BR112016020838A2

BR112016020838A2 - Sistema e método para imagem de multicanal e baixo campo

Info

Publication number: BR112016020838A2
Application number: BR112016020838-2A
Authority: BR
Inventors: Matthew S. Rosen; Lawrence L. Wald; Cristen LaPierre
Original assignee: The General Hospital Corporation
Priority date: 2014-03-14
Filing date: 2015-03-13
Publication date: 2021-06-08
Also published as: KR20160133506A; US10830848B2; CN107076813B; CN107076813A; AU2019261796B2; EP3117231A4; AU2015229122A1; MX2016011673A; MX363069B; US20170074956A1; AU2019261796A1; KR102346071B1; JP2017507742A; EP3117231A1; JP6791760B2; JP2019177189A; WO2015138939A1; CA2942390A1

Abstract

"SISTEMA DE BOBINAS PARA EXECUTAR UM PROCESSO DE IMAGEM POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA PARALELA E SISTEMA DE IMAGEM POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA". A presente invenção refere-se a um sistema e a um método para executar o processo de imagem por ressonância magnética paralela (pMRI) com o uso de um sistema de imagem por ressonância magnética de baixo campo (lfMRI) que inclui um substrato configurado para seguir um contorno de uma parte de uma pessoa a ser retratada em imagem pelo sistema lfMRI com o uso de um processo pMRI. Uma pluralidade de bobinas é acoplada ao substrato. Cada bobina na pluralidade de bobinas apresenta inúmeras voltas e um mecanismo de desacoplamento associado, selecionado para operar a pluralidade de bobinas para efetuar o processo pMRI com o uso do sistema lfMRI.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "SISTEMA DE BOBINAS PARA EXECUTAR UM PROCESSO DE

IMAGEM POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA PARALELA E SISTEMA DE IMAGEM POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA". REFERÊNCIA CRUZADA AOS PEDIDOS RELACIONADOS

[0001] O presente pedido baseia-se no Pedido de Patente Provisó- rio Norte-Americano de Série No. 61/953.384, depositado em 14 de março de 2014, intitulado "SYSTEM AND METHOS FOR LOW-FIELD, MULTI-CHANNEL IMAGING", reivindica prioridade para o mesmo e o incorpora aqui por referência.

DECLARAÇÃO REFERENTE À PESQUISA PATROCINADA PELO GOVERNO FEDERAL

[0002] Esta invenção foi criada com o apoio do governo de acordo com W81XWH-11-2-076 conferido pelo Departamento de Defesa. O governo tem certos direitos sobre a invenção.

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO

[0003] A presente descrição refere-se a sistemas e métodos para imagem por ressonância magnética (MRI). Mais particularmente, a presente descrição refere-se a sistemas de bobina para MRI de baixo campo (lfMRI).

[0004] Quando uma substância, tal como tecido humano, for sub- metida a um campo magnético uniforme (campo de polarização B 0), os momentos magnéticos individuais dos núcleos excitados no tecido ten- tarão se alinhar com este campo de polarização, mas irão girar em torno do mesmo em ordem aleatória em sua frequência de Larmor ca- racterística. Se a substância, ou o tecido, for submetida a um campo magnético (campo de excitação B1) que está no plano x-y e que está próximo à frequência de Larmor, o momento alinhado líquido, Mz , po- derá ser girado, ou "inclinado", para o plano x-y para produzir um mo-

mento magnético transversal líquido Mt. Um sinal é emitido pelos nú- cleos excitados ou "giros", depois que o sinal de excitação B1 é termi- nado, e este sinal pode ser recebido e processado para formar uma imagem.

[0005] Quando da utilização destes sinais "MR" para produzir ima- gens, os gradientes de campo magnético (Gx, Gy , e Gz ) serão empre- gados. Tipicamente, a região a ser retratada em imagem é varrida por uma sequência de ciclos de medição nos quais estes gradientes vari- am de acordo com o método de localização específico que é usado. O conjunto resultante de sinais MR recebidos é digitalizado e processado para reconstruir a imagem com o uso de uma de muitas técnicas de reconstrução bem conhecidas.

[0006] A MRI é executada com a excitação e a deleção de sinais MR emitidos com uso de bobinas de transmissão e de recepção, res- pectivamente (geralmente referidas como bobinas de radiofrequência (RF)). As bobinas de transmissão/recepção podem incluir bobinas se- paradas para transmissão e para recepção, múltiplas bobinas para transmissão e/ou para recepção, ou as mesmas bobinas para trans- missão e para recepção. As bobinas de transmissão/recepção são, muitas vezes, também referidas como Tx/Rx ou bobinas Tx/Rx para genericamente se referir às várias configurações para o componente magnético de transmissão e de recepção de um sistema MRI. Estes termos são usados intercambiavelmente aqui.

[0007] Atualmente, os sistemas MRI desenvolvidos em ambientes clínicos são sistemas de alto campo por que os sistemas de alto cam- po foram historicamente a única solução MRI capaz de produzir ima- gens clinicamente úteis. Entretanto, sistemas MRI de alto campo são grandes, de alto custo e requerem facilidades especiais. Como resul- tado, o tamanho e os gastos dos sistemas MRI de alto campo limitam seu uso e os tornam indisponíveis em inúmeras situações clínicas que poderiam se beneficiar da MRI. Em muitos cenários clínicos, por exemplo, incluindo situações de lesão cerebral traumática, a imagem diagnóstica de tempo crítico é necessária para adequadamente deter- minar prioridades em estados de emergência e dar início ao tratamen- to. No entanto, em muitos cenários, o acesso a scanners MRI de alto campo é limitado. Desse modo, outros sistemas de imagem e de moni- toramento são necessários, tal como quando os scanners MRI de alto campo não são adequados, são impraticáveis, ou estão indisponíveis.

SUMÁRIO DA DESCRIÇÃO

[0008] A presente descrição supera as desvantagens acima men- cionadas em provendo um sistema e um método para imagem por ressonância magnética de baixo campo (lfMRI) ou imagem por resso- nância magnética nuclear. A presente descrição provê um sistema e um método que satisfazem as necessidades para muitos cenários clí- nicos e que estão livres de muitos dos requisitos do sistema de scan- ners de alto campo, tais como são comuns hoje em dia. Em particular, é provido um sistema de bobinas para uso com um sistema lfMRI, o qual alcança uma resolução de sinal desejada para aplicações clíni- cas. Por exemplo, o sistema de bobinas pode ser particularmente con- tornado para alcançar um fator de enchimento elevado relativo à ana- tomia específica. Também, elementos específicos do sistema de bobi- nas podem ser projetados, tal como em apresentando um número se- lecionado de voltas, para atingir uma alta largura de banda. Além dis- so, o sistema de bobinas pode empregar uma estratégia ou mecanis- mo de desacoplamento que aperfeiçoe a operação em campos baixos. Além disso, a bobina pode ter geometria que é particularmente útil com orientação de campo magnético de scanner MRI longitudinal ou transversal.

[0009] De acordo com um aspecto da invenção, um sistema de bobinas é descrito para executar o processo de imagem por ressonân-

cia magnética paralela (pMRI) com o uso de um sistema de imagem por ressonância magnética de baixo campo (lfMRI). O sistema inclui um substrato configurado para seguir um contorno de uma parte de uma pessoa a ser retratada em imagem pelo sistema lfMRI com o uso de um processo pMRI. O sistema também inclui uma pluralidade de bobinas acoplada ao substrato, cada bobina na pluralidade de bobinas apresentando inúmeras voltas e um mecanismo de desacoplamento associado, selecionado para operar a pluralidade de bobinas para efe- tuar o processo pMRI com o uso do sistema lfMRI.

