进行上述功能的通用硬件(例如，一个或多个处理器)来实现，并且在控制器与系统的多个组件相对应的情况下以多种方式的组合实现。
此外，应当理解，作为非限制性示例，计算机可以以诸如机架型计算机、台式计算机、膝上型计算机或平板计算机等的多种形式中的任意形式体现。另外，计算机可以嵌入在装置中，该装置一般不被视为计算机，但具有适当的处理能力，包括个人数字助理(PDA)、智能手机或任何其它合适的便携式或固定电子装置。
另外，计算机可以具有一个或多个输入和输出装置。这些装置可以用于呈现用户接口等。可用于提供用户接口的输出装置的示例包括用于输出的可视呈现的打印机或显示屏以及用于输出的可听呈现的扬声器或其它声音产生装置。可用于用户接口的输入装置的示例包括键盘和指示装置，诸如鼠标、触摸板和数字化平板电脑。作为另一示例，计算机可以通过语音识别或以其它可听格式接收输入信息。
这种计算机可以通过任何合适形式的一个或多个网络(包括局域网或广域网，诸如企业网和智能网(IN)或因特网等)互连。这种网络可以基于任何合适的技术，并且可以根据任何合适的协议进行操作，并且可以包括无线网络、有线网络或光纤网络。
另外，如所描述的，一些方面可被体现为一种或多种方法。作为方法的一部分进行的动作可以以任何合适的方式排序。因此，可以构造如下的实施例，其中以与图示不同的顺序进行动作，这可以包括同时进行一些动作，即使在例示性实施例中被示出为顺序动作。
本文所定义和使用的所有定义应被理解为控制字典定义、通过引用并入的文献中的定义和/或所定义术语的通常含义。
在说明书和权利要求书中，除非有明确的相反指示，否则本文所使用的不定冠词“a”和“an”应被理解为意味着“至少一个”。
在说明书和权利要求书中，本文所使用的短语“和/或”应被理解为是指这样结合的元素(即，在一些情况下结合呈现并在其它情况下分离呈现的元素)中的“任一个或这两者”。利用“和/或”列出的多个元素应当以相同的方式解释，即这样结合的元素中的“一个或多个”。除“和/或”子句具体标识的元素外，可以可选地存在其它元素，无论与这些具体标识的元素相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，在一个实施例中，对“A和/或B”的引用在与诸如“包括”等的开放式语言结合使用时，可以仅指代A(可选地包括B以外的元素)；在另一实施例中，可以仅指代B(可选地包括A以外的元素)；在又一实施例中，可以指代A和B这两者(可选地包括其它元素)；等等。
在说明书和权利要求书中，本文所使用的短语“至少一个”在引用一个或多个元素的列表时应被理解为意味着从元素列表中的任何一个或多个元素中选择的至少一个元素，但不一定包括元素列表中具体列出的每个元素中的至少一个元素，并且不排除元素列表中的元素的任何组合。该定义还允许，可以可选地存在除短语“至少一个”所引用的元素列表内具体标识的元素之外的元素，无论是与具体标识的元素相关还是不相关。因此，作为非限制性示例，“A和B中的至少一个”(或等效地“A或B中的至少一个”，或等效地“A和/或B中的至少一个”)在一个实施例中可以指代可选地包括多于一个A而不存在B的至少一个(并且可选地包括B以外的元素)；在另一实施例中可以指代可选地包括多于一个B而不存在A的至少一个(并且可选地包括A以外的元素)；在又一实施例中可以指代可选地包括多于一个A的至少一个以及可选地包括多于一个B的至少一个(并且可选地包括其它元素)；等等。
另外，本文所使用的短语和术语是为了描述的目的，并且不应被视为限制性的。在本文中使用“包括”、“包含”或“具有”、“含有”、“涉及”及其变形意味着包含其后列出的项目及其等同项以及附加项目。
在权利要求中，以及在上面的说明书中，诸如“包含”、“包括”、“携带”、“具有”、“含有”、“涉及”、“持有”和“涵盖”等的所有过渡性短语应被理解为是开放式的，即意味着包括但不限于。只有过渡性短语“由…组成”和“基本上由…组成”应分别为封闭或半封闭的过渡性短语。

Claims (60)

1.一种被配置为对耦合至低场磁共振成像系统的放大器的射频线圈即RF线圈进行调谐的电路，所述电路包括：
调谐电路，其跨所述放大器的输入耦接；以及
有源反馈电路，其耦合在所述放大器的输出和所述放大器的输入之间。
2.根据权利要求1所述的电路，其中，所述有源反馈电路包括至少一个反馈电容器。
