JP2017507740A - 螺旋状体積撮像のためのシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

ＭＲＩシステムを使用して磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）プロセスを実施するためのシステムのためのシステムおよび方法が提供される。コイルシステムは、ＭＲＩシステムによって撮像される対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板と、この基板に結合され、螺旋パターンを形成する少なくとも１つのコイルとを含んでいる。【選択図】図１

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、２０１４年３月１４日に出願された、「ＳＹＳＴＥＭ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＳＰＩＲＡＬ ＶＯＬＵＭＥ ＩＭＡＧＩＮＧ」と題する米国仮出願第６１／９５３，３７０号に基づくとともに、その優先権を主張する。この文献は、参照することにより、本明細書に組み込まれる。

（連邦政府の支援による研究に関する言明）
本発明は、国防総省によって与えられたＷ８１ＸＷＨ−１１−２−０７６の下での政府の支援を伴ってなされたものである。政府は、本発明における一定の権利を有する。

本開示は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）のためのシステムおよび方法に関し、より詳細には、螺旋コイル構造および、撮像プロセス中にそのようなコイルを使用する方法に関する。

人間の組織などの物体が一様な磁場（偏向磁場Ｂ₀）にさらされると、組織内の励起された核の個別の磁気モーメントが、この偏向磁場と整列しようとするが、この核の周りで固有ラーモア周波数でランダムに歳差運動する。物質または組織がｘ−ｙ平面にあり、ラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ₁）を受けると、正味の整列されたモーメントＭ_zは、ｘ−ｙ平面内に回転または「傾斜（ｔｉｐｐｅｄ）」されて、正味の横断磁気モーメントＭ_tを生成し得る。励起信号Ｂ₁が遮断された後に、励起された核または「スピン」によって信号が発せられ、この信号が受信されるとともに処理されて、画像を形成し得る。

これら「ＭＲ」信号を利用して画像を生成する場合、磁場勾配（Ｇ_x、Ｇ_y、およびＧ_z）が採用される。通常、画像化される領域は、使用される特定のローカライゼーション方法に応じてこれら勾配が変化する測定サイクルのシーケンスによってスキャンされる。結果として得られた、受信されたＭＲ信号のセットはデジタル化および処理がされて、多くの周知の再構成技術の一つを使用して画像を再構成する。

ＭＲＩは、送信および受信コイル（しばしば、ラジオ周波数（ＲＦ）コイルと呼ばれる）を使用して、発せられたＭＲ信号をそれぞれ励起および検出することによって実施される。送信／受信コイルは、送信と受信のための別々のコイル、送信および／もしくは受信用の複数のコイル、または送信および受信のための同じコイルを含む場合がある。送信／受信コイルはしばしば、Ｔｘ／ＲｘまたはＴｘ／Ｒｘコイルとも呼ばれ、一般に、ＭＲＩシステムの磁気構成要素の送信および受信のための様々な構成に関する。これら用語は、本明細書において相互に交換可能に使用される。

現在、臨床環境に配置されたＭＲＩシステムは高磁場システムであり、この理由は、歴史上、高磁場システムのみが、臨床上使用可能な画像を提供することが可能なＭＲＩの解決策であるためである。しかし、高磁場ＭＲＩシステムは大型で、費用がかかり、専用の設備が必要である。結果として、高磁場ＭＲＩシステムのサイズと費用により、高磁場ＭＲＩシステムの使用が制限され、ＭＲＩの利益を受ける可能性がある多くの臨床場所における高磁場ＭＲＩシステムの使用を不可能にしている。

低磁場ＭＲＩにより、比較的低コストで有用性の高い、高磁場ＭＲＩに対する代替策が提供されている。しかし、低磁場ＭＲＩには、比較的弱いＭＲ信号および低い信号対ノイズ比を含む、複数の問題がある。結果として、送信／受信コイルの設計が、満足のいく低磁場ＭＲＩの実施において重大な役割を果たす。このことに対処するために、本発明者は、低磁場状況に適切なＭＲ信号の向上された励起および検出を促す送信／受信コイルの設計を開発した。

いくつかの実施形態によれば、螺旋構造を有する３次元（３Ｄ）送信／受信コイルが提供される。この送信／受信コイルは、たとえば、ヘルメットなどの特定の解剖学的構造の輪郭に沿って形成され得る、ぴったり合うように形成された基板上に取り付けられてもよい。この構成により、３Ｄ体積に対して均一の磁場および高感度が得られる。

本開示の一態様によれば、ＭＲＩシステム内に配置された患者の少なくとも関心領域（ＲＯＩ）周りに静磁場を生成するように構成された磁気システムと、静磁場について少なくとも１つの磁気勾配磁場を達成するように構成された複数の勾配コイルとを含む磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムが提供される。本システムは、送信／受信コイルを含むラジオ周波数（ＲＦ）システムをも含んでいる。送信／受信コイルは、ＭＲＩシステムによって撮像される対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板と、この基板に結合され、半球形の螺旋パターンを形成する少なくとも１つのコイルとを含んでいる。