[00010] De acordo com outro aspecto da invenção, é descrito um sistema de imagem por ressonância magnética (MRI) que inclui um sistema de ímã configurado para gerar um campo magnético estático de baixo campo em torno de pelo menos uma região de interesse (ROI) de uma pessoa disposta no sistema MRI e uma pluralidade de bobinas de gradiente configuradas para estabelecer pelo menos um campo de gradiente magnético com relação ao campo magnético está- tico de baixo campo. O sistema também inclui um sistema de radiofre- quência (RF) incluindo uma bobina local. A bobina local inclui um substrato configurado para seguir um contorno de uma parte da pes- soa incluindo o ROI e uma pluralidade de bobinas acoplada ao subs- trato, cada bobina na pluralidade de bobinas apresentando inúmeras voltas e um mecanismo de desacoplamento associado, selecionado para operar a pluralidade de bobinas para efetuar um processo de imagem paralela com o uso do campo magnético estático de baixo campo.

[00011] As vantagens anteriores bem como outras da invenção fica- rão evidentes a partir da descrição apresentada a seguir.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

[00012] A Figura 1 é um diagrama de blocos de um sistema MRI.

[00013] A Figura 2 é um diagrama de blocos de um sistema RF de um sistema MRI.

[00014] A Figura 3 é um diagrama de blocos de um sistema RF de um sistema MRI configurado para executar processos MRI paralela (pMRI).

[00015] A Figura 4 é uma ilustração esquemática de um sistema MRI de baixo campo (lfMRI) de acordo com a presente descrição.

[00016] A Figura 5A é vista em seção transversal de um sistema de bobinas de acordo com a presente descrição e para uso com o siste- ma lfMRI da Figura 4.

[00017] A Figura 5B é uma vista em perspectiva de um sistema de bobinas de acordo com a presente descrição e para uso com o siste- ma lfMRI da Figura 4.

[00018] A Figura 6 ilustra um circuito de desacoplamento passivo para transmissão e para recepção, de acordo com algumas modalida- des.

[00019] A Figura 7 esquematicamente representa uma disposição biplanar para um ímã B0.

[00020] A Figura 8 ilustra um esboço de um corpo humano que mostra o eixo longitudinal do corpo.

DESCRIÇÃO DETALHADA

[00021] Scanners MRI clínicos são predominantemente sistemas de alto campo, com a maioria dos scanners MRI instalados operando em 1,5 ou 3 teslas (T). A tendência em MRI é a de adicionalmente aumen- tar a intensidade de campo para aperfeiçoar a qualidade de imagem e/ou reduzir os tempos de varredura. Além disso, para adicionalmente reduzir os tempos de varredura, os sistemas MRI de alto campo em- pregam, muitas vezes, técnicas de aquisição paralelas que utilizam múltiplas bobinas de transmissão e/ou de recepção. Especificamente, múltiplas bobinas ou canais de recepção operam simultaneamente pa- ra detectar sinais MR em paralelo, reduzindo a quantidade de tempo que leva para capturar dados por um fator relacionado ao número de bobinas de recepção independentes que são operadas em paralelo. Entretanto, enquanto MRI de alto campo pode prover imagens de alta resolução em tempos de varredura relativamente curtos, o custo de fabricação, o desenvolvimento e a manutenção de uma instalação MRI de alto campo são frequentemente proibitivos, resultando em disponi- bilidade significativamente limitada de sistemas MRI de alto campo e impedindo seu uso em muitas situações clínicas.

[00022] A MRI de baixo campo (por exemplo, sistemas que operam em .2T e abaixo) provê um custo relativamente baixo, uma alternativa de alta disponibilidade à MRI de alto campo. Entretanto, a MRI de bai- xo campo apresenta inúmeros desafios que resultam das intensidades de baixo campo empregadas, incluindo a relação (SNR) de sinal-ruído significativamente reduzida. Em particular, a SNR de um sinal MR é relacionada à intensidade do campo magnético principal B0, que é um fator significativo que impulsiona a MRI de alto campo e a tendência para intensidades de campo mais alto. A MRI de baixo campo produz sinais MR relativamente fracos que resultam em uma SNR substanci- almente menor, geralmente exigindo uma média significativa sobre inúmeras medições em cada "localização" de uma região de interesse (por exemplo, múltiplas medições para cada localização em espaço k) para alcançar uma SNR aceitável. A SNR na MRI de alto campo é tal que apenas uma única medição é necessária em cada localização de- vido predominantemente às intensidades de alto campo envolvidas. Enquanto a média aperfeiçoa a SNR, a necessidade de adquirir inú- meras medições em cada localização aumenta os tempos de varredu- ra. Assim, há um trade-off entre a SNR e o tempo de varredura.

[00023] Os inventores apreciaram que as técnicas MR paralela po- dem ser usadas para realizar o cálculo da média de um número maior de medições sem a necessidade de aumentar o tempo de varredura no contexto de baixo campo. De acordo com certas modalidades, é provida uma pluralidade de bobinas de recepção, onde medições para- lelas obtidas via a pluralidade de bobinas de recepção são usadas pa- ra aumentar o número de medições que têm sua média calculada para executar a MRI de baixo campo. Em vez de utilizar a maior quantidade de dados adquiridos simultaneamente via bobinas de recepção parale- las para reduzir campos de varredura, como na MRI de alto campo, a maior capacidade de aquisição de dados é usada para aumentar o número de medições que têm sua média calculada em conjunto para aumentar a SNR. Isto é, as economias de tempo que resultam da MR paralela são usadas para calcular a média sobre um maior número de medições para aumentar a SNR. De acordo com algumas modalida- des, a aceleração obtida com o uso da MR paralela é usada, em parte, para aumentar o número de medições que têm sua média calculada e, em parte, para reduzir os tempos de varredura.

[00024] Os inventores adicionalmente apreciaram que as intensida- des de baixo campo empregadas na MRI de baixo campo facilitam o design de bobinas de recepção paralelas que não são aplicáveis e/ou possíveis no contexto de alto campo. Por exemplo, para transmitir se- quências de pulsos de excitação e para detectar sinal MR emitido, as bobinas de transmissão/recepção têm que ressonar em uma frequên- cia dependente da intensidade do campo B0. Consequentemente, as bobinas de transmissão/recepção no regime de alto campo têm que ressonar em frequências significativamente mais altas do que suas contrapartes de baixo campo. Devido à relação inversa entre o com- primento de um percurso de condução e o comprimento de onda da frequência/frequências ressonantes em um circuito ressonante (isto é, as frequências nas quais uma bobina pode produzir e detectar campos magnéticos), os percursos de condução de bobinas de transmis- são/recepção de alto campo têm que ser muito curtos. Desse modo,

as bobinas de recepção MRI de alto campo são loops de condução de percurso curto e de volta única.

[00025] Os inventores reconheceram que as baixas frequências en- volvidas na MRI de baixo campo permitem que os percursos de con- dução de bobinas de recepção paralelas sejam um tanto longos, per- mitindo designs de bobina que não são adequados (ou usáveis) para MRI de alto campo devido às restrições sobre o comprimento de per- curso condutivo imposto pelas frequências altas envolvidas na MRI de alto campo. De acordo com algumas modalidades, uma pluralidade de bobinas de recepção de múltiplas voltas é provida para produzir um arranjo de bobinas de recepção de multicanal para uso em MRI de baixo campo. A pluralidade de bobinas pode ser provida em uma ge- ometria tridimensional em torno de uma região de interesse. A plurali- dade de bobinas pode ser disposta em uma relação de sobreposição para facilitar o desacoplamento de bobinas de recepção adjacentes e pode ser disposta sobre uma superfície para detectar sinais MR emiti- dos de uma região de interesse, alguns exemplos dos quais são discu- tidos em maiores detalhes abaixo.