3.根据权利要求1所述的电路，其中，所述调谐电路包括跨所述放大器的输入耦接的调谐电容器。
4.根据权利要求1所述的电路，其中，所述调谐电路包括调谐/匹配网络，所述调谐/匹配网络包括至少一个电容器和至少一个电感器。
5.根据权利要求1所述的电路，其中，所述有源反馈电路被配置为提供与所述RF线圈的中心频率异相90度或270度的第一反馈信号。
6.根据权利要求5所述的电路，其中，所述放大器的增益被调谐成与所述RF线圈的中心频率异相90度或270度。
7.根据权利要求5所述的电路，其中，所述有源反馈电路的一个或多个组件被配置为产生与所述RF线圈的中心频率异相90度或270度的所述第一反馈信号。
8.根据权利要求5所述的电路，其中，所述有源反馈电路被配置为提供与所述RF线圈的中心频率异相180度的第二反馈信号。
9.根据权利要求1所述的电路，其中，所述有源反馈电路被配置为提供与所述RF线圈的中心频率异相180度的反馈信号。
10.根据权利要求1所述的电路，其中，所述有源反馈电路包括互感电路，所述互感电路包括至少一个电感器。
11.根据权利要求10所述的电路，其中，所述至少一个电感器被配置成与所述RF线圈互耦。
12.一种被配置为对耦合至低场磁共振成像系统的放大器的射频线圈即RF线圈进行调谐的电路，所述电路包括：
有源反馈电路，其耦合在所述放大器的输出和所述放大器的输入之间以减小所述RF线圈的品质因数。
13.根据权利要求12所述的电路，其中，所述有源反馈电路包括至少一个反馈电容器。
14.根据权利要求12所述的电路，其中，所述有源反馈电路被配置为提供与所述RF线圈的中心频率异相90度或270度的第一反馈信号。
15.根据权利要求14所述的电路，其中，所述放大器的增益被调谐成与所述RF线圈的中心频率异相90度或270度。
16.根据权利要求14所述的电路，其中，所述有源反馈电路的一个或多个组件被配置为产生与所述RF线圈的中心频率异相90度或270度的第一反馈信号。
17.根据权利要求16所述的电路，其中，所述有源反馈电路被配置为提供与所述RF线圈的中心频率异相180度的第二反馈信号。
18.根据权利要求12所述的电路，其中，所述有源反馈电路被配置为提供与所述RF线圈的中心频率异相180度的反馈信号。
19.一种对耦合至低场磁共振成像系统的放大器的射频线圈即RF线圈进行调谐的方法，所述方法包括：
将调谐电路跨所述放大器的第一输入和第二输入布置；
将有源反馈电路耦合在所述放大器的输出和所述放大器的输入之间。
20.根据权利要求19所述的方法，还包括使用所述有源反馈电路来提供与所述RF线圈的中心频率异相180度的反馈信号。
21.一种被配置成耦合至低场磁共振成像系统的射频线圈即RF线圈的开关电路，所述开关电路包括：
至少一个场效应晶体管即至少一个FET，其被配置成以小于10MHz的工作频率作为RF开关工作。
22.根据权利要求21所述的开关电路，其中，所述至少一个FET包括至少一个氮化镓FET即至少一个GaN FET。
23.根据权利要求22所述的开关电路，其中，所述至少一个GaN FET包括第一GaN FET和第二GaN FET，其中，所述第一GaN FET和所述第二GaN FET被布置成接收相同的栅极电压。
24.根据权利要求21所述的开关电路，其中，所述至少一个FET具有小于1欧姆的导通状态电阻。
25.根据权利要求21所述的开关电路，其中，所述至少一个FET具有小于15皮法的寄生漏极-源极电容。
26.根据权利要求1所述的开关电路，还包括：
驱动电路，其被配置为对所述至少一个FET施加栅极电压，其中，所述驱动电路包括被配置为使电压源与所述至少一个FET隔离开的至少一个隔离元件。
27.根据权利要求26所述的开关电路，其中，所述至少一个隔离元件包括变压器。
28.根据权利要求27所述的开关电路，其中，所述变压器是空心变压器。
29.根据权利要求26所述的开关电路，其中，所述至少一个隔离元件包括至少一个电阻器。
30.根据权利要求26所述的开关电路，其中，所述驱动电路包括经由所述至少一个电阻器而耦合至所述至少一个FET的栅极的H桥电路。
31.根据权利要求26所述的开关电路，其中，所述驱动电路包括经由变压器而耦合至所述至少一个FET的栅极的AC电压源。