本開示の別の態様によれば、コイルシステムは、ＭＲＩシステムを使用した磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）プロセスを実施するために提供される。コイルシステムは、ＭＲＩシステムによって撮像される対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板と、この基板に結合され、３次元の螺旋パターンを形成する少なくとも１つのコイルとを含んでいる。

本発明の上述または他の利点が、以下の詳細な説明から明らかになる。

ＭＲＩシステムのブロック図である。 ＭＲＩシステムのＲＦシステムのブロック図である。 本開示に係る、図１、２、および４に関して記載したようなシステムでの使用のために構成された送信／受信コイルの正面図である。 図３Ａの送信／受信コイルの側面斜視図である。 図３Ａおよび３Ｂの送信／受信コイルの後面斜視図である。 図３Ａ、３Ｂ、および３Ｃの送信／受信コイルで使用され得る低磁場ＭＲＩシステムの概略図である。 いくつかの実施形態に係る送信／受信コイルの斜視図である。 図５Ａに示す送信／受信コイルの上面図である。 図５Ａおよび５Ｂに示す送信／受信コイルの側面図である。 Ｂ０磁石のバイプレーナ配置の概略図である。 体の長手軸を示す人体の外形を示す図である。

上述のように、臨床ＭＲＩスキャナは高磁場システムが圧倒的多数であり、設置されているＭＲＩスキャナの大多数は１．５または３テスラ（Ｔ）で動作している。磁場強度をさらに増大させて、画質の向上および／またはスキャン時間の短縮をすることがＭＲＩの動向である。しかしながら、高磁場ＭＲＩは、高解像度の画像を比較的短いスキャン時間で提供することができる一方、高磁場ＭＲＩの設置の製造、配備、および維持の費用がしばしばひどく高く、高磁場ＭＲＩシステムの有用性が著しく制限され、多くの臨床用途における高磁場ＭＲＩシステムの使用を妨げることになる。

低磁場ＭＲＩ（たとえば、０．２Ｔ以下で作動するシステム）により、比較的低コストで有用性の高い、高磁場ＭＲＩに対する代替策が提供されている。しかしながら、低磁場ＭＲＩには、著しく低い信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を含む、低磁場強度が採用されていることによる複数の問題がある。より詳細には、ＭＲ信号のＳＮＲは、高磁場ＭＲＩを駆動させる重要な要素であり、より高い磁場強度への動向である、主磁場Ｂ０の強度に関連する。低磁場ＭＲＩにより、実質的に低いＳＮＲとなる比較的弱いＭＲ信号が生成される。したがって、送信／受信コイルの設計は、できるだけ効率的に励起パルスシーケンスを送信することと、発せられたＭＲ信号を検出することとにおいて重要な要素である。

本発明者は、低磁場ＭＲＩに採用される低磁場強度により、高磁場の状況では適切ではなく、かつ／または実行できない送信／受信コイルの設計が促進されることを理解している。たとえば、励起パルスシーケンスを送信し、発せられたＭＲ信号を検出するために、送信／受信コイルは、Ｂ０の磁場強度に応じた周波数で共鳴しなければならない。したがって、高磁場状況における送信／受信コイルは、低磁場状況における送信／受信コイルの周波数よりも著しく高い周波数で共鳴しなければならない。伝導路の長さと、共鳴回路における共鳴周波数／複数の共鳴周波数（すなわち、コイルが磁場を発生および検出できる周波数）の波長との間の逆数の関係のために、高磁場の送信／受信コイルの伝導路は、非常に短い必要がある。

本発明者は、低磁場ＭＲＩに伴う低周波数により、送信／受信コイルの伝導路をかなり長くすることが許容され、高磁場ＭＲＩの伴う高周波数によって課される伝導路の長さの厳しい制約が原因で高磁場ＭＲＩに適切ではない（または使用できない）コイルの設計が可能になることを理解している。いくつかの実施形態によれば、関心領域に対応する３次元表面にわたって提供される単一の伝導路によって送信／受信コイルが形成される。たとえば、低磁場送信／受信ヘッドコイルは、ヘルメット（たとえば、３Ｄプリンティングを使用して制作されたヘルメット）として人に着用されるように製造された基板の周りに導体を巻き付けることによって提供されてもよい。いくつかの実施形態によれば、導体はヘルメットの表面の周りに螺旋形状で巻き付けられて、関心領域（たとえば、脳、または脳の一部分）にパルスシーケンスを提供するおよび／または関心領域から発せられたＭＲ信号を検出するのに、十分な範囲（たとえば、半球形の螺旋）を提供する。

さらに、臨床における高磁場ＭＲＩシステムは通常、撮像される患者が挿入される円筒状の穴の周りに巻かれたソレノイドコイルを介してＢ₀磁場を生成している。そのように、Ｂ₀磁場は、穴および穴に挿入された体の長手軸に沿って向けられる。ＭＲＩを実施するために、送信／受信コイルは、Ｂ₀磁場に垂直なＢ₁磁場を生成しなければならず、この横断方向において発せられたＭＲ信号を検出しなければならない。これにより、高磁場ＭＲＩ用に設計される送信／受信コイルの形状にさらなる制約が課される。