[00026] Adicionalmente, sistemas MRI de alto campo clínicos tipi- camente geram um campo B0 via uma bobina de solenoide enrolada em torno de uma abertura cilíndrica na qual é inserido o paciente que será retratado em imagem. Assim, o campo B0 é orientado ao longo do eixo longitudinal da abertura e o corpo inserido na abertura. Para executar a MRI, bobinas de transmissão/recepção têm que produzir um campo B1 perpendicular ao campo B0 e detectar sinais MR emiti- dos nesta direção transversal. Isto impõe restrições adicionais sobre a geometria para bobinas de transmissão/recepção projetadas para MRI de alto campo.

[00027] A MRI de baixo campo facilita o design de sistemas "aber- tos" nos quais o campo B0 é gerado, por exemplo, com o uso de bobi-

nas biplanares entre as quais é colocado um paciente que será retra- tado em imagem, de tal modo que o campo B0 seja orientado perpen- dicular ao eixo longitudinal do corpo. Consequentemente, bobinas de transmissão/recepção são dispostas para produzir e/ou detectar cam- pos magnéticos transversais a este campo B0, permitindo geometrias que não são eficazes em sistemas MRI de alto campo tradicionais. Como resultado, ímãs B0 biplanares (ou outras disposições que pro- duzem um campo B0 que é transversal ao eixo do corpo) permitem o design de bobinas de recepção paralelas que detectam campos mag- néticos na direção axial do corpo, alguns exemplos dos quais são des- critos em maiores detalhes abaixo. As bobinas de recepção configura- das não são usáveis com bobinas B0 que produzem campos magnéti- cos alinhados com o eixo do corpo, tais como aqueles comumente usados na MRI de alto campo.

[00028] Os inventores adicionalmente apreciaram que o contexto de baixo campo também facilita o uso de diferentes materiais para produ- zir bobinas de recepção paralelas. Por exemplo, os percursos conduti- vos em bobinas de recepção para MRI de alto campo são tipicamente fabricados de folhas de cobre. No contexto de baixo campo, os percur- sos condutivos podem ser formados com o uso de fio, por exemplo, fio de cordão único, fios de múltiplos cordões (por exemplo, fios Litz), etc. O termo "fio" é usado aqui para descrever condutores apresentando uma característica de seção transversal de extrusão de tal modo que a seção transversal apresente um eixo de simetria (por exemplo, tal co- mo uma seção transversal geralmente circular, seção transversal re- tangular, etc.), como em oposição a condutores formados por fresa- gem ou corte de folhas de cobre. Um fio pode ser fio de cordão único de calibre adequado, ou fio de múltiplos cordões, tal como um fio Litz. De acordo com algumas modalidades, cada bobina de recepção em um arranjo de bobinas de recepção paralelas é formada com o uso de fio enrolado para formar uma pluralidade de voltas (por exemplo, 5, 10, 20, 30 ou mais voltas) e disposto em torno de uma região de interesse.

[00029] Adicionalmente, em MR paralela, bobinas de transmissão e de recepção separadas são indutivamente acopladas, afetando adver- samente a qualidade de imagens que podem ser adquiridas. Um es- quema de desacoplamento comum usado na MRI de alto campo en- volve o uso de diodos PIN para efetivamente dessintonizar as bobinas de recepção, quando da transmissão e da dessintonização da bobina de transmissão enquanto do recebimento. Contudo, devido à indispo- nibilidade de diodos PIN adequados que operam corretamente em fre- quências características d MRI de baixo campo, esta solução não está geralmente disponível no regime de baixo campo. Para desacoplar as bobinas de transmissão e de recepção no contexto de baixo campo, os inventores desenvolveram um esquema de desacoplamento passivo que não conta com diodos PIN. De acordo com algumas modalidades, uma configuração de diodo cruzado é utilizada para desacoplar bobi- nas de transmissão e de recepção, exemplos das quais são descritos em maiores detalhes abaixo. Tal solução tem o benefício de não ser necessário nenhum elemento ativo.

[00030] Os inventores adicionalmente apreciaram que, devido à fonte predominante de ruído na MRI de baixo campo que é o ruído produzido por cada das bobinas de recepção em um arranjo paralelo (isto é, o ruído Johnson assim chamado), o regime de ruído disponibi- liza certas técnicas para reduzir o ruído e aumentar a SNR. Isto está em contrasta à MRI de alto campo, onde a fonte predominante de ruí- do é produzida pelo corpo inserido no scanner (por exemplo, via efei- tos de carregamento do corpo). Assim, a SNR pode ser aumentada no contexto de baixo campo com o uso de técnicas que teriam pouco ou nenhum impacto sobre ruído no regime de ruído de alto campo.

[00031] De acordo com algumas modalidades, a SNR é aperfeiçoa-

da pela redução de perdas resistivas nas bobinas de recepção. Por exemplo, as bobinas de recepção podem ser formadas com o uso de fios de múltiplos cordões, tal como um fio Litz. Os inventores aprecia- ram que o uso de um fio Litz pode substancialmente reduzir as perdas resistivas, diminuindo assim o ruído da bobina de transmis- são/recepção e aumentando a SNR. De acordo com algumas modali- dades, as bobinas de recepção são resfriadas para reduzir a quantida- de de ruído térmico e aumentar a SNR. Técnicas para reduzir o ruído no contexto de baixo campo podem ser usadas sozinhas ou em qual- quer combinação, visto que os aspectos não são limitados neste con- texto.

[00032] A seguir, são apresentadas abaixo mais descrições deta- lhadas de vários conceitos relacionados a métodos e a um aparelho para MR paralela, e a modalidades dos mesmos, por exemplo, para uso em MRI de baixo campo. Será apreciado que as modalidades aqui descritas podem ser implementadas em qualquer das inúmeras manei- ras. Exemplos de implementações específicas são providos abaixo para fins ilustrativos apenas. Será apreciado que as modalidades e as características/capacidades providas podem ser individualmente usa- das, todas juntas, ou em qualquer combinação de duas ou mais, visto que os aspectos da tecnologia descrita aqui não são limitados neste contexto.

[00033] Com referência, agora, particularmente à Figura 1, é ilus- trado um exemplo de um sistema de imagem por ressonância magné- tica (MRI) 100. O sistema MRI 100 inclui uma estação de trabalho de operador 102, que irá tipicamente incluir um monitor 104, um ou mais dispositivos de entrada 106, tal como um teclado e um mouse, e um processador 108. O processador 108 pode incluir uma máquina pro- gramável comercialmente disponível na qual é executado um sistema de operação comercialmente disponível. A estação de trabalho de operador 102 provê a interface de operador que permite que prescr i- ções de varredura sejam introduzidas no sistema MRI 100. Em geral, a estação de trabalho de operador 102 pode ser acoplada a quatro ser- vidores: um servidor de sequência de pulsos 110, um servidor de aqui- sição de dados 112, um servidor de processamento de dados 114, e um servidor de armazenamento de dados 116. A estação de trabalho de operador 102 e cada servidor 110, 112, 114 e 116 são conectados para se comunicarem entre si. Por exemplo, os servidores 110, 112, 114 e 116 podem ser conectados via um sistema de comunicação 117, que pode incluir qualquer conexão de rede adequada, seja com fio, sem fio, ou uma combinação de ambas. Como um exemplo, o sistema de comunicação 117 pode incluir tanto rede proprietária quanto rede dedicada, bem como redes abertas, tal como a Internet.