32.根据权利要求26所述的开关电路，其中，所述驱动电路包括耦合在所述至少一个隔离元件和所述至少一个FET的栅极之间的二极管，其中，所述二极管被配置为对输入AC电压进行整流以在所述至少一个FET的栅极处提供DC电压。
33.根据权利要求26所述的开关电路，其中，所述驱动电路包括耦合至所述RF线圈的电感器，其中，所述电感器被配置为基于所述电感器所感测到的发送脉冲来驱动所述至少一个FET的栅极。
34.一种被配置为对至少一个场效应晶体管即至少一个FET施加栅极电压的驱动电路，所述至少一个FET被配置成作为低场磁共振成像系统中的射频开关工作，所述驱动电路包括：
至少一个隔离元件，其被配置为使电压源与所述至少一个FET隔离开。
35.根据权利要求34所述的驱动电路，其中，所述至少一个隔离元件包括空心变压器。
36.根据权利要求34所述的驱动电路，其中，所述至少一个隔离元件包括至少一个电阻器。
37.根据权利要求34所述的驱动电路，还包括：
H桥电路，其经由所述至少一个电阻器而耦合至所述至少一个FET的栅极。
38.根据权利要求34所述的驱动电路，还包括：
AC电压源，其经由变压器而耦合至所述至少一个FET的栅极。
39.根据权利要求34所述的驱动电路，还包括：
二极管，其耦合在所述至少一个隔离元件和所述至少一个FET的栅极之间，其中，所述二极管被配置为对输入AC电压进行整流以在所述至少一个FET的栅极处提供DC电压。
40.根据权利要求34所述的驱动电路，还包括：
电感器，其耦合至所述RF线圈，其中，所述电感器被配置为基于所述电感器所感测到的发送脉冲来驱动所述至少一个FET的栅极。
41.一种低场磁共振成像系统中所使用的射频线圈即RF线圈，所述RF线圈包括：
基板，其具有第一侧和第二侧；以及
导体，其包括在所述第一侧和所述第二侧之间间隔开的第一多个位置处围绕所述基板从所述第一侧向所述第二侧缠绕的第一部分、以及在所述第一侧和所述第二侧之间间隔开的第二多个位置处围绕所述基板从所述第二侧向所述第一侧缠绕的第二部分，其中，所述第一多个位置以在所述第一侧和所述第二侧之间间隔开的方式与所述第二多个位置交替。
42.根据权利要求41所述的RF线圈，其中，所述第一部分包括围绕所述基板的周围从所述第一侧向所述第二侧缠绕的全匝系列，以及所述第二部分包括围绕所述基板的周围从所述第二侧向所述第一侧缠绕的全匝系列。
43.根据权利要求41所述的RF线圈，其中，所述第一部分包括围绕所述基板的周围从所述第一侧向所述第二侧缠绕的第一部分匝，以及所述第二部分包括围绕所述基板的周围从所述第二侧向所述第一侧缠绕的第二部分匝。
44.根据权利要求43所述的RF线圈，其中，所述第一部分匝和所述第二部分匝是180度匝。
45.根据权利要求41所述的RF线圈，其中，所述第一多个位置和所述第二多个位置使用相同的间隔从所述基板的第一侧起间隔开。
46.根据权利要求41所述的RF线圈，其中，所述导体被布置在所述基板上，使得当电流通过所述导体时，所述布置中的对称性消除共模电压的至少一部分。
47.一种制造低场磁共振成像系统中所使用的射频线圈即RF线圈的方法，所述方法包括：
提供基板，所述基板具有形成在其中的多个水平处的周向槽以及连接所述多个水平的相邻水平的连接槽，其中所述多个水平各自被布置在距所述基板的第一侧的不同距离处；
在所述连接槽和所述周向槽的第一部分内，从所述基板的第一侧向所述基板的第二侧缠绕导体的第一部分；以及
在所述连接槽和所述周向槽的第二部分内，从所述基板的第二侧向所述基板的第一侧缠绕所述导体的第二部分，其中，所述周向槽的第一部分和所述周向槽的第二部分不重叠。
48.根据权利要求47所述的方法，其中，所述周向槽的第一部分被布置在所述多个水平的相间水平处。
49.根据权利要求47所述的方法，其中，所述周向槽的第一部分被布置为所述多个水平中各水平的一部分。
50.根据权利要求47所述的方法，其中，所述周向槽从所述基板的所述第一侧向所述第二侧彼此等距离地间隔开。
51.根据权利要求47所述的方法，其中，在所述周向槽的第一部分内缠绕包括使全匝系列围绕所述基板的周围从所述第一侧向所述第二侧缠绕，以及
其中，在所述周向槽的第二部分内缠绕包括使全匝系列围绕所述基板的周围从所述第二侧向所述第一侧缠绕。
52.根据权利要求47所述的方法，其中，在所述周向槽的第一部分内缠绕包括使第一部分匝围绕所述基板的周围从所述第一侧向所述第二侧缠绕，以及