低磁場ＭＲＩにより、たとえばＢ₀磁場が体の長手軸に対して垂直に向けられるように、撮像される患者を間に配置するバイプレーナコイルを使用してＢ₀磁場が生成される「オープン」システムの設計を容易にする。したがって、送信／受信コイルは、このＢ₀磁場を横断する磁場を生成および／または検出するように配置され、典型的な高磁場ＭＲＩシステムには不可能である形状を許容する。結果として、バイプレーナＢ₀磁石（または、体の軸を横切るＢ₀磁場を生成する他の構成）により、体の軸の方向の磁場を生成／検出する送信／受信コイルの設計が可能になる。このコイルのいくつかの例を、以下にさらに詳細に記載する。そのように構成された送信／受信コイルは、高磁場ＭＲＩで一般に使用されるコイルなどの、体の軸に対して整列された磁場を生成するＢ₀コイルとともに使用することはできない。

本発明者はさらに、低磁場状況が送信／受信コイルを提供するための様々な材料の使用を容易にすることを理解している。たとえば、高磁場ＭＲＩ用の送信／受信コイルにおける伝導路は、通常は銅板から制作される。低磁場状況では、伝導路は、たとえば単一撚り線、複数撚り線（たとえばリッツ線）などのワイヤを使用して形成されてもよい。本明細書において「ワイヤ」との用語は銅板のフライス削りまたは切り出しによって形成される導体とは対照的に、断面が対称軸を有する（たとえば、概して円形の断面、矩形の断面など）ように、押出し成形の断面特性を有する導体を記載するのに使用される。ワイヤは、適切なゲージの単一撚り線、またはリッツ線などの複数撚り線であってもよい。結果として、低磁場ＭＲＩ用の送信／受信コイルは、単純に、かつ安価に提供される。本明細書に記載の送信／受信コイル用の導体は、この点で本態様が限定されないことから、ワイヤベースの設計だけでなく、従来の導体シートからコイルを形成する高磁場技術をも含む、任意の適切な方法で提供され得ることを理解されたい。

本発明者はさらに、上述の要素（たとえば、伝導路の長さの著しくゆとりのある制約、Ｂ₀磁場の異なる向き、および／または利用できる材料に関するより高い柔軟性など）により、多種多様なコイルの設計が可能になり、撮像される特定の解剖学的構造に適合するコイルの提供が容易になることを理解している。結果として、送信／受信コイルは、撮像される解剖学的構造の周りの３次元構成の伝導路を提供することによって形成されてもよく、したがってほぼぴったり合う形状の送信／受信コイルが提供される。

以下に、ＭＲＩでの使用のための送信／受信コイルを提供するための方法および装置に関する様々なコンセプト、ならびに方法および装置の実施形態のより詳細な説明を記載する。本明細書に記載の実施形態は、任意の多くの方法で実施されてもよいことを理解されたい。特定の実施の例は、説明目的のためにのみ、以下に記載される。記載される実施形態および特徴／能力は、個別に、全体で、または、この点において、本明細書に記載の技術の態様が限定されないように、任意の組合せで使用されてもよいことを理解されたい。

ここで、特に図１を参照すると、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム１００の例が示されている。ＭＲＩシステム１００は、通常はディスプレイ１０４、キーボードおよびマウスなどの１つまたは複数の入力デバイス１０６、ならびにプロセッサ１０８を含むオペレータワークステーション１０２を含んでいる。プロセッサ１０８は、市販のオペレーティングシステムを作動させる市販のプログラム可能な機械を含んでもよい。オペレータワークステーション１０２は、オペレータに、ＭＲＩシステム１００に入力されるスキャン指示を可能にするオペレータインターフェースを提供する。通常は、オペレータワークステーション１０２は、パルス・シーケンス・サーバ１１０、データ取得サーバ１１２、データ処理サーバ１１４、およびデータ格納サーバ１１６の４つのサーバに結合されてもよい。オペレータワークステーション１０２ならびに各サーバ１１０、１１２、１１４、および１１６は、相互に通信するために接続されている。たとえば、サーバ１１０、１１２、１１４、および１１６は、有線、無線、またはその両方の組合せのいずれかの任意の適切なネットワーク接続を含み得る通信システム１１７を介して接続されてもよい。例として、通信システム１１７は、固有ネットワークまたは専用ネットワークと、インターネットなどのオープンネットワークとの両方を含んでもよい。

パルス・シーケンス・サーバ１１０は、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされた指示に応じて機能して、勾配システム１１８およびラジオ周波数（「ＲＦ」）システム１２０を作動させる。指示されたスキャンを実施するのに必要な勾配波形は、アセンブリ１２２内の勾配コイルを励起して磁気共鳴信号をエンコードする位置に使用される磁場勾配Ｇ_x、Ｇ_y、Ｇ_zを生成する勾配システム１１８に提供および適用される。勾配コイルアセンブリ１２２は、偏向磁石１２６および全身ＲＦコイル１２８、ならびに／またはヘッドコイル１２９などの送信／受信コイルを含む磁気アセンブリ１２４の一部を形成する。