[00034] O servidor de sequência de pulsos 110 funciona em respos- ta às instruções baixadas da estação de trabalho de operador 102 pa- ra operar um sistema de gradiente 118 e um sistema de radiofrequên- cia ("RF") 120. As formas de onda de gradiente necessárias para exe- cutar a varredura prescrita são produzidas e aplicadas ao sistema de gradiente 118, que excita bobinas de gradiente em uma montagem 122 para produzir os gradientes de campo magnético Gx, Gy e Gz usa- dos para a codificação de posição de sinais de ressonância magnética. A montagem de bobina de gradiente 122 faz parte de uma montagem de ímã 124 que inclui um ímã de polarização 126 e uma bobina RF de corpo integral 128 e/ou bobina local, tal como uma bobina de cabeça

129.

[00035] Formas de onda RF são aplicadas pelo sistema RF 120 à bobina RF 128, ou uma bobina local separada, tal como a bobina de cabeça 129, a fim de executar a sequência de pulsos de ressonância magnética prescrita. Os sinais de ressonância magnética responsivos detectados pela bobina RF 128, ou uma bobina local separada, tal como a bobina de cabeça 129, são recebidos pelo sistema RF 120, onde eles são amplificados, demodulados, filtrados e digitalizados sob a direção de comandos produzidos pelo servidor de sequência de pul- sos 110. O sistema RF 120 inclui um transmissor RF para produzir uma ampla variedade de pulsos RF usados em sequências de pulsos MRI. O transmissor RF é responsivo à prescrição e à direção de var- redura do servidor de sequência de pulsos 110 para produzir pulsos RF da frequência desejada, fase e forma de onda de amplitude de pul- so. Os pulsos RF gerados podem ser aplicados à bobina RF de corpo integral 128 ou a uma ou mais bobinas locais ou arranjos de bobinas, tal como a bobina de cabeça 129.

[00036] O sistema RF 120 também inclui um ou mais canais recep- tores RF. Cada canal receptor RF inclui um pré-amplificador RF que amplifica o sinal de ressonância magnética recebido pela bobina 128/129 à qual ele é conectado, e um detector que detecta e digitaliza os componentes de quadratura I e Q do sinal de ressonância magnéti- ca recebido. A magnitude do sinal de ressonância magnética recebido pode ser, portanto, determinada em qualquer ponto amostrado pela raiz quadrada da soma dos quadrados dos componentes I e Q: (1);

[00037] e a fase do sinal de ressonância magnética recebido pode ser também determinada de acordo com a seguinte relação: (2).

[00038] O servidor de sequência de pulsos 110 também recebe op- cionalmente dados de paciente de um controlador de aquisição fisioló- gica 130. Por meio de exemplo, o controlador de aquisição fisiológico 130 pode receber sinais de inúmeros sensores diferentes conectados ao paciente, tais como sinais de eletrocardiograma ("ECG") provenien-

tes de eletrodos, ou sinais respiratórios de um fole respiratório ou outro dispositivo de monitoramento respiratório. Tais sinais são tipicamente usados pelo servidor de sequência de pulsos 110 para sincronizar, ou "selecionar", o desempenho da varredura da respiração ou do bati- mento cardíaco da pessoa.

[00039] O servidor de sequência de pulsos 110 é também conecta- do a um circuito de interface de sala de exame 132 que recebe sinais de vários sensores associados com a condição do paciente e do sis- tema de ímã. Também é através do circuito de interface de sala de exame 132 que um sistema de posicionamento de paciente 124 rece- be comandos para mover o paciente para posições desejadas durante a varredura.

[00040] As amostras de sinal de ressonância magnética digitalizado produzidas pelo sistema RF 120 são recebidas pelo servidor de aqui- sição de dados 112. O servidor de aquisição de dados 112 opera em resposta às instruções baixadas da estação de trabalho de operador 102 para receber os dados de ressonância magnética em tempo real e prover armazenamento de memória intermediária, de tal modo que nenhum dado seja perdido pela perda de dados. Em algumas varredu- ras, o servidor de aquisição de dados 112 faz mais do que passar os dados de ressonância magnética adquiridos para o servidor de pro- cessamento de dados 114. Contudo, em varreduras que exigem infor- mação derivada de dados de ressonância magnética adquiridos para controlar o desempenho adicional da varredura, o servidor de aquisi- ção de dados 112 é programado para produzir tal informação e condu- zi-la para o servidor de sequência de pulsos 110. Por exemplo, duran- te pré-varreduras, os dados de ressonância magnética são adquiridos e usados para calibrar a sequência de pulsos executada pelo servidor de sequência de pulsos 110. Como outro exemplo, sinais de navega- dor podem ser adquiridos e usados para ajustar os parâmetros de ope-

ração do sistema RF 120 ou do sistema de gradiente 118, ou para controlar a ordem de visualização na qual é amostrado o espaço k. Em ainda outro exemplo, o servidor de aquisição de dados 112 pode tam- bém ser empregado para processar sinais de ressonância magnética usados para detectar a chegada de um agente de contraste em um exame de angiografia por ressonância magnética (MRA). Por meio de exemplo, o servidor de aquisição de dados 112 adquire os dados de ressonância magnética e os processa em tempo real para produzir in- formação que é usada para controlar a varredura.

[00041] O servidor de processamento de dados 114 recebe dados de ressonância magnética do servidor de aquisição de dados 112 e os processa de acordo com instruções baixadas da estação de trabalho de operador 102. Tal processamento pode, por exemplo, incluir um ou mais dos seguintes: reconstruir imagens bidimensionais ou tridimensi- onais com a execução de uma transformação de Fourier de dados bru- tos de espaço k; executar outros algoritmos de reconstrução de ima- gem, tais como algoritmos de reconstrução iterativos ou de retroproje- ção, gerar imagens de ressonância magnética funcionais, calcular mo- vimento ou imagens de fluxo, e assim por diante.

[00042] Imagens reconstruídas pelo servidor de processamento de dados 114 são conduzidas de volta para a estação de trabalho de ope- rador 102 onde elas são armazenadas. Imagens em tempo real são armazenadas em um cache de memória de banco de dados (não mos- trado na Figura 1), a partir do qual elas podem ser emitidas para o monitor de operador 112 ou uma tela de visualização 136 que é locali- zado perto da montagem de ímã 124 para uso por médicos assisten- tes. Imagens de modo em lote ou imagens em tempo real seleciona- das são armazenadas em um banco de dados hóspede em armaze- namento de disco 138. Quando tais imagens tiverem sido reconstruí- das e transferidas para armazenamento, o servidor de processamento de dados 114 notificará o servidor de armazenamento de dados 116 sobre a estação de trabalho de operador 102. A estação de trabalho de operador 102 pode ser usada por um operador para arquivar as imagens, produzir filmes, ou enviar as imagens via uma rede para ou- tras facilidades.

[00043] O sistema MRI 100 pode também incluir uma ou mais esta- ções de trabalho em rede 142. Por meio de exemplo, uma estação de trabalho em rede 142 pode incluir um monitor 144, um ou mais disposi- tivos de entrada 146, tais como um teclado e um mouse, e um proces- sador 148. A estação de trabalho em rede 142 pode ser localizada dentro da mesma facilidade que a estação de trabalho de operador 102, ou em uma facilidade diferente, tal como uma clínica ou institui- ção de tratamento de saúde diferente.

[00044] A estação de trabalho em rede 142, seja dentro da mesma facilidade ou em uma facilidade diferente como a estação de trabalho de operador 102, pode ter acesso remoto ao servidor de processa- mento de dados 114 ou ao servidor de armazenamento de dados 116 via o sistema de comunicação 117. Consequentemente, múltiplas es- tações de trabalho em rede 142 podem ter acesso ao servidor de pro- cessamento de dados 114 e ao servidor de armazenamento de dados

116. Desta maneira, os dados de ressonância magnética, as imagens reconstruídas, ou outros dados podem ser trocados entre o servidor de processamento de dados 114 ou o servidor de armazenamento de da- dos 116 e as estações de trabalho em rede 142, de tal modo que os dados ou as imagens possam ser remotamente processados por uma estação de trabalho em rede 142. Estes dados podem ser trocados em qualquer formato adequado, tal como de acordo com o protocolo de controle de transmissão (TCP), o protocolo de internet (IP), ou outros protocolos conhecidos ou adequados.