其中，在所述周向槽的第二部分内缠绕包括使第二部分匝围绕所述基板的周围从所述第二侧向所述第一侧缠绕。
53.根据权利要求52所述的方法，其中，所述第一部分匝和所述第二部分匝是180度匝。
54.根据权利要求47所述的方法，其中，缠绕所述导体的所述第一部分和所述第二部分包括将所述导体布置为使得当电流通过所述导体时所述布置中的对称性消除共模电压的至少一部分。
55.一种低场磁共振成像系统中所使用的射频线圈即RF线圈，所述RF线圈包括：
基板，其具有第一侧和第二侧；以及
导体，其以平衡绕组模式围绕所述基板缠绕，其中，在所述平衡绕组模式中，围绕所述基板从所述第一侧向所述第二侧缠绕的所述导体的第一部分与围绕所述基板从所述第二侧向所述第一侧缠绕的所述导体的第二部分交叉。
56.根据权利要求55所述的RF线圈，其中，所述平衡绕组模式包括围绕所述基板的周围从所述第一侧向所述第二侧缠绕的第一全匝系列、以及围绕所述基板的周围从所述第二侧向所述第一侧缠绕的第二全匝系列。
57.根据权利要求55所述的RF线圈，其中，所述平衡绕组模式包括围绕所述基板的周围从所述第一侧向所述第二侧缠绕的第一部分匝、以及围绕所述基板的周围从所述第二侧向所述第一侧缠绕的第二部分匝。
58.根据权利要求57所述的RF线圈，其中，所述第一部分匝和所述第二部分匝是180度匝。
59.根据权利要求55所述的RF线圈，其中，所述平衡绕组模式包括从所述第一侧到所述第二侧的多个水平，以及所述多个水平从所述第一侧到所述第二侧相等地间隔开。
60.根据权利要求55所述的RF线圈，其中，所述导体被布置在所述基板上，使得当电流通过所述导体时，所述布置中的对称性消除共模电压的至少一部分。
CN201980034207.1A 2018-05-21 2019-05-21 低场mri系统所用的射频线圈信号链 Pending CN112384818A (zh)

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WO (1) WO2019226624A1 (zh)

Families Citing this family (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111896903A (zh) 2014-09-05 2020-11-06 海珀菲纳研究股份有限公司 噪声抑制方法和设备
CN105591537B (zh) * 2014-10-28 2019-02-22 通用电气公司 梯度放大器、开关放大器及其操作方法
WO2016077417A1 (en) 2014-11-11 2016-05-19 Hyperfine Research, Inc. Low field magnetic resonance methods and apparatus
CA2967337C (en) 2014-11-11 2022-05-10 Hyperfine Research, Inc. Pulse sequences for low field magnetic resonance
US10281540B2 (en) 2015-04-13 2019-05-07 Hyperfine Research, Inc. Magnetic coil power methods and apparatus
HK1252007A1 (zh) 2015-05-12 2019-05-10 Hyperfine, Inc. 射频线圈方法和装置
CA3018183C (en) 2016-03-22 2021-08-24 Hyperfine Research, Inc. Methods and apparatus for magnetic field shimming
TWI685668B (zh) 2016-09-29 2020-02-21 美商超精細研究股份有限公司 磁共振成像系統，以及搭配該磁共振成像系統使用之調諧系統
MX2019005955A (es) 2016-11-22 2019-07-10 Hyperfine Res Inc Sistemas y metodos para deteccion automatizada en imagenes de resonancia magnetica.