ＲＦ波形は、指示された磁気共鳴パルスシーケンスを実施するために、ＲＦシステム１２０により、ＲＦコイル１２８、またはヘッドコイル１２９などの別の送信／受信コイルに適用される。ＲＦコイル１２８、またはヘッドコイル１２９などの別の送信／受信コイルによって検出された応答磁気共鳴信号は、ＲＦシステム１２０によって受信され、そこで信号がパルス・シーケンス・サーバ１１０によって与えられるコマンドの指示の下で増幅され、復調され、フィルタリングされ、デジタル化される。ＲＦシステム１２０は、ＭＲＩパルスシーケンスにおいて使用される多種多様なＲＦパルスを生成するためのＲＦトランスミッタを含んでいる。ＲＦトランスミッタは、パルス・シーケンス・サーバ１１０からのスキャン指令および指示に応じて、所望の周波数、位相、およびパルス振幅波形のＲＦパルスを提供する。生成されたＲＦパルスは、全身ＲＦコイル１２８、または、ヘッドコイル１２９などの、１つもしくは複数の送信／受信コイルもしくはコイルアレイに与えられてもよい。

ＲＦシステム１２０は、１つまたは複数のＲＦレシーバチャネルを含む。各ＲＦレシーバチャネルは、このＲＦレシーバチャネルが接続されているコイル１２８／１２９によって受信される磁気共鳴信号を増幅するＲＦ前置増幅器と、受信される磁気共鳴信号のＩおよびＱの直交成分を検出し、デジタル化する検出器とを含んでいる。したがって、受信された磁気共鳴信号の大きさは、ＩとＱとの構成要素の２乗の合計の平方根により、任意のサンプリングされたポイントで決定される。

そして、受信された磁気共鳴信号の位相は、以下の関係に従って決定することができる。

パルス・シーケンス・サーバ１１０は、オプションで、生理学的取得コントローラ１３０から患者のデータを受信する。例として、生理学的取得コントローラ１３０は、電極からの心電計（「ＥＣＧ」）信号、または呼吸ベローズもしくは他の呼吸監視デバイスからの呼吸信号などの、患者に接続された複数の様々なセンサから信号を受信してもよい。そのような信号は通常、パルス・シーケンス・サーバ１１０によって使用されて、スキャンのパフォーマンスを対象の心拍または呼吸と同調または「ゲート」させる。

パルス・シーケンス・サーバ１１０は、患者および磁気システムの条件に関連する様々なセンサからの信号を受信するスキャン・ルーム・インターフェース回路１３２にも接続されている。患者位置決めシステム１３４が、スキャン中に患者を所望の位置に移動させるコマンドを受信するのも、スキャン・ルーム・インターフェース回路１３２を介してである。

ＲＦシステム１２０によって提供された、デジタル化された磁気共鳴信号のサンプルは、データ取得サーバ１１２によって受信される。データ取得サーバ１１２は、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされた指示に応じて作動して、リアルタイムの磁気共鳴データを受信し、データのオーバーランによってデータが失われないように、バッファストレージを提供する。いくつかのスキャンでは、データ取得サーバ１１２は、取得された磁気共鳴データをデータ・プロセッサ・サーバ１１４に渡す以上のことはほとんどしない。しかし、取得された磁気共鳴データから得られた情報を、スキャンのさらなるパフォーマンスを制御するために必要とするスキャンでは、データ取得サーバ１１２は、そのような情報を提供し、その情報をパルス・シーケンス・サーバ１１０に搬送するようにプログラムされている。たとえば、プリスキャンの間、磁気共鳴データが取得され、パルス・シーケンス・サーバ１１０によって実施されるパルスシーケンスをキャリブレートするのに使用される。別の例としては、ナビゲータ信号が取得され、ＲＦシステム１２０または勾配システム１１８の作動パラメータを調整するか、ｋ空間がサンプリングされるビューの順番を制御するのに使用されてもよい。さらに別の例では、データ取得サーバ１１２は、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）のスキャンにおいて造影剤の到達を検出するのに使用される磁気共鳴信号を処理するために採用されてもよい。例として、データ取得サーバ１１２は、磁気共鳴データを取得し、このデータを、スキャンを制御するのに使用される情報を提供するためにリアルタイムで処理する。

データ処理サーバ１１４は、磁気共鳴データをデータ取得サーバ１１２から受信し、このデータを、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされた指示に応じて処理する。そのような処理は、たとえば、加工前のｋ空間データのフーリエ変換を実施することによる２次元または３次元画像の再構成、反復または逆投影法の再構成アルゴリズムなどの他の画像再構成アルゴリズムの実施、加工前のｋ空間データまたは再構成画像へのフィルタの適用、機能的磁気共鳴画像の生成、モーションまたはフロー画像の計算などのうちの１つまたは複数を含んでもよい。