[00045] Com referência às Figuras 2 e 3, o sistema RF 120 da Figu-

ra 1 será adicionalmente descrito. Em particular, com referência à Fi- gura 2, as generalidades do sistema RF 120 serão descritas e, com referência à Figura 3, será descrito um exemplo de um sistema RF 120 adaptado para aplicações de imagem paralela.

[00046] Com referência à Figura 2, o sistema RF 120 inclui um ca- nal de transmissão 202 que produz um campo de excitação RF pres- crito. A frequência de base, ou de portadora, deste campo de excita- ção RF é produzida sob o controle de um sintetizador de frequência 210 que recebe um conjunto de sinais digitais do servidor de sequên- cia de pulsos 110. Estes sinais digitais indicam a frequência e a fase do sinal de portadora RF produzido em uma saída 212. A portadora RF é aplicada a um modulador e conversor ascendente 214 onde sua amplitude é modulada em resposta a um sinal, R(t), também recebido do servidor de sequência de pulsos 110. O sinal, R(t), define o invólu- cro do pulso de excitação RF a ser produzido e é produzido pela leitu- ra sequencial de uma série de valores digitais armazenados. Estes va- lores digitais armazenados podem ser modificados para permitir que qualquer invólucro de pulso RF desejado seja produzido.

[00047] A magnitude do pulso de excitação RF produzido na saída 216 é atenuada por um circuito de atenuador de excitador 218 que re- cebe um comando digital do servidor de sequência de pulsos 110. Os pulsos de excitação RF atenuados são então aplicados a um amplifi- cador de potência 220 que aciona a bobina de transmissão RF 204.

[00048] O sinal MR produzido pela pessoa é captado pela bobina receptora RF 208 e aplicado através de um pré-amplificador 222 à en- trada de um atenuador receptor 224. O atenuador receptor 224 adicio- nalmente amplifica o sinal em uma quantidade determinada por um sinal de atenuação digital recebido do servidor de sequência de pulsos

110. O sinal recebido está na frequência de Larmor ou em torno da mesma, e este sinal de alta frequência é convertido descendentemen-

te em um processo de duas etapas por um conversor descendente

226. O conversor descendente 226 mistura primeiro o sinal MR com o sinal de portadora na linha 212 e mistura então o sinal de diferença resultante com um sinal de referência na linha 228 que é produzido por um gerador de frequência de referência 230. O sinal do conversor descendente MR é aplicado à entrada de um conversor do analógico para o digital ("A/D") 232 que amostra e digitaliza o sinal analógico. O sinal amostrado e digitalizado é então aplicado a um detector e pro- cessador de sinal digitais 234 que produz valores em fase (I) de 16 bits e valores de quadratura (Q) de 16 bits correspondendo ao sinal rece- bido. O fluxo resultante de valores I e Q digitalizados do sinal recebido é emitido para o servidor de aquisição de dados 112. Além de gerar o sinal de referência na linha 228, o gerador de frequência de referência 230 também gera um sinal de amostragem na linha 236 que é aplicado ao conversor A/D 232.

[00049] Com referência à Figura 3, o sistema RF 120 pode ser co- nectado à bobina RF de corpo integral 128 ou, conforme mostrado na Figura 3, uma seção de transmissão do sistema RF 120 pode ser co- nectada a um ou mais canais de transmissão 302 de um arranjo de bobinas RF 304 e uma seção receptora do sistema RF 120, que pode ser, por exemplo, uma bobina de cabeça 129, tal como ilustrado na Figura 1. Os canais de transmissão 302 e os canais receptores 306 são conectados ao arranjo de bobinas RF 304 por meio de um ou mais comutadores de transmissão/recepção ("T/R") 308. Conforme será descrito em maiores detalhes, pode ser provido um mecanismo de de- sacoplamento 309. Em configurações alternativas do sistema RF 128 no qual as bobinas de recepção são uma coleção separada de bobi- nas do que as bobinas de transmissão, os comutadores T/R 308 não são necessários e não são usados. Em vez disso, em tal configuração, o arranjo de recepção é "dessintonizado" durante a transmissão de modo que ele não seja acoplado ao transmissor. Do mesmo modo, durante a recepção, o transmissor é dessintonizado. Desta maneira, os percursos de transmissão e de recepção não se misturam.

[00050] Com referência particularmente à Figura 3 e também com referência à Figura 1, o sistema RF 120 opera um ou mais canais de transmissão 302 para produzir um campo de excitação RF prescrito. A frequência de base, ou de portadora, deste campo de excitação RF é produzida sob o controle de um sintetizador de frequência 310 que re- cebe um conjunto de sinais digitais do servidor de sequência de pulsos

110. Estes sinais digitais indicam a frequência e a fase do sinal de por- tadora RF produzido em uma saída 312. A portadora RF é aplicada a um modulador e conversor ascendente 314 onde sua amplitude é mo- dulada em resposta a um sinal, R(t), também recebido do servidor de sequência de pulsos 110. O sinal, R(t), define o invólucro do pulso de excitação RF a ser produzido e é produzido pela leitura sequencial de uma série de valores digitais armazenadas. Estes valores digitais ar- mazenados podem ser alterados para permitir que qualquer invólucro de pulso RF desejado seja produzido.

[00051] A magnitude do pulso de excitação RF produzido na saída 316 pode ser atenuada por um circuito atenuador excitador 318 que recebe um comando digital do servidor de sequência de pulsos 110. Os pulsos de excitação RF atenuados são então aplicados a um ampli- ficador de potência 320 que aciona o arranjo de bobina F 304.

[00052] O sinal MR produzido pela pessoa é captado pelo arranjo de bobinas RF 302 e aplicado às entradas do conjunto de canais re- ceptores 306. Um pré-amplificador 322 em cada canal receptor 306 amplifica o sinal, que é então atenuado por um atenuador receptor 324 em uma quantidade determinada por um sinal de atenuação digital re- cebido do servidor de sequência de pulsos 110. O sinal recebido está na frequência de Larmor ou em torno destas, e este sinal de alta fre-

quência é convertido descendentemente em um processo de duas etapas por um conversor descendente 326. O conversor descendente 326 mistura primeiro o sinal MR com o sinal de portadora na linha 312 e então mistura o sinal de diferença resultante com um sinal de refe- rência na linha 328 que é produzido por um gerador de frequência de referência 330. O sinal de conversor descendente MR é aplicado à en- trada de um conversor do analógico para o digital ("A/D") 332 que amostra e digitaliza o sinal analógico. Como uma alternativa à conver- são descendente do sinal de alta frequência, o sinal analógico recebi- do pode ser também detectado diretamente com um conversor do ana- lógico para o digital ("A/D") apropriadamente rápido e/ou com suba- mostragem apropriada. O sinal amostrado e digitalizado é então apli- cado a um detector e processador de sinal digitais 334 que produz va- lores em fase (I) de 16 bits e valores de quadratura (Q) de 16 bits cor- respondendo ao sinal recebido. O fluxo resultante de valores I e Q digi- talizados do sinal recebido são emitidos para o servidor de aquisição de dados 112. Além de gerar o sinal de referência na linha 328, o ge- rador de frequência de referência 330 também gera um sinal de amos- tragem na linha 336 que é aplicado ao conversor A/D 332.