US10627464B2 (en) 2016-11-22 2020-04-21 Hyperfine Research, Inc. Low-field magnetic resonance imaging methods and apparatus
US10539637B2 (en) 2016-11-22 2020-01-21 Hyperfine Research, Inc. Portable magnetic resonance imaging methods and apparatus
AU2019256553A1 (en) 2018-04-20 2020-10-22 Hyperfine Operations, Inc. Deployable guard for portable magnetic resonance imaging devices
CA3099068A1 (en) 2018-05-21 2019-11-28 Hyperfine Research, Inc. Radio-frequency coil signal chain for a low-field mri system
KR20210013563A (ko) 2018-05-21 2021-02-04 하이퍼파인 리서치, 인크. 자기 공명 이미징 시스템을 위한 b0 자석 방법들 및 장치들
TW202015621A (zh) 2018-07-19 2020-05-01 美商超精細研究股份有限公司 在磁共振成像中患者定位之方法及設備
CN120370238A (zh) 2018-07-30 2025-07-25 海珀菲纳股份有限公司 用于磁共振图像重建的深度学习技术的系统、方法、存储介质以及磁共振成像系统
TW202012951A (zh) 2018-07-31 2020-04-01 美商超精細研究股份有限公司 低場漫射加權成像
US11789104B2 (en) 2018-08-15 2023-10-17 Hyperfine Operations, Inc. Deep learning techniques for suppressing artefacts in magnetic resonance images
EP3899565A2 (en) 2018-12-19 2021-10-27 Hyperfine, Inc. System and methods for grounding patients during magnetic resonance imaging
CN113498479B (zh) 2018-12-28 2025-07-15 海珀菲纳股份有限公司 校正磁共振成像中的磁滞
US11553853B2 (en) 2019-03-12 2023-01-17 Hyperfine Operations, Inc. Systems and methods for magnetic resonance imaging of infants
US11324418B2 (en) 2019-03-14 2022-05-10 Hyperfine Operations, Inc. Multi-coil magnetic resonance imaging using deep learning
KR20220005492A (ko) 2019-04-26 2022-01-13 하이퍼파인, 인크. 자기 공명 영상 시스템의 동적 제어를 위한 기술
KR20220007876A (ko) 2019-05-07 2022-01-19 하이퍼파인, 인크. 유아의 자기 공명 이미징을 위한 시스템, 디바이스 및 방법
WO2021030722A1 (en) 2019-08-15 2021-02-18 Hyperfine Research, Inc. Eddy current mitigation systems and methods
WO2021071938A2 (en) 2019-10-08 2021-04-15 Hyperfine Research, Inc. System and methods for detecting electromagnetic interference in patients during magnetic resonance imaging
DE102019127466B4 (de) * 2019-10-11 2022-08-25 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Magnetspule für ein MR-Gerät
EP4644938A2 (en) 2019-10-25 2025-11-05 Hyperfine Operations, Inc. Artefact reduction in magnetic resonance imaging
US20210124001A1 (en) 2019-10-25 2021-04-29 Hyperfine Research, Inc. Systems and methods for detecting patient motion during magnetic resonance imaging
US11510588B2 (en) 2019-11-27 2022-11-29 Hyperfine Operations, Inc. Techniques for noise suppression in an environment of a magnetic resonance imaging system
USD912822S1 (en) 2019-12-10 2021-03-09 Hyperfine Research, Inc. Frame for magnets in magnetic resonance imaging
WO2021119063A1 (en) 2019-12-10 2021-06-17 Hyperfine Research, Inc. Ferromagnetic frame for magnetic resonance imaging
USD932014S1 (en) 2019-12-10 2021-09-28 Hyperfine, Inc. Frame for magnets in magnetic resonance imaging
US11415651B2 (en) 2019-12-10 2022-08-16 Hyperfine Operations, Inc. Low noise gradient amplification components for MR systems
CN115552269A (zh) 2019-12-10 2022-12-30 海珀菲纳运营有限公司 用于磁共振成像的具有非铁磁框架的永磁体装配件