データ処理サーバ１１４によって再構成された画像は、オペレータワークステーション１０２に戻され、ここに格納される。リアルタイム画像は、データベースのメモリキャッシュ（図１には図示せず）に格納され、そこから、オペレータのディスプレイ１１２、または、主治医によって使用される磁気アセンブリ１２４の近くに位置するディスプレイ１３６に出力されてもよい。バッチモード画像または選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ１３８上のホストデータベース内に格納される。そのような画像が再構成され、ストレージに搬送されると、データ処理サーバ１１４がオペレータワークステーション１０２上のデータ格納サーバ１１６に通知する。オペレータワークステーション１０２は、オペレータによって使用されて、画像をアーカイブし、フィルムを提供し、またはネットワークを介して他の施設に画像を送ってもよい。

ＭＲＩシステム１００は、１つまたは複数のネットワーク化されたワークステーション１４２を含んでもよい。例として、ネットワーク化されたワークステーション１４２は、ディスプレイ１４４、キーボードおよびマウスなどの１つまたは複数の入力デバイス１４６、およびプロセッサ１４８を含んでもよい。ネットワーク化されたワークステーション１４２は、オペレータワークステーション１０２と同じ施設内に位置するか、異なる健康管理機関またはクリニックなどの異なる施設内に位置してもよい。

ネットワーク化されたワークステーション１４２は、オペレータワークステーション１０２と同じ施設内にあるか異なる施設内にあるかにかかわらず、通信システム１１７を介してデータ処理サーバ１１４またはデータ・ストア・サーバ１１６へのリモートアクセスを得てもよい。したがって、複数のネットワーク化されたワークステーション１４２は、データ処理サーバ１１４およびデータ・ストア・サーバ１１６へのアクセスを有してもよい。このように、磁気共鳴データ、再構成された画像、または他のデータは、データまたは画像がネットワーク化されたワークステーション１４２によって離れた場所から処理できるように、データ処理サーバ１１４またはデータ・ストア・サーバ１１６と、ネットワーク化されたワークステーション１４２との間で交換されてもよい。このデータは、伝送制御プロトコル（ＴＣＰ）、インターネットプロトコル（ＩＰ）、または他の既知または適切なプロトコルなどに従って、任意の適切なフォーマットで交換されてもよい。

図２を参照すると、図１のＲＦシステム１２０についてさらに記載されている。ＲＦシステム１２０は、所定のＲＦ励起磁場を生成する送信チャネル２０２を含んでいる。このＲＦ励起磁場のベース、またはキャリア周波数は、パルス・シーケンス・サーバ１１０からのデジタル信号のセットを受信する周波数合成器２１０の制御下で生成される。これらのデジタル信号は、出力２１２において提供されたＲＦキャリア信号の周波数および位相を示している。ＲＦキャリアは、パルス・シーケンス・サーバ１１０からも受信される信号Ｒ（ｔ）に応じて振幅が調節されるモジュレータおよびアップコンバータ２１４に適用される。信号Ｒ（ｔ）により、生成されるＲＦ励起パルスの包絡線が規定され、格納された一連のデジタル値を継続的に読み出すことによって提供される。これら格納されたデジタル値は、任意の所望のＲＦパルスの包絡線の生成を可能にするように変更されてもよい。

出力２１６において生成されるＲＦ励起パルスの大きさは、パルス・シーケンス・サーバ１１０からのデジタルコマンドを受信する励起子減衰回路２１８によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パルスは次いで、ＲＦ送信コイル２０４を駆動する電力増幅器２２０に適用される。

対象から発せされたＭＲ信号は、ＲＦ受信コイル２０８によって取得され、前置増幅器２２２を通してレシーバ減衰器２２４の入力に適用される。レシーバ減衰器２２４はさらに、パルス・シーケンス・サーバ１１０から受信したデジタル減衰信号によって決定される量だけ信号を増幅する。受信された信号は、ラーモア周波数であるか、ラーモア周波数付近の周波数であり、この高周波数信号は、ダウンコンバータ２２６による２ステップのプロセスでダウンコンバートされる。ダウンコンバータ２２６はまず、ライン２１２上のＭＲ信号をキャリア信号と混合し、次いで、結果として得られる差分信号を、リファレンス周波数生成器２３０によって生成されたライン２２８上のリファレンス信号と混合する。ダウンコンバートされたＭＲ信号は、アナログ信号をサンプリングするとともにデジタル化するアナログ−デジタル（「Ａ／Ｄ」）コンバータ２３２の入力に適用される。サンプリングされデジタル化された信号は次いで、デジタル検出器および、受信した信号に対応する１６ビットの同位相（Ｉ）値および１６ビットの直角位相（Ｑ）値を生成する信号プロセッサ２３４に適用される。受信信号のデジタル化されたＩおよびＱの値の結果として得られる流れは、データ取得サーバ１１２に出力される。リファレンス周波数生成器２３０は、ライン２２８上のリファレンス信号を生成するのに加え、Ａ／Ｄコンバータ２３２に適用されるライン２３６上のサンプリング信号をも生成する。