[00053] Os sistemas e princípios MR básicos descritos acima po- dem ser usados para informar o design de outros sistemas MR que compartilham componentes similares, mas operam em parâmetros muito diferentes. Em um exemplo, um sistema de imagem por resso- nância magnética de baixo campo (lfMRI) utiliza muito do hardware descrito acima, mas apresenta requisitos de hardware substancialmen- te reduzidos e uma menor área de cobertura de hardware. Por exem- plo, com referência à Figura 4, é ilustrado um sistema que, no lugar de um campo magnético estático maior, utiliza um campo magnético substancialmente menor, por exemplo, um campo B0 de .2T ou me- nos. De acordo com algumas modalidades, é provido um scanner ba-

seado em eletroímã de 6,5 mT 400, o qual é capaz de representar em imagem objetos, por exemplo, de até 15,6 cm de diâmetro. Contudo, será apreciado que qualquer intensidade de campo no regime de baixo campo pode ser usada, visto que as técnicas de bobina de recepção paralelas descritas aqui não são limitadas para uso com qualquer in- tensidade de campo específica. O sistema 400 pode usar um arranjo de multicanal 402 para implementar um processo de imagem paralela, tal como um procedimento de imagem de codificação de sensibilidade (SENSE).

[00054] O sistema 400 é um sistema de imagem humana relativa- mente transportável e rapidamente desdobrável. A pesquisa atual para imagem humana de baixo campo é limitada e geralmente usa senso- res de dispositivo supercondutor de interferência quântica (SQUID). Em intensidades de campo magnético convencionais, o ruído do corpo domina, resultando em ruído fortemente correlacionado em cada bobi- na de recepção no arranjo paralelo. Em baixo campo, o ruído Johnson não correlacionado domina. A presente descrição reconhece que este fenômeno provê um benefício à imagem paralela e à imagem acelera- da que usam, por exemplo, SENSE. Contudo, para executar tais técni- cas de imagem paralela, é exigida uma bobina de multicanal. Desse modo, a presente descrição provê um arranjo de bobinas de multicanal 402 que é particularmente vantajoso, tal como para lfMRI.

[00055] Conforme ilustrado na Figura 4, o arranjo de multicanal 402 pode ser projetado para executar a imagem paralela in vivo, por exemplo, na cabeça humana. Como um exemplo não limitativo, a pre- sente descrição irá descrever um arranjo de 8 canais otimizado, embo- ra qualquer número de canais possa ser usado para prover um arranjo de recepção de multicanal. Especificamente, com referência às Figu- ras 5A e 5B, o arranjo de multicanal 402 pode incluir um substrato ou alojamento de ajuste apertado 500. Neste exemplo, o substrato ou alo-

jamento 500 pode ser formado como um capacete que rigorosamente segue os contornos da anatomia associada. Um arranjo de bobinas 502 pode ser disposto no alojamento ou substrato 500 ou dentro dos mesmos. No exemplo ilustrado, oito bobinas 504, 506, 508, 510, 512, 514, 516, 518 são mostradas. Outros números de bobinas podem ser selecionados, por exemplo, com base na anatomia ou para obter um fator de enchimento ou aceleração desejados, que, por sua vez, po- dem ser usados para aumentar a SNR, conforme discutido em maiores detalhes abaixo.

[00056] Como um exemplo não limitativo, as bobinas 504-18 podem ser bobinas de recepção apenas de 30 voltas (loops de 4x12 cm e 4x14 cm de 24 AWG). Entretanto, bobinas de recepção em um arranjo paralelo podem ter qualquer tamanho e conter qualquer número de voltas, uma vez que satisfazem restrições de design do sistema. Será apreciado que as bobinas exemplificativas ilustradas apresentam um comprimento de condução que excede de longe o limite imposto pelas altas frequências do regime de alto campo. Por exemplo, um loop de 14 cm apresentando 30 voltas terá um percurso de condução de apro- ximadamente 320 cm, que é uma ordem de magnitude ou maior do que o limite de sistemas de alto campo clínicos. Desse modo, as res- trições relaxadas sobre o comprimento condutivo das bobinas de re- cepção permitem uma maior flexibilidade tanto no tamanho quanto na forma das bobinas de recepção e no número de voltas empregadas. Cada bobina de recepção pode ser formada, por exemplo, com o enro- lamento de um fio com o uso de um respectivo número desejado de voltas (que pode ser diferente ou igual para cada boina) para produzir uma bobina de recepção de forma e tamanho desejados e apresen- tando características de operação desejadas. A pluralidade de bobinas de recepção pode ser projetada para ter um tamanho, uma forma e características de volta diferentes de modo que as bobinas possam ser dispostas em uma geometria tridimensional para prover uma cobertura adequada para uma região de interesse.

[00057] Adicionalmente, como um exemplo não limitativo, as bobi- nas 504-512 podem ser revestidas em torno do substrato ou alojamen- to 500. No exemplo não limitativo ilustrado, as bobinas são inclinadas simétricas em torno do plano sagital. As formas e os tamanhos das bobinas 504-518 podem ser selecionados ao revestir as bobinas atra- vés do substrato ou alojamento 500. No exemplo ilustrado de um ca- pacete, as bobinas 504-518 podem ser formadas e dimensionadas pa- ra revestir bobinas através do substrato ou alojamento 500, enquanto evita os lados planos 520 pelas orelhas porque estes ficarão perpendi- culares ao campo B0 e, portanto, coletarão um sinal mínimo. Similar- mente, quando estendidas a outra anatomia, a colocação e a seleção das bobinas 504-518 podem seguir estes princípios.

[00058] Em um exemplo não limitativo, foi criado um sistema de bo- binas na forma de capacete. O substrato ou alojamento foi formado com o uso de impressão 3D (Fortus 360mc, Stratays, Eden Prairie, MN, USA), de tal modo que o substrato seguisse restritamente para a anatomia subjacente. Neste exemplo não limitativo, as bobinas tinham 4,14 cm e 4x12 cm e todas foram formadas com 24 AWG e 30 voltas.

[00059] Com referência novamente à Figura 3, pré-ampères de alto desempenho e baixa impedância 322 não estão prontamente disponí- veis para faixas de frequência associadas com lfMRI (por exemplo, campos B0 de .2T ou menos). Assim, as bobinas de transmissão e de recepção 304 podem incluir um mecanismo de desacoplamento 309 que é passivamente desacoplado com o uso de diodos cruzados 340 em série 342 com relação aos canais de transmissão 302 e em parale- lo 344 com relação aos canais de recepção 306. Conforme ilustrado, os diodos cruzados 340 são formados por dois diodos, em paralelo ou em série, mas apontando em direções opostas. Diodos de desacopla-

mento passivos 340 podem ser associados com cada elemento no ar- ranjo de bobinas 304. Soluções de dessintonização ativas baseadas em torno dos diodos PIN não são desejáveis porque a vida útil da por- tadora de diodos PIN comerciais impede a operação em 276 kHz.

[00060] A Figura 6 ilustra um diagrama de circuito de uma modali- dade de um esquema de desacoplamento passivo para uma bobina de transmissão e para cada bobina de uma pluralidade de bobinas de re- cepção paralelas, respectivamente. Para a bobina de transmissão, diodos cruzados 610a são conectados em série com a bobina de transmissão 650, em conjunção com um circuito de sintonização para- lela (CT_TX) e associação em série (CM-TX). Para cada bobina de recepção, diodos cruzados 610b são conectados em paralelo com a respectiva bobina de recepção 675 juntamente com um circuito de sin- tonização paralelo (CT_RX) e associação em série (CM-RX). Diodos transversais 610a permitem que o pulso de transmissão alcance a bo- bina de transmissão quando a tensão de pulso for maior do que a ten- são de polarização, uma condição satisfeita durante a transmissão de sequências de pulsos. Durante a recepção, contudo, a tensão induzida na bobina de transmissão 650 proveniente da magnetização de pre- cessão é pequena demais para promover a polarização dos diodos cruzados, resultando no desacoplamento da bobina de recepção du- rante a recepção. Os diodos cruzados 610b no circuito de recepção interrompem qualquer tensão induzida maior do que a tensão de pola- rização, uma condição satisfeita durante a transmissão, desacoplando assim a respectiva bobina de recepção 675 durante a transmissão. Assim, a bobina de transmissão poderá ressonar (por exemplo, via diodos cruzados polarizados 610a) quando pulsos de transmissão fo- rem gerados, cujos pulsos de transmissão produzem uma tensão in- duzida maior do que a tensão de polarização dos diodos cruzados 610b, desacoplando assim as bobinas de recepção. O circuito de de-

sacoplamento acima descrito não apresenta nenhum componente ati- vo e provê, portanto, uma técnica de desacoplamento passivo.