US20210302518A1 (en) 2020-03-24 2021-09-30 Hyperfine Research, Inc. Gradient waveform design for low-field magnetic resonance imaging systems
EP4211481A4 (en) 2020-09-08 2024-09-18 Hyperfine Operations, Inc. SYSTEMS AND METHODS FOR PROVIDING OPERATING POWER FOR A MAGNETIC RESONANCE IMAGING (MRI) SYSTEM
EP4264304A1 (en) * 2020-12-15 2023-10-25 Hyperfine Operations, Inc. Opto-isolator circuitry for magnetic resonance imaging applications
DE102022206766B3 (de) * 2022-07-01 2023-11-30 Bruker Switzerland Ag NMR-Probenkopf mit einer Sende-Empfangsspule umfassend einen Hinwicklungsabschnitt und einen Rückwicklungsabschnitt

Citations (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06254071A (ja) * 1993-03-10 1994-09-13 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置及び磁気共鳴映像装置用プローブ
CN1221493A (zh) * 1996-06-03 1999-06-30 赛缪尔·罗兹尼特斯基 用于核磁共振(nmr)和磁共振图象(mri)设备的天线系统
US6369550B1 (en) * 1998-11-25 2002-04-09 General Electric Company Method and apparatus for reducing input impedance of a preamplifier
WO2005083458A1 (en) * 2004-02-26 2005-09-09 National Research Council Of Canada Method of effecting nuclear magnetic resonance experiments using cartesian feedback
CN1701498A (zh) * 2003-08-21 2005-11-23 索尼株式会社 开关电源电路
WO2006030331A2 (en) * 2004-09-16 2006-03-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance receive coil with dynamic range control
WO2007001463A2 (en) * 2004-11-23 2007-01-04 M2M Imaging Corp. Bandwidth expansion in magnetic resonance
CN101675354A (zh) * 2007-05-04 2010-03-17 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于mri的具有数字反馈的rf发射器
CN102208900A (zh) * 2010-03-31 2011-10-05 凯斯西储大学 线圈上开关模式放大器的开关模式预放大和幅度调制反馈
US20140176135A1 (en) * 2012-12-24 2014-06-26 Case Western Reserve University Multiturn MRI Coils In Combination With Current Mode Class D Amplifiers
US20140292327A1 (en) * 2013-03-31 2014-10-02 Case Western Reserve University Magnetic Resonance Imaging With Switched-Mode Current-Source Amplifier Having Gallium Nitride Field Effect Transistors For Parallel Transmission in MRI
CN104821725A (zh) * 2014-02-03 2015-08-05 意法半导体股份有限公司 命令单相谐振变换器的反馈方法、相关的单相谐振变换器以及多相谐振变换器
US20160334479A1 (en) * 2015-05-12 2016-11-17 Hyperfine Research, Inc. Radio frequency coil methods and apparatus
US20170074956A1 (en) * 2014-03-14 2017-03-16 The General Hospital Corporation System and method for low-field, multi-channel imaging
CN107110930A (zh) * 2014-09-05 2017-08-29 海珀菲纳研究股份有限公司 噪声抑制方法和设备
US20180088193A1 (en) * 2016-09-29 2018-03-29 Hyperfine Research, Inc. Radio frequency coil tuning methods and apparatus

Family Cites Families (46)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FI80346C (fi) * 1983-07-07 1990-05-10 Instrumentarium Oy Rf-spolarrangemang vid nmr-undersoekningsapparatur.
US4961054A (en) 1989-07-06 1990-10-02 General Electric Company Gradient current speed-up circuit for high-speed NMR imaging system
FR2653618B1 (fr) * 1989-10-24 1992-02-07 Sorep Sa Circuit equilibre d'asservissement en phase d'un signal radiofrequence a un signal de reference.