図３Ａから３Ｃを参照すると、ぴったり合う形状の螺旋状（ＦＦＳ）送信／受信コイル３００として示されている送信／受信コイルの設計が示されている。以下に記載するように、ＦＦＳ送信／受信コイル３００により、３次元体積にわたって、均一な磁場と高い感度が提供される。ＦＦＳ送信／受信コイル３００は、基板またはハウジング３０２を含んでおり、この基板またはハウジング３０２に対し、またはその上に、螺旋コイル３０４が結合されている。基板３０２は、非常にぴったりと合う形状に形成されてもよい。たとえば、基板３０２は、図示の例での頭部などの解剖学的構造の輪郭に特に合うように、３次元（３Ｄ）プリンタを使用して形成されてもよい。したがって、基板３０２は、３Ｄプリンティングに適する材料で形成されてもよい。同様に、コイル３０４の巻回は、下層の解剖学的構造（この例では、頭部）に楽にフィットし、最大化された曲線因子でもよい所望の曲線因子を達成するように適応されてもよい。

図示のように、コイル３０４は螺旋を形成する。コイル３０４は、対象の頭頂部にそろえられた中心３０６から外側に螺旋状に、対象の頭部を囲む外縁３０８に向かって形成されてもよい。したがって、コイル３０４は、中心３０６から外側に外縁３０８に向かって螺旋状になるように構成されてもよい。コイル３０４は、螺旋の隣接する部分と均等または実質的に均等の距離（Ｄ）だけ間隔を空けて配置されてもよい。他の構成では、距離Ｄは均等でなくてもよく、螺旋が中心３０６から外縁３０８に向かうにつれて変化してもよい。いずれの場合でも、コイル３０４は、高い磁場均一性を提供する半球形の螺旋パターンを形成する。有利なことに、螺旋パターンは、多くの送信／受信コイルによくあるコイル分離ストラテジーの必要性を制御または除去する。高感度ではあるものの高い磁場非同一性を被り送信動作のために別のコイルを必要とする従来の表面コイルとは対称的に、本開示の上述の螺旋コイルは、流線型の設計における広い視野にわたって高い感度を維持しつつ、高い均一性を提供するようにチューニングすることができる。ＦＦＳ送信／受信コイル３００は、送信動作と受信動作の両方のために使用することができる。

上述のＦＦＳ送信／受信コイル３００、および、他の解剖学的構造またはＲＯＩに適応する他のＦＦＳコイルは、グラジエントエコーベース、スピンエコーベースのシーケンス、および定常自由歳差運動（ｂ−ＳＳＦＰ）などの完全に焦点を再び合わせるシーケンスを含む高感度の任意のＭＲＩシーケンスを提供するために、頭部、腕部、脚部、手、または任意の四肢などの人体の部分のＮＭＲまたはＭＲＩに使用することができる。とりわけ、基板またはＲＯＩの下層の形状にかかわらず、本開示のＦＦＳ送信／受信コイルは、ｂ−ＳＳＦＰパルスシーケンスなどの、高いフリップ角均一性を利用するＭＲＩシーケンスのために使用されることが特に有利である。

これらＦＦＳ送信／受信コイルは、低磁場磁気共鳴撮像（ｌｆＭＲＩ）システムにも使用することができる。たとえば、ｌｆＭＲＩは、金属のインプラント、ペースメーカなどが原因で従来のＭＲＩから除外された対象の撮像に有利である。ＦＦＳ送信／受信コイルは、人通りの密集したエリアでのＭＲＩベースのセキュリティ・チェック・ユニットに使用することができる。たとえば、図４を参照すると、基本のＭＲシステムおよび上述の原理は、同様の構成要素を共有するものの大きく異なるパラメータで動作する他のＭＲシステムの設計を知らせるのに使用されてもよい。一例では、低磁場磁気共鳴撮像（ｌｆＭＲＩ）システムは、上述のハードウェアのほとんどを利用するが、ハードウェア要件が大幅に低減され、ハードウェアのフットプリントがより小さくなる。たとえば、図４を参照すると、１．５Ｔ以上の静磁場の代わりに、かなり小さい磁場を利用するシステムが記載されている。すなわち、図４では、非限定的な例として、システム４００で使用されている磁場は、１０ｍＴ未満であってもよい。１つの特定の例として、システム４００は、たとえば直径が１５．６ｃｍ以下の対象の撮像が可能である、６．５ｍＴの電磁ベースのスキャナでもよい。システム４００は、図３について上述したような送信／受信コイル４０２を使用してもよい。

図５Ａから５Ｃは、いくつかの実施形態に係る、低磁場ＭＲＩでの使用のための送信／受信ヘッドコイルの別の設計を示すいくつかの図である。送信／受信コイル５００は、撮像される対象の頭部を収容するように形成された基板５２０を含んでいる。基板は、所望の形状に従ってなかに導体５１０が設けられた（たとえば、巻かれた）溝を有して形成されてもよい。基板は、たとえば、計算機援用設計（ＣＡＤ）を介して形成され、次いで３Ｄプリンティング技術を使用して形成されてもよい。または、基板は、任意の他の適切な技術を使用して形成されてもよい。基板は、頭部を収容するヘルメット部と、支持ベースとを含み、それにより、患者は、背位で楽に頭部をヘルメット内にもたれさせることができる。