[00061] Em um exemplo não limitativo, todas as bobinas foram sin- tonizadas em 276,0 kHz e foram associadas em pelo menos -27 dB e geometricamente desacopladas de seus vizinhos mais próximos em pelo menos -30 dB. O desacoplamento dos vizinhos mais próximos foi pelo menos de -6 dB. Um solenoide de 30 cm de diâmetro foi usado para operações de transmissão. Será apreciado que a frequência na qual as bobinas são sintonizadas irá depender da intensidade de cam- po selecionada para o campo magnético B0.

[00062] Conforme também discutido acima, os sistemas MRI de baixo campo podem ser construídos com o uso de uma configuração biplanar para o ímã B0. Por exemplo, a Figura 7 esquematicamente representa um ímã 700 para ilustrar uma configuração de bobina bi- planar que pode ser usada para gerar um campo B0 para MRI de bai- xo campo. Conforme ilustrado, o ímã B0 inclui bobinas 710a e 710b que, quando operadas, produzirão um campo B0 orientado na direção indicada pela seta 705. Quando uma pessoa for colocada entre as bo- binas 710a e 710b, B0 ficará perpendicular ao eixo longitudinal do cor- po da pessoa. A Figura 8 ilustra o eixo longitudinal 700 do corpo hu- mano, que ficará perpendicular ao campo B0 do ímã 700 quando a pessoa for colocada entre as bobinas B0 em uma posição reta ou su- pina.

[00063] Consequentemente, sistemas MRI de baixo campo apre- sentando um campo B0 orientado, conforme mostrado na Figura 7 (perpendicular ao eixo longitudinal do corpo), permitem o uso das ge- ometrias de bobinas de recepção aqui descritas. Em contraste, os sis- temas MRI de alto campo são predominantemente produzidos com o uso de um ímã B0 de solenoide de tal modo que o campo B0 seja ori- entado ao longo do eixo longitudinal do corpo de uma pessoa e da abertura na qual a pessoa é inserida, exigindo assim um campo de excitação B1 em uma direção perpendicular. As bobinas de recepção ilustradas na Figura 5B são dispostas para detectar campos magnéti- cos substancialmente alinhados com o eixo longitudinal do usuário da bobina de cabeça, sendo, portanto, estas bobinas ineficazes para re- ceber um ímã B0 baseado em solenoide.

[00064] Os inventores adicionalmente apreciaram que bobinas de recepção paralelas, exemplos das quais foram descritos aqui, podem ser usadas para aumentar a SNR na aquisição de sinal MR no contex- to de baixo campo. Conforme discutido acima, a pequena SNR da MRI de baixo campo é um desafio significativo na execução de MRI de bai- xo campo. Uma técnica para endereçar a baixa SNR é a de repetir a aquisição de dados MR em uma determinada "localização" múltiplas vezes (por exemplo, com a repetição de uma sequência de pulsos com os mesmos parâmetros de operação) e calcular a média do sinal MR obtido resultante. O termo "média" é usado aqui para descrever qual- quer tipo de esquema para combinar os sinais, incluindo a média ab- soluta (por exemplo, o valor médio), a média ponderada, ou qualquer outra técnica que possa ser usada para aumentar a SNR com a com- binação de dados MR de múltiplas aquisições. Entretanto, enquanto a média aperfeiçoa a SNR, as aquisições de repetição aumentam os tempos de aquisição totais. De acordo com algumas modalidades, os dados MR adquiridos por uma pluralidade de bobinas de recepção em paralelo são usados para aumentar o número de medições com média calculada em conjunto para uma determinada localização para aumen- tar a SNR. Como resultado, as bobinas de recepção de multicanal são utilizadas para aumentar a SNR sem necessariamente aumentar o tempo de aquisição total.

[00065] Como um exemplo, é considerada uma aquisição MRI de baixo campo com o uso de uma bobina de recepção de canal único na qual medições N têm sua média calculada em conjunto para obter o valor em cada localização (por exemplo, 25, 50, 100 medições, etc.) para um tempo de aquisição total T. Com o uso de bobinas de recep- ção de multicanal de acordo com as técnicas descritas aqui, é obtida uma aceleração de fator K, por exemplo. Em vez de reduzir o tempo de varredura para T/K, a SNR pode ser aumentada com a aquisição e o cálculo da média de medições KN para cada localização para o mesmo tempo de aquisição total T. A aceleração pode, neste sentido, ser "permutada" para um fator equivalente e mais medições sobre as quais é calculada a média, aumentando assim a SNR.

[00066] Será apreciado que nem toda a aceleração precisa ser tro- cada para aumentar o número de medições para as quais é calculada a média. Por exemplo, parte do fator de aceleração K obtido pode ser usada para reduzir o tempo de varredura e parte pode ser usada para aumentar a SNR. Assim, as técnicas aqui descritas, neste contexto, podem ser usadas para aumentar a SNR e/ou reduzir os tempos de varredura, e a aceleração obtida com o uso de MR paralela pode ser alocada, conforme visto para uma aplicação de imagem específica.

[00067] Estudos de imagem foram executados com o uso do siste- ma acima descrito. Em particular, imagens axiais e sagittal foram ad- quiridas com o uso de uma sequência 3D b-SSFP com subamostra- gem incoerente de 50 por cento de espaço k em 6,5 mT (276 kHz). Parâmetros de imagem foram: TR/TE = 33,2/21,6 ms, matriz de aqui- sição = (64x64x9), tamanho do voxel = (3x3x6) mm3, número de mé- dias calculadas (NA) = 200, e ângulo de aleta = 70. A duração da lei- tura foi de 7,04 ms com uma largura de banda de 9091 Hz. O tempo de aquisição total foi de 30 min. As imagens resultantes revelaram ca- racterísticas anatômicas reconhecíveis na cabeça incluindo o crânio, as estruturas corticais (giros/sulcos) e o corpo caloso.

[00068] Desse modo, os sistemas e os métodos foram demonstra-

dos para usar uma bobina local otimizada de multicanal, incluindo, mas não limitada ao arranjo de capacete de 8 canais acima descrito, combinada com técnicas de aquisição rápidas e estratégias de suba- mostragem para permitir a imagem 3D com o uso de lfMRI. Com um tamanho de voxel total de (3,3x4x17) mm3, uma resolução espacial duas vezes maior foi adquirida do que o trabalho muito recentemente publicado em que é usado um detector SQUID em um sistema MRI de campo ultrabaixo com um campo de pré-polarização de 80 mT. Além disso, o conjunto de dados 3D (9 fatias) foi adquirido mais do que sete vezes mais rápido do que o conjunto de dados de cérebro 2D de fatia única do trabalho detectado de SQUID.