US5051700A (en) 1990-03-19 1991-09-24 Kabushiki Kaisha Toshiba Feedback circuit for noiseless damping of the Q of an MRI receiver coil antenna
US6144205A (en) * 1998-11-19 2000-11-07 General Electric Company Optical control of radio frequency antennae in a magnetic resonance imaging system
US6493572B1 (en) * 1999-09-30 2002-12-10 Toshiba America Mri, Inc. Inherently de-coupled sandwiched solenoidal array coil
US7196519B2 (en) 2000-07-28 2007-03-27 Fonar Corporation Stand-up vertical field MRI apparatus
US6498489B1 (en) 2001-05-04 2002-12-24 Kamal Vij Magnetic resonance imaging coil arrays with separable imaging coil elements
ITSV20010039A1 (it) 2001-10-31 2003-05-01 Esaote Spa Circuito didisaccoppiamento di bobine di trasmissione nelle macchine per il rilevamento d'immagini di risonanza
WO2004061469A1 (en) 2003-01-07 2004-07-22 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh High-frequency system for an mr apparatus with multiple transmit channels
EP1651974B8 (en) 2003-07-09 2011-11-02 Inc. Vista Clara Multicoil nmr data acquisition and processing methods
US7242274B2 (en) * 2004-03-03 2007-07-10 Atheros Communications, Inc. Inductor layout using step symmetry for inductors
WO2007030832A2 (en) 2005-09-09 2007-03-15 State Or Oregon Acting By And Through The State Board Of Higher Education Of Behalf Of The University Of Oregon High impedance differential input preamplifier and antenna for magnetic resonance systems
US7986143B2 (en) 2007-11-09 2011-07-26 Vista Clara Inc. Multicoil low-field nuclear magnetic resonance detection and imaging apparatus and method
US20110012598A1 (en) * 2007-11-30 2011-01-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mr coils with an active electronic component having an indirect power connection
US8198895B2 (en) * 2009-09-23 2012-06-12 General Electric Company System and method for magnetic resonance coil actuation
US20150005618A1 (en) 2011-01-04 2015-01-01 Children's Hospital Medical Center MRI Transfer Station
US8749237B2 (en) * 2011-01-11 2014-06-10 General Electric Company Optically controlled MEMS switch and method of using the same
US9720060B2 (en) 2011-05-23 2017-08-01 Koninklijke Philips N.V. FET switch as detune circuit for MRI RF coils
US9714992B2 (en) 2014-01-23 2017-07-25 Shahin Pourrahimi Versatile superconducting magnet for extremities magnetic resonance imaging
CN106164694B (zh) 2014-03-31 2019-07-02 皇家飞利浦有限公司 具有rf噪声检测线圈的磁共振成像
WO2016077417A1 (en) 2014-11-11 2016-05-19 Hyperfine Research, Inc. Low field magnetic resonance methods and apparatus
CA2967337C (en) 2014-11-11 2022-05-10 Hyperfine Research, Inc. Pulse sequences for low field magnetic resonance
US10281540B2 (en) 2015-04-13 2019-05-07 Hyperfine Research, Inc. Magnetic coil power methods and apparatus
DE102015207990B4 (de) * 2015-04-30 2016-12-08 Siemens Healthcare Gmbh Verstimmung einer MRT-Empfangsantenne
CA3018183C (en) 2016-03-22 2021-08-24 Hyperfine Research, Inc. Methods and apparatus for magnetic field shimming
US10852373B2 (en) * 2016-09-21 2020-12-01 Quality Electrodynamics, Llc Modulating magnetic resonance imaging transmit field in magnetic resonance fingerprinting using single layer transmit/receive radio frequency coil
MX2019005955A (es) 2016-11-22 2019-07-10 Hyperfine Res Inc Sistemas y metodos para deteccion automatizada en imagenes de resonancia magnetica.
US10585153B2 (en) 2016-11-22 2020-03-10 Hyperfine Research, Inc. Rotatable magnet methods and apparatus for a magnetic resonance imaging system
US10539637B2 (en) 2016-11-22 2020-01-21 Hyperfine Research, Inc. Portable magnetic resonance imaging methods and apparatus
US10627464B2 (en) 2016-11-22 2020-04-21 Hyperfine Research, Inc. Low-field magnetic resonance imaging methods and apparatus
AU2019256553A1 (en) 2018-04-20 2020-10-22 Hyperfine Operations, Inc. Deployable guard for portable magnetic resonance imaging devices
CA3099068A1 (en) 2018-05-21 2019-11-28 Hyperfine Research, Inc. Radio-frequency coil signal chain for a low-field mri system