図示のように、導体５１０は螺旋形状で基板５２０の周りに巻かれており、それにより、作動時に、コイルが矢印５０５で示す向きの磁場を生成し、同じ方向を向いた磁場を検出することができるようになっている。いくつかの実施形態によれば、導体５１０は、単一チャネルの送信および受信コイルを形成する単一の連続したワイヤを備えている。いくつかの実施形態では、導体５１０は、適切なゲージの単一撚り線である。いくつかの実施形態では、導体５１０は、リッツ線などの複数撚り線である。リッツ線は、束ねられ、撚られ、またはともに編み込まれた、個別に絶縁されたワイヤ導体の束である。本発明者は、リッツ線の使用により、同じゲージの単一撚り線と同じインダクタンスを有するが、低磁場ＭＲＩの作動周波数特性では抵抗がわずかであるコイルを提供することができることを理解している。結果として、抵抗損失が著しく低減され、それにより、送信／受信コイルのノイズを低減し、ＳＮＲを増大させる。

上述のように、高磁場ＭＲＩは高周波数（たとえば、６４Ｍｈｚより大）で作動し、それにより、ＲＦコイルの伝導路は、正しく作動するために、非常に短くすることが必要になる。図３に記載の例示的な送信／受信コイル３００は約７メートルの伝導路を有し、図５Ａから５Ｃの例示的な送信／受信コイル５００は約１４メートルの伝導路を有する。したがって、これらの例示的な送信／受信コイルの導体の長さは、高磁場ＭＲＩの状況における高周波数によって課される限界を（１桁以上）大きく超えており、したがって、図３および図５Ａから５Ｃに記載の構成が、低磁場の状況の低磁場強度によって、可能となる。

さらに、高磁場ＭＲＩの伝導路の長さに課される限界が少なくとも部分的に原因で、送信／受信コイルはしばしば、高磁場状況における単一巻の導体ループである。低磁場状況においてこの制約から実質的に開放されることにより、コイルの巻き数を複数にすることが可能になる。図３および図５Ａから５Ｃに記載のように、コイルは複数の巻き数を有するように配置されている。いくつかの実施形態によれば、コイルが複数の巻き数（たとえば、５、１０、２０、３０巻など）を形成するよう、送受信コイルを形成する導体が関心領域の周囲において３次元形状に配置される。全体のコイルのインダクタンスおよび／または抵抗に関する任意の設計上の制約が尊重されるならば、使用可能な巻き数に制限はない。

やはり上述したように、低磁場ＭＲＩシステムは、Ｂ₀磁石に関するバイプレーナ構成を使用して構成することができる。たとえば、図６は、低磁場ＭＲＩのためのＢ₀磁場を生成するのに使用することができるバイプレーナコイルの構成を説明するために、概略的に磁石６００を記載している。図示のように、Ｂ₀磁石はコイル６１０ａおよび６１０ｂを含み、作動時には、矢印６０５で示された方向に向けられたＢ₀磁場を生成する。コイル６１０ａと６１０ｂとの間に対象が配置される場合、Ｂ₀は対象の体の長手軸に対して垂直になる。図７は、対象がＢ₀コイル間に、直立位置と仰向けの位置の両方で配置される場合に磁石６００のＢ₀の磁場に垂直な人体の長手軸７００を示している。

したがって、図６に示すように向けられた（体の長手軸に垂直）Ｂ₀磁場を有する低磁場ＭＲＩシステムにより、本明細書に記載の送信／受信コイル構造の使用が許容される。対照的に、高磁場ＭＲＩシステムでは圧倒的多数が、ソレノイドＢ₀磁石を使用して生成され、それにより、Ｂ₀磁場が対象の体、および対象が挿入される穴の長手軸に沿って向けられ、これにより、垂直方向にＢ₁励起磁場を必要とすることになる。図５Ａから５Ｃに示すように、例示的な送信／受信コイルによって生成された磁場はやはり、ヘッドコイルの着用者の長手軸と整列され、したがって、これらコイルは、ソレノイドベースのＢ₀磁石に関する送信および受信には効果がない。

１つまたは複数の実施形態について本発明を記載してきたが、明確に述べられた実施形態の他に、多くの均等、代替形態、変形形態、および変更形態が可能であり、本発明の範囲内にあることを理解されたい。

Claims (30)