[00069] A presente descrição reconhece que, em baixa frequência, as bobinas detectoras para NMR e MRI de baixo campo operam no regime dominado por ruído Johnson. Para esta finalidade, a presente descrição reconhece que parâmetros de bobina e estratégias de desa- coplamento desejáveis ou ótimos, quando do trabalho dentro destas restrições de imagem, se beneficiam de um desvio da técnica de en- genharia conhecida neste regime. Assim, a presente descrição provê um arranjo de bobinas de recepção adequado para MRI e NMR em baixa frequência. A bobina pode ser formada em um substrato ou alo- jamento ajustado que é bem adaptado à cabeça humana. Vantajosa- mente, o substrato pode ser impresso em 3D e contornado para con- fortavelmente se ajustar à anatomia humana e maximizar o fator de enchimento. Elementos de recepção individuais podem ser configura- dos de modo que o número de voltas por bobina maximize o sinal in- duzido e resulte em uma bobina que satisfaça a especificação de lar- gura de banda de bobina de recepção mínima desejada. Um exemplo não limitativo é uma bobina apresentando um Q de aproximadamente

20. A presente descrição também provê estratégias de desacoplamen- to de bobina que foram especificamente configuradas para operação de baixa frequência. Isto inclui diodos cruzados passivos em cada elemento para desacoplar da transmissão e desacoplamento vizinho mais próximo. A geometria de revestimento de bobina pode ser otimi- zada para campo magnético de scanner MRI longitudinal ou transver- sal. Uma bobina de transmissão pode ser também integrada com o design de bobina acima descrita.

[00070] Assim, a presente descrição provê novos recursos tão ne- cessários para uma variedade de aplicações clínicas, por exemplo, incluindo o diagnóstico ou a análise de determinar prioridades em es- tados de emergência de lesão cerebral crítica, o monitoramento da progressão de acidente vascular isquêmico (incluindo a medição do desvio da linha média do cérebro), e a imagem de pacientes excluídos de MRI convencional devido a implantes de metal, marca-passos e semelhantes. Quando combinada com agentes de contraste hiperpola- rizados, a presente descrição provê sistemas e métodos que podem ser usados para imagem molecular no cérebro com o uso de scanners de baixo campo.

[00071] A presente invenção foi descrita em termos de uma ou mais modalidades, e será apreciado que muitos equivalentes, alternativas, variações e modificações, além daqueles expressamente apresenta- dos, são possíveis e dentro do escopo da invenção.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Sistema de bobinas para executar um processo de ima- gem por ressonância magnética paralela (pMRI) com o uso de um sis- tema de imagem por ressonância magnética de baixo campo (lfMRI), o sistema caracterizado pelo fato de que compreende: um substrato (500) configurado para seguir um contorno de uma parte de uma pessoa a ser retratada em imagem pelo sistema lfMRI com o uso de um processo pMRI; e uma pluralidade de bobinas acopladas ao substrato (500), cada bobina na pluralidade de bobinas possuindo uma pluralidade de voltas e um mecanismo de desacoplamento (309) associado selecio- nado para operar a pluralidade de bobinas para efetuar o processo pMRI com o uso do sistema lfMRI.

2. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a pluralidade de voltas e o mecanis- mo de desacoplamento (309) associado são selecionados para operar com uma intensidade de campo magnético de 6,5 mT.

3. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a pluralidade de bobinas é passiva- mente desacoplada.

4. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que as bobinas de transmissão são passi- vamente desacopladas com o uso de diodos cruzados dispostos em série.

5. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que as bobinas de recepção são passi- vamente desacopladas com o uso de diodos cruzados dispostos em paralelo.

6. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que cada uma das bobinas na pluralidade de bobinas é sintonizada em 276,0 kHz.

7. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que cada uma das bobinas na pluralidade de bobinas é associada em pelo menos -27 dB.

8. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que cada uma das bobinas na pluralidade de bobinas é geometricamente desacoplada de suas vizinhas mais próximas em pelo menos -30 dB.

9. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que o desacoplamento das vizinhas mais próximas é de pelo menos -6 dB.

10. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que cada bobina na pluralidade bobinas possuindo uma pluralidade voltas é formada usando fios de múltiplos cordões.

11. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo fato de que os fios de múltiplos cordões formam um fio Litz.

12. Sistema de imagem por ressonância magnética (MRI) caracterizado pelo fato de que compreende: um sistema de ímã configurado para gerar um campo mag- nético estático de baixo campo em torno de pelo menos uma região de interesse (ROI) de uma pessoa disposta no sistema MRI; uma pluralidade de bobinas de gradiente configurada para estabelecer pelo menos um campo de gradiente magnético em relação ao campo magnético estático de baixo campo; um sistema de radiofrequência (RF) incluindo uma bobina local compreendendo: um substrato (500) configurado para seguir um contorno de uma parte da pessoa incluindo a ROI; e uma pluralidade de bobinas acopladas ao substrato (500), cada bobina na pluralidade de bobinas possuindo uma pluralidade de voltas e um mecanismo de desacoplamento (309) associado selecio- nado para operar a pluralidade de bobinas para efetuar um processo de imagem paralela com o uso do campo magnético estático de baixo campo.

13. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 12, carac- terizado pelo fato de que a intensidade de campo magnético é de 6,5 mT.

14. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 12, carac- terizado pelo fato de que a pluralidade de voltas e o mecanismo de desacoplamento (309) associado são selecionados para operar com o campo magnético estático de baixo campo.

15. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 12, carac- terizado pelo fato de que a pluralidade de bobinas é passivamente desacoplada.

16. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 15, carac- terizado pelo fato de que as bobinas de transmissão são passiva- mente desacopladas com uso de diodos cruzados dispostos em série.

17. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 15, carac- terizado pelo fato de que as bobinas de recepção são passivamente desacopladas com o uso de diodos cruzados dispostos em paralelo.

18. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 12, carac- terizado pelo fato de que cada uma das bobinas na pluralidade de bobinas é sintonizada em 276,0 kHz.

19. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 12, carac- terizado pelo fato de que cada uma das bobinas na pluralidade de bobinas é associada a pelo menos -27 dB.

20. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 12, carac- terizado pelo fato de que cada uma das bobinas na pluralidade de bobinas é geometricamente desacoplada de suas vizinhas mais pró- ximas em pelo menos -30 dB.

21. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 20, carac- terizado pelo fato de que o desacoplamento dos vizinhos mais pró- ximos é de pelo menos -6 dB.

22. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 12, carac- terizado pelo fato de que as bobinas na pluralidade de bobinas são dispostas em uma geometria de revestimento a ser alinhada em torno da ROI e longitudinalmente ou transversalmente em relação ao campo magnético estático de baixo campo.

23. Sistema MRI, de acordo com a reivindicação 12, carac- terizado pelo fato de que cada bobina na pluralidade bobinas pos- suindo uma pluralidade voltas é formada usando fios de múltiplos cor- dões.

24. Sistema de bobinas, de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de que os fios de múltiplos cordões formam um fio Litz.

Petição 870160050396, de 09/09/2016, pág. 49/57 Sistema de gradiente

Servidor de armazenamento de dados Controlador de aquisição fisiológica 1/9

Servidor de Interface Sistema de sequência de sala de posicionamento de pulsos exame de paciente

Estação de trabalho de operador Servidor de Sistema aquisição de RF dados

Servidor de processamento de dados

Estação de trabalho em rede

Sistema de comunicação

Gerador de Sintetizador de frequência frequência de referência

Modulador & Conversor conversor descendente ascendente

Atenuador Atenuador Detector & de excitador de receptor processador digitais

Amplificador de potência Pré-amplificador

Gerador de Sintetizador frequência de de frequência referência

Modulador & Conversor conversor descendente ascendente

Atenuador Detector & Atenuador de receptor processador de excitador digitais

Amplificador Pré- de potência amplificador

Canal de Canal transmissão 2 de receptor 2

Canal de Canal transmissão N de receptor N

Comutadores de transmissão e de recepção

Mecanismo de desacoplamento Arranjo de bobinas