KR20210013563A (ko) 2018-05-21 2021-02-04 하이퍼파인 리서치, 인크. 자기 공명 이미징 시스템을 위한 b0 자석 방법들 및 장치들
TW202015621A (zh) 2018-07-19 2020-05-01 美商超精細研究股份有限公司 在磁共振成像中患者定位之方法及設備
CN120370238A (zh) 2018-07-30 2025-07-25 海珀菲纳股份有限公司 用于磁共振图像重建的深度学习技术的系统、方法、存储介质以及磁共振成像系统
JP2021532885A (ja) 2018-07-31 2021-12-02 ハイパーファイン，インコーポレイテッド 医療用画像装置メッセージングサービス
TW202012951A (zh) 2018-07-31 2020-04-01 美商超精細研究股份有限公司 低場漫射加權成像
US11789104B2 (en) 2018-08-15 2023-10-17 Hyperfine Operations, Inc. Deep learning techniques for suppressing artefacts in magnetic resonance images
EP3899565A2 (en) 2018-12-19 2021-10-27 Hyperfine, Inc. System and methods for grounding patients during magnetic resonance imaging
CN113498479B (zh) 2018-12-28 2025-07-15 海珀菲纳股份有限公司 校正磁共振成像中的磁滞
US11553853B2 (en) 2019-03-12 2023-01-17 Hyperfine Operations, Inc. Systems and methods for magnetic resonance imaging of infants
US11324418B2 (en) 2019-03-14 2022-05-10 Hyperfine Operations, Inc. Multi-coil magnetic resonance imaging using deep learning
KR20220007876A (ko) 2019-05-07 2022-01-19 하이퍼파인, 인크. 유아의 자기 공명 이미징을 위한 시스템, 디바이스 및 방법
JP2024518941A (ja) 2021-05-05 2024-05-08 ニューロ４２ インコーポレイテッド 神経介入磁気共鳴撮像装置
US12270867B2 (en) 2022-11-19 2025-04-08 Neuro42 Inc. System and method for removing electromagnetic interference from low-field magnetic resonance images

Patent Citations (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06254071A (ja) * 1993-03-10 1994-09-13 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置及び磁気共鳴映像装置用プローブ
CN1221493A (zh) * 1996-06-03 1999-06-30 赛缪尔·罗兹尼特斯基 用于核磁共振(nmr)和磁共振图象(mri)设备的天线系统
US6369550B1 (en) * 1998-11-25 2002-04-09 General Electric Company Method and apparatus for reducing input impedance of a preamplifier
CN1701498A (zh) * 2003-08-21 2005-11-23 索尼株式会社 开关电源电路
WO2005083458A1 (en) * 2004-02-26 2005-09-09 National Research Council Of Canada Method of effecting nuclear magnetic resonance experiments using cartesian feedback
WO2006030331A2 (en) * 2004-09-16 2006-03-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance receive coil with dynamic range control
WO2007001463A2 (en) * 2004-11-23 2007-01-04 M2M Imaging Corp. Bandwidth expansion in magnetic resonance
CN101675354A (zh) * 2007-05-04 2010-03-17 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于mri的具有数字反馈的rf发射器
CN102208900A (zh) * 2010-03-31 2011-10-05 凯斯西储大学 线圈上开关模式放大器的开关模式预放大和幅度调制反馈
US20140176135A1 (en) * 2012-12-24 2014-06-26 Case Western Reserve University Multiturn MRI Coils In Combination With Current Mode Class D Amplifiers
US20140292327A1 (en) * 2013-03-31 2014-10-02 Case Western Reserve University Magnetic Resonance Imaging With Switched-Mode Current-Source Amplifier Having Gallium Nitride Field Effect Transistors For Parallel Transmission in MRI
CN104821725A (zh) * 2014-02-03 2015-08-05 意法半导体股份有限公司 命令单相谐振变换器的反馈方法、相关的单相谐振变换器以及多相谐振变换器
US20170074956A1 (en) * 2014-03-14 2017-03-16 The General Hospital Corporation System and method for low-field, multi-channel imaging
CN107076813A (zh) * 2014-03-14 2017-08-18 通用医疗公司 用于低场、多通道成像的系统和方法
CN107110930A (zh) * 2014-09-05 2017-08-29 海珀菲纳研究股份有限公司 噪声抑制方法和设备
US20160334479A1 (en) * 2015-05-12 2016-11-17 Hyperfine Research, Inc. Radio frequency coil methods and apparatus
US20180088193A1 (en) * 2016-09-29 2018-03-29 Hyperfine Research, Inc. Radio frequency coil tuning methods and apparatus

Non-Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
E BAUDIN等: "《An active feedback scheme for low field NMR experiments》", 《JOURNAL OF PHYSICS: CONFERENCE SERIES》 *
H. C. SETON 等: "Use of a DC SQUID receiver preamplifier in a low field MFU system", IEEE TRANSACTIONS ON APPLIED SUPERCONDUCIIVITY, 30 June 1995 (1995-06-30), pages 3218 - 3221, XP011504653, DOI: 10.1109/77.403276 *
H. C. SETON等: "《Use of a DC SQUID receiver preamplifier in a low field MFU system》", 《IEEE TRANSACTIONS ON APPLIED SUPERCONDUCIIVITY》, vol. 5, no. 2, pages 3218 - 3221 *
国家地震局兰州地震研究所编: "地震台站仪器的使用与维修", 31 December 1985, 青海人民出版社, pages: 203 - 210 *
曼.查尔斯K.: "《仪器分析》", 31 December 1983, 化学工艺出版社, pages: 147 - 151 *

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