1. 磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムであって、
   前記ＭＲＩシステム内に配置された対象の少なくとも関心領域（ＲＯＩ）の周囲に静磁場を生成するように構成された磁気システムと、
   前記静磁場に対する少なくとも１つの勾配磁場を達成するように構成された複数の勾配コイルと、
   送信および／または受信コイルを含むラジオ周波数（ＲＦ）システムと、を備え、
   前記送信および／または受信コイルが、
   前記ＭＲＩシステムによって撮像される対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板と、
   前記基板に結合されているとともに半球形の螺旋パターンを形成する少なくとも１つのコイルと、を備えた、ＭＲＩシステム。
2. 前記静磁場は、低磁場の静磁場である、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
3. 前記静磁場は、１０ｍＴ未満である、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
4. 前記送信および／または受信コイルは、前記対象の外縁を撮像するようなサイズである、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
5. 前記半球形の螺旋パターンは、前記少なくとも１つのコイルの隣接する部分との間の距離が等間隔であるよう構成された、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
6. 前記ＭＲＩシステムは、撮像プロセスを実施するためにパルスシーケンスを実施するよう構成され、
   前記少なくとも１つのコイルは、前記パルスシーケンスを実施する間に送信および受信動作を実施するように構成された、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
7. 前記パルスシーケンスは、定常自由歳差運動（ｂ−ＳＳＦＰ）パルスシーケンスを含む、請求項６に記載のＭＲＩシステム。
8. 前記基板がヘルメットを形成し、前記対象の前記部分が頭部であり、前記ヘルメットが、前記対象の前記頭部の輪郭に合うように構成されている、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
9. 前記少なくとも１つのコイルは、前記対象の頭頂部にそろえられた中心から外に螺旋状に前記対象の前記頭部を囲む外縁に向かうように構成された、請求項８に記載のＭＲＩシステム。
10. 前記基板が３次元（３Ｄ）プリンティングに適切な材料で形成された、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
11. ＭＲＩシステムを使用して磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）プロセスを実施するための送信および／または受信コイルシステムであって、
    前記ＭＲＩシステムによって撮像される対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板と、
    前記基板に結合されているとともに前記基板にわたって延びる３次元螺旋パターンを形成する少なくとも１つのコイルと、を備えた、送信および／または受信コイルシステム。
12. 前記送信および／または受信コイルは、前記対象の外縁を撮像するようなサイズである、請求項１１に記載の送信および／または受信コイルシステム。
13. 前記３次元螺旋パターンは、前記少なくとも１つのコイルの隣接する部分との間の距離が等間隔であるよう構成された、請求項１１に記載の送信および／または受信コイルシステム。
14. 前記基板がヘルメットを形成し、前記対象の前記部分が頭部であり、前記ヘルメットが、前記対象の前記頭部の輪郭に合うように構成されている、請求項１１に記載の送信および／または受信コイルシステム。
15. 前記少なくとも１つのコイルは、前記対象の頭頂部にそろえられた中心から外に螺旋状に前記対象の前記頭部を囲む外縁に向かうように構成された、請求項１４に記載の送信および／または受信コイルシステム。
16. 前記基板が３次元（３Ｄ）プリンティングに適切な材料で形成された、請求項１１に記載の送信および／または受信コイルシステム。
17. 人間の解剖学的構造の部分のために構成された単一チャネルＲＦ（ラジオ周波数）コイルであって、
    関心領域の周囲に３次元形状に配置された導体を備え、
    対象の前記人間の解剖学的構造の前記部分の磁気共鳴を実施することと併せて前記単一チャネルＲＦコイルが作動したときに、前記導体が、前記対象の体の長手軸にほぼ並行な磁場を生成および／または検出するよう構成されている、単一チャネルＲＦコイル。
18. 前記導体が、ほぼ螺旋状の形状に配置されている、請求項１７に記載の単一チャネルＲＦコイル。
19. 前記単一チャネルＲＦコイルが、前記対象の頭部を収容するように形成された基板を備えたヘッドコイルとして構成され、
    前記導体は、前記基板の表面にわたって前記３次元形状に配置された、請求項１７に記載の単一チャネルＲＦコイル。
20. 前記導体は、前記基板の少なくとも半球にわたって配置されている、請求項１９に記載の単一チャネルＲＦコイル。
21. 前記導体は、前記３次元形状に配置されたワイヤによって形成された、請求項１７に記載の単一チャネルＲＦコイル。
22. 前記ワイヤは単一撚り線である、請求項２１に記載の単一チャネルＲＦコイル。
23. 前記ワイヤはリッツ線である、請求項２１に記載の単一チャネルＲＦコイル。
24. 前記導体は１メートルより大の長さである、請求項１７に記載の単一チャネルＲＦコイル。
25. 前記導体は５メートルより大の長さである、請求項２４に記載の単一チャネルＲＦコイル。
26. 前記導体は１０メートルより大の長さである、請求項２５に記載の単一チャネルＲＦコイル。
27. 前記導体は、前記導体が少なくとも１０の巻き数を形成するように、前記３次元形状に配置された、請求項１７に記載の単一チャネルＲＦコイル。
28. 前記導体は、前記導体が少なくとも２０の巻き数を形成するように、前記３次元形状に配置された、請求項１７に記載の単一チャネルＲＦコイル。
29. 前記導体は、前記導体が少なくとも３０の巻き数を形成するように、前記３次元形状に配置された、請求項１７に記載の単一チャネルＲＦコイル。
30. 前記ＲＦコイルは、０．２Ｔより小であるＢ₀磁場に対応する周波数において送信および受信するように構成された、請求項１７に記載の単一チャネルＲＦコイル。

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